磁场再生器
阅读：432发布：2020-05-12
专利汇可以提供磁场再生器专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且示例性粒子 加速 器包括下列部件： 电压 电源，给空腔提供射频(RF)电压，以加速来自 等离子体 柱的粒子，所述空腔具有 磁场 以使从所述等离子体柱加速的粒子在所述空腔内沿轨道移动；引出通道，接收从所述等离子体柱加速的粒子，并从所述空腔输出接收的粒子；以及再生器，在所述空腔内提供磁场凸起，从而改变从所述等离子体柱加速的粒子的连续轨道，使得最终，粒子输出至所述引出通道。所述磁场为至少6特斯拉，所述磁场凸起为至多2特斯拉。，下面是磁场再生器专利的具体信息内容。
1.一种粒子加速器，包括：
电压电源，给空腔提供射频(RF)电压，以加速来自等离子体柱的粒子，所述空腔具有磁场以使从所述等离子体柱加速的粒子在所述空腔内沿轨道移动；
引出通道，接收从所述等离子体柱加速的粒子，并从所述空腔输出接收的粒子；以及再生器，在所述空腔内提供磁场凸起，从而改变从所述等离子体柱加速的粒子的连续轨道，使得最终，粒子输出至所述引出通道，
其中，所述磁场为至少6特斯拉，所述磁场凸起为至多2特斯拉。
2.如权利要求1所述的粒子加速器，其中，所述再生器包括与所述等离子体柱相距一径向距离的铁磁装置。
3.如权利要求2所述的粒子加速器，其中，所述再生器包括单个铁磁装置。
4.如权利要求2所述的粒子加速器，其中，所述铁磁结构包括钢。
5.如权利要求1所述的粒子加速器，其中，所述磁场为至少4特斯拉，所述磁场凸起为至多2特斯拉。
6.如权利要求1所述的粒子加速器，其中，所述再生器具有不规则的横截面形状，所述不规则的横截面形状设计成产生具有特定形状和/或幅度的磁场凸起。
7.如权利要求6所述的粒子加速器，其中，所述不规则的横截面形状包括位于所述再生器的面向所述空腔的一部分上的角特征，所述角特征包括含两个表面的非正交交叉的边缘。
8.如权利要求1所述的粒子加速器，其中，所述引出通道包括将进入所述引出通道的粒子与留在所述空腔中的粒子分开的隔膜，所述再生器构造成粒子轨道的间距和角度使粒子轨道中的大部分粒子经过所述隔膜，进入所述引出通道中。
9.如权利要求1所述的粒子加速器，其中，经过所述隔膜的粒子轨道相对于所述等离子体柱包括一系列粒子半径。
10.一种质子治疗系统，包括：
如权利要求1所述的粒子加速器；以及
台架，同步回旋加速器安装在所述台架上，所述台架可以相对于患者位置旋转，其中，质子基本上从所述同步回旋加速器直接输出至患者位置。
11.如权利要求10所述的质子治疗系统，其中，所述粒子加速器包括同步回旋加速器。
12.一种粒子加速器，包括：
粒子源，给空腔提供离子化等离子体脉冲；
电压电源，给所述空腔提供射频(RF)电压，以从等离子体柱向外加速粒子，从所述等离子体柱加速的粒子在所述空腔内沿轨道行进；
引出通道，接收来自所述空腔的粒子轨道，以从所述粒子加速器输出；以及再生器，在所述空腔内提供磁场凸起来使所述粒子轨道成型，以将所述粒子轨道引导至所述引出通道。
13.如权利要求12所述的粒子加速器，其中，所述磁场为至少4特斯拉。
14.如权利要求12所述的粒子加速器，其中，所述磁场凸起为至多2特斯拉。
15.如权利要求12所述的粒子加速器，其中，所述再生器相对于所述等离子体柱在一个或多个维度上可以移动。
16.如权利要求12所述的粒子加速器，其中，所述再生器具有不规则的横截面形状，所述不规则的横截面形状设计成产生具有特定形状和/或幅度的磁场凸起。
17.如权利要求16所述的粒子加速器，其中，所述不规则的横截面形状包括位于所述再生器的面向所述空腔的一部分上的角特征，所述角特征包括含两个表面的非正交交叉的边缘。
18.如权利要求12所述的粒子加速器，其中，所述引出通道包括将进入所述引出通道的粒子与留在所述空腔中的粒子分开的隔膜，所述再生器构造成粒子轨道的间距和角度使粒子轨道中的大部分粒子经过所述隔膜，进入所述引出通道。
19.如权利要求12所述的粒子加速器，其中，经过所述隔膜的粒子轨道相对于所述等离子体柱包括一系列粒子半径。
20.一种质子治疗系统，包括：
如权利要求12所述的粒子加速器；以及
台架，所述粒子加速器安装在所述台架上，所述台架可以相对于患者位置旋转，其中，质子基本上从所述粒子加速器直接输出至患者位置。
21.如权利要求20所述的质子治疗系统，其中，所述粒子加速器包括同步回旋加速器。
22.一种粒子加速器，包括：
电压电源，给空腔提供射频(RF)电压，以加速来自等离子体柱的粒子，所述空腔具有磁场以使从所述等离子体柱加速的粒子在所述空腔内沿轨道移动；
引出通道，接收从所述等离子体柱加速的粒子，并从所述空腔输出接收的粒子；以及再生器，在所述空腔内提供磁场凸起，从而改变从所述等离子体柱加速的粒子的连续轨道，使得最终，粒子输出至所述引出通道，
其中，所述粒子加速器构造成改变在所述空腔内沿轨道移动的粒子的能量。
23.如权利要求22所述的粒子加速器，其中，所述再生器可以在所述空腔内在一个或多个维度上移动，所述再生器的移动与所述粒子的能量相关联。
24.如权利要求22所述的粒子加速器，还包括：
线圈，传送电流以产生磁场，其中，穿过所述线圈的电流量的变化对应于所述粒子的能量的变化。
25.如权利要求22所述的粒子加速器，还包括：
降能器，影响从所述粒子加速器输出的粒子束的能量。
磁场再生器
[0001] 相关申请的交叉引用
[0002] 在此要求于2012年9月28日提交的美国临时申请No.61/707,590的优先权，该美国临时申请No.61/707,590的内容作为引用并入本文。
技术领域
[0003] 本公开总体上涉及一种用在粒子加速器中的磁场再生器。
背景技术
[0004] 粒子治疗系统使用加速器以产生用于治疗诸如肿瘤的病痛的粒子束。在操作中，在磁场的存在下，粒子在空腔内的轨道上加速，并通过引出通道(extraction channel)从空腔中离开。磁场再生器在空腔外部附近产生磁场凸起(magnetic field bump)，以扭曲一些轨道的间距和角度，使得它们朝向引出通道移动，并最终进入引出通道。磁场再生器通常是增强现有磁场的铁磁装置。
[0005] 迄今，粒子加速器使用比较低的磁场(例如约2特斯拉)操作。在这种情况下，由磁场再生器产生的磁场凸起可从内部磁场“吮吸”大量磁通量。这相对于背景2特斯拉磁场在空腔中产生磁场孔。该孔通常通过如下方式而填充，将日益更小的径向相邻磁场再生器结合在空腔中，以增加日益更小的磁场凸起来代替由在前磁场再生器产生的对应孔。使用日益更小的磁场再生器实施前述磁场校正在以比较低的磁场操作的系统中是困难的。发明内容
[0006] 示例性粒子加速器包括如下：电压电源，给空腔提供射频(RF)电压以加速来自等离子体柱的粒子，其中，空腔具有磁场以使从等离子体柱加速的粒子在空腔内沿轨道移动；引出通道，接收从等离子体柱加速的粒子，并从空腔输出接收的粒子；以及再生器，在空腔内提供磁场凸起，从而改变从等离子体柱加速的粒子的连续轨道，使得最终，粒子输出到引出通 道。磁场为至少4特斯拉或6特斯拉，磁场凸起为至多2特斯拉。示例性粒子加速器可包括下列特征的一个或多个(单独或组合)。
[0007] 再生器可包括与等离子体柱相距一径向距离的铁磁装置。再生器可包括单个铁磁装置或多个铁磁装置(例如，可以有多个本文所述类型的铁磁结构，其构造并布置成产生磁场凸起和/或使磁场凸起成型)。铁磁结构可以包括钢。磁场可以为至少4特斯拉或8特斯拉，磁场凸起可以为至多2特斯拉。
[0008] 再生器可具有不规则的横截面形状，其设计成产生具有特定形状和/或幅度的磁场凸起。不规则的横截面形状可具有位于再生器的面向空腔的部分上的角特征，其中，角特征包括含两个表面的非正交交叉的边缘。
[0009] 引出通道可包括将进入引出通道的粒子与留在空腔中的粒子分开的隔膜。再生器可构造成粒子轨道的间距和角度使粒子轨道中的大部分粒子穿过隔膜进入引出通道中。穿过隔膜的粒子轨道可包括相对于等离子体柱的一系列粒子半径。
[0010] 示例性质子治疗系统包括前述粒子加速器和台架，同步回旋加速器安装在台架上。台架可相对于患者位置旋转。质子基本上从同步回旋加速器直接输出到患者位置。粒子加速器可以是同步回旋加速器。
[0011] 示例性粒子加速器包括如下：粒子源，给包含磁场的空腔提供离子化等离子体的脉冲；电压电源，给空腔提供射频(RF)电压，以从等离子体柱向外加速粒子，其中，从等离子体柱加速的粒子在空腔内沿轨道行进；引出通道，接收来自空腔的粒子轨道，以从粒子加速器输出；以及再生器，在空腔内提供磁场凸起，以使粒子轨道成型，而将粒子轨道引导至引出通道。示例性粒子加速器可包括下列特征的一个或多个(单独或组合)。
[0012] 磁场可以为至少4特斯拉或8特斯拉。磁场凸起可以至多为2特斯拉。再生器可以相对于等离子体柱在一个或多个维度上移动。再生器可具有不规则的横截面形状，其设计成产生具有特定形状和/或幅度的磁场凸起。不规则的横截面形状可包括位于再生器的面向空腔的部分上的角特征，角特征可包括含两个表面的非正交交叉的边缘。示例性粒子加速器可包括多个本文所述类型的再生器，其构造并布置在轨道空腔中，以产生一个或多个磁场凸起和/或使磁场凸起成型。
[0013] 引出通道可包括将进入引出通道的粒子与留在空腔中的粒子分开的隔 膜。再生器可构造成粒子轨道的间距和角度使粒子轨道中的大部分粒子穿过隔膜进入引出通道中。穿过隔膜的粒子轨道可包括相对于等离子体柱的一系列粒子半径。
[0014] 示例性质子治疗系统可包括前述粒子加速器和台架，粒子加速器安装在台架上。台架可相对于患者位置旋转。质子基本上从粒子加速器直接输出到患者位置。粒子加速器可以是同步回旋加速器。
[0015] 在示例中，粒子加速器包括：电压电源，给空腔提供射频(RF)电压以加速来自等离子体柱的粒子，其中，空腔具有磁场以使从等离子体柱加速的粒子在空腔内沿轨道移动；引出通道，接收从等离子体柱加速的粒子，并从空腔输出接收的粒子；以及再生器，在空腔内提供磁场凸起，从而改变从等离子体柱加速的粒子的连续轨道，使得最终，粒子输出到引出通道。粒子加速器构造成改变在空腔内沿轨道移动的粒子的能量。粒子加速器可包括下列特征的一个或多个(单独或组合)。
[0016] 再生器可以在空腔内在一个或多个维度上移动，使得再生器的移动与粒子能量相关联。粒子加速器可包括传输电流的线圈以产生磁场，其中，穿过线圈的电量的变化对应于粒子能量的变化。粒子加速器可包括降能器，以影响从粒子加速器输出的粒子束的能量。
[0017] 本公开中描述的特征的两个或更多个(包括那些在该发明内容中描述的特征)可以组合以形成本文中未特定描述的实施方式。
[0018] 对本文所述系统或其一部分的控制可经由计算机程序产品实现，计算机程序产品包括存储在一个或多个非暂时性机器可读存储介质上、在一个或多个处理设备上执行的指令。本文所述系统或其一部分可包括一个或多个处理设备和存储可执行指令的存储器，以实施对所述功能的控制。
附图说明
[0020] 图1是示例性粒子治疗系统的透视图。
[0021] 图2是同步回旋加速器的示例部件的分解透视图。
[0022] 图3、4和5是示例性同步回旋加速器的剖面图。
[0023] 图6是示例性同步回旋加速器的透视图。
[0024] 图7是示例性反向线圈架和绕组的一部分的剖面图。
[0026] 图9是示例性离子源的剖面图。
[0027] 图10是一种示例性D形板和示例性虚拟D形板的透视图。
[0028] 图11是一种示例性穴室的透视图。
[0029] 图12是一种有穴室的示例性治疗室的透视图。
[0030] 图13示出了靠近粒子加速器的患者。
[0031] 图14示出定位在治疗室的示例性内部台架内的患者。
[0032] 图15是示例性加速空腔和示例性引出通道的顶视图。
[0033] 图16是示出磁场强度与距等离子体柱的径向距离之间的关系的图表，以及超导磁体的低温恒温器的示例部分的横截面。
[0034] 图17是示例性加速空腔和引出通道的顶视图，其描绘了移动以进入引出通道的轨道。
[0035] 图18是示例性加速空腔和再生器的顶视图，其描绘了空腔中的磁场线。
[0036] 图19是示出对于具有约2特斯拉背景磁场的粒子加速器，磁场强度与距等离子体的径向距离的关系的图表。
[0037] 图20是具有多个轴向对准再生器的示例加速空腔的顶视图。
[0038] 图21是示例性再生器的剖视侧视图。
[0039] 图22是引出通道的一部分的前视图。
[0040] 图23是可使用可变能量粒子加速器的示例性粒子治疗系统的概念图。
[0041] 图24是示出对于磁场和粒子加速器的距离的变化，能量和电流的示例性图表。
[0043] 图26是可用在可变能量粒子加速器中的示例磁体系统的分解透视图。
[0044] 在各附图中，类似的参考标号表示类似的元件。
具体实施方式
[0045] 概述
[0046] 本文所描述的是用于在示例性系统中使用的粒子加速器的例子，所述系统诸如质子或离子治疗系统。该系统包括安装在台架上的粒子加速器-在这个例子中是同步回旋加速器。如在下面更详细地解释的，所述台架使得加速器能够围绕患者的位置旋转。在一些实施方案中，所述台架是钢的并且具有两个腿部，所述腿部安装用于在位于患者的相对侧上的两个相应轴承上旋转。粒子加速器由钢桁架支撑，所述钢桁架对于跨越患者所在的治疗区域是足够长的，并且在两端稳定地附接到台架的旋转腿部。作为台架围绕患者旋转的结果，所述粒子加速器也旋转。
[0047] 在一个示例性实施方案中，所述粒子加速器(例如，同步回旋加速器)包括低温恒温器，其容纳用于传导产生磁场(B)的电流的超导线圈。在这个例子中，低温恒温器使用液氦(He)以将线圈维持在超导温度下，例如，4°开尔文(Kelvin，K)。磁轭邻近(例如，围绕)低温恒温器，并限定粒子在其中加速的空腔。低温恒温器经由条带等附接到磁轭。尽管该附接(及超导线圈在低温恒温器内的附接)限制超导线圈的移动，但是并没有完全防止线圈移动。
[0048] 在这种示例性实施方案中，所述粒子加速器包括粒子源(例如，潘宁离子规(Penning Ion Gauge)-PIG源)以提供等离子体柱到空腔中。氢气被电离以产生等离子体柱。电压源提供射频(RF)电压到空腔中以加速来自等离子体柱的粒子。正如所指出的，在这个例子中，粒子加速器是同步回旋加速器。因此，考虑到当从所述柱引出粒子时在粒子上的相对论效应(例如，增加的粒子质量)，该RF电压扫过一定的频率范围。由线圈产生的磁场导致从等离子体柱加速的粒子在空腔内轨道加速。磁场再生器(“再生器”)定位成靠近空腔外部(例如位于其内部边缘)，以调节空腔内的现有磁场，从而改变从等离子体柱加速的粒子的连续轨道的位置(例如间距和角度)，使得最终，粒子输出到穿过磁轭的引出通道。再生器可以增加在所述空腔中的点处的磁场(例如，它可以在空腔的区域处产生磁场“凸起”)，从而使粒子的各连续轨道在该点向外朝向引出通道的入口点进动，直到它到达引出通道。引出通道接收从等离子体柱加速的粒子，并将所接收到的粒子从所述空腔输出。
[0049] 在一些实施方案中，所述再生器是被构造为产生具有特定尺寸和形状的磁场凸起的单个铁磁装置。在本文中，单个铁磁装置可以是单个毗邻或 物理连接结构或者其可以是由使磁通量穿过的真空区分开的两个竖直对准但未物理连接的铁磁结构(例如每个磁轭上的一个)。在本文中，竖直对准包括磁轭之间的对准，还包括铁磁结构的任何恰当对准的整体或一部分。
[0050] 再生器可以由钢(包括铁)制成，在该情况下，由再生器产生的磁场凸起为至多约2特斯拉。然而，其它材料可用于产生多于或小于2特斯拉的磁场凸起。例如，在一些实施方式中，磁场凸起处于0.5特斯拉至1特斯拉的范围中。已存在于空腔中的磁场(称为“背景磁场”)为至少4特斯拉、5特斯拉或6特斯拉，有时更多(例如8特斯拉、8.5特斯拉、9特斯拉、9.5特斯拉、10特斯拉、10.5特斯拉或更多)。因此，与背景磁场相比，由提供2特斯拉或更小磁场凸起的再生器产生的磁场凸起中的孔较小。结果，与粒子加速器使得更小背景磁场(例如2特斯拉)的情况相比，孔对粒子轨道的总体影响较少。换言之，因为背景磁场与磁场凸起相比较高，所以在磁场中得到的孔的效果比低场加速器中更小。结果，在一些实施方式中，单个铁磁装置可用作磁场再生器，从而消除了对附加、日益更小的径向相邻再生器(添加日益更小的磁场凸起来填充其它磁场孔)的需要。
[0051] 而且，可以调节再生器在空腔内的物理位置来补偿超导线圈的移动。例如，计算机控制的致动器可用于基于例如粒子加速器的旋转位置来在一个或多个维度上调节再生器在空腔内的位置。通过如此调节再生器的位置，可将再生器定位成对源自再生器的磁场的恰当调节影响适当的粒子轨道，而不管粒子加速器的旋转位置如何。
[0052] 本文所述磁场再生器可用在单个粒子加速器中，其在本文所述的任何两个或更多个特征可以在单个粒子加速器中组合起来。粒子加速器可用在任何类型的医用或非医用应用中。下面提供粒子治疗系统的示例，本文所述粒子加速器用在该粒子治疗系统中。
[0053] 示例性粒子治疗系统
[0054] 参照图1，带电粒子放射治疗系统500包括束流产生粒子加速器502，其具有足够小的重量和尺寸以允许它被安装在旋转台架504上，其输出从加速器壳体朝向患者506直线地(也就是说，基本上直接地)定向。
[0055] 在一些实施方案中，钢台架具有两个腿部508、510，所述腿部安装用于在位于患者的相对侧上两个相应轴承512、514上旋转。加速器由钢桁架 516支撑，所述钢桁架对于跨越患者躺卧在其中的治疗区域518是足够长的(例如，较高的人的两倍长，以允许该人士在空间内充分地旋转，而患者的任何靶区域保留在束流的线上)，并且其在两端稳定地附接到台架的旋转腿部。
[0056] 在一些例子中，台架的旋转被限制到小于360度的范围520，例如，大约180度，以允许地板522从容纳所述治疗系统的穴室524的壁延伸到患者治疗区域内。台架的有限转动范围也降低了一些提供在治疗区域之外人士的放射屏蔽的壁的所需厚度。180度的台架旋转范围对于覆盖所有的治疗进入角度是足够的，但提供更大的行程范围可以是有用的。例如，旋转范围可以是在180度至330度之间，并且仍然为治疗地板空间提供了间隙。
[0057] 台架的水平转动轴532标称位于地板之上一米，患者和治疗师在那里与治疗系统进行交互。此地板位于治疗系统屏蔽穴室的底部地板之上约3米。加速器可以在升高的地板之下摆动用于从旋转轴之下输送治疗束流。病床在基本上平行于台架旋转轴线的水平平面上移动并旋转。用这种构造，所述床可以在水平平面上转动通过约270度的范围534。台架和患者的旋转范围和自由度的这种组合允许治疗师选择用于束流的几乎任何进入角度。如果需要，患者能够以相反的朝向被放置在所述床上，然后可以利用所有可能的角度。
[0058] 在一些实施方案中，加速器使用具有非常高磁场的超导电磁结构的同步回旋加速器构造。因为给定动能的带电粒子的弯曲半径与施加到其上的磁场的增加成比例地减小，非常高磁场的超导磁结构允许加速器可以做得更小和更轻。同步回旋加速器使用的磁场在旋转角上是均匀的，并随着半径增加而在强度上下降。这样的场形状可以不管磁场大小而实现，所以，对于可以在同步回旋加速器中使用的磁场强度(以及因此所得到的在固定半径处的粒子能量)，在理论上没有上限。
[0059] 超导材料在非常高磁场存在的情况下丧失其超导性质。使用了高性能的超导线绕组以允许实现非常高的磁场。
[0060] 为了实现其超导性质，超导材料一般需要被冷却到低温。在这里描述的一些例子中，低温冷却器用于将超导线圈绕组带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。
[0061] 同步回旋加速器支撑在台架上，使得束流与患者直接成一条直线地产 生。台架允许回旋加速器绕水平旋转轴的旋转，所述旋转轴包含一个在患者内或接近患者的点(等角点540)。平行于旋转轴的分离桁架在两侧上支撑回旋加速器。
[0062] 由于台架的转动范围是有限的，患者支撑区域可以容纳在绕等角点的广阔区域内。由于地板可大致围绕等角点延伸，患者支撑台可定位为相对于穿过等角点的竖直轴线542移动并绕其旋转，使得通过台架旋转和支撑台运动和旋转的结合，可以实现进入患者任何部位的任何角度的束流方向。两个台架臂以高大患者的高度的两倍以上分离，允许病床在升高地板之上的水平面中旋转和平移。
[0063] 限制台架的旋转角度允许减少围绕治疗室的至少一个墙壁的厚度。通常由混凝土建造的较厚墙壁提供对在治疗室之外的人的照射防护。为了提供相等的防护水平，在下游停止质子束的墙壁可以是在房间相对端的墙壁的约两倍厚。限制台架旋转的范围使得治疗室在三个侧面上坐落在地平面之下，同时允许占用区域靠近最薄的壁，以降低治疗室的建造成本。
[0064] 在图1中示出的示例性实施方案中，超导同步回旋加速器502以在同步回旋加速器的极间隙中8.8特斯拉的峰值磁场操作。同步回旋加速器产生具有250MeV(兆电子伏特)能量的质子束流。在其他实施方案中，场强可以在4至20或6至20特斯拉的范围内，而质子能量可以是在150至300MeV的范围内。
[0065] 在这个例子中描述的放射治疗系统用于质子放射治疗，但相同的原理和细节可以应用于在重离子(离子)治疗系统中使用的类似系统。
[0066] 如图2、图3、图4、图5和图6中所示，同步回旋加速器10(例如，图1中的502)的例子包括磁体系统12，其包含粒子源90、射频驱动系统91和束流引出系统38。使用串接线对环形超导线圈40、42和一对成型铁磁(例如，低碳钢)极面44、46的组合，由磁体系统确定的磁场具有适于维持所包含质子束的聚焦的形状。
[0067] 两个超导磁体线圈定心在共同的轴线47上，并沿所述轴线间隔开。如图7和图8所示，线圈由部署在沟道内绞合线缆导线几何构型中的Nb3Sn(铌三锡)基超导0.8mm直径股线48形成(最初包括由铜护套围绕的铌-锡芯)。在七个股线在一起组成线缆之后，它们被加热以引发形成线材的最终(脆的)超导材料的反应。在材料已经反应之后，导线被焊接到铜管道(外 部尺寸3.18×2.54mm，内部尺寸2.08×2.08mm)并用绝缘体52(在这个例子中是编织玻璃纤维材料)覆盖。包含线材53的铜沟道然后卷绕在线圈中，所述线圈具有8.55cm×19.02cm的矩形横截面，并具有26层且每层有49匝。卷绕的线圈然后用环氧化合物真空浸渍。成品线圈被安装在环形不锈钢反向线圈架56上。加热毯55放置在绕组层的间隔处，以在磁体失超的情况下保护该组件。
[0068] 整个线圈然后可以用铜片覆盖以提供热传导性和机械稳定性，然后被包含在环氧树脂附加层中。线圈的预压缩可以通过加热不锈钢反向线圈架并将线圈装配到反向线圈架内提供。反向线圈架内径被选择为使得当整个物块被冷却到4K时，反向线圈架保持与线圈接触并提供了少许压缩。加热不锈钢反向线圈架到约50摄氏度并将线圈适配在100开氏度可以实现这一点。
[0069] 线圈的几何形状通过安装在反向矩形线圈架56上施加恢复力60而维持，所述恢复力抵抗在线圈通电时所产生的扭曲力。如图5所示，线圈的位置使用一组热到冷的支撑带402、404、406相对于磁轭和低温恒温器保持。用薄带支撑冷块减小了由刚性支撑系统给予所述冷块的热量泄漏。所述带布置为当磁体在台架上旋转时承受线圈上的变化重力。它们承受重力和由线圈从相对于磁轭完全对称的位置扰动时实现的较大偏心力的联合作用。另外，在一些实施方案中，在其位置被改变时，连杆起到减少随着台架加速和减速而施加到线圈上的动态力的作用。每个热到冷的支撑包括一个S2玻璃纤维连杆和一个碳纤维连杆。
碳纤维连杆跨接引脚而被支撑在热的轭与中间温度(50-70K)之间，而S2玻璃纤维连杆408跨越在中间温度引脚与附接到冷物件的引脚而被支撑。每个连杆都是5cm长(引脚中心到引脚中心)，并且是17mm宽。连杆厚度为9mm。各引脚都是由高强度不锈钢制成的，并且直径是40mm。
碳纤维连杆跨接引脚而被支撑在热的轭与中间温度(50-70K)之间，而S2玻璃纤维连杆408跨越在中间温度引脚与附接到冷物件的引脚而被支撑。每个连杆都是5cm长(引脚中心到引脚中心)，并且是17mm宽。连杆厚度为9mm。各引脚都是由高强度不锈钢制成的，并且直径是40mm。
[0070] 参照图3，作为半径的函数的磁场强度剖面在很大程度上是通过选择线圈几何结构和极面形状而确定的；可渗透轭材料的极面44、46可以成形以微调磁场的形状，以确保粒子束在加速期间保持聚焦。
[0071] 通过将线圈组件(线圈和线圈架)围绕在抽成真空的环状铝或不锈钢低温腔室70之内，超导线圈被保持在接近绝对零度(例如，约4开氏度)的温度下，除了在一组有限的支撑点71、73处之外，所述腔室提供了绕线圈结构 的自由空间。在一个可选版本(图4)中，低温恒温器的外壁可由低碳钢制成，以提供用于磁场的附加返回磁通路径。
[0072] 在一些实施方案中，接近绝对零度的温度是使用单级吉福德-麦克马洪(Gifford-McMahon)低温冷却器和三个两级吉福德-麦克马洪低温冷却器实现并保持的。每个两级低温冷却器具有附连到冷凝器的第二级冷端，所述冷凝器将氦蒸气再凝结成液态氦。低温冷却头供应有来自压缩机的压缩氦。单级吉福德-麦克马洪低温冷却器被布置为冷却供应电流到超导绕组的高温(例如，50-70开氏度)导线。
[0073] 在一些实施方案中，接近绝对零度的温度由布置在线圈组件的不同位置处的两个吉福德-麦克马洪低温冷却器72、74实现并维持。每个低温冷却器具有与线圈组件接触的冷端76。低温冷却头78被供应有来自压缩机80的压缩氦。两个其他的吉福德-麦克马洪低温冷却器77、79被布置为冷却供应电流到超导绕组的高温(例如，60-80开氏度)导线。
[0074] 线圈组件和低温恒温腔室安装在药丸盒形状的形(pillbox-shaped)磁轭82的两个半部81、83内，并由其完全围绕。在这个例子中，线圈组件的内径是约74.6cm。铁轭82提供了返回磁场通量84的路径，并且将极面44、46之间的体积86磁学地屏蔽，以防止外磁影响扰动所述体积内磁场的形状。所述轭还用于减少在加速器附近的杂散磁场。在一些实施方案中，同步回旋加速器可以具有主动返回系统，以减少杂散磁场。主动返回系统的一个例子在2013年5月31日提交的美国专利申请编号13/907,601中描述，其内容通过引用并入本文。在主动返回系统中，本文所描述的相对较大的磁轭由被称为极块的较小磁性结构代替。超导线圈运行与本文所描述的主线圈相反的电流，以提供磁返回，从而减小杂散磁场。
[0075] 如图3和图9所示，同步回旋加速器包括潘宁离子规几何结构的粒子源90，其定位靠近磁体结构82的几何中心92。所述粒子源可以是如下所述的，或者粒子源可以是在美国专利申请编号11/948,662中所描述的类型，其内容通过引用并入本文。
[0077] 在一些实施方案中，在气体管101中的气体可包括氢和一种或多种其 他气体的混合物。例如，该混合物可以含有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利用稀有气体)。在一些实施方案中，该混合物可以是氢和氦的混合物。例如，该混合物可含有约75％或更多的氢和大约25％或更少的氦(可能包括痕量气体)。在另一例子中，该混合物可以含有约90％或更多的氢和大约10％或更少的氦(可能包括痕量气体)。在例子中，所述氢/氦混合物可以是以下任何一种：>95％/<5％、>90％/<10％、>85％/<15％、>80％/<20％、>75％/<20％，依此类推。
[0078] 在粒子源中使用惰性(或其他)气体与氢气组合的优点可以包括：增大的束流强度、增加的阴极寿命，以及增加的束流输出一致性。
[0079] 在该示例中，放电的电子使从管道194经由小孔离开的气体离子化，以产生用于由一个半圆(D形)射频板100和一个假D形电极板102加速的正离子(质子)供给，半圆射频板横跨由磁体结构包围的空间的一半。在断续粒子源(它的一个例子在美国专利申请编号11/948,662中描述)的情况下，所述管含有的所有(或绝大部分)等离子体在加速区域被除去，从而允许离子在相对高的磁场中更迅速地加速。
[0080] 如图10所示，D形板100是中空的金属结构，其具有包围空间107的两个半圆形表面103、105，其中，质子在它们绕由磁体结构围绕的空间旋转的一半期间中加速。通向空间107的管道109延伸穿过磁轭到外部位置，真空泵111可附接到所述外部位置以对空间107和真空腔室119内加速发生的其余空间抽真空。虚拟D(dummy dee)102包括靠近D形板的暴露边缘隔开的矩形金属环。虚拟D接地到真空腔室和磁轭。D形板100由在射频传输线的端部施加的射频信号驱动，以在空间107中施加电场。随着加速的粒子束距几何中心的距离增加，射频电场被做成是随着时间变化的。射频电场可以题名“Matching A Resonant Frequency Of A Resonant Cavity To A Frequency Of An Input Voltage”的美国专利申请编号11/948,359中描述的方式控制，其内容通过引用并入本文。
[0081] 为了从中心定位的粒子源出现的束流在它开始螺旋向外时避开粒子源结构，需要跨射频板的大电压差。20,000伏特跨射频板而施加。在一些版本中，从8000至20,000伏特可跨射频板而施加。为了减少驱动这种大电压所需的功率，所述磁体结构布置为降低射频板与地之间的电容。这是通过 穿过外部轭和低温恒温器壳体形成与射频结构有足够间隙的孔、并且使所述磁极面之间有足够的空间而实现的。
[0082] 考虑到质子相对论质量的增加和磁场的减小，驱动D形板的高压交变电势在加速周期中具有向下扫描的频率。因为它与真空腔室的壁一起处于地电势，虚拟D不需要中空半圆柱形结构。可以使用其他的板布置，诸如由不同电相或多个功能频率驱动的多于一对的加速电极。RF结构可以被调谐以在所需的频率扫描期间保持Q较高，所述调谐通过使用例如具有啮合旋转和固定叶片的旋转电容器。在叶片的每个啮合期间，电容增加，由此降低RF结构的谐振频率。叶片可以成形为产生所需的精确扫描频率。用于旋转冷凝器的驱动电机可以被锁相到RF发生器以用于精确控制。一束粒子在旋转冷凝器的叶片的每个啮合期间被加速。
[0083] 加速发生在其中的真空腔室119是大致圆柱形的容器，其中心较薄而边缘较厚。真空腔室围绕RF板和粒子源，并且由真空泵111抽真空。保持高真空确保了加速离子不会与气体分子碰撞而损失，并且使RF电压能够保持在较高的水平，而不产生电弧接地。
[0084] 质子横越开始于粒子源的大致螺旋形的轨道路径。在螺旋路径各环的一半处，质子在它们通过在空间107中的RF电场时获得能量。随着离子获得能量，其螺旋路径的每个相继环的中央轨道半径大于在先环的半径，直至环半径达到极面的最大半径。在该位置处，电场和磁场的扰动将离子引导进入磁场迅速减小的区域，然后离子离开所述高磁场区域，并被引导通过在本文中称为引出通道的引出管38，以离开回旋加速器的轭。磁再生器可被用来改变磁场扰动以引导离子。离开回旋加速器的离子在它们进入磁场显著降低的区域时会趋于分散，所述磁场在房间中存在于回旋加速器周围。在引出通道38中的束流成形元件107、109重定向离子，使它们停留在有限空间范围内的笔直束流中。
[0085] 在极间隙中的磁场需要具有特定的性质以将束流在其加速时维持在抽真空的腔室中。在下面示出的磁场指数n，
[0086] n＝-(r/B)dB/dr
[0087] 应当被保持为正数以维持这种“弱”聚焦。这里r是束流半径而B是磁场。另外，在一些实施方式中，磁场指数需要被保持在0.2之下，因为在这个值，束流的径向振荡和竖直1/2
振荡的周期在vr＝2vz共振中重合。电子感应加 速器(betatron)的频率由vr＝(1-n) 和
1/2
vz＝n 限定。铁磁极面设计为使由线圈产生的磁场成形，使得在与给定磁场中的250MeV束流相符的最小直径中，场指数n维持为正并小于0.2。
振荡的周期在vr＝2vz共振中重合。电子感应加 速器(betatron)的频率由vr＝(1-n) 和
1/2
vz＝n 限定。铁磁极面设计为使由线圈产生的磁场成形，使得在与给定磁场中的250MeV束流相符的最小直径中，场指数n维持为正并小于0.2。
[0088] 当束流离开引出通道时，它经过束流形成系统125(图5)，其可以被可编程地控制以产生用于束流的所需散射角和范围调制的组合。束流形成系统125可与内台架601(图14)结合使用以将束流引导至患者。
[0090] 从回旋加速器离开的杂散磁场被两个药丸盒形状的形磁轭(其也用作屏蔽)和独立的磁屏蔽114限制。独立的磁屏蔽包括围绕所述药丸盒形状的形轭的铁磁材料(例如，钢或铁)层117，其由间隔116隔开。这种包括轭、间隔和屏蔽的夹层的构造以较低的重量对于给定的漏磁场实现了足够的屏蔽。
[0091] 如所提到的，台架允许同步回旋加速器绕水平旋转轴532旋转。桁架结构516具有两个大致平行的延伸体(spans)580、582。同步回旋加速器置于所述延伸体之间，大约在两个腿部之间的中间。台架使用安装在腿部与桁架相对的端部上的配重122、124平衡以进行绕轴承的旋转。
[0093] 在离子束离开回旋加速器的位置，束流形成系统125作用在离子束上以给予它适于患者治疗的性质。例如，所述束流可以展开，并且其透深变化以在整个给定靶体积上提供均匀的照射。束流形成系统可以包括被动散射元件以及主动扫描元件。
[0094] 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、用于真空加速腔室和用于超导线圈冷却腔室的真空泵、电流驱动的粒子源、氢气源及RF板冷却器)可通过适当的同步回旋加速器控制电子设备(未示出)控制，其可以包括例如一个或多个用适当的程序编程以实现控制的计算机。
[0095] 台架、患者支撑件、主动束流成形元件以及执行疗程的同步回旋加速 器的控制是通过适当的治疗控制电子设备(未示出)实现的。
[0096] 如图1、图11和图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180度(或以上)的范围520，所述范围包括在患者之上、到其侧面和在其之下的位置。穴室是足够高的以在台架运动的顶部极端和底部极端使其不受阻碍。以壁148、150做边的入口146提供了治疗师和患者进入和退出的路线。因为至少一个壁152不与来自回旋加速器的质子束直接地在一条直线上，它可以制成相对较薄的并仍然执行其屏蔽功能。房间的可能需要更大程度地屏蔽的其他三个侧壁154、156、150/148可埋在土山(未示出)内。壁154、156和158所需要的厚度可以减小，因为泥土本身可以提供一些所需的屏蔽。
[0097] 参照图12和图13，出于安全和美观的原因，治疗室160可以建造在穴室内。治疗室从容纳室的壁154、156、150和基底162悬伸进台架腿之间的空间中，以便使摆动台架通过，还使治疗室的地板空间164的范围最大化。加速器的定期检修可在升高地板之下的空间中完成。当加速器在台架上被旋转到向下位置时，在从治疗区域分开的空间中充分接触加速器是可能的。电源、冷却设备、真空泵和其他配套设备在这个独立的空间中可位于升高的地板之下。在治疗室内，所述患者支撑件170能够以允许支撑件升高和降低并且允许患者旋转并移动到各种位置和方向的各种方式安装。
[0098] 在图14的系统602中，本文所描述类型的束流产生粒子加速器，在这种情况下是同步回旋加速器604，被安装在旋转台架605上。旋转台架605是本文中所描述的类型，并且可以绕患者支承件606成角度地旋转。这种特征使得同步回旋加速器604能够从各种角度提供直接到患者的粒子束。例如，如在图14中所示，如果同步回旋加速器604在患者支撑件606之上，粒子束可以朝向患者向下定向。可选地，如果同步回旋加速器604在患者支撑件606之下，粒子束可朝向患者向上定向。在不需要中间束流路由机构的意义上，粒子束被直接地施加到患者。在该上下文中，路由机构与调整形状或大小的机构的不同不是在于调整形状或大小的机构不再次路由束流，而是在于在保持束流的相同总体轨迹的同时调整束流的尺寸和/或形状。
[0099] 关于上述系统的示例性实施方案的另外细节可以在2006年11月16日提交并且题为“带电粒子放射治疗”的美国专利编号7,728,311中找到，以及 在2008年11月20日提交并且题为“内部台架”的美国专利申请编号12/275,103中找到。美国专利编号7,728,311和美国专利申请编号12/275,103的内容通过引用并入本公开。在一些实施方案中，同步回旋加速器可以是可变能量设备，诸如在下面和在2013年6月12日提交的美国专利申请编号13/916,401中描述的，其内容通过引用并入本文。
[0100] 示例性实施方案
[0101] 图15示出了粒子在其中轨道加速(例如，在向外螺旋轨道上)的空腔700的一部分的顶视图。粒子源701，其例子如上文所述，布置在空腔中心附近。带电粒子(例如，质子或离子)从由粒子源701产生的等离子体柱引出。带电粒子朝向磁场再生器702在轨道上向外加速，并最终到达所述磁场再生器702。在此示例性实施方案中，再生器702是由例如钢、铁或任何其他类型的铁磁材料制成的单个铁磁装置。再生器702可以包括连接到每个磁轭的相应半部的部分。再生器702改变引起向外的轨道加速的背景磁场。在这个例子中，再生器702增强该磁场，例如，它通过增强在其位置处的磁场提供了所述场中的凸起。在背景磁场中的凸起以导致轨道朝向引出通道703向外运动的方式影响粒子轨道。最终地，轨道进入引出通道703内，它们从那里离开。
[0102] 更具体地，粒子束轨道靠近再生器702并与其相互作用。作为磁场增加的结果，所述粒子束在那里转向的稍微多一点，代替圆形，它进动至引出通道。图16示出了关于半径(r)作图的磁场(B)，所述半径是相对于所述粒子源702的半径。如图16所示，在这个例子中，B从约9特斯拉(Tesla，T)变化到约-2T。在其他实施方案中，磁场可以从约4T、5T、6T、7T、8T、8.5T、9.5T、10T、10.5T等等变化到-2T或其他值。在这个实施方案中，9T出现在空腔700的中心附近。磁场的极性在磁场越过超导线圈后改变，在线圈外部导致约-2T，最终下降到大约为零。磁场凸起705出现在再生器的位置处。图16还示出了相对于线圈架
706的横截面706的磁场图，所述线圈架706具有在两个超导线圈709、710之间的引出通道
703。
706的横截面706的磁场图，所述线圈架706具有在两个超导线圈709、710之间的引出通道
703。
[0103] 图18示出了再生器的磁效应。更具体地，如图18中所示，再生器702产生由磁场线750描绘的磁场。磁场线750在背景磁场中产生磁孔753。这种孔也描绘在图16中。更具体地，如上面所述，与在背景磁场中的对应孔 753一起，图16示出了由再生器702产生的磁场凸起705(例如，0.5T至2T)。如图所示，相比于背景磁场，孔753是相对较小的。因此，它在轨道进动上的影响相对较小。其结果是，可以使用具有类似于本文所描述特征的单个再生器。相比之下，参见图19，在具有约2T背景磁场的粒子加速器中，得到的孔755相对于背景磁场更明显。相应地，添加日益更小的铁磁结构以产生日益更小的磁场凸起，以填充孔755和由日益更小的铁磁结构产生的附加孔。
[0104] 在这方面，如上所解释的，在一些实施方式中，再生器702是单个竖直对准铁磁(例如钢)装置，其在存在至少4T、5T、6T(或更大，例如7T、8T、8.5T、9.5T、10T、105T等)的背景磁场下产生至多2T的磁场凸起。然而，在一些实施方式中，可有多于一个再生器。在存在4T、5T、6T或更大的背景磁场(半径从等离子体柱向外)下，每个再生器可以是日益更小的基本径向相邻的铁磁装置，如图20所示。在图20的示例中，空腔760相对于等离子体柱765包括多个再生器761至764。在一些实施方式中，这些附加的再生器的尺寸不必日益更小。例如，每一个再生器可具有相同或类似尺寸，但是可由产生更靠近等离子体柱的更小磁场凸起的材料制成。例如，相对于等离子体柱的最外再生器可具有最高百分比的铁磁材料；下一向内的再生器可具有较小百分比的铁磁材料，依此类推。铁磁材料的尺寸和百分比的组合可组合为产生期望效果。相应地，粒子加速器不限于与包括单个铁磁装置的再生器一起使用，而是还可与多个径向相邻的磁场再生器一起使用。
[0105] 如所注意的，在一些示例性实施方式中，粒子加速器可包括多个本文所述类型的再生器，其构造并布置在轨道空腔中，以产生一个或多个磁场凸起和/或使磁场凸起成型。这些多个再生器中的两个或更多个可以径向对准、轴向对准或不对准。
[0106] 再生器可构造(例如成型和/或移动)成产生具有任何恰当尺寸(例如幅度)和形状的磁场凸起。在一些实施方式中，再生器的一部分具有不规则的横截面形状，其设计成产生具有特定形状和/或幅度的磁场凸起。图21示出这种用于再生器702的一部分的横截面形状770的示例。在此，不规则的横截面形状包括位于再生器的面向空腔的一部分上的角特征771。如所示，角特征771是包括两个表面772、773的不正交交叉的边缘。在其它实施方式 中，再生器的一部分的横截面形状可以是另一不规则形状或者可以是矩形、方形、弯曲、梯形、三角形等。在该示例中，再生器702的每个横截面物理地连接到对应的半轭81、83。
[0107] 参见图17，再生器702使轨道710的角度780和间距781改变，使得它们朝向引出通道703移动。在引出通道的位置，磁场强度充分低，使得粒子束可进入引出通道，并进动通过引出通道。返回参见图15，引出通道703包含各种磁结构711，用于添加和/或减去偶极子场，以将进入的粒子束引导通过引出通道703，到达束形成元件。
[0108] 参见图22，在一些实施方式中，引出通道703包括靠近其进入位置的隔膜775，隔膜将进入引出通道的粒子776与留在空腔中的粒子777分开。再生器构造成粒子轨道的间距和角度使粒子轨道中的大部分粒子经过隔膜而进入引出通道。撞击隔膜的粒子通常损失掉。相应地，再生器可构造成(例如成型和/或移动)增加粒子轨道中的进入引出通道的粒子数量，从而减少撞击隔膜的粒子数量。然而，在一些实施方式中，即使在最佳情况下，也会有撞击隔膜而损失掉的粒子。
[0109] 在一些实施方式中，再生器702可移动成在不同旋转位置，再生器影响不同粒子轨道。再生器场凸起的有效磁中心还可与邻近固定再生器致动的铁磁元件一起移动。如上，再生器702的移动或得到的磁场扰动可经由控制系统进行计算机控制，控制系统是粒子治疗系统的一部分。例如，再生器702的移动可基于粒子加速器的旋转位置(如通过台架的旋转位置测量的，粒子加速器安装在台架上)而控制。用于设定面对台架旋转位置的再生器位置的各参数可以经验为根据测量，并编程进控制系统计算机中。一个或多个计算机控制的致动器可实现再生器的实际移动。
[0110] 再生器可在任何恰当的方向上移动，以影响磁场。例如，再生器可在径向方向(例如朝向或远离粒子源)上移动。再生器可以在空腔内在笛卡尔X、Y和/或Z方向(例如，纵向、横向或深度方向)上移动，以给磁场提供恰当的改变。再生器可相对于原始位置旋转，以提供恰当的磁场改变。
[0111] 可变能量粒子加速器
[0112] 在本文所描述的示例性粒子治疗系统中使用的粒子加速器可以是可变能量粒子加速器。
[0113] 所引出的粒子束(从加速器输出的粒子束)的能量可能会影响粒子束在 治疗期间的用途。在一些机器中，粒子束(粒子束中的粒子)的能量在引出之后不会增加。然而，能量可以基于治疗的需要在引出之后治疗之前被减少。参见图23，示例性治疗系统810包括加速器812，例如同步回旋加速器，具有可变能量的粒子(例如，质子)束814从同步回旋加速器中被引出，以照射身体822的靶体积824。可选地，一个或多个附加装置，诸如扫描单元816或散射单元816、一个或多个监控单元818及降能器820沿照射方向828放置。所述装置截取所引出束流814的横截面，并改变所引出束流用于治疗的一个或多个性质。
[0114] 要被粒子束照射用于治疗的靶体积(照射靶)通常具有三维构造。在一些例子中，为了进行治疗，靶体积沿所述粒子束的照射方向被划分成层，使得照射可以在一层一层的基础上进行。对于某些类型的粒子，诸如质子，靶体积内的透深(或束流到达的层)在很大程度上由粒子束的能量决定。给定能量的粒子束不会大幅超过该能量的相应透深。为了将粒子束照射从靶体积的一层移动到另一层，粒子束的能量被改变。
[0115] 在图23所示示例中，靶体积824沿照射方向828被分为九个层826a-826i。在一个示例性过程中，照射从最深层826i开始，每次一层，逐渐到达最浅的层，并结束于最浅的层826a。在施加到身体822之前，粒子束814的能量被控制在一定的水平，以允许粒子束停止在所希望的层，例如所述层826d，而不会明显在体内或靶体积内穿透更远，例如，层826e-826i或更深地进入体内。在一些示例中，粒子束814的所需能量随着治疗层相对于粒子加速器变得更浅而减小。在一些例子中，取决于例如层的厚度和束流的性质，用于治疗靶体积924的相邻层的束流能量差为约3MeV到约100MeV，例如，约10MeV至约80MeV，尽管其他差值也是可能的。
[0116] 治疗靶体积824的不同层的能量变化可在加速器812处执行(例如，加速器可改变能量)，使得在一些实施方式中，在粒子束从加速器812中引出之后，不需要任何附加的能量变化。所以，可从系统中消除治疗系统10中的可选的降能器820。在一些实施方式中，加速器812可输出具有在约100MeV和约300MeV之间变化的能量的粒子束，例如在约115MeV到约250MeV之间变化。所述变化可以是连续的或不连续的，例如，每次一步。在一些实施方案中，连续或不连续的变化能够以相对高的速率发生，例如，高达每秒约50MeV或高达每秒约20MeV。不连续变化可一步一步 地发生，约10MeV至约80MeV的步长。
[0117] 当照射在一层完成后，加速器812可以在例如几秒钟内或在不到一秒的时间内改变粒子束的能量用于照射下一层。在一些实施方案中，靶体积824的治疗可以没有实质性中断或者甚至没有任何中断地继续进行。在某些情况下，非连续能量变化的步长被选择为对应于照射靶体积824的两个相邻层所需的能量差。例如，步长可以与能量差相等，或是能量差的几分之一。
[0118] 在一些实施方案中，加速器812和降能器820共同地改变束流814的能量。例如，加速器812提供了粗调整而降能器820提供了精细调整，或者反过来。在这个例子中，加速器812可以输出能量以约10-80MeV的变化步幅变化的粒子束，而降能器820以约2-10MeV的变化步幅调整(例如，减少)束流的能量。
[0119] 降能器(包括范围移位器)的减少使用(或不使用)有助于维持来自加速器的输出束的属性和质量，例如束强度。对粒子束的控制可以在加速器处执行。可以减少或消除在粒子束通过降能器820时例如从中子产生的副作用。
[0120] 在完成靶体积824中的治疗之后，所述粒子束814的能量可被调整以治疗在另一身体或身体部分822’中的另一靶体积830。靶体积824、830可以是在同一身体(或患者)内的，或者可以是属于不同患者的。靶体积830离身体822’表面的深度D与靶体积824的深度不同是可能的。虽然一些能量调整可以由降能器820执行，所述降能器812可以只减小束流能量而不增加束流能量。
[0121] 在这方面，在某些情况下，治疗靶体积830所需的束流能量大于治疗靶体积824所需的束流能量。在这样的情况下，在治疗靶体积824之后并且在治疗靶体积830之前，加速器812可以增加输出束流的能量。在其他情况下，治疗靶体积830所需的束流能量小于治疗靶体积824所需的束流能量。虽然降能器820可以降低能量，加速器812可以调整为输出较低的束流能量，以减少或消除降能器820的使用。靶体积824、830的分层可以是不同的或相同的。并且与靶体积824的治疗类似地，靶体积830可以在层到层的基础上治疗。
[0122] 在同一患者上的不同靶体积824、830的治疗可以是基本连续的，例 如，两个体积之间的停顿时间不长于约30分钟或更少，例如25分钟或更少、20分钟或更少、15分钟或更少、10分钟或更少、5分钟或更少，或者1分钟或更少。如本文所解释的，加速器812可以被安装在可移动的台架上，并且台架的运动可以移动加速器以瞄准不同的靶体积。在某些情况下，在完成靶体积824的治疗之后并在开始治疗靶体积830之前，加速器812可以在治疗系统进行调整(诸如移动台架)的时间内完成输出束流814的能量调整。在加速器和靶体积830的对准完成之后，治疗以调整好的所需束流能量开始。针对不同患者的束流能量调整也可以相对高效地完成。在一些例子中，所有的调整，包括增加/减少束流能量和/或移动台架可以在约30分钟内完成，例如在约25分钟内、约20分钟内、约15分钟内、约10分钟内或约5分钟内。
[0123] 在靶体积的相同层中，照射剂量是通过使用扫描单元816在所述层的整个二维表面上移动束流(其有时被称为扫描束流)而施加的。可选地，所述层可以通过使所引出的束流穿过散射单元16的一个或多个散射体(其有时被称为散射束流)而进行照射。
[0124] 束流的性质，诸如能量和强度，可在治疗之前选择，或者可以通过控制加速器812和/或其他设备而在治疗过程中调节，所述其他设备诸如扫描单元/散射体(多个)816、降能器820，以及在图中未示出的其他设备。在这个示例性实施方案中，如在上述示例实施方案中，系统810包括与系统中的一个或多个设备进行通信的控制器832，诸如计算机。控制可以基于由一个或多个监测器818执行的监测的结果，例如，监测束流强度、剂量、束流在靶体积中的位置等。虽然监测器818被示出为在设备816与降能器820之间，一个或多个监测器可以放置在沿束流照射路径的其他适当位置上。控制器832还可以存储用于一个或多个靶体积(用于相同的患者和/或不同的患者)的治疗计划。治疗计划可以在治疗开始前确定，并且可以包括诸如靶体积的形状、照射层的数量、各层的照射剂量、各层被照射的次数等的参数。在系统810内的束流特性调整可以根据治疗计划进行。额外的调整可在治疗期间进行，例如，当检测到与治疗计划背离时。
[0125] 在一些实施方案中，加速器812被构造为通过改变粒子束在其中加速的磁场而改变输出粒子束的能量。在一个示例性实施方案中，一组或多组线圈接收可变的电流以在空腔中产生可变的磁场。在一些例子中，一组线 圈接收固定的电流，而一个或多个其他组的线圈接收可变的电流，使得由线圈组接收到的总电流变化。在一些实施方案中，所有组的线圈都是超导的。在其他实施方案中，诸如设定用于固定电流的某些组的线圈是超导的，而诸如用于可变电流的一组或多组的其它组线圈是非超导的。在一些例子中，所有组的线圈都是非超导的。
[0126] 一般地，磁场的大小对电流的大小是可缩放的。在预定范围内调整线圈的总电流可以产生在相应的预定范围内变化的磁场。在一些例子中，电流的连续调整可以导致磁场的连续变化，以及输出束流能量的连续变化。可选地，当施加到线圈的电流被以非连续、分步的方式调整时，磁场和输出束流的能量也因此以非连续(分步)的方式变化。磁场对电流的缩放可以允许束流能量的变化相对精确地进行，虽然有时可以进行不同于输入电流的较小调整。
[0127] 在一些实施方案中，为了输出具有可变能量的粒子束，加速器812被构造为施加在不同频率范围内扫描的RF电压，每个范围对应于不同的输出束流能量。例如，如果加速器812被构造为产生三个不同的输出束流能量，所述RF电压能够在三个不同的频率范围内扫描。在另一例子中，对应于连续的束流能量变化，RF电压在连续地变化的频率范围内扫描。不同的频率范围可以具有不同的频率下界和/或频率上界。
[0128] 引出通道可以被构造为适应由可变能量粒子加速器产生的不同能量的范围。具有不同能量的粒子束可以从加速器812中引出，而不改变用于引出具有单一能量的粒子束的再生器的特征。在其他实施方案中，为了适应可变的粒子能量，再生器能够被移动从而以上述方式扰动(例如，改变)不同的粒子轨道，和/或铁棒(磁性垫片)可以添加或除去以改变由再生器提供的磁场凸起。更具体地，不同的粒子能量典型地会处于空腔内的不同粒子轨道上。通过以本文所描述的方式移动再生器，拦截指定能量的粒子轨道并因此提供该轨道的正确扰动使得指定能量的粒子到达引出通道是可能的。在一些实施方案中，再生器的移动(和/或磁性垫片的添加/移除)实时地进行以匹配由加速器输出的粒子束能量上的实时变化。在其他实施方案中，粒子的能量在每次治疗的基础上调整，并且再生器的移动(和/或磁性垫片的添加/移除)在治疗之前进行。在任一情况下，再生器的移动(和/或磁性垫片的添加/移除)可以由计算机控制。例如，计算机可以控制实现再生器和/或磁 性垫片的运动的一个或多个电机。
[0129] 在一些实施方案中，再生器是使用对移动到适当位置(多个位置)可控制的一个或多个磁性垫片实现的。
[0130] 作为例子，表1示出了示例性加速器812可以在其上输出粒子束的三个示例性能级。用于产生三个能级的相应参数也被列出。在这方面，磁体电流是指施加到加速器812中的一个或多个线圈组中的总电流；最大频率和最小频率限定RF电压在其中扫描的范围；以及，“r”是位置到粒子在其中被加速的空腔中心的径向距离。
[0131]
[0132] 表1.束流能量和对应参数的例子
[0133] 可被包括在产生具有可变能量的带电粒子的示例性粒子加速器中的细节如下所述。加速器可以是同步回旋加速器并且粒子可以是质子。粒子作为脉冲束流输出。从粒子加速器输出的束流的能量在患者的一个靶体积的治疗期间可以变化，或者在同一患者或不同患者的不同靶体积的治疗之间变化。在一些实施方案中，加速器的设置在没有束流(或粒子)从加速器输出时改变以改变束流的能量。能量变化在整个期望范围内可以是连续的或不连续的。
[0134] 参考图1中所示的例子，粒子加速器(同步回旋加速器502)，其可以是类似上述加速器812的可变能量粒子加速器，可被构造为粒子束具有可变的能量。可变能量的范围可以有约200MeV到约300MeV或更高的上界，例如，200MeV/、约205MeV、约210MeV、约215MeV、约220MeV、约225MeV、约230MeV、约235MeV、约240MeV、约245MeV、约250MeV、约255MeV、约260MeV、约265MeV、约270MeV、约275MeV、约280MeV、约285MeV、约290MeV、约295MeV或约300MeV 或更高。另外，所述范围也可以具有约100MeV或更低到约200MeV的下界，例如，约100MeV或更低、约105MeV、约110MeV、约115MeV、约120MeV、约125MeV、约130MeV、约135MeV、约140MeV、约145MeV、约150MeV、约155MeV、约160MeV、约165MeV、约170MeV、约175MeV、约180MeV、约185MeV、约190MeV、约195MeV、约200MeV。
[0135] 在一些例子中，所述变化是不连续的，并且变化步幅可具有的大小是约10MeV或更低、约15MeV、约20MeV、约25MeV、约30MeV、约35MeV、约40MeV、约45MeV、约50MeV、约55MeV、约60MeV、约65MeV、约70MeV、约75MeV、或约80MeV或更高。以一个步长改变能量可以花费不超过30分钟，例如，约25分钟或更少、约20分钟或更少、约15分钟或更少、约10分钟或更少、约5分钟或更少、约1分钟或更少、或约30秒或更少。在其他例子中，变化是连续的并且加速器能够以相对较高的速度调整粒子束的能量，例如，高达约每秒50MeV、高达约每秒45MeV、高达约每秒40MeV、高达约每秒35MeV、高达约每秒30MeV、高达约每秒25MeV、高达约每秒20MeV、高达约每秒15MeV、或高达约每秒10MeV。加速器可以被构造为既连续地又非连续地调整粒子能量。例如，连续和非连续的变化的组合可以在一个靶体积的治疗中使用或在不同靶体积的治疗中使用。可以实现灵活的治疗计划和灵活的治疗。
[0136] 输出具有可变能量的粒子束的粒子加速器可以提供照射治疗上的精度，并减少用于治疗的附加设备(除加速器外)的数量。例如，可减少或消除用于改变输出粒子束的能量的降能器的使用。粒子束的性质，诸如强度，聚焦等可以在粒子加速器处进行控制，并且粒子束可以到达靶体积而没有附加设备的实质性干扰。束流能量的相对较高的变化率可以减少治疗时间，并允许治疗系统的有效利用。
[0137] 在一些实施方案中，加速器，诸如图1的同步回旋加速器，通过改变加速器中的磁场而将粒子或粒子束加速到可变的能级，磁场的改变可以通过改变施加到线圈用于产生磁场的电流而实现。如图3、图4、图5、图6和图7所示，示例性同步回旋加速器10(在图1中的502)包括磁体系统，其包含粒子源90、射频驱动系统91和束流引出系统38。图26示出了可以在可变能量加速器中使用的磁体系统的一个例子。在这个示例性实施方案 中，由磁体系统1012建立的磁场能够以磁场最大值的约5％至约35％而变化，所述磁场最大值是两组线圈40a和40b以及42a和42b能够产生的磁场最大值。由磁体系统建立的磁场具有适合于使用两组线圈和一对成形铁磁(例如，低碳钢)结构的组合维持所含质子束的聚焦的形状，其示例在上面提供。
[0138] 每组线圈可以是接收电流的环形线圈的串接线对。在某些情况下，两组线圈都是超导的。在其他情况下，只有一组线圈是超导的，而另一组是非超导的或常规导电的(也在下面进一步讨论)。也可能的是，这两组线圈都是非超导的。用在线圈中的合适超导材料包括铌-3-锡(Nb3Sn)和/或铌-钛。其他常规导电材料可包括铜。线圈组结构的例子在下面进一步描述。
[0139] 两组线圈可串联或并联地电连接。在一些实施方案中，由两组线圈接收的总电流可包括约200万安培匝(turns)至约1000万安培匝，例如，约250万至约750万安培匝或约375万安培匝至约500万安培匝。在一些例子中，一组线圈被构造为接收所述总可变电流的固定(或恒定)部分，而另一组线圈被构造为接收所述总电流的可变部分。两组线圈的总电流与一组线圈中的电流变化一起变化。在其他情况下，施加到两组线圈的电流都可以变化。两组线圈中的总可变电流可以产生具有可变大小的磁场，它进而改变所述粒子的加速路径，并产生具有可变能量的粒子。
[0140] 通常地，由线圈(多个线圈)产生的磁场大小对施加到线圈(多个线圈)的总电流大小是可缩放的。基于可缩放性，在一些实施方案中，磁场强度的线性变化可以通过线性地改变线圈组的总电流而实现。总电流能够以相对高的速率调整，导致磁场和束流能量的相对高速率的调整。
[0141] 在上述表1反映的例子中，在线圈环的几何中心处的电流和磁场值之间的比率是：1990:8.7(约228.7:1)；1920:8.4(约228.6:1)；1760:7.9(约222.8:1)。因此，调整施加到超导线圈(多个线圈)的总电流的大小可以按比例地(基于所述比率)调整磁场的大小。
[0142] 在表1的例子中磁场对总电流的可缩放性也在图24的曲线图中示出，其中，BZ是沿Z方向的磁场；以及，R是从线圈环的几何中心沿垂直于Z方向的方向测得的径向距离。磁场在几何中心处具有最高值，并且随着距离R的增加而减小。曲线1035、1037代表由接收不同总电流的同一线圈组产生的磁场，所述总电流分别是1760安培和1990安培。所引出的粒子的 对应能量分别是211MeV和250MeV。两条曲线1035、1037具有基本相同的形状，并且曲线1035、1037的不同部分基本平行。其结果是，无论是曲线1035还是曲线1037都可以线性平移以基本匹配另一曲线，表明所述磁场对施加到线圈组的总电流是可缩放的。
[0143] 在一些实施方案中，磁场对总电流的可缩放性可能是不完美的。例如，基于表1所示的例子计算出的磁场与电流之间的比率不是恒定的。此外，如在图24中所示，一条曲线的线性平移可能不会完美地匹配另一条曲线。在一些实施方案中，总电流是在完美可缩放性的假设下施加到线圈组的。目标磁场(在完美可缩放性的假设下)可以通过额外地改变线圈特征以抵消可缩放性的缺陷而产生，所述特征例如几何形状。作为一个例子，铁磁(例如，铁)棒(磁垫片)可以插入一个或两个磁结构中，或从其中除去。线圈的特征能够以相对高的速率改变，使得相比于其中可缩放性是完美的并且只有电流需要被调整的情况，磁场调整的速率没有被大幅影响。在铁棒的例子中，所述棒可以在秒或分钟的时间尺度上添加或除去，例如，在5分钟内、在1分钟内、少于30秒、或少于1秒。
[0144] 在一些实施方案中，加速器的设置，诸如施加到线圈组的电流，可以基于磁场对线圈组总电流的实质可缩放性而选择。
[0145] 通常地，为了产生在所期望范围内变化的总电流，可以使用施加到两个线圈组的电流的任何组合。在一个例子中，线圈组42a、42b可构造为接收对应于磁场期望范围的下界的固定电流。在表1所示的例子中，所述固定电流是1760安培。此外，线圈组40a、40b可以被构造为接收可变电流，其具有的上界对应于磁场期望范围的上界与下界之间的差。在表1所示的例子中，线圈组40a、40b被构造为接收在0安培与230安培之间变化的电流。
[0146] 在另一例子中，线圈组42a、42b可构造为接收对应于磁场期望范围的上界的固定电流。在表1示出的例子中，固定电流为1990安培。此外，线圈组40a、40b可以被构造为接收可变电流，其具有的上界对应于磁场期望范围的下界与上界之间的差。在表1所示的例子中，线圈组40a、40b被构造为接收在-230安培与0安培之间变化的电流。
[0147] 由总可变电流产生的用于加速粒子的总可变磁场可以具有大于4特斯拉的最大量值，例如，大于5特斯拉、大于6特斯拉、大于7特斯拉、大 于8特斯拉、大于9特斯拉、或大于10特斯拉，并高达约20特斯拉或更高，例如，高达约18特斯拉、高达约15特斯拉，或高达约12特斯拉。在一些实施方案中，在所述线圈组总电流中的变化可以改变磁场约0.2特斯拉至约4.2特斯拉或以上，例如，改变约0.2特斯拉至约1.4特斯拉，或改变约0.6特斯拉至约4.2特斯拉。在某些情况下，磁场的变化量可以正比于最大量值。
[0148] 图25示出了示例性RF结构，其用于在D形板100上遍及用于粒子束各能级的RF频率范围扫描电压，并且用于在改变粒子束能量时改变频率范围。D形板100的半圆形表面103、105被连接到内导体1300，并容纳在外导体1302中。高电压通过将电源耦合到内导体的功率耦合器件1304而从电源(未示出，例如，振荡电压输入)施加到D形板100。在一些实施方案中，耦合器件1304安置在内导体1300上以提供从电源到D形板100的功率传输。
另外，D形板100耦合至可变电抗元件1306、1308以对每个粒子能级执行RF频率扫描，并且对不同的粒子能级改变RF频率范围。
另外，D形板100耦合至可变电抗元件1306、1308以对每个粒子能级执行RF频率扫描，并且对不同的粒子能级改变RF频率范围。
[0149] 可变电抗元件1306可以是具有通过电机(未示出)可旋转的多个叶片1310的旋转电容器。通过叶片1310在每个RF扫描周期期间的啮合或脱啮，射频结构的电容改变，这进而改变所述RF结构的谐振频率。在一些实施方案中，在电机的每四分之一周期期间，叶片1310彼此啮合。RF结构的电容增大而谐振频率减小。该过程在叶片1310脱啮时逆转。其结果是，产生施加到D形板103的高电压所需要的并且加速束流所必须的功率能够以大的比率减少。在一些实施方案中，叶片1310的形状被加工以形成所需要的谐振频率对时间的依赖关系。
[0151] 可变电抗元件1308可以是由板1312和内导体1300的表面1316形成的电容器。板1312沿着朝向或远离表面1316的方向1314是可动的。电容器的电容随着板1312与表面1316之间的距离D改变而改变。对于每个扫描用于一个粒子能量的频率范围，距离D处于设定值，并且为了改变频率范围，板1312对应于输出束流的能量变化而移动。
[0152] 在一些实施方案中，内导体和外导体1300、1302由金属材料形成，诸 如铜、铝或银。叶片1310和板1312也可以由与导体1300、1302相同或不同的金属材料形成。耦合器件1304可以是电导体。可变电抗元件1306、1308可以具有其他形式，并且能够以其他方式耦合到D形板100以执行RF频率扫描和频率范围改变。在一些实施方案中，单个可变电抗元件可以被构造为执行两个可变电抗元件1306、1308的功能。在其他实施方案中，可以使用两个以上的可变电抗元件。
[0153] 任何两个以上的前述实施方案能以适当的组合在适当的粒子加速器(例如，同步回旋加速器)中使用。同样地，任何两个以上的前述实施方案的单个特征可以在适当的组合中使用。
[0154] 本文所述的不同实施方案的元件可以结合以形成未在以上具体阐述的其他实施方案。元件可以在本文所述的过程、系统、设备等中被排除在外，而不对它们的操作产生不利的影响。各种单独的元件可以被组合成执行本文所述功能的一个或多个单独元件。
[0155] 本文所述的示例性实施方案并不限于用于粒子治疗系统，或限于本文所述的示例性粒子治疗系统。相反，示例性实施方案可以在引导加速粒子到输出的任何合适系统中使用。
[0156] 关于可在本文所述的系统中使用的粒子加速器的示例性实施方案的设计的附加信息可以在2006年1月20日提交的题为“High-FieldSuperconducting Synchrocyclotron”的美国临时申请编号60/760,788；2006年8月9日提交的题为“Magnet Structure For Particle Acceleration”的美国专利申请编号11/463,402；2006年10月10日提交的题为“Cryogenic Vacuum Break Pneumatic Thermal Coupler”的美国临时申请编号60/850,565中找到，其全部通过引用并入本文。
[0157] 以下申请通过引用并入题述申请中：题为“CONTROLLING INTENSITY OF A PARTICLE BEAM”的美国临时申请(申请号61/707,466)、题为“ADJUSTING ENERGY OF A PARTICLE BEAM”的美国临时申请(申请号61/707,515)、题为“ADJUSTING COIL POSITION”的美国临时申请(申请号61/707,548)、题为“FOCUSING A PARTICLE BEAM USING MAGNETIC FIELD FLUTTER”的美国临时申请(申请号61/707,572)、题为“MAGNETIC FIELD REGENERATOR”的美国临时申请(申请号61/707,590)、题为“FOCUSING A PARTICLE BEAM”的美国临时申请(申请号61/707,704)、题 为“CONTROLLING PARTICLE THERAPY”的美国临时申请(申请号61/707,624)、题为“CONTROL SYSTEM FOR A PARTICLE ACCELERATOR”的美国临时申请(申请号61/707,645)。
[0158] 以下同样通过引用并入题述申请中：2010年6月1日授权的美国专利编号7,728,311、2007年11月30日提交的美国专利申请编号11/948,359、2008年11月20日提交的美国专利申请编号12/275,103、2007年11月30日提交的美国专利申请编号
11/948,662、2007年11月30日提交的美国专利申请编号60/991,454、2011年8月23日提交的美国专利编号8,003,964、2007年4月24日授权的美国专利编号7,208,748、
2008年7月22日授权的美国专利编号7,402,963、2010年2月9日提交的美国专利申请编号13/148,000、2007年11月9日提交的美国专利申请编号11/937,573、2005年7月21日提交的题为“A Programmable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron”的美国专利申请编号11/187,633、2004年7月21日提交的美国临时申请编号60/590,089、2004年9月24日提交的题为“A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation”的美国专利申请编号10/949,734、以及2005年
7月21日提交的美国临时申请编号60/590,088。
11/948,662、2007年11月30日提交的美国专利申请编号60/991,454、2011年8月23日提交的美国专利编号8,003,964、2007年4月24日授权的美国专利编号7,208,748、
2008年7月22日授权的美国专利编号7,402,963、2010年2月9日提交的美国专利申请编号13/148,000、2007年11月9日提交的美国专利申请编号11/937,573、2005年7月21日提交的题为“A Programmable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron”的美国专利申请编号11/187,633、2004年7月21日提交的美国临时申请编号60/590,089、2004年9月24日提交的题为“A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation”的美国专利申请编号10/949,734、以及2005年
7月21日提交的美国临时申请编号60/590,088。
[0159] 题述申请的任意特征可以与以下的一个或多个合适特征结合：题为“CONTROLLING INTENSITY OF A PARTICLE BEAM”的美国临时申请(申请号61/707,466)、题为“ADJUSTING ENERGY OF A PARTICLE BEAM”的美国临时申请(申请号61/707,515)、题为“ADJUSTING COIL POSITION”的美国临时申请(申请号61/707,548)、题为“FOCUSING A PARTICLE BEAM USING MAGNETIC FIELD FLUTTER”的美国临时申请(申请号61/707,572)、题为“"MAGNETIC FIELD REGENERATOR”的美国临时申请(申请号61/707,590)、题为“FOCUSING A PARTICLE BEAM”的美国临时申请(申请号61/707,704)、题为“CONTROLLING PARTICLE THERAPY”的美国临时申请(申请号61/707,624)、题为“CONTROL SYSTEM FOR A PARTICLE ACCELERATOR”的美国临时申请(申请号61/707,645)、2010年6月1日授权的美国专利编号7,728,311、2007年11月30日提交的美国专利申请编号11/948,359、2008年11月20日提交的美国专利申请编号12/275,103、2007年11月30日提交的美国专利申请编号11/948,662、2007 年11月30日提交的美国临时申请编号60/991,454、2013年5月31日提交的美国专利申请编号13/907,601、2013年6月12日提交的美国专利申请编号13/916,401、2011年8月
23日授权的美国专利编号8,003,964、2007年4月24日授权的美国专利编号7,208,748、
2008年7月22日授权的美国专利编号7,402,963、2010年2月9日提交的美国专利申请编号13/148,000、2007年11月9日提交的美国专利申请编号11/937,573、2005年7月21日提交的题为“A Programmable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron”的美国专利申请编号11/187,633、2004年7月21日提交的美国临时申请编号60/590,089、2004年9月24日提交的题为“A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation”的美国专利申请编号10/949,734、以及2005年
7月21日提交的美国临时申请编号60/590,088。
23日授权的美国专利编号8,003,964、2007年4月24日授权的美国专利编号7,208,748、
2008年7月22日授权的美国专利编号7,402,963、2010年2月9日提交的美国专利申请编号13/148,000、2007年11月9日提交的美国专利申请编号11/937,573、2005年7月21日提交的题为“A Programmable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron”的美国专利申请编号11/187,633、2004年7月21日提交的美国临时申请编号60/590,089、2004年9月24日提交的题为“A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation”的美国专利申请编号10/949,734、以及2005年
7月21日提交的美国临时申请编号60/590,088。
[0160] 除本专利申请要求优先权的临时申请和通过在上面引用并入的文件之外，没有其他文件通过引用并入本专利申请中。
[0161] 本文未具体描述的其他实施方案也处于下述权利要求的范围之内。
高效检索全球专利专利汇是专利免费检索,专利查询,专利分析-国家发明专利查询检索分析平台，是提供专利分析，专利查询，专利检索等数据服务功能的知识产权数据服务商。
我们的产品包含105个国家的1.26亿组数据，免费查、免费专利分析。
分析报告
专利汇分析报告产品可以对行业情报数据进行梳理分析，涉及维度包括行业专利基本状况分析、地域分析、技术分析、发明人分析、申请人分析、专利权人分析、失效分析、核心专利分析、法律分析、研发重点分析、企业专利处境分析、技术处境分析、专利寿命分析、企业定位分析、引证分析等超过60个分析角度，系统通过AI智能系统对图表进行解读，只需1分钟，一键生成行业专利分析报告。
磁场热门专利
QQ群二维码
意见反馈
意见反馈