定位横穿目标组织的强子射束的布拉格峰值的医疗设备
阅读：1发布：2020-10-04
专利汇可以提供定位横穿目标组织的强子射束的布拉格峰值的医疗设备专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 申请 涉及 定位 横穿目标组织的强子射束的 布拉格峰 值的医疗设备。其用于定位横穿目标组织的强子射束的布拉格峰值，所述医疗设备包括以下部件：(a)强子源；(b) 磁共振成像 装置(MRI)；(c) 控制器 ；(d)显示器，所述磁共振成像装置被适配用于在体将横穿目标组织的强子射束的布拉格峰值的 位置 相对于所述目标组织中目标点的位置 可视化 ，所述显示器用于根据在所述成像体积Vp内由所述磁共振成像装置采集到的所述磁共振数据表示所述目标组织、并且用于将所述目标组织中的所述射束路径可视化为弱于由不明显受所述强子射束影响的所述可激发 原子 (A0)所产生的 信号 的亚信号(1p)。(ESM)同样的 发明 创造已同日申请发明 专利，下面是定位横穿目标组织的强子射束的布拉格峰值的医疗设备专利的具体信息内容。
1.一种医疗设备，其用于定位横穿目标组织的强子射束的布拉格峰值，其特征在于，所述医疗设备包括以下部件：
(a)强子源，所述强子源被适配用于在具有脉冲周期Pbi的数量N个强子脉冲中沿着与所述目标组织(40)相交的射束路径用具有初始能量E0的所述强子射束(1h)照射所述目标组织，其中N是大于0的整数；
(b)磁共振成像装置(MRI)，所述磁共振成像装置用于在所述目标组织被照射时在包括所述目标组织(40)的成像体积Vp内采集磁共振数据，其中所述磁共振成像装置包括：
主磁体单元(2m)，所述主磁体单元用于创建均匀主磁场B0；
射频(RF)激发线圈(2e)，所述射频(RF)激发线圈用于创建RF激发磁场B1；
X1-梯度线圈(2s)、X2-梯度线圈(2p)和X3-梯度线圈(2f)，所述X1-梯度线圈、X2-梯度线圈和X3-梯度线圈用于分别沿着第一方向X1、第二方向X2和第三方向X3创建磁梯度，其中X1⊥X2⊥X3；以及
天线(2a)，所述天线用于接收当激发原子从其激发状态弛豫回到其静止状态时发射的RF信号；
(c)控制器，所述控制器用于控制所述强子源并且采集磁共振数据，以及用于控制：
·所述主磁体单元(2m)，其被配置用于在包括所述目标组织(40)的所述成像体积Vp中创建所述均匀主磁场B0，
·所述射频(RF)激发线圈(2e)，其被配置用于创建饱和电磁场B1-sat的n个脉冲串，其中，n是大于0的整数，所述饱和电磁场在带宽为b1<2·ΔfL40并以拉莫尔照射频率fL40,1为中心并且不包括拉莫尔静止频率fL40,0的频率范围[fL1]下振荡，其中，οfL40,0是所述目标组织(40)中存在的可激发原子(A0)的拉莫尔静止频率；
οfL40,1是被定义为存在于同一目标组织中并暴露于具有初始能量E0的所述强子射束的作用的所述可激发原子(A0)的被照射可激发原子(A1)的拉莫尔照射频率，所述强子射束横穿位于同一磁场B0中的所述目标组织(40)，并且其中，
οΔfL40＝|fL40,1-fL40,0|；
·所述射频(RF)激发线圈(2e)，其被进一步配置用于在第n个脉冲串B1-sat后的时间Δts-e之后，创建激发电磁场B1-exc的m个脉冲串，所述激发电磁场在以拉莫尔静止频率fL40,0为中心的频率范围[fL0]下振荡；
所述控制器被进一步配置用于使所述N个强子脉冲同步以与所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串的至少50％重叠，以及
(d)显示器，所述显示器用于根据在所述成像体积Vp内由所述磁共振成像装置采集到的所述磁共振数据表示所述目标组织、并且用于将所述目标组织中的所述射束路径可视化为弱于由不明显受所述强子射束影响的所述可激发原子(A0)所产生的信号的亚信号(1p)。
2.根据权利要求1所述的医疗设备，其中，所述N个强子脉冲与所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串的至少70％重叠。
3.根据权利要求1所述的医疗设备，其中，所述N个强子脉冲的周期PBi被包括在10μs和
30ms之间，并且两个强子脉冲彼此间隔开包括在1ms和20ms之间的周期ΔPBi。
4.根据权利要求1所述的医疗设备，其中，所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串各自的周期被包括在1ms和20ms之间。
5.根据权利要求1所述的医疗设备，其中，所述目标组织(40)是暴露于均匀磁场B0的并由具有初始能量E0的强子射束横穿的肿瘤，并且其中，在主磁场B0＝1.5T中在所述强子射束的布拉格峰值的水平处频移ΔfL40被包括在60Hz和6000Hz之间，或者其中，相对频移ΔfL40r的范围为0.9-93ppm。
6.根据权利要求1所述的医疗设备，其中，将所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串中的最后一个脉冲串与所述激发电磁场B1-exc的所述m个脉冲串中的第一个脉冲串分隔开的所述时间Δts-e是：
·不大于基本上不受所述强子射束影响的所述可激发原子(A0)的纵向弛豫时间T1(A0)的50％，其中，Δts-e不大于100ms/T；或者
·在所述被照射可激发原子(A1)的净极化向量的平行于B0的纵向分量Mz从饱和状态传递到零值所需的时间tM0的±20％内，并且其中，Δts-e不大于50ms/T。
7.根据权利要求1所述的医疗设备，其中，所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串被创建为绝热脉冲串。
8.根据权利要求1所述的医疗设备，其中，所述成像体积Vp是通过沿着所述第一方向X1、所述第二方向X2和所述第三方向X3中的一个、两个或三个方向产生磁梯度以控制所述成像体积沿着所述第一方向X1、所述第二方向X2或所述第三方向X3的厚度而被控制的。
9.根据权利要求2所述的医疗设备，其中，所述N个强子脉冲与所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串同相。
定位横穿目标组织的强子射束的布拉格峰值的医疗设备
技术领域
[0001] 本实用新型涉及一种医疗设备。
背景技术
[0002] 用于治疗患者的强子治疗(例如，质子治疗)已经知道了几十年，具有优于常规放射治疗的若干优点。这些优点是由于强子的物理性质产生的。常规放射治疗中的光子束根据由光子束横穿的组织的距离的递减指数曲线释放其能量。相比之下，并且如图2所示，强子射束首先在其穿透组织41-43时释放其能量的一小部分，形成平台，然后随着强子路径延长，整个能量在陡峭增大到峰值和射束的范围结束时降落之后在局部释放。所述峰被称为布拉格峰值，并且对应于图2(c)中所展示的布拉格曲线的最大值。因此，强子射束可以在目标组织40内的精确位置递送高剂量的强子，从而保护了周围的健康组织41-44。如图2(a)所示，强子治疗的允许在精确位置递送高剂量强子的优点也是其弱点之一，因为如果强子射束的布拉格峰值的位置BP0相对于目标组织40偏移，则高剂量的强子可能被递送到相邻的健康组织43、44(比较图2(a)中能量损失E损失相对于强子射束在组织内行进并沿射束路径Xp测量到的距离xh的曲线的实线 E0和虚线E0d)。出于此原因，布拉格峰值相对于目标组织的位置的相对位置的确定对于对患者适当地实施强子治疗是至关重要的。
[0003] 在实践中，强子治疗通常需要在任何治疗可以开始之前建立治疗计划。在该治疗计划中，通常进行患者和目标组织的计算机断层扫描(CT 扫描)。针对患者的治疗，CT扫描仪用于表征待由治疗强子射束1h横穿的目标组织40和周围组织41-43。所述表征产生包括目标组织的体积的3D 表示，并且治疗计划系统基于强子射束横穿的组织41-43的性质来确定所计算出的范围剂量。
[0004] 该表征允许计算水等效路径长度(WEPL)，所述水等效路径长度用于确定将规定剂量的强子递送到目标点40s所需的治疗强子射束的初始能量Ek，其中，k＝0或1，这取决于所述初始能量被确定时的阶段。图2(c)展示了通过横穿不同组织的强子射束行进的物理距离转换成到对应的 WEPL。通过给定组织行进给定距离的强子射束的WEPL是强子射束将在水中行进的等效距离。如图2(c)所示，如果不同性质和厚度的健康组织 41-43将目标组织与患者皮肤的外表面分开(通常情况就是如此)，则将依次考虑到每个组织的水对应路径长度直到达到目标点来计算目标点的 WEPL。利用在水中行进的强子射束的等效路径长度的值，将布拉格峰值定位在目标点的WEPL处所需的初始能量Ek可以容易地计算出、并且对应于将布拉格峰值定位在目标组织内的目标点处所需的初始能量Ek。
[0005] 然后可以在包括一个或多个治疗会话的治疗阶段期间执行治疗计划，在所述一个或多个治疗会话期间将多个剂量的强子沉积到目标组织上。然而，强子射束相的布拉格峰值对于目标组织的目标点的位置具有许多不确定性，包括：
[0006] ·一方面在强子治疗会话期间并且另一方面在建立治疗计划与强子治疗会话之间患者位置的变化；
[0007] ·目标组织(参见图2(b))和/或相对于强子射束位于目标组织上游的健康组织41-43的大小和/或位置的变化。
[0009] 出于明显的原因，患者的位置、特别是目标组织的位置的不确定性至关重要。即使通过CT扫描仪进行精确表征，在治疗会话期间目标组织的实际位置仍然难以确定，原因如下：
[0010] ·首先，在照射会话期间，目标组织的位置可能由于解剖过程如患者的呼吸、消化或心跳而改变。解剖过程还可能导致从强子射束的射束路径Xp出现或消失气体或液体。
[0011] ·其次，治疗计划通常在强制治疗会话开始之前数天或数周确定，并且患者的治疗可能需要分配到几个治疗会话的数周的时间。在此期间，患者可能会失去或增加体重，因此有时会明显改变组织(如脂肪和肌肉) 的体积。
[0012] 因此，目标组织的大小可能改变(例如，肿瘤可能已经生长、退化或改变位置或几何形状)。图2(b)示出了目标组织40在建立治疗计划的时刻t0与治疗会话的时刻t0+Δt1、t0+Δt2、t1＝t0+Δt3之间的大小和位置的演变的示例。治疗计划和最后治疗会话可能会隔开数天或数周。因此，在时刻t0建立的治疗计划可能包括在所述时刻t0属于目标组织40p 的目标点40si,j(图2(b)中的黑点)的照射。由于目标组织40p在周期Δt3期间可能已经移动或改变形状，所以目标点40si,j在治疗会话的时刻Δt0+t3可能不再属于目标组织40并且反而位于健康的组织。因此，照射所述目标点将击中并可能伤害健康组织43而不是目标组织40。
[0013] 在本领域中已经提出使用耦合到强子治疗装置的磁共振成像装置 (MRI)来标识目标组织的大小和/或位置的任何变化。例如，美国专利 8427148描述了一种包括耦合到MRI的强子治疗装置的系统。所述系统可以在强子治疗会话期间采集患者的图像，并且可以将这些图像与治疗计划的CT扫描仪图像进行比较。现在图1展示了使用耦合到MRI的强子治疗装置的强子治疗会话的已知流程图的示例。建立了包括目标组织40s和周围组织41-43的表征的治疗计划。传统上，该步骤通过CT扫描仪分析来执行，并且允许确定目标组织的位置P0和形态、用于目标组织的强子治疗的强子射束的最佳轨迹或射束路径Xp、以及遵循所述射束路径Xp的强子射束所横穿的组织的大小和性质的特征，以确定所述目标组织的目标点的WEPL40s。因此可以计算出将强子射束的布拉格峰值的相应位置BP0 与目标组织的位置P0匹配所需的强子射束的初始能量Ek。这完成了治疗计划的建立。
[0014] 强子治疗会话在建立治疗计划之后。通过耦合到强子治疗装置的MRI，可以捕获包括待由强子射束横穿的目标组织和周围组织的体积Vp 的磁共振(MR)图像。然后可以将MR图像与CT扫描图像进行比较，以评估在执行CT扫描的时刻(图2(b)中＝t0)与强子治疗会话的时刻(图 2(b)中t1＝t0+Δt3)之间所成像组织中是否可以检测到任何形态差异Δ。如果可以检测到影响治疗会话的形态差异不大，则强子治疗会话按治疗计划中所计划的进行。另一方面，如果检测到可能影响目标组织相对于所计划强子射束及其相应布拉格峰值的相对位置的一些差异，则强子治疗会话被中断，并且必须建立新的治疗计划。本领域中提出的这种技术是非常有利的，因为它可以防止基于已经过时的治疗计划执行强子治疗会话，从而防止健康组织而不是目标组织被照射。
[0017] ·由于CT扫描仪和MRI中使用的技术不同，来自CT扫描仪的图像与来自MRI的图像之间的比较并不明显并且可能存在不确定性。
[0018] 总之，虽然在强子治疗中，准确地确定布拉格峰值相对于目标组织的部分的位置是至关重要的，因为该位置的错误可能导致照射健康组织的不是照射目标组织，但是到目前为止，仍没有确定布拉格峰值和目标组织的相对位置的令人满意的解决方案。本领域中提出的结合有强子治疗装置和MRI的设备允许在治疗会话期间在体采集图像，从而给出了与目标组织的实际位置相关的信息。然而，所述图像不足以确保强子射束的布拉格峰值的位置及其相对于目标组织所处在的位置的确切确定。因此，仍然需要与MRI组合的强子治疗装置，以允许更好地相对于目标组织的位置确定布拉格峰值的位置。实用新型内容
[0019] 本文所述的医疗设备包括耦合到磁共振成像装置(MRI)的带电强子治疗装置，所述磁共振成像装置被适配用于在体将横穿目标组织的强子射束的布拉格峰值的位置相对于所述目标组织中目标点的位置可视化。紧接在强子治疗会话开始之前，Bragg峰值相对于目标点的实际位置的在体定位对于验证在先前确定的用于治疗目标点的治疗计划中所确定的强子射束的布拉格峰值的计划位置是非常有用的。如果在强子射束的布拉格峰值的计划位置和实际位置之间出现差异，则本实用新型可以允许校正将布拉格峰值定位在目标点上所需的强子射束的初始能量E1。强子治疗会话无需取消，并且因此可以用经校正的参数进行。
[0021] (a)确定：
[0023] ·被定义为存在于同一组织m中并暴露于具有初始能量Ek的强子射束的作用的所述可激发原子的被照射可激发原子的拉莫尔照射频率fLm,1，所述强子射束横穿位于同一磁场B0中的所述目标组织，其中k ＝0或1，以及
[0024] (b)计算所述目标组织中的频移ΔfLm＝|fLm,1-fLm,0|，其中m＝40；
[0025] (c)提供磁场共振成像装置(MRI)，所述MRI用于在位于所述均匀主磁场B0内的包括所述目标组织的成像体积Vp内采集磁共振数据；
[0026] (d)提供强子源，所述强子源被适配用于沿着与所述成像体积中的所述目标组织相交的射束路径Xp引导具有初始能量E0的强子射束；
[0027] (e)至少通过激发步骤(MRe)从所述成像体积采集磁共振数据，所述激发步骤包括：
[0028] ·A1-饱和步骤，所述步骤包括产生饱和电磁场B1-sat的n个脉冲串B1-sat，其中，n是大于0的整数，所述饱和电磁场在带宽为b1< 2·ΔfLm并以所述拉莫尔照射频率fLm,1为中心并且不包括所述拉莫尔静止频率fLm,0的频率范围[fL1]下振荡，以使得所述被照射可激发原子的核达到饱和状态，其中，自旋的净极化向量相对于所述核静止(即，不存在 B1-sat)时的自旋的净极化向量以包括在100°和180°之间的角度并且在第 n个脉冲串B1sat之后的时间Δts-e之后反向；
[0029] ·A0-激发步骤，所述步骤包括在以拉莫尔静止频率fLm,0为中心的频率范围[fL0]下振荡的激发电磁场B1-exc的m个脉冲串，以使得所述可激发原子达到激发状态，其中，m是大于0的整数，所述可激发原子不受所述强子射束的影响并且因此不会因为所述饱和电磁场B1-sat而达到饱和状态，
[0030] (f)在数量N个具有脉冲周期Pbi的强子脉冲中，沿着与所述目标体相交的射束路径引导具有所述初始能量E0的强子射束，其中，N是大于0 的整数；
[0031] (g)根据在所述成像体积Vp内由所述MRI采集的所述磁共振数据在显示器上表示所述有机体，
[0033] 本实用新型的特征在于，在所述A1-饱和步骤期间所述N个强子脉冲与所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串的至少50％重叠。所述N 个强子脉冲优选地与所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串的至少 70％、更优选至少80％、甚至更优选至少90％并且最优选100％重叠。所述N个强子脉冲优选地与所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串同相。
[0034] 所述N个强子脉冲的周期PBi可以被包括在10μs和30ms之间。取决于强子源的类型，周期PBi可以优选被包括在1ms和10ms之间、或可替代地优选在5ms和20ms之间。两个连续的强子脉冲之间的时间间隔ΔPBi优选地包括在1ms和20ms之间。强子脉冲之间的短间隔是优选的，以降低治疗时间。
[0035] 所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串各自的周期优选地被包括在1ms和20ms之间、优选在2ms和10ms之间。将所述n个饱和电磁场B1-sat的最后一个脉冲串与所述m个激发电磁场B1-exc的第一个脉冲串分隔开的所述时间周期Δts-e是：
[0036] ·不大于基本上不受所述强子射束影响的所述可激发原子A0的纵向弛豫时间T1(A0)的50％，其中，Δts-e优选不大于100ms/T；或者
[0037] ·在被照射可激发原子的净极化向量的平行于B0的纵向分量Mz从所述饱和状态传递到零值所需的时间tM0的±20％内，并且其中，Δts-e优选地具有不大于50ms/T的值。
[0038] 所述n个饱和电磁场B1-sat的脉冲串优选地被创建为绝热脉冲串。
[0039] 所述目标组织可以是暴露于均匀磁场B0的并由具有初始能量E0 的强子射束横穿的肿瘤。在主磁场B0＝1.5T中在所述强子射束的布拉格峰值的水平处所述频移ΔfLm可以被包括在为60Hz和6000Hz之间、优选在200Hz和1200Hz之间。因此，相对频移ΔfLmr＝ΔfLm/flm0的范围可以为0.9至93ppm、优选为3至16ppm。
[0040] 成像体积Vp可以通过沿着第一方向X1、所述第二方向X2和所述第三方向X3中的一个、两个或三个方向产生磁梯度进行控制。这样，可以沿着所述第一方向X1、所述第二方向X2和所述第三方向X3控制所述成像体积的厚度。
[0041] 治疗会话可以分两个步骤进行计划：首先在时刻t0，引导建立治疗计划，并且其次，在时刻t1>t0，当治疗会话将发生时，其中在所述治疗会话期间评估所述治疗计划中建立的结果的有效性是否在时刻t1仍然适用。特别地，所述方法包括以下步骤：
[0042] (a)在日期t0建立治疗计划并且确定用于将给定剂量的强子沉积到目标点的强子射束的初始能量E0，
[0043] (b)在显示器上将在日期t1>t0显示由初始能量E0的强子射束横穿的所述组织的形态和厚度与在日期t0如所述处理计划中定义的同一组织的形态和厚度进行比较，[0044] (c)在同一显示器上将所述强子射束的布拉格峰值的实际位置可视化，[0045] (d)在所述布拉格峰值的实际位置与所述目标组织之间不匹配的情况下，校正将所述布拉格峰值落在所述目标点上所需的所述强子射束的初始能量E1。
[0046] 本实用新型还涉及一种医疗设备，所述医疗设备包括以下部件：
[0047] (a)强子源，所述强子源被适配用于在数量N个强子脉冲中沿着射束路径用具有射束能量Ek的强子射束1h照射目标组织40，其中k＝0或1；
[0048] (b)磁共振成像装置(MRI)，所述MRI用于在所述目标组织被照射时在包括所述目标组织40的成像体积Vp内采集磁共振(MR)图像，
[0049] (c)控制器，所述控制器用于控制所述强子源并且通过执行以下步骤来采集磁共振图像：
[0050] ·在包括所述目标组织的所述成像体积Vp中创建主磁场B0，
[0051] ·创建饱和电磁场B1-sat的n个脉冲串，其中，n是大于0的整数，所述饱和电磁场在带宽为b1<2·ΔfLm并以所述拉莫尔照射频率 fLm,1为中心并且不包括所述拉莫尔静止频率fLm,0的频率范围[fL1]下振荡，其中，
[0052] ο fLm,0是所述目标组织中存在的可激发原子的静止拉莫尔频率；
[0053] ο fLm,1是被定义为存在于同一目标组织m并暴露于具有初始能量E0的强子射束的作用的所述可激发原子的被照射可激发原子A1 的照射拉莫尔频率，所述强子射束横穿位于同一磁场B0中的所述目标组织，并且其中，
[0054] ο ΔfLm＝|fLm,1-fLm,0|；
[0055] ·在第n个脉冲串B1-sat后的时间Δts-e之后，创建激发电磁场 B1-exc的m个脉冲串，所述激发电磁场在以拉莫尔静止频率fLm,0为中心的频率范围[fL0]下振荡，其中，m是大于0的整数；
[0056] ·在数量N个具有脉冲周期Pbi＝(tbi,1-tbi,0)的强子脉冲中，沿着与所述目标组织相交的射束路径引导具有所述初始能量E0的强子射束，其中，N是大于0的整数，并且tbi,0和tbi,1是周期Pbi的开始和结束；
[0057] (d)显示器，所述显示器用于根据在所述成像体积Vp内由所述MRI 采集到的所述磁共振数据表示所述有机组织、并且用于将所述目标组织中的所述射束路径可视化为弱于由不明显受所述强子射束影响的所述可激发原子所产生的信号的亚信号，
[0058] 其特征在于，所述控制器被进一步配置用于使所述N个强子脉冲同步以与所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串的至少50％重叠。
[0059] 根据本申请的实施例，还包括以下内容：
[0060] 1)一种医疗设备，其用于定位横穿目标组织的强子射束的布拉格峰值，其特征在于，所述医疗设备包括以下部件：
[0061] (a)强子源，所述强子源被适配用于在具有脉冲周期Pbi的数量N个强子脉冲中沿着与所述目标组织相交的射束路径用具有初始能量E0的所述强子射束照射所述目标组织，其中N是大于0的整数；
[0062] (b)磁共振成像装置(MRI)，所述磁共振成像装置用于在所述目标组织被照射时在包括所述目标组织的成像体积Vp内采集磁共振数据，其中所述磁共振成像装置包括：
[0063] 主磁体单元，所述主磁体单元用于创建均匀主磁场B0；
[0064] 射频(RF)激发线圈，所述射频(RF)激发线圈用于创建RF激发磁场B1；
[0065] X1-梯度线圈、X2-梯度线圈和X3-梯度线圈，所述X1-梯度线圈、X2- 梯度线圈和X3-梯度线圈用于分别沿着第一方向X1、第二方向X2和第三方向X3创建磁梯度，其中X1⊥X2⊥X3；以及
[0066] 天线，所述天线用于接收当激发原子从其激发状态弛豫回到其静止状态时发射的RF信号；
[0067] (c)控制器，所述控制器用于控制所述强子源并且采集磁共振数据，以及用于控制：
[0068] ·所述主磁体单元，其被配置用于在包括所述目标组织的所述成像体积Vp中创建所述均匀主磁场B0，
[0069] ·所述射频(RF)激发线圈，其被配置用于创建饱和电磁场 B1-sat的n个脉冲串，其中，n是大于0的整数，所述饱和电磁场在带宽为b1<2·ΔfL40并以拉莫尔照射频率fL40,1为中心并且不包括拉莫尔静止频率fL40,0的频率范围[fL1]下振荡，其中，
[0070] ο fL40,0是所述目标组织中存在的可激发原子的拉莫尔静止频率；
[0071] ο fL40,1是被定义为存在于同一目标组织中并暴露于具有初始能量E0的所述强子射束的作用的所述可激发原子的被照射可激发原子的拉莫尔照射频率，所述强子射束横穿位于同一磁场B0中的所述目标组织，并且其中，
[0072] ο ΔfL40＝|fL40,1-fL40,0|；
[0073] ·所述射频(RF)激发线圈，其被进一步配置用于在第n个脉冲串B1-sat后的时间Δts-e之后，创建激发电磁场B1-exc的m个脉冲串，所述激发电磁场在以拉莫尔静止频率fL40,0为中心的频率范围[fL0]下振荡；
[0074] 所述控制器被进一步配置用于使所述N个强子脉冲同步以与所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串的至少50％重叠，以及
[0075] (d)显示器，所述显示器用于根据在所述成像体积Vp内由所述磁共振成像装置采集到的所述磁共振数据表示所述目标组织、并且用于将所述目标组织中的所述射束路径可视化为弱于由不明显受所述强子射束影响的所述可激发原子所产生的信号的亚信号。
[0076] 2)根据1)所述的医疗设备，其中，所述N个强子脉冲与所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串的至少70％重叠。
[0077] 3)根据1)所述的医疗设备，其中，所述N个强子脉冲的周期PBi 被包括在10μs和30ms之间，并且两个强子脉冲彼此间隔开包括在1ms 和20ms之间的周期ΔPBi。
[0078] 4)根据1)所述的医疗设备，其中，所述饱和电磁场B1-sat的所述n 个脉冲串各自的周期被包括在1ms和20ms之间。
[0079] 5)根据1)所述的医疗设备，其中，所述目标组织是暴露于均匀磁场 B0的并由具有初始能量E0的强子射束横穿的肿瘤，并且其中，在主磁场 B0＝1.5T中在所述强子射束的布拉格峰值的水平处频移ΔfL40被包括在60Hz和6000Hz之间，或者其中，相对频移ΔfL40r的范围为0.9-93ppm。
[0080] 6)根据1)所述的医疗设备，其中，将所述饱和电磁场B1-sat的所述 n个脉冲串中的最后一个脉冲串与所述激发电磁场B1-exc的所述m个脉冲串中的第一个脉冲串分隔开的所述时间Δts-e是：
[0081] ·不大于基本上不受所述强子射束影响的所述可激发原子的纵向弛豫时间T1(A0)的50％，其中，Δts-e不大于100ms/T；或者
[0082] ·在所述被照射可激发原子的净极化向量的平行于B0的纵向分量 Mz从饱和状态传递到零值所需的时间tM0的±20％内，并且其中，Δts-e 不大于50ms/T。
[0083] 7)根据1)所述的医疗设备，其中，所述饱和电磁场B1-sat的所述n 个脉冲串被创建为绝热脉冲串。
[0084] 8)根据1)所述的医疗设备，其中，所述成像体积Vp是通过沿着所述第一方向X1、所述第二方向X2和所述第三方向X3中的一个、两个或三个方向产生磁梯度以控制所述成像体积沿着所述第一方向X1、所述第二方向X2或所述第三方向X3的厚度而被控制的。
[0086] 将通过示例并参照附图更详细地解释本实用新型的这些和另外的方面，在附图中：
[0087] 图1示出了使用耦合到MRI的强子治疗装置的现有技术的强子治疗方法的流程图；
[0088] 图2示意性地示出了(a)横穿组织的强子射束的布拉格峰值的位置， (b)目标组织的形态和位置随时间的变化可以在治疗计划和实际需要的治疗之间产生差异，和(c)实际路径长度和水等效路径长度之间的关系。
[0089] 图3示意性地示出了包括耦合到MRI的强子治疗装置的医疗设备的两个实施例(a)和(b)；
[0090] 图4示意性地展示了(a)目标组织的强子笔形射束治疗，(b)通过将一个目标点40si,j暴露于具有初始能量Ek,i的射束而接收某一治疗性剂量的强子的目标组织的体积，和(c)递送到目标组织40的剂量D；
[0091] 图5示意性地示出了(a)MRI中的成像层面Vpi的选择，以及(b) 相位梯度和频率梯度的创建；
[0092] 图6示出了根据本实用新型的设备的两个示例(a)和(b)，示出了强子射束对目标组织的访问；
[0093] 图7示出了(a)通过MRI对体积成像磁数据采集步骤，和(b)至(d) 一个可激发原子A0的自旋的弛豫过程。
[0094] 图8示出了被激发原子的弛豫，(a)从饱和状态以180°与原子的自旋相异相，和(b)从激发状态以90°与原子的自旋同相。M/M0是相对磁矩，其中M0是所述磁矩M的最大值。
[0095] 图9示出了(a)被强子射束照射或未被其照射的可激发原子的照射拉莫尔频率fLm1和静止拉莫尔频率fLm0之间的频移ΔfLm，(b)用于采集 MR数据的激发步骤MRe的序列，(c)用于将强子射束的射束路径的至少一部分可视化所需的强子射束脉冲，以及(d)在激发步骤的不同阶段的可激发原子A0和A1的自旋。
[0096] 图10示出了(a)目标组织中被强子射束照射或未被其照射的可激发原子的照射拉莫尔频率fL40,1和静止拉莫尔频率fL40,0之间的频移ΔfL40，(b)由强子射束横穿的组织的从上游边界到目标点的切割，其中用虚线表示被照射可激发原子A1的定位，(c)在(b)中表示的强子射束的对应E损失曲线，以及(d)和(e)本实用新型获得的RMI图像的示意图，其中强子射束的射束路径可视为亚信号。
[0097] 图11示出了根据本实用新型的强子治疗方法的流程图。
[0098] 这些附图未按比例绘制。
具体实施方式
[0099] 图3展示了根据本实用新型的包括耦合到磁共振成像装置(MRI) 2的强子治疗装置1的医疗设备的两个示例。以下更详细地描述强子治疗装置和MRI以及两者的组合。
[0100] 强子治疗装置
[0101] 强子治疗是使用能量强子的射束1h的外部射束放射治疗的一种形式。图3、图4和图6示出了针对感兴趣对象的目标组织40中的目标点 40s的强子射束1h。感兴趣对象的目标组织40通常包括形成肿瘤的癌细胞。在强子治疗会话中，具有初始能量Ek(k＝0或1)的强子射束照射目标组织(如肿瘤)内的一个或多个目标点，并且破坏被照射的目标点中包含的癌细胞，从而通过被照射组织的坏死减小所治疗肿瘤的尺寸。
[0102] 感兴趣对象可以包括多种材料，包括有机材料。优选地，感兴趣对象包括多个组织m，如图2所示，m＝40-44，所述组织可以是例如：皮肤、脂肪、肌肉、骨骼、空气、水(血液)、器官和肿瘤。目标组织40优选为肿瘤。
[0103] 如现有技术文献中所述，沿着射束路径Xp横穿有机体的强子射束1h沿着射束路径Xp在特定穿透距离处损失其大部分能量。如图2和图4所示，当绘制作为沿着射束路径Xp测量到的距离xh的函数的强子射束的每单位距离[MeVg-1cm-2]的能量损失E损失时，所述特定穿透距离对应于所谓的布拉格峰值的位置。与其他形式的放射治疗不同，强子射束可以因此在目标组织内与布拉格峰值的位置相对应的非常特定的位置处递送高剂量的能量。布拉格峰值的位置主要取决于强子射束的初始能量Ek(即，在横穿任何组织之前)以及所横穿的组织的性质和厚度。递送到目标点的强子剂量取决于强子射束的强度和暴露时间。强子剂量以戈瑞(Gy)为单位进行测量，并且在治疗会话期间递送的剂量通常约为一至几个戈瑞 (Gy)。
[0104] 强子是由强核力保持在一起的夸克组成的复合粒子。强子的典型示例包括质子、中子、离子和重离子，如碳离子。在强子治疗中，一般使用带电强子。优选地，强子是质子，并且相应的强子治疗被称为质子治疗。在下文中，除非另有说明，否则对质子束或质子治疗的任何引用总体上适用于强子射束或强子治疗。
[0105] 强子治疗装置1总体上包括强子源10、射束传输线11、以及射束递送系统12。带电强子可以从注射系统10i中产生，并且可以在粒子加速器10a中加速来积聚能量。合适的加速器包括例如回旋加速器、同步回旋加速器、同步加速器、或激光加速器。例如，(同步)回旋加速器可以使带电强子粒子沿着向外的螺旋路径从(同步)回旋加速器的中心区域加速，直到它们达到期望的输出能量Ec，它们由此处从(同步)回旋加速器提取出。当从(同步)回旋加速器提取出时，由强子射束达到的所述输出能量 Ec典型地包括在60至400MeV之间，优选在210至250MeV之间。输出能量Ec不一定是在治疗会话期间所使用的强子射束的初始能量Ek；Ek 等于或低于Ec，Ek≤Ec。合适的强子治疗装置的示例包括但不限于在美国专利申请号4870287中描述的装置，所述申请的全部披露内容通过引用并入本文作为本实用新型中所使用的强子射束治疗装置的代表。
[0106] 从(同步)回旋加速器提取的强子射束的能量可以通过沿着沿着射流径向Xp定位在(同步)回旋加速器下游的能量选择装置10e(如降能器)来减小，所述能量选择装置可以将输出能量Ec降低到任何Ek值，包括下降到接近0MeV。如上所述，沿着横穿特定组织的强子射束路径Xp，布拉格峰值的位置取决于强子射束的初始能量Ek。通过选择与位于目标组织内的目标点40s相交的强子射束的初始能量Ek，可以控制布拉格峰值的位置以对应于目标点的位置。
[0107] 强子射束还可以用于表征组织的特性。例如，可以用强子射线照相系统(HRS，特别是质子射线照相系统PRS)获得图像。然而，用于表征目的递送到目标点的强子的剂量可能比在强子治疗会话期间递送的剂量(如上文所讨论的，其约为1至10Gy)低得多。用于表征目的HRS的所递送强子的剂量典型地在10-3至10-1Gy的数量级(比通常针对治疗性治疗递送的剂量低1至4个数量级)。这些剂量对目标点没有显著的治疗性效果。可替代地，递送到目标组织中的一小组目标点的治疗强子射束可以用于表征目的。用于表征目的所递送的总剂量不足以治疗目标组织。
[0108] 如图3所示，在强子源的下游，具有初始能量Ek的强子射束通过射束传输线11被引导到射束递送系统12。射束传输线可以包括一个或多个真空管道11v、用于控制强子射束方向和/或用于聚焦强子射束的多个磁体。射束传输线还可以被适配用于将强子射束从单个强子源10分配和/或选择性地引导到用于并行治疗若干患者的多个射束递送系统。
[0109] 射束递送系统12包括用于沿着射束路径Xp对强子射束1h进行定向的喷嘴12n。喷嘴可以是固定的或移动的。移动喷嘴一般被安装在台架12g上，如图4和图6示意性展示的。台架用于围绕以等中心为中心并垂直于一般为水平的轴线Z的圆改变强子出口的方向。在仰卧式强子治疗装置中，水平轴线Z可以选择成平行于躺在沙发上的患者(即，患者的头部和脚部沿着水平轴线Z对齐)。喷嘴12n和等中心限定了路径轴线Xn，角度取向取决于台架中喷嘴的角位置。通过邻近喷嘴定位的磁体，在以路径轴线为中心并且以喷嘴作为顶点的锥体内，强子射束1h的射束路径Xp 可以相对于路径轴线Xn偏离(参见图4(a))。这是有利的，因为以等中心为中心的目标组织的体积可以由强子射束来处理，而无需改变台架内喷嘴的位置。同样适用于固定喷嘴，不同之处在于路径轴线的角位置是固定的。
[0110] 在提供有台架的装置中待由强子射束治疗的目标组织必须被定位在等中心附近。为此目的，可以移动用于患者的沙发或任何其他支撑物；所述沙发或任何其他支撑物典型地可以在水平平面(X，Z)上平移(其中， X是垂直于水平轴线Z的水平轴线)，并且在垂直于X和Z的竖直轴线Y 上平移，并且还可以绕任何的这些X、Y、Z旋转，使得目标组织的中央区域可以被定位在等中心处。
[0111] 为了根据先前建立的治疗方案帮助患者相对于喷嘴12n的正确定位，射束递送系统可以包括成像装置。例如，可以使用常规X射线射线照相系统来对包括目标组织40的成像体积Vp进行成像。如此获得的图像可以与在建立治疗计划期间先前收集到的对应图像进行比较。
[0112] 取决于预先建立的治疗计划，强子治疗可以包括以各种形式将强子射束递送到目标组织，包括本领域公知的以下技术：笔形射束、单散射、双重散射、以及均匀散射。本实用新型可以应用于所有强子治疗技术。然而，强子治疗优选地通过笔形射束技术来应用。图4示意性地展示了这种递送技术。在预先建立的递送时间内，具有初始能量Ek,1的强子射束被引导到第一目标点40s1,1。然后，在预先建立的递送时间内，强子射束被移动到第二个目标点40s1,2。对一系列目标点40s1,j重复所述过程，以按照预先建立的扫描路径扫描第一等能量治疗体积Vt1。用具有初始能量Ek,2 的强子射束按照相似的扫描路径逐点扫描第二等能量治疗体积Vt2。因此，因此按照类似扫描路径照射处理给定目标组织40所必需的许多等能量治疗体积Vti。扫描路径可以包括通过同一扫描点40si,j的若干个通道。等能量治疗量Vti是可用具有初始能量Ek,i的强子射束治疗的目标组织的体积。等能量治疗体积Vti是层面形状的，其厚度近似对应于相应强子射束的初始能量Ek,i的值处的布拉格峰值的幅度，并且仅受限于以路径轴线 Xn为中心的锥体的开口角的主区域表面包围可在台架中的喷嘴或固定喷嘴装置的给定位置可用的射束路径Xp。在均质目标组织的情况下，主表面基本上是平面的，如图4(b)所示。然而，实际上，由于目标组织40 和上游组织41-43在性质和厚度上都不是均质的，所以等能量体积Vti的主表面是崎岖不平的。图4(b)中的蛋形体积示意性地展示了通过将一个目标点40si,j暴露于具有初始能量Ek,i的射束而接收某一治疗性剂量的强子的目标组织的体积。
[0113] 图4(c)中展示了递送到目标组织40的剂量D。如上所述，在治疗会话期间递送的剂量通常约为一至几个戈瑞(Gy)。这取决于递送到每个等能量治疗体积Vti的每个目标点40si,j的剂量。递送到每个目标点40si,j 的剂量取决于强子射束的强度I和所述目标点上的照射时间tij。因此，递送到目标点40si,j的剂量Dij是在照射时间tij上的积分Dij＝∫I dt。递送到目标点40si,j的典型剂量Dij约为0.1-20cGy。递送到等能量治疗体积Vti 的剂量Di是针对所述等量能量治疗体积中扫描的n个目标点的递送到每个目标点的剂量Dij的总和，Di＝∑Dij，j＝1至n。因此，递送到目标组织40的总剂量D是针对p个被照射等能量治疗体积Vti递送到每个能量治疗体积的剂量Di的总和，D＝∑Di，i＝1至q。因此，可以通过控制强子射束的强度I、每个目标点40si,j的总照射时间tij、被照射目标点40si,j 的数量中的一者或多者来在宽泛的值范围内控制递送到目标组织的强子剂量D。一旦患者被定位成使得待治疗的目标组织40位于等中心的近似位置，则强子治疗会话的持续时间主要取决于以下各项的值：
[0114] ·每个目标点40si,j的照射时间tij，
[0115] ·扫描时间Δti，用于将强子射束从目标点40si,j引导到相同等能量治疗体积Vti的相邻目标点40si(j+1)，
[0116] ·在每个等能量治疗体积Vti中扫描的目标点40si,j的数量n，
[0117] ·将从等能量治疗体积Vti中扫描到的最后目标点40si,n传递到下一个等能量治疗体积Vt(i+1)的第一目标点40s(i+1),1所需的时间ΔtVi，以及
[0118] ·其中包围了目标组织40的等能量治疗量Vti的数量。
[0119] 目标点40si,j的照射时间tij约为1-20ms。在同一等能量治疗体积中的相继目标点之间的扫描时间Δti一般非常短，约为1ms(最高达约20 ms)。从一个等能量治疗体积Vti传递到后续的等能量治疗体积Vt(i+1)所需的时间ΔtVi稍长，因为这需要改变强子射束的初始能量Ek并且约为1-2 s。
[0120] 如图2(a)和(b)所示，强子射束的初始能量Ek的精确确定明显是关键的，因为如果由此确定的布拉格峰值的位置不对应于目标组织40 的实际位置，则大剂量的强子可能被递送到健康的、有时是重要的器官，并且可能危及患者的健康。布拉格峰值的位置主要取决于强子射束的初始能量Ek以及所横穿的组织的性质和厚度。因此，除了确定目标组织在患者体内的确切位置之外，产生与目标组织的精确位置相对应的布拉格峰值的位置的强子射束的初始能量Ek的计算还需要所横穿的组织的初步表征，直到到达目标组织40。这种表征是在实际强子治疗之前(一般几天前)建立的治疗计划期间执行的。实际强子治疗可以划分为分布在若干个星期的若干个会话。典型的治疗计划可以通过用用CT扫描仪采集数据开始，所述数据一般呈感兴趣对象的图像的形式。可以通过执行以下步骤中的一个或多个来表征由CT扫描仪所采集的图像：
[0121] ·基于每个组织的灰色阴影与已知灰度等级的比较，标识在图像上表示的作为组织的X射线吸收能力的函数的组织的性质；例如，组织可以是脂肪、骨骼、肌肉、水、空气之一；
[0122] ·从皮肤到目标组织沿着一个或多个强子射束路径Xp测量每个组织的位置和厚度；
[0123] ·根据组织各自的性质，把相应的强子停止功率比(HSPR)赋予每个所标识组织；
[0124] ·基于组织各自的HSPR和厚度，计算目标组织上游的且包括目标组织的每个组织m的组织水等效路径长度WEPLm，其中m＝40至44；
[0125] ·将由此确定的所有组织m的WEPLm相加以产生位于目标组织40 中的目标点40s的WEPL40s，所述WEPL40s对应于强子射束从皮肤行进到目标点40s的距离；
[0126] ·根据WEPL40s，计算将布拉格峰值定位在目标点40s处所需的强子射束的初始能量Ek。
[0127] 可以针对限定所述目标组织的若干个目标点重复所述过程步骤。
[0128] 磁共振成像装置
[0129] 磁共振成像装置2(MRI)基于存在于感兴趣对象的有机组织中的可激发原子与电磁场的相互作用来实现医学成像技术。当被放置在强的主磁场B0中时，所述可激发原子的核的围绕与主磁场B0对齐的轴线的自旋导致平行于主磁场B0的静态净极化。在所述主磁场B0中在可激发原子的共振频率fL(称为拉莫尔频率(Larmοr frequency))下射频(RF)激发磁场B1的脉冲的应用通过使净极化向量侧向倾斜(例如，所谓的90°脉冲， B1-90)或倾斜到大于90°的角度并且甚至使所述净极化向量以180°反转 (即所谓的180°脉冲，B1-180)来激发所述原子。当RF电磁脉冲关闭时，可激发原子的核的自旋逐渐返回到平衡状态，产生静态净极化。在弛豫期间，自旋的横向向量分量产生诱导信号的振荡磁场，所述信号可以被紧邻在检查中的解剖结构定位的天线2a收集。
[0130] 如图5和图6所示，MRI 2通常包括用于产生均匀主磁场B0的主磁体单元2m；用于产生RF-激发磁场B1的射频(RF)激发线圈2e；用于分别沿着第一、第二和第三方向X1、X2和X3产生磁梯度的X1-、X2-、和X3-梯度线圈2s、2p、2f；以及用于当所激发原子从其激发状态弛豫回到其静止状态时接收由所激发原子发射的RF信号的天线2a。主磁体产生主磁场B0，并且可以是永磁体或电磁体(超导磁体或非超导磁体)。合适的MRI的示例包括但不限于在美国专利申请号4694836中描述的装置，所述申请的全部披露内容通过引用并入本文。
[0131] 如图5所示，可以通过沿着第一方向X1产生磁场梯度来选择与第一方向X1垂直的厚度为Δxi的成像层面或层Vpi。在图5中，第一方向 X1平行于由患者的躺卧姿势限定的轴线Z，产生与所述轴线Z垂直的层面。实际上，这不一定是这种情况，并且第一方向X1可以是任何方向，例如横向于轴线Z，使层面以相对于患者的某一角度延伸。如图5(a)所示，由于可激发原子的拉莫尔频率fL取决于其所暴露于的磁场的幅值，在频率范围[fL]i内发送RF激发磁场B1的脉冲仅激发暴露于磁场范围[B0]i的可激发原子，所述可激发原子被定位在厚度为Δxi的层面或层Vpi中。通过改变RF激发磁场B1的脉冲的频率带宽[fL]i，可以控制成像层Vpi的宽度、Δxi、以及位置。通过在连续成像层Vpi上重复该操作，可以对成像体积Vp进行表征和成像。
[0132] 为了将由天线所接收的信号的空间原点定位在与第一方向X1垂直的平面上，通过激活X2-和X3-梯度线圈2p、2f，沿着第二方向X2和第三方向X3连续产生磁梯度，其中，X1⊥X2⊥X3，如图5(b)所示。所述梯度在所激发核的自旋中在其弛豫时引起相位梯度 和频率梯度Δf，这允许在第二方向X2和第三方向X3上所接收信号的空间编码。因此采集了二维矩阵，产生k-空间数据，并且通过执行二维傅里叶逆变换来创建MR图像。采集和创建MR图像的其他模式是本领域已知的，并且本实用新型不限于任何特定模式的选择。
[0133] 主磁场B0一般包括在0.2T和7T之间，优选地在1T和4T之间。射频(RF)激发线圈2e产生在围绕包括在厚度为Δxi的层面内并暴露于主磁场范围[B0i]的原子的拉莫尔频率fL的频率范围[fL]i内的磁场。对于氢原子，每磁场强度单位的拉莫尔频率fL/B＝42.6MHz T-1。例如，对于暴露于主磁场B0＝2T的氢原子，拉莫尔频率fL＝85.2Mhz。
[0134] MRI可以是闭孔、开孔或宽孔MRI中的任何一种。典型的闭孔 MRI具有1.0T至3.0T的磁场强度，其直径约为60cm。如图6所示，开孔MRI典型地具有两个主磁极2m，所述两个主磁极由它们之间的间隙分开以便容纳处于躺卧姿势、坐姿或适于对成像体积Vp进行成像的任何其他姿势的患者。开孔MRI的磁场通常包括在0.2T和1.0T之间。宽孔MRI 是一种具有较大直径的闭孔MRI。
[0135] 强子治疗装置+MRI
[0136] 如参考图2(b)的引言所讨论的，目标组织40的位置和形态可以在建立治疗计划的时刻t0与治疗会话的时刻t1＝t0+Δt3之间演化，所述治疗会话可以分隔几天或几周。在治疗计划中标识为属于目标组织40p 的目标点40si,j可能在治疗会话时刻间t0+Δt3不再属于目标组织40。照射所述目标点可能伤害健康组织43而不是目标组织40。
[0137] 为了避免这种事件，现有技术提出了将强子治疗装置(PT)1耦合到诸如磁共振成像装置(MRI)2的成像装置。这种耦合可能不是微不足道的，需要克服许多挑战，但是PT-MRI设备已被描述在最近的技术中、并且是本领域普通技术人员所公知的。例如，诸如在MRI的强磁场B0内校正强子射束路径Xp的问题的解决方案是可用的。
[0138] PT-MRI设备允许在治疗会话的日期t0+Δt3将目标组织和周围组织的形态和位置可视化，以便与在时刻t0治疗计划建立期间采集的相应形态和位置进行比较。如图1的流程图所示，在时刻t0建立治疗计划与在时刻t0+Δt3治疗会话之间的组织形态和位置的差异被观察到的情况下，治疗会话将被中断并且新的治疗计划可能被建立，其中新目标点的定义对应于待由具有经校正的能量和方向的强子射束照射的实际目标组织40(参见图1，菱形框 )。现有技术的这种发展已经表现了仅基于在时刻t0建立治疗计划期间收集到的信息进行强子治疗会话的重大改进，所述信息在治疗会话的时刻t0+Δt3可能已经过时。
[0139] 本实用新型旨在于在检测到目标组织的形态或位置变化的情况下通过提供在体校正初始能量Ek和射束路径Xp、强子射束的方向所需的信息来进一步提高PT-MRI设备的功效。不管在目标组织40中检测到任何变化，这都将允许治疗会话进行。
[0140] 所使用的MRI可以是上述闭孔、开孔或宽孔MRI中的任何一种。开放式MRI在分离两个主磁极2m的间隙中提供了大量的开放空间，以便在几乎任何方向上定向强子射束。可替代地，如图6(a)所示，可以在主磁体单元上提供对强子透明的开口或窗口2w。这种配置具有强子射束可以平行于B0的特殊性。在另一实施例中，强子射束可以被定向穿过由闭孔 MRI形成的隧道的空腔，或者对强子透明的环形窗可以在所述隧道的壁上与基本上垂直于轴线Z的台架平行地延伸，使得强子射束可以以不同的角度达到目标组织。在使用固定喷嘴的情况下，可以相应地减小这种开口或窗口的尺寸。
[0141] 组织和强子射束的MRI成像
[0142] 简而言之，通过MRI采集磁共振数据以便将体积Vp成像包括图 7(a)所示的以下步骤。
[0143] ·激发步骤(MRe)，所述激发步骤用于激发可激发原子A0(一般为氢)的核的自旋；如图7(a)所示，在周期Pe＝te1-te0期间应用激发步骤(MRe)；
[0144] ·层选择步骤(MRv)，所述层选择步骤用于选择所述成像体积Vp 中具有沿着第一方向X1测量到的厚度Δxi的成像层Vpi；如图7(b)所示，在周期Pv＝tv1-tv0期间应用层选择步骤(MRv)，其中，周期Pe和 Pv基本上同步并相等；
[0145] ·相位梯度步骤(MRp)，所述相位梯度步骤用于沿着第二方向X2 对在所激发自旋的弛豫期间由天线接收到的RF信号的原点进行定位；如图7(c)所示，在周期Pp＝tp1-tp0期间应用相位梯度步长(MRp)，其中，一般为tp0≥te1；以及
[0146] ·频率梯度步骤(MRf)，所述相位梯度步骤用于沿着第三方向X3 对在所激发自旋的弛豫期间由天线接收到的RF信号的原点进行定位；如图7(d)所示，在周期Pf＝tf1-tf0期间应用频率梯度步长(MRf)，其中，一般为tf0≥tp1。
[0147] 所述激发步骤包括在激发周期Pe期间用在RF-频率范围[fL]i内振荡的RF单元2e产生激发电磁场B1的脉冲。厚度Δxi的成像层Vpi中存在的可激发原子A0在它们的拉莫尔频率下被激发，所述拉莫尔频率取决于所述可激发原子暴露于其中的磁场的强度，所述磁场对应于由沿着第一方向X1(和/或其他方向)(参见图5(a))产生的磁梯度控制的磁场范围 [B0]i＝[Bi,0,Bi,1]。厚度Δxi可以作为磁梯度的斜率的函数而变化，并且特别是通过改变由RF单元2e应用的RF频率范围[fL]i的带宽而变化。取决于RF激发电磁场B1的顺序和强度，可以将不同激发类型施加到可激发原子上。成像体积Vp一般被划分成若干个成像层Vpi，其尺寸可以通过沿着第一方向X1、所述第二方向X2和所述第三方向X3中的一个、两个或三个方向产生磁梯度而沿着三个维度进行限制。因此，可以沿着所述第一方向X1、所述第二方向X2和所述第三方向X3控制成像体积的厚度，以限定层面(仅在一个方向上限制)、长形棱镜(在两个方向上限制)、或盒子(在三个方向X1、X2、X3上限制)。
[0148] 如图8所示，在没有激励电磁场B1时，暴露于与轴线Z平行的主磁场B0的组织的可激发原子A0(通常为氢)的净极化向量平行于B0 和Z两者，其中在绕轴线Z旋进的自旋异相并相互补偿时，在X和Y方向上的净极化分量Mx,y为零。当用激发电磁场B1在其拉莫尔频率下激发时，自旋的旋进角增加，导致净极化向量的Z-分量Mz的减小。取决于 RF激发的类型，自旋可以同相或不同相进行。在前一种情况下，净极化分量Mx,y随激发原子的自旋同相旋进而增加。图8(b)展示了以90°激发的可激发原子，产生零Mz-分量和最大Mx,y-分量，并且在激发结束之后弛豫回到其静止状态。相邻图表中展示了弛豫过程和相应的弛豫时刻T1、 T2。图8(a)展示了以180°激发的可激发原子。由于自旋不能被激发多于 180°，所以该激发状态通常称为饱和状态。在实践中，并且如在本实用新型中应用的，饱和状态被定义为至少100°(并且至多180°)的角度下的激发状态。图8(a)的相邻图表中展示了相应的弛豫过程和弛豫时刻T1、 T2。
[0149] 虽然非常希望，但通过横穿MRI成像体积组织Vp内包含的组织的MRI可视化并不是直截了当的，并且据我们所知尚未报道。甚至对应于氢核的质子射束在正常条件下也不能通过MRI可视化。本实用新型定义了允许强子射束、以及特别是所述强子射束的布拉格峰值的位置可在所述强子射束所横穿的成像体积Vp的MRI图像上标识的特定条件。
[0150] 本文提出的解决方案基于图9(a)所示的观察，即：暴露于主磁场B0的组织m中的可激发原子A0(例如氢)的拉莫尔静止频率fLm0当所述可激发原子与经过其直接附近的强子射束相互作用(这种原子在本文中称为被照射可激发原子A1)时移位到拉莫尔照射频率的值fLm1。拉莫尔频率的移位幅度可以表示为绝对值ΔfLm＝|fLm1-fLm0|，用单位Hz 表示，或者表示为相对值ΔfLmr＝ΔfLm/fLm0，用单位ppm表示。虽然相对值ΔfLmr基本上不依赖于磁场B0，但是移位幅度ΔfLm取决于主磁场B0的强度并且在较小的比例上取决于包括可激发原子并被强子射束横穿的组织m的性质。例如，在主磁场B0＝1.5T中，拉莫尔频率的移位ΔfLm 的值可以包括在60Hz和6000Hz之间、优选地在200Hz和1200Hz之间，对应于约0.9至93ppm、优选约3至16ppm的相对移位ΔfLmr。
[0151] 不希望受任何理论束缚，可激发原子A0的磁化率通过强子射束的作用而被修改，产生被照射可激发原子A1。被照射可激发原子A1的浓度是由所述强子射束在其横穿的组织中沉积的能量的函数。如图2所示，强子射束在相当窄的布拉格峰值的水平处沉积其几乎全部的能量。因此，在强子射束路径上及其附近的可激发原子的磁化率在布拉格峰值的水平处变化最大，从而导致在所述布拉格峰值的水平处被照射可激发原子A1的浓度较高。基于早前建立的治疗计划，布拉格峰值必须被定位在目标组织 40内围绕目标点40s。本实用新型利用上述机制，以便在组织的成像体积 Vp的MR图像中将所述强子射束的在目标组织40中的布拉格峰值水平处的至少一部分、以及可能从患者皮肤的外表面到所述目标组织的整个强子射束路径可视化。
[0152] 本实用新型的要点在于，一方面是在激发步骤MRe中应用于根据特定目标组织40中可激发原子的移位ΔfLm的MR数据采集的特定序列，并且另一方面是强子射束与激发步骤的特定同步。移位ΔfLm可以通过核共振光谱法(MNR)测量，峰值对应于静止目标组织的可激发原子A0的激发和暴露于强子射束的被照射可激发原子A1的激发，从而产生如图9 (a)示意性示出的光谱。在增加这样的RMN测量的次数之后，将很快就可以得到数据库，从而根据所述组织和主磁场B0给出ΔfLm值的良好近似。继续地，当参考图2、图4、图6和图10中所示的目标组织40时，m 被给定相应的值40(＝fL40)。
[0153] 激发步骤MRe包括两个主要步骤，如图9(b)所示。第一，对被照射可激发原子A1执行A1-饱和步骤。A1-饱和步骤包括发射饱和电磁场B1-sat的n个脉冲串，所述饱和电磁场在带宽为b1<2·ΔfL40并以拉莫尔照射频率fL40,1为中心的频率范围[fL1]下振荡。重要的是，带宽b1不包括拉莫尔静止频率fL40,0。脉冲串的数量n是大于0的整数。频率范围 [fl1]中最接近可激发原子A0的拉莫尔频率fLm0的边界与所述拉莫尔频率分隔开优选为至少1/2ΔfLm的值。表述“以[……]频率fL40,1为中心”并不意味着将fl40,1的位置确切地限制在频率范围[fL1]的中点，而是意味着指示拉莫尔频率fL40,1被包括在范围[fL1]的中间部分内，更确切地说与所述范围的上边界和下边界分隔开。例如，拉莫尔频率fL40,1可以与[fL1] 的上边界和下边界分隔开[fL1]范围的至少20％。B1-sat的脉冲串的周期 Psi＝tsi1-tsi0可以被包括在1ms和20ms之间、优选在5ms和15ms之间。所述脉冲串能够以包括在1ms和50ms之间、优选在5ms和20m之间的间隔(ts(i+1)0-tsi1)重复。
[0154] 饱和电磁场B1-sat使得被照射可激发原子A1的核达到饱和状态，其中，自旋的净极化向量相对于所述静止核(即，不存在B1-sat)的自旋的净极化向量以包括在100°和180°之间的角度反向。如图8(a)所示，为提高强子射束路径的可视性，优选是180°的反向角度，但是更低的角度由于降低了数据采集时间也是有利的。在优选实施例中，B1-sat的n个脉冲串不使饱和原子的自旋变为同相，从而在饱和状态中净极化向量在在X- 方向和Y-方向上的X-和Y-分量Mx,y基本保持为零；该配置在图8(a) 的图表中表示出。
[0155] 在A1-饱和步骤结束时，执行A0-激发步骤以便激发基本上不受强子射束的穿过影响的可激发原子A0。A0-激发步骤包括创建激发电磁场 B1-exc的m个脉冲串，所述激发电磁场在以拉莫尔静止频率fL40,0为中心的频率范围[fL0]下振荡。与上文相对于[fL1]限定的术语“以……为中心”的相同含义适用于[fL0]，在细节上可以作必要修改。激发脉冲串的数量m 是大于0的整数。激发步骤使基本上不受强子射束影响的并且因此未因饱和电磁场B1-sat而达到饱和状态的可激发原子A0达到激发状态。优选地， A0-激发步骤将净极化向量旋转大约90°，如图8(b)的图表所示。在A0- 激发步骤期间，可激发原子A0的自旋优选变得同相。基于T1和T2弛豫时刻中的任一者或两者，基于在弛豫时由可激发原子A0发射的RF信号，可以如上所述地收集磁共振数据和生成图像。
[0156] 将A1-饱和步骤与A0-激发步骤分隔开(即，将第n个B1-sat脉冲串与p个B1-exc脉冲串分隔开)的时间周期Δts-e对于强子射束路径的可视化是至关重要的。在一个实施例中，时间周期Δts-e可以非常短，短到零，使得当激发步骤开始时，处于或接近饱和状态的被照射可激发原子 A1无法对所述p个脉冲串B1-exc作出反应。在本实施例中，时间周期Δts-e 优选不长于可激发原子A0的纵向弛豫时间T1的一半，更优选不长于T1/3，甚至更优选不长于T1/4，所述时间周期被认为足够短以使被照射可激发原子A1足够接近于饱和状态而基本上不响应于A0-激发步骤。在这种情况下，在实践中，时间周期Δts-e优选不超过100ms/T、更优选不超过70ms/T、甚至更优选不超过50ms/T。
[0157] 在A1-饱和步骤不包括自旋的定相从而导致净极化的X-和Y-分量 Mx,y基本上等于零的替代实施例中，时间周期Δts-e优选地包括在时间 tM0的±20％，在该时间内被照射可激发原子A1的净极化向量M的Z分量Mz为零，使得Mz太小以致于不对由天线收集到的RF-信号作出贡献。更优选地，时间周期Δts-e被包括在0.8tM0和1.05tM0之间。在实践中，优选的是，时间周期Δts-e不大于50ms/T。因此，使用T2加权成像将不检测被照射可激发原子A1的弛豫。
[0158] 提供了适合于在数量N个具有脉冲周期Pbi的强子脉冲中沿着与所述目标体相交的射束路径引导强子射束的强子治疗装置，其中，N是大于0的整数。强子射束具有先前在建立治疗计划期间确定的初始能量E0，以便在包括目标点40si,j的等能量层Vti的水平处达到目标组织40(参见图4(b))。为了将横穿目标组织的强子射束在MRI图像中可视化，强子治疗装置所发射的强子射束脉冲必须以特定方式与上述MRI的激发步骤 MRe同步。如果在A1-饱和步骤期间存在大浓度的被照射可激发原子A1，则可以将表示强子射束路径的亚信号可视化。如果在所述A1-饱和步骤期间所述N个强子脉冲与所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串的至少 50％重叠，则这可以实现。不希望受任何理论束缚，需要这种同步，因为被照射可激发原子A1的磁化率在强子射束中断之后迅速恢复到它们的原始值。经估计，被照射可激发原子A1在强子射束中断后以μs的量级返回到其原始状态A0。
[0159] 如图9(c)所示，重叠不必是完美的。强子脉冲PB1可以比A1- 饱和脉冲串Ps1更短，并且完全或部分地包括在所述脉冲串中。A1-饱和脉冲串内可以包括若干个连续的短强子脉冲。可替代地，较长的强子脉冲 PB2可以与若干个A1-饱和脉冲串Psi重叠。所需要的是在N个强子脉冲与n个A1-饱和脉冲串之间存在至少50％、优选至少70％、更优选至少80％、并且甚至更优选至少90％、最优选100％的重叠。
[0160] 强子脉冲不由在强子脉冲的整个周期PBi期间连续流动的强子组成。强子脉冲实际上由连续的强子串构成。在本实用新型中，相互间隔不超过1.5ms周期的连续强子串被认为形成单个强子脉冲。相反，如果两个强子串分隔开大于1.5ms的周期，则它们被认为属于两个分开的强子脉冲。例如，在10ms期间每1ms发射10μs-强子串的同步回旋加速器在本文被认为形成具有周期PBi＝10ms的单个强子脉冲。典型地，取决于所使用的强子源的类型，强子脉冲可以具有包括在10μs和30ms之间的周期PBi。在一个示例中，强子射束脉冲周期PBi优选地包括在1ms和10ms之间。在另一实施例中，所述强子射束脉冲周期优选地包括在5ms和20ms之间。如上面关于图4(c)所讨论的那样，两个连续的强子脉冲可以优选地彼此间隔开包括1ms和20ms之间、优选在2ms和10ms之间的周期ΔPBi。
[0161] 图9(d)示意性地展示了随着激发序列进行可激发原子A0和A1 的自旋。在不受强子射束影响的可激发原子A0的频率范围[fL1](拉莫尔频率fLm0除外)下执行的A1-饱和步骤期间，可激发原子A0的净极化向量保持不受影响并且平行于B0。在另一方面，被照射可激发原子A1被激发到饱和，因为它们的磁矩的Z-分量Mz旋转了包括在100°和180°之间、优选地包括在160°和180°之间的某一角度。
[0162] 在饱和步骤结束之后的时间Δts-e，激发步骤开始。在图9(d)中，时间Δts-e对应于被照射可激发原子A1的净极化向量的Z-分量Mz变成零所需的时间tM0。如以上所讨论的，可替代地，可以选择不长于T1/2的时间Δts-e，其中，T1是可激发原子A0的纵向弛豫时间(参见图8(a))。频率范围[fL0]可以包括或不包括被照射可激发原子A1的拉莫尔频率 fLm,1，并且[fLm0]的带宽可以基于成像层Vpi的其他要求(例如期望的厚度Δxi)而自由选择。
激发原子A0的自旋被激发并且旋转例如90°的角度(参见图8(b)和图9(d))。具有约为零的Mz值的被照射可激发原子不能被磁B1-exc激发并且基本上不发射天线2a可接收的RF信号。
在时间Δts-e较短的情况下，被照射可激发原子A1的自旋仍然饱和并且无法对激发步骤B1-exc作出反应。由此采集的MR数据产生图像，其中，相比于包括未被照射可激发原子A0的区域，包括被照射可激发原子A1的区域作为亚信号是可见的，如下文参考图10所讨论的那样。为了捕获整个强子射束路径，优选的是，限定成像层Vpi的厚度Δx1的第一方向X1垂直于强子射束1h，例如，如图6(a)和(b)和图10所示，使得强子射束被包括在单个成像层中。
激发原子A0的自旋被激发并且旋转例如90°的角度(参见图8(b)和图9(d))。具有约为零的Mz值的被照射可激发原子不能被磁B1-exc激发并且基本上不发射天线2a可接收的RF信号。
在时间Δts-e较短的情况下，被照射可激发原子A1的自旋仍然饱和并且无法对激发步骤B1-exc作出反应。由此采集的MR数据产生图像，其中，相比于包括未被照射可激发原子A0的区域，包括被照射可激发原子A1的区域作为亚信号是可见的，如下文参考图10所讨论的那样。为了捕获整个强子射束路径，优选的是，限定成像层Vpi的厚度Δx1的第一方向X1垂直于强子射束1h，例如，如图6(a)和(b)和图10所示，使得强子射束被包括在单个成像层中。
[0163] 图10展示了(a)在可激发原子A0的拉莫尔频率和定位在暴露于主磁场B0的目标组织40中的被照射可激发原子A1的拉莫尔频率之间的移位ΔfL40。典型地，目标组织40是由癌细胞组成的肿瘤。图10(b)示意性地展示了用到达位于目标组织40中的目标点40s的粗虚线表示的强子射束1h所横穿的组织的图像。强子射束1h在达到目标组织40和目标点 40s之前穿越多个健康组织41-43。典型地，组织41可以是患者的皮肤。细虚线表示强子射束1h周围包含被照射原子A1的被照射体积，所述被照射原子的磁化率由于强子射束的穿过而被修正，并且所述被照射原子由拉莫尔频率fLm1表征，其中m＝40至43。在所述被照射体积之外，可激发原子A0的磁化率不受强子射束的明显影响，并且它们的拉莫尔频率为 fLm0，其中m＝40至43。组织44是位于目标组织40下游的健康组织(可能是重要组织)，并且不得由强子射束达到。
[0164] 图10(c)示出了强子射束1h在横穿组织直到达到目标组织中的目标点时的能量损失曲线。强子射束具有先前在建立治疗计划期间已经确定的初始能量E0(即，在其沿着射束路径到达第一组织41之前)。如果治疗计划被准确执行，并且如果自治疗计划建立以来由强子射束横穿的组织 40-43的相对位置和形态没有变化，则具有初始能量E0的强子射束的布拉格峰值应落在目标点40s的位置。图10(c)中展示了这种最佳情形。
[0165] 如上所述，然而，很可能强子射束所横穿的组织的尺寸和位置在治疗计划已经建立的日期t0之间与强子治疗会话的日期t1之间变化。图 10(e)展示了位于目标组织40上游的组织42和43在t0和t1之间收缩的情况。组织42和43可能是在疾病期间可容易收缩的脂肪和肌肉。因此，目标组织已经被移动到更靠近所治疗解剖结构的上游边界，并且强子射束必须行进穿过组织直到目标点40s(t1)的实际位置的距离相应地减小。用具有初始能量E0的强子射束对组织的照射超过目标点的实际位置。如图1 所示，现有方法中计划位置P0与实际位置P1之间的这种不匹配的标识将导致治疗会话中断，并且建立新的治疗计划，从而浪费宝贵的时间和资源。
[0166] 如上文关于图1所讨论的(参见 )，在缺少具有初始能量E0的强子射束的布拉格峰值的实际位置时，在强子治疗会话的日期t1天，假使MR图像揭示了自治疗计划的日期t0以来围绕和包括目标组织的组织的形态或位置的任何变化，则强子治疗会话必须停止，并且建立新的治疗计划。如图11所示，通过将本实用新型获得的强子射束可视化，可以标识布拉格峰值的实际位置BP1与目标点的实际位置P1之间的失配 (即使P1＝P0)。本实用新型的主要优点在于，可以在体将初始能量E0 校正至将布拉格峰值落在目标点的实际位置P1上所需的经校正的初始能量E1的值。所述校正涉及到目标点的实际位置P1以及强子射束达到目标点40s必须横穿的各个组织的厚度Lm(m＝40-43)，以确定强子射束达到所述目标点必须行进通过的实际距离。通过确定以上讨论的对应WEPL，可以计算使强子射束的布拉格峰值位置与目标点40s的实际位置P1重叠所需的初始能量E1。因此，所述治疗可以在同一天以正确的初始能量E1 进行。这所表示的优于现有技术的优点在患者的经济和健康方面都是巨大的。
[0167] 沉积到组织上用于使强子射束路径可视化的剂量必须低，因为在组织形态发生变化的情况下，达到健康组织的完全治疗性剂量将对患者的健康及其不利。出于此原因，为了强子射束的可视化而沉积的强子剂量明显低于治疗目标组织所需的治疗性剂量，并且基本上不具有治疗性效果。如关于图4(c)所讨论的，这可以通过照射几个目标点来实现，例如，照射等能层Vti的1至40％、优选5至30％、更优选为10至20％的目标点。可替代地或伴随地，目标点可以用强度明显低于治疗计划规定的强子射束照射。最后，照射时间ti还可以被大大减少至采集MR-图像所需的最小值。在这些状况下，治疗计划的验证对于患者是安全的，即使需要校正初始能量。在实践中，优选仅照射目标组织的目标点40si,j中的所选目标点以产生布拉格峰值BP1和相应目标点40s的相对位置，以计算初始能量E1，可以在治疗会话期间使用所述初始能量来治疗等能量体积Vti的所有目标点40si,j。在后续等-能量体积Vt(i+1)…中治疗目标点40(i+1),j…所需的初始能量可以根据针对等-能量体积Vti确定的初始能量E1而推断出，或者可替代地或另外，可以如上所述地测试后续能量体积Vt(i+1)…的目标点 40(i+1),j…中的所选目标点。
[0168] 本实用新型还涉及一种用于执行上述将强子射束与其必须照射的目标组织一起可视化的方法的医疗设备。本实用新型的医疗设备包括以下部件：
[0169] (a)强子源，所述强子源被适配用于在数量N个强子脉冲中沿着射束路径用具有射束能量Ek的强子射束1h照射目标组织40，其中k＝0或1；
[0170] (b)磁共振成像装置(MRI)，所述MRI用于在所述目标组织被照射时在包括所述目标组织40的成像体积Vp内采集磁共振(MR)图像，
[0171] (c)控制器，所述控制器用于控制所述强子源并且通过执行以下步骤来采集磁共振图像：
[0172] ·在包括所述目标组织40的所述成像体积Vp中创建主磁场B0，
[0173] ·创建饱和电磁场B1-sat的n个脉冲串，其中，n是大于0的整数，所述饱和电磁场在带宽为b1<2·ΔfL40并以所述拉莫尔照射频率fL40,1为中心并且不包括所述拉莫尔静止频率fL40,0的频率范围[fL1]下振荡，其中，
[0174] ο fL40,0是所述目标组织40中存在的可激发原子A0的静止拉莫尔频率；
[0175] ο fL40,1是被定义为存在于同一目标组织m并暴露于具有初始能量E0的强子射束的作用的所述可激发原子A0的被照射可激发原子A1 的照射拉莫尔频率，所述强子射束横穿位于同一磁场B0中的所述目标组织，并且其中，
[0176] ο ΔfL40＝|fL40,1-fL40,0|；
[0177] ·在第n个脉冲串B1-sat后的时间Δts-e之后，创建激发电磁场 B1-exc的m个脉冲串，所述激发电磁场在以拉莫尔静止频率fL40,0为中心的频率范围[fL0]下振荡，其中，m是大于0的整数；
[0178] ·在数量N个具有脉冲周期Pbi的强子脉冲中，沿着与所述目标组织相交的射束路径引导具有所述初始能量E0的强子射束，其中，N是大于0的整数；
[0179] (d)显示器，所述显示器用于根据在所述成像体积Vp内由所述MRI 采集到的所述磁共振数据表示所述有机组织、并且用于将所述目标组织中的所述射束路径可视化为弱于由不明显受所述强子射束影响的所述可激发原子A0所产生的信号的亚信号1p，[0180] 其特征在于，所述控制器被进一步配置用于使所述N个强子脉冲同步以与所述饱和电磁场B1-sat的所述n个脉冲串的至少50％重叠。
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