JP6449920B2 - 荷電粒子ビーム治療及び磁気共鳴イメージング - Google Patents

Description

本発明は、関心のある被検体内のターゲットゾーンへ荷電粒子を導く分野であって、粒子が、磁気共鳴イメージングを使用して導かれる、分野に関する。

荷電粒子ビーム治療においては、エネルギー性荷電粒子ビームが、被検体のターゲットゾーンにあてられる。荷電粒子をもつビームと物質との相互作用に関する主なメカニズムは、クーロン力による。２つの粒子の相対速度が減少するとき、クーロン衝突の断面が増加する。荷電粒子ビームが被検体を通って進むとき、それは、急速にエネルギーを失っていく。この効果は、粒子ビームのエネルギーの大部分がビーム経路の端の終端付近に堆積されることである。従って、エネルギーの大きいピークは、ブラッグピークと呼ばれるビーム経路の終端に堆積される。

従って、荷電粒子ビーム治療は、ターゲットゾーンに、例えば腫瘍ターゲットに、高い線量を非常に正確に送達し、他方で、関心のある被検体への総線量を最小化にすることを可能にする。しかしながら、例えばビームの経路内の、解剖学的構造のような関心のある被検体の小さい移動、又はターゲットゾーンの移動でさえ、元の線量計画からの、供給された線量の深刻な逸脱をもたらすことがある。従って、関心のある被検体を追跡し、関心のある被検体の器官の動きを含む関心のある被検体の動きにビームを適応させるために、リアルタイムイメージングを使用することが望ましい。荷電粒子ビーム治療の正確さは、磁気共鳴（ＭＲ）イメージングに基づくリアルタイムガイダンスによって大幅に改善されることができる。

荷電粒子ビーム治療の分野において、さまざまな異なる種類の荷電粒子が、関心のある被検体の治療のために、例えば癌治療として、使用されることができる。従って、荷電粒子のソースが必要とされ、関心のある被検体に荷電粒子ビームを向けるためのビーム経路が必要である。荷電粒子ビーム治療の１つの例はプロトン治療（ＰＴ）であり、この場合、プロトンは、関心のある被検体に導かれる。組み合わされたＭＲ−プロトン治療装置の例は、欧州特許出願公開第2379172B1号明細書に記述されている。

荷電粒子ビーム治療の場合、ＭＲＩに関連付けられる高磁界のため及び粒子ビームをターゲットゾーンにあてるために使用される高磁界のため、荷電粒子ビームの供給中のリアルタイムの磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は難しい。それゆえ、特にＭＲＩの場合、磁界の重ね合わせ及び磁界同士の相互作用は、深刻な問題をもたらしうる。

静磁界は、関心のある被検体の身体内の画像を生成するためのプロシージャの一部として原子の核スピンをそろえるために、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）スキャナによって使用される。ＭＲＩスキャンの間、送信器コイルによって生成される高周波（ＲＦ）パルスは、局所磁界に揺らぎを生じさせ、核スピンによって放出されるＲＦ信号が、受信器コイルによって検出される。これらのＲＦ信号は、ＭＲＩ画像を構成するために使用される。送信器及び受信器コイルは、単一のトランシーバコイルに統合されることもできる。トランシーバコイルという語の使用は、更に、別々の送信器コイル及び受信器コイルが使用されるシステムにも関連する。

従って、関心のある被検体は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム内に位置付けられ、プロトン源が、ガントリと共に提供され、ガントリは関心のある被検体にプロトンを導く。ガントリは、ＭＲＩシステムのｚ軸を中心に、すなわちＭＲＩシステムの主磁石のｚ軸を中心に、回転可能であり、それにより、実質的にｚ軸に対し垂直な方向において関心のある被検体に放射線を向け、これは、ガントリ内の少なくとも１つの曲げ磁石（双極子磁石とも呼ばれる）を使用して達成される。

このセットアップは、ＭＲＩシステムの主磁石の近くに、プロトン治療システムの少なくとも１つの曲げ磁石をおく。曲げ磁石は、大きいアパーチャに、例えば〜１．５Ｔの磁界強度を有することができる強い双極子磁場を生成し、潜在的に、曲げ平面に対し垂直な方向に強い漂遊磁界を生成する。この漂遊磁界は、双極子磁石からの距離が大きくになるに従って急速に低下するので、それは更に、他の方向に、特にＭＲＩ磁石の主磁界の方向に沿って、すなわちｚ軸の方向に成分を有する。この磁界は、画像歪み及び他のアーチファクトをもたらす。例えばシミングを使用する、ＭＲＩシステムのＰＴフィールドの静的補償は、ＭＲＩシステムのｚ軸を中心とする曲げ磁石の回転のため、実現可能でない。更に、双極子磁石の磁界強度は、荷電粒子のエネルギーの変調とともに変調される。荷電粒子のエネルギーは、ビーム方向に沿ってブラッグゾーンを移動させるように適応され、例えば、増大されたエネルギーを有する荷電粒子は、より低いエネルギーを有する荷電粒子よりも、関心のある被検体により一層入りこむ。荷電粒子のエネルギーに依存して、曲げ磁石の外部磁界の強度もまた可変である。

この状況において、磁気共鳴イメージングシステム及び放射線治療システムを有するＭＲＩ放射線治療装置の磁界を補正するための方法が、国際公開第2012/164527A1号明細書から知られている。ＭＲＩシステムは、イメージングゾーン内に磁界を生成する磁石を有する。磁石は、イメージングゾーンの外側にゼロ交差を有する磁界を生成する。医療装置は更に、回転軸を中心に強磁性コンポーネントを回転させるように構成されるガントリを有する。方法は、回転軸に対し垂直な半径方向経路上に位置付けられる磁気補正素子を設置するステップを有する。磁気補正素子は、強磁性コンポーネントによるイメージングゾーン内の磁界の変化が低減されるように、半径方向経路に位置付けられる。方法は更に、イメージングゾーン内の磁界を測定するステップと、イメージングゾーン内の磁界の変化を決定するステップと、磁界の変化が予め決められた閾値を上回る場合、半径方向経路に沿って磁気補正素子の位置を調整するステップと、を反復的に含む。

更に、国際公開第2014/121991A1号明細書は、磁気共鳴イメージングシステムと、イメージングゾーン内の磁気不均一性を補償する磁気補償コイルと、イメージングゾーンの周りを回転するように動作可能なガントリと、ガントリの角度位置及び角速度を測定する位置センサと、ガントリ内の少なくとも１つの磁界歪曲コンポーネントと、マシン実行可能命令及び磁界補正データを記憶するメモリと、を有する医療装置を記述する。命令は、位置センサから位置及び角速度データを受け取るステップと、磁界補正データ、位置データ及び角速度データを使用して、磁気補償コイルを制御するためのコイル制御コマンドを決定するステップと、コイル制御コマンドを使用して、イメージングゾーン内の磁気不均一性を補償するように磁気補償コイルを制御するステップと、磁気共鳴データを取得するステップとを、プロセッサに実行させる。

本発明の目的は、磁気共鳴イメージングを実施する際に信頼性の高い磁気共鳴イメージングを可能にすることである。本発明の他の見地は、改善された磁気共鳴イメージングを使用した改善されたガイダンスによって、関心のある被検体に荷電粒子の粒子ビームを供給するように、粒子ビーム処置を改善することである。本発明の特定の目的は、関心のある被検体のイメージングボリュームから磁気共鳴データを取得するための磁気共鳴イメージングシステム及び荷電粒子の粒子ビームを提供するための粒子ビームラインを有する医療装置と、イメージングボリューム内の粒子ビーム装置の作動中、イメージングボリューム内の照射ボリュームに粒子ビームを導くための曲げ磁石の磁界の信頼性のある補償を可能にするシールド方法とを提供することである。

この目的は、関心のある被検体を少なくとも部分的にカバーするイメージングボリュームから磁気共鳴データを取得するための磁気共鳴イメージングシステムであって、イメージングボリューム内に磁界を生成する主磁石を有する、磁気共鳴イメージングシステムと、荷電粒子の粒子ビームを提供するための粒子ビームラインを有する粒子ビーム装置であって、主磁石の長手方向に配される回転軸を中心に回転するように構成されるガントリを有し、前記ガントリが、イメージングボリューム内の照射ボリュームに粒子ビームを導くための少なくとも１つの曲げ磁石を有する、粒子ビーム装置と、少なくとも実質的にイメージングボリュームを囲むように配され、主磁石の外側表面に近接して提供される能動補償コイルと、少なくとも１つの曲げ磁石によってイメージングボリューム内の少なくとも主磁石の長手方向にもたらされる漂遊磁界を打ち消すように能動補償コイルを制御する制御ユニットと、を有する医療装置によって達成される。

この目的は更に、関心のある被検体を少なくとも部分的にカバーするイメージングボリュームから磁気共鳴データを取得する磁気共鳴イメージングシステムを提供するステップであって、磁気共鳴イメージングシステムが、イメージングボリューム内に磁界を生成するための主磁石を有する、ステップと、荷電粒子の粒子ビームのための粒子ビームラインを有する粒子ビーム装置を提供するステップであって、粒子ビーム装置が、主磁石の長手方向に配置される回転軸を中心に回転するように構成されるガントリを有し、ガントリが、イメージングボリューム内の照射ボリュームに粒子ビームを導くための少なくとも１つの曲げ磁石を有する、ステップと、イメージングボリュームを少なくとも実質的に囲むように配置され及び主磁石の外側表面に近接してき提供される能動補償コイルを提供するステップと、少なくとも１つの曲げ磁石によって、イメージングボリューム内の少なくとも主磁石の長手方向にもたらされる漂遊磁界を打ち消すように能動補償コイルを制御するステップと、を有する、医療装置において使用されるシールド方法によって達成される。

従って、能動補償コイルは、ＭＲ磁石のイメージングボリューム又は視野全体において少なくとも１つの曲げ磁石の漂遊磁界のｚ成分を能動的に打ち消す。それゆえ、ＭＲ磁石の主磁界方向、すなわちＭＲ磁石の長手方向又はｚ軸方向、に沿った成分が、ＭＲシステムのイメージングボリュームにわたって一様である又はゼロであるように、粒子ビーム装置の少なくとも１つの曲げ磁石の漂遊磁界が、能動的に補償される。これは好適には、粒子ビーム装置のガントリのすべての回転位置について及び少なくとも１つの曲げ磁石の磁界のすべての強度について適用される。こうして、ＭＲイメージングの品質に対する、粒子ビーム装置の、特に粒子ビーム装置の少なくとも１つの曲げ磁石の妨害効果が、低減され又は除去される。曲げ磁石は、双極子磁石とも呼ばれる。

少なくとも１つの曲げ磁石自体をシールドすること、すなわち、ソースのところで磁界をシールドすることは、この磁界の大きな強度のため容易でない。強磁性体により受動的にシールドすることは、問題があり、その理由は、このシールド物質がＭＲＩ磁石の漂遊磁界にも露呈され、それによりイメージングボリューム全体に付加の磁界不均一性を生成するからである。更に、少なくとも１つの曲げ磁石の磁界の強度及びそれゆえその漂遊磁界も同様に、時間にわたって一定でなく、荷電粒子のエネルギーによって変化する。ほとんどの処置プロシージャは、ビーム方向においてブラッグピークを動かすために荷電粒子のエネルギーの変調を含むので、静的な補償は、少なくとも１つの曲げ磁石の磁界の効果を打ち消すには適切でない。これらの不利益は、能動補償コイルを使用して提案される能動シールドによって克服されることができる。

能動補償コイルが、補償磁界が必要とされるボリュームのできるだけ近くにある場合、少なくとも１つの曲げ磁石の磁界の能動補償が最も効率的である。従って、少なくとも１つの曲げ磁石からできるだけ遠くに能動補償コイルを提供することが好ましい。従って、能動補償コイルは、磁石の円筒外側表面のちょうど外側に位置する、又は、主磁石のクライオスタットの円筒外側表面の外側に位置する円筒表面にわたって分布される巻線を有することが好ましい。好適には、ＭＲＩの磁石は、いかなる突出部ももたず、それゆえ、能動補償コイルは、主磁石のできるだけ近くに且つ少なくとも１つの曲げ磁石からできるだけ遠くに位置することができる。ある最先端技術の磁石において、このような突出部は、例えばクライオジェニック又は真空ポート、磁石支持アタッチメント、磁石脚部又は他のコンポーネントついて提供されている。

好適には、ガントリは、主磁石のｚ軸に対し垂直な角度で、関心のある被検体に荷電粒子のビームを導くように提供される。従って、関心のある被検体を通る荷電粒子の経路はは最小限に制限されることができ、それにより、関心のある被検体への線量を低減する。

曲げ磁石のうちの少なくとも１つ、すなわちガントリの出口セクションに最も近い曲げ磁石、の磁界は、磁石のｚ軸に垂直に向いており、ガントリの出口セクションから距離が大きくなるにつれて急速に小さくなる。この磁界勾配のため、ＭＲ磁石のイメージングボリュームにおける少なくとも１つの曲げ磁石の磁界もまた、ｚ成分を有し、これは、ｚ＝０平面ではゼロであり、ＭＲ磁石の中間面から遠ざかるにつれて大きさが増大する。このような双極子磁石の仮の設計に関して、イメージングボリューム全体の磁界勾配は、１００ｐｐｍのオーダーである。ＭＲＩシステムの適切な動作のために、少なくとも１つの曲げ磁石の磁界のこのｚ成分を除去することが最も重要であり、概して十分である。

好適には、能動補償コイルは、少なくとも１つの曲げ磁石と同じであるが反対の極性をもつ電磁界パターンを本質的に生成するように適切な形状及び電流分布を提供される。これは、能動補償コイルの個々の設計によって達成される。

好適には、能動補償コイルの電流の制御によって、結果として得られる磁界、すなわち能動補償コイルの磁界と少なくとも１つの曲げ磁石の磁界が、ＭＲ磁石の全体の視野であるすなわちイメージングボリュームにわたって一様なｚ成分を有するように、能動補償コイルが巻線分布を有する。少なくとも１つの曲げ磁石及び能動補償コイルの全体の磁界の横断方向の成分は、ゼロである必要はない。

横断方向の磁界全体が十分に小さく、ゆえに横断方向の磁界及び主ＭＲＩ磁石の磁界のベクトル和がＭＲ磁石の磁界と大きく異ならない限り、ＭＲＩシステムのイメージングプロセスは、横断方向の磁界に影響されない。

粒子ビーム装置の少なくとも１つの曲げ磁石及び能動補償コイルの磁界の結果として得られるｚ成分の強度の好適な選択は、ゼロである。

この設計制限があるとしても、能動補償コイルの電流分布に関する多くのソリューションが得られることができ、すなわち、能動補償コイルの設計は、本明細書によって本質的に制限されない。更に少なくとも１つの曲げ磁石及び補償コイルの正味の磁界の横断方向成分がゼロである特別な例が、魅力的であり、その理由は、それが磁気共鳴イメージングシステムと粒子ビーム装置との間の他の可能性がある相互作用を除去するからである。しかし、この実現例は、能動補償コイルの強力な設計を必要とし、それは本質的に磁界の全体のｚ成分を打ち消すための能動補償コイルと比較して複雑な設計をもたらす。

好適には、能動補償コイルの電流パターンは、最初にＭＲ磁石のイメージングボリュームのロケーションにおける少なくとも１つの曲げ磁石の磁界マップを計算し又は測定することによって設計される。これらの磁界値は、ストリーム関数方法を使用してコイル最適化プログラムの磁界ターゲットとして使用されることができる。これは、通常、ＭＲ勾配コイルを設計するために使用されるものと同様である。最適化の費用関数は、能動補償コイルの全体の消散でありうる。結果として得られる電流パターンは、好適には、各々が同じ動作電流を運ぶ複数の巻線に離散化される。

更に好適には、能動補償コイルは、粒子ビーム装置の磁界のうち他のソースの磁界も補償する。好適には、能動補償コイルは更に、少なくとも１つの曲げ磁石の動作電流によってスケーリングする他の磁界ソースの磁界も補償する。

好適には、粒子ビーム装置は、関心のある被検体にプロトンのビームを導くプロトン治療（ＰＴ）装置である。ＰＴ装置は、当技術分野において知られており、詳しく記述される必要がない。

好適な実施形態によれば、能動補償コイルは、ガントリに固定され、回転軸を中心にガントリと共に回転可能である。ガントリに固定される能動補償コイルによって、能動補償コイルは、ガントリ及び少なくとも１つの曲げ磁石によって容易に回転することができ、少なくとも１つの曲げ磁石によって生成される磁界及びその補償のために能動補償コイルによって生成される磁界が、一緒に回転する。これは、回転磁界の補償を容易にする。

代替の実施形態によれば、能動補償コイルは、ガントリの回転軸を中心に回転可能であるが、能動補償コイルの回転は、ガントリの回転から独立して制御される。従って、能動補償コイルは、既存の医療装置に容易に加えられることができる。能動補償コイルは更に、既存の粒子ビーム装置に容易に加えられることができる。既存の装置の設計が変更される必要はない。

好適な実施形態によれば、能動補償コイルは、ガントリの出口セクションに固定される。ガントリの出口セクションは、粒子ビームが関心のある被検体に入るためにガントリを去るガントリの部分をさす。少なくとも１つの曲げ磁石の磁界の能動補償は、能動補償コイルが補償磁界が必要とされるボリュームのできるだけ近くにある場合に、最も効率的である。従って、能動補償コイルが、主磁石に近い出口セクションに固定されるようにして、少なくとも１つの曲げ磁石からできるだけ遠くに能動補償コイルを提供することが好ましい。

好適な実施形態によれば、能動補償コイルは、円筒支持構造、及び補償電流を運ぶための支持構造に配置される巻線の組を有する。支持構造及び巻線は、好適には、主磁石内部の、特にイメージングボリュームにおける磁界に対する影響を回避するために、非鉄物質から作られる。好適には、巻線は、銅で作られる。能動補償コイルの巻線は、支持構造の外側又は内側表面に配置されることができる。巻線は、好適には、上述したように能動補償コイルの設計された電流分布パターンに従って支持構造に提供される。

好適な実施形態によれば、能動補償コイルは、金属シートを有し、電気経路が金属シートに切り込み形成され、金属シートは、円筒支持構造の周りに曲げられる。支持構造及び金属シートは、好適には、特にイメージングボリュームにおいて、主磁石内の磁界に対する影響を回避するために、非鉄物質から作られる。好適には、金属シートは、銅から作られる。能動補償コイルの金属シートは、支持構造の外側又は内側表面に配置されることができる。電気経路は、好適には、上述したように能動補償コイルの設計された電流分布パターンに従って、金属シートに提供される。

好適な実施形態によれば、能動補償コイルは、粒子ビームの経路のための少なくとも１つの開口を具える。少なくとも１つの開口は、導電性素子をもたない能動補償コイルの領域をさす。それゆえ、少なくとも１つの開口は、荷電粒子のビームが、関心のある被検体に達するためのウィンドウとして機能する。複の数開口が、提供されることができ、非回転の能動コイルの場合、荷電粒子のビームは、複数の開口を通じて複数の方向から関心のある被検体の方向に導かれることができる。

好適には、能動補償コイルは、主磁石のｚ軸を含む平面に対して鏡面対称を有する。好適には、能動補償コイルのいかなる導体も、この対称平面と交差しない。従って、能動補償コイル及びその支持構造の円筒構造における機械的な分割が提供されることができ、それにより、能動補償コイルが２つの半コイルの形でＭＲＩ磁石の周りに設置されることを可能にし、２つの半コイルは、ＭＲＩ主磁石周辺にコイルを配置した後にボルト又は他の手段によって一緒に結合される。能動補償コイルの２つの半コイルの巻線は、好適には直列に接続される。

好適な実施形態によれば、能動補償コイルは、強制又は自然対流により空気によって、あるいは、能動補償コイルの表面に設置される冷却チャネルを通じて、能動補償コイルが中空導体から作られる場合に能動補償コイル自体の巻線を通じて流れる水によって、冷却される。能動補償コイルは好適には曲げ双極子と共に回転するので、能動補償コイルを冷却するために双極子磁石の水冷システムを使用することも可能である。

好適な実施形態によれば、制御ユニットは、少なくとも１つの曲げ磁石の電流に比例する電流によって通電されるように能動補償コイルを制御するように適応される。それゆえ、漂遊磁界の強度に影響を与える少なくとも１つの曲げ磁石の磁界強度の変化が、同様に能動補償コイルに直接適用されるので、少なくとも１つの曲げ磁石の磁界の補償が容易にされることができる。上述したように能動補償コイルの適切な設計によって、漂遊磁界の補償は、比例する電流により能動補償コイルを駆動することによって、自動的に実施されることができる。

好適な実施形態によれば、少なくとも１つの曲げ磁石及び能動補償コイルは、磁界を整合させるために同じ動作電流を有するように、提供され、能動補償コイル及び少なくとも１つの曲げ磁石は、同じ動作電流によって駆動されるように直列に電気接続される。それゆえ、漂遊磁界の強度に影響を与える少なくとも１つの曲げ磁石の磁界強度の変化が能動補償コイルによって直接補償されるので、少なくとも１つの曲げ磁石の磁界の補償が一層容易にされる。上述したように能動補償コイルの適切な設計によって、漂遊磁界の補償が自動的に実施されることができる。

好適な実施形態によれば、医療装置は、能動補償コイルに電力供給するための駆動装置を有し、制御ユニットは、粒子ビーム装置からの磁石セットポイント情報を使用して駆動装置を制御するように適応される。それゆえ、能動補償コイルは、少なくとも１つの曲げ磁石を通る電流から独立して駆動されることができ、すなわち、能動補償コイルは、独立したモードで駆動される。この独立した動作モードにおいて、補償電流の適切な値のルックアップテーブルを生成し、曲げ磁石の電流に依存してそれを使用することが有用である。ルックアップテーブルは、磁気シミュレーションによって、又は、双極子磁石及び能動補償コイルの磁界の測定によって、生成されることができる。双極子磁石の強磁性体部分の磁気ヒステリシスが、電流に依存して外部磁界に影響を及ぼす場合、双極子電流が増大され又は減少されるケースについて別々のルックアップテーブルを提供することが有利である。

好適な実施形態によれば、能動補償コイルは、少なくとも２つの同軸コイル層を有する多層コイルセットアップを有する。多層セットアップは、例えば円筒支持構造を提供することによって達成されることができ、この場合、巻線の１つの組が、その内側の円筒表面に提供され、巻線の別の組が、その外側の円筒表面に提供され、それにより、本実施形態において２つのコイル層を形成する。好適には、コイル層は、独立して駆動されることができる。例えば多重曲げ及び／又はスキャニング磁石が使用される場合に、付加のコイル層が、任意の付加の磁界ソースによって生成される磁界を補償するために能動補償コイルに加えられることができる。多層コイルセットアップは、曲げ磁石の鉄リターンヨークの飽和によってもたらされることがある双極子磁石の外部磁界における非線形性の補償を可能にする。更に、粒子ビーム装置が、異なる時間依存性を有する電流によって駆動される多重磁石を有する場合、多層セットアップが、漂遊磁界のこれらのソースによって生成される磁界を補償するために好適に使用される。

代替として、能動補償コイルは、少なくとも２つの独立したコイルを有する能動補償コイルアセンブリとして提供されることができる。多層コイルセットアップに関して上述した原理は、少なくとも２つの独立したコイルを有する能動補償コイルアセンブリにも適用される。

好適な実施形態によれば、能動補償コイルは、少なくとも１つの補正巻線を有する。一般に、少なくとも１つの補正巻線は、能動補償コイルのサイズと比較して小さい。少なくとも１つの補正巻線は、製造又はアライメントの精度による磁界誤差を補償するために望まれることがある補償効果の微調整を可能にする。

好適な実施形態によれば、方法は、少なくとも１つの曲げ磁石に能動補償コイルをアラインすることを含む。特に、能動補償コイルが、ＭＲ磁石の中心線の中心に回転するガントリに取り付けられる場合、補償コイルは、少なくとも１つの曲げ磁石に正確にアラインされる必要がある。少なくとも１つの曲げ磁石及び能動補償コイルのアライメントによって、少なくとも１つの曲げ磁石及び能動補償コイルの磁界パターンが互いに整合されることができ、これは、少なくとも１つの曲げ磁石の磁界の補償を容易にする。

医療装置に関して上述した原理は、能動補償コイルが粒子ビーム装置とのみ一緒に使用される場合、すなわちＭＲＩシステムを伴わずに使用される場合にも、適用される。それゆえ、円筒状空間は、能動補償コイル内に提供されることができ、磁気漂遊磁界が、少なくともガントリの回転軸の方向において信頼性をもって補償されることができる。

本発明のこれらの及び他の見地は、以下に記述される実施形態から明らかになり、それらを参照して説明される。しかしながら、このような実施形態が本発明の範囲全体を必ずしも表すわけではなく、従って本発明の範囲を解釈するために請求項が参照される。

第１の実施形態による、能動補償コイルを有する医療装置の実施形態の概略断面図。 能動補償コイルが省かれている図１の第１の実施形態による医療装置の斜視図。 図２による曲げ磁石及びＭＲ磁石の概略的な構成を示す斜視図。 従来技術から知られている能動シールドなしの、図１の医療装置のＭＲシステムのＭＲ磁石の磁界分布を示す断面斜視図。 能動補償コイルを有する図１の医療装置のＭＲシステムのＭＲ磁石の磁界分布を示す断面斜視図。 図５の医療装置のＭＲシステムのＭＲ磁石と共に能動補償コイルの半分の巻線を示す断面斜視図であって、断面が補償コイルの対称平面に位置している図。 ＭＲ磁石のない、図５及び図６に示す能動補償コイルの半分の巻線を示す断面斜視図であって、断面が補償コイルの対称平面に位置している図。 図７の能動補償コイルの半分の巻線を示す平面図であって、明確さのために巻線の半分が省かれている図。

図１及び図２は、好適な実施形態による医療装置１００を示す。

医療装置１００は、２つのサブ磁石１１４を有するスプリット磁石として提供される主磁石とも呼ばれる磁気共鳴（ＭＲ）磁石１１２を有する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム１１０を具備する。図２に詳しく示されるように、各々のサブ磁石１１４は、極低温チャンバ１３６を有し、極低温チャンバは放射線シールド１３８を具備する。極低温チャンバ１３６内には、主磁界を生成するように適応される内側超電導コイル１４０及び外側超電導シールドコイル１４２が配置される。超電導シールドコイル１４２は、サブ磁石１１４を囲むゼロ磁界の領域があるように、適応される。

サブ磁石１１４のボア１１６内には、関心のある被検体１２０を受け取るように適応される支持体１１８が提供される。２つのサブ磁石１１４の間には、磁気共鳴イメージングデータが取得されることができるに十分であるように磁界が一様であるイメージングボリューム１２２がある。イメージングボリューム１２２内には、ターゲットゾーン１２４とも呼ばれる照射ゾーン１２４があり、これについては、後で詳しく記述される。磁気共鳴イメージングデータは、本実施形態において、スプリットトランシーバコイル１２６を使用して取得される。情報の空間符号化は、スプリット勾配コイル１２８によって実施される。この実施形態において、勾配コイル１２８が、主磁石１１２のボア１１６内に位置する。

この実施形態において、スプリットトランシーバコイル１２６は、関心のある被検体１２０に直接セットされる。他の実施形態において、磁気共鳴イメージングデータを取得するために使用されるコイルは、ＭＲ磁石１１２のボア１１６内に載置されることができ、それらは、支持体に取り付けられることができ、又はそれらは勾配コイル１２８に取り付けられることができる。

トランシーバコイル１２６は、トランシーバ１３０に接続される。トランシーバ１３０は、高周波信号を放出し、更に受信することが可能である。トランシーバ１３０は、制御ユニット１３２とインタフェースする。スプリット勾配コイル１２８は、勾配増幅器１３４によって電力供給され、勾配増幅器１３４は、制御ユニット１３２によって制御される。勾配増幅器１３４は、勾配コイル１２８に電流を供給することができる電力増幅器である。制御ユニット１３２は、トランシーバ１２６によって得られる磁気共鳴データから画像を構成するように適応されるデータ処理装置である。

医療装置１００は、本実施形態においてプロトン治療（ＰＴ）装置である粒子ビーム装置１５０を更に有する。ＰＴ装置１５０は、荷電粒子の粒子ビーム１５４のための粒子ビームライン１５２を有し、主磁石１１２の長手方向に配置される回転軸Ｒを中心に回転するように構成されるガントリ１５６を有する。ガントリは、イメージングボリューム１２２内の照射ボリューム１２４に粒子ビーム１５４を導くための１つの曲げ磁石１５８を有する。この実施形態において、粒子ビーム１５４は、主磁石１１２のｚ軸に対し垂直な角度で関心のある被検体１２０に向けられる。ガントリ１５６に提供される付加の曲げ磁石は、図示されておらず、更に詳しくは記述しない。図３は、曲げ磁石１５８及びＭＲ磁石１１２の構成を示す。ＭＲ磁石１１２は、単一の磁石として示されている。しかし、ＭＲ磁石１１２の特定の設計は、上述した通りである。

ＰＴ装置１５０は、曲げ磁石１５８を制御するために提供されるガイディング手段１６０を有する。制御ユニット１３２は、ガイディング手段１６０を制御するように適応される。ガイディング手段１６０は、照射ボリューム１２４に粒子ビーム１５４を方向付けるように適応される。図１及び図２から分かるように、主磁石１１２、トランシーバコイル１２６及び勾配コイル１２８のスプリット設計のため、粒子ビーム１５４は、主磁石１１２、トランシーバコイル１２６及び勾配コイル１２８を横切らない。

ＰＴ装置１５０は、ガントリ１５６を支持するための回転可能な支持体１６２を更に有する。図２から分かるように、回転可能な支持体１６２は、ＭＲＩシステム１１０を囲んでいる。回転可能な支持体１６２は、粒子ビーム１５４がガントリ１５６を出る出口セクション１６４の領域においてガントリ１５６を支持する。

粒子ビーム１５４をスキャンするために使用されるパルス化される電磁石が、低磁界リング１６６内部に好適に位置付けられる。これは、強磁性リターンヨークを有する効果的なスキャニング磁石の使用を可能にする。

図４から分かるように、ＭＲＩシステム１１０及びＰＴ装置１５０を一緒に動作させる場合、磁界分布球体１７０によって示されるように、曲げ磁石１５８は、主磁石１１２内に磁界の不均一性をもたらす。

ＰＴ装置１５０は、ＭＲ磁石１１２の範囲内で一様な磁界を提供するために、能動補償コイル２００を更に有する。能動補償コイル２００は、少なくともイメージングボリューム１２２を実質的に囲むように構成される。能動補償コイル２００は、主磁石１１２の外側表面に近接して提供される。この位置において、能動補償コイル２００は、ガントリ１５６の出口セクション１６４に固定され、回転軸Ｒを中心にガントリ１５６と共に回転可能である。

能動補償コイル２００は、駆動ユニット２０２を通じて駆動される。制御ユニット１３２は、駆動ユニット２０２を通じて能動補償コイル２００を制御する。更に、制御ユニット１３２は、イメージングボリューム１２２内の主磁石１１２の長手方向に、曲げ磁石１５８によってもたらされる漂遊磁界を打ち消すように能動補償コイル２００を制御する。この実施形態において、制御ユニット１３２は、駆動ユニット２０２を使用して、曲げ磁石１５８の電流に比例する電流により能動補償コイル２００が活性化されるように制御する。

それゆえ、制御ユニット１３２は、ＭＲ磁石１１２のイメージングボリューム１２２全体にわたって、曲げ磁石１５８の浮遊磁界のｚ成分を能動的に打ち消すように能動補償コイル２００を制御し、それにより、ＭＲ磁石１１２の長手方向に沿った漂遊磁界の成分がイメージングボリューム１２２内で一様であり又はゼロであるようにする。この制御は、粒子ビーム装置１５０のガントリ１５８のすべての回転位置について及び曲げ磁石１５８の磁界のすべての強度について適用される。

この実施形態において、能動補償コイル２００は、適切な形状及び電流分布によって設計され、従って、曲げ磁石１５８と同じであるが反対の極性をもつ磁界パターンを本質的に生成する。更に、曲げ磁石１５８及び能動補償コイル２００の電磁界パターンが互いに整合するように、能動補償コイル２００は、曲げ磁石１５８にアラインされる。

更に、能動補償コイル２００の電流の制御によって、結果として得られる磁界、すなわち少なくとも１つの曲げ磁石及び能動補償コイルの磁界が、ＭＲ磁石１１２のイメージングボリューム全体にわたって一様なｚ成分を有するように、能動補償コイル２００が巻線分布を有する。

能動補償コイル２００は、図に示されない円筒支持構造と、図５−図７に示されるように補償電流を運ぶための支持構造に配置される巻線２０４の組と、を有する。支持構造及び巻線２０４は、非鉄物質で作られる。巻線２０４は、銅線で形成される。この実施形態において、能動補償コイル２００の巻線２０４は、支持構造の外側表面に配置される。代替の実施形態において、能動補償コイル２００の巻線２０４は、支持構造の内側表面に配置される。巻線２０４は、後述されるよう能動補償コイル２００の設計された電流分布パターンに従って支持構造上に提供される。

代替の実施形態において、能動補償コイル２００は金属シートを有し、電気経路が、金属シートに切り込み形成され、金属シートは、曲げられて円筒支持構造の周りに配される。支持構造及び金属シートは、非鉄物質で作られる。金属シートは、銅で作られる。能動補償コイル２００の金属シートは、支持構造の外側又は内側表面に配置される。

図７及び図８に最も良く示されるように、能動補償コイル２００は、２つの対称の半コイル２１０を有し、その一方が、図７及び図８に示されている。図８には、明確さのために、図７と比較して能動補償コイル２００の巻線２０４の半分のみが示されている。しかし、代替の実施形態において、能動補償コイル２００は、図７に示される実施形態と比較して、巻線２０４の半分を具備する。この場合、能動補償コイル２００は、同じ能動補償を達成するために図７に示される能動補償コイル２００と異なり、二重電流によって駆動されることができる。

２つの半コイル２１０の場合、能動補償コイル２００は、主磁石１１２のｚ軸を含む平面に対して鏡面対称に提供される。各々の半コイル２１０は、その巻線２０４が、他方の半コイル２１０の巻線２０４から隔てられるように提供され、それにより、能動補償コイル２００の巻線２０４は、この対称平面を横切らない。２つの半コイル２１０の巻線２０４は、図においてそれらが個別の巻線２０４で提供されるているようにみえるが、直列に接続される。それゆえ、同じ電流が、例えば図８に示される巻線２０４に適用される。電流の方向は、図８において、巻線２０４に加えられた矢印によって示されている。

この実施形態において、能動補償コイル２００は、強制又は自然対流によって、空気より冷却される。代替の実施形態において、巻線は、冷却剤として水を循環させるために中空導体として提供される。他の実施形態において、冷却チャネルが、冷却のための水循環を可能にするように、能動補償コイル２００の表面に載置される。

図１に示されるように、能動補償コイル２００は、粒子ビーム１５４の経路のための開口２０６を具備する。開口２０６は、導電性素子をもたない、すなわち巻線２０４をもたない能動補償コイル２００の領域をさす。図１に示されるように、接続ウィンドウ２０８が、スプリットトランシーバコイル１２６及びトランシーバ１３０の接続のために提供される。

能動補償コイル２００の巻線２０４のための電流パターンは、最初に、ＭＲ磁石１１２のイメージングボリューム１２２のロケーションにおける少なくとも１つの曲げ磁石１５８の磁界マップを計算し又は測定することによって設計される。これらの磁界値は、ＭＲ勾配コイルを設計するために通常使用されるものと同様のストリーム関数方法を使用してコイル最適化プログラムのための磁界ターゲットとして使用される。最適化の費用関数は、能動補償コイル２００の全体の消散である。結果として得られる電流パターンは、好適には、各々が同じ動作電流を運ぶ巻線２０４に離散化される。代替の実施形態において、能動補償コイル２００は、粒子ビーム装置１５０の他の磁界ソースの磁界を補償し、特に、能動補償コイル２００は、曲げ磁石１５８の動作電流によってスケーリングする他の磁界ソースの磁界を補償する。能動補償コイル２００は、更に補正巻線を有する。

本発明は、図面及び上述の説明において詳しく図示され記述されているが、このような図示及び説明は、制限的なものではなく、説明的又は例示的であると考えられることができる。本発明は、開示される実施形態に制限されない。図面、開示及び添付の請求項の検討から、開示される実施形態に対する他の変更が、当業者によって、請求項に記載の本発明を実施する際に理解され実現されることができる。請求項において、「含む、有する（comprising）」という語は、他の構成要素又はステップを除外せず、不定冠詞「a」又は「an」は、複数性を除外しない。特定の手段が相互に異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを示さない。請求項におけるいかなる参照符号も、その範囲を制限するものとして解釈されるべきでない。

１００ 医療装置、１１０ 磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム、１１２ 磁気共鳴（ＭＲ）磁石、主磁石、１１４ サブ磁石、１１６ ボア、１１８ 支持体、１２０ 関心のある被検体、１２２ イメージングボリューム、１２４ 照射ボリューム、ターゲットゾーン、１２６ スプリットトランシーバコイル、１２８ スプリット勾配コイル、１３０ トランシーバ、１３２ 制御ユニット、１３４ 勾配増幅器、１３６ 極低温チャンバ、１３８ 放射線シールド、１４０ 内側超電導コイル、１４２ 外側超電導コイル、１５０ 粒子ビーム装置、プロトン治療装置、１５２ 粒子ビームライン、１５４ 粒子ビーム、１５６ ガントリ、１５８ 曲げ磁石、１６０ ガイディング手段、１６２ 回転可能な支持体、１６４ 出口セクション、１６６ 低磁界リング、１７０ 磁界分布球体、２００ 能動補償コイル、２０２ 駆動ユニット、２０４ 巻線、２０６ 開口、２０８ 接続ウィンドウ、２１０ 半コイル。

Claims (11)

1. 関心のある被検体を少なくとも部分的にカバーするイメージングボリュームから磁気共鳴データを取得する磁気共鳴イメージングシステムであって、前記イメージングボリューム内に磁界を生成する主磁石を有する磁気共鳴イメージングシステムと、
   荷電粒子の粒子ビームのための粒子ビームラインを有する粒子ビーム装置であって、前記主磁石の長手方向に配される回転軸を中心に回転するように構成されるガントリを有し、前記ガントリが、前記イメージングボリューム内の照射ボリュームに粒子ビームを導くための少なくとも１つの曲げ磁石を有する、粒子ビーム装置と、
   少なくとも前記イメージングボリュームを囲むように構成され、前記主磁石の外側表面に近接して提供される能動補償コイルと、
   前記少なくとも１つの曲げ磁石によって前記イメージングボリューム内の少なくとも前記主磁石の長手方向にもたらされる漂遊磁界を打ち消すように、前記能動補償コイルを制御する制御ユニットと、
   を有する医療装置。
2. 前記能動補償コイルは、前記ガントリに固定され、前記回転軸を中心に前記ガントリと共に回転可能である、請求項１に記載の医療装置。
3. 前記能動補償コイルは、前記ガントリの出口セクションに固定される、請求項２に記載の医療装置。
4. 前記能動補償コイルは、円筒支持構造と、補償電流を運ぶために前記円筒支持構造に配される巻線の組と、を有する、請求項１乃至３のいずれか１項に記載の医療装置。
5. 前記能動補償コイルが金属シートを有し、電気経路が前記金属シートに切り込み形成されており、前記金属シートが円筒支持構造の周りに曲げられている、請求項１乃至４のいずれか１項に記載の医療装置。
6. 前記能動補償コイルは、前記粒子ビームの経路のための少なくとも１つの開口を具備する、請求項１乃至５のいずれか１項に記載の医療装置。
7. 前記制御ユニットは、前記少なくとも１つの曲げ磁石の電流に比例する電流によって前記能動補償コイルが活性化されるように制御する、請求項１乃至６のいずれか１項に記載の医療装置。
8. 前記少なくとも１つの曲げ磁石及び前記能動補償コイルは、整合する磁界のために同じ動作電流を有するように提供され、
   前記能動補償コイル及び前記少なくとも１つの曲げ磁石は、前記同じ動作電流によって駆動されるように直列に電気接続される、請求項１乃至７のいずれか１項に記載の医療装置。
9. 前記医療装置が、前記能動補償コイルに電力供給する駆動装置を有し、
   前記制御ユニットは、前記粒子ビーム装置からの磁石セットポイント情報を使用して前記駆動装置を制御する、請求項１乃至７のいずれか１項に記載の医療装置。
10. 前記能動補償コイルが、少なくとも２つの同軸コイル層を有する多層コイルセットアップを有する、請求項１乃至９のいずれか１項に記載の医療装置。
11. 前記能動補償コイルが少なくとも１つの補正巻線を有する、請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の医療装置。

Images