放疗设备的制作方法

1.本发明涉及放疗设备，特别是但不限于磁共振(mr)引导的线性加速器设备。


背景技术：

2.放疗设备是众所周知的，在其中辐射源发射指向患者的辐射束，以为了破坏或以其他方式伤害在患者内的癌细胞。放疗设备的许多设计采用放射源，例如用于高能(mv)x辐射的线性加速器(linac)，或安装在细长台架(gantry)臂上的同位素源，例如钴
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60，该细长台架臂可围绕患者支撑件旋转，患者可被放置在该患者支撑件上以为了治疗。该源是可旋转的，因此它可以围绕患者旋转，以便从多个不同的方向照射期望的区域，从而减少施加到期望区域之外的健康组织的剂量。通常对束进行准直(collimate)，以便将其空间范围限制在患者内的期望区域(通常是包含癌细胞的肿瘤或肿瘤的子部段)，且避免照射附近的健康和/或敏感组织。电子射野成像装置(epid)通常安装至在与源相对的侧部上的台架，以便一旦束通过患者已经衰减接收该束；该装置产生可用于正确对准或校准系统的图像，以及用于评估患者的位置和放疗治疗的放置。
3.存在许多放疗设备的设计，但是越来越普遍的类型利用可旋转的辐射源(例如线性加速器)，其传统地安装成可旋转，与磁共振成像(mri)系统相组合(该组合被称为mri/线性加速器、“mr linac”或mrl)；将非电离成像技术(例如mri)合并到放疗中允许实时图像引导，且提高肿瘤靶向准确性，从而能够更好地避开关键结构且减少副作用。mrl系统允许对组织在线跟踪，且治疗辐射束可以在治疗期间以亚毫米精度被引导到它们的靶(靶可正在移动和变形，例如当患者呼吸时)。mri扫描仪依靠某些原子核在置于外部磁场中时吸收和发射射频能量的能力；在大多数mri系统中，在人体内的水分子中包含的质子被激发并产生信号，该信号被处理以为了形成人体物质的图像。
4.图1显示了典型的mrl系统2，其包括线性加速器放疗设备6和大致圆柱形的磁共振成像(mri)设备4。治疗床10可沿着水平的平移轴线(标记为“ii”)移动，使得依靠在治疗床上的患者被移动到由可旋转的放疗设备和mri设备环绕的圆柱形体积中。mri设备4产生位于治疗床10上的患者的近实时成像。mri设备包括主磁体16，其用于生成用于磁共振成像的所谓“主”磁场。也就是说，由磁体16的操作产生的磁场线基本上平行于中心平移轴线ii伸展。由磁体16产生的磁场确实非常强有力
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由典型的mri磁体产生的场强度大约为0.5到3.0特斯拉，或者5000到30000高斯(相比于约为0.5高斯的地球磁场)。主磁体16由一个或多个线圈组成，所述一个或多个线圈带有平行于平移轴线ii伸展的轴线。所述一个或多个线圈可以是单个线圈或多个不同直径的同轴线圈。在一种布置(示出的)中，在主磁体16中的所述一个或多个线圈间隔开，使得磁体16的中央窗口17没有线圈。在其他布置中，在磁体16中的线圈可以简单地足够细，使得它们对于由放疗设备生成的波长的辐射基本上是可穿透的。系统2的更敏感的部件，例如线性加速器6，位于磁体16外部磁场较弱的区域中；然而，在该区域中的磁场仍然相当大。
5.mri设备4还包括两个梯度线圈18,20，它们生成叠加在主磁场上的所谓“梯度”磁
场。这些线圈18,20在合成磁场中生成梯度，该梯度允许对质子空间编码，从而可以确定它们的位置，例如可以控制梯度线圈18,20，使得获得的成像数据具有特定的取向。梯度线圈18,20围绕与主磁体16共同的中心轴线ii定位，并且沿着该中心轴线彼此移位。这种位移在两个线圈18,20之间产生间隙或窗口。在主磁体16还包括在线圈之间的中央窗口的实施例中，两个窗口彼此对准。
6.射频(rf)系统(未显示)使质子改变它们相对于磁场的对准。当rf电磁场关掉时，质子返回到初始磁化对准(original magnetization alignment)。rf系统以适当的共振频率(对于在1.5特斯拉磁场中的氢，共振频率约为64兆赫)激发在患者内的质子(氢原子)，以产生交替的对准变化，且产生可通过扫描检测的小mr信号。rf系统可以包括例如不仅发射无线电信号而且接收反射信号的单个线圈、专用的发射和接收线圈或多元件相控阵线圈。控制电路控制各种线圈16,18,20和rf系统的操作，且信号处理电路接收rf系统的输出，由此生成支撑在治疗床10上的患者的图像。为了准确成像，rf系统的接收侧必须灵敏，并具有最佳的信噪比。因此，mr系统通常被屏蔽隔离外部场，以保持和提高成像准确度。
7.mrl系统2还包括放疗设备6，其向由治疗床10支撑的患者发送放射剂量。大多数的放疗设备6安装在台架或机架28上，所述大多数的放疗设备至少包括辐射源30(例如线性加速器和x射线靶)和多叶准直器(mlc)32。当治疗床10被插入治疗区域中时，台架28可围绕治疗床10连续旋转地由一个或多个马达(未显示)提供动力。在示出的实施例中，辐射检测器36也安装在与辐射源30相对的台架28上，且被布置成与放疗设备同时旋转，以便保持台架的旋转轴线位于它们之间。放疗设备6还包括控制电路，该控制电路可以集成在图1中显示的系统2内或者远离该系统，并且控制放射源30、mlc32和机架马达的移动和操作。
8.线性加速器包括亚原子粒子(通常是电子)源和启动它们沿线性轴线移动的器具。高压电极沿着加速器波导(waveguide)的轴线对准，并且这些电极以射频被激励，以为了增加沿着加速器轴线移动的粒子的动能；粒子受到沿着线性轴线的一系列振荡电势的作用，因此将粒子加速到接近相对论的速度。在放疗设备中，加速的粒子撞击高密度材料的靶，例如钨，以产生x射线，该x射线可以被准直成束，并且该束被导向用于治疗。在放疗中使用的许多线性加速器具有调谐腔波导，该调谐腔波导包括沿粒子束轴线线性地布置的一系列加速腔；一系列电隔离的电极沿着轴线加速粒子，且电极由射频(rf)能量供应能量。rf能量从rf源传导，且通过rf波导引入到波导中，且以驻波或行波(基于特定的rf设计)的形式集中在加速器波导内。由于在该过程中采用了非常高的能量级，在加速器波导内生成大量的热量，并且该热量需要通过合适的冷却系统，通常是液体冷却系统来移除。波导还用于容纳和准确地导向粒子束；这是重要的，因为如果粒子束没有被准确地导向，那么它对靶的撞击可能不在设计参数内，而使束散焦或改变其位置，使得线性加速器没有正确地操作，并且产生的辐射不符合规格。在束偏离的极端情况下，当束功率超过几千瓦(连续波功率)时，加速器可损坏。电子对低频磁场非常敏感，因此很容易受在mrl中紧邻mr系统外部典型强磁场的影响。虽然线性加速器通常包含在钢制压力容器中，该钢制压力容器提供了一定量的磁屏蔽，但是防止移动的电子在移动经过波导时偏转是一个重要的问题。
9.此外，mr成像过程的灵敏度可由于线性加速器在mrl中的存在受不利影响。在线性加速器波导中使用的高电压可将信号噪声引入到mr rf感测系统中，且影响由rf系统接收器感测的小mr信号，从而降低mr成像品质。


技术实现要素：

10.本发明基于这样的认识，即在mrl中的合适的磁屏蔽可以同时解决防止由mr系统的高静态磁场导致的线性加速器束偏转和在线性加速器中使用的高电压对mr图像品质产生不利影响的问题，因此，本发明提供了一种适于与磁共振成像(mri)系统一起使用的放疗设备，该设备包括线性加速器，该线性加速器适于安装到mri系统的外表面且具有加速器波导，来自电子(或其他粒子)源的电子/粒子在该加速器波导内被加速以撞击靶且产生放疗辐射束，该设备具有外部波导封壳，该外部波导封壳围绕加速器波导外部基本上连续延伸，该波导封壳由高磁导率材料形成，且具有：用于放疗辐射束的第一孔口，在其中束离开波导封壳且进入mri系统；和第二孔口，该第二孔口用于rf引导件以将电子引入到加速器波导中以及用于针对波导加速器的电缆线和冷却剂管线以穿过封壳，其中接口凸缘被设置成用于安装在一侧上加速器波导和波导封壳与在另一侧上mri系统外部之间，该凸缘包括由高磁导率材料形成的波导封壳端盖，第一孔口位于该波导封壳端盖中，在波导封壳中基本上不存在另外的孔口或裂口。
11.这种高磁导率材料制成的封壳或罐为基本上围绕线性加速器的整个外周的磁通量提供了连续的低磁阻路径(在连续的高磁导率材料中唯一的裂口是两个孔口)，且因此在线性加速器周围提供了有效的磁屏蔽，以抵抗静态或缓慢变化的磁场，例如那些典型地存在于mrl外部但靠近mrl的磁场。高导磁率材料为围绕由封壳包围的体积的mri系统外部和附近的磁场线提供了路径，有效地传导围绕波导封壳的磁场且防止其穿透封壳内部，从而屏蔽在封壳内的波导和加速的电子/粒子免受mri系统磁场的影响，并且由于封壳的连续性质，这种屏蔽效果更大。波导封壳还有效地降低由系统加速电子/粒子产生的变化磁场对mr rf感测系统的影响，且从而有助于防止mr成像品质降低。
12.为了使磁场传导最大化且因此给予最大屏蔽的波导封壳的最佳形状是球体；这是因为磁场以类似于液体流动的方式流动通过高磁导率材料，并且在流动路径中的不连续性导致泄漏，降低了屏蔽效率。球形波导封壳将不是空间高效的，但是线性加速器的主要尺寸是沿着它的线性轴线，并且我们已经发现，在消除在波导封壳形状方面的不连续性(这对于防止通量泄漏仍然是有效的)与合理简单地制造之间的适当折衷是封壳横向于线性轴线的横截面是连续弯曲的，基本上没有在形状方面的不连续性。因此，波导封壳可以是圆柱形的，并且在横截面方面不必是圆形的(在横截面方面可以是椭圆形或者甚至梨形)。“圆柱形”封壳可在任一端处由高磁导率材料制成的平面、阶梯或弯曲的端盖封闭(邻近mri系统的端盖是接口凸缘)，其易于制造和固定到封壳
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这种布置将在端盖围绕封壳的端部圆周会合处产生不连续性，但我们已经发现在实践中，这种不连续性允许的通量泄漏较小，并且可以通过其他设计特征来预测和补偿
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圆柱形部件和端盖以精确的尺寸制造，使得在它们会合处它们围绕圆柱形部件的整个圆周基本上连续接触。
13.封壳可以被制造成多个单独的或离散的部件，只要它在基本上所有加速器波导上方延伸，以便为线性加速器提供最大屏蔽。波导封壳的非整体性(即由接合在一起的几个单独部件形成，以形成基本上连续的屏蔽件)是有意的，因为这便于封壳的制造和安装，以及它屏蔽的线性加速器的安装、维护和替换；然而，这种布置也可不利地影响穿过封壳的磁通量路径及其屏蔽其所包住的线性加速器的能力。因此，重要的是，波导封壳的单独部件以这样的方式牢固但可释放地连接在一起，使得不存在磁场线可以穿透或磁通量可以从中泄漏
的间隙。单独部件优选地形成有重叠的接合部，并且邻接的表面优选地是互补形状和/或复杂的迷宫形状(使得从波导内部到外部的路径是迷宫式的，使得该路径例如弯曲回到其自身上)，以便最小化磁通量泄漏。通过确保重叠的接合部角焊在一起，和/或通过大量的机械紧固件(也优选地由高磁导率材料制成)接合，可以进一步限制这种泄漏。
14.封壳可以具有向外延伸的套环部分，并且该套环部分优选地设定大小和配置成远离封壳延伸地在它们长度的至少一部分上方包围rf引导件、管道和缆线。这种套环有助于防止电磁场泄漏到波导封壳中或从波导封壳中泄漏出来，且套环越紧密地包裹rf引导件、管道和缆线，减少泄漏那么越有效。对套环部分而言可为合适的是：在横截面中具有包围rf引导件的部分(其通常是正方形或矩形)和包围管道和缆线的相邻的(优选相连的)突起部。这使套环的横截面积能够最小化，且因此使泄漏最小化。突起部可设定大小和配置成允许管道和缆线在套环部分内大致平行地伸展，这意味着任何电磁泄漏必须沿着套环传播，并且由于其可以被定向成远离波导加速器和mri系统指向，这减少了在这些元件之间任何泄漏的影响。与围绕线性加速器的波导封壳的主要部分一样，这种套环的设计应使在形状方面的不连续性最小化，因此套环平缓地弯曲，即在横截面上具有倒圆的拐角。
附图说明
15.现在将通过示例并参考附图来描述本发明，在其中：图1是典型mrl系统的示意性透视图；图2是线性加速器组件的示意性透视图，该组件用于mrl系统(诸如图1的mrl系统)且合并了根据本发明的波导封壳；图3a,3b和3c是在图2中显示的波导封壳的部件的透视图；图4是图2的波导封壳和rf引导件的示意性透视图；图5是图4的波导封壳和rf引导件的另一示意图；图6是图1的加速器波导和rf引导件的示意性透视图，不带有它们周围的波导封壳；图7是示出图4至图6的加速器波导和波导封壳可如何被安装到mri系统的示意性剖视图，且图8a是波导封壳端盖的示意性透视图，且图8b是示出端帽端盖就位的示意性剖视图。
具体实施方式
16.上面描述了在图1中显示的传统mrl系统。图2显示了线性加速器组件50，其被封闭在开放式框架或托架52中，以便通过附件53安装到mrl的可旋转台架28上；虽然在图2中未显示，但是台架将在图2中显示的组件50的后方，其中腿54从mri设备的轴线ii大体上径向向外延伸(如在图1中显示的那样)。线性加速器包括用于由电子源(未显示)发射的电子的rf引导件56，其使得电子在图中向上注入至线性加速器波导100(其在图1中不可见，因为它隐藏在波导封壳58内，但是显示在图6中)，但是波导使电子转向，从而它们在不同的方向上移动，且相对于mri系统径向上向内加速电子，进入图的平面中，大致平行于腿54。封壳58具有：大体上圆柱形的部分60，该圆柱形的部分60在远离mri系统的圆柱体的端部处具有端盖
62且在最靠近mri系统的端部处具有第二端盖113(下面参考图8a和8b进一步描述)；和通常矩形截面的套环部分64，该套环部分64从rf引导件56向上延伸且固连到圆柱形部分60，以便提供连续的磁屏蔽来包住波导，而未产生用于磁场泄漏的间隙。为了便于安装，封壳如在图3中显示的那样制造：图3a和3b显示了封壳58的圆柱形部分60的一个部件70，且图3c显示了用于将封壳58固连到板74的端部凸缘72，该板74延伸成覆盖mrl的中央窗口17。每个圆柱形部件70具有边缘凸缘76，所述边缘凸缘76被配置成使得相对于设置在封壳58的另一部件上的互补形状的边缘凸缘重叠且平滑地装配，以提供磁密封的整体。封壳的圆柱形部件70通过机械固定件(未显示)，例如沿着重叠的边缘凸缘76以线性阵列设置的螺母和螺栓(如通过在图3中的孔78显示的那样)，可释放地固定在一起且通常比提供纯机械接合部所需的提供得更多，但是足以确保在部件之间充分接触，以确保存在连续的低磁阻通量路径，而没有用于通量泄漏的间隙。凸耳80设置成用于将端盖62固定到圆柱形部分60上。半圆形端部凸缘72类似地固定到圆柱形部分60的一端，和/或可被角焊到其上(且端部凸缘可以使用类似的角焊来制造)。开口82沿着圆柱形部件70的纵向边缘形成，用于经由凸耳84和机械固定件(未显示)将波导封壳58的套环部分64附连到圆柱形部分60，并且用于冷却剂管道和电缆线的通道，如下文将描述的那样。如在图3中显示的那样，重叠的边缘凸缘76是平坦的，然而，如果它们当接合时形成互补的卷曲(即非平坦的)形状使得针对通量在接合的凸缘之间的泄漏，它将不得不遵循迷宫式路径，则凸缘对通量泄漏的阻力可增加。
17.波导封壳58和套环64，和优选地还有机械固定件，由合适的高磁导率材料形成。针对这种材料存在许多组分，但是我们已经发现合适的组分由大约77%的镍、4.8%的铜、14.9%的铁和1.5%的铬制成，或者由大约77%的镍、16%的铁、5%的铜和2%的铬或钼制成，或大约80%的镍、5%的钼、少量的各种其它元素如硅、以及剩余的12
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15%的铁制成。波导封壳58被制造成使得相对简单地围绕波导组装，并且用于加速器波导和在封壳内的其他元件的移除/交换/维护；材料的磁导率容易地因相当轻微的机械撞击降低，并且为了将其恢复到其设计磁导率需要相当特殊的热处理(通常在干燥、惰性或氢气氛中的高温下持续一段合理的时间，然后以特定的冷却速率回到环境温度)，因此重要的是，封壳设计成使得其能够容易地组装和拆卸，并且没有受到意外的机械撞击，以允许容易地接近波导以便维护等。
18.回到图2，将看到开放框架52包围波导封壳58；这为封壳提供了防止可损害其磁导率的意外冲击或撞击的保护措施。我们已经发现，期望的布置是这样的：当附连固定件53被释放时，托架52围绕铰链(未显示)枢转，该铰链具有平行于在两个最低固定件53之间的线的轴线。这允许线性加速器组件50远离mri系统摆动，以允许接近线性加速器的靶末端。为了在这种状态下保护波导封壳58免受损坏，腿54延伸了比圆柱形部分60的长度更长的距离，从而当组件50被摆动打开时，腿54可以被允许搁置在地板上，同时将端板62保持在地板上方，组件50的重量由铰链和腿54保持。
19.现在参照图4和5，可以看出，在横截面中，套环部分64通常是矩形的，但是它具有突起部102；套环部分64的矩形部件如在图5中显示的那样设定大小和配置，以便紧密地包围rf引导件56(通常其在横截面中为矩形)；矩形部件的拐角是弯曲的。突起部102包围冷却剂管道104和电缆线106，它们对于在封壳58内的波导的操作是必要的。突起部102设定大小和配置成使得形成一种线槽，其允许管道104和缆线106主要平行地伸出封壳，且远离与rf引导件56紧密相邻的波导，其中突起部102具有弯曲且尽可能小的横截面，且同时最小化在
封壳56中的开口82的面积(见图3a和3b)。使开口82和突起部102的横截面积尽可能小，最小化磁场从封壳出来/到封壳中的泄漏，同时仍然能够在不必拆卸整个封壳58的情况下移除/替换加速器波导(取而代之的是，可以仅移除端盖62，从而可以抽出加速器波导100，并且操纵管道104和缆线106穿过突起部102且进入孔82中/从孔82出来)。此外，由于冷却剂管道104具有冷的入口侧和热的出口侧，将缆线106放置在它们之间有助于防止在管路之间不期望的热传递，并且除了突起部102的材料防止来自缆线106的电磁场泄漏之外，管道104还同时提供少量的屏蔽。
20.图6显示了加速器波导100，其构造和设计的细节与本发明没有直接关系。线性加速器波导100具有：一端108，电缆线106向该端供应电能和控制信号；和第二端110，该第二端适于抵靠mri系统的外部安装。rf引导件56在端部108、110之间在沿着加速器波导的线性轴线的一点处引入待加速的粒子，且冷却剂管道104安装到加速器波导，以允许用于冷却目的的流体流动。
21.图7显示了如何可将加速器波导和波导封壳安装到mri系统；封壳58的端部凸缘72安装到接口凸缘112，该接口凸缘112包括由高磁导率材料制成的端盖113(在图7中未显示，参见图8a和8b)，并且该端盖113适于直接安装到mri系统的外表面。端盖113完成由封壳58提供的电磁屏蔽，并且它以尺寸精度制造，以便基本上连续地与封壳58的圆柱形部件70邻接；凸缘112适于将线性加速器与mri系统对准(mri的外壁118的一部分显示在图8b中)，并且设定大小成使得用于将凸缘安装到mri系统的固定件116与由封壳58和端盖113提供的屏蔽体积隔开。端盖113的中央部分114具有中央孔口120，以允许由linac产生的辐射束进入mri系统(其外壁的一部分显示在118处)。带有圆锥形孔124的屏蔽材料块122被设置成用于使束进入mri系统并防止磁场泄漏到波导封壳58中。孔120的设置防止了束硬化效应和散射，如果端盖113的材料在束路径中，那么将引起束硬化效应和散射；束孔口120被设计得足够小，以确保没有明显的磁场泄漏到波导封壳中(还要注意，当它们进入孔口120时，在束中的粒子以接近相对论的速度移动，且因此与它们要是以较低的速度移动相比，它们受mri系统磁场的影响要小得多，例如在加速器波导100的注入器部段端部处，在图8b的右侧)。孔口应该不大于在环境磁场中的束的直径(即大约0.5高斯)，实际上我们已经发现大约20毫米的直径适合孔口120，但是它可以更小(例如10毫米或15毫米)或更大(例如25毫米或30毫米)。
22.当然应当理解，在不脱离本发明的范围的情况下，可以对上述实施例进行许多变化。例如，波导封壳被示出为具有两个大体上半圆形的圆柱形部分和一个矩形部分，但是应当理解，可以有更多不同形状的部件，只要它们相对容易制造和组装，并且可以提供适当的良好密封以防止磁通量泄漏。我们已经描述了整个波导组件是如何由高磁导率材料形成的，并给出了示例，在其中对封壳的所有部件(包括配件)而言材料是相同的。应当理解，封壳的组成部件可以由不同的高导磁率材料形成，根据在相对于mri系统的不同位置处的主导磁通量来定制。此外，封壳的不同部件可以具有不同的厚度，以便提供优先的通量路径。除了束孔口之外，在波导封壳中仅设置单个孔或裂口是期望的，因为这有助于制造和组装，而且使通量泄漏最小化；然而，本领域技术人员将会理解，为rf引导件、电缆线和冷却剂管线中的每一个设置单独的、较小的孔将进一步降低电磁场泄漏的可能性(尽管以增加制造/组装复杂性为代价)，且因此这些个别的孔，只要它们紧密相邻，应该被视为在本发明的范
围内。为了便于组装，在套环突起部部分内的管道和缆线的路径优选地是直的，并远离加速器波导导向；相反，该路径可以是弯曲的或迷宫式的，和/或以远离波导的任何角度导向，这将进一步限制电磁场泄漏，即使这是以降低制造/组装的容易性为代价的。可以存在高磁导率材料的薄层延伸跨过第一孔口，这将进一步减少磁场泄漏，但这将衰减束并导致一定量的束散射。束孔口是圆形的且孔是圆锥形的，然而其他束截面和互补的孔形状是可行的。
23.在上面描述了不同的变型方案或替代布置方案，应当理解，本发明的实施例可以任何合适的组合来合并这些变型方案和/或替代方案。