CN107913467A - 用于通过磁共振成像将横穿目标组织的强子射束路径可视化的设备和方法 - Google Patents

用于通过磁共振成像将横穿目标组织的强子射束路径可视化的设备和方法 Download PDF

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Abstract

本发明涉及一种用于在MR‑图像上将横穿有机体的强子射束路径可视化的方法和医疗设备。本发明的方法利用了由强子射束照射时可激发原子的性质变化引起的MR‑图像采集中的伪影。通过仔细地使强子脉冲与不同的MR‑数据采集步骤同步，可以标识这样的伪影并且根据这些伪影的位置来确定强子射束路径以及布拉格峰值的相应位置。

Description

用于通过磁共振成像将横穿目标组织的强子射束路径可视化 的设备和方法
发明领域
本发明涉及一种医疗设备，所述医疗设备包括耦合到磁共振成像装置(MRI)的充电强子治疗装置，所述磁共振成像装置被适配用于在体将横穿目标组织的强子射束可视化，使得可以相对于所述目标组织中目标点的位置来评估布拉格峰值(Bragg peak)的位置。紧接在强子治疗会话开始之前，Bragg峰值相对于目标点的实际位置的在体定位对于验证在先前确定的用于治疗目标点的治疗计划中所确定的强子射束的布拉格峰值的计划位置是非常有用的。如果在强子射束的布拉格峰值的计划位置和实际位置之间出现差异，则本发明可以允许校正将布拉格峰值定位在目标点上所需的强子射束的初始能量E1。强子治疗会话无需取消，并且因此可以用经校正的参数进行。
现有技术的说明
用于治疗患者的强子治疗(例如，质子治疗)已经知道了几十年，具有优于常规放射治疗的若干优点。这些优点是由于强子的物理性质产生的。常规放射治疗中的光子束根据由光子束横穿的组织的距离的递减指数曲线释放其能量。相比之下，并且如图2所示，强子射束首先在其穿透组织41-43时释放其能量的一小部分，形成平台，然后随着强子路径延长，整个能量在陡峭增大到峰值和射束的范围结束时降落之后在局部释放。所述峰值被称为布拉格峰值，并且对应于图2(c)中所展示的布拉格曲线的最大值。因此，强子射束可以在目标组织40内的精确位置递送高剂量的强子，从而保护了周围的健康组织41-44。如图2(a)所示，强子治疗的允许在精确位置递送高剂量强子的优点也是其弱点之一，因为如果强子射束的布拉格峰值的位置BP0相对于目标组织40偏移，则高剂量的强子可能被递送到相邻的健康组织43、44(比较图2(a)中能量损失E损失相对于强子射束在组织内行进并沿射束路径Xp测量到的距离Xh的曲线的实线E0和虚线E0d)。出于此原因，布拉格峰值相对于目标组织的位置的相对位置的确定对于对患者适当地实施强子治疗是至关重要的。
在实践中，强子治疗通常需要在任何治疗可以开始之前建立治疗计划。在该治疗计划中，通常进行患者和目标组织的计算机断层扫描(CT扫描)。针对患者的治疗，CT扫描用于表征待由治疗强子射束1h横穿的目标组织40和周围组织41-43。所述表征产生包括目标组织的体积的3D表示，并且治疗计划系统基于强子射束横穿的组织41-43的性质来确定所计算出的范围剂量。
该表征允许计算水等效路径长度(WEPL)，所述水等效路径长度用于确定将规定剂量的强子递送到目标点40s所需的治疗强子射束的初始能量Ek，其中k＝0或1，这取决于所述初始能量被确定时的阶段。图2(c)展示了通过横穿不同组织的强子射束行进的物理距离转换成到对应的WEPL。通过给定组织行进给定距离的强子射束的WEPL是强子射束将在水中行进的等效距离。如图2(c)所示，如果不同性质和厚度的健康组织41-43将目标组织与患者皮肤的外表面分开(通常情况就是如此)，则将依次考虑到每个组织的水对应路径长度直到达到目标点来计算目标点的WEPL。利用在水中行进的强子射束的等效路径长度的值，将布拉格峰值定位在目标点的WEPL处所需的初始能量Ek可以容易地计算出、并且对应于将布拉格峰值定位在目标组织内的目标点处所需的初始能量Ek。
然后可以在包括一个或多个治疗会话的治疗阶段期间执行治疗计划，在所述一个或多个治疗会话期间将多个剂量的强子沉积到目标组织上。然而，强子射束的布拉格峰值相对于目标组织的目标点的位置具有许多不确定性，包括：
·一方面在强子治疗会话期间并且另一方面在建立治疗计划与强子治疗会话之间患者位置的变化；
·目标组织(参见图2(b))和/或相对于强子射束位于目标组织上游的健康组织41-43的大小和/或位置的变化。
·CT扫描的范围计算受限于CT图像的质量。另一限制与以下事实有关，即：CT扫描使用必须在强子衰减中转换的X射线的衰减，所述强子衰减是不明显的并且取决于所横穿组织的化学成分。
出于明显的原因，患者的位置、特别是目标组织的位置的不确定性至关重要。即使通过CT扫描进行精确表征，在治疗会话期间目标组织的实际位置仍然难以确定，原因如下：
·首先，在照射会话期间，目标组织的位置可能由于解剖过程如患者的呼吸、消化或心跳而改变。解剖过程还可能导致从强子射束的射束路径Xp出现或消失气体或液体。
·其次，治疗计划通常在强制治疗会话开始之前数天或数周确定，并且患者的治疗可能需要分配到几个治疗会话的数周的时间。在此期间，患者可能会失去或增加体重，因此有时会明显改变组织(如脂肪和肌肉)的体积。
因此，目标组织的大小可能改变(例如，肿瘤可能已经生长、退化或改变位置或几何形状)。图2(b)示出了目标组织40在建立治疗计划的时刻t0与治疗会话的时刻t0+Δt1、t0+Δt2、t1＝t0+Δt3之间的大小和位置的演变的示例。治疗计划和最后治疗会话可能会隔开数天或数周。因此，在时刻t0建立的治疗计划可能包括在所述时刻t0属于目标组织40p的目标点40si,j(图2(b)中的黑点))的照射。由于目标组织40p在周期Δt3期间可能已经移动或改变形状，所以目标点40si,j在治疗会话的时刻t0+Δt3可能不再属于目标组织40并且反而位于健康的组织。因此，照射所述目标点将击中并可能伤害健康组织43而不是目标组织40。
在本领域中已经提出使用耦合到强子治疗装置的磁共振成像装置(MRI)来标识目标组织的大小和/或位置的任何变化。例如，美国专利8427148描述了一种包括耦合到MRI的强子治疗装置的系统。所述系统可以在强子治疗会话期间采集患者的图像，并且可以将这些图像与治疗计划的CT扫描图像进行比较。现在图1展示了使用耦合到MRI的强子治疗装置的强子治疗会话的已知流程图的示例。建立了包括目标组织40s和周围组织41-43的表征的治疗计划。传统上，该步骤通过CT扫描分析来执行，并且允许确定目标组织的位置P0和形态、用于目标组织的强子治疗的强子射束的最佳轨迹或射束路径Xp、以及遵循所述射束路径Xp的强子射束所横穿的组织的大小和性质的特征，以确定所述目标组织的目标点的WEPL40s。因此可以计算出将强子射束的布拉格峰值的相应位置BP0与目标组织的位置P0匹配所需的强子射束的初始能量Ek。这完成了治疗计划的建立。
强子治疗会话在建立治疗计划之后。通过耦合到强子治疗装置的MRI，可以捕获包括待由强子射束横穿的目标组织和周围组织的体积Vp的磁共振(MR)图像。然后可以将MR图像与CT扫描图像进行比较，以评估在执行CT扫描的时刻(图2(b)中＝t0)与强子治疗会话的时刻(图2(b)中t1＝t0+Δt3)之间所成像组织中是否可以检测到任何形态差异Δ。如果可以检测到影响治疗会话的形态差异不大，则强子治疗会话按治疗计划中所计划的进行。另一方面，如果检测到可能影响目标组织相对于所计划强子射束及其相应布拉格峰值的相对位置的一些差异，则强子治疗会话被中断，并且必须建立新的治疗计划。本领域中提出的这种技术是非常有利的，因为它可以防止基于已经过时的治疗计划执行强子治疗会话，从而防止健康组织而不是目标组织被照射。
磁共振(MR)图像提供了由强子射束横穿的软组织的高对比度，但是迄今为止，还不适合使强子射束本身、更不用说布拉格峰值的位置可视化，因为：
·MRI测量组织中氢原子的密度，但到目前为止，并没有产生关于强子停止功率比的任何可标识信息。从氢原子密度到强子停止功率比的转换受到与CT扫描中的X射线转换相似但尚不甚了解的不确定性。
·由于CT扫描和MRI中使用的技术不同，来自CT扫描的图像与来自MRI的图像之间的比较并不明显并且可能存在不确定性。
总之，虽然在强子治疗中，准确地确定布拉格峰值相对于目标组织的部分的位置是至关重要的，因为该位置的错误可能导致照射健康组织的不是照射目标组织，但是到目前为止，仍没有确定布拉格峰值和目标组织的相对位置的令人满意的解决方案。本领域中提出的结合有强子治疗装置和MRI的设备允许在治疗会话期间在体采集图像，从而给出了与目标组织的实际位置相关的信息。
例如，EP2196241描述了一种治疗设备，所述治疗设备包括竖直场MRI扫描仪与固定带电粒子引导装置的组合，通过磁体顶部的开口进入。根据作者，由于MRI磁体的磁场，这种布置减小了带电粒子路径的曲率。带电粒子束可以相对于磁体的竖直轴线以约20度的角度定向。这允许通过受试者支架围绕竖直轴线旋转来应用多场治疗，而不需要在带电粒子束线上的复杂的旋转系统。
WO 2009156896(A1)描述了一种放射治疗系统，所述放射治疗系统包括：(a)放射治疗子系统，所述放射治疗子系统被配置用于以脉冲间隔(Tpi)将放射脉冲施加到受试者的区域；(b)磁共振(MR)成像子系统，所述MR成像子系统被配置用于从所述区域以MR采样间隔TAQ采集来自所述区域的MR成像数据样本的数据集，所述MR采样间隔与所述脉冲间隔中的至少一些重叠并且长于所述脉冲间隔Tpi(TAQ>Tpi)；(c)同步器，所述同步器被配置用于标识被定义为所述数据集中其采集时间与脉冲间隔重叠的MR成像数据样本的MR重叠成像数据样本；以及(d)重建处理器，所述重建处理器被配置用于在没有MR重叠成像数据样本的情况下重建所述数据集，以生成所重建MR图像。
然而，由上述系统生成的所述图像不足以确保强子射束的布拉格峰值的位置及其相对于目标组织所处在的位置的确切确定。因此，仍然需要与MRI组合的强子治疗装置，以允许更好地相对于目标组织的位置确定布拉格峰值的位置。
发明内容
所附的独立权利要求中限定了本发明。从属权利要求中限定了优选实施例。特别地，本发明涉及一种用于使横穿有机体的强子射束可视化的方法，所述方法包括以下步骤：
(a)提供强子源，所述强子源被适配用于沿着与所述有机体中的目标组织相交的射束路径引导具有初始能量E0的强子射束；
(b)提供磁场共振成像装置(MRI)，所述MRI用于在位于均匀主磁场B0内的包括所述目标组织的成像体积Vp内采集磁共振数据；
(c)通过至少应用以下MR-数据采集步骤从所述成像体积采集磁共振数据：
·层选择步骤(MRv)，所述层选择步骤用于选择所述成像体积Vp中具有沿着第一方向X1测量到的厚度Δxi的成像层Vpi，包括在所述第一方向X1上产生磁场梯度；
·激发步骤(MRe)，所述激发步骤用于在激发周期Pe＝(te1-te0)期间通过产生在与位于所述成像层Vpi内的可激发原子A0的拉莫尔频率相对应的给定RF频率范围[fL]i下振荡的电磁场B1来激发所述可激发原子的核的自旋，其中te0和te1分别是所述激发步骤的开始时刻和结束时刻；
·相位梯度步骤(MRp)，所述相位梯度步骤用于在周期Pp＝(tp1-tp0)期间沿着垂直于所述第一方向X1的第二方向X2(X1⊥X2)对在所激发自旋的松弛期间由天线接收到的RF信号的原点进行定位，包括在所述第二方向X2上产生磁场梯度，其中tp0和tp1分别是所述相位梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1；以及
·频率梯度步骤(MRf)，所述频率梯度步骤用于在周期Pf＝(tf1-tf0)期间沿着垂直于所述第一方向和第二方向的第三方向X3(X1⊥X2⊥X3)对在所激发自旋的松弛期间由天线接收到的RF信号的原点进行定位，包括在所述第三方向X3上产生磁场梯度，其中tf0和tf1分别是所述频率梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1；
(d)在数量N个具有脉冲周期PBi的强子脉冲中，沿着与所述成像层Vpi中的所述目标体相交的射束路径引导具有初始能量E0的强子射束，其中，N是大于0的整数；
(e)根据在所述成像体积Vp内由所述MRI采集的所述磁共振数据在显示器上表示所述有机体，
(f)在同一显示器上，将所述目标组织中的所述射束路径可视化为弱于由不明显受所述强子射束影响的所述可激发原子所产生的信号的亚信号。
本发明的特征在于，所述磁共振数据的采集和强子脉冲的发射被同步，使得所述激发步骤Pe、所述相位梯度步骤Pp、以及所述频率梯度步骤Pf中的一者或多者的MR-周期Pj与所述脉冲周期PBi重叠并且不超过所述脉冲周期大于10％，Pj≤1.1PBi，其中j＝e、f、和/或p，并且在于所述MR-周期Pj相对于每个所述重叠强子脉冲的所述脉冲周期PBi异相不大于10％，使得(tBi,0-tj0)/Pbi≤0.1，并且(tBi,1-tj1)/Pbi≥-0.1，其中tBi,0和tBi,1是每个强子脉冲的开始时刻和结束时刻，并且其中j＝e、f、和/或p。
在优选实施例中，所述MR-周期Pj是所述激发周期Pe，其接近所述脉冲周期PBi结束时结束，使得(tBi,1-te1)/PBi≥0，并且优选地使得(tBi,1-te1)/Pbi≤0.3，更优选为≤0.2，更进一步优选为≤0.1，并且最优选为(tBi,1-te1)/Pbi＝0。
所述N个强子脉冲的周期PBi被包括在10μs和30ms之间。取决于所使用的强子源的类型，PBi优选被包括在1ms和10ms之间、或可替代地优选在5ms和20ms之间。两个连续的强子脉冲优选地彼此间隔开包括1ms和20ms之间的周期ΔPBi。所述激发周期Pe、相位梯度周期Pp、频率梯度周期Pf中的每一个彼此独立地优选地包括在1ms和100ms之间、更优选地在5ms和50ms之间。
将清楚的是，MR-数据采集步骤可以进一步包括如上定义的附加序列，包括采用不同顺序和周期Pj的以下各项中的一者或多者：与激发步骤同时进行的层选择步骤；相位梯度步骤；和/或频率梯度步骤。这些附加MR-数据采集步骤可以与或可以不与如上定义的强子脉冲的发射同步。优选的是，可以强子脉冲与尽可能多的数据采集步骤同步，以加强表示所述射束路径的信号。
为了在所述射束路径的整个路径长度上捕获其跟踪，优选地，优选的是强子射束的射束路径基本上垂直于第一方向X1。成像体积Vp可以通过沿着第一方向X1、所述第二方向X2和所述第三方向X3中的一个、两个或三个方向产生磁梯度进行控制。这样，可以沿着所述第一方向X1、所述第二方向X2和所述第三方向X3控制所述成像体积的厚度。
治疗会话可以分两个步骤进行计划：首先在时刻t0，引导建立治疗计划，并且其次，在时刻t1>t0，当治疗会话将发生时，其中在所述治疗会话期间评估所述治疗计划中建立的结果的有效性是否在时刻t1仍然适用。特别地，所述方法包括以下步骤：
(a)在日期t0建立治疗计划并且确定用于将给定剂量的强子沉积到目标点的强子射束的初始能量E0，
(b)在显示器上将在日期t1>t0显示由初始能量E0的强子射束横穿的所述组织的形态和厚度与在日期t0如所述处理计划中定义的同一组织的形态和厚度进行比较，
(c)在同一显示器上将所述强子射束的布拉格峰值的实际位置可视化，
(d)在所述布拉格峰值的实际位置与所述目标组织40s之间不匹配的情况下，校正将所述布拉格峰值落在所述目标点上所需的所述强子射束的初始能量E1。
成像体积Vp可以通过沿着第一方向X1、所述第二方向X2和所述第三方向X3中的一个、两个或三个方向产生磁梯度进行控制。这样，可以沿着所述第一方向X1、所述第二方向X2和所述第三方向X3控制所述成像体积的厚度。
可能希望的是创建没有由强子射束照射可激发原子引起的任何伪影的目标组织的MR-图像。由于关闭强子射束不一定是实用的，本发明还涉及一种用于将由强子射束横穿的有机体可视化而没有由所述强子射束产生的伪影的方法，所述方法包括以下步骤：
(a)提供强子源，所述强子源被适配用于沿着与所述有机体中的目标组织相交的射束路径Xp引导具有初始能量E0的强子射束；
(b)提供磁场共振成像装置(MRI)，所述MRI用于在位于均匀主磁场B0内的包括所述目标组织的成像体积Vp内采集磁共振数据；
(c)通过至少应用以下步骤从所述成像体积采集磁共振数据：
·层选择步骤(MRv)，所述层选择步骤用于选择所述成像体积Vp中具有沿着第一方向X1测量到的厚度Δxi的成像层Vpi，包括在所述第一方向X1上产生磁场梯度；
·激发步骤(MRe)，所述激发步骤用于在激发周期Pe＝(te1-te0)期间通过产生在与位于所述成像层Vpi内的可激发原子A0的拉莫尔频率相对应的给定RF频率范围[fL]i下的振荡电磁场B1来激发所述可激发原子的核的自旋，其中te0和te1分别是所述激发步骤的开始时刻和结束时刻；
·相位梯度步骤(MRp)，所述相位梯度步骤用于在周期Pp＝(tp1-tp0)期间沿着垂直于所述第一方向X1的第二方向X2(X1⊥X2)对在所激发自旋的松弛期间由天线接收到的RF信号的原点进行定位，包括在所述第二方向X2上产生磁场梯度，其中tp0和tp1分别是所述相位梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1；以及
·频率梯度步骤(MRf)，所述频率梯度步骤用于在周期Pf＝(tf1–tf0)期间沿着垂直于所述第一方向和第二方向的第三方向X3(X1⊥X2⊥X3)对在所激发自旋的松弛期间由天线接收到的RF信号的原点进行定位，包括在所述第三方向X3上产生磁场梯度，其中tf0和tf1分别是所述频率梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1；
(d)在数量N个具有脉冲周期PBi的强子脉冲中，沿着与所述成像层Vpi中的所述目标体相交的、优选垂直于所述第一方向X1的射束路径引导具有初始能量E0的强子射束，其中，N是大于0的整数；
(e)根据在所述成像体积Vp内由所述MRI采集的所述磁共振数据在显示器上表示所述有机体，而没有来自所述强子射束的干扰，
其特征在于，所述磁共振数据的采集和强子脉冲的发射被同步，使得
·脉冲周期PBi与所述激发步骤Pe、所述相位梯度步骤Pp、以及所述频率梯度步骤Pf中的一者或多者的MR周期Pj(其中j＝e、f、和/或p)重叠并且不大于与其重叠的所述MR-周期Pj的20％，使得PBi≤0.2Pj，或者
·脉冲周期PBi不与所述MR-周期Pj中的任一者重叠。
本发明还涉及一种医疗设备，所述医疗设备包括：
(a)强子源，所述强子源被适配用于在数量N个具有脉冲周期PBi＝(tBi,1-tBi,0)的强子脉冲中沿着射束路径引导具有射束能量E1的强子射束，其中，N是大于0的整数，tBi,0是第i个强子脉冲的开始时刻，tBi,1是第i个强子脉冲的结束时刻，所述射束路径与包含可激发原子(特别是氢)的有机体相交；
(b)磁共振成像装置(MRI)，所述MRI用于在包括所述有机体的成像体积Vp内从所述可激发原子采集磁共振数据，其中所述MRI包括：
·主磁单元，所述主磁单元用于产生均匀主磁场B0；
·RF单元，所述RF单元适用于在给定RF频率范围下产生振荡电磁场B1；
·层面选择线圈，所述层面选择线圈用于在第一方向X1上产生磁场梯度；
·X2-梯度线圈，所述X2-梯度线圈用于在垂直于所述第一方向X1的第二方向X2(X1⊥X2)上产生磁场梯度；
·X3-梯度线圈，所述X3-梯度线圈用于在垂直于所述第一和第二方向的第三方向X3(X1⊥X2⊥X3)上产生磁场梯度；
·天线，所述天线用于接收所激发原子在松弛时发射的RF信号；
(c)控制器，所述控制器被配置用于通过执行以下步骤来采集磁共振数据：
·激发步骤(MRe)，所述激发步骤用于在激发周期Pe＝(te1–te0)期间激发所述可激发原子的核的自旋，其中te0和te1分别是所述激发步骤的开始时刻和结束时刻；
·层选择步骤(MRv)，所述层选择步骤在所述激发步骤期间应用于选择所述成像体积Vp中具有沿着所述第一方向X1测量到的厚度Δxi的层Vpi；
·相位梯度步骤(MRp)，所述相位梯度步骤在所述激发步骤和层面选择步骤期间应用于在周期Pp＝(tp1-tp0)期间沿着所述第二方向X2对由所述天线接收到的RF信号的原点进行定位，其中tp0和tp1分别是所述相位梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1；以及
·频率梯度步骤(MRf)，所述频率梯度步骤在所述相位梯度步骤之后应用于在周期Pf＝(tf1-tf0)期间沿着所述第三方向X3对由所述天线接收到的RF信号的原点进行定位，其中tf0和tf1分别是所述频率梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1；
(d)显示器，所述显示器用于根据在所述成像体积Vp内由所述MRI采集到的所述磁共振数据表示所述有机体、以及用于使所述射束路径可视化，
其特征在于，所述控制器被进一步配置用于使所述磁共振数据的采集与强子脉冲的发射同步，使得所述激发步骤Pe、所述相位梯度步骤Pp、以及所述频率梯度步骤Pf中的一者或多者的MR-周期Pj与所述脉冲周期PBi重叠并且不超过所述脉冲周期大于10％，Pj≤1.1PBi，其中j＝e、f、和/或p，并且在于所述MR-周期Pj相对于所述脉冲周期PBi异相不大于10％，使得(tBi,0-tj0)/Pbi≤0.1，并且(tBi,1-tj1)/Pbi≥-0.1，其中tBi,0和tBi,1是每个强子脉冲的开始时刻和结束时刻，并且其中j＝e、f、和/或p。
附图简要说明
将通过示例并参照附图更详细地解释本发明的这些和另外的方面，在附图中：
图1示出了使用耦合到MRI的强子治疗装置的现有技术的强子治疗方法的流程图；
图2示意性地示出了(a)横穿组织的强子射束的布拉格峰值的位置，(b)目标组织的形态和位置随时间的变化可以在治疗计划和实际需要的治疗之间产生差异，和(c)实际路径长度和水等效路径长度之间的关系。
图3示意性地示出了包括耦合到MRI的强子治疗装置的医疗设备的两个实施例；
图4示意性地展示了目标组织的强子笔形射束治疗；
图5示意性地示出了MRI中的成像层面Vpi的选择以及相位梯度和频率梯度的创建；
图6示出了根据本发明的设备的两个示例，示出了强子射束对目标组织的访问；
图7示出了根据本发明的用于由MRI对体积进行成像的(a)至(d)磁数据采集步骤，以及用于使射束路径可视化的(e)强子脉冲的发射的时间序列。
图8示出了根据本发明的强子射束脉冲的发射与MR-数据采集步骤MRe、MRp、和/或MRf之间的同步的各种实施例。
图9示出了(a)经同步的强子脉冲的发射和MR-采集步骤的示例，(b)由强子射束横穿的组织的从上游边界到目标点的切割，其中用虚线表示经电离被照射可激发原子A1的鞘的定位，(c)在(b)中表示的强子射束的对应E损失曲线，(d)和(f)本发明获得的RMI图像的示意图，其中在布拉格峰值和目标点的实际位置之间(d)匹配和(e)不匹配的情况下强子射束的射束路径可视为亚信号。
图10展示了(a)所激发原子在原子同相自旋90°时从激发态松弛。M/M0是相对磁矩，其中M0是所述磁矩M的最大值，(b)沿X2的磁梯度对自旋相位的影响，以及(c)沿着X3的磁梯度的对自旋频率的影响。
图11示出了根据本发明的方法的流程图。
图12示出了根据本发明的用于由MRI对体积进行成像的(a)至(d)磁数据采集步骤，以及根据本发明的用于使由强子射束横穿的组织可视化的(e)强子脉冲的发射的时间序列，用于避免被照射可激发原子A1引起的任何伪影。
这些附图未按比例绘制。
具体实施方式
图3展示了根据本发明的包括耦合到磁共振成像装置(MRI)2的强子治疗装置1的医疗设备的两个示例。以下更详细地描述强子治疗装置和MRI以及两者的组合。
强子治疗装置
强子治疗是使用能量强子的射束1h的外部射束放射治疗的一种形式。图3、图4和图6示出了针对感兴趣的受试者的目标组织40中的目标点40s的强子射束1h。感兴趣的受试者的目标组织40通常包括形成肿瘤的癌细胞。在强子治疗会话中，具有初始能量Ek(k＝0或1)的强子射束照射目标组织(如肿瘤)内的一个或多个目标点，并且破坏被照射的目标点中包含的癌细胞，从而通过被照射组织的坏死减小所治疗肿瘤的尺寸。
感兴趣的受试者可以包括多种材料，包括有机材料。优选地，感兴趣的受试者包括多个组织m，如图2所示，m＝40-44，所述组织可以是例如：皮肤、脂肪、肌肉、骨骼、空气、水(血液)、器官和肿瘤。目标组织40优选为肿瘤。
如现有技术文献中所述，沿着射束路径Xp横穿有机体的强子射束1h沿着射束路径Xp在特定穿透距离处损失其大部分能量。如图2和图4所示，当绘制作为沿着射束路径Xp测量到的距离xh的函数的强子射束的每单位距离[MeVg-1cm-2]的能量损失E损失时，所述特定穿透距离对应于所谓的布拉格峰值的位置。与其他形式的放射治疗不同，强子射束可以因此在目标组织内与布拉格峰值的位置相对应的非常特定的位置处递送高剂量的能量。布拉格峰值的位置主要取决于强子射束的初始能量Ek(即，在横穿任何组织之前)以及所横穿的组织的性质和厚度。递送到目标点的强子剂量取决于强子射束的强度和暴露时间。强子剂量以戈瑞(Gy)为单位进行测量，并且在治疗会话期间递送的剂量通常约为一至几个戈瑞(Gy)。
强子是由强核力保持在一起的夸克组成的复合粒子。强子的典型示例包括质子、中子、离子和重离子，如碳离子。在强子治疗中，一般使用带电强子。优选地，强子是质子，并且相应的强子治疗被称为质子治疗。在下文中，除非另有说明，否则对质子束或质子治疗的任何引用总体上适用于强子射束或强子治疗。
强子治疗装置1总体上包括强子源10、射束传输线11、以及射束递送系统12。带电强子可以从注射系统10i中产生，并且可以在粒子加速器10a中加速来积聚能量。合适的加速器包括例如回旋加速器、同步回旋加速器、同步加速器、或激光加速器。例如，(同步)回旋加速器可以使带电强子粒子沿着向外的螺旋路径从(同步)回旋加速器的中心区域加速，直到它们达到期望的输出能量Ec，它们由此处从(同步)回旋加速器提取出。当从(同步)回旋加速器提取出时，由强子射束达到的所述输出能量Ec典型地包括在60至400MeV之间，优选在210至250MeV之间。输出能量Ec不一定是在治疗会话期间所使用的强子射束的初始能量Ek；Ek等于或低于Ec，Ek≤Ec。合适的强子治疗装置的示例包括但不限于在美国专利申请号4870287中描述的装置，所述申请的全部披露内容通过引用并入本文作为本发明中所使用的强子射束治疗装置的代表。
从(同步)回旋加速器提取的强子射束的能量可以通过沿着沿着射流径向Xp定位在(同步)回旋加速器下游的能量选择装置10e(如降能器)来减小，所述能量选择装置可以将输出能量Ec降低到任何Ek值，包括下降到接近0MeV。如上所述，沿着横穿特定组织的强子射束束径Xp，布拉格峰值的位置取决于强子射束的初始能量Ek。通过选择与位于目标组织内的目标点40s相交的强子射束的初始能量Ek，可以控制布拉格峰值的位置以对应于目标点的位置。
强子射束还可以用于表征组织的特性。例如，可以用强子放射照相系统(HRS，特别是质子放射照相系统PRS)获得图像。然而，用于表征目的递送到目标点的强子的剂量可能比在强子治疗会话期间递送的剂量(如上文所讨论的，其约为1至10Gy)低得多。用于表征目的HRS的所递送强子的剂量典型地在10-3至10-1Gy的数量级(比通常针对治疗性治疗递送的剂量低1至4个数量级)。这些剂量对目标点没有显著的治疗性效果。可替代地，递送到目标组织中的一小组目标点的治疗强子射束可以用于表征目的。用于表征目的所递送的总剂量不足以治疗目标组织。
如图3所示，在强子源的下游，具有初始能量Ek的强子射束通过射束传输线11被引导到射束递送系统12。射束传输线可以包括一个或多个真空管道11v、用于控制强子射束方向和/或用于聚焦强子射束的多个磁体。射束传输线还可以被适配用于将强子射束从单个强子源10分配和/或选择性地引导到用于并行治疗若干患者的多个射束递送系统。
射束递送系统12包括用于沿着射束路径Xp对强子射束1h进行定向的喷嘴12n。喷嘴可以是固定的或移动的。移动喷嘴一般被安装在台架12g上，如图4和图6示意性展示的。台架用于围绕以等中心为中心并垂直于一般为水平的轴线Z的圆改变强子出口的方向。在仰卧式强子治疗装置中，水平轴线Z可以选择成平行于躺在沙发上的患者(即，患者的头部和脚部沿着水平轴线Z对齐)。喷嘴12n和等中心限定了路径轴线Xn，角度取向取决于台架中喷嘴的角位置。通过邻近喷嘴定位的磁体，在以路径轴线为中心并且以喷嘴作为顶点的锥体内，强子射束1h的射束路径Xp可以相对于路径轴线Xn偏离(参见图4(a))。这是有利的，因为以等中心为中心的目标组织的体积可以由强子射束来处理，而无需改变台架内喷嘴的位置。同样适用于固定喷嘴，不同之处在于路径轴线的角位置是固定的。
在提供有台架的装置中待由强子射束治疗的目标组织必须被定位在等中心附近。为此目的，可以移动用于患者的沙发或任何其他支撑物；所述沙发或任何其他支撑物典型地可以在水平平面(X，Z)上平移(其中X是垂直于水平轴线Z的水平轴线)，并且在垂直于X和Z的竖直轴线Y上平移，并且还可以绕任何的这些X、Y、Z旋转，使得目标组织的中央区域可以被定位在等中心处。
为了根据先前建立的治疗方案帮助患者相对于喷嘴12n的正确定位，射束递送系统可以包括成像装置。例如，可以使用常规X射线放射照相系统来对包括目标组织40的成像体积Vp进行成像。如此获得的图像可以与在建立治疗计划期间先前收集到的对应图像进行比较。
取决于预先建立的治疗计划，强子治疗可以包括以各种形式将强子射束递送到目标组织，包括本领域公知的以下技术：笔形射束、单散射、双重散射、以及均匀散射。本发明可以应用于所有强子治疗技术。然而，强子治疗优选地通过笔形射束技术来应用。图4示意性地展示了这种递送技术。在预先建立的递送时间内，具有初始能量Ek,1的强子射束被引导到第一目标点40s1,1。然后，在预先建立的递送时间内，强子射束被移动到第二个目标点40s1,2。对一系列目标点40s1,j重复所述过程，以按照预先建立的扫描路径扫描第一等能量治疗体积Vt1。用具有初始能量Ek,2的强子射束按照相似的扫描路径逐点扫描第二等能量治疗体积Vt2。因此，因此按照类似扫描路径照射处理给定目标组织40所必需的许多等能量治疗体积Vti。扫描路径可以包括通过同一扫描点40si,j的若干个通道。等能量治疗量Vti是可用具有初始能量Ek,i的强子射束治疗的目标组织的体积。等能量治疗体积Vti是层面形状的，其厚度近似对应于相应强子射束的初始能量Ek,i的值处的布拉格峰值的幅度，并且仅受限于以路径轴线Xn为中心的锥体的开口角的主区域表面包围可在台架中的喷嘴或固定喷嘴装置的给定位置可用的射束路径Xp。在均质目标组织的情况下，主表面基本上是平面的，如图4(b)所示。然而，实际上，由于目标组织40和上游组织41-43在性质和厚度上都不是均质的，所以等能量体积Vti的主表面是崎岖不平的。图4(b)中的蛋形体积示意性地展示了通过将一个目标点40si,j暴露于具有初始能量Ek,i的射束而接收某一治疗性剂量的强子的目标组织的体积。
图4(c)中展示了递送到目标组织40的剂量D。如上所述，在治疗会话期间递送的剂量通常约为一至几个戈瑞(Gy)。这取决于递送到每个等能量治疗体积Vti的每个目标点40si,j的剂量。递送到每个目标点40si,j的剂量取决于强子射束的强度I和所述目标点上的照射时间tij。因此，递送到目标点40si,j的剂量Dij是在照射时间tij上的积分Dij＝∫Idt。递送到目标点40si,j的典型剂量Dij约为0.1-20cGy。递送到等能量治疗体积Vti的剂量Di是针对所述等量能量治疗体积中扫描的n个目标点的递送到每个目标点的剂量Dij的总和，Di＝∑Dij，j＝1至n。因此，递送到目标组织40的总剂量D是针对p个被照射等能量治疗体积Vti递送到每个能量治疗体积的剂量Di的总和，D＝∑Di，i＝1至p。因此，可以通过控制强子射束的强度I、每个目标点40si,j的总照射时间tij、被照射目标点40si,j的数量中的一者或多者来在宽泛的值范围内控制递送到目标组织的强子剂量D。一旦患者被定位成使得待治疗的目标组织40位于等中心的近似位置，则强子治疗会话的持续时间主要取决于以下各项的值：
·每个目标点40si,j的照射时间tij，
·扫描时间Δti，用于将强子射束从目标点40si,j引导到相同等能量治疗体积Vti的相邻目标点40si(j+1)，
·在每个等能量治疗体积Vti中扫描的目标点40si,j的数量n，
·将从等能量治疗体积Vti中扫描到的最后目标点40si,n传递到下一个等能量治疗体积Vt(i+1)的第一目标点40s(i+1),1所需的时间ΔtVi，以及
·其中包围了目标组织40的等能量治疗量Vti的数量。
目标点40si,j的照射时间tij约为1-20ms。在同一等能量治疗体积中的相继目标点之间的扫描时间Δti一般非常短，约为1ms。从一个等能量治疗体积Vti传递到后续的等能量治疗体积Vt(i+1)所需的时间ΔtVi稍长，因为这需要改变强子射束的初始能量Ek并且约为1-2s。
如图2(a)和(b)所示，强子射束的初始能量Ek的精确确定明显是关键的，因为如果由此确定的布拉格峰值的位置不对应于目标组织40的实际位置，则大剂量的强子可能被递送到健康的、有时是重要的器官，并且可能危及患者的健康。布拉格峰值的位置主要取决于强子射束的初始能量Ek以及所横穿的组织的性质和厚度。因此，除了确定目标组织在患者体内的确切位置之外，产生与目标组织的精确位置相对应的布拉格峰值的位置的强子射束的初始能量Ek的计算还需要所横穿的组织的初步表征，直到到达目标组织40。这种表征是在实际强子治疗之前(一般几天前)建立的治疗计划期间执行的。实际强子治疗可以划分为分布在若干个星期的若干个会话。典型的治疗计划可以通过采集数据开始，一般呈用CT扫描的感兴趣的受试者的图像的形式。可以通过执行以下步骤中的一个或多个来表征由CT扫描所采集的图像：
·基于每个组织的灰色阴影与已知灰度等级的比较，标识在图像上表示的作为组织的X射线吸收能力的函数的组织的性质；例如，组织可以是脂肪、骨骼、肌肉、水、空气之一；
·从皮肤到目标组织沿着一个或多个强子射束路径Xp测量每个组织的位置和厚度；
·根据组织各自的性质，把相应的强子停止功率比(HSPR)赋予每个所标识组织；
·基于组织各自的HSPR和厚度，计算目标组织上游的且包括目标组织的每个组织m的组织水等效路径长度WEPLm，其中m＝40至44；
·将由此确定的所有组织m的WEPLm相加以产生位于目标组织40中的目标点40s的WEPL40s，所述WEPL40s对应于强子射束从皮肤行进到目标点40s的距离；
·根据WEPL40s，计算将布拉格峰值定位在目标点40s处所需的强子射束的初始能量Ek。
可以针对限定所述目标组织的若干个目标点重复所述过程步骤。
磁共振成像装置
磁共振成像装置2(MRI)基于存在于感兴趣的受试者的有机组织中的可激发原子与电磁场的相互作用来实现医学成像技术。当被放置在强的主磁场B0中时，所述可激发原子的核的围绕与主磁场B0对齐的轴线的自旋导致平行于主磁场B0的静态净极化。在所述主磁场B0中在可激发原子的共振频率fL(称为拉莫尔频率(Larmor frequency))下射频(RF)激发磁场B1的脉冲的应用通过使净极化向量侧向倾斜(例如，所谓的90°脉冲，B1-90)或倾斜到大于90°的角度并且甚至使所述净极化向量以180°反转(即所谓的180°脉冲，B1-180)来激发所述原子。当RF电磁脉冲关闭时，可激发原子的核的自旋逐渐返回到平衡状态，产生静态净极化。在松弛期间，自旋的横向向量分量产生诱导信号的振荡磁场，所述信号可以被紧邻在检查中的解剖结构定位的天线2a收集。
如图5和图6所示，MRI 2通常包括用于产生均匀主磁场B0的主磁体单元2m；用于产生RF-激发磁场B1的射频(RF)激发线圈2e；用于分别沿着第一、第二和第三方向X1、X2和X3产生磁梯度的X1-、X2-、和X3-梯度线圈2s、2p、2f；以及用于当所激发原子从其激发状态松弛回到其静止状态时接收由所激发原子发射的RF信号的天线2a。主磁体产生主磁场B0，并且可以是永磁体或电磁体(超导磁体或非超导磁体)。合适的MRI的示例包括但不限于在美国专利申请号4694836中描述的装置，所述申请的全部披露内容通过引用并入本文。
如图5所示，可以通过沿着第一方向X1产生磁场梯度来选择与第一方向X1垂直的厚度为Δxi的成像层面或层Vpi。在图5中，第一方向X1平行于由患者的躺卧姿势限定的轴线Z，产生与所述轴线Z垂直的层面。实际上，这不一定是这种情况，并且第一方向X1可以是任何方向，例如横向于轴线Z，使层面以相对于患者的某一角度延伸。如图5(a)所示，由于可激发原子的拉莫尔频率fL取决于其所暴露于的磁场的幅值，在频率范围[fL]i内发送RF激发磁场B1的脉冲仅激发暴露于磁场范围[B0]i的可激发原子，所述可激发原子被定位在厚度为Δxi的层面或层Vpi中。通过改变RF激发磁场B1的脉冲的频率带宽[fL]i，可以控制成像层Vpi的宽度、Δxi、以及位置。通过在连续成像层Vpi上重复该操作，可以对成像体积Vp进行表征和成像。
为了将由天线所接收的信号的空间原点定位在与第一方向X1垂直的平面上，通过激活X2-和X3-梯度线圈2p、2f，沿着第二和第三方向X2、X3连续产生磁梯度，其中X1⊥X2⊥X3，如图5(b)所示。所述梯度在所激发核的自旋中在其松弛时引起相位梯度和频率梯度Δf，这允许在第二和第三方向X2、X3上所接收信号的空间编码。因此采集了二维矩阵，产生k-空间数据，并且通过执行二维傅里叶逆变换来创建MR图像。采集和创建MR图像的其他模式是本领域已知的，并且本发明不限于任何特定模式的选择。
主磁场B0一般包括在0.2T和7T之间，优选地在1T和4T之间。射频(RF)激发线圈2e产生在围绕包括在厚度为Δxi的层面内并暴露于主磁场范围[B0i]的原子的拉莫尔频率fL的频率范围[fL]i内的磁场。对于氢原子，每磁场强度单位的拉莫尔频率fL/B＝42.6MHz T-1。例如，对于暴露于主磁场B0＝2T的氢原子，拉莫尔频率fL＝85.2Mhz。
MRI可以是闭孔、开孔或宽孔MRI中的任何一种。典型的闭孔MRI具有1.0T至3.0T的磁场强度，其直径约为60cm。如图6所示，开孔MRI典型地具有两个主磁极2m，所述两个主磁极由它们之间的间隙分开以便容纳处于躺卧姿势、坐姿或适于对成像体积Vp进行成像的任何其他姿势的患者。开孔MRI的磁场通常包括在0.2T和1.0T之间。宽孔MRI是一种具有较大直径的闭孔MRI。
强子治疗装置+MRI
如参考图2(b)的引言所讨论的，目标组织40的位置和形态可以在建立治疗计划的时刻t0与治疗会话的时刻t1＝t0+Δt3之间演化，所述治疗会话可以分隔几天或几周。在治疗计划中标识为属于目标组织40p的目标点40si,j可能在治疗会话时刻间t0+Δt3不再属于目标组织40。照射所述目标点可能伤害健康组织43而不是目标组织40。
为了避免这种事件，现有技术提出了将强子治疗装置(PT)1耦合到诸如磁共振成像装置(MRI)2的成像装置。这种耦合可能不是微不足道的，需要克服许多挑战，但是PT-MRI设备已被描述在最近的技术中、并且是本领域普通技术人员所公知的。例如，诸如在MRI的强磁场B0内校正强子射束路径Xp的问题的解决方案是可用的。
PT-MRI设备允许在治疗会话的日期t0+Δt3将目标组织和周围组织的形态和位置可视化，以便与在时刻t0治疗计划建立期间采集的相应形态和位置进行比较。如图1的流程图所示，在时刻t0建立治疗计划与在时刻t0+Δt3治疗会话之间的组织形态和位置的差异被观察到的情况下，治疗会话将被中断并且新的治疗计划可能被建立，其中新目标点的定义对应于待由具有经校正的能量和方向的强子射束照射的实际目标组织40(参见图1，菱形框→Y→“停止”)。现有技术的这种发展已经表现了仅基于在时刻t0建立治疗计划期间收集到的信息进行强子治疗会话的重大改进，所述信息在治疗会话的时刻t0+Δt3可能已经过时。
本发明旨在于在检测到目标组织的形态或位置变化的情况下通过提供在体校正初始能量Ek和射束路径Xp、强子射束的方向所需的信息来进一步提高PT-MRI设备的功效。不管在目标组织40中检测到任何变化，这都将允许治疗会话进行。
所使用的MRI可以是上述闭孔、开孔或宽孔MRI中的任何一种。开放式MRI在分离两个主磁极2m的间隙中提供了大量的开放空间，以便在几乎任何方向上定向强子射束。可替代地，如图6(a)所示，可以在主磁体单元上提供对强子透明的开口或窗口2w。这种配置具有强子射束可以平行于B0的特殊性。在另一实施例中，强子射束可以被定向穿过由闭孔MRI形成的隧道的空腔，或者对强子透明的环形窗可以在所述隧道的壁上与基本上垂直于轴线Z的台架平行地延伸，使得强子射束可以以不同的角度达到目标组织。在使用固定喷嘴的情况下，可以相应地减小这种开口或窗口的尺寸。
组织和强子射束的MRI成像
如上所述，MR-图像的采集原理是基于存在于目标组织中的可激发原子A0响应于激发RF磁场B1-序列的相互作用。强子射束与可激发原子相互作用，产生被照射可激发原子A1。通过活细胞吸收电离辐射(如强子射束)直接以及间接通过细胞水的辐射分解和反应性化学物种的产生、通过刺激氧化酶和一氧化氮合酶来破坏原子结构，产生化学和生物学变化。到目前为止，强子射束的强子无法通过MR-成像技术直接可视化。然而，强子射束的穿过对被照射可激发原子A1的影响会改变所激发原子在松弛时发射的RF信号。被照射可激发原子A1因此潜在地能够产生破坏MR-图像的伪影，因为被照射可激发原子在松弛期间发射RF-信号，这不同于它们未被照射时将发射的信号。如果不受控制，这些伪影是危险的，因为它们可能产生不表示现实的MR-图像。本发明利用这种伪影来实现使由表示射束路径的强子射束产生的路径或踪迹的可视化。这样，可以间接地标识强子射束路径的位置。
不希望受任何理论束缚，强子射束的照射对其横穿的组织至少具有以下影响。首先，被照射可激发原子A1通过强子射束的穿过而被电离。然而，被照射可激发原子A1的电离寿命短，并且在照射结束之后的几微秒内停止。其次，可激发原子A0的磁化率通过强子射束的穿过而被修改，产生被照射可激发原子A1。由于其磁化率不同，被照射可激发原子A1对激发磁场B1-序列的响应不同。例如，暴露于主磁场B0的组织m中的可激发原子A0(例如氢)的拉莫尔静止频率fLm0当所述可激发原子被强子射束照射时移位到被照射可激发原子A1的拉莫尔辐射频率的值fLm1。移位ΔfLm＝|fLm1–fLm0|至少部分地解释了为什么由被照射可激发原子A1在松弛期间发射的RF信号与由未被照射可激发原子A0发射的信号不同。
被照射可激发原子A1的浓度是由所述强子射束在其横穿的组织中沉积的能量的函数。如图2所示，强子射束在相当窄的布拉格峰值的水平处沉积其几乎全部的能量。因此，被照射可激发原子A1的电离以及在强子射束路径上及其附近的可激发原子A1的磁化率在布拉格峰值的水平处变化最大，这是由于在所述布拉格峰值的水平处被照射可激发原子A1的浓度较高导致的。为了进一步间接地使强子射束的射束路径可视化，因此可以定位布拉格峰值的位置，其中被照射可激发原子A1的存在被标记最多。
根据本发明的通过MRI采集磁共振数据以便将体积Vp成像包括图7(a)-(d)所示的以下MR-数据采集步骤。
·如图7(a)所示的激发步骤(MRe)，所述激发步骤用于在激发周期Pe＝(te1-te0)期间通过产生在与位于所述成像层Vpi内的可激发原子A0的拉莫尔频率相对应的给定RF频率范围[fL]i下的振荡电磁场B1来激发所述可激发原子的核的自旋，其中te0和te1分别是所述激发步骤的开始时刻和结束时刻；
·如图7(b)所示的层选择步骤(MRv)，所述层选择步骤用于选择所述成像体积Vp中具有沿着第一方向X1测量到的厚度Δxi的成像层Vpi，包括在所述第一方向X1上产生磁场梯度；
·如图7(c)所示的相位梯度步骤(MRp)，所述相位梯度步骤用于在周期Pp＝(tp1-tp0)期间沿着垂直于所述第一方向X1的第二方向X2(X1⊥X2)对在所激发自旋的松弛期间由天线接收到的RF信号的原点进行定位，包括在所述第二方向X2上产生磁场梯度，其中tp0和tp1分别是所述相位梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1；以及
·如图7(d)所示的频率梯度步骤(MRf)，所述频率梯度步骤用于在周期Pf＝(tf1–tf0)期间沿着垂直于所述第一方向和第二方向的第三方向X3(X1⊥X2⊥X3)对在所激发自旋的松弛期间由天线接收到的RF信号的原点进行定位，包括在所述第三方向X3上产生磁场梯度，其中tf0和tf1分别是所述频率梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1。
成像体积Vp一般被划分成若干个成像层Vpi，其尺寸可以通过沿着第一方向X1、所述第二方向X2和所述第三方向X3中的一个、两个或三个方向产生磁梯度而沿着三个维度进行限制。因此，可以沿着所述第一方向X1、所述第二方向X2和所述第三方向X3控制成像体积的厚度，以限定层面(仅在一个方向上限制)、长形棱镜(在两个方向上限制)、或盒子(在三个方向X1、X2、X3上限制)。
通过仔细地使这些步骤与强子射束的N个脉冲的发射同步，通过检测强子射束对被照射可激发原子A1的影响，强子射束的射束路径的可视化成为可能。特别地，在数量N个具有脉冲周期Pbi的强子脉冲中，沿着与所述成像层Vpi中的所述目标体相交的射束路径引导具有初始能量E0的强子射束，其中，N是大于0的整数。如图7(e)和图8所示，MR-数据采集步骤与所述N个强子脉冲同步，使得所述激发步骤Pe、所述相位梯度步骤Pp、以及所述频率梯度步骤Pf中的一者或多者的MR-周期Pj与所述脉冲周期Pbi重叠并且不超过所述脉冲周期大于10％，Pj≤1.1Pbi，其中j＝e、f、和/或p。此外，所述MR-周期Pj相对于重叠强子脉冲的脉冲周期Pbi异相不大于10％，使得(tBi,0-tj0)/PBi≤0.1，并且(tBi,1-tj1)/PBi≥0.1，其中j＝e、f、和/或p。
MR-数据采集步骤可以包括如图7(a)至(d)所示的序列的附加序列。所述附加序列可以包括以下各项中的一个或多个：
·与激发步骤同步的层选择步骤，
·相位梯度步骤，和/或
·频率梯度步骤。
这些附加步骤可以以与图7所示的序列相同或不同的序列进行设置，并且它们的周期Pj可以改变。还可以使磁共振数据的采集和强子脉冲的发射与如以上限定的所述附加步骤同步，以便加强信号，但这并不是必须的。
在下文中更详细地讨论了与激发步骤(MRe)、相位梯度步长(MRp)和/或频率梯度步骤(MRf)的同步。
激发步骤(MRe)
激发步骤包括在激发周期Pe期间用在RF-频率范围[fL]i内振荡的RF单元2e产生激发电磁场B1的脉冲。激发步骤MRe在图7(a)和图8(a)中被表示为具有明确限定的上频率边界和下频率边界的完美方波信号，所述上频率边界和下频率边界限定RF-频率范围[fL]i的带宽。实际上，将清楚的是，RF信号不可能是完美方波。RF-频率范围[fL]i的上边界和下边界在此被定义为对应于信号的最大强度的20％的频率。对于方波信号，上边界和下边界与图7(a)中所示的相同，对于钟形信号，可以明确地限定所述边界。
不希望受任何理论束缚，被照射可激发原子A1的水合电子的电离形成围绕强子射束的鞘，从而在激发步骤期间屏蔽包含在所述鞘中的可激发原子免受来自RF-电磁场B1的激发。在激发步骤之后，在相位梯度步骤和频率梯度步骤期间以上述方式收集并定位由位于鞘外部的所激发原子A0在松弛时发射的RF信号。然而，位于鞘内的被照射可激发原子A1不会像原子A0那样发射与松弛相关的强信号，因为它们在激发步骤期间较少或不激发。因此，包含在鞘内的体积作为亚信号出现在MR图像中。
由于水合电子的电离寿命非常短，在μs的数量级，所以激发步骤和强子射束发射必须同步，使得激发步骤在至少90％的激发周期Pe期间与强子射束的发射重合。如图8(b)至(f)所示，强子射束可以比激发步骤更长。然而，强子射束脉冲的周期PBi必须最小化，因为所述强子射束脉冲不是治疗计划的一部分并且不具有治疗性目的。这意味着仅用于对射束路径和强子射束的布拉格峰值的实际位置进行定位。在实践中，强子脉冲将尽可能短，以便在初始能量E0必须校正的情况下不破坏任何健康组织，并且在初始能量E0是正确的情况下不中断治疗计划。因此，如图8(b)所示，完全重叠并延伸超过激发周期Pe的强子射束脉冲很少发生。更可能的是，强子射束脉冲比激发周期Pe更短，如图8(c)所示。在这种情况下，在至少90％的激励周期Pe期间，强子脉冲周期PBi与激发步骤重叠是重要的。图8(d)和(e)示出了其中强子射束在时间尺度上仅在一侧与激发步骤重叠的示例。优选的是，激发周期Pe接近所述脉冲周期PBi结束时结束，使得(tBi,1-te1)/PBi≥0，并且优选地使得(tBi,1-te1)/PBi≤0.3，更优选为(tBi,1-te1)/PBi≤0.2，更进一步优选为(tBi,1-te1)/PBi≤0.1，并且最优选为(tBi,1-te1)/PBi＝0。在所有情况下，激发步骤内的强子射束脉冲周期PBi的边界不应定位成远离激发步骤的相应边界超过大于10％的强子射束周期PBi。
图8(f)示出了包括短强子脉冲的实施例，其中每个脉冲基本上比MR-周期Pj更短。总脉冲串周期PBt是包含在MR-周期Pj内的每个脉冲串的周期PBi的总和PBt＝∑Pbi。
强子脉冲不由在强子脉冲的整个周期PBi期间连续流动的强子组成。强子脉冲实际上由连续的强子串构成。在本发明中，相互间隔不超过1.5ms(毫秒)周期的连续强子串被认为形成单个强子脉冲。相反，如果两个强子串分隔开大于1.5ms的周期，则它们被认为属于两个分开的强子脉冲。例如，在10ms期间每1ms发射10μs-强子串的同步回旋加速器在本文被认为形成具有周期PBi＝10ms的单个强子脉冲。典型地，取决于所使用的强子源的类型，强子脉冲可以具有包括在10μs和30ms之间的周期PBi。在一个示例中，强子射束脉冲周期PBi优选地包括在1ms和10ms之间。在另一实施例中，所述强子束脉冲周期优选地包括在5ms和20ms之间。如上面关于图4(c)所讨论的那样，两个连续的强子脉冲可以优选地彼此间隔开包括1ms和20ms之间、优选在2ms和10ms之间的周期ΔPBi。
如图9(b)所示，被强子射束电离的被照射可激发原子A1在强子射束1h周围形成鞘1s，在布拉格峰值的水平处具有较高的电离水平。通过使强子射束的发射与如以上限定的激发步骤同步(例如，参见图9(a))，可以在MR-图像上将强子射束的踪迹作为亚信号1p可视化。目标组织40典型地是由癌细胞组成的肿瘤，并且包括由根据治疗计划以给定剂量照射的黑点表示的目标点40s。强子射束1h在达到目标组织40和目标点40s之前穿越多个健康组织41-43。组织41典型地可以是患者的皮肤。细虚线表示围绕强子射束1h并且限定含有经电离原子A1的鞘1s的被照射体积。在所述被照射体积外，可激发原子A0不受强子射束的明显影响。组织44是位于目标组织40下游的健康组织(可能是重要组织)，并且不得由强子射束达到。
图9(c)示出了强子射束1h在横穿组织直到达到目标组织中的目标点时的能量损失曲线。强子射束具有先前在建立治疗计划期间已经确定的初始能量E0(即，在其沿着射束路径到达第一组织41之前)。如果治疗计划被准确执行，并且如果自治疗计划建立以来由强子射束横穿的组织40-43的相对位置和形态没有变化，则具有初始能量E0的强子射束的布拉格峰值应落在治疗计划期间建立的目标点40s的位置P0。图9(d)中展示了这种最佳情形。
如上所述，然而，很可能强子射束所横穿的组织的尺寸和位置在治疗计划已经建立的日期t0之间与强子治疗会话的日期t1之间变化。图9(e)展示了位于目标组织40上游的组织42和43在时刻t0和t1之间收缩的情况。组织42和43可能是在疾病期间可容易收缩的脂肪和肌肉。因此，目标组织已经被移动到更靠近所治疗解剖结构的上游边界，并且强子射束必须行进穿过组织直到目标点的实际位置P1的距离相应地减小。用具有初始能量E0的强子射束对组织的照射超过目标点的实际位置。如图1所示，现有方法中计划位置P0与实际位置P1之间的这种不匹配的标识将导致治疗会话中断，并且建立新的治疗计划，从而浪费宝贵的时间和资源。相位梯度步骤(MRp)
在没有激励电磁场B1时，暴露于与轴线Z平行的主磁场B0的组织的可激发原子A0(通常为氢)的净极化向量平行于B0和Z两者，其中在绕轴线Z旋进的自旋异相并相互补偿时，在X和Y方向上的净极化分量Mx,y为零。如图10(a)所示，当用激发电磁场B1在其拉莫尔频率下激发时，自旋的旋进角增加，导致净极化向量的Z-分量Mz的减小(图10(a)中展示了90°的激发角)。通过适当的RF-激发序列，可以使所激发原子的自旋同相，(如图10(b)的“同相自旋”所示)。随着所激发原子的自旋同相旋进，净偏振分量Mx,y。图10(a)展示了以90°激发的可激发原子，产生零Mz-分量和最大Mx,y-分量，并且在激发结束之后松弛回到其静止状态。图10(a)的图表中展示了松弛过程和相应的松弛时刻T1、T2。
通过沿着第二方向X2施加相位梯度，使所激发原子的自旋以受控的方式异相，如图10(b)的“异相自旋”所示。因为自旋仍然以同一旋转速率旋进，即使在相位梯度步骤终止之后，自旋仍保持异相。在这个阶段，位于沿着第二方向X2对齐的连续体素中的原子的自旋表现得像一系列时钟，指示位于世界不同时区的不同城镇的时间。
因为被照射可激发原子A1具有与未被照射所激发原子A0不同的磁化率，所以前者对相位梯度的反应不同、并且在松弛时发射与由未被照射所激发原子A0发送的RF-信号不同的RF-信号。通过具有和不具有强子射束(即，具有和不具有被照射可激发原子A1)时的目标组织的MR-扫描进行比较，可以确定强子射束留下的踪迹。通常需要进行比较，因为在许多情况下，强子射束路径在由此采集的MR-图像上不是直接可见的。MR-图像可能乍一看可以接受，并且可能导致未对由被照射可激发原子A0产生的伪影的存在进行标识的操作者错误。在这种状况下，只有对在具有和不具有强子射束时所拍摄的MR-图像进行比较可以揭示伪影的位置，并且因此限定强子射束路径。
频率梯度步骤(MRf)
在相位梯度步骤(MRp)之后，位于沿着第二方向X2对齐的体素中的所激发原子的自旋是异相的(参见图10(b)，“异相自旋”)你去以相同频率旋进(参见图10(c)，“同步自旋”，其中所有自旋以同一旋转速率ω旋进)。通过沿着第三方向X3施加磁梯度，自旋频率可以沿着所述第三方向以受控的方式变化(如图10(c)的“异步自旋”所示)。
然后采集MR数据，并且基于体素的定位形成图像，其中由所激发原子在松弛时正在发射相位和频率特定的RF-信号。因为被照射可激发原子A1具有与未被照射所激发原子A0不同的磁化率，所以前者对频率梯度的反应不同、并且在松弛时发射与由未被照射所激发原子A0发送的RF-信号不同的RF-信号。位于由强子射束横穿的体素中的被照射所激发原子发射的RF-信号因此与不存在强子射束的相同体素中所激发原子发射的RF不同。通过具有和不具有强子射束(即，具有和不具有被照射可激发原子A1)时的目标组织的MR-扫描进行比较，可以确定强子射束留下的踪迹。强子射束在布拉格峰值水平处留下的踪迹更强烈，可以对强子射束的布拉格峰值的实际位置进行定位。
为了捕获整个强子射束路径，优选的是，限定成像层Vpi的厚度Δx1的第一方向X1垂直于强子射束1h，例如，如图6(a)和(b)和图9所示，使得强子射束被包括在单个成像层中。再相同显示上布拉格峰值的实际位置相对于目标点的实际位置P1的表示打开了将布拉格峰值和目标点的位置进行匹配所需的强子射束的初始能量E1的在体校正的可能性。
如上文关于图1所讨论的(参见“Δ？”→Y)，在缺少具有初始能量E0的强子射束的布拉格峰值的实际位置时，在强子治疗会话的日期t1天，假使MR图像揭示了自治疗计划的日期t0以来围绕和包括目标组织的组织的形态或位置的任何变化，则强子治疗会话必须停止，并且建立新的治疗计划。如图11所示，通过将本发明获得的强子射束可视化，可以标识布拉格峰值(BP)的实际位置与目标点的实际位置P1之间的失配(即使P1＝P0)。本发明的主要优点在于，可以在体校正将布拉格峰值落在目标点的实际位置P1上所需的初始能量E1。所述校正涉及到目标点的实际位置P1以及强子射束达到目标点40s必须横穿的各个组织的厚度Lm(m＝40-43)，以确定强子射束达到所述目标点必须行进通过的实际距离。通过确定以上讨论的对应WEPL，可以计算使强子射束的布拉格峰值位置与目标点40s的实际位置P1重叠所需的初始能量E1。因此，所述治疗可以在同一天以正确的初始能量E1进行。这所表示的优于现有技术的优点在患者的经济和健康方面都是巨大的。
沉积到组织上用于使强子射束路径可视化的剂量必须低，因为在组织形态发生变化的情况下，达到健康组织的完全治疗性剂量将对患者的健康及其不利。出于此原因，为了强子射束的可视化而沉积的强子剂量明显低于治疗目标组织所需的治疗性剂量，并且基本上不具有治疗性效果。如关于图4(c)所讨论的，这可以通过照射几个目标点来实现，例如，照射等能层Vti的1至40％、优选5至30％、更优选为10至20％的目标点。可替代地或伴随地，目标点可以用强度明显低于治疗计划规定的强子射束照射。最后，照射时间ti还可以被大大减少至采集MR-图像所需的最小值。在这些状况下，治疗计划的验证对于患者是安全的，即使需要校正初始能量。在实践中，优选仅照射目标组织的目标点40si,j中的所选目标点以产生布拉格峰值BP1和相应目标点40s的相对位置，以计算初始能量E1，可以在治疗会话期间使用所述初始能量来治疗等能量体积Vti的所有目标点40si,j。在后续等-能量体积Vt(i+1)…中治疗目标点40(i+1),j…所需的初始能量可以根据针对等-能量体积Vti确定的初始能量E1而推断出，或者可替代地或另外，可以如上所述地测试后续能量体积Vt(i+1)…的目标点40(i+1),j…中的所选目标点。
本发明提出了通过MR-成像使横穿组织的强子射束的射束路径可视化的解决方案。如上文已说明的，被照射所激发原子在松弛时发射放射RF-信号，所述RF-信号与这些相同的可激发原子在它们未被照射时发射的RF-信号不同。这可以通过将RF-信号赋予错误的体素而引起图像的扰动。假使操作者未意识到这种扰动的存在，则可能从这种经扰动的MR-图像中得出错误的结论。因此，重要的是知道如何使所述组织可视化，而没有被照射所激发原子引起的伪影。这是特别重要的，因为在强子脉冲与相位梯度步骤和/或频率梯度步骤中的一者或多者同步的情况下，建立由射束路径留下的踪迹需要在具有强子射束和不具有强子射束时的MR-图像之间的比较。一种明显的解决方案是采集没有任何强子射束时的MR-数据。然而，这在实践中可能并不总是有效的。因此，本发明提出了一种用于在组织被强子脉冲横穿时使组织可视化而在由此采集的MR-图像上没有由被照射可激发原子A1引起的任何伪影的解决方案。
图12中示出了本发明的用于将由强子射束横穿的有机体可视化而没有由所述强子射束产生的伪影的方法。所述方法包括以下步骤：
(a)提供强子源，所述强子源被适配用于沿着与所述有机体中的目标组织相交的射束路径Xp引导具有初始能量E0的强子射束；
(b)提供磁场共振成像装置(MRI)，所述MRI用于在位于均匀主磁场B0内的包括所述目标组织的成像体积Vp内采集磁共振数据；
(c)通过至少应用以下步骤从所述成像体积采集磁共振数据：
·层选择步骤(MRv)，所述层选择步骤用于选择所述成像体积Vp中具有沿着第一方向X1测量到的厚度Δxi的成像层Vpi，包括在所述第一方向X1上产生磁场梯度；
·强子射束(MRe)，所述激发步骤用于在激发周期Pe＝(te1–te0)期间通过产生在与位于所述成像层Vpi内的可激发原子强子射束0的拉莫尔频率相对应的给定RF频率范围[fL]i下的振荡电磁场B1来激发所述可激发原子的核的自旋，其中te0和te1分别是所述激发步骤的开始时刻和结束时刻；
·相位梯度步骤(MRp)，所述相位梯度步骤用于在周期Pp＝(tp1-tp0)期间沿着垂直于所述第一方向X1的第二方向X2(X1⊥X2)对在所激发自旋的松弛期间由天线接收到的RF信号的原点进行定位，包括在所述第二方向X2上产生磁场梯度，其中tp0和tp1分别是所述相位梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1；以及
·频率梯度步骤(MRf)，所述频率梯度步骤用于在周期Pf＝(tf1–tf0)期间沿着垂直于所述第一方向和第二方向的第三方向X3(X1⊥X2⊥X3)对在所激发自旋的松弛期间由天线接收到的RF信号的原点进行定位，包括在所述第三方向X3上产生磁场梯度，其中tf0和tf1分别是所述频率梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1；
(d)在数量N个具有脉冲周期PBi的强子脉冲中，沿着与所述成像层Vpi中的所述目标体相交的、优选但不必是垂直于所述第一方向X1的射束路径引导具有初始能量E0的强子射束，其中，N是大于0的整数；
(e)根据在所述成像体积Vp内由所述MRI采集的所述磁共振数据在显示器上表示所述有机体，而没有来自所述强子射束的干扰，
其特征在于，所述磁共振数据的采集和强子脉冲的发射被同步，使得
·脉冲周期PBi与所述激发步骤Pe、所述相位梯度步骤Pp、以及所述频率梯度步骤Pf中的一者或多者的MR-周期Pj(其中j＝e、f、和/或p)重叠并且不大于与其重叠的所述MR-周期Pj的20％，使得PBi≤0.2Pj，或者
·脉冲周期PBi不与所述MR-周期Pj中的任一者重叠。
与WO 2009156896(A1)中提出的解决方案相反，本方法的表示步骤(e)不需要并且不包括任何删除在与脉冲周期PBi重叠的任何MR-周期Pj期间已经采集的MR成像数据样本的测量值的步骤。实际上，考虑到所激发原子的松弛时刻T1、T2，MR-周期Pj与脉冲周期PBi之间至多20％的重叠，有机体在显示器上的表示足够未失真以产生表示有机体的MR-图像，而不需要删除任何MR-成像数据样本。
本发明还涉及一种用于执行上述将强子射束与其必须照射的目标组织一起可视化的方法的医疗设备。本发明的医疗设备包括以下部件：
(a)强子源，所述强子源被适配用于在数量N个具有脉冲周期PBi＝(tBi,1-tBi,0)的强子脉冲中沿着射束路径引导具有射束能量E1的强子射束1h；
(b)磁共振成像装置(MRI)2，所述MRI用于在包括所述有机体的成像体积Vp内从所述可激发原子采集磁共振数据，其中所述MRI包括：
·主磁单元(2m)，所述主磁单元用于产生均匀主磁场B0；
·RF单元2e，所述RF单元适用于在给定RF频率范围下产生振荡电磁场B1；
·层面选择线圈2s，所述层面选择线圈用于在第一方向X1上产生磁场梯度；
·X2-梯度线圈2p，所述X2-梯度线圈用于在垂直于所述第一方向X1的第二方向X2(X1⊥X2)上产生磁场梯度；
·X3-梯度线圈2f，所述X3-梯度线圈用于在垂直于所述第一和第二方向的第三方向X3(X1⊥X2⊥X3)上产生磁场梯度；
·天线2a，所述天线用于接收所激发原子在松弛时发射的RF信号；
(c)控制器，所述控制器被配置用于通过执行以下步骤来采集磁共振数据：
·激发步骤(MRe)，所述激发步骤用于在激发周期Pe＝(te1-te0)期间激发所述可激发原子的核的自旋，包括产生电磁场B1，其中所述RF单元与暴露于第i个磁场范围[B0]i＝[Bi,0,Bi,1]的可激发原子的拉莫尔频率相对应的RF-频率范围[fL]i下振荡；
·层选择步骤(MRv)，所述层选择步骤在所述激发步骤期间应用于通过沿所述第一方向X1产生具有斜率dB/dx1＝[B0]i/Δxi的磁场梯度来选择所述成像体积Vp中具有沿着第一方向X1测量到的厚度Δxi的层Vpi；
·相位梯度步骤(MRp)，所述相位梯度步骤在所述激发步骤和层面选择步骤期间应用于在周期Pp＝(tp1-tp0)期间通过沿着所述第二方向X2改变所述核的自旋的相位来沿着所述第二方向X2对由所述天线接收到的RF信号的原点进行定位，并且包括沿着所述第二方向X2产生磁场梯度的步骤；以及
·频率梯度步骤(MRp)，所述相位梯度步骤在所述相位梯度步骤之后应用于在周期Pf＝(tf1-tf0)期间通过沿着所述第三方向X3改变所述核的自旋的频率来沿着所述第三方向X3对由所述天线接收到的RF信号的原点进行定位，并且包括沿着所述第三方向X3产生磁场梯度的步骤；
(d)显示器，所述显示器用于根据在所述成像体积Vp内由所述MRI采集到的所述磁共振数据表示所述有机体、以及用于使所述射束路径可视化，
其特征在于，所述控制器被进一步配置用于使所述磁共振数据的采集与强子脉冲的发射同步，使得所述激发步骤Pe、所述相位梯度步骤Pp、以及所述频率梯度步骤Pf中的一者或多者的MR-周期Pj与所述脉冲周期PBi重叠并且不超过所述脉冲周期大于10％，Pj≤1.1PBi，其中j＝e、f、和/或p，并且在于所述MR-周期Pj相对于所述脉冲周期PBi异相不大于10％，使得(tBi,0-tj0)/Pbi≤0.1，并且(tBi,1-tj1)/Pbi≥-0.1，其中j＝e、f、和/或p。

Claims (10)

1.一种用于使横穿有机体的强子射束可视化的方法，所述方法包括以下步骤：
(a)提供强子源(1)，所述强子源被适配用于沿着与所述有机体中的目标组织(40)相交的射束路径引导具有初始能量E0的强子射束(1h)；
(b)提供磁场共振成像装置(MRI)(2)，所述MRI用于在位于均匀主磁场B0内的包括所述目标组织的成像体积Vp内采集磁共振数据；
(c)通过至少应用以下MR-数据采集步骤从所述成像体积采集磁共振数据：
·层选择步骤(MRv)，所述层选择步骤用于选择所述成像体积Vp中具有沿着第一方向X1测量到的厚度Δxi的成像层Vpi，包括在所述第一方向X1上产生磁场梯度；
·激发步骤(MRe)，所述激发步骤用于在激发周期Pe＝(te1-te0)期间通过产生在与位于所述成像层Vpi内的可激发原子A0的拉莫尔频率相对应的给定RF频率范围[fL]i下振荡的电磁场B1来激发所述可激发原子的核的自旋，其中te0和te1分别是所述激发步骤的开始时刻和结束时刻；
·相位梯度步骤(MRp)，所述相位梯度步骤用于在周期Pp＝(tp1-tp0)期间沿着垂直于所述第一方向X1的第二方向X2(X1⊥X2)对在所激发自旋的松弛期间由天线接收到的RF信号的原点进行定位，包括在所述第二方向X2上产生磁场梯度，其中tp0和tp1分别是所述相位梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1，其中tf0在下面进行定义；以及
·频率梯度步骤(MRf)，所述频率梯度步骤用于在周期Pf＝(tf1–tf0)期间沿着垂直于所述第一方向和第二方向的第三方向X3(X1⊥X2⊥X3)对在所激发自旋的松弛期间由天线接收到的RF信号的原点进行定位，包括在所述第三方向X3上产生磁场梯度，其中tf0和tf1分别是所述频率梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1；
(d)在数量N个具有脉冲周期PBi的强子脉冲中，沿着与所述成像层Vpi中的所述目标体相交的射束路径引导具有初始能量E0的强子射束，其中，N是大于0的整数；
(e)根据在所述成像体积Vp内由所述MRI采集的所述磁共振数据在显示器上表示所述有机体，
(f)在同一显示器上，将所述目标组织中的所述射束路径可视化为弱于由不明显受所述强子射束影响的所述可激发原子(A0)所产生的信号的亚信号(1p)，
其特征在于，所述磁共振数据的采集和强子脉冲的发射被同步，使得所述激发步骤Pe、所述相位梯度步骤Pp、以及所述频率梯度步骤Pf中的一者或多者的MR-周期Pj与所述脉冲周期PBi重叠并且不超过所述脉冲周期大于10％，其中j＝e、f、和/或p，Pj≤1.1PBi，并且在于所述MR-周期Pj相对于每个所述重叠强子脉冲的所述脉冲周期PBi异相不大于10％，使得(tBi,0-tj0)/Pbi≤0.1，并且(tBi,1-tj1)/Pbi≥-0.1，其中tBi,0和tBi,1是每个强子脉冲的开始时刻和结束时刻，并且其中j＝e、f、和/或p。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述MR-周期Pj是所述激发周期Pe，其接近所述脉冲周期PBi结束时结束，使得(tBi,1-te1)/PBi≥0，并且优选地使得(tBi,1-te1)/Pbi≤0.3，更优选为≤0.2，更进一步优选为≤0.1，并且最优选为(tBi,1-te1)/Pbi＝0。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其中，所述N个强子脉冲的周期PBi被包括在10μs和30ms之间、优选在1ms和10ms之间、或可替代地优选在5ms和20ms之间，并且两个强子脉冲优选地彼此间隔开包括在1ms和20ms之间的周期ΔPBi。
4.根据以上权利要求中任一项所述的方法，其中，所述激发周期Pe、相位梯度周期Pp、频率梯度周期Pf中的每一个彼此独立地包括在1ms和100ms之间、优选在5ms和50ms之间。
5.根据以上权利要求中任一项所述的方法，其中，所述MR-数据采集步骤进一步包括附加序列，所述附加序列包括采用不同顺序和周期Pj的以下各项中的一者或多者：与激发步骤同时进行的层选择步骤；相位梯度步骤；和/或频率梯度步骤；并且其中，使所述磁共振数据的采集和所述强子脉冲的发射与用如权利要求1所限定的附加步骤同步。
6.根据以上权利要求中任一项所述的方法，其中，所述强子射束的所述射束路径基本上垂直于所述第一方向X1。
7.根据以上权利要求中任一项所述的方法，包括以下步骤：
(a)在日期t0建立治疗计划，并且确定用于将给定剂量的强子沉积到目标点(40s)的强子射束的初始能量E0，
(b)在显示器上将在日期t1>t0显示由初始能量E0的强子射束横穿的所述组织的形态和厚度与在日期t0如所述处理计划中定义的同一组织的形态和厚度进行比较，
(c)在同一显示器上将所述强子射束的布拉格峰值的实际位置可视化，
(d)在所述布拉格峰值的实际位置与所述目标组织40s之间不匹配的情况下，校正将所述布拉格峰值落在所述目标点上所需的所述强子射束的初始能量E1。
8.根据以上权利要求中任一项所述的方法，其中，通过沿着所述第一方向X1、所述第二方向X2和所述第三方向X3的一个、两个或三个方向产生磁梯度来控制所述成像体积Vp，以沿着所述第一方向X1、所述第二方向X2和所述第三方向X3控制所述成像体积的厚度。
9.一种用于将由强子射束横穿的有机体可视化而没有由所述强子射束产生的伪影的方法，所述方法包括以下步骤：
(a)提供强子源，所述强子源被适配用于沿着与所述有机体中的目标组织相交的射束路径Xp引导具有初始能量E0的强子射束；
(b)提供磁场共振成像装置(MRI)，所述MRI用于在位于均匀主磁场B0内的包括所述目标组织的成像体积Vp内采集磁共振数据；
(c)通过至少应用以下步骤从所述成像体积采集磁共振数据：
·层选择步骤(MRv)，所述层选择步骤用于选择所述成像体积Vp中具有沿着第一方向X1测量到的厚度Δxi的成像层Vpi，包括在所述第一方向X1上产生磁场梯度；
·激发步骤(MRe)，所述激发步骤用于在激发周期Pe＝(te1–te0)期间通过产生在与位于所述成像层Vpi内的可激发原子A0的拉莫尔频率相对应的给定RF频率范围[fL]i下的振荡电磁场B1来激发所述可激发原子的核的自旋，其中te0和te1分别是所述激发步骤的开始时刻和结束时刻；
·相位梯度步骤(MRp)，所述相位梯度步骤用于在周期Pp＝(tp1-tp0)期间沿着垂直于所述第一方向X1的第二方向X2(X1⊥X2)对在所激发自旋的松弛期间由天线接收到的RF信号的原点进行定位，包括在所述第二方向X2上产生磁场梯度，其中tp0和tp1分别是所述相位梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1，其中tf0在下面进行定义；以及
·频率梯度步骤(MRf)，所述频率梯度步骤用于在周期Pf＝(tf1–tf0)期间沿着垂直于所述第一方向和第二方向的第三方向X3(X1⊥X2⊥X3)对在所激发自旋的松弛期间由天线接收到的RF信号的原点进行定位，包括在所述第三方向X3上产生磁场梯度，其中tf0和tf1分别是所述频率梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1；
(d)在数量N个具有脉冲周期PBi的强子脉冲中，沿着与所述成像层Vpi中的所述目标体相交的、优选垂直于所述第一方向X1的射束路径引导具有初始能量E0的强子射束，其中，N是大于0的整数；
(e)根据在所述成像体积Vp内由所述MRI采集的所述磁共振数据在显示器上表示所述有机体，而没有来自所述强子射束的干扰，
其特征在于，所述磁共振数据的采集和强子脉冲的发射被同步，使得
·脉冲周期PBi与所述激发步骤Pe、所述相位梯度步骤Pp、以及所述频率梯度步骤Pf中的一者的MR-周期Pj重叠并且不大于其所重叠的所述MR-周期Pj的20％，使得PBi≤0.2Pj，其中j＝e、f、和/或p，或者
·脉冲周期PBi不与所述MR-周期Pj中的任一者重叠。
10.一种医疗设备，包括：
(a)强子源，所述强子源被适配用于在数量N个具有脉冲周期PBi＝(tBi,1-tBi,0)的强子脉冲中沿着射束路径引导具有射束能量E1的强子射束(1h)，其中，N是大于0的整数，tBi,0是第i个强子脉冲的开始时刻，tBi,1是第i个强子脉冲的结束时刻，所述射束路径与包含可激发原子(特别是氢)的有机体相交；
(b)磁共振成像装置(MRI)(2)，所述MRI用于在包括所述有机体的成像体积Vp内从所述可激发原子采集磁共振数据，其中所述MRI包括：
·主磁单元(2m)，所述主磁单元用于产生均匀主磁场B0；
·RF单元(2e)，所述RF单元适用于在给定RF频率范围下产生振荡电磁场B1；
·层面选择线圈(2s)，所述层面选择线圈用于在第一方向X1上产生磁场梯度；
·X2-梯度线圈(2p)，用于在垂直于所述第一方向X1的第二方向X2(X1⊥X2)上产生磁场梯度；
·X3-梯度线圈(2f)，用于在垂直于所述第一和第二方向的第三方向X3(X1⊥X2⊥X3)上产生磁场梯度；
·天线(2a)，所述天线用于接收由所激发原子在松弛时发射的RF信号；
(c)控制器，所述控制器被配置用于通过执行以下步骤来采集磁共振数据：
·激发步骤(MRe)，所述激发步骤用于在激发周期Pe＝(te1–te0)期间激发所述可激发原子的核的自旋，其中te0和te1分别是所述激发步骤的开始时刻和结束时刻；
·层选择步骤(MRv)，所述层选择步骤在所述激发步骤期间应用于选择所述成像体积Vp中具有沿着所述第一方向X1测量到的厚度Δxi的层Vpi；
·相位梯度步骤(MRp)，所述相位梯度步骤在所述激发步骤和层面选择步骤期间应用于在周期Pp＝(tp1-tp0)期间沿着所述第二方向X2对由所述天线接收到的RF信号的原点进行定位，其中tp0和tp1分别是所述相位梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1；以及
·频率梯度步骤(MRf)，所述频率梯度步骤在所述相位梯度步骤之后应用于在周期Pf＝(tf1-tf0)期间沿着所述第三方向X3对由所述天线接收到的RF信号的原点进行定位，其中tf0和tf1分别是所述频率梯度步骤的开始时刻和结束时刻，tf0>tp1；
(d)显示器，所述显示器用于根据在所述成像体积Vp内由所述MRI采集到的所述磁共振数据表示所述有机体、以及用于使所述射束路径可视化，
其特征在于，所述控制器被进一步配置用于使所述磁共振数据的采集与强子脉冲的发射同步，使得所述激发步骤Pe、所述相位梯度步骤Pp、以及所述频率梯度步骤Pf中的一者或多者的MR-周期Pj与所述脉冲周期PBi重叠并且不超过所述脉冲周期大于10％，其中j＝e、f、和/或p，Pj≤1.1PBi，并且在于所述MR-周期Pj相对于每个所述重叠强子脉冲的所述脉冲周期PBi异相不大于10％，使得(tBi,0-tj0)/Pbi≤0.1，并且(tBi,1-tj1)/Pbi≥-0.1，其中tBi,0和tBi,1是每个强子脉冲的开始时刻和结束时刻，并且其中j＝e、f、和/或p。
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