JP2001517132A - 磁気共鳴映像システムを含む放射線治療機器 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 磁気共鳴映像システムにより、領域および領域に隣接する体積を映像化しながら、放射線治療機器ビームが、対象物の領域を処置する。ビームおよび磁気共鳴映像システムの励起コイルアセンブリは、ビームがコイルアセンブリに入射せず、コイルアセンブリにより得られる磁場がビームと相互作用しないように配置される。励起コイルアセンブリは、主ＤＣ磁場を生成するための、間隔を空けた二つの巻セグメントを含み、該セグメントは、領域の向かい合った側に配置される。一実施例において、励起コイルアセンブリは、ビームの軸線の動きと独立に取り付けられ、巻セグメントは、ビームの軸線が周囲で回転する、軸線とほぼ整合された共通の軸線を有する。対象物のための処置カウチは、巻セグメントの整合された中央開口部内に適合する。コイルは、ビームが周囲で回転する軸線とほぼ同じ方向に伸長する主磁力線を生成する。他の実施例において、コイルアセンブリはビームの軸線と共に動き、処置カウチはコイルセグメントの間にある。このような一実施例において、それぞれの巻セグメントは（1）ビームの軸線が通過して伸長し、（2）セグメントにより形成され、セグメントの間を伸長する磁力線とほぼ整合される、中央開口部を含む。このような他の一実施例において、ビームの軸線はセグメントの間の空間を通過して伸長し、セグメントにより形成され、セグメントの間を伸長する磁力線とほほ直交する。

Description

【発明の詳細な説明】 磁気共鳴映像システムを含む放射線治療機器技術分野 本発明は、一般的に、対象とする領域を、放射線治療ビームで処置するための 方法および装置に関し、とくに、ビームにより領域が照射され、磁気共鳴映像シ ステムが、実質的に同時に、磁気共鳴映像システムのコイルアセンブリにビーム が入射しないようにして領域の映像を与える方法および装置に関する。背景技術 本発明の譲受人により製造されているCLINAC機器のような放射療法機器は、一 般的に、ほぼ水平軸線上で回転するガントリー上に配置された線形電子ビーム加 速器を含む。電子ビーム加速器は、通常、ガントリーの水平な回転軸線からオフ セットにしてガントリー上に配置される。加速器から出てくる高エネルギー電子 ビームはさらに、患者の治療に適した電子ビームまたはＸ線ビームのいずれかを 生成するように、当業者に既知の技術により処理される。いずれの場合において も、放射線は、処置ビームの軸線がガントリーの回転軸線と交差するように、ガ ントリーの回転の軸線と垂直な方向に動かされる処置ビームに平行化される。処 置ビームの軸線がガントリーの回転軸線と交差する点は、処置ビームの焦点であ り、放射線治療機器の等角点という。 放射線治療機器において、患者は、通常、患者のがんの腫瘍または病巣である 処置領域を、放射線治療機器の等角点の、ガントリーの回転の軸線上に位置を決 めるために正確に配置することができる処置カウチに配置される。このように、 ガントリーを回転させることにより、治療の間、処置ビームソースを患者の周囲 で回転させることができ、このことにより、ビームが常に処置領域自体を通過す るため、処置領域付近の患者の体の他の部分を通過する処置放射線の量が最少に なる。病気の組織以外、とくに病気の処置領域と隣接している組織への過度の照 射は、健康な組織における望ましくない細胞の損傷および細胞死を引き起こす。 現在の放射線治療技術の専門医の間では、患者の病気の処置領域が正確に放射 線治療機器の等角点に配置された場合に、一般的に、隣接した細胞の損傷が最少 であることが知られている。しかし、現在の技術のいくつかの制限が、望ましい 患者の病気の領域の放射線治療機器の等角点への正確な配置を達成することを困 難にしている。 この困難さの一つの理由は、患者の病気の領域が、通常、病気の組織と実質的 に類似の、他のソフトな組織により囲まれ、または隣接していることである。組 織の類似性が、放射線治療機器に適した現在の診断および映像技術を使用しても 病気の組織の正確な境界を限定することを困難にしている。 この問題を解決するための過去の試みの一つは、対象物が放射線治療機器に配 置された場合の、比較的低コントラストの、領域の二次元Ｘ線ベース映像（two- dimensional X-ray-based imaging）を使用することである。Ｘ線ベース映像シ ステムは、一般的に、放射線治療目的のために使用される同様のＸ線ビームにお けるＸ線の検出に依存じている。しかし、低コントラストの領域の二次元Ｘ線ベ ース映像は、腫瘍および病巣を含む領域の正しい位置を明確に決めることができ ない。異なったソフトな組織構造間および腫瘍ソフトな組織と腫瘍でないソフト な組織のと間のＸ線吸収は、しばしば、小さいものから検出できないものにわた る。骨のみが、Ｘ線をより強く吸収し、この手段により容易に映像化して正確に 位置を決めることができる。処理すべきソフトな組織領域の正確な位置を決定す ることは、かたさが不足しているので、対象物に隣接した骨に対して領域が動い てしまい、この結果、処置用カウチの上で、不可避的に対象物の体が動くため、 困難である。基準マーカーが腫瘍に挿入されても、患者の動きが基準マーカーを 動かすかもしれないので、領域の正確な位置の決定の不確定性が存在する。 処置することが所望される領域は通常、放射線治療システムの等角点に関して 計画したようには正確な位置の決定がされないため、不十分な量の放射線治療ビ ームエ ネルギーが、処置することが所望される領域に堆積され、過剰な量の放射線治療 ビームエネルギーが、処置することが所望される領域に隣接した体積の健康な組 織に堆積される。結果として、隣接した体積における組織は、所望せず、また不 要な損傷を被り、腫瘍の場所に隣接する健康な器官が損傷する。 処置することが所望される領域に、放射施療法ビームの焦点を十分に正確に合 わせることが一般的に不可能なため、現在の医療の実地では、付加的な組織量を 含めるために、照射領域を増加させ、処置することが所望される領域における細 胞死を完全にすることを確実にするために、放射施療法ビームの線量を増加させ ている。処置されるべき領域の全ての細胞が殺され、ビームと領域との間の可能 的な配置の誤差が補償されるということが期待される。しかし、このような技術 は、必然的に、処置することが所望される領域に隣接した体積の副次放射損傷の 増加を引き起こし、場合によっては、対象物の生命効果を破壊する結果となる。 従って、本発明の目的は、放射線治療ビームを、ビームにより処置することが所 望される領域上に正確に配置することができるための新規な改良された方法およ び装置を提供することである。 さらに、本発明の他の目的は、処置することが所望される領域上に、放射線治 療ビームを正確に配置することができる新規な改良された方法および装置を提供 するこ とである。ビームが正確に配置されたかどうかを決定するために使用される装置 は、現存の放射線治療ビーム装置に基づいて容易に改善されるものである。 さらに本発明の他の目的は、処置することが所望される領域内の、および領域 に隣接したソフトな組織構造および器官の、二次元および三次元の空間的に解析 された高コントラストの像を得るための、磁気共鳴映像システムを含む放射線治 療機器を提供することである。 本発明の他の目的は、磁気共鳴映像システムの励起コイルアセンブリが、放射 線治療機器の放射線治療ビームがコイルアセンブリに入射しないように配置され る（ここで放射線治療ビームの通路に、処置カウチ上の処置されるべき対象物が 容易に配置され得るようにコイルアセンブリが配置される）磁気共鳴映像システ ムを含む放射線治療機器を提供することである。 本発明の他の目的は、照射領域、とくに、領域における組織細胞の内容の放射 線治療ビームの効果を直接的に検出するためのシステムと組み合わせた、新規な 改良された放射線治療機器を提供すること、および実際に照射される領域の形状 、配置および強度と、腫瘍および病巣が位置する、照射されることが所望される 領域の既知の配置との間の実時間三次元相関を可能にするために、照射の効果を 空間的に解析することである。 本発明のさらなる目的は、放射線治療ビームにより処 置されることが所望される領域の組織が実際に処置されるかどうか、またその程 度を決定するための比較的低コストの装置と組み合わせた、新規な改良された放 射線治療機器を提供することである。 本発明のさらなる目的は、磁気共鳴映像システムのコイルの磁場により、皮膚 への衝撃から起こるＸ線ビームによる二次電子皮膚線量が実質的に減少する、磁 気共鳴映像システムと組み合わせた、新規な改良されたＸ線ビーム療法装置を提 供することである。発明の開示 本発明の一態様に従って、これらおよび他の目的は、磁気共鳴映像システムに より、領域およびその領域に隣接した体積の像が与えられる一方、放射線治療ビ ームにより、対象物の領域を処置することにより達成される。磁気共鳴映像シス テムのビームおよび励起コイルアセンブリは、ビームがコイルアセンブリに入射 せず、また、放射線治療ビームか電子のような荷電粒子から成る場合において、 コイルアセンブリより得られる磁場が、ビームの粒子の軌道に摂動を与えないよ うに配置される。 磁気共鳴映像システムの励起コイルアセンブリは、好適には、主直流磁場を生 成するための、第１および第２の、間隔が空けられたセグメントを含み、セグメ ントは、領域の反対側に配置される。 一実施例において、励起コイルアセンブリは処置ビー ムの軸線の動きに関係なく配置され、第１および第２の励起コイルアセンブリは 処置されるべき領域を通過する軸線と実質的に一致し、その周囲をビームの軸線 が回転する共通の軸線を有する。例えば処置カウチのような対象物の搬送構造は 、コイルセグメントの整合された中央開口部内に適合する。ビームの軸線は、セ グメントにより生成され、セグメント間を伸長する主磁場まで、二つのセグメン トの間を直角に通る。 他の実施例において、コイルアセンブリは、ビームの軸線が動くときに動くよ うに配置される。 これらの実施例のうちの一つにおいて、第１および第２のコイルセグメントの それぞれは、共通の軸線を有する中央開口部を含む。ビームの軸線は、両コイル セグメントの中央開口部を通って伸長し、これらのセグメントにより形成され、 セグメントの間を伸長する磁力線とほぼ一直線にそろう。もう一つの実施例にお いて、ビームの軸線は、セグメント間の空間を通って伸長し、これらのセグメン トにより形成され、セグメントの間を伸長する磁力線とほぼ直角となる。後者の 配列は、コイルセグメントに中央開口部を有しておらず、開口部をもつ配列より も高い強度の磁場を形成するために、有利である。 本発明の特徴は、磁場共鳴像システムの励起コイルより得られる磁場が比較的 低く、必要最小限の空間解析および放射線治療ビームが、処置が所望される領域 に入射 されているかどうかを決定するための感度のみを与えるのに十分であることであ る。磁場密度は、主磁場を生じるために、在来の銅巻線型水冷コイルを用いるこ とができる程度に十分に低いが、所望するならば、液体ヘリウムまたは液体窒素 で冷却する、超伝導鉄芯コイルアセンブリを用いることもできる。 液体ヘリウム冷却超伝導コイルが磁場共鳴像システム主磁場を生成するならば 、商業的に入手することができる高温超伝導供給リード線が、好適には、超伝導 コイルと直流電源との間に、超伝導コイルを励起するために外部接続を行う。高 温超伝導供給リード線は、つまり、77°Ｋに維持されている液体窒素の温度から 、約4.2°Ｋの低温超伝導コイルへの熱放散を妨げる。このことにより、低温超 伝導コイルは、供給リード線の接続なしに持続モードで作動するため、熱放散理 由での必要がなくなり、そのために、受容できない液体ヘリウムの消費の増加な しに、外部供給により、コイルの電流をオンおよびオフにパルスすることができ る。同期して電子放射線治療ビームをオフおよびオンとパルスにしながら、高温 超伝導供給リード線をオンおよびオフとパルス化することにより、磁場共鳴像シ ステムは、放射線治療電子ビームにおける電子の悪い偏向効果がない。 共鳴像システム鉄芯コイルより得られる磁場の必要な強度を減少するために、 共鳴像システムの無線周波ピッ クアップコイルは、好適には、超伝導体である。このため、共鳴像システムの主 鉄芯コイルは、比較的小さいサイズを有し、現存の放射線治療機器に主コイルを 適用し、本発明の構造を含む設備のコストを減少させることができる。超伝導無 線周波コイルは、好適には、金属箔または平面的な酸化単結晶基板上で成長した 、配向された高温超伝導フィルムから形成される高温超伝導体である。本発明の さらなる特徴は、放射線治療機器に発生する漏れ磁場が、磁気共鳴映像システム に発生する磁場からデカップリングされ、磁気共鳴映像システムに発生する漏れ 磁場が、放射線治療線形加速器に発生する磁場からデカップリングされることで ある。デカップリングは、好適には、磁気共鳴映像システムの外部に配置された 補償コイル、および線形加速器およびその関連構成要素を囲むコイルまたは複数 のコイルにより与えられる。 本発明の特徴は、磁気共鳴映像システムが、ビームにより、処置されることが 所望される組織に照射する放射線治療ビームの効果により、映像領域の核磁気共 鳴スペクトルパラメータの変化を検出することができることである。 磁場における熱平衡において、核の磁気モーメントは磁場と整合される。この 配列で摂動を受けると、磁気モーメントは特定の核種（しばしば、水素核または プロトン）の特定の共鳴周波数において、印加された磁場の周 囲を歳差運動する。周囲電子の効果の遮蔽による、分子の異なった原子サイトに おける印加された磁場の変化は、同様の核の共鳴周波数に小さなシフトを引き起 こす。共鳴核の環境の特性は、共鳴の減衰または緩和の割合を決定する。これら の共鳴周波数の違いは、解析され、分子構造を分析するために使用され得る。代 替的に、共鳴周波数がサンプル内の特定の核スピンの位置の関数である場合には 、サンプルを横切る磁場勾配を加えることにより、共鳴周波数を変更することが できる。これが、核磁気共鳴映像システムの基礎を作る。 どちらの場合においても、スピンの固有共鳴周波数に近い周波数をもつ高周波 （rf）パルスの印加は、核磁気モーメントに摂動を与えるために使用される。摂 動は、核磁気モーメントを、印加された磁場との整合から離して回転させる。90 °の回転が、磁場に対して最大横磁化を生じ、180°の回転が、初期の磁化の反 転を引き起こすが、横磁化は起こさない。印加された磁場の周囲を歳差運動し、 NMR分光計で検出することができるのは、横磁化要素である。摂動に続いて、二 つの緩和時間が熱平衡への戻りを特徴付ける。歳差運動に加えて、横磁化は、特 徴的な時定数T2、スピン-スピン緩和時間でもって振幅を減少させる。印加され た磁場に対する磁化並列の要素は、特徴的な定数時間T1、スピン-格子緩和時間 でもって初期値に戻す。これらの緩和時間の両方とも、隣接原子およ び分子の磁気誘導の影響を受ける。特に、強力な電子による磁気モーメントをも つ遊離基（free radicals）の存在は、近接核の緩和時間および共鳴周波数を変 更し得る。共鳴周波数および緩和時間の測定は、空間位置と相関をもつNMR空間 データを提供するための、NMR映像法と結合される。 異なったタイプのソフトな組織の核の磁気環境のちがい、すなわち異なった体 器官における組織間、またはがん組織とがんでない組織との間のちがいに対する NMR空間パラメータが高感度なため、ソフトな組織構造のNMR映像が、同様の組織 体積のＸ線映像よりもはるかに強いコントラストで達成される。さらに、MR映像 は、二次元の位置情報ではなく、三次元の位置情報を含む。ソフトな組織におけ るがん腫瘍または病巣の位置は、このようにして放射線治療機器により、Ｘ線映 像により得られる隣接した骨の位置を参考にして、推測された腫瘍の位置を推定 するよりも、はるかに高い精度をもって、直接的に決定され得る。さらに、遊離 基の存在により誘導されるNMR空間パラメータにおける大きな変化のために、放 射線治療ビームによる組織の放射の一次生産物の一つとして、映像化された体積 内での空間位置および放射線治療ビームの組織への放射の強度は、治療の間のリ アルタイムで決定される。 本発明の態様に従って、組織に照射する放射線治療ビ ームの効果による核磁気共鳴空間パラメータにおける変化を検出するために、磁 気共鳴映像システムの分析能が使用される。選択された組織上への放射線治療ビ ームの入射は、組織において生成されるべき遊離基およびイオン化生成物を生じ る。これらの存在は、検出し、映像化することができる。磁気共鳴映像システム の放射線治療ビーム、高強度磁場およびrfパルスは、このように、治療プロセス の間、治療される組織および隣接した組織に堆積される放射線治療ビームの放射 線量のための三次元空間分布情報を得ることができるように、相互作用する。三 次元情報は、既知の磁気共鳴像技術を使用すること、およびビームの軸線位置の 検出されたデータを、既知のビームの断面幾何学形状および強度と相関させるこ とにより得られる。治療される組織の放射線治療ビームの空間分布に関する三次 元情報は、先に収集され、このため既知の処置することが所望されるがん組織の 位置に関する三次元データと相関される。このことにより、放射線治療ビームは 、隣接した組織に入射されないように、処置することが所望される組織に制限さ れ、調節される。このことにより、ビームからの対象物への全放射線量を減少さ せることができ、健康な組織への副次損傷を最少にすることができる。放射線の ないMR像は、がん組織を示す。ビームが照射されると、MR像は照射された組織の 内容を示す。 本発明の上記、およびまたさらなる目的、特徴、利点は、特に、添付の図面と 共に、次の特定の実施例の詳細な説明を参照することにより明らかになるだろう 。図面の簡単な説明 図１は、いくつかの好適な実施例のアウトラインを示した、本発明のブロック 線図である。 図２は、磁気共鳴映像システムの空間定常ＤＣ励起コイルセグメントと組み合 わせた、放射線治療機器の側面図であって、ここで （１）放射線治療ビームの軸線は、間隔が空けられたセグメント間に伸長する主 磁束線の方向に対して、ほぼ直角であり、 （２）対象物の治療される領域は、セグメント間の空間内にあり、 （３）セグメントは、ビームを調節するための中央開口部を含む。 図３は、図２に図示された装置の正面図である。 図４は、磁気共鳴映像システムの空間ＤＣ励起コイルセグメントと組み合わせ た、放射線治療機器の側面図であって、ここで （１）セグメントは、放射線治療ビームの軸線がセグメントの中央開口部を通り 、ほぼ間隔が空けられたセグメント間に伸長する主磁力線と整合するように配置 され、 （２）対象物の処置される領域は、セグメント間の空間内 にあり、 （３）セグメントは、ビームを調節するためするための中央開口部を含む。 図５は、図４に図示された装置の正面図である。 図６は、本発明のさらなる実施例の側面図であって、 （１）磁気共鳴映像システムの空間ＤＣ励起コイルセグメントが放射線治療ビー ムの軸線と共に動き、コイルセグメントから得られる主磁力が、放射線治療ビー ムの軸線に対してほほ直角であるように配置され、 （２）処置領域は、、二つのコイルセグメント間にあり、 （３）セグメントは、中央開口部を有さない。 図７は、図６に図示された装置の正面図である。 図８は、図６に図示された装置の一部分、特に、磁気共鳴映像システムのＸ、 ＹおよびＺ軸線勾配コイルの位置の平面図である。 図９は、図６に図示された装置の平面図であり、放射線治療装置の処置カウチ への患者によるアクセスを容易にすることができるように、磁気共鳴映像システ ムのコイルセグメントが90°に回転されている。 図１０は、コイルからの漏れ磁場を実質的に解消するためのコイル配列をもつ 、図６の磁気共鳴映像システムの側面図である。 図１１は、放射線治療機器および図５および図６の磁気共鳴映像システムに使 用することができる、選択的な 形状の側面図であって、ここで放射線治療機器により処置すべき対象物を支承す るカウチが、非磁気トラック上を、いくつかの待機位置のうちの一つのところか ら、放射線治療機器の作動位置へと動かされる。 図１２は、図１１に図示された装置と共に使用されるトラックアセンブリの平 面図である。発明を実施するための最良の形態 図１のブロック図には、比較的に従前の放射線治療機器20、磁気共鳴映像シス テム22ならびに機器20およびシステム22を含む装置のためのコントローラ24を含 んだ、本発明の装置が図示されている。放射線治療機器20は、Ｘ線ビームまたは パルス化される電子ビームソース26の形態となる放射線治療ビームソース、ソー ス26を支承するためのガントリー、ガントリーのための駆動モータ28、および対 象物（患者）が配置される処置カウチを含む。処置カウチは、選択的に、Ｘおよ びＺ軸線方向に沿って水平面に配置され、Ｙ軸線方向に垂直に配置される対象物 受けベッドを含み、ベッドの水平および垂直の動きは、水平および垂直方向駆動 モータ31、33および35により与えられる。放射線治療機器20はまた、線形加速器 を囲み、実質的に線形加速器に関連した外部漏れ磁場を解消するコイル30も含み 、このためこれらの漏れ磁場が磁気共鳴映像システム22の動作に影響しない。 磁気共鳴映像システム22は、放射線治療ビームにより 処置されるべき領域間に位置する、二つの間隔が空けられた巻セグメントを有す る主ＤＣ磁気コイルアセンブリ32を含む。アセンブリ32の巻セグメントは、シス テム22の主磁気ＤＣ界を生じるためのソース36により、ＤＣ電流が供給される。 磁気コイルアセンブリ32は、機器20の放射線治療ビームにより、破壊されること が所望される組織の位置のところで、対象物の領域の主磁気ＤＣ界を生じるよう に配置される。アセンブリ32により生じるＤＣ磁場の大きさは、領域における対 象物の体組織細胞のプロトンを歳差運動させるのに十分な大きさである。アセン ブリ32は、銅ワイヤ巻線型水冷コイル巻セグメント(システム22のコストを最小 化するため)、または液体ヘリウムソース34により液体ヘリウムの温度に冷却さ れた、液体窒素ソースまたは低温ワイヤ巻セグメントにより冷却された、高温超 伝導巻セグメントを含む。 アセンブリ32のコイルが低温超伝導コイルならば、これらは好適にはニオビウ ムチタン（NbTi）またはニオビウムスズ（Nb3Sn）ワイヤである。このような超 伝導コイルは、電力消費、冷却水の供給および在来の銅巻線に合わせて得られる 空間により決められる制約が与えられる在来の銅水冷巻線よりも高い磁場を提供 する。 磁気共鳴映像システム22の主磁場を生成するために低温超伝導コイルがアセン ブリ32に使用されると、アセンブリ32のコイルは好適には、商業的に入手可能な 材料か ら成る高温超伝導リード38により、ソース36に接続される。液体窒素源40により 超伝導体の温度を77°Kに保ったリード38は、アセンブリ32の4.2°Ｋ超伝導コイ ルへのソース36からの熱放射を防止し、このためアセンブリ32のコイルは、持続 モードで作動する必要がない。アセンブリ32のコイルが持続モードで作動する必 要がないため、放射線治療機器20のビームが電子ビームならば、コイルは必要な ときにオンおよびオフにパルス化することができる。機器20の放射線治療ビーム が電子ビームならば、電子ビームが生成されるときに、電子ビームはパルス化さ れなければならず、磁気共鳴映像システム22の磁場はパルス化をオフにされなけ ればならず、このため磁気共鳴映像システムの磁場は、電子ビーム電荷キャリア をゆがめることはない。 磁気共鳴映像システム22はまた、放射線治療ビームにより処置される映像化さ れた領域においてプロトンを励起させるrfコイルを含み、このためプロトンは（ 1）プロトンを含む原子および（2）プロトンが配置される磁場の大きさにより決 定される周波数において、歳差運動をする。rfコイル42は、在来のワイヤ巻線コ イルまたは液体窒素の温度に冷却される高温超伝導体もしくは液体ヘリウムの温 度に近い温度に冷却される低温超伝導体のいずれかである。rfコイル42は、映像 化され、処置される領域のプロトンの歳差運動周波数に関連したキャリア周 波数を有する短い持続時間のパルスを誘導するパルス化されたrfソース44より、 rfエネルキーが供給される。rfレシーバー46は、ソース44からのパルスがおさま った後に、歳差運動されたプロトンからのrfエネルキーに応答し、コイル42に戻 って結合る。コイル32のレシーバー46への結合によるエネルギーの周波数は、シ ステム22のＤＣ磁場にさらされる対象物の領域のプロトンの歳差運動周波数およ び磁気共鳴映像システム22からの磁場と結合される対象物の領域にある原子のタ イプより決定される。スピンを整合するためにrfソース44からのrf励起パルスを 用いることにより、そして次に、様々な歳差運動周波数における時間依存信号振 幅を監視するために遅延プローブパルスを使用することにより、緩和時間T1およ びT2を得ることができる。このことを達成するための適当なパルスシーケンスは 、磁気共鳴像の当業者により開発されている。例えば、90°プローブパルスに続 く、スピンを整合するための180°励起パルスは、T1を測定するために用いられ 、180°プローブパルスに続く、スピンを整合するための90°励起パルスは、T2 を監視するために用いられる。当業者によく知られた、さらに複雑なパルスシー ケンスは、感度および精度を向上させるために用いられ、これらは、緩和時間の 領域値に従ってピクセルが重み付けされているところで、空間的に解像された像 を与えるために、確立された信号処理技術と組み合 わせられる。映像化され、処置される領域のプロトンの歳差運動周波数および、 とくに、緩和時間パラメータT1およびT2の値は、放射線治療ビームの照射生成物 に影響されるため、コイル46に戻って連結されるrfエネルギーの周波数および時 間依存振幅は、放射線治療ビームが映像化された組織上に入射されるかどうかの 関数である。 rfレシーバーは、分光計およびディスプレイのユニット48へのrf信号を与える 。ディスプレイは、通常、磁気共鳴映像システムにおいて使用される三次元型で あるが、分光計は好適に、T1およびT2緩和時間測定能および磁気共鳴映像システ ムの電子を駆動する勾配コイルをもつ、化学的核磁気共鳴映像システムを用いる 、化学シフトスペクトルの高速フーリエ変換解析能と組み合わせられる。このこ とにより、分光計およびディスプレイのユニット48は、コイル42をレシーバー46 に連結することによるrfエネルギーの周波数の内容を決定するための高速フーリ エ変換コンピュータプログラムを含む。 分光計およびディスプレイのユニット48が高速フーリエ変換プログラムおよび 緩和時間測定能力を含むため、磁気共鳴映像システム22は、機器20の放射線治療 ビームにより照射された領域より得られる、核磁気共鳴（NMR）スペクトルパラ メータ（緩和時間を含む）の変化を検出するために、システム22の解析能を使用 する。領域的なNMRスペクトルパラメータにおける特徴的な変化は、領域 の組織への放射線治療ビームによる照射の効果から生じる。結果として、分光計 およびディスプレイのユニット48は、組織を放射線治療ビームにより処置しなが ら、対象物の組織への機器20からの放射線治療ビームにより照射の空間分布に関 する三次元情報を提供することができる。三次元情報は、ユニット48のディスプ レイより得られ、使用者により、または自動的にコンピュータ（図示せず）によ り、処置することが所望される領域の位置に関する情報、例えば患者のがん細胞 の位置の情報と相関される。この相関に応答して、患者の位置およびそれにより 放射線治療ビームにより照射される組織の位置は、機器20の処置カウチの位置の オペレータコントロールモニター31、33および35により、またはカウチの位置を 調節するための自動フィードバックシステム（図示せず）により、動かされる。 基本的に、分光計およびディスプレイのユニット48は、磁気共鳴映像システム 22の核磁気共鳴スペクトルパラメータの変化を監視する。核磁気共鳴スペクトル パラメータのこれらの変化は、放射線治療ビームにより処置されるがん細胞の照 射の効果に直接的に応答する。この情報は、照射された体積および処置すること が所望される領域、すなわちがん細胞を含む領域の位置の形状、位置および強度 の間のリアルタイムの三次元相関を可能にする。 rfコイル42が、液体窒素の温度77°Kに冷却された超 伝導体、好適には高温超伝導体を含むならば、アセンブリ32のコイルより得られ る主磁場の大きさは、実質的に減少され得る。このことにより、放射線治療機器 20へのコイルアセンブリの巻セグメントの改良を容易にするために、アセンブリ 32の磁気コイルは、体積を実質的に減少させることができる。好適には、コイル 42に含まれる高温超伝導体は、適当な緩衝層をもつ金属コイルまたは平面的な酸 化単結晶材料上で成長した、配向された高温超伝導フィルムから作られる。 磁気共鳴映像システム22はまた、機器20のカウチのＸ、ＹおよびＺ座標軸線と はいくらか異なるＸ'、Ｙ’およびＺ’座標軸線のためのＤＣ勾配コイルを含む アセンブリ50も含む。垂直ＹおよびＹ’の軸線が一致するとき、Ｘ’およびＺ’ 軸線は、ＸおよびＺ軸線から水平面にあるが、ＸおよびＺ軸線から45°に置き換 えられる。異なった時間に、アセンブリ50のコイルにより生じる勾配磁場の振幅 が変化するように、アセンブリ50の勾配コイルに、ソース52からの可変的振幅Ｄ Ｃ電流が供給される。 アセンブリ50の勾配コイルは、放射線治療ビームがこれらに入射せず、勾配コ イルが、放射線治療機器20により対象物へ供給されるビームに干渉されないよう にして配置される。この結果、Ｘ’およびＺ’コイルは、対象物の放射線治療ビ ーム入射の軸線に対して直角であり、下記に詳細に説明するように、アセンブリ 32のコイル上 に取り付けられる。対象物の放射線治療ビームの軸線が入射するとき、垂直また はほぼ同じ方向に伸長するＹ’磁場を形成するアセンブリ50のコイルは、垂直平 面またはビームの軸線に対して直角の異なった平面に位置し、ビームがそこを通 って伝搬することができる開口部を含む。 機器20が電子放射療法ビームを対象物に照射する場合、アセンブリ32のコイル をオンおよびオフにパルス化するソース36と同時に、ソース52はパルスをオンお よびオフにされ、このため、電子ビームがオンの間、勾配コイルから得られる磁 場が生成されない。このことにより、アセンブリ50の勾配コイルにより生成され る勾配磁場は、パルス化された放射療法ビームを偏向させる傾向をもたない。 機器20が対象物にＸ線放射療法ビームを照射するならば、磁気共鳴映像システ ム22はまた、アセンブリ54のＤＣコイルを含み、アセンブリ54のコイルに、ソー ス56によりＤＣ電流が供給される。アセンブリ54のコイルは、下記のように、磁 気共鳴映像システム22のアセンブリ32および50のコイルから得られる漏れ磁場を 抑制するための磁場を生成するように配列され、このためこれらの漏れ磁場は、 放射線治療機器20の線形加速器構造に結合しない。放射線治療機器20が電子ビー ムを誘導するために専ら使用される場合、放射線治療機器の線形加速器がパ ルス化された電子放射線治療ビームを生成する間、アセンブリ32および50からの 磁場がオンでないため、アセンブリ54のコイルおよびＤＣソース56は必要ない。 コントローラ24は(使用者により、または自動的に完全に自動システムにより 作動することができる)、セレクタ60、シンクロナイザ62およびカウチ位置コン トローラ64を含む。セレクタ60は、放射線治療機器20のカウチに可動的に取り付 けられた患者受けベッドのためのＸ、ＹおよびＺ軸線方向駆動モータ31、33およ び35を駆動するために、カウチ位置コントローラ64に信号を供給し、このためこ れらの駆動モータは、（1）カウチの上の対象物に、放射線治療機器20からのビ ームが人射していないとき、および（2）アセンブリ32および50のコイルおよび 磁気共鳴映像システム22のrfコイル42が動作していないときに、駆動される。他 の時に、セレクタ60はシンクロナイザ62を調節し、電子ビームソースであるなら ば、ＤＣソース36および52がオフに、および逆にパルス化される間、放射線治療 ビームソース26はパルス化される。同様に、パルス化されたrfソース44は、電子 ビームがソース26から得られる間、動作しないようにシンクロナイザ62により調 節される。 図２および図３に、放射線治療機器20が、ハウジング（放射線治療ビームソー ス２６を支承する）およびその上に患者Ｐを配置する処置カウチを含んで図示さ れている。 患者Ｐは、機器20の放射線治療ビームソースから得られる放射線治療ビーム104 により照射されるがん組織領域Ｒを含む。ハウジング100は、据え付けられたフ ロアー、直立の区画103にフロアーに取り付けられたペデスタル108および水平に 伸長するアーム114が固定的に取り付けられる、垂直に伸長するショルダーを含 むガントリー110を含む。ガントリー110は、ガントリー駆動モータ28により、水 平の軸線116の周囲を回転し、直立の区画106に固定的に取り付けられる。ガント リーアーム114は、線形加速器118および線形加速器により生成される高エネルギ ー電子ビームを曲げる曲げ磁石120を含む関連した電子光学を支承する。電子ビ ームは、加速器118内へと、軸線116と平行で、水平方向に伝搬し、軸線116に対 して直角であるビームの軸線122に沿って、加速器118の電子光学により偏向され る。いくつかの放射線治療機器において、放射線治療ビーム104は電子ビームで あり、他の放射線治療機器において、放射線治療ビーム104はＸ線光子から成る 。後者の場合、Ｘ線ターゲット124は、線形加速器および曲げ磁石120を含む電子 光学より得られる電子ビームの通路に配置される。 線形加速器118より得られるビームのための電子光学およびＸ線ターゲット124 より得られるビームのためのＸ線光学は、放射線治療ビーム104が、処置すべき がん組織が位置する放射線治療機器の等角点で、患者Ｐの領 域Ｒに焦点を合わせるようになっている。放射線治療ビーム104により処置され ることが所望される領域である領域Ｒは、軸線116および122の交点である。 領域Ｒを軸線116および122の交点に配置するのを補助するために、処置カウチ 102は、ベッド128がＸおよびＺ軸線方向の水平面およびＹ座標軸線に沿った垂直 方向に動かされるように、互いに直交する３方向に患者を支承するベッド128を 動かすために、Ｘ軸線、Ｙ軸線およびＺ軸線方向モータ31、33および35を支承す る、固定されたフロアー据え付けプラットフオーム126を含む。 先述の放射線治療機器20は、在来のものである。本発明において、磁気共鳴映 像システム22は機器20と組み合わされ、線形加速器118および曲げ磁石120により 生成された漏れ磁場好適には、磁気共鳴映像システムからデカップリングされる 。この結果、漏れ磁場解消ＤＣコイル30は、線形加速器118を囲む。好適には、 ＤＣコイル30は、ほぼソレノイドの形状をもち、加速器118および曲げ磁石120を 囲む解消コイル133を囲む、解消コイル130を含む。ソレノイドコイル130は、間 に鉄製チューブが伸長する、向かい合いに配置されたエンドキャップ132を含む 鉄スリーブ131を順に囲む。このことが、集束管状の加速器118からの多数の漏れ 磁場の磁気帰り道を与え、解消コイル130に必要な電流を減少する。エンドキャ ップ132のうちの一つは、線形加速器118に電 力を供給するための電子リードが通って伸長する中央開口部を有する。チューブ 134は、軸線122と一直線に並んだ開口部を有し、このチューブ134の開口部は加 速器118から誘導される電子ビームが、加速器の漏れ磁場解消システムから、拘 束されないように通ることができるのに十分な直径を有する。導波管、電気供給 リードおよびターラントのために、エンドキャップ132にさらなる開口部が設け られる。 図２および図３の実施例において、主ＤＣ励起コイルアセンブリ32、rfコイル 42、勾配コイル50および漏れ磁場抑制コイル54は、支柱（図示せず）により、こ れらのコイルの動きが、軸線116の周囲の線形加速器118の回転と独立するように して、ペデスタル108またはフロアーに支承されたペデスタルに固定的に取り付 けられる。主ＤＣ励起コイル32は、好適には、rfコイル42、勾配コイル50および 漏れ磁場抑制コイル54をもつ。 主励起コイル32は、軸線116とほぼ整合して並べられた中央開口部137をそれぞ れ有する、垂直に伸長し、水平に間隔のあいた二つの巻セグメント136および138 を含む。コイルセグメント136および138は、患者Ｐおよびベッド128を囲む。コ イルセグメント136および138は、全体的に、放射線治療ビームの軸線122に対し て直角の方向で、患者Ｐの処置領域Ｒを通って伸長する、水平に伸長する主ＤＣ 磁力線140を生成する。コイルセグ メント136および138は、領域Ｒがその間にあるように、互いに間隔を空けられて いる。ビーム104は、放射線治療ビームがコイル32、rfコイル42、勾配コイル50 または漏れ磁場抑圧コイル54のどの部分とも交差しないように、コイルセグント 136および138の間に伸長する。 これらの結果、図８に図示したように、Ｘ軸線勾配ＤＣコイル142、143が、セ グメント136の斜めに向かい合つた一組の角に配置されて備えられ、138Ｚ’軸線 勾配’ＤＣコイル144、145が、セグメント136および138の残りの一組の斜めに向 かい合った一組の角に配置されて備えられている。コイル142〜145は、互いに直 角のＤＣ勾配界線に水平に向かった領域Ｒを生成するために、コイルセグメント 136および138の中央部分で、ベッド128の高さに取り付けられる。Ｙ’軸線勾配 ＤＣコイル146、147は、領域Ｒを通る、垂直方向に向かった磁力線を生成するた めに、コイルセグメント136および138の上方および下方エッジに配置される。rf コイル42は、領域Ｒに対してrf場を供給し、供給されたrf場がおちついた後に領 域Ｒから戻る場に応答するように、コイル142〜145の内部およびコイル142〜145 に固定的に取り付けられる。 コイルセグメント136および138により生成された漏れ磁場を抑制し、そのこと により磁力線140をコイルセグメント間の領域に制限して、漏れ磁場が磁力線加 速器118に影響を及ぼさないようにするために、ＤＣ漏れ磁場 抑制コイル54は、図１０に図示したように、一組の分割されたコイル巻線154お よび156として形成される。セグメント154および156は、コイルセグメント136お よび138の外側にそれぞれ保たれて配置されており、コイルセグメント136および 138の内径よりもやや小さい内径をもつ中央開口部を有する。コイルセグメント1 52および154は、コイルセグメント136および138の外径よりもやや大きい外径を 有する。コイルセグメント152および154は、所望の解消を提供するために、反対 方向に向かい、巻セグメント136および138の漏れ磁場と実質的に等しい大きさの 磁場を生成する。この結果は、コイルセグメント152および154の適当なＤＣ励起 および巻配列により達成される。 図４および図５に、主ＤＣ励起コイルアセンブリ32、rfコイル42、勾配コイル 50および漏れ抑制コイル54が、図２および図３に図示したものと実質的に同じに 形成されているのが示されている。しかし、図４および図５の実施例において、 コイルアセンブリ32、rfコイル42、勾配コイル50および漏れ抑制コイル54は、こ れらのコイルのすべてが軸線116の周囲を回転するように、ガントリー110に保た れ、固定的に取り付けられている。図を単純化するために、図４および図５にお いては、コイルアセンブリ32の分割した巻セグメント160および162のみが図示さ れており、rfコイル42、勾配コイル50および 漏れ抑制コイル54は、図４および図５の実施例において、基本的に、図２および 図３の実施例のように形成されていることが理解されよう。巻セグメント160お よび162は、支柱164により、ガントリー110に固定的に接続され、患者Ｐとベッ ド128がその間になるように、互いに間隔を空けられている。 コイルセグメント160および162のそれぞれは、放射線治療ビーム104の軸線と 実質的に一致し、領域Ｒを通過する、共通の軸線164を有する中央開口部166を含 む。巻セグメント160および162は、コイルセグメント間を伸長する主ＤＣ磁力線 168が軸線122および164とほほ平行平面にあるように、巻かれて通電される。 コイルアセンブリ32の巻セグメント160および162、ならびにrfコイル42、勾配 コイル50および漏れ抑制コイル54は、ビーム104がこれらのコイルまたは巻セグ メントのいずれにも入射しないように配列される。巻セグメント160および162の 開口部166の軸線と放射線治療ビームの軸線122との間の実質的な一致のために、 図４および図５の実施例の励起巻セグメントは、図２および図３の実施例の巻セ グメントの中央開口部よりも小さい中央開口部を有する。図４および図５の実施 例の中央開口部がより小さい結果、巻セグメント160および162は、同じ大きさで 他の特性を有する巻セグメントである巻セグメント136および138よりも、領域Ｒ に対して、より 強い映像ＤＣ磁場強度を与える。図４および図５の実施例はまた、図２および図 ３の形状により提供されるよりも、使用者が患者Ｐに対して、よりよい物理的ア クセスを有することができる。さらに、図４および図５の実施例は、患者の精神 的なストレスを少なくするために、患者に対する閉じ込めが少ない。 図６および図７に図示されたさらなる実施例に従い、主ＤＣ励起コイルは間隔 を空けたパンケーキのような巻セグメント170および172を含む。セグメント170 および172は、互いに平行に、ベッド128と患者Ｐがその間に適合することができ るのに十分な量の間隔を空けて伸長する。巻セグメント170および172と補償コイ ル154とは、それらの回転対称の共通の軸線178が、線形加速器118がその周囲を 回転する放射線治療ビームの軸線122およびガントリーの軸線116の両方に対して 、直交するように配置される。結果として、巻セグメントにおける中央開口部の 必要をなくすために、ビーム104は巻セグメント170と172との間を障害なしに通 過する。(図６および図７において、コイルアセンブリ32の巻セグメント170およ び172のみが図示されているが、上記の図２および図３と関連するように、rfコ イル42、勾配コイル50および漏れ補償コイル54は、コイルアセンブリ32と固定的 に配置される。)それらに保持される巻セグメント170および172とコイルとは、 支柱174によりガントリー110 に固定的に保持される。 コイル巻セグメント170および172は、放射線治療ビームの軸線122と直角に伸 長する主ＤＣ磁力線176を生成する。巻セグメント170および172は中央開口部が ないため、巻セグント170および172により生成される主ＤＣ磁場の強度は、３組 すべての巻セグメントの性質が同じである場合、図２および図３または図４およ び図５の実施例の巻セグメント136、138または160、162により生成される主ＤＣ 磁場の強度よりも大きい。 すべての巻セグメント170、172およびrfコイル42、勾配コイル50および漏れ磁 場抑制コイル54は、放射線治療ビーム104が、それらのその部分にも入射しない ように、図２および図３図４および図５ならびに図６および図７の実施例のそれ ぞれに配置される。放射線治療ビームがコイルのいずれかの部分に入射した場合 、患者Ｐに有害な効果をもつ二次Ｘ線が生成される。さらに、入射コイル部分の 放射線治療ビームのエネルギーは、効果がなく、無駄である。 図４、図５、図６および図７の実施例において、コイルが、軸線116の周囲で ガントリーを回転させるようにガントリー110に配置され、コイル32の角度位置 は常に決定され得る。この結果、軸線116の周囲でガントリー上に在来の角度位 置検出器（図示せず）を配置することにより、ガントリー110の角度位置の監視 が達成される。 ガントリー100のための角度位置検出器は、分光計およびディスプレイのユニッ ト48のガントリー角度位置を示す信号を提供する。ユニット48は、コイルが軸線 116の周囲で異なった角度位置に回転したときに、コイル32により形成される磁 場の変化を補償するように、ガントリー角度位置を示す信号に応答する。 図６および図７の実施例の一つの問題は、患者Ｐが、間隔を空けた巻セグメン ト170および172の間のベッド128に上ったり下りたりすることが困難なことであ る。この問題を解決するために、図９の平面図に示されているように、巻セグメ ント170および172が物理的に取り付けられ、ここで、支柱および巻セグメントが 選択的に垂直軸線180の周囲を枢動することができるように、巻セグメント170を 保持する支柱174が取り付けられる。このために、ガントリー110は、その上にヒ ンジ184の一方の板が固定的に取り付けられているショルダー182を含む。ヒンジ 184の他方の板は、巻セグメント170を保持する支柱174に固定的に取り付けられ る。正常運転において、電流が巻セグメント170、172に印加されると、メカニズ ム186のロックにより、ヒンジ184は適所に保持される。ビーム104による患者Ｐ の処置が始まる前、または処置が完了したときに、患者Ｐがベッドに上がったり 降りたり動けるように、ロック30メカニズム186は解放され、巻セグメント170は 揺動してあけられる。 常にガントリー110上の固定位置に保持されている巻セグメント172は、図８に 関連して上記されたように、巻セグメント170により、アセンブリ50のＹ'軸線勾 配コイル186、187およびアセンブリ50のＸ'およびＺ'軸線勾配コイルに保持され 、他の二つのＸ'およびＺ'軸線勾配コイル183、185は、巻セグメント170により 保持されている。 囲いとコイルアセンブリ32の巻セグメントとの間の閉じた位置のため、制限さ れ、磁気的に遮蔽された処置囲いにある放射線治療機器20の患者ベッドにアクセ スしたり、ベッドがら下りることについての患者Ｐの問題は、、図１１および図 １２に図示された装置により解決することができる。図１１および図１２に図示 された装置において、患者Ｐは、放射線治療機器20から離れた位置で、ベッド18 8に上る。磁気共鳴映像システム88のコイル32、42、50および52は、ベッド188に より保持される。患者が離れた位置でベッドに配置された後、ベッドは、処置が 所望される領域Ｒが、放射線治療機器20の軸線122に沿って配置されるような場 所に動かされる。ベッドは、ベッドの準備、取付位置から、機器20およびシステ ム22の等角点の処置位置へと動かされる。ベッドの位置、およびそれにより放射 線治療ビームの軸線122およびガントリーの回転軸線116に対する患者Ｐの位置を 正確に調節するために、ベッド188は非磁気トラック190に沿っ て移動される。ベッド188が正しい位置へと移動されると、ベッドは機器22のペ デスタル108へとロックされる。 ベッド188のヘッドにおいて、ペデスタル108とヨーク192との間に、電気的お よび機械的連結が形成される。機械的連結により、ベッド188がペスタル108にロ ックされ、電気的結合により、ハウジング100の電源からの電力がコイル32、42 、50、52へ、およびハウジング100の信号ソースからの信号がモータ31、33およ び35ならびにコイル42へと供給される。 図１２に示したように、単一の患者のベッド188は、単一の位置外部放射線処 置機器20の間を前後に動くことができ、または複数のこのようなベッド188はい くつかの外部位置の間を動くことができる。複数の外部位置の使用および複数の 患者のベッドの使用は、治療機器がより大きい有益なサイクル時間、すなわちよ り高い負荷サイクルを有するようにする利点を有する。 本発明のいくつかの特定の実施例を説明して図示してきたが、特に図示され説 明された実施例の細部の変化は、添付の特許請求の範囲により画成される本発明 の思想および範囲を逸脱することなく行われる。

───────────────────────────────────────────────────── 【要約の続き】 セグメントにより形成され、セグメントの間を伸長する 磁力線とほぼ整合される、中央開口部を含む。このよう な他の一実施例において、ビームの軸線はセグメントの 間の空間を通過して伸長し、セグメントにより形成さ れ、セグメントの間を伸長する磁力線とほほ直交する。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．対象物の領域を、放射線治療機器から得られる放射線治療ビームで処置する ための方法であって、 ビームで領域を照射しながら、磁気共鳴映像システムにより、領域および領域 に隣接した体積を映像化する工程を含む、 ところの方法。 ２． 請求項１に記載の方法であって、 さらに、ビームがコイルアセンブリに入射せず、コイルアセンブリから得られ る磁場がビームと相互作用しないように、ビームと磁気共鳴映像システムの励起 コイルアセンブリとを配置する工程、 を含む、 ところの方法。 ３．請求項１に記載の方法であって、 さらに、磁気共鳴映像システムによるそれらの励起およびビームの照射生成物 の存在により決定されるスピン干渉性緩和特性をもち、ある周波数において歳差 運動する領域の原子のプロトンに起因する磁気共鳴映像システムのアウトプット の変化を検出する工程、および 領域が隣接する領域の体積の領域を除いて照射されるように、磁気共鳴映像シ ステムのアウトプットの変化に応答して、領域とビームとの相対的な位置を調節 する工程、 を含む、 ところの方法。 ４． 請求項３に記載の方法であって、 さらに、検出された変化に応答することにより領域が放射線治療ビームに照射 されている間に、照射される領域における放射線治療ビームの三次元空間分布情 報を得る工程を含む、 ところの方法。 ５． 請求項４に記載の方法であって、 さらに、得られた三次元データを、先に収集されたビームにより照射されるこ とが所望される領域の位置に関する既知のデータと相関させる工程を含む、 ところの方法。 ６． 請求項５に記載の方法であって、 さらに、相関工程に応答して、領域に対するビームを制限するために、ビーム と領域との相対的な位置を調節する工程を含む、 ところの方法。 ７． 請求項１に記載の方法であって、 対象物が処置カウチ上で処置され、 該処置カウチ上で、放射線治療機器が配置される領域の外の位置から、前記領 域に対象物を動かす工程を含む、ところの方法。 ８． 請求項７に記載の方法であって、 複数の異なった処置カウチが提供され、 さらに、前記カウチの異なったものの一つの上の異なった対象物を、領域の外 の異なった位置から領域に動かす工程を含む、 ところの方法。 ９． 処置カウチ上の対象物の領域のための放射線治療ビームを得るための放射 線治療機器、および 領域をビームにより照射するのと実質的に同時に、領域および領域に隣接する 体積を映像化するための磁気共鳴映像システム、 の組み合わせ。 １０． 請求項９に記載の組み合わせであって、 磁気共鳴映像システムは、励起コイルアセンブリを含み、 ビームおよび励起コイルアセンブリは、ビームがコイルアセンブリに入射せず 、コイルアセンブリから得られる磁場がビームと相互作用しないように配置され る、ところの組み合わせ。 １１． 請求項９に記載の組み合わせであって、 さらに、対象物のための処置カウチを含み、 該カウチは、対象物を保持するためのベッドを含み、該ベッドは、処置ビーム の軸線に対して領域を配置することができるように動かすことができる、 ところの組み合わせ。 １２． 請求項９に記載の組み合わせであって、 磁気励起コイルアセンブリは、ビームの軸線が第一および第二のセグメントの 間にあるように、領域の向かい合った側に、第一および第二の間隔が空けられた セグメントを含む、 ところの組み合わせ。 １３． 請求項１２に記載の組み合わせであって、 ビームは、ビームの軸線に沿って伝搬され、 ビームの軸線は、ほぼ領域を通過して伸長し、ビームの軸線とほぼ交差するよ うに配置されたもう一つの軸線の周囲を回転するように配置され、 磁気励起コイルアセンブリは、ビームの軸線の動きとは独立に取り付けられる 、 ところの組み合わせ。 １４． 請求項１３に記載の組み合わせであって、 第一および第二のセグメントは、もう一つの軸線と実質的に一致する共通の軸 線を有し、 第一および第二のセグメントは、第一および第二のセグメントの間を、共通の 軸線と同じ方向に伸長する主磁力線を得て、 対象物を保持する構造物が、第一および第二のセグメントにおいて、共通の軸 線に沿ってほぼ整合された中央開口部間に適合する、 ところの組み合わせ。 １５． 請求項１２に記載の組み合わせであって、 第一および第二のセグメントは、もう一つの軸線に対して実質的に直角の共通 の軸線を有し、 第一およひ第二のセグメントは、対象物保持構造物がそれらの間にあるように 配置され、 セグメントは、ほぼ共通の軸線の方向に伸長する力線を有する主磁場を生成す る、 ところの組み合わせ。 １６． 請求項１５に記載の組み合わせであって、 コイルアセンブリは、ビームの軸線と共に動くように取り付けられる、 ところの組み合わせ。 １７． 請求項１６に記載の組み合わせであって、 第一および第二のセグメントのそれぞれは、共通の軸線を含む中央開口部を有 し、 ビームの軸線は、第一および第二のセグメントの中央開口部を通過して伸長し 、第一および第二のセグメントの間を伸長する磁力線とほぼ整合される、 ところの組み合わせ。 １８． 請求項１６に記載の組み合わせであって、 ビームの軸線と第一および第二のセグメントとは、ビームが第一および第二の セグメントの間の空間を通過して伸長し、第一および第二のセグメントの間を伸 長する磁力線とほぼ直角になるように配置される、 ところの組み合わせ。 １９． 請求項９に記載の組み合わせであって、 さらに、磁気共鳴映像システムに生じる磁場から、放射線治療機器に生じる磁 場をデカップルするように配置される磁気遮蔽構造物を含む、 ところの組み合わせ。 ２０． 請求項１９に記載の組み合わせであって、 磁気遮蔽構造物は、放射線治療機器に生じる漏れ磁場のソースを囲うコイル、 および該放射線治療機器に生じる漏れ磁場のソースを囲うコイルを電気的に励起 するように配置される電力源を含む、 ところの組み合わせ。 ２１． 請求項１９に記載の組み合わせであって、 磁気遮蔽構造物は、磁気共鳴映像システムに生じる漏れ磁場のソースを囲うコ イル、および該磁気共鳴映像システムに生じる磁場のソースを囲うコイルを電気 的に励起するように配置される電力源を含む、 ところの組み合わせ。 ２２． 請求項１９に記載の組み合わせであって、 磁気遮蔽構造物は、さらに、放射線治療機器に生じる磁場のソースを囲うコイ ル、および該放射線治療機器に生じる磁場のソースを囲うコイルを電気的に励起 するように配置される電力源を含む、 ところの組み合わせ。 ２３． 請求項９に記載の組み合わせであって、 ビームは、コイルアセンブリからの磁場がそれぞれ領域から除去され、印加さ れながら、交互に領域に印加し、除去される電子ビームである、 ところの組み合わせ。 ２４． 請求項９に記載の組み合わせであって、 ビームは、Ｘ線ビームである、 ところの組み合わせ。 ２５． 請求項９に記載の組み合わせであって、 磁気共鳴映像システムは、主ＤＣ磁場を得るためのコイルを含み、 コイルは非超伝導ワイヤ巻線型水冷コイルである、 ところの組み合わせ。 ２６． 請求項９に記載の組み合わせであって、 磁気共鳴映像システムは、主ＤＣ磁場を得るためのコイルを含み、 コイルは超伝導体である、 ところの組み合わせ。 ２７． 請求項２６に記載の組み合わせであって、 さらに、超伝導コイルを液体ヘリウムの温度に冷却するための、液体ヘリウム ソースを含む、 ところの組み合わせ。 ２８． 請求項２７に記載の組み合わせであって、 ビームは、コイルに印加される電流をそれぞれオフお よびオンにパルス化しながら、交互に領域に印加し、除去される電子ビームであ り、 さらに、電流パルスをコイルに印加するための超伝導リードを含み、 超伝導リードは、液体ヘリウムの温度と比較して、高い超伝導温度を有するリ ードである、 ところの組み合わせ。 ２９． 請求項２７に記載の組み合わせであって、 コイルは、液体ヘリウムの温度よりも実質的に高い温度で超伝導体である、高 温超伝導コイルである、 ところの組み合わせ。 ３０． 請求項２６に記載の組み合わせであって、 コイルは、液体ヘリウムの温度よりも実質的に高い温度で超伝導体である、高 温超伝導コイルであり、 さらに、超伝導コイルを液体ヘリウムの温度に冷却するための液体ヘリウムソ ースを含む、 ところの組み合わせ。 ３１． 請求項９に記載の組み合わせであって、 磁気共鳴映像システムは、超伝導rfコイルを含む、ところの組み合わせ。 ３２． 請求項９に記載の組み合わせであって、 さらに、非磁気対象物保持構造物を含み、 構造物は、機器が配置される第一の領域から、第一の領域の外の第二の領域に 動かすことができ、 構造物は、前記第一の領域にロックされるように配置される、 ところの組み合わせ。 ３３． 請求項３２に記載の組み合わせであって、 さらに、機器において、構造物の動きをガイドするための非磁気トラックを含 む、 ところの組み合わせ。 ３４． 請求項３２に記載の組み合わせであって、 構造物は、システムのコイルアセンブリを保持する、ところの組み合わせ。 ３５． 請求項３２に記載の組み合わせであって、 さらに、複数の構造物を含む、 ところの組み合わせ。 ３６． 請求項９に記載の組み合わせであって、 さらに、対象物保持構造物を含み、 システムの部分として作動する場合、システムのコイルアセンブリが、対象物 による構造物へ、および構造物からの容易なアクセスを防ぐように配置され、 コイルアセンブリが作動していない場合、コイルアセンブリの一部は、構造物 に対して動くことができ、 コイルアセンブリは、対象物が構造物に容易にアクセスできる位置へ動くこと ができる、 ところの組み合わせ。 ３７． 請求項３６に記載の組み合わせであって、 コイル部分は、対象物保持構造物の表面を受けて、対象物に対して実質的に直 角に伸長する平面に取り付けられ、 コイル部分は平面の方向に伸長する軸線の周囲を枢動することができる、 ところの組み合わせ。 ３８． 請求項９に記載の組み合わせであって、 さらに、ある周波数において歳差運動する、領域の原子のプロトンに起因する 、磁気共鳴映像システムのアウトプットにおける変化に応答する検出器を含み、 その周波数は、前記ビームの照射生成物の影響下における不実行に従属し、そ の磁気共鳴励起により決定される、 ところの組み合わせ。 ３９． 請求項３６に記載の組み合わせであって、 さらに、ビームの軸線に対して、対象物保持構造物の位置を調節することによ り、領域とビームとの相対的な位置を調節するように配置されるモータを含む、 ところの組み合わせ。