MRI引導放射治療設(shè)備研究進展

毛玲麗，劉紅冬，陽 露，裴 曦*，徐 榭

(1.中國科學技術(shù)大學物理學院，安徽 合肥 230025；2.廣州醫(yī)科大學附屬腫瘤醫(yī)院放療中心，廣東 廣州 510095)

MRI具有較好的軟組織成像對比度，可進行功能成像且無電離輻射，已成為現(xiàn)代診斷成像的重要手段[1]。實時MRI引導放射治療(MRI-guided radiotherapy， MRIgRT)系統(tǒng)由MR掃描儀及用于放射治療的電子直線加速器(或其他類型的放射治療機)組成，按照系統(tǒng)集成度可分為兩種[2]：①分離系統(tǒng)；②一體化系統(tǒng)。分離系統(tǒng)無法在治療過程中對組織器官成像，且會帶來運動偽影及系統(tǒng)誤差，臨床放射治療中傾向于使用一體化MRIgRT系統(tǒng)，即MR掃描儀和直線加速器完全集成為一體的混合MR治療單元。目前關(guān)于MRI引導光子放射治療系統(tǒng)已有較多研究。本文主要對全球各中心設(shè)計和安裝的實時MRI引導光子放射治療設(shè)備最新進展進行綜述。

表1 MRIgRT裝置的簡單參數(shù)比較

圖1 MRI和Linac配置方式示意圖 A.從Linac發(fā)出的束流與MRI主磁場的方向平行，為MRIgRT的平行配置模式; B.從Linac發(fā)出的束流與MRI主磁場的方向垂直，為MRIgRT的垂直配置模式 (紅箭表示MRI主磁場方向，黃實線表示從Linac射出的束流方向)

1 MRIgRT的技術(shù)優(yōu)勢

未來放射治療的發(fā)展方向為小范圍、高劑量精準放射治療[3]。放射治療實施的精準性受靶區(qū)勾畫、擺位誤差、分次和單次治療中器官變形、運動和旋轉(zhuǎn)等因素影響，而以圖像引導放射治療(image-guided radiotherapy, IGRT)可減少這些不確定性。目前臨床上基于X射線成像的IGRT設(shè)備有電子射野影像裝置(electronic portal imaging device, EPID)、 MV級和kV級錐形束CT(cone-beam CT, CBCT)等，主要在放射治療前或分次治療間獲取圖像，通過圖像配準實現(xiàn)精準放射治療，但尚無法真正實現(xiàn)實時圖像引導放射治療。

與基于X射線成像的影像設(shè)備相比， MRI雖然缺少電子密度信息、掃描時間長、易幾何失真，卻有以下優(yōu)勢[4]：①高軟組織對比度；②能直接獲得多方位的原生三維斷面圖像；③無損檢查，不會對人體產(chǎn)生電離輻射；④多參數(shù)成像，可探測更精細、更豐富的信息用于診斷；⑤多對比度成像，可獲取多種不同加權(quán)特性的圖像，提高診斷質(zhì)量；⑥無骨性偽影。MRIgRT能更精確地勾畫靶區(qū)和危及器官，以實現(xiàn)增加腫瘤放射劑量且減少正常組織放射劑量的放射治療目標。更重要的是，傳統(tǒng)放射治療過程是基于計劃靶區(qū)(planning target volume, PTV)優(yōu)化的初始治療計劃進行分次治療，而MRIgRT在放射治療過程中可以實時獲得靶區(qū)的解剖和生理信息，從而為每次分次治療提供在線劑量計劃優(yōu)化以及自適應(yīng)再計劃[5]。因此，MRIgRT技術(shù)被臨床寄予厚望。

2 MRIgRT系統(tǒng)介紹

MRIgRT系統(tǒng)主要由MR掃描儀、放射治療機以及自適應(yīng)放射治療計劃系統(tǒng)(adaptive radiotherapy treatment planning system，ART-TPS)組成。目前國際上主要有4個機構(gòu)在開展 MRIgRT 設(shè)備的研發(fā)工作,其主要參數(shù)見表1。其中束流與磁場方向的平行模式和垂直模式示意圖見圖1。

2.1 第一臺商業(yè)MRIgRT系統(tǒng) Viewray公司開發(fā)的商業(yè)MRIgRT系統(tǒng)(MRIdian?或ViewRay System)[6]由3部分組成：①雙環(huán)超導磁體組成的開口直徑為70 cm的0.35T 全身 MRI 裝置，成像野50 cm，全身射頻發(fā)射線圈直徑為75 cm并覆蓋磁鐵間隙;②放射治療系統(tǒng)，由3個相距120°的Co60源組成，放射源安裝于雙環(huán)超導磁體之間的環(huán)形機架上，且距離等中心點105 cm；③高性能ART-TPS，基于蒙特卡羅劑量計算方法，具有魯棒性且運算速度快，能在30 s內(nèi)完成9個野治療計劃，完全實現(xiàn)在線實時自適應(yīng)放射治療[6]。Viewray公司新設(shè)計的“MRIdian Linac”系統(tǒng)由6 MV直線加速器、0.35 T MRI和ART-TPS組成[7]。

2.2 典型MRIgRT系統(tǒng) 加拿大阿爾伯塔大學交叉癌癥研究所(cross cancer institute, CCI)于2008年建成首個MRIgRT原型系統(tǒng)，由一個雙平面的0.2 T MRI系統(tǒng)和6 MV直線加速器構(gòu)成，其機架處于固定狀態(tài)[8]。2013年CCI開始安裝臨床級全身MRI-Linac系統(tǒng)—Aurora RTTM，其硬件由一對雙平面0.6T MRI系統(tǒng)和一個6 MV的直線加速器構(gòu)成，機架可360°旋轉(zhuǎn)，治療時加速器和MR掃描儀一同圍繞患者旋轉(zhuǎn)，治療束與主磁場平行；所用磁場由高溫超導材料提供[9]。與其他MRIgRT系統(tǒng)不同，Aurora RTTM系統(tǒng)設(shè)有低溫冷卻器，在不使用低溫液體的情況下也能保持超導溫度[10]。Aurora RTTM系統(tǒng)采用自動腫瘤勾畫算法、基于人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的腫瘤位置預測算法，以及多葉準直器(multi leaf collimator, MLC)實時控制系統(tǒng)，以在放射治療過程中實現(xiàn)腫瘤適形[10]。

2.3 多方合作的MRIgRT系統(tǒng) 荷蘭烏特勒支大學醫(yī)學中心(university medical centre utrecht， UMC)自2012年開始與醫(yī)科達、飛利浦公司合作，開發(fā)了一個完全集成的MRIgRT裝置Elekta Unity。該裝置中，1.5T MR上安裝有環(huán)形機架及7 MV直線加速器的所有部件，通過旋轉(zhuǎn)機架和磁體，可實現(xiàn)連續(xù)旋轉(zhuǎn)調(diào)強放射治療[11]。飛利浦公司已經(jīng)開發(fā)出基于蒙特卡羅算法和MRI-only的實時自適應(yīng)治療計劃系統(tǒng)。2017年采用該系統(tǒng)成功對一組脊柱轉(zhuǎn)移瘤患者進行了治療[12]。

2.4 最新MRIgRT系統(tǒng) 澳大利亞團隊開發(fā)的MRIgRT系統(tǒng)以1.0 T MRI和6 MV直線加速器為基礎(chǔ)，并采用類似CCI的總體結(jié)構(gòu)方案，經(jīng)適當改進，形成獨具特色的MRIgRT設(shè)備[13]：①主磁場方向與治療束方向平行，減低了設(shè)備構(gòu)造復雜性、降低建造成本；②MR和直線加速器主體結(jié)構(gòu)固定不動，而將患者固定在可旋轉(zhuǎn)的治療床上，雖然更具實用性，但旋轉(zhuǎn)會造成患者內(nèi)部組織和器官變形；③主磁體為分體式超導磁體，場強大小為1.0T，成像更清晰。2018年該團隊在MRIgRT上使用特制射頻(radio frequency, RF)線圈獲得了MR圖像[14]。

國內(nèi)四川大學[15-16]較早開展了對MRI引導放射治療劑量分布的蒙特卡羅研究工作，主要集中在使用GEANT 4軟件模擬光子治療束以及電子治療束在均勻橫向磁場下水箱模型中的束流特性。中國科學技術(shù)大學醫(yī)學物理團隊已經(jīng)開發(fā)了在磁場下使用的基于圖形處理單元(graphics processing unit, GPU)加速的蒙特卡羅算法軟件ARCHER[17]，利用該軟件磁場下的乳腺癌治療計劃僅需數(shù)十秒；該團隊還利用TOPAS軟件計算和分析多個能量下質(zhì)子束在不同強度磁場中的劑量分布情況[18]，并發(fā)明了一種基于MRI-only的三維劑量驗證方法[19]。

3 MRIgRT系統(tǒng)面臨的主要難點

3.1 MRI和Linac部件之間的耦合 MLC電機產(chǎn)生的RF噪聲會干擾RF線圈信號，同時MLC鎢合金葉片會影響MRI磁場的均勻性，從而降低MR成像質(zhì)量；MRI邊緣磁場也會引起MLC的電機故障[9，20]。此外，由于洛倫茲力的作用，MR磁場還可使Linac電子槍[21]和加速管[22]中的電子束發(fā)生偏轉(zhuǎn)。為解決磁場干擾和射頻干擾問題，Elekta Unity系統(tǒng)做了以下改動[11]：①采用MR主動磁屏蔽，在橫向中央平面產(chǎn)生一個低環(huán)向場；②將鋁制低溫恒溫器壁設(shè)計為法拉第筒的一部分，加速器位于法拉第筒外部，MR放置在法拉第筒內(nèi)部。CCI團隊的研究表明[23]，通過銅盒可有效屏蔽MLC電機引起的RF噪音。澳大利亞團隊Brendan[24]重新設(shè)計電子槍和加速管結(jié)構(gòu)，將電子槍陰極直接放在加速管第一加速腔內(nèi)，利用加速管的RF源直接加速電子。澳大利亞團隊Liney等[25]的研究表明，可以通過感興趣體積內(nèi)動態(tài)勻場過程減弱MLC和加速器對主磁場均勻性的影響。

3.2 快速在線治療計劃和自適應(yīng)再計劃策略 實時圖像引導需要快速的在線治療計劃和自適應(yīng)再計劃策略。安裝GPU和高性能計算系統(tǒng)可提高治療流程速度。自適應(yīng)放射治療應(yīng)完全或部分自動，以提高計算速度[26]。劑量計算算法必須處理電子密度不能直接從MRI獲取的問題[27]，最有效的方法是使用偽CT，即MRI是放射治療工作流程中使用的唯一模態(tài)的MRI-only放射治療技術(shù)[28]。Elekta Unity的TPS系統(tǒng)采用基于MRI-only技術(shù)的商業(yè)軟件包MRCAT(已獲得FDA認證)[29]，以單個“mDIXON”的MR序列和專有算法來生成電子密度信息。理想的在線MR成像序列應(yīng)足夠快，且不易受圖像幾何失真的影響。此外，改進的fMRI通過瞄準生物相關(guān)子區(qū)來考慮腫瘤異質(zhì)性時，應(yīng)做到不需延長采集時間而能產(chǎn)生相關(guān)信息，從而達到“解剖學”和“生物學”上的實時圖像引導自適應(yīng)放射治療。

3.3 考慮磁場對次級帶電粒子影響 不同組織界面處的電子返回效應(yīng)(electron return effect, ERE)會導致劑量分布的翹曲或高低密度交界面劑量的熱點和冷點[30]，因此計算劑量時必須考慮磁場對次級電子的影響。通過蒙特卡羅程序[31-32]或?qū)Ｓ玫拇_定性方法[33]，ERE可在IMRT優(yōu)化過程中得到補償，甚至可能被用來增加靶區(qū)的劑量適形度。由于肺部易感性偽影和密度變化，故需考慮磁場對次級電子的影響。

3.4 磁場中的劑量測定和質(zhì)量保證(quality assurance, QA) QA設(shè)備須與MR磁場兼容。用于機器劑量測定的QA設(shè)備須考慮磁場對用于絕對劑量測定的電離室中次級電子的影響。因此，MRIgRT系統(tǒng)需引入臨床專用的QA設(shè)備和調(diào)試協(xié)議。Mcdonald等[34]研究表明，輻射變色和聚合物凝膠劑量計可用于MRIgRT系統(tǒng)的端到端調(diào)試。Magphan RT體模、 DYNAMIC PHANTOM體模、QUASAR MRID3D體模均可用于MRIgRT系統(tǒng)劑量測定和QA。Klein等[35]列出了成像和治療等中心之間每日容差指南，非立體定向治療≤2 mm，立體定向治療≤1 mm，需對MRIgRT機器QA給予重視。對于自適應(yīng)放射治療中患者QA也需要重新定義，而在線驗證工具在臨床中也將越來越重要。

4 小結(jié)

MRIgRT系統(tǒng)能在動態(tài)的分次治療過程中實時跟蹤靶區(qū)運動，并進行在線治療計劃和自適應(yīng)再計劃，有望大幅提高放射治療的精確性。國際上數(shù)家大型研究機構(gòu)已經(jīng)解決了MRIgRT設(shè)備面臨的部分技術(shù)難點，如MR成像設(shè)備與放射治療設(shè)備的兼容性問題、快速在線TPS和自適應(yīng)放射治療流程的開發(fā)以及劑量計算與QA等。目前MRIgRT系統(tǒng)的臨床試驗剛剛起步，期望MRIgRT技術(shù)在未來的放射治療實踐中得到廣泛使用，使腫瘤放射治療進入新時代。