專利名稱：組合放射治療和磁共振設備的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種組合放射治療和磁共振設備。
背景技術：
在放射治療范圍內一般要對人體內的目標進行輻射，以治療疾病、尤其是 癌癥。在此在放射裝置的放射中心(同心)有針對性地產生高的放射劑量。在 此有針對性地在放射裝置的放射中心(同心)產生高放射劑量。在輻射時常常 出現輻射目標在身體中運動的問題。如在呼吸過程中腫瘤會在肚子的范圍內移
縮小。因此已經提出在放射的過程中通過成像來監控放射目標在身體中的位置， 以相應地控制射線或必要時能夠中斷放射并由此提高治療的效果。這對于上腹 部和下腹部以及盆腔中的放射目標、如前列腺來說尤其重要。為使目標區域之 外的放射劑量最小并由此而保護健康組織，全部射線的產生環繞患者進行。由 此使射線劑量集中在旋轉軸區域內的射線中。
作為用于監控治療的成像介質提出了 x射線裝置以及超聲波裝置。但這些 裝置僅對該問題提供了有限的解決方案。超聲波成像對于很多應用來說缺乏穿 透深度。在x射線成像中x射線傳感器可能會被加速器的伽瑪射線摧毀或傷害。 此外對組織的拍攝質量常常是不能達到滿意。
因此目前主要采用輔助定位器和固定裝置或者粘貼在患者皮膚上的標記， 來保證患者在放射裝置中位于與先前放射計劃中相同的位置并由此使放射裝置 的放射中心與放射目標也事實上重合。但這些輔助定位器和固定裝置是昂貴的 并且對患者大多是不舒適的。此外還蘊藏著放射誤差的危險，因為在放射過程 中通常不再檢查放射中心的實際位置。
磁共振技術是一項公知技術，其既可以對軟組織進行非常好的顯示也可以 對檢查區域進行光鐠分析。由此該技術為監控放射治療提供了基礎。
在US6366798中，將不同種類的磁共振成像系統與成放射治療設備組合。
在其中的所有實施方式中磁共振成像系統的磁裝置被劃分為兩部分。此外在一 些實施方式中磁共振成像系統的主要部分與放射治療設備的射線源一起旋轉。 在此射線源分別位于磁共振成像系統之外并且必須通過屏蔽裝置保護其不受磁 共振成像系統的散射場的影響。無論是將磁鐵分為兩部分還是可旋轉的磁鐵以 及放射源的屏蔽在技術上都是開銷很高的并提高了造價。
在文獻GB2427479A、 US6925319B2、 GB2247478A、 US2005/0197564A1 以及US2006/0273795A1中描述了其中將放射治療設備或X射線成像系統與磁 共振成像系統相組合的其它設備。
GB2393373A描述了 一種帶有集成的磁共振成像系統的線性加速器。在此 在一個實施例中^f茲共振成像系統包括^磁場補償裝置，以使加速器處的J茲共振成 像系統的磁場場強最小。在另一實施例中，采用一個濾波器來補償可能由磁共 振成像系統的磁場引起的治療射線中的不均勻性。

發明內容
因此本發明要解決的技術問題是，提出 一種組合放射治療和磁共振設備， 其在很低建造成本的情況下能夠在放射治療期間進行高質量的圖像監控。
本發明的技術問題通過一種組合放射治療和磁共振設備來解決，其具有磁 共振診斷部分以及放射治療部分，該磁共振診斷部分具有在徑向以主磁鐵為界 的內腔；放射治療部分用于照射該內腔中的放射區域，其中該放射治療部分的 至少一些部分設置在該內腔中。
治療進行最佳監測和控制。將放射治療部分集成到-茲共振設備中以及與此相關 的放射治療部分與放射目標的接近使得可以在射線路徑中達到高射線照度以及 控制的高度準確性。可以采用常規的主i茲鐵。
優選放射治療部分包括電子加速器。電子容易產生并且加速的電子可以簡 單的方式產生治療射線。
在一特別優選的實施方式中，在電子加速器中的電子輻射方向基本上平行 于主磁場軸延伸。由此，平行于磁場運動的電子不會影響到其飛行軌跡。由此 使得電子飛行方向和速度的確定相對于通過^f茲場影響的、加速的電子更容易。
優選放射治療部分包括射線偏轉裝置，其尤其具有一個電磁鐵，該射線偏 轉裝置使電子射線向內向內腔中偏轉。通過這種方式就已經將加速的電子置于 所期望的治療射線方向上。
在一特別優選的實施方式中，射線偏轉裝置具有一個脈沖磁鐵。該脈沖磁 鐵可以(在短時間內)沒有很大開銷地產生主磁場數量級或更大的》茲場。此外 通過非常短的脈沖可使對磁共振設備的干擾最小化。
相宜地，放射治療部分包括靶陽極，用于沿著X射線路徑產生X射線。X 射線、尤其是高能X射線特別適合于放射治療并且不受磁共振設備中占主導地 位的電》茲場的影響。
在一特別優選的實施方式中，靶陽極是透射陽極。透射陽極對產生高能量 的X射線尤其合適。
在另一實施方式中，在靶陽極之后、在X射線路徑內設置均勻體。該均勻 體例如衰減射線核心并使在射線橫截面上X射線的分布均勻化。
優選在靶陽極之后、在X射線路徑內設置準直器。該準直器可以調整X 射線的方向和橫截面。
在一特別優選的實施方式中，準直器至少部分地設置在磁共振設備的兩個 軸向間隔一定距離的子梯度線圈之間。這種設置在接近放射目標的同時還尤其 節省空間。
在另一優選實施方式中，準直器包括用于改變x射線橫截面的調節裝置。 這樣，也可以在放射過程中使x射線的橫截面與放射目標的形狀理想地匹配。
優選至少梯度線圈系統的子線圈相對于放射治療部分屏蔽。這使得在運行 肘旋轉的放射治療部分和磁共振診斷部分的運行可以不相關地、特別是同時地 運行，因為梯度線圈的交變梯度場不影響旋轉的放射治療部分。
如果放射治療部分可繞主磁場軸旋轉，還具有可使在目標區域外、即放射 中心外應用的放射劑量最小的優點。由此減輕了健康組織在放射治療期間的負擔。


通過以下結合附圖對實施例的描述可以得出本發明的其它優點和細節。在
此實施例不作為對本發明的限制。其中示出
圖1示意性示出根據本發明的組合放射治療和磁共振設備；
圖2-4示意性示出本發明的組合放射治療和磁共振設備的其它實施方式的
片段；
圖5-8舉例示出可以用于本發明的組合放射治療和磁共振設備中的射線偏 轉裝置的實施方式。
具體實施例方式
圖1 (非按比例)示意性示出根據本發明的組合放射治療和磁共振設備1，
其具有磁共振診斷部分3和放射治療部分5。磁共振診斷部分3包括主磁鐵10、 在此包括兩個對稱子梯度線圈21A、 21B的梯度線圈系統、高頻線圈14(例如 體線圈的兩部分14A、 14B)以及臥榻6。所有這些f茲共振it斷部分的組成部分 都與控制單元31和操作與顯示控制臺32連接。
在所示例子中，主磁鐵10和子梯度線圈21A、 21B都基本上成空心圓柱形 地繞水平軸15同心地設置。主^茲鐵10的內表面在徑向(垂直于軸線15)方向 上限定圓柱形內腔7,放射治療部分5、梯度系統、高頻線圏14以及患者臥榻 6設置在該內腔7內。確切地說，放射治療部分5在內腔7中設置在梯度線圈 系統21A、 21B的外側和主箱玄4失10的向內的外表面之間。
主磁鐵10除了磁線圈外還包括其它構件，如支架、外殼等，主磁鐵10產 生磁共振檢查所需的均勻主磁場。在所示的例子中，主磁場的方向與水平軸15 平行。對患者核自旋的激勵通過由高頻線圈14射入的磁高頻激勵脈沖進行。由 激勵的核自旋發出的信號又由高頻線圏14接收。
軸向間隔一定距離的子梯度線圈21A、21B各包括一個完全由屏蔽27包圍 的梯度線圏20。梯度線圈20包括支架和單獨的梯度線圈，其入射用于選擇層 激勵和在三個空間方向上對磁共振信號進行位置編碼的磁梯度場。
放射治療部分5設置在支架8上并包括在此設計為線性加速器的電子加速 器9、射線偏轉裝置17、靶陽極19、均勻體22以及準直器23。支架8可以包 括空隙(虛線示出)，由此也可以從此側進入磁共振診斷部分。
放射治療部分5的電子加速器9包括電子源11,如產生電子射線13的鴒 陰極，電子射線13通過電子加速器9平行于主》茲4失10的主/F茲場優選;f皮脈動地 加速。例如電子加速器9每5ms產生長度為5ps的電子射線脈沖。如果電子加 速器9產生脈沖電子射線13，則其可以結構緊湊地制造，如長約半米，并且盡 管由于高能電子射線13造成的負荷也能保持穩定。
電子射線13的電子加速通過電子加速器9的圓柱形空腔導體中的電交變 場實現。電子射線13的電子被加速到若干MeV數量級的能量。電子加速器9
與加速器控制單元12連接，以控制交變場和電子源11。
電子射線13離開電子加速器9到達與電子源相對的一端，并由射線偏轉 裝置17徑向向內向軸15的方向偏轉90。。為此射線偏轉裝置17包括一個產生 適當磁場的磁鐵。該磁鐵為電磁鐵由非鐵磁材料構成，以避免不期望的與周圍 磁場的交互作用。由于射線偏轉裝置17必須在強的外圍磁場中工作，射線偏轉 裝置17相對常規的射線偏轉裝置進行了相應的修改。
為了能夠將脈沖電子射線13偏轉到較小的空間，射線偏轉裝置17必須產 生強磁場。為了降低功率損失，射線偏轉裝置17的磁場為與脈沖電子射線13 同步的脈沖式》茲場。為此，射線偏轉裝置17與射線偏轉控制單元18連接，射 線偏轉控制單元18也與加速器控制單元12連接。
經偏轉的電子射線13觸及靶陽極19并在射線延長線上產生由靶陽極發出 的、沿著X射線路徑的X射線。X射線通過均勻體22被均勻化。
準直器23設置在環開口中，在靶陽極19之后、在X射線路徑內、在兩個 間隔一定距離的子梯度線圈21A、 21B之間。由此實現的與方丈射目標的近距離 一方面改善了放射照度另一方面改善了準直器23的效率。
準直器23使得可以影響X射線的方向以及X射線的橫截面。為此準直器 23包括可移動的調節裝置24，該調節裝置24使X射線只能朝向特定的方向如 只能平行于徑向軸26或在最多以角a偏離徑向軸26的方向上，并且具有特定 的橫截面。還可以這樣設置準直器23的調節裝置24，使得在平行于徑向軸26 的方向上沒有X射線，而只讓在以特定角度偏離徑向軸26的方向上的"傾斜 的，，X射線通過。為了控制調節裝置24準直器23與準直器控制單元25連接。 這樣的準直器已足夠公知。其例子有所謂的"多葉(multi-leaf)"準直器。這樣 的準直器使得可以進行所謂的強度調制的放射治療(IMRT),其中可以使X射 線的大小、形狀以及強度與放射目標最佳匹配。尤其是IMRT還使得可以將放 射中心定位在放射治療設備的旋轉軸之外。
X射線透射檢查對象，在此是患者P,在此X射線路徑穿過磁共振診斷部 分3的診斷空間D延伸。為使在放射目標空間之外局部放射劑量最小，放射治 療部分繞主磁場軸旋轉。由此使得只在放射中心B中應用全劑量。準直器23 在旋轉期間還不斷地將X射線的橫截面與放射目標的輪廓進行匹配。支架8為 放射治療部分的旋轉而設計。支架控制單元29控制放射治療部分5的運動。舉 例來說，放射治療部分5在旋轉180°后被顯示為放射治療部分5'。
支架控制單元29、準直器控制單元25、射線偏轉控制單元18、加速器控 制單元12以及控制單元31相互連接，以便能夠相互協調通過磁共振診斷部分 獲得的診斷數據(如放射目標的三維形狀)、放射治療部分的旋轉位置以及關于 X射線的橫截面和方向的準直器調節和以上所述的脈動式射線產生。
臥榻6優選可在三個空間方向上運動，以便能夠將放射的目標區域準確地 定位在放射中心B。為此控制單元31有針對性地設計為，可以控制臥榻6的運 動。
圖2-4示意性示出本發明的組合放射治療和磁共振設備的其它實施方式的 片段。在所示出的實施例中，湘對于圖1所示實施例的改變尤其是各放射治療 部分5、 105、 205、 305的設置。因此為清楚起見僅示出各組合放射治療和磁共 振設備主磁鐵IIO、 210、 310的上部片段直至例如組合放射治療和磁共振設備 的高頻線團114、 214、 314。其余的結構和功能只要沒有特別提及都與圖1實 施例中的相似。
圖2示出組合放射治療和磁共振設備的主磁鐵110,在其上在朝向組合放 射治療和磁共振設備的內腔107的 一側設有梯度線圏系統120。梯度線圈系統 120尤其包括初級線圈121和次級線圈122。組合放射治療和;磁共振設備1的it 射治療部分105設置在初級線圈121和次級線圈122之間的自由空間內。這樣 的彼此間隔一定距離的初級線圈121和次級線圏122的設置提高了梯度線圈系 統120的效率。此外在梯度線圈系統朝向內腔107的一側還設置了高頻線圈 114。
在此梯度線圈系統120或者至少初級線圈121可以如圖1所示的例子劃分 為兩個子梯度線圏121A、 121B，并且這樣構成使放射治療部分105的至少 一部分可以在放射治療部分105繞主磁場軸旋轉中在該兩部分之間的環形空隙 中運動。高頻線圈114也優選以相應的方式分為兩個子高頻線圈114A、 114B。
還可以考慮這樣實施梯度線圈系統120,使其可與放射治療部分105 —起 繞主磁場軸旋轉。在這種情況下，梯度線圏系統120或初級線圏的劃分不一定 是有意義的。將初級線圏121設計為使該初級線圈121在空腔107中的一個位 置上穿過放射治療部分105以使治療射線能夠施放到放射中心B,就足夠了 。 對于高頻線圈114也同樣如此。必要時在此還必須通過適當控制梯度電流來補 償梯度線圈系統120的機械旋轉。不過這樣的梯度場的電旋轉是現有磁共振系 統的常見功能。但對于旋轉的準確性和可再現性應提出更高的要求。
該實施例通過其特別緊湊的構造方式為患者在內腔107中提供了更多的空 間。在圖2的實施例中，優選將放射治療部分105的準直器實施為平面的，以 使患者在組合放射治療和磁共振設備的內腔107中擁有更多的空間。
圖3示意性示出組合放射治療和磁共振設備的另一實施例的片段。在該實 施例中，梯度線圈系統220如在常規磁共振設備中那樣設置在主磁鐵210的朝 向組合》文射治療和》茲共振設備的內腔207的一側。在此主;茲鐵210和梯度線圈 系統220可以采用常規的構件，這首先可以節省費用。
同樣在梯度線圈系統220朝向內腔207的一側設置了高頻線圈214。但在 此在梯度線圈系統220和高頻線圏214之間有足夠的空間來將組合放射治療和 磁共振設備的放射治療部分205置于梯度線圈系統220和高頻線圈214之間。
放射治療部分205在放射中心B的放射期間繞組合放射治療和磁共振設備 的主》茲場軸^:轉。與圖2的實施例相似，在此高頻線圈214也可以劃分為兩個 子高頻線圈214A、 214B，使放射治療部分205的至少部分能夠在兩個子高頻 線圈214A、 214B之間的環形空隙中運動。或者高頻線圏214可與放射治療部 分205 —起i走轉。
圖4示意性示出組合放射治療和磁共振設備的另一實施例的片段。在此， 如在常規磁共振設備中那樣，高頻線圈314設置在梯度系統320內，梯度系統 320本身又設置在主磁鐵310內。放射治療部分305設置在朝向組合放射治療 和磁共振設備的內腔307的 一側。如以上所述實施例中那樣，放射治療部分305 在放射期間繞組合方丈射治療和磁共振設備的主磁場軸旋轉。在該實施例中，不 需要采取對于梯度系統320和高頻線圈314的特殊構造措施來實現放射治療部 分的旋轉運動。
優選高頻線圏314的內徑選擇得盡可能大并將放射治療部分實施得盡可能 平，以使患者在內腔307中不會感到狹窄。
圖2-4實施例中的放射治療部分105、 205、 305的結構與圖1實施例中的 放射治療部分5的結構基本相似。為清楚起見各構件不再重復示出。放射治療 部分105、 205、 305的旋轉運動和/或梯度線圏系統120、 220、 320和/或高頻 線圈114、 214、 314分別通過虛線示出。
必要時在圖2、 3、 4的實施例中放射治療部分105、 205、 305以及磁共振 部分，特別是梯度線圏系統120、 220、 320和/或高頻線圏114、 214、 314不是 同時運行，而是交替運行，以防止可能的干擾的相互作用，尤其是在放射治療
部分105、 205、 305的運動部分和;茲共4展部分的電》茲交變場之間的相互作用。
圖5-8示出可以用于放射治療部分5、 105、 205、 305中的射線偏轉裝置 17的三種實施方式。
圖5示出射線偏轉裝置17，，其由兩個環形的偏轉線圏17A， 、 17B，組成。 偏轉線圈17A，、 17B，在組合放射治療和磁共振設備中基本上垂直于組合放射 治療和磁共振設備主磁鐵的主磁場設置。偏轉線圈17A，、 17B，的場方向基本 上平行于組合放射治療和磁共振設備的徑向軸26延伸，即在對于治療射線所期 望的射出方向上延伸。通過主》茲場和偏轉線圈17A'、 17B';磁場的組合電子射 線13，被偏轉到期望的方向上。
偏轉線圏17A' 、 17B，中的電流密度主要根據組合放射治療和磁共振設備 的主磁場強度和電子射線的能量來確定。例如，在電子射線為6MeV且主磁場 為1.5T時，在偏轉線圈17A，、 17B，中的電流密度為約500MA/n^時，偏轉線 圈17A'、 17B'可以將射線偏轉到期望的方向。
圖6-8示出射線偏轉裝置17'，和17''',其構造借助于模擬程序，如基于 有限元方法或有限差分方法計算出。在此的基本問題分別是如何將平行地入射 到主^f茲場內的電子射線偏轉到垂直于主^f茲場的方向，以觸及目標。為此計算哪 些場是這樣的偏轉所需要的以及如何產生這些場。
圖6示出了作為射線偏轉裝置17'的有源線圈對17'',其成形為能解決 上述問題。平行于水平軸15的并由此在組合放射治療和磁共振設備的主磁場方 向上入射的電子射線13，，觸及線圈對17'，之間的位置"1"，并被引導平行于 組合放射治療和;茲共振設備的徑向軸26在位置"O"離開該線圏對17，，。在此 線圏對17，'的場強的強度根據電子射線的能量而變化。
示例線圈對17，，產生約0.3T的一黃向》茲場。由此例如可以在場強為1.5T 的組合放射治療和磁共振設備中以期望的方式來偏轉6MeV的電子射線。
圖7和圖8示出對以上問題的其它可能的解決方案，在此通過無源射線偏 轉裝置來實現。
如圖7所示，解決上述問題所需的、產生橫向磁場的射線偏轉裝置17，，， 包括四個偏轉單元117A、 117B、 117C、 117D。偏轉單元117A、 117B、 117C、 117D的設置通過迭代來確定圖7中的平行于主磁場的電子射線13，'，從右 邊進入偏轉單元117A，從偏轉單元117A到117B電子射線13，'，這樣被偏轉， 使得電子射線13，'，通過偏轉單元117B被向上偏轉。電子射線13"，由偏轉
單元117B經過117C被偏轉，在此電子射線13，，這樣離開偏轉單元117C,使 其向下偏轉到偏轉單元117D,從而使其垂直于主石茲場離開偏轉單元117D。在 此"上"、"下"、"右"、"左"分別涉及圖7的示例。
圖8示出恰好一個偏轉單元117。偏轉單元117包括多個永久磁鐵118A、 118B、 118C、 118D、 118E、 118F、 118G、 118H,它們優選由稀土元素如NdFeB 或SmCo制成。
例如，為了以期望的方式在1.4T的主/f茲場內偏轉6MeV的電子射線，設置 了六個大小約為10x4x4讓的永久磁鐵118A、 118B、 118C、 118D、 118E、 118F 和兩個大小約為10x8x4mm的永久磁鐵118G、 U8H。在此，具有各永久磁鐵 118A、 118B、 118C、 118D、 118E、 118F的磁場的交變方向的每三個尺寸較小 的永久磁鐵118A、 118B、 118C、 118D、 118E、 118F相互疊放。兩個較大尺寸 的永久磁鐵118G、 118H置于該疊的中間。箭頭表示永久磁鐵118A、 118B 、 118C 、 118D、 118E、 118F、 118G、 U8H中的各磁場方向。
該實施例尤其可以簡單地實現并且構成非常緊湊的解決方案。此外在此僅 有較小的靜態力起作用，從而不需要特別的固定措施。結果表明射線偏轉裝置 17，，，僅產生非常小的散射場，但永久磁鐵對環境溫度或周圍主磁場的變化非 常敏感。
權利要求
1.一種組合放射治療和磁共振設備，具有磁共振診斷部分以及放射治療部分，該磁共振診斷部分具有在徑向以主磁鐵為界的內腔；放射治療部分用于照射該內腔中的放射區域，其中該放射治療部分的至少包含射線偏轉裝置的部分設置在該內腔中。
2. 根據權利要求1所述的組合放射治療和磁共振設備，其中，所述放射治 療部分包括電子加速器。
3. 根據權利要求2所述的組合放射治療和磁共振設備，其中，在所述電子 加速器中電子輻射方向基本上平行于主磁場軸延伸。
4. 根據權利要求1至3中任一項所述的組合放射治療和磁共振設備，其中， 所述放射治療部分設置在一自由空間內，該自由空間的徑向延伸長度由主磁鐵 朝向所述內腔的外表面和與該主磁鐵同軸的梯度線圈系統的外側來限定。
5. 根據權利要求1至3中任一項所述的組合放射治療和^f茲共振設備，其中， 所述放射治療部分設置在梯度線圈系統的初級線圈和次級線圏之間的自由空間 內。
6. 根據權利要求1至3中任一項所述的組合放射治療和磁共振設備，其中， 所述放射治療部分設置在梯度線圈系統和所述磁共振診斷部分的高頻線圏之 間。
7. 根據權利要求1至3中任一項所述的組合放射治療和^茲共振設備，其中， 所述放射治療部分設置在所述磁共振診斷部分高頻線圈的朝向該組合放射治療 和磁共振設備的診斷空間的一側上。
8. 根據權利要求1至7中任一項所述的組合放射治療和磁共振設備，其中， 所述電子加速器與加速器控制單元連接。
9. 根據權利要求1至8中任一項所述的組合放射治療和磁共振設備，其中， 所述射線偏轉裝置使電子射線向內向所述內腔中偏轉。
10. 根據權利要求9所述的組合放射治療和磁共振設備，其中，所述射線 偏轉裝置設計為，使電子射線徑向向內偏轉90。。
11. 根據權利要求9或IO所述的組合放射治療和磁共振設備，其中，所述 射線偏轉裝置具有至少一個電磁鐵。
12. 根據權利要求9或IO所述的組合放射治療和磁共振設備，其中，所述 射線偏轉裝置具有至少一個永久磁鐵。
13. 根據權利要求9至11中任一項所述的組合放射治療和磁共振設備，其 中，所述射線偏轉裝置具有至少一個脈沖磁鐵。
14. 根據權利要求9至11或13中任一項所述的組合放射治療和磁共振設 備，其中，所述射線偏轉裝置與射線偏轉裝置控制單元連接。
15. 根據權利要求1至14中任一項所述的組合放射治療和磁共振設備，其 中，所述放射治療部分包括靶陽極，用于沿著X射線路徑產生X射線。
16. 根據權利要求11所述的組合放射治療和磁共振設備，其中，所述靶陽 極是透射陽極。
17. 根據權利要求15或16所述的組合放射治療和磁共振設備，其中，在 所述靶陽極之后、在X射線路徑內設置均勻體。
18. 根據權利要求15至17中任一項所述的組合放射治療和磁共振設備， 其中，在所述靼陽極之后、在X射線路徑內設置準直器。
19. 根據權利要求18所述的組合放射治療和磁共振設備，其中，所述準直 器至少部分地設置在磁共振設備的兩個軸向間隔一定距離的子梯度線圈之間。
20. 根據權利要求18或19所述的組合放射治療和磁共振設備，其中，所 述準直器包括用于改變X射線橫截面的調節裝置。
21. 根據權利要求18至20中任一項所述的組合放射治療和磁共振設備， 其中，所述準直器與準直器控制單元連接。
22. 根據權利要求4至21中任一項所述的組合放射治療和磁共振設備，其 中，至少梯度線圈系統的子線圈相對于所述放射治療部分屏蔽。
23. 根據權利要求1至22中任一項所述的組合放射治療和磁共振設備，其 中，所述放射治療部分可繞主磁場軸旋轉。
24. 根據權利要求1至23中任一項所述的組合放射治療和磁共振設備，其 中，所述X射線路徑穿過所述磁共振診斷部分的診斷空間延伸。
全文摘要
本發明涉及一種組合放射治療和磁共振設備，為此本發明的組合放射治療和磁共振設備具有磁共振診斷部分和放射治療部分，該磁共振診斷部分具有在徑向以主磁鐵為界的內腔；放射治療部分用于照射該內腔中的放射區域，其中該放射治療部分的至少包含射線偏轉裝置的部分設置在該內腔中。
文檔編號G01R33/48GK101347656SQ200810125890
公開日2009年1月21日 申請日期2008年2月28日 優先權日2007年2月28日
發明者保羅·比斯利, 克里斯托弗·J·埃米斯, 奧利弗·海德, 弗朗西斯科·M·赫南德茲-格拉, 胡安·C·西莉, 馬庫斯·韋斯特, 馬賽爾·J·M·克魯伊普 申請人:西門子公司