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带电粒子束疗法和 磁共振成像

阅读：1031发布：2020-07-14

专利汇可以提供带电粒子束疗法和磁共振成像专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本发明提供一种医疗设备(100)，包括：磁共振成像系统(110)，所述磁共振成像系统用于从至少部分地覆盖所关注的受试者(120)的成像体积(122)获取磁共振数据，其中所述磁共振成像系统(110)包括用于在所述成像体积(122)内产生磁场的主磁体(112)；粒子束设备(150)，所述粒子束设备具有用于由带电粒子形成的粒子束(154)的粒子束管路(152)，所述粒子束设备包括被配置成用于绕旋转轴线(R)旋转的门架(156)，所述旋转轴线被沿所述主磁体(112)的纵向方向布置，其中所述门架(156)包括用于将所述粒子束(154)引导至所述成像体积(122)内的辐射体积(124)的至少一个偏转磁体(158)；主动补偿线圈(200)，所述主动补偿线圈被布置成大致至少环绕所述成像体积(122)；及控制单元(132)，所述控制单元用于控制所述主动补偿线圈(200)以抵消由所述成像体积(122)内的所述至少一个偏转磁体(158)至少沿所述主磁体(112)的纵向方向所导致的杂散磁场。本发明还提供一种用于在上述医疗设备(100)中使用的屏蔽方法。，下面是带电粒子束疗法和磁共振成像专利的具体信息内容。

权利要求

1.一种医疗设备(100)，包括：
磁共振成像系统(110)，所述磁共振成像系统用于从至少部分地覆盖所关注的受试者(120)的成像体积(122)获取磁共振数据，其中所述磁共振成像系统(110)包括用于在所述成像体积(122)内产生磁场的主磁体(112)，
粒子束设备(150)，所述粒子束设备具有用于由带电粒子形成的粒子束(154)的粒子束管路(152)，所述粒子束设备包括被配置成用于绕旋转轴线(R)旋转的门架(156)，所述旋转轴线被沿所述主磁体(112)的纵向方向布置，其中所述门架(156)包括用于将所述粒子束(154)引导至所述成像体积(122)内的辐射体积(124)的至少一个偏转磁体(158)，主动补偿线圈(200)，所述主动补偿线圈被布置成大致至少环绕所述成像体积(122)且被设置成接近所述主磁体(112)的外表面，及
控制单元(132)，所述控制单元用于控制所述主动补偿线圈(200)以抵消由所述至少一个偏转磁体(158)导致的在所述成像体积(122)内至少沿所述主磁体(112)的纵向方向的杂散磁场。
2.根据权利要求1所述的医疗设备(100)，其特征在于
所述主动补偿线圈(200)被固定到所述门架(156)且能够与所述门架(156)一起绕所述旋转轴线(R)旋转。
3.根据权利要求2所述的医疗设备(100)，其特征在于
所述主动补偿线圈(200)被固定到所述门架(156)的出口部分(164)。
4.根据前述权利要求1至3中的任一项所述的医疗设备(100)，其特征在于所述主动补偿线圈(200)包括柱形支撑结构以及用于传输补偿电流的布置在所述支撑结构处的一组绕组(204)。
5.根据前述权利要求1至3中的任一项所述的医疗设备(100)，其特征在于所述主动补偿线圈(200)包括金属薄片，其中在所述金属薄片中切割出电路径，且使所述金属薄片绕柱形支撑结构弯曲。
6.根据前述权利要求1至3中的任一项所述的医疗设备(100)，其特征在于所述主动补偿线圈(200)设置有用于所述粒子束(154)穿过的至少一个开口(206)。
7.根据前述权利要求1至3中的任一项所述的医疗设备(100)，其特征在于所述控制单元(132)适于控制所述主动补偿线圈(200)以利用与所述至少一个偏转磁体(158)中的电流成比例的电流来激励所述主动补偿线圈。
8.根据前述权利要求1至3中的任一项所述的医疗设备(100)，其特征在于所述至少一个偏转磁体(158)和所述主动补偿线圈(200)被设置成具有用于使磁场匹配的相同的工作电流，且
所述主动补偿线圈(200)和所述至少一个偏转磁体(158)串联地电连接以便由相同的工作电流驱动。
9.根据前述权利要求1至3中的任一项所述的医疗设备(100)，其特征在于所述医疗设备(100)包括用于为所述主动补偿线圈(200)供电的驱动装置(202)，并且所述控制单元(132)适于使用来自所述粒子束设备(150)的磁体设定点信息来控制所述驱动装置(202)。
10.根据前述权利要求1至3中的任一项所述的医疗设备(100)，其特征在于所述主动补偿线圈(200)包括具有至少两个同轴的线圈层的多层线圈设置。
11.根据前述权利要求1至3中的任一项所述的医疗设备(100)，其特征在于所述主动补偿线圈(200)包括至少一个校正绕组。
12.一种在医疗设备(100)中使用的屏蔽方法，包括以下步骤
提供磁共振成像系统(110)，所述磁共振成像系统用于从至少部分地覆盖所关注的受试者(120)的成像体积(122)获取磁共振数据，其中所述磁共振成像系统(110)包括用于在所述成像体积(122)内产生磁场的主磁体(112)，
提供粒子束设备(150)，所述粒子束设备具有用于由带电粒子形成的粒子束(154)的粒子束管路(152)，所述粒子束设备包括被配置成用于绕旋转轴线(R)旋转的门架(156)，所述旋转轴线被沿所述主磁体(112)的纵向方向布置，其中所述门架(156)包括用于将所述粒子束(154)引导至所述成像体积(122)内的辐射体积(124)的至少一个偏转磁体(158)，提供主动补偿线圈(200)，所述主动补偿线圈被布置成大致至少环绕所述成像体积(122)且被设置成接近所述主磁体(112)的外表面，及
控制所述主动补偿线圈(200)以抵消由所述至少一个偏转磁体(158)导致的在所述成像体积(122)内至少沿所述主磁体(112)的纵向方向的杂散磁场。
13.根据权利要求12所述的屏蔽方法，其特征在于，所述方法包括
使所述主动补偿线圈(200)与所述至少一个偏转磁体(158)对齐。

说明书全文

带电粒子束疗法和 磁共振成像

技术领域

[0001] 本发明涉及将带电粒子引导至所关注的受试者体内的目标区的领域，其中所述粒子是使用磁共振成像来引导的。

背景技术

[0002] 在带电粒子束疗法中，将高能带电粒子束引导到受试者的目标区处。包括带电粒子的射束与物质的相互作用的基本机制是通过库仑力。随着两个粒子的相对速度减小，库伦撞击的横截面增加。在带电粒子束穿过受试者时，其越来越快地损失能量。这样的效果是，粒子束的大部分能量沉积(deposited)在射束路径的末端附近。因此，能量的高峰沉积在射束路径末端处，这称之为布拉格峰。

[0003] 因此，带电粒子束疗法允许非常精准地将高剂量传输到目标区，例如目标肿瘤，同时将传送给所关注的受试者的总剂量最小化。然而，即使是所关注的受试者的(例如)沿射束路径的解剖结构的小幅移动，或者是目标区的移位，也会导致传送的剂量显著偏离最初的剂量计划。因此，期望使用实时成像来追踪所关注的受试者并相对于所关注的受试者的运动(包括所关注的受试者的器官的运动)来调适射束。带电粒子束疗法的精度可通过基于磁共振(MR)成像的实时引导而显著提高。

[0004] 在带电粒子束疗法的领域内，可使用不同种类的带电粒子来治疗所关注的受试者，例如作为癌症治疗。因此，需要带电粒子源，以及射束路径以引导所述带电粒子束进入所关注的受试者体内。带电粒子束疗法的一个示例是质子疗法(PT)，其中质子直接进入所关注的受试者体内。在EP 2 379172B1中描述了组合式MR-质子疗法设备的一个示例。

[0005] 对于带电粒子束疗法来说，由于与MRI相关联的强磁场和用于将粒子束引导至目标区域的强磁场，在传送带电粒子束期间进行实时磁共振成像(MRI)是具有挑战性的。因此，磁场之间的相互作用叠加可能导致严重的问题，尤其是对于MRI来说。

[0006] 作为用于生成所关注的受试者体内图像的程序的一部分，磁共振成像(MRI)扫描仪使用静态磁场以使原子的核自旋对齐。在MRI扫描期间由发射器线圈产生的射频(RF)脉冲导致对局部磁场的微扰，且由核自旋发射的RF 信号被接收器线圈检测到。这些RF信号用于构建MRI图像。发射器线圈和接收器线圈也可整合成一个收发器线圈。应理解的是，术语“收发器线圈”的使用也适用于其中使用分离的发射器线圈和接收器线圈的系统。

[0007] 因此，所关注的受试者位于磁共振成像(MRI)系统中，且质子源是与门架一起提供的，所述门架将质子引导至所关注的受试者体内。所述门架可绕MRI系统的z轴旋转，即绕MRI系统的主磁体的z轴，以沿大致垂直于z轴的方向朝向所关注的受试者引导辐射，这是使用门架中的至少一个偏转磁体(也称为偶极磁体)实现的。

[0008] 这种设置使质子疗法系统的至少一个偏转磁体与MRI系统的主磁体靠得很近。所述偏转磁体在较大的孔隙中产生强的偶极磁场，该磁场可具有(例如)1.5T的场强，并沿垂直于弯曲平面的方向潜在地形成强的杂散磁场。由于该杂散磁场随着与偶极磁体相距的距离而快速衰减，其也会具有沿其它方向的分量，尤其是沿着MRI磁体的主磁场的方向，即z轴的方向。该磁场将导致图像畸变和其它伪影。由于所述偏转磁体绕MRI系统的z轴旋转，例如使用匀场技术而对MRI系统处的PT场进行静态补偿是不可行的。此外，偶极磁体的场强的调制必须与带电粒子能量的调制一起进行。带电粒子的能量适于沿着射束方向移动布拉格区域，例如具有增多能量的带电粒子与具有较低能量的带电粒子相比更深地进入到所关注的受试者体内。取决于带电粒子的能量，偏转磁体的外部磁场的强度也将因此是可变的。

[0009] 在此背景下，从文献WO 2012/164527 A1已知一种方法，所述方法用于校正包括磁共振成像系统和辐射疗法系统的MRI放射疗法设备的磁场。所述MRI系统包括用于在成像区内产生磁场的磁体。所述磁体产生的磁场在成像区以外具有零交叉(zero crossing)。所述医疗设备还包括被配置成用于使铁磁性部件绕旋转轴线旋转的门架。所述方法包括安装磁性校正元件的步骤，所述磁性校正元件位于垂直于所述旋转轴线的径向路径上。所述磁性校正元件定位于所述径向路径上，使得由于铁磁性部件所导致的所述成像区内的磁场变化减少。所述方法还包括重复地执行以下步骤：测量成像区内的磁场；确定成像区内的磁场变化；如果磁场内的变化高于预定阈值，则沿着径向路径调整所述磁性校正元件的位置。

[0010] 此外，已公开发布的WO 2014/121991 Al涉及一种医疗设备，所述医疗设备包括：磁共振成像系统；磁补偿线圈，所述磁补偿线圈用于补偿成像区内的磁场不均匀性；门架，所述门架可操作以绕所述成像区旋转；位置传感器，所述位置传感器用于测量所述门架的角位置和角速度；在所述门架内的至少一个磁场畸变部件；存储器，所述存储器存储机器可执行指令和磁场校正数据。所述指令致使处理器：从位置传感器接收位置和角速度数据；使用所述磁场校正数据、所述位置数据和所述角速度数据来确定用于控制所述磁补偿线圈的线圈控制命令；使用所述线圈控制命令来控制所述磁补偿线圈以补偿所述成像区内的磁场不均匀性；及获取磁共振数据。

发明内容

[0011] 本发明的目的之一是在执行磁共振成像时实现可靠的磁共振成像。本发明的另一方面是通过使用改进的磁共振成像而改进的引导来改进用于向所关注的受试者提供由带电粒子形成的粒子束的粒子束治疗。本发明的一个具体目的是提供一种医疗设备，所述医疗设备包括：磁共振成像系统，所述磁共振成像系统用于从所关注的受试者的成像体积的获取磁共振数据；及粒子束管路，所述粒子束管路用于提供由带电粒子形成的粒子束。本发明还提供一种屏蔽方法，所述方法能够在所述粒子束设备在所述成像体积内的操作期间可靠地补偿用于将所述粒子束引导到所述成像体积内的辐射体积的偏转磁体的磁场。

[0012] 这个目的是通过一种医疗设备实现的，所述医疗设备包括：磁共振成像系统，所述磁共振成像系统用于从至少部分地覆盖所关注的受试者的成像体积获取磁共振数据，其中所述磁共振成像系统包括用于在所述成像体积内产生磁场的主磁体；粒子束设备，所述粒子束设备具有用于提供由带电粒子形成的粒子束的粒子束管路，所述粒子束设备包括被配置成用于绕旋转轴线旋转的门架，所述旋转轴线被沿所述主磁体的纵向方向布置，其中所述门架包括用于将所述粒子束引导至所述成像体积内的辐射体积的至少一个偏转磁体；主动补偿线圈，所述主动补偿线圈被布置成大致至少环绕所述成像体积且被设置成接近所述主磁体的外表面；及控制单元，所述控制单元用于控制所述主动补偿线圈以抵消由所述成像体积内的所述至少一个偏转磁体至少沿所述主磁体的纵向方向所导致的杂散磁场。

[0013] 这个目的还通过一种用于医疗设备中的屏蔽方法来实现，所述方法包括以下步骤：提供磁共振成像系统，所述磁共振成像系统用于从至少部分地覆盖所关注的受试者的成像体积获取磁共振数据，其中所述磁共振成像系统包括用于在所述成像体积内产生磁场的主磁体；提供粒子束设备，所述粒子束设备具有用于由带电粒子形成的粒子束的粒子束管路，所述粒子束设备包括被配置成用于绕旋转轴线旋转的门架，所述旋转轴线被沿所述主磁体的纵向方向布置，其中所述门架包括用于将所述粒子束引导至所述成像体积内的辐射体积的至少一个偏转磁体；提供主动补偿线圈，所述主动补偿线圈被布置成大致至少环绕所述成像体积且被设置成接近所述主磁体的外表面；及控制所述主动补偿线圈以抵消由所述成像体积内的所述至少一个偏转磁体至少沿所述主磁体的纵向方向所导致的杂散磁场。

[0014] 因此，所述主动补偿线圈主动地抵消所述至少一个偏转磁体的横跨所述MR磁体的视场或成像体积的杂散磁场的z分量。因此，所述粒子束设备的所述至少一个偏转磁体的杂散磁场被主动地补偿，使得其沿着所述MR磁体的主磁场方向(即所述MR磁体的纵向方向或z轴)的分量在所述MR系统的所述成像体积上是均匀的或者为零。这优选地适用于所述粒子束设备的所述门架的所有旋转位置以及所述至少一个偏转磁体的磁场的所有强度。因此，所述粒子束设备、尤其是所述粒子束设备的所述至少一个偏转磁体对MR成像的品质的干扰效应被减少或消除。所述偏转磁体也称为偶极磁体。

[0015] 所述至少一个偏转磁体本身的屏蔽，即屏蔽源处的磁场，由于此磁场的巨大强度而并不容易。借助铁磁性材料进行被动屏蔽将是有问题的，因为这种屏蔽材料也将暴露于MRI磁体的杂散磁场，且因此横跨所述成像体积产生附加的磁场不均匀性。此外，所述至少一个偏转磁体的磁场及其杂散磁场的强度并非随时间不变的，而是随着带电粒子的能量而变化。由于大部分治疗手术涉及带电粒子的能量调制以便沿射束方向移动布拉格峰，因此静态补偿不适于抵消所述至少一个偏转磁体的磁场效应。这些不利之处可通过所提出的使用主动补偿线圈的主动屏蔽来克服。

[0016] 在所述主动补偿线圈尽可能地接近需要补偿磁场的体积时，所述至少一个偏转磁体的磁场的主动补偿是最有效的。因此，优选的是，尽可能地远离所述至少一个偏转磁体来设置所述主动补偿线圈。因此，优选的是所述主动补偿线圈的绕组分布在恰好位于所述磁体的柱形外表面外部的柱形表面上，或在所述主磁体的低温恒温器的柱形外表面的外部。优选的是，所述MRI的磁体不具有任何突起，因此所述主动补偿线圈可位于接近所述主磁体处，且尽可能地远离所述至少一个偏转磁体。在现有技术的某些磁体中，设置有用于例如低温端口或真空端口、磁体支撑附连件、磁体支脚或其它部件的此类突起。

[0017] 优选的是，所述门架被设置成沿垂直于所述主磁体的z轴的角度将带电粒子束引导至所关注的受试者。因此，带电粒子穿过所关注的受试者可被限制到最小，从而减少用于所关注的受试者的剂量。

[0018] 所述偏转磁体中的至少一个、即最接近所述门架的出口部分的偏转磁体的磁场，是垂直于所述磁体的z轴引导的，且随着与所述门架的出口部分的距离快速地减弱。由于这一磁场梯度，所述至少一个偏转磁体在所述MR磁体的所述成像体积处的磁场也具有z分量，其在z＝0平面内为零，且其大小随着远离所述MR磁体的这一中面而增加。对于这种偶极磁体的试验性设计来说，横跨所述成像体积的磁场梯度约为100ppm。为正确地操作所述MRI系统，消除所述至少一个偏转磁体的磁场的这一z分量是最重要的，且通常是足够的。

[0019] 优选的是，所述主动补偿线圈被设置成具有适合的形状和电流分布，使得其大致产生与所述至少一个偏转磁体相同的磁场模式，但具有相反的极性。这是通过主动补偿线圈的相应设计来实现的。

[0020] 优选的是，所述主动补偿线圈具有绕组分布，使得通过控制所述主动补偿线圈的电流，所形成的磁场(即所述至少一个偏转磁体的磁场连同所述主动补偿线圈的磁场)在所述MR磁体的整个视场(即所述成像体积)上具有均匀的z分量。所述至少一个偏转磁体和所述主动补偿线圈的总磁场的横向分量无需为零。只要总的横向磁场足够小，使得所述横向磁场和所述主MRI磁场的向量之和与所述MR磁体的磁场并无显著不同，所述MRI系统的成像过程将不会被所述横向磁场影响。

[0021] 所述粒子束设备的所述至少一个偏转磁体和所述主动补偿线圈的磁场的所形成的z分量的强度的优选选择为零。即使在此设计约束下，仍可获得用于所述主动补偿线圈中的电流分布的大量解决方案，即所述主动补偿线圈的设计基本上不限于本说明书。所述至少一个偏转磁体和所述补偿线圈的净磁场的横向分量也为零的特殊情况是具有吸引力的，因为这将消除所述磁共振成像系统与所述粒子束设备之间的其它可能的相互作用。然而，此实施方案需要强大设计的主动补偿线圈，与用于基本抵消所述磁场的总的z分量的主动补偿线圈相比，这将导致复杂的设计。

[0022] 优选的是，用于所述主动补偿线圈的电流模式是通过首先计算或测量所述至少一个偏转磁体在所述MR磁体的所述成像体积的位置处的磁场图来设计的。这些磁场值随后可使用流函数法用作线圈优化程序的磁场目标值。这类似于通常用于设计MR梯度线圈的情况。优化过程中的代价函数则可以是所述主动补偿线圈中的总耗散量。所形成的电流模式优选地被离散到各自传输相同的工作电流的绕组中。

[0023] 进一步优选的是，所述主动补偿线圈也补偿所述粒子束设备的其它磁场源的磁场。优选的是，所述主动补偿线圈也补偿随着所述至少一个偏转磁体中的工作电流而缩放的其它磁场源的磁场。

[0024] 优选的是，所述粒子束设备是用于将质子束引导至所关注的受试者的质子疗法(PT)设备。PT设备是本领域中已知的，且不必详细论述。

[0025] 根据优选的实施例，所述主动补偿线圈被固定到所述门架且能够与所述门架一起绕旋转轴线旋转。在将所述主动补偿线圈固定到所述门架的情况下，所述主动补偿线圈可容易地随所述门架和所述至少一个偏转磁体一起旋转，使得由所述至少一个偏转磁体产生的磁场与由所述主动补偿线圈产生的用于补偿的磁场一起旋转。这有利于旋转磁场的补偿。

[0026] 根据替代性实施例，所述主动补偿线圈能够绕所述门架的旋转轴线旋转，但所述主动补偿线圈的旋转是独立于所述门架的旋转来控制的。因此，所述主动补偿线圈可容易地添加到现有的医疗设备。也可以容易地添加到现有的粒子束设备。现有设备的设计无需被更改。

[0027] 根据优选的实施例，所述主动补偿线圈被固定到所述门架的出口部分。所述门架的所述出口部分是指所述门架的其中粒子束离开所述门架以进入所关注的受试者体内的那部分。在所述主动补偿线圈尽可能地接近需要补偿磁场的体积处时，所述至少一个偏转磁体的磁场的主动补偿是最有效的。因此，优选的是，尽可能地远离所述至少一个偏转磁体设置所述主动补偿线圈，即所述主动补偿线圈被固定到接近所述主磁体的所述出口部分。

[0028] 根据优选的实施例，所述主动补偿线圈包括柱形支撑结构和布置在所述支撑结构处的用于传输补偿电流的一组绕组。所述支撑结构和所述绕组优选地由有色金属材料制成，以免影响所述主磁体的内部、尤其是所述成像体积内的磁场。优选的是，所述绕组由铜制成。所述主动补偿线圈的所述绕组可放置在所述支撑结构的外表面或内表面上。根据如上所述的所述主动补偿线圈的设计电流分布模式，所述绕组优选地设置于所述支撑结构上。

[0029] 根据优选的实施例，所述主动补偿线圈包括金属薄片，其中在所述金属薄片中切割出电路径，且使所述金属薄片绕柱形支撑结构弯曲。所述支撑结构和所述金属薄片优选地由有色金属材料制成，以免影响所述主磁体的内部、尤其是所述成像体积内的磁场。优选的是，所述金属薄片由铜制成。所述主动补偿线圈的所述金属薄片可放置在所述支撑结构的外表面或内表面上。根据如上所述的所述主动补偿线圈的设计电流分布模式，所述电路径优选地设置于所述金属薄片中。

[0030] 根据优选的实施例，所述主动补偿线圈设置有用于粒子束穿过的至少一个开口。所述至少一个开口是指所述主动补偿线圈的不具有导电元件的区域。因此，所述至少一个开口用作所述带电粒子束到达所关注的受试者的窗口。例如，在非旋转型主动线圈的情况下，可设置多个开口，使得所述带电粒子束可从多个方向穿过所述多个开口引导至所关注的受试者。

[0031] 优选的是，所述主动补偿线圈相对于包括所述主磁体的z轴的平面具有镜像对称。进一步优选的是，所述主动补偿线圈的导体均不穿过此对称平面。因此，在所述主动补偿线圈的柱形结构及其支撑结构中可提供机械分开，以允许所述主动补偿线圈以两个半体安装在所述MRI磁体周围，在将线圈围绕所述MRI主磁体放置之后借助螺栓或其它装置将所述两个半体连接在一起。所述主动补偿线圈的两个半体的绕组优选地串联连接。

[0032] 根据优选的实施例，所述主动补偿线圈借助空气、通过强制或自然对流、或者通过流经安装在所述主动补偿线圈的表面上的冷却通道的水、或者经过所述主动补偿线圈的绕组本身(在所述绕组由中空导体制成的情况下)而冷却。由于所述主动补偿线圈优选地随偏转的偶极磁体旋转，因此可使用所述偶极磁体的水冷系统来冷却所述主动补偿线圈。

[0033] 根据优选的实施例，所述控制单元适于控制所述主动补偿线圈以利用与所述至少一个偏转磁体中的电流成比例的电流来激励所述主动补偿线圈。因此，所述至少一个偏转磁体的磁场的补偿可被促进，因为所述至少一个偏转磁体的场强变化(其会影响所述杂散磁场的强度)也直接施加到所述主动补偿线圈。利用如上所述的所述主动补偿线圈的适合设计，所述杂散磁场的补偿可通过用成比例的电流来驱动所述主动补偿线圈而自动地执行。

[0034] 根据优选的实施例，所述至少一个偏转磁体和所述主动补偿线圈被设置成具有用于使磁场匹配的相同的工作电流，且所述主动补偿线圈和所述至少一个偏转磁体串联地电连接以便由同一工作电流驱动。因此，可进一步促进所述至少一个偏转磁体的磁场的补偿，因为所述至少一个偏转磁体的场强变化(其会影响所述杂散磁场的强度)由所述主动补偿线圈直接补偿。利用如上所述的所述主动补偿线圈的适合设计，所述杂散磁场的补偿可自动地执行。

[0035] 根据优选的实施例，所述医疗设备包括用于为所述主动补偿线圈供电的驱动装置，且所述控制单元适于使用来自所述粒子束设备的磁体设定点信息来控制所述驱动装置。因此，可独立于经过所述至少一个偏转磁体的电流来驱动所述主动补偿线圈，即以独立模式驱动所述主动补偿线圈。在这种独立操作模式下，产生并使用由恰当的依赖于所述偏转磁体中的电流的补偿电流值组成的查找表是有用的。所述查找表可通过磁性仿真或通过测量偶极磁体和所述主动补偿线圈的磁场来产生。如果所述偶极磁体的铁磁性部分中的磁滞影响依赖于电流的外部磁场，则针对所述偶极电流增加或减少的情况提供单独的查找表是有利的。

[0036] 根据优选的实施例，所述主动补偿线圈包括具有至少两个同轴的线圈层的多层线圈设置。例如，所述多层设置可例如通过设置柱形支撑结构而实现，其中在其柱形内表面上设置一组绕组，且在其柱形外表面上设置另一组绕组，因此在此实施例中形成两个线圈层。优选的是，所述线圈层可独立地驱动。附加线圈层可添加至所述主动补偿线圈，以补偿由任何附加的磁场源产生的磁场，例如在使用多个偏转和/或扫描磁体时。所述多层线圈设置能实现所述偶极磁体的外部磁场中的非线性(这可由所述偏转磁体的铁回轭(iron return yoke)中的饱和造成)补偿。此外，如果粒子束设备包括多个磁体，所述多个磁体是利用具有不同时间依赖性的电流驱动的，则所述多层设置优选地用于补偿由这些磁性杂散磁场源产生的磁场。

[0037] 作为选择，所述主动补偿线圈可被设置成为包括至少两个独立线圈的主动补偿线圈组件。上文关于所述多层线圈设置论述的原理也适用于包括至少两个独立线圈的所述主动补偿线圈组件。

[0038] 根据优选的实施例，所述主动补偿线圈包括至少一个校正绕组。通常，与所述主动补偿线圈的尺寸相比，所述至少一个校正绕组是小的。所述至少一个校正绕组能实现补偿效果的精细调节，这是补偿由于制造或对齐精度所导致的磁场误差所期望的。

[0039] 根据优选的实施例，所述方法包括使所述主动补偿线圈与所述至少一个偏转磁体对齐。具体地讲，在将所述主动补偿线圈附接到绕所述MR磁体的中心线旋转的所述门架时，所述补偿线圈需要准确地对齐到所述至少一个偏转磁体。在所述至少一个偏转磁体与所述主动补偿线圈对齐的情况下，所述至少一个偏转磁体与所述主动补偿线圈的磁场模式可彼此匹配，这有利于所述至少一个偏转磁体的磁场的补偿。

[0040] 在所述主动补偿线圈与单独的粒子束设备(即，不具有MRI系统)一起使用时，上文关于医疗设备论述的原理也是适用的。因此，可在所述主动补偿线圈内部提供柱形空间，其中至少在沿所述门架的旋转轴线的方向上可以可靠地补偿杂散磁场。附图说明

[0041] 参照下文所述的实施例，本发明的这些和其它方面将变得明显并得到阐明。然而，此实施例未必代表本发明的全部范围，因此参照本文及权利要求书以解读本发明的范围。

[0042] 在附图中：

[0043] 图1示出了根据第一实施例的带有主动补偿线圈的医疗设备的一实施例的概略剖视图，

[0044] 图2在透视图中示出了根据图1的第一实施例的医疗设备，其中省略了主动补偿线圈，

[0045] 图3在透视图中示出了根据图2的偏转磁体和MR磁体的示意性布置，[0046] 图4在透视、剖视图中示出了图1的医疗设备的MR系统的MR磁体中的磁场分布，其中没有如现有技术已知的主动屏蔽件，

[0047] 图5在透视、剖视图中示出了图1的医疗设备的MR系统的MR磁体中的磁场分布，其中具有主动补偿线圈，

[0048] 图6在透视、剖视图中示出了主动补偿线圈的一半的绕组，以及根据图5的医疗设备的MR系统的MR磁体，其中该图的剖切面位于补偿线圈的对称平面处，

[0049] 图7在透视、剖视图中示出了如图5和6所示的主动补偿线圈的一半的绕组，且没有MR磁体，其中该图的剖切面位于补偿线圈的对称平面处，并且

[0050] 图8示出了根据图7的主动补偿线圈的一半的绕组的平面图，其中为清楚起见而省略了所述绕组的一半。

具体实施方式

[0051] 图1和2示出了根据优选实施例的医疗设备100。

[0052] 医疗设备100包括磁共振成像(MRI)系统110，该磁共振成像(MRI)系统110包括磁共振(MR)磁体112(也称为主磁体)，所述磁体被设置成具有两个子磁体114的分体的磁体。如在图2中可详细看出，每个子磁体114包括低温腔室136，该低温腔室136设置有辐射屏蔽件138。低温腔室136内布置有适于产生主磁场的内部超导线圈140和外部超导屏蔽线圈
142。超导屏蔽线圈142被调适成使得存在环绕子磁体114的零磁场区域。

[0053] 在子磁体114的孔116内，设有适用于接纳所关注的受试者120的支撑件118。在两个子磁体114之间，存在成像体积122，其中磁场足够均匀以能够获取磁共振成像数据。在成像体积122内存在辐射区124，也称为目标区124，这将在下文详细论述。在此实施例中，磁共振成像数据是使用分体的收发器线圈126获取的。信息的空间编码是通过分体的梯度线圈128来执行的。在此实施例中，梯度线圈128位于主磁体112的孔116内。

[0054] 在此实施例中，分体的收发器线圈126直接设定于所关注的受试者120身上。在其它实施例中，用于获取磁共振成像数据的线圈可安装至MR磁体112的孔116内、可安装于支撑件上，或者可安装至梯度线圈128。

[0055] 收发器线圈126连接到收发器130。收发器130能够发射和接收射频信号。收发器130与控制单元132连接。分体的梯度线圈128由梯度放大器134供电，所述梯度放大器由控制单元132控制。梯度放大器134是能够为梯度线圈128供应电流的功率放大器。控制单元
132是适于从收发器126获得的磁共振数据来构造图像的数据处理装置。

[0056] 医疗设备100还包括粒子束设备150，在此实施例中它是质子疗法(PT)设备。PT设备150具有用于由带电粒子形成的粒子束154的粒子束管路152，所述粒子束管路包括被配置成用于绕旋转轴线R旋转的门架156，所述旋转轴线被沿着主磁体112的纵向方向布置。所述门架包括用于将粒子束154引导至成像体积122内的辐射体积124的一个偏转磁体158。在此实施例中，粒子束154以垂直于主磁体112的z轴的角度被引导至所关注的受试者120。设置于门架156中的其它偏转磁体是不可见的，且也不再详细论述。图3示意性地示出偏转磁体158和MR磁体112的布置。MR磁体112被示为单个磁体。然而，MR磁体112的具体设计如上文所述。

[0057] PT设备150包括被设置成用于控制偏转磁体158的引导装置160。控制单元132适于控制引导装置160。引导装置160适于将粒子束154引导至辐射体积124。如图1和2可见，由于主磁体112、收发器线圈126和梯度线圈128的分体设计，粒子束154并不与主磁体112、收发器线圈126和梯度线圈128相交。

[0058] PT设备150还包括用于支撑门架156的可旋转支撑件162。如图2可见，可旋转支撑件162环绕MRI系统110。可旋转支撑件162在出口部分(outlet section)164的区域支撑门架156，在出口部分164处粒子束154离开门架156。

[0059] 用于扫描粒子束154的脉冲电磁体优选地位于低磁场环166内部，这允许使用具有铁磁性回轭(return yoke)的有效扫描磁体。

[0060] 如图4可见，在一起操作MRI系统110和PT设备150时，偏转磁体158导致了主磁体112内的磁场的不均匀性，这可通过磁场分布球170看出。

[0061] PT设备150还包括主动补偿线圈200以在MR磁体112内提供均匀磁场。主动补偿线圈200被布置成大致至少环绕成像体积122。主动补偿线圈200进一步设置成接近主磁体112的外表面。在此位置中，主动补偿线圈200被固定至门架156的出口部分164且可与门架156一起绕旋转轴线线R旋转。

[0062] 主动补偿线圈200是经由驱动单元202驱动的。控制单元132经由驱动单元202来控制主动补偿线圈200。此外，控制单元132控制主动补偿线圈200以抵消由偏转磁体158导致的在成像体积122内沿主磁体112的纵向方向的杂散磁场。在此实施例中，控制单元132控制主动补偿线圈200以使用驱动单元202利用与偏转磁体158中的电流成比例的电流来激励所述主动补偿线圈。

[0063] 因此，控制单元132控制主动补偿线圈200以主动抵消偏转磁体158的横跨MR磁体112的成像体积122的杂散磁场的z分量，使其沿着MR磁体112的纵向方向的分量在成像体积
122内是均匀的或者为零。此控制适用于粒子束设备150的门架158的所有旋转位置，以及适用于偏转磁体158的磁场的所有强度。

[0064] 在此实施例中，主动补偿线圈200被设计成具有适合的形状和电流分布，使其产生与偏转磁体158基本相同的磁场模式，但具有相反的极性。此外，主动补偿线圈200对齐到偏转磁体158，使得偏转磁体158和主动补偿线圈200的磁场模式彼此匹配。更进一步地，主动补偿线圈200具有绕组分布，使得通过控制主动补偿线圈200的电流，所形成的磁场(即所述至少一个偏转磁体的磁场连同所述主动补偿线圈的磁场)在MR磁体112的整个成像体积上具有均匀的z分量。

[0065] 主动补偿线圈200包括在图中并未示出的柱形支撑结构，以及用于传输补偿电流的布置于所述支撑结构处的一组绕组204，如图5-7中可见。支撑结构和绕组204由有色金属材料制成。绕组204由铜线形成。在此实施例中，主动补偿线圈200的绕组204放置在所述支撑结构的外表面上。在替代性实施例中，主动补偿线圈200的绕组204放置在所述支撑结构的内表面上。绕组204根据如下所述的主动补偿线圈200的设计电流分布模式而设置在所述支撑结构上。

[0066] 在替代性实施例中，主动补偿线圈200包括金属薄片，其中在所述金属薄片中切割出电路径，且使所述金属薄片绕柱形支撑结构弯曲。所述支撑结构和所述金属薄片由有色金属材料制成。所述金属薄片由铜制成。主动补偿线圈200的所述金属薄片放置在所述支撑结构的外表面或内表面上。

[0067] 如图7和8可见，主动补偿线圈200包括两个对称的半线圈210，其中一个在图7和8中示出。在图8中，与图7相比，出于简洁的原因仅示出了主动补偿线圈200的绕组204的一半。然而，在替代性实施例中，与图7示出的实施例相比，主动补偿线圈200设置有绕组204的一半。在此情况下，与图7所示的主动补偿线圈200相比，主动补偿线圈200可借助双电流驱动，以便实现相同的主动补偿。

[0068] 利用两个半线圈210，主动补偿线圈200被设置成相对于包含主磁体112的z轴的平面镜像对称。每个半线圈210被设置成其绕组204与相应的另一半线圈210的绕组204分离开，使得主动补偿线圈200的绕组204均不跨过此对称平面。两个半线圈210的绕组204串联连接，尽管其在图中看起来是以单独的绕组204的形式提供的。因此，相同的电流施加至诸如图8所示的绕组204。电流的方向在图8中由添加至绕组204的箭头指示。

[0069] 在此实施例中，主动补偿线圈200是借助空气冷却的，通过强制对流或自然对流。在替代性实施例中，所述绕组设置为中空导体，以用于作为冷却剂的水的循环。在另一实施例中，冷却通道安装于主动补偿线圈200的表面上，以实现水循环以便进行冷却。

[0070] 如图1可见，主动补偿线圈200设置有用于粒子束154通过的开口206。开口206是指主动补偿线圈200的不具有导电元件(即不具有绕组204)的区域。如图1可见，连接窗口208被设置成用于分体的收发器线圈126和收发器130的连接。

[0071] 用于主动补偿线圈200的绕组204的电流模式是通过首先计算或测量至少一个偏转磁体158在MR磁体112的成像体积122位置处的磁场图来设计的。这些磁场值用作使用流函数法的线圈优化程序的磁场目标值，所述流函数法类似于通常用于设计MR梯度线圈的方法。优化过程中的代价函数是主动补偿线圈200中的总耗散量。所形成的电流模式优选地被离散到各自携载相同的工作电流的绕组204中。在替代性实施例中，主动补偿线圈200也补偿了粒子束设备150的其它磁场源的磁场，具体地讲，主动补偿线圈200补偿了随着偏转磁体158中的工作电流而缩放的其它磁场源的磁场。主动补偿线圈200也包括校正绕组。

[0072] 尽管已经在附图和前面的描述中详细图示和描述了本发明，但这样的图示和描述被认为是图示性或示例性的而非限制性的；本发明不限于所公开的实施例。通过研究附图、说明书和所附的权利要求，本领域技术人员在实践所主张的本发明时，能够理解并实现所公开的实施例的其他变型。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且不定冠词“一”或“一个”不排除多个。在互不相同的从属权利要求中记载的特定措施并不表示不能有利地使用这些措施的组合。在权利要求中的任何附图标记不应被解释为对范围的限制。

[0073] 附图标记列表

[0074] 100 医疗设备

[0075] 110 磁共振成像(MRI)系统

[0076] 112 磁共振(MR)磁体，主磁体

[0077] 114 子磁体

[0078] 116 孔

[0079] 118 支撑件

[0080] 120 所关注的受试者

[0081] 122 成像体积

[0082] 124 辐射体积，目标区

[0083] 126 分体的收发器线圈

[0084] 128 分体的梯度线圈

[0085] 130 收发器

[0086] 132 控制单元

[0087] 134 梯度放大器

[0088] 136 低温腔室

[0089] 138 辐射屏蔽件

[0090] 140 内部超导线圈

[0091] 142 外部超导线圈

[0092] 150 粒子束设备，质子疗法设备

[0093] 152 粒子束管路

[0094] 154 粒子束

[0095] 156 门架

[0096] 158 偏转磁体

[0097] 160 引导装置

[0098] 162 可旋转支撑件

[0099] 164 出口部分

[0100] 166 低磁场环

[0101] 170 磁场分布球体

[0102] 200 主动补偿线圈

[0103] 202 驱动单元

[0104] 204 绕组

[0105] 206 开口

[0106] 208 连接窗口

[0107] 210 半线圈

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