放射治疗系统
阅读：984发布：2020-05-13
专利汇可以提供放射治疗系统专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且一种 放射 治疗 系统包括： 磁共振成像 (MRI)设备；以及直线 加速 器，其能够产生放射束，所述 直线加速器 被浸入MRI 磁场 内并且相对于MRI磁场定向，以将所述直线加速器暴露到磁 力 ，所述磁力沿其中 心轴 来引导其中的粒子。，下面是放射治疗系统专利的具体信息内容。
1.一种放射治疗系统，包括：
磁共振成像(MRI)设备，所述MRI设备构造成产生MRI磁场，所述MRI设备包括至少第一磁体和第二磁体，所述第一磁体和所述第二磁体分开以在其间限定第一间隙并且沿着中心轴线同轴地排列，其中所述第一磁体中包括孔并且所述中心轴线延伸穿过所述孔；以及直线加速器，所述直线加速器构造成产生放射束，所述直线加速器联接到所述MRI设备以使在所述直线加速器的加速波导中的粒子行进轴线与所述中心轴线同轴地排列，并且构造成将被加速的粒子暴露于所述MRI磁场以使磁力沿所述粒子行进轴线来引导所述粒子。
2.根据权利要求1所述的放射治疗系统，其中，所述粒子是电子。
3.根据权利要求1所述的放射治疗系统，其中，所述直线加速器的至少一部分通过所述第一磁体中的所述孔伸出。
4.根据权利要求1所述的放射治疗系统，其中，所述第一磁体包括第一组线圈并且所述第二磁体包括第二组线圈，所述第一组线圈和所述第二组线圈中的每个包括绕所述中心轴线共轴的同心线圈。
5.根据权利要求4所述的放射治疗系统，其中，每个所述同心线圈通过第二间隙分开。
6.根据权利要求4所述的放射治疗系统，进一步包括两个不锈钢板，所述两个不锈钢板构造成分别锚固所述第一组线圈和所述第二组线圈中的对应一组线圈。
7.根据权利要求4所述的放射治疗系统，其中，所述第一组线圈和所述第二组线圈包括铜线圈。
8.根据权利要求4所述的放射治疗系统，其中，所述第一组线圈和所述第二组线圈是超导线圈。
9.根据权利要求1所述的放射治疗系统，其中，所述第一磁体和所述第二磁体包括永久磁体。
10.根据权利要求1所述的放射治疗系统，其中，所述第一磁体和所述第二磁体包括非圆形电流携载线圈。
11.根据权利要求1所述的放射治疗系统，其中，所述直线加速器位于距所述MRI设备的磁等中心75厘米和115厘米的区域内。
12.根据权利要求1所述的放射治疗系统，其中，进一步包括旋转接头，所述旋转接头构造成提供到相对所述放射治疗系统远程地布置的直线加速器RF电源的耦合。
13.根据权利要求1所述的放射治疗系统，其中所述直线加速器不必被相对所述MRI设备屏蔽。
放射治疗系统
[0001] 相关申请的交叉引用
技术领域
背景技术
[0004] 用于放射治疗的图像引导是研究和技术开发的活跃领域。当前的放射治疗实践使用对准精确限定的靶区域的高度适形的放射口。这个靶区域由大体肿瘤体积(GTV)、临床靶体积(CTV)和计划靶体积(PTV)组成。GTV和CTV由大体肿瘤疾病和该大体疾病的亚临床显微镜下浸润组成。在放射治疗期间，必须以足够的剂量来放射这些体积，以便向病人提供适当的治疗。因为在治疗时识别这种体积上的不确定性，并且由于不可避免的病人和肿瘤移动，通常放射到扩大的PTV。
[0005] 因为通常放射比疾病的生物程度更大的体积，所以由于健康组织的不必要的放射导致增加正常组织并发症的风险。因此，期望使得放射束仅适形到GTV和CTV，并且提供一种成像方法，用于帮助在治疗时将放射束布置在这个体积上。这种技术已知为图像引导的放射治疗(IGRT)。
[0006] 可获得用于IGRT的商业可获得技术通常使用X射线或超声波成像技术来产生平面x射线、计算断层摄影或三维超声波图像。而且，可以与这些成像技术相结合地使用基准标记来改善对比度。然而，必须使用侵入性技术来布置基准标记，因此不那么期望用基准标记。基于X射线或超声波的IGRT技术不是理想上适用于IGRT的：x射线受到低软组织对比度的影响，并且无法理想地适用于成像肿瘤；不能在身体的所有位置使用超声波。而且，基于x射线的技术使用电离放射，因此向病人累积补充的剂量。最后，基于x射线和超声波的IGRT技术难于集成到直线加速器中，使得它们可以在与治疗发生相同的时刻实时地在任何成像平面中提供图像。
[0008] MRI通过提供均匀的和强的磁场来起作用，该磁场对齐靶核的核磁矩；氢原子核(质子)是在MRI中最常见的成像靶。在存在磁场的情况下，原子核的磁矩与均匀的磁场对齐，并且以由磁场强度确定的频率振荡；这个频率被称为拉莫尔频率。使用射频(RF)脉冲来扰动这种对齐，使得磁化从磁场(B0磁场)的方向翻转到垂直方向，因此显示横向磁化。当原子核返回其原始状态时，横向磁矩衰减到0，而纵向磁矩增加到其原始值。不同的软组织显示不同的横向和纵向驰豫时间。使用梯度磁线圈来将特定的磁场强度施加到小的组织取样，并且，能够通过下述方式来形成这些软组织的图像：产生扰动RF脉冲的特定序列，并且当原子核在被第一RF脉冲扰动后返回到它们的原始磁化状态时分析由原子核发射的信号。
[0009] 医疗直线加速器通过使用圆柱波导来起作用，该圆柱波导在TM010模式被激励，使得电场位于波导的中心轴上。通过向波导内引入形成空腔的隔板来控制该结构的相速度。该隔板在它们的中心具有小孔，以允许通过电子束。隔板具有另外的优点：它们加强了在波导中央的电场，使得在MeV/m(兆电子伏特/米)范围内的场梯度可用于在MW(兆瓦)范围内的RF输入功率。电子被引入到加速结构的一端内，然后被加速波导的中央电场加速到MeV能量。这些电子瞄准高原子序数靶，并且通过轫致放射处理来将电能转换为高能量X射线。波导通常被安装在C形臂机架上，使得波导的中心轴与地平行。这个波导围着病人旋转，病人躺在旋转的中心轴处。医疗加速器使用一种系统，该系统使用270°弯曲磁体，使得由波导产生的放射束聚焦在旋转的中心轴上的一点，该点被称为等中心。
[0010] 如众所周知的，存在与直线加速器与MRI装置的集成相关联的几个较大的技术挑战。
[0011] 例如，如果直线加速器物理地接近MRI，则MRI磁体的大磁场能够影响在加速波导中的电子的加速，因为电子是带电粒子，因此受洛伦兹力影响。F＝q(v×B)，其中，(v×B)是在电子速度v和磁通密度B之间的向量积。如果电子移动的方向垂直于磁场方向，则电子的路径的偏转将最大，并且，这很经常地导致电子趋向于与直线加速器的侧壁碰撞，这将停止粒子加速过程。
[0012] 另一个挑战是因为直线加速器的脉冲功率特性。为了向加速波导提供足够的RF功率(在兆瓦(MW)的数量级上)，医疗直线加速器以脉冲功率模式运行，其中，使用脉冲形成网络(PFN)来将高压转换为脉冲功率。产生高压脉冲的处理包含在调制过程中突然开始和停止大电流，而这些则引起射频发射，其频谱可以与在成像受者内的氢原子核的拉莫尔频率重叠。这因此会对这些原子核在驰豫时发射的信号进行干扰，并因此恶化MRI的图像形成过程。
[0013] 当将MRI与医疗直线加速器集成时存在的另一个挑战包含将MRI磁体相对于加速波导定向，使得波导可以对准病人，而不受磁体的阻碍。
[0014] 另一个挑战涉及在存在用于通过MRI成像的强磁场的情况下当病人被暴露到在放射治疗中使用的高能x射线时获得的剂量沉积图案。由MRI沉积的剂量是利用光电、康普顿或对生产过程由引入的光子散射的电子所导致的。这些电子是带电的粒子，并且也受到洛伦兹力的影响。如果磁通密度的方向垂直于x射线束的入射方向，则这产生对于剂量沉积图案的扰动，所述扰动显著并且随着磁通密度的增加而增加幅度。
[0015] 授予Green的美国专利No.6,366,798公开了一种用于在传统的C形臂医疗直线加速器上安装开放式双平面磁体。直线加速器的设计未从由专利受让方(Varian)建立的直线加速器改变，并且该专利的大部分描述了将MRI磁体改进适配到直线加速器的现有设计的方法。描述了MRI磁体的几种配置。例如，可以独立于C形臂加速器来安装磁体，因此该磁体保持稳定。在这种配置中，磁体具有足够宽的开口以允许来自几个角度的放射。替代地，MRI磁体被安装在C形臂机架上，并且随着该机架旋转以提供旋转治疗。Green依赖于MRI磁体小得足以能够被添加到由Varian医疗系统制造的现有医疗加速器。
[0016] 而且，根据Green，MRI磁体被布置为使得放射束本身平行于或垂直于主磁场的方向。描述了数种磁体定向，并且该数种磁体定向包括具有中心开口(用于通过病人或放射束)的线圈或没有中心开口的线圈。
[0017] 为了避免在电子加速或直线加速器的270°弯曲磁体和MRI之间的干扰，Green提出了一种低磁场，其仅足以提供用于将射束与指定的组织区域对齐的最低质量的图像。也使用有源屏蔽方法，该方法用于在医疗直线加速器的加速波导处减少来自MRI磁体的磁场。Green没有想到对于如上所述RF干扰问题的解决方案。
[0018] Green的文件也提出了一种机制，据此，x射线束会引起在被放射的组织的NMR频谱中的频谱改变，并且Green的文件进一步描述了一种方法，该方法基于所建议的NMR频谱改变来对被放射的组织的区域成像。
[0019] Lagendijk的PCT专利申请公布WO2004/024235公开了一种圆柱的螺旋管形状的MRI磁体，其与垂直于该磁体安装(在其的中点)并且指向磁体的中心轴的直线加速器组合。病人躺在圆柱磁体的中心轴上，磁场则在头脚方向上。放射束垂直于磁场的方向。磁体被设计为具有有源屏蔽，使得加速波导位置处的磁场被降低到低值。放射束必须穿透螺旋管磁体以达到位于螺旋管内的病人，因此被磁体衰减。滤波器被描述为补偿螺旋管磁体对于x射线束的影响。也描述了一种实施例，其中，螺旋管磁体被分割开使得未衰减的x射线束达到病人。未描述对于RF干扰或利用B0场的剂量分布的扰动的任何解决方案。
[0020] Bucholz等的美国专利申请No.6,862,469公开了一种用于将质子束与MRI系统组合的方法。该发明间接地涉及当前的公开，因为它涉及质子治疗，并且未讨论用于使得医疗直线加速器接近MRI磁体的方法。此公开描述了在与B0场相同的方向上冲击通过MRI磁体的孔径的光子束，因为向量积v×B在该情况下是0由此未被B0场偏转。本公开的限制是磁体中的小孔径尺寸。
[0021] 未进行关于在质子束的产生与MRI操作之间的干扰的具体描述。通常，在质子放射器中，质子束在远离病人处被加速到期望的能量。因此暗示，质子加速处理不产生对于MRI的磁干扰。
[0022] Bucholz等的公开的重要部分涉及反馈方法，据此，MRI成像信息用于将质子束布置在病人上的适当位置处。
[0023] Bucholz等描述了一种系统，其中，病人被旋转以用于旋转治疗；然而，简要地提及质子束的机架旋转。对于旋转机架，Bucholz描述了静态MRI磁体，其中，提出了通过磁体间隙的射束通路。
[0024] Bucholz等进一步简述了其他磁和RF干扰，并且建议，如果需要可以使用屏蔽方法去除这些干扰。
[0025] Kruip等的PCT专利申请公布WO2006/136865公开了一种MRI系统，该MRI系统可以与质子治疗组合。描述了一种复杂的磁体设计，其允许质子束位于与MRI的B0场相同的方向上，但是该磁体具有大的开口，该开口允许质子束的平移。该磁体设计复杂，并且涉及非圆形和负载的线圈。象在Bucholz等中那样，质子源远离磁体，并且假定两个装置不彼此磁性干扰。此外，未描述对于旋转治疗的讨论。
[0026] Dempsey的美国专利申请公布No.2005/0197564公开了一种使用放射性核素作为致电离辐射的源与开放式螺旋管MRI组合来递送放射治疗的方法。病人被布置在MRI磁体60
的孔中，使得磁场与头脚方向平行。所使用的放射性核素是 Co，并且其被放置为使得通过
60
MRI螺旋管的开口来放射病人，因此，磁场垂直于x射线束的方向。 Co是放射性的，并且发射具有1.25MeV的平均能量的光子。
的孔中，使得磁场与头脚方向平行。所使用的放射性核素是 Co，并且其被放置为使得通过
60
MRI螺旋管的开口来放射病人，因此，磁场垂直于x射线束的方向。 Co是放射性的，并且发射具有1.25MeV的平均能量的光子。
[0027] 在Dempsey的设计中，不使用加速波导，因此，未遇到由MRI的B0场所导致的加速60
波导中的电子束偏转的问题。也避免了在医疗直线加速器和MRI之间的RF干扰，因为 Co
60
不使用PFN。然而，这种方法引入了 Co是铁磁性的新的问题，因此在MRI的B0场中引入不
60
均匀性。当旋转 Co源时，这些不均匀性使得MRI图像质量恶化，这使得需要使用新颖的技
60 60
术来恢复图像质量。Co也具有用于给定的源行为的有限剂量率，其由于 Co的半衰期而在
60
时间上减少。该剂量率通常低于医疗直线加速器的剂量率，因此是不期望的。而且，Co源大小大得足以使得放射源的焦点大于医疗直线加速器的焦点。与医疗直线加速器作比较，
60
这降低了 Co源的x射线束质量。
波导中的电子束偏转的问题。也避免了在医疗直线加速器和MRI之间的RF干扰，因为 Co
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不使用PFN。然而，这种方法引入了 Co是铁磁性的新的问题，因此在MRI的B0场中引入不
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均匀性。当旋转 Co源时，这些不均匀性使得MRI图像质量恶化，这使得需要使用新颖的技
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术来恢复图像质量。Co也具有用于给定的源行为的有限剂量率，其由于 Co的半衰期而在
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时间上减少。该剂量率通常低于医疗直线加速器的剂量率，因此是不期望的。而且，Co源大小大得足以使得放射源的焦点大于医疗直线加速器的焦点。与医疗直线加速器作比较，
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这降低了 Co源的x射线束质量。
[0028] Dempsey以一些细节描述了由于磁场导致的对于在病人中的剂量分布上的扰动。他提出，这些扰动在1.5T时对于垂直放射相当大，但是当在垂直放射中使用诸如0.3T的低场MRI时，这些扰动即便没有消除也被显著减少。
[0029] Dempsey也描述了诸如质子或中子的替代放射源的使用。
[0030] Fallone等的PCT专利申请公布WO2007/045076描述了与MRI适用的双平面永久磁体组合的医疗直线加速器，所述PCT专利申请公布被转让给本申请的受让方，并且通过引用被包含在此。
[0031] 虽然如上所述的文件提供了各种进步，但是存在还没有解决的技术问题。例如，如上所述的配置中的几种提出了对于磁屏蔽或匀场的使用的依赖。这样的屏蔽在策略上被60
放置在系统上或其周围，以减轻MRI对于直线加速器的磁影响或补偿铁磁性 Co对于MRI的影响。作为这种对于磁屏蔽/匀场的依赖的结果，这些系统趋向于被设计使得在MRI与
60
直线加速器或 Co源之间提供尽可能大的距离。不幸的是，增加在MRI和直线加速器之间的距离降低了在MRI等中心处看到的光子剂量率。结果，延长了用于提供必要的剂量的治疗时间。在直线加速器和等中心之间所需要的较大距离的另一个显著缺点是，由此带来的在组合的MRI-直线加速器的物理尺寸上的增加。该尺寸上的增加导致难于保证将集成的MRI-直线加速器装置安装在标准尺寸的放射治疗套件中。可以明白，很少地依赖于或根本不依赖于磁屏蔽/匀场以减小磁干扰的配置对于直线加速器和MRI的相对放置施加了较少的限制。结果，这样的配置能减小尺寸并增加剂量率，而没有不期望的磁干扰。
放置在系统上或其周围，以减轻MRI对于直线加速器的磁影响或补偿铁磁性 Co对于MRI的影响。作为这种对于磁屏蔽/匀场的依赖的结果，这些系统趋向于被设计使得在MRI与
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直线加速器或 Co源之间提供尽可能大的距离。不幸的是，增加在MRI和直线加速器之间的距离降低了在MRI等中心处看到的光子剂量率。结果，延长了用于提供必要的剂量的治疗时间。在直线加速器和等中心之间所需要的较大距离的另一个显著缺点是，由此带来的在组合的MRI-直线加速器的物理尺寸上的增加。该尺寸上的增加导致难于保证将集成的MRI-直线加速器装置安装在标准尺寸的放射治疗套件中。可以明白，很少地依赖于或根本不依赖于磁屏蔽/匀场以减小磁干扰的配置对于直线加速器和MRI的相对放置施加了较少的限制。结果，这样的配置能减小尺寸并增加剂量率，而没有不期望的磁干扰。
[0032] 对于上述内容常见的第二困难是这些在病人中产生相对于没有磁场的情况被扰动的剂量分布。这种扰动是因为在当光子与病人的生物材料交互作用时产生的散射电子上的洛伦兹力。上述建议的一个或多个使用其中光子束垂直于MRI成像器的B0场的装置布置，因此在该情况下，在散射电子上的洛伦兹力是最大的。其中B0场与光子束的方向平行的装置会产生散射电子，所产生散射电子的大多数具有相对于B0场的小行进角度，因此对于散射电子具有最小的洛伦兹力。这将仅产生对于由病人接收的剂量分布的小扰动。已经研究了这种效果，并且在Bielajew，Med.Phys，vol 20，no.4，pp 1171-1179(1993)描述了这种效果。
[0033] 然而，授予Green的上述专利提出了一个实施例，其中，MRI的B0场与x射线束的方向平行。然而，Green的公开的限定特征是它使用标准直线加速器配置，其中，加速波导被安装在C形臂机架上，并且加速波导与地面平行，且围绕也平行于地面的轴线旋转。而且，在Green中描述的MRI和加速波导的布局使得直线加速器使用270°弯曲磁体来将光子束定向朝着MRI。然而，在考虑时，技术人员可以明白，这样的实施例是非常不实用的。例如，下述MRI比可以在由Green提出的标准直线加速器下直接适配的那些大得多：该MRI以足够大的视野生成人受者的图像且具有充足对比度以用于图像引导放射治疗。这仅是因为MRI磁体的尺寸与期望的视野大小强烈相关，并且对比度与磁场强度直接相关。换句话说，根据在Green的附图中所示的比例建立的系统完全不能产生能够用于引导放射治疗的图像，因为它不能支持如此做所需要的磁体。
[0034] Green的另一个困难是，它明显依赖于低磁场强度以减少在MRI和直线加速器之间的磁干扰。进一步地，Green提出了多种方法，据此，使用NMR频谱技术来可视化放射束。然而，本领域内的技术人员在了解了磁场强度是当产生高对比度成像时的限制因素的情况下，立即认识到人们不能依赖于低磁场来产生以任何方式适于引导放射治疗的MRI图像。
而且，公知的是，NMR频谱仅在高磁场强度时良好地起作用。
而且，公知的是，NMR频谱仅在高磁场强度时良好地起作用。
[0035] 因此，本发明的目的是至少缓解当将直线加速器和MRI集成以用于图像引导的放射治疗时遇到的缺点。
发明内容
[0036] 根据一个方面，提供了一种放射治疗系统，包括：
[0037] 磁共振成像(MRI)设备；以及
[0038] 直线加速器，其能够产生放射束，所述直线加速器被浸入MRI磁场内并且相对于所述MRI磁场定向，以将所述直线加速器暴露到磁力，所述磁力沿其中心轴引导其中的电子。
[0039] 根据另一个方面，提供了一种放射治疗系统，包括：
[0040] 磁共振成像(MRI)设备；以及
[0041] 直线加速器，其能够产生放射束，所述直线加速器被浸入MRI磁场内并且相对于所述MRI磁场定向，以将所述直线加速器暴露到磁力，所述磁力聚焦其中的电子束。
[0042] 上述放射治疗系统是特别有益的，因为所述直线加速器被布置使得接近所述MRI设备，但是无需要求磁屏蔽来限制MRI磁体对于所述直线加速器的干扰。因此，减少了用于限制干扰的设计考虑。
[0043] 在本公开中所示的设计的另一个优点是，对于实际系统，能够与直线加速器组合的MRI磁体的磁通密度能够较高。这仅是因为在直线加速器中的电子行进方向总是与磁场方向平行。因此，在该情况下，作用于电子上的洛伦兹力接近或等于0，并且，MRI磁场不产生电子轨迹的偏转。因此，如果需要较高的磁场强度来改善MRI图像质量，则本公开可以仍然用于组合MRI磁体和直线加速器。
[0044] 在本公开中所示的设计的另一个优点是，在病人中的剂量分布的扰动是更期望的。在一些先前的建议中，x射线束的方向垂直于MRI磁体B0场。在该情况下，以不期望的方式来扰动病人剂量分布，并且病人剂量分布可以产生剂量的可观的热区或冷区。已经例如在Kirkby et al，Med.Phys.Vol 35，no.3，pp.1019-1027，(2008)中描述了这种效应。该效应直接地是因为x射线束的定向和MRI B0场的方向所导致的，并且不能被去除。该效应在较高的磁场强度得以加强，并且会限制组合的MRI-直线加速器的有用性。然而，如在Bielajew(Med.Phys，vol 20，no.4，pp.1171-1179，(1993))中所述，当x射线束处于与外部B场相同的方向上时，减少了横向电子散射。在大场尺寸的中心轴上，Bielajew示出了与零B场情况相比剂量分布没有改变。在横向分布上，有对于剂量分布的改变，因为由于洛伦兹力的聚焦效应减少了散射的横向电子。这种改变导致在半影区域中的较为陡峭的剂量下降，因此有益于放射治疗。因此，在此所述的MRI-直线加速器系统的剂量分布相对于在先前公开的系统中的那些将具有更好的质量。
[0045] 所提供的另一个优点是由于粒子的聚焦，剂量分布具有在半影区域中的更陡峭的剂量下降，因此在射束边缘呈现改善的射束锐度。
[0046] 在本公开中所示的设计的另一个优点是它允许更紧凑的尺寸，因为可以将直线加速器放置得更接近MRI磁体等中心，而不增加磁屏蔽的任何复杂度。这是较大的优点，因为装置的实际有益性可能另外受其尺寸限制。首先，在等中心的x射线剂量率与距直线加速器靶的距离的平方成反比，因此，在MRI和直线加速器之间的增大的距离表示与1除以该距离的平方成比例的剂量率减少。其次，大得不能适配到标准放射治疗套件内的组合的MRI-直线加速器可能在技术上是可行的，但是在商业上是不实用的，因为医院不能修改在现有的放射治疗科中的可用房间大小。可以被适配到现有的套件内的紧凑装置在安装和操作上比需要建立新的设施的更大装置便宜，因此提供了经济和商业优点。
[0047] 在本公开中所示的设计的另一个优点是它允许使用电子束以及光子束的放射疗法治疗。例如，仅通过从加速波导的出口去除高Z靶并且代之以直接地使用电子束用于癌症治疗，来获得电子治疗。在本公开中，电子移动的方向平行于在中心轴上的磁场，因此，电子轨迹不受到洛伦兹力的影响。在远离中心轴的位置，会有小的洛伦兹力作用于电子移动。这个力将引起围绕磁场的方向的电子路径的螺旋移动，螺旋移动的半径与电子的横向动量成正比，并且与磁场强度成反比。然而，这种移动将保持电子的纵向动量，因此它不阻碍电子束达到病人。虽然一种考虑是这样的螺旋电子移动会引起同步加速器放射，但是Bielajew(Med.Phys，vol 20，no.4，pp.1171-1179，(1993))显示，在与MRI相关的磁场强度和与放射治疗相关的电子能量，这样的效果最小，并且即便有的话也具有很小的有害结果。
[0048] 在本公开中所示的此设计的另一个优点是便利计算在病人中的剂量。在放射治疗中，通过执行光子冲激函数的卷积来计算放射剂量。该冲激函数是初级光子在单个点的响应，并且也被称为剂量扩展核。该剂量扩展核表示在光子交互作用期间释放的能量的扩展。该扩展是由连续的随机的光子和电子交互作用所导致的。如由Bielajew(Med.Phys，vol
20，no.4，pp.1171-1179，(1993))所述，剂量扩展函数的电子分量的扩展在存在平行磁场的情况下将减小，因此将物理地较小。由较小的剂量扩展核所导致的剂量测定计算更容易执行，因为精确计算所需的卷积将不太复杂，因此在该情况下将简化剂量计算。
20，no.4，pp.1171-1179，(1993))所述，剂量扩展函数的电子分量的扩展在存在平行磁场的情况下将减小，因此将物理地较小。由较小的剂量扩展核所导致的剂量测定计算更容易执行，因为精确计算所需的卷积将不太复杂，因此在该情况下将简化剂量计算。
附图说明
[0049] 现在参考附图更全面地描述实施例，其中：
[0050] 图1是根据一个实施例的放射治疗系统的侧视图；
[0051] 图2是图1的放射治疗系统的正视图；
[0052] 图3是图1的放射治疗系统的顶视图；以及
[0053] 图4示出图1的放射治疗系统的线圈配置的两种不同参数化的磁通密度与位置的两个图示。
具体实施方式
[0054] 本公开描述了处理如上所述的一个或多个问题的装置。为了减小电子从加速波导的中心轴偏离的程度，并且由此将电子聚焦在加速器的靶上，直线加速器可以被浸入在与加速波导中的电子行进的方向平行的磁场中，并且有益地和令人惊讶地，MRI磁体本身能够提供该磁场。
[0055] 图1是根据一个实施例的放射治疗系统10的侧视图，该系统可以整体适配在高度三米的空间内。放射治疗系统10包括与标准S波段驻波6MV直线加速器14集成的开孔的、0.2 Tesla MRI组件12。放射治疗系统10被配置来提供30厘米直径的成像体积50，并且包括两组各14个不同直径的圆形线圈20，该线圈围绕公共中心轴23而同心地布置。所述两组具有固定的间隔关系，由此在其间提供空间让病人进入。在这个实施例中，圆形线圈20的最小者具有25厘米的内径，其足以容纳直线加速器14。圆形线圈20的最大者具有230厘米的直径。磁圆柱厚度是5厘米，并且在线圈20之间有2.5厘米的间隔。提供此间隔来实现到支持结构的连接和诸如水或低温冷却剂的冷却剂的散布。可以在图1中看出，内部两个圆柱较短，以便容纳用于射束成形的多叶式准直仪(MLC)40和射束阑42的尺寸。
[0056] 在图1中，病人从右手侧进入系统10，并且水平地躺在两组线圈20之间。放射治疗系统10围绕水平轴32旋转，所述水平轴32与病人的头脚轴对齐。在两组线圈20的面向内表面之间的间隙是80厘米。这个间隙大小容纳两个5厘米不锈钢板34以用于锚固两组线圈20，同时允许在两组线圈20之间的70厘米的空间。该70厘米空间足以容纳增加梯度磁体(未示出)，同时仍然允许足够的空间来围绕病人旋转全部两组线圈20。
[0057] 在图2中示出放射治疗系统10的正视图。在这个视图中，旋转轴32垂直于页面，并且病人通过在进入页面的方向上行进来进入系统。在这个视图中清楚地看到支承系统10的机架环为支承柱，用于向组件提供所需要的刚度以便当旋转时不下垂或弯曲。
[0058] 在图3中示出放射治疗系统10的顶视图。在这个视图中，清楚地显示同心磁线圈，示出沿着中心轴23布置的直线加速器。
[0059] 有益的是，放射治疗系统10作为单元围绕水平轴24旋转。可操作地连接到直线加速器14的传输RF波导44在这个实施例中是类型284的。传输RF波导44去往围绕轴32旋转的旋转接头46。旋转接头46继而向RF电源提供耦合，RF电源在这个实施例中位于远离放射治疗系统10。利用这种配置，RF电源不旋转。
[0060] 有益的是，直线加速器14内的粒子行进的轴也与中心轴23重合。在这个实施例中，直线加速器14沿着中心轴23部分地布置在由圆形线圈20的最小者形成的25毫米的孔内，以便向75厘米的耙距离提供直线加速器等中心，这允许在治疗期间施加高剂量率。在这个位置，直线加速器14被浸没在由MRI线圈20产生的磁场内并且相对于该磁场定向，以将直线加速器14暴露到磁力，该磁力沿着直线加速器14的中心轴23引导(或“聚焦”)其中的粒子。
[0061] 聚焦的机制是因为在直线加速器14所布置于的中心轴23处同时存在纵向和径向磁场。离开其中心轴23进入直线加速器14的粒子将由于MRI磁体的径向磁场而在方位方向上经历洛伦兹力。结果产生的粒子的角运动然后由于与MRI磁体的纵向磁场的交互作用而引起向内的径向洛伦兹力。净结果是将粒子约束到直线加速器14的中心轴23。因此，这种配置提供洛伦兹力，该洛伦兹力通过将任何偏离的离子重新引导回直线加速器14的中心轴23来帮助直线加速器14。
[0062] 可以明白，如上所述的直线加速器14的布置将直线加速器放置在其中磁场具有合理的均匀水平的区域内。这种布置由此保证有益于在直线加速器14内聚焦粒子束的径向磁场。
[0063] 虽然由于它们使用RF场来提供粒子聚焦导致一些现代的驻波直线加速器14未必要求如上所述的另外聚焦，但是如上所述的提供补充聚焦的直线加速器14的布置不会损害加速器功能，并且当然提供如上所述的紧凑性、扰动减少和提高剂量率的优点。而且，由于由直线加速器14相对于MRI磁场的有益放置提供的任何另外的粒子聚焦，可以导致直线加速器14的增加的性能。这样的另外的聚焦用于减小射束点大小等，由此提高放射治疗的精度。
[0064] 例如，Varian 2100和2300系列的医疗加速器使用驻波加速结构，并且也使用波导聚焦磁线圈。因此，这种类型的聚焦磁场能够被应用到任何直线加速器，并且能够被利用来组合直线加速器与MRI。
[0065] 在表1和表2中给出了选择的一组性能参数的示例，以及在图4中图示了所得的中心轴场。
[0066] 表1示出用于表示放射治疗系统10的线圈20的参数，其中，线圈20在磁等中心处的30厘米球形成像体积中产生一定程度均匀的磁场，其具有大约71ppm的不均匀度。在这个实施例中，线圈20的铜线的线规是18AWG；总的线圈重量是17,363千克；并且，总的消耗功率是1207kW。
[0067]
[0068] 表1
[0069] 表2示出用于表示放射治疗系统10的线圈20的参数，其中，线圈20在磁等中心处的30厘米球形成像体积中产生可接受地均匀的磁场，其具有大约80ppm的不均匀度。在这个实施例中，线圈20的铜线的线规是8AWG；总的线圈重量是18,093千克；并且，总的消耗功率是1486千瓦(kW)。
[0070]
[0071] 表2
[0072] 图4是使用在表1和2中的操作参数的、沿着如图1至3中所示布置的14个磁线圈的中心轴的纵向磁通密度的图示。上图表示在表1中的数据，而下图表示在表2中的数据。
[0073] 优选的是，直线加速器位于距磁等中心75和115厘米之间的区域内，因此看到范围在这些值之间的磁通密度：(a)18AWG铜线：～0.225T(耙端)至～0.12T(枪端)；以及(b)8AWG铜线：0.11T(耙端)至0.145T(枪端)。利用这些场强度，在直线加速器内的电子束的聚焦极好。这种聚焦实现直线加速器的杰出性能。
[0074] 虽然上面已经提供了具有特定参数的实施例，但是可以明白，可以以多种方式来配置磁线圈。例如，本领域内的技术人员可以认识到，存在可以在不同的成像体积和形状上产生可接受地均匀的磁场的许多其他的线圈匝和电流组合。例如，根据其中期望大于0.2T的磁场的一个替代实施例，可以使用低温冷却剂将线圈20冷却到超导温度，因此也可以使用超导线圈。在这样的实施例中，可以在已经如上所述布置直线加速器14的同时，产生约1T或更高的磁通密度，而不由于其有益的布置而不利地影响直线加速器14的操作。均匀度(非均匀度为80ppm或更低)对于许多MRI成像应用是足够的，并且，30厘米的成像体积足够大以用于图像引导的放射治疗。
[0075] 对于如上所述的配置，可以通过商业方式获得足够稳定以用于MRI中的电源和冷却系统(Danfysic，Copenhagen，Denmark)。
[0076] 在表1和2中汇总的配置中，使用电阻性线圈。
[0077] 可以认识到，在图1至3中所示的MRI组件不具有任何有源线圈来限制边缘磁场线的程度。这在MRI中不是最佳的，因为远离磁等中心的磁场线呈现安全危害性，因此是不期望的。通常使用有源屏蔽方法来限制MRI B0场的程度。虽然在图1至3中所示的集成MRI磁体和直线加速器的实例不包括有源屏蔽，但是本领域内的技术人员可以认识到，在磁体组件的中心轴上将磁场的径向分量保持为零的同时可以仍然使用有源屏蔽技术。这符合本公开，并且这不防碍本公开的功能。
[0078] 本领域内的技术人员也认识到，在图1至3中所示的布置仅是可能的几种布置之一，其中，直线加速器可以与MRI磁体组件集成，其中，直线加速器的长轴在与MRI的B0场平行的方向上。其他实施例也可以使用非圆形电流携载线圈或永久磁体。
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