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1、(10)授权公告号 CN 102245264 B (45)授权公告日 2015.01.28 CN 102245264 B (21)申请号 200980149252.8 (22)申请日 2009.11.19 08171553.4 2008.12.12 EP A61N 5/10(2006.01) A61N 2/00(2006.01) (73)专利权人 皇家飞利浦电子股份有限公司 地址 荷兰艾恩德霍芬 (72)发明人 JA奥弗韦格 (74)专利代理机构 永新专利商标代理有限公司 72002 代理人 陈松涛 蹇炜 EP 1121957 A2,2001.08.08, CN 101282760 A,200。
2、8.10.08, CN 101203269 A,2008.06.18, 刘洪雍 . 带电粒子在匀强电场、 匀强磁场中 运动的轨迹 .四川师范大学学报 ( 自然科学 版 ) .1999, 第 22 卷 ( 第 4 期 ), 第 438-441 页 . (54) 发明名称 治疗设备 (57) 摘要 一种治疗设备， 包括 ： 磁共振成像系统， 被配 置为获取成像区域中的磁共振成像数据集， 其中， 所述磁共振成像系统包括用于生成磁场的装置 ； 引导装置， 被配置为将带电粒子束引导至对象内 的目标区域， 使得所述束与所述成像区域内的所 述磁场的磁场线围成角度， 所述角度在 0 度和 30 度之间， 其中。
3、， 所述成像区域包括所述目标区域 ； 区域确定装置， 用于使用所述磁共振成像数据集 来确定所述对象内的所述目标区域的位置。 (30)优先权数据 (85)PCT国际申请进入国家阶段日 2011.06.09 (86)PCT国际申请的申请数据 PCT/IB2009/055169 2009.11.19 (87)PCT国际申请的公布数据 WO2010/067227 EN 2010.06.17 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 吴琼 权利要求书 2 页 说明书 10 页 附图 4 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书2页 说明书10页 附图4页 (10)授。
4、权公告号 CN 102245264 B CN 102245264 B 1/2 页 2 1. 一种治疗设备， 包括 ： -磁共振成像系统(100、 200)， 被配置为获取成像区域(106、 460)中的磁共振成像数据 集， 其中， 所述磁共振成像系统包括用于生成磁场的装置 (134、 136、 234、 236)， - 引导装置 (108、 208)， 被配置为将带电粒子束 (110、 210、 468、 470、 472、 474) 引导至 对象 (116) 内的目标区域 (120、 220)， 使得所述束与所述成像区域内的所述磁场的磁场线 (104) 围成角度 (118)， 所述角度在 0。
5、 度和 30 度之间， 其中， 所述成像区域包括所述目标区 域， - 区域确定装置 (130)， 用于使用所述磁共振成像数据集来确定所述对象内的所述目 标区域的位置， - 轨迹计算装置， 用于使用描述所述磁场的磁场数据来计算所述束的轨迹， 使得所计算 的轨迹到达所述目标区域， - 控制装置， 被配置为使用所计算的轨迹来控制所述引导装置， 使得所述束遵循所计算 的轨迹。 2. 如权利要求 1 所述的治疗设备， 其中， 所述轨迹计算装置被配置为计算所述束在所 述对象内的能量损失， 并且其中， 所述轨迹计算装置使用所述能量损失来调整所计算的轨 迹。 3. 如权利要求 2 所述的治疗设备， 其中， 所。
6、述引导装置被配置为引导带电粒子束， 所述 带电粒子束包括带电粒子， 所述带电粒子的动能大于或等于使得所述带电粒子束的布拉格 峰在所述目标区域内所必需的动能， 并且其中， 所述引导装置还包括可调衰减器， 所述可调 衰减器用于调节所述束的所述布拉格峰的位置， 使得所述布拉格峰在所述目标区域内。 4.如权利要求1、 2或3所述的治疗设备， 其中， 所述引导装置还被配置为使得所述束与 所述成像区域内的所述磁场的所述磁场线围成5度和25度之间的角度(118)， 其中， 所述轨 迹计算装置被配置为计算将所述束指引到所述目标区域的所述束的一个以上的计算的轨 迹， 其中， 所述控制装置被配置为在治疗期间在所述。
7、一个以上的计算的轨迹之间进行切换， 以最小化将所述目标区域外的所述对象的部分暴露于所述束。 5.如权利要求1、 2或3所述的治疗设备， 其中， 所述磁共振成像系统被配置为以周期性 间隔获取所述磁共振成像数据集， 其中， 所述区域确定装置还被配置为使用以周期性间隔 获取的所述磁共振成像数据集来监控所述目标区域的运动， 其中， 所述区域确定装置还被 配置为使用以周期性间隔获取的所述磁共振成像数据集来监控所述对象沿所述束的所述 轨迹的内部运动， 其中， 所述轨迹计算装置被配置为对所计算的轨迹进行调整以补偿所述 目标区域的运动， 并且其中， 所述控制装置被配置为使用对所计算的轨迹的调整来调整所 述束的。
8、所述轨迹。 6.如权利要求1、 2或3所述的治疗设备， 其中， 所述引导装置包括用于调整所述束的所 述轨迹的带电粒子光学器件， 并且其中， 所述引导装置还包括可调衰减器， 所述可调衰减器 用于调节所述束的带电粒子的能量。 7.如权利要求1、 2或3所述的治疗设备， 其中， 所述引导装置被配置为相对于所述用于 生成磁场的装置移动。 8. 如权利要求 1、 2 或 3 所述的治疗设备， 其中， 所述治疗设备还包括对象支撑体 (202、 302)， 所述对象支撑体被配置为在所述治疗设备的操作期间来调整所述对象的位置。 权 利 要 求 书 CN 102245264 B 2 2/2 页 3 9. 如权利。
9、要求 8 所述的治疗设备， 其中， 所述引导装置相对于所述用于生成磁场的装 置的取向是固定的， 并且其中， 对象支撑体还被配置为在所述治疗设备的操作期间进行旋 转运动。 10. 如权利要求 1、 2 或 3 所述的治疗设备， 其中， 所述区域确定装置还被配置为使用所 述治疗设备来接收用于计划治疗的计划数据， 其中， 所述区域确定装置被配置为使用所述 磁共振成像数据集来确认所述计划数据是否满足预定标准， 其中， 所述区域确定装置被配 置为在所述计划数据不满足所述预定标准时执行以下操作的至少其一 ： 停止生成所述带电 粒子束、 警告操作员所述计划数据不精确、 调整所述计划数据、 接收来自所述操作员。
10、的对所 述计划数据的校正。 11. 如权利要求 1、 2 或 3 所述的治疗设备， 其中， 所述磁共振成像系统被配置为测量所 述成像区域内的带电粒子的轨迹， 其中， 所述控制装置被配置为使用所测量的轨迹来调整 所述束的所述轨迹。 12. 如权利要求 1、 2 或3 所述的治疗设备， 其中， 所述引导装置被配置为引导带电粒子 束， 所述带电粒子束包括以下至少其一 ： 质子、 碳核、 或原子核。 13. 如权利要求 1、 2 或 3 所述的治疗设备， 其中， 所述用于生成磁场的装置至少包括第 一子磁体 (234) 和第二子磁体 (236)， 其中， 所述第一子磁体和所述第二子磁体被布置成使 得所述。
11、成像区域在所述第一子磁体和所述第二子磁体之间， 其中， 所述第一子磁体围绕第 一中心区 (238)， 其中， 所述第二子磁体围绕第二中心区 (240)， 并且其中， 所述用于生成磁 场的装置的所述磁场线穿过所述第一中心区和所述第二中心区。 14. 如权利要求 13 所述的治疗设备， 其中， 所述第一子磁体具有背向所述用于生成磁 场的装置的外部表面 (250)， 所述外部表面 (250) 与围绕所述第一子磁体的中心区的第一 中心表面 (252) 相交， 其中， 在所述外部表面和容许所述束通过的所述第一中心表面之间 存在斜面 (254)。 15. 如权利要求 4 所述的治疗设备， 其中， 所述角度。
12、 (118) 在 15 度和 20 度之间。 权 利 要 求 书 CN 102245264 B 3 1/10 页 4 治疗设备 技术领域 0001 本发明涉及将带电粒子引导至对象 (subject) 中的目标区域。 背景技术 0002 在带电粒子束治疗中， 高能带电粒子束指向对象的目标区域。该包括带电粒子的 束与物质的相互作用的基本机制是通过库伦力。 库伦碰撞的横截面随两个粒子的相对速度 降低而增大。随着带电粒子束通过对象， 其越来越迅速地损失能量。其影响是粒子束的主 要能量贮存于束路径的末端附近。 因此， 在束路径的末端存在贮存的能量的大的峰， 称作布 拉格 (Bragg) 峰。 0003 。
13、为此原因， 带电粒子束治疗容许在最小化给对象的总的剂量的同时向肿瘤目标非 常精确地输送高剂量。然而， 束路径中的解剖学结构的即使小的移动也能够导致输送的剂 量与原始剂量计划发生显著偏离。因此， 期望使用实时成像来跟踪目标并根据器官和目标 的运动来调节束。 0004 对于带电粒子束治疗， 在输送束期间进行实时MRI是不可行的， 因为与MRI相关的 强磁场将显著影响朝向目标的带电粒子的路径。 0005 作为用于产生对象的体内的图像的程序的部分， 静磁场由磁共振成像 (MRI) 扫描 器使用以调准原子的核自旋。在 MRI 扫描期间， 发射器线圈生成的射频 (RF) 脉冲引起对当 地磁场的扰动， 并且。
14、核自旋发射的 RF 信号由接收器线圈探测。这些 RF 信号用于构建 MRI 图像。这些线圈也称作天线。此外， 发射器和接收器线圈也能够集成到执行发射和接收功 能的单个收发器线圈中。 应当理解， 在使用分开的发射器和接收器线圈的地方， 术语收发器 线圈的使用也称作系统。 0006 US专利6675078和对应的欧洲专利EP1121957A2描述组合质子束治疗和MRI的治 疗设备。MRI 用于瞄准 (targeting) 和选通 (gating) 质子束治疗。 0007 PCT专利申请WO99/32189涉及组合的RMI和放射治疗系统。 描述的系统具有磁共 振成像系统， 安装有用于生成磁场的线圈组。
15、的托台， 该托台随用于放射治疗束的引导系统 旋转， 并且其使用 MRI 来探测辐照区域上的放射治疗的效果。 发明内容 0008 本发明提供一种如权利要求 1 所述的治疗设备。在从属权利要求中给出了本发明 的实施例。 0009 根据本发明的实施例， 治疗设备包括与进入磁体顶部的开口的固定带电粒子束引 导装置组合的竖直场MRI扫描器。 竖直场MRI扫描器也称作高场开放式(open)MRI扫描器。 归因于 MRI 磁体的磁场， 此布置减小了带电粒子路径的曲率半径。在一个实施例中， 带电粒 子束以相对于磁体的竖直轴约 20 度的角度取向。通过绕竖直轴旋转对象支撑体， 而无需带 电粒子束线上的复杂旋转系。
16、统， 这容许多场处理的应用。 0010 本发明的实施例提供一种治疗设备， 所述治疗设备包括 ： 磁共振成像系统， 被配置 说 明 书 CN 102245264 B 4 2/10 页 5 为获取成像区域中的磁共振成像数据集， 其中， 所述磁共振成像系统包括用于生成磁场的 装置。所述治疗设备还包括 ： 引导装置， 被配置为将带电粒子束引导至对象内的目标区域， 使得所述束与成像区域内的所述磁场的磁场线围成 (enclose) 角度， 所述角度在 0 度和 30 度之间， 其中， 所述成像区域包括所述目标区域。 所述治疗设备还包括 ： 区域确定装置， 用于 使用磁共振成像数据集来确定所述对象内的所述目。
17、标区域的位置。 0011 通过限制粒子束与成像区域中的磁场线所形成的角度， 减小了磁场对带电粒子束 的轨迹的影响。这是因为平行于磁场线的速度分量不受磁场的影响。垂直于磁场线的速度 分量引起绕磁场线的进动 (precession) 并引起绕磁场线的螺旋状轨道。 0012 以高精度已知成像区域中和束通过的磁体的其它部分中的磁场的方向和幅度， 并 且能够以高精度预测带电粒子的轨迹。 0013 引导装置能够引导来自粒子加速器的带电粒子束。 能够使用的带电粒子加速器的 范例是回旋加速器、 同步加速器、 或线性加速器。引导装置能够包括将高能粒子引导至磁 共振成像系统的系统 ； 引导装置还能够包括带电粒子光。
18、学器件， 用于改变包括带电粒子束 的带电粒子的轨迹。区域确定装置能够实施为计算机程序产品， 该程序产品能够对磁共振 成像数据进行分割并确定目标区域的位置以及对象内的围绕目标区域并位于束路径上的 结构的位置。 引导装置能够包含带电粒子镜和带电板以及用于偏转带电粒子束的轨迹的物 体。 0014 能够使用于获取磁共振成像数据的脉冲序列适应于定位目标区域， 并适应于定位 易于受到带电粒子束损伤的高风险器官。 0015 在另一实施例中， 包括束的带电粒子束的动能大于或等于使得所述粒子束的布拉 格峰在所述目标区域内所必需的动能。 布拉格峰是来自带电粒子束的大多数能量贮存的位 置。此实施例是有利的， 因为带。
19、电粒子束具有足够的能量到达目标区域。 0016 在另一实施例中， 束控制装置还包括可调衰减器， 所述可调衰减器用于调节束的 布拉格峰的位置， 使得布拉格峰在目标区域内。 此实施例是有利的， 因为衰减器能够改变包 括带电粒子束的粒子的能量。 这影响粒子能够穿透到对象中多远并且确定大多数能量贮存 于何处。使用衰减器是有利的， 因为能够非常迅速地调整带电粒子束的能量并且该能量能 够用于补偿对象的外部和内部运动。在目标区域中贮存大多数能量是关键的， 因为通过粒 子束贮存能量是局域化的， 并且如果束被引导至目标区域外的区域， 则能够损伤对象。 0017 在另一实施例中， 治疗设备还包括轨迹计算装置， 用。
20、于使用描述磁场的磁场数据 来计算束的轨迹， 使得计算的轨迹到达目标区域， 并且控制装置被配置为使用所计算的轨 迹来控制引导装置， 使得束遵循所计算的轨迹。 0018 磁共振成像系统包括用于生成磁场的装置。其能够是超导磁体。用于磁共振成像 的大磁场的影响是磁场使磁场中的带电粒子束的轨迹偏转。 然而， 使用磁场数据， 能够精确 地计算磁场中带电粒子束的轨迹。这容许引导装置将带电粒子束引导至对象内的目标区 域。 0019 此实施例是有利的， 因为磁场数据的知识能够用于计算带电粒子的轨迹。以此方 式， 能够将带电粒子束精确地引导至目标区域。这减小了粒子束指向目标区域外的区域并 损伤对象的可能性。 00。
21、20 磁场数据能够是根据用于生成磁场的装置的设计的知识计算的磁场数据， 或者能 说 明 书 CN 102245264 B 5 3/10 页 6 够直接对其进行测量， 并将其存储用于以后调用， 例如存储于查找表中。 通过使用磁场数据 并以小的时间步长计算束中带电粒子的轨迹， 能够实施这个。 本质上， 粒子的运动方程是时 间集成的。 0021 控制装置能够实施为计算机或控制器， 并且能够被配置为控制引导装置， 使得束 的轨迹遵循通过计算装置计算的轨迹。 0022 在另一实施例中， 轨迹计算装置被配置为计算包括束的带电粒子在对象内的能量 损失， 并且轨迹计算装置使用能量损失来调整计算的轨迹。 这是有。
22、利的， 因为随着带电粒子 束通过物质， 其逐渐损失能量。能量改变将影响磁场内带电粒子束的轨迹。粒子的速度越 慢， 则在恒定磁场中的曲率越大， 并且考虑这个容许精确地计算轨迹。 0023 在另一实施例中， 引导装置还被配置为使得束与成像区域内的磁场的磁场线围成 5 度和 25 度之间的角度， 角度优选地在 15 和 20 度之间。轨迹计算装置被配置为计算将束 引导至目标区域的束的一个以上的计算的轨迹， 其中， 束控制装置被配置为在所述一个以 上的计算的轨迹之间进行切换， 以最小化将目标区域外的对象的部分曝露于束。 0024 此实施例能够是有利的， 因为在粒子束与场线成小角度时， 轨迹绕磁场线以圆。
23、形 方式旋转。 这意指， 如果束的轨迹和能量发生改变， 则能够找到到达目标区域的一个以上的 轨迹。 这是有利的， 因为对粒子束能够找到一个以上的路路径通过对象到达目标区域。 这能 够用于减小目标区域外的区域接收的辐射剂量。辐射剂量能够在对象的较大部分上散布， 由此减小了非故意的损伤的机会。 0025 在另一实施例中， MRI 系统被配置为以周期性间隔获取磁共振成像数据集。这是 有利的， 因为能够重复地获取 MRI 数据并将其用于跟踪目标区域的运动、 对象的运动、 以及 对象内的内部运动。在此实施例中， 区域确定装置还被配置为使用以周期性间隔获取的磁 共振成像数据集来监控目标区域的运动。通过分割。
24、算法能够实现这个， 分割算法能够探测 区域确定装置的位置和围绕器官的位置， 围绕器官能够受到带电粒子束的损伤。 0026 区域确定装置还被配置为使用以周期性间隔获取的磁共振成像数据集来监控对 象沿束轨迹的内部运动。这包括垂直和平行于束轨迹的内部运动。这是有利的， 因为在对 象内能够存在能够影响粒子束的轨迹的内部运动， 例如， 如果粒子束传播通过软组织或通 过诸如肋骨的骨材料， 则粒子束的衰减将不同。轨迹计算装置于是能够使用此信息来正确 地计算将粒子束引导至目标区域的轨迹。为此原因， 轨迹计算装置被配置为补偿目标区域 和对象的沿计算轨迹期间使用的束轨迹的运动。获取 MRI 数据的间隔通过应当被补。
25、偿的移 动速率确定。例如， 为了补偿膀胱的填充， 以比呼吸被补偿时低的速率获取 MRI 数据。 0027 在另一实施例中， 引导装置包括用于调整束轨迹的带电粒子光学器件， 以及用于 调节包括束的带电粒子的能量的可调衰减器。 带电粒子光学器件能够包括磁体、 电磁体、 以 及能够建立大电压电位的电极和结构。 这些产生能够用于偏转或调整带电粒子束的轨迹的 磁场或电场。 0028 可调衰减器能够实施为中断包括束的带电粒子的路径的物体。 带电粒子主要使用 库仑力与它们传播通过的物质相互作用。 结果， 随着带电粒子的速度变得较低， 它们与围绕 物质的相互作用变得更加可能。衰减器的影响是减小包括束的带电粒子。
26、的能量。此影响是 其减小带电粒子能够穿透到对象中的深度。 衰减器能够放置于带电粒子束的源与正好在束 进入对象之前之间的任何位置。如果衰减器在引导装置之前或在引导装置内， 则带电粒子 说 明 书 CN 102245264 B 6 4/10 页 7 束的能量将改变， 并且能量中的此改变将需要被解决 (account for) 并且引导装置将需要 能够适应能量中的改变以确保带电粒子束具有通过它的正确的轨迹。 0029 将衰减器较靠近对象放置具有的优点是引导装置的许多部分将不必适应于粒子 束的改变能量。缺点是存在诸如质子的带电粒子能够引起核反应的可能性， 这将使得衰减 器变得具有放射性。然而， 这取决。
27、于使用的带电粒子的类型和用作衰减器的材料。 0030 在另一实施例中， 引导装置被配置为相对于用于生成磁场的装置移动。此实施例 是有利的， 因为引导装置能够移动至不同位置， 并且以此方式， 能够找到至相同目标区域的 各种轨迹。这容许待由不在目标区域中的对象接收的辐射剂量分布于较大区域上。这减小 了损伤对象的机会。 0031 在另一实施例中， 治疗设备还包括对象支撑体， 对象支撑体被配置为在治疗设备 的操作期间调整对象的位置。此实施例是有利的， 因为对象支撑体能够在治疗期间改变对 象相对于粒子束的位置。 0032 在另一实施例中， 引导装置相对于用于生成磁场的装置的取向是固定的， 并且其 中， 。
28、对象支撑体还被配置为在治疗设备的操作期间进行旋转运动。 0033 此实施例是有利的， 因为对象支撑体的旋转运动能够将对象移动到束内的各个位 置。这容许束到达对象的所有区域， 并且其还容许用于束通过对象到达目标区域的多个路 径。 0034 在另一实施例中， 区域确定装置还被配置为接收用于计划治疗的计划数据。区域 确定装置还被配置为使用磁共振成像数据集来确认计划数据是否满足预定标准。 当以带电 粒子束执行治疗时， 医生通常将使用医学成像系统来获得对象的三维图像， 然后基于此三 维数据计划对象的处理， 医学成像诸如是磁共振成像或利用 X 射线的计算机断层摄影。此 实施例的优点是区域确定装置确认计划数。
29、据是否满足预定标准， 并且确认对象的解剖体是 否确实接近生成计划数据时使用的解剖体。 0035 归因于粒子加速器的大的成本， 在使用为治疗设备的一部分的不同医学成像系统 的地方生成计划数据是可能的。还有， 能够改变对象的内部解剖体， 因为计划由医生执行。 例如， 人能够具有更多的脂肪， 或在处理前列腺的情况下， 前列腺可能填充有比计划期间更 多的液体或更少的液体。能够通过与预定标准进行比较来验证计划数据。如果计划数据不 满足预定标准， 则能够执行以下操作的至少其一 ： 停止生成带电粒子束、 警告操作员计划数 据不精确、 调整计划数据、 或接收来自操作员的对计划数据的校正。如果计划数据不精确， 。
30、则停止带电粒子束的生成是有益的， 因为这防止了带电粒子束横过对象的不期望的区域。 警告操作员计划数据不精确是有利的， 因为操作员于是知道在对象的解剖体和计划期间使 用的解剖体之间存在足够的差异， 使得处理将不能正确进行。能够使用分割算法实施区域 确定装置并且能够使用分割的 MRI 图像调整计划数据。这是有利的， 因为能够通过系统自 动补偿解剖体中的小的改变。另外， 能够在处理计划中补偿移动和呼吸。例如， 归因于呼吸 的肋骨移动到束路径中或路径外能够引起治疗期间的错误。然而， 使用 MRI 图像， 能够处理 此运动并且能够调整处理计划。 0036 对计划数据的接收校正是有利的， 因为熟练的操作员。
31、或医生于是能够对计划数据 进行手动校正。 0037 在另一实施例中， 磁共振成像系统被配置为测量成像区域内的带电粒子的轨迹。 说 明 书 CN 102245264 B 7 5/10 页 8 束控制装置被配置为使用测得的轨迹将来调整束轨迹。此实施例是特别有利的， 因为磁共 振成像系统能够直接测量带电粒子束采取的路径。 此信息于是由束控制装置使用以调整束 轨迹。这提供对计算的轨迹的验证， 并且也减小了对象的目标区域外的区域不受到粒子束 辐照的机会。能够使用数个不同的方法通过磁共振成像测量粒子束的轨迹 ： 0038 方法 1 ： 通过以 MR 拉莫尔频率或拉莫尔频率的子谐波脉动地产生束， 使用治疗带。
32、 电粒子束作为 MR 激发的装置。 0039 方法 2 ： 使用均方根 (RMS) 束流与 BOLD 状 MR 系列组合的失相效应。 0040 方法 3 ： 使用归因于束相互作用产品的顺磁行为的失相效应。 0041 使用以下假设作出显示探测质子束的耐久性的估计 ： 0042 质子束非常窄， 横向维度上至小于 1mm， 优选地小于 0.1mm， 的布拉格区域 ； 0043 束包括具有在50-100MHz的范围中的重复频率的短脉冲和100微安培的量级的峰 束流 ； 0044 RMD 束流能够达到 0.1 微安培的水平 ( 临床治疗系统中的流水平为 0.01-0.02 微 安培 ) ； 0045 一。
33、个处理时段 (session) 所需的质子脉冲串的持续期间是分钟的量级。 0046 使用这些假设， 束流生成环绕其轨迹的磁场。场随 1/r 下降 (r 为至束中心的距 离 )。在 0.1mm 的半径， 归因于 0.1 微安培的电流的 B 场为 1.3 纳特斯拉。对于 100 微安 培， 0.1mm 处的场为 1.3 微特斯拉。 0047 方法示例 1 ： 0048 来自质子加速器的脉冲具有 100MHz 的量级的高且非常稳定的重复频率 ( 这是生 成质子的回旋加速器或同步加速器的设计参数 )。MRI 系统和质子加速器能够彼此匹配， 使 得束脉冲重复频率正好等于 MR 共振频率。于是围绕质子束的。
34、场作为稳定的 MR 激发脉冲作 用于组织质子上。通过稍微修改加速器的脉冲重复频率或通过增加小偏移场至 MR 背景磁 体的场 ( 使用并入梯度线圈系统中的 B0 线圈 )， 能够开通和关断束 RF 场的 MR 影响。束场 的 MR 激发效应能够以许多方式转换为图像中的可见效应。一种方式是使用束场作为仅有 的 MR 激发并使用得到的 MR 信号得到图像。能够非常迅速地执行此成像， 因为仅非常接近 束的体素将发射信号。原理上， 能够根据三维投影重建束。替代地， 束相关的 RF 场的影响 能够用作RF预脉冲(诸如在反转恢复系列中)、 调节来自体素的信号， 束通过该体素。 也可 以设想使用束 RF 场作。
35、为饱和脉冲， 抑制从束通过的体素生成 RF 信号。如果质子脉冲的重 复频率是拉莫尔频率的相位同步子谐波， 则将发生 MR 激发效应。通常， 如果质子脉冲串的 频谱包含拉莫尔频率处的频率分量， 则此质子脉冲串将引起 MR 激发。 0049 被配置为对束成像的治疗设备可以具有一个或多个以下设计特征 ： 0050 用于 MR 共振的相同频率和质子束脉冲重复 0051 子系统之间精确的频率锁定 0052 通过调整加速器频率或 MR 扫描器的总 B0 场， 在 MR 共振和非共振之间切换的装 置。 0053 方法示例 2 ： 0054 RMS 束流生成围绕束的 RMS 磁场， 该磁场调节束通过的体素中的。
36、共振频率。在 0.1 微安培的平均束流， 在距束中心 0.1mm 处的频率偏移为约 0.05Hz。使用 MR 探测方法， 能够 说 明 书 CN 102245264 B 8 6/10 页 9 可视化此频率偏移， MR 探测方法诸如是血氧水平相关 (BOLD) 的对比函数 (functional) 成 像。 使用此方法将束可视化将涉及周期性地中断质子束的发射和比较具有或不具有发射的 质子束的 MR 图像。为了增强质子束的可视性， 在需要 MR 失相效应时的时间期间， 能够增大 RMS 束流。例如， 大多数时间， 平均电流能够保持在 0.02 微安培的水平 ( 电流实际临床水 平 )， 但是在 R。
37、F 激发脉冲和 MR 获取窗口的开始之间的间隔中增加到 0.2-1.0 微安培。在此 情况下， 束流的增大的幅度部分的占空比能够为5的量级。 如果电流受到部件的加热的限 制， 则质子输送系统的该受限高幅度操作是可能可接受的。 0055 方法示例 3 ： 0056 质子将导致组织的离化。这样形成的自由基将是顺磁的， 并且将导致组织的 T2 驰 豫时间的局部降低。使用 T2 敏感的成像系列因此能够可视化此效应。 0057 在另一实施例中， 带电粒子束包括以下至少之一 ： 质子、 碳核、 或原子核。使用质 子、 碳核或另外的原子核是有益的， 因为利用它们的大的质量， 如果带电粒子束具有足够的 能量，。
38、 它们将能够穿透到对象中。 0058 在另一实施例中， 用于生成磁场的装置至少包括第一子磁体和第二子磁体， 其中， 第一和第二子磁体布置成使得成像区域在第一和第二子磁体之间， 其中， 所述第一子磁体 围绕第一中心区， 其中， 所述第二子磁体围绕第二中心区， 其中， 用于生成磁场的装置的磁 场线通过第一中心区和中心区。此实施例是有利的， 因为在两个子磁体之间能够存在被配 置为容纳对象的大的区域。 0059 在另一实施例中， 第一子磁体具有背向用于生成磁场的装置的外部表面， 该外部 表面与围绕第一磁体的中心区的第一中心设施相交， 其中， 在外部表面和容许束通过的第 一中心表面之间存在斜面。此实施例。
39、是有利的， 因为其容许粒子束相对于成像区域中的场 线以较大角度发射。 附图说明 0060 以下， 将参照附图通过仅示例的方式描述本发明的优选实施例， 其中 ： 0061 图 1 示出了根据本发明的实施例的治疗设备的实施例的理想化横截面视图 ； 0062 图 2 示出了根据本发明的实施例的治疗设备的实施例的剖切透视图 ； 0063 图 3 示出了根据本发明的实施例的治疗设备的实施例的剖切透视图 ； 0064 图 4 示出了 1.0 特斯拉磁共振成像系统的场中的计算的质子束轨迹。 具体实施方式 0065 这些附图中被类似标号的元件为相同的元件或执行相同的功能。 最后两位相同的 数字也表示相同的元件。
40、或执行相同功能的元件。如果功能相同， 则先前讨论的元件不必在 后面的附图中讨论。 0066 图 1 示出了根据本发明的实施例的治疗设备的实施例的理想化横截面视图。此图 示出了 MRI 系统 100 和被配置为引导带电粒子束 110 的引导装置。MRI 系统 100 包括第一 子磁体 134 和第二子磁体 136。这两个子磁体 134、 136 是圆柱形的并且磁场线通过两个子 磁体 134、 136 的中心。存在成像区 106， 在成像区 106 中， 对于所有的意图和目的， 磁场线 104 彼此平行。在此区域中， 得到对象 116 的 MRI 图像是可能的。为了获取 MRI 图像， 使用 说 。
41、明 书 CN 102245264 B 9 7/10 页 10 收发器线圈 112。收发器线圈 112 连接至 RF 收发器 114 且收发器 114 与计算机 122 的硬 件接口 124 通信。借助于梯度线圈 148 执行 MRI 数据的空间编码。在此实施例中， 存在与 两个子磁体 134、 136 相邻的梯度线圈 148。梯度线圈 148 与第一子磁体 134 之间存在开口 158， 开口 158 被配置为容纳引导装置 108 的束管。此开口容许带电粒子束 110 通过梯度线 圈 148。在另一实施例中， 存在邻近两个梯度线圈 148 安装的 RF 线圈 112。在此实施例中， 在 RF 。
42、线圈 112 中也能够存在开口。在另一实施例中， RF 线圈 112 能够搁置于对象 116 上 或能够由被配置为容纳 RF 线圈 112 的支架固定。 0067 计算机 122 还包括微处理器 126 和用户接口 132。用户接口 132 被配置为接收指 令并向操作员显示数据。微处理器 126 被配置为执行计算机程序产品 128。计算机程序产 品能够被配置为控制并运行 MRI 系统 100、 引导装置 108、 以及粒子加速器。计算机程序产 品包括区确定装置130。 区确定装置130能够实施为分割模块， 分割模块被配置为对MRI数 据进行分割并确定目标区域 120 和对象 116 的内部器官。
43、和解剖体的位置。 0068 引导装置 108 向成像区域 106 内的目标区域 120 发射带电粒子束 110。在成像区 域 106 内， 粒子束 110 的轨迹形成角度 118。粒子束 110 的轨迹相对于场线 104 形成的角 度 118 和磁场强度确定有多少粒子束被磁场偏转。在此图中， 能够看到磁场线 104 通过第 一中心区 138 和第二中心区 140。 0069 图 2 示出了根据本发明的实施例的治疗设备的实施例的剖切透视图。治疗设备 包括磁共振成像系统 200。磁共振成像系统包括第一子磁体 234 和第二子磁体 236。子磁 体 234、 236 具有低温腔室 244 和超导线圈。
44、 246。超导线圈 246 用于生成磁场。第一子磁体 234 具有第一中心区 238， 且第二子磁体 236 具有第二中心区 240。磁场线通过这两个中心 区238、 240。 在两个子磁体234、 236之间存在两个冷支撑体242。 冷支撑体242被配置为提 供两个子磁体 234、 236 之间的刚性机械部件和超导的电连接。存在支撑体 202， 支撑体 202 被配置为用于平移和旋转运动并被配置为移动对象， 使得粒子束 210 能够到达对象的任何 部分。通过组合平移和旋转运动， 粒子束具有能够到达相同目标区域的多个轨迹。这是有 利的， 因为其容许至目标区域外部的对象的辐射的剂量在对象的较大部。
45、分上散布。这减少 了损伤对象的机会。 0070 为了获取磁共振成像数据， 磁共振成像系统 200 还具有射频线圈 212 和磁场梯度 线圈 248。与第一子磁体 234 相邻的梯度线圈 248 和射频线圈 212 被配置成使得粒子束能 够通过它们而不会撞击它们。在此实施例中， 引导装置突出穿过梯度线圈 248 和 RF 线圈 212。引导装置被配置为调整粒子束 210 的轨迹。第一子磁体 234 具有第一中心表面 242 和背向用于生成磁场的装置的外部表面 250。在第一中心表面 252 和背向用于生成磁场的 装置的外部表面 250 之间存在斜面 254。此斜面 254 容许引导装置 208 。
46、相对于成像区域中 的磁场线成较大角度。 0071 能够通过将类似于飞利浦全景高场开放式MRI系统的高场开放式(open)MRI系统 和带电粒子束治疗系统的引导装置 208 进行组合来构建图 2 中所示的实施例。磁体能够是 具有主动屏蔽体的无铁轴对称超导线圈系统， 主磁场的强度能够约为 1 特斯拉， 容许高质 量快速成像。磁体的低温恒温器 238 中的中心孔容许带电粒子引导装置 208 突出到扫描器 的对象空间中。为了使束管 208 通过， 梯度线圈 248 和 RF 线圈 212 能够被配置为在中心区 具有孔。如果带电粒子引导装置相对于磁体的竖直轴成角度取向， 则能够通过绕竖直轴旋 说 明 书。
47、 CN 102245264 B 10 8/10 页 11 转对象台来使用一个以上的场进行辐照。与旋转带电粒子托台相比， 使带电粒子束线相对 于磁体处于固定位置大大简化了系统的构造。使带电粒子束系统和 MRI 磁体相对于彼此固 定具有的优点是大大简化了带电粒子束轨迹的控制并提高了治疗系统的耐用性。 0072 带电粒子束扫描磁体优选地位于距磁体某一距离处， 以最小化 MRI 系统和带电粒 子束扫描系统之间的磁干扰。30MeV 和 300MeV 之间的质子的束轨迹的扩展足够小， 该差异 能够由束扫描磁体补偿。因此， 质子束线和对象支撑体 202 均不需要被机械移动以沿与未 畸变的束轨迹重合的直线辐照。
48、位于对象中各种深度的体素线 (line)。 0073 顶部一半和底部一半能够借助于至少一个刚性冷支撑体 242 互连。单个支撑体容 许对象支撑体 202 旋转至几乎任何方位。在使用两个冷支撑体 242 的情况下， 能够选择它 们相对于质子引导装置 208 的角位置， 使得最大化不干扰冷支撑体 242 的对象支撑体位置 的数量。 0074 第一子磁体 234 的顶板 250 优选地具有凹陷 254， 该凹陷能够是圆锥形， 最小化第 一子磁体 234 中的中心孔 238 的长度， 引导装置 208 穿过该中心孔 238 进入 MRI 系统 200。 此斜面 254 也能够用于定位属于 MRI 系统。
49、 200 或属于带电子里引导装置 208 的辅助装备。 为了减小以上磁体的区域中的 MRI 磁体 234、 236 的弥散场， 通过并入具有较小直径的附加 的较小屏蔽线圈， 能够改善标准全景磁体(包括两个大直径线圈)的简单的主动屏蔽布置。 0075 带电粒子束210和超导磁体线圈246的相对位置优选地选择为使得没有超导绕组 直接暴露于高能带电粒子。这最小化了子磁体 234、 236 能够被带电粒子照射淬灭的风险。 为了避免系统的放射活动， 带电粒子束近侧的构成材料的量应当尽可能地最小化。 0076 伤口 (lesion) 的照射涉及调节控制照射区域的深度的带电粒子能量、 用于带电 粒子束的短程横向分布的带电粒子束的小的横向移位、 用于带电粒子能量的较大规模横向 分布的在水平面中两个方向上对象支撑体 202 的平移、 以及支撑体 202 的旋转 ( 与横向移 位和能量调整向结合)， 以减小对象的表面和待处理(多场处理)的伤口之间的能量贮存健 康组织。 0077 本发明的实施例可以具有一个或多个以下特征 ： 0078 取决于带电粒子能量和对象位置， 考虑扫描器的磁场， 预测准确的束轨迹 ； 0079 在施加治疗时， 基于对象的快速 MRI 图像， 实时更新束操控参数。优选地，。