专利名称：用于使直线性加速器和磁共振成像设备彼此屏蔽的方法和装置的制作方法
技术领域：
本申请涉及用于结合的放射治疗和磁共振成像的系统和方法，具体地，涉及包括屏蔽来自放射治疗和磁共振成像系统的磁场和射频辐射的系统和方法。2.相关技术直线性粒子加速器(也称之为直线加速器)是一种用于以高速加速亚原子离子的粒子加速器。直线加速器例如由C. J. KARZMARK等人在MEDICAL ELECTRON ACCELERATORS(医学电子加速器)(McGraw-Hill, Inc.，Health Professions Division 1993)中进行了描述，该文献特此通过引用被并入。医学级或医用直线加速器(又名 clinac)使用调谐腔波导来加速电子，在所述调谐腔波导中，射频(RF)功率通常创建用于产生用于医疗目的的高能电子或轫致辐射X射线的驻波或行波。磁共振成像(MRI)或核磁共振成像(NMRI)是放射学中最常用于使身体的内部结构和机能显现的医学成像技术。MRI例如由E.MARK HAACKE等人在“MAGNETIC RESONANCE IMAGING :PHYSICAL PRINCIPLES AND SEQUENCE DESIGN(磁共振成像物理原理和序列设计)(Wiley-Liss 1999) ”中进行了描述，该文献特此通过引用被并入本文。所期望的是，能够在能够同时使用直线加速器执行放射治疗时利用MRI单元进行成像。然而，在直线加速器与MRI单元之间存在为了使这些技术以临床可接受的方式一起工作而应该克服的两个主要冲突。第一个问题是，MRI单元的磁场通过作用于磁场中的带电粒子上的洛伦兹力来加速直线加速器中的带电粒子，所述洛伦兹力通过方程F = q(v X B) 来确定，其中，F是作用于带电粒子上的力，q是粒子的电荷，ν是速度，B是磁场。在直线加速器中，电子“离子”通常通过加热作为阴极的热离子材料(当被加热时电子变为分离的材料)而产生，并且当正电压施加于阳极(其通常为线栅)时，电子从阴极朝向阳极移动。阳极被施以100兆赫的脉冲，以使得电子分组通过线栅并且继续被进一步加速。阴极、阳极和后面的加速组件形成所谓的电子枪，并且该枪可以通过外部磁场关闭，以使得它将不生成用于进一步加速的电子。MRI磁体通常被屏蔽，以减小磁体周围的磁场。通常，该边缘磁场在离MRI等中心几米内保持高于地球的1高斯磁场的水平。将直线加速器安置在患者附近的最佳距离是源离放射治疗等中心大约1米。对于MRI和放射治疗等中心基本上一致的系统，这使直线加速器置于边缘场中，该边缘场可以容易地为大约0. 1特斯拉(T，IT= 10，000 高斯)或更大的数量级。磁场B矢量是大的，并且定向于MR系统的轴向(Z)。速度ν矢量接近光速，并且标称上与B矢量成直角(Y)。作用于非常轻的电子上的力F将在偏离这些电子期望轨迹的垂直方向上加速这些电子。第二个问题是直线加速器的大功率RF源对MRI单元中的用于信号检测的射频发送器和接收器引起干扰。所利用的RF频率发送线圈和(尤其是)接收线圈是极其灵敏的， 并且通常受患者和RF线圈结构中的热噪声限制。梯度磁场用于设置该中心频率周围的频率范围，以提供作为频率的函数的位置信息。直线加速器中的大功率RF源通常产生几兆瓦到几十兆瓦的RF辐射猝发(burst)，这些RF辐射猝发在工作期间以几百赫兹被调谐到加速器的谐振腔。该大功率RF辐射通常不与MRI的工作频率共振，但是具有在MRI频率处的边带，并且可以在MRI的导电组件中感应涡流，这些涡流引起信号崩毁或者甚至损坏MRI电子器件。MRI系统通常包括限制来自外部RF源的干扰的RF屏蔽室。灵敏的MRI接收RF线圈也需要被保护以免受用于激发的RF发送场的影响。通常，利用PIN 二极管和/或背对背二极管接入/断开使RF感应信号衰减的调谐的/失谐的电路元件来实现该隔离。此外，重要的是，灵敏的MRI前置放大器不利用来自任一源的RF能量进入饱和。Green 的标题为"Radiotherapy Machine Including Magnetic Resonance Imaging System(包括磁共振成像系统的放射治疗机)，，的美国专利6，198，957(下称， "Green")教导了 MRI系统和水平直线加速器的结合。Green教导了 DC线圈应该围绕水平直线加速器延伸，以为MRI屏蔽由直线加速器生成的磁�。⑶医痰剂� DC线圈应该在MRI周围使用，以为直线加速器屏蔽MRI的泄漏磁场。此外，Green教导了，对于使用电子束的直线加速器，在直线加速器的电子束脉冲开启(pulse on)的同时，必须使MRI的主磁体脉冲关断(pulse off)。以相似的方式，Lagendijk 等人的标题为"MRI in Guided Radiotherapy Apparatus with Beam Heterogeneity Compensators (在具有射束异质性补偿器的弓丨导性放射治疗装置中的MRI) ”的PCT国际公开W02004/0M235(以下，“Lagendi jk”)教导了， 将DC线圈集成到MRI的主磁体的设计中，以在MRI外部创建环向低磁场区域，来为直线加速器电子枪源屏蔽MRI泄漏磁场。Lagendijk还教导了这样的主磁体的设计，该设计提供直线加速器的电子枪上的有限屏蔽，并且允许沿着朝向直线加速器靶子(target)的加速路径的更高�。钦馐沟蒙涫峤徊搅踊⑿枰酶郊拥穆瞬ㄆ鹘行拚�。再次， 以类似的方式，Fallone 等人的标题为"Integrated External Beam Radiotherapy and MRI system (集成的外部射束放射治疗和MRI系统)，，的PCT国际公开W02007/045076 (下称，“i^allone”)教导了，如Green所公开的，如果直线加速器和MRI彼此固定以使得可进行垫补(shimming)，则可以在MRI与直线加速器之间使用屏蔽界面。此夕卜，Fallone教导了与直线加速器相关联的转向线圈的使用，所述转向线圈用于检测由于MRI的磁场而导致的直线加速器电子束的偏离并对这些偏离进行修正。最后，Amies等人的标题为“Combined Radiation Therapy and Magnetic Resonance Unit (结合的放射治疗禾口磁共振单元)，，的美国申请公开2008/0208036(下称，“Amies”)教导了，直线加速器可以完全放置在MRI主磁体孔内部，并且加速电子的路径与主磁场线对齐，然而，这缩短了直线加速器与等中心 (isocenter)的距离。这还限制了射束路径要准确地沿着磁体的中心轴。在水平孔磁体中， 当接近磁体的任一端时，磁场线开始偏离中心轴，并且这时，拐入径向方向。因此，射束必须准确地沿着中心轴，否则它将受到场的径向分量的影响而朝向端部。MRI还使用“脉冲梯度场”，所述“脉冲梯度场”也可以具有偏离中心轴的大量径向分量。这些参考文献的每个也都教导了在将屏蔽材料插入或连接在射束源与患者之间的情况下为直线加速器屏蔽MRI磁场。Lagendi jk(及其相关申请)和Fallone所教导的设备的原型已经证明，屏蔽导致不能安装在标准直线加速器(或医用直线加速器)室中的极大型设备，并且提出了许多技术挑战，其中，在可实现的放射治疗的质量中必须作出重大妥协，要么要求放射治疗设备进行远距离治疗，要么要求放射治疗设备通过可以使射束散射和衰减的大量材料进行治疗， 这些要求损害了放射治疗的质量。另外，这些原型利用完全封闭MRI以与直线加速器和治疗室分离的RF屏蔽箱，使得患者进入成为问题。如将意识到的，存在对于使MRI和直线加速器彼此屏蔽的改进解决方案的需求， 除了其他功能之外，所述改进解决方案减轻不得不使放射治疗射束通过大量材料或者从远距离通过的缺点。
发明内容
本文所公开的是这样的方法和装置实施方案，所述方法和装置实施方案允许生产结合的直线加速器和MRI设备。还描述了在不封闭MRI的情况下屏蔽直线加速器的RF辐射的方法。本文公开的实施方案描述使直线加速器与MRI磁体的磁场隔离和使RF发送/接收线圈与直线加速器RF场隔离的屏蔽。教导了一种新方法，该方法通过利用机架和MRI孔上安装的垫片对均勻MRI磁场进行垫补和修正来在标准位置(即，离放射治疗等中心大约 1米)处为直线加速器屏蔽MRI的泄漏磁�。唤帘尾牧戏胖迷诨颊哂肴肷渖涫洌� 从而防止射束的劣化；机架上安装的垫片能够随直线加速器旋转。磁屏蔽可以用被放置在直线加速器周围、而不是射束路径上的铁磁屏蔽罩和局部线圈或者它们的组合来实现。MRI 系统的RF屏蔽通过选择性地使用均勻RF辐射吸收材料(诸如碳纤维网)和RF辐射反射材料(诸如铜屏蔽)的组合来实现。当RF屏蔽可以被构造为平坦滤波器衰减的一部分或者可以被制成具有使射束通过的薄片或洞时，允许射束通过该RF屏蔽。吸收和衰减材料可以被分层为依次反射、衰减和/或吸收来自直线加速器的RF辐射。必要时可以为吸收材料提供冷却，以除去由正被吸收的RF辐射产生的热。根据本发明的一些方面，可以围绕直线加速器提供磁屏蔽罩。屏蔽罩可以包括高磁化率和磁导率层、载流线圈、永磁体或者它们的任何组合的一个或更多个壳体，以为直线加速器屏蔽MRI系统的磁场，以便使得直线加速器可正确地工作。所述壳体优选地为圆柱形，但是可以使用其他形状。在包括所述壳体中的多于一个的实施方案中，所述壳体优选地彼此磁隔离。屏蔽罩可以被这样布置，从而MRI系统的磁场不会使放射治疗射束衰减。屏蔽罩可以在直线加速器放置的优选距离处工作。屏蔽罩的内层可以具有更高的磁导率，但是在较低的通量密度饱和。屏蔽罩对MRI磁场的均勻区域的影响可以通过对置的等效屏蔽罩 (dummy shield)来减小和平衡。屏蔽罩对MRI磁场的影响可以通过垫片来修正。例如，安装在机架上的垫片可以修正跟随直线加速器的机架角度的扰动。安装在MRI孔上的垫片和/或磁体设计可以对与直线加速器的机架角度无关的扰动进行修正。根据本公开内容的进一步的方面，围绕直线加速器的RF屏蔽罩可以包括RF吸收材料和/或RF发射材料或者这二者的组合的一层或更多层，以遏制RF辐射和/或为MRI屏蔽由直线加速器产生的大功率RF辐射，以便使得MRI可正确地工作。RF屏蔽罩可以被这样布置，从而射束以均勻的衰减通过屏蔽罩。RF屏蔽罩还可以被这样布置，从而平坦滤波器为RF屏蔽罩的一部分。薄片或洞可以用于限制射束衰减。屏蔽可以通过将RF吸收材料应用于RF室内壁、MRI表面和用于缠绕梯度线圈的成形器(former)中的一个或更多个来改进。
结合附图对本发明的特征、方面和实施方案进行描述，在附图中图IA示出分体式磁体放射治疗系统的平面图；图IB示出图IA中所示的分体式磁体放射治疗系统的透视图；图IC示出图IA中所示的分体式磁体放射治疗系统的简化框图；图ID示出图IA中所示的分体式磁体放射治疗系统的另一简化框图；图IE示出图IA中所示的分体式磁体放射治疗系统的另一简化框图；图2A和图2B示出由图IA至图ID中所示的系统的MRI的主磁体产生的磁场的图表；图3A和图:3B分别示出图IA至图ID中所示的系统的一些实施方案中所使用的磁屏蔽材料的B-H曲线和相对磁导率的图表；图4A示出图IA至图ID中所示的系统的一些实施方案的简化框图，该简化框图包括图IC和图ID中所示的主磁体的截面图；图4B至图4E示出可以与图IA至图ID中所示的系统一起使用的屏蔽的实施方案的更详细视图；图5A和图5B示出由根据一些实施方案的MRI的主磁体产生的屏蔽和无屏蔽Bz 场的比较；图6A和图6B示出由根据优选实施方案的MRI的主磁体产生的屏蔽和无屏蔽Bz 场的比较；图7A和图7B分别示出在Z = IOmm和Z = 20mm处的XY平面中的磁场的优选实施方案内部的Bz场映射图；图8示出图IA至图ID中所示的系统的一些实施方案的简化框图，该简化框图包括图IC和图ID中所示的主磁体的截面图；图9示出由主MRI磁体产生的、如根据一些实施方案屏蔽的Bz�。煌�10示出图IA至图ID中所示的系统的一些实施方案的简化框图；图11示出图IA至图ID中所示的系统的一些实施方案中可以使用的有源屏蔽罩的实施方案；以及图12A至图12B示出分别在图11中所示的有源线圈激活之前和之后由主MRI磁体产生的磁场的ζ分量。
具体实施例方式图IA至图IE示出分体式磁体放射治疗系统100的各种视图。图IA和图IB分别示出分体式磁体放射治疗系统100的平面图和透视图。系统100包括集成的直线加速器107和MRI系统102，并且使得可同时从直线性加速器进行照射和从MRI 102进行成像。例如， MRI 102可以用于准确定位(pinpoint)将被照射的对象的位置，并且该信息可以用于控制直线加速器107的照射。本公开内容不必限于图中所示的和在本文中所论及的特定MRI和直线加速器系统，而是可以同样地应用于其他MRI和直线加速器系统。例如，本文公开的RF 和/或磁屏蔽系统和方法可以与已知的MRI和直线加速器系统一起使用，所述已知的MRI 和直线加速器系统可以与图中所示的和在以下描述的MRI和直线加速器不同。放射治疗系统100包括开放分体式螺线管磁共振成像(MRI)设备102、放射源 104、用于容置直线加速器107以及改变放射源104的角度的机架106、患者治疗床108以及在进行成像和治疗的位置上的患者110。类似的系统在Dempsey的、标题为“System for Delivering Conformal Radiation Therapy while Simultaneously Imaging Soft TissUe(用于实现同时成像软组织的适形放射治疗的系统)”的美国专利申请公开 2005/0197564(下称，“Dempsey ‘564”)中有所描述，该美国专利申请公开特此通过引用被并入。本公开内容的放射治疗系统100与Dempsey ‘564中所公开的放射治疗系统在许多方面都有所不同，主要差别在于，本公开内容的放射治疗系统100包括直线加速器107， 而不是Dempsey ‘564中所公开的同位素放射系统。除了如本文中所述的之外，直线加速器 107可以是常规设计。在一些实施方案中，直线加速器107(在图IE中最佳地示出)可以是被构造为使用调谐腔波导107a来加速电子的医学级或医用直线加速器(clinac)，在调谐腔波导107a中，射频(RF)功率创建用于从电子枪107b产生高能电子的驻波或行波。可以包括可选的靶子107c，对于χ射线/光子束治疗，安装靶子107c，而对于电子束治疗，移除靶子107c。X射线/光子束和电子束构成直线加速器辐射束的实施例。在一些实施方案中，系统100可以包括用于来自直线加速器107的电子束EB的、如Dempsey ‘564中所公开的预准直器107d和多叶准直器107e。如以下更详细论述的，直线加速器107，特别是波导 107a，可以通过磁屏蔽和/或RF屏蔽118、120和/或122来保护。磁屏蔽和/或RF屏蔽 118、120和/或122可以是优选为圆柱形的一个或更多个壳体的形式，但是可以使用其他形状。此外，如以下更详细论述的，放射治疗系统100可以包括用于冷却屏蔽118、120和/或 122的冷却系统115。冷却系统115可以包括例如液体和/或空气冷却系统。放射治疗系统100可以包括诸如DempSey‘564中所述的分体式磁体系统。分体式磁体系统包括如图IC中示为MRI设备102的一部分的一对主磁体11 和112b。MRI设备 102还可以包括未示出的常规MRI组件，诸如分体式梯度线圈、一个或更多个垫补线圈(也称之为垫片)以及包括RF线圈的RF系统。由主磁体11 和112b产生的磁场强度可以改变。然而，为了便于说明，将参照主磁场强度为0. 35T的实施方案对系统100进行描述，选择0. 35T是为了防止患者中由作用于二次电子上的洛伦兹力引起的剂量分布的扰动。磁体 112a和112b相隔例如0. 28m的中心间隙114。MRI设备102可以被设计来提供围绕磁场中心的例如50cm直径的MRI视�。⑶彝币訫RI设备102的分体式梯度线圈在间隙114 中提供无衰减辐射束。优选地，系统100被这样构造，从而来自分体式梯度线圈的辐射束仅通过RF线圈、患者110和患者治疗床108。图IC和图ID示出系统100的简化框图。在图IC中，仅图示说明了 MRI系统102 的主磁体11 和112b ；在图ID中，仅图示说明了主磁体11 和112b以及直线加速器107。图IC和图ID中所示的且在本公开内容中始终使用的坐标系是指通过MRI孔(纵向通过患者110)的纵轴作为Z轴。Z轴与中心轴面CP垂直，中心轴面CP也被称为横向或中心平面 CP，至少基本上在主磁体11 与112b之间的间隙114内居中。此外，主磁体11 和112b 这二者都围绕Z轴径向延伸。中心平面CP也由X轴和Y轴限定。X轴垂直于Z轴、从MRI 系统102的一边到另一边延伸；Y轴垂直于Z轴、从MRI系统102的下到上延伸。在本实施方案的系统100中，在中心平面CP上离磁体等中心IC Im距离(被示为点P1，是直线加速器107放射源离等中心的期望距离)处，存在Bz 0. IT的磁场。磁场在 0.81m的径向距离(被示为点P2)处反向(从+Bz到-Bz)。如下所述，离等中心Im处(为了最佳的放射治疗操作，直线加速器107放射源优选地被安置在此处)的磁场低得足以使得它在铁磁屏蔽罩或多层屏蔽罩中可以被遏制。在中心轴面CP中，由于线圈对称，所以主要存在轴向磁场Bz。在中心平面CP中，假设Y是垂直轴和用于屏蔽直线加速器107的高磁化率(和/或线性域中的磁导率)材料(比如，无取向硅钢壳体)的轴。图2A中示出在中心平面CP附近由主磁体11 和112b产生的场。为了使直线加速器107正确地工作，期望的是，使加速结构的中心处的磁场比Y = IOOOmm附近(比如，点 Pl)的无屏蔽磁场小得多。图2A还示出在y ^ 810mm附近的零点(Bz = 0)，在y 810mm 附近，如由于磁场方向反向而导致必然总是发生的那样，Bz场转向反方向。图2B示出Y = 900mm附近的感兴趣区域中的相同场，但是Y轴被重新缩放。直线加速器107具有与图ID中的Y轴对齐的纵轴P。尽管直线加速器107被示出和描述为是沿着Y轴对齐的，但是对于直线加速器107优选的是围绕Z轴是可旋转的。例如，图IA和图IB中所示的机架106可以支承直线加速器107，并且围绕Z轴(在纵轴P保持在中心平面CP中的同时)、在图ID中所示的旋转方向RD上承载直线加速器107，以使得直线加速器107可以从围绕Z轴的任何旋转位置或者旋转位置一范围朝向等中心IC发射电子束EB。此外，机架106和直线加速器107可以与系统100的其他组件无关地围绕Z轴旋转。例如，机架106和直线加速器107可以与MRI 102无关地旋转。接下来转到图3A至图;3B和图4A至图4B，现在描述用于为直线加速器107磁屏蔽MRI系统102的磁场的整体方法。虽然提供了特定实施例，但这并不排除实现相同目标的类似的方法或者在形式或材料上的变形。为了抑制在安置直线加速器107的区域中的磁场B，将由高磁化率和磁导率材料制成的磁屏蔽罩或壳体118围绕直线加速器加速结构 107放置。壳体118的形状可以是圆柱形，并且沿着直线加速器107的轴P与敞开的壳体 118的一端或两端对齐。然而圆柱形形状只是优选的，所公开的屏蔽罩壳体可以是其他形状。壳体118的至少一端对于来自直线加速器107的电子束EB (在图ID中示出)是敞开的。磁屏蔽罩118可以具有根据壳体材料的特性而选择的厚度。磁屏蔽罩118(以及本文公开的其他磁屏蔽罩)可以由无取向硅钢(例如镍铁合金)形成，诸如可以从市场上买到的IliyssenKrupp Steel销售的商标名为530-50AP、厚度为例如大约5mm的材料。图3A和图3B中分别示出“530-50AP”材料的B-H曲线和相对磁导率。用于磁屏蔽罩118(以及本文公开的其他磁屏蔽罩)的其他材料选项包括M19钢、M45钢和Carpenter高磁导率“49” 钢。图4A中图示说明磁体11 和11 以及磁屏蔽罩118的位置，而图4B中示出磁屏蔽罩118和直线加速器107的近摄透视图。磁屏蔽罩118的外径OD和长度L可以改变；在本实施方案中，外径OD为大约30cm，长度L为大约70cm。磁屏蔽罩118的底部边缘118A 位于离等中心IC 一固定距离(在本实施方案中，大约80cm)处，所述固定距离在Bz场反向位置处或附近，但这不是必要的。磁屏蔽罩118的位置和大小应该大得足以容纳直线加速器107，但是不是如此长或窄以至于它限制由直线加速器107发射的射束的大小。由于磁屏蔽罩118不强加于直线加速器107放射源与患者110之间，所以磁屏蔽罩118构造在与分体式主磁体11 和112b及梯度线圈装置组合时对于放射治疗应用是最佳的。这使得可生成直线加速器107的高质量和高强度的放射治疗射束。在诸如图4C中所示的一些实施方案中，磁屏蔽可以通过多个屏蔽罩壳体来提供。在图4C中，磁屏蔽通过磁屏蔽罩118和第二磁屏蔽罩120来提供，在该情况下，屏蔽罩118和120可以是同中心的钢层，这些钢层可以相隔空气或其他绝缘材料的层。主磁体11 和112b存在时材料(在本实施方案中为钢)的影响的模型通过边界元素法使用Maxwell方程来求解。图5A示出由主磁体11 和112b产生的Bz场与由主磁体11 和112b产生的、通过下述实施方案被屏蔽的Bz场的ζ分量的比较，在所述实施方案中，磁屏蔽包括外磁屏蔽罩118和内磁屏蔽罩120，在该情况下，屏蔽罩118和120相隔空气层。图5B示出由主磁体11 和112b产生的、被磁屏蔽罩118和120屏蔽的Bz场的 ζ分量的Y = 1200mm附近的感兴趣区域的图5A的近摄图。表1列出根据与图5A和图5B 相关联的实施方案的磁屏蔽罩118和120的材料和尺寸。在表1中，“ID”是内径，“0D”是外径，长度是壳体长度L，“起始Y位置”是从等中心(Z轴)到屏蔽罩118和120的相应底部边缘的距离。
权利要求
1.一种放射治疗系统，所述放射治疗系统包括磁共振成像(MRI)系统，所述MRI系统包括相隔MRI磁隙的第一主MRI磁体和第二主 MRI磁体，其中所述第一主MRI磁体和所述第二主MRI磁体一起工作以生成磁�。龃懦〉闹辽僖徊糠盅刈诺谝蛔葜嵫由欤龅谝蛔葜嵫由焱ü龅谝恢鱉RI磁体和所述第二主 MRI磁体的等中心；机架，所述机架定位在所述MRI磁隙中，所述机架是围绕所述第一纵轴可旋转的；直线粒子加速器(直线加速器)，所述直线粒子加速器在离所述第一主磁体和所述第二主磁体的等中心一第一固定径向距离处受到所述机架支承，所述直线加速器沿着第二纵轴排列，并且被构造来随所述机架旋转并且将辐射束导向所述第一主MRI磁体和所述第二主MRI主磁体的等中心；以及磁屏蔽罩，所述磁屏蔽罩在离所述第一主磁体和所述第二主磁体的等中心一第二固定径向距离处受到所述机架支承，其中所述磁屏蔽罩包括至少部分包围所述直线加速器的壳体。
2.如权利要求1所述的放射治疗系统，其中当所述直线加速器围绕所述第一纵轴旋转时，所述第二纵轴延伸通过所述等中心。
3.如权利要求1所述的放射治疗系统，其中当所述直线加速器围绕所述第一纵轴旋转时，所述第二纵轴保持与所述第一纵轴正交。
4.如权利要求1所述的放射治疗系统，其中所述壳体由包括钢的材料形成。
5.如权利要求1所述的放射治疗系统，其中所述磁屏蔽罩还包括第二壳体。
6.如权利要求5所述的放射治疗系统，其中所述第二磁屏蔽罩与所述第一磁屏蔽罩同轴ο
7.如权利要求5所述的放射治疗系统，其中所述第二磁屏蔽罩沿着第三纵轴延伸，其中所述第二纵轴和所述第三纵轴共面。
8.如权利要求7所述的放射治疗系统，还包括至少部分被所述第二磁屏蔽罩包围的第二直线加速器。
9.如权利要求5所述的放射治疗系统，其中所述第二壳体由包括钢的材料形成。
10.如权利要求5所述的放射治疗系统，其中所述第一壳体和所述第二壳体由各自的不同的钢形成。
11.如权利要求1所述的放射治疗系统，其中由所述第一主MRI磁体和所述第二主MRI 磁体生成的磁场在离所述等中心一特定位置处转向反方向，并且其中所述磁屏蔽罩从所述特定位置延伸。
12.如权利要求1所述的放射治疗系统，其中所述磁屏蔽罩还包括线圈。
13.如权利要求12所述的放射治疗系统，其中所述壳体提供无源磁屏蔽，而所述线圈提供有源磁屏蔽。
14.如权利要求1所述的放射治疗系统，其中所述机架是可与所述MRI系统无关地围绕所述第一纵轴旋转的。
15.如权利要求1所述的放射治疗系统，其中所述壳体为圆柱形。
16.一种放射治疗系统，所述放射治疗系统包括磁共振成像(MRI)系统，所述MRI系统包括用于产生磁场的第一主MRI磁体和第二主 MRI磁体，其中所述第一主MRI磁体和所述第二主MRI磁体相隔MRI磁隙，并且围绕第一纵轴径向延伸；机架，所述机架定位在所述MRI磁隙中，所述机架是围绕所述第一纵轴可旋转的；直线粒子加速器(直线加速器)，所述直线粒子加速器在离所述第一纵轴一第一固定径向距离处受到所述机架支承，所述直线加速器被构造来随所述机架旋转并且将沿着第二纵轴的辐射束导向所述第一纵轴；以及磁屏蔽罩，所述磁屏蔽罩在离所述第一纵轴一第二固定径向距离处受到所述机架支承，其中所述磁屏蔽罩包括与所述直线加速器同轴地延伸并且至少部分包围所述直线加速器的壳体。
17.如权利要求16所述的放射治疗系统，其中当所述直线加速器围绕所述第一纵轴旋转时，所述第二纵轴延伸通过所述第一纵轴。
18.如权利要求16所述的放射治疗系统，其中当所述直线加速器围绕所述第一纵轴旋转时，所述第二纵轴保持与所述第一纵轴正交。
19.如权利要求16所述的放射治疗系统，其中所述壳体由包括钢的材料形成。
20.如权利要求16所述的放射治疗系统，其中所述磁屏蔽罩还包括第二壳体。
21.如权利要求20所述的放射治疗系统，其中所述第二磁屏蔽罩与所述第一磁屏蔽罩同轴。
22.如权利要求20所述的放射治疗系统，其中所述第二磁屏蔽罩沿着第三纵轴延伸， 其中所述第二纵轴和所述第三纵轴共面。
23.如权利要求22所述的放射治疗系统，还包括至少部分被所述第二磁屏蔽罩包围的第二直线加速器。
24.如权利要求20所述的放射治疗系统，其中所述第二壳体由包括钢的材料形成。
25.如权利要求16所述的放射治疗系统，其中由所述第一主MRI磁体和所述第二主 MRI磁体生成的磁场在离所述第一纵轴一特定位置处转向反方向，并且其中所述磁屏蔽罩从所述特定位置延伸。
26.如权利要求16所述的放射治疗系统，其中所述磁屏蔽罩还包括线圈。
27.如权利要求16所述的放射治疗系统，其中所述机架是可与所述MRI系统无关地围绕所述第一纵轴旋转的。
28.如权利要求16所述的放射治疗系统，其中所述壳体为圆柱形。
29.一种放射治疗系统，所述放射治疗系统包括磁共振成像(MRI)系统，所述MRI系统包括用于产生磁场的第一主MRI磁体和第二主 MRI磁体，其中所述第一主MRI磁体和所述第二主MRI磁体相隔MRI磁隙，并且围绕第一纵轴径向延伸；直线粒子加速器(直线加速器)，所述直线粒子加速器定位在所述MRI磁隙中离所述第一纵轴一固定径向距离处，所述直线加速器被构造来围绕所述第一纵轴旋转并且将沿着第二纵轴的辐射束导向所述第一纵轴；以及磁屏蔽罩，所述磁屏蔽罩在离所述第一纵轴一第二固定径向距离处受到所述机架支承，其中所述磁屏蔽罩包括与所述第二纵轴同轴地延伸并且至少部分包围所述直线加速器的壳体。
30.如权利要求四所述的放射治疗系统，其中当所述直线加速器围绕所述第一纵轴旋转时，所述第二纵轴延伸通过所述第一纵轴。
31.如权利要求四所述的放射治疗系统，其中当所述直线加速器围绕所述第一纵轴旋转时，所述第二纵轴保持与所述第一纵轴正交。
32.如权利要求四所述的放射治疗系统，其中所述壳体由包括钢的材料形成。
33.如权利要求四所述的放射治疗系统，其中所述磁屏蔽罩还包括第二壳体。
34.如权利要求33所述的放射治疗系统，其中所述第二磁屏蔽罩与所述第一磁屏蔽罩同轴。
35.如权利要求33所述的放射治疗系统，其中所述第二磁屏蔽罩沿着第三纵轴延伸， 其中所述第二纵轴和所述第三纵轴共面。
36.如权利要求35所述的放射治疗系统，还包括至少部分被所述第二磁屏蔽罩包围的第二直线加速器。
37.如权利要求33所述的放射治疗系统，其中所述第二壳体由包括钢的材料形成。
38.如权利要求四所述的放射治疗系统，其中由所述第一主MRI磁体和所述第二主 MRI磁体生成的磁场在离所述第一纵轴一特定位置处转向反方向，并且其中所述磁屏蔽罩从所述特定位置延伸。
39.如权利要求四所述的放射治疗系统，其中所述磁屏蔽罩还包括线圈。
40.如权利要求四所述的放射治疗系统，其中所述机架是可与所述MRI系统无关地围绕所述第一纵轴旋转的。
41.如权利要求四所述的放射治疗系统，其中所述壳体为圆柱形。
42.一种放射治疗系统，所述放射治疗系统包括磁共振成像(MRI)系统，所述MRI系统包括相隔MRI磁隙的第一主MRI磁体和第二主 MRI磁体，所述第一主MRI磁体和所述第二主MRI磁体被构造来生成沿着所述MRI系统的纵轴的至少一部分的磁�。换埽龌芏ㄎ辉谒鯩RI磁隙中，所述机架是围绕所述纵轴可旋转的； 直线粒子加速器(直线加速器)，所述直线粒子加速器在离所述MRI系统的所述纵轴一固定径向距离处受到所述机架支承，所述直线加速器被构造来随所述机架旋转并且将辐射束导向所述MRI系统的所述纵轴，所述直线加速器被构造来生成RF辐射；以及屏蔽罩，所述屏蔽罩由所述机架支承，所述屏蔽罩包括至少部分包围所述直线加速器的壳体。
43.如权利要求42所述的放射治疗系统，其中所述屏蔽罩包括由钢、铜、铝和碳纤维的任何组合形成的一个或更多个壳体。
44.如权利要求42所述的放射治疗系统，其中所述壳体由第一材料形成，所述第一材料包括RF吸收材料和RF反射材料中的至少一个。
45.如权利要求44所述的放射治疗系统，其中所述屏蔽罩还包括由第二材料形成的第二壳体，所述第二材料包括RF吸收材料和RF反射材料中的至少一个。
46.如权利要求45所述的放射系统，其中所述第一材料不同于所述第二材料。
47.如权利要求46所述的放射系统，其中所述第一壳体和所述第二壳体相对于公共轴线是同心的。
48.如权利要求44所述的放射系统，还包括用于使所述屏蔽罩冷却的冷却系统。
49.如权利要求44所述的放射系统，其中所述壳体包括延伸通过所述壳体的至少一个狭槽。
50.如权利要求42所述的放射治疗系统，其中所述屏蔽罩包括用于为所述直线加速器屏蔽由所述主MRI磁体生成的磁场的至少一部分的有源磁屏蔽和无源磁屏蔽的组合。
51.如权利要求42所述的放射治疗系统，其中所述屏蔽罩被构造用于为所述MRI系统屏蔽所述RF辐射的至少一部分。
52.如权利要求42所述的放射治疗系统，其中所述壳体为圆柱形。
53.一种放射治疗系统，所述放射治疗系统包括磁共振成像(MRI)系统，所述MRI系统包括相隔MRI磁隙的第一主MRI磁体和第二主 MRI磁体，所述第一主MRI磁体和所述第二主MRI磁体被构造来生成沿着所述MRI系统的纵轴的至少一部分的磁�。恢毕吡Ｗ蛹铀倨�(直线加速器)，所述直线粒子加速器在离所述MRI系统的所述纵轴一固定径向距离处受到支承，所述直线加速器被构造来将辐射束导向所述MRI系统的所述纵轴，所述直线加速器被构造来生成RF辐射；以及RF屏蔽罩，所述RF屏蔽罩包括至少部分包围所述直线加速器的壳体。
54.如权利要求53所述的放射治疗系统，其中所述屏蔽罩包括由钢、铜、铝和碳纤维的任何组合形成的一个或更多个壳体。
55.如权利要求53所述的放射治疗系统，其中所述壳体由第一材料形成，所述第一材料包括RF吸收材料和RF反射材料中的至少一个。
56.如权利要求55所述的放射治疗系统，其中所述屏蔽罩还包括由第二材料形成的第二壳体，所述第二材料包括RF吸收材料和RF反射材料中的至少一个。
57.如权利要求56所述的放射系统，其中所述第一材料不同于所述第二材料。
58.如权利要求56所述的放射系统，其中所述第一壳体和所述第二壳体相对于公共轴线是同心的。
59.如权利要求55所述的放射系统，还包括用于使所述屏蔽罩冷却的冷却系统。
60.如权利要求55所述的放射系统，其中所述壳体包括延伸通过所述壳体的至少一个狭槽。
61.如权利要求53所述的放射治疗系统，其中所述屏蔽罩被构造用于为所述MRI系统屏蔽所述RF辐射的至少一部分。
62.如权利要求53所述的放射治疗系统，其中所述壳体为圆柱形。
全文摘要
一种放射治疗系统包括与照射系统结合的磁共振成像(MRI)系统，所述放射治疗系统可以包括能够发射适合于放射治疗的相应辐射束的一个或更多个直线性加速器(直线加速器)。所述MRI系统包括分体式磁体系统，所述MRI系统包括相隔一间隙的第一主磁体和第二主磁体。机架定位在主MRI磁体之间的间隙中，并且支承照射系统的直线加速器(一个或多个)。机架是可与MRI系统无关地旋转的，并且可以以一定角度重新定位直线加速器(一个或多个)。还提供磁屏蔽和/或RF屏蔽形式的屏蔽。可以提供用于为直线加速器(一个或多个)屏蔽由MRI磁体产生的磁场的磁屏蔽。可以提供用于为MRI系统屏蔽来自直线加速器的RF辐射的RF屏蔽。
文档编号G01V3/18GK102472830SQ201080032027
公开日2012年5月23日 申请日期2010年7月15日 优先权日2009年7月15日
发明者G·登米斯特, J·F·登普希, J·L·帕特里克二世, S·施瓦兹曼 申请人:微雷公司
专业数控铣床产品供应商
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