CN105561484A - 患者定位系统 - Google Patents

Abstract

一种示例治疗系统包括：用于托持患者的治疗床；与患者相关联的基准点；在患者处于治疗床上时获取基准点和辐射靶标的图像的成像系统，其中图像是在待进行治疗的治疗室内获取的；移动治疗床的机构；以及计算机系统，其被编程以将基准点的位置与图像中基准点对准，并基于基准点的位置及基于图像确定辐射靶标相对于治疗系统的位置。治疗床至治疗室内治疗位置的运动可基于辐射靶标的位置。

Description

患者定位系统

技术领域

本发明通常涉及一种用于诸如质子治疗的医疗应用中的患者定位系统。

背景技术

一些粒子治疗系统使用加速器以生成粒子束而用于治疗疾病，诸如肿瘤。在一些粒子治疗系统中，在磁场的存在下，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(“粒子束”)离开引出通道。

粒子束用于治疗患者。典型地，通过粒子束靶标肿瘤来破坏肿瘤的全部或部分。粒子束在合适部位的应用包括将患者定位以使得束能够施加至靶标。

发明内容

一种用于定位患者以进行治疗的示例方法可包括：将基准点与患者相关联；当患者在治疗床上时获取基准点和辐射靶标的图像，其中图像是在待执行治疗的治疗室内获取的；确定治疗室内基准点的位置；确定图像中基准点的位置；基于治疗室内和图像中基准点的位置确定辐射靶标相对于治疗系统的位置；以及基于辐射靶标的位置将治疗床移动到治疗室内的治疗位置中。该示例方法可单独地或组合地包括一个或多个下述特征。

可以使用成像系统获取图像，所述成像系统配置为获取患者和基准点的内部图像。可以使用配置为获取基准点的外部图像的成像系统进行治疗室内基准点的位置的确定。

图像可包括下述中的一个或多个：X射线摄影图像、由计算机断层(CT)成像设备获取的CT图像、由磁共振成像(MRI)设备获取的MRI图像、由正电子发射断层成像(PET)设备获取的PET图像、由视频表面成像设备获取的图像、或由SPECT/CT设备获取的图像。图像可包括三维(3D)图像或二维(2D)图像。

示例方法还可包括治疗处于治疗位置的患者。治疗患者可包括通过使用包括粒子加速器系统的治疗系统以质子辐射患者。粒子加速器系统可具有等中心点，并且等中心点可包括治疗位置。

确定辐射靶标相对于治疗系统的位置可包括：根据图像确定辐射靶标相对于基准点位置的位置；确定基准点相对于图像外部的参考坐标系的位置；以及基于基准点相对于参考坐标系的位置以及根据图像的辐射靶标的位置，确定辐射靶标相对于治疗系统的位置。治疗系统可具有等中心点。将治疗床移动到治疗位置内可包括移动治疗床以使得辐射靶标的位置对应于等中心点的位置。图像外部的参考坐标系可以是包括治疗系统的真实世界空间的一部分。

示例方法可包括关于基准点将患者固定至治疗床；或将基准点相对于患者固定。

将治疗床移动到治疗位置内可以利用将治疗床从获取图像的成像位置自动地移动到患者保持在治疗床上时的治疗位置的机器机构来执行。移动治疗床可以在患者保持在治疗床上时手动地执行。

将基准点与患者相关联可包括布置患者上的基准点。将基准点与患者相关联可包括识别患者上的解剖学标志并将解剖学标志指定作为基准点。将基准点与患者相关联可包括在患者的至少部分上布置框架以及将基准点固定至框架。

该示例方法还可包括：基于治疗室内和图像中的基准点的位置，确定辐射靶标的方位；以及基于辐射靶标的方位定向治疗。

该示例方法还可包括：随时间追踪基准点的运动；以及基于基准点的运动控制治疗床的运动和/或基于基准点的运动控制治疗。获取基准点的图像可包括获取不同时刻的图像。该示例方法还可包括：基于不同时刻处基准点的不同位置识别基准点的运动；以及基于运动控制治疗。

一种示例治疗系统包括：用于支撑患者的治疗床；与患者相关联的基准点；在患者处于治疗床上时获取基准点和辐射靶标的图像的成像系统，其中图像是在待进行治疗的治疗室内获取的；移动治疗床的机构；以及计算机系统，其被编程以将基准点的位置与图像中基准点对准，并基于基准点的位置及基于图像来确定辐射靶标相对于治疗系统的位置。治疗床至治疗室内治疗位置的运动可基于辐射靶标的位置。该示例治疗系统可单独地或组合地包括一个或多个下述特征。

成像系统可配置为获取患者和基准点的内部图像。成像系统可以是第一成像系统并且治疗系统还可包括第二成像系统，其配置为获取基准点的外部图像。

成像系统可包括下述中的一个或多个：获取X射线摄影图像的X射线设备、获取计算机断层(CT)图像的CT设备、获取磁共振成像(MRI)图像的MRI设备、获取正电子发射断层成像(PET)图像的PET设备、由视频表面成像设备获取的图像、或由SPECT/CT设备获取的图像。图像可包括三维(3D)图像或二维(2D)图像。

该示例治疗系统可包括粒子加速器系统，用于治疗处于治疗位置的患者。治疗患者可包括通过使用由粒子加速器系统输出的质子辐射患者。粒子加速器系统可具有等中心点，其中等中心点包括治疗位置。

确定辐射靶标相对于治疗系统的位置可包括：根据图像确定辐射靶标相对于基准点位置的位置；确定基准点相对于图像外部的参考坐标系的位置；以及基于基准点相对于参考坐标系的位置以及根据图像的辐射靶标的位置，确定辐射靶标相对于治疗系统的位置。

治疗系统可具有等中心点。将治疗床移动到治疗位置内可包括移动治疗床以使得辐射靶标的位置对应于等中心点的位置。

图像外部的参考坐标系可以是包括治疗系统的真实世界空间的一部分。该示例系统可包括将患者固定至治疗床的约束机构。该机构可包括机器机构，其配置为将治疗床从获取图像的成像位置自动地移动到患者保持在治疗床上时的治疗位置

该机构可控制以在患者保持在治疗床上时手动地移动治疗床。基准点可以布置在患者上。基准点可包括患者上的解剖学标志。在患者的至少部分上可以具有框架，并且基准点可固定至框架。

计算机系统可以被编程以执行包括如下的操作：基于治疗室内和图像中的基准点的位置，确定辐射靶标的方位；以及基于辐射靶标的方位定向治疗。计算机系统可以被编程以执行包括如下的操作：随时间追踪基准点的运动；以及基于基准点的运动控制治疗床的运动。计算机系统可以被编程以执行包括如下的操作：随时间追踪基准点的运动；以及基于基准点的运动控制治疗。获取基准点的图像可包括获取不同时刻的图像，并且计算机系统可以被编程以执行包括如下的操作：基于不同时刻处基准点的不同位置识别基准点的运动；以及基于运动控制治疗。

本发明中所描述的两个或多个特征，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一部分的控制，可以通过计算机程序产品来实施，该计算机程序产品包括存储在一个或多个非暂态计算机可读存储介质中的指令，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一部分可以作为一种装置、方法、或电子系统实施，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阐述于下面的附图和说明书中。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是示出处于治疗空间内的治疗系统的透视图的图解。

图2是示出治疗床及布置于其上的基准点的透视图的图解。

图3是可用于图1的治疗系统中的成像设备的透视图。

图4是示出可由图1的治疗系统执行的过程的流程图。

图5是示出图1的治疗系统的透视图的图解。

图6是示出图1的治疗系统处于获取图像的配置的透视图的图解。

图7是示出图1的治疗系统处于执行治疗的配置的透视图的图解。

图8和9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10是示例粒子束扫描系统的侧视图。

图11是示例粒子束扫描系统的各组件的透视图。

图12是示例治疗系统的透视图。

图13是用于粒子治疗系统中的示例同步回旋加速器的各组件的分解透视图。

图14是示例同步回旋加速器的横截面图。

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(dummy)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内的患者。

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量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形板上针对粒子束的每个能量级的频率范围上扫频电压，以及用于在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

本文中描述了用于定位患者以进行医疗治疗的系统的示例。在一些实现方式中，示例系统用于定位患者以使用射线疗法进行治疗，诸如质子或离子治疗。在一些实现方式中，质子或离子治疗可使用诸如下文所述的系统来进行。然而，本文所述的示例系统可用于定位患者用于任何类型的医疗治疗并且不限于射线疗法或使用质子或离子治疗。

图1示出了治疗空间12的示例。一般地，治疗空间是待执行患者治疗的位置。例如，它可以是单个房间或多个房间。在该示例中，除了别的之外，治疗空间12包括治疗床13、成像系统14、和质子治疗系统15。在其他实现方式中，可以具有与本文描述的那些组件不同和/或另外的组件。

在该示例中，治疗床13包括患者置于其上的平台。平台还可包括一个或多个限制机构(未示出)用于在床移动期间和治疗期间支撑患者就位。平台可以或可以不带衬垫和/或具有对应患者部位形状的形状(例如，凹痕)。例如，在治疗之前，患者可以置于模具中，其遵循患者后半背的轮廓，并且所产生的模具结构可结合到治疗床的平台中。诸如这样结合到治疗床内的模具可以减少治疗床运动期间和治疗期间的患者运动。

运动机构可将治疗床从治疗空间12内的一个位置自动地移动到治疗空间12内的另一位置。例如，运动机构可包括机器人臂16，其可控制以在如下文所述的六个自动度上移动患者。在一些实现方式中，手动机构，诸如手动运动臂，可以替代机器人臂，并且可用于手动定位治疗床。在一些实施方式中，床可以不是自动的。在一些实现方式中，治疗床的运动可包括自动和手动定位的组合。治疗床的运动通常在患者保持就位在床上时发生。例如，治疗床与其上的患者一起可以在成像位置18和治疗位置19之间运动。在成像位置，获取患者的图像。如下文更加详细地描述的，该图像用于将在治疗位置进行治疗的患者定位。

关于这点，治疗系统配置为确定诸如肿瘤的辐射靶标的位置，以及定位患者以使得辐射靶标处于合适位置用于由质子治疗系统15施加治疗。为此，运动机构(诸如机器人臂16)配置为在成像位置18和治疗位置19之间移动治疗床13，成像位置18和治疗位置19通常在患者保持在治疗床上时都位于治疗空间12内。运动可以是自动的(例如，没有手动干预)或可包括手动部件。一旦患者处于床上进行成像，在一些实现方式中，本文所述的示例系统不会要求患者离开床直至治疗完成。运动机构可以如下文所述的响应来自计算机系统(图1中未示出)的命令，从而在治疗位置处相对精确地定位患者。

在一些实现方式中，成像系统能够是三维(3D)成像系统。在一些实现方式中，成像系统能够是二维(2D)成像系统。在一些实现方式中，成像系统14是计算机断层成像(CT)系统；然而，在其他实现方式中，不同类型的成像系统可用于替代或添加至CT系统。例如，成像系统可以是或包括下述成像系统类型中的一个或多个：CT系统、获取X射线摄影图像的X射线设备、获取磁共振成像(MRI)图像的MRI设备、获取正电子发射断层成像(PET)图像的PET设备、或SPECT/CT设备(其中SPECT是单光子发射计算机断层成像)、和/或视频表面成像设备、或这些成像设备的任意组合(例如，PET/CT、PET/MRI和/或SPECT/CT设备的组合)。在一些实现方式中，在不同的时间点处获取图像以使得能够追踪由于诸如呼吸等的患者运动引起的基准点的运动。

在一些实现方式中，成像系统14包括用于接收患者并用于获取患者的3D图像的区域(例如，孔)。在CT示例中，图像可包括内部解剖学结构，诸如器官、肿瘤、和骨骼，它们中的任意可以是辐射靶标(或基准点，如下文所述)。成像系统14获取患者或患者的选定部位的一幅或多幅图像，选定部位通常是施加质子治疗的患者部位。这些图像用于定位患者进行治疗。

在一些实现方式中，治疗床可包括布置在其上的一个或多个基准点。基准点20的示例示于图2中。这些基准点通常是由金属或其他材料制成，它们显现在诸如CT图像的图像上。基准点可以在患者周围的区域布置，例如，在待施加质子治疗的患者部位处和/或周围。在一些实现方式中，相对于患者布置至少三个基准点以使得能够使用三角测量过程将辐射靶标定位在CT图像和真实世界中。在其他实现方式中，可以使用更多或更少的基准点。例如，在一些实现方式中，可以使用一个、两个、四个、五个、六个、七个、八个、九个、十个、等等基准点。

在一些实现方式中，基准点可直接固定至治疗床。在一些实现方式中，基准点可直接固定至患者。在一些实现方式中，基准点可集成在治疗床内。在一些实现方式中，框架(图中示出)可以布置在患者的至少部分上并且基准点可以固定至框架。在一些实现方式中，基准点可以是患者上或内部的解剖学标志。例如，该系统可以识别个人解剖学的结构元件，诸如牙齿、骨骼等，并将这些结构元件指定为基准点。在一些实现方式中，基准点可以是固定至治疗床、至患者、至框架等的前述例如解剖学结构和/或结构元件中的任意两个或多个的组合。

基准点可具有任意合适形状；然而，它们区别于患者上或内及治疗床上或内的其他结构。例如，基准点在形状上可以是球形的、立方体的、或多面体的。在一些示例中，基准点例如刚性地固定至治疗床，以使得基准点响应于患者或治疗床的运动而不运动。基准点的布置可以基于辐射靶标的位置、待进行治疗的类型、待获取图像的类型等。成像系统14获取患者和基准点的图像。这些图像用于定位患者进行治疗。

如上所提到的，在一些实现方式中，机器人臂16将治疗床13从成像位置18移动到治疗位置19。这里，治疗床上的患者(图1中未示出)至少在该示例实现方式中使用质子疗法来治疗。至少部分地基于由成像系统14获取的图像来确定待施加治疗的位置。关于这点，在示例实现方式中，(i)患者处于治疗床上时，成像系统获取基准点和辐射靶标的图像；(ii)在获取图像后，机器人臂朝向治疗位置移动治疗床；以及(iii)计算机系统执行包括如下的操作：在治疗床运动后确定基准点的真实世界位置，将基准点的位置与图像中基准点的位置对齐，基于基准点的位置和基于图像确定辐射靶标相对于治疗系统的位置，以及控制机器人臂的运动以使得治疗床(并因此辐射靶标)移动进入治疗位置内，治疗位置例如可以是质子治疗系统的等中心点。在一些实现方式中，治疗规划阶段期间可识别的辐射靶标的等中心点定位在质子治疗系统的等中心点处。

在一些实现方式中，第二成像系统与图1的治疗系统(例如，部分地或通信地)相关联。第二成像系统可配置为获取治疗空间内的图像，并且不需要能够获取患者内部结构的图像，尽管第二成像系统在一些情形中可配置为获取患者内部结构的图像。第二成像系统可以单独地使用，或与计算系统配合，以探测治疗空间内基准点的真实世界位置。探测基准点相对于限定治疗空间的3D空间内一个或多个参考点的位置。例如，在3D坐标系内限定治疗空间，并且基准点的位置可由该坐标系内的合适坐标来确定。因此，在一些实现方式中，探测基准点相对于参考坐标系的位置。

图3示出了可以作为成像系统14的便携式CT扫描仪21的示例。在该示例中，便携式CT扫描仪21是来自NeuroLogica公司的扫描仪；然而，在其他实现方式中，可使用便携式或非便携式的不同类型的成像设备。在其他实现方式中，成像设备可以安装在质子治疗系统上或附近而不是CT扫描仪上或附近。成像设备可包括照相机等，其用于确定真实世界坐标系的基准点，并与计算机系统(图3中未示出)通信以确定基准点在坐标系中的位置。计算机系统可包括一个或多个处理设备，它们的示例如下文所述，可与治疗系统的全部或部分组件交换通信，所述组件包括CT扫描仪、质子治疗系统、第二成像系统、用于治疗床的运动机构，等。

基准点也可以布置在局部3D坐标系内。该局部3D坐标系的位置和方位存储在计算机存储器内。在治疗床(并因此患者)的运动期间，该局部坐标系与治疗空间3D坐标系对齐。

参照图4，示出用于获取治疗系统内的立体定向图像以及用于使用那些图像来定位患者进行治疗的示例过程。同样参照图5，在该示例实现方式中，患者(未示出)置于(31)治疗床13上，并且将基准点布置、并直接固定至治疗床上待治疗患者部位的附近(例如，辐射靶标附近)。基准点与辐射靶标的接近度可基于靶标的尺寸、待执行治疗的类型、以及其他因素而变化。基准点的定位通常在治疗空间内执行，其包括成像系统14和质子治疗系统15(例如参见图1)。如上所说明的，基准点可以置于任何位置，或者解剖结构可用作为基准点。

在图2和5的示例中，基准点20可使用固定至治疗床的结构直接固定至治疗床。参照图6，治疗床13通过机器人臂16运动至成像位置18。在该示例中，成像位置包括CT扫描仪21的开口28。在患者置于治疗床上时，成像系统14获取(33)基准点和辐射靶标(例如，肿瘤)的一幅或多幅图像。图像在治疗空间内获取，治疗空间例如是由质子治疗系统15执行治疗的相同房间。所获取的图像存储在存储器内，存储器可以在成像系统14上、在与治疗系统相关联的计算机系统(未示出)上、或其他位置。

在该示例中，图像实际上是3D的，从而使得单独地或组合地，图像提供关于基准点的位置和3D空间内辐射靶标的位置的信息。该信息还可以指示基准点和辐射靶标的相对位置，以及各个基准点之间以及各个基准点和辐射靶标之间的角度和距离。在一些示例实现方式中，该信息如下的获得(34)：通过确定图像中的基准点和辐射靶标，以及基于基准点的位置(以及，在一些情形中，基于基准点的尺寸和/或形状)，通过分析图像以确定基准点的位置和辐射靶标的尺寸和位置。该信息可以存储在存储器内，存储器可以在成像系统14上、在与治疗系统相关联的计算机系统(未示出)上、或其他位置。

在一些实现方式中，治疗床可以从成像位置朝向治疗位置19运动(35)。例如，治疗床可从靠近成像系统的位置朝向靠近质子治疗系统的位置移动。然而，治疗床还不在治疗位置中，这是因为辐射靶标的位置对于控制治疗床定位的计算机系统还不是已知的。而是，治疗床移动至第二成像系统能够探测基准点的位置中。在一些实现方式中，在成像位置，治疗床已经处于第二成像系统能够探测基准点的位置中；因此，运动(35)可以不是必须的。在任意情形中，治疗床，特别是包含基准点的治疗床的部分，移动至或保持在第二成像系统(其用于探测真实世界(3D坐标)空间内的基准点的位置)中成像设备的视野内。

在图中所示出的示例实现方式中，照相机(未示出)用于确定(36)真实世界治疗空间中基准点的位置。照相机可包括至少能够获取基准点图像的一个或多个合适的成像设备。这可以在治疗床处于照相机视场内时通过获取基准点的图像来实现。所产生的图像可以被分析以确定治疗空间内基准点的位置。例如，治疗空间可以是3D坐标系(例如，XYZ笛卡尔坐标系)的一部分或限定3D坐标系。治疗空间可以在计算机系统内建模，其中治疗系统的各个部分处于合适的坐标处。通过照相机获取的基准点的图像可以被分析以确定基准点在3D坐标系中实际定位的位置。例如，可以存储治疗室3D坐标空间内的基准点的坐标。该信息可以存储在存储器内，存储器可以在第二成像系统14上、在与治疗系统相关联的计算机系统(未示出)上、或其他位置。

3D坐标系中的基准点的实际位置与CT图像中的基准点的位置对齐(37)。更加具体而言，来自CT图像的基准点置于3D坐标系中实际基准点的位置处，而来自CT图像的其他结构置于3D坐标系中相对于基准点的合适位置处。这可以例如在治疗空间的虚拟模拟(例如，绘制)中实现。例如，基准点的实际位置可以在模拟中进行识别，并且来自CT图像的基准点连同来自CT图像的其他结构可以置于模拟中的合适点处。通过将来自CT图像的基准点和其他结构置于3D坐标中，能够在3D坐标系中、并因此在治疗系统的真实世界空间中定位这些结构。另外，在治疗规划期间建立的局部3D坐标系与真实世界空间的3D坐标系对齐，进而促进真实世界空间内基准点位置的探测。

更加具体而言，真实世界空间中基准点的位置(例如，3D坐标系)是已知的，并且来自CT图像的基准点和包括辐射靶标的结构映射到模拟中的3D坐标系统。作为映射的一部分，来自CT图像的基准点与真实世界(3D坐标)空间中的基准点的位置对齐。此外，CT图像中辐射靶标相对于基准点的位置是已知的。例如，辐射靶标相对于每个基准点的距离和角度是已知的。根据该信息，能够基于真实世界(3D坐标)空间中的基准点的位置而确定真实世界(3D坐标)空间中的辐射靶标的位置。具体而言，真实世界(3D坐标)空间中辐射靶标的位置与基准点之间的距离和角度与CT图像中辐射靶标与基准点之间的距离和角度相同。因此，使用来自CT图像的信息，以及真实世界空间中基准点的位置，能够确定真实世界空间中辐射靶标的位置。因此，确定辐射靶标相对于治疗系统的位置包括：根据CT图像确定CT图像中辐射靶标相对于基准点位置的位置；确定基准点相对于CT图像外部的3D坐标空间中的参照点(例如，相对于参考坐标系)的位置；以及基于基准点相对于参照点(例如，相对于参考坐标系)的位置以及根据CT图像的辐射靶标的位置来确定辐射靶标相对于治疗系统的位置。如本文使用的，该位置可以包括或可以不包括基准点和/或靶标的方位。在该情境中，方位包括但不限于空间中的角度位置。

如上文提到的，在一些实现方式中，所使用的基准点的数量使得计算机系统能够使用三角测量来确定辐射靶标的位置。然而，可以使用任何合适的过程或多个过程以确定辐射靶标的位置。此外，CT图像模拟了辐射靶标的形状。辐射靶标的形状可以是规则的(例如，基本球形的)或不规则的。基准点还可用于通过确定真实世界(3D坐标)空间中辐射靶标的表面的位置来确定辐射靶标的形状。更加具体而言，不同基准点和辐射靶标表面之间的距离和角度可以从CT图像获得，并且该信息可以上面所述的方式用于确定真实世界(例如，3D坐标)空间中辐射靶标的表面的位置。该信息可以提供至控制质子治疗系统的计算机系统，从而控制质子束施加至辐射靶标。

关于这点，一些质子治疗系统扫描跨过辐射靶标的深度方向横截面的质子束。辐射靶标的形状，以及它在真实世界空间中的位置，用于确定待施加质子束在横向和纵向方向上的位置。一些质子治疗系统穿过辐射靶标上散射质子束。在那些系统中，辐射靶标的形状，以及它在真实世界空间中的位置，也用于确定待施加的散射质子束的位置。

参照图7，在知道真实世界空间中辐射靶标的位置以后，能够移动(38)治疗床以使得辐射靶标处于合适治疗位置。在一些实现方式中，治疗位置是质子治疗系统15的等中心点。该等中心点的位置可以在真实世界(3D坐标)空间中预先限定。因此，为了移动治疗床，计算机系统确定辐射靶标(或靶标上的点)的当前位置和等中心点之间的不同之处，并控制运动机构以及因此控制机器人臂16，从而使得治疗床将辐射靶标移动至治疗位置。此外，作为运动的一部分，在治疗规划期间建立的局部3D坐标系与真实世界空间的3D坐标系对齐，进而建立靶标的合适定向。

在一些实现方式中，可通过控制治疗系统的计算机系统自动地且单独地控制运动。在一些实现方式中，运动可以例如由技术人员手动地触发，并随后由计算机系统自动地或交互地来控制。

一旦治疗床以及因此患者中的辐射靶标处于治疗位置，可进行治疗(39)。在该示例实现方式中，治疗包括使用质子治疗系统15以质子辐射患者。在其他实现方式中，可以使用不同类型的粒子治疗系统。在其他实现方式中，可使用不同于粒子治疗系统的系统或非射线治疗系统来执行治疗。

在一些实现方式中，可以在治疗期间基于辐射靶标的位置移动治疗床。在其他实现方式中，在治疗期间不可移动治疗床。关于这点，在一些实现方式中，在不同时间点获取图像，并且基于所获取的图像控制治疗。例如，辐射靶标的位置可以在患者呼吸时(例如，响应患者胸腔的运动)变化。可以探测到患者的呼吸节律，并且可以控制治疗，从而仅在特定时刻，例如在呼吸之间，提供质子治疗。

在一些实现方式中，辐射靶标的位置和方位会需要进一步的系统调节。例如，在一些实现方式中，可以具有六个自由度，通过其可以控制治疗床并因此控制患者的位置。这六个自由度通常表示为前/后运动、上/下运动、左/右运动(即，在三个垂直轴上的平移)结合绕三个垂直轴的旋转，称作偏航、俯仰、和滚转。患者床以该方式运动例如在患者运动发生时是有利的。例如，在探测到患者运动时，或在辐射靶标不处于预期位置时，可以相应地调节患者床。

在一些实现方式中，第二成像系统可定期地获取患者的图像。这些图像可以与先前图像对比以确定患者是否运动。在探测到运动时，对诸如上述那些的患者床做出调节。这样，该系统可追踪患者运动并做出合适调节。例如，该系统可确定辐射靶标的方位，并对患者床做出适当旋转和/或平移调节以使得粒子束撞击辐射靶标的正确区域。在另一示例中，该系统可以确定基准点随时间已经运动(例如，通过对比在不同时刻获取的图像)，然后对患者床做出适当调节以使得辐射靶标处于合适位置进行治疗——在该示例中，是系统等中心点。

下面描述的是在诸如质子治疗系统15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-安装在台架上。如下面更详细说明的，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，并具有安装在位于患者的相对侧上的两个相应轴承上以进行旋转的两条腿。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。

在一个示例实现方式中，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)。磁轭或较小的磁极片定位在低温保持器内，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，潘宁离子计-PIG源)以向腔室提供等离子柱。氢气被离子化以产生等离子柱。电压源向腔室提供射频(RF)电压以加速来自于等离子柱的粒子脉冲。

如所指出的，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加速来自等离子柱的粒子时作用在粒子上的相对论效应(例如，增加了粒子质量)。由穿过超导线圈流动的电流产生的磁场导致从等离子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保持器的引出通道。再生器可增大在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“不均匀性”)，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或更高的范围内。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，主磁场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8进和9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8和9中示出的系统中，相对大的铁磁体旁轭100用作为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相反于穿过主超导线圈的电流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，存在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为围绕相应的主超导线圈的外部的超导线圈。

电流在相反于流过主线圈的电流的方向上流过主动返回线圈。流过主动返回线圈的电流从而产生与由主线圈产生的磁场在极性上相反的磁场。因而，由主动返回线圈产生的磁场能够消除至少一些由对应的主线圈引起的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和12T或更高之间的磁场。

参照图10，粒子加速器105(其可以具有图8和9中所示的配置)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11还示出了扫描系统的组件的示例。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组件未示于图11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辐射靶标的一部分(例如，横截面)。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，一个或多个个体盘片)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进入辐射靶标的深度。这样，能量降能器选择辐射靶标的深度方向分层以在二维上扫描。

在一些实施方式中，离子腔109通过探测由辐射射线引起的气体中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，一个或多个个体剂量)。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并与其关联存储和/或。

本文所描述的过程可与单个粒子加速器一起使用，并且这里所述的任意两个或多个特征可与该单个粒子加速器一起使用。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12，带电粒子放射治疗系统400包括束生成粒子加速器402(例如，图8、9的粒子加速器)，所述粒子加速器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10和11)。

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反侧上的两个相应轴承412、414上旋转的两个腿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在束的线中)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的壁延伸进入患者治疗区域。台架的受限的旋转范围还减小了为在治疗区域之外的人提供放射屏蔽的一些壁(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度的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。

台架的水平旋转轴线432可名义上定位在地面之上一米、患者和治疗师与治疗系统交互处。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。加速器可在上升的地面下摆动，以用于从旋转轴下方传送治疗束。患者躺椅在平行于台架的旋转轴的基本上水平的平面上移动和旋转。通过该配置，床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与自由度的组合允许治疗师选择用于该波束的几乎任意接近角度。在需要时，患者可以相反的定向被放置在床上，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成正比地减小，因此很高的磁场超导磁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而实现，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、或附近的点(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线周围的广泛区域中。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患者两倍的高度，从而允许载有患者的床在高于升高地板的水平面上旋转和平移。

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的减少。厚的墙，典型地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相反端的墙的厚度的两倍，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侧上位于地面以下，而使得占地面积靠近最薄墙，从而减少构造治疗室的成本。

在示于图12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，场强可在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8、9、12、13和14所示，示例的同步回旋加速器10(例如，图12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而具有适于维持包含的质子束的聚焦的形状。

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(其最初包括由铜屏蔽围绕的铌-锡芯)形成，该股线展开为通道中双绞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)超导材料的反应。在材料已经被反应后，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，为编织玻璃纤维材料)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绕线筒上。加热毯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。

随后，整个线圈能够包覆铜片以提供热传导和机械稳定性，并然后容纳在另外的环氧树脂层中。能够通过加热不锈钢反向绕线筒并将线圈装配在该反向绕线筒中来提供线圈的预压缩。反向绕线筒内径选择以使得在整个块被冷却至4K时，反向绕线筒保持接触线圈并提供一定的压缩。将不锈钢反向绕线筒加热至约50摄氏度，以及在100开尔文度的温度下装配线圈能够实现这一效果。

通过将线圈安装在“反向”矩形绕线筒内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生成的扭曲力。如图14所示，在一些实施方式中，通过使用一组温冷支撑条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。用细条支承冷物质减少由刚性支撑系统给予冷物质的热量泄露。这些条布置以随着磁体在台架的板上旋转而承受线圈上的变化重力。当线圈从相对于磁轭的完美对称位置被扰动时，这些条经受由线圈实现的重力和大离心力的组合作用。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。每个温冷支撑可包括一个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8，根据半径的场强剖面很大程度上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能够是波状以精细地调整磁场的形状，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(线圈和绕线筒)封装在提供环绕线圈结构的自由空间的真空环形铝或不锈钢制低温恒温腔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9)，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制冷机和三个两级Gifford-McMahon制冷机来实现并维持。每个两级制冷机具有连接至冷凝器的第二级冷却端，冷凝器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)来实现并维持，所述冷却通道形成在超导线圈支撑结构(例如，反向绕线筒)的内部，并且包含通道中的液氦和对应的超导线圈之间的热连接。

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内并完全由其封装。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以阻止外部磁场影响微扰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9、14和15所示，同步回旋加速器包括潘宁(Penning)离子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。

粒子源190通过气体路线393和传送气态氢气的管道394而由氢气供给399供给。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。一些实施方式可以利用中断的粒子源。在中断的粒子源的情形中，包含等离子的管道的全部(或大部分，例如大多数)在加速区域处被移除(不存在)。

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和在加速发生的真空腔室中的空间的剩余部分抽成真空。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。随着被加速的粒子束距几何中心的距离增加，因此射频电场是随时间变化的

为了从中心定位的粒子源产生的波束随着其开始螺旋向外时净空粒子源结构，大的压差穿过射频板施加。20000伏特可跨过射频板施加。在一些版本中，8000到20000伏特可跨过射频板施加。为了减少驱动这个大的电压所需的功率，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部磁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递增的相对论质量和递减的磁场。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以上的加速电极。RF结构可被调谐以通过使用例如具有相互啮合的旋转和固定叶片的旋转电容器在所必需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，电容上升，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。用于旋转冷凝器的驱动电机可与RF发生器锁定相位以用于精确控制。粒子的一束在旋转冷凝器的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细且边缘处较厚的大体柱形容器。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未离开以与气体分子发生碰撞的机会，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，磁场和电场的微扰引导质子进入磁场快速降低的区域，并且质子离开高磁场区域并且被引导穿过这里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微扰以引导质子。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降低的磁场区域时将趋于分散。在引出通道138(图14)中的束成形元件507、509重新引导质子使得它们留在受限的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14)，所述束形成系统可包括这里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)和分离的磁场屏蔽件514(例如，图8)来限定。分离的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、以及屏蔽件的夹置结构的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件的操作。

参照图12，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480、482。同步回旋加速器支在跨之间，大约在各腿之间约中间处。使用安装在与桁架相对的腿的末端上的配重622、624来平衡台架绕轴承旋转。

通过安装在一个或两个台架腿上并通过驱动齿轮连接至轴承外壳的电动马达驱动台架旋转。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齿轮中。

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其属性适于患者治疗。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(其可包括这里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是这里所述的类型，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，在同步回旋加速器低于患者支架606时，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。

可变能量粒子加速器

用于这里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，一个或多个其他设备，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，为了执行治疗，靶标体积沿粒子束的辐射方向分割为多层，从而辐射能够以分层基础进行。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至另一层移动，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分割为九层926a-926i。在示例过程中，辐射从最深层926i开始，一次一层，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，例如一次一步。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200MeV每秒。不连续的变化能够一次一步的发生，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为对应辐射靶标体积924的两个相邻层所需的能量差。例如，该步长能够与能量差相同或是一部分。

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的可变步长改变能量的粒子束，而降能器920以约2-10MeV的变化步长调节(例如，减少)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属性和质量，例如波束强度。粒子束的控制能够在加速器处执行。能够减少或消除来自例如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可以处于相同的身体(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能够执行一定的能量调节，降能器912仅可以减少波束能量而不能增加波束能量。

关于这点，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治疗以分层基础进行治疗。

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移动加速器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，治疗系统做出调节(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。

波束属性，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进行。在治疗期间，例如在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，而其他一组或多组磁场接收可变电流，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，在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。磁场与电流的比例能够使得波束能量的变化相对精确地执行，尽管有时要执行相比输入电流来说较小的调节。

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能量波束。例如，在加速器912配置为输出三种不同的输出波束能量时，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，引出通道可以改变尺寸大小设定为或采用其他方式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种能量的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文所述方式干扰(例如，改变)不同的粒子轨道和/或能够添加或移除离子杆(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，不同的粒子能量将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/或磁场垫片的添加/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，以每次治疗为基础调节粒子能量，并且在治疗前预先执行再生器的移动(和/或磁场垫片的添加/移除)。在任一情形中，再生器的运动(和/或磁场垫片的添加/移除)可以是计算机控制的。例如，计算机可以控制影响再生器和/或磁场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场垫片实现再生器。

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中心的径向距离。

表1：波束能量及各个参数的示例

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，而粒子可以是质子。粒子可以输出为脉冲波束。在一个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的各次治疗之间，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，在没有波束(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。

参照在图8中(以及在图12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。

在一些示例中，变化是不连续的，且变化步长的大小可为约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。改变一个步长大小的能量需要不超过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。在其它示例中，变化为连续的，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。加速器可以被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在一个目标体积的治疗或不同目标体积的治疗。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，其可以为照射治疗提供精度，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8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8中的同步回旋加速器)包括含有粒子源的磁系统、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。在该示例实施方式中，由磁系统1012建立的磁场可以从两组线圈40a和40b、及42a和42b能够生成的磁场最大值的约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，其示例如上提供。

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(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性地改变线圈组的总电流来实现。总电流能以相对较高速率调整，这导致磁场和束能量能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；以及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表示通过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，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20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，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移除，例如5分钟内、1分钟内、小于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与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的下边界的固定电流。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下边界和上边界之间的差值。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特斯拉或更高，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的半环形表面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中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以针对每个粒子能量级进行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可以是旋转电容器，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结构的电容增加且共振频率减少。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可以是电容器，其由板1312和内导体1300的表面1316形成。板1312沿方向1314朝向或远离表面1316可动。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可以是电导体。可变电抗元件1306、1308可以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频率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。

这里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，类似这里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一个或多个数据处理设备的操作，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来写成，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在一个位置或分布在多个位置并由网络互连的多台计算机上展开以执行。

与执行这里描述的粒子束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这里所述的各功能。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任意一个或多个处理器。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，计算机还将包括一种或多种机器可读存储介质、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。

用于这里的任意“电气连接”可意指直接物理连接或包括中间部件但却允许电信号在所连接的组件之间流动的连接。包括这里提及的电路的任意“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”。

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

这里所述的不同实施方式的要素可以被组合，以形成上文未详细说明的其他实施方式。可以从本文所述的流程、系统、设备等中省略一些要素，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使用本文描述的示例粒子治疗系统。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。

Claims (38)

1.一种用于定位患者以进行治疗的方法，其包括：

将基准点与患者相关联；

当患者在治疗床上时获取基准点和辐射靶标的图像，所述图像是在待执行治疗的治疗室内获取的；

确定治疗室内基准点的位置；

确定图像中基准点的位置；

基于治疗室内和图像中基准点的位置确定辐射靶标相对于治疗系统的位置；以及

基于辐射靶标的位置将治疗床移动到治疗室内的治疗位置中。

2.根据权利要求1所述的方法，其中使用成像系统获取图像，所述成像系统配置为获取患者和基准点的内部图像；并且

其中使用配置为获取基准点的外部图像的成像系统确定治疗室内基准点的位置。

3.根据权利要求1所述的方法，其中所述图像包括下述中的一个或多个：X射线摄影图像、由计算机断层(CT)成像设备获取的CT图像、由磁共振成像(MRI)设备获取的MRI图像、由正电子发射断层成像(PET)设备获取的PET图像、由视频表面成像设备获取的图像、或由SPECT/CT设备获取的图像。

4.根据权利要求1所述的方法，还包括：

治疗处于治疗位置的患者；

其中治疗患者包括通过使用包括粒子加速器系统的治疗系统以质子辐射患者。

5.根据权利要求4所述的方法，其中所述粒子加速器系统具有等中心点，所述等中心点包括治疗位置。

6.根据权利要求1所述的方法，其中确定辐射靶标相对于治疗系统的位置包括：

根据图像确定辐射靶标相对于基准点位置的位置；

确定基准点相对于图像外部的参考坐标系的位置；以及

基于基准点相对于参考坐标系的位置和根据辐射靶标相对于图像的位置，确定辐射靶标相对于治疗系统的位置。

7.根据权利要求6所述的方法，其中所述治疗系统具有等中心点；并且

其中将治疗床移动到治疗位置内包括移动治疗床以使得辐射靶标的位置对应于等中心点的位置。

8.根据权利要求6所述的方法，其中图像外部的参考坐标系是包括治疗系统的真实世界空间的一部分。

9.根据权利要求1所述的方法，还包括：

相对于基准点将患者固定至治疗床；或

相对于患者固定基准点。

10.根据权利要求1所述的方法，其中将治疗床移动到治疗位置内是通过使用将治疗床从获取图像的成像位置自动地移动到患者保持在治疗床上时的治疗位置的机器人机构来执行。

11.根据权利要求1所述的方法，其中移动治疗床是在患者保持在治疗床上时手动地执行。

12.根据权利要求1所述的方法，其中将基准点与患者相关联包括将基准点布置在患者身上。

13.根据权利要求1所述的方法，其中将基准点与患者相关联包括识别患者上的解剖学标志并将解剖学标志指定作为基准点。

14.根据权利要求1所述的方法，其中将基准点与患者相关联包括在患者的至少部分上布置框架，并将基准点固定至框架。

15.根据权利要求1所述的方法，其中所述图像包括三维(3D)图像或二维(2D)图像。

16.根据权利要求1所述的方法，还包括：

基于治疗室内和图像中的基准点的位置，确定辐射靶标的导向；以及

基于治疗靶标的导向对治疗进行导向。

17.根据权利要求1所述的方法，还包括：

随时间追踪基准点的运动；以及

基于基准点的运动控制治疗床的运动。

18.根据权利要求1所述的方法，还包括：

随时间追踪基准点的运动；以及

基于基准点的运动控制治疗。

19.根据权利要求1所述的方法，其中获取基准点的图像包括获取不同时刻的图像；并且

其中所述方法还包括：

基于不同时刻的基准点的不同位置识别基准点的运动；以及

基于所述运动控制治疗。

20.一种治疗系统，其包括：

用于托持患者的治疗床；

与患者相关联的基准点；

成像系统，其在患者处于治疗床上时获取基准点和辐射靶标的图像，所述图像是在待进行治疗的治疗室内获取的；

移动治疗床的机构；以及

计算机系统，其被编程以将基准点的位置与图像中的基准点对准，并基于基准点的位置及基于图像确定辐射靶标相对于治疗系统的位置；并且

其中治疗床至治疗室内治疗位置的运动基于辐射靶标的位置。

21.根据权利要求20所述的系统，其中所述成像系统配置为获取患者和基准点的内部图像；并且

其中所述成像系统是第一成像系统并且所述治疗系统还包括第二成像系统，其配置为获取基准点的外部图像。

22.根据权利要求20所述的系统，其中所述成像系统包括下述中的一个或多个：获取射线摄影图像的X射线设备、获取计算机断层(CT)成像的CT设备、获取磁共振成像(MRI)图像的MRI设备、获取正电子发射断层成像(PET)图像的PET设备、由视频表面成像设备获取的图像、或由SPECT/CT设备获取的图像。

23.根据权利要求20所述的系统，还包括：

粒子加速器系统，用于治疗处于治疗位置的患者；

其中治疗患者包括通过使用由粒子加速器系统输出的质子辐射患者。

24.根据权利要求23所述的系统，其中所述粒子加速器系统具有等中心点，所述等中心点包括治疗位置。

25.根据权利要求20所述的系统，其中确定辐射靶标相对于治疗系统的位置包括：

根据图像确定辐射靶标相对于基准点位置的位置；

确定基准点相对于图像外部的参考坐标系的位置；以及

基于基准点相对于参考坐标系的位置和图像距离辐射靶标的位置，确定辐射靶标相对于治疗系统的位置。

26.根据权利要求25所述的系统，其中所述治疗系统具有等中心点；并且

其中将治疗床移动到治疗位置内包括移动治疗床以使得辐射靶标的位置对应于等中心点的位置。

27.根据权利要求25所述的系统，其中所述图像外部的参考坐标系是包括治疗系统的真实世界空间的一部分。

28.根据权利要求20所述的系统，还包括将患者固定至治疗床的约束机构。

29.根据权利要求20所述的系统，其中所述机构包括机器人机构，所述机器人机构配置为将治疗床从获取图像的成像位置自动地移动到患者保持在治疗床上时的治疗位置。

30.根据权利要求20所述的系统，其中所述机构可控制以在患者保持在治疗床上时手动地移动治疗床。

31.根据权利要求20所述的系统，其中所述基准点布置在患者上。

32.根据权利要求20所述的系统，其中所述基准点包括患者上的解剖学标志。

33.根据权利要求20所述的系统，还包括在患者的至少部分上的框架，所述基准点固定至框架。

34.根据权利要求20所述的系统，其中所述图像包括三维(3D)图像或二维(2D)图像。

35.根据权利要求20所述的系统，其中所述计算机系统被编程以执行包括如下的操作：

基于治疗室内和图像中的基准点的位置，确定辐射靶标的导向；以及

基于辐射靶标的导向定向治疗。

36.根据权利要求20所述的系统，其中所述计算机系统被编程以执行包括如下的操作：

随时间追踪基准点的运动；以及

基于基准点的运动控制治疗床的运动。

37.根据权利要求20所述的系统，其中所述计算机系统被编程以执行包括如下的操作：

随时间追踪基准点的运动；以及

基于基准点的运动控制治疗。

38.根据权利要求20所述的系统，其中获取基准点的图像包括获取不同时刻的图像；并且

其中计算机系统被编程以执行包括如下的操作：

基于不同时刻的基准点的不同位置确定基准点的运动；以及

基于所述运动控制治疗。