用于使直線性加速器和磁共振成像設備彼此屏蔽的方法和裝置的制造方法
【專利說明】用于使直線性加速器和磁共振成像設備彼此屏蔽的方法和 裝置
[0001 ] 本申請是2010年7月15日遞交的PCT國際申請PCT/US2010/042156于2012年1月16 日進入中國國家階段的中國專利申請號為201080032027.9、發明名稱為"用于使直線性加 速器和磁共振成像設備彼此屏蔽的方法和裝置"的發明專利申請的分案申請。
[0002] 相關申請：PCT國際申請PCT/US2010/042156要求2009年7月15日遞交、標題為 ('Method and apparatus for shielding a linear accelerator and a magnetic resonance imaging device from each other(用于使直線性加速器和磁共振成像設備彼 此屏蔽的方法和裝置r的美國臨時申請No.61/225,771的優先權，該美國臨時申請特此通 過引用被并入。 1 .技術領域
[0003] 本申請設及用于結合的放射治療和磁共振成像的系統和方法，具體地，設及包括 屏蔽來自放射治療和磁共振成像系統的磁場和射頻福射的系統和方法。 2.【背景技術】
[0004] 直線性粒子加速器(也稱之為直線加速器)是一種用于W高速加速亞原子離子的 粒子加速器。直線加速器例如由C. J.KARZMARK等人在MEDICAL ELECTRON ACCELERATORS(醫 學電子加速器）（McGraw-Hill,Inc.,Health Professions Division 1993)中進行了描述， 該文獻特此通過引用被并入。醫學級或醫用直線加速器(又名clinac)使用調諧腔波導來加 速電子，在所述調諧腔波導中，射頻(RF)功率通常創建用于產生用于醫療目的的高能電子 或執致福射X射線的駐波或行波。
[0005] 磁共振成像(MRI)或核磁共振成像(NMRI)是放射學中最常用于使身體的內部結構 和機能顯現的醫學成像技術。MRI例如由E . MARK HAACKE等人在"MAG肥TIC RESONANCE IMAGING:P肌SICAL PRINCIPLES AND SEQ肥NCE DESIGN(磁共振成像:物理原理和序列設 計KWiley-Liss 1999)"中進行了描述，該文獻特此通過引用被并入本文。
[0006] 所期望的是，能夠在能夠同時使用直線加速器執行放射治療時利用MRI單元進行 成像。然而，在直線加速器與MRI單元之間存在為了使運些技術W臨床可接受的方式一起工 作而應該克服的兩個主要沖突。第一個問題是，MRI單元的磁場通過作用于磁場中的帶電粒 子上的洛倫茲力來加速直線加速器中的帶電粒子，所述洛倫茲力通過方程F = q(v X B)來 確定，其中，F是作用于帶電粒子上的力，q是粒子的電荷，V是速度，B是磁場。在直線加速器 中，電子"離子"通常通過加熱作為陰極的熱離子材料（當被加熱時電子變為分離的材料)而 產生，并且當正電壓施加于陽極(其通常為線柵)時，電子從陰極朝向陽極移動。陽極被施W 100兆赫的脈沖，W使得電子分組通過線柵并且繼續被進一步加速。陰極、陽極和后面的加 速組件形成所謂的電子槍，并且該槍可W通過外部磁場關閉，W使得它將不生成用于進一 步加速的電子。MRI磁體通常被屏蔽，W減小磁體周圍的磁場。通常，該邊緣磁場在離MRI等 中屯、幾米內保持高于地球的1高斯磁場的水平。將直線加速器安置在患者附近的最佳距離 是源離放射治療等中屯、大約I米。對于MRI和放射治療等中屯、基本上一致的系統，運使直線 加速器置于邊緣場中，該邊緣場可W容易地為大約0.1特斯拉(T，IT = IO,OOO高斯)或更大 的數量級。磁場B矢量是大的，并且定向于MR系統的軸向（Z)。速度V矢量接近光速，并且標稱 上與B矢量成直角(Y)。作用于非常輕的電子上的力F將在偏離運些電子期望軌跡的垂直方 向上加速運些電子。
[0007]第二個問題是直線加速器的大功率RF源對MRI單元中的用于信號檢測的射頻發送 器和接收器引起干擾。所利用的RF頻率發送線圈和(尤其是)接收線圈是極其靈敏的，并且 通常受患者和RF線圈結構中的熱噪聲限制。梯度磁場用于設置該中屯、頻率周圍的頻率范 圍，W提供作為頻率的函數的位置信息。直線加速器中的大功率RF源通常產生幾兆瓦到幾 十兆瓦的RF福射巧發(burst),運些RF福射巧發在工作期間W幾百赫茲被調諧到加速器的 諧振腔。該大功率RF福射通常不與MRI的工作頻率共振，但是具有在MRI頻率處的邊帶，并且 可W在MRI的導電組件中感應滿流，運些滿流引起信號崩毀或者甚至損壞MRI電子器件。MRI 系統通常包括限制來自外部RF源的干擾的RF屏蔽室。靈敏的MRI接收RF線圈也需要被保護 W免受用于激發的RF發送場的影響。通常，利用PIN二極管和/或背對背二極管接入/斷開使 RF感應信號衰減的調諧的/失諧的電路元件來實現該隔離。此外，重要的是，靈敏的MRI前置 放大器不利用來自任一源的RF能量進入飽和。
[000引 Green的標題為 "Radiotherapy Machine Including Magnetic Resonance Imaging System(包括磁共振成像系統的放射治療機)"的美國專利6，198,957(下稱， "Green")教導了 MRI系統和水平直線加速器的結合。Green教導了 DC線圈應該圍繞水平直線 加速器延伸，W為MRI屏蔽由直線加速器生成的磁場，并且教導了DC線圈應該在MRI周圍使 用，W為直線加速器屏蔽MRI的泄漏磁場。此外，Green教導了，對于使用電子束的直線加速 器，在直線加速器的電子束脈沖開啟（pulse on)的同時，必須使MRI的主磁體脈沖關斷 (pulse off)。W相似的方式，Lagendijk 等人的標題為 "MRI in Guided Radiotherapy Appara1:us with Beam Heterogeneity Compensators!；在具有射束異質性補償器的引導性 放射治療裝置中的MRir的PCT國際公開W02004/024235(W下/'Lagendijk")教導了，將DC 線圈集成到MRI的主磁體的設計中，W在MRI外部創建環向低磁場區域，來為直線加速器電 子槍源屏蔽MRI泄漏磁場。Lagendi化還教導了運樣的主磁體的設計，該設計提供直線加速 器的電子槍上的有限屏蔽，并且允許沿著朝向直線加速器祀子(target)的加速路徑的更高 場，但是運使得射束將會進一步劣化并需要利用附加的濾波器進行修正。再次，W類似的方 式，Fallone等人的標題為('Integrated External Beam Radiotherapy and MRI system (集成的外部射束放射治療和MRI系統r的PCT國際公開W02007/045076(下稱/'Fallone") 教導了，如Green所公開的，如果直線加速器和MRI彼此固定W使得可進行墊補(shimming)， 則可W在MRI與直線加速器之間使用屏蔽界面。此外，Fallone教導了與直線加速器相關聯 的轉向線圈的使用，所述轉向線圈用于檢測由于MRI的磁場而導致的直線加速器電子束的 偏離并對運些偏離進行修正。最后，Amies等人的標題為乂ombined Radiation !"Iierapy and Magnetic Resonance Unit(結合的放射治療和磁共振單元)"的美國申請公開2008/ 0208036(下稱，"Amies")教導了，直線加速器可W完全放置在MRI主磁體孔內部，并且加速 電子的路徑與主磁場線對齊，然而，運縮短了直線加速器與等中屯、（isocenter)的距離。運 還限制了射束路徑要準確地沿著磁體的中屯、軸。在水平孔磁體中，當接近磁體的任一端時， 磁場線開始偏離中屯、軸，并且運時，拐入徑向方向。因此，射束必須準確地沿著中屯、軸，否則 它將受到場的徑向分量的影響而朝向端部。MRI還使用"脈沖梯度場"，所述"脈沖梯度場"也 可W具有偏離中屯、軸的大量徑向分量。運些參考文獻的每個也都教導了在將屏蔽材料插入 或連接在射束源與患者之間的情況下為直線加速器屏蔽MRI磁場。
[0009] Lagendijk(及其相關申請)和化Ilone所教導的設備的原型已經證明，屏蔽導致不 能安裝在標準直線加速器(或醫用直線加速器)室中的極大型設備，并且提出了許多技術挑 戰，其中，在可實現的放射治療的質量中必須作出重大妥協，要么要求放射治療設備進行遠 距離治療，要么要求放射治療設備通過可W使射束散射和衰減的大量材料進行治療，運些 要求損害了放射治療的質量。另外，運些原型利用完全封閉MRIW與直線加速器和治療室分 離的RF屏蔽箱，使得患者進入成為問題。
[0010] 如將意識到的，存在對于使MRI和直線加速器彼此屏蔽的改進解決方案的需求，除 了其他功能之外，所述改進解決方案減輕不得不使放射治療射束通過大量材料或者從遠距 離通過的缺點。
【發明內容】
[0011] 本文所公開的是運樣的方法和裝置實施方案，所述方法和裝置實施方案允許生產 結合的直線加速器和MRI設備。還描述了在不封閉MRI的情況下屏蔽直線加速器的RF福射的 方法。本文公開的實施方案描述使直線加速器與MRI磁體的磁場隔離和使RF發送/接收線圈 與直線加速器RF場隔離的屏蔽。教導了一種新方法，該方法通過利用機架和MRI孔上安裝的 墊片對均勻MRI磁場進行墊補和修正來在標準位置(即，離放射治療等中屯、大約1米)處為直 線加速器屏蔽MRI的泄漏磁場，而不將屏蔽材料放置在患者與入射射束之間，從而防止射束 的劣化;機架上安裝的墊片能夠隨直線加速器旋轉。磁屏蔽可W用被放置在直線加速器周 圍、而不是射束路徑上的鐵磁屏蔽罩和局部線圈或者它們的組合來實現。MRI系統的RF屏蔽 通過選擇性地使用均勻RF福射吸收材料(諸如碳纖維網）和RF福射反射材料(諸如銅屏蔽） 的組合來實現。當RF屏蔽可W被構造為平坦濾波器衰減的一部分或者可W被制成具有使射 束通過的薄片或桐時，允許射束通過該RF屏蔽。吸收和衰減材料可W被分層為依次反射、衰 減和/或吸收來自直線加速器的RF福射。必要時可W為吸收材料提供冷卻，W除去由正被吸 收的RF福射產生的熱。
[0012] 根據本發明的一些方面，可W圍繞直線加速器提供磁屏蔽罩。屏蔽罩可W包括高 磁化率和磁導率層、載流線圈、永磁體或者它們的任何組合的一個或更多個殼體，W為直線 加速器屏蔽MRI系統的磁場，W便使得直線加速器可正確地工作。所述殼體優選地為圓柱 形，但是可W使用其他形狀。
[0013] 在包括所述殼體中的多于一個的實施方案中，所述殼體優選地彼此磁隔離。
[0014] 屏蔽罩可W被運樣布置，從而MRI系統的磁場不會使放射治療射束衰減。屏蔽罩可 W在直線加速器放置的優選距離處工作。屏蔽罩的內層可W具有更高的磁導率，但是在較 低的通量密度飽和。屏蔽罩對MRI磁場的均勻區域的影響可W通過對置的等效屏蔽罩 (dummy shield)來減小和平衡。
[0015] 屏蔽罩對MRI磁場的影響可W通過墊片來修正。例如，安裝在機架上的墊片可W修 正跟隨直線加速器的機架角度的擾動。安裝在MRI孔上的墊片和/或磁體設計可W對與直線 加速器的機架角度無關的擾動進行修正。
[0016] 根據本公開內容的進一步的方面，圍繞直線加速器的RF屏蔽罩可W包括RF吸收材 料和/或RF