用于使直线性加速器和磁共振成像设备彼此屏蔽的方法和装置的制造方法
【专利说明】用于使直线性加速器和磁共振成像设备彼此屏蔽的方法和 装置
[0001 ] 本申请是2010年7月15日递交的PCT国际申请PCT/US2010/042156于2012年1月16 日进入中国国家阶段的中国专利申请号为201080032027.9、发明名称为"用于使直线性加 速器和磁共振成像设备彼此屏蔽的方法和装置"的发明专利申请的分案申请。
[0002] 相关申请：PCT国际申请PCT/US2010/042156要求2009年7月15日递交、标题为 ('Method and apparatus for shielding a linear accelerator and a magnetic resonance imaging device from each other(用于使直线性加速器和磁共振成像设备彼 此屏蔽的方法和装置r的美国临时申请No.61/225,771的优先权，该美国临时申请特此通 过引用被并入。 1 .技术领域
[0003] 本申请设及用于结合的放射治疗和磁共振成像的系统和方法，具体地，设及包括 屏蔽来自放射治疗和磁共振成像系统的磁场和射频福射的系统和方法。 2.【背景技术】
[0004] 直线性粒子加速器(也称之为直线加速器)是一种用于W高速加速亚原子离子的 粒子加速器。直线加速器例如由C. J.KARZMARK等人在MEDICAL ELECTRON ACCELERATORS(医 学电子加速器）（McGraw-Hill,Inc.,Health Professions Division 1993)中进行了描述， 该文献特此通过引用被并入。医学级或医用直线加速器(又名clinac)使用调谐腔波导来加 速电子，在所述调谐腔波导中，射频(RF)功率通常创建用于产生用于医疗目的的高能电子 或執致福射X射线的驻波或行波。
[0005] 磁共振成像(MRI)或核磁共振成像(NMRI)是放射学中最常用于使身体的内部结构 和机能显现的医学成像技术。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:物理原理和序列设 计KWiley-Liss 1999)"中进行了描述，该文献特此通过引用被并入本文。
[0006] 所期望的是，能够在能够同时使用直线加速器执行放射治疗时利用MRI单元进行 成像。然而，在直线加速器与MRI单元之间存在为了使运些技术W临床可接受的方式一起工 作而应该克服的两个主要冲突。第一个问题是，MRI单元的磁场通过作用于磁场中的带电粒 子上的洛伦兹力来加速直线加速器中的带电粒子，所述洛伦兹力通过方程F = q(v X B)来 确定，其中，F是作用于带电粒子上的力，q是粒子的电荷，V是速度，B是磁场。在直线加速器 中，电子"离子"通常通过加热作为阴极的热离子材料（当被加热时电子变为分离的材料)而 产生，并且当正电压施加于阳极(其通常为线栅)时，电子从阴极朝向阳极移动。阳极被施W 100兆赫的脉冲，W使得电子分组通过线栅并且继续被进一步加速。阴极、阳极和后面的加 速组件形成所谓的电子枪，并且该枪可W通过外部磁场关闭，W使得它将不生成用于进一 步加速的电子。MRI磁体通常被屏蔽，W减小磁体周围的磁场。通常，该边缘磁场在离MRI等 中屯、几米内保持高于地球的1高斯磁场的水平。将直线加速器安置在患者附近的最佳距离 是源离放射治疗等中屯、大约I米。对于MRI和放射治疗等中屯、基本上一致的系统，运使直线 加速器置于边缘场中，该边缘场可W容易地为大约0.1特斯拉(T，IT = IO,OOO高斯)或更大 的数量级。磁场B矢量是大的，并且定向于MR系统的轴向（Z)。速度V矢量接近光速，并且标称 上与B矢量成直角(Y)。作用于非常轻的电子上的力F将在偏离运些电子期望轨迹的垂直方 向上加速运些电子。
[0007]第二个问题是直线加速器的大功率RF源对MRI单元中的用于信号检测的射频发送 器和接收器引起干扰。所利用的RF频率发送线圈和(尤其是)接收线圈是极其灵敏的，并且 通常受患者和RF线圈结构中的热噪声限制。梯度磁场用于设置该中屯、频率周围的频率范 围，W提供作为频率的函数的位置信息。直线加速器中的大功率RF源通常产生几兆瓦到几 十兆瓦的RF福射巧发(burst),运些RF福射巧发在工作期间W几百赫兹被调谐到加速器的 谐振腔。该大功率RF福射通常不与MRI的工作频率共振，但是具有在MRI频率处的边带，并且 可W在MRI的导电组件中感应满流，运些满流引起信号崩毁或者甚至损坏MRI电子器件。MRI 系统通常包括限制来自外部RF源的干扰的RF屏蔽室。灵敏的MRI接收RF线圈也需要被保护 W免受用于激发的RF发送场的影响。通常，利用PIN二极管和/或背对背二极管接入/断开使 RF感应信号衰减的调谐的/失谐的电路元件来实现该隔离。此外，重要的是，灵敏的MRI前置 放大器不利用来自任一源的RF能量进入饱和。
[000引 Green的标题为 "Radiotherapy Machine Including Magnetic Resonance Imaging System(包括磁共振成像系统的放射治疗机)"的美国专利6，198,957(下称， "Green")教导了 MRI系统和水平直线加速器的结合。Green教导了 DC线圈应该围绕水平直线 加速器延伸，W为MRI屏蔽由直线加速器生成的磁场，并且教导了DC线圈应该在MRI周围使 用，W为直线加速器屏蔽MRI的泄漏磁场。此外，Green教导了，对于使用电子束的直线加速 器，在直线加速器的电子束脉冲开启（pulse on)的同时，必须使MRI的主磁体脉冲关断 (pulse off)。W相似的方式，Lagendijk 等人的标题为 "MRI in Guided Radiotherapy Appara1:us with Beam Heterogeneity Compensators!；在具有射束异质性补偿器的引导性 放射治疗装置中的MRir的PCT国际公开W02004/024235(W下/'Lagendijk")教导了，将DC 线圈集成到MRI的主磁体的设计中，W在MRI外部创建环向低磁场区域，来为直线加速器电 子枪源屏蔽MRI泄漏磁场。Lagendi化还教导了运样的主磁体的设计，该设计提供直线加速 器的电子枪上的有限屏蔽，并且允许沿着朝向直线加速器祀子(target)的加速路径的更高 场，但是运使得射束将会进一步劣化并需要利用附加的滤波器进行修正。再次，W类似的方 式，Fallone等人的标题为('Integrated External Beam Radiotherapy and MRI system (集成的外部射束放射治疗和MRI系统r的PCT国际公开W02007/045076(下称/'Fallone") 教导了，如Green所公开的，如果直线加速器和MRI彼此固定W使得可进行垫补(shimming)， 则可W在MRI与直线加速器之间使用屏蔽界面。此外，Fallone教导了与直线加速器相关联 的转向线圈的使用，所述转向线圈用于检测由于MRI的磁场而导致的直线加速器电子束的 偏离并对运些偏离进行修正。最后，Amies等人的标题为乂ombined Radiation !"Iierapy and Magnetic Resonance Unit(结合的放射治疗和磁共振单元)"的美国申请公开2008/ 0208036(下称，"Amies")教导了，直线加速器可W完全放置在MRI主磁体孔内部，并且加速 电子的路径与主磁场线对齐，然而，运缩短了直线加速器与等中屯、（isocenter)的距离。运 还限制了射束路径要准确地沿着磁体的中屯、轴。在水平孔磁体中，当接近磁体的任一端时， 磁场线开始偏离中屯、轴，并且运时，拐入径向方向。因此，射束必须准确地沿着中屯、轴，否则 它将受到场的径向分量的影响而朝向端部。MRI还使用"脉冲梯度场"，所述"脉冲梯度场"也 可W具有偏离中屯、轴的大量径向分量。运些参考文献的每个也都教导了在将屏蔽材料插入 或连接在射束源与患者之间的情况下为直线加速器屏蔽MRI磁场。
[0009] Lagendijk(及其相关申请)和化Ilone所教导的设备的原型已经证明，屏蔽导致不 能安装在标准直线加速器(或医用直线加速器)室中的极大型设备，并且提出了许多技术挑 战，其中，在可实现的放射治疗的质量中必须作出重大妥协，要么要求放射治疗设备进行远 距离治疗，要么要求放射治疗设备通过可W使射束散射和衰减的大量材料进行治疗，运些 要求损害了放射治疗的质量。另外，运些原型利用完全封闭MRIW与直线加速器和治疗室分 离的RF屏蔽箱，使得患者进入成为问题。
[0010] 如将意识到的，存在对于使MRI和直线加速器彼此屏蔽的改进解决方案的需求，除 了其他功能之外，所述改进解决方案减轻不得不使放射治疗射束通过大量材料或者从远距 离通过的缺点。
【发明内容】
[0011] 本文所公开的是运样的方法和装置实施方案，所述方法和装置实施方案允许生产 结合的直线加速器和MRI设备。还描述了在不封闭MRI的情况下屏蔽直线加速器的RF福射的 方法。本文公开的实施方案描述使直线加速器与MRI磁体的磁场隔离和使RF发送/接收线圈 与直线加速器RF场隔离的屏蔽。教导了一种新方法，该方法通过利用机架和MRI孔上安装的 垫片对均匀MRI磁场进行垫补和修正来在标准位置(即，离放射治疗等中屯、大约1米)处为直 线加速器屏蔽MRI的泄漏磁场，而不将屏蔽材料放置在患者与入射射束之间，从而防止射束 的劣化;机架上安装的垫片能够随直线加速器旋转。磁屏蔽可W用被放置在直线加速器周 围、而不是射束路径上的铁磁屏蔽罩和局部线圈或者它们的组合来实现。MRI系统的RF屏蔽 通过选择性地使用均匀RF福射吸收材料(诸如碳纤维网）和RF福射反射材料(诸如铜屏蔽） 的组合来实现。当RF屏蔽可W被构造为平坦滤波器衰减的一部分或者可W被制成具有使射 束通过的薄片或桐时，允许射束通过该RF屏蔽。吸收和衰减材料可W被分层为依次反射、衰 减和/或吸收来自直线加速器的RF福射。必要时可W为吸收材料提供冷却，W除去由正被吸 收的RF福射产生的热。
[0012] 根据本发明的一些方面，可W围绕直线加速器提供磁屏蔽罩。屏蔽罩可W包括高 磁化率和磁导率层、载流线圈、永磁体或者它们的任何组合的一个或更多个壳体，W为直线 加速器屏蔽MRI系统的磁场，W便使得直线加速器可正确地工作。所述壳体优选地为圆柱 形，但是可W使用其他形状。
[0013] 在包括所述壳体中的多于一个的实施方案中，所述壳体优选地彼此磁隔离。
[0014] 屏蔽罩可W被运样布置，从而MRI系统的磁场不会使放射治疗射束衰减。屏蔽罩可 W在直线加速器放置的优选距离处工作。屏蔽罩的内层可W具有更高的磁导率，但是在较 低的通量密度饱和。屏蔽罩对MRI磁场的均匀区域的影响可W通过对置的等效屏蔽罩 (dummy shield)来减小和平衡。
[0015] 屏蔽罩对MRI磁场的影响可W通过垫片来修正。例如，安装在机架上的垫片可W修 正跟随直线加速器的机架角度的扰动。安装在MRI孔上的垫片和/或磁体设计可W对与直线 加速器的机架角度无关的扰动进行修正。
[0016] 根据本公开内容的进一步的方面，围绕直线加速器的RF屏蔽罩可W包括RF吸收材 料和/或RF