CN104813749A - 控制粒子束的强度 - Google Patents

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Abstract

在示例中，一种同步回旋加速器包括：粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲；电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速；以及提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出。所述粒子源配置成控制所述电离等离子体的脉冲宽度，以便控制所述粒子束的强度。该示例性同步回旋加速器可以单独地或组合地包括一个或多个以下特征。

Description

控制粒子束的强度
相关申请的交叉引用
本申请要求于2012年9月28日提交的美国临时申请第61/707466号的优先权。美国临时申请第61/707466号的内容通过引用并入本文。
技术领域
本发明总体上涉及控制粒子束比如用于粒子治疗系统的质子或离子束的强度。
背景技术
粒子治疗系统使用加速器来产生粒子束用于治疗病痛，比如肿瘤。在操作中，粒子束在粒子加速器的腔内得到加速，并通过提取通道从该腔移除。使用各种元件来聚焦粒子束，并且将其施加至患者的适当区域。
不同的患者可能需要不同的粒子剂量及剂量率。施加至患者的剂量及剂量率是粒子束强度的函数。因此，控制粒子束的强度使得能够对剂量及剂量率进行控制。
发明内容
在示例中，一种同步回旋加速器包括：粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲；电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速；以及提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出。所述粒子源配置成控制所述电离等离子体的脉冲宽度，以便控制所述粒子束的强度。该示例性同步回旋加速器可以单独地或组合地包括一个或多个以下特征。
所述粒子源可以配置成响应于控制信号来激活达一时间周期，其中，所述粒子源在被激活时产生电离等离子体的脉冲。所述粒子源可以配置成周期性地产生电离等离子体的脉冲。所述粒子束可以被输出达约0.1μs至100μs(例如1μs至10μs)的持续时间。所述粒子束可以被输出达约每2ms的约0.1μs至100μs(例如1μs至10μs)的持续时间。所述粒子源可以包括提供电压来电离氢从而产生所述电离等离子体的阴极。所述阴极可以不由外部源加热。
在示例中，一种质子治疗系统包括：前述的同步回旋加速器；以及台架，其上安装有所述同步回旋加速器，其中，所述台架可相对于患者位置旋转。质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
在示例中，一种同步回旋加速器包括：粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲，其中所述粒子源包括提供电压来电离氢从而产生所述电离等离子体的阴极；电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速；以及提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出。与所述阴极相关联的电压是可控制的，以便控制所述粒子束的强度。该示例性同步回旋加速器可以单独地或组合地包括一个或多个以下特征。
所述阴极可不由外部源加热。所述电压是可控制的，从而使得增加所述电压而增加所述粒子束的强度，并且使得减小所述电压而减小所述粒子束的强度。
在示例中，一种质子治疗系统包括前述的同步回旋加速器；以及台架，其上安装有所述同步回旋加速器。所述台架可相对于患者位置旋转。质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
在示例中，一种同步回旋加速器包括：粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲，其中，所述粒子源包括提供电压来电离氢从而产生所述电离等离子体的阴极；电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速；以及提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出。所述粒子源是可控制的，以调整所述阴极之间的氢量，以便控制所述粒子束的强度。该示例性同步回旋加速器可以单独地或组合地包括一个或多个以下特征。
所述阴极可以不由外部源加热。所述氢量是可调整的，从而使得增加所述氢量而增加所述粒子束的强度，并且使得减小所述氢量而减小所述粒子束的强度。
在示例中，一种质子治疗系统包括：前述的同步回旋加速器；以及台架，其上安装有所述同步回旋加速器。所述台架可相对于患者位置旋转。质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
在示例中，一种同步回旋加速器包括：粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲；电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速；以及提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出。所述电压源是可控制的，以控制RF电压率，以便控制所述粒子束的强度。该示例性同步回旋加速器可以单独地或组合地包括一个或多个以下特征。
所述粒子源可以包括提供电压来电离氢从而产生所述电离等离子体的阴极，其中，所述阴极不由外部源加热。所述RF电压的量值是可调整的，从而使得增加所述量值而增加所述粒子束的强度，并且使得减小所述量值而减小所述粒子束的强度。
在示例中，一种质子治疗系统包括：前述的同步回旋加速器；以及台架，其上安装有所述同步回旋加速器。所述台架可相对于患者位置旋转。质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
在示例中，一种同步回旋加速器，包括：粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲；电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速，其中，所述RF电压在最大频率与最小频率之间扫掠；以及提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出。所述粒子源是可控制的，以在接近于从所述RF电压的最大频率至所述RF电压的最小频率的减小的特定频率下提供所述电离等离子体的脉冲。该示例性同步回旋加速器可以单独地或组合地包括一个或多个以下特征。
所述粒子加速器是可控制的，以由从所述RF电压的约135MHz的最大频率的减小在RF电压的132MHz与RF电压的131MHz之间提供所述电离等离子体的脉冲。所述粒子源可以包括提供电压来电离氢从而产生所述电离等离子体的阴极。所述阴极可以不由外部源加热。
在示例中，一种质子治疗系统包括：前述的同步回旋加速器；以及台架，其上安装有所述同步回旋加速器。所述台架可相对于患者位置旋转。质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
在示例中，一种同步回旋加速器包括：粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲；电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速；以及提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出。所述粒子源配置成选择性地输出所述电离等离子体的脉冲，以便控制所述粒子束的强度。该示例性同步回旋加速器可以单独地或组合地包括一个或多个以下特征。
所述RF电压可以从最大频率周期性地扫掠至最小频率。选择性地输出所述脉冲可以包括在一些所述RF电压扫掠中并且不在其它所述RF电压扫掠中输出脉冲。选择性地输出所述脉冲可以包括跳过在每第N(N>1)个扫掠中的脉冲输出。
所述同步回旋加速器可以包括控制器，用于执行以下操作，包括：确定所述粒子束的强度；以及基于所确定的强度来选择性地输出所述脉冲。
在示例中，一种质子治疗系统包括：前述的同步回旋加速器；以及台架，其上安装有所述同步回旋加速器。所述台架可相对于患者位置旋转。质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
在示例中，一种同步回旋加速器包括：粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲；电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速；以及提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出。所述电压源配置成改变所述RF电压的斜率，以便控制所述粒子束的强度。
在示例中，一种质子治疗系统包括：前述的同步回旋加速器；以及台架，其上安装有所述同步回旋加速器。所述台架可相对于患者位置旋转。质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
在示例中，一种同步回旋加速器，包括：粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲；电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速，其中，所述电压源包括第一D形件和第二D形件，并且其中，所述第一D形件和第二D形件中的至少一个具有施加至其的偏置电压；以及提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出。该示例性同步回旋加速器可以单独地或组合地包括一个或多个以下特征。
所述第一D形件可以具有施加至其的第一偏置电压，所述第二D形件具有施加至其的第二偏置电压，其中，所述第一偏置电压不同于所述第二偏置电压。所述第一D形件可以具有施加至其的偏置电压，所述第二D形件电接地。
在示例中，一种质子治疗系统包括：前述的同步回旋加速器；以及台架，其上安装有所述同步回旋加速器。所述台架可相对于患者位置旋转。质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
在示例中，一种粒子治疗系统可以包括：同步回旋加速器，以输出包括脉冲的粒子束；以及扫描系统，其用于所述同步回旋加速器，以扫描在至少部分照射目标上的粒子束。所述扫描系统可以配置成在相对于(例如，垂直于)所述粒子束的纵向方向上成一定角度的两个维度上扫描粒子束。所述粒子束在所述照射目标生成点。所述同步回旋加速器是可控制的，以改变所述脉冲的宽度，以便在扫描过程中改变在所述照射目标上的不同点之间的粒子束的强度。所述粒子治疗系统的实施方式可以单独地或组合地包括一个或多个以下特征。
所述同步回旋加速器可以包括粒子源，并且所述粒子源是可控制的，以激活达一时间周期来产生宽度不同的脉冲。所述同步回旋加速器可以配置成在低电压与高电压之间扫掠，并且所述电压扫掠的速率(或速度)是可控制的，以改变所述脉冲的宽度。所述粒子源可以包括第一和第二阴极，以从气体产生等离子体流。粒子束的脉冲可从所述等离子流中提取。所述气体可以是氢和小于25％的惰性气体的组合或氢和小于10％的惰性气体的组合。所述气体可以是氢和氦的组合。所述氦可以是所述气体的组合物的不到25％。在另一示例中，所述氦可以是所述气体的组合物的不到10％。
所述扫描系统可以包括：磁体，以影响所述粒子束的方向来在至少部分照射目标上的两个维度上扫描所述粒子束；以及降能器，以在将粒子束输出到照射目标之前改变束的能量。所述降能器可以相对于所述同步回旋加速器在所述磁体的顺流方向(down-beam)。
所述同步回旋加速器可以包括：电压源，以向腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱加速，其中，所述腔具有的磁场促使从所述等离子体柱被加速的粒子在所述腔内沿轨道移动；提取通道，以接收从所述等离子体柱被加速的粒子，并且输出来自所述腔的所接收的粒子；以及再生器，以提供磁场凸起在所述腔内，从而改变从所述等离子体柱被加速的粒子的连续轨道，最终使得离子输出至所述提取通道。所述磁场可以在4特斯拉(T)和20T之间(或者在6T和20T之间)，所述磁场凸起可以至多为2特斯拉。
在本发明中所阐述的两个或更多个特征(例如控制粒子束强度的两种或更多种方法)，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。
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。
下面参照附图以及说明书，对一个或多个实施方式的细节进行阐述。根据说明书、附图以及根据权利要求书，本发明的其它特征、目标及优点将是显而易见的。
附图说明
图1是示例性治疗系统的透视图。
图2是示例性同步回旋加速器的组件的分解透视图。
图3、4和5是示例性同步回旋加速器的剖视图。
图6是示例性同步回旋加速器的透视图。
图7是示例性反向线圈架及绕组的一部分的剖视图。
图8是示例性通道中电缆复合导体的剖视图。
图9是示例性粒子源的剖视图。
图10是示例性D形板和示例性虚拟D形件的透视图。
图11是示例性穴室的透视图。
图l2是带有穴室的示例性治疗室的透视图。
图l3示出了患者相对于示例性粒子加速器定位。
图l4示出了患者定位在治疗室中的示例性内台架内。
图l5和16示出了示例性粒子源。
图17是示出示例性电压扫掠、提取窗及粒子源脉冲宽度的图表。
图l8是可与本文中所描述的粒子治疗系统一起使用的示例性主动D形件和虚拟D形件的透视图。
图19是示例性扫描系统的侧视图。
图20是示例性扫描系统的透视图。
图21和22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。
图23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。
图24是板从范围调制器进入/离开束路径的运动的透视图。
各图中的相同附图标记表示相同的元件。
具体实施方式
概述
本文所述的是一种用于示例性系统比如质子或离子治疗系统的粒子加速器的示例。该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。
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。
在示例性实施方式中，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，以在加速期间粒子的速度增加时考虑对粒子的相对论效应(例如，增加的粒子质量)以及所产生的以维持粒子的轴向聚焦的减小的磁场。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的外边缘附近，并且可用于调整在该位置处的现有磁场，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。
控制系统可用来选择粒子束的强度。例如，可以控制或以其它方式调整粒子加速器的一个或多个参数或者特征来以所选择的强度输出粒子束。所选择的强度可以是恒定的或可变的。本文所述的示例性系统使用各项技术来控制粒子束的强度，例如从而改变输送至患者的粒子束的剂量和剂量率。下文提供了这些技术的说明，之后是其中可以实施这些技术的示例性粒子治疗系统的说明。
在示例性技术中，可以通过改变从等离子体柱提取的粒子脉冲的脉冲的持续时间来控制粒子束的强度。更详细地，RF电压从开始(例如，最大)频率(例如，135MHz)扫掠至结束(例如，最小)频率(例如，90MHz)。在RF扫掠期间粒子源被激活达时间周期以产生等离子体柱。例如，在某些实施方式中，粒子源在132MHz下被激活达一时间周期。在该时间期间，粒子通过由RF电压所产生的电场从等离子体柱被提取。随着RF电压频率下降，所提取的粒子在轨道上向外加速，与减小的磁场和增加的相对质量保持同步，直至粒子在一定时间(例如，约600微秒)之后被扫出。改变粒子源被激活所达到的持续时间改变了在频率扫掠期间从等离子体柱提取的粒子脉冲的宽度。增加脉冲宽度促使增加所提取的粒子的量，因此增加粒子束的强度。减小脉冲宽度促使减小所提取的粒子的量，因此减小粒子束的强度。
在另一示例性技术中，可以通过改变施加至粒子源中的阴极的电压来控制粒子束的强度。在这方面，通过将电压施加至粒子源的两个阴极并且通过在阴极附近输出气体比如氢(H2)来产生等离子体柱。施加至阴极的电压电离氢，背景磁场使电离的氢准直，从而产生等离子体柱。增加阴极电压促使增加等离子体柱中的离子的量，减小阴极电压促使减小等离子体柱中的离子的量。当更多的离子存在于等离子体柱中时，可以在RF电压扫掠期间提取更多的离子，从而增加粒子束的强度。当更少的离子存在于等离子体柱中时，可以在RF电压扫掠期间提取更少的离子，从而减小粒子束的强度。
在另一示例性技术中，可以通过改变供给至粒子源的氢量来控制粒子束的强度。例如，响应于阴极电压，增加供给至粒子源的氢量致使等离子体柱中更多机会电离。相反，响应于阴极电压，减小供给至粒子源的氢量致使等离子体柱中更少机会电离。如上所述，当更多的粒子存在于等离子体柱中时，在RF电压扫掠期间提取更多的粒子，从而增加粒子束的强度。当更少的粒子存在于等离子体柱中时，在RF电压扫掠期间提取更少的粒子，从而减小粒子束的强度。
在另一示例性技术中，可以通过改变用来从等离子体柱提取粒子的RF电压的量值来控制粒子束的强度。例如，增加RF电压的量值促使更多的粒子从等离子体柱被提取。相反，减小RF电压的量值促使更少的粒子从等离子体柱被提取。当提取更多的粒子时，粒子束的强度增加。相反，当提取更少的粒子时，粒子束的强度减小。
在另一示例性技术中，可以通过改变频率扫掠期间在此时激活粒子源且因此在此间提取粒子的开始时间来控制粒子束的强度。更具体地，在频率扫掠期间存在可在其间从等离子体柱提取粒子的有限窗。在示例性实施方式中，频率以大致恒定速率从约135MHz扫掠至约90MHz。在此示例中，可以在开始频率与结束频率之间(例如，分别在132MHz与13lMHz之间)的向下斜坡的约开始处提取粒子，粒子源可被激活达一时间周期，例如达约0.1μs至l00μs(或者例如1μs至l0μs达约40μs)。改变激活粒子源的频率影响从粒子束所提取的粒子的量，从而影响粒子束的强度。
在另一示例性技术中，可以使用脉冲消隐来控制粒子束的强度。在这方面，频率扫掠每秒重复许多次(例如，500次/秒)。可对于每个频率扫掠(例如，每2ms)激活粒子源。通过在每个频率扫掠期间不激活粒子源，脉冲消隐减少从粒子束所提取的粒子的数量。为了实现最大束强度，可以在每个频率扫掠激活粒子源。为了减小束强度，可以更不频繁地(例如，在每第二、第三、第一百等扫掠)激活粒子源。
在另一示例性技术中，可通过将DC偏置电压施加至用于将RF电压施加至粒子加速器腔的一个或多个D形件来控制粒子束的强度。在这方面，粒子加速器包括主动D形板(或简称D形件)，其是具有包围腔的两个半圆形表面的空心金属结构，其中质子在围绕由磁体结构包围的空间的旋转期间被加速。通过在射频传输线的端部施加的RF信号驱动主动D形件，以将电场赋予到腔中。随着加速的粒子束距几何中心的距离增加，RF场得以适时地变化。“虚拟”D形件包括矩形金属壁，其中用于束的狭槽在主动D形件的曝露边附近间隔开。在某些实施方式中，将虚拟D形件接地至真空室和磁轭。
在存在强磁场的情况下施加RF电压可以造成次级电子倍增(这可能会减小RF场的量值)，并且在某些情况下造成电短路。为了减小次级电子倍增的量且从而维持RF场，可以将DC偏置电压施加至主动D形件，在某些实施方式中还可以施加至虚拟D形件。在某些实施方式中，可以控制主动D形件与虚拟D形件之间的差动偏置电压来减小次级电子倍增且从而增加束强度。例如，在某些实施方式中，可能在主动D形件与虚拟D形件上的DC偏置电压之间存在50％差别(例如，-1.9KV DC偏置电压可被施加至虚拟D形件，-1.5KV DC偏置电压可被施加至主动D形件)。
在另一示例性技术中，可通过控制扫掠RF电压的速率(例如，减小的斜率)来控制粒子束的强度。通过减小斜率，可以增加在可从等离子体柱提取粒子的期间的时间的量。其结果是，可以提取更多的粒子，从而增加粒子束的强度。反过来也是如此，例如通过增加斜率，可以减小在可从等离子体柱提取粒子的期间的时间的量，这可能会导致粒子束强度的减小。
用于控制粒子加速器中的粒子束的强度的前述技术可以在单个粒子加速器中单独地使用，或者这些技术中的任何两个或更多个可以在单个粒子加速器中以任何适当组合的方式使用。这些技术并不限于与粒子治疗系统一起使用，而是可以用于任何适当的粒子加速器。
下文提供了其中可以使用前述技术的粒子治疗系统的示例。
示例性粒子治疗系统
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。
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、5l4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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
在图l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6至20特斯拉或4至20特斯拉的范围内，且质子能量可以在l50至300MeV的范围内。
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。
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、以及束提取系统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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
如图3和9所示，同步回旋加速器包括位于磁体结构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。
粒子源90透过传送气态氢的气体管路l0l和管194从氢供给99被提供。电缆94携载来自电流源95的电流，以刺激从与磁场200对准的阴极192、190电子放电。
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。
如图10所示，D形板100是具有包围空间l07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11l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l00，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 FrequencyOf An Input Voltage”的美国专利申请第1l/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。
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。
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。
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。
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、l09重新引导离子，使得它们停留在有限空间范围的直束中。
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，
n＝-(r/B)dB/dr，
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。
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。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。
在操作期间，由于沿着板的表面的导电电阻，板从所施加的射频场吸收能量。该能量表现为热量，并且通过使用将热量释放在热交换器113(图3)中的水冷却管路108而从板移除。
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。
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。
通过安装至台架支腿中的一个或二者并且由驱动齿轮而连接至轴承壳体的电动机来驱动台架旋转。台架的旋转位置源自于由并入到台架驱动电机及驱动齿轮中的轴角编码器提供的信号。
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。
可以通过适当的末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)。
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。
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l48、l50作为侧面的曲径l46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侧壁l54、156、150/l48可能掩埋在土山(未示出)内。壁154、l56以及l58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。
参照图12和13，出于安全和美学的原因，治疗室l60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、l56、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。
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。
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号以及2008年11月20日提交的标题为“Inner Gantry”的美国专利申请第12/275103号。美国专利第7728311号和美国专利申请第12/275103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。
示例性实施方式
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相对彼此围绕，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l01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。背景磁场防止电离气体粒子的散射，并且在阴极之间创建等离子体柱。
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。
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。
图l5和16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15，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。
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l mm。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16所示。也就是说，粒子源的壳体的一部分可以在加速区域7l4(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16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。
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，束的径向振荡由加速器内的磁扰动创建，这建立了这些振荡的谐振。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。
阴极7l7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。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。
本文所述的示例性粒子治疗系统的各个方面可以是计算机控制的。可以通过从计算机输出至粒子治疗系统上的各个电子器件的一个或多个信号来实现计算机控制。例如，可以测量由粒子治疗系统所产生的粒子束的强度，并且可以调整粒子治疗系统来控制粒子束的强度。在每次使用粒子治疗系统时实时(例如，在治疗期间)地一次或以其它频率发生测量和调整。在某些实施方式中，可以改变下文所述的粒子加速器的各种参数或其它特征，并且测量所得粒子束的强度，以便确定是否实现了适当的结果。如果未实现适当的结果，则可再次改变参数或其它特征变化并且测量结果，直至实现适当的结果。
在示例性实施方式中，可以改变由粒子源输出的脉冲的时间宽度来控制粒子束的强度。换句话说，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l32MHz与13lMHz之间加脉冲达时间周期。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。
图17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720出现在l32MHz与l3lMHz之间。可以改变脉冲721宽度来控制由粒子加速器输出的粒子束的强度。
在其它实施方式中，可以调整阴极717的电压，以便控制等离子体柱中电离的量，从而控制从加速器输出的粒子束的强度。改变冷阴极的电压可以产生特别尖锐的脉冲边缘。
在其它实施方式中，可以调整管l01中的气流来增加或减少等离子体柱中的氢量。如上文所解释，氢的这种增加或减少可能会导致可用于提取的等离子体柱中的粒子的量的增加或减少。因此，通过改变由粒子源所提供的氢的量/流量，可以控制可用于提取的粒子的量且因此所得的粒子束的强度。例如，如上文所解释，当更多的粒子存在于等离子体柱中时，更多的粒子在RF电压扫掠期间得以提取，从而增加粒子束的强度。当更少的粒子存在于等离子体柱中时，更少的粒子在RF电压扫掠期间得以提取，从而减少粒子束的强度。
在其它实施方式中，在提取时间周期期间增加RF电压的量值可以增加所提取的粒子的量，从而增加粒子束的强度。在这方面，RF电压的量值可以在RF扫掠的整个时间周期期间变化，或者其可以仅在可从等离子体柱提取粒子的时间期间变化。例如，在某些实施方式中，粒子在从132MHz至131MHz的扫掠时间周期期间从等离子体柱提取粒子。可以仅在该时间周期期间或者在某些情况下在提取时间周期之前及之后的时间周期期间增加RF电压的量值。在某些示例性实施方式中，其间量值可以得到增加的时间周期是20-40μs。要注意的是，这些值对于一个示例性粒子加速器来说是特定的，各个值(包括频率窗和时间周期)可能对于不同系统是不同的。
在其它实施方式中，粒子源700是可控制的，以在接近于从电压扫掠期间的最大RF频率至最小RF频率的减小的特定频率下提供电离等离子体的脉冲。例如，参照图17，可以控制脉冲宽度721，以在开始(例如最大)频率722与结束(例如最小)频率723之间的任何点处发生。可以测量在各个频率下所提取的粒子的量，以便确定最佳位置。
在一些实施方式中，可以通过控制RF扫掠的速率来改变脉冲宽度。例如，较慢的RF扫描可能会导致更长的脉冲且因此每个脉冲更多的粒子(强度)。
在其它实施方式中，电压源可配置成改变RF电压，以便控制粒子束的强度。例如，可以在时间尺度上从高值到低值扫掠RF电压。最初，RF电压可以处于高值(例如，在时间周期内恒定)。此外，电压被施加达一初始时间周期(例如，20-40μs)。然后，电压被减小，例如在扫掠期间每20μs，使得其振幅得以调整来控制粒子束的强度。可以增加或减小正在减小的磁场(对时间)的斜率，以便改变所提取的粒子的量。在某些实施方式中，可逐步地施加电压来控制输出的粒子束。
在其它实施方式中，可以使用脉冲消隐来控制粒子束的强度。例如，可以控制粒子源700来选择性地输出电离等离子体的脉冲。例如，可以在每个电压扫掠期间输出脉冲达一时间周期；然而，输出的脉冲可以在每第N个(N>1)扫掠中被跳过。因此，例如控制系统可以检测到存在l％过多的束，在这种情况下每第100个脉冲可被跳过。在其它实施方式中，可以更加频繁地跳过脉冲，例如，可跳过每第二个、第三个、第十个或任何其它适当编号的脉冲。
在其它实施方式中，可以将偏置电压施加至主动D形件和/或虚拟D形件，以减小次级电子倍增的效应，从而增加粒子束的强度。在这方面，当电子在D形板之间弹起时发生次级电子倍增，导致额外的电子在撞击时脱离D形板。这种结果可能会不利地影响D形板的操作达到使D形板电短路的程度。
为了减小次级电子倍增的效应，可以将DC偏置电压施加至主动D形件和/或虚拟D形件。这导致背景RF电压比原本将会出现的情况更加远离接地振荡，从而减小D形件之间的电子转移。在实施方式中，DC偏置电压仅被施加至虚拟D形件，虚拟D形件与接地隔离。在其它实施方式中，差动DC偏置电压被施加至虚拟D形件及主动D形件。例如，可以将更大的DC偏置电压施加至虚拟D形件，可以将更小的DC偏置电压施加至主动D形件。在某些实施方式中，可以将图18的DC偏压板800、801添加至虚拟D形板102。在该图中，主动D形件被标记为100。
在某些实施方式中，DC偏置电压差动(也就是说，施加至主动D形件与虚拟D形件的偏置电压之间的差)可以在+/-50％的范围内。DC偏置电压的特定量可以基于RF电压的水平而变化。例如，可以将2.1KV DC电压施加至虚拟D形件，可以将1.7KV DC电压施加至主动D形件。在另一示例中，可以将1.5KV DC电压施加至虚拟D形件，可以将1.0KV DC电压施加至主动D形件。在另一示例中，可以将1.9KV DC电压施加至虚拟D形件，可以将1.5KV DC电压施加至主动D形件。在其它实施方式中，还可以使用不同的DC偏置电压。
参照图19，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802的输出处。束形成系统可以是扫描系统。图19示出了示例性扫描系统806，其可以用来扫描在至少部分照射目标上的粒子束。图20还示出了扫描系统的部件的示例，包括扫描磁体808、离子室809、以及能量降能器810。图20中未示出扫描系统的其它部件。
在示例性操作中，扫描磁体808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809检测束的剂量并且将该信息反馈到控制系统。能量降能器810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。
图21和22示出了示例性扫描磁体808的视图。扫描磁体808包括在X方向上控制粒子束运动的两个线圈811和在Y方向上控制粒子束运动的两个线圈812。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)。
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809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。
图23示出了范围调整器815，这是能量降能器810的示例性实施方式。在一些实施方式中，比如图23所示，范围调整器包括一系列板816。这些板可以由一个或多个能量吸收材料制成。
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。
将板实际地移入和移出粒子束的路径。例如，如图24所示，板816a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817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。
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。
在一些实施方式中，扫描系统中点的强度可能点与点不同。本文所述的任何技术可用于点到点地改变粒子束的强度。例如，粒子束的强度可能从单个点到单个点或者从一组点到另一组点等等是变化的。
本文所述的改变粒子束脉冲的脉冲宽度(从而改变每个脉冲的粒子的数量，即脉冲强度)的脉冲宽度调制技术(PWM)可以特别用于改变扫描系统中点到点的强度。PWM技术可能特别用于扫描上下文，因为它们使得能够相当快速地改变点强度，例如以亚秒时间帧，并且具有相对宽的动态范围(尽管非PWM技术仍然可用)。
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。
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。
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。相反，示例性实施方式可用于将加速的粒子引导至输出的任何适当的系统中。
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。
以下申请(它们全都是与本申请(标题为“CONTROLLING INTENSITYOF A PARTICLE BEAM”(申请号61/707466))同一天提交的)通过引用并入本申请：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 BEAMUSING 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 APARTICLE ACCELERATOR”(申请号61/707645)的美国临时申请。
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 WaveformGenerator 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 BeamFormation”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。
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“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 USINGMAGNETIC 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 PARTICLEACCELERATOR”(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；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 FrequencyWaveform 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 TherapyBeam 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。
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。
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。

Claims (44)

1.一种同步回旋加速器，包括：
粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲；
电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速；以及
提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出；
其中，所述粒子源配置成控制所述电离等离子体的脉冲宽度，以便控制所述粒子束的强度。
2.根据权利要求1所述的同步回旋加速器，其中，所述粒子源配置成响应于控制信号来激活达一时间周期，其中，所述粒子源在被激活时产生电离等离子体的脉冲。
3.根据权利要求1所述的同步回旋加速器，其中，所述粒子源配置成周期性地产生电离等离子体的脉冲。
4.根据权利要求3所述的同步回旋加速器，其中，所述粒子束被输出达约0.1μs至100μs的持续时间。
5.根据权利要求3所述的同步回旋加速器，其中，所述粒子束被输出达约每2ms的约0.1μs至100μs的持续时间。
6.根据权利要求1所述的同步回旋加速器，其中，所述粒子源包括提供电压来电离氢从而产生所述电离等离子体的阴极，所述阴极不由外部源加热。
7.一种质子治疗系统，包括：
根据权利要求1所述的同步回旋加速器；以及
台架，其上安装有所述同步回旋加速器，所述台架可相对于患者位置旋转；
其中，质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
8.一种同步回旋加速器，包括：
粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲，所述粒子源包括提供电压来电离氢从而产生所述电离等离子体的阴极；
电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速；以及
提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出；
其中，与所述阴极相关联的电压是可控制的，以便控制所述粒子束的强度。
9.根据权利要求8所述的同步回旋加速器，其中，所述阴极不由外部源加热。
10.根据权利要求8所述的同步回旋加速器，其中，所述电压是可控制的，从而使得增加所述电压而增加所述粒子束的强度，并且使得减小所述电压而减小所述粒子束的强度。
11.一种质子治疗系统，包括：
根据权利要求8所述的同步回旋加速器；以及
台架，其上安装有所述同步回旋加速器，所述台架可相对于患者位置旋转；
其中，质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
12.一种同步回旋加速器，包括：
粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲，所述粒子源包括提供电压来电离氢从而产生所述电离等离子体的阴极；
电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速；以及
提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出；
其中，所述粒子源是可控制的，以调整所述阴极之间的氢量，以便控制所述粒子束的强度。
13.根据权利要求12所述的同步回旋加速器，其中，所述阴极不由外部源加热。
14.根据权利要求12所述的同步回旋加速器，其中，所述氢量是可调整的，从而使得增加所述氢量而增加所述粒子束的强度，并且使得减小所述氢量而减小所述粒子束的强度。
15.一种质子治疗系统，包括：
根据权利要求12所述的同步回旋加速器；以及
台架，其上安装有所述同步回旋加速器，所述台架可相对于患者位置旋转；
其中，质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
16.一种同步回旋加速器，包括：
粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲；
电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速；以及
提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出；
其中，所述电压源是可控制的，以控制RF电压率，以便控制所述粒子束的强度。
17.根据权利要求16所述的同步回旋加速器，其中，所述粒子源包括提供电压来电离氢从而产生所述电离等离子体的阴极，所述阴极不由外部源加热。
18.根据权利要求l6所述的同步回旋加速器，其中，所述RF电压的量值是可调整的，从而使得增加所述量值而增加所述粒子束的强度，并且使得减小所述量值而减小所述粒子束的强度。
19.一种质子治疗系统，包括：
根据权利要求16所述的同步回旋加速器；以及
台架，其上安装有所述同步回旋加速器，所述台架可相对于患者位置旋转；
其中，质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
20.一种同步回旋加速器，包括：
粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲；
电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速，所述RF电压在最大频率与最小频率之间扫掠；以及
提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出；
其中，所述粒子源是可控制的，以在接近于从所述RF电压的最大频率至所述RF电压的最小频率的减小的特定频率下提供所述电离等离子体的脉冲。
21.根据权利要求20所述的同步回旋加速器，其中，所述粒子加速器是可控制的，以由从所述RF电压的约135MHz的最大频率的减小在RF电压的132MHz与RF电压的131MHz之间提供所述电离等离子体的脉冲。
22.根据权利要求21所述的同步回旋加速器，其中，所述粒子源包括提供电压来电离氢从而产生所述电离等离子体的阴极，所述阴极不由外部源加热。
23.一种质子治疗系统，包括：
根据权利要求20所述的同步回旋加速器；以及
台架，其上安装有所述同步回旋加速器，所述台架可相对于患者位置旋转；
其中，质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
24.一种同步回旋加速器，包括：
粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲；
电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速；以及
提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出；
其中，所述粒子源配置成选择性地输出所述电离等离子体的脉冲，以便控制所述粒子束的强度。
25.根据权利要求24所述的同步回旋加速器，其中，所述RF电压从最大频率周期性地扫掠至最小频率；并且
其中，选择性地输出所述脉冲包括在一些所述RF电压扫掠中并且不在其它所述RF电压扫掠中输出脉冲。
26.根据权利要求24所述的同步回旋加速器，其中，所述RF电压从最大频率周期性地扫掠至最小频率；并且
其中，选择性地输出所述脉冲包括跳过在每第N(N>1)个扫掠中的脉冲输出。
27.根据权利要求24所述的同步回旋加速器，还包括控制器，用于执行以下操作，包括：
确定所述粒子束的强度；以及
基于所确定的强度来选择性地输出所述脉冲。
28.一种质子治疗系统，包括：
根据权利要求24所述的同步回旋加速器；以及
台架，其上安装有所述同步回旋加速器，所述台架可相对于患者位置旋转；
其中，质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
29.一种同步回旋加速器，包括：
粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲；
电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速；以及
提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出；
其中，所述电压源配置成改变所述RF电压的斜率，以便控制所述粒子束的强度。
30.一种质子治疗系统，包括：
根据权利要求29所述的同步回旋加速器；以及
台架，其上安装有所述同步回旋加速器，所述台架可相对于患者位置旋转；
其中，质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
31.一种同步回旋加速器，包括：
粒子源，以向腔提供电离等离子体的脉冲；
电压源，以向所述腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱向外加速，所述电压源包括第一D形件和第二D形件，其中，所述第一D形件和第二D形件中的至少一个具有施加至其的偏置电压；以及
提取通道，以接收来自所述腔的粒子束，用于从粒子加速器输出。
32.根据权利要求31所述的同步回旋加速器，其中，所述第一D形件具有施加至其的第一偏置电压，所述第二D形件具有施加至其的第二偏置电压，所述第一偏置电压不同于所述第二偏置电压。
33.根据权利要求31所述的同步回旋加速器，其中，所述第一D形件具有施加至其的偏置电压，所述第二D形件电接地。
34.一种质子治疗系统，包括：
根据权利要求31所述的同步回旋加速器；以及
台架，其上安装有所述同步回旋加速器，所述台架可相对于患者位置旋转；
其中，质子从所述同步回旋加速器被大致直接输出至患者位置。
35.一种粒子治疗系统，包括：
同步回旋加速器，以输出包括脉冲的粒子束；以及
扫描系统，其用于所述同步回旋加速器，以扫描在至少部分照射目标上的粒子束，所述扫描系统配置成在相对于所述粒子束的纵向方向上成一定角度的两个维度上扫描粒子束，所述粒子束在所述照射目标生成点；
其中，所述同步回旋加速器是可控制的，以改变所述脉冲的宽度，以便在扫描过程中改变在所述照射目标上的不同点之间的粒子束的强度。
36.根据权利要求35所述的同步回旋加速器，其中，所述同步回旋加速器包括粒子源，并且其中，所述粒子源是可控制的，以激活达一时间周期来产生宽度不同的脉冲。
37.根据权利要求35所述的同步回旋加速器，其中，所述同步回旋加速器配置成在低电压与高电压之间扫掠，并且其中，所述电压扫掠的速率是可控制的，以改变所述脉冲的宽度。
38.根据权利要求35所述的同步回旋加速器，其中，所述同步回旋加速器包括粒子源，所述粒子源包括第一和第二阴极，以从气体产生等离子体流，粒子束的脉冲可从所述等离子流中提取；
其中，所述气体包括氢和小于25％的惰性气体的组合。
39.根据权利要求35所述的同步回旋加速器，其中，所述气体包括氢和小于10％的惰性气体的组合。
40.根据权利要求35所述的同步回旋加速器，其中，所述气体包括氢和氦的组合。
41.根据权利要求40所述的同步回旋加速器，其中，所述氦占所述气体的组合物的不到25％。
42.根据权利要求41所述的同步回旋加速器，其中，所述氦占所述气体的组合物的不到10％。
43.根据权利要求35所述的粒子治疗系统，其中，所述扫描系统包括：
磁体，以影响所述粒子束的方向来在至少部分照射目标上的两个维度上扫描所述粒子束；以及
降能器，以在将粒子束输出到照射目标之前改变束的能量，所述降能器相对于所述同步回旋加速器在所述磁体的顺流方向。
44.根据权利要求35所述的粒子治疗系统，其中，所述同步回旋加速器包括：
电压源，以向腔提供射频(RF)电压来使粒子从等离子体柱加速，所述腔具有的磁场促使从所述等离子体柱被加速的粒子在所述腔内沿轨道移动；
提取通道，以接收从所述等离子体柱被加速的粒子，并且输出来自所述腔的所接收的粒子；以及
再生器，以提供磁场凸起在所述腔内，从而改变从所述等离子体柱被加速的粒子的连续轨道，最终使得粒子输出至所述提取通道；
其中，所述磁场在4特斯拉(T)和20T之间，所述磁场凸起至多为2特斯拉。
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