CN112334187B - 用于放射治疗系统的束传输线及其放射治疗系统 - Google Patents

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Abstract

本发明公开了一种用于质子或离子加速器的改进的束传输线，其将质子或离子从加速器引导到剂量分配系统。加速器、质子束传输线和剂量分配系统可由控制系统控制。束传输线包括多个电磁元件，并且这些电磁元件中的至少一个连接到一个二象限或四象限电源单元，该单元被布置成产生电流，该电流能够在不到50毫秒的时间内由控制系统改变，以便在改变束能量时使束点沿束方向移动，其中通过沿着束传输线和剂量输送系统的损耗不大于10％，并且横向于束的束点半高的全宽中的变化不大于10％，束保持聚焦在目标上。这解决了如何传输能量快速变化的束的问题。本发明还公开了包括根据本发明的用于质子或离子加速器的改进的束传输线的放射治疗系统。

Description

用于放射治疗系统的束传输线及其放射治疗系统
技术领域
本发明涉及用于放射治疗系统的粒子束传输线及其放射治疗系统。
本发明特别涉及一种具有快速变化的二象限或四象限电源的束传输线，以对质子或轻离子束执行“快速自适应点扫描治疗”(FASST)。
背景技术
放射治疗是一种主要用于治疗癌症的已知方法，但也可用于治疗其他局灶性病变，例如心律不齐、动静脉和其他畸形，去肾交感神经支配(renal denervation)，瘢瘤性疤痕等。
典型的放射治疗系统包括放射源和一些将放射引至患者的装置。通常使用的放射形式包括由放射源发出的伽马射线，高能X射线，电子，质子和其他轻离子，特别是碳离子。
质子放射治疗和利用其他轻离子(统称为“强子”)的治疗需要一些质子源和仪器来加速质子并形成医学上有用的束。加速仪器通常可以是回旋加速器，同步回旋加速器，同步加速器，或线性加速器。加速后，使用“束传输线”(也称为“束线”和“磁通道”)将高能质子束(以及通常是强子束)引导至剂量递送系统(DDS)，并且最后到患者。
同样已知的是，对于质子治疗而言，使用相对低电流(约一个纳安量级)的治疗束，其能量对应于在水中在30mm至350mm之间的范围。相关的动能在60至250MeV的范围内。
许多公司提供适于质子治疗的“交钥匙(turnkey)”中心，而一些公司提供适于重离子的中心。这些中心中的一些设有许多治疗室，而在另一些中加速束则馈给单个室。
在所有情况下，束传输线均由偶极子(其是束弯曲元件)，四极子(其是束聚焦元件)和其他磁性或电子元件制成，束传输线将束从加速器引导到DDS，并通过它到达患者所位于的点，通常被称为“等中心”。
“主动(active)”DDS典型地包含至少三个组件：
i.两个扫描磁体(SMx和SMy)，其通常位于等中心上游至少2米处，它们在约300mmx 300mm的治疗区域上横向弯曲束；
ii.一组束监测器，其位于等中心上游约500毫米处；
iii.与束线的真空室相连的真空室将加速器连接到DDS，并且典型地在监测器之前以薄窗口终止，以减少由于多次散射而引起的束加宽。
还已知束传输线的元件或者安装在放置在地板上的支撑件上(以形成固定的水平或竖直或倾斜的束传输线)，或者安装在围绕患者旋转的刚性机械结构上。通常，这种旋转的束传输线被称为“门架(gantry)”。
DDS集成在束传输线的最后一部分中。在一些实施例中，两个扫描磁体都在束传输线的最后一个磁体的“下游”，而在另一些实施例中，两个扫描磁体中的至少一个位于束传输线的最后一个元件的“上游”。
包括加速器、束传输线和DDS的复合体可以被称为“质子束发射装置”，并且更一般地被称为“强子束发射装置”。
在任何时候，都由控制系统定义施加到此类粒子发射装置的磁性和电气元件的电流和电压，该控制系统在治疗期间从分布在所有硬件元件上的传感器接收信号并将信号发送到相应的执行器以逐步实现由治疗计划系统(TPS)定义的放射规划。
已知在等中心处，放射治疗束的主要特征在于其进入点和其进入患者身体的方向，粒子束的平均动能E，能量散布ΔE(通常由能量分布的半高全宽)，电流I(通常小于0.1ns的平均时间)，它是时间的函数，以及垂直于束方向的x-y平面中束的两个横向半高全宽FWHMx和FWHMy。
在到达等中心之前，在由粒子所穿过的材料中的和在患者上游放置的监测器的厚度中的多个库仑散射有助于“在空气中和等中心处”测得的FWHMx和FWHMy值。这些影响必须最小化。
通过调整束传输线中元件中的电流，离子束发射装置的控制系统将横向宽度调节在3mm至20mm的典型范围内。
强子的几乎单能量束将最大剂量沉积在众所周知的“布拉格峰(Bragg peak)”中，该峰位于目标中的深度R处。在水目标和软组织目标中，适于质子的范围R(以毫米为单位)可以根据以下方程式近似计算为能量E(以MeV测得)的函数：
R＝0.0215E1.77 (等式1)
类似的公式适用于较大的电荷和质量粒子。
在几何学上，在治疗过程中，笔形能量束E以“束点”为特征，该束点是由束状粒子的布拉格峰的叠加所导致的，在其中沉积了最大的剂量密度。这样的束点位于深度R的中心，并且具有“纵向”半高全宽(FWHM)Wd和两个“横向”半高全宽Wx和Wy。
在质子的情况下，峰值Wd的“纵向”半高全宽(以毫米为单位)可以近似写为：
Wd＝12mm(E/Emax)(其中Emax＝230MeV)。
众所周知，目标中离子的多次库仑散射加宽笔形束的尺寸，使得由于在患者身体内部的多次散射，通过将FWHMx和FWHMy与宽度FWHM(MS)二次组合而获得实际横向宽度Wx和Wy。
在治疗期间，通过改变束能量E，有效治疗目标的束点在患者体内纵向移动，并通过作用于为扫描磁体SMx和SMy供电的电流Ix和Iy而在治疗区域内横向移动。
TPS确定“计划的点”在患者体内的最佳位置，并为每个点确定必须在那个方向上发送的能量E的粒子的数量，以在目标中获得所需的剂量分布，同时保留危及器官(OARs)。
由于带电粒子每单位长度损耗的能量与局部电子密度成正比，因此TPS通常利用由粒子穿过的组织的电子密度作为输入。在实践中，灰度CT值或计算机断层扫描(CT)图像的亨斯菲尔德(Hounsfield)数(即局部灰度的量)通常确定局部电子密度，这些电子密度用于校正沿着定义明确的路径穿透患者身体的粒子范围。作为输出，TPS通常针对每个进入方向构建一个浸入水中的“变形”水目标，以使通过束点即规划的点“访问”目标中的任何特定点所需的束能量E通过TPS从水中粒子的一组测量范围获得。
在一种通常的“点扫描”技术中，例如医学物理(Medical Physics)，22(1)，(1995)37中，在E.Pedroni等人的“Paul Scherrer研究所的200MeV质子治疗项目：概念设计和实践实现(The 200MeV proton therapy project at the Paul Scherrer Institute:conceptual design and practical realization)”所描述的，以及在图3中所示，水目标31是浸入水中的挤压椭圆形。
目标31内接在具有侧面S1，S2和S3的平行六面体32中，且规划的点包含在垂直于z方向的N个等能量层(EELs)中。在图中，各层之间间隔开的距离为d3＝S3/(N-1)，但在实践中，这些平面并不总是等距的，并且并非所有的平面都被点均等地访问，因为粒子间接访问辐照穿过组织的远侧的计划点，从而减少由直接拜访要沉积的剂量。
在治疗处理过程中，通过用电流Ix和Iy供电给扫描磁体，使束点移动到由TPS确定的起始位置P0(x0，y0)。如图3的方框33中所示，控制系统基于TPS作用在束传输线的组件上，并控制x，y平面中的束班点，以递送剂量，直到达到规定的剂量值为止。一旦剂量递送已经终止，则束点被移动到下一个横向位置，例如图3的方框33中的最终位置Pe(xe，ye)。
通常，在用能量E1的粒子对层扫描之后，能量将减小或增大到值E2，该值E2可能与E1相差很小的量，并且在x和y方向上横向扫描连续的EEL。这在图3的方框34中示出，其中预见了在三个束点中的预定剂量的递送：起始点P0(x0，y0)，中间点Pint(xint，yint)和结束点Pe(xe，ye)。束点从起始点通过横向步长d1＝S1/(M-1)移动到中间点，其中M是大于1的正整数。
在另一种较少使用的程序中，在对规划点的访问即递送规划的剂量完成之后，能量被改变，并访问具有相同横向坐标x和y但深度坐标不同的另一个规划点。例如，当改变能量所需的时间相对于扫描EEL所需的时间短时，可以使用这种“纵向”点扫描过程。
已知为了获得均匀的剂量分布，有利的是，在横向平面上规划的点的中心之间的距离等于横向半高全宽的约75％。对于水深度R＝200mm的质子而言，多重散射宽度为FWHM(MS)＝10mm，其与等中心(例如，FWHMx＝FWHMy＝7mm)处的空气宽度平方结合，得出在患者体内的束宽度，Wx＝Wy＝12mm，这意味着连续的规划点之间的横向距离等于0.75x12＝9.2mm。
一种用于提高目标剂量分布均匀性的技术是“重新扫描”，也被称为“重刷”，例如在物理医学生物(Phys.Med.Biol.)，58(2013)7905-7920中Bernatowicz等人的“对肝脏患者质子束不同扫描速度进行分层和体积重新扫描的比较研究(Comparative study oflayered and volumetric rescanning for different scanning speeds of protonbeam in liver patients)”中所描述的，“重新扫描”允许在连续重新扫描中纠正系统可能会发生的统计和系统错误。在本文中，已经证明，如果重新扫描的次数不小于5，则可以获得极好的结果。
在使用质子和其他离子的治疗中，感觉到的问题是运动器官的正确辐照，特别是对于呼吸周期而言，还由于其他原因。从这一观点出发，治疗心律不齐特别困难，例如，在科学报告(Scientific Reports)，2016年第6卷，文章编号为38895，H.I.Lehmann，D.L.Packer等人的“使用高能重离子束消融心律失常的可行性研究(Feasibility Study on CardiacArrhythmia Ablation Using High-Energy Heavy Ion Beam)”中所描述的。
一种解决方案是使用“门控”技术辐照运动的目标，只有当其中必须沉积剂量的点(通常处于呼气末期)沿笔形束的路径时才打开束流。该程序有许多不便之处，特别是因为需要更长的辐照时间。
替代的更有效的解决方案是肿瘤追踪。如已知的那样，在该程序中，监测装置在辐照期间的任何时刻确定目标的束内位置和形状，并且离子束发射装置的控制系统实时调节束点的中心的坐标，以始终将目标瞄准相同的计划点，以抵消运动的影响。
通过保持束的能量E固定并使用SMx和SMy以及基于位置测量设备完成的测量结果的“二维反馈”系统，可以在横向平面中执行目标运动的跟随。纵向跟随比较困难，因为必须快速调节能量，例如在治疗肺部肿瘤时，并且由于呼吸运动肋骨进入强子笔形束的轨迹内。
改变束能量所需的时间随加速器的类型而变化。
回旋加速器和同步回旋加速器典型地加速10-20纳秒的粒子“脉冲”，其间隔为100-200ns，在此期间电流为零。束的能量典型地总是相同的，并且在能量选择系统(ESS)中，可运动的吸收器将束的能量减小到达到一定深度，根据TPS，布拉格峰必须为放置在该深度处。为了使得吸收器运动并因此改变能量的最短时间约为50到100毫秒。
同步加速器以周期方式加速粒子：到达所需能量E的时间典型地为一秒钟，并且在弯曲磁场相对于时间的“平顶”期间，直接以所需的能量来提取束。在此模式下，束脉冲持续一秒到几秒钟。但是，国家放射科学研究院(NIRS-日本)率先在同一机器周期内提取不同能量的束，允许将第一次提取后的剩余束直接带到下一个所需的能量(Y.Iwata等人，“在HIMAC具有扩展平顶的多能量操作(Multiple-energy operation with extendedflattops at HIMAC)”，核仪器和方法(Nucl.Instr.Meth)，A624(2010)33)。束提取是通过横向RF敲除获得的(例如，在核仪器和方法(Nucl.Instr.Meth)，A 522(2004)196中，由Furukawa等人在“RF敲除缓慢提取中的全局溢出控制(Global spill control in RF-knockout slow extraction)”中所描述的)，并且等能量层之间的切换时间缩短到约100毫秒。
对于同步加速器，由G.Kraft等人在US 2013/0092839“粒子束产生装置”中公开了可运动吸收器用于逐步改变能量的另一种可能性。所需的时间还是约100毫秒的量级。
质子和其他轻离子直线加速器产生的脉冲长约2-5微秒，并且间隔了1000倍的更长时间间隔，在此间隔内没有束，因为典型的重复频率约为200-400Hz。直线加速器的特殊特征(加速器科学与技术评论(Rev.Acc.Sci.Tech.)，第2卷，2009年，第111-131页，U.Amaldi，S.Braccini，P.Puggioni在“用于强子治疗的高频直线加速器(High FrequencyLinacs for Hadron Therapy)中进行了描述)是通过作用于为分离的、相继的加速模块供电的速调管的输入功率和相位，能量可以在约2毫秒内变化。与使用机械可运动的能量吸收器的方法相比，电子控制的这种方法是控制束能量的更可靠得多的方法。此外，当由(同步)回旋加速器或同步加速器加速质子和其他核粒子时，根据重复频率(200-400Hz)，改变能量和脉冲中的粒子数量所需的时间在2.5-5毫秒的范围内，比质子所需的时间短10倍以上。
典型地，束传输线用于将粒子从加速器部分引导至放射治疗设备的DDS或其他输出部分。US8173981B2描述了一种使用永磁体的固定场交变梯度(FFAG)结构，并且其可以用作束传输线或具有大能量接受度的门架。这种结构可以有效地发射具有相差10％以上的能量的束。物理评论专题-加速器和束流(Phys.Rev.ST Accel.Beams)，卷18/10(2015)103501中，W.Wan等人的“用于未来质子门架的交替梯度倾斜余弦θ超导磁体(Alternating-gradient canted cosine theta superconducting magnets for future protongantries)”描述了一种包括超导磁体的解决方案。后一种解决方案已在L.Brower等人的“用于质子治疗门架的消色差超导磁体的设计(Design of an achromaticsuperconducting magnet for a proton therapy gantry)”进行了改进，其在超导应用IEEE事务(IEEE Trans.Appl.Superconductivity)，卷27/4，2016年，4400106中，其也提供了大型能量接受器。US15542383公开了相关的超导磁体的设计。但是，这两种解决方案都难以构建且成本高。
EP3178522公开了一种用于使用扫描束技术辐照目标的粒子治疗系统。该系统包括具有计划算法的辐照计划设备，该计划算法被配置为将粒子束能量E(i)与辐照计划的每个点相关联，并根据能量按点的顺序组织这些点。该系统包括控制系统，该控制系统被配置为从点到点并行地控制束发生器的输出能量的变化，束传输系统的一个或多个电磁体的磁场的变化，以及扫描磁体的磁场的变化。
US2010012859A1公开了一种利用带电粒子束对目标体积进行处理或辐照的方法，该目标体积根据X，Y和Z方向与三个坐标相关联，Z坐标对应于束方向，而X坐标和Y坐标对应垂直于Z方向的方向。带电粒子束在目标体积中产生辐照点。该方法包括以下步骤：在X和Y方向上连续扫描点，并通过无缝地改变所述束的能量而在Z方向上对该光斑施加连续运动，在Z方向上进行连续运动的步骤，以及同时执行在X和Y方向上连续扫描的步骤，从而对目标体积执行连续3D扫描。
发明内容
因此，本发明的目的是解决现有技术中用于发射如质子和其他离子束之类的粒子束的装置的问题。
特别地，本发明的目的是允许束能量的快速改变，从而缩短治疗时间并提高运动目标的辐照效率。
通过以下描述，将使本发明的这些和其他目的变得更加清楚，这些描述形成本说明书的组成部分。
根据第一方面，本发明涉及一种用于粒子(特别是质子)加速器的束传输线，该束传输线适于将质子束从加速器引导到剂量输送系统，并且包括多个电磁元件。这些电磁元件中的至少一个连接到2象限或4象限电源单元，该电源单元布置成产生可以在不到50毫秒的时间内由控制系统改变的电流，以便在改变束能量时为了使束点沿束方向运动，束保持聚焦在目标上，其中沿着束传输线和剂量输送系统的损耗不大于10％，并且束点的横向半高全宽的变化不大于10％。
具有这些特征的束传输线允许束点非常快速地运动，并允许实现其中束能量非常快速地变化的放射治疗系统。这允许缩短治疗时间并提高运动目标的辐照效率。
根据第二方面，本发明针对一种用于离子加速器的束传输线，其具有在2和10之间的电荷Z和在4和20之间的质量数A，束传输线布置成将来自加速器的离子束引导到剂量输送系统。束传输线包括多个电磁元件，例如四极或偏转磁体以引导离子束。这些电磁元件中的至少一个连接到2象限或4象限电源单元，该电源单元布置成产生可以在不到50毫秒的时间内由控制系统改变的电流，以便在改变束能量时为了使束点沿束方向运动，束保持聚焦在目标上，其中沿着束传输线和剂量输送系统的损耗不大于10％，并且在束点的横向半高全宽的变化不大于10％。
因此，具有2象限或4象限电源单元和上述特征的束传输线在质子束的情况下和在离子束的情况下都可以缩短患者的治疗时间。
有利地，控制系统控制在束传输线的电磁元件中循环的电流，该控制系统还控制产生粒子束的加速器，以及特别是控制由加速器发射的粒子束的能量。然后，控制系统配置为根据加速器的能量变化来控制电源单元的电流，从而允许跟踪例如跳动的心脏的运动目标。
此外，根据另一方面，本发明涉及一种放射治疗系统，其包括粒子加速器，粒子特别是原子序数在4至20之间的质子或离子以及在2至10之间的电荷的质子或离子，以及包括束传输线，其具有上面列出以及下文会更详细地描述的功能，束传输线适于引导从加速器出来的粒子束。
在一个实施例中，放射治疗系统还包括剂量分配系统，并且束传输线适于将从加速器出来的粒子(质子或离子)束引导到剂量分配系统。
特别地，在一个实施例中，放射治疗系统包括适于发射粒子束的粒子(特别是质子，但更通常地是强子)加速器，以及包括多个电磁元件以将来自加速器的粒子束引导到剂量分配系统的束传输线。控制系统能够操作地连接到加速器以改变粒子束的能量并控制束传输线。电磁元件中的至少一个连接到二象限或四象限电源单元，该电源单元布置成产生可以在不到50毫秒的时间内由控制系统改变的电流，以便在改变束能量时为了使束点沿束方向移动，束保持聚焦在目标上，其中沿着束传输线和剂量输送系统的损耗不大于10％，并且在束点的横向半高全宽的变化不大于10％。
具体地，本发明提供一种用于质子加速器的束传输线，其布置成将质子束从加速器引导到剂量输送系统，其中加速器、质子束传输线和剂量输送系统布置成能够由控制系统控制，并且其中束传输线包括多个电磁元件，这些电磁元件中的至少一个连接到一个二象限或四象限电源单元，该电源单元布置为产生电流，该电流能够在不到50毫秒的时间内由控制系统改变，以便在改变束能量时使束点沿束方向移动，束保持聚焦在目标上，沿着束传输线和剂量输送系统的损耗不大于10％，并且束点的横向半高全宽的变化不大于10％。
在根据本发明的用于质子加速器的束传输线的一个实施例中，加速器是离子直线加速器。
在根据本发明的用于质子加速器的束传输线的一个实施例中，加速器是离子同步加速器，其是超导的或在室温下的。
在根据本发明的用于质子加速器的束传输线的一个实施例中，加速器是回旋加速器或同步回旋加速器。
本发明还提供了一种放射治疗系统，其包括根据本发明的用于质子加速器的束传输线。
本发明还提供了一种用于离子加速器的束传输线，其具有在2和10之间的电荷Z和在4和20之间的质量数A，束传输线布置成将来自加速器的离子束引导到剂量输送统，其中加速器、束传输线和剂量输送系统布置为能够通过控制系统控制，并且其中束传输线包括多个电磁元件，这些电磁元件中的至少一个连接到一个二象限或四象限电源单元，该电源单元布置成产生电流，该电流能够在不到50毫秒的时间内由控制系统改变，以便在改变束能量时使束点沿束方向移动，其中束保持聚焦在目标上，沿着束传输线和剂量输送系统的损耗不大于10％，并且束点的横向半高全宽的变化不大于10％。
根据本发明的用于离子加速器的束传输线的一个实施例中，加速器是离子直线加速器。
根据本发明的用于离子加速器的束传输线的一个实施例中，加速器是离子同步加速器，其是超导的或在室温下的。
根据本发明的用于离子加速器的束传输线的一个实施例中，加速器是回旋加速器或同步回旋加速器。
本发明还提供了一种放射治疗系统，其包括根据本发明的用于离子加速器的束传输线。
此外，本发明还提供了一种放射治疗系统，其包括：
适于发射粒子束的粒子加速器，所述粒子束是质子束或离子束，其具有在2和10之间的电荷Z和在4和20之间的质量数A；
束传输线，其包括多个电磁元件，用于引导来自加速器的粒子束；
控制系统，其能够操作地连接到加速器以改变粒子束的能量；
电磁元件中的至少一个连接到一个二象限或四象限电源单元，该电源单元布置成产生电流，该电流能够在不到50毫秒的时间内由控制系统改变，以便在改变束能量时使束点沿束方向移动，其中束保持聚焦在目标上，沿着束传输线和剂量输送系统的损耗不大于10％，并且束点的横向半高全宽的变化不大于10％。
在根据本发明的放射治疗系统的一个实施例中，还包括剂量分配系统，其中束传输线适于将粒子束从加速器引导至剂量分配系统。
在根据本发明的放射治疗系统的一个实施例中，控制系统适于每2-10毫秒改变加速器能量，并且适于以100-500Hz的频率控制束传输线和剂量分配系统。
在根据本发明的放射治疗系统的一个实施例中，加速器是适于离子的直线加速器。
附图说明
通过以下参考附图对一些优选实施例的详细描述，本发明的其他特征和优点将变得更加清楚。
如果希望利用从特定组合中具体得到的优点，则可以根据需要组合参考各个实施例描述的不同特征。
在这些图中：
-图1示出了根据本发明实施例的束传输线；
-图2示出了图1的束传输线的变型；
-图3示意性地示出了水中的目标以及控制质子束和其他轻离子束以在目标上沉积一定剂量的质子的已知方法。
具体实施方式
在下面的描述中，相同的附图标记或符号用于示出附图以指示具有相同功能的组件。另外，为了清楚说明起见，某些参考可能不会在所有附图中重复。
尽管本发明可以进行各种变型和替代构造，但是在附图中示出了一些优选实施例，并且在下文中将对其进行详细描述。然而，应当理解，无意将本发明限制为所公开的特定实施例，相反，本发明旨在涵盖落入如权利要求中所限定的本发明范围内的所有变型、替代构造和等同物。
除非另外指出，否则“例如”，“等”，“或”的使用表示非排他性替代方案，没有限制。除非另有说明，否则“包括”的使用是指“包括但不限于”。
在下文中，公开了束传输线(也称为“束线”和“磁通道”)，其包括作为弯曲磁体和四极的电和磁元件，其将质子和其他离子的加速器连接至剂量输送系统(DDS)以用于治疗肿瘤的治疗和缓和目的，以及可受益于放射治疗的其他病理因素，例如动静脉和其他局部性动脉畸形，心律不齐，去肾交感神经支配等。磁性元件典型地是电磁体。
束传输线可以是门架的一部分，或者可以是固定的束传输线。
某些束传输线磁性元件，例如偶极子或四极子，连接到快速变化的电源，特别是快速变化的二象限和/或四象限电源，因此当在小于50ms的时间内，特别是在0.1ms至50ms的范围内束能量减小或增大时，质子束被传输并且保持聚焦。电流变化可以在从其值的约±1％到约±10％的很小的区间(fractional interval)内，，但是此间隔也可能增加。能量的快速变化意味着束点可以在不到50毫秒的时间内来回移动数毫米，并且甚至来回移动数厘米。
当监测设备实时检测目标在患者体内的三维运动(由于呼吸，心脏跳动和其他身体运动)时，此功能特别重要，并且加速器-束线-DDS复合体的控制系统使用三维反馈系统以在不中断辐照的情况下跟随目标，从而执行所谓的“快速自适应点扫描治疗”(FASST)。在此公开的发明与辐照运动目标的更高级技术有关，该技术被称为“肿瘤跟踪”。在患者突然运动的情况下，它也可以用于校正束点位置。
因此，下面将描述束线，束线将粒子从质子束或其他离子束治疗加速器引导到DDS，其中至少一个磁性元件连接到二象限或四象限电源，二象限或四象限电源在元件中产生电流，即磁场，该电流可以由控制系统在不到50毫秒的时间内改变。为了实现如此短的时间，可将动力线圈的电感与需求相匹配。
这些束传输线在加速器中具有优选的应用，该加速器可以快速改变束点的能量，即迅速改变目标内部布拉格峰的位置，并且当目标位置测量设备在辐照期间检测到有必要对束的范围(即能量)进行纵向调节时特别有利。本身已知且因此未描述的纵向反馈系统优选地与横向二维反馈系统结合，并将其转换成完全的“三维反馈系统”。
参考图1，示出了束传输线100，其可以将能够发射能量高达230MeV的束的质子加速器、特别是直线加速器(图中未示出)连接至剂量分配系统10。
束传输线100包括水平束传输线1和旋转束传输线3。水平束传输线1和旋转束传输线3在由附图标记2指示的“耦合点”C.P.处连接。
在耦合点处，水平束传输线1的固定真空室通过气密连接而连接到旋转束传输线3的旋转真空室。
在图1的示例中，水平束传输线1包括四个由附图标记4标示的四极子QA，QB，QC和QD，而旋转束传输线3包括六个由附图标记6标示的四极子Q1-Q6，以及四个由附图标记7标示的弯曲磁体BM1-BM4。
在此示例中，束传输线100的四极子4和6以及弯曲磁体7连接到二象限开关模式电源单元(未显示)，该单元可以在短时间内使其电流变化约±10％，即约2毫秒。
在其他实施例中，对于某些磁体(特别是四极子)而言，使用四象限开关模式电源单元可能会是方便的。原因是弯曲磁体的磁场永不反转符号，因此对于它们而言，两象限开关模式电源单元就足够了。相反可能发生的是，当改变束能量时，某些四极子中的磁场方向必须反转；在这种情况下，需要四象限开关模式电源单元。对于图1的实施例的四极子不是这种情况。
因此，根据一个优选的实施例，图1的以E(max)＝230MeV传输质子的系统的主要组件是：
1.“水平束传输线”，其优选地但非必须地是4m长，并且将束从质子直线加速器的端部引导至耦合点C.P.；
2.在固定真空室和旋转真空室之间的“耦合点”C.P.；
3.长约8m的“旋转束传输线”(通常称为“门架”)及其磁性元件；
4.形成束线最后部分的“标准四极子”QA，QB，QC和QD；
5.“束流收集器(beam dump)”；
6.安装在旋转门架上的“标准四极子”Q1，Q2……Q5；
7.其中最大磁场B(max)＝1.6特斯拉的“30度弯曲磁体”BM1和BM2；
8.其中最大磁场B(max)＝1.6特斯拉的“75度弯曲磁体”BM3和BM4；
9.“大孔径四极子”Q6；
10.“剂量分配系统”DDS；
11.“扫描磁体SMx”，其使束沿x方向弯曲；
12.“扫描磁体SMy”，其使束沿y方向弯曲；
13.“束监测器”。
在图2中示出了更简单的实施例，其中附图标记14表示水平束传输线，而附图标记15表示水平DDS。在图2的示例中，水平束传输线包括六个四极子QA，QB，QC，QD，QE和QF，而DDS 15包括两个扫描磁体SMx和SMy(由附图标记11和12指示)，以及束监测器13。
图1的实施例提供了小的质子束发射量，因此磁体具有小的铁到铁间隙(iron-to-iron gaps)：对于标准四极子为40mm，以及对于弯曲磁体为30mm。磁体比其他现有的门架轻得多。而且，它们形成支撑结构的一体部分，因此门架(包括其所有元件)的总重量仅为约25吨。整个系统可以固定在屏蔽治疗室的墙上。
图1的加速器束传输线DDS以包括在100Hz至500Hz之间的频率运行，优选地以200Hz运行，即其能量可以每2-10毫秒、优选每5毫秒改变一次。通过控制系统(图1中未示出)来实现束能量的变化的控制，该控制系统作用在加速器上以改变束能量并因此调节束点的纵向位置。
弯曲磁体BM1，BM2，BM3和BM4中磁场的最大百分比变化已根据上述等式(等式1)计算得出，通过要求在每个能量处布拉格峰的深度都可以来回移动并向前移动其宽度Wd的两倍。使用上述近似方程式，这意味着最大范围变化
ΔR(max)＝±24mm(E/230)。
由于二象限或四象限开关模式电源单元，通过改变偏转磁体的线圈中循环的电流，可以在几毫秒内实现上述。
下面的表1示出了针对图1的系统的一些模拟。在表1的列C2中，根据上面引用的第一个等式，列出与列C1的范围相对应的能量。表1的第4列中列出所需的最大范围变化量ΔR(max)。最后一列给出在弯曲磁体中磁场的最大变化量，这些磁场给出第4列的范围调节量ΔR(max)。
表1
Figure GDA0003301432160000131
Figure GDA0003301432160000141
当质子能量从70MeV增加到230MeV时，弯曲磁体中磁场的百分比变化从约±5％减小到约±2％，而不会改变方向。
Bean动力学计算表明，在四极子中，磁场的方向也不会改变符号，因此对于图1的实施例，二象限电源就足够了。相同的陈述对于图2的实施例是有效的。但是，在其他实施例中，束的动力学是不同的，并且可能有必要使用四象限开关模式电源。
从以上描述可以看出，本发明的教导有效地解决了所提出的目的并获得了所指出的优点。
本领域技术人员可以在不脱离如所描述和所要求保护的本发明保护范围的情况下引入变型或变化。
作为示例，以上参考图1和图2描述的束线的尺寸是优选的，但不是强制性的。
在一个特别有利的实施例中，根据本发明的对肿瘤的快速纵向追踪可以与重新扫描或重刷相结合，例如与5次重复扫描相结合。这种结合提供了用于精确辐照运动目标的最佳方法。
此外清楚的是，每当束能量快速变化并且可以缩短治疗时间时，也可以使用所描述和所要求保护的束传输线。这是因为通过使用快速的二象限和/或四象限开关模式电源单元，束传输线中的磁性元件能够更快地自适应束中的能量变化。
为了跟随质子治疗束的能量，本发明通过使用快速变化的二象限和四象限电源来修改束线的聚焦和弯曲特性，可能以众所周知的开关模式工作。目前，这种快速电源的部分电流变化具有约±10％的软限制，并且这确定了上面引用的极限。但是，对于目标的三维跟踪，可能增加的这一变化带就更绰绰有余。
为受关注的磁性元件供电的电流的快速变化优选地是同步的，并且沿束线引起小的质子损耗，优选地损耗小于10％。而且，目标中束点的横向FWHM必须变化小于±10％。
总之，不需要具有大能量接受度的束传输线，因为当束线电磁体由快速二象限或快速四象限电源供电时，束传输线可以有效地传输能量变化的束。

Claims (15)

1.一种用于质子加速器的束传输线，其布置成将质子束从加速器引导到剂量输送系统，其中加速器、质子束传输线和剂量输送系统布置成能够由控制系统控制，并且其中束传输线包括多个电磁元件，其特征在于，这些电磁元件中的至少一个连接到一个二象限或四象限电源单元，该电源单元布置为产生电流，该电流能够在不到50毫秒的时间内由控制系统改变，以便在改变束能量时使束点沿束方向移动，束保持聚焦在目标上，沿着束传输线和剂量输送系统的损耗不大于10％，并且束点的横向半高全宽的变化不大于10％。
2.根据权利要求1所述的用于质子加速器的束传输线，其特征在于，加速器是离子直线加速器。
3.根据权利要求1所述的用于质子加速器的束传输线，其特征在于，加速器是离子同步加速器，其是超导的或在室温下的。
4.根据权利要求1所述的用于质子加速器的束传输线，其特征在于，加速器是回旋加速器或同步回旋加速器。
5.一种放射治疗系统，其特征在于，其包括根据权利要求1所述的用于质子加速器的束传输线。
6.一种用于离子加速器的束传输线，其具有在2和10之间的电荷Z和在4和20之间的质量数A，束传输线布置成将来自加速器的离子束引导到剂量输送统，其中加速器、束传输线和剂量输送系统布置为能够通过控制系统控制，并且其中束传输线包括多个电磁元件，其特征在于，这些电磁元件中的至少一个连接到一个二象限或四象限电源单元，该电源单元布置成产生电流，该电流能够在不到50毫秒的时间内由控制系统改变，以便在改变束能量时使束点沿束方向移动，其中束保持聚焦在目标上，沿着束传输线和剂量输送系统的损耗不大于10％，并且束点的横向半高全宽的变化不大于10％。
7.根据权利要求6所述的用于离子加速器的束传输线，其特征在于，加速器是离子直线加速器。
8.根据权利要求6所述的用于离子加速器的束传输线，其特征在于，加速器是离子同步加速器，其是超导的或在室温下的。
9.根据权利要求6所述的用于离子加速器的束传输线，其特征在于，加速器是回旋加速器或同步回旋加速器。
10.一种放射治疗系统，其特征在于，其包括根据权利要求6所述的用于离子加速器的束传输线。
11.一种放射治疗系统，其包括：
适于发射粒子束的粒子加速器，所述粒子束是质子束或离子束，其具有在2和10之间的电荷Z和在4和20之间的质量数A；
束传输线，其包括多个电磁元件，用于引导来自加速器的粒子束；
控制系统，其能够操作地连接到加速器以改变粒子束的能量；
其特征在于，
电磁元件中的至少一个连接到一个二象限或四象限电源单元，该电源单元布置成产生电流，该电流能够在不到50毫秒的时间内由控制系统改变，以便在改变束能量时使束点沿束方向移动，其中束保持聚焦在目标上，沿着束传输线和剂量输送系统的损耗不大于10％，并且束点的横向半高全宽的变化不大于10％。
12.根据权利要求11所述的放射治疗系统，其特征在于，还包括剂量分配系统，其中束传输线适于将粒子束从加速器引导至剂量分配系统。
13.根据权利要求11或12所述的放射治疗系统，其特征在于，控制系统适于每2-10毫秒改变加速器能量，并且适于以100-500Hz的频率控制束传输线和剂量分配系统。
14.根据权利要求11或12所述的放射治疗系统，其特征在于，加速器是适于离子的直线加速器。
15.根据权利要求14所述的放射治疗系统，其特征在于，控制系统适于每2-10毫秒改变加速器能量，并且适于以100-500Hz的频率控制束传输线和剂量分配系统。
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