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MR引导质子治疗的回顾与展望(一):实验研究、模型及未来硬件需求

2021/1/12 作者:质子中国

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磁共振成像(MRI)能够在没有电离辐射、提供高软组织对比度的情况下实现快速实时成像。随着MRI结合钴-60源和直线加速器在临床上的应用,MRI结合质子治疗(MRiPT)越来越受到人们的关注。


将MRI和质子治疗(PT)整合到一个系统中,相比X射线,更有潜力提高粒子治疗的靶区精度,在MRiPT应用于临床之前,需解决以下问题: 

1.MRI与PT系统之间电磁的相互作用会降低MRI成像质量和质子束质量。

2.MRiPT需要快速和精确的工作流程,用于治疗监控、自适应和患者特异性质量保证(QA)。

3.在剂量计算、优化及传输过程中,需要考虑磁场对束流传输和剂量畸变的影响。

4.对于在线治疗计划,需要仅通过MR图像计算质子束流路径上的剂量累积。


日前,德国OncoRay–国家肿瘤放射研究中心(OncoRay–National Center for Radiation Research in Oncology)的研究人员回顾并展望了MR引导的质子治疗。本期为大家带来MR引导质子治疗的实验研究、模型及未来硬件需求。

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实验研究、模型及未来硬件需求

实验研究:概念验证系统


MRiPT要求MRI扫描仪在至少有两个源的瞬变电磁场环境中操作。首先,回旋加速器和同步加速器的加速电压通常在从共振扫描仪的射频范围内。其次,在MR图像采集过程中,用于束流传输和聚焦的偶极子和四极磁铁产生的边缘场,以及治疗头中用于束流扫描的快速交换偶极磁铁,均可以改变磁场的均匀度和共振频率,从而导致严重的图像伪影。反之,静态和动态的MR边缘场可能会影响束流控制系统。束流治疗头处的电离室暴露在MRI扫描仪的边缘场,以及在图像采集过程中由MRI扫描仪产生的高声压级。为了弥补这些影响,可能需要开发新的屏蔽措施和图像采集方案。


最近,OncoRay中心的一个研究项目首次实现了概念验证研究,将一个C型0.22 T开放MRI扫描仪与水平静态质子研究束流相结合。在将MRI扫描仪安装到临床质子治疗设施的实验室之前,作者进行了磁力测量。三轴磁力测定显示,当束流传输磁铁被注入70~220 MeV的束流时,束流等中心点处环境磁场在微特斯拉程度内增强。相邻治疗室进行360°机架旋转时,在束流等中心点附近的三个场分量中,测量到环境磁场中亚微特斯拉的变化。用位于MRI扫描仪磁等中心的磁场摄像机进行测量,发现当束流传输磁铁在被注入不同能量的束流时,其静态磁场发生微小变化,且对磁场均匀性无影响。从以上测量结果来看,无严重的MR图像退化,因此没有额外的磁屏蔽。质子束照射过程中,首次使用此种束内MR扫描仪获得了仿组织体模的MR图像。在束流持续运行过程中,采集到的MR图像未观察到退化,也无可见的光束诱导效应。详情请见往期报道《德国OncoRay中心:MR引导质子治疗的研究进展》《德国研制出世界首台MRI引导的质子治疗原型机》


为了更符合临床实际,目前正在研究与笔形束扫描(PBS)技术的整合,预计扫描磁铁的影响将大于束流磁铁。


MRI扫描仪和PT传输系统间的磁相互作用模型


有限元素(磁场)和蒙特卡罗(辐射传输)建模方法可以用来研究潜在MRiPT系统中的关键交互作用。据我们所知,目前仅有一项这样的研究。此研究以澳大利亚1T裂孔 MRI-直线加速器模型为例,介绍用于传输治疗性质子束的典型PBS组件,COMSOL Multiphysics®据基本原理对MRI系统和PBS系统进行建模。PBS系统已被建模为模拟动态PBS模式(如图1所示)。在直径为30厘米的球形体积上评估成像体积的磁场均匀性(MFH)随扫描模式的变化。通过将磁场图导入Geant4,蒙特卡罗模拟显示了扫描的笔形束是如何在磁场存在下发生偏转和扭曲的。

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图1. 当通过核MRI成像扫描图像时,MRI成像和PBS组件之间的磁相互作用模型。MRI扫描仪关闭(a)和打开(b)时的笔形束扫描示例。扫描磁铁(SM)设置(c)和扫描模式下的MFH(d)。MRI扫描仪磁场的存在下扫描模式的改变(e)。


这种综合模拟方法可以研究PBS扫描对MFH的影响,以及质子束到达治疗区时质子轨道的偏转。通常情况下,MFH应该为几个ppm(主磁场的百万分之一),以使图像失真最小,并且不随时间变化。模拟结果显示,MFH峰间动态变化小于2 ppm,偏移量为56.5 ppm。磁场的静态变化取决于束流能量,可以通过MR磁铁被动或主动匀场进行校正。实验和蒙特卡罗体模的研究一致表明,在体模几何结构中,磁场诱导的束流偏转是可预测的。此外,基于蒙特卡罗模拟的患者治疗计划研究表明,当磁场强度达到0.5 T(前列腺除外)时,剂量畸变可忽略不计;当磁场强度高于1.5 T时,剂量畸变可以校正(如图2所示)。由于近场和远场的作用,笔形束路径表现为围绕中心射束轴旋转。该变化预计将通过基于软件的校正方法加以解决。

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图2. 在前列腺癌治疗计划中(最坏情况下),0.5 T(a),1.5 T(b)和剂量校正的1.5 T(c)均匀横向磁场中质子剂量的畸变。(d)上述三种情况在有磁场时的剂量体积直方图(DVH)与无磁场的计划剂量的比较。


未来硬件需求


为了使MRiPT在临床上可行,与现有的PT相比,治疗方案不应受到明显的影响。MRI结合X射线治疗(MRiXT)中,医科达的肿瘤治疗设备Unity,在以下几个方面做出了妥协:治疗床无法旋转、床板无法偏移、无法使用VMAT技术和准直器无法旋转。此外,医科达Unity系统中,X射线通过MRI扫描仪的铝低温恒温器传输,降低了剂量率。以下部分详细说明了未来MRiPT系统的关键需求。


磁铁设计


磁铁的设计应为开放式或开口式,这样质子束可以直接进入患者体内。最佳做法是,至少需要一个可部分旋转的机架(例如220°旋转)使得束流可以从任意角度进入(再加上一个可翻转的病床)。一个具有几乎完全分裂间隙的原型系统非常适合让质子束从旋转机架的所有角度到达患者,此系统束流的方向垂直于主磁场。另外一种选择是,在质子旋转机架中整合一种带有C形或U形旋转磁铁的开放式磁铁,其需要束流穿过其中一个磁极(如图3所示)。

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图3. 旋转式双平面开放式MRI扫描仪(a),整合于紧凑型质子治疗系统旋转机架治疗室(b)。


MR兼容治疗床


安全可用于MR的治疗床已经存在于MRiXT。对于MRiPT,通常使用6自由度治疗床(6DOF)。然而,此种机器人治疗床与MR不兼容,因此需要进行相应的修改。6DOF非常有利于在线自适应治疗,因为简单的患者平移或旋转比基于患者新摆位的完全自适应再计划更容易执行。


旋转机架变型


在MRiXT系统中,MRI扫描仪成为保存的最重要结构。直线加速器通过利用磁铁设计和外壳的新型旋转环实现。对于MRiPT,MRI扫描仪整合的预期不如MRiXT。PBS束流与MRI的磁解耦是强制性的,在技术上具有挑战性。在束流和MRI成像之间,我们期望有某种形式的额外磁屏蔽或者主动解耦。由于束流当中已经有大量的钢制构件,可以设想利用或修改现有的旋转机架结构,协助或执行一些磁解耦过程。磁性建模是确定任何此类方法有效性的关键。


接下来,小编将为大家带来MRiPT与临床设施整合中的工作流程:在线自适应,敬请期待。


参考文献:Hoffmann A, Oborn B, Moteabbed M, et al. MR-guided proton therapy: a review and a preview. Radiat Oncol. 2020;15(1):129. Published 2020 May 29. doi:10.1186/s13014-020-01571-x.


质子专区介绍:
相比传统放疗,质子治疗作为“精准治疗”的新一代代表,利用质子射线所具有的独特物理特性,以极快的速度、很小的放射剂量进入人体,迅速到达肿瘤组织并释放全部剂量,而肿瘤后方和侧方的正常组织及器官受到的照射剂量几乎为零,从而实现以最大的照射剂量杀伤肿瘤组织的同时又最大限度地避免了周围组织及器官的损伤,实现更加精确的“精准治疗”。
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