粒子治疗系统
阅读：1029发布：2020-10-24
专利汇可以提供粒子治疗系统专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且一种示例性粒子 治疗 系统包括以下：台架，其可相对于患者 位置 旋转；粒子 加速 器，其安装至所述台架，其中，所述 粒子加速器 用于将 粒子束 大致直接输出至患者位置；以及控制系统，以接收 处方 并且以产生用于配置所述粒子治疗系统的一个或多个操作特性的机器指令。所述操作特性中的至少一个与所述台架相对于患者位置的旋转 角 度相关。，下面是粒子治疗系统专利的具体信息内容。
1.一种粒子治疗系统，包括：
台架，其可相对于患者位置旋转；
粒子加速器，其安装至所述台架，所述粒子加速器用于将粒子束从提取通道输出至患者位置；以及
控制系统，以产生用于配置所述粒子治疗系统的操作特性的机器指令，所述操作特性中的至少一个与所述台架相对于患者位置的旋转角度相关或受其影响；
其中所述配置所述粒子治疗系统的操作特性包括调整微吸收器轮的位置，微吸收器轮置于提取通道内或提取通道进入点，以从粒子束吸收能量。
2.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述操作特性中的至少一个包括所述台架的旋转角度。
3.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，还包括粒子源，以向腔提供粒子脉冲，所述粒子脉冲包括电离等离子体的脉冲，所述粒子源的粒子脉冲具有的脉冲宽度对应于所述粒子源产生该粒子脉冲的操作持续时间；并且
其中，改变粒子脉冲的脉冲宽度包括基于所述台架的旋转角度将乘数施加至所述脉冲宽度。
4.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述操作特性中的至少一个包括由所述粒子加速器输出的粒子剂量。
5.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述操作特性中的至少一个包括由所述粒子加速器输出的粒子剂量率。
6.根据权利要求5所述的粒子治疗系统，还包括：
粒子源，以向腔提供粒子脉冲，所述粒子脉冲包括电离等离子体的脉冲，每个粒子脉冲具有的脉冲宽度对应于所述粒子源产生相应粒子脉冲的操作持续时间；以及调制器轮，其具有不同的厚度，每个厚度延伸跨越所述调制器轮的不同圆周长度；
其中，配置所述剂量率包括基于所述调制器轮的旋转位置来改变脉冲宽度。
7.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述操作特性中的至少一个包括患者位置。
8.根据权利要求7所述的粒子治疗系统，还包括：
患者躺于其上的结构，所述结构对应于所述患者位置；
其中，配置所述患者位置包括使所述结构相对于一个或多个坐标位置移动。
9.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述操作特性中的至少一个包括由所述粒子加速器输出的粒子束的场大小。
10.根据权利要求9所述的粒子治疗系统，还包括：
散射器件，其具有不同配置用于改变所述粒子束的场大小；
其中，配置所述场大小包括选择要移动到所述粒子束的路径中的散射器件之一，并且将所选择的散射器件移动到所述粒子束的路径中。
11.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中所述操作特性中的至少一个包括由所述粒子加速器输出的粒子束的深度。
12.根据权利要求11所述的粒子治疗系统，还包括：
吸收器，其具有不同的厚度用于吸收粒子束；
其中，配置所述深度包括控制所述吸收器，以便将特定的厚度置于所述粒子束的路径中。
13.根据权利要求11所述的粒子治疗系统，还包括：
调制器轮，每个调制器轮具有不同的厚度，每个调制器轮的厚度延伸跨越所述调制器轮的不同圆周长度；
其中，配置所述深度包括选择要移动到所述粒子束的路径中的调制器轮。
14.根据权利要求13所述的粒子治疗系统，还包括：
粒子源，以向腔提供粒子脉冲，所述粒子脉冲包括电离等离子体的脉冲，每个粒子脉冲具有的脉冲宽度对应于所述粒子源产生相应脉冲的操作持续时间；
其中，配置所述深度还包括选择含有用于基于所选择的调制器轮的旋转位置来改变脉冲宽度的指令的文件。
15.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述操作特性中的至少一个包括由所述粒子加速器输出的粒子束的深度的范围。
16.根据权利要求15所述的粒子治疗系统，还包括：
粒子源，以向腔提供粒子脉冲，所述粒子脉冲包括电离等离子体的脉冲，每个粒子脉冲具有的脉冲宽度对应于所述粒子源产生相应脉冲的操作持续时间；以及调制器轮，其具有不同的厚度，每个厚度延伸跨越所述调制器轮的不同圆周长度；
其中，配置粒子束的深度的范围包括在所述调制器轮的特定旋转位置处关闭所述粒子源。
17.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述操作特性中的至少一个包括由所述粒子加速器输出的粒子束的形状。
18.根据权利要求17所述的粒子治疗系统，还包括对应于不同形状的一个或多个孔；
其中，配置粒子束的形状包括选择所述孔之一并且将所选择的孔移动到所述粒子束的路径中。
19.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述操作特性中的至少一个包括由所述粒子加速器输出的粒子束的沿深度的形状。
20.根据权利要求19所述的粒子治疗系统，还包括射程补偿团块；
其中，配置粒子束的沿深度的形状包括将所述射程补偿团块移动到所述粒子束的路径中。
21.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述控制系统包括一个或多个计算器件，对所述一个或多个计算器件进行编程以控制基于所述机器指令来控制所述操作特性的粒子治疗系统的元件。
22.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述粒子治疗系统包括扫描系统，并且其中，所述操作特性中的一个或多个涉及所述扫描系统。
23.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，配置所述粒子治疗系统的一个或多个操作特性是通过使用开环控制来进行的。
24.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，配置所述粒子治疗系统的一个或多个操作特性是通过使用闭环控制来进行的。
25.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，配置所述粒子治疗系统的操作特性包括调整所述粒子加速器中的超导磁体的磁流、以及改变从加速器输出的粒子脉冲的脉冲宽度。
粒子治疗系统
[0001] 相关申请的交叉引用
[0002] 本申请要求于2012年9月28日提交的美国临时申请第61/707624号的优先权。美国临时申请第61/707624号的内容通过引用并入本文。
技术领域
[0003] 本发明总体上涉及控制粒子治疗。
背景技术
[0005] 不同的患者可能需要不同的治疗计划。处方限定了可用来实施治疗计划的粒子治疗系统的各种操作特性。处方中的信息被翻译成用于配置到粒子治疗系统的各种机器指令，以实现由处方所需的操作特性。
发明内容
[0006] 一种示例性粒子治疗系统包括以下：台架，其可相对于患者位置旋转；粒子加速器，其安装至所述台架，其中，所述粒子加速器用于将粒子束大致直接输出至患者位置；以及控制系统，以接收处方并且以产生用于配置所述粒子治疗系统的一个或多个操作特性的机器指令。所述操作特性中的至少一个与所述台架相对于患者位置的旋转角度相关或受其影响。该示例性粒子治疗系统可以或单独地或组合地包括一个或多个以下特征。
[0007] 所述粒子治疗系统可以包括粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲。所述粒子源的脉冲可以具有的脉冲宽度对应于所述粒子源产生该脉冲的操作持续时间。所述操作特性中的至少一个可以是基于所述台架的旋转位置且被施加至所述脉冲宽度的乘数。
[0008] 所述操作特性中的至少一个可以是由所述粒子加速器输出的粒子剂量。
[0009] 所述操作特性中的至少一个可以是由所述粒子加速器输出的粒子剂量率。该示例性粒子治疗系统可以包括以下：粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲，其中，所述粒子源的每个脉冲具有的脉冲宽度对应于所述粒子源产生相应脉冲的操作持续时间；以及调制器轮，其具有不同的厚度，其中，每个厚度延伸跨越所述调制器轮的不同圆周长度。配置所述剂量率可以包括基于所述调制器轮的旋转位置来改变脉冲宽度。
[0010] 所述操作特性中的至少一个可以是患者位置。该示例性粒子治疗系统可以包括结构，患者躺于其上，其中，所述结构对应于所述患者位置。配置所述患者位置可包括使所述结构相对于一个或多个坐标位置移动。
[0011] 所述操作特性中的至少一个可以是由所述粒子加速器输出的粒子束的场大小。该示例性粒子治疗系统可以包括散射器件，其具有不同配置用于改变所述粒子束的场大小。配置所述场大小可以包括选择要移动到所述粒子束的路径中的散射器件之一，并且将所选择的散射器件移动到所述粒子束的路径中。
[0012] 所述操作特性中的至少一个可以是由所述粒子加速器输出的粒子束的深度(进入患者)。该示例性粒子治疗系统可以包括吸收器，其具有不同的厚度用于吸收粒子束。配置所述深度可以包括控制所述吸收器，以便将特定的厚度置于所述粒子束的路径中。
[0013] 该示例性粒子治疗系统可以包括一个或多个调制器轮。每个调制器轮可以具有不同的厚度。每个厚度可以延伸跨越所述调制器轮的不同圆周长度。配置所述深度可以包括选择要移动到所述粒子束的路径中的调制器轮。
[0014] 该示例性粒子治疗系统可以包括粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲。所述粒子源的每个脉冲具有的脉冲宽度对应于所述粒子源产生相应脉冲的操作持续时间。配置所述深度可以包括选择含有用于基于所选择的调制器轮的旋转位置来改变脉冲宽度的指令的文件。配置粒子束的深度的范围可以包括在所述调制器轮的特定旋转位置处关闭所述粒子源。
[0015] 所述操作特性中的至少一个包括由所述粒子加速器输出的粒子束的形状。该示例性粒子治疗系统可以包括对应于不同形状的一个或多个孔。配置粒子束的形状可以包括选择所述孔之一并且将所选择的孔移动到所述粒子束的路径中。
[0016] 所述操作特性中的至少一个包括由所述粒子加速器输出的粒子束的沿深度的形状。该示例性粒子治疗系统可以包括射程补偿团块。配置粒子束的沿深度的形状可以包括将所述射程补偿团块移动到所述粒子束的路径中。
[0017] 前述的操作特性可以单独地或以任何适当组合地被配置。
[0018] 所述控制系统可以包括一个或多个计算器件，对所述一个或多个计算器件进行编程以控制基于所述机器指令来控制所述操作特性的粒子治疗系统的元件。
[0019] 所述粒子治疗系统可以包括扫描系统，并且所述操作特性中的一个或多个可以涉及所述扫描系统。配置所述粒子治疗系统的一个或多个操作特性可以通过使用开环控制或通过使用闭环控制来进行。
[0020] 配置所述粒子治疗系统的一个或多个操作特性可以包括调整微吸收器轮的位置、调整所述粒子加速器中的超导磁体的磁流、以及改变从加速器输出的粒子脉冲的脉冲宽度。
[0021] 在本发明中所阐述的两个或更多个特征(包括在此发明内容中所阐述的那些特征)可以组合来形成未在本文中具体阐述的实施方式。
[0022] 可以通过计算机程序产品来实施本文中所述的各种系统或其部分的控制，所述计算机程序产品包括储存在一个或多个非暂时性机器可读存储介质上并且可以在一个或多个处理器件上执行的指令。本文中所述的系统或其部分可以实施为可包括一个或多个处理器件及用于储存可执行指令的存储器以实施对所述功能的控制的装置、方法或电子系统。
附图说明
[0024] 图1是示例性治疗系统的透视图。
[0025] 图2是示例性同步回旋加速器的组件的分解透视图。
[0026] 图3、4和5是示例性同步回旋加速器的剖视图。
[0027] 图6是示例性同步回旋加速器的透视图。
[0028] 图7是示例性反向线圈架及绕组的一部分的剖视图。
[0029] 图8是示例性通道中电缆复合导体的剖视图。
[0030] 图9是示例性离子源的剖视图。
[0031] 图10是示例性D形板和示例性虚拟D形件的透视图。
[0032] 图11是示例性穴室的透视图。
[0033] 图12是带有穴室的示例性治疗室的透视图。
[0034] 图13示出了患者紧挨着粒子加速器。
[0035] 图14示出了患者定位在示例性治疗室中的示例性内台架内。
[0036] 图15是示出了定位成从患者上方施加质子或离子束的示例性外台架和内台架的透视图。
[0037] 图16示出了由示例性加速器提供的粒子束的形状。
[0038] 图17是示出了定位成从患者下方施加质子或离子束的示例性外台架和内台架的透视图。
[0039] 图18示出了示例性内台架的部件。
[0040] 图19是示例性粒子源的侧视图。
[0041] 图20是相对于虚拟D形件示出的示例性粒子源的剖视侧视图。
[0042] 图21是加速腔和提取通道的俯视图。
[0044] 图23是示例性加速腔和提取通道的俯视图，其示出了移动进入提取通道的轨道。
[0045] 图24是用来改变提取通道中的粒子束的能量的示例性结构的透视图。
[0046] 图25是图24的结构的侧视图。
[0047] 图26是示出了各个布拉格峰以及产生延展的布拉格峰的累积效应的图表。
[0048] 图27是用于产生不同深度及强度水平的布拉格峰的调制器轮的侧视图。
[0049] 图28是图27的调制器轮的俯视图。
[0050] 图29是示出了频率扫掠以及在频率扫掠的周期期间输出的离子源脉冲宽度的图表。
[0051] 图30是示出了在患者内的不同深度的延展的布拉格峰的图表。
[0052] 图31是示出了对于图30的延展的布拉格峰的离子源脉冲宽度相对于调制器轮的角度的图表。
[0053] 图32是示出了包括调制器轮、散射体、吸收器以及电离室的束路径的侧视图。
[0054] 图33是孔、射程补偿团块以及由粒子束治疗的肿瘤的侧视图。
[0055] 图34是示例性扫描系统的侧视图。
[0056] 图35是示例性扫描系统的透视图。
[0057] 图36和37分别是可在示例性扫描系统中使用的示例性扫描磁体的前视图和透视图。
[0058] 图38是可在示例性扫描系统中使用的示例性范围调制器的透视图。
[0059] 图39是板从范围调制器进入/离开束路径的运动的透视图。
[0060] 各图中的相同附图标记表示相同的元件。
具体实施方式
[0061] 概述
[0062] 本文所述的是一种粒子治疗系统比如质子或离子治疗系统的示例。该粒子治疗系统包括安装在台架上的粒子加速器——在该示例中是同步回旋加速器。台架使得加速器能够围绕患者位置旋转，如下文更详细地说明。在某些实施方式中，台架是钢制的，并且具有安装成用于在位于患者相对侧上的两个相应轴承上旋转的两个支腿。粒子加速器由钢桁架支撑，钢桁架足够长以跨越患者躺于其中的治疗区域并且在两端处稳定地连接至台架的旋转支腿。由于台架围绕患者旋转，所以粒子加速器也旋转。
[0063] 在示例性实施方式中，粒子加速器(例如，同步回旋加速器)包括低温恒温器，该低温恒温器保持用于传导产生磁场(B)的电流的超导线圈。在此示例中，低温恒温器使用液态氦(He)来将线圈维持在超导温度，例如4°开尔文(K)。磁轭相邻(例如，围绕)低温恒温器，并且限定粒子在其中得以加速的腔。低温恒温器通过条带等连接至磁轭。
[0064] 在该示例性实施方式中，粒子加速器包括粒子源(例如，潘宁离子真空计—PIG源)，以向腔提供等离子体柱。氢气被电离以产生等离子体柱。电压源向腔提供射频(RF)电压以加速来自等离子体柱的粒子。如所述，在该示例中，粒子加速器是同步回旋加速器。因此，RF电压跨越频率范围扫掠，以在从该柱提取粒子时考虑对粒子的相对论效应(例如，增加的粒子质量)。由线圈产生的磁场促使从等离子体柱加速的粒子在腔内沿轨道加速。磁场再生器定位在腔中，并且可用于调整腔内的现有磁场，从而改变从等离子体柱加速的粒子的连续轨道的位置，最终使得粒子输出至穿过轭的提取通道。提取通道接收从等离子体柱加速的粒子，并且输出来自该腔的所接收的粒子。提取通道内外的元件成形并聚焦粒子束用于应用。
[0065] 根据特定治疗计划将粒子束施加至患者。处方限定用来实施治疗计划的粒子治疗系统的操作特性。控制系统(其可以是粒子治疗系统的一部分)将处方翻译成机器指令，包括但不限于命令、参数和/或其它机器可用的信息。
[0066] 在这方面，控制系统可以包括一个或多个计算机、处理器件等，对它们进行编程来使用从处方翻译的指令，以控制粒子治疗系统的各种操作方面。在某些实施方式中，通过使用数学方法和/或查找表(LUT)来进行翻译，如下文所述。尽管在一实施方式中处方可以指定适于特定粒子治疗系统的任何数量的操作特性，但该处方指定以下各项中的一个或多个：粒子剂量、粒子剂量率、患者位置(如由患者所躺于其上的“床”限定)、患者床旋转角度、台架旋转角度、束场大小、束深度、束深度的范围、用来限制粒子束的区域的孔的配置、以及用来定制粒子束的穿透深度的射程补偿团块(或简称“团块”)的配置。下面将对这些操作特性中的每个进行更加详细地说明。
[0067] 一旦控制系统已经获得机器指令，则控制系统就使用这些机器指令来配置粒子治疗系统，使得其具有适合用于治疗计划的操作特性。粒子治疗系统可以在逐案的基础上进行配置。
[0068] 本文所述的用于控制粒子治疗的技术不限于与特定粒子治疗系统一起使用，而是可以用于任何适当的粒子治疗系统。前述技术还可以用于其它适当的治疗或诊断系统。
[0069] 下文提供了其中可以使用本文所述的技术的粒子治疗系统的示例。
[0070] 示例性粒子治疗系统
[0071] 参照图1，带电粒子辐射治疗系统500包括产生束的粒子加速器502，其具有的重量及尺寸足够得小，以允许其安装在旋转台架504上，它的输出从加速器壳体被径直地(也就是说基本上直接地)引向患者506。
[0072] 在某些实施方式中，钢台架具有两个支腿508、510，它们安装成用于在位于患者相对侧上的两个相应轴承512、514上旋转。加速器由钢桁架516支撑，该钢桁架足够长以跨越患者躺于其中的治疗区域518(例如，长达高个子人的两倍，以允许此人在空间内完全旋转，患者的任何所期望的目标区域保持在束的线路中)，并且在两个端部稳定地连接至台架的旋转支腿。
[0073] 在某些示例中，台架的旋转被限制到小于360度例如约180度的范围520，以允许地板522从容纳治疗系统的穴室524的壁延伸到患者治疗区域中。台架的有限旋转范围还减小了一些壁的所需厚度，这些壁为治疗区域外的人提供辐射屏蔽。台架旋转的180度的范围足以涵盖所有的治疗接近角度，但提供更大范围的行程可能是有用的。例如，旋转范围可以在180度与330度之间，并且仍为治疗地板空间提供间隙。
[0074] 台架的水平旋转轴线532位于其中患者和治疗师与治疗系统交互作用的地板之上标称一米处。该地板定位在治疗系统所屏蔽的穴室的底部地板之上约3米处。加速器可以在被抬高的地板下方摆动，用于从旋转轴线下方传送治疗束。患者床在平行于台架旋转轴线的大致水平平面中移动并旋转。该床可以在具有此配置的水平平面中旋转约270度的范围534。台架及患者旋转范围的此组合和自由度允许治疗师实际选择用于束的任何接近角度。
如果需要的话，可以在相反的方向上将患者放置在床上，然后可以使用所有可能的角度。
如果需要的话，可以在相反的方向上将患者放置在床上，然后可以使用所有可能的角度。
[0075] 在某些实施方式中，加速器使用具有非常高的磁场超导电磁结构的同步回旋加速器配置。由于给定动能的带电粒子的弯曲半径与施加至其的磁场的增加成正比地减少，所以非常高的磁场超导磁结构允许将加速器制作得更小更轻。同步回旋加速器使用旋转角度均匀且强度随半径增加而下降的磁场。可以实现这种场形状，而无须考虑磁场的量值，因此理论上不存在可用于同步回旋加速器中的磁场强度(且因此在固定半径下的所得的粒子能量)的上限。
[0076] 超导材料在存在非常高的磁场的情况下失去其超导性能。高性能的超导导线绕组用来实现非常高的磁场。
[0077] 超导材料通常需要冷却至低温以实现其超导性能。在本文所述的某些示例中，低温冷却器用来使超导线圈绕组达到接近绝对零度的温度。使用低温冷却器可以降低复杂性和成本。
[0078] 同步回旋加速器支撑在台架上，使得束与患者并排地直接产生。台架允许回旋加速器围绕含有在患者内或在患者附近的点(等角点540)的水平旋转轴线旋转。平行于旋转轴线的分裂桁架在两侧上支撑回旋加速器。
[0079] 由于台架的旋转范围是有限的，所以患者支撑区域可以容纳在围绕等角点的宽广区域中。由于地板可以大致围绕等角点延伸，所以患者支撑台可以定位成相对于穿过等角点的垂直轴线542移动并绕其旋转，使得通过台架旋转与台运动及旋转的组合，可以实现到患者的任何部分中的束引导的任何角度。两个台架臂隔开了高个子患者身高的两倍以上，从而允许带有患者的床在被抬高的地板上方的水平平面中旋转及平移。
[0080] 限制台架旋转角度允许减小环绕治疗室的至少一个壁的厚度。通常由混凝土构成的厚壁向治疗室外的个人提供辐射保护。停止质子束的下游的壁可以是在该室的相对端部的壁的约两倍厚，以提供等同水平的保护。限制台架旋转的范围使得治疗室能够在三侧上位于地平面之下，同时允许所占用的区域相邻于最薄壁，从而降低构造治疗室的成本。
[0081] 在图1所示的示例性实施方式中，超导同步回旋加速器502在8.8特斯拉的同步回旋加速器的极隙中以峰值磁场操作。同步回旋加速器产生具有250MeV的能量的质子束。在其它实施方式中，场强度可以在4至20特斯拉或6至20特斯拉的范围内，且质子能量可以在150至300MeV的范围内。
[0082] 在此示例中所述的辐射治疗系统用于质子辐射治疗，但相同的原理和细节可应用于在重离子(离子)治疗系统中使用的类似系统中。
[0083] 如图2、3、4、5和6所示，示例性同步回旋加速器10(例如图1中的502)包括磁体系统12，该磁体系统包含粒子源90、射频驱动系统91、以及束提取通道38。由磁体系统建立的磁场具有的形状适于通过使用一对分裂环形超导线圈40、42与一对成形的铁磁(例如，低碳钢)极面44、46的组合来维持所含的质子束的聚焦。
[0084] 两个超导磁体线圈定心于共同轴线47上，并且沿着该轴线间隔开。如图7和8所示，线圈由以绞合的通道中电缆的导体几何形状布置的基于Nb3Sn的超导0.8mm直径股线48(其最初包括由铜包皮围绕的铌锡芯)形成。在七个单独股线在一起拧成电缆之后，它们被加热以促使发生形成导线的最终(脆性)超导材料的反应。在材料已经发生反应之后，将导线焊接到铜通道(外尺寸3.18×2.54mm，内尺寸2.08×2.08mm)中并且覆盖有绝缘物52(在该示例中是编织的玻璃纤维材料)。然后，将包括导线53的铜通道卷绕在线圈中，该线圈具有8.55cm×19.02cm的矩形横截面，具有26层以及每层49转。然后，卷绕的线圈采用环氧化合物真空浸渍。将成品线圈安装在环形不锈钢反向线圈架56上。将加热器毯55间隔地放置在绕组层中，以在磁体淬火的情况下保护组件。
[0085] 然后，可用铜片覆盖整个线圈，以提供热导率及机械稳定性，且然后包含在额外的环氧层中。可以通过加热不锈钢反向线圈架并且将线圈装配在该反向线圈架内来提供线圈的预压缩。反向线圈架内径被选择成使得当整个物块冷却到4K时，反向线圈架保持与线圈接触并且提供一些压缩。将不锈钢反向线圈架加热至约50摄氏度并且在100开氏度的温度下装配线圈可实现此。
[0086] 通过将线圈安装在反向矩形线圈架56中以施加对抗在线圈通电时所产生的扭曲力的恢复力60来维持线圈的几何形状。如图5所示，通过使用一组暖至冷的支撑条带402、404、406来相对于磁轭及低温恒温器维持线圈位置。采用薄条带支撑冷物块减少由刚性支撑系统传递至冷物块的热泄漏。所述条带布置成随着磁体在台架上旋转而承受线圈上变化的重力。它们承受重力与在线圈相对于磁轭从完全对称的位置被扰动时由该线圈所实现的大的离心力的联合作用。另外，链路用于减小随着台架在其位置改变时加速和减速而赋予在线圈上的动态力。每个暖至冷的支撑件包括一个S2玻璃纤维链路和一个碳纤维链路。碳纤维链路支撑跨越在暖轭与中间温度(50至70K)之间的销，并且S2玻璃纤维链路408支撑跨越中间温度销以及连接至冷物块的销。每个链路是5cm长(销中心至销中心)、17mm宽。链路厚度是9mm。每个销由高强度不锈钢制成，直径是40mm。
[0087] 参照图3，作为半径函数的场强度曲线很大程度上是通过选择线圈几何形状和极面形状来确定的；可渗透轭材料的极面44、46可以被成形为微调磁场的形状，以确保粒子束在加速期间保持聚焦。
[0088] 通过将线圈组件(线圈和线圈架)包围在抽空的环形铝或不锈钢低温恒温室70内来将超导线圈维持在接近绝对零度(例如约4开氏度)的温度，该低温恒温室提供围绕线圈结构的自由空间，除了在一组有限支撑点71、73之外。在替代版本(图4)中，低温恒温器的外壁可以由低碳钢制成，以向磁场提供额外的返回磁通路径。
[0089] 在某些实施方式中，通过使用一个单级Gifford-McMahon低温冷却器和三个双级Gifford-McMahon低温冷却器来实现并维持接近绝对零度的温度。每个双级低温冷却器具有连接至将氦蒸汽再冷凝成液态氦的冷凝器的第二级冷端。采用来自压缩器的经压缩的氦供给低温冷却器头部。单级Gifford-McMahon低温冷却器布置成冷却将电流供给至超导绕组的高温(例如50-70开氏度)引线。
[0090] 在某些实施方式中，通过使用布置在线圈组件上不同位置的两个Gifford-McMahon低温冷却器72、74来实现并维持接近绝对零度的温度。每个低温冷却器具有与线圈组件接触的冷端76。采用来自压缩器80的经压缩的氦供给低温冷却器头部78。两个其它Gifford-McMahon低温冷却器77、79布置成冷却将电流供给至超导绕组的高温(例如60-80开氏度)引线。
[0091] 线圈组件和低温恒温室安装在药盒形状的磁轭82的两个半体81、83内并且由它们完全包围。在该示例中，线圈组件的内径是约74.6cm。铁轭为返回磁场通量84提供路径，并且磁屏蔽极面44、46之间的体积86，以防止外部磁影响扰动该体积内的磁场的形状。轭还用于减小加速器附近的杂散磁场。在一些实施方式中，同步回旋加速器可以具有主动返回系统来减少杂散磁场。主动返回系统的示例描述在2013年5月31日提交的美国专利申请第13/907601号中，其内容在此通过引用并入本文。在该主动返回系统中，本文中所描述的比较大的磁轭由更小的磁结构(称为磁极片)代替。超导线圈运行与本文所述的主线圈相反的电流，以提供磁返回且从而减小杂散磁场。
[0092] 如图3和9所示，同步回旋加速器包括位于磁轭82的几何中心92附近的潘宁离子真空计几何形状的粒子源90。粒子源可以如下文所述，或者粒子源可以是在通过引用并入本文的美国专利申请第11/948662号中所述的类型。
[0094] 在一些实施方式中，气体管101中的气体可以包括氢和一种或多种其它气体的混合物。例如，该混合物可以包含氢和一种或多种惰性气体，例如氦、氖、氩、氪、氙和/或氡(虽然混合物并不限于与惰性气体一起使用)。在一些实施方式中，混合物可以是氢和氦的混合物。例如，混合物可以包含约75％或更多的氢和约25％或更少的氦(包括可能的微量气体)。在另一示例中，混合物可以包含约90％或更多的氢和约10％或更少的氦(包括可能的微量气体)。在示例中，氢/氦混合物可以是以下任何一种：>95％/<5％、>90％/<10％、>85％/<
15％、>80％/<20％、>75％/<20％等。
15％、>80％/<20％、>75％/<20％等。
[0095] 在粒子源中使用惰性(或其他)气体与氢的组合的可能的优点可以包括：增加的束强度、增加的阴极寿命、以及增加的束输出的一致性。
[0096] 在该示例中，放电电子电离通过小孔从管194排出的气体，以创建正离子(质子)的供给，用于由跨越由磁体结构所包围的空间的一半的一个半圆形(D形状的)射频板100和一个虚拟D形板102加速。在中断粒子源(该示例描述在美国专利申请第11/948662号中)的情况下，含有等离子体的管的全部(或大致一部分)在加速区域移除，从而允许离子在相对高的磁场中得到更迅速地加速。
[0097] 如图10所示，D形板100是具有包围空间107的两个半圆形表面103、105的空心金属结构，其中质子在围绕由磁体结构所包围的空间的旋转的一半过程中得到加速。打开到空间107中的导管109延伸穿过轭至外部位置，真空泵111可从该外部位置连接来抽空空间107以及其中发生加速的真空室119内的其余空间。虚拟D形件102包括在D形板的曝露边附近间隔开的矩形金属环。将虚拟D形件接地至真空室和磁轭。通过在射频传输线的端部施加的射频信号驱动D形板100，以在空间107中赋予电场。随着加速的粒子束距几何中心的距离增加，射频电场适时地变化。可以以在标题为“Matching A Resonant Frequency Of A Resonant Cavity To A Frequency Of An Input Voltage”的美国专利申请第11/948359号中所述的方式控制射频电场，其内容通过引用并入本文。
[0098] 对于产生自位于中央的粒子源以在其开始向外螺旋形上升时清除粒子源结构的束来说，在整个射频板上需要大的电压差。在整个射频板上施加20000伏特。在某些版本中，可以在整个射频板上施加从8000至20000伏特。为了减少驱动该大电压所需的电力，磁体结构布置成减少射频板与接地之间的电容。这是通过穿过外轭和低温恒温器壳体形成具有与射频结构存在足够间隙的孔以及在磁体极面之间产生足够空间来完成的。
[0099] 驱动D形板的高压交流电位具有在加速循环期间向下扫掠来考虑质子的增加的相对质量以及减小的磁场的频率。虚拟D形件不需要空心半圆柱形结构，因为其连同真空室壁一起处于接地电位。还可以使用其它板布置，比如以不同电相位或多倍基频驱动的一对以上的加速电极。可以调谐RF结构，以在所需频率扫掠期间例如通过使用具有互相啮合的旋转及固定叶片的旋转电容器来保持Q很高。在叶片的每个啮合期间，电容增加，因此降低了RF结构的谐振频率。叶片可以成形为创建所需的精确频率扫掠。用于旋转冷凝器的驱动电机可以被相位锁定到RF发生器，用于进行精确控制。一个粒子集束在旋转冷凝器的叶片的每个啮合期间得以加速。
[0100] 其中发生加速的真空室119是中心较薄、边沿较厚的大体圆柱形容器。真空室包围RF板和粒子源，并且由真空泵111抽空。维持高真空确保加速离子不丧失与气体分子的碰撞，并且使得RF电压能够保持在较高的水平，而不产生电弧接地。
[0101] 质子穿越在粒子源处开始的大体螺旋形轨道路径。在螺旋形路径的每个回路的一半中，质子随着它们穿过空间107中的RF电场而获得能量。随着离子获得能量，其螺旋形路径的每个连续回路的中心轨道的半径大于先前回路，直至回路半径达到极面的最大半径。在该位置，磁场及电场扰动将离子引导到其中磁场快速减小的区域中，且离子离开高磁场的区域并被引导穿过抽空的管38(在本文中称为提取通道)，以退出回旋加速器的轭。可以使用磁再生器来改变磁场扰动以引导离子。退出回旋加速器的离子将会随着它们进入存在于围绕回旋加速器的室中的显著减小的磁场的区域而趋于分散。提取通道38中的束成形元件107、109重新引导离子，使得它们停留在有限空间范围的直束中。
[0102] 极隙内的磁场需要具有特定性能来将束随着加速而维持在抽空的室内。下面所示的磁场指数n，
[0103] n＝-(r/B)dB/dr，
[0104] 应保持为正，以维持此“弱”聚焦。这里的r是束的半径，B是磁场。另外，在某些实施方式中，场指数需要维持在0.2以下，因为在该值，束的径向振荡和垂直振荡的周期性以νr＝2νz谐振。电子感应加速器频率由νr＝(1-n)1/2和νz＝n1/2限定。铁磁极面设计成将由线圈产生的磁场成形为使得场指数n维持为正，并且在与给定磁场中的250MeV束一致的最小直径中小于0.2。
[0105] 随着束退出提取通道，其穿过束形成系统125(图5)，该系统可被编程地控制以创建用于束的扫描、散射和/或范围调制的所期望的组合。用于此目的的束形成系统的示例描述在美国专利中。可以将束形成系统125与内台架601(图14)相结合，以将束引导至患者。
[0107] 从回旋加速器退出的杂散磁场受到药盒磁轭(其还用作屏蔽)和单独磁屏蔽114限制。单独磁屏蔽包括包围药盒轭的一层117铁磁材料(例如，钢或铁)，由空间116分离。包括轭、空间以及屏蔽的夹层结构的这种配置以较低重量为给定的泄漏磁场实现足够的屏蔽。
[0108] 如所提及，台架允许同步回旋加速器围绕水平旋转轴线532旋转。桁架结构516具有两个大体平行的跨件580、582。同步回旋加速器架在跨件之间约支腿之间的中途。通过使用安装在与桁架相对的支腿的端部上的配重122、124来平衡台架，用于绕轴承旋转。
[0110] 在离子束退出回旋加速器的位置，束形成系统125作用于离子束上，以给予其适于患者治疗的性能。例如，束可以得到扩散，其穿透深度可以变化，以在给定的目标体积上提供均匀的辐射。束形成系统可以包括被动散射元件以及主动扫描元件。
[0111] 可以通过适当的未示出的同步回旋加速器控制电子器件(例如其可包括采用适当程序来进行编程以实现控制的一个或多个计算机)来控制同步回旋加速器的所有主动系统(例如，电流驱动的超导线圈、RF驱动的板、用于真空加速室及用于超导线圈冷却室的真空泵、电流驱动的粒子源、氢气源以及RF板冷却器)。
[0112] 通过适当的治疗控制电子器件(未示出)来实现控制台架、患者支撑、主动束成形元件以及同步回旋加速器以执行疗程。
[0113] 如图1、11和12所示，台架轴承由回旋加速器穴室524的壁支撑。台架使得回旋加速器能够摆动通过包括在患者上方、侧面以及下方的位置的180度(或更多)的范围520。穴室足够高以在台架运动的顶部及底部极限处给台架空隙。由壁148、150作为侧面的曲径146为治疗师和患者提供进入及退出路线。因为至少一个壁152不直接从回旋加速器与质子束并排，所以其可制得相对薄，并且仍执行其屏蔽功能。可能需更注重屏蔽的该室的其它三个壁154、156、150/148可能掩埋在土山(未示出)内。壁154、156以及150的所需厚度可能得到减小，因为陆地本身可以提供某些所需的屏蔽。
[0114] 参照图12和13，出于安全和美学的原因，治疗室160可构造于穴室内。以给摇摆的台架空隙并且还尽量增大治疗室的地板空间164的范围的方式，将治疗室从容纳室的壁154、156、150以及底座162悬伸到台架支腿之间的空间中。可以在抬高的地板下方的空间中完成加速器的定期检修。当加速器旋转到台架上的向下位置时，可以在与治疗区域分离的空间中完全接近加速器。电源、冷却设备、真空泵及其它支撑设备可以在此分离的空间中位于抬高的地板之下。在治疗室内，可以以允许支撑被抬高和降低并且允许患者旋转和移动至各个位置及定向的各种方式来安装患者支撑170。
[0115] 在图14的系统602中，本文所述类型的产生束的粒子加速器(在此情况下为同步回旋加速器604)安装在旋转台架605上。旋转台架605是本文所述的类型，并且可围绕患者支撑606成角度地旋转。该特征使得同步回旋加速器604能够从各个角度将粒子束直接提供给患者。例如，如在图14中，如果同步回旋加速器604在患者支撑606上方，则可以向下引导粒子束朝向患者。可替代地，如果同步回旋加速器604在患者支撑606下方，则可以向上引导粒子束朝向患者。在不需要中间束定路线机构的意义上将粒子束直接施加至患者。在此上下文中，定路线机构与成形或定大小机构的不同之处在于成形或定大小机构不会重新确定束路线，而是定大小和/或成形束，同时维持束的相同大体轨迹。
[0116] 还参照图15，内台架601可包括在系统602中。在该示例中，内台架601大致为C形，如图所示。内台架601包括施用器610。以允许施用器610相对于患者支撑606(其是与图12所示不同类型的支撑)沿着内台架601的表面611移动的方式来安装施用器610。这使得施用器能够定位在例如围绕患者的半圆形内的任何地方，例如在患者607的上方、旁边或下方的任何地方。施用器610可以更改由同步回旋加速器604提供的粒子束。更具体地，如图16所示，由同步回旋加速器604的束成形系统提供的粒子束611可进一步分散从同步回旋加速器604的输出所获取的粒子束。施用器610可以接收来自同步回旋加速器604的输出的粒子束，并且更改粒子束的特性。例如，施用器610可以包括孔和/或其它束聚焦机构来大致准直粒子束。因此，粒子束可以被更精确地施加至患者中的目标。例如，粒子束可以被确定大小和/或确定形状来治疗特定大小和/或形状的肿瘤。在这方面，施用器610并不限于准直粒子束。例如，施用器610可以减小粒子束的大小，同时还可以准直束。施用器可以是多叶准直器用于定大小和/或成形粒子束。施用器610还可以仅允许粒子束无更改地通过。可以对施用器610进行计算机控制，以按照所期望的那样来影响束的大小和/或形状。
[0117] 施用器610和同步回旋加速器604可以相对于患者支撑606(及因此患者)且相对于彼此移动。例如，施用器610的移动可以与台架605的旋转基本一致，或者一个可以跟随另一个，使得同步回旋加速器604的输出对准至施用器610的输入。图15和17示出了台架605的移动以及施用器610沿着内台架601的移动。更具体地，图17示出的情况是，台架605旋转成使得同步回旋加速器604位于患者支撑606下方的穴室中。在图17中，同步回旋加速器604在治疗室的地板612下方，该地板可以由混凝土制成。因此，同步回旋加速器604在图17中是不可见的。在这种情况下，施用器610沿着内台架601移动，使得施用器610对准至同步回旋加速器604的输出。因为同步回旋加速器604未在图17中示出，所以该对准是不可见的。然而，从同步回旋加速器604输出的粒子束穿过内台架601的盖614以及地板中的相应孔(未示出)，且此后由施用器610接收。施用器610执行对粒子束的任何更改，并且将粒子束传递至患者607。
[0118] 台架605(且因此同步回旋加速器604)可以沿箭头615的方向相对于患者旋转。施用器610可以在箭头616的方向上沿内台架601移动。图15示出了在分别由箭头615、616示出的移动之后同步回旋加速器604和施用器610的位置。在图15中，同步回旋加速器604和施用器610都位于患者支撑606上方(且因此在患者607上方)。在该配置中，同步回旋加速器604向下引导其粒子束，朝向患者。施用器610接收粒子束，更改(例如，准直)粒子束，以及将所得粒子束传递至患者。
[0119] 患者支撑606可相对于内台架601移动，从而使得患者能够移动，以使得内台架601的顶部部分621在患者上方并且使得内台架601的底部部分622在患者下方。患者支撑606的移动连同台架605和施用器610的移动一起使得能够相对精确地对准患者上的肿瘤和/或其它治疗区域。
[0120] 图18示出了内台架601的示例性构造。在该示例中，内台架包括结构焊件617、精确线性轴承导轨618(例如，THK导轨)、盖614、以及包括延伸驱动619和θ(theta)驱动620的施用器610。内台架601可以包括除这些所示之外的特征、所示的特征的替代物、或二者兼有。
[0121] 结构焊件617可以由能够支撑施用器610重量的任何刚性材料(比如金属、塑料等)构成。在该示例中，结构焊件617大致为C形(从而限定内台架601的形状)。然而，要指出的是，结构焊件617可以具有其它的形状。例如，其可以是细长的或扁的。基本上，结构焊件可以具有使得施用器610在患者上方与下方的位置之间能够相对无障碍、连续行进的任何形状。
[0122] 结构焊件617包括一个或多个轴承导轨618。可以使用的导轨的数量取决于施用器610所需的连接。施用器610沿着轴承导轨618在结构焊件617的顶部部分621与结构焊件617的底部部分622之间移动。该移动可能是连续的或者是以离散增量，并且可以停止在沿着轴承导轨618的任何点，以便获得施用器610相对于患者位置的所期望位置。
[0123] 盖614覆盖原本至地板612下方区域的开孔(参见图17)。所述孔和盖允许粒子束从同步回旋加速器传递至施用器。然而，盖614防止物体和/或其它材料落下穿过该孔并可能会损坏敏感设备，比如同步回旋加速器。盖614可以有助于或控制施用器610沿着轴承导轨618的移动。也就是说，盖614可以沿着结构焊件617的顶部部分621与底部部分622之间的路经滚动。盖614可以在其端部624和/或623卷起，如图18所示。
[0124] 施用器610包括延伸驱动619和θ驱动620。延伸驱动619例如沿着箭头626朝向及远离患者移动孔625。通过此移动，延伸驱动可以修改孔625在患者上的投影。例如，孔的大小可以得到增加或减小。还可以更改孔的形状，例如在圆形形状、椭圆形形状、多边形形状等之间。θ驱动620沿着导轨618在结构焊件617的顶部部分621与底部部分622之间移动施用器610。盖614可以随施用器610一起行进。
[0126] 可以将本文所述的孔控制成使得其大小和/或形状得到修改。例如，孔的大小可以得到增加或减小。还可以更改孔的形状，例如在圆形形状、椭圆形形状、多边形形状等之间。
[0127] 可以手动地定位和/或控制孔，比如上文所述的那些孔。例如，可以使用支座(未示出)来保持孔。所述孔可被确定大小和/或成形，并被放置在该支座上。支座和孔都可以相对于患者定位，并且与由同步回旋加速器提供的粒子束并排。可以使用保持孔的任何机构。在某些实施方式中，孔和/或用于保持孔的装置可以安装到同步回旋加速器自身。
[0128] 内台架的好处在于其降低了外台架所必须旋转的精确度。例如，内台架允许亚毫米束定位。因为由内台架添加的额外精确度，所以外台架不必提供亚毫米精确度，而是其精确度可以等于或大于一毫米。外台架还不必与原本为获得高水平精确度所需的一样大。
[0129] 关于本文所述的粒子加速器的设计的额外信息可参见以下各项：2006年1月20日提交的标题为“High-Field Superconducting Synchrocyclotron”的美国临时申请第60/760788号；2006年8月9日提交的标题为“Magnet Structure For Particle Acceleration”的美国专利申请第11/463402号；以及2006年10月10日提交的标题为“Cryogenic Vacuum Break Pneumatic Thermal Coupler”的美国临时申请第60/850565号，所有这些申请通过引用并入本文。
[0130] 关于前述系统的示例性实施方式的其它细节可参见2006年11月16日提交的标题为“Charged Particle Radiation Therapy”的美国专利第7728311号。美国专利第7728311号的内容在此通过引用并入本文。在一些实施方式中，同步回旋加速器可以是可变能量的装置，比如在2013年6月12日提交的美国专利申请第13/916401号中所述，其内容通过引用并入本文。
[0131] 示例性实施方式
[0132] 参照图3，粒子源90布置在同步回旋加速器10的磁心附近，使得粒子存在于同步回旋加速器中平面处，其中它们可以由RF电压场作用于其上。如上文所述，粒子源可以具有潘宁离子真空计(PIG)几何形状。在PIG几何形状中，两个高电压阴极放置成关于彼此相对，使得它们线性对准。例如，一个阴极可以在加速区域的一侧上，一个阴极可以在加速区域的另一侧上，并且与磁场线并排。气体管101延伸朝向接近于粒子源的加速区域。当相对小量的气体(例如，氢/H2)占据阴极之间的管中的区域时，等离子体柱可以通过将电压施加至阴极而由气体形成。所施加的电压促使电子沿着大致平行于管壁的磁场线流动，并且电离集中在管内侧的气体分子。背景磁场减少电离气体粒子的散射，并且在阴极之间创建等离子体柱。
[0133] 图19和20示出了可用于同步回旋加速器10的PIG几何形状粒子源700的示例。参照图20，粒子源700包括包含用于接收气体(例如氢(H2))的气体进口702的发射器侧701以及反射器侧704。壳体或管706保持气体。图16示出了穿过虚拟D形件710并相邻于主动(RF)D形件711的粒子源700。在操作中，主动D形件711与虚拟D形件710之间的磁场促使粒子(例如，质子)向外加速。该加速是螺旋形的，以围绕等离子体柱创建轨道，其中粒子至等离子体柱的半径逐步增加。螺旋的曲率半径取决于粒子的质量、由RF场赋予至粒子的能量、以及磁场的强度。
[0134] 当磁场很高时，可能变得难以将足够的能量赋予粒子，使得其具有足够大的曲率半径，以在加速期间清除在其初始转上的粒子源的实际壳体。磁场在粒子源的区域中相对很高，例如数量级为2特斯拉(T)或更多(例如，4T、5T、6T、8T、8.8T、8.9T、9T、10.5T或更多)。由于此相对高的磁场，初始的粒子至离子源的半径对于低能量粒子来说相对很小，其中低能量粒子包括首先从等离子体柱汲取的粒子。例如，这种半径的数量级可以为约1mm。因为半径如此之小，所以至少最初，某些粒子可能与粒子源的壳体区域接触，从而防止这样的粒子进一步向外加速。因此，粒子源700的壳体被中断，或者分离以形成两个部分，如图20所示。也就是说，粒子源的壳体的一部分可以在加速区域714(例如，大约在粒子将从粒子源被汲取的点处)被完全地移除。此中断在图20中标记为715。还可以对于加速区域的上方和下方的距离移除壳体。在替代实施方式中，移除PIG源壳体的主要部分(例如，30％、40％、50％或更多)但并非全部，使等离子体束部分地曝露。因此，PIG壳体的部分与其相配对的部分分离，但没有像上述的情况那样完全分离。
[0135] 在本文所述的同步回旋加速器中，通过使用谐振提取系统来提取粒子束。也就是说，束的径向振荡的量值由加速器内的磁扰动增加，其与这些振荡谐振。当使用谐振提取系统时，提取效率通过限制内部束的相空间范围得到改进。注意到磁场及RF场产生结构的设计，通过在加速开始时(例如，在从粒子源产生时)的相空间范围来确定提取时束的相空间范围。其结果是，相对少的束可能会在进入提取通道时丧失，并且可以减少来自加速器的背景辐射。
[0136] 阴极717可以是“冷”阴极。冷阴极可以是不由外部热源加热的阴极。此外，阴极可以是加脉冲的，意味它们周期性地而非连续地输出等离子体爆发。其间输出等离子体爆发的持续时间在本文中是指离子(或粒子)源脉冲宽度。当阴极很冷并且被加脉冲时，阴极较少地经历耗损，且因此可以持续相对长的时间。此外，对阴极加脉冲可以消除用水冷却阴极的需要。在一实施方式中，阴极717以相对高的电压(例如，约1kV至约4kV)和约50mA至约200mA的适度峰值阴极放电电流、以在约0.1％与约1％或2％之间的工作周期、以在约200Hz至约1KHz之间的重复率加脉冲。然而，粒子源并不限于这些值。
[0137] 图21示出了粒子在其中从粒子源700沿轨道(例如，在向外螺旋形轨道上)加速的腔800的一部分的俯视图，其可以如上文所述。带电粒子朝向磁再生器802沿轨道向外加速，并最终到达磁再生器802。在该示例性实施方式中，再生器802是由例如钢、铁或任何其它类型的铁磁材料制成的铁磁结构。再生器802更改促使向外轨道加速的背景磁场。在该示例中，再生器802增强该磁场(例如，其提供场中的突起)。背景磁场中的突起以造成粒子轨道向外朝向提取通道803移动的方式影响该轨道。最终，轨道进入提取通道803，轨道从该提取通道退出。
[0138] 更详细地，粒子束轨道接近再生器802并与其相互作用。由于增加的磁场，粒子束在此稍微多转弯，并且代替圆形，其旋进至提取通道。图22示出了对照相对于粒子源700的半径(r)所绘制的磁场(B)。如图22所示，在此示例中，B从约9特斯拉(T)变化至约-2T。9T大约出现在腔800的中心。磁场的极性在磁场跨越超导线圈之后改变，致使在线圈的外部上为约-2T，最终减弱至约为零。磁场突起805出现在再生器的点处。图22还示出了相对于在两个超导线圈809、810之间具有提取通道803的线圈架806的剖面的磁场曲线图。
[0139] 参照图23，再生器802促使轨道810的角度及间距发生改变，使得它们朝向提取通道803移动。在提取通道的点，磁场强度充分低，以使得粒子束能够进入提取通道并且穿过其行进。返回参照图21，提取通道803包含各种磁结构811，用于添加和/或减去偶极场来引导进入的粒子束穿过提取通道803至束成形元件。
[0140] 为了到达退出点，粒子束应该具有适当量的能量。到达该点所需的能量的量可以例如基于加速器的大小及提取通道的长度(在此示例中，提取通道的长度为约1.7或2米)而变化。在这方面，提取通道803的至少部分在超导线圈上方。因此，提取通道中的磁场响应于加速器旋转而改变很小。因此，粒子束穿过提取通道所需的能量的量响应于粒子加速器的旋转而不会明显地改变。
[0141] 超导线圈在台架的旋转期间移动。由再生器802影响的轨道因线圈的重力移动而改变。此移动可以小至数十个毫米。然而，其结果是，进入提取通道的粒子束的能量可能不同于横过整个通道所需的能量。为了调整进入提取通道的粒子的能量的这种改变，可以将结构815置于提取通道803内或其进入点。该结构可以用来吸收粒子束中的多余能量。在此示例中，结构815是可以具有车轮状形状的可旋转的、厚度可变的楔形。图24和25示出了结构815的示例。如在这些图中所示，结构815可以具有连续变化的厚度。可替代地，所述厚度可以逐步地变化。
[0142] 该结构可以移动(例如旋转)，以从在提取通道中/进入提取通道的粒子束吸收适当量的能量。在该实施方式中，结构的较厚部分815a比较薄部分815b吸收更多的能量。因此，该结构可以移动(例如旋转)以吸收粒子束中的不同量的能量。在某些实施方式中，该结构可以具有不含有任何材料(例如，“零”厚度)的部分，这允许粒子束未被更改地通过。可替代地，在这种情况下，该结构可以完全地或部分地移出束路径。在某些实施方式中，最大厚度可以是厘米数量级的；然而，最大厚度将例如基于能量吸收需要因系统不同而变化。图25还示出了电机816，其控制轴来使结构815旋转，例如响应于所检测的台架位置。
[0143] 该结构可以由能够吸收粒子束中的能量的任何适当材料制成。如上文所述，理想地，该结构尽量减小提取通道中粒子束的散射；然而，实际上，可能有存在并可容忍的散射量。如下文更详细地说明，在某些实施方式中，可对考虑到该散射的粒子治疗系统的元件做出调整。可用于该结构的材料的示例包含但不限于铍、含有氢的塑料、以及碳。可单独地、组合地或与其它材料组合地使用这些材料。
[0144] 可以通过使用作为更广义的粒子治疗系统的一部分的控制系统对该结构的移动(例如旋转)进行计算机控制。计算机控制可以包括产生一个或多个控制信号来控制机械设备这种比如产生运动的致动器及电机的移动。可以基于如由其上安装有粒子加速器的台架的旋转位置(例如参见示出台架旋转的图1、11和12)所测量的粒子加速器的旋转位置来控制结构815的旋转。用来设定结构的旋转位置关于台架的位置的各种参数可根据经验进行测量，并且可被编程到控制系统计算机中。
[0145] 在提取通道的下游(例如在其之后)，使用各种装置来影响粒子束输出。一个这种装置配置成延展粒子束的布拉格峰，以在患者内的深度范围处实现基本均匀的粒子束剂量。如在维基百科全书中所述：“当快速带电粒子移动穿过物质时，其电离材料的原子并且沿其路径沉积剂量。因为相互作用剖面随着带电粒子的能量减少而增加，所以出现峰值。”，“布拉格峰是绘制在其行进穿过物质期间电离辐射的能量损耗的布拉格曲线上的显著峰。对于质子…峰紧接在粒子停下来之前出现”。图26是对于特定剂量的质子治疗及深度而示出布拉格峰900的示例性布拉格曲线。
[0146] 为了在深度范围实现相对均匀剂量的粒子治疗，调制器装置配置成沿着图26的图表移动粒子束的布拉格峰，并且在所移动的位置改变布拉格峰的强度。因为粒子治疗是累积的，所以所得的剂量可以相加以获取大致均匀的剂量。例如，参照图26，在点901处的剂量是布拉格曲线903上的点902处的剂量、布拉格曲线905上的点904处的剂量以及布拉格曲线907上的点906处的剂量的总和。理想地，结果是从深度908a至深度908b的大致均匀的剂量。
这被称为“延展的布拉格峰”，其沿深度延伸到患者中。
这被称为“延展的布拉格峰”，其沿深度延伸到患者中。
[0147] 在某些实施方式中，用来延展布拉格峰的调制器装置是沿着其圆周在不同位置具有不同厚度的结构，比如调制器轮。因此，调制器轮可相对于粒子束旋转，以便向特定的深度和区域提供适当的粒子强度。
[0148] 图27示出了示例性调制器轮910的透视图，图28示出了调制器轮910的俯视图。如在这些图中所示，调制器轮具有许多台阶911，每个台阶具有不同的厚度(例如，从零或大致为零厚度变化至厘米数量级或以上的厚度)。所用的这些厚度改变相应布拉格峰的深度。例如，最小量的厚度产生具有最大深度的布拉格峰，最大量的厚度产生具有最小深度的布拉格峰等等。如图28所示，各个台阶的角度(例如，912、913等)也变化，导致这些台阶中的至少一些(在某些情况下是所有台阶)的圆周长度不同。每个台阶的角度调整相应的布拉格峰在患者内对向(subtend)的程度。例如，具有最大强度的布拉格峰(例如，图26的布拉格峰900)是对向最多的那个布拉格峰。因此，其相应的台阶914具有最大的角度范围。具有其次最大强度的布拉格峰(例如，图26的布拉格峰904)是对向其次最多的布拉格峰。因此，其相应的台阶915具有其次最大的角度范围；等等。
[0149] 调制器轮可以具有恒定、基本恒定或可变的旋转，以便为处方提供适当的布拉格峰延展。在某些实施方式中，粒子治疗系统可以包括图27和28所示类型的一个以上的调制器轮。这些调制器轮可切入或切出束路径，以便在特定患者深度处实现所期望的粒子束剂量。例如，第一调制器轮可用于第一深度或深度范围(例如，10cm至15cm)；第二调制器轮可用于第二深度或深度范围(例如，15cm至20cm)；第三调制器轮可用于第三深度或深度范围(例如，20cm至25cm)；等等。在某些实施方式中，可能有十二个调制器轮；然而，在其它实施方式中，可以使用多于或少于十二个调制器轮。治疗深度还取决于粒子束强度，其是离子(或粒子)源脉冲宽度的函数，如下文所述。
[0150] 调制器轮可以切入或切出束路径，如上文所述。例如，调制器轮可沿着导轨移动并且是电机控制的，使得它们可以移入或移出束路径。在其它实施方式中，导轨可以在束路径下方，可以将适当的调制器轮定位成接近束路径，且此后通过另一电机或其它控制系统移动到束路径中。
[0151] 调制器轮可被设计成从最大深度至患者的表面(例如，至患者皮肤的外层)提供均匀延展的布拉格峰。为了定制剂量深度，可以“关断”不期望位置中(例如，图26中的区域917中)的布拉格峰。这可以通过在调制器轮的每个旋转期间的适当时间关断RF源、关断离子源或关断这两者而完成。
[0152] 离子源脉冲宽度还对延展的布拉格峰均匀性具有影响。作为背景，粒子源被间歇地(例如周期性地)激活的时间的量是变化的，从而为不同的时间周期提供等离子体柱，并且使得能够提取不同数量的粒子。例如，如果脉冲宽度增加，则所提取的粒子的数量增加，如果脉冲宽度减小，则所提取的粒子的数量减小。在某些实施方式中，在粒子源接通的时间与粒子束的强度之间存在线性关系。例如，该关系可以是一对一加偏移。在示例性实施方式中，粒子源可以在约135MHz的最大频率与约95MHz或90MHz的最小频率之间的频率扫掠期间发生的频率窗内加脉冲。例如，粒子源可以在132MHz与131MHz之间加脉冲达一时间周期。在实施方式中，该时间周期是约40μs；然而，这些值在其它实施方式中可以变化或者是不同的。没有在频率窗外对粒子源加脉冲可能抑制从等离子体柱提取粒子。
[0153] 图29是表示从最大频率(例如，135MHz)至最小频率(例如，90MHz或95MHz)随时间变化的谐振腔中的电压扫掠的图表。在该示例中，提取窗920出现在132MHz与131MHz之间。可以改变脉冲921的宽度(离子源脉冲宽度)来控制由粒子加速器输出的粒子束的强度。
[0154] 可以调整离子源脉冲宽度，以便实现延展的布拉格峰的大致均匀性。在这方面，各种因素(比如粒子束强度)可能有助于布拉格峰穿透患者的深度。所选择的调制器轮可以对于不同深度产生不同的布拉格曲线。例如，图30示出了对于三个不同深度的布拉格曲线。布拉格曲线950是用于调制器轮的标称(或预定义)深度；布拉格曲线951是用于调制器轮的最大深度；布拉格曲线952是用于调制器轮的最小深度。理想地，不管深度如何，延展的布拉格峰都应大约处于标称水平。
[0155] 如图30所示，布拉格曲线951和952具有倾斜的延展的布拉格峰。对于布拉格曲线952来说，斜率为正；对于布拉格曲线951来说，斜率为负。为了更紧密地接近在点b的标称布拉格峰水平，在点a增加粒子束的强度(以将点a的布拉格峰抬高至点b的水平)，并且在点c减小粒子束的强度(以将点c的布拉格峰降低至点b的水平)。还在a和c之前的点调整粒子束的强度，以或抬高或降低在这些点的布拉格峰，使得它们至少在某种程度上与标称布拉格峰的相应水平一致。可以通过改变离子源脉冲宽度来改变粒子束的强度。然而，沿着布拉格曲线951、952的不同点需要不同的调整量，以便近似曲线950的标称延展的布拉格曲线。因此，在每个例子中，脉冲宽度可以基于调制器轮的旋转而变化。例如，在点a处，当调制器轮撞击粒子束时，脉冲宽度可能增加得比沿着布拉格曲线951在a之前的点处更多。类似地，在点c处，当调制器轮撞击粒子束时，脉冲宽度可能减小得比沿着布拉格曲线952在c之前的点处更多。例如，图31是针对布拉格曲线950、951以及952示出调制器轮的脉冲宽度与旋转角度之间的关系的曲线图。各个值已被省略，因为它们是情况特定的。
[0156] 可以通过在布拉格峰的开始及结束获得适当的脉冲宽度并且线性插入它们两个之间以获得其间的变化来确定脉冲宽度的变化。还可以使用其它方法，如下文所述。为了增加或减少总体剂量，可以通过特定因子来增加或减少所有的脉冲宽度。
[0157] 参照图32，调制器轮910的输出955是具有高斯分布的散射粒子束(在束的中心具有大部分粒子)。散射体956在调制器轮的下游(例如，在调制器轮910与患者位置之间)。散射体956重新成形粒子束，使得粒子束具有大致恒定的宽度(w)。例如，粒子束可以具有圆形剖面。在此实施方式中，散射体956是散射箔片，其中的全部或部分可以由金属比如铅制成。如图所示，散射体956具有形状凸起的侧面，在其边缘比在其中心包括更多的铅。为了实现较大的场束大小，可以使用较厚的铅，反之亦然。在这方面，粒子治疗系统可以包括多个散射体，它们可以切入或切出粒子束的路径以便实现粒子束场大小(剖面区域)。可以通过使用比如上文所述的用于使调制器轮切入或切出粒子束路径的机构来使散射体切入或切出粒子束的路径。
[0158] 吸收器957可以布置成接近散射体，并且可以用来吸收束能量，例如以便减小其穿透深度。该吸收器可以由塑料或其它材料制成。例如，如果束将穿透10cm不到，则可以使用10cm的塑料。吸收器可以是具有不同厚度的轮。可以基于处方中指定的深度来将适当的厚度调拨到粒子束路径中。电机或其它机构可以控制该轮。在其它实施方式中，粒子治疗系统可以包括多个吸收器，它们可被切入或切出粒子束的路径。可以通过使用比如上文所述的用于使调制器轮切入或切出粒子束路径的机构来使吸收器切入或切出粒子束的路径。
[0159] 吸收器957的下游是电离室958，其用于确定在治疗期间所提供的粒子总剂量。在某些实施方式中，电离室包括导电材料(例如，沉积在Kapton膜上的金蒸汽)的平行平面。在操作中，将电压施加至这些平行平面。质子电离平行板之间的空气，因此电荷累积在平行板上。电荷量与质子量成比例。当电荷量超过一定水平时，输出触发计数器的电流。电离室和计数器被校准，使得计数器的滴答声对应于指定剂量(以戈瑞(gray)为单位)的粒子束。控制机构(例如，电路、计算器件等)基于来自计数器的滴答声来记录剂量。当该剂量超过规定量时，关断粒子束(例如，通过关断RF源、关断离子源或关断这两者)。
[0160] 电离室958的下游是孔960，比如上文所述的孔635。如图33所示，孔960通过阻挡在所期望区域之外的粒子束的部分来限制施加至患者的粒子束961的剖面区域的范围。该区域可以是规则的(例如圆形的)或不规则的。将团块962安装成接近孔，如图33所示。团块962具有的三维3D表面形状964对应于被治疗的肿瘤的远端表面965的3D表面形状。该团块由吸收束能量的材料比如塑料制成，并且理想的是将粒子束在患者内的最大穿透限制至肿瘤的远端表面。通常，基于根据处方关于肿瘤所提供的信息来确定团块的形状。控制系统将识别团块形状的文件输出到产生团块的铣床。
[0161] 在本文所述的示例性实施方式中，处方指定以下各项：粒子剂量、粒子剂量率、患者位置、患者床旋转角度、台架旋转角度、束场大小、束深度、束深度的范围、用来限制粒子束区域的孔的配置、以及团块的配置。在其它实施方式中，处方不必包括所有这些特性，并且可以包括治疗或诊断系统的其它或不同操作特性。
[0162] 处方可以以DICOM RT ION格式传输。可以作为本文所述的粒子治疗系统的一部分的控制系统接收含有处方的文件，解释文件的内容，并且根据该处方配置粒子治疗系统。该控制系统可以包括一个或多个处理器件和/或其它电子器件、配置成提供输入/输出(I/O)至粒子治疗系统的各个子系统以执行配置过程的可编程逻辑等。下文解释用于在前述示例性处方中指定的各种操作特性的示例性配置过程。
[0163] 处方可以指定要被提供给患者的粒子剂量。可以通过使用上文所述的电离室958来控制剂量。也就是说，粒子束最初被接通。控制机构(例如，电路或计算器件)基于来自由从电离室输出所触发的计数器的滴答声记录剂量。当剂量超过规定量时，关断粒子束(例如，通过关断RF源、关断离子源或关断这两者)。可以接通或关断粒子束来分别增加或减少剂量。
[0164] 在某些情况下，剂量可能取决于束场大小(剖面区域)。在一实施方式中，可能有三个不同的散射体来产生三个不同的束场大小。在其它实施方式中，情况可能并非如此，或者可能存在不同数量的散射体。每个散射体可能与不同的系数A、B、C相关联，系数乘以由采用相应散射体产生的粒子束所登记的滴答声的数量。例如，系数A可以是10000，系数B可以是40000，系数C可以是7500。当滴答声的数量乘以适当的系数达到适当的阈值时，关断束。可以使用除上文所述的这些系数以外的散射体系数的值。
[0165] 处方可以为要被提供至患者的粒子指定剂量率。在本上下文中，剂量率对应于跨越患者内深度范围所提供的剂量(例如，对应于延展的布拉格峰的形状)。在这方面，粒子治疗系统为具有给定束场大小的标称剂量率设定标称离子源脉冲宽度。如上文关于图30所述，布拉格曲线的形状可能对于患者内的不同深度而变化。因此，LUT可以用来确定如何随着调制器轮旋转来改变离子源脉冲宽度，以便接近对于不同深度具有均匀布拉格峰的剂量水平。该系统还通过使用电离室的输出来监测剂量率，并且调整离子源脉冲宽度以维持或改变剂量率水平。例如，如果确定剂量过低，则所有的脉冲宽度可能增加特定的量以便增加剂量水平。这是除了采用轮调制器旋转来使脉冲宽度变化以改变延展的布拉格峰的形状之外的情况。
[0166] 在某些实施方式中，结构815(图24和25)散射粒子束。该散射可能会影响剂量率。如上文所解释，结构815的旋转取决于台架的旋转。因此，为了补偿由结构815所引入的散射，可以选择一乘数，其基于台架的旋转角度。可以将该乘数应用于离子源脉冲宽度，以增加或减小脉冲宽度，从而增加或减小粒子束的强度。在一示例性实施方式中，乘数可以是“2”，并且当台架处于90°的角度时将该乘数应用于离子源脉冲宽度(从而使脉冲宽度加倍)。在其它实施方式中，可以使用不同的乘数(包括分数乘数)，可以不使用任何乘数，或者可以针对不同的台架旋转角度使用许多不同的乘数。
[0167] 处方可以指定患者位置，如由患者所躺于其上的床的位置限定。在某些实施方式中，就笛卡尔X、Y和Z坐标而言指定床位置。控制系统可以接收这些坐标，并且控制一个或多个电机或者其它移动机构来将床放在适当的XYZ位置。处方还可以指定床的旋转位置(Φ)。在这方面，床可相对于预定义的平面(例如XY平面)旋转。Φ表示床相对于该平面旋转的量。
[0168] 处方可以指定台架的旋转位置。这是在处方中经由角度θ指定的。在这方面，台架(其上安装有粒子加速器)可围绕轴旋转到治疗所被施加的点，如上文所述。控制系统识别处方中的该旋转位置(θ)，且因此移动台架。
[0169] 处方可以指定束场大小(例如，要被施加至患者的粒子束的剖面区域)。在某些实施方式中，粒子束的剖面区域是圆形的。在其它实施方式中，粒子束的剖面区域可以具有其它形状，例如椭圆形、矩形等等。在任何情况下，可以就XY坐标而言来指定束场大小。控制系统接收这些XY坐标，并且通过选择适当的散射体(例如956)来置于束路径中而控制束场大小。如上文所述，不同的散射体产生不同的束场大小。在这方面，各个散射体可以定位在可相对于束路径移动的托架上，以便将特定的散射体定位在束路径中。在一实施方式中，托架包括三个单独的散射体和一孔(其可填充有另一器件)。在其它实施方式中，可能有更多或更少的可选择的散射体。
[0170] 在某些实施方式中，粒子束可能根据台架角度来偏离中心地击中散射体。这可能是由通过结构815产生的散射所造成的。因此，例如可以根据处方来控制散射体的位置，使得粒子束击中散射体的中心、接近于其中心、或者在其上的任何其它适当位置。以这种方式移动散射体可以减少束场大小中的意外差异。
[0171] 处方可以指定粒子束将穿透患者所达的深度。可以通过将一个或多个束吸收器并入到束路径中(例如，作为散射体的一部分)来至少部分地控制该深度。例如，如上文所述，吸收器957可以是塑料的，并且可以具有的厚度与穿透深度所要减少的量线性相关。例如，如果穿透深度要减少10cm，则吸收器可能具有均匀的10cm厚度。如上文所述，吸收器可以是具有不同厚度的轮。可以基于处方中指定的深度来将适当的厚度调拨到粒子束路径中。电机或其它机构可以控制该轮。在其它实施方式中，可以使用不同的结构和移动机构。
[0172] 所指定的深度还可能需要选择适当的调制器轮。更具体地，如上文所解释，每个调制器轮配置成提供布拉格峰深度的范围。如上文所述，可以使用线性内插法来确定可用于校正不同深度的延展的布拉格峰的脉冲宽度的变化。在其它实施方式中，可以按照如下调整脉冲宽度。如上文所述，图31示出了相对于不同布拉格峰a、b和c对照旋转角度所绘制的脉冲宽度。如图31所示，在点a处，脉冲宽度最大(增加)，因为需要额外的粒子束强度来使点a达到标称水平。在点c处，脉冲宽度最小(减少)，因为需要减小的粒子束强度来使点c达到标称水平。
[0173] 在某些实施方式中，对于在a的最深深度与在b的设计深度之间的中途(在e)以及在最浅深度c与设计深度b之间的中途(在d)的布拉格峰，确定脉冲宽度和调制器轮的相应旋转角度。对于这些中途点确定脉冲宽度与旋转角度之间的关系。此外，基于布拉格峰相对于a、b或c的位置来选择适当的脉冲宽度调整曲线b、d或e(图31)。例如，如果布拉格峰在c与d之间，则选择曲线c；如果布拉格峰在b与d之间，则选择曲线b；如果布拉格峰在e与a之间，则选择曲线a；如果布拉格峰在b与e之间，则选择曲线b。用来指定对于不同旋转角度的脉冲宽度的曲线可以是束电流调制(BCM)文件的一部分。在一实施方式中，每个调制器轮有两个BCM文件以及有12个调制器轮；然而，不同的实施方式可能包括不同数量的BCM文件以及调制器轮。
[0174] 因此，总而言之，指定粒子束将穿透患者所达的深度的LUT可以提供表示选择哪个调制器轮、使用哪个吸收器以及使用哪个BCM文件的信息。
[0175] 处方可以指定达患者中的深度的范围(例如，患者内的延展的布拉格峰的长度)。更具体地，如上文所示，每个调制器轮可以被设计成从最大深度至患者的表面(例如，至患者皮肤的外层)提供均匀的延展的布拉格峰。为了定制剂量深度，可以“关断”在不期望位置中(例如，在图26的区域917中)的布拉格峰。这可以通过在调制器轮的每个旋转期间的适当时间关断RF源、关断离子源或关断这两者来完成。因此，可以基于该处方来定制布拉格峰的长度。
[0177] 处方可以指定要采用粒子治疗来进行治疗的肿瘤的远端形状。该形状可以是不规则的，并且可固有地指定粒子束的可变深度。如上文所述，可以手动或自动地制造和安装团块，以提供对应于肿瘤的远端形状的最大粒子束深度。
[0178] 如上文所述，可以通过使用作为更广义的粒子治疗系统的一部分的控制系统对该结构的移动(例如旋转)进行计算机控制。计算机控制可以包括产生一个或多个控制信号来控制机械设备这种比如产生运动的致动器及电机的移动。可以基于如由其上安装有粒子加速器的台架的旋转位置(例如参见示出台架旋转的图1、11和12)所测量的粒子加速器的旋转位置来控制结构815的旋转。用来设定结构的旋转位置关于台架的位置的各种参数可根据经验进行测量，并且可被编程到控制系统计算机中。
[0179] 在这方面，重力的作用可能会影响不同角度的粒子束的一致性。例如，台架使粒子加速器围绕患者旋转。其结果是，加速器必须从不同的角度提供粒子束。重力在这些角度的不同影响可能会导致粒子束在不同的角度具有不同的性能。在本文所述的示例性系统中，可以对控制系统计算机进行编程来考虑重力的影响，并且对系统进行调整来抵消这些影响。例如，在一实施方式中，可以设定对于台架的每个旋转角度所指定的一组参数(例如，在作为处方一部分或不是其一部分的查找表中)。控制系统计算机可以确定台架的当前角度，从对应于该角度的表中读出参数，并且基于这些参数进行适当的调整。
[0180] 在示例性实施方式中，查找表包括用于十度角增量(例如，10°、20°、30°、40°等等)的参数。对于在这些十度增量之间的台架角度来说，控制计算机系统可以在对于在中间台架角度的上方和下方的角度的参数值之间插值。在一些实施方式中，角增量可以小于十度，例如角增量可以是一度、两度、五度等等。
[0181] 在一些实施方式中，与台架相关并且可以包括在一个或多个查找表(或其它结构)中以随台架角度改变的参数包括但不限于：结构815(“微吸收器轮”)的旋转、适于给定角度的磁流偏移、适于给定角度的离子(束)流偏移、给定角度的粒子脉冲宽度(例如，来自离子源的粒子的脉冲的宽度/持续时间)、给定角度的频率振幅调制表、用于在加速器的输出处将粒子束引导至患者的转向线圈的位置值、以及线圈位置(包括主线圈和任何主动返回线圈)。
[0182] 在一些实施方式中，控制系统计算机使用开环校正过程，在其他实施方式中，控制系统计算机使用闭环校正过程。在示例性开环校正过程中，控制系统计算机从查找表获得用于特定角度的参数，并且执行将系统设定到所获参数的操作。例如，系统可以获得对于给定台架角度的磁流，并且输出信号以将适量的电流发送至磁体。在示例性闭环校正过程中，控制系统计算机获得用于查找表的参数，确定对应于该参数的电流值，并且进行适当的调整直至电流值达到所获得的值。例如，可以使用反馈系统和/或反馈电路来测量电流值并对该值进行调整，并且控制系统计算机可能会继续进行调整，直至实现用于该参数的适当的值。
[0183] 在一些实施方式中，粒子治疗系统在粒子加速器的输出处包括扫描系统。在这方面，参照图34，束形成系统比如束形成系统125在粒子加速器(其可以具有在图1和2中所示的配置)的提取通道1002的输出处。束形成系统可以是扫描系统。图34示出了示例性扫描系统1006，其可以用来扫描在至少部分照射目标上的粒子束。图35示出了扫描系统的部件的示例，包括扫描磁体1008、离子室1009、以及能量降能器1010。图35中未示出扫描系统的其它部件。
[0184] 在示例性操作中，扫描磁体1008在两个维度上(例如，笛卡尔XY维度)是可控制的，在照射目标的一部分(例如，横截面)之上引导粒子束。离子室1009检测束的剂量并且将该信息反馈到控制系统。能量降能器1010是可控制的，以将材料移动到粒子束的路径中以及移出该路径，以改变粒子束的能量且从而改变粒子束将穿透照射目标所达的深度。
[0185] 图36和37示出了示例性扫描磁体1008的视图。扫描磁体1008包括在X方向上控制粒子束运动的两个线圈1011和在Y方向上控制粒子束运动的两个线圈1012。在一些实施方式中，经由改变通过一组或两组线圈的电流从而改变由此所产生的磁场来实现控制。通过适当地改变磁场，粒子束可以在整个照射目标上沿X和/或Y方向移动。在一些实施方式中，扫描磁体相对于粒子加速器实际上是不可动的。在其他实施方式中，扫描磁体相对于加速器是可动的(例如，除了由台架所提供的运动之外)。
[0186] 在该示例中，通过检测由入射辐射所造成的在气体内所产生的离子对的数量，离子室1009检测由粒子束所施加的剂量。离子对的数量对应于由粒子束所提供的剂量。该信息反馈到控制粒子治疗系统操作的计算机系统。未示出的计算机系统(其可以包括存储器和一个或多个处理设备)确定由离子室检测出的剂量是否是所期望的剂量。如果该剂量不是所期望的，则计算机系统可以控制加速器来中断粒子束的生产和/或输出，并且/或者控制扫描磁体以防止粒子束输出到照射目标。
[0187] 图38示出了范围调整器1015，这是能量降能器1010的示例性实施方式。在一些实施方式中，比如图38所示，范围调整器包括一系列板1016。这些板可以由一个或多个能量吸收材料制成。
[0188] 一个或多个所述板可移入或移出束路径，从而影响粒子束的能量，从而影响粒子束在照射目标内的穿透深度。例如，移入粒子束路径中的板越多，将由这些板吸收的能量就越多，且粒子束将具有的能量更少。相反，移入粒子束路径中的板越少，将由这些板吸收的能量就越少，且粒子束将具有的能量更多。高能量粒子束穿透到照射目标中比低能量粒子束更深。在本上下文中，“高”和“低”是指相对的术语，不具有任何具体数字的含义。
[0189] 将板实际地移入和移出粒子束的路径。例如，如图39所示，板1016a在粒子束的路径中和粒子束的路径之外的位置之间沿箭头1017的方向移动。所述板是计算机控制的。通常，移入粒子束路径中的板的数量对应于扫描照射目标将要发生的深度。例如，照射目标可以分成横截面，其中的每个对应于照射深度。范围调制器的一个或多个板可以移入或移出束路径至照射目标，以便实现适当的能量来照射所述照射目标的这些横截面中的每个。
[0190] 在一些实施方式中，在使用扫描来处理照射目标之前确立治疗计划。治疗计划可以指定如何对特定的照射目标进行扫描。在一些实施方式中，治疗计划指定以下信息：类型的扫描(例如，点扫描或光栅扫描)；扫描位置(例如，要被扫描的点的位置)；每次扫描位置的磁体电流；每个点的剂量；照射目标横截面的位置(例如，深度)；每个横截面的粒子束能量；移动到束路径中用于每个粒子束能量的板或其它类型的块；等等。通常，点扫描涉及将照射施加在照射目标上离散点，光栅扫描涉及使辐射点跨过照射目标移动。因此，点尺寸的概念适用于光栅扫描和点扫描。
[0191] 扫描系统的任何部件(包括上文所述的那些)可能会受到产生于加速器移动的重力的影响。因此，可以控制扫描系统的任何上述部件或全部来补偿重力的影响。在这方面，范围调整器通常不随加速器旋转；然而，在其所起作用的系统中，还可以控制范围调整器。可以使用开环和闭环控制这二者来补偿扫描系统上的重力的影响。如上文所述，与扫描系统相关联的参数可以并入到查找表中并且由控制计算机获得。
[0192] 可以根据处方对粒子治疗系统的配置进行计算机控制。可以通过从一个或多个计算机输出到粒子治疗系统上的或与之相关联的各种电子器件的一个或多个信号来实现计算机控制。在这方面，可以经由计算机程序产品即有形地体现在一个或多个信息载体中(例如，在一个或多个有形的非临时性计算机可读存储介质中)用于由数据处理装置(例如，可编程处理器、一个计算机或多个计算机)执行或控制它们的操作的计算机程序至少部分地实施由控制系统实施的配置过程及其各种修改(下文中称为“过程”)的全部或部分。
[0193] 可以以任何形式的程序设计语言(包括编译或解释语言)来书写计算机程序，并且可以以任何形式对其进行部署，包括作为独立的程序或者作为模块、组件、子例程或适合用于计算环境的其它单元。可以将计算机程序部署成在一个计算机上或在位于一个站点或跨越多个位点分布且由网络互连的多个计算机上执行。
[0194] 可以通过执行一个或多个计算机程序以执行校准过程的功能的一个或多个可编程处理器来执行与实施该过程相关联的操作。这些过程的全部或部分可以实施为专用逻辑电路，例如FPGA(现场可编程门阵列)和/或ASIC(特定应用集成电路)。
[0195] 例如，适于执行计算机程序的处理器包括通用及专用微处理器，以及任何种类的数字计算机的任何一个或多个处理器。通常，处理器将从只读存储区或随机存取存储区或这二者接收指令和数据。计算机(包括服务器)的元件包括用于执行指令的一个或多个处理器和用于储存指令及数据的一个或多个存储区域设备。通常，计算机还将包括一个或多个机器可读存储介质(比如用于存储数据的大容量存储设备，例如磁盘、磁光盘或光盘)，或者可操作地耦合成从其接收数据或向其传送数据或二者兼有。适于体现计算机程序指令及数据的机器可读存储介质包括所有形式的非易失性存储区域，例如包括：半导体存储区域设备(例如EPROM、EEPROM)和闪存存储区域设备；磁盘(例如内部硬盘或可移动盘)；磁光盘；以及CD-ROM和DVD-ROM盘。
[0196] 可以以适当的组合使用前述实施方式中的任何两个以上来影响提取通道中的粒子束的能量。同样地，出于相同的目的，可以以适当的组合使用前述实施方式中的任何两个以上的个别特征。
[0197] 可以组合本文所述的不同实施方式的元件来形成上文并未具体阐述的其它实施方式。各元件可能会从本文所述的程序、系统、设备等中遗漏，而并不会不利地影响其操作。各个单独的元件可以组合成一个或多个单个元件来执行本文所述的功能。
[0198] 本文所述的示例性实施方式并不限于与粒子治疗系统一起使用或者与本文所述的示例性粒子治疗系统一起使用。
[0199] 关于可以用于如在本文所述的系统中的粒子加速器的示例性实施方式的设计的额外信息可参见以下各项：2006年1月20日提交的标题为“High-Field Superconducting Synchrocyclotron”的美国临时申请第60/760788号；2006年8月9日提交的标题为“Magnet Structure For Particle Acceleration”的美国专利申请第11/463402号；以及2006年10月10日提交的标题为“Cryogenic Vacuum Break Pneumatic Thermal Coupler”的美国临时申请第60/850565号，所有这些申请通过引用并入本文。
[0200] 以下申请通过引用并入本申请：标题为“CONTROLLING INTENSITY OF A PARTICLE BEAM”(申请号61/707466)的美国临时申请；标题为“ADJUSTING ENERGY OF A PARTICLE BEAM”(申请号61/707515)的美国临时申请；标题为“ADJUSTING COIL POSITION”(申请号61/707548)的美国临时申请；标题为“FOCUSING A PARTICLE BEAM USING MAGNETIC FIELD FLUTTER”(申请号61/707572)的美国临时申请；标题为“MAGNETIC FIELD REGENERATOR”(申请号61/707590)的美国临时申请；标题为“FOCUSING A PARTICLE BEAM”(申请号61/
707704)的美国临时申请；标题为“CONTROLLING PARTICLE THERAPY”(申请号61/707624)的美国临时申请；以及标题为“CONTROL SYSTEM FOR A PARTICLE ACCELERATOR”(申请号61/
707645)的美国临时申请。
707704)的美国临时申请；标题为“CONTROLLING PARTICLE THERAPY”(申请号61/707624)的美国临时申请；以及标题为“CONTROL SYSTEM FOR A PARTICLE ACCELERATOR”(申请号61/
707645)的美国临时申请。
[0201] 以下各项同样通过引用并入到本申请中：2010年6月1日颁布的美国专利第7728311号；2007年11月30日提交的美国专利申请第11/948359号；2008年11月20日提交的美国专利申请第12/275103号；2007年11月30日提交的美国专利申请第11/948662号；2007年11月30日提交的美国临时申请第60/991454号；2011年8月23日颁布的美国专利第
8003964号；2007年4月24日颁布的美国专利第7208748号；2008年7月22日颁布的美国专利第7402963号；2010年2月9日提交的美国专利申请第13/148000号；2007年11月9日提交的美国专利申请第11/937573号；2005年7月21日提交的标题为“A Programmable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron”的美国专利申请第11/187633号；2004年7月21日提交的美国临时申请第60/590089号；2004年9月24日提交的标题为“A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation”的美国专利申请第10/949734号；以及2005年7月21日提交的美国临时申请第60/590088号。
8003964号；2007年4月24日颁布的美国专利第7208748号；2008年7月22日颁布的美国专利第7402963号；2010年2月9日提交的美国专利申请第13/148000号；2007年11月9日提交的美国专利申请第11/937573号；2005年7月21日提交的标题为“A Programmable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron”的美国专利申请第11/187633号；2004年7月21日提交的美国临时申请第60/590089号；2004年9月24日提交的标题为“A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation”的美国专利申请第10/949734号；以及2005年7月21日提交的美国临时申请第60/590088号。
[0202] 本申请的任何特征可以与下面各项中的一个或多个适当的特征组合：标题为“CONTROLLING INTENSITY OF A PARTICLE BEAM”(申请号61/707466)的美国临时申请；标题为“ADJUSTING ENERGY OF A PARTICLE BEAM”(申请号61/707515)的美国临时申请；标题为“ADJUSTING COIL POSITION”(申请号61/707548)的美国临时申请；标题为“FOCUSING A PARTICLE BEAM USING MAGNETIC FIELD FLUTTER”(申请号61/707572)的美国临时申请；标题为“MAGNETIC FIELD REGENERATOR”(申请号61/707590)的美国临时申请；标题为“FOCUSING A PARTICLE BEAM”(申请号61/707704)的美国临时申请；标题为“CONTROLLING PARTICLE THERAPY”(申请号61/707624)的美国临时申请；以及标题为“CONTROL SYSTEM FOR A PARTICLE ACCELERATOR”(申请号61/707645)的美国临时申请；2010年6月1日颁布的美国专利第7728311号；2007年11月30日提交的美国专利申请第11/948359号；2008年11月20日提交的美国专利申请第12/275103号；2007年11月30日提交的美国专利申请第11/
948662号；2007年11月30日提交的美国临时申请第60/991454号；2013年5月31日提交的美国专利申请序列号13/907601；2013年6月12日提交的美国专利申请序列号13/916401；2011年8月23日颁布的美国专利第8003964号；2007年4月24日颁布的美国专利第7208748号；
2008年7月22日颁布的美国专利第7402963号；2010年2月9日提交的美国专利申请第13/
148000号；2007年11月9日提交的美国专利申请第11/937573号；2005年7月21日提交的标题为“A Programmable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron”的美国专利申请第11/187633号；2004年7月21日提交的美国临时申请第60/590089号；2004年9月24日提交的标题为“A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation”的美国专利申请第10/949734号；以及2005年7月21日提交的美国临时申请第60/590088号。
948662号；2007年11月30日提交的美国临时申请第60/991454号；2013年5月31日提交的美国专利申请序列号13/907601；2013年6月12日提交的美国专利申请序列号13/916401；2011年8月23日颁布的美国专利第8003964号；2007年4月24日颁布的美国专利第7208748号；
2008年7月22日颁布的美国专利第7402963号；2010年2月9日提交的美国专利申请第13/
148000号；2007年11月9日提交的美国专利申请第11/937573号；2005年7月21日提交的标题为“A Programmable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron”的美国专利申请第11/187633号；2004年7月21日提交的美国临时申请第60/590089号；2004年9月24日提交的标题为“A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation”的美国专利申请第10/949734号；以及2005年7月21日提交的美国临时申请第60/590088号。
[0203] 除了本专利申请要求优先权的临时申请和上文通过引用所并入的文献之外，没有其他文献通过引用结合到本专利申请中。
[0204] 本文中未具体描述的其它实施方式也在以下权利要求的范围之内。
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