(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
中心軸を有する少なくとも一つの高周波検出コイルを含む磁気共鳴画像（ＭＲＩ）装置と、
前記中心軸に直交する放射線のビームを生成可能な放射線源と、
前記放射線のビームから前記少なくとも一つの高周波検出コイルを遮蔽するための、前記放射線源と前記高周波検出コイルとの間にある電気的に接地された誘電材料と、
を含む放射線治療システム。
【請求項２】
前記誘電材料が前記高周波検出コイルの密度と実質的に同一の密度を有する、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項３】
前記誘電材料が前記高周波検出コイルの密度と実質的に異なる密度を有する、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項４】
前記高周波検出コイルがアルミニウムで形成され、前記誘電材料がポリテトラフルオロエチレンで形成される、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項５】
前記高周波検出コイルが銅で形成され、前記誘電材料がポリテトラフルオロエチレンで形成される、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項６】
前記接地された誘電材料が、前記高周波検出コイルの一部分のみを遮蔽するように配置される、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項７】
前記接地された誘電材料が、前記高周波検出コイルの、前記放射線ビームが入射する部分のみを遮蔽するように配置される、請求項６に記載の放射線治療システム。
【請求項８】
前記接地された誘電材料が、前記高周波検出コイルの１つまたは複数のコイルを覆うように配置される、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項９】
前記電気的に接地された誘電材料は、１点での接続によって接地されている、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項１０】
前記高周波検出コイルの少なくとも１つの巻線は、外周が、前記接地された誘電材料によって完全に取り囲まれている、請求項８に記載の放射線治療システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本出願は、一般的に放射線治療に関し、特に画像誘導放射線治療システム及びそれに用いる遮蔽されたＭＲＩ用高周波検出コイルに関する。
【背景技術】
【０００２】
放射性治療の画像誘導は、研究及び技術開発が盛んな分野である。現在実行されている放射線治療は、精密に画定された標的部位に向けられた高精度な原体照射ポータルを利用している。この標的部位は、肉眼的腫瘍体積（ＧＴＶ）と臨床標的体積（ＣＴＶ）と計画標的体積（ＰＴＶ）とから成る。ＧＴＶ及びＣＴＶは、肉眼的腫瘍性疾患と肉眼的疾患の亜臨床的な顕微鏡的進展とから成る。放射線治療の間、患者へ適切な治療を施すために、これらの体積が十分な放射線量で照射されなければならない。治療時のこの体積の識別の不確かさと、不可避の患者及び腫瘍の動きと、が原因で、通常は拡大されたＰＴＶが放射線で照射される。
【０００３】
生物学上の疾患範囲より大きい体積であるために、一般的には健康な組織が放射線を照射されるので、合併症のリスクが増加する。従って、ＧＴＶ及びＣＴＶのみへ放射線ビームを合わせ、治療時にこの体積に放射線ビームを当てるように補助するための画像検査方法を提供することが望ましい。この方法は、画像誘導放射線治療（ＩＧＲＴ：Image Guided Radiation Therapy）として公知である。
【０００４】
ＩＧＲＴとして商業的に利用可能な方法は、Ｘ線または平面的なＸ線写真を形成する超音波画像診断法、コンピュータ断層撮影法（ＣＴ：Computed Tomography）、或いは三次元超音波画像を使用する。さらには、コントラストを向上させるためのこれらの画像診断技術と共に、基準マーカーが利用できる。しかしながら、基準マーカーは侵襲的方法を用いて配置しなければならず、従って、あまり望ましくはない。Ｘ線または超音波に基づいたＩＧＲＴ法は、理想的にＩＧＲＴ法に適していない。例えば、Ｘ線は、軟組織の低コントラストに問題があり、理想的に腫瘍の画像化に適していない。さらに、Ｘ線を用いた方法は、電離放射線を使用して、患者へ追加の放射線量を負わせる結果となる。超音波は身体の全ての部位に利用することはできない。最後に、Ｘ線及び超音波の両方を用いたＩＧＲＴ法は、治療が行われるのと同時に、リアルタイムで画像面内に画像を提供するような直線加速器に結合することが困難である。
【０００５】
これらの課題を解決するために、放射線治療システムと核磁気共鳴画像（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置との統合が提案されてきた。例えば、本出願の譲渡人に譲渡され、その内容が参照されて本明細書に組み込まれているFalloneらの国際公開第２００７／０４５０７６号は、ＭＲＩに適合可能な二平面永久磁石と組み合わせられた医療用直線加速器を記載する。公知のように、ＭＲＩは軟組織の画像化に優れており、リアルタイムでいかなる平面内でも像を取得することができる。
【０００６】
ＭＲＩは、標的核の核磁気モーメントを整列する強力で一様な磁界を提供することで機能する。例えば、水素核（陽子）は、ＭＲＩにおいて最も一般的な画像化の対象である。磁界の存在下で、核の磁気モーメントは、一様な磁界に整列し、ラーモア周波数として知られる磁界強度によって決定される周波数で振動する。磁化が磁界（Ｂ０フィールド）の方向から垂直な方向へ反転するように、この整列は、高周波（ＲＦ）パルスを用いて摂動され、磁化の横断を示す。核がその元の状態へ戻るとき、横断方向の磁気モーメントはゼロに低下し、一方で長手方向の磁気モーメントは元の値へ増加する。様々な軟組織は、異なる横断方向及び長手方向の緩和時間を示す。特定の磁界強度が、勾配磁場コイルを用いて組織の小サンプルに印加され、最初に摂動ＲＦパルスの特定のシーケンスを生成し、そして核がパルスによって摂動された後に元の磁化状態に戻るときに核より放出された信号を分析することにより、これらの軟組織の画像が形成される。
【０００７】
医療用直線加速器は、電界が導波管の中心軸上に位置するように、ＴＭ０１０モードに励磁された円筒状の導波管を用いることで機能する。構造の位相速度は、空洞を形成する導波管内へ隔壁を導入することにより制御される。隔壁は、電子線の通過を可能にする小さい穴を中央に有している。隔壁は、ＭｅＶ／ｍ範囲の電界勾配がＭＷ範囲内にあるＲＦ入力パワーに利用可能なように、隔壁が導波管の中心で電界を強化するという更なる利点を有する。電子が、加速構造の一端に導入され、加速導波管の中心の電界によってＭｅＶエネルギーへ加速される。これらの電子は高い原子番号の対象に照準を定められて、電子エネルギーは制動放射プロセスによって高エネルギーＸ線に変換される。導波管の中心軸が地面に平行になるように、一般的に導波管がＣアームガントリーに据え付けられる。この導波管は患者の周囲を回転し、患者は回転の中心軸に横たわっている。医療用加速器は、導波管によって生成された放射線ビームが治療中心として知られる回転の中心軸上のポイントに集中させられるように、２７０°の偏向磁石を使用するシステムを用いる。
【０００８】
ＭＲＩ装置と直線加速器の統合に関して、いくつかの重大な技術的課題がある。Greenの米国特許第６，３６６，７９８号明細書、Lagendijkの国際公開第２００４／０２４２３５号、Bucholzらの米国特許第６，８６２，４６９号明細書、Kruipらの国際公開第２００６／１３６８６５号、Dempseyの米国特許出願公開第２００５／０１９７５６４号明細書、Falloneらの国際公開第２００９／１５５７００号、Falloneらの米国特許出願公開第２００９／０１４９７３５号明細書、Falloneらの米国特許出願公開第２００９／０１４７９１６号明細書、およびFalloneらの国際公開第２００９／１５５６９１号のそれぞれの内容は、参照されて本明細書に組み込まれており、課題のいくつかに対処する種々のシステム及び技術を開示している。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】国際公開第２００７／０４５０７６号
【特許文献２】米国特許第６，３６６，７９８号明細書
【特許文献３】国際公開第２００４／０２４２３５号公報
【特許文献４】米国特許第６，８６２，４６９号明細書
【特許文献５】国際公開第２００６／１３６８６５号公報
【特許文献６】米国特許出願公開第２００５／０１９７５６４号明細書
【特許文献７】国際公開第２００９／１５５７００号公報
【特許文献８】米国特許出願公開第２００９／０１４９７３５号明細書
【特許文献９】米国特許出願公開第２００９／０１４７９１６号明細書
【特許文献１０】国際公開第２００９／１５５６９１号公報
【非特許文献】
【００１０】
【非特許文献１】Abdel-Rahman W, Seuntjens J P, Verhaegen F and Podgorsak E B 2006  Radiation induced currents in parallel plate ionization chambers: measurement and Monte Carlo simulation for megavoltage photon and electron beams Med. Phys. 33 3094-104
【非特許文献２】Burke B, Lamey M, Rathee S, Murray B and Fallone B G 2009 Radio frequency noise from clinical linear accelerators Phys. Med. Biol. 54 2483-92
【非特許文献３】Dawson L A and Jaffray D A 2007 Advances in image-guided radiation therapy J. Clin. Oncol. 25 938-46
【非特許文献４】Degenhart H J and Schlosser W 1961 Transient effects of pulsed nuclear radiation on electronic parts and materials IRE Trans. Compon. Parts 8 123-8
【非特許文献５】Fallone B G, Carlone M, Murray B, Rathee S, Stanescu T, Steciw S, Wachowicz K and Kirkby C 2007 Development of a linac-MRI system for real-time ART Med. Phys. 34 2547
【非特許文献６】Fallone B G, Murray B, Rathee S, Stanescu T, Steciw S, Vidakovic S, Blosser E and Tymofichuk D 2009 First MR images obtained during megavoltage photon irradiation from a prototype integrated linac-MR system Med.Phys. 36 2084-8
【非特許文献７】Johns H E, Aspin N and Baker R G 1958 Currents induced in the dielectrics of ionization chambers through the action of high-energy radiation J. Radiat. Res. 9 573-88
【非特許文献８】Karzmark C J, Nunan C S and Tanabe E 1993 Medical Electron Accelerators (New York: McGraw-Hill)
【非特許文献９】Kirkby C, Stanescu T, Rathee S, Carlone M, Murray B and Fallone B G 2008 Patient dosimetry for hybrid MRIradiotherapy systems Med. Phys. 35 1019-27
【非特許文献１０】Lagendijk J J, Raaymakers B W, Van Der Heide U A, Overweg J, Brown K J, Bakker C, Raaijmakers A J, Vulpen M, Welleweerd J and Jurgenliemk-Schulz I 2005 In room magnetic resonance imaging guided ratiotherapy(MRIgRT) Med. Phys. 32 2067
【非特許文献１１】Meyer R A, Bouquet F L and Alger R S 1956 Radiation induced conductivity in polyethylene and teflon J. Appl.Phys. 27 1012-8
【非特許文献１２】Raaijmakers A J, Raaymakers B W and Lagendijk J J 2008 Magnetic field-induced dose effects in MR-guided radiotherapy systems: dependence on the magnetic field strength Phys. Med. Biol. 53 909-23
【非特許文献１３】Raaymakers B W et al 2009 Integrating a 1.5 T MRI scanner with a 6 MV accelerator: proof of concept Phys. Med.Biol. 54 N229-37
【非特許文献１４】Sato F, Tanaka T, Kagawa T and Iida T 2004 Impedance measurements of thin film ceramics under ion beam irradiation J. Nucl. Mater. 329-333 1034-7
【非特許文献１５】Ha S et al. 2010 Development of a new RF coil and γ-ray radiation shielding assembly for improved MR image quality in SPECT/MRI. Phys. Med. Biol. 55 2495-2504
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
しかしながら、前述した文献が様々な進歩を提供する一方で、未だ満足のいくように対処されていない技術的課題が存在する。
【００１２】
ある課題は、直線加速器のパルスパワーの性質による。効果的な治療ビームを作り出すため加速導波管へ十分な（メガワットＭＷｓ単位の）ＲＦパワーを供給するために、医療用加速器は、パルス形成ネットワーク（ＰＦＮ：Pulse Forming Network）を用いて、高電圧がパルスパワーに変換されるパルスパワーモードで稼働する。高電圧パルスを生成するプロセスは、そのスペクトラムが画像化の対象内で水素核のラーモア周波数に重なる高周波の放出を次々に引き起こすパルス治療ビームを生み出すことに加えて、変調プロセスでの大電流の急激な開始および停止を含む。パルス形成ネットワークの重なり合う高周波の放出は、これらの核が緩和するときにこれらの核により放射される信号へ干渉し、従って、ＭＲＩの画像形成プロセスを悪化させる。
【００１３】
更なる問題は、核が緩和している間に生成される高周波信号を検出するために使用されるＭＲＩ用の一つまたは複数の高周波検出コイルへ頻繁に入射するパルス治療ビームによるものである。これは、一般的に以下のように分類される放射線誘起効果を引き起こす。（ａ）瞬時的−リアニック照射パルスに適合し、検出コイル内の放射線誘起電流（ＲＩＣ）を含む、（ｂ）累積的−徐々に発生し、高周波検出コイル及び関連するハードウェアへの損傷を含む可能性がある、（ｃ）線量計測−磁界内の高周波検出コイルの存在により引き起こされる患者の皮膚線量の変化。
【００１４】
瞬時的放射線誘起効果が関連する場合、放射線パルスが結像と正確に同一の時間で起こらないように、取得プロセスと同期させることが可能である。しかしながら、そのような制限はシステムの適応性を限定する可能性がある。そのため、一つまたは複数の検出コイル内のＲＩＣは、一つまたは複数の検出コイル内の画像信号の忠実度に干渉する可能性がある。高エネルギー（超高電圧）光子と共に照射されるとき、コンプトン作用で生成された高エネルギー電子が、ＭＲＩ用ＲＦコイルとして使用されることで知られている細長い銅片のような細いコイル素材を逃れ得るという理由で、この問題が表れる。電子の流入がないため、この結果に釣り合わない場合には、正味の正電荷が素材内で形成される。従って、コイル素材が電気回路の一部になる場合に、放射線により誘起された電流が、この電荷不均衡を中和するために流れ始める。Meyerら（１９５６）は、１９５６年に２ＭｅＶのバンデグラフ起電機からのＸ線及び６０Ｃｏビームへ晒されたポリエチレン及びテフロンに見られるＲＩＣについて報告した。Johnsら（１９５８）は、並列プレートイオン化チャンバで観察された極性効果の基礎としてＲＩＣを供給する並列プレートイオン化チャンバ内の６０ＣｏビームによるＲＩＣについて報告した。複数の著者が、パルス放射線に曝露されたときの種々の素材内のＲＩＣについての報告を公開しており（Degenhart and Schlosser 1961、Satoら、2004,Abdel-Rahmanら、2006）、これらの報告はこの研究に特に関連している。
【００１５】
画像誘導放射線治療のためのリアニック−ＭＲＩの統合の前提が、放射線照射及びＭＲＩデータの同時取得に基いており、ＭＲＩはＲＦコイル内で誘起された信号から画像を形成するため、ＭＲＩ用ＲＦコイル内で誘起されたＲＩＣは、ノイズに対するＭＲＩ信号の比に悪影響を与え、画像アーチファクトを導入する可能性があった。しかしながら、正確な画像は、リアルタイムで行われる画像誘導放射線治療の成功にとって必要である。
【００１６】
従って、本発明の目的は、直線加速器の治療ビームがＭＲＩ装置の高周波検出コイルの少なくとも一部に入射するときに直面するデメリットを少なくとも軽減することである。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
一態様によれば、放射線のビームを生成可能な放射線源と、少なくとも一つの高周波検出コイルを含む磁気共鳴画像（ＭＲＩ）装置と、放射線のビームから少なくとも一つの高周波検出コイルを遮蔽するための、放射線源と高周波検出コイルとの間にある電気的に接地された誘電材料と、を含む放射線治療システムが提供される。
電気的に接地された誘電材料を用いて、放射線のビームから少なくとも一つの高周波検出コイルを遮蔽することは、少なくとも一つの高周波検出コイル内の放射線誘起電流を著しく減少させ、その結果として、放射線によるＭＲＩ画像内の干渉量を減少させる。
一実施形態においては、誘電材料は検出コイルの密度と実質的に同一の密度を有する。
別の実施形態においては、誘電材料は検出コイルの密度と実質的に異なる密度を有する。
他の態様によれば、電気的に接地されるように適合された誘電材料によって少なくとも一部が覆われた磁気共鳴画像（ＭＲＩ）装置用の高周波検出コイルが提供される。
ある実施形態では、高周波検出コイルの、放射線ビームが入射するであろう部分のみが誘電材料によって覆われる。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】異なる電流尺度で二つの異なるＭＲＩ用ＲＦコイル内の放射線誘起電流のレベルを示すグラフである。
【図２】異なる電流尺度で二つの異なるＭＲＩ用ＲＦコイル内の放射線誘起電流のレベルを示すグラフである。
【図３】画像誘導放射線治療システムの概略斜視図である。
【図４】画像誘導放射線治療システムの概略斜視図である。
【図５】ＭＲＩ用ＲＦコイルに入射する放射線治療ビームの概略図である。
【図６】高周波検出コイルの一つの巻線が電気的に接地された誘電材料に覆われた状態の概略図である。
【図７】種々の検出器素材と種々の強化材とを併用した結果をシミュレーションするためのシミュレーション構成を示す。
【図７ａ】図７のシミュレーション構成から得られた結果を示すグラフである。
【図８】図７および図７ａに示されるシミュレーションを模倣するよう組み立てられた計測構成の概略図である。
【図８ａ】図８の計測構成から得られた計測結果のグラフである。
【図９】遮蔽のためにポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）で強化された検出器素材の様々な厚さでの放射線誘起電流の減少を示すグラフである。
【図１０】銅の検出器及び銅の強化材の構成で計測及びシミュレーションされた放射線誘起電流の減少を示すグラフである。
【図１１】銅の検出器及びアルミニウム被覆されたＰＴＦＥの強化材の構成で計測及びシミュレーションされた放射線誘起電流の減少を示すグラフである。
【図１２】約０．１６センチメートルを超える銅の検出器及びＰＴＦＥの強化材の構成で計測及びシミュレーションされた放射線誘起電流の減少を示すグラフである。
【図１３】種々の強化材を用いたＲＦコイル内の放射線誘起電流を観察するよう組み立てられた計測構成の概略図である。
【図１４】接地されたＰＴＦＥの強化材の厚さが増加するにつれてアルミニウムコイル内の放射線誘起電流の減少幅が大きくなることを示すグラフである。
【図１５】低密度素材が銅のような高密度コイル導体と患者との間にあるときのＲＩＣの減少についての実験結果を示すグラフである。
【図１６】コイル導体が銅より実質的に低い密度であるときのＲＩＣの減少についての実験結果を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
ＭＲＩ用ＲＦコイル内の放射線誘起電流の研究が、“Radiation Induced Currents in MRI RF Coils:Application to Linac/MRI Integration”(B Burke,BG Fallone,S Rathee;2010 Institute of Physics and Engineering in Medicine;Phys Med.Biol.55(2010)735-746に報告され、その内容全体は参照されて本明細書に組み込まれている。この研究は、直線加速器ビームのパルス放射線に曝露されるとき、ＲＩＣ、またはコンプトン電流がＭＲＩ用ＲＦコイル内に存在することを示した。図１及び図２はその研究から再現されたもので、Ｖａｒｉａｎ６００Ｃ直線加速器、及びＶａｒｉａｎ  Ｃｌｉｎａｃ２３ｉＸ直線加速器の２つのＭＲＩ用ＲＦコイル内で誘起されたコンプトン電流をそれぞれ示す。
【００２０】
接地された誘電材料を備えるＭＲＩ画像化システムの高周波検出コイルの遮蔽は、治療ビームが検出コイルに直接入射するときに、コイル素材からの電子の純損失を著しく減少または除去できる、ということが見出された。この遮蔽は、次々に検出コイル内の放射線誘起電流を著しく減少または除去し、その結果、この現象により引き起こされるＭＲＩ画像品質の干渉を減少または除去する。いくつかの実施形態において、接地された誘電材料を用いて高周波検出コイルの一部または全体を覆うことによって遮蔽が提供される一方で、放射線の衝撃でコイル素材内の電子の損失を補う、または防止するために、当然のことながら、遮蔽は適切な他の方法で行われ、それによって放射線に起因した電子の純損失を減少または除去し、結果として放射線によってコイル内で誘起される電流量を著しく減少または除去する。
【００２１】
Reikeらの米国特許第７，３９４，２５４号明細書「Magnetic Resonance Imaging Having Radiation Compatible Radiofrequency Coils」は、通常使用される銅素材の密度より低い密度のコイル素材を使用するＸ線システムを記載している。これは、銅コイルが高密度であるためＸ線画像に現れ、Ｘ線画像化に使用されるより低いエネルギー（キロワットレベル）のＸ線が、銅コイル巻線により著しく減衰されるからである。しかしながら、そのような低密度のコイルはＭＲＩ画像化には適していない。また、この特許は、Ｘ線信号の減衰の問題に焦点を当てており、放射線誘起電流の現象を考慮しておらず、また、それを解決する適切な解決法も提供していない。
【００２２】
図３及び４はそれぞれ、本実施形態による放射線治療システム１０の斜視概略図である。図４に示すように、放射線治療システム１０は、治療台２８上の患者２６の周囲に配置された分割ソレノイド磁石１４と高周波検出コイル１６とを有するＭＲＩ装置１２を含む。分割ソレノイド磁石１４は、それぞれのフレーム２２上に互いに回転可能に支持された回転ガントリー２０に据え付けられている。放射線源（本実施形態では直線加速器２４）は、患者２６の治療のために分割ソレノイド磁石１４の磁力線と平行な方向に放射線のビームを向けるように配置されている。図３は、放射線のビームが分割ソレノイド磁石の磁力線に垂直な方向に向けられた実施形態を示す。
【００２３】
図４及び図５に示すように、直線加速器２４により生成される放射線治療ビームは、治療及び画像化の間に、ＭＲＩ装置１２の高周波検出コイル１６に入射する可能性がある。遮蔽なしでは、画像化の間にＭＲＩ装置１２の高周波検出コイル１６に入射する放射線治療ビームによって、干渉するコンプトン電流が高周波検出コイル１６内で誘起されて、画像の質を落とす結果となる。
【００２４】
図６は、高周波検出コイル１６の一つの巻線が電気的に接地された誘電材料３０に覆われた、または遮られた状態の概略図を示している。この実施形態では、コイル１６は銅で形成され、誘電材料は、一般的にテフロンとして知られているポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の強化材である。放射線治療ビームが入射する検出コイル１６の全ての部分を遮蔽するという対策は、結果として放射線誘起電流の減少をもたらす。当然のことながら、放射線ビームは検出コイル１６全体に入射するわけではないので、検出コイル１６全体のうち放射線が入射する可能性のある部分のみに被覆部が必要とされる。しかしながら、被覆部は検出コイル１６の全体に施されていてもよい。
【００２５】
放射線誘起電流の発生及び度合の最も大幅な減少は、誘電材料がコイル素材と類似した密度であるときに実現することがわかった。しかしながら、放射線誘起電流の量のかなりの減少は、コイル素材と大幅に異なる密度を有する誘電材料で遮蔽することから生じることがわかった。さらには、少量のコンプトン電流は、信号対ノイズ比が十分に高いままであるため、画像化に非常に多大な悪影響を及ぼすことはない。
【００２６】
銅コイル素材が細すぎない場合には、誘電遮蔽材料の使用はコイル内のコンプトン電流を大幅に削減できることが、シミュレーションを通して確認された。
【００２７】
前述の見解は、コンピュータシミュレーションの構成に基づいている。図７に基本的なシミュレーションの構成が示されている。検出器として、素材Ａ（ＲＦコイルに適切な導体）の薄いプレートが、強化材素材Ｂの厚板に取り付けられ、パルス放射線ビームに曝露される。素材Ａ内で誘起されたコンプトン電流が計測され、強化材素材として検出器素材Ａの表面に積み重ねられた素材Ｂの厚さが増す度に計測は繰り返された。シミュレーションの構成は、検出器素材Ａと強化材素材Ｂの両方の変動を考慮にいれ、三つの試験シナリオ、即ち、１）素材ＡとＢとが同一、２）素材ＡとＢとが異なり、互いに著しく異なる密度を有する、３）素材ＡとＢとが異なり、互いに類似する密度を有する、を可能にするものであった。
【００２８】
これらの素材との放射線の相互作用について予めベンチマークとされた、ＰＥＮＥＬＯＰＥと呼ばれるコンピュータシミュレーションプログラム（Sempauら、１９９７）が、三つのシナリオに関して検出器素材Ａ内でのコンプトン電流の計算に使用された。シミュレーションの間、放射線治療で一般的に使用されるような６ＭｅＶの光子線が、図７に示す検出器素材Ａに上方から当てられた。結果として生じるコンプトン電流は、検出器素材からの電子の純損失（カウント数）に基づき代用して求められた。図７ａのグラフに示すように、シミュレーションの結果は、銅強化材／銅検出器及びテフロン強化材／テフロン検出器のケースのようなシナリオ１で、強化材素材の厚さが増大するにつれ、コンプトン電流がゼロに近づくことを示す。水強化材／銅検出器及びテフロン強化材／銅検出器のケースのようなシナリオ２では、誘起された電流は最初減少するが、強化材の厚さが大きいときでもゼロの値に到達しない。強化材素材と検出器素材が類似した密度を有している、テフロン強化材／アルミニウム検出器のケースのようなシナリオ３では、コンプトン電流はゼロレベル近くに下降する。シナリオ３のシミュレーションに見られるゼロに近い値は、実際の計測でもゼロになるだろうとして、構成はシミュレーションを模倣するよう組み立てられた。
【００２９】
シミュレーションを模倣するよう組み立てられた計測構成が、図８に概略図で示されている。計測システムは、医療直線加速器が生じる望まれないＲＦノイズから計測を遮蔽するために、ファラデータイプのＲＦケージの内側に位置付けられた（Burkeら、２００９）。さもなければ、このＲＦノイズが、計測信号の大半を占め、コンプトン電流の正確な計測ができない状況をもたらすことになる。検出器プレートは同軸ケーブルを介して増幅器に接続され、強化材素材は、接地されて検出器から電気的に絶縁された。ＲＦケージは、直線加速器の治療台に配置され、ＲＦコイル内でコンプトン電流を誘起するためにパルス状の放射線に曝露された。増幅器は照射されなかった。コンプトン電流はオシロスコープにて計測された。計測結果は図８ａのグラフに示され、図７ａに示されたシミュレーションの結果と類似している。つまり、銅強化材／銅検出器の計測結果に見られるように、検出器と強化材素材が同一のとき、コンプトン電流はゼロに近付く。テフロン強化材／銅検出器の計測結果に見られるように、二つの素材が著しく異なる密度を有するとき、コンプトン電流はゼロでない値に向かう。テフロン強化材／アルミニウム検出器の計測結果に見られるように、二つの素材が異なるが類似した密度を有するとき、コンプトン電流は再度ゼロに近い値に向かう。
【００３０】
図９は、シミュレーションでは、０．１及び０．２ミリメートルの厚さの薄い銅内のコンプトン電流が、テフロン強化材の厚さにかかわらず完全に除去されないことを示すグラフである。しかしながら、シミュレーションでは、０．５ミリメートル以上の厚さを有する銅でのコンプトン電流は、十分な厚さの強化材によって実質的に除去される。
【００３１】
図１０から図１２は、図９に描かれたシミュレーションの結果を再現するための、さらなる実験の結果を示すグラフである。特に、図１０は、約０．１６センチメートル（計測値）を超える厚さの銅強化材素材について、銅プレート素材内の放射線誘起電流がゼロに減少することを示すグラフである。画像化システムでコイルが関与する部分には、金属またはその他の導電性強化材素材は、画像化に著しく干渉するので使用することができないことを記しておく。特に、ＭＲコイルの近辺に金属の強化材を配置することは、コイルのＱ係数及び／または共鳴周波数を変化させる可能性があり、結果として、取得された画像の信号対ノイズ比を大幅に低下させ（Ha Sら、2010 Development of a new RF coil and γ-ray radiation shielding assembly for improved MR image quality in SPECT/MRI,Phys.Med.Biol.55 2495-2504に開示されるように２０％以下）、よって低品質の画像をもたらす。この理由のため、金属または他の導電性素材と比較して、入射する放射線から高周波コイルを遮蔽するために誘電体素材が望ましい。
【００３２】
図１１は、約０．１６センチメートル（シミュレーション）を超える厚さのアルミニウム被覆テフロン強化材に対して、銅プレート素材内の放射線誘起電流がゼロに減少することを示すグラフである。図１１に示された、計測された放射線誘起電流は、最終的にゼロにはならないが、ＲＩＣによる比較的に軽いレベルのノイズを生じさせる程度に十分減らされた。図１２は、約０．５５センチメートル（シミュレーション）を超える厚さのテフロン強化材に対して、アルミニウムプレート素材内の放射線誘起電流がゼロに減少することを示すグラフである。図１２に示された、計測された放射線誘起電流は、ゼロにはならないが、比較的に軽いレベルのノイズを生じる程度に十分減らされた。
【００３３】
プレートに対して、様々な強化材を有するＲＦコイル内の放射線誘起電流を観測するよう組み立てられた計測構成が、図１３に示される。
【００３４】
図１４は、接地されたテフロン強化材の厚さが増加するにつれてアルミニウムコイル内の放射線誘起電流の減少幅が大きくなることを示すグラフである。減少は、強化材なしの状態に比べて約９０％減少したＲＩＣ電流量で横ばいになる。
【００３５】
別の実施形態では、コイル１６が、ＭＲＩ画像化を容易にするために十分な密度を持つ他の導電性素材で形成されることが可能である。
【００３６】
図１５は、低密度素材が高密度コイル導体と患者との間にあるときのＲＩＣ電流の減少についての実験結果を示すグラフである。図１５のデータは、仮に相当な高密度を有するコイル導体（実験で使用された銅のような）と患者との間に、空気のような低密度素材（実験では発泡スチロールによってシミュレーションされた）が存在する場合には、ＲＩＣ電流は、接地された強化材素材によって著しく低レベルに減少されなかったことを示す。強化材素材が、コイル導体で使用される素材と同一であるときさえ、この事例と同様の結果である。図１５のグラフの「後方散乱」は、コイル導体と患者との間の間隙（存在する場合）内の空間を占有する素材を示す。
【００３７】
図１６は、コイル導体が低い密度であるときのＲＩＦ電流の減少を示すグラフである。アルミニウムのような低い密度のコイル導体に対して、テフロンのような接地された誘電強化材素材によるＲＩＣ電流の減少は、コイル導体と患者との間の間隙内の空間を占有する素材のタイプに関係なく常に著しいことを、図１６に示されるデータは示している。テフロンの後方散乱は、患者が実質的にテフロンと同一の密度である場合の結果を示す。承知のように、患者は実質的にテフロンと同一の密度ではないであろうから、この結果は、参考情報であると同時に、現実的でない。固体水の後方散乱は、患者が固体水に類似した密度を有し（現実的である）、コイル導体が固体水と接触する場合の結果を示す。すなわち、間隙はない。空気の密度をシミュレーションする際に使用される発泡スチロールは、導体コイルと患者との間に間隙があることを指す。
【００３８】
本明細書に記載されたような適切な遮蔽物を有する高周波検出コイル１６は、画像誘導放射線治療（ＩＧＲＴ）システム内に設置する分離したユニットとして形成することが可能である。或いは、遮蔽素材が、ＩＧＲＴシステムの設置時にコイルと連結する分離したオプションとして提供することが可能である。
【００３９】
実施形態が記載されているが、添付の請求項により定義されたその目的及び範囲から逸脱しないように変更及び改良がなされる可能性があることを、当業者は理解するだろう。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図７ａ】
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【図８】
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【図８ａ】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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