JP2008543472A - 磁気共鳴画像化手段を含む粒子線治療装置 - Google Patents

Abstract

画像化ボリューム内の照射領域へ予め定められた方向に荷電粒子ビームを照射するように構成された粒子線治療装置であって、予め定められた方向に荷電粒子ビームを向けるように構成された荷電粒子ビーム源と、荷電粒子ビームの照射と同時に照射領域に磁場を発生する磁場発生手段とを備え、前記磁場発生手段は照射領域への前記荷電粒子ビームの進入を可能にしかつ前記荷電粒子ビームの照射領域に均一な磁場を生じさせるように構成され、前記磁場は予め定められた方向にほぼ向けられる。

Description

本発明は、磁石を含み、それによって粒子線治療中に磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）を可能にする粒子線治療装置に関する。

陽子ビーム及び炭素イオンビームによる放射線治療が有効であることは周知である。さらに、それによって、従来のガンマ放射線治療よりも組織に対する損傷が少なくなることも判明している。

しかし、照射される線量の値及び位置を決定するための放射計画は、放射線治療が行われる前に、かなりの時間期間にわたって行われてきたＭＲＩ画像化またはＣＴ画像化に基づいている。インターベンション期間中に、照射される組織の位置が移動したり、あるいは、形状を変えている可能性がある。この結果、健康な組織が照射され、および／または、患部組織が照射されない場合がある。

放射線治療の場合、一般に、患者は、図１３に概略が例示されているように、横断面ＸＹにおいて横断方向１１０に送られるビームを照射される。

荷電粒子ビームは、ＭＲＩ画像化が行われるのと同時に患者に照射されるのが望ましい。というのも、対象となる標的の位置及び形状をその現在位置において正確に知ることができるからである。

現在のＭＲＩスキャナの大部分は、ビームがクライオスタットによって遮られるので、これには適さない。さらに、Ｃ形またはＨ形の磁石を用いるような「開放」スキャナの場合も、スキャナの磁場が荷電粒子ビームの横断方向１１０に対して垂直になる。これによって、ビームが意図する方向からそれることになる。

図１４Ａ及び１４Ｂには、磁場Ｂが磁束線によって例示された２つの従来技術によるＭＲＩスキャナが例示されている。図１４Ａには、従来のソレノイド磁石構成においてＭＲＩ画像化を行われる患者が示されている。例示のように、ＭＲＩ画像化中に、患者に対して横断方向１１０に荷電粒子ビームを照射することが可能であれば、ビームは、ＭＲＩ装置によって生じる磁場Ｂに対して垂直になり、それゆえビームは、磁場Ｂによってその意図する標的からそれることになるであろう。このような従来のソレノイド磁石構成の場合、患者の問題となる領域のまわりにソレノイドが存在するため、患者に到達することができない。図１４Ｂには、従来の開放Ｃ字形磁石構成においてＭＲＩ画像化を行われる患者が示されている。このような磁石構成の場合、患者により到達しやすくなる。しかしながら、例示のように、ＭＲＩ画像化中に、患者に対して横断方向１１０に荷電粒子ビームを照射することが可能であれば、ビームは、ＭＲＩ装置によって生じる磁場Ｂに対して垂直になり、それゆえビームは、磁場Ｂによってその意図する標的からそれることになるであろう。

米国特許出願公開第２００４／０１９９０６８号明細書には、ＭＲＩ（磁気共鳴画像法）を利用して、患者の標的ボリュームの位置を監視し、治療ボリュームに対する粒子ビームの照射にゲート制御を施して、治療ボリュームが患者の標的ボリュームと一致する場合にのみ粒子ビームが放射されるようにするシステムの記載がある。

米国特許第６，１９８，９５７号には、ＭＲＩ及び粒子ビーム併用治療装置の記載がある。粒子ビーム治療が施されている間、ＭＲＩシステムの磁場はオフになる。

国際公開０２／０６５１４９号には、例えば、コイルの面及びコイルの面間の中間にある面に対して平行な方向の磁場が生じる、ＭＲＩ装置に用いるのに適したコイル構成の記載がある。それによれば、それぞれ導電性材料の巻線を含む、４組からなる磁気コイルグループを含む磁石アセンブリが得られるが、４組の磁気コイルは中央面と鏡映面の交差軸のまわりに対称に配置されて、鏡映面は中央面に対して垂直をなし、コイルは中央面と鏡映面の両方に対して垂直な別の面に対して対称な面を有するようになっており、各コイルは中央面に対して垂直な軸のまわりに巻き付けられ、巻線は、動作時、電流が鏡映面まわりでは対称で、中央面まわりでは非対称となり、システムの中心において反射平面に対して垂直な合成磁場を生じるように構成されている。

本発明によれば、荷電粒子ビームの意図する照射方向に対して平行な横断方向１１０の磁場で動作し、荷電粒子ビームに対する磁場の干渉を最小限に抑えながら患者へのアクセス（接近）を可能にするＭＲＩシステムを提供することによって、粒子線治療と同時にＭＲＩ画像化が可能になる。

本発明によれば、このような装置を操作して、照射領域のＭＲＩ画像化と同時に同じ領域に対する粒子線の照射を行うための方法も提供される。

本発明によれば、従って、付属の請求項に記載の装置及び方法が提供される。

本発明のより明確な理解が得られるようにし、これを実行に移すことが可能な方法を示すために、次に、単なる例証として、添付の図面に示された添付の図に関連して本発明による具体的な実施形態、方法、及び、プロセスについて述べることにする。

本発明によれば、荷電粒子ビームの照射中に放射線治療の標的領域を監視する手段として国際公開第０２／０６５１４９号パンフレットに記載の磁石コイル構成が適用される。

好都合なことに、本発明によれば、このようなコイル構成は、そのコイルによって生じる磁場が粒子線治療のための粒子ビームの意図する照射方向１１０に位置するように構成されている。荷電粒子ビームの照射は磁場の方向に行われるので、ビームがそれることはなく、ある線量の粒子線を意図した標的に正確に照射することが可能である。

次に、図１〜１２を参照しながらこのような構成例について述べることにする。

図１には、以下の説明で言及される４つのコイル１１１，１１２，１１４，１１６とＸＹＺ座標基準フレームからなる構成が示されている。図１に示すコイル１１１〜１１６は、横断面ともみなされるＸＹ面に平行な中央面と、鏡映面ともみなされるＹＺ面とに対して対称に配置されている。コイルはＺＸ面に対して平行な対称面も有している。コイルの矢印１１８は、互いのコイルの電流方向を明らかにするために示されている。中央面（ＸＹ面）の上方に位置するコイル１１１の電流方向は、中央面ＸＹの下方に位置するコイル１１４の電流方向とは逆（非対称）である。さらに、正のＸ空間におけるコイル１１２，１１６の電流の回転の向きは、負のＸ空間におけるそれぞれの対応するコイル１１１，１１４の電流の向きとは逆（鏡映対称）である。「バナナコイル」とも呼ばれる図１に示す各コイルの形状は、コイルの鏡映面に最も近い側の曲率半径が逆（凹面）のために、従来の巻き付け方法で製造するのは簡単ではない。

コイル１１１，１１２，１１４，１１６によって生じる磁場及び粒子線治療用荷電粒子ビームの照射方向１１０が、後続図面において大きな特徴となる太い矢印で表示されている。

図１に示す１組のコイルによって生じる磁場では、ＭＲＩ画像化にとって十分な質の磁場を発生することはできない。以下の説明では、質の向上した磁場を発生することが可能な他の実施形態が提示される。

図２，３には、図１に示す構成に対応する構成において、本発明の実施形態の１つに用いるのに適したバナナコイルの２つの別の構造が示されている。図２，３の構造のそれぞれによって生じる磁場は図１の構成の場合と同じである。図２には、第１の方向に１００Ａの電流を流す１２０°の円弧状バナナコイル２１０の中に６０°の円弧状バナナコイル２１２をはめ込まれた入れ子式バナナコイルが示されている。６０°コイルは、第１の方向とは逆の方向に２００Ａの電流を流し、その結果全１２０°の円弧構造のうち中央の６０°の円弧に関して第２の方向に１００Ａの全電流が生じる。これは図３に示す構造に相当し、図３に示す構造においては、第２の方向に１００Ａの電流を流す中央の６０°の円弧状バナナコイル２１４が設けられており、２つの周辺の３０°円弧状コイル２１６，２１８が第１の方向に１００Ａの電流を流す。

このようなバナナコイルの製造方法は周知であるが、図４に示すＤ字形コイルを重ね合わせることによってほぼ同じ磁場を発生するほうがより容易である可能性がある。これによって、Ｄ字の真直ぐな辺の配置にさらなる自由度も得られるので、磁場の均一性が向上する。Ｄ字形コイルは、交互配置および／または重ね合わせを施すことが可能である。コイルは、図１に関して既述のように対称に配置される。下方のコイルを参照すると、図４には、各Ｄ字形コイルにおける電流方向４２２も示されているので、コイル４１０，４１２，４１４は、形状とそれぞれの電流方向との両方において鏡像をなすコイル４１６，４１８，４２０を有していることが分かる。

各Ｄ字形コイルは、動作時にＺ軸と平行になるように位置合わせされた軸線のまわりに巻き付けられる。コイルは非円形であるが、巻線の曲率半径が逆にならないので、巻付けは簡単である。各コイルの外側表面は凸面または平面である。一般に、Ｄ字形コイルは辺の１つに直線部分を備えるものと思われるが、実際には、その辺は完全な直線である必要はなく、線材の巻付けをやりやすくするために、極めて大きい曲率半径を備えていてもよい。同様の理由から、直線部分の両端における角は尖った角ではなく、丸くなっているのが望ましい。こうして、ほぼＤ字形のコイルは、従来の線材巻付け方法を用いるが、円形コイルに用いられる固定半径ではなく、曲率半径を可変にして容易に巻き付けることが可能である。個々の各コイルの巻付け軸線はＺ軸に対して平行であるが、異なるコイルの電流の構成によって、Ｚ軸に対して垂直な方向１１０におけるシステムの中心に合成磁場が生じる。同様に、システムの外部領域において個々のコイルの磁場が互いに相殺し合って、システム外部に極めて弱い漂遊磁場を生じることになり、特別なコイルのような遮蔽手段の追加を必要としない。

図５には、理論的には方向１１０に質の高い均一な磁場を生じる１組の平面コイルに関する平面図が示されている。図１に関連して既述のように組をなして対称に配置されると、平面コイルは４０ｃｍの画像化領域球体における予測ピーク・ピーク値が６ｐｐｍの均一性を生じる。コイル５１０，５１２は同一であり、ＹＺ面において鏡像をなす電流方向（不図示）に用いられるべきである。これらのコイルの構造は既知のように平面または傾斜磁場コイルと同様である。完成したＭＲＩシステムの中心にゼロ磁場を生じるように構成された傾斜磁場コイルとは異なり、本応用例では、各象限のコイルがＭＲＩシステムの中心に高強度で質の高い均一な磁場を生じるように直列に接続されている。しかしながら、この構成では、高強度で質の高い均一な磁場が生じるが、ＭＲＩ画像の生成に必要とされる傾斜磁場コイル及びＲＦコイルに適応することができない。

図６には、極グリッド状の扇形コイル６１０，６１２，６１４，６１６の構成が示されている。扇形コイルは平行面に配置されるが、円をなすコイルの場合、コイル間のギャップ６１８は中心から技術的現状に合わせて製造された傾斜磁場コイルの半径に相当する半径まで拡大される。中央コイル６１０，６１４間における中央の拡大したギャップ６１８によって、ＲＦコイル、傾斜磁場コイル、及び、シムのための十分なスペースが得られるが、外側コイル６１２，６１６間のギャップ６２０はより狭い。これによって、全合成磁場の均一性が向上し、ある特定の中央磁場の発生に必要な導体の量が減少する。コイルは例示のような複数の小さい扇形コイルとすることが可能である。代わりに、いくつかの隣接部分をより大きいバナナコイルに置き換えることも可能である。別の実施形態では、巻き付けを容易にするために、円弧形コイルは台形コイルに置き換えることが可能である。

図７には、図６に示されたコイル構成と同じコイル構成を有するＭＲＩスキャナのＺＸ断面が示されている。コイルは２つのグループ７１０，７１２に構成されている。グループ７１０は、図６において大きいギャップ６１８を有するコイル６１０，６１４に対応する。コイルは既知の超伝導方式で動作するように構成することが可能である。外側コイルは図６のコイル６１２，６１６に対応する７１２として識別される。現在の超伝導体は、低温での動作を必要とし、この例におけるコイルは、熱放射遮蔽の働きをするエンクロージャ（enclosure）７１４によって包囲されている。さらに、このエンクロージャは冷媒の収容に用いることも可能である。コイル７１０，７１２とエンクロージャ７１４は気密エンクロージャ７１６によって包囲されている。

このエンクロージャの内部は、エンクロージャ７１６の内側表面からコイルへの対流による熱伝導を最小限に抑えるため真空排気が施される。エンクロージャは傾斜磁場コイルアセンブリ５及びＲＦコイル４を収容する凹部を備えている。中心磁場は、直径４０ｃｍの球体全域にわたって１４３ｐｐｍの均一性を備えた３５ｍｅｇａ−ａｍｐｅｒｅ−ｐｅｒ−ｍｅｔｒｅ（３５メガアンペア／メートル）のコイルセットに関して１Ｔであると算出された。導体の外径は１．９ｍであり、導体間のギャップ６２０は０．７ｍであり、内部導体間のギャップ６１８は０．９ｍである。

図８には、図７に描かれた実施形態に関してＸＺ面における磁束線８１０が示されている。磁束線は、例えば磁気共鳴画像化のために必要とされコイルによって発生する極めて望ましい均一な平行磁場を示している。図８Ａ〜８Ｃには、それぞれ、Ｙ＝０、Ｙ＝０．１ｍ、Ｙ＝０．２ｍにおけるＸＺ面の磁場Ｂを表わした一定磁場強度の線が示されている。従って、既述のコイル構成によれば、好都合なことに十分な均一性の半径０．２ｍ診断ボリュームを実現可能にする実施形態が得られる。

図９には、ＺＸ面における図７に示すコイルアセンブリに関して計算されグラフ化した５ガウスの線９１０が示されている。＋Ｘ＋Ｚ象限における５ガウスの線だけが示されている。これによって、既述のコイル構成の低漂遊磁場特性が明確に立証されている。

図１０には、１つの実施形態１０００の全ての一次磁石が斜視図で示されている。各象限には、３つのコイル１０１０，１０１２，１０１４，．．．１０３２が並んで含まれており、中心コイル１０１２，１０１８，１０２４，１０３０はＸＺ面にある。１つの象限の各コイルの電流方向１０３４〜１０４０は同じである。

図１１には、各象限毎に６つのコイル１１１０〜１１２０が存在する点を除いて図１０と同様の構成が示されている。明らかに、いくつかの用途については広い画像化領域を備えることが望ましい場合もある。代わりに、小さいサブコイルを用いると、製造コストを節減できる可能性がある。

図１２では、各バナナコイル１２１０，１２１４，１２１８，１２２２に、バナナコイルの内側円弧に位置する補助矩形コイル１２１２，１２１６，１２２０，１２２４が設けられており、各象限のコイルの電流方向が逆になっている点を除いて、図１に対応している。図１２のコイル構成は、本発明の実施形態の１つにおける主磁場発生手段として設けることが可能である。

既述のような磁気共鳴画像化アセンブリに適した磁気コイルを配置するための構成によれば、その設計から数多くの利点が生じる、例えば、磁場全体が、中央面ＸＹに平行な方向１１０において構造に対して垂直に発生するので、開放型設計によって患者接近レベルが高くなる。画像化ボリュームの両側の対向コイル間における吸引磁力が弱まるので、コイルグループ間における支持体構造は開放型またはＣ字形磁石について知られているほど頑丈でなくても済むようにすることが可能になる。患者は任意の角度の磁場に沿って頭部から足指まで位置合わせすることが可能になる。より小形の磁石を用いると、導線の量が付随して減少することになり、製造コストの有益な節減を達成することが可能になる。

上記構成は、粒子線治療装置に組み込むのに適することが判明している。

本発明によれば、上述の磁気コイル構成を用いて粒子線治療装置を改良することが可能になる。本発明によれば、荷電粒子ビーム源は、照射領域へ予め定められた方向に荷電粒子ビームを向けるように構成されている。さらに、荷電粒子ビームの照射と同時に照射領域に磁場を発生する磁場発生手段が設けられ、磁場発生手段は、照射領域への荷電粒子ビームの進入を可能にし、荷電粒子ビームの照射領域に均一な磁界を生じさせるように構成されている。前記磁場は予め定められた方向にほぼ向けられる。

磁場発生手段は上述のコイル構成の１つを含むと望ましい。この場合、磁場発生手段は、それぞれ導電材料の巻線を含む磁気コイルを含み、磁気コイルが中央面（ＸＹ）及び鏡映面（ＹＺ）について対称に配置され、鏡映面が中央面に対して垂直であり、それによりコイルは中央面と鏡映面との両方に対して垂直な別の面（ＸＺ）に対して対称な面を有する。各コイルが、中央面に対して垂直な軸線のまわりに巻き付けられるのが望ましい。動作時に、電流は鏡映面については対称となり中央面については非対称となって、システムの中心に、鏡映面に対して垂直でありかつ予め定められた方向にほぼ向けられた合成磁場Ｂが発生する。

いくつかの実施形態では、磁気コイルは、４組のコイルからなるグループに構成され、４組のコイルは上述のように対称に配置される。

磁場発生手段は、磁気共鳴画像化システムでの利用に適応させて、荷電粒子ビームの照射と同時に荷電粒子ビームの照射領域の磁気共鳴画像化を実施できるようにするのが望ましい。

粒子線治療装置はさらにクライオスタット装置と傾斜磁場磁石アセンブリとを備えると望ましく、前記磁場発生手段は、超伝導が可能になる動作温度にするためにクライオスタット内に配置され、傾斜磁場磁石アセンブリは予め定められた面に磁場を生じさせて、磁気共鳴画像化を行えるようにする。

本発明によれば、患者の磁気共鳴画像化と同時に患者に粒子線治療を実施するための方法も提供される。荷電粒子ビームが、患者の照射領域へ予め定められた方向に照射される。荷電粒子ビームの照射領域に均一な磁場が生じるが、前記磁場は予め定められた方向にほぼ向けられる。

均一な磁場は、それぞれ導電材料からなる巻線を含む磁気コイルによって発生され、磁気コイルが中央面（ＸＹ）および鏡映面（ＹＺ）について対称に配置され、鏡映面が中央面に対して垂直であり、それによりコイルが中央面と鏡映面との両方に対して垂直な別の面（ＸＺ）に対して対称な面を有し、各コイルが、中央面に対して垂直な軸線のまわりに巻き付けられ、巻線は、動作時に電流が鏡映面については対称となり中央面については非対称となって、システムの中心に、鏡映面に対して垂直でありかつ予め定められた方向にほぼ向けられた合成磁場が発生するように構成されている。

いくつかの実施形態では、磁気コイルは４組のコイルからなるグループに構成され、４組のコイルは上述のように対称に配置される。

この方法には、さらに、超伝導が可能になる温度まで磁気コイルを冷却するステップと、電流方向が鏡映面については対称となり中央面については非対称となるように磁気コイルに電流を流すステップを含むことが可能である。

本発明の説明は、単なる例証として限られた数の特定の実施形態に関して行われたが、当該技術者には明らかなように、付属の請求項の範囲内で本発明の多様な修正及び変更を導き出すことが可能である。

本発明の実施形態の１つによる４つの磁石コイルによる構成の斜視図 ２つのバナナコイル構成の比較を示す図 ２つのバナナコイル構成の比較を示す図 本発明の別の実施形態による磁石コイルアセンブリの構成に関する斜視図 本発明の別の実施形態による構成の断面図 本発明の別の実施形態による凹部を備えた１組の扇形コイルの斜視図 ＭＲＩシステムの他のコンポーネントに関連して図６に例示のようなコイル構成を示す本発明の実施形態の１つのＸＺ面における断面図 磁束線に関連して図７に示すコイル構成に関するＸＺ面における磁場方向を示す図 図７に示すコイル構成によって生じる磁場に関する磁束強度等高線を示す図 図７に示すコイル構成によって生じる磁場に関する磁束強度等高線を示す図 図７に示すコイル構成によって生じる磁場に関する磁束強度等高線を示す図 図７によるシステムのＸＺ面における５ガウスの線を示す図 代替実施形態を示す図 代替実施形態を示す図 代替実施形態を示す図 粒子線治療を実施するための、患者に対する粒子ビームの意図する照射方向を示す図 粒子線治療を実施するための、患者に対する粒子ビームの意図する照射方向と共に、例示の従来のＭＲＩ磁石によって生じる磁場を示す図 粒子線治療を実施するための、患者に対する粒子ビームの意図する照射方向と共に、例示の従来のＭＲＩ磁石によって生じる磁場を示す図

符号の説明

１１１ コイル
１１２ コイル
１１４ コイル
１１６ コイル
２１０ 円弧状バナナコイル
２１２ 円弧状バナナコイル
２１４ 円弧状バナナコイル
２１６ 円弧状コイル
２１８ 円弧状コイル
４１０ Ｄ字形コイル
４１２ Ｄ字形コイル
４１４ Ｄ字形コイル
４１６ Ｄ字形コイル
４１８ Ｄ字形コイル
４２０ Ｄ字形コイル
５１０ 平面コイル
５１２ 平面コイル
６１０ 扇形コイル
６１２ 扇形コイル
６１４ 扇形コイル
６１６ 扇形コイル
６１８ コイル間ギャップ
６２０ コイル間ギャップ
７１０ コイルグループ
７１２ コイルグループ
７１４ エンクロージャ
７１６ 気密エンクロージャ
１０１２ 中心コイル
１０１８ 中心コイル
１０２４ 中心コイル
１０３０ 中心コイル
１２１０ バナナコイル
１２１２ 補助矩形コイル
１２１４ バナナコイル
１２１６ 補助矩形コイル
１２１８ バナナコイル
１２２０ 補助矩形コイル
１２２２ バナナコイル
１２２４ 補助矩形コイル

Claims (14)

1. 照射領域へ予め定められた方向に荷電粒子ビームを照射するように構成された粒子線治療装置であって、予め定められた方向に荷電粒子ビームを向けるように構成された荷電粒子ビーム源と、前記荷電粒子ビームの照射と同時に前記照射領域を含む画像化ボリュームに磁場を発生する磁場発生手段とを備え、前記磁場発生手段は照射領域への前記荷電粒子ビームの進入を可能にしかつ前記荷電粒子ビームの照射領域に均一な磁場を生じさせるように構成され、前記磁場は予め定められた方向にほぼ向けられることを特徴とする粒子線治療装置。
2. 前記磁場発生手段は、それぞれ導電材料の巻線を含む磁気コイルを含み、前記磁気コイルが中央面（ＸＺ）および鏡映面（ＹＺ）について対称に配置され、前記鏡映面が前記中央面に対して垂直であり、それにより前記コイルが前記中央面と前記鏡映面との両方に対して垂直な別の面（ＸＺ）に対する対称面を有し、
   前記各コイルが、前記中央面に対して垂直な軸線のまわりに巻き付けられ、前記巻線は、動作時に電流が前記鏡映面について対称となり前記中央面について非対称となって、前記磁場発生手段の中心に、前記鏡映面に対して垂直でありかつ予め定められた方向にほぼ向けられた合成磁場を生じるように構成されていることを特徴とする請求項１に記載の粒子線治療装置。
3. 前記磁気コイルが４組のコイルからなるグループに構成され、前記４組の磁気コイルが請求項２に記載のように対称に配置されることを特徴とする請求項２に記載の粒子線治療装置。
4. 前記磁気コイルはＤ字形コイルを含むことを特徴とする請求項２又は３に記載の粒子線治療装置。
5. 前記磁気コイルはバナナコイルを含むことを特徴とする請求項２又は３に記載の粒子線治療装置。
6. 前記磁気コイルはサブコイルを含むことを特徴とする請求項１乃至５の１つに記載の粒子線治療装置。
7. 前記サブコイルは入れ子構成及び／または重なり合い構成で設けられることを特徴とする請求項６に記載の粒子線治療装置。
8. 前記コイルが非平面状であることを特徴とする請求項１乃至７の１つに記載の粒子線治療装置。
9. 前記磁場発生手段が磁気共鳴画像化システムに用いるのに適していることを特徴とする請求項１乃至８の１つに記載の粒子線治療装置。
10. さらに、クライオスタット装置と傾斜磁場磁石アセンブリとを備え、前記磁場発生手段がクライオスタット内に配置され、それによって超伝導が可能である動作温度になり、前記傾斜磁場磁石アセンブリが予め定められた面に磁場を発生させ、それによって磁気共鳴画像化を可能にすることを特徴とする請求項１乃至９の１つに記載の粒子線治療装置。
11. 画像化ボリュームの磁気共鳴画像化と、前記画像化ボリューム内の照射領域への荷電粒子ビームの照射とを同時に実施するための方法であって、前記画像化ボリューム内の照射領域へ予め定められた方向に荷電粒子ビームを照射し、前記荷電粒子ビームの照射領域に均一な磁場を与え、前記磁場が予め定められた方向にほぼ向けられることを特徴とする磁気共鳴画像化と照射領域への荷電粒子ビームの照射を同時に実施するための方法。
12. 前記均一な磁界が、それぞれ導電材料からなる巻線を含む磁気コイルによって発生され、前記磁気コイルが中央面（ＸＹ）および鏡映面（ＹＺ）について対称に配置され、前記鏡映面が前記中央面に対して垂直であり、それにより前記コイルが前記中央面と前記鏡映面との両方に対して垂直な別の面（ＸＺ）に対する対称面を有し、前記各コイルが前記中央面に対して垂直な軸線のまわりに巻き付けられ、前記巻線は、動作時に電流が前記鏡映面について対称となり前記中央面について非対称となり、システムの中心に、前記鏡映面に対して垂直な合成磁場を生じるように構成されていることを特徴とする請求項１１に記載の方法。
13. 前記磁気コイルが４組のコイルからなるグループに構成され、前記４組の磁気コイルが請求項１２に記載のように対称に配置されることを特徴とする請求項１２に記載の方法。
14. さらに、前記磁気コイルを、超伝導が可能である温度まで冷却し、前記磁気コイルに電流を流して、電流方向が前記鏡映面について対称となり前記中央面について非対称となるようにすることを特徴とする請求項１２又は１３に記載の方法。

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