专利名称：治疗设备的制作方法
技术领域：
本发明涉及将带电粒子引导到受试者体内的目标区。
背景技术：
在带电粒子射束治疗中，将高能带电粒子射束对准受试者的目标区。包括带电粒子的射束与物质的相互作用的主要机制是通过库仑力。库仑碰撞的横截面随着两个粒子相对速度的减小而增大。当带电粒子射束行经受试者时，它越来越快地损失能量。其效果就是粒子射束的大部分能量沉积在粒子射束路径末端附近。因此，在粒子射束路径末端沉积了称为布拉格峰的大能量峰。由于这个原因，带电粒子射束治疗允许将大剂量非常精确地递送到肿瘤目标，同时最小化递送给患者的总剂量。然而，即使是射束路径中解剖结构的微小运动也能够导致所递送的剂量与最初的剂量规划显著偏离。因此，期望使用实时成像对目标进行跟踪，并且使射束适应器官和目标的运动。对于带电粒子射束治疗，因为与MRI相关的强磁场将严重影响带电粒子朝向目标的路径，所以在粒子射束递送期间的实时MRI是难以实现的。作为用于产生患者身体内图像的流程的一部分，磁共振成像(MRI)扫描器使用静态磁场使原子核自旋对齐。在MRI扫描期间，发射器线圈所产生的射频(RF)脉冲对本地磁场造成扰动，并且通过接收器线圈对由核自旋所放射的RF信号进行检测。使用这些RF信号构建MRI图像。还能够将这些线圈称为天线。此外，还能够将发射器和接收器线圈集成到执行两种功能的单一收发器线圈内。应该理解，使用术语收发器线圈也可以指代使用独立发射器和接收器线圈的系统。美国专利6，675，078和对应的欧洲专利EP 1121 957 A2描述了将质子射束治疗与MRI相结合的治疗设备。MRI用于对质子射束治疗进行瞄准目标和门控。PCT专利申请WO 99/32189涉及组合的MRI和放射治疗系统。所描述的系统具有磁共振成像系统，一种机架安装的线圈设备，用于生成随着用于放射治疗射束的引导系统旋转的磁场，并且它使用MRI对受辐射区域上的放射治疗效果进行检测。PCT专利申请WO 2006/130659A2涉及一种方法、系统，并且尤其涉及一种用于使用图像扫描器引导放射治疗的计算机程序产品。
发明内容
如在独立权利要求中所述，本发明提供了一种治疗设备和一种用于控制治疗设备的计算机程序产品。在从属权利要求中给出了本发明的多个实施例。本发明的实施例通过以将由磁场造成的带电粒子的轨迹偏离计入考虑的方式执行剂量规划并且通过以将质子射束指向目标的方式对射束参数进行校正，解决了前述问题。根据本发明的实施例，剂量规划和射束参数定义将MRI扫描器的磁场计入考虑。基于磁体设计并且/或者基于实际三维(3D)测量，对与磁共振(MR)扫描器相关的场的认知是可用于在质子射束设施中扫描器的最终设置方面的(将使场变形、进一步远离成像体积的磁性材料的任何影响计入考虑)。能够计算这些场在质子路径上的影响。如果将该计算集成到剂量规划和射束参数确定软件中，质子就将能量递送到身体中的期望位置处。本发明的实施例提供了治疗设备，其包括磁共振成像系统，其适于在成像区中采集磁共振成像数据集；引导装置，其适于将带电粒子的射束引导到受试者体内的目标区，其中，该成像区包括目标区。治疗设备还包括区确定装置，其适于使用磁共振成像数据集确定在受试者体内的目标区的位置；轨迹计算装置，其适于使用对磁场进行描述的磁场数据计算射束轨迹、使得所计算的轨迹到达目标区；以及控制装置，其适于使用所计算的轨迹控制引导装置、使得射束跟随所计算的轨迹。磁共振成像系统包括用于生成磁场的装置。其可以是超导磁体。用于磁共振成像的大磁场的效果是磁场使带电粒子在磁场中的轨迹偏转。然而，使用磁场数据能够准确计算出带电粒子射束在磁场中的轨迹。这允许引导装置将带电粒子的射束引导到受试者体内的目标区。弓丨导装置能够从粒子加速器弓I导带电粒子的射束。能够使用的带电粒子加速器的示例有回旋加速器、同步回旋加速器、或者线性加速器。引导装置能够包括将高能粒子引导到磁共振成像系统的系统；引导装置还能够包括用于改变组成带电粒子射束的带电粒子的轨迹的带电粒子光学器件。能够将区确定装置实现为计算机程序产品，其能够对磁共振图像数据进行分割，并且确定目标区的位置以及受试者体内围绕目标区并且位于粒子射束路径中的结构的位置。能够定制用于采集磁共振成像数据的脉冲序列对目标区进行定位，并且对可能容易受带电粒子射束损害的高风险器官进行定位。也能够将轨迹计算装置实现为计算机程序
女口
广 PFt ο磁场数据可以是根据对用于生成磁场的装置的设计认知计算出的磁场数据，或者可以直接测量磁场数据并且将其存储在诸如查找表中用于稍后重新调用。这可以通过使用磁场数据并且随后采用小时间步长计算射束中带电粒子的轨迹来实现。实质上就是，在时间上对粒子运动方程求积分。引导装置可以包含带电粒子反射镜以及用于使带电粒子射束的轨迹偏转的带电板和物体。如果射束没有在目标区中结束，为了在通过轨迹计算装置计算出轨迹之后到达目标区，那么轨迹计算装置能够计算对引导装置进行调整的效果，以便看到轨迹在带电粒子射束上的效果。这不仅提供了至目标区的带电粒子射束的轨迹，还提供了将用于使粒子射束跟随至目标区的轨迹的引导装置所必需的设置。控制装置可以实现为计算机或者控制器，并且可以适于控制引导装置，使得粒子射束的轨迹跟随通过计算装置所计算出的轨迹。在另一个实施例中，引导装置包括用于调整粒子射束轨迹的带电粒子光学器件， 以及用于对组成射束的带电粒子的能量进行调制的可调衰减器。带电粒子光学器件可以由磁体、电磁体、以及能够建立大电压电位的电极和结构组成。以上这些产生了能够用于对带电粒子射束的轨迹进行偏转或者调整的磁场或电场。可以将可调衰减器实现为中断组成射束的带电粒子的路径的物体。带电粒子主要使用库仑力与它们行经的物质相互作用。作为结果，随着带电粒子的速度变得更慢，它们变得更有可能与周围物质的相互作用。衰减器的效果是减小组成射束的带电粒子的能量。该效果是它减小了带电粒子射束能够穿透入受试者体内的深度。可以将衰减器放置在带电粒子射束的源和粒子射束恰好进入受试者之前位置处之间的任何地方。如果衰减器在引导装置之前或者在引导装置内，那么带电粒子的射束的能量将改变，并且将需要考虑该能量改变，并且引导装置将需要能够适应能量改变、以便确保带电粒子的射束具有经过它的正确路径。将衰减器放置于更接近受试者具有如下优点引导装置的许多部分将不需要能够适应改变的粒子射束能量。缺点是存在诸如质子的带电粒子可能引起核反应的可能性，其将使衰减器成为放射性的。然而，这取决于所使用的带电粒子的类型以及用于作为衰减器的材料。在另一个实施例中，轨迹计算装置适于计算组成射束的带电粒子在受试者体内的能量损失，并且轨迹计算装置使用能量损失调整所计算的轨迹。这是有利的，因为当带电粒子射束经过物质时逐渐损失能量。能量变化将影响带电粒子在磁场内的轨迹。粒子的速度越慢，其在恒定磁场中的曲率越大，并且将这一点考虑在内允许对轨迹进行精确计算。在另一个实施例中，组成射束的带电粒子的动能大于或者等于使得粒子射束的布拉格峰在目标区内所必需的动能。布拉格峰是来自带电粒子射束的大部分能量所沉积的位置。因为带电粒子具有足够到达目标区的能量，所以该实施例是有利的。在另一个实施例中，射束控制装置还包括用于对射束的布拉格峰的位置进行调制、使得布拉格峰在目标区内的可调衰减器。因为衰减器能够改变组成带电粒子射束的粒子的能量，所以该实施例是有利的。这影响了粒子能够穿透入受试者体内多远，并且确定了将大部分能量沉积在何处。因为带电粒子射束的能量能够非常迅速地被调整，并且能够用于补偿受试者的外部和内部运动，所以使用衰减器是有利的。因为通过粒子射束的能量沉积是局部的，并且如果射束指向目标区外部的区域受试者可能受损伤，所以将大部分能量沉积在目标区中是关键性的。在另一个实施例中，MRI系统适于以周期性时间间隔采集磁共振成像数据集。这是有利的，因为可以重复采集MRI数据，并且使用MRI数据对目标区的运动、受试者的运动、 以及受试者体内的内部运动进行跟踪。在该实施例中，区确定装置还适于使用以周期性时间间隔采集的磁共振成像数据集对目标区的运动进行监测。这可以通过分割算法实现，该分割算法能够检测区确定装置的位置以及能够被带电粒子射束损害的周围组织的位置。区确定装置还适于使用以周期性时间间隔采集的磁共振成像数据集对受试者沿着射束轨迹的内部运动进行监测。这包括垂直和平行于射束轨迹的内部运动。这是有利的，因为在受试者之内能够存在能够影响粒子射束轨迹的内部运动，例如，如果粒子射束行经软组织或者诸如肋骨的骨材质，那么粒子射束的衰减将是不同的。随后，轨迹计算装置能够使用该信息正确地计算将粒子射束指向目标区的轨迹。由于这个原因，轨迹计算装置适于在轨迹计算期间对目标区和受试者沿着所使用的射束轨迹的运动进行补偿。由应该受补偿的移动的速率确定采集MRI数据的时间间隔。例如，为了补偿囊状物的填充，以比对呼吸进行补偿更慢的速率采集MRI数据。在另一个实施例中，磁共振成像系统适于测量带电粒子在图像区内的轨迹。射束控制装置适于使用所测量的轨迹对射束轨迹进行调整。该实施例是特别有利的，因为磁共振成像系统能够直接测量带电粒子射束采取的路径。随后，射束控制装置使用该信息对射束轨迹进行调整。这提供了对所计算轨迹的验证，并且还减小了在受试者目标区之外的区域不受粒子射束辐射的机会。可以通过磁共振成像使用几种不同的方法对粒子射束的轨迹进行测量方法1 通过在MR拉莫尔频率或者在拉莫尔频率的次谐波上对射束施以脉动，使用治疗质子射束作为MR激励的手段。方法2 结合像BOLD的MR序列使用均方根(RMS)射束电流的去相(de-phasing) 效应。方法3 使用由于射束相互作用产生的顺磁性行为造成的去相效应。使用下列假设进行示出了检测质子射束的可行性的估计质子射束非常窄，具有至多到小于1mm、最好是小于0. Imm的布拉格区的横向尺度。射束由具有重复频率在50-100MHZ范围内的、并且具有100微安量级的峰值射束电流的短脉冲组成。RMS射束电流能够达到0.1微安的水平(在临床治疗系统中的电流水平在 0. 01-0. 02 微安)。对于一个疗程所需的质子脉冲系列的持续时间在分钟量级。使用这些假设，射束电流生成围绕其轨迹的磁场。场以Ι/r下降(r是到射束中心的距离)。在0. Imm半径处，由于0. 1毫安的电流造成的B场为1.3纳特斯拉。对于100微安，在0. Imm处的场是1. 3微特斯拉。方法1的示例来自质子加速器的脉冲具有100MHZ(这是生成质子的回旋加速器或者同步回旋加速器的设计参数)量级的很高并且非常稳定的重复频率。MRI系统和质子加速器能够以射束脉冲重复频率准确等于MR共振频率的方式互相匹配。那么，质子射束周围的场作为稳定MR激励脉冲作用于组织质子。能够通过稍微修改加速器的脉冲重复频率或者通过将小的偏移场添加到MR背景磁体的场(使用合并入梯度线圈系统中的BO线圈)开启和关闭射束RF场的MR效应。能够以许多方式将射束场的MR激励效应转化成在图像中的可见效应。 一种方式是使用射束场作为唯一的MR激励，并且使用所得的MR信号制作图像。因为仅非常接近射束的体素才发射信号，所以能够非常快速地执行这种成像。原则上，能够从三个投影重建粒子射束。备选地，能够使用与射束相关的RF场的效果作为RF预脉冲(诸如在反向恢复序列中)，对来自射束经过的体素的信号进行调制。使用射束RF场作为饱和脉冲，以抑制从射束经过的体素中生成RF信号，也是可能的。如果质子脉冲的重复频率是拉莫尔频率的相位同步次谐波，MR激励效应也将出现。一般而言，如果质子脉冲系列的频谱包含在拉莫尔频率的频率成分，该质子脉冲系列就将造成MR激励。适于对射束进行成像的治疗设备具有下列设计特征中的一个或多个对于MR共振和质子射束脉冲重复而言频率相同。
在子系统之间的精确频率锁定。 通过调制加速器频率或者MR扫描器的整个BO场在MR共振和非共振之间进行切换的装置。方法2的示例RMS射束电流在射束周围生成RMS磁场，其对射束经过的体素中的共振频率进行调制。在0. 1微安的平均射束电流，在距离射束中心0. Imm处，频率偏移量是大约0. 05Hz。 使用诸如血氧水平依赖(BOLD)对比度功能成像的MR检测方法，能够可视化该频率偏移量。 使用该方法对射束进行可视化将包含周期性地中断质子射束的传送，并且将具有正在发送的质子射束的MR图像与不具有正在发送的质子射束的MR图像进行比较。为了增强质子射束的可见性，能够在当需要MR去相效应的时间期间增大RMS粒子射束电流。例如，对于大部分时间，能够将平均电流保持在0. 02微安水平(当前实际临床水平)，但是在RF激励脉冲和MR采集窗开始之间的时间间隔中将平均电流增大到0. 2-1.0微安。在该情况下，射束电流的增大幅度部分的占空比可以为在5%的数量级。如果电流受部件发热限制，质子递送系统的这种受限高振幅操作可能是可接受的。方法3的示例质子将导致组织的电离。由此形成的自由基将是顺磁性的，并且将导致组织弛豫时间T2的局部减少。因此，能够使用T2灵敏成像序列对这种效应进行可视化。在另一个实施例中，带电粒子射束包括下列中的至少一种质子、碳核、或者原子核。使用他们是有益的，因为质子、碳核或者其他原子核具有大质量，如果带电粒子射束具有足够能量，他们将能够穿透入受试者。在另一个实施例中，区确定装置还适于接收用于规划治疗的规划数据。区确定装置还适于使用磁共振成像数据集来确认规划数据是否满足预定的标准。当利用带电粒子射束执行治疗时，医师将通常使用诸如磁共振成像或者利用X射线的计算机断层摄影的医疗成像系统获得受试者的三维图像，并且随后基于该三维数据规划受试者的处置。该实施例具有如下优点区确定装置确认规划数据是否满足预定标准，并且确定受试者的解剖结构实际上是否接近当生成规划数据时使用的解剖结构。由于粒子加速器的大成本，所以可能使用不同的医疗成像系统在一部位生成规划数据，该不同的医疗成像系统是治疗设备的部分。同时，由于已通过医师执行规划，所以受试者的内部解剖结构可能已经改变。例如，人可能有更多脂肪，或者在对前列腺进行处置的情况下，前列腺可能充以比在规划期间更多的液体或者更少的液体。能够通过与预定标准进行比较验证规划数据。如果规划数据不满足预定标准，就能够执行下列行为中的至少一种停止生成带电粒子射束、警告操作者规划数据不精确、调整规划数据或者从操作者接收对规划数据的校正。如果规划数据不精确，那么停止生成带电粒子射束是有益的，因为这防止带电粒子穿过非预期的受试者区域。警告操作者规划数据不精确是有利的，因为操作者随后就知道在受试者的解剖结构与在规划期间使用的解剖结构之间存在充分多差异、处置将不能正确地继续进行。能够使用分割算法实现区确定装置，并且能够使用经分割的MRI 图像对规划数据进行调整。这是有利的，因为能够通过系统对解剖结构中小的变化自动进行补偿。另外，能够在处置计划中对移动和呼吸进行补偿。例如，肋骨由于呼吸而移动入和移动出射束路径能够导致在治疗期间的误差。然而，使用MRI图像，能够考虑到该移动，并且能够对处置计划进行调整。接收对规划数据的校正是有利的，因为熟练的操作者或者医师随后能够对规划数据手动进行校正。在另一个实施例中，用于生成磁场的装置包括分离磁体，其包括两个圆柱形子磁体。该实施例是有利的，因为能够在两个圆柱形子磁体之间对粒子射束定向，并且还能够在两个圆柱形子磁体之间的区域中采集磁共振成像数据。然而，因为成像体积能够沿着圆柱形子磁体的对称轴延伸到由两个圆柱形子磁体所围绕的区域内，所以不一定将成像体积限制于两个圆柱形子磁体之间的区域。在另一个实施例中，用于生成磁场的装置包括分离磁体，其包括至少两个圆柱形子磁体，其中，两个子磁体的圆柱对称轴对准，并且分离磁体的中间平面将该至少两个子磁体分开，其中，分离磁体具有关于其轴线的中央区域，在圆柱对称部中，成像区位于中央区域内并且以中间平面为中心，并且其中，在两个子磁体之间存在分离区，其中，引导装置适于使得射束穿过分离区，其中，引导装置适于关于分离磁体的圆柱对称轴旋转。该实施例是有利的，因为至少两个圆柱形子磁体之间的磁场将足够均勻以便采集磁共振成像数据，并且在两个圆柱形子磁体之间还将清除粒子射束。在另一个实施例中，沿着分离磁体的中间平面分离磁共振系统的射频线圈。这是有利的，因为它使得射束能够横穿到目标区。根据本发明的实施例，沿着分离磁体的中间平面分离磁共振系统的射频线圈，以便使得射束能够横穿到目标区。根据本发明的实施例，沿着分离磁体的中间平面分离磁共振系统的梯度线圈，以便使得粒子能够横穿到目标区。根据本发明的实施例，两个子磁体是互相连接的，优选地，两个子磁体与至少两个冷支撑(cold support)相连。冷支撑适于在两个子磁体之间提供刚性机械和超导、电连接。根据本发明的实施例，治疗设备还包括用于支撑受试者的受试者支撑，并且其中， 冷支撑位于不与成像区的矢状或者冠状对称平面镜像对称的成角度布置中。在另一个实施例中，引导装置还包括适于对来自带电粒子生成装置的射束进行弓I 导的射束导引，并且该射束导引适于关于分离磁体的对称轴旋转。该实施例是有利的，因为射束导引围绕分离磁体的对称轴旋转，这种设计特征具有如下效果当粒子射束导引旋转时，带电粒子在行经粒子射束导引时经历的磁场不改变。根据本发明的实施例，射束导引至少具有第一、第二和第三弯曲磁体，其中，第一弯曲磁体位于磁体的对称平面中，其中，第二弯曲磁体位于分离磁体的对称轴处，并且其中，第三弯曲磁体沿着射束路径位于第一和第二弯曲磁体之间，优选距离磁体的中间平面小于2米的距离处。在另一个实施例中，分离磁体包括适于接收受试者的受试者通道，其中，治疗设备显然包括用于支撑受试者的受试者支撑，其中，受试者支撑位于受试者通道内，其中，引导装置还包括束流管，其中，束流管包括真空管，并且其中，束流管从引导装置延伸到受试者通道的表面。该实施例是有利的，因为真空束流管不包含能够电离或者从粒子射束获得能
量的空气。在另一个实施例中，分离磁体具有用于减小分离磁体的杂散磁场的屏蔽线圈，并且其中，屏蔽线圈布置使得在分离磁体周围存在零磁场区域，使用其减小分离磁体的磁场对带电粒子光学器件的影响。这是有利的，因为带电粒子光学器件能够包含用于生成用于使粒子射束偏转的磁场的各种材料。磁场可能损害带电粒子光学器件的工作。通过提供低或者零磁场区域，更容易并且花费更少地开发出适于对带电粒子射束的轨迹进行调整的带电粒子光学器件。对于零磁场区域，应该理解，磁场很低以至于对于所有意图和目的它都不影响粒子射束的轨迹。由于在磁体制造或者设计中的缺陷，在该区域中可能存在很低的场，并且还可能存在由于地球造成的磁场。然而，通过正确放置屏蔽线圈，能够在磁体周围创建具有非常低磁场的区域。同时，该区域周围的磁场比围绕磁体其它区域中的磁场更低。在围绕零磁场区域的区域中，磁场对带电粒子的影响也因此减小。在另一方面中，本发明提供了用于控制治疗设备的计算机程序产品。该计算机程序产品包括可执行指令，用于执行使用磁共振成像系统采集磁共振成像数据集、并且使用引导装置将带电粒子射束引导到受试者体内的目标区的步骤。成像区包括目标区。指令所执行的步骤还包括使用区确定装置、使用所述磁共振成像数据确定目标区的位置，使用轨迹计算装置使用对磁场进行描述的磁场数据计算射束的轨迹使得所计算的轨迹到达目标区，以及使用带电粒子生成装置向目标区发射射束。使计算机程序产品控制诸如治疗设备是有利的，因为计算机能够控制设备并且可以比人类更快地执行必需的计算。该计算机程序产品的其他优点与之前所描述的治疗设备类似。在另一个实施例中，计算机程序产品包括可执行指令，可执行指令还包括执行下列步骤计算受试者体内的射束的能量损失，并且使用能量损失调整所计算的轨迹。之前已经讨论了这样做的优点。在另一个实施例中，计算机程序产品还包括用于执行下列步骤的可执行指令使用磁共振成像数据，以周期性时间间隔以对受试者运动进行监测足够快的速率采集磁共振成像数据集；利用区确定装置使用以周期性时间间隔采集的磁共振成像数据集，对目标区运动和受试者沿着射束轨迹的内部运动进行监测；使用轨迹计算装置、使用磁场数据计算射束的轨迹，使得目标区运动和受试者沿着射束轨迹的内部运动得以补偿；使用引导装置将带电粒子射束引导到受试者体内的目标区；以及为了对目标区和其它受试者沿着射束轨迹的运动进行校正，利用控制装置对射束轨迹进行控制。同样，这是有利的，因为通过计算机能够比通过人更快并且更有效地执行这些步骤。其优点也与之前对于治疗设备所描述的那些优点类似。在另一个实施例中，可执行指令还包括执行下列步骤使用磁共振成像系统对成像区内带电粒子的轨迹进行测量；以及利用射束控制装置、使用所测量的轨迹对射束的方向进行调整。之前已经讨论了其优点和实现方法。在另一个实施例中，计算机程序产品还包括用于执行下列步骤的可执行指令接收用于使用治疗设备来规划治疗的规划数据；使用磁共振成像数据集确认规划数据是否满足预定标准；如果规划数据不满足预定标准就执行下列操作中的至少一个停止生成带电粒子射束、警告操作者规划数据不精确、调整规划数据或者从操作者接收对规划数据的校正。之前已经讨论了其优点。
下面将仅通过举例的方式，并且参考附图描述本发明的优选实施例，其中
图1示出了根据本发明实施例的治疗设备的实施例的理想化横截面视图；图2示出了根据本发明实施例的治疗设备的实施例的截面透视图；图3示出了根据本发明实施例的用于控制治疗设备的计算机程序产品的步骤的实施例；图4示出了根据本发明实施例的用于控制治疗设备的计算机程序产品的步骤的实施例；图5示出了所计算的1. 5特斯拉磁共振成像系统的场中的质子射束轨迹。
0075]附图标记列表0076]100磁共振成像系统0077]102子磁体0078]104受试者0079]106受试者支撑0080]108带电粒子射束0081]110目标区0082]112成像区0083]114控制装置0084]116分离收发器线圈0085]118收发器0086]120计算机0087]122硬件接口0088]124微处理器0089]126计算机程序产品0090]128区确定装置0091]130轨迹计算装置0092]132用户接口0093]134引导装置0094]160梯度线圈0095]162梯度放大器0096]200磁共振成像系统0097]202子磁体0098]206受试者支撑0099]208带电粒子射束0100]216分离收发器线圈0101]234引导装置0102]236辐射屏蔽0103]238超导线圈0104]240超导屏蔽线圈0105]242零磁场区域0106]244射束导引
246束流管
248受试者通道
250可旋转支撑
252第一弯曲磁体的位置
254第二弯曲磁体的位置
256第三弯曲磁体的位置
258低温室
300使用磁共振成像系统采集磁共振成像数据集
302使用弓丨导装置将带电粒子射束引导到受试者体内的目标区
304使用区确定装置、使用磁共振成像数据集确定目标区的位置
306使用轨迹计算装置、使用磁场数据计算射束的轨迹
308向目标区发射带电粒子射束
400定义给肿瘤的期望剂量
402与期望剂量分布进行比较
404将MRI场的影响计入考虑
406(重新)定义适当的射束参数
408计算所得的剂量分布
410从CT扫描确定3D组织衰减图
412得到每体素的质子阻止本领
414校准曲线(表)
500与磁体中心的距离用于χ坐标
502与磁体中心的距离用于y坐标
504磁体的内直径
506磁体的外直径
508IOMeV质子的轨迹
51030MeV质子的轨迹
512IOOMeV质子的轨迹
514300MeV质子的轨迹
具体实施例方式对图1和图2的相同元件或者执行相同功能的元件进行编号，使得它们最后两个数字是相同的。如果在图1中已经描述的图2中的元件，其功能是相同的，就不必再次讨论。图1示出了根据本发明实施例的治疗设备的实施例的理想化横截面视图。该图示出了磁共振成像系统100，其包括由两个子磁体102组成的分离磁体。在子磁体102的膛内，存在用于适于接收受试者104的受试者支撑106的空间。在两个子磁体102之间，存在成像区112，其中，磁场足够均勻，使得能够采集磁共振成像数据。在成像区112内存在目标区110。在该实施例中，使用分离收发器线圈116采集磁共振成像数据。借助于分离梯度线圈160执行信息的空间编码。在该实施例中，梯度线圈160位于磁体102的膛内。在该实施例中，将分离收发器线圈116直接设置在受试者104上。在其它实施例中，能够将用于采集磁共振成像数据的线圈安装在磁体102的膛内，能够将它们安装在支撑上，或者能够将它们安装到梯度线圈160。使用磁共振成像数据引导粒子射束108，所以梯度线圈160相对于引导装置134的位置必须是已知的。将收发器线圈116连接到收发器118。收发器能够发射并且还能够接收射频信号。 随后，收发器经硬件接122与计算机120相互作用。通过经硬件接122控制的梯度放大器 162来驱动梯度线圈。梯度放大器162是能够给梯度线圈160提供电流的功率放大器。计算机具有微处理器124，其具有适于从由收发器118获得的数据构建图像的计算机程序产品126。计算机程序产品1 还包括区确定装置1 和轨迹计算装置130。能够将区确定装置1 实现为适于对MRI图像的解剖区域进行分割的分割模块。 可以使用描述围绕磁体的磁场的磁场数据实现轨迹计算装置，并且轨迹计算装置还可以是用于对粒子在小时间步长内的位置运动的方程进行积分的粒子积分器。计算机还包括适于从操作者接收指令的用户接口 132。将计算机120的硬件接122也连接到控制装置114。控制装置114适于控制引导装置134。引导装置134适于将粒子射束108定向至目标区110。 在该实施例中，收发器线圈116和梯度线圈160具有分离设计，使得粒子射束不与收发器线圈116或者梯度线圈160交叉。图2示出了根据本发明实施例的治疗设备的实施例的截面透视图。在该实施例中的MRI系统200包括由两个子磁体202组成的分离磁体。存在适于接收受试者的受试者通道对8。在该实施例中，受试者通道248包括梯度线圈。可以将梯度线圈嵌入在受试者通道内。在其它实施例中，梯度线圈和受试者通道可以是独立的。将梯度线圈嵌入受试者线圈清楚地定义了梯度线圈相对于引导装置134的位置，所以，清楚地定义了 MRI图像相对于引导装置134的位置。在受试者通道M8内的是适于接收受试者的受试者支撑206。每个子磁体202由辐射屏蔽236和低温室258组成。在低温室258内的是适于生成磁场的超导线圈238和超导屏蔽线圈M8。调整超导屏蔽线圈M8，使得存在围绕子磁体102的零磁场区域M2。用于对质子射束进行扫描的脉冲电磁体优选位于该低场环M2内，这允许使用具有铁磁旁轭的高效扫描磁体。在两个子磁体202之间存在束流管246和带电粒子射束208能够横穿的空间。存在围绕MRI系统200的可旋转支撑。可旋转支撑支持射束导引244和引导装置234。引导装置234适于对粒子射束208轨迹进行调整。束流管246是适于允许粒子射束208通过的真空管。在该实施例中，它不延伸到受试者通道M8内。射束导引244适于将粒子射束208从带电粒子源引导到引导装置234。在该实施例中，射束导引244能够精确地在MRI系统200的对称轴处旋转。这具有如下优点随着射束导引M4以及引导装置234围绕子磁体202旋转，粒子所感受的磁场没有改变。这具有如下优点随着射束导引244以及引导装置234旋转，能够移动它们而不必对磁场中的变化进行补偿。随着可旋转支撑250围绕MRI系统200旋转，粒子射束208将采用不同的轨迹进入受试者。受试者支撑206还适于在治疗期间运动。通过调整患者支撑206、可旋转支撑 250，并且控制引导装置234，能够利用粒子射束208对受试者的任何区域进行处置。射束导引244也由第一弯曲磁体、第二弯曲磁体、以及第三弯曲磁体组成。在该实施例中，能够看到第一弯曲磁体位于两个子磁体102之间的平面中252处。然后，射束导引延伸离开两个子磁体，第二弯曲磁体位于此处，254处。然后，第三弯曲磁体位于256处，使得射束在MRI系统200的对称轴处弯曲。虽然在距离等中心大于3米远的距离处能够使MRI磁体的杂散场很小，但是剩余场可能足够大，以致造成带电粒子射束在旋转点和90度弯曲磁体之间沿着射束导引244不可接受的偏转。为了对该杂散场进行补偿，优选借助于装配沿着射束导引244分布的永久磁体和/或电磁体对射束导引244进行主动屏蔽。这些补偿磁体的分布和强度能够消除在经过射束路径和磁体等中心的平面中的并且垂直于粒子射束路径的磁场分量。还能够通过使用至少两个弯曲磁体来减小子磁体202杂散场的影响，其允许将射束导引244定位为进一步远离MRI磁体的高场区。能够利用适当的低温绝缘、通过至少两个冷支撑组件对两个子磁体202进行互连。能够选择这些支撑组件的角位，使得不出现与质子射束系统所需要的旋转的干扰，以便在相邻支撑元件之间提供至少90度的自由孔。在该实施例中，在分离MRI系统中使用的、嵌入在受试者通道中的梯度线圈248在设计上与用于集成的整体PET/MR系统的有间隙的梯度线圈是类似的。该类型梯度线圈的关键特征是在中央间隙两侧上的边缘携带属于χ和y梯度线圈的导体，其可以与在线圈的内表面上的导体和在线圈结构的外表面上的导体互相连接。与PET/MR梯度线圈相比，由于封闭薄壁中央圆柱体将阻塞质子射束，所以不能够通过这种圆柱体使治疗设备的线圈的两个半部互相连接。相反，能够将线圈的两个半部的每一半独立安装在磁体系统中。由于磁体也是几乎完全分离的(除了任何互相连接柱之外)，磁体在中央间隙附近具有硬安装表面，能够有利地使用它反抗梯度线圈上的侧力。备选地，假定质子射束系统所允许的角位将限制于系统的水平对称平面之上的区域，能够借助于位于磁体间隙较低部分中的安装结构将两半梯度线圈安装在基底上。然而，为了避免系统部件的放射性激活，优选在磁体间隙中尽可能避免构造材料。为了避免将严重降低收发器线圈216的品质因子的在收发器线圈216和梯度线圈之间的RF耦合，通常，MR系统的特征在于，包含覆盖梯度线圈内表面的RF屏蔽。因为梯度线圈的分离，必须在梯度线圈的边缘上朝向中心间隙延伸该圆柱形RF屏蔽，优选以使屏蔽与磁体的膛电接触的方式。能够分离收发器线圈216的辐条(其可以是鸟笼式或TEM谐振器)，使得它们不横穿中心间隙。可以直接或者借助于电容器将每个半杆电连接到RF屏蔽的边缘部分。能够有利地使用围绕子磁体202的零磁场区242对质子射束系统的磁性成分进行定位。位于该区中的磁性材料不被磁化，并且因此不导致MRI扫描器内的磁场扭曲。能够将当暴露于磁场时会停止工作的质子射束系统的部件放置于低磁场区域242中。示例是具有高穿透性磁屏蔽、场敏感传感器和换能器或者高度真空部件的装置。图3示出了根据本发明实施例的用于控制治疗设备的计算机程序产品的步骤的实施例。第一步骤是使用磁共振成像系统采集磁共振成像数据集300。第二步骤是使用引导装置将带电粒子射束引导到受试者体内的目标区302。第三步骤是使用区确定装置、使用磁共振成像数据集确定目标区的位置304。第四步骤是使用轨迹计算装置、使用磁场数据计算射束的轨迹306。最后，向目标区发射带电粒子射束308。图4示出了根据本发明实施例的用于控制治疗设备的计算机程序产品的步骤的实施例。所述步骤包括定义对肿瘤的期望剂量400。这将是从医师或者熟练操作者接收期望剂量规划。接下来，当计算给到肿瘤的带电粒子的轨迹时将磁共振成像系统周围的磁场计入考虑404。计算射束参数使得利用具有弯曲路径而不是直线的射束实现在目标中的剂量沉积。接下来，定义或者重新定义适当的射束参数406。这些是用于控制射束轨迹的参数。从其中，计算剂量分布408。使用可以从使用CT扫描器得到的3D组织衰减图中获得的额外信息来计算剂量分布410。使用该组织衰减图，得到每体素的质子阻止本领412。这也利用能够将来自CT扫描的数据互相关联并且确定质子阻止本领的校准曲线或者表414完成。随后，当计算所得到的剂量分布408时使用该信息。随后，将所计算的剂量分布与所期望的剂量分布402进行比较。如果所期望的剂量分布402不满足预定标准集，那么过程再次开始。该过程反复重复直到所计算的剂量分布足够接近所定义的剂量分布为止。图5示出了所计算的在1. 5特斯拉磁共振成像系统的场中的质子射束轨迹。这是磁体的横截面视图，并且假定这是在分离磁体MRI系统之间的空间。χ轴500定义了与磁体对称轴的距离，而y轴502定义了与对称轴中心的距离。ζ轴沿着对称轴。该图示出了磁体的内直径504和磁体的外直径506。在该图中没有示出磁场仅示出了轨迹。该图示出了 IOMeV质子508、30MeV质子510、IOOMeV质子512、以及300MeV质子514的轨迹。图5示范了带电粒子轨迹路径如何显著偏离在没有磁场时它们所沿着的直线。在该图中的计算示出了对于这些能量，所述路径能够用于治疗，特别是当考虑到目标位于受试者中越深时用于治疗的能量就越高。这意味着在所有实际情况中，受试者中在存在磁场时能量沉积所沿着的实际路径长度仅比不存在MRI系统时遇到的直线路径稍微更长。图5中示出的相对计算没有将沿着路径的能量损失计入考虑。在穿透到身体内之后，质子的能量逐渐减小到零，并且在MR扫描器的磁场中，这导致在身体内的质子路径的曲率半径减小。然而，根据患者内路径的位置的函数，质子能量是高精度已知，因为还需要该信息确定发生主要治疗效果的布拉格峰的位置。因此，患者内部和外部的射束精确曲率是能够精确预测的。注意到，质子能量在典型的IOmm的距离上从30MeV减小到零，使得质子轨迹具有大曲率的部分保持较小。
权利要求
1.一种治疗设备，包括磁共振成像系统(100，200)，其适于采集成像区(11 中的磁共振成像数据集，所述磁共振成像系统包括用于生成磁场的装置(102，202)；引导装置(134，234，246，244)，其适于将带电粒子的射束(208,108)引导到受试者 (104)体内的目标区(110)，其中，所述成像区包括所述目标区；区确定装置(128)，其适于使用所述磁共振成像数据集确定所述受试者体内的所述目标区的位置；轨迹计算装置(130)，其适于使用描述所述磁场的磁场数据计算所述射束的轨迹 (508，510，512，514)使得所计算的轨迹到达所述目标区；控制装置(114)，其适于使用所计算的轨迹控制所述引导装置使得所述射束跟随所计算的轨迹。
2.如权利要求1所述的治疗设备，其中，所述引导装置包括用于调整所述射束的轨迹的带电粒子光学器件，并且其中，所述引导装置还包括用于对组成所述射束的带电粒子的能量进行调制的可调衰减器。
3.如权利要求1或2所述的治疗设备，其中，所述轨迹计算装置适于计算组成所述射束的所述带电粒子在所述受试者体内的能量损失，并且其中，所述轨迹计算装置使用所述能量损失对所计算的轨迹进行调整。
4.如权利要求3所述的治疗设备，其中，所述引导装置适于引导带电粒子的射束，所述带电粒子的射束包括其动能大于或者等于使得所述粒子的射束的布拉格峰在所述目标区内所必需的动能的带电粒子，并且其中，所述射束控制装置还包括用于对所述射束的所述布拉格峰的位置进行调制使得所述布拉格峰在所述目标区内的可调衰减器。
5.如前述权利要求中的任意一项所述的治疗设备，其中，所述MRI系统适于以周期性时间间隔采集所述磁共振成像数据集，其中，所述区确定装置还适于使用以周期性时间间隔采集的所述磁共振成像数据集对所述目标区的运动进行监测，其中，所述区确定装置还适于使用以周期性时间间隔采集的所述磁共振成像数据集对所述受试者沿着所述射束的轨迹的内部运动进行监测，并且其中，所述轨迹计算装置适于在所述轨迹的计算期间对所述目标区的运动和所述受试者沿着所述射束的轨迹的运动进行补偿。
6.如前述权利要求中的任意一项所述的治疗设备，其中，所述磁共振成像系统适于对所述成像区内的所述带电粒子的轨迹进行测量，其中，所述射束控制装置适于使用所测量的轨迹对所述射束的轨迹进行调整。
7.如前述权利要求中的任意一项所述的治疗设备，其中，所述引导装置适于引导包括下列中的至少一种的带电粒子的射束质子、碳核或者原子核。
8.如前述权利要求中的任意一项所述的治疗设备，其中，所述区确定装置还适于接收用于规划治疗的规划数据，其中，所述区确定装置适于使用所述磁共振成像数据集确认所述规划数据是否满足预定标准，其中，如果所述规划数据不满足所述预定标准，所述区确定适于执行下列中的至少一项停止生成所述带电粒子的射束，警告操作者所述规划数据不精确，调整所述规划数据和从所述操作者接收对所述规划数据的校正。
9.如前述权利要求中的任意一项所述的治疗设备，其中，所述用于生成磁场的装置包括分离磁体，所述分离磁体包括至少两个圆柱形子磁体(102，202)，其中，所述两个子磁体的圆柱对称轴对准，并且所述分离磁体的中间平面将所述两个子磁体分开，其中，所述分离磁体具有关于其圆柱对称轴的中央区域，其中，所述成像区位于所述中央区域内并且在所述中间平面的中央，并且其中，在所述两个子磁体之间存在分离区，其中，所述引导装置适于使得所述射束横穿所述分离区，并且其中，所述引导装置适于关于所述分离磁体的所述圆柱对称轴旋转。
10.如权利要求9所述的治疗设备，其中，所述引导装置还包括适于引导来自带电粒子生成装置的射束的射束导引044)，并且其中，所述射束导引适于围绕所述分离磁体的所述对称轴旋转。
11.如权利要求9或10所述的治疗设备，其中，所述分离磁体包括适于接收受试者的受试者通道048)，其中，所述治疗设备还包括用于支撑所述受试者的受试者支撑(106)， 其中，受试者支撑(106，206)位于所述受试者通道内，其中，所述引导装置还包括束流管 046)，其中，所述束流管包括真空管，并且其中，所述束流管从所述引导装置延伸到所述受试者通道的表面。
12.如权利要求9、10或11所述的治疗设备，其中，所述分离磁体具有用于减小所述分离磁体的杂散磁场的屏蔽线圈040)，并且其中，布置所述屏蔽线圈使得在所述中央区域 (242)之外存在零磁场区域，其用于减小所述分离磁体的磁场对所述带电粒子光学器件的影响。
13.一种用于控制治疗设备的计算机程序产品，所述计算机产品包括用于执行下列步骤的可执行指令-使用磁共振成像系统(100，200)采集成像区(11 中的磁共振成像数据集(300)，所述磁共振成像系统包括用于生成磁场的装置(102，202)；-使用引导装置(134,234,246,244)将带电粒子的射束(108,208)引导到受试者体内的目标区(110) (302)，其中，所述成像区包括所述目标区；-使用区确定装置(1 )、使用所述磁共振成像数据集确定所述目标区的位置(304)； -使用轨迹计算装置(130)、使用描述所述磁场的磁场数据计算所述射束的轨迹，使得所计算的轨迹到达所述目标区(306)；-使用带电粒子生成装置向所述目标区发射所述射束(308)。
14.如权利要求13所述的计算机程序产品，其中，所述可执行指令还包括下列步骤 -计算所述射束在所述受试者体内的能量损失；-使用所述能量损失对所计算的轨迹进行调整。
15.如权利要求13或14所述的计算机程序产品，其中，所述可执行指令还包括下列步骤-使用所述磁共振成像系统以周期性时间间隔、以对受试者运动进行监测足够快的速率采集磁共振成像数据集；-利用所述区确定装置、使用以周期性时间间隔采集的所述磁共振成像数据集，对所述目标区的运动和所述受试者沿着所述射束的轨迹的内部运动进行监测；-使用所述轨迹计算装置、使用所述磁场数据计算所述射束的轨迹，使得所述目标区的运动和所述受试者沿着所述射束的轨迹的内部运动得以补偿；-使用所述引导装置将带电粒子的射束(108，208)引导到所述受试者体内的目标区-利用所述控制装置对所述射束的轨迹进行控制，以便对所述目标区的运动和所述受试者沿着所述射束的轨迹的运动进行校正。
全文摘要
一种治疗设备，包括磁共振成像系统，其适于在成像区中采集磁共振成像数据集，该磁共振成像系统包括用于生成磁场的装置；引导装置，其适于将带电粒子射束引导到受试者体内的目标区，其中，成像区包括目标区；区确定装置，其适于使用磁共振成像数据集确定受试者体内的目标区的位置；轨迹计算装置，其适于使用对磁场进行描述的磁场数据计算射束轨迹使得所计算的轨迹到达目标区；控制装置，其适于使用所计算的轨迹控制引导装置使得射束跟随所计算的轨迹。
文档编号A61B5/055GK102245265SQ200980149669
公开日2011年11月16日 申请日期2009年12月4日 优先权日2008年12月12日
发明者J·A·奥弗韦格, M·H·库恩 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司