CN116917009A - 用于粒子治疗系统的机架 - Google Patents

Abstract

示例粒子治疗系统包括具有束线结构的机架，该束线结构配置为将单能粒子束从粒子加速器的输出导向辐射目标，其中束线结构包括磁性弯曲元件，以沿着束线结构的长度弯曲粒子束；以及相对于粒子加速器位于束线结构下游的降能器，其中降能器被配置和控制以在粒子束的至少一部分到达辐射目标之前改变粒子束的能量。

Description

用于粒子治疗系统的机架

技术领域

本说明书描述了粒子治疗系统和与其一起使用的机架的示例。

背景技术

粒子治疗系统使用粒子加速器产生粒子束来治疗疾病，例如肿瘤。粒子治疗系统可以使用机架从多个角度将粒子束导向患者。在一些示例中，机架包括在治疗期间支撑辐射递送设备的装置。

发明内容

一个示例系统包括具有束线结构的机架，该束线结构配置为将单能粒子束从粒子加速器的输出导向辐射目标，其中束线结构包括磁性弯曲元件，以沿着束线结构的长度弯曲粒子束；以及相对于粒子加速器位于束线结构下游的降能器，其中降能器被配置和可控制以在粒子束的至少一部分到达辐射目标之前改变粒子束的能量。示例系统可以单独或组合地包括以下特征中的一个或多个。

降能器可以是在粒子束由粒子加速器输出之后和粒子束到达辐射目标之前主动控制粒子束能量变化的唯一机构。束线结构可以配置为在粒子束由粒子加速器输出之后和粒子束到达降能器之前不主动控制粒子束的能量。磁性弯曲元件可以包括具有2.5特斯拉(T)或更大磁场的磁体。磁性弯曲元件可以包括具有3特斯拉(T)或更大磁场的磁体。示例系统可以包括相对于粒子加速器位于降能器下游的准直器。准直器可以用于在粒子束的至少一部分到达患者之前阻挡粒子束的至少一部分。机架可以包括支撑结构，该支撑结构配置为在围绕辐射目标的圆形路径中移动束线结构的一部分。

支撑结构可以具有6米或更小的尺寸。该尺寸可以是支撑结构的直径。束线结构的长度可以是6米(m)或更短。束线结构的长度可以是5米(m)或更短。粒子束的能量在束线结构内的变化不得超过1％。束线结构的输出和包含辐射目标的等中心之间的距离可以是1.5米(m)或更小。

示例系统可以包括扫描系统，该扫描系统具有一个或多个扫描磁体，以在至少两个维度上移动粒子束穿过覆盖辐射目标的至少一部分的束场的至少一部分。扫描磁体中的至少一个可以是或包括超导磁体。扫描磁体中的至少一个可以位于束线结构相对于粒子加速器的下游。扫描磁体中的至少一个可以位于束线结构内。一个或多个扫描磁体可以包括位于束线结构内的第一扫描磁体和位于第一扫描磁体相对于粒子加速器的下游的第二扫描磁体。

第一扫描磁体可以与第二扫描磁体分离。第一扫描磁体可以配置为在至少二维中移动粒子束穿过束场的至少一部分。第二扫描磁体可以配置为在至少二维中移动粒子束穿过束场的至少一部分。第一扫描磁体可以配置为仅在第一维度上移动粒子束穿过束场的至少一部分。第二扫描磁体可以配置为仅在第二维度上移动粒子束穿过束场的至少一部分。第二维度可以不同于第一维度。第一扫描磁体可以位于包括在束线结构中的磁体中，并且第二扫描磁体可以位于束线结构下游的粒子束输出装置中。粒子束输出装置可以是或包括喷嘴。第一扫描磁体可以位于束线结构中，第二扫描磁体可以位于束线结构中。

束线结构可以包括输出通道，该输出通道包括串联布置的磁偶极子，以将粒子束弯曲至少90°。磁偶极子可以包括至少第一磁偶极子和第二磁偶极子。第一磁偶极子和第二磁偶极子可以位于第一扫描磁体和第二扫描磁体之间。束线结构可以包括输出通道，该输出通道配置为在存在至少3特斯拉(T)的磁场的情况下朝向辐射目标弯曲粒子束至少90°。束线结构可以包括用于弯曲粒子束的磁偶极子和沿着束线结构的长度布置在磁偶极子之间以聚焦粒子束的两个或更多个磁四极子或磁六极子。

示例系统可以包括粒子加速器，其可以是紧凑的粒子加速器。束线结构可以具有10％或更高的效率和6米或更短的长度。10％或更高的效率可以包括从粒子加速器输出的粒子的10％或更多从束线结构输出。

示例粒子治疗系统包括配置为将粒子输出为单能粒子束的粒子加速器和示例机架。示例机架包括配置为引导粒子束的束线结构，其中束线结构具有10％或更高的效率和6米或更短的长度；以及支撑结构，束线结构的一部分安装在该支撑结构上，并且束线结构的所述部分配置为在支撑结构上移动。降能器可以相对于粒子加速器位于束线结构的下游。降能器可以被配置和控制以改变粒子束的能量。10％或更高的效率可以包括从粒子加速器输出的粒子的10％或更多从束线结构输出。示例粒子治疗系统可以单独或组合地包括以下特征中的一个或多个。降能器可以是在粒子束由粒子加速器输出之后和粒子束到达辐射目标之前主动控制粒子束能量变化的唯一机构。机架可以配置为在粒子束由粒子加速器输出之后和粒子束到达降能器之前不主动控制粒子束的能量。粒子加速器可以具有3立方米或更小的体积。

示例粒子治疗系统可以包括相对于粒子加速器位于降能器下游的准直器。准直器可以用于在粒子束的至少一部分到达患者之前阻挡粒子束的至少一部分。示例粒子治疗系统可以包括相对于粒子加速器位于降能器下游的可配置准直器。可配置准直器可以包括在粒子束移动期间可动态重新配置的多个叶片，以改变由多个叶片定义的边缘的形状。边缘可以在粒子束的至少一部分和粒子束的目标之间移动，使得边缘第一侧的粒子束的第一部分至少部分地被多片叶片阻挡，并且使得边缘第二侧的粒子束的第二部分被允许通过到目标。

支撑结构可以具有6米或更小的直径。束线结构可以包括输出通道，以相对于粒子治疗系统的等中心引导粒子束。输出通道的输出和等中心之间的距离可以是2米或更小。输出通道的输出和等中心之间的距离可以是1米或更小。束线结构可以具有5米或更短的长度。束线结构可以包括输出通道，以相对于粒子治疗系统的等中心引导粒子束。输出通道可以配置为在存在2.5特斯拉或更大的磁场时将粒子束弯曲90°或更大。束线结构可以包括输出通道，以相对于粒子治疗系统的等中心引导粒子束。等中心可以距离粒子加速器6米或更短。粒子治疗系统可以具有93平方米或更小的占地面积。粒子加速器或机架中的至少一个可以产生由粒子束递送的每戈瑞剂量10毫西弗或更少的中子。

束线结构可以包括输出通道，以将粒子束弯曲90°或更大。粒子治疗系统可以包括扫描系统，以在束场的至少一部分上以至少二维移动粒子束。扫描系统可以包括第一扫描磁体和第二扫描磁体。第一扫描磁体可以在粒子束的路径中，并且可以在输出通道内或者相对于粒子加速器在输出通道的上游。

第二扫描磁体可以在粒子束的路径中，并且可以相对于粒子加速器在输出通道的下游。第一扫描磁体可以在输出通道内。第一扫描磁体可以在束线结构内，但不在输出通道内。第一扫描磁体或第二扫描磁体中的至少一个可以包括超导磁体。束线结构可以包括将粒子束弯曲90°或更大的输出通道，该输出通道与相对于粒子加速器位于输出通道下游的扫描磁体相结合，其中扫描磁体包括一个或多个超导磁体。

示例粒子治疗系统包括配置为将粒子输出为单能粒子束的粒子加速器和机架。示例机架包括输出通道，该输出通道包括配置为在存在至少2.5特斯拉(T)的磁场的情况下将粒子束弯曲至少90°的磁体、输出通道安装在其上以用于围绕辐射目标的至少部分移动的支撑结构、以及将粒子束导向输出通道的导管。示例粒子治疗系统包括相对于粒子加速器位于输出通道下游的降能器，以及包括两个或更多个扫描磁体的扫描系统。扫描磁体中的至少一个相对于粒子加速器位于输出通道中的至少一些磁体的上游。两个或更多个扫描磁体可以被空气或其他磁体分开，并且可以配置为在至少二维上移动粒子束穿过束场的至少一部分。示例粒子治疗系统可以单独或组合地包括以下特征中的一个或多个。降能器可以是在粒子束由粒子加速器输出之后和粒子束到达辐射目标之前主动控制粒子束能量变化的唯一机构。机架可以配置为在粒子束由粒子加速器输出之后和粒子束到达降能器之前不主动控制粒子束的能量。导管和输出通道一起可以具有10％或更高的效率。10％或更高的效率可以包括从粒子加速器输出的粒子的10％或更多从输出通道输出。

两个或更多个扫描磁体可以是或者包括一个或多个超导磁体。两个或更多个扫描磁体可以包括第一扫描磁体，该第一扫描磁体位于输出通道内或者相对于粒子加速器位于输出通道的上游。扫描系统可以包括位于输出通道下游的第二扫描磁体。第一扫描磁体可以配置为在至少二维中移动粒子束穿过束场的至少一部分，并且第二扫描磁体可以配置为在至少二维中移动粒子束穿过束场的至少一部分。第一扫描磁体可以配置为仅在第一维度上移动粒子束穿过束场的至少一部分，并且第二扫描磁体可以配置为仅在第二维度上移动粒子束穿过束场的至少一部分。第二维度可以不同于第一维度。

从粒子加速器测量，机架的长度可以是5米或更短。磁体可以包括第一磁偶极子，以使粒子束朝向辐射目标弯曲；以及相对于粒子加速器在第一磁偶极子上游的第二磁偶极子。第二磁偶极子可以配置为朝向第一磁偶极子弯曲粒子束。机架和粒子加速器可以在同一空间中，并且可以不被粒子加速器外部的厚度超过30厘米的屏蔽隔开。

示例粒子治疗系统可以具有75平方米或更小的占地面积。粒子加速器可以包括同步回旋加速器，并且粒子治疗系统的尺寸可以适合于为线性加速器(LINAC)设计的拱顶内。降能器可以安装到输出通道和粒子治疗系统的等中心之间的机架上。降能器可以包括可移入和移出粒子束路径的结构。所述结构可以包括板。所述结构可以包括楔形件。

输出通道的输出和粒子治疗系统的等中心之间的距离可以是2米或更小。输出通道的输出和粒子治疗系统的等中心之间的距离可以在0.8米和1.4米之间。粒子加速器可以包括同步回旋加速器。粒子加速器可以包括同步加速器。

输出通道中的磁体可以包括第一磁偶极子、相对于粒子加速器位于第一磁偶极子上游的第二磁偶极子、以及位于第一磁偶极子和第二磁偶极子之间的一个或多个聚焦磁四极子和一个或多个散焦磁四极子。粒子加速器可以包括主动返回系统。主动返回系统可以包括超导线圈，其将电流反向传导到粒子加速器中的主超导线圈。

示例粒子治疗系统可以包括安装到支撑结构的一个或多个成像设备，以及配置为控制一个或多个成像设备围绕辐射目标沿支撑结构旋转的控制系统。所述一个或多个成像设备可以包括：计算机断层扫描(CT)扫描仪、二维(2D)X射线设备、磁共振成像(MRI)设备、扇形束CT扫描仪、2D相机、三维(3D)相机、表面成像设备或锥形束CT扫描仪中的一个或多个。

示例粒子治疗系统包括配置为输出粒子束的粒子加速器和配置为连接到粒子加速器的机架。机架可以包括配置为从粒子加速器接收粒子束的束线结构，并且还可以包括将粒子束导向粒子束输出装置的磁体，该粒子束输出装置位于相对于粒子加速器的束线结构的下游。扫描系统配置为在束场的至少一部分上以至少二维移动粒子束。扫描系统可以包括位于束线结构内的第一扫描磁体和位于第一扫描磁体相对于粒子加速器的下游的第二扫描磁体。第一扫描磁体可以与第二扫描磁体分离。第一扫描磁体或第二扫描磁体中的至少一个可以包括超导磁体。

第一扫描磁体可以配置为在至少二维中移动粒子束穿过束场的至少一部分。第二扫描磁体可以配置为在至少二维中移动粒子束穿过束场的至少一部分。第一扫描磁体可以配置为仅在第一维度上移动粒子束穿过束场的至少一部分。第二扫描磁体可以配置为仅在第二维度上移动粒子束穿过束场的至少一部分。第二维度可以不同于第一维度。第一扫描磁体可以位于包括在束线结构中的磁体中，并且第二扫描磁体可以位于粒子束输出装置中。粒子束输出装置可以是或包括喷嘴。

第一扫描磁体可以位于束线结构中，第二扫描磁体可以位于束线结构相对于粒子加速器的下游。束线结构可以包括输出通道，该输出通道配置为在存在至少2.5特斯拉(T)的磁场的情况下朝向辐射目标弯曲粒子束至少90°。束线结构可以包括弯曲粒子束的磁偶极子和沿着束线结构的长度布置在磁偶极子之间的两个或更多个磁四极子或磁六极子。束线结构可以包括输出通道，该输出通道具有串联布置的磁偶极子，以将粒子束弯曲至少90°。磁偶极子可以包括至少第一磁偶极子和第二磁偶极子。第一磁偶极子和第二磁偶极子可以位于第一扫描磁体和第二扫描磁体之间。

粒子加速器和机架可以位于相同的治疗空间中。治疗空间可以包括第一隔室和第二隔室，在第一隔室和第二隔室之间没有屏蔽，或者在第一隔室和第二隔室之间有小于30厘米厚的屏蔽。粒子加速器可以配置为以两个能级之一输出粒子束。一个能级可以大于另一个能级。

粒子加速器可以包括主超导线圈，以产生磁场来加速粒子以产生粒子束。粒子加速器可以包括主动返回线圈，以在与主超导线圈相反的方向上传导电流。粒子束可以以闪光(FLASH)剂量从粒子束输出装置输出。粒子束可以在小于五(5)秒的持续时间内以超过每秒二十(20)戈瑞的剂量从粒子束输出装置输出。

机架可以包括支撑结构，束线结构的至少一部分安装到该支撑结构上。粒子治疗系统可以包括联接到支撑结构并配置为围绕支撑结构旋转的成像系统。成像系统可以配置为捕获辐射目标的图像，成像系统可以包括以下一个或多个：计算机断层扫描(CT)扫描仪、二维(2D)X射线设备、磁共振成像(MRI)设备、扇形束CT扫描仪、2D相机、三维(3D)相机、表面成像设备或锥形束CT扫描仪。

粒子治疗系统可以包括控制系统，该控制系统被编程为基于图像控制粒子束到辐射目标的输出。粒子加速器可以配置为以多个能级输出粒子束。

粒子治疗系统可以包括在多个能级中进行选择的控制系统。

示例粒子治疗系统包括体积为2立方米或更小的粒子加速器。粒子加速器配置为输出作为单能粒子束的粒子。粒子以10％或更高的效率输出到辐射靶。10％或更高的效率包括从粒子加速器输出的粒子的10％或更多到达辐射目标。粒子加速器可以是静止的，粒子束可以是固定的，以便从粒子加速器仅在单一方向上输出。治疗床可以配置为相对于粒子束在三个或更多个自由度中移动。示例粒子治疗系统可以单独或组合地包括以下特征中的一个或多个。

粒子治疗系统可以具有75平方米或更小的占地面积。治疗床可以配置为相对于粒子束在至少四个自由度中移动。粒子治疗系统可以包括降能器，降能器是在粒子加速器输出粒子束之后和粒子束到达辐射目标之前主动控制粒子束能量变化的唯一机构。

一个示例扫描磁体用于粒子治疗系统中，以治疗辐射目标。扫描磁体配置为相对于辐射目标在至少两个维度上移动粒子束。扫描磁体包括第一组超导线圈，用于在第一维度上相对于辐射目标移动粒子束，以及第二组超导线圈，用于在第二维度上相对于辐射目标移动粒子束，其中第二维度不同于第一维度。扫描磁体可以单独或组合地包括以下特征中的一个或多个。

第二维度可以正交于第一维度。扫描磁体可以包括将第一组超导线圈与第二组超导线圈分开的电性非超导材料。扫描磁体可以包括将第一组超导线圈与第二组超导线圈分开的不导电材料。扫描磁体可以包括低温冷却器，以将第一组超导线圈和第二组超导线圈保持在高温超导温度。

第一组超导线圈或第二组超导线圈中的至少一个中的每个线圈可以包括稀土钡铜氧化物(ReBCO)超导层。第一组超导线圈或第二组超导线圈中的至少一个中的每个线圈可以包括邻近稀土钡铜氧化物(ReBCO)超导层的银(Ag)盖层。第一组超导线圈或第二组超导线圈中的至少一个中的每个线圈可以包括邻近稀土钡铜氧化物(ReBCO)超导层的缓冲层堆叠。第一组超导线圈或第二组超导线圈中的至少一个中的每个线圈可以包括邻近缓冲层堆叠的金属基底层。第一组超导线圈或第二组超导线圈中的至少一个中的每个线圈可以包括包围线圈的铜层。

扫描磁体可以包括包含第一组超导线圈和第二组超导线圈的低温恒温器。低温恒温器可以用于将第一组超导线圈和第二组超导线圈保持在高温超导温度。第一组超导线圈或第二组超导线圈中的至少一个中的每个线圈可以包括由YBCO或BSCCO组成的超导层。

本说明书中描述的任何两个或更多个特征，包括本发明内容部分中描述的特征，可以被组合以形成本说明书中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经由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、专用集成电路、诸如现场可编程门阵列的编程逻辑等)上执行的指令。本文描述的系统或其部分可以被实现为设备、方法或医疗系统，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。本文描述的设备、系统和/或部件可以例如通过设计、构造、布置、放置、编程、操作、激活、去激活和/或控制来配置。

在附图和以下描述中阐述了一个或多个实施方式的细节。根据说明书和附图以及权利要求书，其他特征和优点将变得显而易见。

附图说明

图1是示出具有本文所述类型的示例机架的示例粒子治疗系统的部分透明的透视图的图。

图2是图1所示的粒子治疗系统的部件的剖视侧视图，包括示例机架。

图3是包括在喷嘴和示例束线结构中的部件的剖视特写侧视图，该示例束线结构可以是图1所示的机架的一部分。

图4是包括在喷嘴和示例束线结构中的部件的剖视特写侧视图，该示例束线结构可以是图1所示的机架的一部分。

图5是配置为在两个正交维度上扫描粒子束的示例扫描磁体的前视图的图示。

图6是包括在喷嘴和示例束线结构中的部件的剖视特写侧视图，该示例束线结构可以是图1所示的机架的一部分。

图7是配置为在单一维度中扫描粒子束的示例扫描磁体的前视图的图示。

图8是配置为在单一维度中扫描粒子束的示例扫描磁体的前视图的图示。

图9是包括在喷嘴和示例束线结构中的部件的剖视特写侧视图，该示例束线结构可以是图1所示的机架的一部分。

图10是包括在喷嘴和示例束线结构中的部件的剖视特写侧视图，该示例束线结构可以是图1所示的机架的一部分。

图11是配置为在两个正交维度上扫描粒子束的示例超导扫描磁体的前视图的图示。

图12a是配置为在单一维度中扫描粒子束的示例超导扫描磁体的前视图的图示；图12b是示例超导扫描磁体的前视图，该示例超导扫描磁体配置为在与图12a的维度正交的单一维度中扫描粒子束。

图13是示出示例可配置准直器的透视图的附图，该准直器可以是权利要求1的粒子治疗系统的一部分。

图14是示出图13的可配置准直器的部分透明前视图的附图。

图15是示出图13和14的可配置准直器的部分透明透视图的附图。

图16是示例治疗空间的框图，该示例治疗空间配置为容纳图1的粒子治疗系统的全部或部分。

图17是示出在本文描述的示例机架中产生的示例水平(x)和竖直(y)粒子束包络的曲线图。

图18是示出用于本文描述的示例机架的束线的示例消色差晶格设计的曲线图。

图19是示出通过使用本文描述的示例机架在水平(x)和竖直(y)平面中扫描粒子束而产生的结果的曲线图。

图20是可以与本文描述的粒子治疗系统一起使用的示例粒子加速器中的部件的剖视侧视图。

图21是示例固定束粒子治疗系统的侧视图。

图22是示例降能器的透视图。

图23是可以用作权利要求1的粒子治疗系统中的扫描磁体的示例超导磁体的前视剖视图。

图24是可以用于图23的超导磁体中的示例超导线圈的剖视图。

不同附图中的相似附图标记表示相似的元素。

具体实施方式

本文描述的是示例粒子治疗系统，其可以将患者和加速器容纳在相同的空间中。示例系统包括粒子加速器，该粒子加速器可以是但不限于同步回旋加速器，该同步回旋加速器具有低辐射泄漏，并且小到足以安装在标准线性加速器(LINAC)拱顶内。该系统还包括医疗机架，其配置为传送从加速器输出的带电粒子束，例如质子或离子，以治疗患者的肿瘤或其他病症。机架包括束线结构，以将粒子束从加速器引导到治疗位置，并将粒子束输送到治疗位置。束线结构包括磁体，例如一个或多个磁偶极子和一个或多个磁四极子，以将粒子束导向治疗位置。为了能够在用于治疗的相同空间中传送粒子束，特别是在相对较小的空间中，例如标准直线加速器拱顶，束线结构中的至少一些磁体配置为以直角或钝角弯曲粒子束。在示例中，磁体被配置和布置成将粒子束弯曲90°或更大。

本文描述的粒子治疗系统的实施方式还将大孔径超导磁体的功能与上游扫描磁体的使用相结合，以使粒子治疗系统相对紧凑。尽管在结构上紧凑，但是示例粒子治疗系统配置为能够执行如下所述的束聚焦、束扫描、束弯曲和束旋转。

图1示出了前述段落中描述的类型的粒子治疗系统10的示例实施方式。如图1所示，粒子治疗系统10包括粒子加速器12，本文描述其示例。在该示例中，粒子加速器12是具有超导电磁结构的同步回旋加速器，其产生2.5特斯拉(T)或更大或者3T或更大的最大磁场强度。在这方面，超导体是一种元素或金属合金，如铌锡(Nb₃Sn)，当冷却到阈值温度以下时，即使不是全部，也会失去大部分电阻。因此，电流基本上不受阻碍地流过超导体。因此，超导线圈在超导状态下能够比相同尺寸的普通导线传导更大的电流。由于超导线圈能够传导大量电流，因此在粒子治疗应用中特别有用。

示例同步回旋加速器配置为输出质子或离子作为具有150兆电子伏特(MeV)或更高能级的单能粒子束。示例同步回旋加速器的体积为4.5立方米(m³)或更小，重量为30吨(T)或更小。由于其尺寸，这种类型的粒子加速器被称为“紧凑型”。然而，如本文所述，具有不同于这些的重量、尺寸、磁场和/或能量水平的同步回旋加速器或其他类型的粒子加速器可以用于粒子治疗系统10中。

粒子治疗系统10还包括机架14。机架14包括环形或圆形支撑结构15和束线结构16。支撑结构15和束线结构16的组合由于其相对较小的尺寸而可以被称为“紧凑的机架”。束线结构16包括安装到支撑结构15的输出通道17和将粒子束导向输出通道的导管18。机架14还包括一个或多个电机(未示出)，用于相对于治疗位置19围绕支撑结构15移动输出通道17。治疗位置可以包括系统等中心，患者可以被定位在其中进行治疗。在示例中，电机可以沿着结构15上的轨道移动输出通道17，导致输出通道17相对于治疗位置19旋转。在示例中，附接有输出通道17的结构可以相对于治疗位置19旋转，导致输出通道17相对于治疗位置旋转。在一些实施方式中，由机架14实现的旋转允许输出通道17相对于治疗位置以任何角度定位。例如，输出通道17可以旋转360°，因此，输出通道17可以定位在0°、90°、270°，并回到0°/360°或这些旋转位置中的任何角度。

如前所述，束线结构16配置为将粒子束从加速器12导向治疗位置19。为此，输出通道17包括使粒子束朝向治疗位置弯曲的磁体。此外，束线结构16包括沿着束线的包含磁体的导管18，该导管将粒子束从粒子加速器12引导到输出通道17。

参照图2和图3，示例束线结构16的导管18包括非超导磁四极子21和22以及超导磁偶极子23。从图2和图3的图示中部分省略了束线结构16的外部电磁屏蔽壳。磁四极子21和22配置为在束线结构16内保持粒子束聚焦并直线或基本直线地行进——例如，与直线的5％或更小的偏差。磁四极子21和22配置为聚焦粒子束以保持粒子束的基本一致的横截面积，例如在±5％的公差内。磁偶极子23配置为朝向输出通道17弯曲粒子束，如图所示。磁偶极子23可以配置为相对于水平面24在20°到80°范围内的任何角度弯曲粒子束。通常，更大的弯曲角度可以减小粒子加速器12和治疗位置19或系统等中心之间的距离，从而减小容纳机架所需的空间，从而减小粒子治疗系统的尺寸。例如，用将粒子束弯曲超过80°(例如90°或更多)的一个或多个超导磁偶极子代替磁偶极子23，可以进一步减小从粒子加速器12到支撑结构15的距离，从而减小到治疗位置19和等中心的距离。

在一些实施方式中，高阶磁体可以用来代替或补充本文描述的任何磁四极子。例如，束线结构可以包括一个或多个磁六极子来代替或补充磁四极子。磁六极子可以配置为在束线结构16内保持粒子束聚焦并直线或基本直线地行进——例如，与直线的5％或更小的偏差。磁六极子也可以配置为保持粒子束的一致横截面积，例如在±5％的公差内。此外，六极磁体可以校正四极磁体的色度效应。与磁四极子相比，磁六极子对于远离定义束线理想位置的轴线的粒子具有更大的聚焦效果。

回到图3，在该示例中，束线结构16的导管18还包括两个非超导磁四极子26和27。磁四极子26和27配置为在束线结构16内保持粒子束聚焦并直线或基本直线地行进——例如，与直线的5％或更小的偏差。磁四极子26和27配置为将粒子束的一致横截面积保持在例如±5％的公差内。如前所述，高阶磁体可以代替磁四极子中的一个或多个来改善聚焦。

粒子治疗系统10还包括粒子束路径中的一个或多个扫描磁体30，其配置为移动粒子束穿过覆盖辐射目标的全部或部分(即，至少部分)的束场的至少一部分。在一些示例中，束场包括对于紧凑机架的给定位置，粒子束可以在平行于患者身上的治疗区域的平面上移动的最大程度。粒子束穿过束场的移动导致在治疗位置19穿过辐射目标的至少一部分的移动。扫描磁体的尺寸和配置可以使粒子束穿过面积为20厘米(cm)×20厘米或更大的束场，尽管系统10不限于任何特定的束场尺寸。例如，扫描磁体可以具有20cm×20cm或更大的孔径，尽管扫描磁体不限于任何特定的孔径尺寸。

扫描磁体可以位于粒子治疗系统内的不同位置。例如，在图4所示的束线结构16a中，其是束线结构16的变体，所有扫描磁体30a可以在输出通道17a和治疗位置之间的粒子束路径上与降能器41a和准直器44a(两者都在下面描述)一起位于喷嘴40a中。参考图5，示例扫描磁体43可以在二维(例如，笛卡尔XY维度)中控制，以在这两个维度中定位粒子束，并移动粒子束穿过辐射目标的至少一部分。在该示例中，扫描磁体43包括由第一组两个线圈45和与第一组两个线圈正交的第二组两个线圈64，第一组两个线圈45控制粒子束在定义的坐标系的笛卡尔X维度上的运动，第二组两个线圈64控制粒子束在笛卡尔Y维度上的运动。对粒子束运动的控制可以通过改变流经一组或两组线圈的电流来实现，从而改变由此产生的磁场。通过适当地改变磁场，磁场作用在粒子束上，使粒子束在X和/或Y维度上穿过束场，从而穿过辐射目标。

在一些实施方式中，可以有多于一个的扫描磁体。包括位于粒子束路径不同点处并被空气或诸如磁体或束吸收板的结构分开的多个扫描磁体的实施方式可以被称为分离扫描系统。例如，在图6所示的束线结构16b中(其是束线结构16的变体)，在输出通道17b和治疗位置之间可以有多个——例如两个——扫描磁体30b1和30b2。扫描磁体可以在输出通道17b和治疗位置之间的粒子束的路径上与降能器41b和准直器44b一起位于喷嘴40b中。扫描磁体可以位于单独的位置，并且被空气或降能结构隔开。例如，在该实施方式中，第一扫描磁体30b1可以在二维(例如，笛卡尔X和Y维度)上移动粒子束，第二扫描磁体30b2可以在二维(例如，笛卡尔X和Y维度)上移动粒子束。在该示例中，扫描磁体30b1和30b2可以具有与图5所示的扫描磁体相同的结构和操作。每个磁体30b1和30b2可以部分移动粒子束，由两个磁体产生的组合运动产生治疗计划中规定的期望运动。

在图6实施方式的变型中，扫描磁体30b1可以仅在一维(例如，笛卡尔X维度)上移动粒子束，并且扫描磁体30b2可以仅在一维(例如，笛卡尔Y维度)上移动粒子束。如图所示，相对于粒子加速器，一个磁体30b1可以位于另一个磁体30b2的上游。这两者可以如上所述通过空气或降能结构来分离。图7和8分别示出了具有正交线圈(线圈90a与线圈91a正交)的示例磁体90和91，以在不同维度上移动粒子束。在该示例中，扫描磁体30b1可以是图7所示的类型，并且包括第一组线圈90a，扫描磁体30b2可以是图8所示的类型，并且包括与线圈90a正交的第二组线圈91a。每个磁体30b1、30b2可以部分移动粒子束，由两个磁体产生的组合运动产生治疗计划中规定的期望运动。

在一些实施方式中，一个或多个——例如，全部或少于全部——扫描磁体可以位于束线结构中。例如，在图9所示的束线结构16c中(其是束线结构16的变体)，可以有多个——例如两个——扫描磁体，包括位于束线结构16c内的第一扫描磁体30c1和第二扫描磁体30c2，该第二扫描磁体30c2在输出通道17和治疗位置之间与降能器41c和准直器44c一起位于喷嘴40c中束线结构外部的。第一扫描磁体30c1可以位于包括在束线结构16c中的磁体中。例如，第一扫描磁体30c1可以在输出通道17c内位于相对于粒子加速器的磁偶极子32c上游，或者如图9所示，第一扫描磁体30c1可以位于相对于粒子加速器的输出通道17c的上游。在示例中，第一扫描磁体30c1可以配置为在二维(例如，笛卡尔X和Y维度)中移动粒子束，并且第二扫描磁体30c2可以配置为在二维(例如，笛卡尔X和Y维度)中移动粒子束。在该示例中，扫描磁体30c1和30c2可以具有与图5所示的扫描磁体相同的结构和操作。每个磁体30c1和30c2可以部分移动粒子束，由两个磁体产生的组合运动产生治疗计划中规定的期望运动。

在图9的实施方式的变型中，第一扫描磁体30c1可以配置为仅在一维(例如，笛卡尔X维度)上移动粒子束，并且第二扫描磁体30c2可以配置为仅在一维(例如，笛卡尔Y维度)上移动粒子束。在该示例中，扫描磁体30c1可以包括第一组线圈，并且扫描磁体30c2可以包括与第一组线圈正交的第二组线圈。磁体30c1和30c2可以具有类似于本示例中图7和图8所示的磁体的配置。每个磁体30c1和30c2可以配置为部分移动束，由两个磁体产生的组合运动产生治疗计划中指定的期望运动。

在一些实施方式中，所有扫描磁体可以位于束线结构中。如图10的分离扫描系统所示，第一扫描磁体30d1和第二扫描磁体30d2都可以位于束线结构16d内，束线结构16d是束线结构16的变体。可以没有扫描磁体位于喷嘴40d中，在该示例中，喷嘴40d包括降能器41d和准直器44d。在其他示例中，喷嘴中也可以有一个或多个扫描磁体。第一扫描磁体30d1和第二扫描磁体30d2可以位于包括在束线结构16d中的磁体中。例如，如图10所示，第一扫描磁体30d1可以在输出通道17d内位于相对于粒子加速器的磁偶极子32d上游，或者第一扫描磁体可以位于相对于粒子加速器的输出通道17d的上游。第二扫描磁体30d2可以相对于粒子加速器位于第一扫描磁体30d1的上游。在图10所示的示例中，第二扫描磁体30d2在束线中位于输出通道17d之前。扫描磁体可以位于束线结构内的单独位置，并且被磁体(例如偶极子或四极子)和/或束线结构内的空气隔开。分离的位置可以包括沿着粒子束的路径或束线结构的长度串联的不同点或位置。例如，如图10所示，磁偶极子31d位于第一扫描磁体30d1和第二扫描磁体30d1之间。在另一示例中，扫描磁体30d1可以在磁偶极子32d之后移动，使得磁偶极子31d和32d都在扫描磁体30d1和30d1之间。在另一示例中，扫描磁体30d1和30d2都可以在输出通道17d内，并且磁偶极子31d和32d可以在扫描磁体30d1和30d2之间。在示例中，第一扫描磁体30d1可以配置为在二维(例如，笛卡尔X和Y维度)中移动粒子束，并且第二扫描磁体30d2可以配置为在二维(例如，笛卡尔X和Y维度)中移动粒子束。在该示例中，扫描磁体30d1和30d2可以具有与图5所示的扫描磁体相同的结构和操作。每个磁体30d1和30d2可以部分移动粒子束，由两个扫描磁体产生的组合运动产生治疗计划中规定的期望粒子束运动。

在图10的实施方式的变型中，第一扫描磁体30d1可以配置为仅在一维(例如，笛卡尔X维度)上移动粒子束，并且第二扫描磁体30d2可以配置为仅在一维(例如，笛卡尔Y维度)上移动粒子束。在该示例中，扫描磁体30d1可以包括第一组线圈，并且扫描磁体30d2可以包括与第一组线圈正交的第二组线圈。磁体30d1和30d2可以具有类似于本示例中图7和图8所示的磁体的配置。每个磁体30d1和30d2可以配置为部分移动束，由两个磁体产生的组合运动产生治疗计划中指定的期望运动。

在一些实施方式中，可以有多于两个的扫描磁体位于束线结构内和/或位于输出通道的输出部和治疗位置之间。例如，可以有三个或更多个扫描磁体位于束线结构内的不同分离位置。例如，可以有三个或更多个扫描磁体位于输出通道的输出部和治疗位置之间的不同分离位置。在每种情况下，扫描磁体可以串联布置。

在一些实施方式中，可以存在在束线结构内位于输出通道的输出部上游或其他地方的单个扫描磁体。例如，如图2和图3所示，扫描磁体30可以相对于粒子加速器位于输出通道17的上游，并且位于输出通道17的输入部。扫描磁体30可以配置为在二维(例如，笛卡尔X和Y维度)上移动粒子束。在该示例中，扫描磁体30可以具有与图5所示的扫描磁体相同的结构和操作。在该示例中，所有粒子束的运动都是通过控制通过单个扫描磁体的一个或多个线圈的电流来实现的。

在这点上，通过将所有或一些扫描磁体定位在束线结构内，相对于在机架外部实现扫描的系统，可以减小粒子治疗系统的尺寸。

在一些实施方式中，本文描述的一个或多个扫描磁体可以是超导的。例如，输出通道下游的一个或多个(包括所有)扫描磁体可以是超导的。例如，束线结构内的一个或多个(包括所有)扫描磁体可以是超导的。在这点上，在存在高磁场的情况下(例如在束线结构中发现的高磁场)，可能难以精确地移动粒子束。使用用于扫描的超导磁体能够产生2.5T或更大或者3T或更大的磁场来移动粒子束，这可以克服由束线结构产生的诸如2.5T或更大或者3T或更大的高磁场对粒子束的影响。

图11示出了超导扫描磁体92的示例实施方式，该超导扫描磁体92配置为在二维上移动粒子束，其可以用于本文描述的扫描实施方式中。在该示例中，扫描磁体92可以具有与图5所示的扫描磁体43相同的结构和操作。超导磁体92包括一组高温超导线圈92a和92b，它们在结构上分别类似于图5的线圈46和45。高温超导体的示例包括但不限于YBCO(钇钡铜氧化物)和BSCCO(铋锶钙铜氧化物)。扫描磁体92包含在低温恒温器94中，低温恒温器94将超导磁体保持在超导温度，例如高于77°开尔文(K)或高于90°K。低温恒温器可以包括配置为将超导线圈保持在低温的装置。低温恒温器可以通过将超导线圈与室温热隔离来保持温度。这通常使用真空隔热、热辐射屏蔽和/或超隔热来减少辐射热传递，以及室温和低温之间的低热导率连接来执行。在一些示例中，液氦可以用于在低温恒温器中使用例如传导或沉浸式冷却将线圈冷却至超导温度。在传导冷却中，热量通过热导体从超导线圈中传递出去。在沉浸式冷却中，超导线圈可以直接接触制冷剂，例如液氦。在操作中，电流被施加到线圈92a和92b以产生用于扫描的磁场。

图12a示出了配置为仅在一维上移动粒子束的超导磁体95的示例，其可以用于本文描述的扫描实施方式中。超导磁体包括高温超导线圈组95a，其配置为仅在一维(例如，笛卡尔X或Y维度)上移动粒子束。高温超导体的示例包括但不限于YBCO和BSCCO。超导磁体95包含在低温恒温器96中，低温恒温器96将超导磁体保持在超导温度，例如高于77°开尔文(K)。例如，液氦可以用于将线圈冷却到超导温度。电流被施加到线圈95a以产生用于扫描的磁场。图12b示出了配置为仅在一维上移动粒子束的超导扫描磁体97的示例。该尺寸不同于(例如正交于)图12a的移动粒子束的磁体95的尺寸。超导磁体97包括高温超导线圈组97a，其配置为仅在一维(例如，笛卡尔X或Y度)上移动粒子束。高温超导体的示例包括但不限于YBCO和BSCCO。超导磁体95包含在低温恒温器98中，低温恒温器96将超导磁体保持在超导温度，例如高于77°开尔文(K)。例如，液氦可以用于将线圈冷却到超导温度。电流被施加到线圈97a以产生用于扫描的磁场。

图23示出了超导扫描磁体150的另一示例实施方式的前视剖视图，该超导扫描磁体150配置为在二维上移动粒子束，其可以用于本文描述的扫描实施方式中。在该示例中，扫描磁体150可以包含在如上所述的低温恒温器(未示出)中，以将超导磁体保持在超导温度，例如，在该示例中在30°K和40°K之间，尽管低温恒温器不限于这些温度。低温冷却器可以用于将低温恒温器的温度保持在超导温度。低温冷却器包括用于将超导线圈主动冷却至低温的装置。低温冷却器可以由本文描述的控制系统控制。

在图23中，网格151分别示出了笛卡尔X和Y维度153和154中的扫描粒子束孔径。例如，网格151示出扫描磁体150可以相对于参考0，0点155在X维度上移动粒子束±5cm，在Y维度上移动粒子束±5cm。在其他实施方式中，扫描磁体可以配置为在X维度上大于或小于±5cm和Y维度上大于或小于±5cm的长度上移动粒子束。在图23中，超导线圈组158和159围绕不导电或电性非超导材料160缠绕，以产生包含网格151的孔161。内部超导线圈158可以通过不导电或电性非超导材料162与外部超导线圈159分开。超导线圈158可以配置为使得由此产生的磁场与超导线圈159产生的磁场正交。并且，超导线圈159可以配置为使得由此产生的磁场与超导线圈158产生的磁场正交。例如，超导线圈158和159的绕组可以彼此正交。在一些实施方式中，由超导线圈158和159产生的磁场不需要正交，而是可以不同——例如，彼此的角度小于90°——但仍然能够在诸如网格151的网格中扫描。

在该示例中，超导线圈158控制粒子束在X维度中的运动。例如，电流流过这些超导线圈产生磁场。磁场强度与流过超导线圈的电流量成正比。并且，磁场强度与粒子束在扫描过程中在X维度上的移动量成正比。在该示例中，超导线圈159控制粒子束在Y维度中的运动。例如，电流流过这些超导线圈产生磁场。磁场强度与流过超导线圈的电流量成正比。并且，磁场强度与粒子束在扫描过程中在X维度上的移动量成正比。电流可以同时流过超导线圈158和159以产生累积磁场，该累积磁场在X和Y维度上移动粒子束。电流可以在不同的时间流过超导线圈158和159，使得粒子束在分开的时间在X或Y维度上移动，但仍然到达目标位置。

可以包括在扫描磁体150中的电性非超导材料的示例是铜；然而，扫描磁体150不限于与铜一起使用。电性非超导材料促进散热，例如在超导线圈158和159的淬火期间。

图24示出了可以用于实现超导线圈158和159中的每一个的示例超导线圈165的横截面。超导线圈165包括铜(Cu)稳定层166，其包裹或包围超导线圈165的其它层。超导线圈165还包括银(Ag)盖层167、与银盖层相邻并接触的稀土钡铜氧化物(ReBCO)超导层168(或其他高温超导材料层)、与ReBCO超导层相邻并接触以防止氧化物和金属基底之间相互扩散的缓冲层堆叠169、以及与缓冲层堆叠相邻并接触的基底层170。可以包括在基底层中的材料的示例包括但不限于导电金属，例如铜、镍或铝。可以包括在缓冲层堆叠中的材料的示例包括但不限于SrRuO3(钌酸锶-SRO)和LaNiO3(LNO)。超导线圈165可以具有与所示不同的配置，或者可以包括与所示不同的材料。例如，可以省略铜稳定层或者可以使用铜以外的材料。可以使用其他类型的超导材料，例如YBCO和/或BSCCO。

回到图3，束线结构16的输出通道17部分包括与大孔径超导磁偶极子32串联布置的大孔径超导磁偶极子31。大孔径的示例包括但不限于20cm×20cm。位于磁偶极子31和磁偶极子32之间的是多个大孔径超导磁四极子33、34和35。在该示例中，磁四极子33、34和35交替地包括一个或多个聚焦磁体和一个或多个散焦磁体，以分别聚焦和散焦粒子束，从而保持粒子束的基本一致的横截面积。在这点上，对穿过磁四极子的交替磁场梯度的粒子束的净效应是使束会聚；也就是聚焦。在一些实施方式中，磁四极子33包括散焦磁体，磁四极子34包括聚焦磁体，并且磁四极子35包括散焦磁体。在一些实施方式中，磁体33包括聚焦磁体，磁四极子34包括散焦磁体，并且磁四极子35包括聚焦磁体。在一些实施方式中，输出通道17可以包括不同配置中不同数量的磁四极子和/或不同配置中不同数量的磁偶极子。在一些实施方式中，输出通道17可以包括更高阶的磁体，例如六极子，来代替或附加于磁四极子。

在一些实施方式中，输出通道17配置为在束线结构中存在2.5T、3T或更大的磁场的情况下弯曲粒子束。例如，磁场可以通过使电流流过束线结构中磁体中的一个或多个线圈来产生，其可以是2.5T或更大、3T或更大、4T或更大、5T或更大、6T或更大、7T或更大、8T或更大、9T或更大、10T或更大、11T或更大、12T或更大、13T或更大、14T或更大或15T或更大的数量级。在存在这样的磁场的情况下，输出通道17中的磁体配置为在90°到170°范围内的任何角度产生粒子束的组合总弯曲角度——例如90°、95°、100°、105°、110°、115°、120°、125°、130°、135°、140°、145°、150°、155°、160°、165°或170°。替代地，在一些实施方式中，输出通道17配置为以小于90°或大于170°——例如180°或更大——的组合总弯曲角度弯曲粒子束。在图1至图3中，输出通道17配置为以相对于线38约150°的组合总弯曲角弯曲粒子束。为了实现具有从110°到170°的值的弯曲幅度，磁偶极子31可以配置为相对于线38在20°至85°的范围内弯曲粒子束，并且磁偶极子32可以配置为相对于水平线38在20°至85°的范围内弯曲粒子束。

在一些实施方式中，输出通道17可以包括不同配置的不同数量的磁结构。例如，输出通道17可以包括本文所述类型的磁偶极子，接着是本文所述类型的三个交替磁四极子，接着是磁偶极子，接着是本文所述类型的三个交替磁四极子，接着是本文所述类型的磁偶极子。例如，可以使用额外的磁体来改变粒子束弯曲的位置和程度。附加的磁体结构也可以用于在更长的距离上聚焦粒子束。相反，可以使用更少数量的磁体结构来在更短的距离上聚焦粒子束，例如如图1所示。

喷嘴40(图1)位于输出通道17的输出部或出口。在图1的示例中，喷嘴40连接到输出通道17，并且在适用的情况下，沿着输出通道移动。喷嘴40可以或不可以被认为是紧凑机架的一部分。喷嘴40是粒子束输出装置的示例。在该示例中，喷嘴40从输出通道17接收粒子束，并且在一些实施方式中，调节粒子束以输出到治疗位置或等中心的辐射目标，例如患者的肿瘤。在这点上，如上所述，输出通道17将粒子束弯曲至少90°。粒子束因此在离开输出通道17时被导向治疗位置或等中心。此外，如本文所述，扫描磁体30可以在平面内移动粒子束，以移动粒子束穿过辐射目标。

在这点上，如前所述，喷嘴可以包含一个或多个扫描磁体。降能器位于扫描磁体的下游，准直器位于扫描磁体的下游。在图2和图3中，降能器41从扫描磁体接收扫描或移动粒子束。在该示例中，降能器41安装到机架14(经由喷嘴40)，位于输出通道17和治疗位置19处的辐射目标之间。降能器41配置为并且可控制成在粒子束到达辐射目标之前改变粒子束的能量。在一些实施方式中，降能器是在粒子束到达辐射目标之前主动控制粒子束能量变化的唯一机构。在一些实施方式中，粒子束的能量在粒子束由粒子加速器输出之后和粒子束到达降能器之前是不可主动控制的。例如，在这样的实施方式中，粒子加速器和降能器之间的机架的部件不主动控制束能量，并且不配置为主动控制束能量。换句话说，机架或其束线导管没有配置为在粒子束由粒子加速器输出之后和粒子束到达降能器之前主动控制粒子束。在某些情况下，通过束线结构的运动可能会引起一些偶然的能量变化；然而，这些变化并没有得到主动控制。

如前所述，加速器输出的粒子束可以是单能的，降能器是在辐射目标治疗期间改变束能量的仅有/唯一或主要机构。单能粒子束包括具有单一固定能级的粒子束，例如100MeV、150MeV、200MeV、250MeV等等。单能粒子束可能偏离固定能级预定量，如±10％、±5％、±2％或±1％，但仍被视为单能。治疗期间加速器的切换操作，如在治疗期间切换粒子束能量所需，可能会产生过量的杂散中子，导致需要增加屏蔽件并降低束线效率。中子可以由粒子加速器和/或沿着束线结构的磁体产生。通过在治疗过程中使用单能粒子束并依靠降能器来改变束能量，可以减少或最小化杂散中子的产生，并且可以增加束线结构的效率。

在示例中，降能器可以包括可移动进入或移出粒子束路径的板。在另一示例中，降能器可以包括至少部分重叠并且在粒子束的路径内可移动的楔形件。示例楔形件是由两个三角形和三个梯形面定义的多面体。在任一配置中，可变数量的物质可以移动到粒子束的路径中。该物质从粒子束吸收能量，导致能量束输出降低。粒子束路径上的物质越多，粒子束的能量就越少。在一些实施方式中，能量吸收结构可穿过所有束场或仅穿过部分束场移动。如上所述，在一些示例中，束场包括对于紧凑机架的给定位置，粒子束可以在平行于患者身上的治疗区域的平面上移动的最大程度。

参考图22，在示例中，降能器48是范围调制器，其可控制将结构42移入和移出粒子束的路径，以改变粒子束的能量，从而改变粒子束剂量将沉积在辐射目标中的深度。这种能量吸收结构的示例包括但不限于板；多面体，如楔形、四面体或环形多面体；和弯曲的三维形状，例如圆柱体、球体或圆锥体。以这种方式，降能器可以使粒子束在辐射目标的内部沉积辐射剂量，以治疗目标的层或柱。在这点上，当特定能量的质子穿过组织时，质子电离组织的原子，并主要在对应于该能量的预定组织深度处沉积剂量。因此，降能器配置为在笛卡尔Z维度上移动粒子束通过目标，从而使得扫描磁体能够在笛卡尔X和Y维度之外的第三维度(笛卡尔Z维度)上执行扫描。在一些实施方式中，降能器的能量吸收结构，例如板或楔形件，可以配置为在粒子束的移动(扫描)期间移动，并且在移动期间跟踪或尾随粒子束。在题为“高速能量转换”的美国专利No.10,675,487(Zwart)中描述了跟踪或尾随粒子束运动的示例降能器。美国专利No.10,675,487的内容，特别是与跟踪或尾随粒子束运动的降能器相关的内容(例如，美国专利No.10,675,487的图36至46和随附的描述)通过引用并入本文。

布拉格峰是布拉格曲线上的一个明显的峰，它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辐射在组织内沉积的深度。对于质子来说，布拉格峰正好出现在粒子停止之前。因此，粒子束的能量可以被改变以改变其布拉格峰的位置，因此，大部分剂量的质子将在组织中的深度处沉积。在这点上，粒子加速器可以是固定能量粒子加速器。在固定能量粒子加速器中，粒子束总是以相同或大约相同的能量离开粒子加速器——例如，与预期或目标能量相差10％、5％或1％或更小。在固定能量粒子加速器中，降能器是改变施加到患者体内辐射目标的粒子束能量的主要机构或唯一机构。在一些实施方式中，本文描述的粒子加速器配置为在大约100MeV和大约300MeV之间(例如，在115MeV和250MeV之间)的范围内以单一能量或两种或更多种能量输出粒子束。固定能量输出可以在该范围内(例如，250MeV)，或者在一些示例中，高于或低于该范围。

在一些实施方式中，粒子加速器是双能加速器。在双能粒子加速器中，粒子束以两种不同能级之一离开粒子加速器——高能级或低能级。“高”和“低”这两个词没有具体的数字含义，而是用来表示相对的幅度。在一些实施方式中，本文描述的粒子加速器配置为输出两种能量的粒子束，这两种能量在大约100MeV和大约300MeV之间的范围内。高能量输出和低能量输出可以是该范围内的值，或者在一些示例中，高于或低于该范围。本文描述的降能器可以与双能粒子加速器一起使用，以便将粒子束的能量降低到两个能级之一以下和/或在两个能级之间微调。

在图中(图2、3)，喷嘴40还包括相对于粒子加速器在降能器41下游(即，更靠近辐射目标)的准直器44。在示例中，准直器是一种可控制的结构，以允许一些辐射传递到目标，并阻止一些辐射传递到患者。通常，通过的辐射被导向要治疗的辐射目标，而被阻挡的辐射否则会击中并潜在地损害健康的患者组织。在操作中，准直器被放置在输出通道17和辐射目标之间的辐射路径中，并且被控制以产生适当尺寸和形状的开口，以允许一些辐射通过开口到达辐射目标，而结构的其余部分阻止一些辐射到达相邻组织。

准直器可以是可配置的——例如，它的孔径可以在治疗过程中被控制和改变。准直器可以是固定的或不可改变的。例如，准直器可以具有不能改变的固定形状。

在一些实施方式中，示例可配置准直器的部件包括多个叶片，这些叶片在粒子束移动期间可动态地重新配置，以改变由多个叶片定义的边缘的形状。边缘在粒子束的至少一部分和粒子束的目标之间移动，使得边缘第一侧的粒子束的第一部分至少部分地被多片叶片阻挡，并且使得边缘第二侧的粒子束的第二部分被允许通过到目标。

图13、14和15示出了可配置准直器44a的示例实施方式，其可以与本文描述的粒子治疗系统一起使用。准直器44a包括托架113、114和115，托架113、114和115配置为相对于辐射目标竖直和水平地保持和移动上述叶片。如图所示，竖直移动包括笛卡尔Z维度117中的移动，水平移动包括笛卡尔X维度118中的移动(笛卡尔Y维度进入或离开图13和14中的页面)。图14和15示出了透明的托架壳体的部分，以便示出壳体内部的部件；然而，壳体实际上并不透明。

托架113在这里被称为主托架，托架114和115在这里被称为副托架。副托架114、115联接到主托架113，如图13至15所示。在该示例中，副托架114、115各自包括经由对应构件118、119固定到主托架115的壳体。在该示例中，主托架113相对于辐射目标和相对于粒子加速器可沿着轨道120竖直移动(Z维度)。主托架113的竖直移动也导致副托架竖直移动。在一些实施方式中，副托架一致地竖直移动。

如图13至15所示，每个副托架114、115连接到对应的杆或轨道122、123，副托架沿着该杆或轨道122、123移动。更具体地，在该示例中，电机125驱动副托架114沿着杆122朝向或远离副托架115移动。同样，在该示例中，电机126驱动副托架115沿着杆123朝向或远离副托架114移动。如本文所述，实现对主托架和副托架运动的控制，以相对于辐射目标定位叶片。此外，叶片本身也配置为移入和移出托架，如本文所述。

如图15所示，电机130驱动主托架113的竖直运动。例如，如图15所示，丝杠131联接到壳体132，壳体132保持驱动对应的副托架114、115的电机125、126，并且安装在轨道120上。丝杠131联接到电机130，并由电机130竖直地驱动。即，电机130竖直地(笛卡尔Z维度)驱动丝杠131。因为丝杠131固定到壳体132，所以这种运动也导致壳体132以及因此副托架114、115沿着轨道120朝向或远离辐射目标移动。

在该示例实施方式中，七个叶片135、136安装在每个副托架114、115上。每个副托架可以配置为将其叶片水平地移入或移出治疗区域。使用线性电机，每个副托架上的单个叶片可以相对于同一副托架上的其他叶片在X维度上独立地线性移动。在一些实施方式中，叶片也可以配置为在Y维度上移动。此外，一个副托架114上的叶片可以独立于另一个副托架115上的叶片移动。叶片在副托架上的这些独立运动，以及由主托架实现的竖直运动，允许叶片移动成各种结构。因此，叶片可以在水平和竖直方向上符合在水平和竖直方向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处理单个粒子束点，从而处理单个柱。在一些实施方式中，每个副托架上的单个叶片可以使用电机独立地线性移动，该电机在X维度上相对于同一副托架上的其他叶片驱动丝杠。

叶片可以由防止或抑制辐射传播的任何适当材料制成。使用的辐射类型可能决定了叶片中使用的材料。例如，如果辐射是X射线，叶片可能是由铅制成的。在本文描述的示例中，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、铁或其任何适当的组合制成。每片叶片的高度可以决定该叶片抑制辐射传输的程度。

关于图13至15描述的可配置准直器的实施方式在题为“自适应孔径”的美国专利公开No.2017/0128746(Zwart)中描述。美国专利公开No.2017/0128746的内容，特别是与自适应孔径的描述相关的内容(例如，美国专利公开No.2017/0128746的图1至7和随附的描述)通过引用并入本文。

回到图1，如上所述，示例粒子治疗系统包括尺寸紧凑的等中心机架，这减小了整个系统的尺寸。在紧凑型机架14的实施方式中，支撑结构15的直径可以小于6米(m)、小于5m或小于4m。在示例中，支撑结构15的直径为4.8m。束线结构的长度可以从加速器的输出和系统等中心开始测量，并且等于它们之间的距离。在紧凑型机架14的实施方式中，束线结构16的长度可以小于6米(m)、小于5m、小于4.5m或小于4m。在示例中，束线结构16的长度为4.2m(图2)。在这点上，粒子加速器和系统等中心或治疗位置之间的距离可以小于6m、小于5m、小于4.5m或小于4m。在紧凑型机架14的实施方式中，输出通道17的输出与系统等中心或治疗位置之间的距离为2m或更小、1.5m或更小、或者1m或更小。在紧凑型机架14的实施方式中，输出通道17的输出和系统等中心或治疗位置之间的距离在0.8m和1.4m之间。在示例中，输出通道17的输出与系统等中心或治疗位置之间的距离为1.01m。其他实施方式可能具有与此处列出的不同的维度。

在一些实施方式中，粒子治疗系统具有93平方米(m2)或更小或者75m2或更小的占地面积。在一些实施方式中，粒子治疗系统配置为适合于为LINAC设计的拱顶内。例如，图1至3的部件可以足够小，以适合具有以下尺寸的拱顶，并且具有适合于拱顶内的尺寸：长度不超过25英尺(7.62m)，宽度不超过20英尺(6.09m)，高度不超过11英尺(3.35m)。例如，图1至3的部件可以足够小，以适合具有以下尺寸的拱顶，并且具有适合于拱顶内的尺寸：长度不超过25英尺(7.62m)，宽度不超过26英尺(7.92m)，高度不超过10英尺(3.05m)。例如，图1至图3的部件可以足够小以适合在具有26.09英尺(11m)或更小乘29.62英尺(9m)或更小的占地面积、16.40英尺(5m)或更小的高度的LINAC拱顶内，并且具有适合在其内的尺寸。如上所述，粒子治疗系统的一些实施方式可以具有不同的尺寸，包括但不限于直径、高度、宽度和长度。在一些实施方式中，预先存在的LINAC拱顶的天花板可能不够高，不足以支持机架的360°旋转或绕机架旋转。在这种实施方式中，可以在LINAC拱顶的地板下挖掘坑90(图1)以实现旋转。

图1和16示出了可以容纳粒子治疗系统10及其变体的治疗空间49和50的示例。在这些示例中，治疗空间在LINAC拱顶中实施，其可以使用铅或其他适当的材料例如混凝土、硼化聚乙烯和/或钢来屏蔽。在这方面，由粒子加速器产生但没有到达辐射目标的粒子，如质子，通过产生高能中子产生二次辐射。在示例中，粒子加速器12和/或机架产生由粒子束递送的每戈瑞剂量10毫西弗或更少的这种中子。

单能粒子束的使用和对束线结构外部的降能器的依赖使得粒子束线中的磁体能够有效地引导粒子束。更具体地说，束线内束能量的变化增加了杂散中子的产生，因此增加了束线内粒子束的损失，从而降低了其效率。本文描述的系统的实施方式中使用的单能粒子束，与粒子束线中的磁性结构相结合，可以导致效率增加。在某些情况下，束线结构长度的减小也可以提高效率。在一些实施方式中，本文描述的束线结构的变体具有10％或更高、20％或更高、30％或更高、40％或更高、50％或更高、60％或更高、70％或更高、80％或更高或者90％或更高的效率。在一些示例中，效率是从粒子加速器输出的粒子从束线结构输出的百分比的度量。因此，10％或更高的效率包括从粒子加速器输出的粒子的10％或更多从束线结构输出；20％或更高的效率包括从粒子加速器输出的粒子的20％或更多从束线结构输出；30％或更高的效率包括从粒子加速器输出的粒子的30％或更多从束线结构输出；40％或更高的效率包括从粒子加速器输出的粒子的40％或更多从束线结构输出；50％或更高的效率包括从粒子加速器输出的粒子的50％或更多从束线结构输出；60％或更高的效率包括从粒子加速器输出的粒子的60％或更多从束线结构输出；70％或更高的效率包括从粒子加速器输出的粒子的70％或更多从束线结构输出；80％或更高的效率包括从粒子加速器输出的粒子的80％或更多从束线结构输出；并且90％或更高的效率包括从粒子加速器输出的粒子的90％或更多从束线结构输出。在示例中，本文描述的粒子加速器和机架即使在加速器的较低范围内的能量下也将超过70％的质子束传输到患者。

如上所述，本文描述的类型的束线效率实现了“单间”解决方案，其中粒子加速器、机架和患者都位于单个拱顶内。在该拱顶内，粒子加速器本身可以包括屏蔽，但是在分别包含患者和粒子加速器的拱顶中的独立隔间60和61(参见图16)不需要彼此屏蔽。换句话说，在一些实施方式中，在粒子加速器和将粒子加速器与患者分开的机架外部没有电磁屏蔽。由于系统发射的中子水平低，可能不需要屏蔽。在一些实施方式中，在分隔的隔间60和61之间可以存在最小的屏蔽。例如，屏蔽层的厚度可以是30cm或更小，20cm或更小，或者10cm或更小。

还参照图1，粒子治疗系统10还包括治疗床51。治疗床51配置为相对于孔53在机架14中或穿过机架14移动，以将患者定位在系统等中心或治疗位置。在该示例中，治疗床51安装到机械臂54上。臂54包括第一部段55、第二部段56和第三部段57。第一部段55可旋转地联接到第二部段56，第二部段56可旋转地联接到第三部段57。如图所示，治疗床51联接到第三部段57。臂54是可控制的，以将治疗床51移动到孔53中并穿过孔53，以定位躺在床上进行治疗的患者；即，将患者移动到治疗位置。在一些实施方式中，臂54可以将患者定位在两个自由度、三个自由度、四个自由度、五个自由度或六个自由度中。两个自由度的一个示例是前后运动和左右运动；三个自由度的一个示例是前后运动、左右运动和上下运动；四个自由度的一个示例是前后运动、左右运动、上下运动以及俯仰、偏航或滚动运动中的一种；五个自由度的一个示例是前后运动、左右运动、上下运动以及俯仰、偏航或滚动运动中的两种；六个自由度的一个示例是前后运动、左右运动、上下运动、俯仰运动、偏航运动和滚动运动。在一些实施方式中，治疗床可以由至少部分倾斜的或者可转换成椅子的治疗床代替或者包括该治疗床，并且该治疗床仍然可以在两个、三个、四个、五个或者六个自由度上被控制以定位患者进行治疗。在一些实施方式中，臂54可以具有与图1所示不同的配置。例如，臂54可以具有两个部段或三个以上的部段。飞行机器人、机器人或两者都可以控制或实现治疗床的非平面运动。

在一些实施方式中，输出通道17可以围绕支撑结构15至少部分地旋转，包括一直旋转，或者输出通道可以保持固定在支撑结构15上，并且支撑结构15的全部或部分可以围绕治疗位置旋转。在一些实施方式中，输出通道17可以不围绕支撑结构15旋转，并且支撑结构可以不围绕患者旋转。

相反，输出通道可以保持静止，从而提供在一个方向上固定的粒子束。在诸如此类的实施方式中，治疗床或其他座椅在治疗期间相对于固定粒子束移动。在本文描述的一些系统中，粒子束的位置可以通过机架的旋转来设置，之后，除了穿过辐射目标的扫描运动和治疗期间的治疗床或其他座椅移动之外，粒子束保持固定。在一些实施方式中，可以使用机架移动和治疗床(或其他座椅移动)的组合来实施治疗。例如，可以定位输出通道，并且可以暂时固定粒子束，在此期间，治疗床移动以实施治疗。之后，输出通道可以被重新定位，以将粒子束暂时固定在新的位置。治疗可以通过治疗床移动在新位置实施。这些操作可以重复，如为与粒子治疗系统一起使用而起草的治疗计划所定义的。

粒子治疗系统10可以是强度调制质子治疗(IMPT)系统。IMPT系统能够对可能具有可变能量和/或强度的受限制质子束进行空间控制。IMPT利用带电粒子布拉格峰——如上所述，粒子输送范围结束时的剂量特征峰——结合粒子束变量的调制来创建目标局部剂量调制，以实现治疗计划中设定的目标。IMPT可以包括以不同的角度和不同的强度将粒子束导向辐射目标以处理目标。在一些实施方式中，粒子束可以被扫描——例如移动——穿过辐射目标的层，每层从相同或不同的角度被处理一次或多次。可以使用本文所述的扫描磁体来执行穿过辐射目标的移动以实施扫描。

图17示出了沿本文描述的紧凑型机架的长度29的示例水平(x)束包络63和竖直(y)束包络64(例如，横截面)。对于磁四极子21和22、磁偶极子23、磁四极子26和27、磁偶极子31、磁四极子33、34和35以及磁偶极子32，确定束点横截面的x和y尺寸。使用粒子加速器12出口处测量的粒子束参数和所有粒子束线磁体的设计参数，基于束光学的计算来确定束的尺寸。在一些实施方式中，对于x和y，等中心(例如，治疗位置)处的束点半径约为3毫米(mm)。在一些实施方式中，对于200MeV至230MeV质子束，束线结构16中磁偶极子处的磁场不超过4T，并且束在每个磁偶极子处的弯曲半径约为0.6米。在一些实施方式中，对于200MeV至230MeV质子束，束线结构16中的磁偶极子处的磁场至少为3T，即3T或更大。如上所述，本文描述的系统不限于这些参数值，并且一些实施方式可以具有不同的尺寸、能量和磁场。

色差校正可以发生在具有色散的束线中，色散是通过在色散区域中包含偶极磁体和多个校正器而产生的。消色差的标准定义是空间色散(R16)和角色散(R26)为零的束传输线。参考图18，紧凑型机架实施方式中的磁体可以配置为消色差的——例如，束转移矩阵元素的R1665和R2666在等中心处都等于零，等中心位于或接近沿束线结构长度68(X轴)的0m处。减少或最小化空间和角度束色散可能是由本文描述的粒子治疗系统实现的笔形束扫描技术的结果。在这点上，在一些笔形束扫描技术中，粒子束的横截面需要在等心处基本上是圆形的。因此，x和y(图18)平面中的束点尺寸应当在等中心67处接近。在束扫描期间，应当减少或最小化整个扫描区域上的束形状和束直径的变化，否则，不同能量的不同束粒子可能落在弯曲平面中的不同位置。这可能导致束形状和束尺寸在另一个平面上不同。

图19示出了x维度69和y维度70中的束扫描的示例。扫描磁体的发射允许束粒子偏转到与扫描磁体的场强成比例的角度。在图19的示例中，示出了完全覆盖20cm×20cm的束场区域的束扫描范围，从扫描磁体的束偏转角大约为±20毫弧度(mrad)和±30mrad。在该示例中，源到等中心的距离(SAD)(即加速器到等中心的距离)大约是4米。在一些实施方式中，从扫描磁体到输出通道17的出口，束弯曲角可以大到110°至170°。

回到图1，在一些实施方式中，由一个或多个成像设备99组成的成像系统可以安装到支撑结构15。可以在治疗之前和/或期间进行成像，以识别患者体内的目标位置和/或控制机架和扫描的操作，以便将粒子束导向患者体内的辐射目标。成像系统可以包括：计算机断层扫描(CT)扫描仪、二维(2D)X射线设备、磁共振成像(MRI)设备、扇形束CT扫描仪、2D相机、三维(3D)相机、表面成像设备或锥形束CT扫描仪中的一个或多个。

成像设备可以被配置和控制成围绕机架14旋转或随着机架14的旋转而旋转。在一些实施方式中，束线对准并连接的一个或多个喷嘴可以在位于支撑结构15内径的环形轴承上旋转。各种二维(2D)和/或三维(3D)成像设备也可以安装在环形轴承上，并且可以随其旋转。在一些实施方式中，喷嘴和成像设备可以安装到机架内的不同内部圆周轨道上。

例如，喷嘴可以在支撑结构的第一半径处围绕圆周轨道旋转，并且成像设备可以在支撑结构的不同于第一半径的第二半径处围绕不同的圆周轨道旋转。在一些实施方式中，机架可以包括不同的可旋转内环，其中一个安装喷嘴用于旋转，另一个安装成像设备或系统用于旋转。

在一些实施方式中，安装两个2D成像设备以在正交平面中支撑结构15，以实现2D图像引导放射治疗(IGRT)。IGRT包括在放射治疗过程中使用成像来提高治疗的精确度和准确性。IGRT可以用于治疗身体移动部位的肿瘤，如肺部。2D成像设备可以旋转以实现锥形束CT成像，包括同时采集的双能量成像。成像设备还可以或者替代地包括用于锥形束CT图像采集的X射线源和图像面板，或者扇形束诊断质量CT成像设备。替代地，一个平面可以包括锥形束CT成像设备，而另一个平面可以包括扇形束诊断质量CT成像设备。

如本文所述，示例质子治疗系统以三维方式扫描穿过辐射目标的质子束，以便破坏恶性组织。图20示出了可以用于在质子治疗系统中提供粒子(例如质子)束的示例超导同步回旋加速器的部件75的横截面。在该示例中，部件75包括超导磁体77。超导磁体包括超导线圈78和79。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上的超导股，例如四股或六股，中心股本身可以是超导或非超导的。超导线圈78、79中的每一个用于传导产生磁场(B)的电流。磁轭80、81或更小的磁极片形成空腔84中的磁场，粒子在空腔84中被加速。在示例中，低温恒温器(未示出)使用液氦(He)将每个线圈传导冷却到低温超导温度，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85，例如Penning Ion Gauge-Pig源，以向空腔84提供电离等离子体柱。氢气或氢气和惰性气体的混合物被电离以产生等离子体柱。电压源向空腔84提供变化的射频(RF)电压，以加速来自空腔内等离子体柱的粒子。如上所述，在示例中，粒子加速器是同步回旋加速器。因此，当在加速空腔内加速粒子时，RF电压扫过一个频率范围，以考虑对粒子的相对论效应，例如增加粒子质量。RF电压驱动包含在腔内的D板(dee plate)，并且具有在加速循环期间向下扫描的频率，以考虑质子的相对论质量的增加和磁场的减少。虚拟D板充当D板的接地参考。由流过超导线圈的电流产生的磁场，加上扫描的RF电压，使等离子体柱中的粒子在空腔内沿轨道加速，并随着匝数的增加而增加能量。最外层轨道中的粒子被引导到提取通道(未示出)，并作为粒子束从同步回旋加速器输出。在同步回旋加速器中，粒子束被脉冲化，从而周期性地输出粒子束。

如上所述，空腔内的磁场被成形以使粒子在空腔内沿轨道运动。示例同步回旋加速器采用旋转角度均匀且强度随着半径增加而下降的磁场。在一些实施方式中，由超导(主)线圈产生的最大磁场在空腔的中心可以在2.5T到20T的范围内，该范围随着半径的增加而下降。例如，超导线圈可以用于产生以下幅度中的一个或多个或超过以下幅度的磁场：2.5T、3.0T、3.1T、3.2T、3.3T、3.4T、3.5T、3.6T、3.7T、3.8T、3.9T、

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，或以上。此外，超导线圈可以用于产生2.5T至20T范围之外或3T至20T范围内但在此未具体列出的磁场。通过产生具有如上所述的大小的高磁场，可以减小在空腔84内沿轨道运行的粒子的弯曲半径。由于弯曲半径的减小，在给定尺寸的空腔内可以产生更多数量的粒子轨道。所以，同样数量的轨道可以放在更小的空腔内。减小空腔的尺寸通常会减小粒子加速器的尺寸，因为较小的空腔需要较小的磁轭或磁极片等部件。在一些实施方式中，粒子加速器的尺寸或体积可以是4m3或更小、3m3或更小、或者2m3或更小。

在一些实施方式中，例如图20所示的实施方式，相对较大的铁磁磁轭80、81充当由超导线圈产生的杂散磁场的磁返回。在一些系统中，磁屏蔽(未示出)围绕轭。返回轭和屏蔽一起作用以减少杂散磁场，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/或屏蔽可以由主动返回系统代替或增强。一个示例主动返回系统包括一个或多个主动返回线圈，其以与通过主超导线圈的电流相反的方向传导电流。在一些实施方式中，每个超导主线圈都有主动返回线圈，例如两个主动返回线圈——每个主超导线圈具有一个。每个主动返回线圈也可以是同心地围绕对应主超导线圈外部的超导线圈。在一些实施方式中，主动返回线圈可以是非超导线圈或者包括非超导线圈。通过使用主动返回系统，相对较大的铁磁磁轭80、81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在不牺牲性能的情况下进一步减小。可以使用的主动返回系统的示例在题为“主动返回系统”的美国专利No.8,791,656(Zwart)中描述。美国专利No.8,791,656的内容，特别是与返回线圈结构相关的内容(例如，美国专利No.8,791,656的图2、4和5以及随附的描述)通过引用并入本文。在标题为“超轻磁屏蔽高电流紧凑型回旋加速器”的美国专利No.8,975,836(Bromberg)中描述了可以用于本文粒子治疗系统的粒子加速器的另一个示例。美国专利No.8,975,836的内容，特别是与美国专利No.8,975,836的图4、17和18的“回旋加速器11”或“无铁回旋加速器11”相关的内容以及随附的描述通过引用并入本文。

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配置为通过改变粒子束在其中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，以产生对应的磁场。例如，电流可以被设置为两个值之一，以产生前面描述的双能粒子加速器。在示例实施方式中，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组或多组，是非超导(例如，铜)线圈。

通常，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对应的预定范围内变化的磁场。在一些示例中，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。替代地，当以非连续、分步的方式调节施加到线圈的电流时，磁场和输出束能量也以非连续(分步)的方式相应地变化。分步调整可以产生前述的双能量。在一些实施方式中，每个步骤的大小在10MeV和80MeV之间。磁场与电流的比例可以允许相对精确地进行束能量的变化，从而减少对降能器的需要。在题为“产生具有可变能量的带电粒子的粒子加速器”的美国专利No.9,730,308中描述了可以用于本文描述的粒子治疗系统的可变能量同步回旋加速器的示例。美国专利No.9,730,308的内容通过引用并入本文，特别是能够在可变能量下操作同步回旋加速器的内容，包括在美国专利No.9,730,308的第5至第7栏和图13及其随附描述中描述的内容。

在使用可变能量同步回旋加速器的粒子治疗系统的实施方式中，可以通过改变由同步回旋加速器输出的粒子束的能量，根据治疗计划来执行控制粒子束的能量以治疗辐射目标的一部分。在这样的实施方式中，可以使用或不使用降能器。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中的一个，每个值对应于同步回旋加速器输出粒子束的不同能量。降能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。

本文描述的粒子治疗系统及其变型可以用于将超高剂量率的辐射——所谓的“闪光”(FLASH)剂量率的辐射——施加到患者的辐射目标。在这方面，放射治疗中的实验结果表明，当以超高(闪光)剂量率输送治疗剂量时，受到辐射的健康组织的状况有所改善。在示例中，当以小于500毫秒(ms)的脉冲递送10至20戈瑞(Gy)的辐射剂量，达到20至100戈瑞/秒(Gy/s)的有效剂量率时，健康组织比在更长时间尺度上用相同剂量辐射时受到更少的损伤，而肿瘤以类似的效果治疗。一个可以解释这种“闪光效应”(FLASH effect”的理论是基于这样一个事实，即辐射对组织的损害与组织中的氧气供应成正比。在健康组织中，超高剂量率仅使氧自由基化一次，这与在较长时间尺度内多次自由基化氧的剂量应用相反。这可能导致使用超高剂量率对健康组织的损伤较小。

在一些示例中，如上所述，超高辐射剂量率可以包括持续时间小于500ms的超过每秒1戈瑞的辐射剂量。在一些示例中，超高辐射剂量率可以包括持续时间在10ms和5s之间的超过每秒1戈瑞的辐射剂量。在一些示例中，超高辐射剂量率可以包括持续时间小于5s的超过每秒1戈瑞的辐射剂量。

在一些示例中，超高剂量率辐射包括持续时间小于500ms的超过下列剂量之一的辐射剂量：每秒2戈瑞、每秒3戈瑞、每秒4戈瑞、每秒5戈瑞、每秒6戈瑞、每秒7戈瑞、每秒8戈瑞、每秒9戈瑞、每秒10戈瑞、每秒11戈瑞、每秒12戈瑞、每秒13戈瑞、每秒14戈瑞、每秒15戈瑞、每秒16戈瑞、每秒17戈瑞、每秒18戈瑞、每秒19戈瑞、每秒20戈瑞、每秒30戈瑞、每秒40戈瑞、每秒50戈瑞、每秒60戈瑞、每秒70戈瑞、每秒80戈瑞、每秒90戈瑞或每秒100戈瑞。在一些示例中，超高剂量率辐射包括持续时间在10ms至5s之间的超过下列剂量之一的辐射剂量：每秒2戈瑞、每秒3戈瑞、每秒4戈瑞、每秒5戈瑞、每秒6戈瑞、每秒7戈瑞、每秒8戈瑞、每秒9戈瑞、每秒10戈瑞、每秒11戈瑞、每秒12戈瑞、每秒13戈瑞、每秒14戈瑞、每秒15戈瑞、每秒16戈瑞、每秒17戈瑞、每秒18戈瑞、每秒19戈瑞、每秒20戈瑞、每秒30戈瑞、每秒40戈瑞、每秒50戈瑞、每秒60戈瑞、每秒70戈瑞、每秒80戈瑞、每秒90戈瑞或每秒100戈瑞。在一些示例中，超高剂量率辐射包括持续时间小于5s的超过下列剂量之一的辐射剂量：每秒2戈瑞、每秒3戈瑞、每秒4戈瑞、每秒5戈瑞、每秒6戈瑞、每秒7戈瑞、每秒8戈瑞、每秒9戈瑞、每秒10戈瑞、每秒11戈瑞、每秒12戈瑞、每秒13戈瑞、每秒14戈瑞、每秒15戈瑞、每秒16戈瑞、每秒17戈瑞、每秒18戈瑞、每秒19戈瑞、每秒20戈瑞、每秒30戈瑞、每秒40戈瑞、每秒50戈瑞、每秒60戈瑞、每秒70戈瑞、每秒80戈瑞、每秒90戈瑞或每秒100戈瑞。

在一些示例中，辐射的超高剂量率包括持续时间小于500ms、持续时间在10ms至5s之间或持续时间小于5s的超过下列剂量中的一个或多个的辐射剂量：每秒100戈瑞、每秒200戈瑞、每秒300戈瑞、每秒400戈瑞或每秒500戈瑞。

在一些示例中，超高辐射剂量率包括持续时间小于500ms的在每秒20戈瑞和每秒100戈瑞之间的辐射剂量。在一些示例中，超高辐射剂量率包括持续时间在10ms和5s之间的每秒20戈瑞和每秒100戈瑞之间的辐射剂量。在一些示例中，超高辐射剂量率包括持续时间小于5s的在每秒20戈瑞和每秒100戈瑞之间的辐射剂量。在一些示例中，超高辐射剂量率包括在诸如小于5s的时间段内在每秒40戈瑞和每秒120戈瑞之间的辐射剂量。时间段的其他示例是上面提供的那些。

在一些实施方式中，粒子治疗系统可以使用超高剂量率辐射(辐射的闪光剂量)来治疗目标的三维柱。这些系统使用笔形束扫描将超高剂量率传输到目标。在一些示例中，笔形束扫描包括传输一系列小的粒子辐射束，每个粒子辐射束可以具有独特的方向、能量和电荷。通过组合来自这些单个束的剂量，三维目标治疗体积可以用辐射治疗。此外，该系统不是将处理组织成恒定能量的层，而是将处理组织成由静止束的方向定义的柱。束的方向可以朝向目标的表面。

在一些实施方式中，在粒子束沿着穿过辐射目标的另一路径被引导之前，柱的全部或部分被治疗。在一些实施方式中，穿过目标的路径是穿过目标的全部或部分。在示例中，粒子束可以沿着穿过目标的路径被引导，并且不偏离该路径。当沿着该路径定向时，粒子束的能量发生变化。粒子束不随其能量变化而移动，因此，粒子束治疗沿粒子束长度和束点宽度延伸的目标内部的全部或部分。因此，治疗是沿着束的纵向方向沿深度方向进行的。例如，被治疗的目标的一部分可以从目标表面的束点向下延伸穿过目标内部的全部或部分。结果是粒子束使用超高剂量率的辐射治疗目标的三维柱状部分。在一些示例中，粒子束可能永远不会再次沿着相同的三维柱状部分被引导超过一次。

在一些实施方式中，辐射目标可以被分成微体积。尽管可以使用立方体微体积，但是微体积可以具有任何合适的形状，例如三维原位、规则弯曲形状或不规则或无定形形状。在该示例中，以本文所述的方式通过柱递送闪光辐射来治疗每个微体积。例如，可以通过使用降能板来改变束能量或通过控制可变能量同步回旋加速器来改变束能量，从而用辐射治疗微体积的柱深度。在治疗了单个微体积之后，治疗下一个微体积，以此类推，直到治疗了整个辐射目标。微体积的治疗可以以任何适当的顺序或次序进行。

本文描述的粒子治疗系统可以以标题为“通过柱递送辐射并为此生成治疗计划”的美国专利公开No.2020/0298025中描述的方式通过柱递送闪光辐射，该专利公开的内容通过引用并入本文，特别是与其图2、11、12至19、33至43B相关的内容以及随附的描述。

在一些实施方式中，除了同步回旋加速器之外的粒子加速器可以用于本文描述的粒子治疗系统。例如，在本文描述的粒子治疗系统中，回旋加速器、同步加速器、线性加速器等可以代替同步回旋加速器。

图21示出了包括粒子加速器141和治疗床142的固定束粒子治疗系统的替代实施方式，其可以是本文描述的类型。在该实施方式中，粒子加速器141是静止的，并且被配置和可控制以在单个固定方向上输出粒子作为粒子束143——例如，沿着单个方向矢量。在同步回旋加速器的情况下，粒子束可以是单能的和脉冲的。当使用其他类型的粒子加速器时，粒子束可以是连续的而不是脉冲的。如图所示，在该示例中，粒子加速器和患者之间没有束线结构。

一个或多个扫描磁体(未示出)可以位于粒子加速器和治疗床之间的粒子束路径中。扫描磁体可以是超导、非超导或者超导与非超导的组合。扫描磁体可以是图5、图7和图8所示的类型，或者是它们的组合。在一些实施方式中，通过改变流经一组或两组线圈的电流来改变由此产生的磁场，从而实现对扫描的控制。通过适当地改变磁场，粒子束可以在X和/或Y维度上穿过辐射目标移动。

具有如本文所述配置的降能器144位于治疗床和扫描磁体之间的粒子束路径中。在该示例中，粒子束是单能的。因此，粒子束能量的变化可以仅通过改变降能器的配置来实现。例如，可以移动板或楔形件来改变粒子束路径中材料的厚度，从而改变粒子束的能量。

具有如本文所述配置的准直器(未示出)可以位于降能器和治疗床之间的粒子束路径中。如本文所述，准直器用于阻挡部分粒子束到达患者体内的非目标组织。准直器、降能器和扫描磁体可以包括在输出装置中，例如喷嘴，该输出装置可以安装到诸如墙壁的结构上。喷嘴不会相对于粒子加速器或治疗床移动——尽管其中包含的设备部件在操作过程中可能会移动。

在操作过程中，治疗床相对于粒子束或喷嘴移动——例如，在三、四、五或六个自由度内。治疗床也可以倾斜以达到治疗位置。因此，不是移动粒子加速器或喷嘴，而是治疗床将患者移动到用于治疗的位置，然后控制粒子加速器和喷嘴中的装置以在该位置治疗患者。然后，患者可以被重新定位以从不同的位置或角度治疗辐射目标。

在一些实施方式中，扫描磁体可以用散射箔代替，降能器可以是距离调制器。在这样的实施方式中，散射箔使粒子束散射穿过治疗区域，并且散射束施加的深度由距离调制器控制。可配置准直器可以保持在适当位置以修整散射束的边缘。

本文描述的示例质子治疗系统的操作及其全部或部分组件的操作可以至少部分地使用控制系统192(图1)来控制，该控制系统192配置为执行一个或多个计算机程序产品，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，以由一个或多个数据处理设备执行，或者控制一个或多个数据处理设备的操作，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。

本说明书中描述的全部或部分系统及其各种修改可以至少部分地由一个或多个计算机配置或控制，例如使用有形地包含在一个或多个信息载体中的一个或多个计算机程序的控制系统，该信息载体例如在一个或多个非暂时性机器可读存储介质中。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、子程序或适合在计算环境中使用的其他单元。计算机程序可以被部署为在一台计算机上执行，或者在一个站点或分布在多个站点上并通过网络互连的多台计算机上执行。与配置或控制本文描述的系统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控制或执行本文描述的所有或一些操作。所有或部分系统和过程可以由专用逻辑电路配置或控制，例如FPGA(现场可编程门阵列)和/或ASIC(专用集成电路)或者定位于仪器硬件的嵌入式微处理器。

举例来说，适于执行计算机程序的处理器包括通用和专用微处理器，以及任何种类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。计算机的元件包括一个或多个用于执行指令的处理器和一个或多个用于存储指令和数据的存储区设备。通常，计算机还将包括一个或多个机器可读存储介质，或者可操作地联接到一个或多个机器可读存储介质，以从一个或多个机器可读存储介质接收数据，或者向一个或多个机器可读存储介质传输数据，或者两者兼而有之，所述机器可读存储介质例如是用于存储数据的大容量存储设备，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时性机器可读存储介质包括所有形式的非易失性存储区，例如包括半导体存储区设备，例如EPROM(可擦除可编程只读存储器)、EEPROM(电可擦除可编程只读存储器)和闪存存储区设备；磁盘，例如内部硬盘或可移动磁盘；磁光盘；以及CD-ROM(光盘只读存储器)和DVD-ROM(数字多功能光盘只读存储器)。

所描述的不同实施方式的元素可以被组合以形成之前没有具体阐述的其他实施方式。元素可以被排除在前面描述的系统之外，而不会对它们的操作或系统的一般操作产生不利影响。此外，各种单独的元素可以组合成一个或多个单独的元素，以执行本说明书中描述的功能。

本说明书中未具体描述的其他实施方式也在以下权利要求的范围内。

Claims (101)

1.一种粒子治疗系统，包括：

机架，包括束线结构，所述束线结构配置为将单能粒子束从粒子加速器的输出部导向辐射目标，所述束线结构包括磁性弯曲元件，以沿着束线结构的长度弯曲粒子束；以及

降能器，相对于粒子加速器位于所述束线结构的下游，所述降能器被配置为并且能够控制为在粒子束的至少一部分到达辐射目标之前改变粒子束的能量。

2.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述降能器是在所述粒子加速器输出粒子束之后以及在粒子束到达辐射目标之前主动控制粒子束的能量变化的唯一机构。

3.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构配置为在所述粒子加速器输出粒子束之后以及在粒子束到达所述降能器之前不主动控制粒子束的能量。

4.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述磁性弯曲元件包括具有2.5特斯拉(T)或更大磁场的磁体。

5.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述磁性弯曲元件包括具有3特斯拉(T)或更大磁场的磁体。

6.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，还包括：

准直器，相对于所述粒子加速器位于所述降能器下游，所述准直器用于在粒子束的至少一部分到达患者之前阻挡粒子束的至少一部分。

7.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述机架包括支撑结构，所述支撑结构配置为在围绕所述辐射目标的圆形路径中移动所述束线结构的一部分；并且

其中，支撑结构具有6米或更小的尺寸。

8.根据权利要求7所述的粒子治疗系统，其中，所述尺寸是所述支撑结构的直径。

9.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构的长度为6米(m)或更小。

10.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构的长度为5米(m)或更小。

11.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述粒子束的能量在所述束线结构内变化不超过1％。

12.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构的输出部与包含所述辐射目标的等中心之间的距离为1.5米(m)或更小。

13.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，还包括：

扫描系统，所述扫描系统包括一个或多个扫描磁体，以在至少两个维度上移动粒子束穿过覆盖辐射目标的至少一部分的束场的至少一部分。

14.根据权利要求13所述的粒子治疗系统，其中，扫描磁体中的至少一个包括超导磁体。

15.根据权利要求13所述的粒子治疗系统，其中，扫描磁体中的至少一个相对于所述粒子加速器位于所述束线结构的下游。

16.根据权利要求13所述的粒子治疗系统，其中，扫描磁体中的至少一个位于所述束线结构内。

17.根据权利要求13所述的粒子治疗系统，其中，所述一个或多个扫描磁体包括位于所述束线结构内的第一扫描磁体和相对于所述粒子加速器位于所述第一扫描磁体的下游的第二扫描磁体，所述第一扫描磁体与所述第二扫描磁体分离。

18.根据权利要求17所述的粒子治疗系统，其中，所述第一扫描磁体配置为在所述至少两个维度中移动粒子束穿过所述束场的所述至少一部分；并且

其中，所述第二扫描磁体配置为在所述至少两个维度中移动粒子束穿过所述束场的所述至少一部分。

19.根据权利要求17所述的粒子治疗系统，其中，所述第一扫描磁体配置为仅在第一维度上移动粒子束穿过所述束场的所述至少一部分；并且

其中，所述第二扫描磁体配置为仅在第二维度上移动粒子束穿过所述束场的所述至少一部分，所述第二维度不同于所述第一维度。

20.根据权利要求17所述的粒子治疗系统，其中，所述第一扫描磁体位于所述束线结构中包括的磁体之间，并且所述第二扫描磁体位于所述束线结构下游的粒子束输出装置中，所述粒子束输出装置包括喷嘴。

21.根据权利要求17所述的粒子治疗系统，其中，所述第一扫描磁体位于所述束线结构中，并且所述第二扫描磁体位于所述束线结构中。

22.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构包括输出通道，所述输出通道包括串联布置的磁偶极子，以将粒子束弯曲至少90°。

23.根据权利要求22所述的粒子治疗系统，其中，所述磁偶极子包括至少第一磁偶极子和第二磁偶极子，所述第一磁偶极子和所述第二磁偶极子位于所述第一扫描磁体和所述第二扫描磁体之间。

24.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构包括输出通道，所述输出通道配置为在存在至少3特斯拉(T)的磁场的情况下将粒子束朝向辐射目标弯曲至少90°；并且

其中，所述束线结构包括用于弯曲粒子束的磁偶极子和沿着所述束线结构的长度布置在所述磁偶极子之间以聚焦粒子束的两个或更多个磁四极子或磁六极子。

25.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，进一步包括：

粒子加速器，所述粒子加速器是紧凑型粒子加速器。

26.根据权利要求1所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构具有10％或更高的效率和6米或更短的长度；并且

其中，10％或更高的效率包括从所述粒子加速器输出的粒子的10％或更多从所述束线结构输出。

27.一种粒子治疗系统，包括：

粒子加速器，配置为将粒子输出为单能粒子束；

机架，包括：

配置为引导粒子束的束线结构，所述束线结构具有10％或更高的效率和6米或更短的长度；以及

支撑结构，所述束线结构的一部分安装在所述支撑结构上，并且所述束线结构的所述部分配置为在其上移动；以及

降能器，相对于所述粒子加速器位于所述束线结构的下游，所述降能器被配置并且能够被控制以改变粒子束的能量；

其中，10％或更高的效率包括从所述粒子加速器输出的粒子的10％或更多从所述束线结构输出。

28.根据权利要求27所述的粒子治疗系统，其中，所述降能器是在所述粒子加速器输出粒子束之后以及在粒子束到达辐射目标之前主动控制粒子束的能量变化的唯一机构。

29.根据权利要求27所述的粒子治疗系统，其中，所述机架配置为在所述粒子加速器输出粒子束之后以及在粒子束到达所述降能器之前不主动控制粒子束的能量。

30.根据权利要求27所述的粒子治疗系统，其中，所述粒子加速器具有3立方米或更小的体积。

31.根据权利要求27所述的粒子治疗系统，还包括：

准直器，相对于所述粒子加速器位于所述降能器下游，所述准直器用于在粒子束的至少一部分到达患者之前阻挡粒子束的至少一部分。

32.根据权利要求27所述的粒子治疗系统，还包括：

可配置准直器，相对于所述粒子加速器位于所述降能器下游，所述可配置准直器包括多个叶片，所述多个叶片在粒子束移动期间能够动态地重新配置以改变由所述多个叶片限定的边缘的形状，所述边缘能够在粒子束的至少一部分和粒子束的目标之间移动，使得在所述边缘的第一侧的粒子束的第一部分至少部分地被所述多个叶片阻挡，并且使得在所述边缘的第二侧的粒子束的第二部分被允许通过到所述目标。

33.根据权利要求27所述的粒子治疗系统，其中，所述支撑结构具有6米或更小的直径。

34.根据权利要求27所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构包括输出通道，以相对于所述粒子治疗系统的等中心引导所述粒子束；并且

其中，所述输出通道的输出部和所述等中心之间的距离是2米或更小。

35.根据权利要求34所述的粒子治疗系统，其中，所述输出通道的输出部和所述等中心之间的距离为1米或更小。

36.根据权利要求27所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构具有5米或更短的长度。

37.根据权利要求27所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构包括输出通道，以相对于所述粒子治疗系统的等中心引导粒子束；并且

其中，所述输出通道配置为在存在2.5特斯拉或更大的磁场的情况下将粒子束弯曲90°或更大。

38.根据权利要求27所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构包括输出通道，以相对于所述粒子治疗系统的等中心引导所述粒子束；并且

其中，所述等中心距离所述粒子加速器6米或更近。

39.根据权利要求27所述的粒子治疗系统，其中，所述粒子治疗系统具有93平方米或更小的占地面积。

40.根据权利要求27所述的粒子治疗系统，其中，所述粒子加速器或所述机架中的至少一个产生由粒子束递送的每戈瑞剂量10毫西弗或更少的中子。

41.根据权利要求27所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构包括将粒子束弯曲90°或更大的输出通道；并且

其中，所述粒子治疗系统还包括：

扫描系统，用于在至少两个维度上移动粒子束穿过束场的至少一部分，所述扫描系统包括第一扫描磁体和第二扫描磁体，所述第一扫描磁体位于粒子束的路径中，并且位于所述输出通道内或者相对于所述粒子加速器位于所述输出通道的上游，并且所述第二扫描磁体位于粒子束的路径中，并且相对于所述粒子加速器位于所述输出通道的下游。

42.根据权利要求41所述的粒子治疗系统，其中，所述第一扫描磁体位于所述输出通道内。

43.根据权利要求41所述的粒子治疗系统，其中，所述第一扫描磁体位于所述束线结构内，但不在所述输出通道内。

44.根据权利要求41所述的粒子治疗系统，其中，所述第一扫描磁体或所述第二扫描磁体中的至少一个包括超导磁体。

45.根据权利要求27所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构包括将所述粒子束弯曲90°或更大的输出通道；并且

其中，所述粒子治疗系统包括相对于所述粒子加速器位于所述输出通道下游的扫描磁体，所述扫描磁体包括超导磁体。

46.一种粒子治疗系统，包括：

粒子加速器，配置为将粒子输出为单能粒子束；

机架，包括：

输出通道，所述输出通道包括配置为在存在至少2.5特斯拉(T)的磁场的情况下将粒子束弯曲至少90°的磁体；

支撑结构，所述输出通道安装在所述支撑结构上，用于至少部分地围绕辐射目标移动；以及

导管，将粒子束引导到所述输出通道；

降能器，相对于所述粒子加速器位于所述输出通道的下游；以及

扫描系统，包括两个或更多个扫描磁体，所述扫描磁体中的至少一个相对于所述粒子加速器位于所述输出通道中的至少一些磁体的上游，所述两个或更多个扫描磁体被空气或其他磁体分开，并且配置为在至少两个维度上移动粒子束穿过束场的至少一部分。

47.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述降能器是在所述粒子加速器输出粒子束之后以及在粒子束到达辐射目标之前主动控制粒子束的能量变化的唯一机构。

48.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述机架配置为在所述粒子加速器输出粒子束之后以及在粒子束到达所述降能器之前不主动控制粒子束的能量。

49.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述导管和所述输出通道一起具有10％或更高的效率；并且

其中，10％或更高的效率包括从所述粒子加速器输出的粒子的10％或更多从所述输出通道输出。

50.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述两个或更多个扫描磁体包括一个或多个超导磁体。

51.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述两个或更多个扫描磁体包括第一扫描磁体，所述第一扫描磁体位于所述输出通道内或者相对于所述粒子加速器位于所述输出通道的上游；并且

其中，所述扫描系统还包括位于所述输出通道下游的第二扫描磁体。

52.根据权利要求51所述的粒子治疗系统，其中，所述第一扫描磁体配置为在所述至少两个维度中移动粒子束穿过所述束场的所述至少一部分；并且

其中，所述第二扫描磁体配置为在所述至少两个维度中移动粒子束穿过所述束场的所述至少一部分。

53.根据权利要求51所述的粒子治疗系统，其中，所述第一扫描磁体配置为仅在第一维度上移动粒子束穿过所述束场的所述至少一部分；并且

其中，所述第二扫描磁体配置为仅在第二维度上移动粒子束穿过所述束场的所述至少一部分，所述第二维度不同于所述第一维度。

54.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，从所述粒子加速器测量，所述机架的长度为5米或更短。

55.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述磁体包括：

第一磁偶极子，用于将粒子束朝向辐射目标弯曲；以及

第二磁偶极子，相对于所述粒子加速器位于所述第一磁偶极子的上游，所述第二磁偶极子配置为朝向所述第一磁偶极子弯曲粒子束。

56.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述机架和所述粒子加速器处于相同的空间中，并且没有被所述粒子加速器外部的厚度超过30厘米的屏蔽件隔开。

57.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，具有75平方米或更小的占地面积。

58.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述粒子加速器包括同步回旋加速器；并且

其中，所述粒子治疗系统的尺寸适合于在为线性加速器(LINAC)设计的拱顶内。

59.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述降能器安装到所述机架，位于所述输出通道和所述粒子治疗系统的等中心之间，所述降能器包括能够移入和移出粒子束的路径的结构。

60.根据权利要求59所述的粒子治疗系统，其中，所述结构包括板。

61.根据权利要求59所述的粒子治疗系统，其中，所述结构包括楔形件。

62.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述输出通道的输出部和所述粒子治疗系统的等中心之间的距离为2米或更小。

63.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述输出通道的输出部和所述粒子治疗系统的等中心之间的距离在0.8米和1.4米之间。

64.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述粒子加速器包括同步回旋加速器。

65.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述粒子加速器包括同步加速器。

66.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述输出通道中的磁体包括：

第一磁偶极子；

第二磁偶极子，相对于所述粒子加速器位于所述第一磁偶极子的上游；以及

一个或多个聚焦磁四极子和一个或多个散焦磁四极子，位于所述第一磁偶极子和所述第二磁偶极子之间。

67.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，其中，所述粒子加速器包括主动返回系统，所述主动返回系统包括超导线圈，所述超导线圈以相反的方向将电流传导到所述粒子加速器中的主超导线圈。

68.根据权利要求46所述的粒子治疗系统，还包括：

一个或多个成像设备，安装到所述支撑结构；和

控制系统，配置为控制所述一个或多个成像设备围绕辐射目标沿着所述支撑结构的旋转；

其中，所述一个或多个成像设备包括以下中的一个或多个：计算机断层扫描(CT)扫描仪、二维(2D)X射线设备、磁共振成像(MRI)设备、扇形束CT扫描仪、2D相机、三维(3D)相机、表面成像设备或锥形束CT扫描仪。

69.一种粒子治疗系统，包括：

粒子加速器，配置为输出粒子束；以及

机架，配置为连接到所述粒子加速器，所述机架包括配置为从所述粒子加速器接收粒子束的束线结构，并且包括将粒子束引导到粒子束输出装置的磁体，粒子束输出装置相对于所述粒子加速器位于所述束线结构的下游；以及

扫描系统，用于在至少两个维度上移动粒子束传过束场的至少一部分，所述扫描系统包括位于所述束线结构内的第一扫描磁体和相对于所述粒子加速器位于所述第一扫描磁体下游的第二扫描磁体，所述第一扫描磁体与所述第二扫描磁体分离。

70.根据权利要求69所述的粒子治疗系统，其中，所述第一扫描磁体或所述第二扫描磁体中的至少一个包括超导磁体。

71.根据权利要求69所述的粒子治疗系统，其中，所述第一扫描磁体配置为在所述至少两个维度中移动粒子束穿过所述束场的所述至少一部分；并且

其中，所述第二扫描磁体配置为在所述至少两个维度中移动粒子束穿过所述束场的所述至少一部分。

72.根据权利要求69所述的粒子治疗系统，其中，所述第一扫描磁体配置为仅在第一维度上移动粒子束穿过所述束场的所述至少一部分；并且

其中，所述第二扫描磁体配置为仅在第二维度上移动粒子束穿过所述束场的至少一部分，所述第二维度不同于所述第一维度。

73.根据权利要求69所述的粒子治疗系统，其中，所述第一扫描磁体位于包括在所述束线结构中的磁体之间，并且所述第二扫描磁体位于所述粒子束输出装置中，所述粒子束输出装置包括喷嘴。

74.根据权利要求69所述的粒子治疗系统，其中，所述第一扫描磁体位于所述束线结构中，并且所述第二扫描磁体相对于所述粒子加速器位于所述束线结构的下游。

75.根据权利要求69所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构包括输出通道，所述输出通道配置为在存在至少2.5特斯拉(T)的磁场的情况下将粒子束朝向辐射目标弯曲至少90°；并且

其中，所述束线结构包括用于弯曲粒子束的磁偶极子和沿着所述束线结构的长度布置在所述磁偶极子之间的两个或更多个磁四极子或磁六极子。

76.根据权利要求69所述的粒子治疗系统，其中，所述束线结构包括输出通道，所述输出通道包括串联布置的磁偶极子，以将粒子束弯曲至少90°。

77.根据权利要求76所述的粒子治疗系统，其中，所述磁偶极子包括至少第一磁偶极子和第二磁偶极子，所述第一磁偶极子和所述第二磁偶极子位于所述第一扫描磁体和所述第二扫描磁体之间。

78.根据权利要求69所述的粒子治疗系统，其中，所述粒子加速器和所述机架位于相同的治疗空间中，所述治疗空间包括第一隔室和第二隔室，所述第一隔室和所述第二隔室之间没有屏蔽件，或者在所述第一隔室和所述第二隔室之间具有小于30厘米厚的屏蔽件。

79.根据权利要求69所述的粒子治疗系统，其中，所述粒子加速器配置为以两个能级中的一个输出粒子束，所述能级中的一个大于所述能级中的另一个。

80.根据权利要求69所述的粒子治疗系统，其中，所述粒子加速器包括主超导线圈，以产生用于加速粒子以产生粒子束的磁场；并且

其中，所述粒子加速器包括主动返回线圈，以在与所述主超导线圈相反的方向上传导电流。

81.根据权利要求69所述的粒子治疗系统，其中，粒子束以闪光(FLASH)剂量从所述粒子束输出装置输出。

82.根据权利要求69所述的粒子治疗系统，其中，所述粒子束以超过每秒二十(20)戈瑞的剂量从所述粒子束输出装置输出持续小于五(5)秒的持续时间。

83.根据权利要求69所述的粒子治疗系统，其中，所述机架包括支撑结构，所述束线结构的至少一部分安装到所述支撑结构；并且

其中，所述粒子治疗系统还包括联接到所述支撑结构并配置为围绕所述支撑结构旋转的成像系统，所述成像系统配置为捕获辐射目标的图像，所述成像系统包括以下一种或多种：计算机断层扫描(CT)扫描仪、二维(2D)X射线设备、磁共振成像(MRI)设备、扇形束CT扫描仪、2D相机、三维(3D)相机、表面成像设备或锥形束CT扫描仪。

84.根据权利要求83所述的粒子治疗系统，还包括：

控制系统，所述控制系统被编程为基于图像控制向辐射目标的粒子束的输出。

85.根据权利要求69所述的粒子治疗系统，其中，所述粒子加速器配置为以多个能级输出粒子束；并且

其中，所述粒子治疗系统包括在多个能级中进行选择的控制系统。

86.一种粒子治疗系统，包括：

粒子加速器，具有2立方米或更小的体积，所述粒子加速器配置为将粒子输出为单能的粒子束，所述粒子以10％或更高的效率输出到辐射目标，其中，10％或更高的效率包括从所述粒子加速器输出的粒子的10％或更多到达辐射目标，所述粒子加速器是静止的，并且粒子束是固定的，以便从所述粒子加速器仅在单一方向上输出；以及

治疗床，配置为相对于粒子束在三个或更多个自由度中移动。

87.根据权利要求86所述的粒子治疗系统，具有75平方米或更小的占地面积。

88.根据权利要求86所述的粒子治疗系统，其中，所述治疗床配置为相对于粒子束在至少四个自由度中移动。

89.根据权利要求86所述的粒子治疗系统，还包括：

降能器，所述降能器是在所述粒子加速器输出粒子束之后以及在粒子束到达辐射目标之前主动控制粒子束的能量变化的唯一机构。

90.一种用于粒子治疗系统中以治疗辐射目标的扫描磁体，所述扫描磁体配置为相对于所述辐射目标在至少两个维度上移动粒子束，所述扫描磁体包括：

第一组超导线圈，以相对于所述辐射目标在第一维度上移动粒子束；以及

第二组超导线圈，以相对于所述辐射目标在第二维度上移动粒子束，所述第二维度不同于所述第一维度。

91.根据权利要求90所述的扫描磁体，其中，所述第二维度与所述第一维度正交。

92.根据权利要求90所述的扫描磁体，还包括：

电性非超导材料，将所述第一组超导线圈与所述第二组超导线圈分开。

93.根据权利要求90所述的扫描磁体，还包括：

非导电材料，将所述第一组超导线圈与所述第二组超导线圈分开。

94.根据权利要求90所述的扫描磁体，还包括：

低温冷却器，用于将所述第一组超导线圈和所述第二组超导线圈保持在高温超导温度。

95.根据权利要求90所述的扫描磁体，其中，所述第一组超导线圈或所述第二组超导线圈中的至少一个中的每个线圈包括稀土钡铜氧化物(ReBCO)超导层。

96.根据权利要求95所述的扫描磁体，其中，所述第一组超导线圈或所述第二组超导线圈中的至少一个中的每个线圈包括邻近所述稀土钡铜氧化物(ReBCO)超导层的银(Ag)盖层。

97.根据权利要求96所述的扫描磁体，其中，所述第一组超导线圈或所述第二组超导线圈中的至少一个中的每个线圈包括邻近所述稀土钡铜氧化物(ReBCO)超导层的缓冲层堆叠。

98.根据权利要求97所述的扫描磁体，其中，所述第一组超导线圈或所述第二组超导线圈中的至少一个中的每个线圈包括邻近所述缓冲层堆叠的金属基底层。

99.根据权利要求98所述的扫描磁体，其中，所述第一组超导线圈或所述第二组超导线圈中的至少一个中的每个线圈包括包围线圈的铜层。

100.根据权利要求90所述的扫描磁体，还包括：

包含第一组超导线圈和第二组超导线圈的低温恒温器，所述低温恒温器用于将第一组超导线圈和第二组超导线圈保持在高温超导温度。

101.根据权利要求90所述的扫描磁体，其中，所述第一组超导线圈或所述第二组超导线圈中的至少一个中的每个线圈包括由YBCO或BSCCO组成的超导层。