专利名称：放疗和成像装置的制作方法已知的是，人类或动物组织暴露于电离辐射将杀死由此暴露的细胞。例如，这发现了在病理细胞的治疗中的应用。为了治疗患者体内深处的肿瘤，辐射然而必须穿透健康组织以便照射并摧毁病理细胞。在传统辐射治疗中，大量的健康组织由此可能暴露于有害的辐射剂量，导致患者的康复期延长。因此，期望的是，设计一种用于通过电离辐射和治疗方案(treatment protocol)来治疗患者的装置以便把病理组织暴露于将导致那些细胞死亡同时使健康组织的暴露保持最小量的辐射剂量。之前采用了若干种方法来实现所期望的破坏病理细胞的暴露同时使健康细胞的暴露保持最小量。许多方法通过从众多方向(同时从多个源或者来自单源的多次暴露)将辐射指向肿瘤来工作。从每个方向发出的辐射强度因此小于为实际破坏细胞而将需要的辐射强度(尽管仍旧足以损坏细胞)，但是在来自多个方向的辐射束会聚的位置，辐射强度足以输送治疗剂量。通过从多个方向提供辐射，可以最小化输送至周围健康细胞的辐射量。束的形状变化。对于单源设备，集中在等中心(isocentre)上的锥形束是常见的， 而也采用扇形束(例如如US5317616中所示的)。两种束类型均需要准直装置，以便按需整形该束以及减小对健康组织的辐射。当前存在在传统放疗机器中使用的两种主要的可变形状准直器类型。第一较常见类型的多叶准直器(“MLC”)具有众多可以定位在基本连续可变位置中的叶(参见图8)。最大场尺寸典型地为正方形，并且可以旋转MLC以便关于目标上的特征形状而对叶方向进行最佳取向。典型地，调整患者位置，使得目标处于MLC的中心，由此高分辨率MLC也可以具有小尺寸并且被中心定位。可替代地，已制作了复合分辨率准直器， 其中高分辨率(即相对薄)叶被提供在中心部位中而常规宽度(即相对厚)叶被提供在外侧部位中。因这些叶可能在它们自身的重量下弯曲的可能性而对叶的厚度强加下限。不能提供支撑件，因为这将与通常提供的定场(field defining)灯和由大多数直线加速器 (Iinac)提供的可替代电子束不兼容。基于扇形束的系统典型地使用二元(binary)准直器；这整形为窄狭缝，并且具有众多沿着该狭缝定位的叶，所述叶是完全闭合的或者是完全开放的(参见图9)。不是调整场的形状，而是改变叶所开放的时间，从而控制穿过狭缝的辐射积分通量(fluence)。由于准直器的狭缝性质，这结合患者的纵向运动来使用以便覆盖横切于(transverse to)狭缝的目标范围。
我们已认识到，在将多叶准直器(与二元准直器相对)应用于窄窗口单源放疗设备中存在显著优势。这在装配有MRI功能的放疗设备的情况中将是特别有用的；这种设备可以具有窄的视场以便允许MRI线圈在束的任一侧。这种设备还将需要极好的准直， 因为MRI系统将需要辐射源处于离目标的更大距离-因此传统准直器将具有更大的半影 (penumbra)并且在目标处所投影的叶厚度将更大。二元准直器将是一种比较低效的在这种布置中输送辐射的方法。组合的MRI/直线加速器的有效剂量率已经因辐射源离目标的增加距离以及因由于磁体材料而引起的衰减而减小。二元准直器取决于用于产生可接受的输送时间的高剂量率，使其与MRI直线加速器的受限剂量率不兼容。另外，由于MRI/直线加速器能够与照射目标同时地对目标运动进行成像，MRI/直线加速器理想地适合于治疗移动的目标。由于二元准直器使用时间调制而是空间调制，二元准直器对于目标跟踪应用而言是不理想的。因此，本发明提供一种放疗装置，其包括安装在机架上的辐射源，所述机架可围绕旋转轴旋转并且所述源适于沿着与旋转轴相交的束轴发射辐射束；患者支撑件，可沿着平移轴移动；一组磁线圈，定位在该束的任一侧，用于在相交点处建立磁场，沿着第一方向与该点间隔；所述平移轴、所述旋转轴和所述第一方向基本平行；且还包括多叶准直器，在其相对于所述辐射源的取向上固定，所述多叶准直器包括多个细长叶，所述细长叶设置成它们的纵向与第一方向基本对齐并且可在该方向上在撤回位置、延伸位置以及其间的多个中间位置之间移动，在所述撤回位置中叶位于束外部而在所述延伸位置中叶突出横跨该束ο可以提供从束的每侧朝向中心延伸的两排叶。可以提供延伸横跨该束的叶导向器，每个叶沿着所述叶导向器中的至少一个滑动。这样，可以提供比通常情况的更薄的叶。假定放疗装置正照射通过另外不透明磁体，则提供定场灯也没有用，因为由灯产生的光在患者上将是不可见的(然而，磁体对该辐射是基本透明的)。强磁场的存在将意味着电子束不是选项。还可以提供一种磁共振图像获取系统来获得信息并且导出患者支撑件上的患者内的目标区域的全部或部分的图像。然后用于辐射源的控制部件可以通过在剂量输送期间从获取系统中接收磁共振图像，控制该源以便将治疗辐射剂量输送至患者支撑件上的患者ο机架优选地为可连续围绕旋转轴旋转。辐射探测器可以安装到台架(gantry)上与辐射源相对并且适于质量保证多叶准直器的叶的位置(如果期望的话)。MLC由此将在其取向上固定，并且可以具有最大场尺寸，所述最大场尺寸在纵向上为小(匹配于磁体中的辐射窗口，诸如在60cm半径处为15cm)而在横向上为大。MLC将不旋转，这将使得构造更简单和更便宜，并且使得几何结构更稳固且更易于校准和QA。这些叶可以仅在纵向上移动。这使得叶是短的，因为它们仅必须横越准直器的小维度。由于它们仅移动小距离，所以叶的尖端可以具有大半径并且从而最小化辐射半影。此外，在该方向上的移动便于当呼吸是移动的主要原因时的目标跟踪，并且主要在纵向上。另外，旋转以及它们特定纵向取向的缺乏意味着MLC的叶不需要对抗重力进行驱动，意味着放宽致动器的功率需要。为了克服旋转调整的缺乏，叶将必须比通常情况的更薄，但是可以提供导向器。这与现代的IMRT和VMAT技术一起将能够在目标处产生相等的剂量分布。为了防止这些薄叶在它们自身的重量下弯曲，它们可以横跨治疗场进行支撑。通过使用该支撑件而引入的附加材料与已经在磁体中的材料(束也必须穿过它)相比是无关紧要的。在另一方面中，公开了一种操作如上面所描述的放疗装置的方法。所述方法包括以下步骤用辐射束照射所述患者支撑件上的患者的目标区域；获取所述目标区域的成像数据；以及根据所述成像数据来适配所述细长叶的位置。现在将通过示例的方式，参照附图来描述本发明实施例，在附图中图1示出了根据本发明实施例的放疗系统。图2是根据本发明实施例的放疗系统的方面的示意图。图3示出了根据本发明实施例的多叶准直器。图4是在图3中所示出的多叶准直器沿着线II的横截面视图。图5示出了其中叠加了根据本发明实施例的探测器元件的多叶准直器的视图。图6示出了在多叶准直器中使用的传统叶的尖端。图7示出了根据本发明实施例的叶的尖端。图8示出了已知多叶准直器的束眼图。图9示出了另一已知多叶准直器的束眼图。具体实施例图1示出了根据本发明实施例的包括放疗装置和磁共振成像(MRI)装置的系统。 在图2中示意性地示出放疗装置6和MRI装置4。该系统包括用于在装置中支撑患者的检查台(couch) 10。检查台10可沿着水平的平移轴(标记“I”)移动，使得在检查台上停留的患者被移进放疗和MRI装置。在一个实施例中，检查台10可围绕横切于平移轴的中心垂直旋转轴旋转，尽管这没有示出。检查台10 可以形成从支撑结构(未示出)突出的悬臂部。在一个实施例中，检查台10相对于支撑结构沿着平移轴移动，以便形成悬臂部，即随着检查台移动并且升降机保持静止，悬臂部的长度增加。在另一实施例中，支撑结构和检查台10两者沿着平移轴移动，使得悬臂部的长度保持基本恒定，如在2007年7月11日提交的我们的美国专利申请11/827320中所描述的。如上面所提及的，系统2还包括用于产生对定位在检查台10上的患者的实时成像的MRI装置4。MRI装置包括主磁体16，该主磁体16用来生成用于磁共振成像的所谓的 “主”磁场。即，通过操作磁体16而生成的磁场线基本平行于中心平移轴I延伸(rim)。主磁体16由一个或多个具有平行于平移轴I延伸的轴的线圈组成。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，如所示出的。在一个实施例中，主磁体16中的一个或多个线圈间隔成使得磁体16的中心窗口没有线圈。在其它实施例中，磁体16中的线圈可以仅仅薄得足以使它们对由放疗装置生成的波长的辐射是基本透明的。磁体16还可以包括一个或多个有源屏蔽线圈，其生成在磁体16外部的与外部主磁场近似相等幅度和相对极性的磁场。系统2的更敏感部分(诸如加速器)定位在磁体16外部的其中磁场被抵消至少到一阶的这个区域中。MRI装置4还包括两个梯度线圈18、20，其生成叠置在主磁场上的所谓的“梯度”磁场。这些线圈18、20在合成磁场中生成梯度，其允许对质子的空间编码，使得可以从发生共振所在的频率(Larmor频率)来确定它们的位置。梯度线圈18、20与主磁体16 —起围绕公共中心轴定位，并且沿着该中心轴彼此移位。该移位在两个线圈18、 20之间产生间隙或窗口。在其中主磁体16还包括线圈之间的中心窗口的实施例中，两个窗口彼此对齐。RF系统22以变化的频率向患者发射无线电信号，并且探测在那些频率处的吸收， 使得可以确定患者中质子的存在和位置。RF系统22可以例如包括发射无线电信号和接收反射信号的单个线圈、专用发射和接收线圈、或多元件相控阵列线圈。控制电路M控制各种线圈16、18、20和RF系统22的操作，并且信号处理电路沈接收RF系统的输出，从中生成由检查台10支撑的患者的图像。如上面所提及的，系统2还包括向由检查台10支撑的患者输送辐射剂量的放疗装置6。至少包括辐射源30 (例如χ射线源)和多叶准直器(MLC) 32的放疗装置6的大部分安装在机架观上。当检查台10插入到治疗区域中时，机架观由一个或多个机架马达34 供电，可连续围绕检查台10旋转。在所示出的实施例中，辐射探测器36也安装在机架观上与辐射源30相对且机架的旋转轴定位于它们之间。放疗装置6还包括可以集成在图1 所示的系统2内或远离该系统的控制电路38，并且控制辐射源30的源、MLC 32和机架马达 34。将辐射源30定位成发射辐射通过由两个梯度线圈18、20限定的窗口以及还通过在主磁体16中限定的窗口。根据本发明实施例，源30发射所谓的“扇形束”辐射。辐射束在到达MLC 32之前通过合适的屏蔽来准直，在到达MLC32时其已经成为“邮筒形”以便穿过MLC壳体，如下面更详细描述的。即，辐射束在平行于机架观的旋转轴的一个维度上相对窄(诸如在60cm半径处为15cm)，并在横切于机架旋转轴的维度上相对宽。由此，束取得给予它名称的扇形。正是该扇形束理想地适合于系统2的几何结构，其中两个梯度线圈18、 20彼此移位以便允许辐射进入患者。扇形束通过窄窗口给患者提供大量的辐射，意味着梯度线圈18、20可以放置得比传统集成放疗/成像系统的梯度线圈更靠近一起。这允许梯度线圈18、20生成比否则将出现的情形更强的梯度场，以增加由MRI装置4所获得的图像的质量。辐射探测器36针对图1所示的几何结构进行优化，并且可以用于QA和体内剂量测定。探测器36定位在机架观上磁体线圈16、18、20的外部，与辐射束出口对齐。因此它具有相对于辐射源30和MLC 32的固定位置。由于它处于线圈16、18、20的外部的事实，因此散射辐射的效果将由磁体16中的材料支配，所述材料是常量并因此比较容易建模。这不像现有的电子射野成像装置(EPID) 方案，所述电子射野成像装置(EPID)方案受由于不同的患者几何结构引起的来自患者的变化散射(这是难以预知的)的影响。由于探测器36的大横向尺寸，其使用独立的探测器元件(未示出)。这些可以是二极管、离子腔或相似物。因为探测器36只用于质量保证(QA)以及体内剂量测定而不是患者成像(MRI装置4是主要的患者成像器)，所以探测元件的节距可以相对粗略，即当投影到等中心平面上时基本等于MLC 32的叶的宽度。叶的宽度由MLC的设计来限定并且当投影到等中心平面上时可以处于2mm和IOmm之间。
探测器36还包括元件52来对MLC 32执行一些机器QA，即探测MLC的叶被正确地定位。成列的这些探测器元件将典型地处于MLC的叶的节距处。存在众多列探测器元件以允许在离散的位置处探测这些叶(参见图幻。因为这些叶将总是与特定列的探测器元件对齐，所以这些列的探测器元件理想地适合于在其取向上固定的MLC。在操作中，患者放置在检查台10上，并且检查台插入到由磁线圈16、18和机架28 限定的治疗区域中。控制电路38控制辐射源30、MLC 32以及机架马达以通过在线圈16、 18之间的窗口而将辐射输送至患者。控制电路38控制该源从而以通常的脉冲方式输送具有扇形束的辐射。控制机架马达34，使得机架观围绕患者旋转，意味着可以从不同方向来输送辐射。控制MLC 32以取得不同形状，从而改变束在其将到达患者时的形状。同时随着机架观围绕患者的旋转，检查台10可以沿着平移轴移进或移出治疗区域(即平行于机架旋转轴)。通过该同时运动，实现已知产生高质量剂量分布的螺旋辐射输送模式。MRI装置4，且具体地是信号处理电路沈，将患者的实时(或在实践中为近实时，在大约毫秒的延迟后)图像输送至控制电路38。该信息允许控制电路适配源30、MLC 32和 /或机架马达34的操作，使得输送至患者的辐射精确地跟踪例如由于呼吸引起的患者的运动。 图3示出了根据本发明实施例的MLC 32。准直器32包括有效地整形为细长矩形孔径的壳体46。成对的叶(例如如用参考数字48a、48b指示的)沿着壳体46定位，并且通过多个致动器的动作而在基本连续数量的位置中可移进和移出该孔径。致动器可以由电磁马达来操作，所述电磁马达放置在线圈16、 18、20的外部以最小化与存在于MRI装置4中的磁场的干扰。在一个极端，每个叶可以完全定位于孔径的外部；在另一极端，每个叶可以完全定位于孔径内。如所示出的，每个叶可以是单独可控制的以移进和移出壳体(即每对中的叶的移动是没有关联的)。该实施例允许更精确地跟踪目标区域，因为它没有假定目标处于视场中心。MLC 32在其取向上固定并且具有由壳体46的形状限定的最大场尺寸，其在纵向上相对小(匹配于两个磁线圈18、20之间的间隙宽度，典型地在60cm半径处为15cm)而在横向上相对大。在一个实施例中，MLC 32不旋转。这使得该构造更简单和更便宜。这也使得几何结构更稳固并且更易于校准，并且质量保证更易于实现。然而为了克服旋转的这种缺乏，叶 48薄于传统MLC中的叶。为了防止这些薄叶在它们自身的重量下弯曲，它们可以横跨治疗场进行支撑。MLC 32包括横跨壳体伸展的多个支撑件50，如图4的横截面视图中最清楚示出的。每个叶48整形为使得相对窄部分放(slot)在一对相邻支撑件50之间。然后将两个肩部限定在每个叶的相对窄区域和相对宽区域之间，其位于支撑件50的顶部上。支撑件 50的提供是可能的，因为不存在定场光位于MRI直线加速器中或使用电子的可能性(由于磁体16阻止它)。通过使用支撑件50而引入的附加材料相比于已经在磁体中的材料可能无关紧要，因此不会进一步干扰输送至患者的治疗辐射。例如，这些叶典型地由具有相对高原子数的材料(例如钨)制造并且由于它们沿着束轴的相对厚横截面而代表对辐射的相当大的屏障。相比而言，支撑件50在该方向上相对薄，并且可以由具有相对低原子数的材料 (例如铝)制成。这两个因素的组合意味着即使支撑件50横跨束路径固定，它们对辐射也呈现可忽略的屏障。在可替代实施例中，一片材料(例如铝)可以放置在MLC 32的出门上以便支撑叶。该片材又是足够薄使得其对辐射没有呈现明显的屏障。支撑件50可以是该片材中的凹槽或是从片材延伸的凸起突出部。尽管在图4中没有示出，叶48在离辐射源30更远的部分中可能比在更接近辐射源的部分中厚。即，因为根据本发明，辐射束发散成扇形，因此叶在宽度上也增加，使得沿着叶48的整个长度有效地阻挡辐射束。叶48仅在纵向上移动。这使得叶是短的，因为它们仅必须横越准直器32的小维度。当它们仅移动小距离时，每个叶的尖端可以具有大半径并且从而最小化辐射半影。此外，在该方向上的移动便于当目标一般由于呼吸而移动时的目标跟踪并且这主要在纵向上。图5示出了辐射探测器36的探测器元件52叠加在其上的多叶准直器32的视图。 为清楚起见，没有示出所有的叶48或探测器元件52。可以看出，探测器元件52布置成与多叶准直器的叶48对齐的列。这允许探测器36对叶48的位置执行质量保证，但是一般不足以用作治疗所针对的区域的成像器。图6示出了传统叶的尖端。可以看出，尖端是相对圆的。图7示出了根据本发明实施例的叶的尖端。由于叶横跨孔径的短行程，尖端具有更大得多的半径(即更平整且边缘更尖锐)。后者的尖端在其中允许辐射穿过MLC 32的区域和其中阻挡辐射的区域之间产生更尖锐的限定。这增加了辐射可以施加到患者上的精度。因此，本发明提供一种具有多叶准直器的放疗装置。除了辐射源之外，该放疗装置还包括包含多个磁线圈的图像获取系统。多叶准直器适于通过提供多个叶而与该系统一起使用，每个所述叶可在撤回位置、延伸位置以及其间的多个中间位置之间移动，在所述撤回位置中叶位于束外部而在所述延伸位置中叶突出横跨该束。而且，多叶准直器在其相对于辐射源的取向上固定。它不相对于辐射源旋转。这提供一种更稳固且更易于校准和QA的
直ο当然将理解的是，在不偏离本发明范围的情况下可以对上面描述的实施例进行许
多变化。


本发明涉及放疗和成像装置。放疗装置包括安装在机架上的辐射源，所述机架可围绕旋转轴旋转并且所述源适于沿着与旋转轴相交的束轴发射辐射束；患者支撑件，可沿着平移轴移动；一组磁线圈，定位在该束的任一侧，用于在相交点处建立磁场，沿着第一方向与该点间隔；所述平移轴、所述旋转轴和所述第一方向基本平行；以及还包括多叶准直器，该多叶准直器在其相对于所述辐射源的取向上固定，所述多叶准直器包括多个细长叶，所述细长叶设置成它们的纵向与第一方向基本对齐并且可在该方向上在撤回位置、延伸位置以及其间的多个中间位置之间移动，在所述撤回位置中叶位于束外部而在所述延伸位置中叶突出横跨该束。