JP6018185B2 - Ｍｒｉ放射線治療装置の静磁場補正 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴撮像に関し、特に、磁気共鳴撮像によりガイドされる放射線治療に関する。

磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）スキャナにより、被検体の体内の画像を作成する手順の一部として、原子の核スピンを揃えるために静磁場が使用されている。ＭＲＩスキャンにおいて、送信器コイルにより生成される無線周波数（ＲＦ）パルスが、局所的な磁場に摂動を生じさせ、核スピンにより放射されるＲＦ信号が受信器コイルによって検出される。これらのＲＦ信号を用いてＭＲＩ画像が構築される。

放射線治療の様々なモダリティをガイド（誘導）するために、磁気共鳴画像を迅速に収集することが首尾良く使用されてきた。特許文献１には、線形加速器をＭＲＩと組み合わせる治療装置が記載されている。
Lagendijk等、“MRI/linac integration”、RADIOTHERAPY AND ONCOLOGY、第86巻、第1号、2007年、第25-29頁は、ＭＲＩ／Ｌｉｎａｃ（線形加速器）統合に関する。この文献は、回転するｌｉｎａｃ構造内に、更なる磁気源を、それらが組み合わさった磁気効果がｌｉｎａｃの位置に独立であるように付加することによって、ｌｉｎａｃ部分からの残留磁場寄与が補償され得ることに言及している。
国際公開第２００７／０４５０７６号はＭＲＩ／放射線治療システムに言及しており、そこでは、ＭＲＩと放射線治療システムとが、例えば放射線源とＭＲＩ装置とを調和して動かすことによって結合されている。
ST AUBIN J等、“Magnetic decoupling of the linac in a low field biplanar linac-MRI system”、MEDICAL PHYSICS、第37巻、第9号、第4755-4761頁は、低磁場の２平面磁気共鳴イメージャと線形加速器との統合に関する。この統合は、ＭＲフリンジ磁界によるｌｉｎａｃでの磁気干渉を引き起こす。この干渉を排除するために、受動的及び能動的な磁気遮蔽設計が調べられている。
米国特許第６１９８９５７号は、統合されたＭＲＩ／放射線治療システムに関する。

米国特許第６１９８９５７号明細書

本発明は、独立請求項にて、磁場医療装置を補正する方法及び医療装置を提供する。実施形態が従属請求項にて与えられる。

ＭＲ放射線治療において、ガントリー上でＭＲ磁石の周りを回転する放射線源は、撮像ボリューム内の磁場を乱し得る強磁性材料を含んでいる。本発明は、このような磁場乱れを排除あるいは抑制する様々な異なる方法を提供する。１つの方法は、Ｂ０磁場のゼロ交差に基づき、強磁性攪乱素子又は強磁性素子がその正味の磁化がゼロになるように配置され得る。他の２つの方法は、受動的（逆の磁化を有する強磁性物体）あるいは能動的（磁場コイル）の何れかの補償素子を使用する。

これらの補償法は、Ｂ０磁場は回転対称性を有し且つ補償デバイス（存在すれば）は回転する攪乱素子に対して固定され得るので、ガントリーの位置及び速度に依存しないという利点を有し得る。

‘コンピュータ読み取り可能記憶媒体’は、ここでは、コンピューティング装置のプロセッサによって実行可能な命令を格納し得る如何なる有形記憶媒体をも包含するものである。コンピュータ読み取り可能記憶媒体は、コンピュータ読み取り可能持続的記憶媒体とも呼ばれ得る。コンピュータ読み取り可能記憶媒体はまた、有形コンピュータ読み取り可能媒体とも呼ばれ得る。一部の実施形態において、コンピュータ読み取り可能記憶媒体はまた、コンピューティング装置のプロセッサによってアクセスされることが可能なデータを格納し得る。コンピュータ読み取り可能記憶媒体の例は、以下に限られないが、フロッピー（登録商標）ディスク、磁気ハードディスクドライブ、ソリッドステートハードディスク、フラッシュメモリ、ＵＳＢサムドライブ、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）、光ディスク、磁気光ディスク、プロセッサのレジスタファイルを含む。光ディスクの例は、例えばＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−ＲＷ、ＣＤ−Ｒ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＷ、又はＤＶＤ−Ｒといった、コンパクトディスク（ＣＤ）及びデジタル多用途ディスク（ＤＶＤ）を含む。コンピュータ読み取り可能記憶媒体なる用語はまた、ネットワーク又は通信リンクを介してコンピュータ装置によってアクセスされることが可能な様々な種類の記録媒体をも意味する。例えば、データは、モデム上、インターネット上、又はローカルエリアネットワーク上で取り出され得る。

‘コンピュータメモリ’又は‘メモリ’はコンピュータ読み取り可能記憶媒体の一例である。コンピュータメモリは、プロセッサにとって直接的にアクセス可能なメモリである。コンピュータメモリの例は、以下に限られないが、ＲＡＭメモリ、レジスタ、及びレジスタファイルを含む。

‘コンピュータストレージ’又は‘ストレージ’はコンピュータ読み取り可能記憶媒体の一例である。コンピュータストレージは不揮発性コンピュータ読み取り可能記憶媒体である。コンピュータストレージの例は、以下に限られないが、ハードディスクドライブ、ＵＳＢサムメモリ、フロッピー（登録商標）ドライブ、スマートカード、ＤＶＤ、ＣＤ−ＲＯＭ、及びソリッドステートハードドライブを含む。一部の実施形態において、コンピュータストレージはコンピュータメモリであってもよく、その逆もまた然りである。

‘プロセッサ’は、ここでは、プログラム又は機械実行可能命令を実行することができる電子部品を包含するものである。“プロセッサ”を有するコンピューティング装置への言及は、２つ以上のプロセッサ又は処理コアを含む場合があるものとして解釈されるべきである。プロセッサは例えばマルチコアプロセッサとし得る。プロセッサはまた、単一のコンピュータシステム内の、あるいは複数のコンピュータシステム間で分散された、複数のプロセッサの集合を意味し得る。コンピューティング装置なる用語も、各々が１つ以上のプロセッサを有する複数のコンピューティング装置の集合若しくはネットワークを意味する場合があるとして解釈されるべきである。多くのプログラムは、同一のコンピューティング装置内とし得る複数のプロセッサ、又は複数のコンピューティング装置にまたがって分散され得る複数のプロセッサ、によって実行される命令を有する。

‘ユーザインタフェース’は、ここでは、ユーザ又はオペレータがコンピュータ又はコンピュータシステムとインタラクトすることを可能にするインタフェースである。‘ユーザインタフェース’はまた、‘ヒューマンインタフェース装置’とも呼ばれ得る。ユーザインタフェースは、オペレータに情報又はデータを提供し、且つ／或いはオペレータから情報又はデータを受信し得る。ユーザインタフェースは、オペレータからの入力がコンピュータによって受信されることを可能にし得るとともに、コンピュータからの出力をユーザに提供し得る。換言すれば、ユーザインタフェースは、オペレータがコンピュータを制御あるいは操作することを可能にし得るとともに、コンピュータがオペレータの制御又は操作の効果を指し示すことを可能にし得る。ディスプレイ又はグラフィカルユーザインタフェース上でのデータ又は情報の表示は、オペレータに情報を提供することの一例である。キーボード、マウス、トラックボール、タッチパッド、ポインティングスティック、グラフィックタブレット、ジョイスティック、ゲームパッド、ウェブカム、ヘッドセット、ギアスティック、ステアリングホイール、ペダル、配線付きグローブ、ダンスパッド、リモートコントローラ、及び加速度計を介したデータの受信は全て、オペレータからの情報又はデータの受信を可能にするユーザインタフェースコンポーネントの例である。

‘ハードウェアインタフェース’は、ここでは、コンピュータシステムのプロセッサが外部のコンピューティング装置及び／又は機器とインタラクトする、あるいはそれらを制御する、ことを可能にするインタフェースを包含するものである。ハードウェアインタフェースは、プロセッサが外部コンピューティング装置及び／又は機器に制御信号又は命令を送信することを可能にし得る。ハードウェアインタフェースはまた、プロセッサが外部コンピューティング装置及び／又は機器とデータを交換することを可能にし得る。ハードウェアインタフェースの例は、以下に限られないが、ユニバーサルシリアルバス、ＩＥＥＥ１３９４ポート、パラレルポート、ＩＥＥＥ１２８４ポート、ＲＳ−２３２ポート、ＩＥＥＥ−４８８ポート、ブルートゥース接続、無線ローカルエリアネットワーク接続、ＴＣＰ／ＩＰ接続、イーサネット（登録商標）接続、制御電圧インタフェース、ＭＩＤＩインタフェース、アナログ入力インタフェース、及びデジタル入力インタフェースを含む。

‘ディスプレイ’又は‘表示装置’は、ここでは、画像又はデータを表示するように適応された出力装置又はユーザインタフェースを包含するものである。ディスプレイは、映像データ、音声データ、及び／又は触覚データを出力し得る。ディスプレイの例は、以下に限られないが、コンピュータモニタ、テレビジョンスクリーン、タッチスクリーン、触覚電子ディスプレイ、点字スクリーン、陰極線管（ＣＲＴ）、蓄積管、双安定ディスプレイ、電子ペーパ、ベクトルディスプレイ、フラットパネルディスプレイ、真空蛍光ディスプレイ（ＶＦ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイ、電子発光ディスプレイ（ＥＬＤ）、プラズマディスプレイパネル（ＰＤＰ）液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）、有機発光ダイオード（ＯＬＥＤ）ディスプレイ、プロジェクタ、及びヘッドマウントディスプレイを含む。

磁気共鳴（ＭＲ）データは、ここでは、磁気共鳴撮像スキャン中に磁気共鳴装置のアンテナによって記録される、原子スピンにより放射される無線周波数信号の測定結果として定義される。磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）画像は、ここでは、磁気共鳴撮像データ内に含まれる解剖学的データの、再構成された２次元又は３次元の視覚化として定義される。この視覚化は、コンピュータを用いて実行されることができる。

医用画像データは、ここでは、被検体の解剖学的構造を記述するデータを包含するものである。磁気共鳴画像は医用画像データの一種である。

一態様において、本発明は、医療装置の磁場を補正する方法を提供する。磁場を補正することは、磁場をより均一にすること、又は磁場の周りでの強磁性物体の移動による磁場の変化を抑制することとして解釈され得る。磁場を補正することはまた、強磁性素子又は強磁性物体による磁場乱れを抑制することとして解釈され得る。医療装置は、撮像ゾーンから磁気共鳴データを収集する磁気共鳴撮像システムを有する。磁気共鳴撮像システムは、撮像ゾーン内に磁場を生成する磁石を有する。該磁石は更に、磁場が撮像ゾーンの外側にゼロ交差を有するように磁場を生成するよう適応される。ゼロ交差とは、ここでは、磁力線の向き、とりわけ、極性が変化する点である。ゼロ交差における磁場は、ゼロであるか、ゼロに近い値を有するかであり得る。医療装置は更に、撮像ゾーンの周りを回転するように構成されたガントリーを有する。ガントリーは回転軸の周りを回転するように構成される。ガントリーは、ここでは、１つ以上の物体を回転軸の周りで円形経路にて回転させるように適応された装置を包含する。

一部の実施形態において、磁場はまた、対称軸を有し得る。例えば、磁石は、撮像ゾーンの中心を通る軸を有する円筒型の磁石とし得る。一部の実施形態において、ガントリーの回転軸は磁石の軸と揃えられる。

医療装置は更に強磁性部品を有する。強磁性部品は、例えば、医療器具又は治療装置の一部とし得る。ガントリーは更に、強磁性部品を回転軸の周りで回転させるように構成あるいは適応される。磁場を補正する狙いは、強磁性部品が回転軸の周りで回転されるときの撮像ゾーンの磁場及び個々のボクセルの変化を抑制することである。

当該方法は、回転軸に垂直な放射状経路上に磁気補正素子を配設するステップを有する。磁気補正素子は、強磁性部品が回転されるときにガントリーによって回転されるように適応され得る。放射状経路は、強磁性部品の所定の距離の範囲内を通る。磁気補正素子は、回転軸の周りでの強磁性部品の回転による撮像ゾーン内の磁場の変化が抑制されるように、放射状経路上で位置決めされる。例えば、強磁性部品は、一部の実施形態において、ゼロ交差の一方側に位置付けられるとき、双極子（ダイポール）として表され得る。一部の実施形態において、磁気補正素子は、放射状経路に沿ってゼロ交差の反対側に配置される。これは、強磁性部品を表す双極子モーメントが磁気補正素子の双極子モーメントを概して相殺するという効果を有する。当該方法は更に、少なくとも１つのガントリー回転位置で撮像ゾーン内の磁場を反復的に測定するステップを有する。一部の実施形態において、複数のガントリー回転位置で磁場が測定される。

当該方法は更に、測定された磁場を用いて、強磁性部品による撮像ゾーン内の磁場の変化を反復的に決定するステップを有する。一部の実施形態において、回転軸の周りでの強磁性部品の回転による撮像ゾーン内の磁場の変化が、測定された磁場を用いて決定される。すなわち、一部の実施形態において、ガントリーは単一の位置に残されてもよく、他の実施形態において、ガントリーは複数の位置に移動され、それらの位置の各々で磁場が測定されてもよい。一部の実施形態において、磁場は、強磁性部品が配設される前に測定されてもよい。この場合、磁場の変化を理解するためには、カントリーを回転させることは必ずしも必要でない。当該方法は更に、磁場の変化が所定の閾値を上回る場合に、放射状経路に沿って磁気補正素子の位置を反復的に調整して、磁場の変化を繰り返し低減するステップを有する。これは、例えば、位置を調整し且つそれを記録し、その後、このデータを用いて、磁場変化を本質的に抑制する、あるいは磁場を補正する位置に繰り返し近付けることによって達成され得る。

この実施形態は、ガントリーの位置及び速度とは独立な、強磁性部品の磁場を補正する方法を提供するので有利となり得る。

他の一実施形態において、回転軸の周りでの強磁性部品の回転に起因して、測定された磁場を用いて、撮像ゾーン内の磁場の変化が決定される。この実施形態において、磁場は、複数のガントリー回転位置で、撮像ゾーン内で測定される。

他の一実施形態において、当該方法は更に、回転軸の周りでの強磁性部品の回転による撮像ゾーン内の磁場の変化を繰り返し低減するよう、磁場を測定した後に強磁性部品を放射状経路に沿って繰り返し再位置決めするステップを有する。この実施形態は、放射状経路に沿って強磁性部品の位置を変更することも強磁性部品による磁場の変化の抑制をもたらし得るので有利である。例えば、強磁性部品の位置が磁気補正素子に対して変更されるとともに、強磁性部品はゼロ交差の何れかの側に部分的に位置付けられ得る。この場合、強磁性部品の一部の双極子モーメントが、強磁性部品のその他の部分の双極子モーメントを相殺し得る。

他の一実施形態において、当該方法は更に、強磁性部品による撮像ゾーン内の磁場の変化を繰り返し低減するよう、磁場を測定した後に強磁性部品を放射状経路に沿って繰り返し再位置決めするステップを有する。この実施形態は、磁気補正素子及び／又はゼロ交差に対して強磁性部品を移動させることで強磁性部品による磁場の変化を抑制し得るという利点を有し得る。

他の一実施形態において、放射状経路に沿った強磁性部品の位置は経験的に選定される。これは、例えば、磁場測定の記録を残しておき、これを用いて、磁場の変化を抑制する強磁性部品の位置に繰り返し近付けることによって行われ得る。

他の一実施形態において、放射状経路に沿った強磁性部品の位置は解析及びシミュレーションによって選定あるいは決定される。これは、例えば、磁石及び強磁性部品をモデル化することによって行われ得る。これを実行する例示的な一手法は：
１．ガントリー上の各磁性部品の等価磁気モデル（等価な磁気双極子の位置及び強度）を生成する。これは、部品の詳細な磁気的なモデリングによって（関連する全ての詳細が分かっている場合）、あるいは研究室環境での磁気的な特徴付けによって、の何れかで行われることができる；
２．それらの適正位置での磁性部品の等価磁気双極子を有するガントリーのシミュレーションモデルを作成する；
３．複数の磁気源の組み合わせセットの撮像ボリューム内での磁場マップをを計算する；
４．上記モデルに補償手段（本発明のように、磁性物体、コイル）を追加し、要求される許容値より小さい正味の磁場乱れがモデルによって予測されるまで、補償手段の強さ及び位置を変化させる；
５．設計通りに全てを構築し最終的な補正を経験的に行う；
ものである。

他の一実施形態において、装置は更に電源を有する。電源は例えば直流電流を供給し得る。医療装置は更に、電源によって電流を供給されたときに補償磁場を生成するように構成されたコイルを有する。当該方法は更に、強磁性部品による撮像ゾーン内の磁場の変化を低減するよう、撮像ゾーン内の磁場を測定した後に、電源によってコイルに供給される電流を反復的に調整するステップを有する。一部の実施形態において、これは、回転軸の周りでの強磁性部品の回転による撮像ゾーン内の磁場の変化を低減するように実行され得る。コイルは多様な位置に配置され得る。例えば、コイルは、強磁性部品の周りに配置されて、強磁性部品の双極子磁場を概略的あるいは近似的に相殺し得る双極子磁場を作り出すために使用され得る。他の実施形態において、コイルは、放射状経路に沿ってその他の位置に配置され得る。電流の極性及び強さを用いて、コイルによって生成される双極子磁場が、強磁性部品によって生成される双極子磁場を概略的あるいは近似的に相殺し得るようにすることができる。この実施形態は、物体を機械的に配置することなく磁場の補正を可能にするので有利である。

他の一実施形態において、コイルは強磁性部品の周囲に位置付けられる。

他の一実施形態において、コイルは放射状経路から所定の距離内に位置付けられる。

他の一実施形態において、磁場補正素子は、電源によって電流を供給されたときに補償磁場を生成するように構成されたコイルである。

他の一実施形態において、磁場補正素子は強磁性素子である。

他の一実施形態において、磁場補正素子は永久磁石である。

他の一実施形態において、当該方法は更に、少なくとも１つの更なる磁気補正素子を配設し、該少なくとも１つの更なる磁気補正素子に対して上記補正方法を反復することを有する。この実施形態は、如何なる数の強磁性部品に対しても上記方法を反復し得るので有利である。

他の一実施形態において、磁場は磁力計を用いて測定される。

他の一実施形態において、磁場は磁気共鳴撮像システムを用いて測定される。例えば、ファントムが撮像ゾーン又はその一部に配置され、磁気共鳴撮像システム自体を用いて、磁場の均一性を測定し得る。

他の一実施形態において、放射状経路に沿った磁気補正素子の配置は経験的に決定される。

他の一実施形態において、放射状経路に沿った磁気補正素子の配置は解析及びシミュレーションによって決定される。

他の一実施形態において、磁場の測定にて収集されたデータは格納される。当該方法は更に、格納されたデータを取り出し、それを用いて、放射状経路に沿った磁気補正素子の移動による磁場の変化を決定するステップを有し得る。これは、同様に構築された磁石は非常に似通った磁場を生成し得るので有利となり得る。いったん１つのそのような磁石に対して磁気補正素子が放射状経路に沿って正しく配置されると、このデータは、或る別の磁石に同様の磁気補正素子を更に迅速に配置するのに有用となり得る。

他の一態様において、本発明は、撮像ゾーンから磁気共鳴データを収集する磁気共鳴撮像システムを有する医療装置を提供する。磁気共鳴撮像システムは、撮像ゾーン内に磁場を生成する磁石を有する。該磁石は更に、磁場が撮像ゾーンの外側にゼロ交差を有するように磁場を生成するよう適応される。当該医療装置は更に、撮像ゾーンの周りを回転するように構成されたガントリーを有する。ガントリーは、回転軸の周りを回転するように構成される。当該医療装置は更に強磁性部品を有する。上記ガントリーは更に、この強磁性部品を上記回転軸の周りで回転させるように構成される。当該医療装置は、２つ以上の強磁性部品を有していてもよい。当該医療装置は更に、回転軸に垂直な放射状経路上に配置される磁気補正素子を有する。この放射状経路は、強磁性部品の所定の距離の範囲内を通る。磁気補正素子は、回転軸の周りでの強磁性部品の回転による撮像ゾーン内の磁場の変化が抑制されるように放射状経路上で位置決めされる。この実施形態の利点は先述されている。

他の一実施形態において、強磁性部品は、当該強磁性部品による撮像ゾーン内の磁場の変化を低減するように放射状経路上で位置決めされる。

他の一実施形態において、強磁性部品は、回転軸の周りでの当該強磁性部品の回転による撮像ゾーン内の磁場の変化を低減するように放射状経路上で位置決めされる。

他の一実施形態において、当該装置は更に電源を有する。当該医療装置は更に、電源によって電流を供給されたときに補償磁場を生成するように構成されたコイルを有する。該コイルは、強磁性部品によって生成される双極子磁場を補償する補償磁場を生成し得る。補償磁場は、回転軸の周りでの強磁性部品の回転による撮像ゾーン内の磁場の変化を低減するように構成される。この実施形態の利点は先述されている。

他の一実施形態において、当該装置は更に電源を有する。当該医療装置は更に、電源によって電流を供給されたときに補償磁場を生成するように構成されたコイルを有する。補償磁場は、強磁性部品による撮像ゾーン内の磁場の変化を低減するように構成される。この実施形態の利点は先述されている。

他の一実施形態において、コイルは強磁性部品の周囲に位置付けられる。

他の一実施形態において、コイルは放射状経路から所定の距離内に位置付けられる。

他の一実施形態において、強磁性部品は放射線治療装置の部品である。

他の一実施形態において、強磁性部品は線形加速器すなわちＬＩＮＡＣの部品である。

他の一実施形態において、強磁性部品は荷電粒子ビーム送達システムの部品である。荷電粒子ビーム送達システムは、ここでは、荷電粒子のビームをターゲットに発射するように適応あるいは構築されたシステムである。

他の一実施形態において、強磁性部品は荷電粒子光学系の部品である。

他の一実施形態において、強磁性部品は屈曲磁石の部品である。

他の一実施形態において、強磁性部品は集束磁石の部品である。

他の一実施形態において、強磁性部品はコリメータである。

他の一実施形態において、強磁性部品はコリメータの部品である。

他の一実施形態において、強磁性部品はシャッターの部品である。

他の一実施形態において、強磁性部品は減衰器の部品である。

他の一実施形態において、強磁性部品は冷却システムの部品である。

他の一実施形態において、強磁性部品は電源の部品である。

他の一実施形態において、強磁性部品は例えばコントローラなどの制御ハードウェアの部品である。

他の一実施形態において、強磁性部品はビームダンパーの部品である。

以下、以下の図を含む図面を参照して、単なる例として、本発明の好適実施形態を説明する。
本発明の一実施形態に係る方法を例示するフロー図である。 本発明の更なる一実施形態に係る方法を例示するフロー図である。 本発明の一実施形態に係る医療装置を例示する図である。 本発明の一実施形態に係る磁石の計算された磁場値をプロットした図である。 磁石に隣接する強磁性部品を例示する図である。 撮像ゾーン内の磁場への強磁性部品の影響を位置の関数としてプロットした図である。 磁石に隣接する強磁性部品及び磁気補正素子を例示する図である。 撮像ゾーン内の磁場への強磁性部品及び磁気補正素子の影響を磁気補正素子の位置の関数としてプロットした図である。 磁石に隣接する強磁性部品及び永久磁石を例示する図である。 磁石に隣接する強磁性部品及び補償コイルを例示する図である。 撮像ゾーン内の磁場への強磁性部品及びコイルの影響をコイルに供給される電流の関数としてプロットした図である。 本発明の更なる一実施形態に係る方法を例示するフロー図である。

これらの図において似通った参照符号を付された要素は、等価な要素であるか、同じ機能を実行するかの何れかである。先述した要素は、機能が等価である場合、以下の図においては必ずしも説明しない。

図１は、本発明の一実施形態に係る方法を例示するフロー図を示している。ステップ１００にて、磁気補正素子が、回転軸に垂直な放射状経路上に位置するように配設される。実務上、磁気補正素子は、放射状経路から短い距離又は所定の距離に配置されてもよい。次にステップ１０２にて、強磁性部品及び磁気補正素子の磁場への影響を決定するために、撮像ゾーン（区画）内の磁場が測定される。ステップ１０４にて、強磁性部品による磁場の変化が決定される。ステップ１０４で、強磁性部品の双極子磁場を補正する上での磁気補正素子の有効性が評価される。次にステップ１０６にて、放射状経路に沿った磁気補正素子の位置が調整される。強磁性部品による磁場変化を低減するよう、ステップ１０２、１０４及び１０６が反復的に繰り返される。強磁性部品による磁場変化が許容可能あるいは所定のレベルまで低減されると、この方法は終了する。この方法は、１つ以上の更なる強磁性部品を配設することによって拡張され得る。追加される各強磁性部品に対して、更なる磁気補正素子も追加され得る。その場合、図１に示した方法は、各強磁性部品に対して、それが医療装置に取り付けられるときに繰り返され得る。

図２は、本発明の一実施形態に係る更なる方法を例示するフロー図を示している。ステップ２００にて、コイルが配設される。次にステップ２０２にて、撮像ゾーン内の磁場が測定される。ステップ２０４にて、強磁性部品による磁場の変化が決定される。ステップ２０６にて、必要に応じて、放射状経路に対するコイルの位置が調整される。ステップ２０８にて、必要に応じて、コイルに供給される電流が調整される。ステップ２０６及び２０８は、磁場の精密補正を可能にする多重的な手法で磁場補正を実行することを可能にする。

図３は、本発明の一実施形態に係る医療装置３００を例示する図である。医療装置３００は磁気共鳴撮像システム３０２を含んでいる。磁気共鳴撮像システムは磁石３０６を有する。図３に示す磁石は円筒型超電導磁石である。この磁石は、超電導コイルとともに、液体ヘリウム冷却されるクライオスタット（低温保持装置）を有する。永久磁石又は常伝導磁石を使用することも可能である。複数の異なる種類の磁石の使用も可能であり、例えば、分割円筒磁石と所謂オープンマグネットとの双方を使用することも可能である。分割円筒磁石は、磁石のアイソプレーンへのアクセスを可能にするためにクライオスタットが２つの部分に分割されていることを除いて、標準的な円筒磁石と同様であり、このような磁石は例えば荷電粒子ビーム療法とともに使用され得る。オープンマグネットは、被検体を受け入れるのに十分な空間を相互間に有するように一方が他方の上方にされた２つの磁石部分を有する。これら２つの部分領域の構成はヘルムホルツコイルの構成と同様である。オープンマグネットは、被検体の閉じ込められ具合が小さいので人気がある。円筒磁石のクライオスタットの内部に、超電導コイルの集合体が存在する。円筒磁石３０６のボア３０８内に撮像ゾーン３１８が存在する。撮像ゾーン３１８において、磁場は、磁気共鳴撮像を実行するのに十分な強さ及び均一性である。

磁石のボア３０８内にはまた、磁気共鳴データの収集中に磁石の撮像ゾーン内の磁気スピンを空間的にエンコードするために使用される傾斜磁場コイル３１０が存在する。傾斜磁場コイル３１０は傾斜磁場コイル電源３１２に接続される。傾斜磁場コイルは、代表的なものを意図したものである。傾斜磁場コイルは典型的に、直交する３つの空間方向での空間エンコーディングのための３つの別々のコイルセットを含んでいる。傾斜磁場コイル電源は傾斜磁場コイルに電流を供給する。傾斜磁場コイルに供給される電流は、時間の関数として制御され、傾斜変化あるいはパルス化され得る。

送受信器３１６に接続される無線周波数コイル３１４が撮像ゾーン３１８に隣接される。また、被検体支持台３２２上に横になった被検体３２０がボア３０８内にある。無線周波数コイル３１４は、撮像ゾーン内の磁気スピンの向きを操作するとともに、撮像ゾーン内のスピンからの無線送信を受信するように適応される。無線周波数コイル３１４は複数のコイル素子を含み得る。無線周波数コイルは、チャンネル又はアンテナと呼ばれることもある。無線周波数コイル３１４及び無線周波数トランシーバ（送受信器）３１６は、別々の送信コイル及び受信コイルと別々の送信器及び受信器とで置き換えられてもよい。理解されるように、無線周波数コイル３１４及び無線周波数トランシーバ３１６は代表的なものを示すものである。無線周波数コイル３１４はまた、専用送信アンテナと専用受信アンテナとを表すこともある。同様に、送受信器は別々の送信器と受信器とを表すこともある。

図３に示す医療装置は、放射線治療システム３０４を含んでいる。磁石３０６は、超電導磁石であり、幾つかの超電導コイル３２６とともにクライオスタット３２４を含んでいる。また、磁石３０６を取り囲む低減された磁場の領域（低減磁場領域）３３０を作り出す補償コイル３２８が存在している。この実施形態における放射線治療システムは、一般的な放射線治療システムの代表的なものを意図している。ここの示すコンポーネントはＬＩＮＡＣ及びｘ線治療システムに典型的なものである。しかし、この図を用いて、例えば分割磁石型の荷電粒子又はベータ粒子放射線治療システムを用いるなどの小変更も例示され得る。放射線治療源３３４を磁石３０６の周りで回転させるために使用されるガントリー３３２が存在している。ガントリー３３２は、回転アクチュエータ３３５によって回転軸３３３の周りで回転される。ガントリー３３２によって放射線治療源３３４が回転される。放射線治療源３３４は放射線ビーム３３８を生成し、放射線ビーム３３８はコリメータ３３６を通り抜ける。図３には、放射線ビーム３３８によって照射される標的ゾーン３４２が示されている。放射線源３３４が回転軸３３３の周りで回転するとき、標的ゾーン３４２は常に照射される。また、放射線治療システム３０４に対する標的ゾーン３４２の位置を最適化するように支持台３２２を位置付ける支持台位置決めシステム３４０が存在している。

回転軸３３３に垂直な放射状経路３４４が、強磁性部品３３６すなわちコリメータを通るように示されている。放射状経路３４４に位置するゼロ交差３４６が示されている。ゼロ交差３４６の一方側に強磁性部品３３６が位置し、ゼロ交差３４６の他方側に磁気補正素子３４８が位置している。磁気補正素子３４８は、放射状経路３４４上に位置するように図示されている。

図示した医療装置３００は更に、コンピュータシステム３５０を有している。コンピュータシステム３５０は、プロセッサ３５２、ハードウェアインタフェース３５４、ユーザインタフェース３５６、コンピュータストレージ３５８、及びコンピュータメモリ３６０を有している。プロセッサ３５２は、コンポーネント３５４、３５６、３５８、３６０の全てに接続され、これら全てと協働することができる。ハードウェアインタフェース３５４は、送受信器３１６、電源３１２、回転アクチュエータ３３５及び支持台位置決めシステム３４０に接続されるとして示されている。ハードウェアインタフェース３５４は、プロセッサ３５２がこれらコンポーネント３１２、３１６、３３５、３４０の全てに対して制御信号の送信及び受信を行うことを可能にする。

コンピュータストレージ３５８は、磁気共鳴撮像システム３０２を用いて収集された磁気共鳴データ３７０を格納しているとして示されている。コンピュータストレージ３５８は更に、磁気共鳴データ３７０から再構成された磁気共鳴画像３７２を格納しているとして示されている。コンピュータストレージ３５８は更に、治療計画３７４を格納しているとして示されている。治療計画は、医療装置３００によって実行可能な命令であって、医療装置に放射線治療源３３４を用いて被検体３２０を処置させる命令を含んでいる。コンピュータストレージ３５８は更に、画像レジストレーション３７６を格納しているとして示されている。画像レジストレーションは、プロセッサ３５２が被検体３２０内の標的ゾーン３４２を位置特定することを可能にする。コンピュータストレージ３５８は更に、少なくとも１つのパルスシーケンス３７８を格納している。パルスシーケンス３７８は、放射線治療源３３４をガイドするためのデータを収集するため、且つ／或いは、この図には示されていないファントムから磁場測定結果を収集するために使用され得る。コンピュータストレージ３５８は更に、磁場測定結果３８０を格納しているとして示されている。磁場測定結果３８０は、磁場補正素子３４８の位置を繰り返し選択するために使用され得る。

コンピュータメモリ３６０は、医療装置３００の動作及び機能を制御するためのコンピュータ実行可能コードを格納しているとして示されている。コンピュータメモリは、制御モジュール３８２を格納しているとして示されている。制御モジュールは、医療装置を作動させて制御するための命令を含んでいる。コンピュータメモリ３６０は更に、コマンド生成モジュール３８４を格納しているとして示されている。コマンド生成モジュール３８４は、治療計画３７４と、一部の実施形態において画像レジストレーション３７６とを用いて、医療装置３００に標的ゾーン３４２を処置させるコマンドを生成するように適応されている。コンピュータメモリ３６０は、磁気共鳴制御モジュール３８６を更に格納しているとして示されている。磁気共鳴制御モジュール３８６は、コマンドを生成し、且つパルスシーケンス３７８を用いて磁気共鳴撮像システム３０２の動作を制御するように適応されている。コンピュータメモリ３６０は更に、画像再構成モジュール３８８を格納しているとして示されている。画像再構成モジュール３８８は、磁気共鳴データ３７０から磁気共鳴画像３７２を再構成するためのコンピュータ実行可能コードを含んでいる。コンピュータメモリ３６０は更に、画像セグメンテーションモジュール３９０を格納しているとして示されている。画像セグメンテーションモジュール３９０は、磁気共鳴画像３７２をセグメント化（区分け）して画像レジストレーション３７６を実行するためのコンピュータ実行可能コードを含んでいる。

図３に示した実施形態は例示であり、その他の種類の強磁性部品がガントリーによって回転されてもよい。例えば、ガントリーは、荷電粒子ビームシステムの荷電粒子光学系を回転させてもよい。そのような実施形態において、円筒磁石は、荷電粒子ビームが被検体まで自由に通ることを可能にする分割磁石設計で置き換えられ得る。

図４は、磁気共鳴撮像システムの磁石の半径方向の磁場分布を示している。磁石は円筒形磁石である。図４には、ｚ＝０平面におけるＢｚ成分が示されている。ｘ軸４００は、ｘ、ｙ及びｚ座標をメートル単位で与えている。ｙ軸４０２は磁束密度をテスラ単位で与えている。参照符号４０４が付された点は、磁場強度が０になる点であり、ゼロ交差である。

図５は、磁石に隣接配置される強磁性部品５１０を例示している。座標系の原点５００が示されている。撮像ゾーンは座標系の原点５００の近傍に位置する。ｘ座標系は参照符号５０２を付され、ｙ座標系は参照符号５０４を付され、ｚ座標系は参照符号５０６を付されている。ｚ座標及びｘ座標は原点５００からオフセットされている。ｙ軸は、それに沿って強磁性部品が移動される放射状経路と見なすことができる。強磁性部品５１０が超電導磁石コイル５０８の配置に対して示されている。磁石コイル５０８は、図４に示した磁場を生成するために使用される磁石を表すものである。

図６は、図５の強磁性部品５１０をどのように位置付けると撮像ゾーン内の磁場への強磁性部品５１０の影響を抑制することができるかを示している。このグラフにおいて、ｘ軸６００はメートル単位での半径方向距離である。ｙ軸６０２は磁場のＢｚ成分をナノテスラ単位で示している。湾曲した陰影を付けた領域６０４は、強磁性部品５１０が特定の半径方向距離に配置されたときの、強磁性部品５１０による、磁場への寄与の範囲（磁場寄与範囲）を示している。強磁性部品は、撮像ゾーンの異なる領域に異なるように影響する。この図で見て取ることができるように、強磁性部品５１０がゼロ交差６０６まで移動されると、磁場への強磁性部品５１０の影響は０になる。この図は、ゼロ交差に対する強磁性部品５１０の位置決めをどのように用いることで、撮像ゾーン内の磁場への強磁性部品５１０の影響を抑制することができるかを例示している。

図７は、図５に示した構成と同様の構成を示している。しかしながら、この例においては、鉄ブロック７００が磁気補正素子として使用されている。

図８は、図６に示したものと同様である。強磁性部品５１０の位置を変化させることによる磁場寄与範囲８００の影響を示す代わりに、鉄ブロック７００を様々な位置に移動させている。ｘ軸８０４は、補正素子すなわち鉄ブロック７００の位置を示している。カーブ８００は、強磁性部品５１０及び鉄ブロックによる磁場寄与範囲を示している。見て取れるように、鉄ブロック７００が近似的に位置８０２へと移動されるとき、撮像ゾーン内の磁場への強磁性部品５１０及び鉄ブロック７００の影響が最小化される。

図９は、図５及び７と同様であるが、代替的な一実施形態を示している。この実施形態においては、永久磁石９００がｙ軸上に置かれている。永久磁石９００は、様々な位置に移動されることができ、強磁性部品５１０による撮像ゾーン内の磁場変化を相殺、あるいは少なくとも部分的に相殺するために使用され得る。

図１０はやはり図５、７及び９と同様であるが、代替的な一実施形態を示している。図１０に示す実施形態においては、コイル１０００が強磁性素子５１０を囲んでいる。コイル１０００は、直流電源に接続され、強磁性素子５１０の双極子磁場をおおよそ相殺する双極子磁場を生成するために使用される。

図１１は、図１０に示した実施形態の有効性を示している。図１１に示すプロットにおいて、ｘ軸は、コイル１０００に供給される電流密度１１００である。ｙ軸は、ナノテスラ単位での磁場強度６０２である。カーブ１１０２は、強磁性部品及びエネルギー供給されたコイル１１００による磁場の寄与範囲を示している。見て取れるように、電流が１１０４の位置の値又は近似的に該値に設定されるとき、撮像ゾーンへの強磁性部品５１０の影響が最小化される。

図１２は、本発明に係る方法の更なる一実施形態を例示するフローチャートを示している。この方法はステップ１２００で開始する。次にステップ１２０２にて、医療装置内に第１の磁場攪乱素子が配設される。この磁場攪乱素子は強磁性素子と等価である。次にステップ１２０４にて、撮像ボリュームすなわち撮像ゾーン内の磁場分布が測定される。次のステップ１２０６は決定ステップであり、磁場の測定結果が所定の基準と比較されて、磁場が十分に均一であるか否かが決定される。十分に均一でない場合、ステップ１２０８が実行される。ステップ１２０８にて、強磁性部品又は磁気補正素子若しくはコイルの半径方向位置が変更される。他の例では、コイルを流れる電流も変更され得る。ステップ１２０８が実行された後、ステップ１２０４が再び実行される。ステップ１２０４にて再度、撮像ボリューム内の磁場分布が測定される。このループは、ステップ１２０６で磁場が十分に均一であると決定されるまで繰り返し反復される。磁場が十分に均一であると決定されると、ステップ１２１０が実行される。このステップにて、全ての素子、すなわち、全ての磁場攪乱素子又は強磁性素子が配設されたかが決定される。そうでない場合、次にステップ１２１２が実行される。ステップ１２１２にて、次の磁場攪乱素子又は強磁性素子がシステム内に配設される。次の磁場攪乱素子が配設された後、磁場が再び十分に均一になるまで、ステップ１２０４、１２０６及び１２０８が反復される。そして、ステップ１２１０が繰り返される。ブロック１２１０で全素子が配設されている場合、この方法はステップ１２１４にて終了する。

医療装置は、ＭＲ磁石の周りで回転式ガントリーに放射線源と何らかの電子装置とを取り付けることを必要とすることがある。技術的難題は、撮像及び放射線ドーズ送達の双方の精度を可能な限り高く維持しながら、システムのこれら２つの部分（すなわち、放射線源及びＭＲＩ磁石）間の干渉を最小化することである。

一方で、磁気共鳴（ＭＲ）磁石によって生成される磁場は、線形加速器が移動されるドーナツ状（トロイダル）領域内で可能な限り小さいことが好ましい。他方で、放射線源は、ガントリーの位置又は速度に無関係に、撮像領域内の磁場に影響を与えないことが好ましい。本発明の実施形態は、移動する素子の磁場揺動を補償する方法を提供することによって、後者に対処し得る。

結合式ＭＲ放射線治療においては、ＭＲ画像は、放射線源がＭＲ磁石の周りを回転しながら、放射線治療中に撮影されることがある。故に、強磁性材料を含んだ幾つかのコンポーネント（例えば、線形加速器、電源）は、ＭＲ主磁場内でガントリーに固定され得る。それらの磁化により、これらの物体は撮像領域内の静的な一様な磁場を乱し、画像アーチファクト及び歪みをもたらす可能性がある。これらの攪乱物体は回転しているので、磁場の乱れは時間依存である。ＭＲ放射線治療に使用される線形加速器内の強磁性材料の量は、撮像ボリューム内のＢｚ磁場成分の、５０ｎＴより遥かに大きい変動をもたらし得るが、これは画像品質を低下させ得るものである。

小さい静的な乱れは静的シミング又はソフトウェアベースの画像操作によって或る一定程度まで補償されることができるが、これらの技術は、回転するガントリー上の物体によって発生される時間依存の乱れには適していない。

本発明は、非静止状態の下であっても撮像ボリューム内で磁場が再び十分に均一になるようにしてこれらの乱れを補償する手段を提供する。

本発明は：
１）磁場のゼロ交差に対する攪乱物体の専用位置決めを用いたゼロ交差を特徴とする特別な形状にされたＢ０磁場、
２）ゼロ交差を特徴とする特別な形状にされたＢ０磁場、及び各攪乱物体に対して１つの強磁性補償素子、
３）攪乱物体の周囲のアクティブ補償コイル
を使用する上記問題の３つの異なる解決策で構成され得る。

ＭＲ放射線治療システムは、有限数の個別磁性物体（例えば、変圧器コア、マグネトロン磁石、マイクロ波サーキュレータ）で構成され、それらの各々に対して磁気双極子モーメントが局所的且つ独立に補償される。

以下にて、磁場補償の３つの方法を提示する。全ての計算例における攪乱物体は、Ｌ＝２００ｍｍ且つｒ＝６３．６ｍｍ（重さ２０ｋｇ）の固体の鉄の円柱である。これは、ＭＲ放射線治療用の線形加速器の内部の鉄の量にほぼ相当する。ｚ＝０平面内でガントリーリングに接するように円柱軸を配置している。

図４、６、８及び１１にて提示された計算は、ｚ＝０平面内でｒ＝１．６８ｍの位置にＢｚ磁場成分のゼロ交差を示す現実的な１．５Ｔ分割コイル磁石設計を用いて、有限要素シミュレーションソフトウェアによって実行したものである。攪乱のない磁石の半径方向磁場分布が図４に示されている。いかに記載される３つの方法は全て、このような磁石設計とともに使用されることができるが、第３の方法はＢｚゼロ交差を用いなくても可能である。

残留磁場変動の全てのプロット（図６、８及び１１）は、半径０．２５ｍの球形撮像ボリューム内の磁場の最小値及び最大値を表している。

１）第１の方法は、攪乱強磁性素子の位置での主磁場のゼロ交差を利用するものであり、図５及び６に例示されている。この磁場構成は、磁場のゼロ交差の相異なる側に配置された強磁性部品が反対向きに磁化され、撮像ボリューム内の磁場に対するそれらの寄与が相殺して正味の磁気双極子モーメントがゼロになるという利点を有し得る。撮像ボリューム全体における磁場相殺の品質は、厳密な磁石設計及び強磁性部品の幾何学配置に依存する。

この第１の例では、半径方向に配置されることが可能な唯一の強磁性物体（グリーンシリンダ１０）が存在する。撮像磁場の均一性に対するこの物体の影響が、図６に、円柱の半径方向位置の関数として示されている。この例において、円柱をｒ＝１．６８ｍ付近に配置することは、該物体の一部がゼロ交差の一方側にあり且つ該物体の一部が反対側にあるように位置付けられるとき、良好な相殺及び５０ｎＴより十分に低い残留磁場乱れをもたらす。

２）第２の方法は、攪乱物体の位置が固定されてＢｚゼロ交差の点にあるように選択されることができないときに使用されることができ、図７及び８に例示されている。この場合、ゼロ交差の反対側の第２の強磁性部品を用いて、第１の強磁性部品の影響を相殺する。この補償素子の半径方向位置を変化させることにより、やはり正味の双極子（ダイポール）モーメントがゼロになるように選択することができる。磁場の残りの、より高次のマルチポールは少なくとも１／ｒ^５で減少するので、撮像ボリューム内でのそれらの影響は無視することができる。この方法が物体の厳密な形状にあまり影響されないことを例証するため、この例では円柱状の攪乱物体に対する補償素子を、任意に選定した寸法２００ｍｍ×１２０ｍｍ×３０ｍｍの直方体ブロック（図７参照）としている。円柱の固定位置ｒ＝１．８５ｍに対し、ブロックの最適位置はｒ＝１．６０３ｍであることが見い出された。強磁性部品により発生される撮像領域内の磁場変動が、図８に、補償ブロックの半径方向位置の関数として示されている。このプロットにて見て取れるように、撮像領域内の磁場のバラつきを容易に５０ｎＴより遥かに低くすることができる。

他の例では、強磁性補償ブロックは、図９に示すように永久磁石で置き換えられ得る。永久磁石の正しい半径方向位置を選定することにより、同様に低い撮像ボリューム内の残留磁場がもたらされる。このとき、永久磁石の厳密な形状はあまり重要でない。永久磁石を用いることで、この手法は、磁場のゼロ交差を有するかにかかわらずＢ０磁石に適している。

３）第３の方法は、物体を囲むコイルの電流による、強磁性部品の影響のアクティブ補償に基づく。これは、図１０及び１１に例示されている。電流を変化させることにより、最適な補償を見出すことができる。この方法はまた、補償磁場の向きが電流の向きのみに依存するので、主磁場のゼロ交差が利用可能でないときにも使用されることができる。図１０は、攪乱円柱５１０を囲む導体１０００（断面積１０ｍｍ×１０ｍｍ、長方形面積４００ｍｍ×２００ｍｍ）すなわちコイルを有する幾何学配置の一例を示している。撮像領域内の磁場への円柱及びコイルシステムの残留磁場寄与の計算結果が、図１１にプロットされている。この構成においては、３×１０^５Ａ／ｍ^２の電流密度（これは実際のシステムで容易に達成可能である）が、５０ｎＴより十分に低くまでの磁場乱れの低減をもたらす。

ガントリー領域内の磁場が回転対称でないとき（すなわち、ＭＲスキャナ近くの他の物体による静磁場乱れが有意な影響を有するとき）、回転する物体の磁化が回転角に依存することになる。この場合、回転する磁性物体の補償は、以下の２つの手法の１つにて依然として達成されることができる：
ａ）静止した補償素子により、上述の回転する物体と同様にして、静的な磁場乱れを補償することができる。この手順はガントリー上の素子が搭載される前に行われなければならない；
ｂ）補償コイルが使用されるとき（上述の第３の方法）、角度依存の磁化を不具にするように電流が角度依存にされ得る。この場合、角度位置φでの補償電流Ｉの関数Ｉ（φ）を決定するために、異なる角度の数だけ後述の配備手順を繰り返さなければならない。

本発明は、主磁場の外側の領域の強磁性素子が撮像領域内の磁場均一性を乱す如何なる構成のＭＲ磁石にも適用され得る。本発明の実施形態は、（回転式ガントリーの場合にそうであるように）攪乱素子が静止していないときに有用であり得る。

以下の方法は、システムの配備及び校正を行うために使用され得る。複数の攪乱物体は順々に配設されて補償されるべきである。或る攪乱物体が十分良好に校正された後、次の素子を配設することができる。それらの素子の各々の校正シーケンスは、磁場測定ステップと再校正ステップとを交互に含む反復手順である。磁場測定は、従来のＭＲ磁石のシミングにおいてと同様に実行され、そこで、球表面上で幾つかの試験測定が行われる。校正ステップは：
方法１：攪乱素子が半径方向で移動される
方法２：補償素子が半径方向で移動される
方法３：補償コイルを流れる電流が変化される
という、選択された磁場補償方法に依存する。

図面及び以上の記載にて本発明を詳細に図示して説明したが、これらの図示及び説明は、限定的なものではなく、例示的あるいは典型的なものと見なされるべきであり、本発明は開示した実施形態に限定されるものではない。

図面、明細書及び特許請求の範囲の学習から、請求項に記載の発明を実施使用とする当業者によって、開示した実施形態へのその他の変形が理解・達成され得る。請求項において、用語“有する”はその他の要素又はステップを排除するものではなく、不定冠詞“ａ”若しくは“ａｎ”は複数であることを排除するものではない。単一のプロセッサ又はその他のユニットが、請求項に記載された複数のアイテムの機能を果たしてもよい。特定の複数の手段が相互に異なる従属請求項に記載されているという単なる事実は、それらの手段の組合せが有利に使用され得ない、ということを指し示すものではない。コンピュータプログラムは、他のハードウェアとともに供給されるか、あるいは他のハードウェアの部分として供給されるかする例えば光記憶媒体又は半導体媒体などの好適な媒体上で格納／配信され得るが、例えばインターネット又はその他の有線若しくは無線の遠隔通信システムを介してなど、その他の携帯で配信されてもよい。請求項中の参照符号は、範囲を限定するものとして解されるべきでない。

３００ 医療装置
３０２ 磁気共鳴撮像システム
３０４ 放射線治療システム
３０６ 磁石
３０８ 磁石のボア
３１０ 傾斜磁場コイル
３１２ 傾斜磁場コイル電源
３１４ 無線周波数コイル
３１６ 送受信器
３１８ 撮像ゾーン
３２０ 被検体
３２２ 被検体支持台
３２４ クライオスタット
３２６ 超電導コイル
３２８ 補償コイル
３３０ 低減磁場領域
３３２ ガントリー
３３３ 回転軸
３３４ 放射線治療源
３３５ 回転アクチュエータ
３３６ コリメータ（強磁性部品）
３３８ 放射線ビーム
３４０ 支持台位置決めシステム
３４２ 標的ゾーン
３４４ 放射状経路
３４６ ゼロ交差
３４８ 磁気補正素子
３５０ コンピュータシステム
３５２ プロセッサ
３５４ ハードウェアインタフェース
３５６ ユーザインタフェース
３５８ コンピュータストレージ
３６０ コンピュータメモリ
３７０ 磁気共鳴データ
３７２ 磁気共鳴画像
３７４ 治療計画
３７６ 画像レジストレーション
３７８ パルスシーケンス
３８０ 磁場測定結果
３８２ 制御モジュール
３８４ コマンド生成モジュール
３８６ 磁気共鳴制御モジュール
３８８ 画像再構成モジュール
３９０ 画像セグメンテーションモジュール
４００ 半径方向距離
４０２ 磁束密度
４０４ ゼロ交差
５００ 座標系の原点
５０２ Ｘ軸
５０４ Ｙ軸
５０６ Ｚ軸
５０８ 磁石コイル
５１０ 強磁性部品
６００ 原点に対する強磁性部品の位置
６０２ 磁場強度
６０４ 磁場寄与範囲
６０６ ゼロ交差
７００ 鉄ブロック
８００ 磁場寄与範囲
８０２ 低減磁場領域
９００ 永久磁石
１０００ コイル
１１００ 電流密度
１１０２ 磁場寄与範囲
１１０４ 低減磁場領域

Claims (17)

1. 医療装置の磁場を補正する方法であって、前記医療装置は、撮像ゾーンから磁気共鳴データを収集する磁気共鳴撮像システムを有し、前記磁気共鳴撮像システムは、前記撮像ゾーン内に前記磁場を生成する磁石を有し、前記磁石は更に、前記磁場が前記撮像ゾーンの外側にゼロ交差を有するように前記磁場を生成するよう適応され、前記医療装置は更に、前記撮像ゾーンの周りを回転するように構成されたガントリーを有し、前記ガントリーは回転軸の周りを回転するように構成され、前記医療装置は更に、前記ゼロ交差の一方側に位置する強磁性部品を有し、前記ガントリーは更に、前記強磁性部品を前記回転軸の周りで回転させるように構成され、
   当該方法は、前記回転軸に垂直な放射状経路上に、前記ゼロ交差の反対側に位置させて、磁気補正素子を配設するステップを有し、
   前記放射状経路は、前記強磁性部品の所定の距離の範囲内を通り、前記磁気補正素子は、前記強磁性部品による前記撮像ゾーン内の前記磁場の変化が抑制されるように前記放射状経路上で位置決めされ、
   当該方法は更に、
   少なくとも１つの回転位置で前記撮像ゾーン内の前記磁場を測定するステップと、
   前記測定された磁場を用いて、前記強磁性部品による前記撮像ゾーン内の前記磁場の前記変化を決定するステップと、
   前記磁場の前記変化が所定の閾値を上回る場合に、前記放射状経路に沿って前記磁気補正素子の位置を調整するステップと、
   を繰り返し行って、前記磁場の前記変化を繰り返し低減することを有する、
   方法。
2. 医療装置の磁場を補正する方法であって、前記医療装置は、撮像ゾーンから磁気共鳴データを収集する磁気共鳴撮像システムを有し、前記磁気共鳴撮像システムは、前記撮像ゾーン内に前記磁場を生成する磁石を有し、前記医療装置は更に、前記撮像ゾーンの周りを回転するように構成されたガントリーを有し、前記ガントリーは回転軸の周りを回転するように構成され、前記医療装置は更に強磁性部品を有し、前記ガントリーは更に、前記強磁性部品を前記回転軸の周りで回転させるように構成され、
   当該方法は、前記回転軸に垂直な放射状経路上に位置させて、前記強磁性部品を包囲する補償コイルを配設するステップを有し、
   当該方法は更に、
   複数の異なる回転位置で前記撮像ゾーン内の前記磁場を測定するステップと、
   前記測定された磁場を用いて、複数の異なる回転位置での前記強磁性部品による前記撮像ゾーン内の前記磁場の変化を決定するステップと、
   前記強磁性部品による前記撮像ゾーン内の前記磁場の前記変化を抑制する回転位置φでの補償電流Ｉの関数Ｉ（φ）を決定するステップと、
   を有する、
   方法。
3. 当該方法は更に、前記強磁性部品による前記撮像ゾーン内の前記磁場の前記変化を繰り返し低減するよう、前記磁場を測定した後に前記強磁性部品を前記放射状経路に沿って繰り返し再位置決めするステップを有する、請求項１に記載の方法。
4. 前記放射状経路に沿った前記強磁性部品の位置が経験的に選定される、請求項３に記載の方法。
5. 前記医療装置は更に電源を有し、前記医療装置は更に、前記電源によって電流を供給されたときに補償磁場を生成するように構成されたコイルを有し、当該方法は更に、前記強磁性部品による前記撮像ゾーン内の前記磁場の前記変化を低減するよう、前記撮像ゾーン内の前記磁場を測定した後に、前記電源によって前記コイルに供給される前記電流を反復的に調整するステップを有する、請求項１又は３に記載の方法。
6. 前記コイルは、前記強磁性部品の周囲の位置、及び前記放射状経路から所定の距離内の位置のうちの何れか一方に位置付けられる、請求項５に記載の方法。
7. 前記磁気補正素子は、電源によって電流を供給されたときに補償磁場を生成するように構成されたコイル、強磁性素子、及び永久磁石のうちの何れか１つである、請求項１、３及び４の何れか一項に記載の方法。
8. 当該方法は更に、少なくとも１つの更なる磁気補正素子を配設し、前記少なくとも１つの更なる磁気補正素子に対して前記補正の方法を反復することを有する、請求項１及び３乃至７の何れか一項に記載の方法。
9. 前記磁場は、磁力計及び磁気共鳴撮像システムのうちの何れか一方を用いて測定される、請求項１及び３乃至８の何れか一項に記載の方法。
10. 前記放射状経路に沿った前記磁気補正素子の配置は経験的に決定される、請求項１及び３乃至９の何れか一項に記載の方法。
11. 前記放射状経路に沿った前記磁気補正素子の配置は解析及びシミュレーションによって決定される、請求項１及び３乃至９の何れか一項に記載の方法。
12. 撮像ゾーンから磁気共鳴データを収集する磁気共鳴撮像システムであり、当該磁気共鳴撮像システムは、前記撮像ゾーン内に磁場を生成する磁石を有し、前記磁石は更に、前記磁場が前記撮像ゾーンの外側にゼロ交差を有するように前記磁場を生成するよう適応される、磁気共鳴撮像システムと、
    前記撮像ゾーンの周りを回転するように構成されたガントリーであり、回転軸の周りを回転するように構成されたガントリーと、
    前記ゼロ交差の一方側に位置する強磁性部品であり、前記ガントリーが更に、当該強磁性部品を前記回転軸の周りで回転させるように構成される、強磁性部品と、
    前記回転軸に垂直な放射状経路上に前記ゼロ交差の反対側で配置される磁気補正素子であり、前記放射状経路は、前記強磁性部品の所定の距離の範囲内を通り、当該磁気補正素子は、前記強磁性部品による前記撮像ゾーン内の前記磁場の変化が抑制されるように前記放射状経路上で位置決めされる、磁気補正素子と、
    を有する医療装置。
13. 撮像ゾーンから磁気共鳴データを収集する磁気共鳴撮像システムであり、当該磁気共鳴撮像システムは、前記撮像ゾーン内に磁場を生成する磁石を有する、磁気共鳴撮像システムと、
    前記撮像ゾーンの周りを回転するように構成されたガントリーであり、回転軸の周りを回転するように構成されたガントリーと、
    強磁性部品であり、前記ガントリーが更に、当該強磁性部品を前記回転軸の周りで回転させるように構成される、強磁性部品と、
    電源と、
    前記回転軸に垂直な放射状経路上に配置されて前記強磁性部品を包囲する補償コイルであり、当該補償コイルは、前記電源によって補償電流を供給されたときに補償磁場を生成するように構成され、前記補償電流は前記強磁性部品の回転位置に依存し、前記補償磁場は、前記強磁性部品による前記撮像ゾーン内の前記磁場の変化を抑制する、補償コイルと、
    を有する医療装置。
14. 前記強磁性部品は、前記強磁性部品による前記撮像ゾーン内の前記磁場の前記変化を低減するよう、前記放射状経路上で位置決めされる、請求項１２に記載の医療装置。
15. 当該医療装置は更に電源を有し、当該医療装置は更に、前記電源によって電流を供給されたときに補償磁場を生成するように構成されたコイルを有し、前記補償磁場は、前記強磁性部品による前記撮像ゾーン内の前記磁場の前記変化を低減する、請求項１２又は１４に記載の医療装置。
16. 前記コイルは、前記強磁性部品の周囲の位置、及び前記放射状経路から所定の距離内の位置のうちの何れか一方に位置付けられる、請求項１５に記載の医療装置。
17. 前記強磁性部品は、放射線治療装置、線形加速器、荷電粒子ビーム送達システム、荷電粒子光学系、屈曲磁石、集束磁石、コリメータ、シャッター、減衰器、冷却システム、電源、制御ハードウェア、及びビームダンパーのうちの何れか１つの部品である、請求項１２及び１４乃至１６の何れか一項に記載の医療装置。

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