CN105169572A

CN105169572A - 扫描系统

Info

Publication number: CN105169572A
Application number: CN201510245322.7A
Authority: CN
Inventors: C·D·奥尼尔; A·C·莫尔赞
Original assignee: Mevion Medical Systems Inc
Current assignee: Maisheng Medical Equipment Co Ltd
Priority date: 2014-02-20
Filing date: 2015-02-25
Publication date: 2015-12-23
Anticipated expiration: 2035-02-25
Also published as: HK1219247A1; US20200078603A1; CN105169572B; EP2910278A1; EP2910278B1; US10434331B2; ES2684397T3; JP2015154933A; US20150231411A1; US20170281968A1; US11717700B2; US9661736B2

Abstract

一种示例的粒子治疗系统粒子包括：粒子加速器，用于输出带电粒子束；以及扫描系统，用于扫描越过至少部分辐射靶标的波束。示例的扫描系统包括：扫描磁体，用于在扫描期间移动波束；以及控制系统(i)用于控制扫描磁体以产生越过至少部分辐射靶标深度方向分层的波束的连续运动，从而输送带电粒子剂量至辐射靶标，以及(ii)与剂量输送同步地确定标识沿深度方向分层的不同位置处所实际输送的剂量的信息。

Description

扫描系统

技术领域

本发明通常涉及一种用于例如与粒子治疗系统一起使用的粒子束扫描系统。

背景技术

粒子治疗系统使用加速器产生粒子束来治疗疾病，如肿瘤。在操作中，在存在磁场时，粒子在空腔内部的轨道中被加速，并通过引出通道从空腔中移除。磁场再生器在空腔的外部附近产生磁场不均匀性以扭曲一些轨道的间距和角度，从而它们朝引出通道进动并最终进入。由粒子组成的束离开引出通道。

扫描系统是引出通道的下行束。在本文中，“下行束”指代更加靠近辐射靶标(这里，相对于引出通道来说)。扫描系统使该波束移动越过至少部分辐射靶标以将辐射靶标的各个部分暴露至波束。例如，为了治疗肿瘤，粒子束可以在肿瘤的不同截面层上被“扫描”。

发明内容

一种示例的粒子治疗系统包括：粒子加速器，用于输出带电粒子束；以及扫描系统，用于扫描越过至少部分辐射靶标的波束。示例的扫描系统包括：扫描磁体，用于在扫描期间移动波束，其中波束的位置对应于扫描磁体的电流；以及控制系统(i)用于控制电流，以产生越过至少部分辐射靶标的波束的连续运动，从而输送带电粒子剂量，(ii)针对粒子束输送剂量的多个位置，用于存储标识所输送剂量的位置和量的信息，(iii)用于将每个位置处所输送的累积剂量与目标累积剂量相比较，以及(iv)如果各特定位置处的累积剂量与目标累积剂量不匹配，则控制电流以移动波束，从而输送额外的剂量至这些特定位置。示例的粒子治疗系统可单独地或组合地包括一个或多个下面的特征。

示例的粒子加速器包括加速器，其可配置为根据射频(RF)周期输出带电粒子脉冲。带电粒子脉冲形成波束。越过至少部分辐射靶标的波束运动可不基于RF周期。控制系统可配置为测量每个位置处所输送的累积剂量。测量可与RF周期基本同步。控制系统可配置为测量每个位置处所输送的累积剂量。测量可与每个位置处的剂量输送基本同步。

标识所输送剂量的位置和量的信息可包括每个位置处所输送剂量的量以及下面中至少一个：辐射靶标中每个方位的位置或对应辐射靶标内每个位置的磁体电流。所述位置可对应辐射靶标内的三维坐标。

所述粒子治疗系统可包括：存储器，用于存储治疗方案，其针对每个位置识别粒子束的目标累积剂量。治疗方案可以省略在扫描期间输送至各个位置的个体剂量的信息。

所述扫描系统可包括：降能器，用于在将波束输出至辐射靶标之前改变波束的能量。降能器可以是相对于粒子加速器的扫描磁体下行波束。控制系统可配置为控制至少部分降能器进入、或离开波束路径的运动，从而影响波束能量并进而设置带电粒子即将输送到达的辐射靶标层。

粒子加速器可包括用于提供等离子体的离子源，从中可以引出波束中的脉冲。在降能器的至少部分运动期间，离子源可以不被激活。

粒子加速器可包括：用于提供等离子体的离子源，从中可以引出波束中的脉冲；以及电压源，用于提供射频(RF)电压至空腔以加速来自等离子体的粒子。空腔可具有磁场，用于使得从等离子体柱加速的粒子在空腔内沿轨道运动。在降能器的至少部分运动期间，电压源可以不被激活。在降能器的至少部分运动期间，粒子源可以在电压源不被激活的完全或部分相同时间不被激活。

粒子加速器可以是可变能量粒子加速器。控制系统可配置为在扫描之前设置粒子加速器的能量级。控制系统可配置为在扫描期间设置粒子加速器的能量级。

对于粒子束输送剂量的位置，每个个体剂量输送可以是总累积剂量的一定百分比。该百分比可小于总累积剂量的100％。该百分比可以约是或精确地是总累积剂量的100％。

扫描磁体可具有空气磁芯、铁磁芯、或空气与铁磁材料组合的磁芯。

另一示例的粒子治疗系统包括：粒子加速器，用于输出带电粒子束；以及扫描系统，用于扫描越过至少部分辐射靶标的波束。示例的扫描系统包括：扫描磁体，用于在扫描期间移动波束；以及控制系统(i)用于控制扫描磁体以产生越过至少部分辐射靶标深度方向分层的波束的连续运动，从而输送带电粒子剂量至辐射靶标，以及(ii)与剂量输送同步地确定标识沿深度方向分层的不同位置处所实际输送的剂量的信息。

示例的粒子加速器可配置为根据射频(RF)周期输出带电粒子脉冲。带电粒子脉冲形成波束。波束运动可不基于RF周期。

另一种示例的粒子治疗系统包括：粒子加速器，用于输出带电粒子束；以及扫描系统，用于扫描越过至少部分辐射靶标的波束。示例的扫描系统包括：扫描磁体，用于在扫描期间移动波束，其中波束的位置对应于扫描磁体的电流；以及开环控制系统(i)用于控制电流，以产生越过至少部分辐射靶标层的粒子束的连续运动，(ii)与输送同步地记录输送至辐射靶标的粒子束的剂量以及下述中至少一个：剂量输送处的坐标或剂量输送处的磁体电流，以及(iii)相对于对应的目标累积剂量补偿所记录剂量的不足。示例的粒子治疗系统可单独地或组合地包括一个或多个下面的特征。

粒子加速器可包括：电压源，用于提供射频(RF)电压至空腔以加速来自等离子体柱的粒子，其中空腔具有磁场用于使得从等离子体柱加速的粒子在空腔内沿轨道运动；引出通道，用于接收从等离子体柱加速的粒子并从空腔朝扫描系统输出所接收的粒子；以及再生器，用于提供空腔内磁场不均匀性，进而改变从等离子体柱加速的粒子的连续轨道，从而最终粒子输出至引出通道。磁场可介于4特斯拉(T)和20T之间并且磁场不均匀性可以最多是2特斯拉。越过至少部分辐射靶标层的粒子束的连续运动可以不基于RF频率。

扫描磁体可包括空气磁芯。粒子治疗系统可包括台架，在其上安装粒子加速器和扫描系统。台架可配置为绕辐射靶标移动粒子加速器和扫描系统。扫描磁体的电流可基于台架的位置来调节。

粒子加速器可包括同步回旋加速器。粒子束的连续运动可越过整个层上或越过少于整个层上发生。

粒子治疗系统可包括与扫描磁体关联的电流传感器。记录剂量输送的坐标可包括采样电流传感器的输出以及将该输出关联至坐标。粒子治疗系统可包括扫描磁体和辐射靶标之间的电离室。记录输送至辐射靶标的粒子束的剂量可包括针对每个剂量采样电离腔的输出。

示例的质子治疗系统可包括任意的前述粒子加速器和扫描系统；以及台架，在其上安装粒子加速器和扫描系统。台架可关于患者位置旋转。质子可基本上直接从粒子加速器输出并穿过扫描系统到达诸如患者的辐射靶标的位置。粒子加速器可以是同步回旋加速器。

本发明中所描述的两个或更多的特征，包括那些在该发明内容部分描述的特征，可以组合以形成在本文中没有具体描述的实施方式。

本文所描述的各种系统或其部分的控制，可以通过计算机程序产品来实现，该计算机程序产品包括存储在一个或多个非暂态机器可读存储介质上的指令，并且该指令可在一个或多个处理设备(例如，微处理器、专用集成电路、诸如现场可编程门阵列的程控逻辑，等)上执行。本文所描述的系统或者其部分可以作为一种装置、方法、或电子系统来实施，其可以包括一个或多个处理设备和用于存储实施所述功能的控制的可执行指令的计算机存储器。

一个或多个实施方式的细节在下面的附图和说明书中阐述。其它特征、目的和优点将从说明书、附图以及权利要求书中变得显而易见。

附图说明

图1和2是用于粒子治疗系统中的示例同步回旋加速器的横截面图；

图3是示例扫描系统的侧视图；

图4是示例扫描系统的部件的透视图；

图5是用于图3和4中所示类型的扫描系统中的示例磁体的前视图；

图6是用于图3和4中所示类型的扫描系统中的示例磁体的透视图；

图7是用于图3和4中所示类型的扫描系统中的示例能量降能器(范围调制器)的透视图；

图8是用于在粒子束路径中移动能量降能器盘的过程的透视图；

图9是示出用于执行光栅扫描的示例过程的流程图，其可使用图1至8的硬件来执行；

图10是示出辐射靶标和射线扫描路径的示例截面的顶视图；

图11是示例治疗系统的透视图；

图12是用于粒子治疗系统中的示例同步回旋加速器的各部件的分解透视图；

图13是示例同步回旋加速器的横截面图；

图14是示例同步回旋加速器的透视图；

图15是用于同步回旋加速器中的示例离子源的横截面图；

图16是用于同步回旋加速器中的示例D形板和示例虚拟D形的透视图；

图17示出了位于治疗室中示例粒子治疗系统的示例内部台架中的患者；

图18是可使用可变能量粒子加速器的示例粒子治疗系统的概念视图；

图19是可用于可变能量粒子加速器中的示例磁体系统的透视、分解视图；

图20是示出针对粒子加速器中磁场和距离的各变体的能量和电流的示例曲线图；

图21是下述示例结构的侧视图，该示例结构用于在D形板上在针对粒子束的每个能量级的频率范围内扫频电压，以及用于当粒子束能量变化时改变频率范围；

在各个附图中相似参考标记指示相似元件。

具体实施方式

本文描述的是在诸如质子或离子治疗系统的系统中使用的粒子加速器的一个示例。该示例的粒子治疗系统包括粒子加速器-在该示例中为同步回旋加速器-其安装在台架上。如下面更详细的解释，台架使加速器能够围绕患者位置进行旋转。在一些实施方式中，台架是钢制的，并具有安装用于在位于患者相对侧的两个相应轴承上旋转的两条腿。粒子加速器由钢桁架支撑，该钢桁架足够长以跨越患者所躺的治疗区，并且两端连接到台架的旋转腿上。由于台架围绕患者旋转，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，其支撑一个或多个超导线圈，每个用于传导产生磁场(B)的电流。在此示例中，低温恒温器使用液体氦(He)将每个线圈保持在超导温度下，例如，4°开尔文(K)。磁轭或更小的磁极片定位在低温恒温器内，并且限定了腔室，其中粒子在该腔室中加速。

在该示例的实施方式中，所述粒子加速器包括粒子源(例如，Penning电离压力计——PIG源)以向腔室提供等离子体柱。氢气被离子化以产生等离子体柱。电压源向腔室提供射频(RF)电压以加速来自于等离子体柱的粒子脉冲。

如所提到的，在示例中，所述粒子加速器为同步回旋加速器。因此，RF电压扫描过一定范围的频率以解决当从等离子体柱加速粒子时作用在粒子上的相对论效应(例如，增加了粒子质量)。由电流流经超导线圈产生的磁场使得从等离子体柱加速的粒子在腔室内沿轨道加速。在其他实施方式中，可以使用不是同步回旋加速器的粒子加速器。例如，回旋加速器、同步加速器、线性加速器、等可用于替代这里所描述的同步回旋加速器。

在示例的同步回旋加速器中，磁场再生器(“再生器”)定位为靠近腔室的外侧(例如，在其内边缘处)，以在腔室内调节现有磁场，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，倾度和角度)，从而最终，粒子输出至穿过低温恒温器的引出通道。再生器可增大腔室中某一点处的磁场(例如，其可在腔室的某区域处产生磁场“隆起”)，从而导致粒子的每个连续的轨道在那个点处朝向引出通道的进入点向外进动，直到其到达引出通道。引出通道接收从等离子体柱加速的粒子并且将从腔室接收的粒子输出为粒子束。

超导(“主”)线圈可产生相对较高的磁场。由主线圈生成的磁场可以处于4T至20T或更大的范围内。例如，主线圈可用于生成下述或超过下述一个或多个量值的磁场：4.0T、4.1T、4.2T、4.3T、4.4T、4.5T、4.6T、4.7T、4.8T、4.9T、5.0T、5.1T、5.2T、5.3T、5.4T、5.5T、5.6T、5.7T、5.8T、5.9T、6.0T、6.1T、6.2T、6.3T、6.4T、6.5T、6.6T、6.7T、6.8T、6.9T、7.0T、7.1T、7.2T、7.3T、7.4T、7.5T、7.6T、7.7T、7.8T、7.9T、8.0T、8.1T、8.2T、8.3T、8.4T、8.5T、8.6T、8.7T、8.8T、8.9T、9.0T、9.1T、9.2T、9.3T、9.4T、9.5T、9.6T、9.7T、9.8T、9.9T、10.0T、10.1T、10.2T、10.3T、10.4T、10.5T、10.6T、10.7T、10.8T、10.9T、11.0T、11.1T、11.2T、11.3T、11.4T、11.5T、11.6T、11.7T、11.8T、11.9T、12.0T、12.1T、12.2T、12.3T、12.4T、12.5T、12.6T、12.7T、12.8T、12.9T、13.0T、13.1T、13.2T、13.3T、13.4T、13.5T、13.6T、13.7T、13.8T、13.9T、14.0T、14.1T、14.2T、14.3T、14.4T、14.5T、14.6T、14.7T、14.8T、14.9T、15.0T、15.1T、15.2T、15.3T、15.4T、15.5T、15.6T、15.7T、15.8T、15.9T、16.0T、16.1T、16.2T、16.3T、16.4T、16.5T、16.6T、16.7T、16.8T、16.9T、17.0T、17.1T、17.2T、17.3T、17.4T、17.5T、17.6T、17.7T、17.8T、17.9T、18.0T、18.1T、18.2T、18.3T、18.4T、18.5T、18.6T、18.7T、18.8T、18.9T、19.0T、19.1T、19.2T、19.3T、19.4T、19.5T、19.6T、19.7T、19.8T、19.9T、20.0T、20.1T、20.2T、20.3T、20.4T、20.5T、20.6T、20.7T、20.8T、20.9T、或更大。此外，主线圈可用于生成上述未具体列出的、处于4T至20T(或更大、或更小)范围内的磁场。

在一些实施方式中，诸如在图1和2中示出的实施方式中，大的铁磁轭作用为由超导线圈产生的杂散磁场的返回。例如，在一些实施方式中，超导磁体能够生成相对高的磁场，例如4T或更高，导致相当大的杂散磁场。在一些系统中，诸如在图1和2中示出的系统中，相对大的铁磁旁轭100用作由超导线圈产生的磁场的返回。磁场屏蔽件围绕磁轭。旁轭和屏蔽件一起消除了杂散磁场，从而减少了杂散磁场将不利地影响加速器的运行的可能性。

在一些实施方式中，旁轭和屏蔽件可更换为或增加主动返回系统。示例的主动返回系统包括在与穿过主超导线圈的电流方向相反的方向上传导电流的一个或多个主动返回线圈。在一些示例的实施方式中，有用于每个超导线圈的主动返回线圈，例如，两个主动返回线圈——每一个用于每个超导线圈(称为“主”线圈)。每个主动返回线圈还可以是围绕对应主超导线圈的外部的超导线圈。

电流在与流过主线圈的电流方向相反的方向上流过主动返回线圈。因而，流过主动返回线圈的电流产生与由主线圈产生的磁场极性相反的磁场。因此，由主动返回线圈产生的磁场能够消除由对应的主线圈引起的至少一些相对较强的杂散磁场。在一些实施方式中，每个主动返回可用于产生2.5T至12T或更高之间的磁场。可使用的示例的主动返回系统在2013年5月31日提交的美国专利申请号No.13/907,601中描述，其内容通过引用结合于此。

参照图3，粒子加速器105(其可以具有图1和2所示的配置)的引出通道102的输出是示例的扫描系统106，其可用于扫描越过至少部分辐射靶标的粒子束。图4还示出了扫描系统的部件的示例。这些包括但不限于扫描磁体108、离子腔109、以及能量降能器110。可结合在扫描系统中的其他部件未示于图4中，例如包括一个或多个散射体，用于改变束斑大小。

在示例的操作中，扫描磁体108在两个维度上可控(例如，笛卡尔坐标XY维度)，以将粒子束引导越过部分(例如，横截面)辐射靶标。离子腔109探测波束剂量并将该信息反馈回控制系统，从而调节波束运动。能量降能器110可控制以将材料(例如，一个或多个单个盘片)移动进入、和移出于粒子束的路径，从而改变粒子束的能量并因此改变粒子束将穿透辐射靶标的深度。这样，能量降能器选择辐射靶标的深度方向分层以进行二维扫描。

图5和6示出了示例的扫描磁体108的视图。在该示例的实施方式中，扫描磁体108包括两个线圈111，其控制X方向上的粒子束运动，以及两个线圈112，其控制Y方向上的粒子束运动。在一些实施方式中，通过改变穿过一组或两组线圈的电流，以进而改变由此生成的磁场来实现控制。通过合适地改变磁场，粒子束能够越过辐射靶标在X和/或Y方向上运动。在一些实施方式中，扫描磁体相对于粒子加速器不可物理运动。在其它实施方式中，扫描磁体可相对于粒子加速器运动(例如，除了由台架提供的运动之外)。在一些实施方式中，扫描磁体可控制以使粒子束连续地运动，从而使粒子束在正在扫描的辐射靶标层的至少一部分上、以及可能全部上连续运动。在其他实施方式中，扫描磁体在间断时间上或特定时间上可控。在一些实施方式中，具有不同扫描磁体以控制粒子束在X和/或Y方向上的全部或部分运动。

在一些实施方式中，扫描磁体108可具有空气磁芯。在其他实施方式中，扫描磁体108可具有铁磁(例如，铁)芯。通常，具有空气磁芯的磁体包括围绕磁芯的磁体线圈，所述磁芯是非铁磁性材料，诸如空气。例如，空气磁芯磁体可包括围绕空气的自支撑线圈。在一些实施方式中，空气磁芯磁体可包括围绕绝缘体的线圈，所述绝缘体诸如陶瓷或塑料，其可包括或不包括空气。

在一些情形中，空气磁芯相比铁磁芯更有优势。例如，粒子束在X和/或Y方向上运动(例如，偏转)的量至少部分地基于施加至磁体的电流(称作为“磁体电流”)的量确定。扫描磁体通常具有一定运动(或偏转)范围，其是磁体使波束移动的范围。在该范围的极端，诸如在边缘处，更大量的电流施加至扫描磁体以实现相对更大量的波束偏转。具有铁磁芯的一些类型的扫描磁体在这些极端处会饱和，导致了电流和磁体运动之间的非线性关系。也就是说，由磁体产生的偏转量可以与施加至磁体的电流的量成非线性比例。由于该非线性，在一些情形中，使用磁体电流难以确定和/或设置一些波束位置。因此，当使用具有铁磁磁芯的扫描磁体时，需要执行一些校准和/或补偿来校正诸如上述的非线性。

相反，具有空气磁芯的扫描磁体不会以与具有铁磁芯的扫描磁体相同的方式饱和。例如，空气磁芯磁体不饱和或相比具有铁磁芯的磁体较少饱和。因此，电流和磁体运动之间的关系可以是更加线性的，特别是在范围极端处，使得至少在一些情形中，基于磁体电流进行波束位置的确定更加精确。这一增强的线性还能够使得波束运动更加精确，特别是在范围极端处。也就是说，由于在使用空气磁芯扫描磁体时，电流和波束运动之间的关系通常在更大范围上更加线性，使用空气磁芯扫描磁体可更加容易再生成波束运动。这是有利的，由于辐射靶标的深度方向分层会需要多次扫描，每次扫描提供总累积辐射剂量的一定百分比。针对同一区域的多次剂量输送的精度，诸如通过使用空气磁芯扫描磁体能够获得的精度，能够影响治疗的疗效。

尽管电流和磁体运动之间的关系在空气磁芯磁体中更加线性，在一些情形中，空气磁芯磁体相对具有铁磁芯的磁体来说更易受杂散磁场的影响。这些杂散磁场会在由台架所产生的扫描磁体的运动期间影响扫描磁体。因此，在使用具有空气磁芯的扫描磁体的一些实施方式中，施加至扫描磁体以移动波束的电流可以校准以考虑扫描磁体相对于患者的位置(或，相应地，考虑台架的位置，由于台架的位置对应于扫描磁体关于患者的位置)。例如，可以确定扫描磁体的性能，并且在必要时校正台架的不同旋转位置(角度)，例如通过基于旋转位置增加或减少一些所施加的电流。

在一些实施方式中，扫描磁体可具有由空气和铁磁材料(例如，铁)一起组成的磁芯。在这些实施方式中，可以考虑前述因素来确定磁芯中空气和铁磁材料的量和配置。

在一些实施方式中，电流传感器118可以连接至、或另外地关联至扫描磁体108。例如，电流传感器可以与扫描磁体通信但不与其连接。在一些实施方式中，电流传感器采样施加至磁体的电流，该电流可包括用于控制X方向上波束扫描的线圈的电流和/或用于控制Y方向上波束扫描的线圈的电流。电流传感器可以在对应粒子束中脉冲发生的时刻或以超过粒子束中脉冲发生频率的频率来采样通过磁体的电流。在后者的情形中，确定磁体电流的样本与通过下述离子腔探测的脉冲相关联。例如，使用离子腔(下述)探测的脉冲的时刻可以实时地关联来自电流传感器的样本，进而在各次脉冲时确定磁体线圈中的电流。因此，使用磁体电流，能够确定辐射靶标上(例如，辐射靶标的深度方向层上)每个脉冲并因此粒子剂量输送的位置。基于波束路径中能量降能器的位置(例如，盘片数量)可确定深度方向分层的位置。

在操作期间，量值(例如磁体电流的数值)可以针对剂量输送的每个位置连同剂量的量(例如，强度)一起进行存储。计算机系统，其可以在加速器上或远程于加速器并且其可包括存储器及一个或多个处理设备，它可以将磁体电流关联至辐射靶标内的坐标，并且这些坐标可以连同剂量的量一起进行存储。例如，可以通过深度方向分层编号和笛卡尔XY坐标或通过笛卡尔XYZ坐标(其中层对应Z坐标)来确定位置。在一些实施方式中，磁体电流的量值和坐标位置连同每个位置处的剂量一起进行存储。该信息可以存储在加速器上的存储器中或远程于加速器的存储器中。如下文更加详细的描述，在扫描期间可以使用该信息来施加多个剂量到相同位置以实现目标累积剂量。

在一些实施方式中，离子腔109通过探测气体中由入射辐射引起所产生的离子对的数量，来探测由粒子束施加至辐射靶标上各位置的剂量(例如，一个或多个单次剂量)。离子对的数量对应由粒子束提供的剂量。该信息反馈回计算机系统并连同提供剂量的时间一起存储在存储器中。该信息可关联至提供剂量的位置和/或此刻磁体电流的量值并与其一起存储，如上所述。

如下文更加详细的描述，在一些实施方式中，扫描系统是开环运行的，在该情形中，粒子束越过辐射靶标自由且连续地运动，从而以射线基本覆盖靶标。随着射线被输送，通过粒子治疗控制系统实现的剂量测定记录(例如，存储)每个位置处射线的量以及对应输送射线的位置处的信息。输送射线的位置可以记录为坐标或记录为坐标或者一个或多个磁体电流值，并且射线输送的量可以记录为以戈瑞(gray)为单位的剂量。由于该系统是开环运行的，射线输送与粒子加速器的操作(例如，针对其RF周期)不是同步的。然而，剂量测定可与粒子加速器的操作同步。更加具体而言，随着剂量被输送(也就是说，考虑到技术限制，在时间上尽可能的接近输送)，剂量测定记录所输送的每个剂量的量和位置。由于剂量输送与加速器的操作(例如，每个RF周期输送一个脉冲)同步，在一些实施方式中，记录剂量和位置的剂量测定与对靶标的辐射剂量输送同步地、或基本同步地操作，并因此与粒子加速器的操作、诸如其RF周期同步。

图7示出了范围调节器115，其是能量降能器110的示例实施方式。在一些实施方式中，诸如图7中所示的，范围调节器包括一系列盘片116。这些盘片可由一种或多种下述示例材料制成：碳、铍或其他低原子量材料。然而，替代这些示例材料或除其之外，可使用其他材料。

一个或多个盘片可移动进入、或移出于波束路径以进而影响粒子束的能量，并因此影响粒子束在辐射靶标中的穿透深度。例如，移动进入粒子束路径的盘片越多，则由盘片吸收的能量越多，而粒子束将具有的能量越少。相反，移动进入粒子束路径的盘片越少，则由盘片吸收的能量越少，而粒子束将具有的能量越多。较高的能量粒子束相比较低能量粒子束来说，通常更深地穿透到辐射靶标中。在本文中，“较高”和“较低”指代为相对术语，并且不具有任何特定数字内涵。

盘片可物理地移动进入、以及移出于粒子束的路径。例如，如图8所示，盘片116a沿箭头117的方向在粒子束路径内和粒子束路径外的各位置之间移动。这些盘片是计算机控制的。通常，移动进入粒子束路径的盘片的数量对应于辐射靶标发生扫描的深度。例如，辐射靶标能够分割为截面或深度方向分层，它们每个对应于辐射深度。范围调节器的一个或多个盘片能够移动进入、或移出于波束路径到达辐射靶标，从而对辐射靶标的这些截面或深度方向分层的每一个进行适当的能量辐射。在辐射靶标的局部(例如，其截面)扫描期间，范围调节器可以相对于粒子束静止，除了其盘片移动进入和移出于粒子束的路径。可替代地，图7和8的范围调节器可更换为至少在一些时间上追踪粒子束运动的范围调节器，进而使得能够使用较小的盘片。

在使用上述类型的范围调节器的实施方式中，移动进入波束路径中的盘片的数量确定/设定待扫描的辐射靶标的深度方向分层。例如，如果两个盘片移动进入波束路径，该分层将相比一个盘片或没有盘片移动进入波束路径来说更加浅层。该分层可以基于移动进入波束路径的盘片数量来确定并存储在存储器中。在一些实施方式中，盘片可具有不同厚度。在这些实施方式中，各个盘片的厚度还影响待扫描的分层(例如，粒子束将多深地穿透靶标)。

在一些实施方式中，粒子加速器可以是可变能量粒子加速器，诸如在2013年6月12日提交的美国专利申请号No.13/916,401中描述的示例粒子加速器，其内容通过引用结合于此。在使用可变能量粒子加速器的示例系统中，对于本文所述类型的能量降能器的需求较少，这是因为粒子束的能量级可被粒子加速器控制。例如，在利用可变能量粒子加速器的一些系统中，可不需要能量降能器。在利用可变能量粒子加速器的一些系统中，可仍然使用能量降能器来改变波束能量级。

在一些实施方式中，在治疗辐射靶标前确定治疗方案。该治疗方案可存储在存储器中，该存储器可被控制粒子治疗系统操作的计算机系统访问。该治疗方案可包括关于粒子治疗系统如何提供辐射治疗的信息。例如，该治疗方案可规定针对特定辐射靶标如何执行扫描。在一些实施方式中，该治疗方案规定将执行光栅扫描。光栅扫描包括产生粒子束越过辐射靶标的连续运动。例如，扫描磁体连续地运动以扫描(例如，运动)越过辐射靶标的粒子束，从而生成粒子束在辐射靶标至少部分层上的连续运动。该运动可以在辐射靶标的整层上或仅在某层的部分上连续。在一些实施方式中，波束沿辐射靶标的整层或某层的一部分上以恒定速度运动。在一些实施方式中，波束沿辐射靶标的整层或某层的一部分上的速度可以变化。例如，相比层的边缘，粒子束可以更快地移动越过该层的内部。运动速度可在治疗方案中规定。

在一些实施方式中，该治疗方案还可规定待施加至辐射靶标各层上不同位置处的辐射(粒子)的目标累积剂量。该剂量在通过施加一个或多个粒子剂量来实现的意义上来讲是累积的。例如，辐射靶标上的相同位置(例如，在XYZ空间)可以被辐射十次，每次具有10％的目标累积剂量，从而达到目标累积剂量。在一些实施方式中，该治疗方案无需规定每个位置、多个位置的剂量的量、或这些位置将被辐射的次数。也就是说，在一些实施方式中可以从治疗方案中省略该信息。而是，在一些实施方式中，粒子束的强度可在每个辐射情形中事先设置以提供特定辐射剂量。粒子束然后可以开环方式在辐射靶标的一层上扫描，而无需反馈以运动至下一位置。随着粒子束被扫描，确定波束的位置以及确定该位置处的对应剂量。这种确定可在与扫描和输送的大致相同时间做出(也就是说，考虑到技术限制，在时间上尽可能接近输送)。在该位置处的累积剂量，其包括当前剂量以及当前治疗期间先前输送的任何剂量，与来自治疗方案的目标累积剂量进行对比。如果这两者不匹配，则在后续扫描期间可以施加额外的剂量至该位置。由于不会总是精确地清楚将在每次扫描期间输送多少辐射至一个位置，该位置被扫描的次数也不是事先设定的。类似的，由于在对一个位置每次扫描时实际输送的辐射量会有波动，每次扫描的精确辐射量也无需事先设定。因此，在一些实施方式中，该信息无需包括在治疗方案中。

在一些实施方式中，该治疗方案还可包括粒子束在每层上扫描的一种或多种模式。该治疗方案还可规定能量降能器的盘片数量，从而实现特定能量级/层。其他实施方式可包括除上述规定之外的信息或替代上述规定的信息。

在一些实施方式中，辐射靶标的整个治疗方案可包括针对辐射靶标不同截面(层)的不同治疗方案。针对不同截面的治疗方案可包含相同信息或不同信息，诸如上面所提供的。

在一些实施方式中，扫描系统可包括准直器120(图3)以校准粒子束，其可包括相对于辐射靶标可确定位置的孔径，从而限定粒子束的范围并进而改变施加至辐射靶标的斑点形状。例如，准直器可置于波束路径中能量降能器的下行束并且在粒子束撞击辐射靶标之前。准直器可包含粒子束穿过的区域(例如，洞或传输材料)以及绕该洞的其他材料(例如，黄铜)，该材料抑制或阻止粒子束的通过。

在一些实施方式中，准直器可包括限定边缘的结构。该结构可包括诸如黄铜的材料，其抑制粒子束的传输。该结构可控制以在关于辐射靶标的二维上运动，从而使得至少部分结构处于至少部分粒子束和辐射靶标之间。例如，该结构可在与粒子束交叉并且平行于、或基本平行于正在治疗的辐射靶标的截面的平面的X和Y方向上运动。以该方式使用准直器是有益的，这是因为它能够用于定制粒子束到达患者的截面形状，进而限制粒子束延伸超出辐射靶标的量。可以使用的准直器和能量降能器的示例在2013年12月20日提交的美国专利申请No.14/137,854中描述，并且其通过引用结合于此。

如上所指出的，在一些实施方式中，以开环方式进行扫描，例如，通过使用一个或多个处理设备实现的开环控制系统，诸如控制粒子治疗系统的计算设备。在该示例中，开环扫描包括移动粒子束越过辐射靶标以利用射线基本覆盖该靶标。在一些实施方式中，运动与加速器的操作不同步，例如与RF频率不同步，而是在操作加速器时独立于加速器的操作来运行。例如，粒子束的运动可以是连续的，且不基于粒子加速器的RF周期。连续运动可以在辐射靶标的整个层或层的一部分上发生。然而，如本文所述的，剂量测定可与对辐射靶标的粒子束脉冲输送同步。在剂量测定与粒子束脉冲输送同步的示例中，剂量测定还与加速器的操作同步(例如，与RF频率同步，其中RF频率用于引起来自离子源等离子体柱的粒子束脉冲)。

粒子束的个体剂量的辐射水平(例如，来自加速器的单个脉冲)可事先设定。例如，每个个体剂量可规定以戈瑞为单位。个体剂量可以是、或对应于施加至辐射靶标某位置(例如XYZ坐标)的目标累积剂量的百分比。在一些实施方式中，个体剂量可以是目标累积剂量的100％，并因此，仅需要单次扫描来输送针对辐射靶标每个位置的单次辐射剂量(例如，一个或多个粒子脉冲)。在一些实施方式中，个体剂量可以小于目标累积剂量的100％，导致需要该相同位置的多次扫描以对辐射靶标输送多次辐射剂量。个体剂量可以是目标累积剂量的任意合适百分比，诸如：1％、2％、3％、4％、5％、6％、7％、8％、9％、10％、11％、12％、13％、14％、15％、16％、17％、18％、19％、20％、25％、30％、35％、40％、45％、50％、55％、60％、65％、70％、75％、80％、85％、90％、95％，或这些值之间的任意百分比。

可以根据治疗方案来控制扫描磁体电流以扫描辐射靶标的深度方向分层。可通过在粒子束路径上从距离补偿器适当地定位一个或多个能量降能器和/或通过设定可变能量粒子加速器的能量级来选定分层。随着该分层被扫描，电流传感器采样施加至扫描磁体的电流。磁体电流的量可被记录、例如存储在存储器中。如果使用多于一个磁体或磁体线圈，磁体电流的量可连同磁体或线圈的特性一起存储。另外，电流可与辐射靶标内的坐标(例如，笛卡尔XYZ坐标)关联，并且除了对应的磁体电流之外或替代对应的磁体电流，可以存储这些坐标。如上所解释的，电流传感器可以采样磁体电流并将该采样时间关联于输送辐射剂量(例如，脉冲)的时间。

在这一方面，离子腔109可随着剂量输送来探测输送至辐射靶标的剂量强度。每个剂量的强度连同每个所输送剂量的位置被记录(例如，存储在存储器中)。如所指出的，每个所输送剂量的位置可以通过坐标、磁体电流、或使用一些其他合适度量来存储。如上所指出的，剂量测定——剂量验证——可与剂量输送同步，并因此与加速器的输出(其对应于RF频率，如上所述)同步。因此，在一些实施方式中，每次输送剂量时，基本即刻确定该剂量的强度，并且基本即刻确定施加剂量的位置。该信息可以存储在一张或多张表格中(例如，每层一张表格或每层多张表格)或其他合适的计算机存储结构中。

在一些实施方式中，表格可以随着输送额外剂量而更新。例如，表格可保持对每个位置处所输送剂量的量的连续追踪。因此，如果在经过第一次扫描该波束剂量是“X”戈瑞，表格针对该位置可记录X戈瑞。在经过第二次扫描时，表格可记录2X戈瑞，等等，直至达到目标累积剂量。

在这一方面，针对每个位置，与加速器关联的处理设备(例如，控制粒子治疗系统的计算机系统)可将来自诸如上述表格中的累积剂量与目标累积剂量对比。如果累积剂量匹配目标累积剂量，针对该位置(或层)的治疗被认为完成。如果累积剂量不匹配目标累积剂量，进行另外的治疗。例如，在该相同位置再次扫描该层或位置，它们从该表格中获取。磁体电流和使用空气磁芯磁体而产生的波束运动之间的线性关系能够有助于在扫描期间在波束多次经过时在相同位置处重复的、并且相对精确的重复扫描。

在相同位置，扫描可以重复任意合适次数直至在每个位置达到目标累积剂量。在这点上，可以重新扫描整个层或基于该层上不同位置的目标累积剂量仅重新扫描该层的选定部分。在一些实施方式中，粒子束的强度在各次扫描之间不变化。在其他实施方式中，粒子束的强度在各次扫描之间可变化，特别是在需要小剂量来完成累积剂量以达到目标累积剂量时。例如可以通过改变离子源的操作(例如，增加等离子体离子化)、改变RF频率的范围、或通过任何其他合适方法，来增加或减少剂量的强度。改变剂量强度的方法示例在2013年9月27日提交的美国专利申请No.14/039,307中描述，并且其通过引用结合于此。

如所指出的，针对整个层或仅针对层的一部分可重复扫描。在一些实施方式中，整个层或其部分可在治疗另一层前完全治疗。也就是说，在治疗另一层前，重复扫描直至一层上每个位置达到总累积剂量。在一些实施方式中，每层可以顺序地部分(例如，扫描一次)治疗，并且随后顺序地再扫描。在一些实施方式中，在其他层治疗前可以完全治疗数个指定层。在一些实施方式中，可以扫描整个靶标一次，随后对整个靶标连续扫描直至适当的总累积剂量输送至每个位置。

在各层之间运动期间，波束可以关闭。例如，在各层之间运动期间，离子源可以关闭，进而中断波束的输出。在各层之间运动期间，粒子加速器中RF扫频可以关闭，进而中断波束的引出(并因此输出)。在一些实施方式中，在各层之间运动期间，离子源和产生RF扫频的电路都可以被无效。在一些实施方式中，在各层之间运动期间，不是关闭离子源和/或RF扫频，而波束可以使用冲击磁体(未示出)或扫描磁体偏转至波束吸收材料。

辐射靶标的不同截面可以根据不同治疗方案进行扫描。如上所述，使用能量降能器来控制扫描深度。在一些实施方式中，在能量降能器的配置期间，粒子束可以是中断的或被再次引导。在其他实施方式中，则无需如此。

本文所描述的是治疗辐射靶标的截面的示例。这些是大致垂直于粒子束方向的截面。然而，本文所描述的原理可同样应用于治疗辐射靶标的其他部分，它们不是垂直于粒子束方向的截面。例如，辐射靶标可以分为球形、立方体、或其他形状体积，并且这些体积可使用本文描述的示例过程、系统、和/或设备来治疗。

图9是示出本文所述的扫描过程的示例实施方式的流程图。尽管图9的过程200在本文所述的硬件环境下描述，过程200可使用任意合适的硬件来执行。过程200中所示出的操作可以所描绘的相同顺序或在适当时以不同的顺序来执行。

根据过程200，存储(201)治疗方案。该治疗方案可以是如上述的治疗方案。例如，该治疗方案可规定扫描类型(例如，连续光栅扫描)以及辐射靶标每层中输送至每个位置的辐射的总累积剂量。该治疗方案可省略例如单个位置处每次扫描所输送的剂量和它们的强度、以及每个位置处所输送的剂量的数目和各位置的特性。

能量降能器可设定为选择(202)层，并且电流可以施加至磁体并被控制以根据例如治疗方案中提到的模式来移动(203)粒子束，从而扫描该层。电流控制可以产生波束在至少部分辐射靶标上的连续运动，从而输送带电粒子剂量。越过辐射靶标的层233的波束运动230的模式示例在图10中示出。随着波束移动，每个波束脉冲输送辐射剂量至靶标。剂量具有在加速器中事先设置或在扫描期间设置的强度，并且输送至规定位置。剂量待输送处的精确位置无需事先设置，而是可以由波束运动和脉冲输出的组合来达到。

对于剂量输送的位置，存储(204)(或记录)确定位置以及该位置处所输送剂量的量的信息。该信息通常在输送剂量后存储。如上所述，可以尽可能接近剂量输送来确定信息，使用离子腔确定粒子束强度(例如，剂量的量)以及使用扫描磁体上的电流传感器来确定剂量输送的位置。如上所述，在一些实施方式中，与输送同步，确定输送至辐射靶标的粒子束剂量的信息连同剂量输送处的坐标或剂量输送处的磁体电流其中之一一起被存储。同样如上所述，该信息可以存储在表格中，该表格可用于存储施加在辐射靶标各层上各位置处的累积辐射剂量。

扫描整个层并因此如上所述的记录信息，或仅扫描层的一部分并因此记录信息。在扫描期间在一点上，每个位置处输送的累积剂量与该位置的目标累积剂量对比。例如，这可以在包含该位置的层的一部分被扫描后、在整个层被扫描后、在一组层被扫描后、或者在辐射靶标中所有层被扫描后进行。确定205特定位置处的当前累积剂量是否匹配目标累积剂量。如果特定位置处的当前累积剂量匹配目标累积剂量，针对这些位置完成207扫描。如果特定位置处的当前累积剂量不匹配目标累积剂量，操作扫描系统以补偿这些位置处所记录(例如，当前累积)剂量相对于对应目标累积剂量的不足。例如，如果特定位置处的当前累积剂量不匹配目标累积剂量，可控制扫描磁体中的电流以移动206波束，从而输送另外的剂量至这些特定位置。

如上所述，在一些实施方式中，在层的单次扫描(例如，单次粒子输送)期间可施加100％的剂量。在该情形中，每层无需多于一次扫描。在其他实施方式中，在单次扫描期间可施加少于100％的剂量。在该情形中，每层需要多于一次的扫描。为此，根据扫描过程，对于施加剂量的各位置，如果在每个位置处的当前累积剂量不匹配对应位置的目标累积剂量，控制磁体电流以移动波束，从而对需要更多剂量的各位置输送额外剂量。换言之，可以任意合适次数的再次扫描该层直至针对该层的所有位置达到目标累积剂量。在一些实施方式中，在一次扫描或多次扫描中，实际输送的剂量会超过目标累积剂量的100％。由合适的医疗专业人员指定输送多少剂量。

如所指出的，该层可在任意合适时间点进行再次扫描，例如，在通过当前扫描完成该层的部分扫描后，在通过当前扫描完成整个层扫描后，在通过一次扫描完成一组层的扫描后，或这在通过一次扫描完成所有层的扫描后。在再次扫描期间，重复上述过程直至针对辐射靶标中所有位置或一些位置子集达到目标累积剂量。在一些实施方式中，例如针对最后一次扫描需要调节粒子束的强度。例如，如果该强度设定为目标累积剂量的25％，但是每次扫描仅输送20％，则第五次(以及可能第六次)剂量将需要低于25％的强度以达到目标累积剂量。

本文所描述的过程可与单个粒子发生器一起使用，并且这里所述的任意两个或多个特征可与该单个粒子发生器一起使用。粒子发生器可用于任何类型的医疗或非医疗应用中。下文提供了可使用的粒子治疗系统的示例。特别地，这里所描述的原理可用于未具体描述的其他系统中。

参照图11，带电粒子放射治疗系统400的示例实施方式包括波束生成(beam-producing)粒子加速器402(例如，图1、2的粒子加速器)，其具有足够小的重量和尺寸以使得允许其被安装在旋转台架404上，其中它的输出从加速器壳体直线地(也就是说，基本上直接地)朝向患者406引导。粒子加速器402还包括本文所述类型的扫描系统(例如，图3至10)。

在一些实现方式中，钢制台架具有安装用于在位于患者的相对侧上的两个相应轴承412、414上旋转的两条腿408、410。加速器由钢桁架416支撑，所述钢桁架416足够长以跨过患者平躺(例如，两倍的高个子的人的长度，以允许人在该空间内被完全地旋转，其中患者的任意预期的目标区域保持波束线内)的治疗区域418并且所述钢桁架在两个端部稳固地附接至所述台架的旋转腿。

在一些示例中，台架的旋转限制在小于360度的范围420内，例如，约180度，以允许地面422从容纳所述治疗系统的地下室424的墙壁延伸进入患者治疗区域。台架的受限的旋转范围还减少了一些提供了对在治疗区域之外的人的辐射屏蔽的壁(其不直接和束对齐，例如壁430)的所需厚度。虽然台架旋转的180度范围足够覆盖所有的治疗接近角度，但是提供更大范围的运动范围是有用的。例如，旋转范围可在180度到330度之间，并且仍然提供用于治疗地面空间的间隙。在其他实施方式中，旋转不限于上面所述的。

台架的水平旋转轴432定位在患者和治疗师与治疗系统交互的地面上方标称1米处。该地面可被定位在治疗系统屏蔽的地下室的底部地面之上约三米处。加速器可在抬高的地面下摆动，以用于从旋转轴下方输送治疗束。患者躺椅在平行于台架旋转轴的基本上水平的平面内移动和旋转。通过该配置，躺椅可在水平平面上通过约270度的范围434进行旋转。台架和患者旋转范围和自由度的组合允许治疗师实际选择用于该波束的几乎任意接近角度。如果需要的话，患者可以相反的定向被放置在躺椅上，从而所有的可能角度都可被使用。

在一些实施方式中，加速器使用具有很高磁场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于其上的磁场的增加直接成比例地减少，因此很高的磁场超导磁体结构允许加速器做得更小和更轻。同步回旋加速器使用旋转角度一致并且随着半径增大而强度下降的磁场。这样的场形状可不论磁场的幅值大小来实现，因此理论上在同步回旋加速器中可使用的磁场强度没有上限(并且因此导致的处于固定半径的粒子能量没有上限)。

同步回旋加速器支撑在台架上从而直接生成与患者一致的波束。台架允许同步回旋加速器绕包含患者内、或附近一点(等中心点440)的水平旋转轴旋转。平行于旋转轴的分裂桁架在两侧上支撑同步回旋加速器。

由于在一些示例实施方式中限制了台架的旋转范围，患者支撑区域能够容纳在等中心点周围的广泛区域中。由于地板能够绕等中心点广泛地延伸，患者支撑台能够定位以相对于穿过等中心点的纵轴442运动并绕其旋转，从而通过台架旋转和台运动及旋转的组合，能够实现进入患者任意部位的任意波束方向角度。在一些实施方式中，两个台架臂被间隔开超过高个子患者两倍的高度，从而允许载有患者的躺椅在高于升高地板的水平面内旋转和平移。

限制台架旋转角度允许围绕治疗室的至少一个墙壁的厚度减小。厚的墙，通常是由混凝土构造的墙，提供对治疗室外侧个人的辐射防护。阻挡质子束下游的墙可以是该室另一端处墙的厚度的两倍，以提供等效水平的防护。限制台架旋转的范围使得治疗室能够在三个侧面上位于地面以下，而使得占地面积靠近最薄的墙，从而减少构建治疗室的成本。

在示于图11的示例实施方式中，以同步回旋加速器的磁极间隙中的峰值磁场8.8T操作超导同步回旋加速器402。同步回旋加速器产生具有250MeV能量的质子束。在一些实施方式中，同步回旋加速器是可变能量机器，并且能够输出具有不同能量的质子束。在一些实施方式中，同步回旋加速器可生成具有固定能量的波束。在一些实施方式中，磁场强度可在4T到20T的范围内，并且质子能量可在150到300MeV的范围内。

在该示例中描述的放射治疗系统用于质子放射治疗，但是相同的原理和细节可被应用在用于重离子(离子)治疗系统中的类似系统中。

如图1、2、12、13和14所示，示例的同步回旋加速器10(例如，图11中的402)包括包含粒子源190、射频驱动系统191和波束引出系统的磁体系统122。在该示例中，由磁体系统建立的磁场通过使用一对裂开的环形超导线圈140、142和一对成形的铁磁体(例如，低碳钢)极面144、146而具有合适于维持包含的质子束聚焦的形状。

两个超导磁体线圈中心在同一轴上并且沿该轴隔开。线圈可由基于Nb3Sn的超导0.8mm直径的股线(最初包括由铜护套围绕的铌-锡芯)形成，该股线展开为通道内绞合电缆的导体几何形状。在七根单独的股线拧在一起成缆后，它们被加热以引起形成电线的最终(易碎的)的超导材料的反应。在材料已经起反应后，电线被焊接进铜通道(外尺寸3.18×2.54mm，且内尺寸为2.08×2.08mm)并且由绝缘体(在该示例中，为编织玻璃纤维)覆盖。包含电线的铜通道然后在具有矩形横截面的线圈中缠绕。缠绕的线圈然后用环氧化合物真空浸渍。制成的线圈安装在环形不锈钢反转筒管上。加热层板定位在绕组层中的间隔处，以在磁体淬火(quench)的情况下保护组件。

整个线圈能够包覆铜片以提供热传导和机械稳定性，并然后包含在另外的环氧树脂层中。能够通过加热不锈钢反转筒管以及将线圈拟合在该反转筒管中来提供线圈的预压缩。反转筒管内径选择以使得当整个块被冷却至4K时，反转筒管保持接触线圈并提供一些压缩。将不锈钢反转筒管加热至约50摄氏度，并将线圈拟合在100开尔文度的温度也能够实现。

通过将线圈安装在“反向”矩形筒管内来维持线圈的几何形状，从而施加恢复力，其抵抗线圈被激励时产生的扭曲力。如图13所示，在一些实施方式中，通过使用一组冷暖支撑条402、404、406保持线圈相对于对应的磁极片和低温恒温器的位置。将冷物质保持在细条内减少由刚性支撑系统传递至冷物质的热量泄露。这些条布置以随着磁体在台架的板上旋转而经受线圈上变化的重力。当线圈从相对于磁轭的完美对称位置受到扰动时，这些条经受由线圈实现的重力和大离心力的复合效应。另外，随着台架位置改变时台架加速和减速，连杆用于减少施加在线圈上的动力。每个冷暖支撑可包括一个S2玻璃纤维连杆和一个碳纤维连杆。碳纤维连杆跨过温轭和中间温度(50-70K)之间的销针支撑，而S2玻璃纤维连杆408跨过中间温度销针和连接至冷物质的销针支撑。每个销针可由高强度不锈钢制成。

参照图1，场强剖面作为半径的函数主要由线圈几何形状和极面形状的选择来确定。可穿透轭材料的极面144、146能够是波状外形的以微调磁场的形状，从而确保粒子束在加速期间保持聚焦。

除了在限定组的支撑点171、173之外，超导线圈通过将线圈组件(线圈和筒管)封在提供环绕线圈结构的自由空间的真空环形铝或不锈钢低温恒温器腔室170内部而维持在接近绝对零度(例如，约4开氏度)的温度。在可替代版本中(例如，图2)，低温恒温器的外壁可由低碳钢制成以提供对磁场的额外返回磁通量通路。

在一些实施方式中，接近绝对零度的温度通过使用一个单级Gifford-McMahon制冷机和三个双极Gifford-McMahon制冷机来达到并维持。每个双极制冷机具有连接至冷凝器的第二级冷却端，其将氦蒸气再浓缩为液氦。在一些实施方式中，接近绝对零度的温度通过使用包含液氦的冷却通道(未示出)来达到并维持，所述冷却通道形成在超导线圈支撑结构(例如，反转筒管)的内部，并且其包含通道中的液氦和对应的超导线圈之间的热连接。上述类型和可被使用的液氦冷却系统的示例在美国专利申请No.13/148000(Begg等人)中描述。

在一些实施方式中，线圈组件和低温恒温腔安装在由药盒形磁轭100的两个半体181、183内并由其封装。轭100提供返回磁场磁通量184的路径并磁性地屏蔽极面144、146之间的容积186以避免外部磁场影响会扰动该容积内磁场的形状。该轭还用于减少加速器附近的杂散磁场。在其他实施方式中，线圈组件和低温恒温腔安装在非磁性外壳内并完全由其完全封装，并且使用有源返回系统实现返回磁场磁通量的路径，其示例在上文中描述。

如图1和15所示，同步回旋加速器包括Penning电离压力计几何形状的粒子源190，其定位在磁体结构的几何中心192附近。粒子源可如下文所述，或粒子源可以是通过引用并入本文的美国专利申请No.11/948,662中描述的类型。

粒子源190通过气体路线393和输送气态氢气的管道394而提供氢气供给399。电缆294携带来自电源的电流以刺激电子从与磁场对齐的阴极392、390放电。

在该示例中，放电的电子电离通过小孔从管394离开的气体，以产生正离子(质子)的供给，用于被跨过被磁体结构封闭的空间的一半的一个半圆形(D形)射频板和一个虚拟D形板加速。在中断的粒子源(在美国专利申请N0.11/948,662中描述的示例)的情形中，包含等离子体的全部(或大部分，例如大多数)管道在加速区域处被移除。

如图16所示，D形板500是具有封闭空间507的两个半圆形表面503、505的中空金属结构，在空间507中质子在其环绕被磁体结构封闭的空间旋转的一半过程中被加速。开口进入空间507的管509通过外壳(例如，轭或磁极件)延伸至外部位置，从该外部位置，真空泵可被附接以将空间507和加速发生的真空腔室中的剩余空间抽成真空。虚拟D形502包括被隔开接近D形板的暴露边缘的矩形金属环。虚拟D形地接到真空腔室和磁轭。D形板500由施加到射频传输路线的端部处的射频信号驱动，以在空间507中赋予电场。由于被加速的粒子束与几何中心之间的距离增加，因此使得射频电场随时间变化。射频电场可以发明名称为“将共振腔的共振频率与输入电压的频率匹配”(“MatchingAResonantFrequencyOfAResonantCavityToAFrequencyOfAnInputVoltage”)的美国专利申请No.11/948,359中描述的方式被控制，其内容通过参考结合于此。

为了使从中心定位的粒子源产生的波束随着其开始螺旋向外而净空离子源结构，穿过射频板施加大的压差。20,000伏特可穿过射频板施加。在一些版本中，8,000到20,000伏特可穿过射频板施加。为了减少驱动这一大电压所需的功率，可布置磁体结构以减少射频板和地面之间的电容。这可通过从射频结构穿过外轭和低温恒温器壳体形成具有足够余隙的孔和在磁极面之间具有足够的空间来完成。

改变驱动D形板的电势的高电压具有在加速循环期间向下扫描的频率以考虑质子的增加的相对论质量和减小的磁场。由于该虚拟D形连同真空腔室壁处于接地电势，因此其不需要中空的半柱形结构。可使用其他的板布置，比如由不同电相位或多个基础频率驱动的一对加速电极。RF结构可被调谐以通过使用例如具有相互缠结的旋转和固定叶片的旋转电容器在要求的射频扫描期间保持其Q(电量)为高水平。在叶片的每次啮合期间，电容增大，从而降低了RF结构的共振频率。叶片可被成形以产生所需的精确的频率扫描。用于旋转电容器的驱动电机可与RF发生器锁定相位以用于精确控制。一串粒子在旋转电容器叶片的每次啮合期间被加速。

其中加速过程发生的真空室是在中心处较薄和边缘处较厚的大体柱形的容器。真空腔室封闭RF板和粒子源，并且由真空泵抽成真空。维持高真空减少了加速离子不与气体分子发生碰撞而消失的机会，并且使得RF电压能够保持在较高水平而不会电弧接地。

质子(或其他离子)从粒子源处开始经过大体上螺旋的轨道路径。在螺旋路径的每个循环的一半中，质子在随着它们穿过RF电场而获得能量。随着质子获得能量，其螺旋路径的每个连续循环的中心轨道的半径大于前一循环直到循环半径到达磁极面的最大半径。在那个位置，磁场和电场的扰动引导质子进入磁场快速减小的区域，并且质子离开高磁场区域并被引导穿过本文中称为引出通道的真空管，以离开同步回旋加速器。磁场再生器可用于改变磁场扰动以引导质子。离开的质子当其进入存在于环绕同步回旋加速器的空间中的显著减小的磁场区域时将趋于分散。在引出通道138(图13)中的波束成形元件507、509重新引导质子使得其留在有限空间范围的直线束中。

随着束离开引出通道，其可穿过束形成系统525(图13)，所述束形成系统可包括本文所述类型的扫描系统。束形成系统525可与控制束施加的内部台架协同使用。

从同步回旋加速器出来的杂散磁场可由磁轭(其还用作屏蔽)和独立磁场屏蔽件514(例如，图1)来限定。独立磁场屏蔽件包括铁磁材料(例如，钢或铁)层517，其封装由空间516隔开的药盒形轭。包括轭、空间、以及屏蔽件的三明治结构的这种配置实现了以较低重量对给定泄露磁场的足够屏蔽。如上所述，在一些实施方式中，有源返回系统可用于替代或增加磁轭和屏蔽的操作。

参照图11，台架允许同步回旋加速器绕水平旋转轴432旋转。桁架结构416具有两个大体平行的跨板480、482。同步回旋加速器支在跨板之间，大约在各腿之间的中间处。由于使用安装在与桁架相对的腿的末端上的配重622、624来绕轴承旋转，使台架平衡。

通过安装在一个或两个台架腿上并通过驱动轮连接至轴承外壳的电动马达来驱动台架旋转。从轴杆角度编码器提供的信号推导出台架的旋转位置，轴杆角度编码器结合在台架驱动马达和驱动轮中。

在离子束离开同步回旋加速器的位置处，束形成系统525作用在离子束上以使它的特性适于患者治疗。例如，该波束可以展开并且其穿透深度可变以提供越过给定靶标体积的均匀辐射。束形成系统可包括如本文所述的有源扫描元件。

同步回旋加速器的所有有源系统(例如电流驱动的超导线圈、RF驱动板、用于真空加速腔以及用于超导线圈冷却腔的真空泵、电流驱动的粒子源、氢气源、以及RF板冷却器)可由合适的同步回旋加速器控制电子元件(未示出)控制，其例如可包括执行来自非暂态存储器的指令以实现控制的一个或多个处理设备。

如上所述，参照图17的系统602，波束生成粒子加速器，在该情形中同步回旋加速器604(其可包括本文描述的任意和所有特征)可安装在旋转台架605上。旋转台架605是本文所述的类型，并能够绕患者支架606成角度地旋转。该特征使得同步回旋加速器604能够提供从各个角度基本直接至患者的粒子束。例如，如图17中所示，在同步回旋加速器604高于患者支架606时，粒子束可以向下朝向患者。可替代地，如果同步回旋加速器604低于患者支架606，粒子束可以向上朝向患者。在不需要中间波束路由机构的意义上，粒子束基本直接应用至患者。路由机构在本文中不同于成形或定型机构，其中成形或定型机构不会重新路由波束，而是在维持波束相同的一般轨迹时对波束定型和/或成形。

关于前述系统的示例实施方式的其他细节可在于2006年11月16日提交的标题为“带电粒子放射治疗”(“ChargedParticleRadiationTherapy”)的美国专利No.7,728,311和于2008年11月20日提交的标题为“内部台架”(“InnerGantry”)的美国专利申请No.12/275,103中找到。美国专利No.7,728,311和美国专利申请No.12/275,103的内容通过引用结合到本发明中。在一些实施方式中，同步回旋加速器可以是可变能量设备，诸如2013年6月12日提交的美国专利申请No.13/916,401中所描述的那些，其内容通过引用结合于此。

可变能量粒子加速器

用于本文描述的示例粒子治疗系统和示例扫描系统的粒子加速器可以是可变能量粒子加速器，其示例在下文描述。

所引出的粒子束(从加速器输出的粒子束)的能量能够在治疗期间影响粒子束的使用。在一些机器中，粒子束的能量(或粒子束中的粒子)不会在引出后增加。然而，在引出后和治疗前可基于治疗需求减少能量。参照图18，示例的治疗系统910包括加速器912，例如同步回旋加速器，从其引出具有可变能量的粒子(例如质子)束914以辐射身体922的靶标体积924。可任选地，一个或多个其它设备，诸如扫描单元916或散射单元916、一个或多个监测单元918、以及能量降能器920，沿辐射方向928放置。这些设备拦截所引出的束914的截面并改变所引出束的一个或多个属性以用于治疗。

由用于治疗的粒子束辐射的靶标体积(辐射靶标)通常具有三维配置。在一些示例中，为了进行治疗，靶标体积沿粒子束的辐射方向分为多层，从而辐射能够在逐层基础上进行。对于某些类型的粒子，诸如质子，靶标体积内的穿透深度(或波束到达的层)很大程度上由粒子束的能量确定。给定能量的粒子束基本不会到达超过该能量对应穿透深度的地方。为了将波束辐射从靶标体积的一层移动至另一层，可改变粒子束的能量。

在图18所示的示例中，靶标体积924沿辐射方向928分为九层926a-926i。在示例过程中，辐射从最深层926i开始，每次一层，逐渐至较浅的层并终止于最浅的层926a。在施加至身体922之前，粒子束914的能量控制于允许粒子束停止于期望层的水平，例如，层926d，而基本不会更深地穿透进入身体或靶标体积，例如层926e-926i或更深地进入身体。在一些示例中，随着治疗层相对于粒子加速变得更浅，粒子束914的期望能量减少。在一些示例中，用于治疗靶标体积924的相邻层的波束能量差值是约3MeV至约100MeV、例如约10MeV至约80MeV，然而基于例如各层的厚度和波束的属性，其他差值也是可能的。

用于治疗靶标体积924的不同层的能量变化能够在加速器912(例如，加速器能够改变能量)处进行，从而在一些实施方式中，在从加速器912引出粒子束后，无需额外的能量变化。因此，治疗系统10中的可任选能量降能器920可从系统中省略。在一些实施方式中，加速器912能够输出具有在约100MeV至约300MeV之间、例如在约115MeV至约250MeV之间变化的能量的粒子束。该变化能够是连续的或不连续的，例如每次一步。在一些实施方式中，连续的或不连续的变化能够以相对高的频率发生，例如高达约50MeV每秒或高达约20MeV每秒。不连续的变化能够每次一步的发生，其中步长为约10MeV至约90MeV。

当在一层中完成辐射时，加速器912能够改变粒子束的能量用于辐射下一层，例如，在数秒内或在小于一秒内。在一些实施方式中，靶标体积924的治疗能够是连续的而基本没有中断或甚至没有任何中断。在一些情形中，非连续能量变化的步长选定以对应辐射靶标体积924的两个相邻层所需的能量差值。例如，该步长能够与能量差值相同或是能量差值的一部分。

在一些实施方式中，加速器912和降能器920共同改变波束914的能量。例如，加速器912提供粗调而降能器920提供微调或反之亦然。在该示例中，加速器912能够输出以约10-80MeV的可变步长来改变能量的粒子束，而降能器920以约2-10MeV的可变步长来调节(例如，减小)该波束的能量。

能量降能器、诸如范围调节器的减少使用(或缺失)可帮助维持来自加速器的输出波束的特性和质量，例如波束强度。粒子束的控制能够在加速器处执行。能够减少或消除例如来自在粒子束通过降能器920时生成的中子的副作用。

粒子束914的能量可以调节以在完成靶标体积924的治疗后治疗另一身体或身体部位922’中的另一靶标体积930。靶标体积924、930可以处于同一身体(或患者)中、或处于不同的患者中。靶标体积930距身体922’表面的深度D能够不同于靶标体积924的深度。尽管通过降能器920能够进行一定的能量调节，降能器912仅可以减小波束能量而不能增加波束能量。

在这一方面，在一些情形中，治疗靶标体积930所需的波束能量大于治疗靶标体积924所需的波束能量。在该情形中，在治疗靶标体积924后和治疗靶标体积930前，加速器912可增加输出波束能量。在其他情形中，用于治疗靶标体积930所需的波束能量小于治疗靶标体积924所需的波束能量。尽管降能器920能够减少能量，加速器912能够调节以输出较低的波束能量，从而减少或消除降能器920的使用。靶标体积924、930分割为各层能够是不同的或相同的。靶标体积930能够类似于靶标体积924治疗在逐层基础上进行治疗。

相同患者上不同靶标体积924、930的治疗可以是基本连续的，例如其中两个体积之间的停止时间不会长于约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。如这里所说明的，加速器912能够安装在可动台架上并且台架的运动能够使加速器移动以瞄准不同的靶标体积。在一些情形中，在完成靶标体积924治疗后及开始治疗靶标体积930前，治疗系统进行调节(诸如移动台架)的时间期间，加速器912能够完成输出波束914的能量调节。在加速器和靶标体积930对准后，该治疗能够以已调节的、期望的波束能量开始。针对不同患者的波束能量调节也能够相当有效地完成。在一些示例中，所有调节，包含增加/减少波束能量和/或移动台架在约30分钟的时间内完成，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。

在靶标体积的相同层中，辐射剂量可以通过使用扫描单元916移动波束越过层的二维表面(其有时称作扫描束)来施加。可替代地，该层能够通过将引出的波束穿过散射单元16的一个或多个散射器(其有时称作散射束)来辐射。

波束特性，诸如能量和强度，能够通过控制加速器912和/或其他设备在治疗前选定或在治疗期间调节，诸如扫描单元/散射器916、降能器920、以及图中未示出的其他设备。在示例的实施方式中，系统910包括与系统中一个或多个设备通信的控制器932，诸如计算机。控制能够基于由一个或多个监测器918执行监测的结果，例如监测靶标体积中的波束强度、剂量、波束位置等。尽管监测器918示出为位于设备916和降能器920之间，能够将一个或多个监测器置于沿波束辐射路径的其他合适位置。控制器932还能够存储针对一个或多个靶标体积(针对同一患者和/或不同患者)的治疗方案。治疗方案能够在治疗开始前确定并且能够包含如下参数，诸如靶标体积的形状、辐射层的数量、针对每层的辐射剂量、每层被辐射的次数等。系统910内波束属性的调节能够基于治疗方案来进行。在治疗期间，例如当探测到与治疗方案的偏差时，能够做出另外调节。

在一些实施方式中，加速器912配置为通过改变加速粒子束的磁场来改变输出粒子束的能量。在示例实施方式中，一组或多组线圈接收可变电流来产生空腔内的可变磁场。在一些示例中，一组线圈接收固定电流，而一组或多组线圈接收可变电流，从而线圈组接收到的总电流可变。在一些实施方式中，所有组的线圈都是超导的。在其他实施方式中，一些组的线圈，诸如用于固定电流的线圈，是超导的，而其他组的线圈，诸如用于可变电流的一组或多组线圈，不是超导的。在一些示例中，所有组的线圈都不是超导的。

一般来说，磁场的量值可随电流的量值而改变。在预定范围内调节线圈的总电流能够生成对应预定范围内变化的磁场。在一些示例中，电流的连续调节能够导致磁场的连续变化和输出波束能量的连续变化。可替代地，当施加至线圈的电流以非连续、步进方式调节时，磁场和输出的波束能量也因此以非连续(步进)方式变化。磁场与电流的标度能够使得波束能量的变化相当精确地发生，尽管有时要执行除了输入电流以外的小的调整。

在一些实施方式中，为了输出具有可变能量的粒子束，加速器912配置以施加RF电压，其在不同范围的频率上扫频，其中每个范围对应不同的输出波束能量。例如，如果加速器912配置为输出三种不同的输出波束能量，RF电压能够在三个不同范围的频率上扫频。在另一示例中，对应连续的波束能量变化，RF电压在连续变化的频率范围上扫频。不同的频率范围可具有不同的低频界限和/或高频界限。

引出通道能够配置为适应由可变能量粒子加速器生成的不同范围的能量。例如引出通道可以足够的大以支撑由粒子加速器生成的最高和最低能量。也就是说，引出通道可以尺寸大小设定为或配置为接收并传输该能量范围内的粒子。具有不同能量的粒子束能够从加速器912引出而不会改变用于提取具有单能量粒子束的再生器的特征。在其他实施方式中，为了适应可变的粒子能量，再生器能够移动以上述方式干扰(例如，改变)不同的粒子轨道和/或能够添加或移除铁棒(磁性垫片)以改变由再生器提供的磁场不均匀性。更加具体而言，不同的粒子能量通常处于空腔内的不同粒子轨道。通过移动再生器，能够拦截特定能量处的粒子轨道并进而提供对该轨道的准确微扰，从而使处于特定能量的粒子到达引出通道。在一些实施方式中，实时地执行再生器的移动(和/或磁性垫片的添加/移除)以匹配由加速器输出的粒子束能量的实时变化。在其他实施方式中，在每次治疗基础上调节粒子能量，并且在治疗前执行再生器的移动(和/或磁性垫片的添加/移除)。在任一情形中，再生器的运动(和/或磁性垫片的添加/移除)可以是计算机控制的。例如，计算机可以控制实现再生器和/或磁性垫片运动的一个或多个马达。

在一些实施方式中，使用可控制以移动至合适位置的一个或多个磁性垫片来应用再生器。

作为示例，表1示出了示例的加速器912能够输出粒子束的三个示例能量级。还列出了用于生成三个能量级的对应参数。在这点上，磁体电流指代施加至加速器912中一个或多个线圈组的总电流；最大和最小频率限定了RF电压扫频的范围；以及“r”是某位置距其中加速粒子的空腔的中心的径向距离。

表1：波束能量及各自参数的示例

下面将描述包括在示例粒子加速器中的细节，所述粒子加速器生成具有可变能量的带电粒子。加速器能够是同步回旋加速器并且粒子可以是质子。粒子可以输出为脉冲波束。在患者的一个靶标体积的治疗期间，或者在相同患者或不同患者的不同靶标体积治疗之间，能够改变从粒子加速器输出的波束能量。在一些实施方式中，当没有波束(或粒子)从加速器输出时，能够改变加速器的设定以改变波束能量。在期望范围内，能量变化能够是连续的或不连续的。

参照图1中所示的示例，粒子加速器，其可以是类似上述加速器912的可变能量粒子加速器，可以配置为输出具有可变能量的输出粒子束。可变能量的范围可具有一个上边界，即约200MeV到约300MeV或更高，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。所述范围还可具有一个下边界，即约100MeV或更低到约200MeV、例如，约100MeV或更低，约105MeV、约110MeV、约115MeV、约120MeV、约1255MeV、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。

在一些示例中，变化是不连续的，且变化步长大小可为约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。改变一个步长的能量可以不超过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、或者约30秒或更少。在其它示例中，变化是连续的，且加速器能以相对较高的速率调整粒子束的能量，例如，高达约50MeV每秒、高达约45MeV每秒、高达约40MeV每秒、高达35MeV每秒、高达约30MeV每秒、高达约25MeV每秒、高达约20MeV每秒、高达约15MeV每秒、或高达约10MeV每秒。加速器能够配置为连续和非连续地调整粒子的能量。例如，连续和非连续变化的组合可以用于同一个目标体积的治疗或不同目标体积的治疗中。灵活的治疗计划和灵活的治疗就能够实现。

粒子加速器输出具有可变能量的粒子束，它能够在辐射治疗中提供精度，并减少用于治疗的附加设备(除了加速器以外)的数量。例如，对于整个或部分治疗，用于改变输出粒子束的能量的降能器的使用可被减少或消除。粒子束的属性，如强度、聚焦等，可以在粒子加速器中得到控制，且粒子束能到达靶标体积而不受另外设备的实质性干扰。相对高的波束能量变化率可以减少治疗时间，并使得能有效地利用治疗系统。

在一些实施方式中，加速器，诸如图1所示的同步回旋加速器，通过改变加速器中的磁场来加速粒子或粒子束至可变能量级，其可以通过改变施加至线圈的用于产生磁场的电流来实现。如上所述，示例的同步回旋加速器(例如，图1中的同步回旋加速器)包括含有粒子源的磁体系统、射频驱动系统、以及波束引出系统。图19示出了用于可变能量加速器中的磁体系统的示例。在该示例的实施方式中，由磁体系统1012建立的磁场可以是两组线圈40a和40b、及42a和42b能够生成的磁场的最大值的约5％变化到约35％。由磁体系统建立的磁场具有的形状适合于使用两组线圈和一对成形的铁磁(例如低碳钢)结构的组合来维持包含质子的束的焦点，其示例如上所述。

每组线圈都是用于接收电流的分离的一对环形线圈。在一些情况下，两组线圈都是超导的。在其它情况下，只有一组线圈是超导的，而另一组是非超导的或常规传导的(下面也将进一步讨论)。还可能这两组线圈都是非超导的。在线圈中使用的合适的超导材料包括铌-3锡(Nb3Sn)和/或铌-钛。其它常规传导材料可包括铜。下面进一步描述线圈组结构的示例。

两组线圈可串联或并联地电连接。在一些实施方式中，由两组线圈接收到的总电流可包括约200万安培匝数至约1000万安培匝数，例如，约250万至约750万安培匝数、或约375万安培匝数至约500万安培匝数。在一些示例中，一组线圈被配置为接收总可变电流的固定(或恒定)部分，而另一组线圈被配置为接收总电流的可变部分。两个线圈组的总电流随一组线圈中的电流变化而变化。在其它情况下，施加到两组线圈的电流都可以变化。两组线圈中的可变总电流能产生具有可变大小的磁场，这反过来又改变所述粒子的加速途径，并产生具有可变能量的粒子。

一般地，由一个或多个线圈产生的磁场大小与施加到一个或多个线圈的总电流大小成比例。基于所述的比例，在一些实施方式中，磁场强度的线性变化可以通过线圈组总电流的线性变化来实现。总电流能以相对较高速率调整，这导致磁场和波束能量以相对高的速率调整。

在上述表1中所反映的示例中，在线圈环几何中心的电流值和磁场之间的比率是：1990∶8.7(约228.7∶1)；1920∶8.4(约228.6∶1)；1760∶7.9(约222.8∶1)。因此，调节施加到一个或多个超导线圈的总电流大小可以按比例地(基于所述比率)调整磁场大小。

在表1示例中的磁场和总电流的比例也在图20的曲线图中示出，其中Bz为沿Z方向的磁场；而R是沿垂直于Z方向的方向从线圈环的几何中心测得的径向距离。该磁场在几何中心具有最高值，并且随距离R的增加而减小。曲线1035、1037表示相同线圈组接收不同的总电流：分别为1760安培和1990安培，所产生的磁场。引出粒子的对应能量分别是211MeV和250MeV。两条曲线1035、1037具有大致相同的形状，并且曲线1035、1037的不同部分基本上是平行的。因此，无论是曲线1035还是曲线1037都可以被线性地移位，以基本匹配另一条曲线，这表明磁场可与施加到线圈组的总电流成比例。

在一些实施方式中，该磁场和总电流的比例性也许是不完美的。例如，基于表1中所示示例计算的磁场和电流之间的比率不是恒定的。另外，如图21所示，一条曲线的线性移位可能不能很好地匹配另一曲线。在一些实施方式中，总电流在完美比例的设想下被施加到线圈组。可通过另外改变特征，例如线圈的几何形状，以抵消不完美的比例性，来产生目标磁场(在完美比例的设想下)。作为一个示例，铁磁性的(例如，铁)棒(磁性垫片)可被插入一个或两个磁性结构(例如，轭、极片、等)或从中取出。相比于比例是完美的并且只有电流需要调整的情况，线圈的特征能够以相对高的速率被改变，从而使得磁场的调整速度基本上不受影响。在铁棒的示例中，棒可以在秒钟或分钟的时间量程内被添加或删除，例如在5分钟内、1分钟内、少于30秒、或小于1秒。

在一些实施方式中，所述加速器的设定，诸如施加到线圈组的电流，可以基于线圈组中的磁场和总电流的实际比例性进行选择。

通常，为产生在期望范围内变化的总电流，施加到两个线圈组的电流的任何合适组合都可以使用。在一个示例中，线圈组42a、42b可以配置为接收对应于该磁场的期望范围下边界的固定电流。在表1所示的示例中，固定电流是1760安培。另外，线圈组40a、40b可以被配置为接收可变电流，该可变电流具有的上边界对应于期望范围的磁场的上边界和下边界之间的差值。在表1所示的示例中，线圈组40a、40b被配置为接收0安培和230安培之间变化的电流。

在另一示例中，线圈组42a、42b可以配置为接收对应于该磁场的期望范围的上边界的固定电流。在表1所示的示例中，固定电流是1990安培。另外，线圈组40a、40b可以被配置成为接收可变电流，该可变电流具有的上边界对应于期望范围的磁场的上边界和下边界之间的差值。在表1所示的示例中，线圈组40a、40b被配置成接收-230安培和0安培之间变化的电流。

由可变总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、以及高达约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。在一些实施方式中，线圈组总电流的变化可以改变磁场约0.2特斯拉至约4.2特斯拉或更大，例如约0.2特斯拉至约1.4特斯拉或约0.6特斯拉至约4.2特斯拉。在某些情况下，磁场的变化量可以与所述最大值成比例。

图21示出了用于在针对粒子束的每个能量级的RF频率范围上扫频D形板500上电压的、以及在粒子束能量变化时用于改变频率范围的示例RF结构。D形板500的半圆形表面503、505连接至内导体1300并封装在外导体1302中。从电源(未示出，例如振荡电压输入)通过电源耦接装置1304施加高电压至D形板500，所述电源耦合装置1304将电源耦接至内导体。在一些实施方式中，耦接装置1304定位在内导体1300上以从电源提供能量输送至D形板500。另外，D形板500耦接至可变电抗元件1306、1308以进行针对每个粒子能量级的RF频率扫频，并且针对不同粒子能量级改变RF频率范围。

可变电抗元件1306能够是旋转电容器，其具有可由马达(未示出)旋转的多个叶片1310。通过每个RF扫频周期期间叶片1310的啮合或非啮合，RF结构的电容变化，其转而改变RF结构的共振频率。在一些实施方式中，在马达的每个四分之一周期，叶片1310彼此啮合。RF结构的电容增加而共振频率减小。该过程随着叶片1310非啮合而反转。因此，生成施加至D形板103的高电压所需以及加速波束所必需的能量能够以较大因子缩减。在一些实施方式中，加工叶片1310的形状以形成共振频率对时间的所需依赖性。

通过感测共振器中RF电压的相位，保持D形板上交流电压接近RF腔的共振频率，RF频率生成与叶片旋转是同步的。(虚拟D形板接地且未在图21中示出。)

可变电抗元件1308能够是电容器，其由板1312和内导体1300的表面1316形成。板1312可沿方向1314朝向或远离表面1316移动。电容器的电容随着板1312和表面1316之间的距离D改变而改变。对于一个粒子能量进行扫频的每个频率范围，距离D处于设定值，并且为了改变该频率范围，板1312响应输出波束的能量变化而移动。

在一些实施方式中，内和外导体1300、1302由金属材料形成，诸如铜、铝、或银。叶片1310和板1312也能由与导体1300、1302相同的或不同的金属材料制成。耦接装置1304能够是电导体。可变电抗元件1306、1308能够具有其他形式并能够以其他方式耦接至D形板100，从而执行RF扫频和频率范围改变。在一些实施方式中，单个可变电抗元件能够配置为执行两个可变电抗元件1306、1308的功能。在其他实施方式中，能够使用多于两个可变电抗元件。

执行治疗期间的台架、病人支架、有源束成形单元、以及同步回旋加速器的控制通过合适的治疗控制电子元件(未示出)来实现。

本文所述的粒子治疗系统的控制及其各种特征可使用硬件或硬件与软件的组合来实施。例如，类似本文所述系统的一个系统可包括位于各个点的各种控制器和/或处理设备。中央计算机可在各个控制器或处理设备之间协调操作。中央计算机、控制器、和处理设备可执行各种软件程序以实现测试与校准的控制和协调。

能够使用一个或多个计算机程序产品，例如有形地嵌入一个或多个非暂态机器可读介质中的一个或多个计算机程序，由一个或多个数据处理设备执行或控制其操作，从而至少部分地控制系统操作，所述数据处理设备例如可编程处理器、计算机、多个计算机、和/或可编程逻辑组件。

计算机程序能够以任何程序语言形式写成，包括汇编或解释语言，并且它能够以任何形式展开，包括作为独立程序或作为适于用于计算环境的模块、组件、子程序、或其他单元。计算机程序能够在一台计算机上或者在一个位置或分布在多个位置并通过网络互连的多台计算机上展开以执行。

与执行本文描述的一个或多个粒子治疗系统的所有或部分操作相关的操作能够通过一个或多个可编程处理器来执行，其执行一个或多个计算机程序以执行本文所述的各功能。所有或部分操作能够使用特殊目的逻辑电路来执行，例如FPGA(场可编程门阵列)和/或ASIC(专用集成电路)。

通过示例，适于执行计算机程序的处理器包括通用和专用目的微处理器，以及任意类型数字计算机的一个或多个处理器。一般来说，处理器将从只读存储区或随机读取存储区或两者接收指令和数据。计算机(包括服务器)的元件包括用于执行指令的一个或多个处理器和用于存储指令和数据的一个或多个存储区设备。通常，计算机还将包括、或可操作地耦接以从一种或多种机器可读存储介质接收数据或向其发送数据或两者，机器可读存储介质诸如用于存储数据的大规模PCB，例如磁盘、磁-光盘、或光盘。适于包含计算机程序指令和数据的非暂态机器可读存储介质包括所有形式的非易失存储区，举例来说，包括半导体存储区域设备，例如EPROM、EEPROM、和闪存区域设备；磁盘，例如内置硬盘或可移除硬盘；磁-光盘；以及CD-ROM和DVD-ROM盘。

本文所使用的任意“电气连接”可意指直接物理连接或包括中间部件但允许电信号在所连接的部件之间流动的连接。包括本文提及的电路的任意“连接”，除非另有声明，是电气连接而无需是直接物理连接，不论单词“电气”是否用于修饰“连接”。

任意两个或多个前述实施方案可适当地组合以用于适当的粒子加速器中(例如，同步回旋加速器)。同样地，任意两个或多个前述实施方案的各个特征可以适当地组合使用。

本文所述的不同实施方式的要素可以被组合，以形成上文未明确说明的其他实施方式。本文所述的流程、系统、设备等可以省略一些要素，而不对其运行造成不利影响。各个单独的元件可以被组合成一个或多个独立元件，以执行本文中所述的功能。

本文所描述的示例实施方式不限于用于粒子治疗系统或与本文描述的示例粒子治疗系统一起使用。相反，示例实施方式可用于引导加速粒子输出的任何适当的系统。

关于用于本文所述系统的粒子加速器的示例实施方式的设计的其它信息可存在于2006年1月20日提交的标题为“High-FieldSuperconductingSynchrocyclotron”的美国临时申请No.60/760,788，2006年8月9日提交的标题为“MagnetStructureForParticleAceeleration”的美国专利申请No.11/463,402，和2006年10月10日提交的标题为“CryogenicVacuumBreakPneumaticThermalCoupler”的美国临时申请No.60/850,565中，所有申请通过引用并入本文。

以下申请通过引用并入本申请中：题为“CONTROLLINGINTENSITYOFAPARTICLEBEAM”的美国临时申请(申请号61/707,466)，题为“ADJUSTINGENERGYOFAPARTICLEBEAM”的美国临时申请(申请号61/707,515)，题为“ADJUSTINGCOILPOSITION”的美国临时申请(申请号61/707,548)，题为“FOCUSINGAPARTICLEBEAMUSINGMAGNETICFIELDFLUTTER”的美国临时申请(申请号61/707,572)，题为“MAGNETICFIELDREGENERATOR”的美国临时申请(申请号61,707,590)，题为“FOCUSINGAPARTICLEBEAM”的美国临时申请(申请号61/707,704)，题为“CONTROLLINGPARTICLETHERAPY”的美国临时申请(申请号61/707,624)，以及题为“CONTROLSYSTEMFORAPARTICLEACCELERATOR”的美国临时申请(申请号61/707,645)。

以下也是通过引用并入本申请中：2010年6月1日公布的美国专利No.7,728,311，2007年11月30日提交的美国专利申请No.11/948,359，2008年11月20日提交的美国专利申请No.12/275,103，2007年11月30日提交的美国专利申请No.11/948,662，2007年11月30日提交的美国临时申请No.60/991,454，2011年8月23日公布的美国专利No.8,003,964，2007年4月24日公布的美国专利No.7,208,748，2008年7月22日公布的美国专利No.7,402,963，2010年2月9日提交的美国专利申请No.13/148,000，2007年11月9日提交的美国专利申请No.11/937,573，2005年7月21日提交的标题为“AProgrammableRadioFrequencyWaveformGeneratorforaSynchrocyclotron”的美国专利申请No.11/187,633，2004年7月21日提交的美国临时申请No.60/590,089，2004年9月24日提交的标题为“AProgrammableParticleScattererforRadiationTherapyBeamFormation”的美国专利申请No.10/949,734，和2005年7月21日提交的美国临时申请No.60/590,088。

本申请的任意特征可以和以下申请的一个或多个合适特征组合：题为“CONTROLLINGINTENSITYOFAPARTICLEBEAM”的美国临时申请(申请号61/707,466)，题为“ADJUSTINGENERGYOFAPARTICLEBEAM”的美国临时申请(申请号61/707,515)，题为“ADJUSTINGCOILPOSITION”的美国临时申请(申请号61/707,548)，题为“FOCUSINGAPARTICLEBEAMUSINGMAGNETICFIELDFLUTTER”的美国临时申请(申请号61/707,572)，题为“MAGNETICFIELDREGENERATOR”的美国临时申请(申请号61,707,590)，题为“FOCUSINGAPARTICLEBEAM”的美国临时申请(申请号61/707,704)，题为“CONTROLLINGPARTICLETHERAPY”的美国临时申请(申请号61/707,624)，以及题为“CONTROLSYSTEMFORAPARTICLEACCELERATOR”的美国临时申请(申请号61/707,645)，2010年6月1日公布的美国专利No.7,728,311，2007年11月30日提交的美国专利申请No.11/948,359，2008年11月20日提交的美国专利申请No.12/275,103，2007年11月30日提交的美国专利申请No.11/948,662，2007年11月30日提交的美国临时申请No.60/991,454，2013年5月31日提交的美国专利申请No.13/907,601，2013年6月12日提交的美国专利申请No.13/916,401，2011年8月23日公布的美国专利No.8,003,964，2007年4月24日公布的美国专利No.7,208,748，2008年7月22日颁布的美国专利No.7,402,963，2010年2月9日提交的美国专利申请13/148,000，2007年11月9日提交的美国专利申请No.11/937,573，2005年7月21日提交的标题为“AProgrammableRadioFrequencyWaveformGeneratorforaSynchrocyclotron”的美国专利申请No.11/187,633，2004年7月21日提交的美国临时申请No.60/590,089，2004年9月24日提交标题为“AProgrammableParticleScattererforRadiationTherapyBeamFormation”的美国专利申请No.10/949,734，和2005年7月21日提交的美国临时申请No.60/590,088。

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内。

Claims

1.一种粒子治疗系统，其包括：

粒子加速器，用于输出带电粒子束；以及

扫描系统，用于扫描越过至少部分辐射靶标的波束，所述扫描系统包括：

扫描磁体，用于在扫描期间移动波束，其中波束的位置对应于扫描磁体的电流；以及

控制系统(i)用于控制电流，以产生越过至少部分辐射靶标的波束的连续运动，从而输送带电粒子剂量，(ii)针对粒子束输送剂量的多个位置，用于存储标识所输送剂量的位置和数量的信息，(iii)用于将每个位置处所输送的累积剂量与目标累积剂量对比，以及(iv)如果各特定位置处的累积剂量与目标累积剂量不匹配，控制电流以移动波束，从而输送额外的剂量至这些特定位置。

2.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中所述粒子加速器配置为根据射频(RF)周期输出带电粒子脉冲，所述带电粒子脉冲形成波束；以及

其中越过至少部分辐射靶标的波束运动不以RF周期为基础。

3.根据权利要求2所述的粒子治疗系统，其中所述控制系统配置为测量每个位置处所输送的累积剂量，以及

其中测量与RF周期基本同步。

4.根据权利要求2所述的粒子治疗系统，其中所述控制系统配置为测量每个位置处所输送的累积剂量；以及

其中测量与每个位置处的剂量输送同步。

5.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中所述信息包括每个位置处所输送剂量的量以及下面中至少一个：辐射靶标中每个位置的方位或对应辐射靶标内每个位置的磁体电流。

6.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中所述位置对应辐射靶标内的三维坐标。

7.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中所述粒子治疗系统还包括：

存储器，用于存储治疗方案，其针对每个位置识别粒子束的目标累积剂量，治疗方案省略在扫描期间输送至各个位置的个体剂量的信息。

8.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中所述扫描系统还包括：

降能器，用于在波束输出至辐射靶标之前改变波束的能量，降能器是相对于粒子加速器的扫描磁体的下行波束；

其中所述控制系统配置为控制至少部分降能器进入、或离开波束路径的运动，从而影响波束能量并进而设置带电粒子即将输送到达的辐射靶标层。

9.根据权利要求8所述的粒子治疗系统，其中所述粒子加速器包括用于提供等离子体的离子源，从中引出波束中的脉冲；以及

其中在降能器的至少部分运动期间，离子源不被激活。

10.根据权利要求8所述的粒子治疗系统，其中所述粒子加速器包括：

用于提供等离子体的离子源，从中引出波束中的脉冲；以及

电压源，用于提供射频(RF)电压至空腔以加速来自等离子体的粒子，所述空腔具有磁场，以用于使得从等离子体柱加速的粒子在空腔内沿轨道运动；

其中在降能器的至少部分运动期间，电压源不被激活。

11.根据权利要求10所述的粒子治疗系统，其中在降能器的至少部分运动期间，粒子源在电压源不被激活的相同时间不被激活。

12.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中所述粒子加速器是可变能量粒子加速器；以及

其中所述控制系统配置为在扫描之前设置粒子加速器的能量级。

13.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中所述粒子加速器是可变能量粒子加速器；以及

其中所述控制系统配置为在扫描期间设置粒子加速器的能量级。

14.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中对于粒子束输送剂量的位置，每个个体剂量输送是总累积剂量的一定百分比。

15.根据权利要求14所述的粒子治疗系统，其中所述百分比小于总累积剂量的100％。

16.根据权利要求14所述的粒子治疗系统，其中所述百分比约是总累积剂量的100％。

17.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中所述扫描磁体具有空气磁芯。

18.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中所述扫描磁体具有铁磁芯。

19.一种粒子治疗系统，其包括：

粒子加速器，用于输出带电粒子束；以及

扫描磁体，用于在扫描期间移动波束；以及控制系统(i)用于控制扫描磁体以产生越过至少部分辐射靶标深度方向分层的波束的连续运动，从而输送带电粒子剂量至辐射靶标，以及(ii)与剂量输送同步地确定标识沿深度方向分层的不同位置处所实际输送的剂量的信息。

20.根据权利要求19所述的粒子治疗系统，其中所述粒子加速器配置为根据射频(RF)周期输出带电粒子脉冲，所述带电粒子脉冲形成波束；以及

其中波束运动不基于RF周期。

21.一种粒子治疗系统，其包括：

粒子加速器，用于输出带电粒子束；以及

开环控制系统(i)用于控制电流，以产生越过至少部分辐射靶标层的粒子束的连续运动，(ii)与输送同步地记录输送至辐射靶标的粒子束的剂量以及下述中至少一个：剂量输送处的坐标或剂量输送处的磁体电流，以及(iii)相对于对应的目标累积剂量补偿所记录剂量的不足。

22.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，其中所述粒子加速器包括：

电压源，用于提供射频(RF)电压至空腔以加速来自等离子体柱的粒子，所述空腔具有磁场，以用于使得从等离子体柱加速的粒子在空腔内沿轨道运动；

引出通道，用于接收从等离子体柱加速的粒子并从空腔朝扫描系统输出所接收的粒子；以及

再生器，用于提供空腔内磁场不均匀性，进而改变从等离子体柱加速的粒子的连续轨道，从而最终将粒子输出至引出通道；

其中磁场介于4特斯拉(T)和20T之间并且磁场不均匀性最多是2特斯拉；以及

其中越过至少部分辐射靶标层的粒子束的连续运动不基于RF频率。

23.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，其中所述扫描磁体包括空气磁芯；以及

其中所述粒子治疗系统还包括：

台架，在其上安装粒子加速器和扫描系统，所述台架配置为绕辐射靶标移动粒子加速器和扫描系统；

其中所述扫描磁体的电流基于台架的位置来调节。

24.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，其中所述粒子加速器是同步回旋加速器。

25.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，其中所述粒子束的连续运动越过整个层上发生。

26.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，其中所述粒子束的连续运动越过小于整个层上发生。

27.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，还包括：

电流传感器，其与扫描磁体关联；

其中记录剂量输送处的坐标包括采样电流传感器的输出以及所述该输出关联至坐标；

其中粒子治疗系统还包括位于扫描磁体和辐射靶标之间的电离室；以及

其中记录输送至辐射靶标的粒子束的剂量包括针对每个剂量采样电离腔的输出。