組合的磁共振成像和放射治療系統的製作方法
2023-10-04 02:40:44 4
組合的磁共振成像和放射治療系統的製作方法
【專利摘要】本發明涉及一種組合的MRI和放射治療系統，其包含MRI成像設備以及放射治療設備。所述MRI成像設備包含：被屏蔽的螺線管磁體（10），其具有多個沿著軸共軸地布置的主磁體線圈（104）；和在與主磁體線圈相比距離該軸更大半徑處關於該軸共軸地布置的屏蔽裝置。所述放射治療設備包含LINAC組件，所述LINAC組件自身包含設有平行於軸的電子束路徑的線性電子加速器（9）、射束偏轉裝置（17）和用於生成放射束的靶（19）。線性電子加速器位於徑向地在所述主磁體線圈（104）和所述屏蔽裝置之間的位置上。
【專利說明】組合的磁共振成像和放射治療系統
【技術領域】
[0001]本發明涉及組合的MRI (磁共振成像)和放射治療設備。
【發明內容】
[0002]組合的MRI和放射治療設備的一些例子是公知的，但是卻具有一定的缺點。本發明至少解決這些缺點中的一些。[0003]放射治療典型地使用伽馬射線或者類似的，以便瞄準在患者體內的患癌組織。這樣的射線可以使用由加速器生成並且對準合適的靶的電子束來生成，或者由具有合適的放射同位素(例如鈷-60)的放射源來生成。
[0004]使用鈷-60源涉及到在存儲中的困難，和防止由操作者過度暴露。屏蔽這樣的源只能通過大量的大密度物質、諸如鉛或鎢來實現。這樣的源是簡單的，並且不受例如會在組合的MRI和放射治療系統中所遇到的磁場影響。但是，所產生的射線是相對低能量的，並且不能進行強度調製。
[0005]通過電子束加速生成到合適靶上的射線，具有的優勢是，能夠產生較高能量的光子並且可以進行強度調製。
[0006]用於產生電子束所需的加速器、典型地為線性加速器對橫向磁場是非常敏感的，這使得難以將其合併至MRI設備中。磁場偏轉在加速器中電子束的路徑，損害了這種射線源的效力。
[0007]從W02003008986中公知了這樣的示例裝置，其允許將線性電子加速器(LINAC)構造到MRI系統中並且用於組合的MRI和放射治療，並且其使用徑向排列的LINAC。LINAC和其關聯的靶被布置以便經過在低溫恆溫器中的、在超導MRI磁體的線圈之間的孔或透明窗來投射放射束。徑向排列的LINAC被布置在磁體的中平面上，並且需要在磁體周圍的很多空間，使得其對於很多設施來說是不現實的。主磁體的磁場相對於LINAC是橫向的，並且影響電子束路徑。只能容許相對低的主磁場強度(磁通密度)。
[0008]在美國專利公告US2011/0213239A1、國際專利公告W02012049466和英國專利GB2484529中描述了組合的MRI和放射治療設備的更為緊湊的布置。在該布置中，線性加速器(LINAC)與磁體的軸平行地布置並且位於梯度線圈和MRI系統的主磁場線圈之間。提供束轉向裝置，以便將生成的電子束從與磁體的軸平行的軸向路徑偏轉到與軸垂直的徑向路徑，然後偏轉到合適的靶上。相應地，LINAC和靶浸入到相對強的磁場中。
[0009]圖1 對應於 W02012049466、US2011/0213239A1 和 GB2484529 中的圖1。其示出了具有磁共振成像部分3和放射治療部分5的常規組合放射治療和磁共振單元I的示意性表示。磁共振成像部分3包含主磁體10、包括兩個在本例中對稱的部分梯度線圈21A、21B的梯度線圈系統、高頻線圈14 (例如體線圈的兩部分14A、14B)和患者臥榻6。磁共振成像部分的所有這些部件連接到控制單元31以及操作和顯示控制臺32。
[0010]主磁體10和部分梯度線圈21A、21B均基本上形似空的圓柱體並且圍繞水平軸15共軸地布置。主磁體10的內殼在(與軸15垂直的)徑向方向上限制圓柱體形狀的內部7，其中布置有放射治療部分5、梯度系統、高頻線圈14和患者臥榻6。更確切地說，放射治療部分5位於在梯度線圈系統21A、21B的徑向外側和主磁體10的殼體的徑向面向內的表面之間的內部7中。
[0011]除了磁體線圈之外，主磁體10還包含其他的結構元件，例如支承部、殼體等，並且生成對於磁共振成像所需的均勻的主磁場。在示例中示出了，主磁場的方向平行於水平軸15。高頻線圈14用於在患者中激勵核自旋。通過高頻線圈14來接收由受激的核自旋所發出的信號。
[0012]軸向間隔的部分患者線圈21A、21B總是包含梯度線圈20，所述梯度線圈總是完全地由屏蔽物24包圍。梯度線圈20包含支承部和各個梯度線圈，所述梯度線圈生成磁梯度場用於選擇性層激勵和磁共振信號在三個空間方向上的位置編碼。
[0013]放射治療部分5布置在機架8上，並且包含線性電子加速器(LINAC) 9、射束偏轉裝置17、祀陽極18、均勻化體(homogenizing body)22和準直儀23。機架8可以具有貫穿機架的通孔(虛線示出)，通過該通孔可以接近磁共振成像部分3。
[0014]LINAC9包含電子源11，例如鎢陰極，其生成電子束13，該電子束平行於主磁體10的軸15地被加速。如果LINAC9生成脈衝電子束13，則可以比設計用於提供連續的電子束更為緊湊地構建所述LINAC。LINAC9例如可以生成這樣的電子束脈衝，其每5ms具有5 μ s的長度。
[0015]通過在LINAC9的圓柱體形狀的空心導體中的交變電場來對電子束13的電子進行加速。電子束13的電子被加速至高達數MeV大小的能量。LINAC9連接到加速器控制單元12以便控制交變場和電 子源11。
[0016]電子束13在與電子源相反的一端離開LINAC9並且通過射束偏轉裝置17偏轉90°徑向向內指向軸15。為此目的，射束偏轉裝置17可以包含這樣的磁體，其被配置為由非鐵磁性材料構成的電磁體以便避免與周圍磁場之間的不期望的相互影響。
[0017]為了能夠在小空間內對脈衝電子束13進行偏轉，射束偏轉裝置17必須生成強磁場。為了降低功率損耗，射束偏轉裝置17的磁場是與脈衝電子束13同步化的脈衝電磁場。為此目的，射束偏轉裝置17連接至射束偏轉控制單元18，所述射束偏轉控制單元也與加速器控制單兀12相連接。
[0018]偏轉電子束13擊中靶陽極19並且從靶陽極產生在沿著射束路徑的射束延長線上出現的放射束。通過均勻化體12來將放射束均勻化。
[0019]準直儀23布置於在間隔的部分梯度線圈21A、21B之間的環狀槽內，在靶陽極19之後的射束路徑中。由此實現的與輻照目標之間的鄰近提高了放射照度和準直儀23的有效性。
[0020]準直儀23使得放射束的方向和放射束的橫截面受到影響。為此目的，準直儀23優選包含可移動的調節器24，其允許放射束僅在特定的方向通過，例如僅平行於徑向方向26或者偏離射束軸26多達角度α，並且具有特定的橫截面。也可以以這樣的方式設置準直儀23的調節器24，使得沒有放射束可以平行於徑向射束軸方向26地經過並且只有與徑向方向26成特定角度的傾斜放射束可以經過。為了控制調節器24，將準直儀23連接到準直儀控制單元25。這樣的準直儀是充分公知的。例如，可以參考多葉準直儀。所述多葉準直儀可以實現強度調製的放射治療(MRT)，其中可以將放射束的大小、形狀和強度理想地與照射靶相適應。特別地，IMRT還允許將照射中心定位到放射治療設備的旋轉軸之外。
[0021]放射束穿入檢查對象，在本例中即患者P，並且放射束路徑貫穿磁共振成像部分3的診斷(成像)體積D。為了使在照射對象體積之外的局部放射量最小化，放射治療部分圍繞著主磁場的軸15旋轉。結果，全部劑量僅僅施加在照射中心B上。即使在旋轉期間，準直儀23也經常地使放射束的橫截面與照射對象的實際輪廓相適應。配置機架8以用於放射治療部分的旋轉。機架控制單元29對放射治療部分5的運動進行控制。機架控制單元29對放射治療部分5的運動進行控制。作為示例，放射治療部分5被示為旋轉180°之後的放射治療部分5,。
[0022]機架控制單元29、準直儀控制單元25、射束偏轉控制單元18、加速器控制單元12和控制單元31彼此相連接，使得通過磁共振成像部分所收集的診斷數據可以彼此相協調，所述診斷數據例如是照射對象的三維形狀、放射治療部分的旋轉位置、以及相對於放射束的橫截面和方向的準直儀設置，以及如上所述的脈衝束的生成。
[0023]患者臥榻6優選可以在三個空間方向上移動，從而可以將輻照的目標面積精確地定位在照射中心B內。為此目的，控制單元31被便利地配置以便控制患者臥榻的移動。
[0024]然而，該公知的裝置具有特定的缺點。通過將LINAC9和靶19設置在主磁體10之內，主磁體的線圈必須具有相對大的直徑，並且LINAC和靶必須被設置在靠近主磁體線圈，以便將系統總尺寸保持為可接受的直徑。該裝置的運行已經被實驗性地證明，但是僅僅是在LINAC9所經受的磁場是足夠均勻的情況下。當LINAC被定位到接近主磁體線圈時上述情況很難實現，原因是，通過電子束所經受的由於在磁場定向和強度上的變化所引起的磁場變化可能降低電子束質量。將磁共振成像部分設計為在中央成像區域生成均勻磁場，而在由LINAC9所佔據的體積內的磁場卻不那麼均勻。磁場在主磁體10的孔內將是強的，但是在有些區域內(特別接近磁體末端)的磁場線將不是完全平行的，並且會引起射束的一些偏轉和分散。
`[0025]圖1的裝置沒有留出很多空間以用於放射束成形器件，例如常規地並且有利地提供在放射治療設備中的多葉準直儀(MLC)。
[0026]本發明相應地解決了這些缺點中的至少一些，並且提供了一種組合的MRI和放射治療設備。
【專利附圖】
【附圖說明】
[0027]從下面對通過非限制性示例方式所給出的特定實施方式的描述中，本發明的上述以及更多的目標、優點和特徵將會更為明顯，其中，
[0028]圖1示出了現有技術中的組合的MRI/放射治療系統；
[0029]圖2示出了按照本發明的一個實施例的組合的MRI和放射治療系統2 ；
[0030]圖3以半截面的方式示出了這樣的磁體的示例性設計；
[0031]圖4示出了圖3設計的主磁體線圈和屏蔽線圈的三維表示；
[0032]圖5以更為全面的狀態示出了這樣的設計的磁體；以及
[0033]圖6示出了按照本發明一個實施例的組合的MRI磁體和放射治療LINAC組件的三維表示。【具體實施方式】
[0034]按照本發明，為生成電子束所需要的LINAC (對於生成放射束又需要電子束)位於主磁體的徑向外部，並且相應地允許減小主磁體線圈的直徑。
[0035]本發明適用於有源屏蔽的螺線管磁體，其中具有比主線圈的直徑大的直徑，卻與主磁體線圈同軸地布置的屏蔽線圈承載著與主磁體線圈所承載電流相比在相反方向上的電流。就像對本領域技術人員公知的那樣，這樣的屏蔽線圈降低了在MRI系統周圍的雜散場的大小。優選地，將LINAC與主磁體的軸平行地布置，徑向地定位在主磁體線圈的徑向外部表面和屏蔽線圈的徑向內部表面之間。以這種方式，本發明的組合的MRI和放射治療設備具有與相似的MRI系統的外直徑類似的外直徑，允許裝配在對常規的組合的MRI和放射治療系統而言可能不現實的位置上。
[0036]圖2示出了按照本發明一個實施例的組合的MRI和放射治療系統2。為主磁體10提供了穿過低溫恆溫器並且在主磁體線圈之間的「信箱(Letterbox)」槽100，以便允許放射束到達照射中心B上的患者P。可能有一些不適於放射束通過的圓周位置，例如在機械支柱將主磁體50的兩部分連接在一起的地方，但是不難提供良好範圍的操作。LINAC9、靶19和準直儀23被徑向地提供在主磁體10之外，但是徑向地在屏蔽線圈102之內。在本發明的一個實施例中，將屏蔽線圈放置在與主磁體相同的低溫恆溫器內，在低溫恆溫器中形成凹處以便容納LINAC9和有關的設備。機架8可以圍繞軸15旋轉，允許放射束從任意角度應用於照射中心B。在主磁體10的圓周周圍的間隔處，可以將在圖2中示出的兩個部分接合，以便實現機械支承部與主磁體的線圈相連接，從而將主磁體線圈保留在其需要的相對位置上。在替換的實施例中，LINAC和有關的設備可以固定在相對於主磁體的位置上，並且具有LINAC和有關設備的主磁體可以圍繞軸15旋轉以便從需要的方向提供放射束。
[0037]由於與照射中心B徑向距離更遠地安置LINAC，所以，當按照本發明使用時，對於給定的射束角α，類似於在圖1的現有技術系統中所使用的準直儀的準直儀23能夠將治療束引導至患者的更大的比例，`原因在於，與照射中心B和軸15徑向更遠地安置準直儀23。另一方面，需要更小的射束角α'來覆蓋如在現有技術中，就像在圖1所示地相同的輻射中心B。
[0038]與圖1的現有技術裝置的情況相比較，本裝置為LINAC和諸如多葉準直儀23這樣的有關設備提供明顯更多的空間。主磁體線圈比在W02012049466、US2011/0213239A1和GB2484529的裝置中直徑更小，並且系統作為一個整體比在W02003008986的示例中要求更少的徑向空間。
[0039]電子偏轉儀17可以提供簡單的橫向磁場、或者如在US2011/0213239A1或在W02012049466和GB2484529中所提供的線圈布置。可以使用永磁體，優選以Halbach陣列的形式，這不產生明顯的雜散場。可以有利地提供射束聚焦元件。
[0040]在主磁體和屏蔽線圈之間安置LINAC的另一個優點在於，LINAC被安置在較低磁場強度的區域，就像在下文中更詳細地描述的那樣。通過仔細設計屏蔽線圈102，可以平行於在加速器13中的電子束路徑來布置由LINAC9所經受的磁場，並且這樣電子束將不被主磁體10的磁場或屏蔽線圈102所偏轉。
[0041]與在主磁體10中的主線圈所承載的電流相比，屏蔽線圈102承載相反方向的電流。它們生成對在屏蔽線圈之外的雜散場進行降低的反向磁場，並且在磁體10和屏蔽線圈102之間引導主磁場的返迴路徑(return path)。在該區域內的磁場線比在主磁體的孔的端部的磁場線更為平行，並且場強更低。通過將LINAC9安置在該更低強度的、更平行的磁場區域內，減小了背景磁場在射束13上的影響。優選地，在本發明中，LINAC經受與射束13的方向相平行的磁場。
[0042]RF屏蔽可以提供在LINAC附近以便降低其對運行磁共振成像的幹擾。
[0043]更多的空間對於安置多葉準直儀23可用，其可以相應地是更好的準直儀，具有與在現有技術的裝置中可以容納的相比而言更多的葉。由於與例如在圖1中示出的常規裝置中的準直儀所經受的磁場相比，由在本發明裝置中的準直儀所經受的磁場具有較低的強度，所以，在本發明中的準直儀23可以更容易地運行在主磁體10的磁場中。
[0044]在主磁體10附近出現LINAC9和有關設備將會引起在成像區域中的磁場的一些畸變。按照本發明，將LINAC安置在比較遠離成像區域處，並且由此對在成像區域中的磁場具有更小的影響。與其中LINAC更接近成像區域的例如在圖1中的常規裝置的情況相比，補償殘留影響將是相對簡單的事，例如通過常規的勻場技術。
[0045]優選地，布置LINAC和電子束偏轉器17以便使電子束保留在單個平面。這簡化了電子束控制的建模。然而，替代地也可以使用其他偏轉器。例如在US2011/0213239A1中所列舉的。
[0046]可以通過一個或多個永磁體來提供束偏轉裝置17。儘管這樣的磁體將提供將使成像場畸變的強場，但是這樣的畸變是靜態的並且對於使用常規勻場方法來說應當相當容易矯正。如果使用脈衝電磁鐵，那麼，將需要電流饋通(current feed throughs)以便將電流輸送給電磁體，一起需要的還有冷卻裝置和能夠在高頻情況下切換所需電流的電源。對這樣的電磁鐵的電流進行高頻切換可能引起機械振動,並且由此引起對患者而言不舒服的並且可能引起設備機械損壞的噪聲。該振動中的一些可以通過將LINAC包圍在真空容器中來進行抑制，但是可以更簡單地並且更為成本低廉地將永磁體用於射束偏轉裝置17，並且藉助常規勻場來矯正成像場的伴隨畸變。
[0047]在替換的實施方式中，可以不需要為了放射束的通過而在低溫恆溫器中提供槽100。如果低溫恆溫器至少在合適的區域由合適的材料形成，例如IOmm厚的鋁，而不是常規的3mm的不鏽鋼，那麼，可以引導放射束經過低溫恆溫器。這可以實現簡單得多的機械裝配。
[0048]就像對於組合的MRI和放射治療系統而言常見的那樣，本發明的MRI磁體可以提供相對低強度的背景場。例如，主磁體可以提供0.5T或者更小的強度(磁通密度)的背景場。相信該水平的和更小的場強(磁通密度)對於引起傷害在組合的MRI和放射治療系統中的周圍組織而目具有減小的傾向。
[0049]示例設計方法可以包含如下步驟:
[0050]-定義LINAC的中心線，並且設置由LINAC所經受的場強的最大可容許的偏差；
[0051]-限制成像體積；
[0052]-限制雜散場以便確保屏蔽線圈保持有效；
[0053]-根據系統的設計參數，限制線圈的幾何尺寸；
[0054]-基於良好公知的線性優化或線性電流密度優化器方法，運行計算機輔助的優化。
[0055]可以使用其他的優化方法，例如基於單純形法的電流密度優化器。[0056]有源屏蔽線圈設計
[0057]在上文中所討論的示例中，以及在圖2中示出的，提供了有源屏蔽線圈102。
[0058]假設屏蔽線圈102提供了 「完美」的屏蔽，那麼在螺線管主磁體10的孔內部的磁通量大小等於在主線圈和屏蔽線圈之間的磁通量大小。在孔內部的通量分布在孔的橫截面積上，而在主磁體線圈和屏蔽線圈之間的通量分布於在主線圈和屏蔽線圈之間的區域的環形橫截面上。
[0059]其中，在孔內的磁通量密度是Btl,
[0060]在主線圈和屏蔽線圈之間的區域內的磁通量密度是Ba，
[0061]Rtl是主磁體線圈的平均半徑，
[0062]Rs是屏蔽線圈的平均半徑，
[0063]Ba ~-B0.R02/(Rs2-R02)。
[0064]如果例如Rs = ，那麼本發明的裝置將LINAC9布置在這樣的區域內，其磁場強度是圖1的現有技術的LINAC所經受的磁場強度的三分之一。在示例的其中B0=0.5T的磁體中，返回磁通量密度是Ba=-166mT。在具有該磁通量密度的磁場中，用於多葉準直儀的驅動馬達可以被局部地屏蔽，並且成為實用建議的是，在組合的MRI和放射治療系統中提供多葉準直儀，實現了放射束的有效成形。
[0065]合適的磁體設計可以使用單純形電流密度優化器，其中沿著LINAC的磁場被限制在最小和最大值之間。
[0066]圖3以關於軸15對稱的半截面示出了這樣的磁體的示例性設計。從圖3中清楚的是，提供了比通常數目多的屏蔽線圈102，每個屏蔽線圈具有相對少的匝數。這使得在位於主磁體線圈104和屏蔽線圈102之間的區域內的磁場在LINAC和靶的組件5的區域內是相對均勻的。Z方向表示與磁體的中平面以及射束路徑26之間的軸向距離。R方向表示與軸15之間的徑向距離。本設計還必須滿足用於磁場屏蔽的特定標準，典型地在距離磁體中心點徑向2.5m以及軸向4.5m處將雜散場限制到不大於5高斯。
[0067]圖4示出了圖3的設計的主磁體線圈104和屏蔽線圈的三維表示。
[0068]圖5以更為完整的狀態示出了這樣設計的磁體。主磁體線圈位於內部低溫恆溫器106內，而屏蔽線圈位於外部低溫恆溫器108內部。將梯度線圈組件20提供在內部低溫恆溫器106的孔內。在徑向安置在內部低溫恆溫器和外部低溫恆溫器之間的5處，提供了LINAC、其靶和有關設備。當系統用於成像和放射治療時，RF (身體)線圈和患者將被安置在梯度線圈組件20的孔內。在一些實施方式中，貫穿內部低溫恆溫器106提供諸如「信箱」槽這樣的空隙以便允許放射到達照射中心B。在其他實施方式中，引導輻射貫穿在低溫恆溫器的材料中形成的「窗口」。這樣的「窗口」是由具有相對小的原子序數的材料製成，例如鋁。
[0069]十分有利的是，放射源應當能夠圍繞軸15旋轉，該放射源包含在LINAC組件5中的LINAC9、靶19和有關設備。這可以以數個替選的方式來實現。例如，可以將LINAC組件5相對於低溫恆溫器進行固定，並且整個組件可以圍繞軸15旋轉。可以貫穿內部低溫恆溫器地提供「信箱」槽以容納放射束的路徑。替選地，可以將低溫恆溫器固定在位置上，而將LINAC組件5布置為在外部低溫恆溫器之內圍繞內部低溫恆溫器旋轉。內部低溫恆溫器的至少一個「赤道區域」(即，足以容納放射束的所有需要路徑的圓周帶)包含一個或多個小孔(aperture)，所述小孔由 對於放射而言透明的材料形成，並且沒有主磁體線圈。這可以方便地實現，方法是，由鋁構成低溫恆溫器106，並且由諸如浸潰樹脂的碳纖維、具有碳矩陣或
TUFNOL'疊層形式的碳纖維這樣的複合材料來構成需要的內部線圈支承結構。應當從
其放射線硬度方面來評估所選擇的複合材料，以確保當暴露於所期望的放射時其不會遭到結構上的劣化。
[0070]無源屏蔽的示例
[0071]在一個替選的實施方式系列中，不是由屏蔽線圈而是由無源屏蔽裝置來提供LINAC組件所經受的磁場的磁屏蔽和均勻化。
[0072]圖6示出了按照本發明的這種實施例的組合的MRI磁體和放射治療LINAC組件的
二維表不O
[0073]與圖5的特徵相對應的那些特徵具有相對應的附圖標記。替換了在低溫恆溫器內的有源屏蔽線圈，圖6的實施例包含在LINAC組件5周圍布置的鐵磁管(ferromagnetictube) 110，其具有刻入其中的、用於容納靶和有關設備的徑向洞。鐵磁管防止LINAC的高頻間歇電子束對成像系統造成幹擾。所述鐵磁管還將LINAC組件5與主磁體10的磁場進行隔離，以確保主磁體的剩餘磁場不損害LINAC的合適運行。這樣的管將需要是牢固的，例如，具有50mm或者更大的壁厚度。它使主磁體的成像場變形並且抑制雜散場。為了矯正主磁場的畸形，並且為了提供對雜散場的有效屏蔽，將相似的鐵磁管112放置在選擇的、關於主磁體線圈的對稱的圓周位置上。
[0074]在示出的裝置中，在低溫恆溫器106周圍放置了八個類似的管。按照設計階段所確定的，可以提供更多的或者更少的管。為了對稱，所有鐵磁管110、112可以具有與為了在鐵磁管110中容納靶和有關`設備而提供的洞相類似的洞114。這些洞優選對齊於放射路徑26的軸向位置以及磁體的軸向中心平面。替選地，這些洞可以在關於(交替地用於鄰近管的)中間點對稱的軸向位置上，以幫助成像場的均勻化。
[0075]在較簡單的版本中，藉助具有合適大小的、以通過建模所確定的位置和數量放置在主磁體線圈周圍的簡單鐵磁棒，來放置額外的鐵磁管112。
[0076]儘管參考有限數目的特定實施例描述了本發明，但是對於本領域技術人員而言眾多變形和改動將是顯而易見的。例如，可以使用不同波長的放射線，諸如伽馬射線或X射線。可以採用不同的用於射束成形和導向的機制。可以使用除了所描述和示出的特定的有源和無源屏蔽裝置之外的屏蔽裝置。
【權利要求】
1.一種組合的磁共振成像和放射治療系統，其包含: -磁共振成像設備；以及 -放射治療設備， 其中， 所述磁共振成像設備包含:被屏蔽的螺線管磁體(10)，其包括多個沿著軸共軸地布置的主磁體線圈(104);和在與所述主磁體線圈相比距離所述軸更大半徑處關於所述軸共軸地布置的磁屏蔽裝置， 並且， 所述放射治療設備包含LINAC組件，所述LINAC組件自身包含設有平行於所述軸的電子束路徑的線性電子加速器(9)、射束偏轉裝置(17)和用於生成放射束的靶(19)， 其特徵在於，所述線性電子加速器位於徑向地在所述主磁體線圈(104)和所述磁屏蔽裝置之間的位置上。
2.按照權利要求1所述的組合的磁共振成像和放射治療系統，其中，所述屏蔽裝置包含多個與所述主磁體線圈共軸的屏蔽線圈(102)。
3.一種組合的磁共振成像和放射治療系統，其包含: -磁共振成像設備；以及 -放射治療設備， 其中， 所述磁共振成像設備包含:被屏蔽的螺線管磁體(10)，其包括多個沿著軸共軸地布置的主磁體線圈(104);和在與所述主磁體線圈相比距離所述軸更大半徑處關於所述軸共軸地布置的磁屏蔽裝置， 並且， 所述放射治療設備包含LINAC組件，所述LINAC組件自身包含設有平行於所述軸的電子束路徑的線性電子加速器(9)、射束偏轉裝置(17)和用於生成放射束的靶(19)， 其特徵在於，所述磁屏蔽裝置包含圍繞所述LINAC組件布置的鐵磁管(110)，所述鐵磁管具有刻入其中的徑向的洞(114)以容納所述靶(19 )和有關設備。
4.按照權利要求3所述的組合的磁共振成像和放射治療系統，其中，所述屏蔽裝置還包含其他類似的鐵磁管(112)，其被放置於圍繞所述主磁體線圈的、選擇的圓周位置上。
5.按照權利要求3所述的組合的磁共振成像和放射治療系統，其中，屏蔽裝置還包含鐵磁棒，其被放置於圍繞主磁體線圈的選擇的位置上。
6.按照上述權利要求中任一項所述的組合的磁共振成像和放射治療系統，其中，所述主磁體線圈被容置在低溫恆溫器內，並且提供槽以允許放射束在主磁體線圈之間經過。
7.按照權利要求1至6中任一項所述的組合的磁共振成像和放射治療系統，其中，所述主磁體線圈被容置在低溫恆溫器內，並且由對放射線而言透明的材料所構成的窗被提供以允許放射束在主磁體線圈之間通過。
8.按照權利要求1至6中任一項所述的組合的磁共振成像和放射治療系統，其中，所述LINAC組件被安裝在機架8上，該機架設置為允許所述LINAC組件圍繞容置在低溫恆溫器內的所述主磁體線圈旋轉 ，並且所述低溫恆溫器的足以容納所有需要的放射束路徑的至少一個圓周帶由對於放射線而言透明的材料構成並且沒有主磁體線圈。
9.按照權利要求8所述的組合的磁共振成像和放射治療系統，如果以權利要求2為基礎，其中，所述主線圈和所述屏蔽線圈位於低溫恆溫器之中，並且所述低溫恆溫器在徑向位於所述主磁體線圈和所述屏蔽線圈之間的位置上設有凹處，其足以在所述LINAC組件的整個旋轉路 徑中容納該LINAC組件。
【文檔編號】A61N5/01GK103800009SQ201310552789
【公開日】2014年5月21日 申請日期:2013年11月8日 優先權日:2012年11月12日
【發明者】M.克魯伊普 申請人:英國西門子公司