聚焦粒子束
阅读：220发布：2020-05-11
专利汇可以提供聚焦粒子束专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且一种示例性粒子 加速 器包括下列各项：粒子在其中加速的 谐振腔 ，其中，所述谐振腔具有背景 磁场 ，所述背景磁场具有第一形状；以及，用于接收从所述谐振腔输出的粒子的引出通道。所述引出通道包括一系列的聚焦区域以聚焦所接收粒子的束流。至少一个所述聚焦区域是构造为在 磁场梯度 的存在下将所述背景磁场的形状改变到第二形状的聚焦元件，所述第二形状与第一形状基本相反，所述磁场梯度是由背景磁场从所述谐振腔到引出通道的减少产生的。，下面是聚焦粒子束专利的具体信息内容。
1.一种粒子加速器，包括：
粒子在其中加速的谐振腔，所述谐振腔具有背景磁场，所述背景磁场具有第一形状，所述背景磁场是至少6特斯拉；以及
用于接收从所述谐振腔输出的粒子的引出通道，所述引出通道包括一系列的聚焦区域以聚焦所接收粒子的束流，其中，至少一个所述聚焦区域是构造为在磁场梯度的存在下将所述背景磁场的形状改变到第二形状的聚焦元件，所述第二形状与第一形状基本相反，所述磁场梯度是由背景磁场从所述谐振腔到引出通道的减少产生的。
2.根据权利要求1所述的粒子加速器，其中，所述聚焦元件包括：
铁磁四极，各铁磁四极具有大致直角梯形的横截面形状，所述梯形具有倾斜表面，所述铁磁四极一个在另一个之上地相对布置，使得所述铁磁四极的倾斜表面部分地彼此面对；
以及
磁场消减器，所述磁场消减器靠近所述铁磁四极水平地对准，使得所述铁磁性四极的倾斜表面对角地面对所述磁场消减器的宽表面。
3.根据权利要求2所述的粒子加速器，其中，所述磁场消减器是矩形板，所述磁场消减器构造为吸入围绕的磁场通量，以帮助所述铁磁四极将所述背景磁场改变到第二形状。
4.根据权利要求1所述的粒子加速器，其中，所述引出通道包括一个或多个场增加元件，所述一个或多个场增加元件包括两个磁场添加器；并且
其中，所述磁场添加器包括矩形板，所述磁场添加器一个在另一个之上地垂直对准并彼此平行，使得一个磁场添加器的宽表面面对另一磁场添加器的宽表面。
5.根据权利要求1所述的粒子加速器，其中，所述引出通道包括一个或多个场降低元件，所述一个或多个场降低元件包括磁场消减器；并且
其中，所述磁场消减器包括矩形板，所述磁场消减器彼此靠近地水平对准并彼此平形，使得一个磁场消减器的宽表面面对另一磁场消减器的宽表面。
6.根据权利要求1所述的粒子加速器，其中，所述聚焦区域被布置为使得每个聚焦区域在轴向或径向平面上以完整聚焦的约1/6压缩所接收粒子的束流。
7.根据权利要求1所述的粒子加速器，其中，至少一个所述聚焦区域是聚焦空间，所述聚焦空间具有与背景磁场的第一形状大致相似的磁场形状。
8.根据权利要求7所述的粒子加速器，其中，所述聚焦区域的序列可以布置为使得聚焦元件和聚焦空间互相交替。
9.一种质子治疗系统，包括：
权利要求1所述的粒子加速器，其中，所述粒子包括质子；以及
所述粒子加速器安装在其上的台架，所述台架相对于患者位置是可旋转的；
其中，质子基本上直接地从所述粒子加速器输出到患者的位置。
10.根据权利要求1所述的粒子加速器，其中，所述粒子加速器是可变能量粒子加速器，并且从所述谐振腔输出的粒子可以具有在能量范围内的能量；并且其中，所述聚焦元件被构造为提供在所述能量范围内的聚焦。
11.根据权利要求1所述的粒子加速器，其中，所述粒子加速器是可变能量粒子加速器，并且从所述谐振腔输出的粒子可以具有在能量范围内的能量；并且其中，所述聚焦元件被构造为提供特定于所述能量范围的聚焦。
12.根据权利要求11所述的粒子加速器，还包括基于从所述谐振腔接收的粒子能量相对于所述聚焦元件可移动的一个或多个磁性垫片。
13.根据权利要求11所述的粒子加速器，其中，所述聚焦元件包括一个或多个线圈，所述一个或多个线圈通过基于从所述谐振腔接收的粒子能量的电流。
14.一种粒子加速器，包括：
提供磁场到谐振腔的线圈，使得所述谐振腔具有背景磁场，所述背景磁场具有第一形状，所述背景磁场是至少6特斯拉；
提供等离子体柱到所述谐振腔的粒子源；
提供射频(RF)电压到所述谐振腔以加速来自所述等离子体柱的粒子的电压源，所述磁场使从等离子体柱加速的粒子在谐振腔内轨道上运动；以及
包含用于接收从所述谐振腔输出的粒子的引出通道的外壳，所述引出通道包括一系列的聚焦区域以聚焦所接收粒子的束流，其中，至少一个所述聚焦区域是构造为在磁场梯度的存在下将所述背景磁场的形状改变到第二形状的聚焦元件，所述第二形状与第一形状基本相反，所述磁场梯度是由背景磁场从所述谐振腔到引出通道的减少产生的，其中，所述聚焦元件包括铁磁四极，各铁磁四极具有大致直角梯形的横截面形状，所述梯形具有倾斜表面，所述铁磁四极一个在另一个之上地相对布置，使得所述铁磁四极的倾斜表面至少部分地彼此面对。
15.根据权利要求10所述的粒子加速器，还包括：
磁场消减器，所述磁场消减器靠近所述铁磁四极水平地对准，使得所述铁磁四极的倾斜表面对角地面对所述磁场消减器的宽表面。
16.一种粒子加速器，包括：
粒子在其中加速的谐振腔，所述谐振腔具有背景磁场，所述背景磁场具有第一形状，所述背景磁场是至少6特斯拉；以及
用于接收从所述谐振腔输出的粒子的引出通道，所述引出通道包括一系列的聚焦区域以聚焦所接收粒子的束流，其中，至少一个所述聚焦区域是构造为在磁场梯度的存在下将所述背景磁场的形状改变到第二形状的聚焦元件，所述第二形状与第一形状基本相反，所述磁场梯度是由背景磁场从所谐振腔到引出通道的减少产生的。
聚焦粒子束
[0001] 相关申请的交叉参考
[0002] 特此要求2012年9月28日提交的美国临时申请编号61/707,704的优先权。美国临时申请编号61/707,704的内容通过引用并入本公开。
技术领域
[0003] 本公开总体涉及在粒子加速器的引出通道(extraction channel)中聚焦粒子束。
背景技术
[0004] 粒子治疗系统使用粒子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，粒子束在粒子加速器的空腔内部加速，并通过引出通道从空腔中离开。所述引出通道包含用于聚焦和弯曲粒子束的各种结构。在这种上下文中，聚焦包括整形粒子束以实现特定的横截面尺寸和/或面积。同样在这种上下文中，弯曲束流包括偏转束流以实现特定的出射位置和出射角度。发明内容
[0005] 一种示例性粒子加速器可以包括下列各项：粒子在其中加速的谐振腔，其中，所述谐振腔具有背景磁场，所述背景磁场具有第一形状；以及，用于接收从谐振腔输出的粒子的引出通道，其中，背景磁场是至少4特斯拉或至少6特斯拉。所述引出通道包括一系列的聚焦区域以聚焦所接收粒子的束流。至少一个所述聚焦区域是构造为在磁场梯度的存在下将背景磁场的形状改变到第二形状的聚焦元件，所述第二形状与第一形状基本相反，所述磁场梯度是由背景磁场从谐振腔到引出通道的减少产生的。或者单独地或者组合地，这种示例性粒子加速器可以包括一个或多个以下特征。
[0006] 所述聚焦元件可以包括铁磁四极(quadrupole)。每个铁磁四极可具有大致直角梯形的横截面形状，所述梯形具有倾斜表面。铁磁四极可一个在另一个之上地相对布置，使得铁磁四极的倾斜表面部分地彼此面对。聚焦元件可以包括磁场消减器，其靠近铁磁四极水平地对准，使得铁磁四极的倾斜表面对角地面对磁场消减器的宽表面。磁场消减器可以是矩形板，其构造为吸入围绕的磁场通量，以帮助铁磁四极将背景磁场改变为第二形状(例如，有助于将背景磁场改变为第二形状)。
[0007] 引出通道可以包括一个或多个场增加元件，其包括两个磁场添加器。磁场添加器可以包括一个在另一个之上地垂直对准并彼此平行的矩形板，使得一个磁场添加器的宽表面面对另一磁场添加器的宽表面。
[0008] 引出通道可以包括是例如磁场消减器的一个或多个场降低元件。所述磁场消减器可以是彼此靠近地水平对准并彼此平形的矩形板，使得一个磁场消减器的宽表面面对另一磁场消减器的宽表面。
[0009] 聚焦区域被布置为使得每个聚焦区域在轴向或径向平面上以完整聚焦的约1/6压缩所接收粒子的束流。至少一个所述聚焦区域是聚焦空间。聚焦空间具有与背景磁场的第一形状大致相似的磁场形状。所述聚焦区域的序列可以布置为使得聚焦元件和聚焦空间互相交替。
[0010] 一种示例性质子治疗系统包括前述粒子加速器，其中所述粒子包括质子；以及，所述粒子加速器安装在其上的台架。台架相对于患者的位置是可旋转的。质子基本上直接地从同步回旋加速器输出到患者的位置。
[0011] 在一个例子中，所述粒子加速器是可变能量粒子加速器，并且从谐振腔输出的粒子可以具有在能量范围内的能量。聚焦元件可被构造为提供在所述能量范围内的聚焦。聚焦元件可以被构造为提供特定于从谐振腔接收的一种粒子能量的聚焦。一个或多个磁性垫片可以基于从谐振腔接收的粒子能量相对于聚焦元件可移动。聚焦元件可以包括一个或多个线圈。所述一个或多个线圈可以被构造为通过基于从谐振腔接收的粒子能量的电流。
[0012] 一种示例性粒子加速器包括以下内容：提供磁场到谐振腔的线圈，使得谐振腔具有背景磁场，所述背景磁场具有第一形状；提供等离子体柱到谐振腔的粒子源；提供射频(RF)电压到谐振腔以加速来自等离子体柱的粒子的电压源，其中，所述磁场使从等离子体柱加速的粒子在谐振腔内轨道上运动；包含用于接收从谐振腔输出的粒子的引出通道的外壳。所述引出通道包括一系列的聚焦区域以聚焦所接收粒子的束流。至少一个聚焦区域是构造为在磁场梯度的存在下将背景磁场的形状改变到第二形状的聚焦元件，所述第二形状与第一形状基本相反，所述磁场梯度是由背景磁场从谐振腔到引出通道的减少产生的。所述聚焦元件包括铁磁四极。每个铁磁四极具有大致直角梯形的横截面形状，所述梯形具有倾斜表面。铁磁四极一个在另一个之上地相对布置，使得铁磁四极的倾斜表面至少部分地彼此面对。这种示例性粒子加速器可包括磁场消减器。所述磁场消减器靠近铁磁四极水平地对准，使得铁磁四极的倾斜表面对角地面对磁场消减器的宽表面。
[0013] 在本公开中描述的两个或更多的特征，包括在此概述部分中描述的那些，可以被组合以形成本文没有具体描述的实施方案。
[0014] 本文描述的各种系统或其部分的控制可经由包括指令的计算机程序产品实现，所述指令存储在一个或多个非临时性可机读存储介质中，并且在一个或多个处理设备上可执行。本文所描述的系统或其部分可以被实施为一种装置、方法或电子系统，所述电子系统可以包括一个或多个处理设备和存储可执行指令以实施所述功能的控制的存储器。
附图说明
[0016] 图1是一种示例性治疗系统的透视图。
[0017] 图2是一种示例性同步回旋加速器的部件的分解透视图。
[0018] 图3、图4和图5是一种示例性同步回旋加速器的横截面视图。
[0019] 图6是一种示例性同步回旋加速器的透视图。
[0020] 图7是一种示例性反向线圈架和绕组的一部分的横截面视图。
[0022] 图9是一种示例性离子源的横截面视图。
[0023] 图10是一种示例性D形板和示例性虚拟D形板的透视图。
[0024] 图11是一种示例性穴室的透视图。
[0025] 图12是一种有穴室的示例性治疗室的透视图。
[0026] 图13示出了靠近示例性粒子加速器的患者。
[0027] 图14示出了安置在治疗室内的示例性内台架内的患者。
[0028] 图15是一种示例性加速空腔和有多个聚焦区域的引出通道的顶视图。
[0029] 图16是连同超导磁体的低温恒温器的示例性部分的横截面一起，示出磁场强度与距等离子体柱的径向距离的关系的曲线图。
[0030] 图17是一种示例性同步回旋加速器的一部分和由两个超导线圈产生的背景磁场的磁场线的横截面视图。
[0031] 图18是在空腔内的示例性粒子轨道的正视图。
[0032] 图19A是一种示例性聚焦元件的横截面视图。
[0033] 图19B是一种示例性同步回旋加速器的一部分的横截面视图，其关于所述空腔和引出通道示出了图19A的示例性聚焦元件。
[0034] 图20A是正在被聚焦空间轴向地聚焦的粒子束的侧视图。
[0035] 图20B是正在被引出通道的示例性部分聚焦的粒子束的侧视图。
[0036] 图21示出了正在被空腔和引出通道聚焦的粒子束。
[0037] 图22是一种示例性场降低元件的横截面视图。
[0038] 图23是一种示例性场增加元件的横截面视图。
[0039] 图24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性视图。
[0040] 图25是对于粒子加速器中的磁场和距离中的变化示出能量和电流的示例性曲线图。
[0042] 图27是可以在可变能量粒子加速器中使用的示例性磁体系统的分解透视图。
[0043] 在不同附图中的相同参考标记指示相同的元件。
具体实施方式
[0044] 概述
[0045] 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。
[0046] 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。低温恒温器通过带子或类似物附接到磁轭。
[0047] 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。铁磁装置(例如，磁再生器)被定位靠近空腔的外部(例如，在空腔的边缘处)以调整在空腔内部存在的磁场，从而改变从等离子体柱加速的粒子的连续轨道的位置，使得粒子最终输出至穿过所述轭的引出通道。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。
[0048] 在某些情况下，为了提供特定类型的治疗，粒子束的横截面应当具有特定的尺寸和/或形状。例如，粒子束横截面可以是大致圆形的，并且可以具有在毫米到厘米的量级上的直径。如果粒子没有被聚焦以提供特定的横截面尺寸和/或形状，束流中的一些粒子可能击中非靶组织，并且在靶上的照射剂量可能被减少。引出通道可以被构造为在束流施加到患者之前至少部分地聚焦粒子束。
[0049] 聚焦可通过在一个区域中的磁场线弯曲产生。可以提供几种类型的聚焦，包括轴向聚焦和径向聚焦。轴向聚焦可导致粒子束的横截面形状在径向平面(例如，粒子轨道的水平面)上膨胀而在轴向平面(例如，垂直于粒子轨道平面的垂直平面)上压缩。相反地，径向聚焦可导致粒子束的横截面形状在径向平面上压缩而在轴向平面上膨胀。聚焦可通过改变在一个区域中的磁场线形状实现，所述区域在本文中称为聚焦区域。在存在相对较大的磁场梯度的情况下，改变磁场线的形状可以是困难的。
[0050] 在这点上，在空腔内的磁场在中心处是最高的，并朝向空腔边缘降低。在粒子从空腔输出并由引出通道接收时，它们经历相对较大的负磁场梯度(例如，磁场强度在短的距离上的相对较大的减少)。例如，粒子在10至15厘米(其中，所述距离是垂直于粒子的轨迹测得的)的距离上可经历超过8特斯拉的磁场减少。
[0051] 在一些实施方案中，具有矩形或正方形的横截面形状的铁磁四极可以被用来改变磁场线到对聚焦合适的形状。然而，在一些实施方案中，由于从空腔中心到引出通道的相对较大的负磁场梯度(如上所述)，具有矩形或正方形横截面形状的铁磁四极可能无法改变磁场线到提供适当聚焦量的形状。因此，在一些实施方案中使用的聚焦元件可以包括具有大致直角梯形横截面形状的铁磁四极，所述横截面形状有倾斜的表面，所述铁磁四极能够在相对较高的磁场梯度的存在下改变磁场到适当的磁场形状。
[0052] 众所周知，粒子束不能同时地在径向平面和轴向平面上聚焦。因此，多个不同的聚焦区域可以被用来交替地在径向平面和轴向平面上聚焦粒子束，从而实现在两个平面上的净聚焦。在一个例子中，引出通道包含多个聚焦区域。聚焦区域可以包括一个或多个聚焦空间以及一个或多个聚焦元件。在高场同步回旋加速器中的聚焦空间通常是空旷空白的空间，或者是提供轴向聚焦的其他区域。在这个聚焦空间中的磁场线对应于背景磁场的磁场线，例如由超导线圈产生的磁场。聚焦元件通常是改变背景磁场以提供径向聚焦的结构，诸如上面描述的一个或多个铁磁四极。
[0053] 在引出通道中通常有两个以上的聚焦区域，其提供了在顺序上交替的径向和轴向聚焦。在引出通道中可包括任何适当数量的聚焦区域。轴向和/或径向聚焦的量，以及聚焦区域的数量和构造，是系统特定的，并且可以根据治疗的类型以及所需聚焦的量和类型变化。
[0054] 用于在粒子加速器的引出通道中聚焦粒子束的前述技术可以单独地在单个粒子加速器中使用，或者任意两个或更多的那些技术可按任何适当组合在单个粒子加速器中使用。粒子治疗系统的其中可使用前述技术的例子在下面提供。
[0055] 示例性粒子治疗系统
[0056] 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。
[0057] 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。
[0058] 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。
[0059] 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。
[0060] 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。
[0061] 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。
[0062] 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。
[0063] 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。
[0064] 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。
[0065] 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。
[0066] 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。
[0067] 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。
[0068] 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。
[0069] 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。
[0070] 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(mass)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。
[0071] 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。
[0072] 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。
[0073] 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，以提供用于磁场的额外返回磁通路径。
[0074] 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。
[0075] 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。
[0076] 线圈组件和低温恒温腔室安装在药丸盒形状的(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。
[0077] 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。
[0079] 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。
[0080] 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。
[0081] 在这个例子中，放出的电子电离从管194通过小孔排出的气体，以产生用于通过一个半圆形(D形)射频板100加速的正离子(质子)供给，所述射频板横跨由磁体结构和一个虚拟D形板102围绕的空间的一半。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。
[0082] 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。射频电场可按在题为“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。
[0083] 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。
[0084] 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，诸如用不同的电相位或基频的倍数驱动的一对以上的加速电极。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。
[0085] 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。
[0086] 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。
[0087] 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，
[0088] n＝-(r/B)dB/dr
[0089] 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，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振荡的周期在vr1/2 1/2
＝2vz共振中重合。电子感应加速器(betatron)的频率由vr＝(1-n) 和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。
＝2vz共振中重合。电子感应加速器(betatron)的频率由vr＝(1-n) 和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。
[0090] 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。
[0092] 从回旋加速器离开的杂散磁场被两个药丸盒形状的磁轭(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。
[0093] 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。
[0095] 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。
[0096] 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。
[0097] 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。
[0098] 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。
[0099] 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。
[0100] 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。
[0101] 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“"Charged Particle Radiation Therapy”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“"Inner Gantry”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。
[0102] 示例性实施方案
[0103] 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铁磁结构。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。引出通道703可包含一个或多个聚焦区域
751-760，包括用于聚焦粒子的一个或多个聚焦元件(例如，图19A中的711)以及一个或多个聚焦空间(例如，图20A中的713)，以便获得适当尺寸和/或形状的粒子束。
751-760，包括用于聚焦粒子的一个或多个聚焦元件(例如，图19A中的711)以及一个或多个聚焦空间(例如，图20A中的713)，以便获得适当尺寸和/或形状的粒子束。
[0104] 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703。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701的半径。图16还示出了相对于线圈架706的横截面707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。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。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。在由再生器导致的磁场凸起705之后，有相对较大的负磁场梯度(例如，在空腔700内的磁场强度作为半径的函数急剧地下降)。如图16所示，在这个例子中，B在约20cm的跨度(从r＝30cm到r＝
50cm)上从约9特斯拉(Tesla，T)降低到约0T。因此，磁场强度在粒子束进入引出通道703时相对较大，而在粒子束经过线圈的径向中点时相对较小。
50cm)上从约9特斯拉(Tesla，T)降低到约0T。因此，磁场强度在粒子束进入引出通道703时相对较大，而在粒子束经过线圈的径向中点时相对较小。
[0105] 在某些情况下，为了提供特定类型的治疗，粒子束的横截面应当具有特定的尺寸和/或形状。例如，粒子束横截面可以是大致圆形的，并且可以具有在毫米到厘米的量级上的直径。引出通道703可以被构造为在粒子束施加到患者之前聚焦所述粒子束，以便获得适当尺寸和/或形状的粒子束。
[0106] 图17是一种具有在两个超导线圈709、710之间的引出通道703的示例性同步回旋加速器的横截面视图。背景磁场线712指示背景磁场的形状。如通过背景磁场线712示出的，空腔700内的背景磁场，例如由超导线圈产生的磁场，可以具有弯曲的形状。在一些实施方案中，磁场线712在线圈709、710附近更急剧地向外弯曲。如在下面更详细地说明的，磁场的弯曲形状可引起粒子束的轴向聚焦。磁场线712的弯曲越剧烈，磁场提供的聚焦能力越多。
[0107] 图18示出了在空腔700内的示例性粒子轨道的正视图，所述轨道离开，以及进入该页面。在图18中，同步回旋加速器和空腔700未示出，并且尽管可存在图17中所示的同一磁场，其只示出了两个磁场线712。在垂直于纸面的平面上，粒子被向外加速并在向外螺旋的轨道上运行。粒子束具有在第一位置714和第二位置716两者处示出的横截面，其在径向平面(例如，粒子轨道的水平面)上膨胀而在轴向平面(例如，垂直于粒子轨道平面的垂直平面)上压缩。如在下面更详细地说明的，粒子束基本上轴向地聚焦。
[0108] 当粒子在轨道上运行时，背景磁场在它们弹道地传播时防止粒子扩散。通过背景磁力线712示出的背景磁场形状也导致粒子束的轴向聚焦(例如，弱聚焦)。在轨道运行期间，粒子可在轴向平面上从它们的轨道路径偏离。通过磁场718感应在粒子上的力(F)是：
[0109] F＝qv×B.
[0110] 这里，F是施加在粒子上的力，q是粒子的电荷，v是粒子的速度，并且B是磁场。F、v和B是矢量。这些变量的矢量积关系导致粒子在轴向平面上压缩。
[0111] 为了在引出通道的出口处获得适当尺寸和/或形状的粒子束，径向聚焦可以与轴向聚焦结合使用。径向聚焦可能导致粒子束的横截面形状在径向平面上压缩而在轴向平面上膨胀。返回参考图15，引出通道703可以包含一个或多个聚焦元件711以聚焦粒子束。如通过背景磁场线(图17中的712)示出的，聚焦元件711可以通过改变磁场使得它在与背景磁场基本相对的方向上弯曲而提供径向聚焦。
[0112] 图19A是一种示例性聚焦元件711的横截面视图。聚焦元件711包括铁磁四极728(例如，两个铁磁四极728)和磁场消减器730。在这种示例性实施方案中，铁磁四极728一个在另一个之上地相对布置。所述磁场消减器730靠近铁磁四极728水平对准。值得注意的是，然而，也可以使用具有其它类型的铁磁四极和/或其他构造的铁磁四极的其它类型的聚焦元件。
[0113] 如通过铁磁四极磁场线732示出的，铁磁四极728改变磁场，使得所述磁场在与背景磁场基本相对的方向上弯曲。如通过磁场消减器的磁场线734示出的，磁场消减器730吸入周围的磁场通量.磁场消减器730帮助铁磁四极728改变磁场到适当的形状。背景磁场被铁磁四极728和磁场消减器730改变的净结果是在与背景磁场基本相对的方向上弯曲的聚焦元件磁场形状。
[0114] 如上面所说明的，铁磁四极728的大致直角梯形的横截面形状可以帮助铁磁四级728在相对较大的磁场梯度的存在下重塑背景磁场的形状，并且仍然留下足够无阻碍的孔用于粒子束穿过。在一些例子中，每个铁磁四极728具有倾斜的表面。铁磁四极728布置为使得所述铁磁四极728的倾斜表面部分地彼此面对。磁场消减器730靠近铁磁四极728水平地对准，使得铁磁性四极728的倾斜表面对角地面对磁场消减器730的宽表面。磁通线垂直地离开铁磁材料的表面。所述倾斜表面在可帮助铁磁四极728改变磁场形状的方向上引导磁场线，使得它能够充分地径向聚焦束流。
[0115] 磁场消减器730防止聚焦元件的磁场形状在与背景磁场相对的方向上弯曲得太多。磁场消减器730可以是如图所示的矩形板，其吸引磁通以防止磁场在铁磁四极之间的过度延伸。
[0116] 铁磁四极728可以由铁磁材料制成，诸如铁或钢(虽然代替钢，或者除钢之外，也可以使用其他材料)。磁场消减器730也可以由与制成铁磁四极728的材料不同或相同的铁磁材料制成。
[0117] 图19B关于所述空腔700和引出通道703示出了示例性聚焦元件711。在这个例子中，粒子738在轨道上朝向引出通道703向外加速。最终地，所述轨道进入引出通道703。引出通道703包含示例性聚焦元件711。示例性聚焦元件711改变磁场以形成在与背景磁场基本相对的方向上弯曲的聚焦元件磁场形状，其通过聚焦元件磁场线736示出。示例性聚焦元件711可以通过在径向平面压缩粒子束并且在轴向平面上扩展粒子束而径向地聚焦所述粒子束。
[0118] 如上所述，粒子束不能同时在径向平面和轴向平面两者上聚焦。例如，当粒子束被在径向平面上压缩时，它在轴向平面上膨胀，反之亦然。因此，一个或多个聚焦区域可以被用来在径向平面和轴向平面上交替地聚焦粒子束，直到净聚焦产生具有适当尺寸和/或形状的粒子束。
[0119] 在一个例子中，引出通道703包含多个聚焦区域。所述聚焦区域可以包括一个或多个聚焦空间713以及一个或多个聚焦元件711(例如，图20A和图20B)。在一些实施方案中，各聚焦空间713通常是粒子束穿过其中行进的空白空间。聚焦空间713可具有对应于背景磁场的形状的磁场形状，所述背景磁场例如由超导线圈产生的磁场。如图18所示，聚焦空间713能够轴向地聚焦。
[0120] 在一个例子中，所述引出通道703含有至少十个聚焦区域，尽管任何适当数量的聚焦区域可以包括在引出通道703中。引出通道703中的聚焦区域可以在聚焦空间713与聚焦元件711之间交替。多个聚焦区域和交替类型(具有交替磁场的形状)可起到抑制粒子束横截面形状的不期望轴向或径向膨胀的作用，从而在粒子束通过引出通道703时聚焦所述粒子束。
[0121] 在一个例子中，各聚焦区域在它被构造为在其上聚焦的平面(例如，对于聚焦空间713是轴向平面而对于聚焦元件711是径向平面)上以完整聚焦的约1/6压缩粒子束。这是通过将在序列中的下一个聚焦区域放置在完整聚焦的约1/6的位置处实现的。完整聚焦可以是恰好在束流在相应平面上开始变得过聚焦(例如，放大)之前的点。更简单地说，聚焦区域通常不会在给定平面上压缩粒子束超过其直径的约1/6，因为，在那一点上，所述束流进入下一相反的聚焦区域(例如，聚焦元件或聚焦空间)。例如，轴向聚焦的聚焦区域不会减小粒子束的轴向直径超过其轴向直径的约1/6。同样，径向聚焦的聚焦区域不会减小粒子束的径向直径超过其径向直径的约1/6。
[0122] 例如，图20A示出了在轴向平面(例如，通过聚焦空间713)上聚焦的粒子束。在本例子中，聚焦空间713被构造为在轴向平面上以完整聚焦的约1/6聚焦粒子束。当粒子束离开聚焦空间713时，相比它进入聚焦空间713时所具有的，它具有更小的轴向直径和更大的径向直径。在这方面，轴向平面上的完整聚焦点741是粒子束在该特定平面上再也不能更精确地聚焦的点。一旦到达完整聚焦点741，额外的聚焦导致粒子束在特定平面上放大。对于大多数治疗，过聚焦通常是不希望的，因为它可以导致粒子束横截面形状的不希望膨胀。在这个例子中，通过布置聚焦区域使得所述粒子束在每个聚焦区域的输出被压缩到完整聚焦的约1/6，粒子束被过聚焦的风险被降低(如通过示例性过聚焦束流742示出的)。
[0123] 在一个例子中，参考图20B，就在来自图20A的粒子束离开聚焦空间713之后，它进入聚焦元件711。聚焦元件711被构造为通过在1/6聚焦点处放置另一聚焦区域而在径向平面上以完整聚焦的约1/6聚焦粒子束。在其他实施方案中，可以使用不同于1/6的聚焦水平。当粒子束离开聚焦元件711时，相比它进入聚焦元件711时所具有的，它具有更大的轴向直径和更小的径向直径。然而，所述粒子束的轴向直径比它进入聚焦空间713时小，而粒子束的径向直径比它进入聚焦空间713时大。也就是说，在这个例子中的粒子束在它穿过聚焦空间713和聚焦元件711两者之后具有更圆的横截面形状。最终结果是具有更合适的尺寸和/或形状的粒子束。图20B所示的引出通道703的示例性部分仅包括两个聚焦区域，但如上所述，包含多个聚焦区域可以是适当的，并且常常是所期望的。
[0124] 返回参考图15，示例性引出通道703包含多个聚焦区域751-760。图21示出了被图15的空腔700和聚焦区域聚焦的示例性粒子束。在这个例子中，有基本上是圆形的横截面形状的聚焦束流是合适的。为便于说明，示例性引出通道703被概念化为直线(非弯曲)构造。如上面所解释的，在空腔700中的背景磁场的形状轴向地聚焦粒子束。在粒子束从空腔700输出到引出通道703时，它被充分地轴向聚焦了。
[0125] 在引出通道703中的第一聚焦区域是聚焦元件751。聚焦元件751径向地聚焦粒子束。当粒子束离开聚焦元件751时，它具有稍大的轴向直径和稍小的径向直径。粒子束然后进入轴向地聚焦粒子束的聚焦空间752。当粒子束离开聚焦空间752时，它具有稍小的轴向直径和稍大的径向直径。然而，所述粒子束的轴向直径比它进入聚焦元件751时大，而粒子束的径向直径比它进入聚焦元件751时小。也就是说，在这个例子中的粒子束在它穿过聚焦元件751和聚焦空间752两者之后具有更圆的横截面形状。
[0126] 聚焦元件753径向地聚焦粒子束。当粒子束离开聚焦元件753时，它具有稍大的轴向直径和稍小的径向直径。所述粒子束的轴向直径比它离开聚焦元件751时大，而粒子束的径向直径比它离开聚焦元件751时小。聚焦空间754轴向地聚焦粒子束。当粒子束离开聚焦空间754时，它具有稍小的轴向直径和稍大的径向直径。然而，所述粒子束的轴向直径比它进入聚焦元件753时大，而粒子束的径向直径比它进入聚焦元件753时小。也就是说，在这个例子中的粒子束在它穿过聚焦元件753和聚焦空间754之后具有更加圆的横截面形状。
[0127] 这种交替聚焦在粒子束穿过交替类型的聚焦区域755、756、757、758、759和760时继续，每个聚焦区域在给定平面上以粒子束在该平面上直径的约1/6聚焦所述粒子束。在这个例子中，在通过引出通道703行进的过程中，粒子束经历赋予它更加圆形的横截面形状的净聚焦。
[0128] 轴向和/或径向聚焦的量是系统特定的。在一个例子中，由超导线圈产生的磁场的大小可能需要比径向聚焦(例如，从聚焦元件711)更多的轴向聚焦(例如，从聚焦空间713)，以获得适当尺寸和/或形状的粒子束。在另一例子中，由超导线圈产生的磁场的大小可能需要比轴向聚焦更多的径向聚焦，以获得适当尺寸和/或形状的粒子束。什么构成适当尺寸和/或形状的粒子束可取决于该系统和治疗类型。在一个例子中，具有大致圆形的横截面的粒子束可以是适当的。在另一例子中，具有在径向或轴向平面上拉长的椭圆形横
2
截面的粒子束可以是适当的。在另一例子中，粒子束的横截面相对较大(例如，cm的量级)
2
可以是适当的。在另一例子中，粒子束的横截面相对较小(例如，mm的量级)可以是适当的。
2
截面的粒子束可以是适当的。在另一例子中，粒子束的横截面相对较大(例如，cm的量级)
2
可以是适当的。在另一例子中，粒子束的横截面相对较小(例如，mm的量级)可以是适当的。
[0129] 聚焦区域的数量和构造是系统特定的，并且可以被改变以提供任何适当类型的聚焦。在一个例子中，具有多于/少于十个聚焦区域可以是适当的。在另一例子中，在聚焦空间713与聚焦元件711之间交替对于聚焦区域可能是不适当的。聚焦区域的适当数量和构造可以依赖于治疗的类型。
[0130] 所述引出通道可以包含一个或多个场降低元件770。图22是一个示例性场降低元件770的横截面视图。场降低元件770包括两个磁场消减器730。所述磁场消减器730靠近彼此水平对准并彼此平行，使得一个磁场消减器730的宽表面面对另一个磁场消减器730的宽表面。
[0131] 在一些例子中，降低在引出通道703中的磁场可能是适当的。磁场可能需要被降低，以保持粒子束的轨迹在引出通道703内居中。如通过场降低元件的磁场线774示出的，场降低元件770可以吸引磁场通量离开粒子束的路径。
[0132] 该引出通道还可以包含一个或多个场增加元件780。图23是一个示例性场增加元件780的横截面视图。场增加元件780包括两个磁场添加器782。所述磁场添加器782一个在另一个之上地垂直对准并彼此平行，使得一个磁场添加器782的宽表面面对另一磁场添加器782的宽表面。
[0133] 在一些例子中，增加在引出通道703中的磁场可能是适当的。磁场可能需要被增加，以保持粒子束的轨迹在引出通道703内居中。如通过场增加元件的磁场线784示出的，场增加元件780可以将磁场通量推到粒子束的路径内。在一些实施方案中，磁场在粒子束在从引出通道离开的位置附近可以增加或降低。这是否是必需的和/或增加或降低的量通常是系统特定的。
[0134] 可变能量粒子加速器
[0135] 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。
[0136] 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。参照图24，示例性治疗系统910包括加速器912，例如同步回旋加速器，具有可变能量的粒子(例如，质子)束914从其中被引出以照射身体922的靶体积924。可选地，一个或多个附加设备，诸如扫描单元916或散射单元916、一个或多个监测单元918和降能器920被沿照射方向928放置。所述设备截取所引出束流914的横截面，并改变所引出束流用于治疗的一个或多个性质。
[0137] 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。
[0138] 在图24所示的例子中，靶体积924沿照射方向928被分为九个层926a-926i。在一个示例性过程中，照射从最深层926i开始，每次一层，逐渐到较浅的层，并结束于最浅的层926a。在施加到身体922之前，粒子束914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926d，而基本上不会在体内或靶体积内穿透更远，例如，层926e-926i或更深地进入体内。在一些例子中，粒子束914的所需能量随着治疗层相对于粒子加速器变得更浅而减少。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。
[0139] 用于治疗靶体积924的不同层的能量变化可以在加速器912中进行(例如，加速器可以改变能量)，使得在一些实施方案中，在粒子束被从加速器912引出之后，无需额外的能量变化。因此，治疗系统10中的可选的降能器920可以从系统中除去。在一些实施方案中，加速器912可以输出具有在约100MeV至约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。不连续的变化能够以约10MeV至约90MeV的步长每次一步地发生。
[0140] 当照射在一层完成后，加速器912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924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924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。
[0141] 在一些实施方案中，加速器912和降能器920共同地改变束流914的能量。例如，加速器912提供了粗调整而降能器920提供了精细调整，或者反过来。在这个例子中，加速器912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920以约2-10MeV的变化步幅调整(例如，减少)束流的能量。
[0142] 减少(或没有)降能器的使用，所述降能器可以包括范围移位器，有助于保持来自加速器的输出束流的性质和质量，例如束流强度性能。粒子束的控制可以在加速器中进行。副作用，例如来自当粒子束通过降能器920时产生的中子，可以被减少或消除。
[0143] 在完成靶体积924中的治疗之后，所述粒子束914的能量可被调整以治疗在另一身体或身体部分922’中的另一靶体积930。靶体积924、930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930离身体922’表面的深度D与靶体积924的深度不同是可能的。虽然一些能量调整可以由降能器920执行，所述降能器912可以只减小束流能量而不增加束流能量。
[0144] 在这方面，在某些情况下，治疗靶体积930所需的束流能量大于治疗靶体积924所需的束流能量。在这样的情况下，在治疗靶体积924之后并且在治疗靶体积930之前，加速器912可以增加输出束流的能量。在其他情况下，治疗靶体积930所需的束流能量小于治疗靶体积924所需的束流能量。虽然降能器920可以降低能量，加速器912可以调整为输出较低的束流能量，以减少或消除降能器920的使用。靶体积924、930的分层可以是不同的或相同的。并且与靶体积924的治疗类似地，靶体积930可以在层到层的基础上治疗。
[0145] 在同一患者上的不同靶体积924、930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912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924的治疗之后并在开始治疗靶体积930之前，加速器912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914的能量调整。在加速器和靶体积930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。
[0146] 在靶体积的相同层中，照射剂量是通过使用扫描单元916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。
[0147] 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912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)916、降能器920，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910包括与系统中的一个或多个设备进行通信的控制器932，诸如计算机。控制可以基于由一个或多个监测器918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918被示出为在设备916与降能器920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932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910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。
[0148] 在一些实施方案中，加速器912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。
[0149] 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。
[0150] 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912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912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。
[0151] 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912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。
[0152] 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。
[0153] 作为例子，表1示出了示例性加速器912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912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。
[0154]
[0155] 表1.束流能量和对应参数的例子
[0156] 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。
[0157] 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912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。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。
300MeV或更高。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。
[0158] 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。
[0159] 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。
[0160] 在一些实施方案中，加速器，诸如图1的同步回旋加速器502，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27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。
[0161] 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。
[0162] 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。
[0163] 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。
[0164] 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。
[0165] 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。
[0166] 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25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。
[0167] 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。
[0168] 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。
[0169] 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。
[0170] 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。
[0171] 图26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。
[0172] 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。
[0173] 通过检测在谐振器上的RF电压的相位、保持D形板上的交变电压接近RF腔的谐振频率，RF频率的产生与叶片转动是同步的。(虚拟D接地并且未在图26示出)。
[0174] 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。
[0175] 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。
[0176] 在粒子治疗系统的使用可变能量加速器(例如，可变能量同步回旋加速器)的示例性实施方案中，所述一个或多个聚焦区域751-760，包括一个或多个聚焦元件(例如，在图19A中的711)以及一个或多个聚焦空间(例如，在图20A中的713)，被构造(例如，调整尺寸、成形、可控制)为在由加速器产生的不同粒子能量范围内操作，所述粒子能量范围包括上述的范围。例如，在一个实施方案中，聚焦元件被构造为在粒子加速器的最高可操作能量与粒子加速器的最低可操作能量之间的中点处提供其最佳聚焦，但在能量的上界和下界处仍提供足够的聚焦。聚焦元件的精确结构将取决于能量范围。同样，聚焦区域将调整尺寸以同样适应能量范围。
[0177] 在一些实施方案中，所述聚焦元件可以是可构造的，以对不同的粒子能量提供不同的数量或类型。例如，在一些实施方案中，磁性垫片可以是可移入、移出、或接近一个或多个聚焦元件以控制由那些一个或多个聚焦元件提供的磁场扰动。磁性垫片的一个例子是可移入、移出、或接近聚焦元件的铁磁杆或其他结构。在一些实施方案中，磁性垫片的运动可以是计算机控制的，并且它们的运动可以响应于(例如，被触发)加速器中粒子束能量的变化。在一些实施方案中，磁性垫片的运动可以实时地或基本实时地发生。在其他实施方案中，磁性垫片的运动也可以例如在用特定粒子束能量治疗之前预先做出。
[0178] 在一些实施方案中，聚焦元件可相对于彼此在引出通道内是可移动的(从而也改变聚焦空间的大小)。运动可被执行以增加或减少在引出通道中提供的聚焦的量和质量。在一些实施方案中，聚焦元件在引出通道内的运动可以是计算机控制的，并且它们的运动可以响应于(例如，被触发)加速器中粒子束能量的变化。在一些实施方案中，聚焦元件的运动可以实时地或基本实时地发生。在其他实施方案中，聚焦元件的运动也可以例如在用特定粒子束能量治疗之前预先做出。在一些实施方案中，聚焦元件的运动可以与如上所述的磁性垫片的使用结合。
[0179] 在上述的示例性实施方案中，所述聚焦元件是铁磁结构。在一些实施方案中，包括使用可变能量粒子加速器的那些，一个或多个(直至所有)铁磁结构的聚焦元件可以由引出通道内的线圈绕组所取代。线圈绕组可以是超导或非超导的。线圈绕组可以被构造为通过基于所述粒子加速器的能量的电流，并且响应于电流的流动，在引出通道内产生影响背景的磁场并且因此产生否则由铁磁结构产生的聚焦。在一些实施方案中，每个这样的线圈可以从单独的源接收电流，从而允许各线圈产生不同的磁场。在一些实施方案中，多个线圈可以串联连接以从共用的源接收电流。在一些实施方案中，多个线圈可以具有不同的阻抗，从而允许不同的电流并产生不同的磁场。
[0180] 在采用一个或多个线圈作为聚焦元件的实施方案中，如上所述，通过各个线圈的电流(多种电流)可以对应于由粒子加速器在不同的时间产生的能量(多种能量)。电流的施加可以由计算机控制。例如，控制计算机系统可以识别在给定时间(例如，在当前或未来的时间)的粒子束的能量，并提供对该能量适当的电流。电流上的变化可实时或基本实时地发生，或者所述电流可在用预期粒子束能量的治疗之前设置。
[0181] 任何前述的聚焦区域构造可在适当的组合中使用，以在引出通道中聚焦粒子束。同样地，任何前述聚焦区域构造的单个特征可为了同一目的在适当的组合中使用。
[0182] 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。
[0183] 本文所述的示例性实施方案并不限于用于粒子治疗系统，或限于用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。
[0184] 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-Field Superconducting 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。
[0185] 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)。
[0186] 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 WaveformGenerator 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 WaveformGenerator 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。
[0187] 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。
[0188] 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。
[0189] 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。
| 标题 | 发布/更新时间 | 阅读量 |
|---|---|---|
| 粒子束系统 | 2020-05-11 | 268 |
| 一种粒子束加速器 | 2020-05-16 | 194 |
| 粒子束生成设备 | 2020-05-12 | 6 |
| 用于粒子束流的斩波器 | 2020-05-17 | 919 |
| 粒子束加工设备 | 2020-05-14 | 87 |
| 粒子束治疗装置 | 2020-05-14 | 118 |
| 粒子束治疗设备 | 2020-05-12 | 336 |
| 粒子束形成装置 | 2020-05-12 | 276 |
| 粒子束治疗装置 | 2020-05-13 | 395 |
| 粒子束监测系统和方法 | 2020-05-17 | 314 |
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。
QQ群二维码
意见反馈
意见反馈