CN205411948U - 加速器和mri引导的放疗机 - Google Patents

Abstract

本实用新型涉及一种加速器和MRI引导的放疗机，加速器设有磁控管，磁控管包括管芯和磁体，磁体采用MRI系统的主磁体，管芯设在由主磁体产生的MRI系统的主磁场内，且管芯的轴线方向沿着主磁场的磁力线方向；MRI引导的放疗机由放疗机和在线磁共振成像设备构成，放疗机设有用于带电粒子加速的直线加速器和/或回旋加速器，直线加速器和回旋加速器设有磁控管，在线磁共振成像设备设有用于形成MRI主磁场的主磁体，磁控管的管芯设置在MRI主磁场内，以MRI主磁场充当磁控管的恒定磁场，直线加速器位于所述主磁体的外部。本实用新型的加速器更加小巧紧凑，产生更高能电子束；放疗机更加紧凑，能快速准确递送束流到指定的照射位置。

Description

加速器和MRI引导的放疗机

技术领域

本实用新型涉及一种加速器和MRI引导的放疗机，属于医疗器械技术领域。

背景技术

磁控管是用于产生电磁波的装置。通常其管芯由两个同心金属圆柱体构成，中心柱体是阴极，外层为阳极。在阳极上有一系列的共振腔。这些共振腔与两个圆柱体之间的空腔相通并处于真空状态。整个圆柱体被置于磁场中，磁场方向沿柱体轴向。当阴极被加热后，自由电子在阴极附近产生。这些电子在电场和磁场的共同作用下沿曲线从阴极向阳极运动，同时发出电磁波。电磁波与电子进一步相互作用形成一个稳定状态。此时，电磁波的中心频率由阳极共振腔的形状和尺度决定。电磁波可以从阳极共振腔引出。当用于电子直线加速器时，该电磁波作为驱动电磁波被送入电子直线加速器用于对电子进行加速，当用于回旋加速器时，该电磁波可以用于形成D型盒当中驱动质子或重离子等带电粒子的高频电场。

通常为磁控管管芯提供磁场的是一块永磁体，高功率磁控管可采用电磁体，其磁场强度最高可达几千高斯，相应地，由磁控管产生的电磁波的最高频率或者说最短波长以及输出功率比较有限，相应地，由于电子直线加速器的相邻空腔的距离与驱动电磁波的波长成正比，因此现有的电子直线加速器的结构尺寸小型化也就受到磁控管上述局限性的影响。由于电子直线加速器体量偏大，不利于自动化操控，因此对其的操作效率、定位准确性等容易受到影响，有待提高。

恶性肿瘤的放射治疗是用放疗机将一定剂量的治疗用束流（如X－射线或电子束）投送到治疗靶区以阻止癌细胞的生长。X－射线是通过高能电子打到钨靶上产生的，高能电子是由电子直线加速器产生的。磁控管产生的驱动电磁波从电子直线加速器的射频窗口进入加速器腔体，电磁波在腔体内形成驻波或行波。位于加速器腔体一端的电子枪产生的电子束在初始电压的作用向另一端运动。如果电子运动与驱动电磁波同步，则电子从电磁场获得能量，速度增加，即所述高能电子。同样，也可以利用质子束、重离子束等进行放射治疗。

现有为数不多的MRI引导的放疗研发实验室样机中，加拿大Alberta大学所设计的系统旋转过于沉重的磁体，给机械设计带来不小的难度，给系统的稳定性和可靠性造成新的问题。

在Elekta公司所研发的MRI引导放疗实验室系统中，治疗射线需穿透液氦槽、梯度线圈和射频线圈，从而造成治疗用X-射线的硬化效应和能谱的改变，对治疗造成影响，需要提高加速器的高压和束流强度。

悉尼的实验室系统采用旋转患者和治疗床的设计，由于人体软组织的变形，给肿瘤的定位和跟踪带来的更大的难度，而且由于病人的身体素质问题，很多情况不适合旋转病人，旋转病人属于对病人不够人性化。

可见，现有的MRI引导的放疗机普遍存在可动部分不够小巧紧凑、治疗时跟踪定位操作精准度不高以及加速器束流强度不高的技术问题。

发明内容

为了克服现有技术下的上述缺陷，本实用新型的目的在于提供一种加速器和MRI引导的放疗机，所述加速器更加小巧紧凑；所述MRI引导的放疗机结构更加紧凑，能够快速、准确递送束流到指定的照射位置。

本实用新型的技术方案是：

一种加速器，设有磁控管，所述磁控管包括管芯和磁体，所述磁体采用MRI系统的主磁体，所述管芯设置在由所述主磁体产生的所述MRI系统的主磁场内，且所述管芯的轴线方向沿着所述主磁场的磁力线方向。

所述加速器为直线加速器或回旋加速器，所述直线加速器设有用于带电粒子（例如电子、质子、重离子等，下同）加速的加速管，所述回旋加速器设有用于带电粒子加速的D型盒，所述MRI系统的主磁体优选采用超导线圈，所述回旋加速器D型盒也设置在所述MRI系统的主磁场内。

所述主磁体可以为平板式主磁体或圆筒式主磁体，所述平板式主磁体包括平行相对设置的两个磁极，两个所述磁极之间的磁场构成所述主磁场；所述圆筒式主磁体呈圆筒形状，其轴向孔洞内的磁场为所述主磁场。

当所述主磁体为圆筒式主磁体时，所述管芯的轴线优选与所述主磁体的轴线重合。

一种MRI引导的放疗机，主要由放疗机和在线磁共振成像设备构成，所述放疗机设有用于带电粒子加速的直线加速器（也称电子直线加速器）和/或回旋加速器，所述直线加速器和回旋加速器设有磁控管，所述在线磁共振成像设备设有用于形成MRI主磁场的主磁体，其特征在于所述磁控管的管芯设置在所述MRI主磁场内，以所述MRI主磁场充当所述磁控管的恒定磁场，所述电子直线加速器位于所述主磁体的外部。

所述主磁体优选采用超导线圈。

所述主磁体可以为平板式主磁体或圆筒式主磁体，所述平板式主磁体包括平行相对设置的两个磁极，两个所述磁极之间的磁场构成所述主磁场；所述圆筒式主磁体呈圆筒形状，其轴向孔洞内的磁场为所述主磁场。

所述主磁体上设有供治疗用束流通过的治疗窗，当所述主磁体为平板式主磁体时，所述治疗窗可以采用下列任意一种结构型式或者两种结构型式的组合：

（1）两个所述磁极相对应的任意一对边缘所限定的区域构成所述治疗窗；

（2）任意一个或两个所述磁极上设有开口，所述开口构成所述治疗窗。

当所述主磁体为圆筒式主磁体时，所述治疗窗可以采用下列任意一种结构型式：

（1）所述主磁体轴向的任意一端敞口构成所述治疗窗；

（2）所述主磁体为一体式结构，其上设有径向开孔，所述径向开孔构成所述治疗窗；或者，所述主磁体为分体式结构，包括轴向设置的前、后两部分，所述前、后两部分之间留有间隙，所述前、后两部分之间的表面环形区域构成所述治疗窗。

对于所述平板式主磁体，两个所述磁极之间的空间为成像治疗区域，治疗床进出口为两个所述磁极相对应的任意一对边缘所限定的区域；对于所述圆筒式主磁体，当所述治疗窗采用上述结构型式（1）时，所述主磁体为分体式结构，包括轴向设置的前、后两部分，所述前、后两部分之间留有间隙，所述间隙构成治疗中治疗床的放置位置和所述治疗床进出所述主磁场的通道；当所述治疗窗采用上述结构型式（2）时，治疗床进出口为所述主磁体轴向的任意一端敞口。

对于所述平板式主磁体，当所述治疗窗采用结构型式（1）时，所述治疗床进出口、所述治疗窗和所述管芯所在位置分别对应不同的两个所述磁极相对应的成对边缘所限定的区域；对于所述圆筒式主磁体，当所述治疗窗采用上述结构型式（1）时，所述治疗窗和所述管芯所在位置分别对应所述主磁体轴向的两端敞口；当所述治疗窗采用上述结构型式（2）时，所述治疗床进出口和所述管芯所在位置分别对应所述主磁体轴向的两端敞口。

对于所述圆筒式主磁体，所述管芯的轴线优选与所述主磁体的轴线重合。

所述放疗机可以为电子束放疗机、X射线放疗机、质子放疗机或重离子放疗机，当所述放疗机为电子束放疗机或X射线放疗机时，所述加速器为电子直线加速器，所述电子直线加速器为一个或多个，每个所述电子直线加速器安装在一个具有多自由度的机械臂上，当所述放疗机为质子放疗机或重离子放疗机时，所述加速器为回旋加速器，所述回旋加速器的D型盒设置在所述MRI系统的主磁场内。

本实用新型的有益效果为：

本实用新型将磁控管管芯置于MRI系统的主磁体中，即磁控管与MRI系统的主磁场共用磁体，使得磁控管在设有MRI系统的应用场合结构更加紧凑，也使得磁控管的管芯能工作在更强的磁场中，从而产生输出更高频率、更高输出功率的电磁波。

本实用新型将回旋加速器的D型盒置于MRI系统的主磁体中，用MRI系统的主磁场充当回旋加速器中用于使带电粒子做圆周运动的匀强磁场，即D型盒与MRI系统的主磁场共用磁体，使得回旋加速器在设有MRI系统的应用场合回旋半径可以做到更小，结构更加紧凑，同时将磁控管设置在MRI系统的主磁场，形成更高频的电磁波，以此生成D型盒上用于加速质子等带电粒子的交变电场，以进一步改善放疗效果。

由于所述MRI系统的主磁体采用超导磁体，超导磁体产生超导磁场的磁场强度可以达到几万高斯，因此所述磁控管成为具有高频率、短波长、高功率输出的电磁波驱动源。也因此，使电子直线加速器的相邻空腔距离更小，从而使电子直线加速器的结构更加紧凑，进一步扩大电子直线加速器的应用领域和适用范围。例如所述磁控管与X波段加速管结合，可以得到更加紧凑的、高强度的X光源，这样的光源有利于机器人的操控，从而缩短治疗时间，降低治疗成本。

本实用新型的MRI引导的放疗机使磁控管与MRI系统共用主磁体（采用超导磁体），利用MRI的强磁场，使磁控管输出功率显著增大。特别是在X－波段，同时还缩小了整个放疗机的尺寸并降低了成本。由于工作在X－波段的电子直线加速器小巧紧凑，加之磁控管输出更短波长的电磁波有利于进一步减小电子直线加速器的尺寸，使得作为X射线源的电子直线加速器更易于通过机器人进行操控，从而使得本实用新型所述的放疗机可以快速、准确递送束流到指定的照射位置，进一步缩短了治疗时间，降低了治疗成本，还有利于增加更多的治疗功能，因此具备更强的治疗能力。

由于设置了在线磁共振成像设备，可以在放疗时进行磁共振成像，以磁共振成像为基础进行放射引导，由此充分发挥了MRI在显示肿瘤靶区和周围敏感组织的高分辨率、高对比度以及动态跟踪靶区运动的能力，同时避免了因X射线扫描和成像给病人正常组织带来的额外损伤，而采用机器人带动电子直线加速器运动，能够多角度、非共面的多方位高精度地控制治疗机实现对病灶靶区的定位和治疗，机器人顶端的电子直线加速器可以在强磁场环境下快速、准确递送放疗束流到指定的照射位置，从而使得放疗机具有对病人更多的治疗功能、更强治疗能力和更好的治疗效果，由于具有更小的对非肿瘤组织的辐射剂量和更为准确的对肿瘤靶区的定义，因而具有更好的生物学效应，有利于推进放疗技术进入新时代。

附图说明

图1是本实用新型的MRI引导的放疗机的实施例一的结构示意图；

图2是本实用新型的MRI引导的放疗机的实施例二的结构示意图；

图3是本实用新型的MRI引导的放疗机的实施例三的结构示意图；

图4是本实用新型的MRI引导的放疗机的实施例四的结构示意图；

图5是本实用新型的MRI引导的放疗机的实施例五的结构示意图；

图6是本实用新型的MRI引导的放疗机的实施例六的结构示意图。

具体实施方式

本实用新型提供了一种加速器，设有磁控管，所述磁控管包括管芯和磁体，所述磁体采用MRI（MagneticResonanceImaging，磁共振成像）系统的主磁体，所述管芯设置在由所述主磁体产生的所述MRI系统的主磁场内，且所述管芯的轴线方向沿着所述主磁场的磁力线方向。

所述加速器为直线加速器或回旋加速器，所述直线加速器设有用于带电粒子加速的加速管，所述回旋加速器设有用于带电粒子加速的D型盒，所述MRI系统的主磁体采用超导线圈，所述回旋加速器D型盒也设置在所述MRI系统的主磁场内。

所述MRI系统均包括用于产生高均匀度磁场的主磁场以及用来产生并控制主磁场磁场梯度的梯度磁场，相应地，主磁场采用主磁体形成，梯度磁场采用三组线圈产生，分别产生x、y、z三个方向的梯度场。所述主磁场均指由主磁体产生的、位于主磁体物理上所限定空间之内的磁场。

由于超导磁体产生超导磁场的磁场强度可以达到几万高斯，高出现有的磁控管的磁体一个数量级，因此可以使所述磁控管输出的电磁波具有更高的频率、更短的波长、更高的功率。由此可以为加速器提供更高能量的驱动电磁波。

当磁控管或其用于的加速器用在MRI系统时，采用本实用新型的磁控管可以使设备整体结构更加紧凑，也有利于降低整个设备系统的成本。

所述主磁体可以为平板式主磁体或圆筒式主磁体，所述平板式主磁体包括平行相对设置的两个磁极，两个所述磁极之间的磁场构成所述主磁场；所述圆筒式主磁体呈圆筒形状，其轴向孔洞内的磁场为所述主磁场。

当所述主磁体为圆筒式主磁体时，所述管芯的轴线可以与所述主磁体的轴线重合，使所述管芯内各处受到的磁力更加均匀一致。

由于本实用新型所述的磁控管能够输出更短波长的电磁波，尤其对于工作在PI-模式的加速器，由于波长越短，加速器中相邻空腔的距离越小，因此本实用新型的电子直线加速器结构更加紧凑，进一步扩大了电子直线加速器的应用领域和适用范围。例如所述磁控管与X波段加速管结合，可以得到更加紧凑的、高强度的X光源，这样的光源有利于机器人的操控，在MRI系统中有助于缩短治疗时间，降低治疗成本。

如图1-6所示，本实用新型还提供了一种MRI引导的放疗机，主要由放疗机和在线磁共振成像设备构成，所述放疗机设有用于带电粒子加速的加速器，包括直线加速器10和/或回旋加速器90，所述加速器通过波导管80与一磁控管的管芯60连接，所述在线磁共振成像设备设有用于形成MRI主磁场的主磁体，所述磁控管的管芯设置在所述MRI主磁场内，以所述MRI主磁场充当所述磁控管的恒定磁场，所述直线加速器位于所述主磁体的外部。

所述在线磁共振成像设备设有用于形成主磁场的主磁体，所述主磁体采用超导线圈。

所述主磁体为平板式主磁体或圆筒式主磁体，所述平板式主磁体包括平行相对设置的两个磁极，两个所述磁极之间的磁场构成所述主磁场；所述圆筒式主磁体呈圆筒形状，其轴向孔洞内的磁场为所述主磁场。

所述主磁体上设有供治疗用束流通过的治疗窗70。

磁控管管芯被置于磁共振成像系统的超导线圈产生的均匀磁场中，产生电磁波。电磁波从磁控管的阳极共振腔引出后，经所述波导管进入电子直线加速器的加速管中，对电子加速。加速后的电子打到旋转钨靶上可以产生X射线。供治疗用束流（电子或X射线）通过所述治疗窗射入主磁场内的按治疗计划设置的治疗靶区，由此，对病灶部位进行放射治疗。

所述电子直线加速器安装在机器人的机械臂上，由所述机器人带动其运动（改变位置和/或方向）。调整所述电子直线加速器相对所述治疗窗的方向和位置，以将束流投送到治疗靶区。

优选的，所述机器人采用具有6个自由度的串联机械臂21，所述电子直线加速器安装在所述串联机械臂的顶端，以使所述电子直线加速器处于所需的任意位置和任意角度。

优选的，所述机器人还设有行走机构，所述行走机构包括用于安装所述串联机械臂的机器人底座22和安装在所述机器人底座下面的机器人行走轮23，还包括用于驱动机器人行走轮运动的行走驱动机构，由此，可以通过行走机构控制机器人的稳定行走，使电子直线加速器处于有效或最佳位置。

可选的，所述在线磁共振成像设备周围环绕有与所述机器人行走轮配套的轨道，由此使机器人能够围绕在线磁共振成像设备。

所述电子直线加速器优选采用X波段的加速管，结构更小巧紧凑，有利于机器人的操控。

所述在线磁共振成像设备设有底座35和安装在底座上的支架34，所述两磁极均安装在所述支架上。

所述在线磁共振成像设备还配有相应的治疗床50，以方便病人的转移。

当采用回旋加速器时，所述磁控管引出的电磁波经波导管80为回旋加速器的D型盒提供射频驱动力，以形成高频电场。D型盒输出的带电粒子束通过带电粒子通道100输出，经所述治疗窗射入主磁场内的按治疗计划设置的治疗靶区，由此，对病灶部位进行放射治疗。

所述主磁体可以为平板式主磁体30（参见图1、2）或圆筒式主磁体40（参见图3、4、5、6）。

所述平板式主磁体可以包括平行相对设置的两个磁极31、32，两个所述磁极之间的空间33为所述主磁场所在区域，同时也是成像治疗区域。两个所述磁极之间可以设有一个或多个支撑立柱38。

所述治疗窗可以采用下列任意一种结构型式或者两种结构型式的组合：

（1）两个所述磁极相对应的任意一对边缘所限定的区域（当两个所述磁极相对应的一对边缘平行设置时，该区域为平面区域，下同）构成所述治疗窗（参见图1）；

（2）任意一个或两个所述磁极上设有开口70，所述开口构成所述治疗窗（参见图2）。

患者通过治疗床被送进所述成像治疗区域，治疗床进出所述成像治疗区域的治疗床进出口为两个所述磁极相对应的任意一对边缘所限定的区域。以矩形平板磁极为例，磁极的每条边均可以对应一个治疗床进出口，具体设置哪个或哪几个治疗床进出口视整个设备系统的具有结构确定。

当所述治疗窗采用结构型式（1）时，所述治疗床进出口、所述治疗窗和所述管芯所在位置最好分别对应不同的两个所述磁极相对应的成对边缘所限定的区域；以尽量避免所述治疗床或所述电子直线加速器移动时，与另外的两者发生干涉。

所述圆筒式主磁体呈圆筒形状，是围绕在一个封闭的圆筒内由螺旋管形成的磁体，其轴向孔洞42为所述主磁场所在区域，同时也是成像治疗区域。所述治疗窗可以采用下列任意一种结构型式：

（1）所述主磁体轴向的任意一端敞口构成所述治疗窗70（参见图3）；

（2）所述主磁体为一体式结构，其上设有径向开孔，所述径向开孔构成所述治疗窗（参见图4）；或者，所述主磁体为分体式结构，包括轴向设置的前、后两部分，所述前、后两部分之间留有间隙，所述前、后两部分之间的表面环形区域构成所述治疗窗（参见图5）。

当所述治疗窗采用上述结构型式（1）时，所述主磁体为分体式结构，包括轴向设置的前、后两部分43、44，所述前、后两部分之间留有间隙，所述间隙构成治疗中治疗床的放置位置和所述治疗床进出所述主磁场的通道。所述治疗窗和所述管芯所在位置优选分别对应所述主磁体轴向的两端敞口。

当所述治疗窗采用上述结构型式（2）时，治疗床进出口为所述主磁体轴向的任意一端敞口。所述治疗床进出口和所述管芯所在位置优选分别对应所述主磁体轴向的两端敞口。

对于所述圆筒式主磁体，所述管芯的轴线优选与所述主磁体的轴线重合。

所述放疗机为电子束放疗机、X射线放疗机、质子放疗机或重离子放疗机，当所述放疗机为电子束放疗机或X射线放疗机时，所述加速器为电子直线加速器，所述电子直线加速器为一个或多个，每个所述电子直线加速器安装在一个具有多自由度的机械臂上，当所述放疗机为质子放疗机或重离子放疗机时，所述加速器为回旋加速器，所述回旋加速器的D型盒设置在所述MRI系统的主磁场内，且D型盒的中心线方向沿着主磁场的磁力线方向，优选与主磁场的磁力线重合。

下面以基于电子直线加速器的X射线放疗机为例，治疗的具体步骤如下：

1、将病人置于用于放疗治疗靶区跟踪的在线磁共振成像用主磁体形成的磁场中；

2、MRI成像并调整病人位置使治疗靶区朝向X射线入射窗口（即治疗窗）；

3、按照治疗计划，由机器人操控，将X射线源处在其X射线将投送到治疗靶区的方位上。按照治疗计划设置/调整电子能量；

4、按照治疗计划设置/调整电子枪束流随时间的变化；

5、按照治疗计划设置/调整X射线入射位置和角度；

6、按照治疗计划设置/调整多页光栅（控制调整组装未画出）；

7、启动电子直线加速器开始治疗；

8、MRI成像实施跟踪靶区运动；

9、重复步骤3-8直到治疗计划完成。

Claims (10)

1.一种加速器，设有磁控管，其特征在于所述磁控管包括管芯和磁体，所述磁体采用MRI系统的主磁体，所述管芯设置在由所述主磁体产生的所述MRI系统的主磁场内，且所述管芯的轴线方向沿着所述主磁场的磁力线方向。

2.如权利要求1所述的加速器，其特征在于所述加速器为直线加速器或回旋加速器，所述直线加速器设有用于带电粒子加速的加速管，所述回旋加速器设有用于带电粒子加速的D型盒，所述MRI系统的主磁体采用超导线圈，所述回旋加速器D型盒也设置在所述MRI系统的主磁场内。

3.如权利要求2所述的加速器，其特征在于所述主磁体为平板式主磁体或圆筒式主磁体，所述平板式主磁体包括平行相对设置的两个磁极，两个所述磁极之间的磁场构成所述主磁场；所述圆筒式主磁体呈圆筒形状，其轴向孔洞内的磁场为所述主磁场。

4.一种MRI引导的放疗机，主要由放疗机和在线磁共振成像设备构成，所述放疗机设有用于带电粒子加速的直线加速器和/或回旋加速器，所述直线加速器和回旋加速器设有磁控管，所述在线磁共振成像设备设有用于形成MRI主磁场的主磁体，其特征在于所述磁控管的管芯设置在所述MRI主磁场内，以所述MRI主磁场充当所述磁控管的恒定磁场，所述直线加速器位于所述主磁体的外部。

5.如权利要求4所述的MRI引导的放疗机，其特征在于所述主磁体采用超导线圈。

6.如权利要求5所述的MRI引导的放疗机，其特征在于所述主磁体为平板式主磁体或圆筒式主磁体，所述平板式主磁体包括平行相对设置的两个磁极，两个所述磁极之间的磁场构成所述主磁场；所述圆筒式主磁体呈圆筒形状，其轴向孔洞内的磁场为所述主磁场。

7.如权利要求6所述的MRI引导的放疗机，其特征在于所述主磁体上设有供治疗用束流通过的治疗窗，当所述主磁体为平板式主磁体时，所述治疗窗采用下列任意一种结构型式或者两种结构型式的组合：

(1)两个所述磁极相对应的任意一对边缘所限定的区域构成所述治疗窗；

(2)任意一个或两个所述磁极上设有开口，所述开口构成所述治疗窗；

当所述主磁体为圆筒式主磁体时，所述治疗窗采用下列任意一种结构型式：

(1)所述主磁体轴向的任意一端敞口构成所述治疗窗；

(2)所述主磁体为一体式结构，其上设有径向开孔，所述径向开孔构成所述治疗窗；或者，所述主磁体为分体式结构，包括轴向设置的前、后两部分，所述前、后两部分之间留有间隙，所述前、后两部分之间的表面环形区域构成所述治疗窗。

8.如权利要求7所述的MRI引导的放疗机，其特征在于对于所述平板式主磁体，两个所述磁极之间的空间为成像治疗区域，治疗床进出口为两个所述磁极相对应的任意一对边缘所限定的区域；对于所述圆筒式主磁体，当所述治疗窗采用上述结构型式（1）时，所述主磁体为分体式结构，包括轴向设置的前、后两部分，所述前、后两部分之间留有间隙，所述间隙构成治疗中治疗床的放置位置和所述治疗床进出所述主磁场的通道；当所述治疗窗采用上述结构型式（2）时，治疗床进出口为所述主磁体轴向的任意一端敞口。

9.如权利要求8所述的MRI引导的放疗机，其特征在于对于所述平板式主磁体，当所述治疗窗采用结构型式（1）时，所述治疗床进出口、所述治疗窗和所述管芯所在位置分别对应不同的两个所述磁极相对应的成对边缘所限定的区域；对于所述圆筒式主磁体，当所述治疗窗采用上述结构型式（1）时，所述治疗窗和所述管芯所在位置分别对应所述主磁体轴向的两端敞口；当所述治疗窗采用上述结构型式（2）时，所述治疗床进出口和所述管芯所在位置分别对应所述主磁体轴向的两端敞口。

10.如权利要求9所述的MRI引导的放疗机，其特征在于所述放疗机为电子束放疗机、X射线放疗机、质子放疗机或重离子放疗机，当所述放疗机为电子束放疗机或X射线放疗机时，所述加速器为电子直线加速器，所述电子直线加速器为一个或多个，每个所述电子直线加速器安装在一个具有多自由度的机械臂上，当所述放疗机为质子放疗机或重离子放疗机时，所述加速器为回旋加速器，所述回旋加速器的D型盒设置在所述MRI系统的主磁场内。