引言

圖像引導放射治療（image-guided radiation therapy，IGRT）是提升患者治療精度較為有效的方式,。而放射治療（簡稱：放療）的引導方式從過去的電子射野影像裝置引導,，逐漸發(fā)展為正交 X 射線引導，乃至目前主流的錐形束計算機斷層掃描（cone beam computed tomography,，CBCT）,、兆伏級計算機斷層掃描（megavoltage computed tomography，MVCT）等三維影像引導方式,。IGRT 的應用使得患者放療不確定性逐漸縮小,，提升了患者的治療增益比，有助于控制患者腫瘤的生長,，提高治愈率,。磁共振圖像引導直線加速器（magnetic resonance imaging linear accelerator，MR-Linac）的第一幅影像于 2008 年誕生于加拿大,，這預示著具有劃時代意義的腫瘤實時跟蹤放療技術開啟,；從第一臺 MR-Linac 設備（雙平面旋轉 MR-Linac 系統(tǒng),，阿爾伯塔大學腫瘤研究所，加拿大）的應用[1],，到廣為人知的荷蘭烏特勒支（Utrecht）大學實施的由醫(yī)科達和飛利浦公司合建的 MR-Linac 設備（Utrecht 模型,，Utrecht 大學，荷蘭）[2],，再到多種類型 MR-Linac 在全球各地的安裝和相關試驗研究的開展,，進一步證實了其重要的臨床實用價值。這是放療歷史上一次里程碑式的突破,，該技術的不斷發(fā)展必將為更多的患者帶來福音,，因此本文就核磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）引導相關放療技術的發(fā)展及其研究進展進行簡要的綜述,。

1   MRI 在放療中的作用

目前放療中圖像引導的獲取方式主要是兆伏級或千伏級計算機斷層掃描（computed tomography,，CT）。相比較于 CT 技術,，MRI 技術具有以下優(yōu)點：

（1）所有醫(yī)學影像學手段中 MRI 的軟組織對比分辨率最高,，它可以清楚地分辨肌肉、脂肪等軟組織,；子宮的肌層,、子宮內(nèi)膜層；前列腺的肌肉層與腺體層等組織,。MRI 對于軟組織肉瘤常出現(xiàn)的脂肪,、平滑肌、橫紋肌,、間皮,、滑膜等部位的對比分辨率要優(yōu)于其他醫(yī)學影像學手段。

（2）MRI 具有任意方向直接切層的能力,，而不必改變被檢查者的體位,，結合不同方向的切層，可全面顯示被檢查器官或組織的結構,，無觀察死角,，可以直接做出橫斷面、矢狀面,、冠狀面和各種斜切面的體層圖像,，便于進行解剖結構或腫瘤病變處的三維立體追蹤。

（3）MRI 屬無創(chuàng)傷,、無射線檢查,，離子化輻射對人體組織無放射性損害，也無生物學損害,，因而避免了 X 線或放射性核素顯像等影像檢查由射線輻射所致的損傷,。

相比較而言,，CT 技術雖然可在放療前或放療期間獲取患者靶區(qū)及周圍器官的影像，通過圖像配準進行體位調(diào)整以達到準確定位并治療照射的目的,，但該技術很難做到實時的圖像引導,。此外，CT 技術對于軟組織的分辨率要遠低于 MRI,；多次采用 CT 技術還會增加患者所受輻射劑量,，存在導致繼發(fā)性腫瘤的風險。

MRI 屬于純電磁掃描技術,，借助于日益強大的計算機實時處理能力,，可記錄患者的解剖學變化。醫(yī)生可以在治療期間快速采集 MRI 圖像,，根據(jù)其反饋的信息對患者治療計劃進行評估和調(diào)整,。因此，利用 MRI 代替 CT 進行圖像引導放療更具優(yōu)勢,，可根據(jù)患者具體情況提供高度個體化的放療,。

另外,，放療過程中 MRI 可以利用其出色的軟組織分辨能力和純電磁掃描特性,，為臨床提供較清晰的實時影像。MRI 不僅可提供比 CT 更加出色的軟組織分辨能力,，還可對同一解剖結構產(chǎn)生不同對比度的圖像,，使醫(yī)生及物理師可以更加準確地勾畫腫瘤和危及器官。目前,，將 MRI 與 CT 融合的勾畫輪廓方法已得到廣泛應用,，但該方法會增加治療計劃過程的復雜性，若采用 MRI 的工作流程可以僅根據(jù) MRI 圖像進行輪廓勾畫,，并通過電子密度的分配方法進行劑量計算,，達到簡化計劃設計過程的目的。例如,，Kerkmeijer 等[4]利用 MRI 獲得了前列腺癌患者治療計劃的所需信息,，從而減少了勾畫的歧離差異，簡化了計劃設計工作量,，提高了患者的舒適度,。另一方面，MRI 軟組織實時成像特性配合智能軟件可以實現(xiàn)患者的體位校正,、劑量累積優(yōu)化等自適應優(yōu)化功能,。MRI 影像的對比度對許多不同的生物學效應較為敏感，由此發(fā)展出功能性影像,，例如基于血氧水平依賴（blood oxygen level dependent,，BOLD）的功能性影像和彌散加權成像（diffusion-weighted imaging,，DWI）等。這些技術可以幫助定義腫瘤靶區(qū)參數(shù),，用于強化治療影像或監(jiān)測療效[5],。Rai 等[6]認為，MRI 成像與放療融合的過程中為了獲得最佳的影像引導及其最小的幾何偏差,，放射技師和放射治療師之間的密切合作顯得至關重要,。

2   MR-Linac 技術和局限性

目前 MR-Linac 的出現(xiàn)向人們展示著 MRI 與放療技術的融合在臨床上是可行的，具有巨大的發(fā)展?jié)摿?。臨床上首次 1.5 T MR-Linac 治療 4 例腰椎骨轉移腫瘤患者是以 MRI 為手段給治療床上患者制定調(diào)強放療（intensity-modulated radiation therapy,，IMRT）計劃，將骨轉移腫瘤選定為第一治療部位,，引導影像可檢測到周圍的脊柱骨并作為獨立驗證,，用以量化束流照射的幾何精度。治療后結果表明,，患者接受的絕對劑量與計劃相比保持了較高的準確性（0.0%～1.7%）,，等中心處偏差很小，基于 MRI 的靶區(qū)定位精度優(yōu)于 0.5 mm,，進而證實了高精度,、高磁場強度、1.5 T MRI 引導的放療在臨床上是可行的[7],。Liney 等[8]使用 1.0 T 平行結構 MR-Linac 原型機成功地利用 MRI 引導定位并將治療射束照射患有右半球腫瘤大鼠的整個大腦,，治療期間的實時成像具有足夠的質量和幀頻以監(jiān)測呼吸運動并且可對腫瘤異常情況做出反應，這是高場平行結構式 MR-Linac 的首次動物活體治療,。

在 MRI 進行圖像引導放射治療方面目前還存在局限性,。臨床放療應用的標準直線加速器（linear accelerator，Linac）的磁場耐受力較低,，僅為 0.000 1 T,。在 Linac 中引入 MRI 設備，需要考慮 MRI 磁場對 Linac 的影響,。例如,，在磁場的影響下，對 X 射線適形的多葉準直器中用于控制葉片到位精度的磁性編碼器性能可能會下降,。對此,，可以通過重新設計、使用兼容的組件替換和減小磁場強度的方法以減小或消除磁場對多葉準直器產(chǎn)生的影響,。并且,，磁場的存在會使在波導中用以產(chǎn)生高能 X 射線的電子產(chǎn)生偏離、聚焦和散焦，導致電子束流的損失,。對此,，可以通過屏蔽設備或磁體的方法來減小磁場的影響。此外,，X 射線與物質相互作用釋放的次級電子也會受到磁場的影響,。比如，對于磁場與 Linac 方向平行的系統(tǒng)在受到磁場的作用時,，電子將沿磁場的中心軸聚集,，產(chǎn)生電子聚焦效應（electron focusing effect，EFE）,，使得射束進入人體處皮膚表面劑量增加,。而對于磁場與 Linac 方向垂直的系統(tǒng)，電子在遠離磁場的圓形路徑中形成彎曲,，產(chǎn)生電子回轉效應（electron returning effect,，ERE），導致射束半影變寬,，劑量分布不對稱,。這類 EFE 和 ERE 效應可采用相反方向的束流結構以降低前述不利影響[3]。

3   國際上 MR-Linac 研究進展

3.1   Utrecht 大學的 MRI 引導放療研究

荷蘭 Utrecht 大學醫(yī)學中心從 2000 年開始研究 MRI 引導放療（MRI-guided radiation therapy,，MRgRT）,。其與醫(yī)科達、飛利浦建立醫(yī)學聯(lián)盟,，直接基于全身 MRI 系統(tǒng)（Achieva 1.5 T,，Philips 公司,，荷蘭）和緊湊型 6 MeV Linac（Elekta 公司,，瑞典）的集成系統(tǒng)展開了相關研究[9]。

若把 1.5 T MRI 和 Linac 集成在一起,，磁場勢必會影響電子等帶電粒子的運動,，需要解決系統(tǒng)集成中出現(xiàn)的以下三個主要問題：① MRI 高場強磁場不能對 Linac（主要是電子槍和加速管）產(chǎn)生影響；② Linac 束流在路徑上實現(xiàn)對 MRI 設備的穿透,，應不受 MRI 設備結構（液氦杜瓦,、梯度線圈等）的影響；③ 束流劑量分布的特性應不受強磁場的影響,。

為了解決這三個問題,，Utrecht 大學研究人員做出了相應的應對措施：

（1）Linac 處于無磁場的工作環(huán)境。研究人員在 MRI 系統(tǒng)外側添加了與勵磁線圈逆向的補償線圈,，使得在整個 MRI 外部的磁場下,，Linac 區(qū)域的磁場強度小于 1 mT。

（2）MRI 系統(tǒng)中采用大量同心圓結構的線圈與冷卻裝置。Utrecht 大學醫(yī)學中心研究小組設計了分離式梯度線圈結構,，在束流路徑上設置窗口,，使梯度線圈的高異質性對束流不形成影響。同時,，還對 MRI 設備的整體結構進行了優(yōu)化,，原先由鋁、鋼,、環(huán)氧樹脂等構成的 8 層同心圓結構（相當于 7.5 cm 厚的等效鋁）,，經(jīng)過改進后減小至 4.2 cm 等效鋁的厚度。最終,，使射線路徑上的散射效應降低至相當于插入常規(guī)楔形板,。

（3）束流在磁場中的影響。電子在磁場中受洛倫茲力會形成偏轉,，但光子不會,，于是研究人員嘗試采用電磁波作為治療射線。研究人員已測得 6 MV 光子在 1.5 T 磁場強度下,，半影增加了 1 mm,，建成厚度減小了 4～5 mm，射野存在側移 0.7 mm,，而射野寬度未受影響,。

上述束流分布特征可配置到治療計劃系統(tǒng)（treatment planning system，TPS）驗收調(diào)試的束流數(shù)據(jù)模型中,，以確保不會影響 TPS 的計算結果,。

Utrecht 研究人員還為 ERE 提出了解決方法。ERE 引起的組織-空氣邊界處局部劑量增高,，是 MRgRT 中一個非常重要的現(xiàn)象,，這將導致射線在皮膚表面和體內(nèi)氣腔（如口/鼻腔、氣管,、肺,、直腸等）位置處劑量偏高。Utrecht 研究人員發(fā)現(xiàn)可通過增加一個對側野或者旋轉照射方式補償 ERE 所引起的局部劑量增高的問題,。

Utrecht 研究人員通過對這臺 Utrecht 模型原型機測試,，改善優(yōu)化了 MRI 成像質量以及 MRgRT 中的一些問題：① MRI 低溫槽壁和線圈組件引起的射線散射問題，可在 TPS 優(yōu)化設計中加以避免,；② ERE 引起的局部劑量增加問題,，可通過改進束流照射模式如 IMRT、旋轉照射等加以改善,；③ MRI 成像中幾何誤差問題,，一般采用糾正主磁場 B0 與梯度場中幾何誤差的補償校正算法進行修正，能將二者的幾何誤差控制在 1～2 mm 以內(nèi)。

3.2   悉尼大學的 MRgRT 研究

悉尼大學的 MRgRT 項目中利用的 MRI 與 Linac 均來自于瓦里安醫(yī)療系統(tǒng)公司[10],。在該項目的設計中,，工作在固定水平軸上的 Linac，其束流方向可以與主磁場方向垂直或平行,。該項目仔細研究了磁場與 Linac 方向垂直與平行兩種布局的特點,，如圖 1 所示。

圖1 磁場與 Linac 平行,、垂直方向示意圖Figure1. Schematic of inline and perpendicular orientations between magnetic field and Linac

      Keall 等[10]研究結果如表 1 所示,，從表 1 各種性能的對比中可以容易地看出，選擇平行結構構建未來的 MRgRT 設備,，對于降低設備構造復雜性和建造成本,、減少應用的復雜性等方面，均是有利的,。該研發(fā)小組采用提出的旋轉患者方案,，進而免去旋轉龐大磁體的復雜工作。與診斷 MRI 設備一樣,，主磁場強度大小與圖像信噪比有關,。磁場場強越高，圖像信噪比越高,，圖像分辨力越清晰,。該研發(fā)小組參考了目前市場上常見各種場強的 MRI 圖像質量，結合已確定的分體式磁體結構的要求,，最終認為：選擇 1 T 場強的分體磁體,，既體現(xiàn)了成本優(yōu)勢，也能獲得足夠清晰的圖像,。

Keall 等[10]的主要研究結果為：① MRI 主磁場 B0 方向應與 Linac 束流方向平行,；② 設備中 MRI 和 Linac 主體結構保持不動，患者被固定在可旋轉的治療床上,；③ MRI 磁體應為分體式,、超導型 1 T 場強磁體,。此外,，研究還表明，由多葉準直器引起的 MRI 磁場畸變不容忽視,?；诠舱裆漕l而研發(fā)的 Linac 無需任何磁屏蔽，因而不會干擾 MRI 的磁場,，同時也簡化了磁場磁體的設計要求[11],。

該系統(tǒng)工作在固定水平軸上的 Linac 對束流數(shù)據(jù)的采集帶來了挑戰(zhàn)。Begg 等[12]提出了采用水平測量光子百分深度劑量的方法，并通過與 Linac 機架 0°,、90° 時劑量數(shù)據(jù)進行對比,，驗證了該方法的準確性。其結果證實,，此方法在項目中可根據(jù)實際需要進行劑量測量,。

3.3   商用的 MRgRT 設備

目前已經(jīng)商用的 MRgRT 設備有 Unity（Elekta 公司，瑞典）和 MRIdian（ViewRay 公司,，美國）系統(tǒng),，二者均屬于束流垂直磁場式結構系統(tǒng)[3]。

Unity 系統(tǒng)是在前文所述的 Utrecht 模型原型機的基礎上設計開發(fā)的,，是全球首臺高場強 MRI 放療系統(tǒng),。Unity 系統(tǒng)將診斷級 1.5 T MRI、Linac 及智能軟件結合在一起,，可以在放療劑量精準照射至腫瘤靶區(qū)的同時獲取 MRI 圖像,，使得醫(yī)生可以在治療的同時觀察到腫瘤，并實施自適應放療（adaptive radiotherapy,，ART）,。該系統(tǒng)于 2018 年獲得歐洲統(tǒng)一（conformite europeenne，CE）認證,，并于同年 12 月份獲得美國食品藥品監(jiān)督管理局（food and drug administration,，F(xiàn)DA）認證。目前,，國內(nèi)已有多家腫瘤醫(yī)院安裝此設備進入臨床應用階段,。臨床治療表明，MR-Linac 治療（包括計劃調(diào)整和準確的劑量照射）在臨床可接受的時間內(nèi)是可行的,，并且患者的耐受程度很好[13],。

MRIdian 系統(tǒng)由安裝在環(huán)形龍門架上橫跨 3 個  放射源和 0.35 T MRI 掃描儀所組成，每個放射源均配有獨立的雙焦點多葉準直器,。放療和成像設備共用一個共同的等中心,，從而在劑量照射過程中同時可進行連續(xù) MRI [14]。治療中具有 ART 的 TPS 和集成 MRI 引導的放療控制系統(tǒng)允許基于可視化的軟組織圖像進行快速自適應計劃和實施束流的調(diào)整控制,。該系統(tǒng)的缺點是：①  束流穿透力較低,、半影大；② 低場強 MRI 信噪比和圖像的弛豫時間都較低[15],。該系統(tǒng)的優(yōu)點是：① 放射性衰變產(chǎn)生的  束流不會干擾 MRI 單元的工作,；② 經(jīng)過現(xiàn)代化改造的  放射源經(jīng)過雙焦點多葉準直器能提供隨射野增大而減小的半影，并可提供與 Linac 等效的厘米量級束流半影,；③ 低場強 MRI 可以減少對劑量分布的擾動,。在上述設備的基礎上,，ViewRay 公司使用緊湊的 S 波段 6 MV Linac 替代  放射源，形成了 MRIdian-Linac 系統(tǒng),。該系統(tǒng)配備了雙焦點多葉準直器,，可實施同等中心的靜態(tài)束流照射，也可以實施采用靜態(tài)調(diào)強方式的適形 IMRT,。該系統(tǒng)已獲得美國 FDA 和歐盟 CE 認證,，已正式用于商業(yè)化的臨床治療中。

4   MRgRT 中局限性的相關研究

在實際的 MR-Linac 應用中,，輻射劑量分布會受磁場影響,，特別是在患者高、低密度組織界面處,。為了提升放療水平,，降低患者接受不必要的輻射，諸多研究人員進行了磁場劑量中放射生物學效應的相關模擬以及臨床前研究,。

帶電粒子受磁場作用會產(chǎn)生磁場劑量效應（如 ERE 效應）,，研究者們對此進行了一系列研究。Raaijmakers 等[16]利用模擬工具包 Geant4（Geant4 協(xié)作組,，瑞士）實現(xiàn)了在橫向磁場中輻照水-空氣-水模體的蒙特卡洛（Monte carlo,，MC）模擬。同時,，該團隊還模擬在一根充滿水的管中會形成劑量增加或減少的輕微扭曲區(qū)域,。雖在氣腔形成之前，ERE 會導致劑量增加,，但在用相反的束流結構的情況下則可得到相對均勻的劑量分布,。該研究小組利用 MC 模擬研究 1.5 T 磁場對劑量分布以及 ERE 引起劑量增加的影響，并進行了實驗驗證[17],。該實驗結果證實,，與無磁場相比，1.5 T 磁場作用下表面劑量,、建成厚度和輸出劑量更多依賴于表面曲度的方向性,，這是由于 1.5 T 磁場條件下非對稱點擴展核以及重新進入的電子導向運動所致。通過對幾何條件模擬表明,，對于組織界面不垂直于束流的情況,，控制射束可避免空氣腔處 ERE 劑量的增加。隨著質子治療有望與 MRI 整合,，Lühr 等[18]通過實驗證實了質子束在橫向磁場中 ERE 的存在,，界面處局部劑量增加顯著，隨著與界面距離的增加而減小,，超過 1 mm 的深度時可以忽略不計,。

ERE 會影響放療療效，對 ERE 的檢測是補償 ERE 的第一步,。Costa 等[19]用三維劑量計在橫向磁場中進行劑量測量,，結合 MC 模擬，證明該劑量計可以精確測量劑量并檢測到 ERE,，可用作質量保證工具,，以驗證組織-空氣界面的臨床相關劑量分布。Han 等[20]將 MC 計算的皮膚出射劑量與人體模體的測量結果進行比較,，證實了磁場對人體模體的 ERE,，使用人體模體進行皮膚劑量測量有助于評估真實的皮膚劑量。

IMRT 可用于補償 ERE,。Raaijmakers 等[21]基于預先計算出的子野射束劑量分布,，設計了一種對空腔附近的不規(guī)則靶區(qū)的逆向治療計劃方法，結果表明 1.5 T 磁場并不影響 IMRT 實現(xiàn)預期劑量分布的能力,。Bol 等[22]采用 MC 模擬方法,，研究了在 0.35 T 和 1.5 T 橫向磁場中腫瘤中心的非平穩(wěn)球形空腔對 IMRT 劑量照射的影響。研究結果表明,，除了治療中出現(xiàn)或消失的氣腔,，IMRT 可用于補償正確位置氣腔周圍的 ERE 效應。

5   MRgRT 中其他技術的發(fā)展

5.1   基于 MRI 實施 ART 研究進展

基于 MRI 純電磁掃描的特征,，醫(yī)生可以在治療時快速采集 MRI 影像,，并根據(jù)患者的情況進行體位的校正，記錄其解剖學變化并評估劑量累積情況,，依據(jù)患者所反饋的信息變化及時調(diào)整后續(xù)分次治療的方案,，并利用最快捷的方式優(yōu)化實施治療，從而最大程度上降低危及器官的劑量[23],。

在自適應 MRgRT 中,，整個治療過程中的計劃重新優(yōu)化需用到仿真過程中構建的計劃目標函數(shù)。Olberg 等[24]針對 16 例胰腺癌患者采用常規(guī)方法和危及器官分組法分別構建了初始目標函數(shù),，并將其應用于后續(xù)治療階段,。結果表明，總體上危及器官分組法優(yōu)于常規(guī)法,，大部分計劃中 95% 和 100% 處方劑量覆蓋的計劃靶區(qū)體積百分比得到了提升,。

考慮患者的解剖學變化是 ART 研究的重點。Boldrini 等[25]使用 MRgRT 設備為一例高齡肛管癌合并肝轉移的患者進行體部立體定向放療（stereotactic body radiotherapy,，SBRT）,，治療采用視覺反饋技術優(yōu)化呼吸運動監(jiān)測，使用間接靶區(qū)門控方法,，治療療效較為明顯,。結果表明,，間接靶區(qū)門控技術在肝腫瘤 SBRT 治療中可行且有效，采用視覺反饋技術優(yōu)化的呼吸運動管理提高了治療質量和可靠性,。Kontaxis 等[26]使用統(tǒng)計運動模型精確地重建每個子野束流的劑量,，并計算治療束照射時間內(nèi)的相應解剖變化，自適應調(diào)整治療計劃以實現(xiàn)更佳的適形劑量分布,，減少了正常組織所受劑量,。Steinmann 等[27]設計制造了一個等效于人體組織、可運動的 CT/MRI 可見模擬人胸腔模型,，用于模擬肺癌患者,，在劑量學上證實了該模型與人體組織的等效性。該方法的重復性和可行性研究結果均控制在放射腫瘤影像核心質量保證中心的合格標準之內(nèi),。

ART 過程中降低危及器官所受的劑量是研究者關注的重點問題,。放療過程中采用高劑量照射時應注意正常組織的劑量控制[28]。Massaccesi 等[29]報告了一例左側橫紋肌肉瘤轉移的病例,。該病例采用呼氣屏氣式 MRgRT 的研究結果表明,，這種避免危及器官遭受不必要的劑量照射方式是可行的。El-Bared 等[30]比較非適應性和適應性計劃之間的腫瘤和危及器官劑量,，用以評估劑量的影響,，MRI 引導的在線 ART 提高了胰腺 SBRT 的靶區(qū)覆蓋率和危及器官的安全性。Yang 等[31]在執(zhí)行劑量計算的過程中將k-means 聚類方法用于分配建?？臻g元素質量密度的子區(qū)間,，比單獨求解每個基本系統(tǒng)的效率高兩個數(shù)量級。在 0.5 T 平行和 1.5 T 垂直磁場存在的情況下,，與使用連續(xù)密度的 MC 劑量計算相比,，該方法在一定范圍內(nèi)具有較高的精度。這種基于網(wǎng)格的玻爾茲曼求解方法具有無條件的穩(wěn)定性,，不產(chǎn)生射線效應的偽影,，不存在統(tǒng)計的不確定性。

5.2   MRI 功能性影像的潛在發(fā)展

MRI 圖像對比度對不同的生物學反應敏感,，在此基礎上發(fā)展了功能性 MRI,。BOLD 效應是一種常見的功能成像方式，利用帶氧與去氧血紅素的電磁性質的變化作為大腦新陳代謝的測量方式[32],。磁共振光譜（magnetic resonance spectroscopy,，MRS）可以提供有關腫瘤化學環(huán)境的信息，通常用于在后續(xù)成像過程中幫助區(qū)分腫瘤生長和放射線誘發(fā)的器官或組織壞死,。

放療期間對腫瘤實時連續(xù)監(jiān)測需滿足兩個要求：① 圖像質量足以識別追蹤的靶區(qū),；② 避免由成像給患者帶來額外的輻射劑量。從最初的熒光檢查到非電離成像方法（如電磁跟蹤和 MRI）,，該技術一直朝高質量圖像,、低劑量的方向在發(fā)展,。隨著 MR-Linac 設備逐漸引入臨床應用，針對危及器官包繞靶區(qū)（如胰腺癌）的治療理念可能會從不確定的外擴邊界轉變?yōu)榈刃Ф拘宰赃m應計劃上,。MR-Linac 配合呼吸運動補償技術將會提升醫(yī)生信心和患者腫瘤局部控制率,，同時降低毒性,，進而改善患者的生活質量[33],。

在中樞神經(jīng)系統(tǒng)中，CT 對腫瘤和危及器官的輪廓勾畫均不可靠,，MRI 由于其優(yōu)越的軟組織對比度分辨,，可以更好地勾畫腫瘤和危及器官。利用 MRI 圖像對腦腫瘤及危及器官的輪廓勾畫,，并將其與 CT 融合并實施放療計劃是目前的標準做法,。隨著 MRI 在放療期間對中樞神經(jīng)及腦部功能保護探索的不斷深入，采用 MR-Linac 系統(tǒng)進行 MRI 仿真,、治療計劃制定和實時圖像引導可節(jié)省成本和時間,，減少 CT-MRI 配準關聯(lián)的不確定性，從而最大程度上可確?；颊叩陌踩?span>[34],。

功能性 MRI 可以用于腫瘤的預后評估。Hassanien 等[35]分析 81 名膀胱癌患者動態(tài)對比增強（dynamic contrast enhanced,，DCE）MRI 的腫瘤分期準確性,，結果顯示其總體準確性差異具有統(tǒng)計學意義，因此,，DCE-MRI 可以作為預測腫瘤行為的可靠技術,。彌散張量成像（diffusion tensor imaging，DTI）是評估白質完整性的最佳技術,，可以顯示腫瘤與白質的關系,。DTI 可用于制定計劃安全可靠的放療方案，預測腫瘤類型以及患者的預后結果,，是一個里程碑式的工具[36],。Peltenburg 等[37]將 12 例接受放療患者的 DWI-MRI 圖像結果計算為功能彌散圖（functional diffusion maps，fDMs）,，發(fā)現(xiàn) fDMs 可以客觀地分析表觀彌散系數(shù)隨時間的變化,，可用于追蹤頭頸部腫瘤的治療療效。MacManus 等[38]對比了 CT,、MRI 和正電子發(fā)射型計算機斷層掃描（positron emission computed tomography,，PET）在肺癌放療療效的評估，表明 MRI 在軟組織成像中具有卓越的準確性,；而 MR-Linac 作為一項快速發(fā)展的技術,，在實時監(jiān)測腫瘤及其放療方案的調(diào)整上擁有巨大的潛力,。

6   展望

MRgRT 正逐步發(fā)展成為個性化放射治療的一種頗有前景的技術方法，但目前在具體實施過程中遇到的問題限制了其許多潛在的實用功能[39],。雖然 MRgRT 的發(fā)展存在著技術和臨床的挑戰(zhàn),，包括成像生物信息的驗證和對效益、成本的嚴格評估,，但正在采取協(xié)調(diào)一致的方法來管理這些挑戰(zhàn),，并為臨床獲益建立起有效的證據(jù)[40]。隨著計算機等科學技術的不斷發(fā)展,、MRI 技術的進一步普及以及 MRI 相關技術在腫瘤診斷治療領域的進步,，自適應 MRgRT 在未來一段時間里將在腫瘤放療領域引領技術的大幅提升[41]。世界上多所高校,、公司及科研機構的研究人員在 MR-Linac 項目的大量研究已經(jīng)取得了很多突破,，尤其是在結合新硬件、新技術革新方面已經(jīng)有了很大進展,。相較于過去的 CT 引導放療,，現(xiàn)階段研究人員已經(jīng)研發(fā)出全新的腫瘤放療系統(tǒng)，可以做到實時獲取患者腫瘤部位的影像,，通過新式計算機技術進行自適應優(yōu)化放療計劃,，從而提高了治療的準確性和效率，減少了患者所受不必要的輻射劑量,。未來,，自適應 MRgRT 會不斷借助新技術發(fā)展，如借助人工智能技術實現(xiàn)腫瘤快速勾畫,、快速自適應計劃優(yōu)化,，實現(xiàn)劑量的精確照射和實時劑量的調(diào)整。MRI 也可能會和其他放療技術如質子治療相結合,，MRI 成像的清晰性結合質子治療的布拉格峰效應,，極有可能實現(xiàn)對腫瘤實施更為精準的放射治療。

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