CN103272337A - 集成的体外射束放射治疗和mri系统 - Google Patents

集成的体外射束放射治疗和mri系统 Download PDF

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Abstract

集成的体外射束放射治疗和MRI系统。一种放射治疗系统，它包括：产生放射射束的放射源；和核磁共振成像装置。接口在放射源与MRI装置之间作用以允许放射被与成像同时地执行。MRI装置与放射源耦联使得该系统能够以旋转模式使用，由此放射源在不降低MRI图像质量的情况下基本上能够从任何角度照射接受治疗者。

Description

集成的体外射束放射治疗和MRI系统
本申请是申请日为2006年10月10日、申请号为200680046233.9（国际申请号为PCT/CA2006/001656）、发明名称为“集成的体外射束放射治疗和MRI系统”的发明专利申请的分案申请。
技术领域
本发明总体上涉及放射治疗，特别地涉及一种集成的体外放射束治疗和核磁共振成像(MRI)系统。
技术背景
放射治疗能够被给予以治疗包括但不局限于癌症、动静脉畸形、皮肤损伤等的增生_组织障碍。在放射治疗期间，将患者已知或怀疑包含疾病的组织暴露至辐射。线性加速器在放射治疗期间通常用于照射包围待治疗的组织的靶体积。如所公知的，线性加速器使用微波技术以加速波导管中的电子，然后允许电子碰撞重金属靶。作为碰撞的结果，高能量的X射线被从靶散射出。一部分散射的X射线被收集并通过射束校准装置成形以形成与靶体积的形状一致的放射的输出射束。线性加速器还包括绕患者旋转的门架，以允许通过旋转该门架从任何角度将放射的输出射束投放到期望的靶体积。
在将患者暴露至放射之前，治疗计划通常_提出以便准确地确定要治疗的组织的位置和如何最好地通过放射治疗该组织。在治疗计划中已使用许多成像技术，例如计算层析成像(CT)、核磁共振成像(MRI)、和包括单光子发射计算机断层(SPECT)和正电子发射断层(PET)的核素显像。所获得组织的图像被用于限定靶体积以便由放射的输出射束与照射的实际组织尽可能与靶体积一致。在许多情形下，用于限定靶体积的图像被在单次模拟中获得。
对于剂量投放，通常利用例如通过IMRT(调强放射治疗)和图像导航的肿瘤固定化的技术。图像导航的目的是确保靶组织在放射治疗开始时被设置在线性加速器的等深点。在预期有大量组织运动的组织位置中(例如肺癌放射治疗)，图像导航治疗还构成放射的输出射束的控制以确保将照射时间限制到当组织局限在线性加速器等深点的时刻。
不幸的是，如果用于限定靶体积的图像在单次模拟中获得，则该方法具有根本的困难，因为不知道在随后的治疗部分中靶位置的图像导航复制是否导致计划剂量测定被准确投放到靶和非靶组织的。这是因为不是先验地知道单次模拟图像是否表示随后的放射治疗部分中患者的定位和靶体积构造。
为了提供涉及靶组织的更准确的位置信息并确保在随后的放射治疗部分中正确地引导放射射束，已考虑将线性加速器与核磁共振成像装置集成。
MRI是总所周知的成像技术。在MRI期间，将通常为人类患者的靶放置到MRI机器中并使其经受由容纳在该MRI机器内的极化磁体所产生的均匀磁场。根据特定的定位法由容纳在MRI机器内的RF线圈所产生的射频(RF)脉冲用于扫描患者的靶组织。MRI信号在连续的RF脉冲之间的间隔中由靶组织中的激发核所放射并由RF线圈检测。在MRI信号检测期间，梯度磁场被迅速地转换以改变局部区域处的均匀的磁场，从而允许由靶组织被选择的片所放射的MRI信号的空间定位。检测到的MRI信号又被数字化并被处理，以利用许多公知技术中的一种重建靶组织片的图像。
将线性加速器与MRI装置集成带来了多个技术问题。例如，由MRI装置所产生的磁场与线性加速器的操作干扰。尤其地，MRI装置内所产生的磁场与线性加速器中的电子射束的轨迹通过磁力F＝qvB干扰，并能够使电子射束偏转。对于强磁场，偏转能够足够大而迫使电子射束进入加速波导管并阻止电子射束到达在加速波导管输出处的重金属靶。即使对于部分偏转的电子射束，改变的入射在重金属靶上的角度可以对轫致辐射X射线射束产生足够的扰动而导致其临床无法接受。
另外，线性加速器的存在干扰由MRI装置所产生的磁场。对于现代放射治疗，需要相对于患者移动放射束，以便使放射治疗与靶体积的形状一致。放置在MRI磁体的边缘磁场中的大量的材料将使能够延伸到磁体均匀区域(homogeneous region)的磁场线改变。这本身不是问题，因为这能够被补偿；但是，如果使该材料移动(例如如果该材料是线性加速器，或者是围绕钴源的屏蔽)，则磁场在均匀区域中的扰动能够导致不可接受的图像失真。该问题对于线性加速器和钴基放射治疗都存在。
又一问题在于由线性加速器所产生的RF场与MRI装置的接收线圈干扰。该线性加速器以脉冲功率模式工作，其中通过脉冲调制出高压电流至微波发生器(速调管或磁控管)来产生微波频率的RF，这产生通过传输波导管输送到加速波导管的合适的RF功率。该加速波导管是产生电场的周期性结构，该电场适于将电子加速到兆伏级能量。由线性加速器所产生的RF场被包含在这些共振、传输和加速结构中，使得没有可感知的功率泄露及与MRI装置的操作干扰。但是，该脉冲功率调制器产生持续时间通常为4微秒的高压脉冲(在70至100A的大电流下通常为50至100kV)。上升和下降时间通常小于1微秒。脉冲的频谱包括产生足够功率的噪声信号的MHz范围内的分量，该足够功率的噪声信号与MRI装置的RF接收线圈明显干扰。调制器噪声的确切频率和功率水平取决于调制器高压脉冲的形状、高压电路和容纳该高压电路的结构的机械特性。
授予Green的美国专利No.6,366,798披露了包括核磁共振成像系统的放射治疗机器。放射治疗机器在通过核磁共振成像系统对区域和邻接该区域的体积成像的同时治疗受治疗者的该区域。成像系统的射束和激励线圈组件布置成使得射束不入射在线圈组件上。激励线圈组件包括两个隔开的绕组段，用于产生主DC磁场。该段位于该区域的相对侧上。用于受治疗者的治疗椅配合在绕组段对齐的中心开口内。线圈组件产生通常沿与射束围绕转动的轴线相同方向延伸的主磁场线。不讨论由于将旋转射束发生器放置在固定的核磁共振成像系统中所产生的相互干扰的问题。
授予Lagendijk的英国专利No.2,393,373披露了与MRI装置集成的线性加速器。提供的部件和系统除了其它困难以外，防止MRI装置的磁场与线性加速器的操作干扰。
授予Dempsey的美国专利申请公开No.2005/0197564披露了在放射治疗期间、通过利用与钴放射源集成的Helmholtz线圈组MRI系统用于执行MR成像的装置和过程。钴源所需的显著的屏蔽在旋转期间可使MR图像质量恶化。
如所意识到的，存在对于改进的集成线性加速器和MRI装置的需要，其排除或减轻了至少一个上面所鉴定的缺陷。因此，本发明的目的是提供一种新颖的集成体外放射束治疗和核磁共振成像(MRI)装置。
发明内容
因此，在一个方面中提供了一种放射治疗系统，其包括：
放射源，该放射源能够产生放射束；
核磁共振成像(MRI)装置；和
放射源与MRI装置之间的接口，该MRI装置允许与成像同时地执行放射，其中该MRI装置与放射源耦联使得该系统能够以旋转模式使用，由此放射源在不降低MRI图像质量的情况下基本上能够从任何角度照射接受治疗者。
放射源可以是直线加速器、包括使用激光诱导等离子体的其它粒子加速器，其产生电磁放射(例如光子、X射线、相干辐射)、电子、质子、碳离子、其它重离子、中子或比如π介子的亚原子粒子、放射性同位素源、放射电磁声、热、UV(紫外线)等的放射发生装置、或比如例如同步加速器的相干放射源。
在一个实施例中，放射源能够在不影响MRI磁场均匀性的情况下旋转。可选择地，在另一实施例中，放射源和MRI装置保持固定，而旋转治疗被通过受治疗者的旋转而实现。
在一个实施例中，放射源的脉动在MRI装置的RF信号读回同时不会发生。此外，能够与MRI装置的RF信号读回干扰的RF噪声被降低。
根据另一方面，提供了一种集成的放射源和核磁共振成像(MRI)系统，其包括：
放射源；
MRI装置；
耦联器，该耦联器耦联该放射源和MRI装置；和
干扰降低结构，该干扰降低结构在操作期间抑制该放射源与MRI装置相互干扰。
在一个实施例中，耦联器耦联放射源与MRI装置，以便放射源在放射源和/或MRI装置运动期间不会影响由MRI装置所产生的磁场。在一个实施例中，这通过一致地移动放射源和MRI装置而实现。耦联器可以耦联放射源的门架与MRI装置的门架或者可以将放射源和MRI装置耦联到共用的门架。
干扰降低结构可以包括射束转向装置，以保持由放射源所产生的电子射束的位置。在该情况下，射束转向装置包括沿着放射源的加速波导管设置的射束位置传感器和转向线圈布置。
在另一实施例中，系统还包括二维成像装置。成像装置与MR图像同时地捕获兆伏级轴向图像与计算机断层图像中的一个图像，用于在治疗计划考虑中使用的射束验证、对准和衰减数据的产生。可选择地或与之结合，成像装置与MR图像同时地捕获SPECT图像，用于改善的诊断信息和治疗计划。
根据又一方面，提供了一种集成的放射源和核磁共振成像(MRI)系统，包括：
放射源；
MRI装置；
耦联器，该耦联器耦联该放射源和MRI装置，其中给放射源和MRI装置的操作定时，以在操作期间抑制放射源和MRI装置相互干扰。
在一个实施例中，在MRI装置RF信号读取期间中断放射源驱动脉冲。此外，通过使放射源驱动脉冲成形而减小由放射源产生的能够与MRI装置RF信号读取干扰的RF噪声。
集成的放射源和MRI系统允许放射源和MRI装置在操作期间放射源和MRI装置不相互干扰的情况下有效地操作。这允许捕获和使用受治疗者的图像，以确保在放射治疗部分期间将由放射源产生的放射射束正确地引导至目标组织。
附图说明
现在将参考附图更充分地描述实施例，其中：
图1是一个取向中的集成线性加速器和MRI系统的局部示意性透视图；
图2是在另一取向中的图1的集成线性加速器和MRI系统的横向平面中的视图；
图3是在图1的集成线性加速器和MRI系统的下垂平面(saggitalplane)中的视图；
图4是形成线性加速器的一部分的加速波导管和射束转向装置的端视图；
图5是示出图1至3的集成的线性加速器和MRI系统的操作的脉冲序列示意图；
图6是示出施加到线性加速器的高压脉冲形状的示意图；和
图7是集成的线性加速器与MRI系统的可选择的实施例的端视图。
具体实施方式
现在转向图1至3，示出了集成线性加速器和MRI系统，并且总体地以附图标记10标记。如所能看到的，集成线性加速器和MRI系统10包括线性加速器(“直线加速器”)12和MRI装置14。本申请范围内的直线加速器实际上指的是任何放射源，比如例如粒子加速器或放射性同位素源等，其能够产生包括例如X射线、伽马射线、电子、质子、氦离子、碳离子、其它重离子或中子的放射束。
在该特定的示例中，MRI装置14具有0.2T的磁场强度，并且具有包括台16的开孔型式，患者P能够躺在该台16上并且被移动进和移动出用于磁体/直线加速器的开孔。极化磁体的极18和20设置在台16的上方和下方。磁极18和20安装在由框架24支撑的旋转门架22上。
直线加速器12包括头状物28，该头状物28容纳在固定到门架22的臂32上安装的电子射束发生器30。采用这种方式，直线加速器12与门架22一致地旋转，并因此保持其相对于磁极18和20的位置。当然，如果需要，直线加速器12可具有其自己的门架。在该情况下，直线加速器12的门架和门架22被机械地偶联以便直线加速器12与磁极18和20一致地旋转。
电子射束发生器30包括电子枪33、RF发生器34、加速波导管36、在加速波导管36一端的重金属靶38和射束校准装置(未示出)。如图4所示还提供射束转向装置50，以抑制由MRI装置14产生的磁场与直线加速器操作干扰。如所意识到的，5Gauss(高斯)的磁场具有中断终端直线加速器的操作的潜能，因为低至1-2Gauss的磁场可使临床直线加速器中的电子射束转向。
射束转向装置50包括沿加速波导管36设置的电子射束位置传感器和转向线圈布置52。每个位置传感器和转向线圈布置都包括围绕加速波导管36成环布置的电感耦合线圈54，同时电容传感器56介于每个电感耦合线圈之间。耦合线圈54和传感器56检测什么时候加速波导管36内的电子射束偏离加速波导管36的中心轴线并驱动转向线圈，从而沿波导管36的中心轴线使电子射束复位。耦合线圈54和传感器56被电感地和电容地偶联至通过的电子射束并被如上所述地定位在围绕加速波导管36的角度位置。组合的电感和电容信号能够以足够的精度检测电子射束位置。如果电子射束偏离中心轴线，则有些耦合线圈54和56将检查到较大的信号，而其余的将具有减小的信号。该信号不平衡用于产生驱动转向线圈的反馈信号。因为电感和电容耦合传感器都被使用，所以能够通过调节电感或电容耦合因子以改变射束转向装置50的频率响应。这允许射束转向装置50在没有噪声的频率范围操作。为了实现非常好的动态转向，耦合线圈54和传感器56沿加速波导管36设置在多个位置，并且使用多组正交转向线圈。
除射束转向装置50以外，通过围绕电子枪33和加速波导管36放置
Figure BDA00002839300200081
(市场上可买到的具有非常高的磁导率的材料)屏障来磁力地屏蔽直线加速器12，以尽可能减少由直线加速器12所产生的电子射束对磁场的暴露。
如所意识到的，利用射束转向装置50能够动态地补偿出现在直线加速器12处的磁场变化，该磁场变化影响在其中产生的电子射束。此外，射束转向不会引起
Figure BDA00002839300200091
屏蔽外的磁场变化，从而抑制直线加速器12与MRI装置操作干扰。
通过将直线加速器12和MRI装置14固定到相同的门架22使MRI装置和直线加速器一致地旋转，避免了MRI磁场畸变。如所意识到的，如果紧靠MRI装置的磁场(使得在直线加速器与MRI装置之间存在磁耦合)的被磁力地屏蔽的直线加速器独立于MRI装置旋转或反之亦然，则运动将影响MRI装置成像区域中的磁场变化。这将导致MRI磁场的不均匀性，这将导致不可接受的图像失真。通过将MRI装置14的磁极18和20安装到机械地耦联到直线加速器12的门架22上，MRI装置和直线加速器一起绕受治疗者旋转，组合的MRI磁场也是如此。因此，保证了MRI磁场恒定地为门架角度的函数，并且图像失真被去除。图像通过软件的反向旋转允许不旋转的图像显示在MRI装置的屏幕上。屏蔽作用于直线加速器12的磁场和补偿MRI磁体的过程可能不得不递归地完成，直至找到的设定使得直线加速器12被屏蔽并且磁体在其等深点具有均匀的场为止。但是，一旦获得该初始的设定，则去除对于随同门架旋转的动态补偿的需求。
确保直线加速器12和MRI装置14的磁极18和20一致地旋转，避免了MRI磁场非常复杂的动态补偿要求。这样的补偿要求MRI装置复杂的建模和必须由合适设计的反馈系统动态驱动的许多补偿线圈。
如先前已知并描述的，MRI装置14通过读取从被成像的受治疗者内产生的RF信号产生图像。传输的RF脉冲使被成像的组织的质子的磁矩倾斜。质子进动的频率取决于由梯度磁场线圈所设定的磁场强度。相位信息通过施加第二脉冲设定，然后通过从处理质子读取RF信号并基于已知的梯度场重建图像来实现成像。该成像序列是以脉冲操作来完成的，在成像序列之间具有一定的重复时间。
直线加速器12还以操作的脉冲功率模式运行。脉冲对于5ms的脉冲重复周期通常具有在大约4μs至10μs的范围内的持续时间、和通常为200Hz的重复频率。直线加速器12的剂量率由时间平均剂量率确定。当由电感器耦联的一组电容器(也称为脉冲形成网络、或PFN)上的高压通过高压开关放电时形成来自直线加速器的RF脉冲。脉冲形状取决于该PFN的电容和电感，并且其通常构造成具有急剧的上升时间和下降时间及在中间的恒定电压，以便使其作用类似于方波函数。这些快速的电压上升和下降是导致产生传播到直线加速器12外部的RF噪声的高频组分的原因。
传输进入患者的RF脉冲的功率明显高于由直线加速器12所产生的RF噪声，因此直线加速器脉动不会影响所传输的RF脉冲。由FDA设定的SAR极限值为0.4W/kg。从直线加速器的脉动所发射的功率在mW的范围内。但是，受治疗者内通过处理质子产生的RF信号非常小，因此由直线加速器12产生的任何噪声将明显地与RF信号读回过程干扰，并可能去除MRI装置14的所有成像能力。
为了处理该问题，使用定时序列以确保当MRI装置14正在从患者读回RF信号时直线加速器12不产生脉冲。图5示出示例性的定时序列。可能有两种方法。在一种方法中，改变MRI装置14使得其产生表示其要从患者读取RF信号时的低压信号。该信号被连接进入直线加速器12并使产生调制器脉冲和电子枪脉冲的触发信号无效。因此，这产生了MRI装置14能够读回RF信号的安静的RF周期。
可选择地，在第二方法中，能够将整个时间周期(秒的量级)留给MRI成像或直线加速器脉动。该方法可在如下系统中使用，其中当MRI装置传输RF时直线加速器与MRI装置干扰，或者如果脉冲之后RF的衰减时间足够长使得第一方法不可行。在该情况下，减少直线加速器12的剂量率和MRI装置14的成像时间，因此需要剂量率与图像分辨率之间的折中。
如将意识到的，防止直线加速器阻碍MRI装置读取RF信号的能力允许成像和放射治疗同时交付执行，而不会由于直线加速器而产生对成像序列的干扰。
还减少由直线加速器12所产生的RF噪声的高频组分，以减少直线加速器与MRI装置14之间的干扰。直线加速器中施加到RF发生器的高压是具有与其相关的高频组分的方波。通过适当地成形高压驱动脉冲能够去除高频组分。通过选择PFN上合适的电容和电感能够改变高压脉冲的上升和下降时间。这在图6中示出。尽管示出了特定的驱动脉冲形状，但本领域的技术人员将意识到能够构造各种脉冲形状。仅有的对脉冲形状的限制是在使RF发生器和电子枪脉冲同步的时间周期期间需要恒定的电压区域，使得电子和RF同时引入加速波导管36。该改变可以导致产生高压脉冲的大小的问题，因为许多系统设计成使用脉冲高压的方波特性，以使高压发生器的标称电压加倍。结果可能需要较大的高压发生器。
如果需要，为了进一步减少RF噪声，能够围绕整个直线加速器结构设置法拉第笼，以抑制由直线加速器12产生的噪声。这包括脉冲功率调制器、传输和加速波导管以及轫致辐射重金属靶。能够将铜屏蔽整合到重金属靶中，这可在关于X射线光谱的过滤的靶的设计中使用。
在上述示例中，MRI装置14和直线加速器12机械地耦联，以便磁极和直线加速器一致地旋转。本领域的技术人员将意识到其它使MRI装置的磁场和直线加速器同步以避免发生磁干扰的耦联装置可以被使用。
此外，在上述实施例中，基于来自射束位置线圈的反馈、利用动态射束转向技术实现来自MRI装置14的磁体的、存在于直线加速器12处的残留磁场补偿。但是本领域的技术人员将意识到能够使用利用反馈的任何转向方法，以正确地定位直线传感器中的电子射束。
此外，在上述实施例中，成像过程中通过将某些定时限制强加到直线加速器脉冲序列和MRI装置成像脉冲序列上、通过直线加速器高压脉冲的变型、和通过RF屏蔽来实现从直线加速器12去除RF干扰。本领域的技术人员将意识到其它的定时序列可用于减少RF干扰。
现在转向图7，其示出了集成的直线加速器与MRI系统的另一实施例。在该实施例中，患者能够在坐姿构造中接受治疗。直线加速器12和MRI装置114被机械地耦联以便水平地引导电子射束，并且磁极118和120被垂直地安装使得磁场是水平的，但垂直于电子射束。所述两个部件是固定的且不能移动。通过旋转处于坐姿位置中的受治疗者实现可变角度电子射投放。
该实施例的好处是能够在图像导航下模拟和治疗如下受治疗者，所述受治疗者不能舒适地躺在仰卧或俯卧位置中足够长的时间以允许放射治疗。这对于一些肺癌患者尤其有用，但对其它受治疗者也有用。
尽管MRI装置14已被描述成具有0.2T的磁场强度，本领域的技术人员将意识到能够有其它的磁场强度以及其它的磁体设计类型、比如Helmholtz成对构造或开口“C”磁体构造。在这些情况下，比如例如平面板或其它检测器阵列的二维(2D)成像装置被与放射源成直线设置在受治疗者的相对侧，以提供兆伏级或芯射束(core-beam)CT图像、2D投影射束验证或2D至3D对准。该构造对于放射治疗模拟具有特殊的应用并提供对治疗计划计算重要的兆伏级衰减数据。另外，相关的MRI提供对于靶限定具有极好的软组织对比的同步图像。如果放射源是诊断X射线管，则能够同时形成CT和MR图像，以在诊断医学中给予装置广泛的应用。
在可选择的实施例中，适于诊断核医学成像的2D成像装置设置在磁体两极之间的开口中，以提供与MRI同时的SPECT成像。该构造利用受治疗者体内的放射源，而不是如上所述体外的放射源。如将意识到的，该布置提供在诊断医学和治疗计划中有用的附加成像信息。
本领域的技术人员将意识到由于某些检测器系统能够用于诊断CT以及SPECT，所以上述MRI-CT和MRI-SPECT系统能够组合以产生MRI-CT-SPECT系统。
尽管以上实例描述了使用直线加速器，但本领域的技术人员将意识到实际上可以使用任何放射源。例如，放射源可以是包括使用激光诱导等离子体的另一粒子加速器，其产生电磁放射(例如光子、X射线、相干辐射)、电子、质子、碳离子、其它重离子、中子或例如π介子的亚原子粒子。可选择地，辐射源可以是放射性同位素源、放射电磁声、热、UV(紫外线)等的放射发生装置、或比如例如同步加速器的同位素放射源。
尽管在此已参考附图描述了实施例，但要理解的是本发明不局限于这些确切的实施例，并且在不偏离本发明的范围和精神的情况下可由本领域的技术人员在其中实现各种其它的改变和变型。所有的这些改变和变型意在包括于权利要求所限定的本发明的范围内。

Claims (21)

1.一种辐射治疗系统，包括：
核磁共振成像设备；
辐射源，该辐射源能够产生辐射射束，该辐射源包括功率调制器，该功率调制器由RF屏蔽所屏蔽，以降低由所述辐射源产生的能够与所述核磁共振成像设备的RF信号读取相干扰的RF噪声；和
耦联器，该耦联器用于耦联所述辐射源与所述核磁共振成像设备，使得它们一致地移动，并且所述系统能够以旋转模式使用，以允许在不降低核磁共振成像图像质量的情况下，与成像同时地基本上从任何角度对受治疗者进行放射。
2.如权利要求1所述的辐射治疗系统，其中整个辐射源由RF屏蔽所屏蔽。
3.如权利要求2所述的辐射治疗系统，其中所述RF屏蔽包括法拉第笼。
4.如权利要求1所述的辐射治疗系统，其中所述辐射源在不影响所述核磁共振成像设备磁场的均匀性的情况下能够绕受治疗者旋转。
5.如权利要求1所述的辐射治疗系统，其中所述辐射源和核磁共振成像设备保持固定，通过受治疗者的旋转实现旋转治疗。
6.如权利要求1所述的辐射治疗系统，其中所述辐射源与核磁共振成像设备能够一致地旋转。
7.如权利要求1所述的辐射治疗系统，其中所述耦联器耦联所述辐射源与核磁共振成像设备，以便所述辐射源在所述辐射源和核磁共振成像设备运动期间不影响由所述核磁共振成像设备所产生的磁场。
8.如权利要求1所述的辐射治疗系统，其中所述耦联器机械地耦联所述辐射源的门架与所述核磁共振成像设备的门架。
9.如权利要求1所述的辐射治疗系统，其中所述耦联器将所述辐射源和核磁共振成像设备耦联到共用的门架。
10.如权利要求1所述的辐射治疗系统，还包括磁干扰降低结构，该磁干扰降低结构在操作期间抑制所述辐射源与核磁共振成像设备相互干扰。
11.如权利要求10所述的辐射治疗系统，其中所述干扰降低结构包括射束转向设备，以保持由所述辐射源所产生的电子射束的位置。
12.如权利要求10所述的辐射治疗系统，其中所述射束转向设备包括：沿着所述辐射源的加速波导管设置的射束位置传感器和转向线圈布置。
13.如权利要求10所述的辐射治疗系统，其中所述干扰降低结构包括高导磁合金。
14.如权利要求1所述的辐射治疗系统，其中所述辐射源和核磁共振成像设备的操作被定时以抑制所述辐射源和核磁共振成像设备在操作期间相互干扰。
15.如权利要求14所述的辐射治疗系统，其中在核磁共振成像设备RF信号读取期间中断辐射源驱动脉冲。
16.如权利要求1至15中任一项所述的辐射治疗系统，还包括二维成像装置。
17.如权利要求16所述的辐射治疗系统，其中所述成像装置捕获兆伏级轴向图像和计算机层析图像中的一个。
18.如权利要求17所述的辐射治疗系统，其中兆伏级轴向图像或计算机层析图像被与核磁共振图像同时捕获，用于在治疗计划计算中所使用的射束验证、配准和衰减数据的产生。
19.如权利要求18所述的辐射治疗系统，其中计算机层析图像和核磁共振图像被同时捕获。
20.如权利要求16所述的辐射治疗系统，其中所述成像装置捕获SPECT图像。
21.如权利要求20所述的辐射治疗系统，其中所述SPECT图像与核磁共振图像同时捕获，用于改善诊断信息和治疗计划。
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