Mri放射治療裝置的靜態磁場的校正的製作方法

2023-05-20 23:12:51 1

Mri放射治療裝置的靜態磁場的校正的製作方法
【專利摘要】一種校正包括磁共振成像系統（302）和放射治療系統（304）的MRI放射治療裝置（300）的磁場的方法。所述MRI系統包括用於在成像區域318內生成磁場的磁體（306）。所述磁體生成具有處於所述成像區域之外的零交叉（346、404）的磁場。所述醫療裝置還包括被配置為繞旋轉軸（333）旋轉鐵磁部件（336、510）的掃描架（332）。所述方法包括安裝（100、200）位於垂直於所述旋轉軸的徑向路徑（344、504）上的磁校正元件（348、900、1000）的步驟。在所述徑向路徑上定位所述磁校正元件，從而減小由所述鐵磁部件導致的所述成像區域內的磁場的變化。所述方法還包括重複地：測量（102、202、1204）所述成像區域內的磁場；確定（104、204、1206）所述成像區域內的磁場的變化；並且如果所述磁場的變化高於預定閾值，則調整（106、206、1208）所述磁校正元件沿所述徑向路徑的位置。
【專利說明】MRI放射治療裝置的靜態磁場的校正
【技術領域】
[0001 ] 本發明涉及磁共振成像，具體而言涉及通過磁共振成像引導的放射治療。
【背景技術】
[0002]磁共振成像(MRI)掃描器使用靜態磁場將原子的核自旋對齊，以作為用於產生受檢者體內的圖像的程序的部分。在MRI掃描期間，由發射器線圈生成的射頻(RF)脈衝對局部磁場造成幹擾，並且由接收器線圈探測核自旋發射的RF信號。這些RF信號用於構造MRI圖像。
[0003]磁共振圖像的快速採集已經被成功地用於引導各种放射治療模態。美國專利6198957描述了一種將線性加速器與MRI相結合的治療裝置。

【發明內容】

[0004]本發明在獨立權利要求中提供了一種校正磁場醫療裝置的方法和一種醫療裝置。在從屬權利要求中給出了實施例。
[0005]在MR放射治療中，繞掃描架上的MR磁體旋轉的輻射源含有鐵磁材料，鐵磁材料能夠幹擾成像體積內的磁場。本發明提供了各種不同的消除或減少這些場幹擾的方法:一種方法基於BO磁場的零交叉，從而能夠以使其淨磁化為零的方式放置鐵磁幹擾元件或鐵磁元件。另外兩種方法採用無源(具有相反磁化的鐵磁體)或者有源(磁場線圈)的補償元件。
[0006]這些補償方法可以提供的優點在於其獨立於掃描架的位置和速度，因為BO磁場具有旋轉對稱，並且可以將補償設備(如果存在)固定於旋轉幹擾元件。
[0007]文中使用的「計算機可讀存儲介質」包含任何可以存儲可由計算設備的處理器執行的指令的有形存儲介質。可以將所述計算機可讀存儲介質稱為計算機可讀非暫態存儲介質。也可以將計算機可讀存儲介質稱為有形計算機可讀介質。在一些實施例中，計算機可讀存儲介質還能夠存儲能夠由計算設備的處理器訪問的數據。計算機可讀存儲介質的範例包括但不限於:軟盤、磁硬碟驅動器、固態硬碟、閃速存儲設備、USB拇指驅動器、隨機存取存儲設備(RAM)、只讀存儲設備(ROM)、光碟、磁光碟以及處理器的寄存器文件。光碟的範例包括壓縮盤(CD)和數字通用盤(DVD)，例如 CD-ROM、CD-RW、CD-R、DVD-ROM、DVD-RW 或 DVD-R盤。術語計算機可讀存儲介質還指計算機設備能夠經由網絡或通信鏈路訪問的各種類型的記錄介質。例如，可以在調製調解器、網際網路或區域網上檢索數據。
[0008]「計算機存儲器」或「存儲器」是計算機可讀存儲介質的範例。計算機存儲器是任何可由處理器直接訪問的存儲器。計算機存儲器的範例包括但不限於:RAM存儲器、寄存器和寄存器文件。
[0009]「計算機存儲設備」或「存儲設備」是計算機可讀存儲介質的範例。計算機存儲設備是任何非易失計算機可讀存儲介質。計算機存儲設備的範例包括但不限於:硬碟驅動器、USB拇指驅動器、軟盤驅動器、智慧卡、DVDXD-ROM以及固態硬碟驅動器。在一些實施例中，計算機存儲設備還可以是計算機存儲器，反之亦然。[0010]文中使用的「處理器」包含能夠執行程序或機器可執行指令的電子部件。包括「處理器」的計算設備的引述應解釋為能夠包含超過一個處理器或處理核。例如，處理器可以是多核處理器。處理器還可以指處於單個計算機系統內的或者分布於多個計算機系統當中的處理器的集合。術語計算設備還應被解釋為能夠指每者均包括一個或多個處理器的計算設備的集合或網絡。許多程序具有其由多個處理器執行的指令，這些處理器可以處於相同計算設備內，甚至可以跨越多個計算設備分布。
[0011]文中使用的「用戶接口」是允許用戶或操作者與計算機或計算機系統交互的接口。也可以將「用戶接口」稱為「人類接口設備」。用戶接口可以向操作者提供信息或數據，和/或從操作者接收信息或數據。用戶接口可以使計算機能夠接收來自操作者的輸入，並且可以將來自計算機的輸出提供給用戶。換言之，用戶接口可以允許操作者控制或操縱計算機，並且接口可以允許計算機指示操作者的控制或操縱的效果。數據或信息在顯示器或圖形用戶接口上的顯示是向操作者提供信息的範例。通過鍵盤、滑鼠、跟蹤球、觸控板、指示杆、圖形輸入板、操縱杆、遊戲鍵盤、網絡攝像機、耳機、變速杆、方向盤、踏板、有線手套、跳舞板、遙控器以及加速度計的數據接收均為能夠從操作者接收信息或數據的用戶接口部件的範例。
[0012]文中使用的「硬體接口」包含能夠使計算機系統的處理器與外部計算設備和/或裝置交互和/或控制外部計算設備和/或裝置的接口。硬體接口可以允許處理器向外部計算設備和/或裝置發送控制信號或指令。硬體接口還可以使處理器與外部計算設備和/或裝置交換數據。硬體接口的範例包括但不限於:通用串行總線、IEEE1394埠、並行埠、IEEE1284埠、串行埠、RS_232埠、IEEE-488埠、藍牙連接、無線區域網連接、TCP/IP連接、乙太網連接、控制電壓接口、MIDI接口、模擬輸入接口以及數字輸入接口。
[0013]文中使用的「顯示器」或「顯示設備」包含適於顯示圖像或數據的輸出設備或用戶接口。顯示器可以輸出可視、音頻和/或觸覺數據。顯示器的範例包括但不限於:計算機監視器、電視屏幕、觸控螢幕、觸覺電子顯示器、盲文屏幕、陰極射線管(CRT)、存儲管、雙穩態顯示器、電子紙、矢量顯示器、平板顯示器、真空螢光顯示器(VF)、發光二極體(LED)顯示器、電致發光顯示器(ELD)、等離子體顯示板(PDP)、液晶顯示器(IXD)、有機發光二極體顯示器(0LED)、投影儀和頭盔顯示器。
[0014]文中將磁共振(MR)數據定義為在磁共振成像掃描期間由磁共振裝置的天線記錄的原子自旋發射的射頻信號的測量結果。文中將磁共振成像(MRI)圖像定義為對磁共振成像數據內包含的解剖結構數據重建的二維或三維可視化。可以使用計算機執行這種可視化。
[0015]文中使用的醫療圖像數據包含描述受檢者的解剖結構的數據。磁共振圖像是一種類型的醫療圖像數據。
[0016]在一個方面中，本發明提供了一種校正醫療裝置的磁場的方法。可以將磁場的校正解釋為使磁場更加均勻或者減小由於鐵磁物體關於磁場的移動而導致的磁場的變化。也可以將磁場的校正解釋為減小由於鐵磁元件或物體導致的磁場幹擾。所述醫療裝置包括用於採集來自成像區域的磁共振數據的磁共振成像系統。所述磁共振成像系統包括用於在所述成像區域內生成磁場的磁體。所述磁體還適於生成所述磁場從而使得所述磁場具有在所述成像區域之外的零交叉。本文使用的零交叉是磁場線的方向，尤其是極性發生變化的點。所述零交叉中的磁場可以是零或者具有接近零的值。所述磁場零交叉可以低於預定值。所述醫療裝置還包括被配置為繞成像區域旋轉的掃描架。所述掃描架被配置為繞旋轉軸旋轉。本文使用的掃描架包含適於令一個或多個物體繞旋轉軸按環形路徑旋轉的裝置。
[0017]在一些實施例中，所述磁場還可以具有對稱軸。例如，所述磁體可以是具有通過成像區域中心的軸的圓柱型磁體。在一些實施例中，所述掃描架的旋轉軸與所述磁體的軸對準。
[0018]所述醫療裝置還包括鐵磁部件。例如，所述鐵磁部件可以是醫療儀器或處置設備的部分。所述掃描架還被配置為或者還適於令鐵磁部件繞所述旋轉軸旋轉。校正磁場的目的在於減小成像區域的磁場和各個體素隨鐵磁部件繞旋轉軸旋轉而發生的變化。
[0019]所述方法包括安裝位於垂直於所述旋轉軸的徑向路徑上的磁校正元件的步驟。所述磁校正元件可以適於隨著所述鐵磁部件的旋轉而通過所述掃描架進行旋轉。所述徑向路徑經過所述鐵磁部件的預定距離。在所述徑向路徑上定位所述磁校正元件，從而減小由所述鐵磁部件繞所述旋轉軸的旋轉而導致的成像區域內的磁場的變化。例如，在一些情況下，當位於所述零交叉的一側時，所述鐵磁部件可以表示為偶極子。在一些實施例中，將所述磁校正元件沿所述徑向路徑置於所述零交叉的相對側。其具有偶極矩的作用，這表示所述鐵磁部件大體上抵消了所述磁校正元件的偶極矩。所述方法還包括針對至少一個掃描架旋轉位置重複地測量所述成像區域內的磁場的步驟。在一些實施例中，在多個掃描架旋轉位置處測量磁場。
[0020]所述方法還包括重複地使用所測量的磁場確定由所述鐵磁部件導致的所述成像區域內的磁場的變化的步驟。在一些實施例中，使用所測量的磁場確定由所述鐵磁部件繞所述旋轉軸的旋轉而造成的所述成像區域內的磁場的變化。即，在一些實施例中，可以使掃描架停留在單個位置上，而在其他實施例中，可以將掃描架移動到多個位置上，並在這些位置中的每者上測量磁場。在一些實施例中，可以在安裝鐵磁部件之前測量磁場。在這種情況下，未必一定要旋轉掃描架才能理解磁場的變化。所述方法還包括如果所述磁場的變化高於預定閾值則重複地調整所述磁校正元件沿所述徑向路徑的位置以迭代地減小所述磁場的變化的步驟。例如，這一目的可以通過調整並記錄位置，之後使用這種數據以迭代的方式接近根本上減小了所述磁場的變化或者校正了所述磁場的位置而實現。
[0021]這一實施例可以是有利的，因為其提供了一種獨立於掃描架的位置和速度校正鐵磁部件的磁場的方法。
[0022]在另一實施例中，使用所測量的磁場確定由所述鐵磁部件繞所述旋轉軸的旋轉而造成的所述成像區域內的磁場的變化。在這一實施例中，在多個掃描架旋轉位置處測量所述成像區域內的磁場。
[0023]在另一實施例中，所述方法還包括在測量磁場之後重複地沿所述徑向路徑重新定位所述鐵磁部件以迭代地減小由所述鐵磁部件導致的成像區域內的磁場的變化的步驟。這一實施例是有利的，因為沿所述徑向路徑改變所述鐵磁部件的位置也可以減小由所述鐵磁部件所導致的磁場的變化。例如，能夠相對於所述磁校正元件改變所述鐵磁部件的位置，並且也可以將所述鐵磁部件部分定位在所述零交叉的任意側。在這種情況下，所述鐵磁部件的一個部分的偶極矩可以抵消所述鐵磁部件的另一部分的偶極矩。
[0024]在另一實施例中，所述方法還包括在測量磁場之後反覆地沿所述徑向路徑重新定位所述鐵磁部件以迭代地減小由所述鐵磁部件導致的成像區域內的磁場的變化的步驟。這一實施例可以具有的優點在於，相對於所述磁校正元件和/或零交叉移動所述鐵磁部件能夠減小由所述鐵磁部件造成的磁場的變化。
[0025]在另一實施例中，根據經驗選擇所述鐵磁部件沿所述徑向路徑的位置。例如，可以通過保持磁場測量結果的記錄，並使用該記錄迭代地接近減小了所述磁場的變化的所述鐵磁部件的位置來執行這一操作。
[0026]在另一實施例中，通過分析和模擬選擇或確定所述鐵磁部件沿所述徑向路徑的位置。例如，可以通過對所述磁體和所述鐵磁部件建模而執行這一操作。
[0027]一種執行該操作的示範性方法是:
[0028]1、生成掃描架上的每一磁部件的等價磁模型(等價磁偶極子的位置和強度)。這能夠通過對所述部件的詳細的磁建模(如果已知所有的相關細節)或者通過實驗室環境中的磁表徵來完成
[0029]2、建立所述掃描架的模擬模型，其具有所述磁部件的處於它們適當位置處的等價磁偶極子
[0030]3、計算磁源的組合集合的成像體積內的場圖
[0031]4、向模型添加補償措施(根據本發明的磁物體、線圈)，並改變它們的強度和位置，直到所述模型預測淨場幹擾小於所要求的容限度
[0032]5、按所設計地建立一切並根據經驗做出最終校正。
[0033]在另一實施例中，所述裝置還包括電源。例如，所述電源可以提供直流電流。所述醫療裝置還包括被配置為當由所述電源供應電流時生成補償磁場的線圈。所述方法還包括在測量成像區域內的磁場之後重複地調整所述電源向所述線圈提供的電流以減小由所述鐵磁部件導致的所述成像區域內的磁場的變化的步驟。在一些實施例中，可以執行這種操作以減小由所述鐵磁部件繞所述旋轉軸的旋轉而導致的磁場的變化。可以將所述線圈放置在多種位置上。例如，其可以被放置到所述鐵磁部件的周圍，並用於創建偶極子場，所述偶極子場可以大致或者大體抵消所述鐵磁部件的偶極子場。在其他實施例中，可以將所述線圈放置於沿所述徑向路徑的其他位置上。電流的極性和強度能夠用於使得所述線圈生成的偶極子場大致或大體抵消所述鐵磁部件生成的偶極子場。這一實施例是有利的，因為其允許校正磁場而無需進行機械放置物體。
[0034]在另一實施例中，將所述線圈定位到所述鐵磁部件周圍。
[0035]在另一實施例中，將所述線圈定位在距所述徑向路徑的預定距離內。
[0036]在另一實施例中，所述磁場校正元件是被配置為當由電源供應電流時生成補償磁場的線圈。
[0037]在另一實施例中,所述磁場校正元件是鐵磁元件。
[0038]在另一實施例中，所述磁場校正元件是永磁體。
[0039]在另一實施例中，所述方法還包括安裝至少一個額外的磁校正元件並針對所述至少一個額外的磁校正元件重複所述校正方法。這一實施例是有利的，因為可以針對任何數量的鐵磁部件重複所述方法。
[0040]在另一實施例中，使用磁力計測量磁場。
[0041]在另一實施例中，使用磁共振成像系統測量磁場。例如，可以將模型置於成像區域或者成像區域的部分內，並且可以使用磁共振成像系統本身測量磁場均勻性。
[0042]在另一實施例中，根據經驗確定所述磁校正元件沿所述徑向路徑的放置。
[0043]在另一實施例中，通過分析和模擬確定所述磁校正元件沿所述徑向路徑的放置。
[0044]在另一實施例中，存儲在磁場測量過程中採集的數據。所述方法還可以包括檢索所存儲的數據並使用該數據確定由所述磁校正元件沿所述徑向路徑的位移而導致的磁場的變化的步驟。這可以是有利的，因為類似構造的磁體可以產生非常類似的磁場。一旦針對一個這樣的磁體沿徑向路徑準確地放置了磁校正元件，這種數據就可以用於在不同的磁體中更加快速地放置類似的磁校正元件。
[0045]在另一方面中，本發明提供了一種醫療裝置，其包括用於採集來自成像區域的磁共振數據的磁共振成像系統。所述磁共振成像系統包括用於在所述成像區域內生成磁場的磁體。所述磁體還適於生成所述磁場從而使得所述磁場具有在所述成像區域之外的零交叉。所述醫療裝置還包括被配置為繞所述成像區域旋轉的掃描架。所述掃描架被配置為繞旋轉軸旋轉。所述醫療裝置還包括鐵磁部件。所述掃描架還被配置為或者還適於繞所述旋轉軸旋轉所述鐵磁部件。所述醫療裝置可以包括一個以上的鐵磁部件。所述醫療裝置還包括位於垂直於所述旋轉軸的徑向路徑上的磁校正元件。所述徑向路徑經過所述鐵磁部件的預定距離。在所述徑向路徑上定位所述磁校正元件，從而減小由所述鐵磁部件繞所述旋轉軸的旋轉而導致的成像區域內的磁場的變化。在一些實施例中，在所述徑向路徑上定位所述磁校正元件，從而減小由所述鐵磁部件導致的所述成像區域內的磁場的變化。先前已經描述了這一實施例的優點。
[0046]在另一實施例中，在所述徑向路徑上定位所述鐵磁部件，從而減小由所述鐵磁部件導致的所述成像區域內的磁場的變化。
[0047]在另一實施例中，在所述徑向路徑上定位所述鐵磁部件，從而減小由所述鐵磁部件繞所述旋轉軸的旋轉導致的所述成像區域內的磁場的變化。
[0048]在另一實施例中，所述裝置還包括電源。所述醫療裝置還包括被配置為當由電源供應電流時生成補償磁場的線圈。所述線圈可以生成補償所述鐵磁部件生成的偶極子場的補償磁場。所述補償磁場被配置為減小由所述鐵磁部件繞所述旋轉軸的旋轉而導致的所述成像區域內的磁場的變化。先前已經討論了這一實施例的優點。
[0049]在另一實施例中，所述裝置還包括電源。所述醫療裝置還包括被配置為當由電源供應電流時生成補償磁場的線圈。所述補償磁場被配置為減小由所述鐵磁部件導致的所述成像區域內的磁場的變化。先前已經討論了這一實施例的優點。
[0050]在另一實施例中，將所述線圈定位到所述鐵磁部件周圍。
[0051]在另一實施例中，將所述線圈定位於距所述徑向路徑的預定距離內。
[0052]在另一實施例中，所述鐵磁部件是放射治療裝置的部件。
[0053]在另一實施例中，所述鐵磁部件是線性加速器或LINAC的部件。
[0054]在另一實施例中，所述鐵磁部件是帶電粒子束輸送系統的部件。本文使用的帶電粒子束輸送系統是適於或者被構造為向目標發射帶電粒子射束的系統。
[0055]在另一實施例中，所述鐵磁部件是帶電粒子光學器件的部件。
[0056]在另一實施例中，所述鐵磁部件是彎轉磁體的部件。
[0057]在另一實施例中，所述鐵磁部件是聚焦磁體的部件。[0058]在另一實施例中，所述鐵磁部件是準直器。
[0059]在另一實施例中，所述鐵磁部件是準直器的部件。
[0060]在另一實施例中，所述鐵磁部件是遮光器的部件。
[0061]在另一實施例中，所述鐵磁部件是衰減器的部件。
[0062]在另一實施例中，所述鐵磁部件是冷卻系統的部件。
[0063]在另一實施例中，所述鐵磁部件是電源的部件。
[0064]在另一實施例中，所述鐵磁部件是諸如控制器的控制硬體的部件。
[0065]在另一實施例中，所述鐵磁部件是束流收集器的部件。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0066]在下文中將僅通過舉例，並參考附圖描述本發明的優選實施例，在附圖中:
[0067]圖1示出了圖示根據本發明的實施例的方法的流程圖；
[0068]圖2示出了圖示根據本發明的另一實施例的方法的流程圖；
[0069]圖3示出了根據本發明的實施例的醫療裝置；
[0070]圖4繪出了根據本發明的實施例的計算的磁場值；
[0071]圖5圖示了與磁體相鄰的鐵磁部件；
[0072]圖6繪出了作為位置的函數的鐵磁部件對成像區域內的磁場的影響；
[0073]圖7圖示了鄰近磁體的鐵磁部件和磁校正元件；
[0074]圖8繪出了作為所述磁校正元件的位置的函數的所述鐵磁部件和所述磁校正元件對成像區域內的磁場的影響；
[0075]圖9圖示了鄰近磁體的鐵磁部件和永磁體；
[0076]圖10圖示了鄰近磁體的鐵磁部件和補償線圈；
[0077]圖11繪出了作為提供給所述線圈的電流的函數的所述鐵磁部件和所述線圈對成像區域內的磁場的影響；並且
[0078]圖12示出了圖示根據本發明的另一實施例的方法的流程圖。
[0079]附圖標記列表
[0080]300醫療裝置
[0081]302磁共振成像系統
[0082]304放射治療系統
[0083]306 磁體
[0084]308磁體的腔膛
[0085]310磁場梯度線圈
[0086]312磁場梯度線圈電源
[0087]314射頻線圈
[0088]316收發器
[0089]318成像區域
[0090]320受檢者
[0091]322受檢者支撐物
[0092]324低溫保持器[0093]326超導線圈
[0094]328補償線圈
[0095]330減小的磁場區域
[0096]332掃描架
[0097]333旋轉軸
[0098]334放射治療源
[0099]335旋轉驅動器
[0100]336準直器(鐵磁部件)
[0101]338輻射束
[0102]340支撐物定位系統
[0103]342目標區域
[0104]344徑向路徑
[0105]346零交叉
[0106]348磁校正元件
[0107]350計算機系統
[0108]352處理器
[0109]354 硬體接口
[0110]356 用戶接口
[0111]358計算機存儲設備
[0112]360計算機存儲器
[0113]370磁共振數據
[0114]372磁共振圖像
[0115]374處置計劃
[0116]376圖像配準
[0117]378脈衝序列
[0118]380磁場測量結果
[0119]382控制模塊
[0120]384命令發生模塊[0121 ]386磁共振控制模塊
[0122]388圖像重建模塊
[0123]390圖像分割模塊
[0124]400徑向距離
[0125]402磁通密度
[0126]404零交叉
[0127]500坐標系原點
[0128]502X 軸
[0129]504Y 軸
[0130]506Z 軸
[0131]508磁體線圈[0132]510鐵磁部件
[0133]600鐵磁部件相對於原點的位置
[0134]602磁場強度
[0135]604磁場貢獻的範圍
[0136]606零交叉
[0137]700鐵塊(磁校正元件)
[0138]800磁場貢獻的範圍
[0139]802減小的場區域
[0140]900永磁體
[0141]1000 線圈
[0142]1100電流密度
[0143]1102磁場貢獻的範圍
[0144]1104減小的場區域
具體實施例
[0145]這些附圖中的編號相似的元件是等價元件或執行相同功能。如果功能等價，先前論述過的元件未必會在後面的圖中加以論述。
[0146]圖1示出了圖示根據本發明的實施例的方法的流程圖。在步驟100中，安裝磁校正元件，從而使所述磁校正元件位於垂直於旋轉軸的徑向路徑上。在實際的實踐當中，可以將所述磁校正元件定位為與所述徑向路徑相距短距離或預定距離。接下來，在步驟102中，測量成像區域內的磁場，以確定鐵磁部件和磁校正元件對磁場的影響。在步驟104中,確定由所述鐵磁部件造成的磁場的變化。在步驟104中，評估用於校正鐵磁部件的偶極子場的磁校正元件的效用。接下來，在步驟106中調整所述磁校正元件沿所述徑向路徑的位置。迭代重複步驟102、104和106，以減小由鐵磁部件導致的磁場的變化。當將由所述鐵磁部件導致的磁場的變化減小至可接受的或者預定的水平時，所述方法結束。可以通過安裝一個或多個額外的鐵磁部件對所述方法進行擴展。還可以為每一增加的鐵磁部件增加額外的磁校正元件。那麼當將每一鐵磁部件安裝至醫療裝置，可以針對每一鐵磁部件重複圖1所示的方法。
[0147]圖2示出了圖示根據本發明的另一實施例的方法的流程圖。在步驟200中安裝線圈。接下來，在步驟202中測量成像區域內的磁場。在步驟204中確定由鐵磁部件導致的磁場的變化。在步驟206中任選調整線圈相對於徑向路徑的位置。在步驟208中任選調整提供給所述線圈的電流。步驟206和208允許以多種能夠對磁場進行精細校正的方式執行磁場校正。
[0148]圖3圖示了根據本發明的實施例的醫療裝置。所述醫療裝置包括磁共振成像系統302。所述磁共振成像系統包括磁體306。圖3所示的磁體是圓柱型超導磁體。所述磁體具有帶有超導線圈的液氦冷卻低溫保持器。也可以使用永磁體或常導磁體。也能夠使用不同類型的磁體，例如，也能夠使用分裂圓柱形磁體以及所謂的開放磁體兩者。分裂圓柱形磁體與標準圓柱形磁體類似，除了低溫保持器分裂成了兩個部分，從而允許接近磁體的等平面，這樣的磁體可以例如與帶電粒子束治療結合使用。開放磁體具有兩個磁體部分，兩個部分中的一個處於另一個之上，其間具有大到足夠容納受檢者的空間:兩個部分區域的布置與亥姆霍茲線圈的布置類似。開放磁體是普遍使用的，因為其對受檢者限制更少。在圓柱形磁體的低溫保持器內有超導線圈的集合。在圓柱形磁體306的腔膛308內具有成像區域318，在那裡磁場足夠強而均勻，以執行磁共振成像。
[0149]在磁體的腔膛308內還有磁場梯度線圈310，其用於在磁共振數據的採集期間對磁體的成像區域內的磁自旋空間編碼。將磁場梯度線圈310連接至磁場梯度線圈電源312。磁場梯度線圈旨在為具有代表性的。通常磁場梯度線圈410含有三個獨立的線圈集合，以沿三個正交的空間方向進行空間編碼。磁場梯度電源向磁場梯度線圈提供電流。提供給所述磁場線圈的電流作為時間的函數被控制，並且可以為傾斜或脈衝的。
[0150]與成像區域318相鄰的是連接至收發器316的射頻線圈314。受檢者320也處於腔膛308內，其休止於受檢者支撐物322上。射頻線圈314適於操縱成像區域內的磁自旋的取向，並且接收來自也處於成像區域內的自旋的無線電發射。射頻線圈314可以含有多個線圈元件。還可以將所述射頻線圈稱為信道或天線。可以通過單獨的發射和接收線圈以及單獨的發射器和接收器替代射頻線圈314以及射頻收發器316。應當理解，射頻線圈314和射頻收發器316是具有代表性的。射頻線圈314也可以表示專用發射天線和專用接收天線。類似地，所述收發器也可以表示單獨的發射器和接收器。
[0151]圖3所示的醫療裝置包括放射治療系統304。磁體306是超導磁體,並包括具有若干超導線圈326的低溫保持器324。還有補償線圈328，其建立了圍繞磁體306的具有降低的磁場330的區域。在這一實施例中放射治療系統304旨在表示通常的放射治療系統。這裡所示的部件通常用於LINAC和X射線治療系統。然而，利用較小的修改，例如使用分裂磁體，也能夠使用該圖圖示帶電粒子或β粒子放射治療系統。存在掃描架332，其用於繞磁體306旋轉放射治療源334。通過旋轉驅動器335將掃描架332繞旋轉軸333旋轉。存在通過掃描架332旋轉的放射治療源334。放射治療源334生成通過準直器336的輻射束338。在該圖中不出了由福射束338福射的標記為342的目標區域。隨著福射源334繞旋轉軸333旋轉，始終對目標區域342進行輻射。還有支撐物定位系統340，其用於定位支撐物322，從而優化目標區域342相對於放射治療系統304的位置。
[0152]將垂直於旋轉軸333的徑向路徑示為通過鐵磁部件336或準直器。將零交叉346示為位於徑向路徑344上。鐵磁部件336位於零交叉346的一側上，並且磁校正元件348位於零交叉346的另一側上。將磁校正元件348示為位於徑向路徑344上。
[0153]還將醫療裝置300示為包括計算機系統350。所述計算機系統包括處理器352、硬體接口 354、用戶接口 356、計算機存儲設備358和計算機存儲器360。將處理器352連接至這些部件354、356、358、360，並能夠與這些部件共同運行。將硬體接口 354示為連接至收發器316、電源312、旋轉驅動器335和支撐物定位系統340。硬體接口 354允許處理器352向所有的這些部件312、316、335、340發送控制信號並從這些部件接收控制信號。
[0154]將計算機存儲設備358示為含有使用磁共振成像系統302採集的磁共振數據370。還將計算機存儲設備358示為含有從磁共振數據370重建的磁共振圖像372。還將計算機存儲設備358示為含有處置計劃374。所述處置計劃含有可由醫療裝置300執行的指令，其使得所述醫療裝置使用放射治療源334處置受檢者320。還將計算機存儲設備358示為含有圖像配準376。圖像配準允許處理器352定位受檢者320內的目標區域342。計算機存儲設備358還含有至少一個脈衝序列378。脈衝序列378可以用於採集用於引導放射治療源334的數據，和/或採集來自該圖中未示出的模型的磁場測量結果。還將計算機存儲設備358示為含有磁場測量結果380。磁場測量結果380可以用於迭代地選擇磁場校正元件348的位置。
[0155]將計算機存儲器360示為含有用於控制醫療裝置300的操作和功能的計算機可執行代碼。將計算機存儲設備示為含有控制模塊382。控制模塊含有用於操作和控制醫療裝置300的指令。還將計算機存儲器360示為含有命令發生模塊384。命令發生模塊384適於使用處置計劃374以及在一些實施例中的圖像配準376，以生成令醫療裝置300處置目標區域342的命令。將計算機存儲器360示為還含有磁共振控制模塊386。磁共振控制模塊386適於生成命令，並使用脈衝序列378控制磁共振成像系統302的操作。還將計算機存儲器360示為含有圖像重建模塊388。圖像重建模塊388含有用於從磁共振數據370重建磁共振圖像372的計算機可執行代碼。還將計算機存儲器360示為含有圖像分割模塊390。圖像分割模塊390含有用於分割磁共振圖像372並執行圖像配準376的計算機可執行代碼。
[0156]圖3所示的實施例是示範性的，並且能夠由掃描架旋轉其他類型的鐵磁部件。例如，對於帶電粒子射束系統，掃描架能夠旋轉帶電粒子光學器件。在這樣的實施例中，能夠利用允許帶電粒子束自由穿過受檢者的分裂磁體設計替代圓柱形磁體。
[0157]圖4示出了磁共振成像系統的磁體的徑向場分布。所述磁體是圓柱型磁體。在圖4中示出了處於z=0平面內的Bz分量。X軸400以米為單位給出了 x、y、z坐標。y軸402以特斯拉為單位給出了磁通密度。標記為404的點是磁場強度變為零的點，因而是零交叉。
[0158]圖5圖示了與磁體相鄰放置的鐵磁部件510。示出了坐標系500的原點。成像區域位於坐標系500的原點附近。X坐標標記為502，y坐標系標記為504並且z坐標系標記為506。z坐標和X坐標偏離原點500。可以認為y軸是所述鐵磁部件移動所沿的徑向路徑。存在相對於超導磁體線圈508的放置不出的鐵磁部件510。磁體線圈508旨在表不用於生成圖4所示的磁場的磁體。
[0159]圖6圖示了能夠如何放置圖5的鐵磁部件510以減小其對成像區域內的磁場的影響。在該圖中，以米為單位的徑向距離是X軸，並被標記為600。y軸602以納特斯拉為單位示出了磁場的Bz分量。標記為604的彎曲或陰影區域示出了當將鐵磁部件510放置到具體的徑向距離處時由鐵磁部件510引起的磁場貢獻的範圍。所述鐵磁部件將給成像區域的不同部分造成不同的影響。在該圖中，能夠看出，隨著鐵磁部件510移到零交叉606處，鐵磁部件510對磁場的影響變為O。該圖示出了鐵磁部件510相對於零交叉的定位能夠如何減小鐵磁部件510對成像區域內的磁場的影響。
[0160]圖7示出了與圖5所示的類似的布置。但是，在這一範例中使用鐵塊700作為磁校正元件。
[0161]圖8與圖6所示類似。將鐵塊700移動到不同位置，而不是示出由鐵磁部件510的變化的位置導致的對磁場貢獻的範圍800的影響。X軸804示出了校正元件或鐵塊700的位置。標記為800的曲線示出了由鐵磁部件510和鐵塊引起的磁場貢獻的範圍。能夠看出，當將鐵磁部件700大致移到位置802上時，鐵磁部件510和鐵塊700對成像區域內的磁場的影響被最小化。[0162]圖9與圖5和圖7類似,但是其不出了一個備選實施例。在這一實施例中，永磁體900位於y軸上。永磁體900可以移動到不同位置上，並且可以用於消除或者至少部分消除由鐵磁部件510導致的成像區域內的磁場的變化。
[0163]圖10同樣與圖5、圖7和圖9類似，但是其示出了一個備選實施例。在圖10所示的實施例中，線圈1000圍繞鐵磁元件510。線圈1000連接至直流電源，並用於生成大致抵消鐵磁元件510的偶極子場的偶極子場。 [0164]圖11示出了圖10所示的實施例的效用。在圖11所示的繪圖中，X軸1100是提供給線圈的電流。y軸是以納特斯拉為單位的磁場強度602。曲線1102示出了由於鐵磁部件和通電線圈1100引起的在磁場中的貢獻的範圍。能夠看出，當將所述電流設為1104處的值或者大致設為該值時，鐵磁部件510對成像區域的影響被最小化。
[0165]圖12示出了圖示根據本發明的方法的另一實施例的流程圖。所述方法在步驟1200中開始。接下來，在步驟1202中將第一場幹擾元件安裝於醫療裝置。所述場幹擾元件相當於鐵磁元件。接下來，在步驟1204中，測量成像體積或者成像區域內的磁場分布。接下來是步驟1206中的決策框，其中將磁場測量結果與預定標準進行比較，以確定它們是否充分均勻。如果不充分均勻，那麼執行框1208。在框1208中，改變所述鐵磁部件的或者磁校正元件或線圈的徑向位置。或者，也可以改變通過線圈的電流。在方框1208之後再次執行方框1204。在方框1204中，再次測量成像體積內的磁場分布。迭代地重複該循環，直到在方框1206中確定場充分均勻。當確定場充分均勻時執行決策方框1210。在這一方框中確定是否已經安裝了所有元件，即所有的場幹擾元件或鐵磁元件。如果情況不是這樣，那麼接下來執行方框1212。在方框1212中，將下一場幹擾元件或鐵磁元件安裝於所述系統。在安裝了下一場幹擾元件之後，重複步驟1204、1206和1208，直到場再次充分均勻。之後，重複方框1210。在方框1210中，如果已經安裝了所有的元件，那麼所述方法在方框1214中結束。
[0166]所述醫療裝置可能需要將輻射源以及某種電子裝置附著到圍繞MR磁體的旋轉掃描架上。該技術挑戰在於使所述系統的兩個部分(即輻射源和MRI磁體)之間的幹擾最小化，同時仍然維持儘可能最高的成像和輻射劑量輸送的精確度。
[0167]一方面，優選將磁共振(MR)磁體產生的磁場在線性加速器的移動所圍繞的環形區域內儘可能小。另一方面，優選使輻射源獨立於掃描架的位置或速度而不影響成像區域內的磁場。本發明的實施例可以通過提供補償移動元件的場幹擾的方法而解決解決後一方面的問題。
[0168]在組合式MR放射治療中，可以在輻射源繞MR磁體旋轉的同時在放射處置期間獲取MR圖像。因此，可以將若干含有鐵磁材料的部件(例如，線性加速器、電源)固定到MR主磁場內的旋轉掃描架上。由於這些物體的磁化，它們對成像區域內的靜態均勻磁場造成了幹擾，從而潛在地導致圖像偽影和失真。由於造成幹擾的物體在旋轉，因而場幹擾是時間依賴性的。線性加速器中的用於MR放射治療的鐵磁材料的量能夠導致成像體積內的Bz場分量的遠大於50nT的變化，這可能降低圖像質量。
[0169]儘管能夠通過靜態勻場或者基於軟體的圖像處理在一定程度上補償小的靜態幹擾，但是這些技術不適合由旋轉掃描架上的物體導致的時間依賴性的幹擾。
[0170]本發明以某種方式提供了一種對這些幹擾進行補償的手段，即成像體積內的磁場即使是在非靜態條件下也重新充分均勻。
[0171]本發明可以包括該問題的三種不同的解決方案，其採用了:
[0172]I)以零交叉為特徵的特定形狀的BO磁場，其中，相對於所述的場的零交叉對(一個或多個)幹擾物體進行專門定位，
[0173]2)以零交叉為特徵的特定形狀的BO磁場以及針對每個幹擾物體的一個鐵磁補償元件，
[0174]3)幹擾物體周圍的有源補償線圈
[0175]所述MR放射治療系統可以包括有限數量的分離的磁物體(例如，變壓器核、磁控管磁體、微波循環器)，對它們當中的每者進行局部、獨立的磁偶極矩補償。
[0176]在下文中，提出了三種進行場補償的方法。在所有的範例性計算中，幹擾物體都是固體鐵圓柱，其中L=200mm，r=63.6mm (重量20kg)。這大致對應於用於MR放射治療的線性加速器內的鐵的量。將圓柱軸置於與掃描架環相切的z=0平面內。
[0177]使用實際的1.5T分裂線圈磁體設計(其在Z=O平面內的r=l.68m處表現出了 Bz場分量的零交叉)，利助有限元模擬軟體執行圖4、6、8和11中提出的計算。在圖4中繪製出了不受幹擾的磁體的徑向場分布。在下文中描述的三種方法全都能夠與這樣的磁體設計一同使用，而第三種方法在沒有Bz零交叉的情況下也是可行的。
[0178]殘餘磁場的變化的所有繪圖(圖5、7和11)均關於半徑為0.25m的球形成像體積內的最小和最大場值。
[0179]I)第一種方法利用了主磁場內的處於幹擾鐵磁元件的位置上的零交叉，在圖5和圖6中圖示了該方法。這種場配置可以具有的優點在於，將放置在場的零交叉的不同側的鐵磁部件以相反的方向磁化，從而使它們對成像體積內的場的貢獻抵消，因而淨磁偶極矩為零。整個成像體積內的場抵消質量依賴於準確的磁體設計和鐵磁部件的幾何結構。
[0180]在這種第一範例中只有一個能夠沿徑向位移的鐵磁主體(綠色圓柱體10)。在圖5中示出了作為所述圓柱體的徑向位置的函數的所述主體對成像場的均勻性的影響。在這一範例中，將所述圓柱體大致放置在r=l.68m處，當定位方式是所述主體的一部分處於所述零交叉的一側，且所述主體的一部分處於另一側時，這形成良好的抵消，且殘餘場幹擾充分低於50nT。
[0181]2)當幹擾體的位置固定，因而不能選擇使其處於Bz零交叉的點時，採用第二種方法，在圖7和圖8中圖示了該方法。在這種情況下，處於所述零交叉的相對側上的第二鐵磁部件用於抵消第一鐵磁部件的影響。通過改變這一補償元件的徑向位置，能夠再次將淨偶極矩選擇為零。剩餘的更高階多極磁場至少下降如Ι/r5，因而其在成像體積內的影響可忽略。為了證明這一方法對主體的確切形狀相當不敏感，這一範例中用於圓柱形幹擾體的補償元件是具有任意選擇的尺寸200mmX 120mmX 30mm的矩形塊(參考圖7)。對於圓柱體的處於r=l.85m處的固定位置，發現所述塊的最佳位置是r=l.603m。在圖8中示出了作為所述補償塊的徑向位置的函數的由所述鐵磁部件導致的成像區域內的磁場的變化。從所述繪圖中能夠看出，能夠容易地使所述成像區域內的場變化遠低於50nT。
[0182]或者，能夠由如圖9所示的永磁體替代所述鐵磁補償塊。選擇永磁體的正確徑向位置導致在成像體積內的類似的低殘餘場，同時所述永磁體的確切形狀則無關緊要。使用永磁體，這一方案適於具有和沒有磁場的零交叉的BO磁體。[0183]3)第三種方法基於藉助包圍物體的線圈內的電流對鐵磁部件的影響的有源補償。在圖10和圖11中圖示了該方法。通過改變電流能夠找到最佳的補償。也能夠當沒有主磁場的零交叉可用時採用這種方法，因為補償場的方向僅取決於電流的方向。圖10示出了具有包圍幹擾圓柱體510的導體1000(具有IOmmX IOmm的截面積和400mmX 200mm的矩形面積)或線圈的示範性幾何結構。在圖11中繪出了所述圓柱體和線圈系統對成像區域內的磁場的殘餘場貢獻的計算。在這種配置中，3 X 10~5Απ -2的電流密度(在實際系統中能夠容易地實現)使得場幹擾降低至充分低於50ηΤ。
[0184]當掃描架區域內的磁場非旋轉對稱時(即當其他接近MR掃描器的物體帶來的靜態場幹擾具有相關的影響時)，旋轉物體的磁化將依賴於旋轉角。在這種情況下，仍然能夠通過下述兩種方式之一實現旋轉磁物體的補償:
[0185]a)能夠以與上文描述的旋轉物體相同的方式通過靜態補償元件補償靜態場幹擾。這一程序必須發生在安裝掃描架上的元件之前。
[0186]b)當使用補償線圈(上述方法3)時，能夠使電流具有角度依賴性，以考慮角度依賴性的磁化。在這種情況下，必須在多個不同的角度上重複下文所述的安裝程序，以確定在角位置φ上的補償電流I的函數Ι(φ)。
[0187]可以將本發明用於任何MR磁體構造，在那裡主磁場的外側區域內的鐵磁元件對成像區域內的場均勻性造成幹擾。當(一個或多個)幹擾元件為非靜態(如旋轉掃描架的情況)時，本發明的實施例可以是有用的。
[0188]下述方法可以用於安裝和校準所述系統:應當一個接一個地安裝和補償幹擾物體。一旦對一個幹擾物體進行了充分良好校準，就能夠安裝下一個元件，依此類推。針對元件中每個的校準序列是包括交替的場測量和再校準步驟的迭代程序。以與常規的MRI磁體的勻場相同的方式執行所述場測量，其中，在球面上進行若干試驗測量。校準步驟依賴於選自下述方法的場補償方法:
[0189]方法1:徑向位移幹擾元件。
[0190]方法2:徑向位移補償元件。
[0191]方法3:改變通過補償線圈的電流。
[0192]儘管已經在附圖和前面的描述中詳細說明和描述了本發明，但這樣的說明和描述被認為是說明性或示範性的而非限制性的；本發明不限於公開的實施例。
`[0193]通過研究附圖、說明書和權利要求書，本領域技術人員在實施請求保護的本發明時能夠理解和實現所公開實施例的其他變型。在權利要求中，「包括」 一詞不排除其他元件或步驟，量詞「一」或「一個」不排除多個。單個處理器或其他單元可以完成權利要求中記載的若干項目的功能。在互不相同的從屬權利要求中記載特定措施並不指示不能有利地使用這些措施的組合。電腦程式可以存儲和/或分布在適當的介質上，所述介質例如是與其他硬體一起供應或作為其他硬體一部分供應的光學存儲介質或固態介質，但電腦程式也可以以其他形式分布，例如經由網際網路或其他有線或無線的遠程通信系統。權利要求中的任何附圖標記不得被解釋為對範圍的限制。
【權利要求】
1.一種校正醫療裝置(300)的磁場的方法，其中，所述醫療裝置包括用於採集來自成像區域(318)的磁共振數據(370)的磁共振成像系統(302)，其中，所述磁共振成像系統包括用於在所述成像區域內生成所述磁場的磁體(306)，其中，所述磁體還適於生成所述磁場從而使得所述磁場具有處於所述成像區域之外的零交叉(346、404)，其中，所述醫療裝置還包括被配置為繞所述成像區域旋轉的掃描架(332)，其中，所述掃描架被配置為繞旋轉軸(333)旋轉，其中，所述醫療裝置還包括鐵磁部件(336、510)，其中，所述掃描架還被配置為繞所述旋轉軸旋轉所述鐵磁部件，其中，所述方法包括安裝位於與所述旋轉軸垂直的徑向路徑(344、504 )上的磁校正元件(348、900,1000)的步驟(100、200 )，其中，所述徑向路徑經過所述鐵磁部件的預定距離，其中，在所述徑向路徑上定位所述磁校正元件，從而使得減小由所述鐵磁部件導致的所述成像區域內的所述磁場的變化，其中，所述方法還包括重複地執行下述操作的步驟: -針對至少一個旋轉位置測量(102、202、1204)所述成像區域內的所述磁場； -使用所測量的磁場確定(104、204、1206)由所述鐵磁部件導致的所述成像區域內的所述磁場的變化； -如果所述磁場的變化高於預定閾值，則調整(106、206、1208)所述磁校正元件沿所述徑向路徑的位置，從而迭代地減小所述磁場的變化。
2.根據權利要求1所述的方法，其中，所述方法還包括重複地在測量所述磁場之後沿所述徑向路徑重新定位所述鐵磁部件以迭代地減小由所述鐵磁部件導致的所述成像區域內的所述磁場的變化的步驟。
3.根據權利要求2所述的方法，其中，根據經驗選擇所述鐵磁部件沿所述徑向路徑的所述位置。
4.根據權利要求1、2或3所述的方法，其中，所述裝置還包括電源，其中，所述醫療裝置還包括被配置為當由所述電源供應電流時生成補償磁場的線圈(1000)，其中，所述方法還包括重複地在測量所述成像區域內的所述磁場之後調整由所述電源向所述線圈提供的所述電流以減小由所述鐵磁部件導致的所述成像區域內的所述磁場的變化的步驟。
5.根據前述權利要求中任一項所述的方法，其中，將所述線圈定位於以下位置中的任意一個中:所述鐵磁部件周圍以及距所述徑向路徑的預定距離內。
6.根據權利要求1到4中任一項所述的方法，其中，所述磁場校正元件是以下元件中的任意一種:被配置為當由電源供應電流時生成補償磁場的線圈(1000)、鐵磁元件(348、700)以及永磁體(900)。
7.根據前述權利要求中任一項所述的方法，其中，所述方法還包括安裝至少一個額外的磁校正元件並針對所述至少一個額外的磁校正元件重複所述校正方法。
8.根據前述權利要求中任一項所述的方法，其中，使用以下任意一者測量所述磁場:磁力計以及所述磁共振成像系統。
9.根據前述權利要求中任一項所述的方法，其中，根據經驗確定所述磁校正元件沿所述徑向路徑的放置。
10.根據權利要求1到8中任一項所述的方法，其中，通過分析和模擬來確定所述磁校正元件沿所述徑向路徑的放置。
11.一種醫療裝置(300)，包括:-用於採集來自成像區域(318)的磁共振數據(370)的磁共振成像系統(302)，其中，所述磁共振成像系統包括用於在所述成像區域內生成磁場的磁體(306 )，其中，所述磁體還適於生成所述磁場從而使得所述磁場具有在所述成像區域之外的零交叉(346、404); -被配置為繞所述成像區域旋轉的掃描架(332)，其中，所述掃描架被配置為繞旋轉軸(333)旋轉， -鐵磁部件(336、510)，其中，所述掃描架還被配置為繞所述旋轉軸旋轉所述鐵磁部件， -位於與所述旋轉軸垂直的徑向路徑上的磁校正元件(348、900、1000)，其中，所述徑向路徑經過所述鐵磁部件的預定距離，其中，在所述徑向路徑上定位所述磁校正元件，從而使得減小由所述鐵磁部件導致的所述成像區域內的所述磁場的變化。
12.根據權利要求11所述的醫療裝置，其中，在所述徑向路徑上定位所述鐵磁部件，以減小由所述鐵磁部件導致的所述成像區域內的所述磁場的變化。
13.根據權利要求11或12所述的醫療裝置，其中，所述裝置還包括電源，其中，所述醫療裝置還包括被配置為當由所述電源供應電流時生成補償磁場的線圈(1000)，其中，所述補償磁場被配置為減小由所述鐵磁部件導致的所述成像區域內的所述磁場的變化。
14.根據權利要求13所述的醫療裝置，其中，將所述線圈定位於以下位置中的任意一個中:所述鐵磁部件周圍以及距所述徑向路徑的預定距離內。
15.根據權利要求 11到14中任一項所述的醫療裝置，其中，所述鐵磁部件是以下中任何一者的部件:放射治療裝置(304)、線性加速器、帶電粒子束輸送系統、帶電粒子光學器件、彎轉磁體、聚焦磁體、準直器(336)、遮光器、衰減器、冷卻系統、電源、控制硬體以及束流收集器。
【文檔編號】G01R33/48GK103562740SQ201280026062
【公開日】2014年2月5日 申請日期:2012年5月31日 優先權日:2011年5月31日
【發明者】T·E·阿姆託爾, J·A·奧弗韋格 申請人:皇家飛利浦有限公司