CN113811355A - 穿过柱体输送辐射并为其产生治疗计划 - Google Patents

Abstract

使用粒子束治疗标靶的示例方法包括沿着至少部分穿过标靶的路径引导粒子束，并且在粒子束沿着路径被引导时控制粒子束的能量，使得粒子束至少处理沿着路径定位的标靶的内部部分。当粒子束沿着路径被引导时，粒子束向标靶输送超过每秒一(1)格雷的辐射剂量，持续时间少于五(5)秒。可以生成治疗计划来执行该方法。

Description

穿过柱体输送辐射并为其产生治疗计划

相关应用的交叉引用

本申请要求2019年3月8日提交的标题为“Delivery Of Radiation By Column”的美国临时专利申请第62/815,721号的优先权和权益。本申请要求2019年5月28日提交的标题为“Energy Degrader Including Boron Carbide”的美国临时专利申请第62/853,387号的优先权和权益。本申请要求于2019年8月21日提交的标题为“Generating A TreatmentPlan”的美国临时专利申请第62/889,825号的优先权和权益。本申请要求2019年8月21日提交的标题为“Collimator For AParticle Therapy System”的美国临时专利申请第62/889,861号的优先权和权益。美国临时专利申请62/815,721、62/853,387、62/889,825和62/889,861的内容通过引用合并于本文。

技术领域

本公开总体上涉及一种按柱体输送辐射剂量的粒子治疗系统，并涉及为其产生治疗计划。

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，例如肿瘤。在操作中，粒子在磁场的存在下在空腔内的轨道中加速，并通过提取通道从空腔中移除。磁场再生器在空腔外部附近产生磁场冲击，以扭曲某些轨道的间距和角度，从而使它们朝着提取通道移动，并最终进入提取通道。由粒子组成的粒子束离开提取通道。

扫描系统是在提取通道的粒子束下游(down-beam)。在这个例子中，在粒子束下游表示相对于提取通道更靠近辐射标靶。扫描系统相对于辐射标靶移动粒子束，以将辐射标靶的各个部分暴露于粒子束。例如，为了治疗肿瘤，可以在肿瘤的不同部分上扫描粒子束，以将不同部分暴露于辐射。

粒子治疗系统通常根据治疗计划运行。其中，治疗计划可以指定粒子治疗系统向患者输送的辐射剂量

发明内容

一种使用粒子束治疗标靶的示例方法包括沿着至少部分穿过标靶的路径引导粒子束，并且在粒子束沿着路径被引导时，控制粒子束的能量，使得粒子束至少治疗沿着路径定位的标靶的内部部分。当粒子束沿着路径被引导时，粒子束向标靶输送超过每秒一(1)格雷的辐射剂量，持续时间少于五(5)秒。该示例方法可以包括一个或多个以下特征，或者单独或者组合。

可以对标靶的多个微体积中的每一个执行引导和控制。控制粒子束的能量可以包括将一个或多个能量吸收板移入或移出粒子束的在标靶和粒子束源之间的路径。当粒子束沿着路径被引导时，可以将一个或多个能量吸收板移入或移出粒子束的路径。将一个或多个能量吸收板移入或移出粒子束的路径可以包括将多个能量吸收板顺序地移入粒子束的路径。将一个或多个能量吸收板移入或移出粒子束路径可以包括将多个能量吸收板顺序移出粒子束路径。一个或多个能量吸收板中的一能量吸收板可以包括线性马达，该线性马达是可控的，以将能量吸收板移入或移出粒子束的路径。一个或多个能量吸收板中的每一个可以在一百(100)毫秒或更短的持续时间内移入或移出粒子束的路径。一个或多个能量吸收板中的每一个可以在五十(50)毫秒或更短的持续时间内移入或移出粒子束的路径。一个或多个能量吸收板中的每一个可以在十(10)毫秒或更短的持续时间内移入或移出粒子束的路径。将一个或多个能量吸收板移入或移出粒子束的路径可以包括：控制一个或多个能量吸收板中的第一板，以在粒子束通过一个或多个能量吸收板到达标靶期间移动。第一板可以被配置和控制以移动穿过至少部分束场。束场可以对应于限定粒子束相对于标靶可以移动的最大范围的平面。粒子束可以由粒子加速器产生，该粒子加速器被配置为基于经过在粒子加速器内包含的超导绕组的电流输出粒子束。控制粒子束的能量可以包括将电流设置为多个值之一。多个值中的每一个可以对应于粒子束从粒子加速器输出的不同能量。当粒子束沿着路径被引导时，粒子束可以向标靶输送超过每秒二十(20)格雷的辐射剂量，持续时间少于五秒。当粒子束沿着路径被引导时，粒子束可以在小于5秒的持续时间内向标靶输送每秒二十(20)格雷至每秒一百(100)格雷的辐射剂量。当粒子束沿着路径被引导时，粒子束可以向标靶输送每秒四(40)格雷至每秒一百二十(120)格雷的辐射剂量。每秒40到120格雷的剂量可以持续不到5秒钟。当粒子束沿着路径被引导时，粒子束可以在小于500ms的持续时间内、10ms到5s之间的持续时间内、或者在小于5s的持续时间内将超过以下一个或多个剂量的辐射剂量输送到标靶：每秒100格雷、每秒200格雷、每秒300格雷、每秒400格雷或每秒500格雷。粒子束可以是具有至少两(2)毫米西格玛尺寸的高斯笔形束。粒子束可以是高斯笔形束，其大小为两(2)毫米西格玛到二十(20)毫米西格玛。

该路径可以是第一路径，并且该方法可以包括沿着与第一路径不同的第二路径引导粒子束至少部分地穿过标靶。该方法可以包括在粒子束沿着第二路径被引导时，控制粒子束的能量，使得粒子束治疗标靶的沿着第二路径定位的部分。例如，第一和第二路径可以是柱状的，一直或部分地贯穿标靶。当粒子束沿着第二路径被引导时，粒子束可以在小于五百(500)毫秒的持续时间内向标靶输送超过每秒一(1)格雷的辐射剂量。在一些示例中，在治疗标靶期间，粒子束可以不再沿着第一路径被引导。

该方法可包括使用准直器阻挡至少部分粒子束，该准直器可配置成阻挡粒子束的第一部分，同时允许粒子束的第二部分到达标靶。准直器可以包括由阻挡粒子束通过的材料构成的结构。该结构可以限定移动到粒子束路径中的边缘，使得该边缘的第一侧上的粒子束的第一部分被该结构阻挡，并且使得该边缘的第二侧上的粒子束的第二部分不被该结构阻挡。准直器可以包括线性马达，其被控制为配置所述结构来限定所述边缘。每个线性马达可以包括可动部件和固定部件。固定部件可以包括磁场发生器，以产生第一磁场。可动部件可以包括一个或多个线圈，用于传导电流，以产生第二磁场，该第二磁场与第一磁场相互作用，以使可动部件相对于固定部件移动。每个线性马达的可动部件可以连接到所述结构中的相应的一个，或者可以是该结构的一部分，使得相应的结构随着可动部件的移动而移动。

使用粒子束治疗标靶的示例方法包括：沿着至少部分穿过标靶的第一路径引导粒子束；当粒子束沿着第一路径被引导时，控制粒子束的能量，使得粒子束治疗沿着第一路径的标靶的三维柱状部分；以及重复引导粒子束并控制至少部分穿过标靶的多个不同路径的能量，而不将粒子束沿着穿过标靶的相同路径引导多于一次。当粒子束沿着通过标靶的每个路径被引导时，粒子束可以向标靶输送超过每秒一(1)格雷的辐射剂量，持续时间小于五(5)秒。该示例方法可以包括一个或多个以下特征，或者单独或者组合。

可以对标靶的多个微体积中的每一个执行引导和控制。控制粒子束的能量可以包括将一个或多个能量吸收板移入或移出粒子束的在标靶和粒子束源之间的路径。粒子束可以由粒子加速器产生，该粒子加速器被配置为基于经过在粒子加速器内包含的超导绕组的电流输出粒子束。控制粒子束的能量可以包括将电流设置为多个值之一。多个值中的每一个可以对应于粒子加速器输出粒子束的不同能量。

一种示例性粒子治疗系统包括：粒子加速器，产生粒子束；扫描磁体，用于沿着至少部分穿过标靶的路径引导粒子束；和控制系统，用于控制扫描磁体沿着多条路径引导粒子束至少部分穿过标靶，并控制粒子束的能量，使得粒子束沿着多条路径中的每一条路径治疗标靶的三维柱状部分。当粒子束沿着多个路径中的每一个被引导时，粒子束向标靶输送超过每秒一(1)格雷的辐射剂量，持续时间少于五(5)秒。该示例系统可以单独地或组合地包括一个或多个以下特征。

控制系统可以被配置为控制扫描磁体，使得粒子束沿着通过标靶的每个路径仅被引导一次。该系统可以包括能量吸收结构，每个能量吸收结构可以被配置成当粒子束穿过能量吸收结构到达标靶时降低粒子束的能量。控制系统可以被配置成通过将一个或多个能量吸收结构移入或移出粒子束的在标靶和粒子束源之间的路径来控制粒子束的能量。能量吸收结构可以包括能量吸收板。控制系统可以被配置成通过控制扫描磁体沿着多条路径引导粒子束至少部分地穿过标靶来治疗标靶的微体积，并且控制粒子束的能量，使得粒子束沿着多条路径中的每一条路径治疗标靶的三维柱状部分。

对于粒子束沿着其被引导的多条路径中的一条路径，控制系统可以被配置成在粒子束处于该路径时，将一个或多个能量吸收结构移入或移出粒子束的路径。对于多条路径中的一条路径，控制系统可以被配置成将多个能量吸收结构顺序地移入粒子束的路径。对于多条路径中的一条路径，控制系统可以被配置为将多个能量吸收结构顺序移出粒子束的路径。能量吸收结构中的能量吸收板可包括线性马达，该线性马达是可控的，以将能量吸收板移入或移出粒子束的路径。对于多条路径中的一条路径，控制系统可以被配置为在一百(100)毫秒或更短的持续时间内将一个或多个能量吸收结构中的每一个移入或移出粒子束的路径。对于多条路径中的一条路径，控制系统可以被配置为在五十(50)毫秒或更短的持续时间内将一个或多个能量吸收结构中的每一个移入或移出粒子束的路径。对于多个路径中的一个路径，控制系统可以被配置为通过执行操作来移动一个或多个能量吸收结构，该操作包括控制一个或多个能量吸收结构中的第一板，以在粒子束通过一个或多个能量吸收结构到达标靶期间移动。

粒子加速器可以包括超导绕组。粒子加速器可以被配置成基于经过超导绕组的电流产生粒子束。控制系统可以被配置为通过将电流设置为多个值之一来控制粒子束的能量。多个值中的每一个可以对应于粒子加速器输出粒子束的不同能量。控制系统可以被配置为控制粒子束，以在每条路径上向标靶输送超过每秒二十(20)格雷的辐射剂量，持续时间小于五(5)秒。控制系统可以被配置成控制粒子束，以在每条路径上向标靶输送每秒二十(20)格雷至每秒一百(100)格雷的辐射剂量，持续时间小于五(5)秒。该控制系统可以被配置成控制粒子束，以在指定的持续时间内在每个路径上将每秒四十(40)格雷至每秒一百二十(120)格雷的辐射剂量输送到标靶。

粒子束可以是具有至少两(2)毫米大小的高斯笔形束。粒子束可以是大小为两(2)毫米西格玛到二十(20)毫米西格玛的高斯笔形束。

粒子治疗系统可包括准直器，该准直器可配置成阻挡粒子束的第一部分，同时允许粒子束的第二部分到达标靶。准直器可以包括由阻挡粒子束通过的材料组成的结构。该结构可以包括边缘，该边缘移入粒子束的路径，使得边缘的第一侧上的粒子束的第一部分被该结构阻挡，并且使得边缘的第二侧上的粒子束的第二部分不被该结构阻挡。准直器可以包括线性马达，该线性马达可控制以配置所述结构来限定所述边缘。每个线性马达可以包括可动部件和固定部件。固定部件可以包括磁场发生器，以产生第一磁场。可动部件可以包括一个或多个线圈，用于传导电流，以产生第二磁场，该第二磁场与第一磁场相互作用，以使可动部件相对于固定部件移动。每个线性马达的可动部件可以连接到所述结构中的相应的一个，或者可以是该结构的一部分，使得相应的结构随着可动部件的移动而移动。

控制系统可以被配置成控制沿着多个路径中的每一个的粒子束的强度。粒子束的强度沿着多条路径中的至少两条路径可以不同。

粒子治疗系统可以包括脊形滤波器，以分散粒子束的布拉格峰。粒子治疗系统可以包括范围调制器轮，以扩展粒子束的布拉格峰值。范围调制器轮可以被配置为在至少两个维度上移动，以跟踪粒子束的移动。控制系统可以被配置成当粒子束影响范围调制器轮时控制粒子束的强度。

在一个示例中，一个或多个非暂时性机器可读存储介质存储指令，这些指令可执行以实现用于粒子治疗系统的示例治疗计划系统。治疗计划系统包括表征粒子治疗系统和将由粒子治疗系统治疗的患者的预测模型。该预测模型至少部分地通过表征粒子治疗系统可以输送辐射的时机来表征粒子治疗系统。治疗计划系统还包括相对生物有效性(RBE)模型和剂量计算引擎，其基于辐射的输送时机来表征对组织的相对生物有效性，所述剂量计算引擎用于确定向患者的体素输送辐射的剂量方案。剂量计算引擎被配置成基于预测模型和RBE模型来确定剂量方案。治疗计划系统可以包括一个或多个以下特征，或者单独或者组合。

剂量方案可以指定将辐射输送到体素的剂量和剂量率。治疗计划可以包括排序器，以生成用于对剂量输送进行排序的指令，从而优化由剂量计算引擎确定的有效剂量。

预测模型可以基于由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构来表征粒子治疗系统。预测模型可以基于由粒子加速器产生的粒子束的每脉冲最大剂量来表征粒子治疗系统。预测模型可以基于扫描磁体用于移动由粒子加速器产生的粒子束的扫描时间来表征所述粒子治疗系统。预测模型可以基于改变由粒子加速器产生的粒子束的能量所花费的时间来表征粒子治疗系统。预测模型可以基于移动一个或多个能量吸收结构以改变由粒子加速器产生的粒子束的能量所花费的时间来表征粒子治疗系统。预测模型可以基于用于调节辐射剂量的策略来表征粒子治疗系统。预测模型可以基于移动准直器以准直由粒子加速器产生的粒子束所花费的时间来表征粒子治疗系统。预测模型可以基于配置准直器以准直由粒子加速器产生的粒子束所花费的时间来表征粒子治疗系统。预测模型可以基于控制范围调制器以改变由粒子加速器产生的粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间来表征粒子治疗系统。

剂量计算引擎可以被配置成基于RBE模型来确定将剂量方案中指定的剂量输送到患者体素的时间。剂量计算引擎可以被配置成确定体素中的体素是否包含标靶组织、非标靶组织、或者标靶组织和非标靶组织两者，并且至少部分地基于体素是否包含标靶组织、非标靶组织、或者标靶组织和非标靶组织两者来确定对体素的辐射剂量率。标靶组织可以包括患病组织，非标靶组织可以包括健康组织。在体素仅包含非标靶组织的情况下，确定对体素的辐射剂量率可以包括确定不向体素输送剂量。在体素包含标靶组织或标靶组织和非标靶组织的情况下，确定对体素的辐射剂量率可以包括向体素输送超高剂量率辐射。

超高剂量率辐射可包括持续时间少于五(5)秒的超过每秒一(1)格雷的辐射剂量。超高剂量率辐射可以包括持续时间小于500毫秒的超过一(1)格雷每秒的辐射剂量。超高剂量率辐射可包括持续时间小于500毫秒的每秒40格雷至每秒120格雷的辐射剂量。

剂量方案可以指定将辐射输送到体素的剂量和剂量率。剂量可以包括基于来自RBE模型的加权因子确定的等效剂量。加权因子可以使剂量增加一段时间。

排序器被配置成基于以下一个或多个、基于以下两个或多个、基于以下三个或多个、基于以下四个或多个、基于以下五个或多个、或基于以下所有来对剂量的输送进行排序：由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构、粒子束的每个脉冲的最大剂量、扫描磁体移动粒子束的扫描时间、改变粒子束的能量所花费的时间，移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束能量所花费的时间、调节剂量的策略、移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间、或者控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。

对于体素中的体素，排序器可以被配置为对至少部分穿过所述体素的成柱体的一组剂量的输送进行排序。体素可以是要使用辐射柱体治疗的辐射标靶的微体积，可以是这样的微体积的一部分，或者可以包括多个这样的微体积。该组中的每个剂量可以以超高剂量率输送。对于柱体中的一柱体，当粒子束静止时，由粒子加速器产生的粒子束的能量将被改变。输送顺序可以是这样的，在治疗柱体之后，粒子束不再被引导来治疗柱体。

在一个示例中，一个或多个非暂时性机器可读存储介质存储指令，这些指令可执行以实现用于粒子治疗系统的示例治疗计划系统。治疗计划系统包括表征粒子治疗系统和将由粒子治疗系统治疗的患者的预测模型，以及确定用于向患者的体素输送辐射的剂量方案的剂量计算引擎。剂量计算引擎可以被配置成基于预测模型来确定剂量方案。治疗计划系统可以单独或组合地包括一个或多个前述特征。治疗计划系统可以包括一个或多个以下特征，或者单独或者组合。

剂量方案可以指定将辐射输送到体素的剂量和剂量率。治疗计划系统可以包括排序器，用于生成指令，所述指令用于以由剂量计算引擎确定的剂量率对剂量的输送进行排序。

一种示例方法包括在计算机存储器中存储表征粒子治疗系统和将由粒子治疗系统治疗的患者的第一信息。该方法包括在计算机存储器中存储表征辐射对组织的相对生物有效性的第二信息。该方法还包括由一个或多个处理设备确定用于向患者的体素输送辐射的剂量方案。剂量方案可以基于第一信息和第二信息来确定。该方法可以包括一个或多个以下特征，或者单独或者组合。

剂量方案可以指定将辐射输送到体素的剂量和剂量率。该方法可以包括生成指令，用于以剂量方案中指定的剂量率对剂量的输送进行排序。

第一信息可以基于由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构来表征粒子治疗系统。第一信息可以基于由粒子加速器产生的粒子束的每个脉冲最大剂量来表征粒子治疗系统。第一信息可以基于扫描磁体用于移动由粒子加速器产生的粒子束的扫描时间来表征所述粒子治疗系统。第一信息可以基于改变由粒子加速器产生的粒子束的能量所花费的时间来表征粒子治疗系统。第一信息可以基于移动一个或多个能量吸收结构以改变由粒子加速器产生的粒子束的能量所花费的时间来表征粒子治疗系统。第一信息可以基于调节剂量的策略来表征粒子治疗系统。第一信息可以基于移动准直器以准直由粒子加速器产生的粒子束所花费的时间来表征粒子治疗系统。第一信息可以基于配置用于准直由粒子加速器产生的粒子束的准直器所花费的时间来表征粒子治疗系统。第一信息可以基于控制范围调制器以改变由粒子加速器产生的粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间来表征粒子治疗系统。

确定剂量方案可以包括基于第二信息确定将剂量方案中指定的剂量输送到患者体素的时间。确定剂量方案可以包括确定体素中的体素是否包含标靶组织、非标靶组织或者标靶组织和非标靶组织两者，并且至少部分基于体素是否包含标靶组织、非标靶组织或者标靶组织和非标靶组织两者来确定对体素的辐射剂量率。标靶组织可以包括患病组织，而非标靶组织可以包括健康组织。在体素仅包含非标靶组织的情况下，确定对体素的辐射剂量率可以包括确定不向体素输送剂量。在体素包含标靶组织或标靶组织和非标靶组织两者的情况下，确定对体素的辐射剂量率可以包括确定向体素输送超高剂量率辐射。

超高剂量率辐射可包括持续时间少于五(5)秒的超过每秒一(1)格雷的辐射剂量。超高剂量率辐射可以包括持续时间小于500毫秒的超过一(1)格雷每秒的辐射剂量。超高剂量率辐射可包括持续时间小于500毫秒的每秒40格雷至每秒120格雷的辐射剂量。

剂量方案可以指定将辐射输送到体素的剂量和剂量率。剂量可以包括基于来自第二信息的加权因子确定的等效剂量。加权因子可以使剂量增加一段时间。

剂量的顺序输送基于以下一个或多个、以下两个或多个、以下三个或多个、以下四个或多个、以下五个或多个或以下所有：由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构、粒子束的每个脉冲的最大剂量、扫描磁体移动粒子束的扫描时间、改变粒子束的能量所花费的时间，移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束能量所花费的时间、调节剂量的策略、移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间、或者控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。

对于体素中的体素，剂量的顺序输送可以包括至少部分穿过体素的柱体中一组剂量的顺序输送。该组中的每个剂量可以以超高剂量率输送。对于柱体中的一柱体，当粒子束静止时，由粒子加速器产生的粒子束的能量将被改变。输送顺序可以是这样的，在治疗柱体之后，粒子束不再被引导来治疗柱体。

一种示例方法包括在计算机存储器中存储表征粒子治疗系统和将由粒子治疗系统治疗的患者的第一信息；以及由一个或多个处理设备确定用于向患者的体素输送辐射的剂量方案。剂量方案可以基于第一信息来确定。该方法可以包括一个或多个以下特征，或者单独或者组合。

剂量方案可以指定将辐射输送到体素的剂量和剂量率。该方法可以包括生成指令，用于以剂量方案中指定的剂量率对剂量的输送进行排序。

一个示例系统包括粒子加速器，用于产生辐射以输送给患者；扫描系统，用于控制对患者的辐射输送；治疗计划系统，用于生成治疗计划，该治疗计划指定如何向患者的体素输送辐射；以及控制系统，用于控制粒子加速器和扫描系统，以根据治疗计划向患者的体素输送辐射。

治疗计划系统可以被编程为通过执行以下操作来生成治疗计划：在计算机存储器中存储表征粒子治疗系统和将由粒子治疗系统治疗的患者的第一信息；在计算机存储器中存储表征辐射对组织的相对生物有效性的第二信息；以及由一个或多个处理设备确定用于向患者的体素输送辐射的剂量方案，其中剂量方案是基于第一信息和第二信息确定的。

治疗计划系统可以被编程为通过执行以下操作来生成治疗计划：在计算机存储器中存储表征粒子治疗系统和将由粒子治疗系统治疗的患者的第一信息；以及由一个或多个处理设备确定用于向患者的体素输送辐射的剂量方案，其中该剂量方案是基于第一信息确定的。

治疗计划系统可以包括表征粒子治疗系统和将由粒子治疗系统治疗的患者的预测模型。该预测模型至少部分地通过表征粒子治疗系统可以输送辐射的时间来表征粒子治疗系统。治疗计划系统还包括相对生物有效性(RBE)模型和剂量计算引擎，所述相对生物有效性模型基于辐射的输送时间表征组织上辐射的相对生物有效性，所述剂量计算引擎用于确定将辐射输送至患者体素的剂量方案。剂量计算引擎被配置成基于预测模型和RBE模型来确定剂量方案。

治疗计划还可以包括排序器，以生成用于对剂量输送进行排序的指令，从而优化由剂量计算引擎确定的有效剂量。

治疗计划系统可以包括表征粒子治疗系统和将由粒子治疗系统治疗的患者的预测模型，以及确定用于向患者的体素输送辐射的剂量方案的剂量计算引擎。剂量计算引擎可以被配置成基于预测模型来确定剂量方案。

治疗计划还可以包括排序器，以生成用于对剂量输送进行排序的指令，从而优化由剂量计算引擎确定的有效剂量。

治疗计划系统可以包括第一计算系统，控制系统可以包括第二计算系统，并且第一计算系统可以不同于第二计算系统。治疗计划系统和控制系统可以在同一计算系统上实现。该示例系统可以包括本文描述的任何特征，包括但不限于以上概述部分中阐述的那些特征。

本公开中描述的两个或多个特征，包括本发明内容部分中描述的特征，可以被组合以形成这里没有具体描述的实施方式。

本文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时性机器可读存储介质上并且可在一个或多个处理设备(例如，微处理器(一个或多个)、专用集成电路、诸如现场可编程门阵列(一个或多个)的编程逻辑等)上执行的指令。本文描述的系统或其部分可以实现为装置、方法或电子系统，其可以包括一个或多个处理设备和计算机存储器，以存储可执行指令来实现对所述功能的控制。

在附图和下面的描述中阐述了一个或多个实施方式的细节。从说明书和附图以及权利要求中，其他特征、目的和优点将变得显而易见。

附图说明

图1是通过在整个层上顺序扫描粒子束来治疗的示例辐射标靶的透视图。

图2是通过在标靶上按柱体依次扫描粒子束来治疗的示例辐射标靶的透视图。

图3是可用于本文描述的粒子治疗系统的示例性粒子加速器的一部分的剖视图。

图4是可用于本文描述的粒子治疗系统的示例性扫描系统的部件的侧视图。

图5是可用于本文描述的粒子治疗系统的示例性扫描系统的部件的透视图。

图6是用于图4和5所示类型的扫描系统中的示例性磁体的正视图。

图7是用于图4和5所示类型的扫描系统中的示例性磁体的透视图。

图8是在图4和5所示类型的扫描系统中使用的示例性射程调节器(范围调制器)的透视图。

图9是用于将射程调节器的板移入和移出粒子束路径的过程的透视图。

图10是示例性线性马达和由其控制的射程调节器的示例性板的框图。

图11是示出通过在标靶上按柱体依次扫描粒子束来治疗辐射标靶的示例过程的流程图。

图12、13、14和15是示出通过将能量吸收板顺序移动到静止粒子束的路径中来治疗辐射标靶的柱体的透视框图。

图16、17、18和19是示出通过将能量吸收板顺序移出静止粒子束的路径来治疗辐射标靶的柱体的透视框图。

图20是可与本文描述的示例性可配置准直器一起使用的示例性可配置准直器叶片的透视图。

图21是相对于辐射标靶的治疗区域定位的可配置准直器叶片的俯视图。

图22是示例性可配置准直器的透视图。

图23是示例性可配置准直器的正视图。

图24是示例性可配置准直器的透视图，该可配置准直器具有以透视方式描绘的部件，以示出其内部。

图25是在粒子治疗治疗期间相对于患者定位的示例性可配置准直器的透视图。

图26和27分别是示例性粒子治疗系统的正视图和透视图。

图28是示例性粒子治疗系统的透视图。

图29是显示对于射程调节器中用于改变粒子束能量的不同材料，不同粒子束能量的束斑尺寸变化的曲线图。

图30是示出示例性治疗计划系统的部件的框图。

图31是患者体内体素的截面图。

图32是示出示例性扩展布拉格峰(SOBP)和作为示例性辐射标靶的一部分的柱体的图。

图33至42是示出用于通过微体积处理辐射标靶的柱体的示例过程的透视框图。

图43A和43B是示出蒙特卡罗(Monte Carlo)模拟的结果的曲线图，该模拟计算输送到治疗体积的辐射剂量以及该剂量计算中每个体素达到最终剂量所花费的时间。

不同附图中相同的参考符号表示相同的元件。

具体实施方式

本文描述的是用于粒子治疗系统的治疗计划系统的示例性实施方式。示例治疗计划规定了使用辐射来治疗患者的剂量方案。剂量方案可以包括要输送的剂量、被称为“剂量率”的输送剂量的剂量率，或者要被输送的剂量和剂量率。剂量方案中的剂量可以简单地包括治疗期间沉积的辐射量。剂量方案中的剂量可以包括生物等效剂量，也称为“等效剂量”。生物等效剂量可以包括治疗患者患病组织所需的辐射输出量，其计入了患者组织对沉积的辐射的生物效应。在一些实施方式中，治疗计划系统可用于生成指令，以将辐射剂量率应用于患者体内的三维治疗体积，称为体素。治疗计划系统的全部或部分可以通过在一个或多个处理设备上执行一个或多个计算机程序来实现，该一个或多个计算机程序存储在一个或多个非暂时性机器可读存储介质上并可从中获取。

本文描述的示例性治疗计划系统及其变型可用于生成指令，以将超高剂量率的辐射(所谓的“FLASH”剂量率辐射)应用于辐射标靶。在这方面，辐射治疗的实验结果表明，当以超高(FLASH)剂量率输送治疗剂量时，受到辐射的健康组织的状况得到改善。在一个例子中，当以小于500毫秒(ms)的脉冲以10到20格雷(Gy)的剂量输送辐射达到20到100格雷每秒(Gy/S)的有效剂量率时，健康组织比在更长的时间尺度上以相同剂量辐射时遭受更少的损伤，而肿瘤以类似的有效性被治疗。一种可解释这种“FLASH效应”的理论是基于这样一个事实，即对组织的辐射损伤与组织中的氧气供应成正比。不同于会在更长的时间内使氧气激化多次的剂量应用，在健康组织中，超高剂量率只会使氧气激化一次。使用超高剂量率可以减少对健康组织的损伤。

在一个示例中，治疗计划系统包括：预测性的、依赖于加速器的定时模型(被称为“预测模型”)、依赖于时间的相对生物有效性(RBE)模型；结合了依赖于时间的RBE效应的剂量计算引擎，所述依赖于时间的RBE效应例如可能通过以超高剂量率(FLASH)输送辐射发生；以及对粒子束输送进行排序以生成优化的超高剂量率(或其他)剂量方案的排序器或优化器。在该示例中，治疗计划系统至少部分地使用软件来实现，并且被配置为例如被写入或编程，以针对所提出的粒子束输送来确定将任何剂量输送到辐射标靶中的任何给定体积的时间。

预测模型表征或模拟向患者输送辐射的粒子治疗系统的部件。例如，预测模型可以表征粒子治疗系统的部件，包括系统在提供超高剂量辐射所花费的时间内输送辐射束斑或辐射柱体序列的能力。预测模型还可以表征或模拟患者和治疗标靶，例如患者体内的肿瘤。预测模型可以使用一个或多个计算机编程对象；数据结构，如一个或多个查找表(LUT)、数组、列表或二叉树；或者任何合适的软件模型来实现。

RBE模型以时间依赖的方式表征了辐射对组织的相对生物有效性。换句话说，RBE模型基于向组织输送辐射的时间来表征组织上辐射的相对生物有效性。例如，当以超高(FLASH)剂量率施加辐射时，健康组织可能比用相同剂量在更长的时间尺度上辐射相同剂量时遭受更少的损伤，而肿瘤以类似的效果被治疗。换句话说，对于肿瘤或其他患病组织，治疗的关键因素是总辐射剂量，而不是剂量率，而对于健康组织，剂量率是在不需要损伤的情况下减少损伤的因素。RBE模型可以包括关于不同类型的健康和患病组织以及不同剂量率的辐射对这些不同类型的组织的影响的信息。RBE模型可以包括关于不同类型的健康和患病组织如何影响辐射的输送和吸收的信息。RBE模型还可包括不同类型的辐射在不同剂量率下对不同类型组织的影响。RBE模型可以使用一个或多个计算机编程对象；数据结构，如一个或多个查找表(LUT)、数组、列表或二叉树；或者任何合适的软件模型来实现。

剂量计算引擎确定患者的剂量方案。例如，剂量计算引擎可以确定要输送到患者体内体素的辐射剂量以及输送这些剂量的剂量率。剂量计算引擎在执行计算时使用来自预测模型和RBE模型的信息。在这点上，剂量计算引擎被配置(例如，写入或编程)为至少部分基于对患者体内组织的辐射的时间相关RBE来确定剂量和剂量率。因此，剂量计算引擎可以识别患者体内的组织是健康的还是患病的，基于系统约束条件使用RBE模型和预测模型来计算将一个剂量或多个剂量的辐射输送到该组织的持续时间，并且基于期望的治疗类型来调节对标靶组织的剂量。例如，剂量计算引擎可以被配置为识别患者体内的标靶，例如恶性肿瘤，并且还识别患者体内的健康组织。剂量计算引擎然后可以基于RBE模型确定该组织上的辐射RBE。剂量计算引擎然后可以基于预测模型，在给定输送剂量的系统约束条件和任何相关患者信息的情况下，确定输送到标靶的辐射剂量和输送剂量的剂量率。剂量计算引擎尽可能避免向健康组织输送辐射，同时保持适当的剂量，例如对构成标靶的体素的超高剂量率。就辐射对健康组织的影响而言，以超高(FLASH)剂量率输送辐射会使该影响对健康组织的损害小于传统应用中较低剂量率的情况。

使用预测模型、RBE模型和剂量计算引擎的组合，所有这些都以一种或另一种方式考虑了定时，治疗计划系统可以生成具有适当剂量方案的时间依赖性治疗计划，并且用户可以评估它们的质量。可以使用前向计划方法(forward planning approach)手动创建或修改粒子束输送序列，以产生利用FLASH效应的有序治疗计划。例如，用户可以手动地将辐射的输送安排到具有恒定粒子束控制的柱体中，或者选择降低不同辐射柱体之间重叠程度的粒子束角度或准直。

排序器或优化器可以被配置(例如，编写或编程)以生成指令，例如计算机可执行指令，用于通过剂量计算引擎确定的剂量率对剂量的输送进行排序。治疗计划系统可以使用排序器或优化器通过使用逆向计划方法对治疗进行排序来自动执行顺序优化。在一个示例中，排序器使用粒子束或束斑输送的序列作为额外自由度，并使用优化技术来确定能最佳地实现用户指定的输入标准的序列，同时考虑与时间相关的影响。

如上所述，排序器可以采用逆向计划方法来确定辐射剂量的输送顺序。在一些实施方式中，逆向计划方法包括获得辐射的标靶剂量分布，然后执行过程，例如优化过程，以确定如何在实现超高(FLASH)剂量率所花费的时间限制条件下输送该辐射，以实现治疗计划的标靶——例如，破坏恶性组织。在一个示例中，给定预测模型中的特征和标靶剂量，排序器可以确定将辐射以柱体的形式应用于患者的体素。排序器可以确定这些柱体的半径和长度，这些柱体应该位于标靶中的什么位置，以及每个辐射柱体的输送顺序。在不使用超高剂量率的例子中，排序器可以确定将辐射以束斑的形式施加到标靶层。排序器可以确定束斑的尺寸、形状和位置、层的厚度、层的数量、每个束斑中质子的数量、每个束斑被施加的顺序以及层被治疗的顺序。

在一些实施方式中，排序器被配置成基于以下的一个或多个、以下的两个或多个、以下的三个或多个、以下的四个或多个、以下的五个或多个、或以下的全部来对剂量的输送进行排序：由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构、每个粒子束脉冲的最大剂量，用于移动粒子束的扫描磁体的扫描时间、改变粒子束的能量所花费的时间、移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束的能量所花费的时间、调节剂量的策略、移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间、或者控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。

治疗计划系统可以与粒子治疗系统一起使用，用于使用粒子束例如质子或离子束来治疗辐射标靶(或简称为“标靶”)，例如肿瘤。在这方面，一些这样的系统逐层治疗标靶横截面。例如，可以控制粒子束的能量以将辐射剂量(或简单地称为“剂量”)输送到一层，然后粒子束可以在该层的全部或部分上移动。此后，粒子束的能量可以被改变以将剂量输送到另一层。粒子束可以移动穿过所有或部分其它层，以此类推，直到整个标靶被处理。例如，图1示出了使用粒子束12治疗标靶11的整个层10，粒子束12的能量足以通过沿着箭头15的方向移动粒子束穿过层10来将剂量输送到层10。然后使用具有足以向层16输送剂量的不同能量的粒子束，以相同的方式治疗标靶11的不同层16，以此类推。每层治疗通常以相对平均的剂量率进行，例如每秒0.1格雷(grey)。粒子束通常在到达标靶之前穿透健康组织。在治疗过程中，这个健康组织内的任何一个位置都可被处理几次。在这种位置的剂量是以分钟量级的时间尺度被接收的。

相比之下，粒子治疗系统可以使用超高剂量率辐射——FLASH剂量的辐射来治疗标靶的三维柱体区域。这些系统使用笔形束扫描来调节输送到标靶的超高剂量率。在一些示例中，笔形束扫描包括输送粒子辐射的一系列小粒子束，每个小粒子束可以具有唯一的方向、能量和电荷。通过组合来自这些单独粒子束的剂量，可以用辐射治疗三维标靶治疗体。此外，系统不是以恒定的能量针对多个层来安排治疗，而是将治疗组织到由静止粒子束的方向限定的柱体中。粒子束的方向可以朝向标靶的表面。

在一些实施方式中，在粒子束沿着另一条路径穿过辐射标靶之前，治疗全部或部分柱体。在一些实施方式中，穿过标靶的路径穿过标靶的全部或部分。在一个示例中，粒子束可以沿着穿过标靶的路径被引导，并且不偏离该路径。当沿着该路径被引导时，粒子束的能量被改变。粒子束不随着其能量的变化而移动，因此，粒子束治疗标靶内部的沿着粒子束的长度和束斑的宽度延伸的全部或一部分。因此，治疗是沿着粒子束的纵向深度进行的。例如，被治疗的标靶的一部分可以从标靶表面处的束斑向下延伸穿过标靶内部的全部或一部分。结果是粒子束使用超高剂量率的辐射来治疗标靶的三维柱状部分。在一些示例中，超高剂量率的辐射包括，例如，在小于500毫秒(ms)的持续时间内超过每秒1格雷，在10ms到5秒之间的持续时间内超过每秒1格雷，或者在小于5s的持续时间内超过每秒1格雷的辐射剂量。本文提供了其他示例。

在一些实施方式中，在如上段所述治疗了标靶的柱状部分之后，粒子束沿着穿过标靶的新的不同路径被引导。例如，如图2所示，通过改变沿着箭头28的方向行进的粒子束22的能量来治疗标靶21的柱体20。粒子束然后沿着新的路径24被引导穿过标靶21，在那里它沿着箭头29的方向前进。然后，通过在粒子束静止时改变粒子束的能量，沿着新的路径来治疗柱体25。如前所述，柱体位于粒子束的纵向范围内。在一些实施方式中，当治疗标靶的柱体时，粒子束沿着通过标靶的每个路径仅被引导一次。

作为前述方案的结果，标靶21之上或之下的健康组织暴露于超高剂量率的辐射一次，且不暴露于多个低剂量的辐射，如图1中逐层治疗标靶时发生的情况。因而，在一些实施方式中，粒子束沿着新的路径被引导，并且沿着该路径的上游组织不再被治疗。以这种方式，可以以一剂量率来治疗标靶内的每个位置，该剂量率与按照层切换时间调制的单个笔状粒子束的剂量率相当。整个治疗过程中的平均剂量率可能与逐层辐射治疗相当，但任何一个束斑的局部剂量率都处于超高剂量率。在某些情况下，当以超高剂量率进行辐射时，对健康组织的损害可能会减少。例如，当以小于500毫秒的脉冲输送10到20格雷的辐射剂量时——达到每秒20到100格雷的有效剂量率——健康组织可能比在更长的时间尺度上用相同剂量辐射时受损更少，而输送的辐射可以以相同的有效性水平治疗肿瘤。

在一些实施方式中，为了实现超高剂量率，粒子束的能量可以以超过用于逐层扫描的能量变化的剂量率变化。例如，通过在50毫秒的持续时间内切换粒子束能量，可以实现应用于标靶柱体的超高剂量率。例如，可以通过在10ms或更短的持续时间内切换粒子束能量来实现施加到标靶柱体的超高剂量率。这可以通过例如控制粒子束的运动和包含碳化硼的能量吸收板或其他结构进出粒子束路径的运动来实现。举例来说，可能需要5层切换的5厘米(cm)深的柱体可能需要250毫秒的停机时间，在此期间不输送粒子束，允许250毫秒的粒子束输送，在此期间可以输送10到20格雷的剂量。能量吸收板的更快运动和/或粒子束运动的额外协调可以进一步减少层切换时间，允许甚至更多的时间来输送所需的治疗剂量，同时仍然满足局部超高剂量率的要求。

下面描述的是粒子治疗系统的示例性实施方式，该粒子治疗系统被配置为根据由治疗计划系统确定的治疗计划以超高剂量率穿过标靶的三维柱体输送辐射。在示例性实施方式中，粒子治疗系统是质子治疗系统。如本文所述，示例性质子治疗系统在三维方向上穿过辐射标靶扫描质子束，以便破坏恶性组织。图3示出了可用于在质子治疗系统中提供粒子(例如质子)束的示例性超导同步回旋加速器的部件310的横截面。在这个例子中，部件310包括超导磁体311。超导磁体包括超导线圈312和313。超导线圈由多个集成导体形成，每个导体包括缠绕在中心股线周围的超导股线，例如四股或六股，中心股线本身可以是超导或非超导的。每个超导线圈312、313用于传导能产生磁场(B)的电流。磁轭314、315或更小的磁极片在粒子被加速的空腔316中形成磁场。在一个例子中，低温恒温器(未示出)使用液氦(He)将每个线圈传导冷却到超导温度，例如大约4开尔文(K)。

在一些实施方式中，粒子加速器包括粒子源317，例如Penning Ion Gauge-PIG源，以向腔316提供电离的等离子体柱。氢气或氢气与惰性气体的组合被离子化以产生等离子体柱。电压源向空腔316提供变化的射频(RF)电压，以加速来自空腔内的等离子体柱的粒子。如上所述，在一个例子中，粒子加速器是同步回旋加速器。因此，当加速腔内的粒子时，RF电压扫过一定频率范围，以计入粒子的相对论效应，例如增加粒子质量。RF电压驱动包含在空腔内的D形板(dee plate)，其频率在加速周期中向下扫描，以计入质子相对论质量的增加和磁场的减小。伪D形板作为D形板的接地参考。电流流过超导线圈所产生的磁场与扫描的RF电压一起使等离子体柱中的粒子在空腔内沿轨道加速，并随着圈数的增加而增加能量。

空腔中的磁场被成形为使粒子在空腔内沿轨道运动。示例性同步回旋加速器采用一磁场，该磁场的旋转角度均匀且强度随半径增加而下降。在一些实施方式中，超导(主)线圈产生的最大磁场在空腔中心可以在4特斯拉(T)到20T的范围内，该范围随着半径的增加而减小。例如，超导线圈可用于产生以下一个或多个量级的磁场：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，超导线圈可用于产生在4T至20T范围之外或在4T至20T范围之内但在此未具体列出的磁场。

在一些实施方式中，例如图3所示的实施方式，相对较大的铁磁磁轭314、315充当超导线圈产生的杂散磁场的返回机制。在一些系统中，磁屏蔽(未示出)围绕磁轭。返回轭和屏蔽件一起用于减少杂散磁场，从而减少杂散磁场对粒子加速器的操作产生不利影响的可能性。

在一些实施方式中，返回轭和屏蔽件可以由有源返回系统代替或增强。示例性有源返回系统包括一个或多个有源返回线圈，其在与通过主超导线圈的电流相反的方向上传导电流。在一些示例性实施方式中，每个超导主线圈有一个有源返回线圈，例如两个有源返回线圈——每个主超导线圈有一个。每个有源返回线圈也可以是超导线圈，其同心地围绕在相应的主超导线圈的外部。

通过使用有源返回系统，相对较大的铁磁磁轭314、315可以用更小更轻的磁极片代替。因此，同步回旋加速器的尺寸和重量可以进一步减小，而不牺牲性能。标题为“ActiveReturn System”的美国专利第8,791,656号中描述了可使用的有源返回系统的一个例子，该专利的内容通过引用合并于本文。

在粒子加速器的提取通道的输出部处或附近，可以有一个或多个包括扫描系统的束成形元件。扫描系统的部件可以安装或以其他方式附接到管口上，用于在治疗期间相对靠近患者定位。

参考图4，在示例性实施方式中，在同步回旋加速器421(其可以具有图3的配置)的提取通道420的输出部处是示例性扫描部件422，其可以用于将粒子束三维地移动经过辐射标靶。图5还示出了图4的部件的示例。这些包括但不限于一个或多个扫描磁体424、离子室425、射程调节器(energy degrader)426和可配置的准直器428。一些实施方式可以不包括可配置准直器。在诸如此类的示例性实施方式中，粒子束穿过射程调节器并到达患者，而无需诸如准直之类的后续调节。图4或5中未示出可以在提取通道的粒子束下游的其他部件，并且可以包括例如用于改变束斑尺寸的一个或多个散射设备。示例散射设备包括板或范围调制器，当粒子束通过散射设备时，该板或范围调制器分散粒子束。

在示例性操作中，扫描磁体424在两个维度(例如，笛卡尔XY维度)上是可控的，以在该两个维度上定位粒子束，并且移动粒子束穿过辐射标靶的至少一部分。离子室425检测粒子束的剂量，并将该信息反馈给控制系统以调整粒子束移动。射程调节器426是可控的，以将结构移入和移出粒子束的路径，从而改变粒子束的能量，并因此改变粒子束的剂量在辐射标靶中所沉积的深度。这种结构的例子包括但不限于：能量吸收板；多面体，例如楔形体、四面体或曲面多面体；和弯曲的三维形状，例如圆柱体、球体或圆锥体。以这种方式，射程调节器可以使粒子束在辐射标靶的内部沉积一定剂量的辐射，以治疗标靶的柱体。在这方面，当质子穿过组织时，质子电离组织的原子，并沿其路径沉积一剂量。布拉格峰是布拉格曲线上的一个明显的峰，该曲线描绘了电离辐射在穿过组织期间的能量损失。布拉格峰代表大多数质子在组织内沉积的深度。对于质子来说，布拉格峰就在粒子静止之前出现。因此，粒子束的能量可以改变，以改变其布拉格峰的位置，因此，大部分剂量的质子将沉积在组织的深处。

图6和7示出了示例扫描磁体424的视图。在该示例中，扫描磁体424包括两个线圈441和两个线圈442，其控制粒子束在X维度上的移动，线圈442控制粒子束在Y维度上的移动。在一些实施方式中，通过改变通过一组或两组线圈的电流从而改变由此产生的磁场来实现控制。通过适当改变磁场，粒子束可以在辐射标靶上沿X和/或Y方向移动。前面描述的射程调节器可以在Z维度上移动粒子束穿过标靶，从而实现三维扫描。

返回参考图4，电流传感器427可以连接到扫描磁体424，或者以其他方式与扫描磁体424相关联。例如，电流传感器可以与扫描磁体通信，但不连接到扫描磁体。在一些实施方式中，电流传感器对施加到磁体424的电流进行采样，该电流可以包括去往用于控制X维度上的粒子束扫描的线圈的电流和/或去往用于控制Y维度上的粒子束扫描的线圈的电流。电流传感器可以在对应于粒子束中出现脉冲的时间或者以超过粒子束中出现脉冲的剂量率的剂量率来对通过磁体的电流进行采样。识别磁体电流的样本与下述离子室对脉冲的检测相关。例如，使用离子室检测脉冲的时间可以在时间上与来自电流传感器的样本相关联，从而识别脉冲时磁线圈中的电流。因此，使用磁体电流，可以确定辐射标靶内被输送了每个脉冲以及辐射剂量(即粒子剂量)的位置。也可以基于射程调节器的配置，例如基于粒子束路径中的板的数量，来确定在标靶内输送的剂量的位置。

在操作过程中，可以针对剂量被输送的每个位置存储磁体电流的幅值以及剂量的量(例如强度)。控制系统(其可以在加速器上或者远离加速器并且可以包括存储器和一个或多个处理设备)可以将磁体电流与辐射标靶内的坐标相关联，并且这些坐标可以与剂量的量一起存储。例如，可以通过深度方向的层数和笛卡尔XY坐标或笛卡尔XYZ坐标来识别位置，其中深度方向的层对应于Z坐标。在一些实施方式中，磁体电流的大小和坐标位置可以与每个位置处的剂量一起存储。该信息可以存储在加速器上的存储器中或在远离加速器的存储器中。该信息可用于跟踪标靶的治疗并保留该治疗的记录。

离子室425通过检测由入射辐射引起的在气体中产生的离子对的数量来检测由粒子束施加到辐射标靶内的位置的剂量，例如一个或多个单独的剂量。离子对的数量对应于粒子束提供的剂量。该信息被反馈到控制系统，并与提供剂量的时间一起存储在存储器中。如上所述，该信息可以与被提供剂量的位置和/或当时的磁体电流的大小相关联并与之相关联地存储。

如前所述，一些实施方式不包括可配置准直器。在包括可配置准直器的示例性实施方式中，可配置准直器428可以定位在扫描磁体的粒子束下游和在射程调节器的粒子束下游，如图4和5所示。可配置准直器可以在粒子束从一条路径移动到另一条路径而穿过标靶的过程中逐个束斑地修整粒子束。当粒子束在标靶上静止时，以及当静止粒子束的能量改变以影响标靶内部的不同部分时，可配置准直器也可以修整粒子束。例如，当粒子束进入标靶内部时，粒子束可以沿其直径扩散。这种扩散可以随着内部不同深度而变化。准直器可以被配置成修整粒子束以计入该扩散。例如，准直器可以被配置和重新配置，使得束斑的直径或尺寸对于整个被治疗的柱体保持相同。

在一些实施方式中，可配置准直器可以包括彼此面对的多组叶片，这些叶片可以移入和移出载体以产生孔形状。超过孔形状的粒子束部分被阻挡，并且不会输送到患者。粒子束输送到患者的部分至少是部分准直的，从而提供具有相对精确边缘的粒子束。在一些实施方式中，设置在例如可配置准直器中的载体上的一组叶片中的每个叶片可使用单个线性马达来控制，以限定可移动到粒子束路径中的边缘，使得边缘的第一侧上的粒子束的第一部分被多个叶片阻挡，并且使得边缘的第二侧上的粒子束的第二部分不被多个叶片阻挡。每组中的叶片在扫描过程中都是可单独控制的，可以修整小至单个束斑的区域，也可以用于修整更大的多束斑区域。当治疗标靶柱体时，修整单个束斑的能力是重要的，因为对于不同的粒子束能量需要执行不同量的修整。

图8示出了示例性范围调制器460，其是射程调节器426的示例性实施方式。在一些实施方式中，范围调制器460可以位于可配置准直器和患者之间的扫描磁体的粒子束下游。在一些实施方式中，如图8所示，范围调制器包括一系列板461。这些板可以由一种或多种以下示例材料制成：聚碳酸酯(如LEXAN^TM)、碳、铍、碳化硼、由碳化硼和石墨组成的复合材料或低原子序数材料。然而，可以使用其他材料来代替或补充这些示例材料。在射程调节器的其他实施方式中，包括多面体，例如楔形体、四面体或曲面多面体，或弯曲的三维结构，例如圆柱体形、球形或圆锥形，这些结构可以由一种或多种以下示例材料制成：聚碳酸酯，例如LEXAN^TM、碳、铍、碳化硼，由碳化硼和石墨组成的复合材料，或低原子序数的材料。

在一些实施方式中，包含碳化硼的范围调制器的结构可以仅包括碳化硼；也就是说，这些结构可以是纯碳化硼。在一些实施方式中，包含碳化硼的结构可以包括与另一种材料结合的碳化硼，例如石墨、聚碳酸酯、碳或铍。在一些实施方式中，射程调节器中的每个结构(例如，板、多面体或弯曲的三维结构)可以包含全部或部分碳化硼。在一些实施方式中，射程调节器中的不同结构(例如，板、多面体或弯曲的三维结构)可以包括不同的材料。例如，射程调节器中的一个或多个板可以由纯碳化硼制成，同一射程调节器的一个或多个其他板可以由聚碳酸酯、碳和/或铍中的一种或多种制成或包括它们。也可以使用其他材料。例如，射程调节器中的一个或多个板或其部分可以由包含碳化硼和石墨的复合材料制成。

一个或多个板可移入或移出粒子束路径，从而改变粒子束的能量，从而改变粒子束的大部分剂量在辐射标靶内所沉积的深度。板被物理地移入和移出粒子束的路径。例如，如图9所示，板470沿着箭头472的方向在粒子束473路径中的位置和粒子束路径外部的位置之间移动。这些板是计算机控制的。通常，移动到粒子束路径中的板的数量对应于辐射标靶的扫描发生的深度。因此，通过适当控制一个或多个板，粒子束的剂量可以被引导到标靶的内部。

在一些实施方式中，范围调制器460的各个板每个都连接到相应的马达464并由其驱动。一般来说，马达包括将某种形式的能量转化为运动的装置。马达可以是旋转的或线性的，并且可以是电动的、液压的或气动的。例如，每个马达可以是驱动导螺杆的马达，以将板延伸到束场中或将板从束场中缩回，包括使板的运动跟踪或尾随束场中粒子束的运动。例如，每个马达可以是旋转马达，其驱动相应的线性促动器以控制相应结构的运动。在一些实施方式中，范围调制器460的各个板各自联接到相应的促动器并由其驱动。在一些示例中，促动器包括提供受控运动的机械或机电装置，并且可以通过马达、液压、气动、机械或热来电动操作。在一些示例中，促动器包括由能量源(例如电流、液压流体压力或气动压力)操作并将该能量转换成运动的任何类型的马达。

在一些实施方式中，包含碳化硼结构(或由其他材料组成的结构)的射程调节器可以位于将粒子束施加到患者的治疗室中。例如，射程调节器可以位于扫描磁体和患者之间。在一个示例中，射程调节器可以位于系统的内部台架(gantry)上的管口中，其示例参照图26、27和28进行描述。

射程调节器可以位于靠近患者的位置，以限制粒子束在通过一个或多个板或其他结构后被散射或分散的量。在一些实施方式中，射程调节器可以定位为沿着粒子束的束线距离患者不超过4米。在一些实施方式中，射程调节器可以定位为沿着粒子束的束线距离患者不超过3米。在一些实施方式中，射程调节器可以定位为沿着粒子束的束线距离患者不超过2米。在一些实施方式中，射程调节器可以定位为沿着粒子束的束线距离患者不超过1米。在一些实施方式中，射程调节器可以定位为沿着粒子束的束线距离患者不超过半米。在一些实施方式中，射程调节器可以定位为在沿着粒子束的束线距离患者不超过4米的管口内。在一些实施方式中，射程调节器可以定位为在沿着粒子束的束线距离患者不超过3米的管口内。在一些实施方式中，射程调节器可以定位为在沿着粒子束的束线距离患者不超过两米的管口内。在一些实施方式中，射程调节器可以定位为在沿着粒子束的束线距离患者不超过一米的管口内。在一些实施方式中，射程调节器可以定位为在沿着粒子束的束线距离患者不超过半米的管口内。

一般来说，碳化硼可能比其他一些可以用来降低粒子束能量的材料更便宜、更安全，比如铍。一般来说，碳化硼具有相对低的原子量和高的密度，并且在散射特性上可以与一些其他可以用来降低粒子束能量的材料，例如碳(例如石墨)和聚碳酸酯相比较。减小粒子束散射导致束斑尺寸减小；即粒子束的横截面尺寸减小。减小的束斑尺寸在笔形粒子束扫描系统中提供了改进的保形性和更高的局部剂量率。换句话说，减小束斑尺寸会减小剂量所沉积的面积。结果，单个束斑内沉积的质子浓度增加，从而增加了单个束斑区域内的剂量率。当使用超高(或FLASH)剂量率执行扫描时，增加单个束斑区域内的剂量率是合乎需要的，因为这有助于在规定的时间内沉积超高剂量的质子。本文描述了施用超高剂量期间的示例。

针对射程调节器中使用的能改变粒子束能量的不同材料，图29示出了用于不同粒子束能量的束斑尺寸变化的曲线图。在本例中，显示了LEXAN^TM、碳(如石墨)、碳化硼和铍。根据图29的曲线图，例如，碳化硼射程调节器结构在70MeV(百万电子伏)的能量下产生束斑尺寸小于1.2厘米(cm)西格玛的粒子束。在本例中，在射程调节器结构的输出端测量束斑尺寸。粒子束在空气中传播得越远，束斑越会散射，这将导致束斑尺寸增大。然而，将射程调节器放置在离患者足够近的地方会限制散射。此外，在一些但不是所有的情况下，可配置准直器可以放置在射程调节器和患者之间，以准直粒子束。

除了上述优点之外，基于碳化硼的射程调节器的尺寸可以相对于例如使用聚碳酸酯的射程调节器被减小。也就是说，基于碳化硼的射程调节器可以实现与基于聚碳酸酯的射程调节器基本相同的效果，但是基于碳化硼的射程调节器可以具有比基于聚碳酸酯的射程调节器更小的形状因子。这是因为碳化硼的密度大于聚碳酸酯的密度。在一些示例中，由纯碳化硼板组成的射程调节器沿着束线可以是30厘米(cm)到40cm厚。这些板可以具有相同或不同的厚度。板的厚度和射程调节器本身的厚度将取决于各种因素，例如所需能量变化的总量和待治疗的层数，这可决定每个板的数量和厚度。

由碳化硼组成的射程调节器的尺寸减小使得射程调节器在治疗室中不太显眼。例如，由全部或一些碳化硼结构组成的射程调节器可以容纳在内部台架上的管口内。包括射程调节器的管口可以完全缩回到内部台架内，从而将射程调节器从实施治疗的技术人员的视线中移开。在一些实施方式中，内台架可以与治疗室的墙壁齐平，在这种情况下，将管口和射程调节器完全缩回到内台架内会导致管口和射程调节器完全缩回到墙壁内。

图10示出了范围调制器的示例性实施方式，例如基于碳化硼的范围调制器，其使用线性马达来控制能量吸收板101、102和103的操作。否则，图10的范围调制器可以具有图8的范围调制器的配置。尽管在图10的示例中仅示出了三个板，但是可以包括任何适当数量的板，如椭圆106所示。

以板102为例，控制板102操作的示例性线性马达包括由两部分组成的可动部件和固定部件——在该示例中是磁体110a和110b。两块磁铁并排排列，磁极对准。也就是说，如图所示，磁体110a的正极(+)与磁体110b的正极(+)对准，并且磁体110a的负极(-)与磁体110b的负极(-)对准。可动部件包括磁体110a和110b之间的线圈承载板109。线圈承载板109物理连接到能量吸收板102，并控制能量吸收板102沿着箭头111的方向移动，例如进入和离开粒子束的路径。

如所解释的，线圈承载板109包括一个或多个导电迹线或其他导电结构，其输送电流以产生磁场。通过控制流经线圈承载板的电流来控制磁场，以便控制线圈承载板的运动，从而控制能量吸收板102的运动。也就是说，通过线圈的电流产生磁场，该磁场与磁体110a和110b产生的磁场相互作用。这种相互作用导致线圈承载板109和能量吸收板102沿着箭头111的方向运动，进入或离开粒子束路径。例如，由线圈承载板109产生的较大磁场可导致能量吸收板移动到粒子束路径中，而由线圈承载板产生的较小或相反的磁场可导致能量吸收板从粒子束路径缩回。

在一些实施方式中，线圈承载板上的导电迹线或其他导电结构可以包括嵌入铝中的三个绕组。在一些实施方式中，能量吸收板可以物理地附接到线圈承载板，并与线圈承载板一起移动。在一些实施方式中，绕组的数量和使用的材料可以不同于本文描述的那些。在一些实施方式中，线圈承载板可以是能量吸收板的整体部分。例如，能量吸收板本身可以包括导电结构或迹线。

如图10所示，在一些实施方式中，通过线圈承载板的电流可以由从诸如计算系统114的控制系统接收的信号控制。计算系统可能易受中子辐射影响，因此可位于远程室116中。在一些实施方式中，远程室116可以被屏蔽粒子加速器产生的中子辐射。在一些实施方式中，远程室可以位于离治疗室117足够远的地方，以便不受来自粒子加速器的中子辐射的影响。在一些实施方式中，计算系统可以位于治疗室中，但是可以被屏蔽而免受粒子加速器发射的中子辐射。在一些实施方式中，所有计算功能都屏蔽了中子辐射，并且未被屏蔽的电子设备仍然可以在存在中子辐射的情况下工作。编码器就是这种电子设备的例子。

在这方面，编码器(未示出)可以包括激光传感器、光学传感器或二极管传感器中的一个或多个。编码器检测线圈承载板的运动，例如通过检测线圈承载板上或与线圈承载板连接并一起运动的结构上的标记或其它标识相对于编码器的位置。关于线圈承载板在哪里的信息被反馈到计算系统，并且被计算系统用来在操作期间确认线圈承载板的位置。编码器可以位于任何合适的位置。在一些实施方式中，编码器位于包括线圈承载板的外壳上。随着板的移动，与线圈承载板一起移动的标记或其他标识移动经过编码器。编码器然后将该信息转发给计算系统114。计算系统114可以使用该信息来控制范围调制器的操作，包括定位其能量吸收板。

可以由一个或多个处理设备组成的计算系统114可以被编程以控制质子治疗系统，以基于治疗计划来输送质子治疗，包括扫描系统的部件以在辐射标靶中一个柱体接一个柱体地实施超高剂量率辐射治疗，例如是包含患病组织的患者体内的体积。例如，计算系统可以是基于治疗计划可控的，以输出一个或多个控制信号来控制一个或多个线性马达在扫描期间伸出或缩回一个或多个能量吸收板。例如，计算系统可以是基于治疗计划可控的，以输出一个或多个控制信号来控制一个或多个电动机在扫描期间伸出或缩回一个或多个能量吸收板。计算系统可以包括一个或多个处理设备，例如微处理器、微控制器、现场可编程门阵列(FPGA)或专用电路(ASIC)。

图30示出了示例性治疗计划系统1200的部件，其可以在诸如计算系统114这样的控制系统上实现，或者可以在与控制系统分离的不同计算系统上实现。治疗计划系统包括模块，其可以包括例如由源代码、编译代码或解释代码组成的数据和/或例程，以实现治疗计划系统的不同功能。模块可以是时间相关的，因为以超高剂量率输送辐射取决于在特定时间内以特定剂量输送辐射的能力。这里提供了剂量和时间的例子。

示例模块包括预测模型1201。该预测模型表征或模拟粒子治疗系统，包括但不限于产生用于输送给患者的辐射的粒子加速器和用于引导辐射的扫描系统。预测模型还表征或模拟要治疗的患者，包括要输送辐射的体积和不输送辐射的体积。在一些实施方式中，预测模型可以至少部分地使用存储在计算机存储器中的一个或多个数据结构来实现。示例数据结构包括数据值的集合、这些值之间的关系以及可应用于数据的函数或操作。可用于实现预测模型的数据结构的示例可包括以下一个或多个：查找表(LUT)、数组、堆栈、队列、链表、树、图形、尝试或前缀树或哈希表。预测模型还可以包括与其他模块交互并从数据结构中检索数据的可执行代码。预测模型也可以使用以面向对象语言编写的一个或多个计算机编程对象来实现。

可以手动、自动或手动和自动的组合来填写预测模型1201。例如，为了手动填写预测模型，可以执行实现部分预测模型的代码，以生成在电子显示设备上向治疗计划技术人员显示的提示。治疗计划技术人员可以响应于提示将信息输入预测模型。该信息可以包括基于或分配给粒子治疗系统、患者、患者中的标靶的物理属性以及其他相关参数的值。该信息可以涉及粒子治疗系统按时间顺序向患者输送辐射的能力；例如，在输送FLASH剂量或辐射所花费的时间内，以束斑或柱体的顺序。例如，该信息可以涉及但不限于由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构(例如每个脉冲的持续时间)，粒子束的每个脉冲的最大剂量(例如每个脉冲的粒子数量)，扫描磁体将粒子束移动特定距离的扫描时间，改变粒子束的能量所花费的时间(例如通过改变可变能量加速器的能量)，移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束的能量所花费的时间，用于调节剂量的策略(例如，在标靶的柱体中施加超高剂量率辐射或者在标靶中以较低的剂量率逐层施加剂量)，移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间和/或控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。因此，一般来说，预测模型可以表征辐射(例如，粒子治疗)被或可以被输送给患者的时间。该信息可以包括要治疗的疾病类型(例如肿瘤)、例如在XYZ坐标中指定的肿瘤在患者体内的位置、包括其体积在内的患病组织的大小和形状、患病组织周围的健康组织的类型、例如在XYZ坐标中指定的健康组织的位置、包括其体积在内的健康组织的大小和形状，和可能与治疗相关的关于患者和疾病的任何其他信息，例如过去的病史、先前的治疗、手术等。

在一些实施方式中，预测模型中的所有或一些前述信息可以存储在控制系统中，例如计算系统114。在没有用户输入的情况下，治疗计划系统可以查询控制系统以获得所有或一些该信息。

示例模块包括RBE模型1202。如前所述，RBE模型以时间依赖的方式表征了辐射对组织的相对生物有效性。例如，当以超高(FLASH)剂量率进行辐射时，健康组织比在更长时间范围内用相同剂量辐射相同组织时受到的损伤更小，而肿瘤的治疗效果相似。RBE模型可以包括关于不同类型的健康和非健康组织以及不同剂量率的辐射对这些不同类型的组织的影响的信息。例如，RBE模型可以指定有效治疗腺瘤、癌、肉瘤或淋巴瘤所需的辐射剂量。治疗此类肿瘤所需的剂量不一定依赖于时间；因此，剂量率可以没有规定。然而，在一些实施方式中，用于治疗肿瘤的剂量率可以在RBE模型中指定。出于前面解释的原因，在辐射治疗期间对健康组织施加剂量的剂量率会影响辐射对健康组织造成的损伤。因此，RBE模型可以指定剂量率对健康组织的时间依赖性影响。在这方面，非健康组织的例子包括良性和恶性肿瘤以及受其他类型疾病影响的身体组织。健康组织的例子包括不受疾病影响的骨骼、皮肤、肌肉或器官。RBE模型还可包括不同类型或辐射在不同剂量率下对不同类型组织的影响。本文描述的示例系统使用质子辐射；然而，RBE模型可以包括关于其他类型辐射的信息，例如其他类型的离子辐射、光子辐射或X射线辐射。

RBE模型还可以包括关于不同类型的健康和非健康组织如何影响施加到这些组织的辐射的信息。如前所述，考虑到患者体内组织对沉积的辐射的生物效应，等效剂量可以包括治疗患者体内患病组织所需的沉积的辐射量。在这方面，一些组织可能无法吸收所有沉积的辐射剂量。因此，可以使用来自RBE模型的信息对剂量进行加权，以考虑组织对辐射的生物效应。得到的等效剂量考虑了辐射的生物效应。例如，给定的组织可能会将某种辐射的破坏性降低10％。因此，考虑到这一生物因素，等效剂量可增加10％。

在一些实施方式中，RBE模型可以至少部分地使用存储在计算机存储器中的一个或多个数据结构来实现。示例数据结构包括数据值的集合、这些值之间的关系以及可应用于数据的函数或操作。可用于实现RBE模型的数据结构的示例可包括以下一个或多个：查找表(LUT)、数组、堆栈、队列、链表、树、图形、尝试或前缀树或哈希表。RBE模型还可以包括与其他模块交互并从数据结构中检索数据的可执行代码。RBE模型也可以使用用面向对象语言编写的一个或多个计算机编程对象来实现。

可以手动、自动或手动和自动组合填写RBE模型1202。例如，为了手动填写RBE模型，可以执行实现部分RBE模型的代码，以生成在电子显示设备上显示给治疗计划技术人员的提示。治疗计划技术人员可以响应于提示将信息输入RBE模型。该信息可以包括基于或分配给不同类型肿瘤、不同类型辐射、不同剂量和不同剂量率的值。例如，RBE模型可以包括一个或多个疾病列表，例如肿瘤。RBE模型可以识别不同类型的辐射，如质子、光子或X光，它们可以治疗每种疾病。RBE模型可以为每种类型的辐射确定可以治疗给定患病体积的一个或多个剂量范围。RBE模型可以为每种类型的辐射识别能够治疗给定患病体积的一个或多个剂量率范围。在这方面，如上所述，剂量率可能不总是治疗患病组织的一个因素；在某些情况下，剂量本身可能是关键的，而与剂量率无关。RBE模型可以识别不同类型的健康组织，例如肌肉、骨骼、皮肤和器官。RBE可具体指定不同剂量率(例如，一段时间内施加的剂量)对不同类型组织的影响。例如，RBE可以针对不同辐射类型具体指定不同水平的FLASH和非FLASH剂量率对不同类型组织的影响。例如，RBE可以具体指定质子辐射体不同水平的FLASH和非FLASH剂量率对健康肌肉、骨骼、皮肤和器官的影响。影响可以量化。例如，对组织的损伤可以用0到10的数字标度来指定，0表示无损伤，10表示组织破坏。例如，可以使用例如能够通过剂量计算引擎以电子方式读取和理解的描述性信息来指定效果。RBE模型可以指定不同类型的辐射对辐射效果的影响，并包括抵消这些影响的加权因子。

在一些实施方式中，RBE模型中的所有或一些前述信息可以存储在控制系统中，例如计算系统114。治疗计划系统可以查询控制系统，以在没有诸如治疗计划技术人员的用户输入的情况下获得所有或一些该信息。

示例模块包括剂量计算引擎1203。剂量计算引擎1203被配置(例如，写入或编程)以确定要输送到患者体内的体素的辐射剂量，并且在一些示例中，确定将这些剂量输送给患者的剂量率。就这一点而言，剂量计算引擎1203可以从例如治疗计划技术人员接收要输送到患者患病组织的总标靶辐射剂量、组织上的剂量分布、或者总标靶剂量和剂量分布。剂量计算引擎从预测模型获得关于输送辐射的系统和患者的信息。剂量计算引擎从RBE模型获得关于将由系统输送到患病组织和健康组织的RBE辐射信息。来自预测模型和RBE模型的信息然后被用于确定将被应用于患者的辐射剂量和剂量率。

例如，剂量计算引擎获得患者体内待治疗肿瘤的组成。如上所述，该信息可以例如从预测模型或从治疗计划技术人员的输入中获得。该组成可以包括肿瘤的类型、肿瘤的大小或体积以及肿瘤的形状。剂量计算引擎获得与肿瘤相邻的患者健康组织的信息。该信息可以例如从预测模型或从治疗计划技术人员的输入中获得。该信息可以包括健康组织的类型、健康组织相对于患病组织的位置以及健康组织之前是否暴露于辐射。剂量计算引擎还获得关于使用粒子加速器、扫描系统和粒子治疗系统中的其他硬件而可以实现的最大剂量率的信息。该信息可以从预测模型中获得，或者基于模型中的信息来确定。剂量计算引擎还获得关于系统施加的辐射剂量如何治疗、影响或治疗并影响患病组织和健康组织的信息。这些信息可以从RBE模型中获得。剂量计算引擎还获得关于患者体内组织如何影响系统施加的辐射(例如，辐射吸收)以及抵消这种影响所需的任何加权因子的信息。这些信息可以从RBE模型中获得。

剂量计算引擎被配置为确定要应用于患者的剂量方案。剂量方案可包括待输送给患者的等效剂量以及基于从预测模型获得的前述信息和从RBE模型获得的前述信息输送这些等效剂量的剂量率。例如，如前所述，当以超高(FLASH)剂量率施加辐射时，健康组织比在更长的时间尺度上用相同剂量辐射相同组织时遭受更少的损伤，而肿瘤以类似的效果被治疗。换句话说，对于肿瘤或其他患病组织，治疗的关键因素是总辐射剂量，而不是剂量率，而对于健康组织，剂量率是减少不必要损伤的因素。在该示例中，已知患者体内待治疗的患病组织的特征、与患病组织相邻的健康组织的特征、输送辐射的系统的能力、患病组织和健康组织上辐射的RBE、要施加的标靶剂量和/或剂量分布，剂量计算引擎将待治疗的患病组织(例如，标靶体积)分成体素，确定要施加到每个体素的辐射剂量，并设置要输送该剂量的剂量率。例如，剂量计算引擎可以确定在小于五(5)秒的持续时间内向每个体素施加超过每秒一(1)格雷的辐射剂量。例如，剂量计算引擎可以确定在小于500ms的持续时间内向每个体素施加超过每秒一(1)格雷的辐射剂量。例如，剂量计算引擎可以确定在小于500毫秒的持续时间内，向每个体素施加每秒40格雷到每秒120格雷的辐射剂量。可以如例如针对图12至19或33至42所述的那样按柱体依次施加辐射，从而减少健康组织(辐射通过其到达标靶)的损伤。在一些实施方式中，超高剂量率辐射可以立即施加到整个标靶，例如，通过在标靶上散射辐射，在辐射静止时改变如图12至图19或图33至图42所述的能量，并使用丸剂(bolus)来限制健康组织暴露于辐射。

在一些实施方式中，剂量计算引擎可以查看要输送剂量的时间尺度，并且将一个或多个权重应用于各个剂量，以试图调整辐射的RBE。例如，剂量计算引擎可以被配置为对体素的剂量应用加权因子，以基于要应用剂量的持续时间来调整RBE。如上所述，生物学可能会影响辐射剂量是如何沉积的，以及组织会如何对剂量做出反应。可以应用加权因子来抵消这些生物效应。加权因子产生等效剂量，如前所述，该等效剂量已经被调整以考虑生物效应，以便输送实际上可以被患者吸收的破坏性辐射量。在一个例子中，加权因子使剂量增加一段时间，以产生超高剂量率或增加已经超高的剂量率。在一个示例中，加权因子使得剂量在持续时间内降低，同时仍然是超高剂量率或降低到常规剂量率。

示例模块包括排序器1204(或“优化器”)。排序器1204基于模型生成用于对剂量输送进行排序的指令。在一些实施方式中，排序器被配置成生成用于对剂量输送进行排序的指令，以便优化由剂量计算引擎确定的有效剂量。例如，指令可以由控制系统执行，以控制粒子治疗系统以指定的剂量率向每个体素提供指定的剂量。剂量的输送可以是自动的，或者需要用户输入。如前所述，排序器被配置(例如，写入或编程)为基于来自预测模型的信息或例如由技术人员提供的其他信息来排序剂量的输送。剂量序列可能旨在优化(例如，最小化)输送剂量所花费的时间，因此，可以促进超高剂量率的辐射输送。例如，排序器可以被配置为基于以下一个或多个、以下两个或多个、以下三个或多个、以下四个或多个、以下五个或多个或以下所有来对剂量的输送进行排序：由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构、粒子束的每个脉冲的最大剂量，移动粒子束的扫描磁体的扫描时间、改变粒子束的能量所花费的时间、移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束的能量所花费的时间、调节剂量的策略、移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间、或者控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。在这方面，像这样的操作会影响剂量输送的时间。为了实现超高剂量率，如本文所述，时机是一个考虑因素。因此，当确定将剂量输送到辐射标靶的何处以便满足实现超高剂量率及其益处所必需的时间限制条件时，将诸如这些因素考虑在内。

在一些实施方式中，可以为以下全部或一些确定或分配值：由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构、粒子束的每个脉冲的最大剂量、扫描磁体移动粒子束的扫描时间、改变粒子束能量所花费的时间，移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束能量所花费的时间、调节剂量的策略、移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间以及控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。

排序器知道如何输送剂量，例如，按照柱体或束斑以及超高剂量率输送剂量，并基于考虑前述值的计算确定输送剂量的顺序。例如，参考图31，示出了标靶的重叠体素，包括相邻体素1205、1206、1207和1208。排序器可以基于其计算来确定可以将粒子束从体素1205移动到体素1206，并且仍然对于标靶中的所有体素实现超高剂量率，因为粒子束随后可以移动到相邻体素1207、移动到相邻体素1208等等。排序器还可以基于其计算确定不可能将粒子束从体素1205移动到体素1207，并且仍然实现标靶中所有体素的超高剂量率。这可以是因为当粒子束在不相邻的体素1206和1208之间移动而不中断粒子束时，移动或重新配置系统中的硬件(例如准直器或能量吸收板)会花费太多时间。换句话说，排序器已经确定了以超高剂量率依次治疗相邻体素的治疗序列，从而减少了在维持粒子束的同时在治疗位置之间重新配置系统的机械移动量。

在一些实施方式中，排序器可以将几个不同的值分配给以下每一个：由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构、粒子束的每个脉冲的最大剂量、扫描磁体移动粒子束的扫描时间、改变粒子束的能量所花费的时间、移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束的能量所花费的时间、调节剂量的策略、移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间、控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。排序器可以执行迭代这些不同值的计算，以获得优化的序列，应该以该序列施加辐射剂量以满足期望的剂量率。优化可以包括获得在时间和治疗方面最佳的序列，或者获得在时间和治疗方面改进的序列。

举例来说，大约4cm×4cm×4cm的立方治疗体积，例如肿瘤，将被治疗至2Gy。治疗计划包括5层，每层有25个束斑；也就是说，该体积中总共有5行×5列125个束斑。该系统每13ms输送一次质子脉冲。在这个例子中，每个束斑必须接收至少4个脉冲，以便通过对每个脉冲中的电荷进行主动剂量控制，可以精确地向该束斑输送剂量。最深层需要6个脉冲，因为那里需要更多的电荷。扫描磁铁的移动速度足够快，可以在不到1.3ms的时间内从一个束斑移动到相邻的束斑，因此不需要额外的时间进行粒子束扫描。在本例中，能量层切换需要50ms。

下面的示例治疗计划摘录是使用诸如参照图1描述的逐层治疗来实现的。如果从最深层(1)到最浅层(5)逐层安排治疗，则：

-粒子束输送在时间t＝0时开始

-第1层中的每个束斑需要1.3ms×6个脉冲＝要输送7.8ms

-没时间从一个束斑移到另一个束斑

-整个层需要7.8ms×25个束斑＝195ms

-需要50ms切换到下一层，下一层的粒子束输送在t＝245ms开始。

-第2层至第5层中的每个束斑需要4个脉冲×1.3ms＝要输送5.2ms。每层需要5.2ms×25个束斑＝130ms。

-第2层粒子束输送在t＝325ms时结束

-第3层粒子束输送在t＝505ms时结束

-第4层粒子束输送在t＝685ms时结束

-第5层粒子束输送结束，总治疗在t＝865ms时结束

在上面的例子中，2Gy在865ms内被输送到整个体积，平均剂量率为2.3Gy/s，这远低于“FLASH”剂量的例子(例如在某些定义下为40Gy/s)。但是，最深层的每个束斑在大约7.8ms内达到2Gy，忽略了从每个脉冲溢出到相邻束斑的剂量。这些束斑的剂量率为256Gy/s。当剂量被输送到最深层时，剂量也被输送到较浅层。所以，最浅层的每个束斑几乎在整个865m/s的时间内接受剂量，因此，其剂量率低于256Gy/s。

下面的示例治疗计划摘录是使用诸如参照图2描述的按柱体依次治疗来实现的。如果将上一段中描述的相同治疗量重新排列成25个柱体而不是5层，每个柱体有5个束斑深：

-粒子束输送从t＝0开始

-第1层中的束斑需要7.8ms才能输送

-需要50ms切换到下一个较浅的深度

-第2层束斑粒子束输送开始于57.8ms

-第3层束斑粒子束输送开始于113ms

-第4层束斑粒子束输送开始于168.2ms

-该柱体在223.4ms完成

-治疗在223.4ms×25列＝5.6秒完成

这种治疗总的来说会导致更长的治疗时间，但是每个柱体的剂量率为2Gy/223.4ms＝9Gy/s。这是一个更高的剂量率，但在某些定义下，可以不是针对每个柱体每个部分的FLASH剂量率。但是，假设每个脉冲的最大质子电荷增加，因此在相同的脉冲数下，可以达到10Gy而不是2Gy。在这种情况下，逐层治疗示例的剂量率上升到11.5Gy/s。在这种情况下，按柱体依次治疗示例中的每个体素以45Gy/s的剂量率被输送剂量。此外，层切换时间从50ms减少到25ms。在该示例中，柱体输送中的每个柱体花费123.4ms而不是223.4ms。在该示例中，较低最大脉冲电荷的柱体剂量率是16.3Gy/s，而对于治疗体积中的每个体素，高的最大脉冲电荷的柱体状剂量率为81.5Gy/s。81.5Gy/s、持续123.4ms的剂量率在大多数FLASH定义下属于FLASH剂量率。

参考图11，控制系统可以被配置(例如编程)以实施对标靶(例如患者体内的肿瘤)的治疗计划。如前所述，治疗计划可以指定参数，包括要输送的粒子束的剂量(例如，等效剂量)和应当将剂量输送到患者体内体素的剂量率(例如，超高剂量率或标准剂量率)。治疗计划还可以指定将剂量输送到标靶的位置以及治疗标靶部分的顺序。例如，参考图1和2，标靶的部分可以是如本文所述的柱体或层。最初，控制系统可以控制粒子加速器——在这个例子中是同步回旋加速器310——以产生(1101)具有特定参数的粒子束，包括粒子束电流和强度。在一些实施方式中，粒子束的粒子束电流是100纳安或更小的电流。在一些实施方式中，粒子束的粒子束电流为50nA的电流或更小。毫微安量级的束流水平可以降低对患者的伤害风险，可以降低对加速器或治疗室内其他电子设备的损害的风险，或者可以降低这种伤害和损害二者的风险。

还可以控制(1102)或调制粒子束的强度，以控制或改变在不同粒子束能量下施加到标靶的剂量。因此，强度调制质子治疗(IMPT)可以使用本文描述的技术来实施。在一些实施方式中，可以使用来自多个不同角度的具有不同或相同强度的粒子束以FLASH剂量率或低于FLASH剂量率的剂量率来治疗相同的辐射标靶。例如，可以通过以不同角度输送辐射通过柱体，以FLASH或非FLASH剂量率治疗辐射标靶。在这样的例子中，因为辐射是以不同的角度输送的，所以没有被治疗的健康组织可只受到一次辐射。

粒子束强度至少部分基于粒子束中粒子的数量。例如，束强度可以由粒子束中的粒子数量来定义。粒子束的强度可以在粒子束的不同束斑之间变化。此外，粒子束的一个束斑的强度可以独立于粒子束的一个或多个其他束斑的强度，包括紧邻束斑。因此，在一些示例中，三维空间中的任何束斑可以被处理到任意剂量，而与一个或多个相邻束斑的剂量无关。控制系统可以使用一种或多种技术来控制粒子束强度。

在示例技术中，粒子束的强度可以通过改变从等离子体柱获得的粒子脉冲的持续时间来控制。更详细地，RF电压从起始(例如，最大)频率(例如，135兆赫(MHz))扫描直到结束(例如，最小)频率(例如，90MHz)。在RF扫描期间，粒子源被激活一段时间，以产生等离子体柱。例如，在一些实施方式中，粒子源以132MHz激活一段时间。在此期间，粒子被RF电压产生的电场从等离子体柱中提取出来。随着RF电压频率的下降，粒子在膨胀的轨道上向外加速，与不断减小的磁场和不断增加的相对论质量保持同步，直到粒子在一定时间(例如，大约600微秒)后被扫出。改变粒子源被激活的持续时间会改变在频率扫描期间从等离子体柱中提取的粒子脉冲的宽度。增加脉冲宽度会增加提取的粒子数量，从而增加粒子束的强度。相反，减小脉冲宽度会导致提取的粒子数量减少，从而导致粒子束强度降低。

在另一示例技术中，粒子束的强度可以通过改变施加到粒子源中阴极的电压来控制。在这点上，通过向粒子源的两个阴极施加电压并在阴极附近输出诸如氢气(H₂)的气体来产生等离子体柱。施加到阴极的电压使氢离子化，背景磁场使离子化的氢准直，从而产生等离子体柱。增加阴极电压导致等离子体柱中的离子量增加，而降低阴极电压导致等离子体柱中的离子量减少。当等离子体柱中存在更多离子时，在RF电压扫描期间可以提取更多离子，从而增加粒子束的强度。当等离子体柱中存在更少的离子时，在RF电压扫描期间可以提取更少的离子，从而降低粒子束的强度。

在另一示例技术中，粒子束的强度可以通过改变供给粒子源的氢气量来控制。例如，增加供应给粒子源的氢气量导致响应于阴极电压而在等离子体柱中造成更多电离机会。相反，减少供给粒子源的氢气量导致响应于阴极电压而在等离子体柱中造成电离机会减少。如上所述，当等离子体柱中存在更多粒子时，在RF电压扫描期间提取更多粒子，从而增加粒子束的强度。当等离子体柱中存在更少的粒子时，在RF电压扫描期间提取的粒子更少，从而降低粒子束的强度。

在另一示例技术中，粒子束的强度可以通过改变用于从等离子体柱提取粒子的RF电压的幅值来控制。例如，增加RF电压的幅值会导致从等离子体柱中提取更多的粒子。相反，降低RF电压的幅值会导致从等离子体柱中提取更少的粒子。当提取更多粒子时，粒子束比提取更少粒子时具有更大的强度。

在另一示例技术中，粒子束的强度可以通过在粒子源被激活的频率扫描期间以及因此在粒子被提取期间改变开始时间来控制。更具体地说，在频率扫描期间有一个有限的窗口，在此期间可以从等离子体柱中提取粒子。在示例性实施方式中，频率以基本恒定的剂量率从大约135MHz扫描到大约90MHz。在该示例中，可以在开始和结束频率之间的向下斜率的大约开始处提取粒子，例如，分别在132MHz和131MHz之间，并且粒子源可以被激活一段时间，例如，大约0.1微秒(μs)到100μs(例如，1μs到10μs或者1μs到40μs)。改变激活粒子源的频率会影响从粒子束中提取的粒子数量，从而影响粒子束的强度。

在另一示例技术中，脉冲消隐(pulse blanking)可以用于控制粒子束的强度。在这点上，RF频率扫描每秒重复多次(例如，500次/秒)。粒子源可以在每次频率扫描时被激活(例如，每2ms)。脉冲消隐通过在每次频率扫描期间不激活粒子源来减少从粒子束中提取的粒子数量。为了获得最大的粒子束强度，粒子源可以在每次频率扫描时被激活。为了降低粒子束强度，粒子源可以不太频繁地被激活，例如每二分之一、三分之一、百分之一扫描等。

在另一示例技术中，粒子束的强度可以通过向用于向粒子加速器腔施加RF电压的一个或多个D形板施加DC偏置电压来控制。在这一点上，粒子加速器包括一个主动D形板，它是一个中空的金属结构，具有两个半圆形表面，这两个半圆形表面围成一个空间，质子在围绕由磁轭围成的空腔旋转的过程中在该空间中被加速。有源D形板由施加在RF输送线末端的RF信号驱动，以将电场施加到空间中。随着加速粒子束离几何中心的距离增加，RF场随时间变化。伪D形板可以包括矩形金属壁，该矩形金属壁具有间隔开地靠近有源D形板的暴露边缘的槽。在一些实施方式中，伪D形板连接到真空室和磁轭处的参考电压。

在强磁场存在的情况下施加RF电压会导致multi-pactoring现象，这可能会降低RF场的幅值，并且在某些情况下会导致电气短路。为了减少multi-pactoring现象的量，从而保持RF场，可以将DC(直流)偏置电压施加到有源D形板，并且在一些实施方式中，还可以施加到伪D形板。在一些实施方式中，可以控制有源D形板和伪D形板之间的差分DC偏置电压，以减少multi-pactoring现象，从而增加粒子束强度。例如，在一些实施方式中，有源D形板和伪D形板上的DC偏置电压之间可能存在50％的差异。在示例性实施方式中，有-1.9千伏DC偏置电压施加到虚拟D形板，有-1.5千伏DC偏置电压施加到有源D形板。

在另一示例技术中，粒子束的强度可以通过控制RF电压扫描的比率来控制，例如，下降的斜率。通过降低斜率，可以增加从等离子体柱中提取粒子的时间。结果，可以提取更多的粒子，从而增加粒子束的强度。反之亦然，例如，通过增加斜率，可以减少从等离子体柱中提取粒子的时间量，这可以导致粒子束强度的降低。

前述用于控制粒子束强度的技术的实施方式在美国专利第9,723,705号中描述，该专利的标题“Controlling Intensity Of A Particle Beam”，其内容通过引用合并于此。

控制系统还可以控制(1103)粒子束的束斑尺寸。如上所述，一个或多个散射装置可以移入粒子束的路径，以改变其束斑尺寸。马达可用于控制散射装置的运动。基于治疗计划中的指令，马达可以响应于来自控制系统的命令。在一些实施方式中，同步回旋加速器的原生束斑尺寸是系统产生的最小束斑尺寸。因为粒子束强度也是束斑尺寸的函数，所以该束斑尺寸也产生最大的粒子束强度。在一些实施方式中，系统可产生的束斑尺寸小于2毫米(mm)西格玛。在一些实施方式中，系统可产生的束斑尺寸至少为2mm。在一些实施方式中，系统可产生的束斑尺寸在2mm西格玛和20mm西格玛之间。在一些实施方式中，系统可产生的束斑尺寸大于20mm西格玛。在一些实施方式中，可以省略操作1103。

控制系统控制(1104)扫描磁体，以根据治疗计划将粒子束移动到通过标靶21的路径24，例如如图2所示。控制扫描磁体可以包括：控制通过扫描磁体线圈的电流(图6和7)，该扫描磁体线圈控制粒子束在笛卡尔X维度上的运动；控制通过扫描磁体线圈的电流，该扫描磁体线圈控制粒子束在笛卡尔Y维度上的运动，或者两者都控制。在该位置，系统将超高剂量率的辐射输送到沿着穿过标靶的粒子束路径延伸的柱体。在这个例子中，该柱体包括沿着粒子束的方向29定位的标靶的内部部分(图2)。柱体25是三维的，因为它从束斑的中心径向延伸到束斑的周边，并且柱体向下延伸穿过标靶。在一些实施方式中，该柱体延伸穿过整个标靶，如图2所示。在某些实施方式中，该柱体只在标靶中延伸了一部分。在一些实施方式中，该柱体完全在标靶的内部。在一些实施方式中，该柱体从标靶的一个表面开始，并延伸到标靶的内部，但是没有到达标靶的另一个表面。在一些实施方式中，相邻柱体的部分重叠。

使用超高剂量率的辐射治疗(1105)该柱体。本文描述了超高剂量率辐射的例子，包括但不限于小于5s持续时间的每秒1格雷或更高。当粒子束静止时，控制系统控制粒子束的能量，使得粒子束治疗标靶中的柱体。治疗标靶中的柱体包括改变粒子束的能量，使得对于能量的每次改变，粒子束中的大部分剂量的质子(其布拉格峰)沉积在标靶内的不同深度。如本文所述，可以通过将由碳化硼或制成的结构移入或移出粒子束的路径来改变粒子束的能量，如图12至19和33至42的示例所示。可以重复图11的所有或一些操作来治疗辐射标靶上的不同柱体。例如，操作1102、1103、1104和1105可以重复用于辐射标靶上待治疗的每一柱体。

在下面描述的使用可变能量同步回旋加速器(或其他类型的可变能量粒子加速器)的实施方式中，可以通过改变经过同步回旋加速器主线圈的电流来改变粒子束的能量。在一些实施方式中，通过将诸如范围调制器460的能量吸收板这样的结构移入和移出粒子束的路径来改变粒子束的能量。在这点上，由于治疗计划规定了标靶上的柱体的位置，所以范围调制器的能量吸收板可以被预先定位在这些位置附近，以便减少这些板移动到位置中和离开位置所花费的时间。参考图12，例如，板500可以由例如纯碳化硼或碳化硼复合材料制成，在开始用辐射来治疗柱体501之前，板500可以靠近标靶503中的柱体501定位。板可以从该位置移动到粒子束中，从而减少板需要行进的距离。也就是说，板500可以被配置成完全缩回到范围调制器中。在治疗之前，板可以部分或完全延伸，因此，不需要从其完全缩回的位置行进以到达粒子束的路径。

如上所述，可以控制一个或多个板移入和移出粒子束的路径，以改变粒子束的能量。在一个示例中，一个或多个板中的每一个都可以在100ms或更短的持续时间内移入或移出粒子束的路径。在一个示例中，一个或多个板中的每一个都可以在50ms或更短的持续时间内移入或移出粒子束的路径。在一个示例中，一个或多个板中的每一个都可以在20ms或更短的持续时间内移动进入或离开粒子束的路径。如前所述，使用线性马达可以促进板的快速移动，尽管也可以使用电动马达。在这个例子中，快速移动包括几十毫秒量级的移动。

一个或多个板可以根据治疗计划中定义的顺序移入和移出粒子束的路径。例如，参考图12、13、14和15，粒子束504由扫描系统定位，以超高剂量率治疗标靶503的柱体501。在这个例子中，为了治疗柱体501的逐渐变浅的部分，最初在粒子束路径中没有板的情况下进行治疗。这显示在图12中。因此，柱体501的最深部分502被治疗。在图13中，板500a沿着箭头505的方向进入粒子束504的路径，以降低粒子束的能量。在这种板配置中，治疗柱体501的第二最深部分506。在图14中，板500b也沿着箭头505的方向进入粒子束504的路径，以进一步降低粒子束的能量。在这种板配置中，治疗柱体501的第三最深部分508。在图15中，板500c也沿着箭头505的方向进入粒子束504的路径，以进一步降低粒子束的能量。在这种板配置中，治疗柱体501的最浅部分510。通过在粒子束504静止时改变粒子束504的能量，整个柱体501可以被输送超高剂量率辐射。本文提供了超高剂量率的例子。

粒子束可以由扫描磁体引导到穿过标靶的新路径，以治疗标靶503的不同柱体。不同的柱体可以紧邻柱体501，也可以不紧邻柱体501。在一些实施方式中，粒子束的束斑可以部分重叠。例如，参考图16、17、18和19，粒子束604由扫描系统定位，以超高剂量率治疗标靶503的柱体601。在这个例子中，为了治疗柱体601的逐渐变深的部分，首先通过粒子束路径中的所有板500a、500b和500c进行治疗。这显示在图16中。因此，首先治疗柱体601的最浅部分602。在图17中，板500c沿着箭头605的方向移出粒子束604的路径，以增加粒子束的能量。在这种板配置中，治疗柱体601的第二最浅部分602。在图18中，板500b也沿着箭头605的方向移出粒子束604的路径，以进一步增加粒子束的能量。在这种板配置中，治疗柱体601的第三最浅部分608。在图19中，板500c也沿着箭头605的方向移出粒子束604的路径，以进一步增加粒子束的能量。在这种板配置中，治疗柱体601的最深部分610。通过在粒子束604静止时改变粒子束604的能量，整个柱体601可以被输送超高剂量率辐射。

在一些实施方式中，为了治疗柱体，板不需要按顺序。例如，板500a可以首先移入粒子束的路径，然后是板500c，接着是板500b。

在向柱体501或601输送超高剂量率辐射期间，粒子束504或604的强度可以根据需要改变，以便输送治疗计划中规定的超高剂量率辐射。值得注意的是，在将超高剂量率辐射输送到每个柱体期间，粒子束是静止的。例如，当超高剂量率辐射被输送到柱体内的不同深度时，粒子束的路径不会相对于标靶改变，并且粒子束不会移动。在超高剂量率辐射被输送到柱体之后，粒子束根据治疗计划被引导到穿过标靶的新路径上。然后以与参照图11所述相同的方式，根据治疗计划，在新路径上施加超高剂量率的辐射。重复该过程，直到使用超高剂量率辐射治疗所有标靶，或者直到使用超高剂量率辐射治疗标靶的指定部分。在一些实施方式中，如图所示，柱体可以是平行的，在一些实施方式中有一些重叠。在一些实施方式中，至少一些柱体可以不平行，导致重叠。在一些实施方式中，可以从不同的角度将多组柱体应用于相同的标靶或微体积，从而用辐射治疗标靶多次，同时防止健康组织多于一次地受到辐射的影响。

在一些实施方式中，粒子束不再沿着已经使用超高剂量率辐射治疗过的路径被引导。例如，粒子束从一条路径穿过标靶503步进到另一条路径。在这个例子中，沿着路径延伸到标靶中的每个柱体仅使用超高剂量率辐射治疗一次。不会再次访问和治疗柱体。通过使用超高剂量率辐射仅治疗一次柱体，标靶上方的健康组织以及在某些情况下下方的健康组织更不容易受到辐射的损伤。然而，值得注意的是，本文描述的示例系统不限于仅使用超高剂量率辐射治疗每个柱体一次。例如，在一些实施方式中，每个柱体可以被重新访问任何适当的次数，并且经受一个或多个额外剂量的超高剂量率辐射。此外，本文描述的示例系统不限于仅使用超高剂量率辐射来治疗每个柱体。例如，可以使用小于被认为是超高剂量率的辐射剂量率来如本文所述地治疗标靶的柱体。例如，可以如本文所述，在一分钟或多分钟的持续时间内，使用诸如每秒0.1格雷的辐射剂量率来治疗标靶的柱体。在一些实施方式中，诸如图2所示的按柱体逐一治疗可以与诸如图1所示的逐层治疗相结合。例如，标靶可以按柱体逐一治疗，然后逐层治疗，或者逐层治疗，然后按柱体逐一治疗。在一些实施方式中，标靶的一部分可以被按柱体逐一治疗，并且标靶的一部分可以在每种情况下用超高剂量率辐射或更少的辐射被逐层治疗。

在一些实施方式中，为了减少治疗时间，对于标靶上的不同柱体，范围调制器的能量吸收板可以不同地排序。例如，对于柱体501，如参照图12至15所解释的，板可以顺序地移动到粒子束中。然后，可以引导粒子束来治疗标靶的相邻或其他柱体601。如果板已经覆盖了粒子束的路径，它们可以顺序地移出粒子束的路径，如针对图16至19所述的。如果板还没有覆盖粒子束的路径，板可以一起移动以覆盖粒子束的路径，然后顺序地移出粒子束的路径。因此，对于第一柱体，板可以顺序移动以治疗第一柱体的逐渐变浅的部分，例如层。对于与第一柱体相邻的第二柱体，可以顺序移动板，以连续治疗第二柱体的更深部分，例如层。对于粒子束的相邻路径，可以在整个标靶中重复该过程。在一些实施方式中，板的移动在束场中可以是增量的；例如，基于束斑尺寸(例如，毫米量级)而不是从它们完全缩回的位置。例如，板可以从粒子束路径移动到相邻的粒子束路径，而不是对于每个柱体完全缩回和伸出。

在一些实施方式中，能量吸收板可以在整个或部分束场中移动。在一些示例中，束场是粒子束能够在平行于患者身上的治疗区域的平面上移动的最大范围。当一个或多个板从粒子束移动到相邻粒子束时，一个或多个板可以跟踪粒子束。例如，一个或多个板可以随着粒子束的移动而移动，使得粒子束在板移动时穿过一个或多个板。

在一些实施方式中，小于超高(或FLASH)辐射剂量率的辐射剂量可以使用射程调节器(其具有诸如由碳化硼制成的板、多面体或弯曲三维形状的结构)逐层施加到标靶。例如，参考图1，通过沿着箭头15的方向移动粒子束穿过层，可以使用粒子束12来治疗标靶11的整个层10，粒子束12具有足以将剂量输送到层10的能量。射程调节器然后可以被重新配置，例如，由碳化硼制成的板可以移出束路径以增加粒子束的能量级。然后，可以使用具有足以向层16输送剂量的不同能量的粒子束，以相同的方式治疗标靶11的不同层16，等等。

在一些实施方式中，FLASH剂量的辐射可以沿着单个柱体输送，其中束方向固定在粒子加速器等的中心的单个束斑上。在一些实施方式中，可以使用略大的局部体积(称为微体积)而不是瞄准单个束斑的柱体来输送FLASH剂量的辐射。微体积可以是体素、是体素的一部分，或者包括治疗计划中指定的多个体素。图33至42示出了使用FLASH剂量率通过柱体向辐射标靶的微体积输送辐射的例子。本文描述了FLASH剂量率的例子。在一些实施方式中，通过柱体向图33至42的微体积输送辐射可以是非FLASH剂量率或是FLASH剂量率和非FLASH剂量率的组合。

图33示出了辐射标靶(例如患者体内的肿瘤)的部分1400的示例。部分1400被分成四个微体积1401、1402、1403和1404。尽管示出了立方形微体积，但是微体积可以具有任何合适的形状，例如三维棱正交的多胞形(orthotope)、规则弯曲形状或无定形形状。在这个例子中，每个微体积通过以本文描述的方式，例如参照图12至19，通过柱体输送辐射来治疗。例如，可以通过使用射程调节器板来改变粒子束能量或者通过控制可变能量同步回旋加速器来改变粒子束能量而用辐射治疗微体积的柱体深度。在已经治疗了单个微体积之后，治疗下一个微体积，以此类推，直到已经治疗了整个辐射标靶。微体积的治疗可以以任何适当的次序或顺序地进行。

在图33至42的示例中，仅示出了八个柱体1405。然而，在每微体积中可以治疗任何适当数量的柱体。在一些例子中，10到20个束斑，以及因此柱体可以用于治疗微体积。此外，尽管每个束斑对应于一个辐射柱体，但为了清楚起见，图中仅示出了前方的柱体。此外，尽管本文描述的例子治疗从柱体的最深部分到柱体的最浅部分的微体积，但情况不必如此。例如，可以控制射程调节器板来治疗从柱体的最深部分到柱体的最浅部分的一个微体积，然后治疗从柱体的最浅部分到柱体的最深部分的相邻微体积，等等，如参考图12至19所述。在其他示例中，不同的柱体深度可以不按顺序治疗。

在图33中，治疗柱体1405的最深部分1407。柱体的已治疗部分是阴影的，未治疗部分没有阴影，这是本文的惯例。在图34中，治疗柱体1405的下一个最深部分1408。在图35中，治疗柱体1405的下一个最深部分1409。在图36中，治疗柱体1405的下一个最深部分1410。在图37中，治疗柱体1405的最浅部分1411，从而完成微体积1401的治疗。在这点上，尽管为了清楚起见分离了柱体，但是柱体实际上可以至少部分重叠，如针对图12至19的情况，以确保整个微体积用辐射治疗。

在微体积1401被治疗之后，下一个微体积1402以类似的方式被治疗。在图38中，治疗柱体1415的最深部分1417。在图39中，治疗柱体1415的下一个最深部分1418。在图40中，治疗柱体1415的下一个最深部分1419。在图41中，治疗柱体1415的下一个最深部分1420。在图42中，治疗柱体1415的最浅部分1421，从而完成微体积1402的治疗。如上所述，尽管为了清楚起见柱体被分开，但柱体实际上可以至少部分重叠，如针对图12至19的情况，以确保整个微体积被辐射治疗。

在微体积1402被治疗之后，剩余的微体积可以以类似的方式被治疗。可以以任何顺序或次序并使用任何适当数量和位置的柱体来治疗微体积。此外，如本文所述，可以使用不同的粒子束强度来治疗各个柱体。这些强度可能因柱体而异，或因微体积而异，或因柱体以及因微体积而异。此外，可以从多个不同的角度进行治疗每个微体积，作为强度调制质子治疗(IMPT)的一部分。

在一示例中，图43A和43B的曲线示出了蒙特卡罗(Monte Carlo)模拟的结果，该模拟能计算输送到治疗体积的辐射剂量以及在该剂量计算中每个体素达到最终剂量所花费的时间。在一个例子中，对同步回旋加速器的一些参数进行性能修改，例如，10ms或更短层切换时间而不是50ms层切换时间，增加粒子束电流，增强脉冲-脉冲稳定性，在每一边为3cm的立方体上输送的束斑可以在治疗体积的每个部分在不到500毫秒内接收其剂量的情况下输送。这些小立方体并不是严格地以每一个能量层都有一个束斑的柱体的形式输送的，而是以每一层都有几个(例如10到20个)束斑的微体积的形式输送的。此外，准直可用于将一个微体积与另一个隔离，允许在合理的总治疗时间内输送这些体积。例如，可以使用本文描述的可配置准直器或任何其他合适的准直装置，包括标准多叶准直器。

在一些实施方式中，每个微体积可以以参照图12至19描述的方式治疗。例如，在移动到同一微体积中的下一个柱体之前，可以治疗微体积中的整个柱体。一旦治疗了微体积中的所有柱体，则治疗进行到下一个微体积。在那里，重复治疗，直到微体积的所有柱体都被治疗。然后治疗进行到下一个微体积，以此类推，直到整个辐射标靶被治疗。这些实施方式不同于图33至42的实施方式，在图33至42的实施方式中，对于微体积中的每一柱体，一次治疗该微体积中每一柱体的整个深度或微层。此后，治疗进行到下一深度，以此类推，直到微体积中的所有柱体都被治疗。

如本文所述，以超高剂量(FLASH)率向全部或部分柱体输送辐射可以实施为以任何随机方式沉积辐射剂量。例如，参考图32，辐射标靶中的示例柱体1299可以包括多个深度。每个深度可以包括标靶的微层，该微层具有大约束斑的直径。使用如本文所述的通过柱体输送或辐射，可以超高剂量(FLASH)率将辐射输送到深度1301、1302和1303中的每一个。剂量可以通过治疗计划确定的任何方式提供。例如，可以向深度1303施加比深度1301或1302更高剂量的辐射。在另一个例子中，最高剂量可以施加到深度1303，次高剂量可以施加到深度1302，最低剂量可以施加到深度1302。在另一个例子中，最高剂量可以施加到深度1301，次高剂量可以施加到深度1303，最低剂量可以施加到深度1302。因此，可以在不考虑(例如独立于其)通过对多个剂量求和而产生的布拉格峰的形状的情况下施加剂量。换句话说，在一些情况下，剂量可以不被配置成以超高剂量(FLASH)率或较低剂量率沿着输送到辐射标靶的辐射柱体获得扩展的布拉格峰。

在一些实施方式中，可以将一个或多个脊形滤波器或范围调制器轮添加到粒子束的路径中，以扩展(例如，拉长)粒子束的布拉格峰。通过使用均匀的深度-剂量曲线来产生拉长或扩展的布拉格峰。也就是说，基于剂量将被输送到的组织中的深度来校准剂量，以便获得平坦或基本平坦的细长布拉格峰。参考图32，例如，为了使用通过柱体的辐射输送来实现扩展的布拉格峰，例如1300，可以将全部(100％)剂量施加到辐射标靶的柱1299中的深度1301一段时间。接下来，可以将80％的剂量施加到深度1302一段时间。深度1302比深度1301更位于光束上游(即更浅)。接下来，可以将66％的剂量施加到深度1303一段时间。深度1303比深度1302更位于光束上游(即更浅)。这可以重复进行，直到获得扩展的布拉格峰1300。

马达可以控制一个或多个脊形滤波器或范围调制器轮进入或离开粒子束路径的运动。马达可以对控制系统的命令做出响应。扩展粒子束的布拉格峰可用于如图12至19所示的柱体治疗或如图1所示的逐层治疗。在一些实施方式中，当布拉格峰扩展时，可以使用诸如本文所述的技术来增加粒子束的强度。

在一些实施方式中，可以自动控制范围调制器轮在束场内的二维或三维移动，以便跟踪粒子束的移动。例如，参见图23，范围调制器轮可以被自动控制以在笛卡尔的X维度918和Z维度917上沿粒子束路径移动。范围调制器轮可以具有不同的厚度，并且可以旋转以改变粒子束的布拉格峰，从而改变大部分粒子沉积在标靶内的深度。在一些实施方式中，范围调制器轮可以包括限定其各种厚度的阶梯。在一些实施方式中，可以控制粒子束的强度，以便控制在范围调制器轮上的每个位置输送的剂量。这样做是为了控制深度剂量分布。

如上所述，在一些实施方式中，扫描系统不包括可配置的准直器。例如，在射程调节器中包括碳化硼的系统中，束斑尺寸可以足够小和精确，以消除对可配置准直器的需要。在一些实施方式中，扫描系统确实包括可配置的准直器。可配置准直器可以由控制系统控制，以在粒子束到达辐射标靶之前修整粒子束。同样如所解释的，可配置的准直器可以被控制成随着静止粒子束的能量改变而不同地修整该粒子束，以治疗标靶中的柱体的不同部分(例如深度)。更具体地说，粒子束的横截面积——换句话说，粒子束的束斑尺寸——可以随着粒子束穿过不同量的组织而改变。为了确保粒子束的尺寸以及因此被治疗的柱体的半径在柱体的整个长度上保持一致，可以改变准直器的配置以提供不同的修整量。换句话说，可配置准直器的配置可以响应粒子束能量的变化而改变。也就是说，由于不同能量的粒子束穿透不同量的组织，这些粒子束可以经历不同量的色散，因此需要不同量的准直来产生规则形状的柱体，例如具有恒定半径的圆柱体形。

在一些实施方式中，可配置的准直器包含大致平坦的结构，其被称为“板”或“叶片”，并且它们可被控制为移动到粒子束或治疗区域中，以阻挡一些辐射的通过并允许其他辐射的通过。如上所述，可以存在两组相互面对的叶片。这组叶片是可控的，以产生适合于治疗的大小和形状的开口。例如，每组叶片可配置成限定边缘，该边缘可移入粒子束的路径，使得边缘的第一侧上的粒子束的第一部分被叶片阻挡，并且使得边缘的第二侧上的粒子束的第二部分不被叶片阻挡并且被允许输送到治疗区域。在一些实施方式中，叶片连接到线性马达，是线性马达的一部分，或者包括线性马达，每个叶片一个线性马达，线性马达是可控的，以控制叶片朝向或远离治疗区域的运动，从而限定边缘。

在一些实施方式中，线性马达是可控的，以配置一组叶片来限定第一边缘，并配置另一组叶片来限定面向第一边缘的第二边缘。与可配置准直器一起使用的线性马达可以具有与参考图10描述的范围调制器板一起使用的线性马达相似或相同的配置。例如，每个线性马达可以包括可动部件和固定部件。固定部件包括产生第一磁场的磁场发生器。磁场发生器的一个例子包括相邻且间隔开的两个固定磁体，它们的磁极对准。可动部件包括一个或多个线圈，用于传导电流以产生第二磁场，该第二磁场与第一磁场相互作用以使可动部件相对于固定部件移动。例如，可动部件可以是构成固定部件的两个磁体之间的线圈承载板。当电流通过线圈时，该电流产生与两个磁体产生的磁场相互作用的磁场，并导致可动部件(例如载流板)相对于两个磁体移动。因为叶片附接到可动部件，所以叶片与可动部件一起移动。可以控制不同叶片的线性马达来控制叶片的运动，从而限定上述可配置准直器的边缘。

如上所述，在一些实施方式中，线性马达包括两个磁体和线圈承载板，所述两个磁体相邻且间隔开，并且磁极对准，所述线圈承载板夹在两个磁体之间并且相对于两个磁体移动。这种配置允许多个线性马达排成一行，每个线性马达都非常接近下一个线性马达，这是控制可配置准直器的叶片所需要的。例如，在一些实施方式中，叶片大约为毫米厚(例如，5毫米或更小)。这种厚度的叶片能够实现相对高精度的边缘；然而，在某些情况下，这种厚度的叶片会使得使用传统马达的实施不切实际。然而，本文描述的线性马达能够使用具有这种厚度的叶片。例如，两个固定磁铁屏蔽在它们之间移动的线圈承载板，从而控制叶片的移动。通过屏蔽线圈承载板使其不受杂散磁场的影响，即使当多个线圈承载板和相应的固定磁体彼此非常接近时，也可以控制板的运动。

在一些实施方式中，可以由一个或多个处理设备组成的控制系统被编程为控制线性马达，从而控制叶片的定位以限定边缘。例如，控制系统可以是可控的，以输出一个或多个控制信号来控制一个或多个线性马达伸出或缩回一个或多个叶片以限定边缘。在一些实施方式中，可以使用编码器来跟踪线性马达的运动。在一些示例中，编码器包括连接到与叶片和线性马达相同的组件的电子设备。编码器可以包括一个或多个激光传感器、光学传感器或二极管传感器。编码器检测叶片的运动，例如，通过检测叶片上的标记或其它标记，或者连接到叶片并随叶片运动的结构上的标记或其它标记相对于编码器的位置。关于叶片位置的信息被反馈到控制系统，并且被控制系统用来在操作期间确认叶片的位置，并且在一些实施方式中，改变它们的位置。编码器可以是或包括简单的电子传感器，其对中子辐射不像上面的处理设备那样敏感，因此可以位于治疗室内。

如前所述，一些实施方式可以不包括可配置的准直器。在诸如此类的示例性实施方式中，粒子束穿过射程调节器并到达患者，而无需诸如准直之类的后续调节。例如，在诸如板、多面体或弯曲三维形状的结构包括碳化硼的实施方式中，粒子束的束斑尺寸可以相对于使用射程调节器中的其他材料产生的粒子束的束斑尺寸减小。在这种情况下，可能不需要额外的准直来实现治疗辐射标靶所需的束斑分辨率。如上所述，在一些实施方式中，可配置的准直器可以在射程调节器和患者之间。可以使用的可配置准直器的示例性实施方式参照图20至25进行描述。

图20示出了可以在可配置准直器中使用的叶片740的示例，尽管可配置准直器不限于与这种类型的叶片一起使用。叶片的高度750沿着粒子束线(例如，粒子束的方向)。叶片的长度752沿着其促动方向进出治疗区域，并且基于系统能够治疗的场(field)的大小或其部分。场的大小对应于粒子束能够影响的治疗区域。叶片的宽度753是多个叶片被促动时堆叠的方向。通常，使用的叶片越多，可以产生的孔径分辨率越高，包括弯曲边界。

在图20中，叶片740包括沿着其侧面的舌-槽特征(ongue and groove feature)755，其被配置成当多个这样的叶片堆叠时减少叶片间泄漏。在这个例子中，叶片740的弯曲端756被配置成在治疗区域的所有位置保持与粒子束相切的表面。每片叶片的末端可以是平的，而不是弯曲的。

在一些实施方式中，可配置准直器叶片的高度足以阻挡至少最大束能量(例如，加速器输出的粒子束的最大能量)。在一些实施方式中，可配置的准直器叶片具有阻挡小于最大粒子束能量的高度。在一些实施方式中，可配置准直器叶片的长度不由整个治疗区域的面积决定，而是由单个束斑(粒子束的横截面积)或多个束斑的面积决定。

图21示出了部分可配置准直器810的示例性实施方式。可配置准直器800包括叶片801，叶片801具有一定高度并由诸如镍、黄铜、钨或其他金属的材料制成，足以抑制或防止给定能量的辐射通过。例如，在一些系统中，粒子加速器被配置成产生最大能量为100MeV(百万电子伏)至300MeV的粒子束。因此，在这样的系统中，叶片可以被构造成阻止具有100MeV、150MeV、200MeV、250MeV、300MeV等能量的粒子束通过。例如，在一些系统中，粒子加速器被配置成产生最大能量超过70MeV的粒子束。因此，在这样的系统中，叶片可以被构造成阻止具有70MeV或更高能量的粒子束通过。

叶片801安装在载体上，以控制它们相对于辐射标靶的治疗区域的运动，例如患者体内肿瘤的横截面层。控制该运动以使叶片801覆盖治疗区域804的一些部分，从而防止辐射在治疗期间影响这些部分，同时使治疗区域的其他部分暴露于辐射。在图21的示例性实施方式中，总共有十四片叶片，七片在左边，七片在右边。在一些实施方式中，可以有不同数量的叶片，例如，总共十片，左边五片，右边五片；总共十二片，左边六片，右边六片，等等。

在图21中，位置802代表束斑的中心，因此代表辐射将被输送到的标靶中的柱体的位置。圆808代表治疗边界的一部分，超过该部分则不应被输送辐射。靠近该边界(例如，在粒子束轮廓的一个标准偏差内)的束斑与健康组织接壤。通过在可配置的准直器上适当地配置和放置叶片，可以修整(即阻挡)这些束斑。待修整的束斑的一个例子是束斑811，其中心在位置806。如图所示，叶片801被配置成阻挡束斑811的延伸超过圆808并进入健康组织(或至少是未被指定用于治疗的组织)的部分。

在一个示例性实施方式中，在两个单独的载体的每一个上，有五个大约5mm宽的叶片和两个大约80mm宽的叶片。在一些实施方式中，在两个单独的托架的每一个上，有七个叶片，其中两个叶片的宽度是其他五个叶片的宽度的三倍或更多倍。其他实施方式可以包含不同数量、尺寸和配置的叶片，以及不同数量和配置的载体。例如，一些实施方式可以包括每个托架有五到五十片叶片之间的任意数量，例如每个托架有5、6、7、8、9、10、11、2、13、14、15、16、17、18、19、20、21、22、23、24、25、26、27、28、29、30、31、32、33、34、35、36、37、38、39、40、41、42、43、44、45、46、47、48、49、或50个叶片(或更多)。

如本文所述，托架可以水平和垂直移动。叶片也可以相对于每个托架水平地移入和移出治疗区域。以这种方式，叶片可被配置为接近正在治疗的区域附近的区域中的治疗边界的形状(例如，在该示例中的圆811或其一部分)。

叶片可以在待治疗的不同柱体之间垂直和/或水平移动，使得当粒子束被输送到特定柱体时，叶片处于适当的位置。如上所述，当粒子束静止时，可以基于粒子束能量重新配置叶片，以为不同的粒子束能量提供不同的配置。如前所述，粒子束可能会在组织中有所分散。可配置的准直器可以随着粒子束能量的变化而重新配置，以保持规则(例如圆柱体形)形状的柱体。

图22、23和24示出了可配置准直器的示例性实施方式，包括被配置为保持并相对于治疗标靶垂直和水平移动上述叶片的托架913、914、915。如图所示，垂直移动包括笛卡尔Z维度917中的移动，水平移动包括笛卡尔X维度918中的移动(笛卡尔Y维度进入或离开图23中的页面)。图23和24示出了透明的托架外壳的部分，以便示出壳体内部的部件；然而，壳体实际上并不透明。

托架913在这里被称为主托架，托架914和915在这里被称为副托架。副托架914、915连接到主托架913，如图22至24所示。在该示例中，副托架914、915各自包括经由相应构件918、919固定到主托架915的壳体。在该示例中，主托架913可相对于辐射标靶和相对于粒子加速器沿轨道920垂直地移动(Z方向)。主托架913的垂直运动也导致副托架垂直运动。在一些实施方式中，副托架一致地垂直移动。在一些实施方式中，每个副托架的垂直运动独立于另一个副托架的垂直运动。

如图22至24所示，每个副托架914、915连接到相应的杆或轨道922、923，副托架沿着该杆或轨道移动。更具体地说，在这个例子中，马达925驱动副托架914沿着杆922朝向或远离副托架915移动。类似地，在该示例中，马达926驱动副托架915沿着杆923朝向或远离副托架914移动。如本文所述，对主托架和副托架的运动进行控制，以相对于辐射标靶定位叶片。此外，叶片本身也构造成移入和移出托架，也如本文所述。

如图24所示，马达930驱动主托架913的垂直运动。例如，如图24所示，导螺杆931连接到壳体932，壳体932保持用于驱动相应的副托架914、915的马达925、926，并且安装在轨道920上。丝杠931连接到马达930，并由马达930垂直驱动。也就是说，马达930垂直驱动导螺杆931(笛卡尔Z维度)。因为导螺杆931固定在外壳932上，所以这种运动也导致外壳932，从而第二托架914、915沿着轨道920朝向或远离辐射标靶移动。

在该示例性实施方式中，如上所述，七个叶片935、936安装在每个副托架914、915上。每个副托架可以被配置成将其叶片水平移入或移出治疗区域。每个副托架上的单个叶片可以使用线性马达相对于同一副托架上的其它叶片在X维度上独立且线性地移动。在一些实施方式中，叶片也可以被配置为在Y维度上移动。此外，一个副托架914上的叶片可以独立于另一个副托架915上的叶片移动。副托架上的叶片的这些独立运动，连同由主托架实现的垂直运动，允许叶片被移动成各种构型。结果，叶片可以在水平和垂直方向上符合在水平和垂直维度上随机成形的治疗区域。叶片的尺寸和形状可以变化以产生不同的构型。例如，可以改变尺寸和形状来治疗单个束斑，从而治疗单个柱体。在一些实施方式中，每个副托架上的单个叶片可以使用电动机独立且线性地移动，该电动机相对于同一副托架上的其他叶片在X维度上驱动导螺杆。

叶片可以由任何防止或抑制辐射传播的适当材料制成。使用的辐射类型可以决定叶片中使用的材料(一种或多种)。例如，如果辐射是X光，叶片可由铅制成。在本文描述的例子中，辐射是质子或离子束。因此，不同类型的金属或其他材料可以用于叶片。例如，叶片可以由镍、钨、铅、黄铜、钢、铁或它们的任何适当组合制成。每片叶片的高度可以决定该片叶片对辐射输送的抑制程度。

在一些实施方式中，叶片可以具有相同的高度，而在其他实施方式中，一些叶片的高度可以不同于其他叶片的高度。例如，一组叶片的高度可以各为5mm。然而，可以使用任何合适的高度。例如，叶片935、936可以具有以下任何高度(或其他高度)：1mm、2mm、3mm、4mm、5mm、6mm、7mm、8mm、9mm、10mm、11mm、3mm、13mm、14mm、15mm、16mm、17mm、18mm、19mm、20mm、21mm、22mm、23mm、24mm、25mm、26mm、27mm、28mm、29mm，等等。叶片可以具有前述高度的任意组合。此外，每片叶片可以具有不同于一片或多片其它叶片的高度。

在一些实施方式中，叶片的高度不仅足以在最大预期质子能量下完全阻挡粒子束(例如，230MeV下3.3cm的钨或例如5.2cm的镍)，而且具有足够的额外材料来防止叶片之间的质子输送。这种材料可以具有如图20所示的舌-槽结构，或者类似的结构。叶片末端可以被配置成包括弯曲或锥形表面，以增强不同发散度的质子束的输送半影区(penumbra)。

在一些实施方式中，可以有一个以上的主托架和相应的马达和轨道。例如，第一主托架可以控制第一副托架的垂直运动，第二主托架可以控制第二副托架的垂直运动。因此，在这种实施方式中，如果需要，两个副托架可以在垂直方向上独立移动。在任何情况下，主托架都可以由计算机控制。例如，可执行指令存储在计算机存储器(例如，一个或多个非暂时性机器可读存储介质)中，并由一个或多个处理设备执行以控制移动。在治疗期间，可以在有或没有用户输入的情况下进行控制。

如上所述，每个副托架914、915包括相应的马达来控制水平托架运动。在一些实施方式中，单个托架上的所有叶片都可以使用线性马达独立移动，其中一个线性马达控制每个叶片。每个叶片可以由图10中描述的类型的线性马达控制，以产生边缘来阻挡至少一些辐射到达患者，例如，修整由粒子束产生的一个或多个束斑。如上所述，可配置准直器中使用的线性马达可以具有与范围调制器中使用的线性马达相同的结构和功能。然而，在这种情况下，准直器叶片附接到线性马达，而不是能量吸收板。每个线性马达线性驱动其相应的叶片到达其在经配置边缘的位置。

在上述示例性实施方式中，每个叶片使用独立且可独立控制的线性马达独立促动，使得任何合适的形状都可以用叶片构造来描绘。然而，可能不需要这种柔性来实现可接受的边缘一致性。叶片可能受到机械限制，只能实现有限数量的配置。例如，叶片可以被限制为将它们布置成垂直线、前对角线形状、后对角线形状、凹形形状、凸形形状或任何其他可实现的形状。通过这种方式，灵活性可以换来机械上的简单。

在某些情况下，当粒子束与叶片边缘的表面相切时，会产生更好的粒子束性能(半影或边缘锐度)。然而，由于粒子束实际上源自单点源，因此当粒子束远离场中心时，粒子束通过可配置准直器平面的角度会发生变化。由于这个原因，叶片可能有弯曲的边缘，如图20所示，这样边缘总是可以被放置在一个位置，使它们与粒子束相切。在可配置准直器的示例性实施方式中，主托架和副托架移动的轨道是弯曲的，使得平的叶片边缘可以用来代替弯曲的叶片边缘，并且使得平坦但保持与粒子束相切。

概括地说，在一些实施方式中，可配置准直器可以具有相对较小的尺寸，至少部分是由于本文描述的线性马达。因此，与标准多叶准直器相比，示例性可配置准直器因此可以用于一次修整治疗区域的一部分，例如小于整个治疗区域并且大约等于一个束斑尺寸、两个束斑尺寸、三个束斑尺寸、四个束斑尺寸、五个束斑尺寸等的区域。因此，在一些实施方式中，可配置准直器可以小到足以一次修整单个束斑，并且可以大到足以在一个位置修整几个束斑，而不是整个场(在不移动的情况下)。如上所述，当用于产生治疗柱体的粒子束的能量变化时，修整单个束斑的能力可以用于保持治疗柱体的规则形状。

扫描系统可包括本文所述的可配置准直器，其可相对于辐射标靶放置，以限制粒子束的范围，从而限制粒子束的范围。例如，可配置准直器可以被放置在射程调节器的粒子束下游的粒子束中，并且在粒子束撞击辐射标靶的治疗区域之前。可配置的准直器可由控制系统控制，并根据治疗计划，允许粒子束穿过其中，然后撞击治疗区域的特定部分，同时防止粒子束撞击患者的其他部分。图25描绘了可配置准直器970的实现相对于患者971的放置。还示出了粒子束971a的方向。

标题为“Adaptive Aperture”的美国专利公开第2017/0128746号中描述了可以使用的可配置准直器的示例，其内容通过引用结合于此。

图26和27示出了包含安装在台架上的粒子加速器的质子治疗系统1082的示例的部分。因为加速器安装在台架上，所以它在治疗室中或邻近治疗室。粒子加速器可以是图3的同步回旋加速器；然而，该系统不限于与同步加速器一起使用。台架和粒子加速器可以根据治疗计划与扫描系统一起被控制，以本文所述的方式使用超高剂量率辐射来专利辐射标靶的柱体。在一些实施方式中，台架是钢制的，并且具有安装成在位于患者相反侧的两个相应轴承上旋转的两条腿(未示出)。台架可以包括连接到其每条腿的钢桁架(未示出)，该钢桁架足够长以跨越患者所在的治疗区域，并且在两端附接到台架的旋转腿。粒子加速器可以由钢桁架支撑，用于围绕患者运动。

在图26和27的例子中，患者位于治疗床1084上。在该示例中，治疗床1084包括支撑患者的平台。该平台还可以包括一个或多个约束装置(未示出)，用于将患者保持在适当的位置，并用于在治疗床移动期间和治疗期间保持患者基本不动。平台可以或可以不被填充和/或具有对应于部分患者形状的形状(例如，凹痕)。该床可以通过臂1085移动。

图28示出了在美国专利第7,728,311号中描述的台架配置的示例，该专利通过引用合并于此，并且包括质子治疗系统的替代实施方式的部件，该质子治疗系统可用于以本文描述的方式使用超高剂量率辐射来治疗辐射标靶的柱体。图28的示例性质子治疗系统包括内部台架1190，其具有管口1191、治疗床1192和安装在外部台架1194上的粒子加速器1193(例如，本文所述类型的同步回旋加速器)，用于至少部分地围绕患者旋转，以向患者体内的标靶(一个或多个)输送辐射。治疗床1192是根据治疗计划可控的，并且被配置成以本文描述的方式旋转和平移患者。

在图28的例子中，粒子加速器1193也被安装到外部台架1194，也使得粒子加速器能够沿着臂1196在箭头1195的方向上线性移动(例如平移移动)。同样如图28所示，粒子加速器1193可以连接到万向节1199，用于相对于台架枢转运动。这种枢转运动可用于定位加速器，从而定位用于治疗的粒子束。

扫描系统的部件(包括扫描磁体、离子室、范围调制器和可配置准直器)可以安装在质子治疗系统的内部台架的管口1081、1191上、之中或联接到其上。这些部件可以根据治疗计划由控制系统控制，以使用超高剂量率辐射来治疗辐射标靶的柱体。在两个示例中，管口可相对于患者和粒子加速器沿着内部台架(1080或1190)的轨道移动，并且可朝向患者延伸和远离患者缩回，从而也可延伸和缩回安装在其上的部件。

在一些实施方式中，本文描述的质子治疗系统中使用的同步回旋加速器可以是可变能量同步回旋加速器。在一些实施方式中，可变能量同步回旋加速器被配置成通过改变粒子束被加速的磁场来改变输出粒子束的能量。例如，电流可以被设置为多个值中的任何一个，以产生相应的磁场。在示例性实施方式中，一组或多组超导线圈接收可变电流以在空腔中产生可变磁场。在一些示例中，一组线圈接收固定电流，而一组或多组其他线圈接收可变电流，使得线圈组接收的总电流变化。在一些实施方式中，所有线圈组都是超导的。在一些实施方式中，一些线圈组(例如用于固定电流的线圈组)是超导的，而其他线圈组(例如用于可变电流的一个或多个线圈组)是非超导的(例如铜)线圈。

一般来说，在可变能量同步回旋加速器中，磁场的大小可以随着电流的大小而变化。在预定范围内调节线圈的总电流可以产生在相应的预定范围内变化的磁场。在一些例子中，电流的连续调节可以导致磁场的连续变化和输出束能量的连续变化。或者，当施加到线圈的电流以非连续、步进的方式调节时，磁场和输出束能量也以非连续(步进)的方式相应地变化。磁场相对于电流的比例可以允许相对精确地实现粒子束能量的变化，从而减少对射程调节器的需求。标题为“Particle Accelerator That Produces ChargedParticles Having Variable Energies”的美国专利第9,730,308号中描述了可用于本文所述粒子治疗系统的可变能量同步回旋加速器的一个例子，该专利的内容通过引用合并于本文。

在使用可变能量同步回旋加速器的粒子治疗系统的实施中，可以通过改变同步回旋加速器输出的粒子束的能量、根据治疗计划来控制粒子束的能量以治疗标靶的一个柱体。在这样的实施方式中，可以使用或不使用范围调制器。例如，控制粒子束的能量可以包括将同步回旋加速器主线圈中的电流设置为多个值之一，每个值对应于从同步回旋加速器输出粒子束的不同能量。范围调制器可以与可变能量同步回旋加速器一起使用，以提供额外的能量变化，例如，在同步回旋加速器提供的离散能级之间。

在一些实施方式中，除同步回旋加速器之外的粒子加速器可用于本文所述的粒子治疗系统。例如，回旋加速器、同步加速器、线性加速器等可以代替本文描述的同步回旋加速器。尽管已经描述了旋转台架(例如，外部台架)，但是本文描述的示例性粒子治疗系统不限于与旋转台架一起使用。相反，粒子加速器可以适当地安装在任何类型的机器人或其他可控机构上，以实现粒子加速器的运动，在此也将其描述为台架类型。例如，粒子加速器可以安装在一0个或多个机械臂上，以实现加速器相对于患者的旋转、枢转和/或平移运动。在一些实施方式中，粒子加速器可以安装在轨道上，并且沿着轨道的运动可以由计算机控制。在这种配置中，加速器相对于患者的旋转和/或平移和/或枢转运动也可以通过适当的计算机控制来实现。在一些实施方式中，粒子加速器可以是静止的，并且位于治疗室的外部，束被输送到治疗室中的管口。

在一些例子中，如上所述，超高剂量率的辐射可以包括持续时间小于500ms的超过每秒1格雷的辐射剂量。在一些示例中，超高剂量率的辐射可以包括持续时间在10ms和5s之间的超过每秒1格雷的辐射剂量。在一些示例中，超高剂量率的辐射可以包括持续时间小于5s的超过每秒1格雷的辐射剂量。

在一些示例中，超高剂量率的辐射包括持续时间小于500毫秒时超过以下剂量之一的辐射剂量：每秒2格雷、每秒3格雷、每秒4格雷、每秒5格雷、每秒6格雷、每秒7格雷、每秒8格雷、每秒9格雷、每秒10格雷、每秒11格雷、每秒12格雷、每秒13格雷、每秒14格雷、每秒15格雷、每秒16格雷、每秒17格雷、每秒18格雷、每秒19格雷、每秒20格雷、每秒30格雷、每秒40格雷、每秒50格雷、每秒60格雷、每秒70格雷、每秒80格雷、每秒90格雷或每秒100格雷。在一些示例中，超高剂量率的辐射包括在10ms和5s之间的持续时间内超过以下剂量之一的辐射剂量：每秒2格雷、每秒3格雷、每秒4格雷、每秒5格雷、每秒6格雷、每秒7格雷、每秒8格雷、每秒9格雷、每秒10格雷、每秒11格雷、每秒12格雷、每秒13格雷、每秒14格雷、每秒15格雷、每秒16格雷、每秒17格雷、每秒18格雷、每秒19格雷、每秒20格雷、每秒30格雷、每秒40格雷、每秒50格雷、每秒60格雷、每秒70格雷、每秒80格雷、每秒90格雷或每秒100格雷。在一些示例中，超高剂量率的辐射包括在小于5s的持续时间内超过以下剂量之一的辐射剂量：每秒2格雷、每秒3格雷、每秒4格雷、每秒5格雷、每秒6格雷、每秒7格雷、每秒8格雷、每秒9格雷、每秒10格雷、每秒11格雷、每秒12格雷、每秒13格雷、每秒14格雷、每秒15格雷、每秒16格雷、每秒17格雷、每秒18格雷、每秒19格雷、每秒20格雷、每秒30格雷、每秒40格雷、每秒50格雷、每秒60格雷、每秒70格雷、每秒80格雷、每秒90格雷或每秒100格雷。

在一些示例中，超高剂量率的辐射包括持续时间小于500毫秒、持续时间为10毫秒至5秒或持续时间小于5秒的超过以下一个或多个剂量的辐射剂量：1每秒100格雷、每秒200格雷、每秒300格雷、每秒400格雷、每秒500格雷、或每秒600格雷。

在一些例子中，超高剂量率的辐射包括持续时间小于500ms的每秒20格雷至每秒100格雷的辐射剂量。在一些示例中，超高剂量率的辐射包括持续时间在10ms和5s之间的每秒20格雷至每秒100格雷的辐射剂量。在一些示例中，超高剂量率辐射包括持续时间小于5s的每秒20格雷至每秒100格雷的辐射剂量。在一些示例中，超高剂量率的辐射包括持续时间例如小于5s的每秒40格雷至每秒120格雷的辐射剂量。时间段的其他示例如上所述。

本文描述的示例性质子治疗系统的操作以及其全部或一些部件的操作可以至少部分地使用一个或多个计算机程序产品来控制(适当时)，所述计算机程序产品例如有形地包含在一个或多个非暂时性机器可读介质中的一个或多个计算机程序，用于由一个或多个数据处理设备执行或控制其操作，所述数据处理设备例如可编程处理器、计算机、多台计算机和/或可编程逻辑部件。

计算机程序可以用任何形式的编程语言编写，包括编译或解释语言，并且它可以以任何形式部署，包括作为独立程序或作为模块、部件、子例程或其他适合在计算环境中使用的单元。计算机程序可以部署为在一台计算机上或在一个站点的多台计算机上执行，或者分布在多个站点上并通过网络互连。

与控制本文描述的示例性质子治疗系统的全部或部分操作相关联的动作可以由一个或多个可编程处理器来执行，该处理器执行一个或多个计算机程序来执行本文描述的功能。所有或部分操作可以使用专用逻辑电路来控制，例如，FPGA和/或ASIC(专用集成电路)。

适于执行计算机程序的处理器包括，例如，通用和专用微处理器，以及任何类型的数字计算机的任何一个或多个处理器。通常，处理器将从只读存储区或随机存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以及用于存储指令和数据的一个或多个存储区域设备。通常，计算机还将包括或可操作地联接到一个或多个用于存储数据的机器可读存储介质，例如磁盘、磁光盘或光盘，以从其接收数据，或向其输送数据，或两者兼有。适于存储计算机程序指令和数据的非暂时性机器可读存储介质包括所有形式的非易失性存储区域，包括例如半导体存储区域设备，例如EPROM、EEPROM和闪存存储区域设备；磁盘，例如内部硬盘或可移动磁盘；磁光盘；以及CD-ROM和DVD-ROM。

前述实施方式中的任意两种以上可以与适当的粒子加速器(例如同步回旋加速器)适当组合使用。同样，前述实施方式中的任意两个或更多个的单独特征可以以适当的组合使用。元件可以被排除在过程、系统、装置等之外。而不会不利地影响它们的操作。各种单独的元件可以组合成一个或多个单独的元件，以执行本文描述的功能。

Claims (106)

1.一种使用粒子束治疗标靶的方法，该方法包括：

沿着至少部分穿过标靶的路径引导粒子束；以及

当粒子束沿着路径被引导时，控制粒子束的能量，使得粒子束至少治疗标靶的沿着路径定位的内部部分；

其中，当粒子束沿着路径被引导时，粒子束向标靶输送超过每秒一(1)格雷的辐射剂量，持续时间小于五(5)秒。

2.根据权利要求1所述的方法，其中控制粒子束的能量包括将一个或多个能量吸收板移入或移出粒子束的在标靶和粒子束源之间的路径。

3.根据权利要求2所述的方法，其中，当粒子束被沿着路径引导时，将一个或多个能量吸收板移入或移出粒子束的路径。

4.根据权利要求2所述的方法，其中将所述一个或多个能量吸收板移入或移出所述粒子束的路径包括将多个能量吸收板按顺序移入所述粒子束的路径。

5.根据权利要求2所述的方法，其中将所述一个或多个能量吸收板移入或移出所述粒子束的路径包括将多个能量吸收板案顺序移出粒子束的路径。

6.根据权利要求2所述的方法，其中所述一个或多个能量吸收板中的一能量吸收板包括线性马达，所述线性马达是可控的，以将能量吸收板移入或移出粒子束的路径。

7.根据权利要求2所述的方法，其中所述一个或多个能量吸收板中的每一个能在一百(100)毫秒或更短的持续时间内移入或移出粒子束的路径。

8.根据权利要求2所述的方法，其中所述一个或多个能量吸收板中的每一个能在十(10)毫秒或更短的持续时间内移入或移出粒子束的路径。

9.根据权利要求2所述的方法，其中将所述一个或多个能量吸收板移入或移出所述粒子束的路径包括：

控制所述一个或多个能量吸收板中的第一板在粒子束通过所述一个或多个能量吸收板到达标靶期间移动，所述第一板可被控制以移动穿过至少部分束场，所述束场对应于限定粒子束能相对于标靶移动的最大范围的平面。

10.根据权利要求1所述的方法，其中所述粒子束由粒子加速器产生，所述粒子加速器被配置为基于经过在所述粒子加速器内所容纳的超导绕组的电流输出粒子束；和

其中控制粒子束的能量包括将电流设置为多个值之一，多个值中的每一个对应于粒子束从粒子加速器输出的不同能量。

11.根据权利要求1所述的方法，其中，当所述粒子束沿着所述路径被引导时，所述粒子束向所述标靶输送超过每秒二十(20)格雷的辐射剂量，持续时间少于五秒。

12.根据权利要求1所述的方法，其中，当所述粒子束沿着所述路径被引导时，所述粒子束向所述标靶输送每秒二十(20)格雷至每秒一百(100)格雷的辐射剂量，持续时间少于五秒。

13.根据权利要求1所述的方法，其中所述粒子束包括具有至少两(2)毫米西格玛的尺寸的高斯笔形束。

14.根据权利要求1所述的方法，其中所述粒子束包括尺寸为两(2)毫米西格玛到二十(20)毫米西格玛的高斯笔形束。

15.根据权利要求1所述的方法，其中所述路径是第一路径；且

其中该方法进一步包括：

沿着与第一路径不同的第二路径引导粒子束至少部分地穿过标靶；

当粒子束沿着第二路径被引导时，控制粒子束的能量，使得粒子束治疗标靶的沿着第二路径定位的部分；

其中，当粒子束沿着第二路径被引导时，粒子束向标靶输送超过每秒一(1)格雷的辐射剂量，持续时间小于五百(500)毫秒；并且

其中在标靶的治疗期间粒子束不再沿着第一路径被引导。

16.根据权利要求1所述的方法，其中所述方法包括使用准直器阻挡粒子束的至少一部分，所述准直器能配置成阻挡粒子束的第一部分，同时允许粒子束的第二部分到达标靶。

17.根据权利要求16所述的方法，其中所述准直器包括：

由阻挡粒子束通过的材料构成的结构，所述结构限定了移动到粒子束路径中的边缘，使得所述边缘的第一侧上的粒子束的第一部分被所述结构阻挡，并且使得所述边缘的第二侧上的粒子束的第二部分不被所述结构阻挡；以及

线性马达，其被控制为配置所述结构来限定所述边缘，每个线性马达包括可动部件和固定部件，固定部件包括磁场发生器，以产生第一磁场，可动部件包括一个或多个线圈以传导电流，以产生第二磁场，该第二磁场与第一磁场相互作用，以使可动部件相对于固定部件移动；

其中每个线性马达的可动部件连接到所述结构中的相应的一个，或者是该结构的相应的一个的一部分，使得相应的结构随着可动部件的移动而移动。

18.一种使用粒子束治疗标靶的方法，该方法包括：

沿着至少部分穿过标靶的第一路径引导粒子束；

当粒子束沿着第一路径被引导时，控制粒子束的能量，使得粒子束治疗标靶的沿着第一路径的三维柱状部分；和

重复引导粒子束并控制至少部分穿过标靶的多个不同路径的能量，而不将粒子束沿着穿过标靶的相同路径引导多于一次；

其中，当粒子束沿着通过标靶的每个路径被引导时，粒子束向标靶输送超过每秒一(1)格雷的辐射剂量，持续时间小于五(5)秒。

19.根据权利要求18所述的方法，其中控制粒子束的能量包括将一个或多个能量吸收板移入或移出粒子束的在标靶和粒子束源之间的路径。

20.根据权利要求18所述的方法，其中所述粒子束由粒子加速器产生，所述粒子加速器被配置为基于经过在所述粒子加速器内所包含的超导绕组的电流输出粒子束；并且

其中控制粒子束的能量包括将电流设置为多个值之一，多个值中的每一个对应于粒子束从粒子加速器输出的不同能量。

21.一种粒子治疗系统，包括：

粒子加速器，产生粒子束；

扫描磁体，沿着至少部分穿过标靶的路径引导粒子束；和

控制系统，控制扫描磁体沿着多条路径引导粒子束至少部分穿过标靶，并控制粒子束的能量，使得粒子束沿着多条路径中的每一条路径治疗标靶的三维柱状部分；

其中，当粒子束沿着多个路径中的每一个被引导时，粒子束向标靶输送超过每秒一(1)格雷的辐射剂量，持续时间少于五(5)秒。

22.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，其中，所述控制系统被配置为控制所述扫描磁体，使得所述粒子束沿着通过所述标靶的每个路径仅被引导一次。

23.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，进一步包括：

能量吸收结构，每个能量吸收结构被配置成当粒子束穿过能量吸收结构到达标靶时降低粒子束的能量；和

其中控制系统被配置成通过将一个或多个能量吸收结构移入或移出在标靶和粒子束源之间的路径来控制粒子束的能量。

24.根据权利要求23所述的粒子治疗系统，其中所述能量吸收结构包括能量吸收板。

25.根据权利要求22所述的粒子治疗系统，其中，对于所述多条路径中的一条路径，所述控制系统被配置为在所述粒子束处于所述路径时将所述一个或多个能量吸收结构移入或移出所述粒子束的路径。

26.根据权利要求22所述的粒子治疗系统，其中，对于所述多条路径中的一条路径，所述控制系统被配置为将多个能量吸收结构顺序移入所述粒子束的路径。

27.根据权利要求22所述的粒子治疗系统，其中，对于所述多条路径中的一条路径，所述控制系统被配置为将多个能量吸收结构顺序地移出所述粒子束的路径。

28.根据权利要求22所述的粒子治疗系统，其中所述能量吸收结构中的能量吸收板包括线性马达，所述线性马达是可控的，以将所述能量吸收板移入或移出粒子束的路径。

29.根据权利要求22所述的粒子治疗系统，其中，对于所述多条路径中的一条路径，所述控制系统被配置为在一百(100)毫秒或更短的持续时间内将所述一个或多个能量吸收结构中的每一个移入或移出所述粒子束的路径。

30.根据权利要求22所述的粒子治疗系统，其中，对于所述多条路径中的一条路径，所述控制系统被配置为在五十(50)毫秒或更短的持续时间内将所述一个或多个能量吸收结构中的每一个移入或移出所述粒子束的路径。

31.根据权利要求22所述的粒子治疗系统，其中，对于所述多条路径中的一条路径，所述控制系统被配置为通过执行操作来移动所述一个或多个能量吸收结构，所述操作包括：

控制所述一个或多个能量吸收结构中的第一板，以在粒子束通过所述一个或多个能量吸收结构到达标靶期间移动。

32.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超导绕组，并且其中所述粒子加速器被配置成基于经过所述超导绕组的电流产生粒子束；和

其中所述控制系统被配置为通过将电流设置为多个值之一来控制粒子束的能量，所述多个值中的每一个对应于粒子束从粒子加速器输出的不同能量。

33.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，其中，所述控制系统被配置为控制所述粒子束，以在每条路径上向所述标靶输送超过每秒二十(20)格雷的辐射剂量，持续时间小于五(5)秒。

34.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，其中，所述控制系统被配置为控制所述粒子束，以在每条路径上向所述标靶输送每秒二十(20)格雷至每秒一百(100)格雷的辐射剂量，持续时间小于五(5)秒。

35.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，其中所述粒子束包括尺寸为至少两(2)毫米西格玛的高斯笔形束。

36.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，其中所述粒子束包括尺寸为两(2)毫米西格玛到二十(20)毫米西格玛的高斯笔形束。

37.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，还包括：

准直器，其可配置为阻挡粒子束的第一部分，同时允许粒子束的第二部分到达标靶。

38.根据权利要求37所述的粒子治疗系统，其中所述准直器包括：

由阻挡粒子束通过的材料组成的结构，所述结构限定移动到粒子束路径中的边缘，使得所述边缘的第一侧上的粒子束的第一部分被所述结构阻挡，并且使得所述边缘的第二侧上的粒子束的第二部分不被所述结构阻挡；和

线性马达，其可控制为配置所述结构来限定所述边缘，每个线性马达包括可动部件和固定部件，固定部件包括磁场发生器，以产生第一磁场，可动部件包括一个或多个线圈以传导电流，以产生第二磁场，该第二磁场与第一磁场相互作用，以使可动部件相对于固定部件移动；

其中每个线性马达的可动部件连接到所述结构中的相应的一个或者是所述结构中的相应一个的一部分，使得相应的结构随着可动部件的移动而移动。

39.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，其中，所述控制系统被配置为控制沿着所述多个路径中的每一个路径的粒子束的强度。

40.根据权利要求39所述的粒子治疗系统，其中所述粒子束的强度沿着所述多条路径中的至少两条不同。

41.一个或多个存储指令的非暂时性机器可读存储介质，所述指令可执行以实现用于粒子治疗系统的治疗计划系统，所述治疗计划系统包括：

预测模型，表征粒子治疗系统和将由粒子治疗系统治疗的患者，该预测模型至少部分地通过表征粒子治疗系统能够输送辐射的时机来表征粒子治疗系统；

相对生物有效性(RBE)模型，其基于辐射的输送时机来表征辐射对组织的相对生物有效性；和

剂量计算引擎，其确定向患者的体素输送辐射的剂量方案，该剂量计算引擎被配置为基于预测模型和RBE模型来确定剂量方案。

42.根据权利要求41所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述剂量方案指定将辐射输送到体素的剂量和剂量率；和

其中所述治疗计划系统还包括排序器，以生成对剂量输送进行排序的指令，以便优化由剂量计算引擎确定的有效剂量。

43.根据权利要求41所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述预测模型基于由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构来表征粒子治疗系统。

44.根据权利要求41所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述预测模型基于由粒子加速器产生的粒子束的每脉冲最大剂量来表征粒子治疗系统。

45.根据权利要求41所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述预测模型基于扫描磁体移动由粒子加速器产生的粒子束的扫描时间来表征所述粒子治疗系统。

46.根据权利要求41所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述预测模型基于改变由粒子加速器产生的粒子束的能量所花费的时间来表征粒子治疗系统。

47.根据权利要求41所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述预测模型基于移动一个或多个能量吸收结构以改变由粒子加速器产生的粒子束的能量所花费的时间来表征粒子治疗系统。

48.根据权利要求41所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述预测模型基于用于调节辐射剂量的策略来表征所述粒子治疗系统。

49.根据权利要求41所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述预测模型基于移动准直器以准直由粒子加速器产生的粒子束所花费的时间来表征粒子治疗系统。

50.根据权利要求41所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述预测模型基于配置准直器以准直由粒子加速器产生的粒子束所花费的时间来表征粒子治疗系统。

51.根据权利要求41所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述预测模型基于控制范围调制器以改变由粒子加速器产生的粒子束中的粒子的布拉格峰所花费的时间来表征粒子治疗系统。

52.根据权利要求41所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述剂量计算引擎被配置成基于所述RBE模型来确定在所述剂量方案中指定的剂量将被输送到所述患者的体素的时间。

53.根据权利要求41所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中，所述剂量计算引擎被配置为确定所述体素中的一体素是否包含标靶组织、非标靶组织、或者标靶组织和非标靶组织两者，并且至少部分地基于所述体素是否包含标靶组织、非标靶组织、或者标靶组织和非标靶组织两者来确定辐射到所述体素的剂量率。

54.根据权利要求53所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述标靶组织包括患病组织，而所述非标靶组织包括健康组织。

55.根据权利要求53所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中，在体素仅包含非标靶组织的情况下，确定对体素的辐射剂量率包括确定不向体素输送剂量。

56.根据权利要求53所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中，在体素包含标靶组织或者包含标靶组织和非标靶组织两者的情况下，确定对体素的辐射剂量率包括确定向体素输送超高剂量率辐射。

57.根据权利要求56所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述超高剂量率辐射包括持续时间小于五(5)秒的超过每秒一(1)格雷的辐射剂量。

58.根据权利要求56所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述超高剂量率辐射包括持续时间小于500ms的超过一(1)格雷每秒的辐射剂量。

59.根据权利要求56所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述超高剂量率辐射包括持续时间小于500毫秒的每秒40格雷至每秒120格雷的辐射剂量。

60.根据权利要求41所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中剂量方案指定将辐射输送到体素的剂量和剂量率；和

其中剂量是基于来自RBE模型的加权因子确定的等效剂量。

61.根据权利要求60所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述加权因子使得所述剂量增加一段时间。

62.根据权利要求42所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述排序器被配置成基于以下一个或多个来对剂量的输送进行排序：由粒子加速器产生的粒子束的脉冲的结构、粒子束的每个脉冲的最大剂量、扫描磁体移动粒子束的扫描时间、改变粒子束的能量所花费的时间、移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束能量所花费的时间、调节剂量的策略、移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间、或者控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。

63.根据权利要求42所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述排序器被配置为基于以下两个或更多个来对剂量的输送进行排序：由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构、粒子束的每个脉冲的最大剂量、扫描磁体移动粒子束的扫描时间、改变粒子束的能量所花费的时间、移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束能量所花费的时间、调节剂量的策略、移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间、或者控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。

64.根据权利要求42所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述排序器被配置为基于以下三个或更多个个来对剂量的输送进行排序：由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构、粒子束的每个脉冲的最大剂量、扫描磁体移动粒子束的扫描时间、改变粒子束的能量所花费的时间、移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束能量所花费的时间、调节剂量的策略、移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间、或者控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。

65.根据权利要求42所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中，所述排序器被配置为基于以下所有来对剂量的输送进行排序：由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构、粒子束的每个脉冲的最大剂量、扫描磁体移动粒子束的扫描时间、改变粒子束的能量所花费的时间、移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束能量所花费的时间、调节剂量的策略、移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间、或者控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。

66.根据权利要求42所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中，对于体素中的一体素，所述排序器被配置为对至少部分穿过所述体素的成柱体的一组剂量的输送进行排序，所述组中的每个剂量以超高剂量率输送。

67.根据权利要求42所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中，对于体素中的一体素，所述排序器被配置为对至少部分穿过所述体素的成柱体的一组剂量的输送进行排序；和

其中，对于柱体中的一柱体，当粒子束静止时，由粒子加速器产生的粒子束的能量将被改变。

68.根据权利要求67所述的一种或多种非暂时性机器可读存储介质，其中所述输送顺序使得在柱体的治疗之后，所述粒子束不再被引导来治疗所述柱体。

69.一个或多个存储指令的非暂时性机器可读存储介质，所述指令可执行以实现用于粒子治疗系统的治疗计划系统，所述治疗计划系统包括：

预测模型，表征粒子治疗系统和将由粒子治疗系统治疗的患者；和

剂量计算引擎，用于确定向患者的体素输送辐射的剂量方案，该剂量计算引擎被配置为基于预测模型来确定剂量方案。

70.根据权利要求69所述的一个或多个非暂时性机器可读存储介质，其中所述剂量方案指定将辐射输送到体素的剂量和剂量率；和

其中所述治疗计划系统还包括排序器，以生成指令，所述指令用于以由剂量计算引擎确定的比率对剂量的输送进行排序。

71.一种方法，包括：

在计算机存储器中存储表征粒子治疗系统和将由粒子治疗系统治疗的患者的第一信息；

在计算机存储器中存储表征辐射对组织的相对生物有效性的第二信息；和

由一个或多个处理设备确定用于向患者的体素输送辐射的剂量方案，该剂量方案是基于第一信息和第二信息确定的。

72.根据权利要求71所述的方法，其中所述剂量方案指定将辐射输送到体素的剂量和剂量率；和

其中该方法包括生成指令，所述指令用于以剂量方案中指定的比率对剂量的输送进行排序。

73.根据权利要求71所述的方法，其中所述第一信息基于由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构来表征所述粒子治疗系统。

74.根据权利要求71所述的方法，其中所述第一信息基于由粒子加速器产生的粒子束的每脉冲最大剂量来表征粒子治疗系统。

75.根据权利要求71所述的方法，其中所述第一信息基于扫描磁体移动由粒子加速器产生的粒子束的扫描时间来表征所述粒子治疗系统。

76.根据权利要求71所述的方法，其中所述第一信息基于改变由粒子加速器产生的粒子束的能量所花费的时间来表征粒子治疗系统。

77.根据权利要求71所述的方法，其中所述第一信息基于移动一个或多个能量吸收结构以改变由粒子加速器产生的粒子束的能量所花费的时间来表征粒子治疗系统。

78.根据权利要求71所述的方法，其中所述第一信息基于用于调节剂量的策略来表征所述粒子治疗系统。

79.根据权利要求71所述的方法，其中所述第一信息基于移动准直器以准直由粒子加速器产生的粒子束所花费的时间来表征粒子治疗系统。

80.根据权利要求71所述的方法，其中所述第一信息基于配置准直器以准直由粒子加速器产生的粒子束所花费的时间来表征粒子治疗系统。

81.根据权利要求71所述的方法，其中所述第一信息基于控制范围调制器以改变由粒子加速器产生的粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间来表征粒子治疗系统。

82.根据权利要求71所述的方法，其中确定所述剂量方案包括基于所述第二信息确定将所述剂量方案中指定的剂量输送至所述患者的体素的时间。

83.根据权利要求71所述的方法，其中确定剂量方案包括：

确定体素中的一体素是否包含标靶组织、非标靶组织或标靶组织和非标靶组织两者，以及至少部分基于体素是否包含标靶组织、非标靶组织或标靶组织和非标靶组织两者来确定对体素的辐射剂量率。

84.根据权利要求83所述的方法，其中所述标靶组织包括患病组织，所述非标靶组织包括健康组织。

85.根据权利要求83所述的方法，其中，在所述体素仅包含非标靶组织的情况下，确定对所述体素的辐射剂量率包括确定不向所述体素输送剂量。

86.根据权利要求83所述的方法，其中，在所述体素包含标靶组织或者包含标靶组织和非标靶组织两者的情况下，确定对所述体素的辐射剂量率包括确定向所述体素输送超高剂量率辐射。

87.根据权利要求86所述的方法，其中所述超高剂量率辐射包括持续时间小于五(5)秒的超过每秒一(1)格雷的辐射剂量。

88.根据权利要求86所述的方法，其中所述超高剂量率辐射包括持续时间小于500ms的超过一(1)格雷每秒的辐射剂量。

89.根据权利要求86所述的方法，其中所述超高剂量率辐射包括持续时间小于500毫秒的每秒40格雷至每秒120格雷的辐射剂量。

90.根据权利要求71所述的方法，其中所述剂量方案指定将辐射输送到体素的剂量和剂量率；和

其中剂量是基于来自第二信息的加权因子确定的等效剂量。

91.根据权利要求90所述的方法，其中所述加权因子使得所述剂量增加一段时间。

92.根据权利要求72所述的方法，其中剂量的顺序输送基于以下一个或多个：由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构、粒子束的每个脉冲的最大剂量、扫描磁体移动粒子束的扫描时间、改变粒子束的能量所花费的时间、移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束能量所花费的时间、调节剂量的策略、移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间、或者控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。

93.根据权利要求72所述的方法，其中剂量的顺序输送基于以下两个或更多个：由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构、粒子束的每个脉冲的最大剂量、扫描磁体移动粒子束的扫描时间、改变粒子束的能量所花费的时间、移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束能量所花费的时间、调节剂量的策略、移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间、或者控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。

94.根据权利要求72所述的方法，其中剂量的顺序输送基于以下三个或更多个：由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构、粒子束的每个脉冲的最大剂量、扫描磁体移动粒子束的扫描时间、改变粒子束的能量所花费的时间、移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束能量所花费的时间、调节剂量的策略、移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间、或者控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。

95.根据权利要求72所述的方法，其中，剂量的顺序输送基于以下所有：由粒子加速器产生的粒子束的脉冲结构、粒子束的每个脉冲的最大剂量、扫描磁体移动粒子束的扫描时间、改变粒子束的能量所花费的时间、移动一个或多个能量吸收结构以改变粒子束能量所花费的时间、调节剂量的策略、移动准直器以准直粒子束所花费的时间、配置准直器所花费的时间、或者控制范围调制器以改变粒子束中粒子的布拉格峰所花费的时间。

96.根据权利要求72所述的方法，其中，对于所述体素中的一体素，剂量的顺序输送包括至少部分穿过所述体素的成柱体的一组剂量的顺序输送，所述组中的每个剂量以超高剂量率输送。

97.根据权利要求72所述的方法，其中，对于所述体素中的一体素，对剂量的输送进行排序包括对至少部分穿过所述体素的成柱体的一组剂量的输送进行排序；和

其中，对于柱体中的一柱体，当粒子束静止时，由粒子加速器产生的粒子束的能量将被改变。

98.根据权利要求97所述的方法，其特征在于，所述输送顺序使得在治疗所述柱体之后，所述粒子束不再被引导来治疗所述柱体。

99.一种方法，包括：

在计算机存储器中存储表征粒子治疗系统和将由粒子治疗系统治疗的患者的第一信息；以及

由一个或多个处理设备确定用于向患者的体素输送辐射的剂量方案，该剂量方案是基于第一信息确定的。

100.根据权利要求99所述的方法，其中，所述剂量方案指定将辐射输送到体素的剂量和剂量率；和

其中该方法还包括生成指令，所述指令用于以剂量方案中指定的剂量率对剂量的输送进行排序。

101.一种系统，包括：

粒子加速器，产生辐射以输送给患者；

扫描系统，控制对患者的辐射输送；

治疗计划系统，生成治疗计划，该治疗计划指定如何向患者的体素输送辐射；和

控制系统，控制粒子加速器和扫描系统，以根据治疗计划向患者的体素输送辐射；

其中治疗计划系统被编程为通过执行权利要求99的方法来生成治疗计划。

102.根据权利要求101所述的系统，其中所述治疗计划系统包括第一计算系统，所述控制系统包括第二计算系统，并且所述第一计算系统不同于所述第二计算系统。

103.根据权利要求101所述的系统，其中所述治疗计划系统和所述控制系统在同一计算系统上实现。

104.根据权利要求1所述的方法，其中对所述标靶的多个微体积中的每一个执行引导和控制。

105.根据权利要求18所述的方法，其中对所述标靶的多个微体积中的每一个执行引导和控制。

106.根据权利要求21所述的粒子治疗系统，其中，所述控制系统被配置为通过以下来治疗所述标靶的微体积：控制所述扫描磁体沿着多条路径引导粒子束至少部分地穿过所述标靶来，并且控制所述粒子束的能量，使得沿着所述多条路径中的每一条，所述粒子束治疗所述标靶的三维柱状部分。

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