KR101233907B1 - 하전 입자 암 치료 빔 경로 제어 방법 및 장치 - Google Patents

Abstract

본 발명은 인젝터, 싱크로트론 가속기, 빔 이동 시스템, 표적화 시스템, 및/또는 환자 인터페이스 방법 및 장치를 결합시키는 하전 입자 빔 경로를 포함한다. 바람직하게, 인젝터는 : 음이온 빔 소스, 2상 이온 소스 진공 시스템, 이온 빔 집속 렌즈, 및/또는 탠덤 가속기를 포함한다. 바람직하게, 싱크로트론은 터닝 자석들, 에지 집속 자석들, 자계 집중 자석들, 와인딩 및 보정 코일들, 편평한 자계 입사면들, 및/또는 추출 요소들을 포함한다. 바람직하게, 빔 이동 시스템, 표적화 시스템, 및 환자 인터페이스는 다축/다계 조사를 허용하도록 결합되며, 다축 제어는 수평 및 수직 빔 위치, 빔 에너지, 및 빔 강도의 제어를 포함하며 다계 제어는 타이밍 제어되고, 표적화된, 정확하고, 정밀하며, 투여량을 제어하는, 효율적인 방식으로 종양 내 및 그 주위에 전달된 에너지의 분포 및 환자 회전 제어를 포함한다.

Description

하전 입자 암 치료 빔 경로 제어 방법 및 장치{CHARGED PARTICLE CANCER THERAPY BEAM PATH CONTROL METHOD AND APPARATUS}

본 발명은 일반적으로 고형 암의 치료에 관한 것이다. 더 구체적으로, 본 발명은 하전 입자 암 치료 방법 및 장치에 관한 것이다.

관련된 출원들의 참조

본 출원은 :

2008년 5월 22일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/055,395;

2008년 8월 1일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/137,574;

2008년 9월 17일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/192,245;

2008년 5월 22일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/055,409;

2008년 12월 22일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/203,308;

2008년 8월 11일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/188,407;

2009년 3월 9일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/209,529;

2008년 8월 11일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/188,406;

2008년 8월 25일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/189,815;

2009년 2월 23일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/208,182;

2008년 12월 15일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/201,731;

2009년 3월 3일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/208,971;

2009년 1월 12일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/205,362;

2008년 7월 14일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/134,717;

2008년 7월 14일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/134,707;

2008년 12월 15일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/201,732;

2008년 11월 7일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/198,509;

2008년 7월 14일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/134,718;

2008년 9월 2일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/190,613;

2008년 9월 8일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/191,043;

2008년 9월 17일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/192,237;

2008년 12월 15일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/201,728;

2008년 9월 2일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/190,546; 2008년 8월 15일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/189,017;

2008년 11월 5일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/198,248;

2008년 11월 7일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/198,508;

2008년 11월 3일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/197,971;

2008년 11월 17일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/199,405;

2008년 11월 17일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/199,403;

2008년 11월 17일 출원된 미국 가 특허 출원 번호 61/199,404; 및

2009년 3월 4일 출원된, "멀티-계 하전 입자 암 치료 방법 및 장치"라는 명칭의 PCT 특허 출원 번호 PCT/RU2009/00015에 대한 우선권을 주장하는 바이며,

이들 모두는 본 명세서에 그들의 전체 내용이 참고로 포함되어 있다.

암

종양은 조직의 비정상적인 큰 덩어리이다. 종양들은 양성 또는 악성이다. 양성 종양은 국부적으로 성장하지만, 신체의 다른 부분들로 확산되지 않는다. 양성 종양들은, 그들이 정상 조직들을 누르거나 변위시킬 때, 그들의 확산 때문에 문제들을 야기한다. 양성 종양들은 머리 등의 한정된 위치들에서 위험하다. 악성 종양은 신체의 다른 영역들로 침범할 수 있다. 전이는 정상 조직을 침범하여 먼 조직들로 확산함에 의해 퍼지는 암이다.

암 치료

암 치료를 위해 존재하는 방사선치료의 여러 가지 다른 형태들은 : 근접치료(brachytherapy), 전통적인 전자기 X-선 치료, 및 양성자 치료를 포함한다. 양성자 치료 시스템은 일반적으로 : 빔 발생기, 가속기, 및 양성자들이 환자의 신체의 종양으로 전달되는 다수의 치료실들로 가속된 양성자들을 이동시키기 위한 빔 이동 시스템을 포함한다.

양성자 치료는, 입자 가속기로 가속된 양성자들 등의, 에너지를 가진 이온화 입자들을 타깃 종양 상으로 조준함에 의해 작용한다. 이 입자들은 세포들의 DNA를 손상시켜, 결국 그들의 죽음을 초래한다. 그들의 고속의 분열 및 손상된 DNA를 복구할 수 있는 그들의 감소된 능력 때문에, 암 세포들은 그들의 DNA로의 공격들에 특히 취약하다.

하전 입자 암 치료

하전 입자 암 치료 시스템에 관련된 특허들을 여기에서 요약한다.

양성자 빔 치료 시스템

로마(Loma) 린다 대학 의료 센터의 에프. 콜 등의 "다-스테이션 양성자 빔 치료 시스템"이라는 명칭의 미국 특허 제4,870,287(1989년 9월 26일)호는 다수의 환자 치료실들 중 선택된 치료실로 단일 양성자 소스 및 가속기에서의 양성자 빔들을 선택적으로 발생시켜 이동시키기 위한 양성자 빔 치료 시스템을 개시하고 있다.

가속기/싱크로트론

에스. 페그스 등의, "신속하게 순환하는 의료용 싱크로트론 및 빔 전달 시스템"이라는 명칭의, 미국 특허 제7,432,516(2008년 10월 7일)호는 무선 주파수(RF) 캐비티 가속기 및 결합된 기능성 자석들을 가진 싱크로트론을 개시하고 있다. 결합된 기능성 자석들은 궤도 경로를 따라 입자 빔을 먼저 구부린 다음 두 번째로 입자 빔을 집속하도록 기능한다. RF 캐비티 가속기는 신속하게 순환하는 입자 가속을 위한 고속 주파수 스윙들에 대해 채용된 페라이트 부하가 걸린 캐비티이다.

에이치. 타나카 등의, "하전 입자 가속기"라는 명칭의, 미국 특허 제7,259,529(2007년 8월 21일)호는 하전 입자들의 콤팩트한 고출력 가속을 제공하도록 제1 기간에 인가되는 고정된 자계 및 정해진 타이밍의 제2 가속 기간의 두 개의 기간의 가속 과정을 가진 하전 입자 가속기를 개시하고 있다.

티이. 하베러 등의, "이온 빔 치료 시스템 및 시스템 작동 방법"이라는 명칭의, 미국 특허 제6,683,318(2004년 1월 27일)호는 이온 빔 치료 시스템 및 시스템을 작동시키기 위한 방법을 개시하고 있다. 이온 빔 시스템은, 에지 집속 효과로부터의 평행 주사 모드를 야기하는, 마지막 벤딩 자석 전에 배치된 수평 편향 시스템 및 수직 편향 시스템을 가진 갠트리를 이용한다.

브이. 쿨리시 등의, "유도성 파형 EH-액셀러레이터"라는 명칭의, 미국 특허 제6,433,494(2002년 8월 13일)호는 하전 입자들의 빔들의 가속을 위한 유도성 파형 EH-액셀러레이터를 개시하고 있다. 상기 장치는 전자석 파형 시스템으로 구성되며, 전자석들에 대한 그의 구동 시스템은 약 100KHz 내지 10GHz 범위의 주파수에서 작동하는 무선 주파수(RF) 발진기의 형태로 제조된다.

케이. 사이토 등의, "무선 주파수 가속 시스템 및 그에 제공된 링 타입 가속기"라는 명칭의, 미국 특허 제5,917,293(1999년 6월 29일)호는 자기 코어 그룹에 결합된 루프 안테나 및 루프 안테나에 접속된 임피던스 조정 수단을 가진 무선 주파수 가속 시스템을 개시하고 있다. 임피던스 조정 수단에는 비교적 낮은 전압이 인가되며 이로써 상기 조정 수단을 소형으로 구성할 수 있게 된다.

제이. 히로타 등의, "분리되어 익사이트된 자기 코어들을 가진 이온 빔 가속 장치"라는 명칭의, 미국 특허 제5,661,366(1997년 8월 26일)호는 다수의 고주파수 자계 유도 유닛들 및 자기 코어들을 가진 이온 빔 가속 장치를 개시하고 있다.

제이. 히로타 등의, "하전 입자들의 가속 장치"라는 명칭의, 미국 특허 제5,168,241(1992년 12월 1일)호는 입자들에 더 효율적으로 동력을 전달하도록 허용하는 결합 상수 및/또는 이조(離調)를 제어하기 위해 결합하는 제어 하에 작동하 는 루프형 전도체 및 고주파수 동력원을 가진 가속 캐비티를 개시하고 있다.

추출

티. 나카니시 등의, "입자 빔 방사선 치료 시스템 작동 방법"이라는 명칭의 미국 특허 제7,122,978(2006년 10월 17일)호는 공명의 안정한 영역 내에 하전 입자 빔의 베타트론 진동의 진폭을 증가시키기 위한 RF-KO 유닛 및 공명의 안정한 영역을 변화시키기 위한 추출 사중극 전자석 유닛을 가진 하전 입자 빔 가속기를 개시하고 있다. RF-KO 유닛은 순환하는 빔이 공명의 안정한 영역의 경계 너머로 진행하지 않는 주파수 범위 내에서 작동하며 추출 사중극 전자석은 빔 추출을 위해 필요한 타이밍에서 작동된다.

티. 하베러 등의, "중이온 또는 양성자들의 빔 추출 래스터 스캔 조사 장치를 제어하기 위한 방법 및 장치"라는 명칭의 미국 특허 제7,091,478(2006년 8월 15일)호는 모든 가속기 사이클에 대한 빔 에너지, 빔 집속, 및 빔 강도의 면에서의 빔 추출을 제어하는 방법을 개시하고 있다.

케이. 히라모토 등의, "가속기 및 의료 시스템 및 그의 작동 방법"이라는 명칭의 미국 특허 제6,472,834(2002년 10월 29일)호는 하전 입자 빔 순환을 만들기 위한 편향 전자석 및 사극 전자석들, 베타트론 진동의 공명의 안정 한계를 발생시키기 위한 다극 전자석, 및 안정 한계의 외측으로 빔을 이동시키도록 빔에 고주파수 전자계를 인가하기 위한 고주파수 소스를 가진 순환 타입 가속기를 개시하고 있다. 고주파수 소스는, 시간에 대해 순간적인 주파수들이 변화하며, 시간에 대한 순간적인 주파수들의 평균 값들이 다른 다수의 교류 신호들의 합계 신호를 발생시킨다. 상기 시스템은 전극들을 통해 합계 신호를 빔에 인가한다.

케이. 히라모토 등의, "싱크로트론 타입 가속기 및 그를 이용한 의료 치료 시스템"이라는 명칭의 미국 특허 제6,087,670(2000년 7월 11일)호 및 케이. 히라모토 등의, "싱크로트론 타입 가속기 및 그를 이용한 의료 치료 시스템"이라는 명칭의 미국 특허 제6,008,499(1999년 12월 28일)호는 하전 입자 빔 순환에 고주파수 전자기계를 인가하며 공명의 안정 한계 위의 레벨로 입자 빔의 베타트론 진동의 진폭을 증가시키기 위해 순환 궤도 상에 배열된 고주파수 인가 유닛을 가진 싱크로트론 가속기를 개시하고 있다. 또한, 빔 주사를 위해, 4극 발산 전자석들이 : (1) 제1 디플렉터에 대해 하류; (2) 편향 전자석에 대해 상류; (3) 편향 전자석에 대해 하류; 및 (4) 제2 디플렉터에 대해 상류에 배열된다.

케이. 히라모토 등의, "원형 가속기 및 원형 가속기에서 하전 입자 빔을 추출하기 위한 방법 및 장치"라는 명칭의 미국 특허 제5,363,008(1994년 11월 8일)호는 : (1) 베타트론 진동 공명의 효과에 의해 빔의 변의 증가; (2) 공명의 안정 한계 내에 초기 베타트론 진동을 갖는, 입자들의 베타트론 진동의 진폭의 증가; 및 (3) 공명의 안정 한계를 초과하는 입자들을 추출함에 의해 공명의 안정 한계를 초과하도록 배열된 하전 입자 빔을 추출하기 위한 원형 가속기를 개시하고 있다.

케이. 히라모토 등의, "가속기에서 하전 입자들을 추출하는 방법, 및 이동하는 입자 궤도에 의해, 상기 방법을 실행할 수 있는 가속기"라는 명칭의 미국 특허 제5,285,166(1994년 2월 8일)호는 하전 입자 빔을 추출하는 방법을 개시하고 있다. 6개의 컴포넌트들보다 많은 다극 컴포넌트들을 가진 벤딩 자석 및 자석들에 의해 유지되는 하전 입자들의 평형 궤도는 하전 입자들의 조정을 변화시키도록 이 자석들과 다른 가속기의 구성 요소에 의해 이동된다.

빔 에너지/강도

엠. 야나기사와 등의, "하전 입자 치료 시스템, 범위 조정 휠 디바이스, 및 범위 조정 휠 디바이스 설치 방법"이라는 명칭의 미국 특허 제7,355,189(2008년 4월 8일)호 및 엠. 야나기사와 등의, "하전 입자 치료 시스템, 범위 조정 휠 디바이스, 및 범위 조정 휠 디바이스 설치 방법"이라는 명칭의 미국 특허 제7,053,389(2008년 5월 30일)호는 둘 다 범위 조정 휠을을 가진 입자 치료 시스템을 개시하고 있다. 범위 조정 휠을 통과하는 이온 빔이 범위 조정 휠의 다수의 계단형 두께에 대응하는 다수의 에너지 레벨들을 야기하게 된다.

엠. 야나기사와 등의, "입자 빔 조사 시스템 및 조사 장치 조정 방법"이라는 명칭의 미국 특허 제7,297,967(2007년 11월 20일)호; 엠. 야나기사와 등의, "입자 빔 조사 시스템 및 조사 장치 조정 방법"이라는 명칭의 미국 특허 제7,071,479(2006년 7월 4일)호; 엠. 야나기사와 등의, "입자 빔 조사 시스템 및 조사 장치 조정 방법"이라는 명칭의 미국 특허 제7,026,636(2006년 4월 11일)호; 및 엠. 야나기사와 등의, "입자 빔 조사 시스템 및 조사 장치 조정 방법"이라는 명칭의 미국 특허 제6,777,700(2004년 8월 17일)호는 모두 스캐터링 장치, 범위 조정 장치, 및 피크 스프레딩 장치를 개시하고 있다. 스캐터링 장치 및 범위 조정 장치는 함께 결합되며 빔 축을 따라 이동된다. 스프레딩 장치는 이온 빔 스캐터링의 정도를 조정하도록 축을 따라 독립적으로 이동된다. 결합된 장치는 병든 조직으로의 방사선 투여량 분포의 균일화 정도를 향상시킨다.

에이. 슬리스키 등의, "방사선 치료 빔 형성을 위한 프로그램 가능한 입자 스캐터"라는 명칭의 미국 특허 제7,208,748(2007년 4월 24일)호는 소정 방식으로 스캐터링 각도 및 빔 범위를 조정하도록 입자 빔으로 배치되는 유체의 프로그램 가능한 경로길이를 개시하고 있다. 하전 입자 빔 스캐터/범위 조절기는 입자 빔 경로에 대향하는 벽들을 가진 유체 저장소 및 조직의 소정 깊이에 소정한 바대로 펼쳐진 브래그 피크를 형성하도록 프로그램 가능한 제어기의 제어 하에 유체 저장소의 벽들 사이의 거리를 조정하기 위한 드라이브를 포함한다. 빔 스캐터링 및 조정은 표적화된 소정의 3차원 볼륨에 투여량을 퇴적하도록 종양의 치료 중에 연속적 및 동적으로 조정된다.

엠. 타도코로 등의, "입자 치료 시스템"이라는 명칭의 미국 특허 제7,247,869(2007년 7월 24일) 및 미국 특허 제7,154,108(2006년 12월 26일)호는 각각 암 조직의 조사 중에 하전 입자 빔의 에너지를 측정할 수 있는 입자 치료 시스템을 개시하고 있다. 상기 시스템은 한 쌍의 시준기들, 에너지 탐지기, 및 신호 처리 유닛 사이에 빔 통로를 포함한다.

지. 크라프트 등의, "이온 빔 스캐너 시스템 및 작동 방법"이라는 명칭의 미국 특허 제6,891,177(2005년 5월 10일)호는 선형 모터에 의한 이온 빔의 깊이 조정 및 타깃 볼륨의 볼륨 요소들의 깊이-스태거 주사를 야기하는 에너지 흡수 수단의 횡방향 변위를 허용하는 주사될 타깃 볼륨에 대한 기계적 조정 시스템을 가진 이온 빔 스캐너 시스템을 개시하고 있다.

지. 하트만 등의, "방사선 투여량의 분포를 감시함에 의해 이온 빔 치료 시스템을 작동하는 방법"이라는 명칭의 미국 특허 제6,736,831(2004년 5월 18일)호는 동심(isocentre)을 둘러싸는 영역을 조사 및 스캔하는 그리드 스캐너를 가진 이온 빔 치료 시스템의 작동 방법을 개시하고 있다. 상기 동심의 영역에서의 여러 가지 위치들에서 그리드 스캐너 장치의 깊이 투여량 분포 및 횡방향 투여량 분포 둘 다를 측정하여 평가한다.

와이. 존겐의 "입자 빔으로 타깃 볼륨을 치료하는 방법 및 그를 시행하는 장치"라는 명칭의 미국 특허 제6,717,162(2004년 4월 6일)호는, 스폿 스위핑 속도 및 입자 빔 강도가 동시에 변화됨을 특징으로 하는, 타깃 볼륨을 향해 배향된 좁은 스폿을 입자 빔으로부터 생성하는 방법을 개시하고 있다.

지. 크라프트 등의, "종양 조직 조사 장치"라는 명칭의 미국 특허 제6,710,362(2004년 3월 23일)호는, 이온 빔 방향 및 이온 빔 범위 둘 다를 조정하는 양성자 빔의 깊이 방향 조절을 위해 양성자 빔 경로에 전자기적으로 구동되는 이온-브레이킹 장치를 가진, 종양 조직 조사 장치 및 방법을 개시하고 있다.

케이. 마츠다 등의, "하전 입자 빔 조사 장치"라는 명칭의 미국 특허 제6,617,598(2003년 9월 9일)호는 필터 요소들 각각의 통과된 위치들 사이의 차에 따라 생성된 다른 에너지들을 가진 3개의 이온 빔 컴포넌트들을 포함하는 확대 장치를 통해 브래그 피크를 통과시킴에 의해 브래그 피크의 깊이 방향의 폭을 증가시키는 하전 입자 빔 조사 장치를 개시하고 있다.

에이치. 스텔저 등의, "이온 빔들의 이온화 쳄버 및 이온 빔의 강도를 감시하기 위한 방법"이라는 명칭의 미국 특허 제6,437,513(2002년 8월 20일)호는 이온 빔들의 이온화 쳄버 및 이온 치료 빔의 강도를 감시하는 방법을 개시하고 있다. 이온화 쳄버는 쳄버 하우징, 빔 입구 윈도우, 빔 출구 윈도우 및 카운팅 가스로 충전된 쳄버 볼륨을 포함한다.

에이치. 아키야마 등의, "하전 입자 빔 조사 방법 및 시스템"이라는 명칭의 미국 특허 제6,433,349(2002년 8월 13일)호 및 에이치. 아키야마 등의, "하전 입자 빔 조사 방법 및 시스템"이라는 명칭의 미국 특허 제6,265,837(2001년 7월 24일)호는 둘 다 입자의 에너지를 변화시키는 체인저 및 하전 입자 빔의 강도를 제어하는 강도 제어기를 포함하는 하전 입자 빔 조사 시스템을 개시하고 있다.

와이. 푸의 "하전 입자 빔 조사 장치 및 하전 입자 빔 조사 방법"이라는 명칭의 미국 특허 제6,034,377(2000년 3월 7일)호는 : (1) 길이를 가진 원통형 부재; 및 (2) 조사 빔의 에너지 저하를 결정하는, 회전 축 둘레의 원주 방향의 벽 두께의 분포를 포함하는 에너지 디그레이더를 갖는 하전 입자 빔 조사 장치를 개시하고 있다.

갠트리

티. 야마시타 등의 "회전 조사 장치"라는 명칭의, 미국 특허 제7,381,979(2008년 6월 3일)호는, 전면 링 및 후면 링을 가지며, 각 링은 반경 방향 지지 장치들을 가지며, 반경 방향 지지 장치들은 선형 가이드들을 갖는 회전 갠트리를 개시하고 있다. 상기 시스템은 회전 가능한 본체의 회전 축의 방향으로 회전 가능한 본체의 이동을 제한하는 스러스트 지지 장치들을 가진다.

티. 야마시타 등의 "입자 빔 치료 시스템의 회전 갠트리"라는 명칭의, 미국 특허 제7,372,053(2008년 5월 13일)호는 조사 치료 중에 갠트리의 빠른 이동, 제동, 및 정지를 허용하는 공기 제동 시스템에 의해 지지된 회전 갠트리를 개시하고 있다.

엠. 야나기사와 등의 "의학용 하전 입자 조사 장치"라는 명칭의, 미국 특허 제6,992,312(2006년 1월 31일)호; 엠. 야나기사와 등의 "의학용 하전 입자 조사 장치"라는 명칭의, 미국 특허 제6,979,832(2005년 12월 27일)호; 및 엠. 야나기사와 등의 "의학용 하전 입자 조사 장치"라는 명칭의, 미국 특허 제6,953,943(2005년 10월 11일)호는 모두 상방 및 수평 방향에서 조사할 수 있는 장치를 개시하고 있다. 갠트리는 조사계 형성 장치가 편심으로 배열된 회전 축을 중심으로 회전 가능하며, 이로써 조사 축이 회전 축이 아닌 다른 위치를 통과하게 된다.

에이치. 카에쳐 등의, "입자 빔의 이소센트릭 안내를 위한 등속성 갠트리 설비 및 그의 구성 방법"이라는 명칭의, 미국 특허 제6,897,451(2005년 5월 24일)호는 수평의 길이방향 축 둘레에서 회전될 수 있는 입자 빔의 이소센트릭 안내를 위한 등속성 갠트리 설비를 개시하고 있다.

지, 크라프트 등의, "종양 조직들을 조사하기 위한 이온 빔 시스템"이라는 명칭의, 미국 특허 제6,730,921(2004년 5월 4일)호는 수평으로 배열된 환자 침상에 대해 여러 가지의 조사 각도로 종양 조직들을 조사하는 이온 빔 시스템을 개시하고 있으며, 환자 침상은 중앙 축을 중심으로 회전 가능하며 상승 메카니즘을 가진다. 상기 시스템은 수평 방향에 대해 ±15도 까지의 중앙 이온 빔 편향을 가진다.

엠. 파볼빅 등의, "갠트리 시스템 및 그의 작동 방법"이라는 명칭의, 미국 특허 제6,635,882(2003년 10월 21일)호는 자유로이 결정 가능한 유효 처리 각으로부터 타깃 상으로 이온 빔을 조정하여 정렬하는 갠트리 시스템을 개시하고 있다. 상기 이온 빔은 갠트리 회전 축 둘레에서 0 내지 360도의 조정 가능한 각도들 및 갠트리 회전 축을 중심으로 완전하게 회전될 때 조사의 콘(cone)을 제공하는 갠트리 회전 축에서 45 내지 90도로 어긋난 각도로 타깃 상에 정렬된다.

호흡

케이, 마츠다의, "조사 영역의 이동을 고려한 방사성의 빔 조사 방법 및 장치"라는 명칭의, 미국 특허 제5,538,494(1996년 7월 23일)호는, 호흡 및 심장 박동 등의, 물리적 활동으로 인해 위치를 변화하는 질환의 부분인 경우에도 조사할 수 있는 방법 및 장치를 개시하고 있다. 초기에는, 질병 신체 부분의 위치변화 및 환자의 물리적 활동이 동시에 측정되며 그들 사이의 관계는 함수로서 정의된다. 방사선 치료는 상기 함수에 따라 실행된다.

환자 위치 결정

와이. 나가미네 등의, "환자 위치 결정 장치 및 환자 위치 결정 방법"이라는 명칭의, 미국 특허 제7,212,609(2007년 5월 1일)호 및 와이. 나가미네 등의, "환자 위치 결정 장치 및 환자 위치 결정 방법"이라는 명칭의, 미국 특허 제7,212,608(2007년 5월 1일)호는 기준 X-선 이미지의 비교 영역 및 현재 환자 위치의 현재 X-선 이미지를 패턴 매칭을 이용하여 비교하는 환자 위치 결정 시스템을 개시하고 있다.

디, 밀러 등의, "모듈러 환자 지지 시스템" 이라는 명칭의, 미국 특허 제7,173,265(2007년 2월 6일)호는, 성형 가능한 폼(foam) 크레이들(cradle) 등의, 하나 이상의 고정 장치 및 모듈 구조를 가진 팽창 가능한 환자 포드(pod)를 포함하는 환자 지지 시스템을 가진 방사선 치료 시스템을 개시하고 있다.

케이. 카토 등의, "가속기를 포함하는 의학 시스템 및 멀티-리프(Multi- Leaf) 콜리메이터"라는 명칭의, 미국 특허 제6,931,100(2005년 8월 16일)호; 케이. 카토 등의, "가속기를 포함하는 의학 시스템 및 멀티-리프(Multi- Leaf) 콜리메이터"라는 명칭의, 미국 특허 제6,823,045(2004년 11월 23일)호; 케이. 카토 등의, "가속기를 포함하는 의학 시스템 및 멀티-리프(Multi- Leaf) 콜리메이터"라는 명칭의, 미국 특허 제6,819,743(2004년 11월 16일)호; 및 케이. 카토 등의, "가속기를 포함하는 의학 시스템 및 멀티-리프(Multi- Leaf) 콜리메이터"라는 명칭의, 미국 특허 제6,792,078(2004년 9월 14일)호는 모두 조사 치료를 위해 환자의 위치 결정 시간을 단축하도록 사용되는 리프 판들의 시스템을 개시하고 있다. 모터 구동력은 피니언 기어를 통해 동시에 다수의 리프 판들로 전달된다. 또한, 상기 시스템은 환자를 위치시키기 위한 상부 및 하부 가이드들 및 상부 및 하부 공기 실린더들을 이용한다.

암 종양들의 입자 빔 치료 분야에서, 소형이고, 비용 효율적이며, 정확하고, 정밀한, 통합된 하전 입자 암 치료 시스템에 대한 필요성이 있다.

본 발명은 통합된 하전 입자 암 치료 방법 및 장치의 하전 입자 빔 경로를 포함한다.

본 발명에서는 소형이고, 비용 효율적이며, 정확하고, 정밀한, 통합된 하전 입자 암 치료 시스템을 제공한다.

도1은 입자 빔 치료 시스템의 부품 연결들을 나타낸 도면,
도2는 하전 입자 치료 시스템을 나타낸 도면,
도3은 이온 빔 발생 시스템을 나타낸 도면,
도4는 싱크로트론의 직선 및 터닝 부분들을 나타낸 도면,
도5는 싱크로트론의 벤딩 자석들을 나타낸 도면,
도6은 벤딩 자석의 사시도,
도7은 벤딩 자석의 단면도,
도8은 벤딩 자석의 다른 단면도,
도9는 싱크로트론의 자기 터닝 부분을 나타낸 도면,
도10a 및 b는 RF 가속기 및 RF 가속기 서브시스템을 각각 나타낸 도면,
도11은 자계 제어 시스템을 나타낸 도면,
도12는 하전 입자 추출 및 강도 제어 시스템을 나타낸 도면,
도13a 및 b는 양성자 빔 위치 확인 시스템을 나타낸 도면,
도14a 및 b는 환자 위치 결정 시스템의 : (a) 정면도 및 (b) 평면도,
도15는 X-선 및 양성자 빔 투여량 분포를 나타낸 도면,
도16a-e는 집속 조사의 제어된 깊이를 나타낸 도면,
도17a-e는 멀티-계 조사를 나타낸 도면,
도18은 멀티-계 조사를 이용하여 투여 효율을 향상시킴을 나타낸 도면,
도19는 멀티-계 조사 실행의 두 가지 방법들을 나타낸 도면,
도20a 및 b는 하전 입자 빔 스폿 주사 시스템의 작동 중의 다차원 주사를 나타낸 도면으로서 : (a)는 2차원 슬라이스 또는 (b)는 3차원 종양 볼륨을 나타낸 도면,
도21은 입자 빔 치료 시스템과 결합된 X-선들을 발생시키도록 사용되는 전자 건 소스를 나타낸 도면,
도22는 입자 빔 경로 근방의 X-선 소스를 나타낸 도면,
도23은 확장된 X-선 빔 경로를 나타낸 도면,
도24는 X-선 단층 촬영 시스템을 나타낸 도면,
도25는 반-수직 환자 위치 시스템을 나타낸 도면, 및
도26은 환자 호흡과 X-선 수집의 조화 방법을 나타낸 도면이다.

본 발명은 환자의 종양들의 조사를 위한 통합된 하전 입자 빔 방사 방법 및 장치의 하전 입자 빔 경로를 포함한다.

일 실시예에서, 시스템은 하전 입자들이 통과하여 흐르는, 하전 입자 빔 경로를 포함한다. 하전 입자 빔 경로는 인젝터, 싱크로트론 가속기, 빔 이동 시스템, 표적화 시스템, 및/또는 환자 인터페이스 방법 및 장치를 결합시킨다.

다른 실시예에서, 상기 방법 및 장치는 환자의 종양을 조사하도록 이용되는 인젝터, 싱크로트론 가속기, 빔 이동 시스템, 표적화 시스템, 및/또는 환자 인터페이스 방법 및 장치를 결합하는 하전 입자 빔 경로를 포함한다. 바람직하게, 인젝터는 : 음이온 빔 소스, 2상 이온 소스 진공 시스템, 이온 빔 집속 렌즈, 및/또는 탠덤 가속기를 포함한다. 바람직하게, 싱크로트론은 터닝 자석들, 에지 집속 자석들, 자계 집중 자석들, 와인딩 및 보정 코일들, 편평한 자계 입사면들, 및/또는 추출 요소들을 포함한다. 바람직하게, 빔 이동 시스템, 표적화 시스템, 및 환자 인터페이스는 다축/다계 조사를 허용하도록 결합되며, 다축 제어는 수평 및 수직 빔 위치, 빔 에너지, 및 빔 강도의 제어를 포함하며 다계 제어는 타이밍 제어된, 표적화된, 정확하고, 정밀하게, 투여량을 제어하는, 효율적인 방식으로 종양 내 및 그 주위에 전달된 에너지의 분포 및 환자 회전 제어를 포함한다. 일 실시예에서, 하전 입자 빔 경로는 인젝터에서 시작하여 환자들을 고정시키는 회전 가능한 플랫폼 위 또는 종양에서 종결한다. 다른 예에서, 하전 입자 빔 경로는 환자들을 고정시키는 회전 가능한 플랫폼 위로 통과한다. 또 다른 예에서, 하전 입자 빔 경로는 인젝터의 음이온 빔을 원주 방향으로 둘러싸며, 싱크로트론의 순환하는 하전 입자들은, 추출 단계에서 하전 입자 빔 경로에 걸쳐 있거나, 또는 싱크로트론에서 종양으로의 이동 시스템의 하전 입자 빔 경로에 인접해 있다. 또 다른 예에서, 하전 입자 빔은 양성자들이 통과하여 이동하는 갭의 벽들을 포함한다. 또 다른 예에서, 하전 입자 빔 경로는 X-선 발생 소스에 인접하여 통과한다. 하전 입자 빔 경로의 치환들 및 조합들은 여기에서 설명되는 장치 컴포넌트들 중 임의의 것을 둘러싸는 빔 경로를 포함한다.

상기 방법 및 장치와 함께 사용되는, 하전 입자 빔 암 치료 시스템의 새로운 설계 특징들이 설명된다. 특히, 음이온 소스에 새로운 특징들을 갖는 음이온 빔 소스, 이온 소스 진공 시스템, 이온 빔 집속 렌즈, 및 탠덤형 가속 장치가 설명된다. 또한, 싱크로트론의 전체 사이즈를 최소화하고, 엄격하게 제어된 양성자 빔을 제공하고, 요구되는 자계들의 사이즈를 직접적으로 감소시키고, 요구되는 동력을 직접적으로 감소시키며, 싱크로트론에서 양성자들을 추출하는 과정 중에도 싱크로트론의 양성자들의 연속적인 가속을 허용하는, 터닝 자석들(turning magnet), 에지 집속 자석들, 자계 집중 자석들, 와인딩 및 보정 코일들, 편평한 자계 입사면들, 및 추출 요소들이 설명된다. 상기 이온 빔 소스 시스템 및 싱크로트론은 환자 이미징 시스템 및 호흡 감시 센서들 및 환자 위치 결정 요소들을 포함하는 환자 인터페이스와 통합된 컴퓨터이다. 또한, 암 종양의 하전 입자 하전 입자 방사선 치료와 함께 사용되는 하전 입자 빔 가속, 추출, 및/또는 표적화 방법 및 장치의 강도 제어가 설명된다. 더 구체적으로, 싱크로트론의 하전 입자 스트림의 강도, 에너지, 및 타이밍 제어가 설명된다. 싱크로트론 제어 소자들은 하전 입자 빔의 엄격한 제어를 허용하며, 둘러싸고 있는 건강한 조직에 대한 조직 손상이 감소되는 상태로 고형 종양의 효율적인 치료를 위해 환자 위치의 엄격한 제어를 행하게 한다. 또한, 상기 시스템은 싱크로트론의 전체 크기를 감소시키며, 엄격하게 제어된 양성자 빔을 제공하며, 요구되는 자계들의 사이즈를 직접적으로 감소시키며, 요구되는 동력을 직접적으로 감소시키고, 싱크로트론에서 양성자들을 추출하는 과정 중에도 싱크로트론의 양성자들의 연속적인 가속을 허용한다. 이 시스템들 모두는 (1) 양성자 치료를 위한 위치 결정 시스템 및 (2) 환자의 호흡 사이클의 특정 순간에서 환자의 X-선들을 수집할 수 있는 X-선 시스템과 함께 사용된다. 결합된, 상기 시스템들은 주변의 건강한 조직들에 대해 최소한으로 손상을 입히는 상태로 효율적이고, 정확하며, 정밀한 비침습성 종양 치료를 위해 제공된다.

하전 입자 빔 치료

본 명세서를 통해, 양성자 빔, 수소 이온 빔, 또는 탄소 이온 빔 등의, 하전 입자 빔 치료 시스템이 설명된다. 여기에서, 하전 입자 빔 치료 시스템은 양성자 빔을 이용하여 설명된다. 그러나, 양성자 빔에서 설명된 양태들은 양성자 빔의 것으로만 제한하려는 의도가 없으며 하전 입자 빔 시스템의 예시적인 것이다. 임의의 하전 입자 빔 시스템도 여기에서 설명된 기술들에 동일하게 적용 가능하다.

이제 도1을 참조하면, 하전 입자 빔 시스템(100)이 도시된다. 하전 입자 빔 시스템은: 주 제어기(110); 인젝션 시스템(120); 일반적으로 (1) 가속기 시스템(132) 및 (2) 추출 시스템(134)을 포함하는 싱크로트론(130); 주사/표적/전달 시스템(140); 환자 인터페이스 모듈(150); 디스플레이 시스템(160); 및/또는 이미징 시스템(170) 중에서 임의로 포함하는 다수의 서브시스템들을 포함한다.

일 실시예에서, 하나 이상의 서브 시스템들이 클라이언트 상에 저장된다. 클라이언트는, 예컨대 개인용 컴퓨터, 디지털 미디어 플레이어, 개인 휴대 정보 단말기 등의, 클라이언트 장치로서 작용하도록 된 컴퓨팅 플랫폼이다. 상기 클라이언트는, 마우스, 키보드, 디스플레이 장치 등의, 다수의 외부 또는 내부 입력 장치들에 결합된 프로세서를 포함한다. 또한, 상기 프로세서는 정보를 표시하도록 예컨대 컴퓨터 모니터 등의 출력 장치에 결합된다. 일 실시예에서, 주 제어기(110)는 프로세서이다. 다른 실시예에서, 주 제어기(110)는 프로세서에 의해 실행되는 메모리에 저장된 명령들의 세트이다.

상기 클라이언트는 컴퓨터로 판독 가능한 기록 매체, 즉 메모리를 포함한다. 상기 메모리는, 비제한적으로, 컴퓨터로 판독 가능한 명령들을 갖는, 터치 감응성 입력 장치와 소통하는 프로세서 등의, 프로세서에 결합할 수 있는 전자, 광학, 자기, 또는 다른 저장 또는 전송 장치를 포함한다. 적절한 매체의 다른 예들은, 예컨대, 플래시 드라이브, CD-ROM, 독출 전용 메모리(ROM), 랜덤 액세스 메모리(RAM), 주문형 반도체(ASIC), DVD, 자기 디스크, 메모리칩 등을 포함한다. 상기 프로세서는 메모리에 저장된 컴퓨터-실행 가능 프로그램 코드 명령들의 세트를 실행한다. 상기 명령들은 , 예컨대, C, C++, C#, 비주얼 베이직, 자바, 및 자바스크립트 등을 포함하는 임의의 컴퓨터-프로그래밍 언어로부터의 코드를 포함할 수 있다.

하전 입자 빔 시스템(100)의 예시적인 사용 방법이 제공된다. 주 제어기(110)는 환자의 종양으로 양성자들을 정확하고 정밀하게 전달하도록 서브시스템들 중 하나 이상을 제어한다. 예컨대, 주 제어기(110)는, 이미징 시스템(170)으로부터, 신체 및/또는 종양의 일부 등의, 이미지를 얻는다. 또한, 주 제어기(110)는 환자 인터페이스 모듈(150)로부터 위치 및/또는 타이밍 정보를 얻는다. 그 후, 주 제어기(110)는 양성자를 싱크로트론(130)으로 주사하도록 인젝션 시스템(120)을 선택적으로 제어한다. 싱크로트론은 적어도 가속기 시스템(132) 및 추출 시스템(134)을 포함한다. 주 제어기는, 양성자 빔의 속도, 궤도, 및 타이밍을 제어하는 등에 의해, 가속기 시스템 내의 양성자 빔을 제어한다. 그 후, 주 제어기는 추출 시스템(134)을 통해 가속기로부터의 양성자 빔의 추출을 제어한다. 예컨대, 상기 제어기는 추출된 빔의 타이밍, 에너지, 및/또는 강도를 제어한다. 또한, 상기 제어기(110)는 주사/표적/전달 시스템(140)을 통해 환자 인터페이스 모듈(150)로의 양성자 빔의 표적화를 제어한다. 환자 인터페이스 모듈(150)의 하나 이상의 부품들은 바람직하게 주 제어기(110)에 의해 제어된다. 또한, 디스플레이 시스템(160)의 디스플레이 소자들도 주 제어기(110)를 통해 제어된다. 디스플레이 스크린 등의, 디스플레이들은 일반적으로 하나 이상의 작동자들 및/또는 하나 이상의 환자들에게 제공된다. 일 실시예에서, 주 제어기(110)는 양성자들이 환자에게 최적의 치료 방식으로 전달되도록 모든 시스템들에서의 양성자 빔의 전달을 타이밍을 맞춘다.

여기에서, 주 제어기(110)는 하전 입자 빔 시스템(100)을 제어하는 단일 시스템, 하전 입자 빔 시스템(100)을 제어하는 다수의 서브시스템들을 제어하는 단일 제어기, 또는 하전 입자 빔 시스템(100)의 하나 이상의 서브 시스템들을 제어하는 다수의 개별 제어기들로 될 수 있다.

싱크로트론

여기에서, 용어 싱크로트론은 순환 경로에서 하전 입자 빔을 유지하는 시스템에 관한 것으로 사용되지만, 비록 에너지, 강도, 및 추출 제어의 고유한 제한들을 갖더라도, 사이클로트론들이 그 대신에 사용된다. 또한, 하전 입자 빔은 싱크로트론의 중앙 지점을 중심으로 순환 경로를 따라 순환하는 것으로 여기에서 언급된다. 순환 경로는 궤도 경로로서도 언급되지만, 궤도 경로는 완전한 원 또는 타원으로 되지 않고, 중앙 지점 또는 영역 둘레에서의 양성자들의 순환에 관련된 것이다.

이제 도2를 참조하면, 하전 입자 빔 시스템(100)의 일 버젼의 예시적인 실시예가 제공된다. 부품들의 수, 위치, 및 개시된 타입은 예시적인 것이며 비제한적이다. 도시된 실시예에서, 인젝터 시스템(120) 또는 이온 소스 또는 하전 입자 빔 소스는 양성자들을 생성한다. 이 양성자들은, 싱크로트론 내로, 통과하여, 그의 밖으로 연장하는 진공 튜브로 전달된다. 생성된 양성자들은 초기 경로(262)를 따라 전달된다. 사중극 전자석 또는 인젝션 사중극 전자석들 등의, 집속 자석들(230)이 양성자 빔 경로를 집속하도록 이용된다. 사중극 전자석은 집속 자석이다. 인젝터 벤딩 자석(232)은 양성자 빔을 싱크로트론(130)의 평면을 향해 구부린다. 초기 에너지를 가진 집속된 양성자들은, 인젝션 램버슨 자석이 바람직한, 인젝터 자석(240)으로 도입된다. 일반적으로, 초기 빔 경로(262)는 싱크로트론(130)의 순환하는 평면에서 떨어진, 예컨대 평면 위 등에서, 축을 따라 진행한다. 인젝터 벤딩 자석(232) 및 인젝터 자석(240)은 양성자들을 싱크로트론(130)으로 이동시키도록 결합한다. 주 벤딩 자석들(250) 또는 2극 전자석들 또는 순환 자석들이 양성자들을 순환 빔 경로(264)를 따라 턴시키도록 사용된다. 2극 전자석은 벤딩 자석이다. 주 벤딩 자석들(250)은 초기 빔 경로(262)를 순환 빔 경로(264)로 구부린다. 이 예에서, 주 벤딩 자석들(250) 또는 순환 자석들은 순환 빔 경로(264)를 안정된 순환 빔 경로로 유지하도록 4개의 자석들의 4개의 세트들로서 나타내진다. 그러나, 순환 과정에서 양성자들을 단일 궤도 둘레로 이동시키도록 임의 개수의 자석들 또는 자석들의 세트들이 선택적으로 사용된다. 양성자들은 가속기(270)를 통과한다. 가속기는 순환 빔 경로(264) 내의 양성자들을 가속시킨다. 양성자들이 가속될 때, 자석들에 의해 인가된 계들이 증가된다. 특히, 가속기(270)에 의해 얻어진 양성자들의 속도는 싱크로트론의 중앙 지점 또는 영역(280)을 중심으로 한 양성자들의 안정적인 순환을 유지하도록 주 벤딩 자석들(250) 또는 순환 자석들의 자계들과 동기화된다. 분리 지점들에서 양성자들을 순환 경로 또는 궤도 내에 유지하면서 순환하는 양성자들을 가속 및/또는 감속시키도록 가속기(270)/주 벤딩 자석(250) 조합이 사용된다. 싱크로트론(130) 내의 순환 빔 경로(264)에서 양성자들을 제거하도록 램버슨 추출 자석(292)과 함께 인플렉터/디플렉터 시스템(290)의 추출 요소가 사용된다. 디플렉터 부품의 일례가 램버슨 자석이다. 일반적으로 디플렉터는 양성자들을 순환 평면에서, 순환 평면 위 등의, 순환 평면에서 떨어진 축으로 이동시킨다. 추출된 양성자들은, 사중극 전자석 등의, 추출 집속 자석(235) 및 추출 벤딩 자석(237)을 이용하여 이동 경로(268)를 따라 주사/표적/전달 시스템(140)으로 배향 및/또는 집속된다. 주사 시스템(140) 또는 표적 시스템의 두 개의 부품들은 일반적으로 수직 제어 등의 제1 축 제어부(142), 및 수평 제어 등의 제2 축 제어부(144)를 포함한다. 일 실시예에서, 제1 축 제어부(142)는 양성자 빔의 약 100mm의 수직 주사를 허용하며 제2 축 제어부(144)는 양성자 빔의 약 700mm의 수평 주사를 허용한다. 싱크로트론의 저압 빔 경로 및 대기 사이의 진공 배리어로서 및/또는 양성자 빔을 이미징하도록 노즐 시스템(146)이 사용된다. 양성자들은 환자 인터페이스 모듈(150) 및 환자의 종양으로 제어 하에 전달된다. 이상 열거된 모든 요소들은 선택적이며 여러 가지의 치환들 및 조합들로 사용될 수 있다.

이온 빔 발생 시스템

이온 빔 발생 시스템은 수소 음이온 또는 H^- 빔 등의, 음이온 빔을 생성하며; 바람직하게 음이온 빔을 집속하며; 음이온 빔을 양성자 또는 H⁺ 빔 등의 양이온 빔으로 변환하며; 양이온 빔을 싱크로트론(130)으로 주사한다. 이온 빔 경로의 양성자들은 부분 진공 하에 있다. 이 시스템들 각각은 후술된다.

이제 도3을 참조하면, 예시적인 이온 빔 발생 시스템(300)이 도시되어 있다. 도시된 바와 같이, 이온 빔 발생 시스템(300)은 : 음이온 소스(310), 제1 부분 진공 시스템(330), 선택적 이온 빔 집속 시스템(350), 및 탠덤형 가속기(390)의 4개의 주 요소들을 가진다.

도3을 더 참조하면, 음이온 소스(310)는 수소 가스를 고온 플라즈마 쳄버(314)로 분사하는 입구 포트(312)를 포함한다. 일 실시예에서, 상기 플라즈마 쳄버는, 고온 플라즈마 쳄버(314) 및 자계 배리어의 대향 측 상의 저온 플라즈마 영역 사이에 자계 배리어(317)를 제공하는, 자기 재료(316; magnetic material)를 포함한다. 제1 부분 진공 시스템(330), 이온 빔 집속 시스템(350)을 통해, 탠덤형 가속기(390)로 진행하는, 음이온 빔 경로(319)로 음이온 빔을 끌어당기도록 음이온 추출 전극(318)에 추출 펄스가 인가된다.

도3을 더 참조하면, 제1 부분 진공 시스템(330)은 수소 가스 입구 포트(312)에서 탠덤형 가속기(390)의 포일(395; foil)로 연장하는 밀봉 시스템이다. 포일(395)은 그의 제1 부분 진공 시스템(330) 측에 유지될, 약 10^-5 토르 등의, 고압 및 가속기(390)의 싱크로트론 측에서 유지될, 약 10^-7 토르 등의, 저압을 제공하는 진공 튜브(320)의 에지들에 직접 또는 간접적으로 밀봉된다. 다시 요약하면, 입력 포일(395)의 제1 측 상의 하전 입자 빔 경로(319)에 제1 진공과 제2 측상의 하전 입자 빔 경로(262)에 제2 진공을 유지하고 있으며, 이들 압력은 동일하지 않다. 단지 제1 부분 진공 시스템(330)으로 펌핑함에 의해 그리고 센서 리딩에 따라 이온 빔 소스 진공을 반 연속으로 작동시키는 것만으로, 반 연속으로 작동하는 펌프의 수명이 연장된다. 센서 리딩은 후술된다.

도3을 더 참조하면, 제1 부분 진공 시스템(330)은 : 연속으로 작동하는 펌프 및/또는 터보 분자 펌프 등의, 제1 펌프(332); 큰 홀딩 체적(334); 및 반 연속 작동 펌프(336)를 포함한다. 바람직하게, 펌프 제어기(340)는 큰 홀딩 체적(334)의 압력을 감시하는 압력 센서(342)로부터의 신호를 수신한다. 큰 홀딩 체적(334) 내의 충분한 압력을 나타내는 신호에 따라, 펌프 제어기(340)는 큰 홀딩 체적 및 반 연속 작동 펌프(336) 사이의 밸브(346)를 개방하도록 작용기(345)에 명령하고 반 연속 작동 펌프가 가동되어 하전 입자 스트림 주위의 진공 튜브(320) 외측의 잔여 가스들을 대기로 펌핑하도록 명령한다. 이 형태에서, 반 연속 작동 펌프의 수명은 단지 반 연속으로 필요할 때만 작동함에 의해 연장된다. 일례에서, 반 연속 작동 펌프(336)는, 매 4시간 마다 5분 등의, 몇 시간 마다 몇 분 동안 작동함으로써, 약 2000시간의 수명을 가진 펌프를 약 96,000 시간으로 연장시킨다.

또한, 싱크로트론 진공 시스템에서 입력 가스를 분리함에 의해, 터보 분자 펌프 등의 싱크로트론 진공 펌프들은 더 적은 가스 분자들을 처리하게 됨에 따라 더 긴 수명 동안 작동할 수 있다. 예컨대, 입력 가스는 주로 수소이지만, 질소 및 이산화탄소 등의, 불순물들을 포함할 수 있다. 음이온 소스 시스템(310), 제1 부분 진공 시스템(330), 이온 빔 집속 시스템(350) 및 탠덤형 가속기(390)의 음이온 빔 측에서 입력 가스를 분리함에 의해, 싱크로트론 진공 펌프들은 더 긴 수명 기간 동안 저압으로 작동할 수 있으며, 싱크로트론(130)의 효율을 증가시키게 된다.

도3을 더 참조하면, 이온 빔 집속 시스템(350)은 두 개 이상의 전극을 포함하며, 각 전극 쌍의 하나의 전극은 이온 빔 경로를, 전도성 메시 등의, 전도성 경로들(372)로써 부분적으로 차단한다. 도시된 예에서, 두 개의 전극 이온 집속 부분(360), 제1의 3개의 전극 이온 집속 부분(370), 및 제2의 3개의 전극 이온 집속 부분(380)의, 3개의 이온 빔 집속 시스템 부분들이 도시되어 있다. 주어진 전극 쌍에서, 제1 전극 및 제2 전극의 전도성 메시 사이로 연장하는, 전계 라인들은 음이온 빔을 집속하는 내향의 힘들을 제공한다. 이러한 다수의 전극 쌍들은 다수의 음이온 빔 집속 영역들을 제공한다. 바람직하게, 두 개의 전극 이온 집속 부분(360), 제1의 3개의 전극 이온 집속 부분(370), 및 제2의 3개의 전극 이온 집속 부분(380)은 음이온 소스 후 및 탠덤형 가속기 전에 배치되며 및/또는 이온빔 경로를 따라 약 0.5, 1, 또는 2미터의 공간을 커버한다. 이온 빔 집속 시스템들은 후술된다.

도3을 더 참조하면, 탠덤형 가속기(390)는, 카본 포일 등의, 포일(395)을 포함한다. 음이온 빔 경로(319)의 음이온들은 양성자 등의 양이온으로 변환되며, 초기 이온 빔 경로(262)가 발생된다. 포일(395)은 음이온 빔 경로(319)를 가진 이온 빔 집속 시스템(350)의 측면 상에 유지될, 약 10^-5 토르 등의, 고압 및 양이온 빔 경로(262)를 가진 가속기(390)의 측면 상에 유지될, 약 10^-7 토르 등의, 저압을 제공하는 진공 튜브(320)의 에지들에 대해 직접 또는 간접적으로 밀봉된다. 진공 튜브(320)를 두 개의 압력 영역들로 물리적으로 분리하는 포일(395)을 갖는 것에 의해 입력수소 및 그의 잔여량이 제1 부분 진공 시스템(330)에 의해 포함 및 격리된 분리된 공간에서 추출될 때 더 적은 및/또는 작은 펌프들을 가진 시스템이 싱크로트론(130)에서 저압 시스템을 유지할 수 있도록 허용한다. 다시 말하면, 포일(395)는 입력 포일로서 인젝터의 일부분 및 싱크로트론 사이에 있는 밀봉부를 포함하며, 밀봉부는 밀봉부의 제1 측상의 압력과 제2 측면상의 압력을 유지하며, 상기 제1 측상의 압력은 제2 측상의 압력과 같지 않다.

다시 도1을 참조하면, 하전 입자 빔 시스템(100)의 다른 예시적인 사용 방법이 제공된다. 주 제어기(110), 또는 하나 이상의 서브-제어기들이, 양성자들을 환자의 종양으로 정확하고 정밀하게 전달하도록 하나 이상의 서브 시스템들을 제어한다. 예컨대, 주 제어기는 언제 또는 어떻게 호흡하는가를 나타내는 환자에 대한 메시지를 전송한다. 주 제어기(110)는, 온도 호흡 센서 또는 호흡 사이클에서 대상의 위치를 나타내는 포스(force) 리딩 등의, 센서 리딩을 환자 인터페이스 모듈에서 얻는다. 상기 주 제어기는, 신체 및/또는 종양의 일부 등의, 이미지를 이미징 시스템(170)으로부터 수집한다. 또한, 주 제어기(110)는 환자 인터페이스 모듈(150)로부터 위치 및/또는 타이밍 정보를 얻는다. 그 후, 주 제어기(110)는 음이온 빔 소스(310)로 수소 가스를 분사하도록 분사 시스템(120)을 선택적으로 제어하며 음이온 빔 소스(310)에서 음이온을 추출하는 타이밍을 제어한다. 선택적으로, 주 제어기는 이온 빔 집속 렌즈 시스템(350)을 이용한 이온 빔 집속; 탠덤형 가속기(390)에 의한 양성자 빔의 가속; 및/또는 싱크로트론(130)으로의 양성자의 주사를 제어한다. 싱크로트론은 일반적으로 적어도 가속 시스템(132) 및 추출 시스템(134)을 포함한다. 싱크로트론은 바람직하게 : 터닝(turning) 자석들, 에지 집속 자석들, 자계 집중 자석들, 와인딩 및 보정 코일들, 및 편평한 자계 입사 표면들 중 하나 이상을 포함하며, 그중 일부는 주 제어기(110)에 의한 제어 하의 요소들을 포함한다. 주 제어기는, 양성자 빔의 속도, 궤도, 및/또는 타이밍을 제어하는 등에 의해, 가속기 시스템 내의 양성자 빔을 제어한다. 그 후, 상기 주 제어기는 가속기에서 추출 시스템(134)을 통한 양성자 빔의 추출을 제어한다. 예컨대, 상기 제어기는 추출된 빔의 타이밍, 에너지, 및/또는 강도를 제어한다. 또한, 상기 제어기(110)는 궤도/전달 시스템(140)을 통해 환자 인터페이스 모듈(150)로의 양성자 빔의 표적화를 제어한다. 환자의 수직 위치, 환자의 회전 위치, 및 환자 의자 위치/안정/제어 요소들 등의, 환자 인터페이스 모듈(150)의 하나 이상의 부품들이 바람직하게 주 제어기(110)에 의해 제어된다. 또한, 디스플레이 시스템(160)의 디스플레이 소자들도 주 제어기(110)를 통해 제어된다. 디스플레이 스크린 등의, 디스플레이들은 일반적으로 한 명 이상의 작동자들 및/또는 한 명 이상의 환자들에게 제공된다. 일 실시예에서, 주 제어기(110)는 양성자들이 환자에게 최적의 치료 방식으로 전달되도록 모든 시스템들에서의 양성자 빔의 전달의 타이밍을 맞춘다.

순환 시스템

싱크로트론(130)은 직선 부분들(410) 및 이온 빔 터닝 부분들(420)의 조합을 포함한다. 따라서, 양성자들의 순환 경로는 싱크로트론에서 원형이 아니라, 둥근 코너들을 가진 다각형이다.

하나의 예시적인 실시예에서, 가속기 시스템이라고도 하는, 싱크로트론(130)은 4개의 직선 요소들 및 4개의 터닝 요소들을 가진다. 직선 부분들(410)의 예들은 : 인젝터 자석(240), 가속기(270), 인플렉터/디플렉터(290) 및 추출 자석(292)을 포함한다. 4개의 직선 부분들과 함께, 자석 부분들 또는 터닝 부분들이라고도 하는, 4개의 이온 빔 터닝 부분들(420)이 있다. 터닝 부분들은 후술된다.

이제 도4를 참조하면, 예시적인 싱크로트론이 도시되어 있다. 이 예에서, 초기 양성자 빔 경로(262)를 따라 전달된 양성자들은 인젝터 자석(240)으로써 순환 빔 경로로 굴절되며 가속 후에 추출 자석(292)을 통해 빔 이동 경로(268)로 추출된다. 이 예에서, 싱크로트론(130)은 4개의 직선 부분들(410) 및 4개의 벤딩 또는 터닝 부분들(420)을 포함하며 4개의 터닝 부분들 각각은 양성자 빔을 약 90도로 회전시키도록 하나 이상의 자석들을 이용한다. 후술되는 바와 같이, 상기 터닝 부분들을 밀접하게 간격을 두게 하고 양성자 빔을 효율적으로 터닝시키는 능력에 의해 더욱 짧은 직선 부분들로 될 수 있다. 더욱 짧은 직선 부분들은 싱크로트론의 순환 빔 경로에 집속 4중극을 이용하지 않고 싱크로트론을 설계할 수 있게 허용한다. 순환하는 양성자 빔 경로에서 집속 4중극을 제거하면 더욱 콤팩트한 설계를 할 수 있다. 이 예에서, 도시된 싱크로트론은 순환하는 양성자 빔 경로에 4중극 집속 자석을 이용하는 시스템들에서의 8미터 및 더 큰 단면의 직경들에 비해 약 5미터 직경을 가진다.

이제 도5를 참조하면, 제1 벤딩 또는 터닝 부분(420)의 추가 설명이 제공된다. 터닝 부분들 각각은, 약 2, 4, 6, 8, 10, 또는 12개의 자석들 등의, 다수의 자석들을 포함한다. 이 예에서, 제1 터닝 부분(420)에 4개의 터닝 자석들(510,520,530,540)이, 터닝 부분(420)의 자석들의 수에 관계없이 동일한, 주 원리들을 나타내도록 사용되어 있다. 터닝 자석(510)은 주 벤딩 또는 순환 자석(250)의 특수 타입이다.

물리학적으로, 로렌츠 힘은 전자계로 인한 점 전하 상의 힘이다. 로렌츠 힘은 전계의 항들은 포함되지 않는 자계들의 항들로 식1에 의해 주어진다.

F=q(vxB) 식1

식1에서, F는 뉴우튼 단위의 힘이며; B는 테슬라 단위의 자계이며; v는 초당 미터 단위의 입자들의 순간 속도이다.

이제 도6을 참조하면, 단일 자석 벤딩 또는 터닝 부분(510)의 예가 확대되어 있다. 상기 터닝 부분은 갭(610)을 포함하며 그 갭을 통해 양성자들이 순환한다. 갭(610)은 편평한 갭이며, 그 갭(610)에 걸쳐 더 균일하고, 균등하며, 강력한 자계를 허용한다. 자계는 자계 입사면을 통해 갭(610)으로 진입되며 자계 배출면을 통해 갭(610)에서 배출된다. 상기 갭(610)은 두 개의 자석 절반부들 사이의 진공 튜브에서 연장한다. 상기 갭(610)은 적어도 : (1) 상기 갭(610)이 양성자의 손실을 최소화하도록 가능한 한 크게 유지되며 (2) 상기 갭(610)은 자석 사이즈 및 관련된 사이즈 및 자석 전원의 전력 요구량을 최소화하도록 가능한 한 작게 유지되는 두 개의 변수들에 의해 제어된다. 갭(610)의 편평한 특성은 갭(610)에 걸쳐 압축되어 더욱 균일한 자계를 허용한다. 갭 치수의 일례는 약 5 내지 6 cm의 수평 빔 사이즈와 약 2cm의 수직 양성자 빔 사이즈를 수용하도록 된다.

상기한 바와 같이, 더 큰 갭 사이즈는 더 큰 전력 공급을 필요로 한다. 예컨대, 갭(610) 사이즈가 수직 사이즈로 두 배로 되면, 전력 공급 요구량은 약 4의 팩터로 증가한다. 또한, 갭(610)의 편평도도 중요하다. 예컨대, 갭(610)의 편평도 특성은 추출된 양성자들의 에너지가 약 250에서 약 330 MeV로 증가하도록 허용한다. 특히, 갭(610)이 극히 편평한 표면을 가지면, 철 자석의 자계의 한계들에 도달 가능하다. 갭(610)의 편평한 표면의 예시적인 정밀도는 약 5미크론 미만의 폴리시이며 바람직하게는 약 1 내지 3미크론의 폴리시이다. 표면의 불균일은 인가된 자계에 결함을 야기한다. 폴리시된 평탄한 표면은 인가된 자계의 불균일을 확산시킨다.

도6을 더 참조하면, 하전 입자 빔은 순간 속도 v로 갭(610)을 통해 이동한다. 제1 자기 코일(620) 및 제2 자기 코일(630)은 각각 갭(610) 위 아래로 진행한다. 코일들(620,630)을 통해 흐르는 전류는, 단일 자석 터닝 부분(510)을 통해 진행하는, 자계 B를 야기한다. 이 예에서, 자계 B는 상방으로 진행하며, 이로써 하전 입자 빔을 싱크로트론의 중앙 지점을 향해 내측으로 미는 힘 F를 야기하며, 하전 입자 빔을 아크로 터닝시킨다.

도6을 더 참조하면, 선택적인 제2 자석 벤딩 또는 터닝 부분(520)이 도시되어 있다. 코일들(620,630)은 일반적으로, 제1 자석 터닝 부분(510)의 단부 등의, 하나의 자석의 단부에 턴들 또는 리턴 요소들(640,650)을 가진다. 상기 턴들(640,650)은 공간을 취한다. 상기 공간은 터닝 자석들에 의해 커버되는 싱크로트론의 일 궤도를 중심으로 한 경로의 비율을 감소시킨다. 이로써 양성자들이 턴 및/또는 집속되지 않는 순환 경로의 부분들을 야기하게 되며 양성자 경로가 디포커싱되는 순환 경로의 부분들을 허용하게 된다. 따라서, 상기 공간은 더 큰 싱크로트론을 야기하게 된다. 따라서, 자석 터닝 부분들(660) 사이의 공간은 바람직하게 최소화된다. 2, 3, 4, 5, 6, 또는 그 이상의 자석들 등의, 다수의 자석들을 따라 코일들(620,630)이 선택적으로 진행함을 나타내도록 제2 터닝 자석이 이용된다. 다수의 터닝 부분 자석들에 걸쳐 연장하는 코일들(620,630)은 두 개의 터닝 부분 자석들이 턴들의 입체적 제약의 제거로 인해 공간적으로 서로 더 근접하게 배치되도록 허용하며, 이로써 두 개의 터닝 부분 자석들 사이의 공간(660)을 감소 및/또는 최소화한다.

이제 도7 및 8을 참조하면, 단일 자석 벤딩 또는 터닝 부분들(510)의 두 개의 예시적인 90도 회전된 단면들이 제공되어 있다. 이제 도8을 참조하면, 자석 조립체는 제1 자석(810) 및 제2 자석(820)을 가진다. 후술되는 코일들에 의해 유도된 자계는 갭(610)을 가로질러 제1 자석(810)에서 제2 자석(820) 사이로 진행한다. 리턴 자계들은 제1 요크(812) 및 제2 요크(822)를 통해 진행한다. 리턴 요크들의 결합된 단면적은 제1 자석(810) 또는 제2 자석(820)의 단면적과 대략 유사하다. 하전 입자들은 갭(610)의 진공 튜브를 통해 진행한다. 도시된 바와 같이, 양성자들은 갭(610)을 통해 도8 내로 진행되며 벡터 B로서 나타낸, 자계는 양성자들에 힘 F를 인가하여 양성자들을, 도8에서 우측으로 오프 페이지된, 싱크로트론의 중앙을 향해 밀게된다. 자계는 와인딩들을 이용하여 형성된다. 제1 코일은 제1 와인딩 코일(850)을 형성하며 와이어의 제2 코일은 제2 와인딩 코일(860)을 형성한다. 공기 갭들 등의, 분리 또는 집중 갭들(830,840)은 갭(610)에서 철기(iron based) 요크들을 분리시킨다. 갭(610)은, 상기한 바와 같이, 그 갭(610)을 가로질러 균일한 자계를 제공하도록 대략적으로 편평하다.

다시 도7을 참조하면, 단일 벤딩 또는 터닝 자석의 단부들은 경사지게 되어 있다. 터닝 자석(510)의 거의 수직 또는 직각 에지들은 점선들(774,784)로 나타내고 있다. 점선들(774,784)은 싱크로트론의 중앙 지점(280) 너머의 지점(790)에서 교차한다. 바람직하게, 상기 터닝 자석의 에지는, 터닝 자석(510)의 에지로부터 중앙 지점(280)까지 이어지는 제1 라인(772,782) 및 터닝 자석의 동일한 에지로부터 교차점(790)까지 이어지는 제2 라인(774,784)에 의해 형성된 각들인, 각도 알파 α, 및 각도 베타 β로 경사져 있다. 각도 알파는 효과를 설명하도록 이용되며 각도 알파의 설명은 각도 베타에도 적용되지만, 각도 알파는 선택적으로 각도 베타와 다르게 될 수 있다. 각도 알파는 에지 집속 효과를 제공한다. 터닝 자석(510)의 에지를 각도 알파로 기울이면 양성자 빔을 집속하게 된다.

다수의 터닝 자석들은 각각 싱크로트론(130)에서 에지 집속 효과들을 갖는 다수의 자석 에지들을 제공한다. 단지 하나의 터닝 자석이 사용된다면, 빔은 각도 알파에 대해 한 번 또는 각도 알파 및 각도 베타에 대해 두 번만 집속된다. 그러나, 더 작은 터닝 자석들을 이용함에 의해, 더 많은 터닝 자석들이 싱크로트론(130)의 터닝 부분들(420) 내로 끼워진다. 예컨대, 싱크로트론의 터닝 부분(420)에 4개의 자석들이 사용되는 경우, 단일의 터닝 부분에 대해, 자석당 두 개의 에지들, 로 인해 8개의 가능한 에지 집속 효과 표면들이 제공된다. 8개의 집속 표면들은 더 작은 단면의 빔 사이즈를 제공한다. 이로써 더 작은 갭(610)의 사용을 허용하게 된다.

터닝 자석들에서 다수의 에지 집속 효과들을 이용하면 더 작은 갭(610) 뿐만 아니라, 더 적은 자석들 및 더 작은 전원들을 이용할 수 있게 된다. 각 터닝 부분들이 4개의 터닝 자석들을 가지며 각 터닝 자석이 두 개의 집속 에지들을 가지는 경우의 4개의 터닝 부분들(420)을 갖는 싱크로트론(130)에 있어서, 싱크로트론(130)의 순환 경로의 양성자들의 각 궤도에 대해 전체 32개의 집속 에지들이 존재하게 된다. 유사하게, 2, 6, 또는 8개의 자석들이 주어진 터닝 부분에 사용되는 경우, 또는 2, 3, 5, 또는 6개의 터닝 부분들이 사용되는 경우, 에지 집속 표면들의 수는 식 2에 따라 증가 또는 감소한다.

식2

이 식에서 TFE는 전체 집속 에지들의 수이며, NTS는 터닝 부분들의 수이며, M은 자석들의 수이며, FE는 집속 에지들의 수이다.

모든 자석들이 경사지도록 될 필요는 없으며 일부 자석들은 선택적으로 하나의 에지에서만 경사지게 된다.

본 발명자는 더 적은 수의 더 큰 자석들에 대한 다수의 작은 자석들이 장점을 갖는 것으로 결정하였다. 예컨대, 16개의 작은 자석들의 사용으로 32개의 집속 에지들을 제공하는 한편 4개의 큰 자석들을 사용하여 단지 8개의 집속 에지들만이 제공된다는 것이다. 더 많은 집속 에지들을 갖는 싱크로트론의 사용에 의해 집속 4중극 자석들을 사용하지 않고 싱크로트론의 순환 경로를 형성하게 된다. 모든 종래 기술의 싱크로트론들은 싱크로트론의 순환 경로에 4중극들을 사용하고 있다. 또한, 순환 경로에 4중극들을 사용하게 되면 싱크로트론의 순환 경로에 추가의 직선 부분들을 필요로 하게 된다. 따라서, 싱크로트론의 순환 경로에 4중극들을 사용하게 되면 싱크로트론들이 더 큰 직경들, 순환 빔 경로길이들, 및/또는 더 큰 외주들을 갖게 된다.

상기 설명된 시스템의 여러 가지 실시예들에서, 싱크로트론은

ㆍ4개의 터닝 부분들을 가진 싱크로트론의 하전 입자 빔의 90도 턴 당 적어도 4 및 바람직하게는 6, 8, 10, 또는 그 이상의 에지 집속 에지들;

ㆍ싱크로트론의 하전 입자 빔의 궤도 당 적어도 약 16 및 바람직하게는 약 24, 32, 또는 그 이상의 에지 집속 에지들;

ㆍ각각의 터닝 부분들이 적어도 4 및 바람직하게는 8개의 에지 집속 에지들을 포함하는 단지 4개의 터닝 부분들;

ㆍ 동일한 수의 직선 부분들 및 터닝 부분들;

ㆍ정확하게 4개의 터닝 부분들;

ㆍ터닝 부분 당 적어도 4개의 에지 집속 에지들;

ㆍ싱크로트론의 순환 경로에 4중극들 없음;

ㆍ둥근 코너의 장방형 다각형 형태;

ㆍ60미터 미만의 원주;

ㆍ60미터 미만의 원주 및 32개의 에지 집속 표면들; 및/또는

ㆍ비-4중극 자석들이 에지 집속 에지들을 포함하는 경우에, 싱크로트론의 순환 경로 당 약 8, 16, 24, 또는 32개의 비-4중극 자석들 중 어느 하나의, 임의의 조합을 가진다.

다시 도8을 참조하면, 제1 자석(810)의 입사 자계면(870)이 더 설명되어 있다. 도8은 축척 대로가 아니며 예시적인 것이다. 입사면(870)의 마무리 품질에서의 국부적 결함 또는 불균일은 갭(610)에 인가된 자계의 불균등 또는 결함들을 야기하게 된다. 바람직하게, 상기 입사면(870)은, 약 0 내지 3 미크론 피니시 폴리시 내, 또는 덜 바람직하게 약 10 미크론 피니시 폴리시 등으로, 편평하다.

도8을 더 참조하면, 부가적인 자석 요소들이 설명된다. 제1 자석(810)은 철기 코어의 초기 단면 거리(890)를 포함한다. 자계의 외형들은 자석들(810, 820) 및 요크들(812,822)에 의해 형성된다. 상기 철기 코어는 제2 단면 거리(892)로 점차 적어진다. 상기 자석의 자계는 갭들(830,840)에 대향하게 철기 코어에 우선적으로 머물게 된다. 상기 단면 거리가 초기 단면 거리(890)에서 최종 단면 거리(892)로 감소하면, 자계가 집중된다. 긴 거리(890)에서 짧은 거리(892)로 자석의 형상의 변화는 증폭기로서 작용하게 된다. 자계의 집중은 초기 단면 거리(890)에서의 자계 벡터들(894)의 초기 밀도를 최종 단면 거리(892)에서의 자계 벡터들(896)의 집중 밀도에 대해 나타냄으로써 예시된다. 터닝 자석들의 기하학으로 인한 자계의 집중은 더 작은 수의 와인딩 코일들(850,860)이 요구되도록 하며 또한 코일들에 대해 더 작은 전원이 요구되도록 한다.

일례에서, 초기 단면 거리(890)는 약 15cm이며 최종 단면 거리(892)는 약 10cm이다. 제공된 수들을 이용하면, 자계의 집중은, 그 관계가 선형적인 것은 아니지만, 갭(610)의 입사면(870)에서 약 15/10 또는 1.5배이다. 테이퍼(842)는, 약 20, 40, 또는 60도 등의, 기울기를 가진다. 약 1.5배 등의, 자계의 집중은 자석들에 요구되는 전력 소비에서 대응하는 감소를 이끌게 된다.

도8을 더 참조하면, 제1 자석(810)은 철기 코어의 초기 단면 거리(890)를 포함한다. 자계의 외형들은 자석들(810, 820) 및 요크들(812,822)에 의해 형성된다. 이 예에서, 코어는 더 작은 각도 세타 θ로 제2 단면 거리(892)로 테이퍼된다. 상기한 바와 같이, 상기 자석의 자계는 갭들(830,840)에 대향하게 철기 코어에 우선적으로 머물게 된다. 상기 단면 거리가 초기 단면 거리(890)에서 최종 단면 거리(892)로 감소하면, 자계가 집중된다. 더 작은 각도 세타 θ는 긴 거리(890)에서 짧은 거리(892)로 진행하여 자계의 더 큰 증폭을 야기하게 된다. 자계의 집중은 초기 단면 거리(890)에서의 자계 벡터들(894)의 초기 밀도를 최종 단면 거리(892)에서의 자계 벡터들(896)의 집중 밀도에 대해 나타냄으로써 예시된다. 터닝 자석들의 기하학으로 인한 자계의 집중은 더 작은 수의 와인딩 코일들(850,860)이 요구되도록 하며 또한 와인딩 코일들(850,860)에 대해 더 작은 전원이 요구되도록 한다.

도8을 더 참조하면, 하나 이상의 터닝 자석들의 강도를 보정하도록 사용되는 선택적인 보정 코일들(852,862)이 도시되어 있다. 보정 코일들(852,862)은 와인딩 코일들(850,860)을 보충한다. 보정 코일들(852,862)은 와인딩 코일들(850,860)에 사용되는 와인딩 코일 전원에서 분리된 보정 코일 전원들을 가진다. 보정 코일 전원들은 일반적으로 와인딩 코일 전원들에 대해 요구되는 전력의, 1, 2, 3, 5, 7, 또는 10% 및 더 바람직하게는 와인딩 코일들(850,860)에 사용되는 전력의 약 1 또는 2% 등의, 일부분만으로 작동하게 된다. 보정 코일들(852,862)에 인가되는 더 작은 작동 전력은 보정 코일들의 더 정확하고 및/또는 정밀한 제어를 허용하게 된다. 보정 코일들은 터닝 자석들(510,520,530,540)의 결함에 대해 조정하도록 이용된다. 선택적으로, 각각의 터닝 자석의 제조 시에 품질 요건들을 용이하게 하는, 각각의 터닝 자석에 대한 자계의 개별적인 조절을 허용하도록 각각의 터닝 자석에 대해 분리형 보정 코일들이 사용된다.

이제 도9를 참조하면, 이온 빔 터닝 부분(420)의 다수의 터닝 자석들(510,520,530,540) 주위의 와인딩 코일들 및 보정 코일들의 예가 나타나 있다. 하나 이상의 고정밀 자계 센서들이 싱크로트론에 배치되어 양성자 빔 경로 또는 그 근방의 자계를 측정하도록 이용된다. 예컨대, 자기 코어 또는 요크 또는 그 근방에 또는 갭(610) 또는 그 근방 등의, 터닝 자석 내 및/또는 터닝 자석들 사이에 자기 센서들(950)이 선택적으로 배치된다. 상기 센서들은 보정 코일들에 대한 피드백 시스템의 일부이다. 따라서, 상기 시스템은 자석들에 인가된 전류를 안정화하기 보다는 싱크로트론 요소들의 자계를 안정화시킨다. 자계의 안정화는 싱크로트론이 새로운 에너지 레벨로 빠르게 도달하도록 허용한다. 이로써 싱크로트론의 각 펄스 및/또는 환자의 각 호흡에 따라 선택된 에너지 레벨 알고리즘 또는 작동자에 의해 상기 시스템이 제어되도록 허용한다.

와인딩 및/또는 보정 코일들은 1, 2, 3, 또는 4개의 터닝 자석들을 보정하며, 바람직하게 두 개의 터닝 자석들에 의해 생성된 자계를 보정한다. 공간을 차지하는, 더 작은 수의 와인딩 또는 보정 코일 단부들이 요구됨으로써, 다수의 자석들을 커버하는 와인딩 또는 보정 코일은 자석들 사이의 공간을 감소시키게 된다.

이제 도10a 및 10b를 참조하면, 고주파(RF) 가속기 시스템 등의, 가속기 시스템(270)이 더 설명된다. 상기 가속기는, 양성자 빔 경로(264)에서 빔이 싱크로트론(130)을 통과하게 하는 진공 시스템(320)을 각각 원주 방향으로 둘러싸는, 철 또는 페라이트 코일 등의, 일련의 코일들(1010-1019)을 포함한다. 도10b를 참조하면, 제1 코일(1010)이 더 설명되어 있다. 표준 와이어(1030)의 루프는 제1 코일(1010) 둘레에 적어도 하나의 턴을 완성시킨다. 상기 루프는 마이크로회로(1020)에 부착된다. 다시 도10a를 참조하면, 주 제어기(110)에 접속된, RF 신시사이저(1040)는 양성자 빔 경로(264)의 양성자들의 순환 기간에 동기된 저전압 RF 신호를 제공한다. 양성자 빔 경로(264)의 양성자들에 가속 전압을 제공하도록 RF 신시사이저(1040), 마이크로회로(1020), 루프(1030), 및 코일(1010)이 결합한다. 예컨대, RF 신시사이저(1040)는 마이크로회로(1020)에 신호를 전송하여, 저전압 RF 신호를 증폭하며, 약 10볼트 등의, 가속 전압을 제공한다. 단일 마이크로회로/루프/코일 컴비네이션에 대한 실제 가속 전압은 약 5, 10, 15, 또는 20 볼트이지만, 약 10볼트가 바람직하다. 바람직하게, RF-증폭기 마이크로회로 및 가속 코일은 통합된다.

도10a를 더 참조하면, 도10b에 나타낸 통합된 RF-증폭기 마이크로회로 및 가속 코일이, 진공 튜브(320)를 둘러싸는 코일들(1011-1019)의 세트로서 나타내어, 되풀이되고 있다. 예컨대, RF 신시사이저(1040)는, 주 제어기(130) 방향으로, 코일들(1010-1019)에 접속된 마이크로회로들(1020-1029)에 각각 RF 신호를 전송한다. 마이크로회로/루프/코일 컴비네이션들 각각은, 약 10 볼트 등의, 양성자 가속 전압을 발생시킨다. 따라서, 5개의 코일 컴비네이션들의 세트는 양성자 가속을 위해 약 50 볼트를 발생시킨다. 바람직하게 약 5 내지 20개의 마이크로회로/루프/코일 컴비네이션들이 사용되며 더 바람직하게는 가속기 시스템(270)에서 약 9 또는 10개의 마이크로회로/루프/코일 컴비네이션들이 사용된다.

더욱 명료한 예에서, RF 신시사이저(1040)는, 10개의 마이크로회로/루프/코일 컴비네이션들의 세트에, 싱크로트론(130) 둘레의 양성자의 순환 기간과 동일한 기간의, RF 신호를 전송하여, 양성자 빔 경로(264)의 양성자들의 가속을 위해 약 100 볼트를 발생시킨다. 상기 100 볼트는, 저 에너지 양성자 빔에 대해 약 1MHz로 고 에너지 양성자 빔에 대해 약 15MHz 등의, 주파수 범위에서 발생된다. 상기 RF 신호는 싱크로트론 순환 경로 주위의 양성자의 순환 주기의 정수 배로 선택적으로 설정된다. 마이크로회로/루프/코일 컴비네이션들 각각은 가속 전압 및 주파수에서 선택적으로 독립적으로 제어된다.

각각의 마이크로회로/루프/코일 컴비네이션에서, RF-증폭기 마이크로회로 및 가속 코일의 통합에 의해, 3개의 큰 장점들이 제공된다. 첫째, 싱크로트론에 대해, 종래 기술은 가속 코일들과 통합된 마이크로회로들을 이용하지 않고 코일들의 대응하는 세트에 전력을 제공하도록 긴 케이블들의 세트를 이용한다. 긴 케이블들은, 무선 주파수 RF 제어에 대해 문제되는, 임피던스/저항을 가진다. 그 결과, 종래 기술의 시스템은 약 10MHz 초과의, 고 주파수들에서 작동하지 않는다. 통합된 RF-증폭기 마이크로회로/가속 코일 시스템은 약 10MHz 위에서 작동 가능하며 심지어 다른 시스템들에서 긴 케이블들의 임피던스 및/또는 저항이 양성자 가속에서의 불량한 제어 또는 실패를 야기하는 경우 15MHz 에서도 동작할 수 있다. 둘째로, 낮은 주파수들에서 작동하는, 긴 케이블 시스템은 약 $50,000의 비용이 들게 되며 통합된 마이크로회로 시스템은, 50배 덜 비싼, 약 $1000이다. 셋째로, RF-증폭기 시스템과 함께 마이크로회로/루프/코일 컴비네이션들에 의해, 상기한 바와 같이, 작은 공간 및 비용 효율적인 방식으로 양성자 암 치료 시스템의 제조 및 사용을 허용하는, 콤팩트한 저 전력 소비 설계가 가능하게 된다.

이제 도11을 참조하면, 양성자 펄스 전달 기간 및/또는 전달 시간을 변화시키도록 피드백 루프(1100)를 이용하는 자계 제어를 명료화하기 위한 예가 사용된다. 이 경우, 호흡 센서(1110)는 대상의 호흡 사이클을 감지한다. 상기 호흡 센서는 자계 제어기(1120)의 알고리즘에, 일반적으로 환자 인터페이스 모듈(150) 및/또는 주 제어기(110) 또는 그의 서브컴포넌트를 통해, 정보를 전송한다. 상기 알고리즘은 대상이 호흡 사이클 중, 호흡의 바텀 등의, 특정 지점에 있을 때를 예측 및/또는 측정한다. 자계 센서들(1130)은, 싱크로트론(130)의 제1 터닝 자석(510) 내 등의, 주어진 자계(1150)에 대한 자석 전원(1140)을 제어하는, 자계 제어기로의 입력으로서 사용된다. 따라서, 제어 피드백 루프는 싱크로트론을 선택된 에너지 레벨로 조정하고, 호흡의 바텀 등의, 선택된 지점에서 원하는 에너지를 가진 양성자들을 제 시간에 전달하도록 사용된다. 특히, 주 제어기는 싱크로트론으로 양성자들을 주사하여 호흡 사이클의 선택된 지점에서, 추출과 결합하여, 양성자들을 종양으로 전달하는 방식으로 양성자들을 가속시킨다. 또한, 양성자 빔의 강도는 이 단계에서 주 제어기에 의해 선택 및 제어 가능하다. 보정 코일들로의 피드백 제어는 환자의 호흡 사이클에 매여있는 싱크로트론의 에너지 레벨들의 신속한 선택을 허용하게 된다. 이 시스템은, 전류가 안정화되며 싱크로트론이, 고정된 기간에 초당 10 또는 20 사이클들 등의, 기간을 갖는 펄스들을 전달하는 시스템과 현저한 대조를 이룬다. 선택적으로, 보정 코일들과 결합된 피드백 또는 자계 설계는 추출 사이클이 환자의 변화하는 호흡 속도에 매칭되도록 허용한다.

전통적인 추출 시스템은 자석들이 사인파의 진폭 및 규모 양자의 면들에서 메모리들을 가지는 이러한 제어를 허용하지 않는다. 따라서, 상기 전통 시스템에서, 주파수를 변화시키기 위해, 전류의 느린 변화들이 이용되어야 한다. 그러나, 자계 센서들을 이용하는 피드백 루프를 이용하면, 싱크로트론의 주파수 및 에너지 레벨을 신속하게 조정할 수 있다. 다른 도움은 이 과정이 후술되는 추출 과정 중에 양성자들의 가속을 허용하는 새로운 추출 시스템을 사용하는 것이다.

예 III

다시 도9를 참조하면, 두 개의 터닝 자석들(510,520)을 커버하는 와인딩 코일(930)의 예가 제공된다. 선택적으로, 제1 와인딩 코일(940)이 하나의 자석을 커버하거나 또는 제2 와인딩 코일(920)이 다수의 자석들(510,520)을 커버한다. 상기한 바와 같이, 이 시스템은 턴의 라디안당 더 많은 자계가 인가되도록 허용하는 터닝 부분 사이의 공간을 감소시킨다. 제1 보정 코일(910)은 제1 터닝 자석(510)에 대한 자계를 보정하도록 사용되는 것으로 도시되어 있다. 제2 보정 코일(920)은 두 개의 터닝 자석들 주위의 와인딩 코일(930)에 대한 자계를 보정하도록 사용되는 것으로 도시되어 있다. 각 터닝 자석에 대한 개별적인 보정 코일들이 바람직하며 개별적인 보정 코일들은 각 터닝 부분의 자계를 가장 정밀 및/또는 정확하게 제공한다. 특히, 개별 보정 코일(910)은 주어진 터닝 부분의 개별적인 자석에서의 결함들에 대해 보정하도록 사용된다. 따라서, 일련의 자계 센서들로써, 대응하는 자계들이, 각 터닝 부분에 대해 독립적인 코일이 사용되므로, 자계 감시 시스템을 통해, 일련의 피드백 루프들에서 개별적으로 조정 가능하다. 이와 다르게, 다수의 터닝 부분 자석들에 대한 자계를 보정하도록 다수의 자석 보정 코일이 사용된다.

편평한 갭 표면

갭 표면은 제1 터닝 자석(510)의 부분에서 설명되었지만, 싱크로트론의 터닝 자석들의 각각에 대한 설명이 제공된다. 유사하게, 갭(610)은 자계 입사면의 부분에서 설명되었지만, 자계 배출면에 대한 설명이 추가된다.

제1 자석(810)의 자계 입사면(870)은 바람직하게, 약 0 내지 3 미크론 피니시 폴리시 또는 덜 바람직하게 약 10 미크론 피니시 폴리시 등으로, 편평하다. 매우 편평함에 의해, 폴리시된 표면이 갭(610)에 걸쳐 인가된 자계의 불균등을 확산시킨다. 약 0, 1, 2, 4, 6, 8, 10, 15, 또는 20 미크론 피니시 등의, 매우 편평한 표면은 더 작은 갭 사이즈, 더 작게 인가되는 자계, 더 작은 전원, 및 양성자 빔 단면적의 더 엄격한 제어를 허용한다. 자계 배출면(880)도 바람직하게 편평하다.

양성자 빔 추출

이제 도12를 참조하면, 싱크로트론(130)에서의 예시적인 양성자 추출 과정이 도시되어 있다. 명료화를 위해, 도12에서는, 터닝 자석들 등의, 도2에 나타낸 요소들을 제거하였으며, 이로써 양성자 빔 경로를 시간의 함수로서 더 명료하게 나타내도록 허용한다. 일반적으로, 양성자들을 느리게 함에 의해 싱크로트론(130)에서 양성자들이 추출된다. 상기한 바와 같이, 양성자들은 초기에 순환 경로(264)에서 가속되며, 다수의 주 벤딩 자석들(250)로써 유지된다. 순환 경로는 여기에서 원래의 중앙 빔 경로(264)으로서 언급된다. 양성자들은 싱크로트론의 중앙 지점(280) 둘레에서 반복적으로 순환한다. 양성자 경로는 무선 주파수(RF) 공동 시스템(1210)을 통해 통과한다. 초기 추출을 위해, RF계는, RF 공동 시스템(1210)의, 제1 블레이드(1212) 및 제2 블레이드(1214)에 걸쳐 인가된다. 제1 블레이드(1212) 및 제2 블레이드(1214)는 여기에서 제1 쌍의 블레이드들로서 언급된다.

양성자 추출 과정에서, RF 전압은 제1 쌍의 블레이드들에 걸쳐 인가되며, 제1 쌍의 블레이드들의 제1 블레이드(1212)는 순환하는 양성자 빔 경로(264)의 일측 상에 있으며 제1 쌍의 블레이드들의 제2 블레이드(1214)는 순환하는 양성자 빔 경로(264)의 대향 측 상에 있다. 인가된 RF 계는 순환하는 하전 입자 빔에 에너지를 인가한다. 상기 인가된 RF 계는 궤도를 도는 또는 순환하는 양성자들의 빔 경로를 원래의 중앙 빔 경로(264)에서 변경된 순환 빔 경로(265)로 약간 변화시킨다. RF 공동 시스템을 통한 양성자들의 두번째의 통과에 따라, RF 계는 양성자들을 원래의 중앙 빔 경로(264)에서 떨어지게 더 이동시킨다. 예컨대, 원래의 빔라인이 원형 경로로서 고려되는 경우, 변경된 빔라인은 약간 타원형이다. 인가된 RF 계는 싱크로트론 가속기에서 순환하는 양성자들의 주어진 밴드에 대해 외측 또는 내측 이동을 인가하도록 타이밍을 맞춘다. 양성자들의 각각의 궤도는 원래의 순환 빔 경로(264)에 비해 약간 더 탈 축(off axis)된다. RF 계를 통한 양성자 빔의 각각의 연속적인 통과에 따라 RF 계의 방향 및/또는 강도를 변경함에 의해 RF 공동 시스템을 통한 양성자들의 연속적인 통과들이 원래의 중앙 빔 경로(라인)(264)에서 점점 더 멀어지게 강제된다.

RF 전압은 싱크로트론 주위에서 순환하는 하나의 양성자의 주기의 적분 승수(multiplier)인 주파수 또는 일 회전 동안 싱크로트론 주위에서 순환하는 하나의 양성자의 주기에 대략 동일한 주파수로 종종 조절된다. 인가된 RF 주파수 조절 전압은 베타트론 진동을 촉발시킨다. 예컨대, 상기 진동은 양성자들의 사인파 운동이다. RF 공동 시스템 내의 주어진 양성자 빔에 대한 RF 계의 타이밍 과정은, 양성자들의 각각의 연속적인 통과에 의해 원래의 중앙 빔 라인(264)에서 약 1 마이크로미터 떨어지게 이동되는 상태로 수천번 반복된다. 명료화를 위해, RF 계를 통과한 양성자들의 주어진 밴드의 각각의 연속적인 경로에서 약 1000번 변화한 빔 경로들이 변경된 빔 경로(265)로서 나타내진다.

충분한 사인파 베타트론 진폭에서, 변경된 순환 빔 경로(265)는, 추출 포일 추출 재료 또는 시트 등과 같은 포일 재료(1230)에 터치한다. 상기 포일은 바람직하게, 베릴륨, 수소화리튬, 탄소 시트, 또는 낮은 핵전하 재료 등의, 경량 재료이다. 낮은 핵전하 재료는 6 또는 그 미만의 양성자들을 가진 원자들로 구성된 원자 구성 재료이다. 상기 포일(foil)은 약 10 내지 150 미크론의 두께, 더 바람직하게는 30 내지 100 미크론의 두께, 더욱 더 바람직하게는 40 내지 60 미크론의 두께를 갖는 것이다. 일례에서, 상기 포일은 약 50 미크론의 두께를 가진 베릴륨이다. 양성자들이 포일을 통과할 때, 양성자들의 에너지가 손실되며 양성자들의 속도는 감소된다. 일반적으로, 후술되는 바와 같이, 전류도 발생된다. 더 느린 속도로 이동하는 양성자들은 원래의 중앙 빔 라인(264) 또는 변경된 순환 경로(265)에 비해 감소된 곡률 반경 경로(266)로 싱크로트론에서 이동한다. 감소된 곡률 반경 경로(266)는 또한 여기에서 소직경의 궤도를 가진 경로 또는 감소된 에너지의 양성자들을 가진 경로로서 언급된다. 감소된 곡률 반경 경로(266)는 일반적으로 변경된 양성자 빔 경로(265)를 따라 양성자들의 최종 통과의 곡률 반경보다 약 2밀리미터 작게 된다.

상기 포일 재료(1230)의 두께는 양성자들의 최종 통과 경로(265) 또는 원래의 경로(264)의 곡률 반경보다 약 1/2, 1, 2, 3, 또는 4mm 작은, 곡률 반경의 변화를 형성하도록 선택적으로 조정된다. 작은 곡률 반경으로 이동하는 양성자들은 제2 쌍의 블레이드들 사이에서 이동한다. 하나의 경우, 제2 쌍의 블레이드들은 제1 쌍의 블레이드들과 물리적으로 다르거나 및/또는 분리된다. 제2의 경우, 제1 쌍의 블레이드들 중 하나는 또한 제2 쌍의 블레이드들의 멤버이다. 예컨대, 제2 쌍의 블레이드들은 RF 공동 시스템(1210)의 제2 블레이드(1214) 및 제3 블레이드(1216)이다. 다음, 약 1 내지 5kV 등의, 고전압 DC 신호가, 램버슨 추출 자석 등의, 추출 자석(292)을 통해 이동 경로(268)로 싱크로트론 외측으로 양성자들을 배향시키는, 제2 쌍의 블레이드들에 걸쳐 인가된다.

상기 추출 시스템과 함께 터닝 자석들의 가속기 및/또는 인가된 계들에 의한 싱크로트론의 하전 입자 빔 경로의 가속 제어는 추출된 양성자 빔의 강도의 제어를 허용하며, 강도는 단위 시간당 양성자 플럭스 또는 시간의 함수로서 추출된 양성자들의 수이다. 예컨대, 문턱치 너머로 전류가 측정될 때, RF 공동 시스템의 RF 계 변조는 양성자 빔 추출의 이어지는 사이클을 형성하도록 종결 또는 다시 시작된다. 이 과정은 싱크로트론 가속기에서의 양성자 빔 추출의 많은 사이클들을 제공하도록 반복된다.

상기 추출 시스템은 자계 특성에서의 어떠한 변화에도 의존하지 않기 때문에, 추출 과정 중에 싱크로트론을 가속 또는 감속 모드로 계속하여 작동하도록 허용한다. 다르게 말하면, 추출 과정은 싱크로트론 가속에 간섭하지 않는다는 것이다. 현저하게 대비되는, 전통적인 추출 시스템들은 추출 과정 중에, 6중극을 통해, 새로운 자계를 도입한다. 특히, 전통적인 싱크로트론들은, 가속 단계 중에 오프되는, 6중극 자석 등의, 자석을 가진다. 추출 상 중에, 6중극 자계가 싱크로트론의 순환 경로에 도입된다. 상기 자계의 도입은, 상호 배타적인, 가속 모드 및 추출 모드의, 두 개의 다른 모드들을 필요로 한다.

하전 입자 빔 강도 제어

RF 공동 시스템(1210)의 무선 주파수(RF) 계 등의, 인가된 계, 주파수 및 규모의 제어는 추출된 양성자 빔의 강도의 제어를 허용하며, 강도는 단위 시간당 양성자 플럭스 또는 시간의 함수로서 추출된 양성자들의 수이다.

도12를 참조하면, 양성자 빔의 양성자들이 포일 재료(1230)를 타격할 때 전자들이 방출되어 전류를 발생시킨다. 그 결과의 전류는 전압으로 변환되어 빔 강도를 제어하기 위한 이온 빔 피드백 루프의 부분 또는 이온 빔 강도 감시 시스템의 부분으로서 이용된다. 상기 전압은 선택적으로 측정되며 주 제어기(110) 또는 제어기 서브시스템으로 전송된다. 특히, 하전 입자 빔 경로의 양성자들이 포일 재료(1230)를 통과할 때, 일부 양성자들이 그들의 에너지 중, 1%의 약 1/10 등의, 작은 부분을 잃게 되어, 2차 전자로 된다. 즉, 하전 입자 빔의 양성자들이 일부 전자들을 밀어서 포일 재료(1230)를 통과할 때 전자들에 충분한 에너지를 제공하여 2차 방출을 야기한다. 그 결과의 전자 흐름은 타깃 포일 재료(1230)를 통과하는 양성자들의 수에 비례하는 전류 또는 신호를 발생시킨다. 상기 결과의 전류는 전압으로 변환되어 증폭된다. 상기 결과의 신호는 측정된 강도 신호로서 언급된다.

포일 재료(1230)를 통과하는 양성자들에서 기인하는 증폭된 신호 또는 측정된 강도 신호는 바람직하게 추출된 양성자들의 강도를 제어하는데 사용된다. 예컨대, 측정된 강도 신호는, 종양 플랜(1260)의 방사 시에 미리 결정되는, 목표 신호에 비교된다. 일례에서, 종양 플랜(1260)은 x-위치, y-위치, 시간, 및/또는 환자의 회전 위치의 함수로서 전달된 양성자 빔의 강도 및 목표 또는 타깃 에너지를 포함한다. 측정된 강도 신호 및 목표 신호에 대해 플랜된 것 사이의 차를 계산한다. 이 차이는 RF 발생기에 대한 제어로서 사용된다. 따라서, 포일 재료(1230)를 통과하는 양성자들에서 기인하는 전류의 측정된 흐름은 베타트론 진동 하에 포일 재료(1230)를 타격하는 양성자들의 수를 증가 또는 감소시키기 위해 RF 발생기에서의 제어 수단으로서 사용된다. 따라서, 포일 재료(1230)에서 결정된 전압은 궤도 경로의 측정으로서 사용되며 RF 공동 시스템을 제어하기 위한 피드백 제어부로서 사용된다. 이와 다르게, 측정된 강도 신호는 피드백 제어에서 사용되지 않고 추출된 양성자들의 강도의 모니터로서 사용된다.

상기한 바와 같이, 포일 재료(1230)를 타격하는 양성자들은 싱크로트론(130)에서 양성자들을 추출하는 스텝이다. 따라서, 측정된 강도 신호는, 양성자 빔의 강도로서 언급되는, 추출되는 단위 시간당 양성자들의 수를 변화시키도록 사용된다. 양성자 빔의 강도는 알고리즘 제어하에 있다. 또한, 양성자 빔의 강도는 싱크로트론(130)의 양성자들의 속도와 별도로 제어된다. 따라서, 추출된 양성자들의 강도 및 추출된 양성자들의 에너지는 독립적으로 변하게 된다.

예컨대, 양성자들은 초기에는 싱크로트론(130)의 평형 궤도에서 이동한다. 양성자들을 베타트론 진동으로 자극하도록 RF 계가 사용된다. 하나의 경우에, 양성자 궤도의 주파수는 약 10MHz이다. 일례에서, 약 1밀리초 또는 약 10,000 궤도 후에, 제1 양성자들은 타깃 포일 재료(1230)의 외측 에지를 타격한다. 특정 주파수는 궤도의 주기에 따르게 된다. 포일 재료(1230)를 타격하면, 양성자들이 포일을 통해 전자들을 밀어서 전류를 발생시킨다. 이 전류는 전압으로 변환되며 측정된 강도 신호를 제공하도록 증폭된다. 측정된 강도 신호는 인가된 RF 규모, RF 주파수, 또는 RF 계를 제어하기 위한 피드백 입력으로서 사용된다. 바람직하게, 측정된 강도 신호는 목표 신호에 비교되며 측정된 강도 신호 및 목표 신호 사이의 차의 측정은 추출 단계에서 양성자들의 강도를 제어하기 위해 추출 시스템의 RF 공동 시스템(1210)에 인가된 RF 계를 조정하도록 사용된다. 다시 말하면, 재료(1230)를 타격 및/또는 통과하는 양성자들에서의 신호는 RF 계 변조의 입력으로서 사용된다. RF 변조의 량의 증가는 양성자들이 포일 재료(1230)를 더 빨리 타격하게 되도록 한다. RF를 증가시킴에 의해, 더 많은 양성자들이 포일로 밀려지게 되어, 싱크로트론(130)에서 추출된 양성자들의 밀도 증가, 또는 단위 시간당 더 많은 양성자들을 야기하게 된다.

다른 예에서, 싱크로트론(130) 외부의 탐지기(1250)는 싱크로트론에서 추출된 양성자들의 플럭스를 결정하도록 사용되며 외부의 탐지기에서의 신호는 RF 공동 시스템(1210)에서 RF 계 또는 RF 변조를 변경하도록 사용된다. 외부 탐지기는, 앞의 단락에서 설명된, 측정된 강도 신호에 유사한 방식으로 사용되는, 외부 신호를 발생시킨다. 특히, 측정된 강도 신호는, 상기한 추출 과정에서 제1 판(1212) 및 제2 판(1214) 사이의 RF 계를 조정하는, 피드백 강도 제어기(1240)의 방사 플랜(1260)에서의 원하는 신호에 비교된다.

또 다른 예에서, 재료를 통과 또는 타격하는 양성자들에서 기인하는 재료(130)에서의 전류가 문턱치 너머로 측정될 때, RF 공동 시스템의 RF 계 변조는 양성자 빔 추출의 이어지는 사이클을 형성하도록 종결 또는 다시 시작된다. 이 과정은 싱크로트론 가속기에서의 양성자 빔 추출의 많은 사이클들을 제공하도록 반복된다.

또 다른 실시예에서, 추출된 양성자 빔의 강도 변조는 주 제어기(110)에 의해 제어된다. 주 제어기(110)는 하전 입자 빔의 추출 타이밍 및 추출된 양성자 빔의 에너지를 선택적으로 및/또는 부가적으로 제어한다.

상기 시스템의 장점들은 다차원 주사 시스템을 포함하는 것이다. 특히, 상기 시스템은 : (1) 추출된 양성자들의 에너지 및 (2) 추출된 양성자들의 강도의 독립성을 허용한다. 즉, 추출된 양성자들의 에너지는 에너지 제어 시스템에 의해 제어되며 강도 제어 시스템은 추출된 양성자들의 강도를 제어한다. 에너지 제어 시스템 및 강도 제어 시스템은 선택적으로 독립적으로 제어된다. 바람직하게, 주 제어기(110)는 에너지 제어 시스템을 제어하며 상기 주 제어기는 제어된 에너지 및 제어된 강도를 갖는 추출된 양성자 빔을 제공하도록 강도 제어 시스템을 동시에 제어하며 이 경우 제어된 에너지 및 제어된 강도는 독립적으로 변화한다. 따라서, 종양을 타격하는 조사 스팟은 :

ㆍ시간;

ㆍ에너지;

ㆍ강도;

ㆍx축이 환자에 대한 양성자 빔의 수평 이동을 나타내는 경우, x-축 위치, 및

ㆍy축이 환자에 대한 양성자 빔의 수직 이동을 나타내는 경우, y-축 위치의 독립적인 제어하에 있게 된다.

또한, 환자는 동시에 양성자 빔의 병진 축에 대해 선택적으로 독립적으로 회전된다. 상기 시스템은 펄스 대 펄스 에너지 변동이 가능하다. 또한, 상기 시스템은 펄스 중에 동적 에너지 변조를 행할 수 있고, 에너지 및/또는 강도 변조와 함께 진정한 3차원 양성자 빔 주사가 가능하게 된다.

이제 도13a 및 b를 참조하면, 양성자 빔 위치 확인 시스템(1300)이 제공된다. 노즐(1310)은 탠덤형 가속기(390)의 포일(395)에서 개시하여 노즐(1310)의 단부를 커버하는 노즐 포일(1320)로 싱크로트론(130)을 통해 진행하는 제2 감압 진공 시스템에 대한 출구를 제공한다. 상기 노즐은 수직 제어 요소(142) 및 수평 제어 요소(144)에 의해 각각 x 및 y축을 따라 양성자 빔이 주사되도록 허용하기 위해 양성자 빔 이동 경로(268)의 z축을 따라 단면적이 팽창한다. 노즐 포일(1320)은 노즐(1310)의 배출 포트의 외측 에지들에 의해 기계적으로 지지된다. 노즐 포일(1320)의 일례는 약 0.1 인치 두께의 알루미늄 포일의 시트이다. 노즐 포일은, 일반적으로, 노즐 포일(1320)의 환자 측 상의 대기압들을 노즐 포일(1320)의 싱크로트론(130) 측 상의, 10^-5 내지 10^-7 토르 영역 등의, 저압 영역으로부터 분리시킨다. 상기 저압 영역은 양성자 빔의 산란을 감소시키도록 유지된다.

도13a 및 도13b을 더 참조하면, 양성자 빔 확인 시스템(1300)은 양성자 빔을 파괴하지 않고 실시간으로 실제 양성자 빔 위치(경로(268,269))를 감시하도록 허용하기 위한 시스템이다. 양성자 빔 확인 시스템(1300)은 바람직하게, 코팅, 발광성, 형광성, 인광성, 래디언스, 또는 시야층(viewing layer) 이라고도 하는, 양성자 빔 위치 확인 층(1330)을 포함한다. 확인 층 또는 코팅 층(1330)은 노즐 포일 또는 출력 포일(1320)의 내측면과 접촉하는 코팅 또는 박층이며, 상기 내측면은 노즐 포일(1320)의 싱크로트론 측 상에 있다. 덜 바람직하게, 확인 층 또는 코팅 층(1330)은 노즐 포일(1320)의 외측면과 접촉하며, 상기 외측면은 노즐 포일(1320)의 환자 처리 측 상에 있다. 바람직하게, 노즐 포일(1320)은 코팅 층에 의해 코팅하기 위한 기재 면을 제공하지만, 선택적으로, 그 위에 코팅(1330)이 장착되는, 분리 코팅층 지지 요소가 양성자 빔 이동 경로(268)의 어딘 가에 배치된다. 코팅 층은 바람직하게, 양성자들 등의, 하전 입자들에 의해 타격될 때 양성자들을 방사하는 양성자 방사 센터들 또는 분자 구조들을 포함한다.

도13a 및 b를 더 참조하면, 코팅(1330)은, 양성자 빔 이동 경로(268)에 의한 이동 결과로서, 탐지기(1340)에 의해 공간적으로 볼 수 있는, 측정 가능한 분광 응답을 제공한다. 상기 코팅(1330)은 인이 바람직하지만, 코팅(1330)을 통해 타격 또는 전송하는 양성자 빔 이동 경로(268)의 결과로서 상기 재료가 분광 상태로 변화하는 경우에 탐지기에 의해 볼 수 있거나 또는 영상화되는 임의의 재료로 될 수 있다. 예컨대, 코팅(1330)은 하전 입자 빔 경로의 하전 입자들에 의해 타격될 때 양성자들을 방사한다. 탐지기 또는 카메라(1340)는 코팅 층(1330)을 볼 수 있고 코팅 층을 통과하는 양성자들에서 기인하는 분광 차이들에 의해 양성자 빔의 현재 위치를 결정한다. 예컨대, 카메라(1340)는 종양(1420)의 치료 중에 수평 및 수직 빔 위치 제어 요소들(144,142)에 의해 양성자 빔이 주사될 때 코팅면(1330)을 볼 수 있다. 상기 카메라(1340)는 분광 응답에 의해 측정될 때 양성자 빔의 현재 위치를 볼 수 있다. 코팅 층(1330)은, 양성자 빔에 의한 자극의 결과로서, 50% 강도에 대해 5초 미만 등의, 짧은 기간 동안 양성자들을 빛나게 하거나 또는 발광시키는 인 또는 발광성 재료로 된다. 선택적으로, 각 탐지기가 코팅 층(1330)의 전부 또는 일부를 볼 수 있는, 다수의 카메라들 또는 탐지기들(1340)이 사용된다. 예컨대, 두 개의 탐지기들(1340)이 사용되어 제1 탐지기는 코팅층의 제1 절반부를 볼 수 있고 제2 탐지기는 코팅층의 제2 절반부를 볼 수 있게 된다. 바람직하게, 탐지기(1340)는 제1 축 및 제2 축 제어기들(142,144)을 통과한 후에 양성자 빔 위치를 볼 수 있도록 노즐(1310)에 장착된다. 바람직하게, 코팅 층(1330)은 양성자들이 환자(1430)를 타격하기 전의 위치의 양성자 빔 이동 경로(268)에 배치된다.

도13a 및 도13b를 더 참조하면, 카메라 또는 탐지기(1340) 출력에 접속된, 주 제어기(130)는 실제 양성자 빔 위치가 공차 내에 있는 지를 결정하도록 계획된 양성자 빔 위치 및/또는 보정 기준과 상기 실제 양성자 빔 위치를 비교한다. 양성자 빔 확인 시스템(1300)은, 보정 상 및 양성자 빔 처리 상의, 적어도 두 개의 상들에서 사용된다. 보정 상은, 환자 인터페이스에서 양성자 빔의 실제의 x, y위치를 빛을 내는 응답의 x, y위치의 함수로서, 상관시키도록 사용된다. 양성자 빔 치료 상 중에, 양성자 빔 위치는 종양(1420)으로의 정확한 양성자의 전달 및/또는 양성자 빔 차단 안전 표시기로서 확인하도록 보정 및/또는 치료 플랜에 대해 감시 및 비교된다.

환자 위치 결정

이제 도14a 및 도14b를 참조하면, 환자는 환자 인터페이스 모듈(150)의 환자 위치 결정 시스템(1410) 상 또는 그 내측에 위치된다. 환자 위치 결정 시스템(1410)은 후술되는 주사 시스템(140) 또는 양성자 표적화 시스템을 이용하여 양성자 빔이 종양을 주사할 수 있는 영역으로 환자를 이동 및/또는 회전하도록 사용된다. 근본적으로, 환자 위치 결정 시스템(1410)은 양성자 빔 이동 경로(268)의 중앙 근방에 종양을 배치하도록 환자의 큰 이동들을 실행하며 양성자 주사 또는 표적화 시스템(140)은 종양(1420)을 표적화할 때 순간적인 빔 위치(269)의 미세한 이동들을 행한다. 설명을 위해, 도14a 및 b는 순간적인 양성자 빔 위치(269) 및 양성자 주사 또는 표적화 시스템(140)을 이용하는 주사 가능한 위치들(1440)의 범위를 나타내며, 주사 가능한 위치들(1440)은 환자(1430)의 종양(1420) 주위에 있다. 이 예에서, 주사 가능한 위치들은 x 및 y축을 따라 주사되지만, 후술되는 바와 같이 주사는 z축을 따라 선택적으로 동시에 실행된다. 이는 환자의 y축 이동이, 약 1, 2, 3, 또는 4 피트의 조정 등의, 신체의 규모 상에서 발생하는 한편, 양성자 빔의 주사 가능 영역은 약 1, 2, 4, 6, 8, 10, 또는 12 인치의 영역 등의, 신체의 일부를 커버함을 예시적으로 나타내고 있다. 환자 위치 결정 시스템 및 환자의 회전 및/또는 이동은 양성자들을 종양으로 정밀하게 및/또는 정확하게 전달하도록 양성자 표적화 시스템과 결합된다.

도14a 및 도 14b를 더 참조하면, 환자 위치 결정 시스템(1410)은 선택적으로, 디스크들 또는 플랫폼 등의, 하부 유닛(1412) 및 상부 유닛(1414)을 포함한다. 이제 도14a를 참조하면, 환자 위치 결정 시스템(1410)은 양성자 치료 빔에 대해 환자의 수직 이동을 허용하기 위해 조정 가능한(1416) y축이 있다. 바람직하게, 환자 위치 결정 시스템(1410)의 수직 이동은 분당 약 10, 20, 30, 또는 50 cm이다. 이제 도14b를 참조하면, 환자 위치 결정 시스템(1410)은, 양성자 빔 이동 경로(268)에 대해 환자의 회전 제어 및 위치 제어를 허용하도록, 종양(1420)을 통해 진행하는 y축 또는 하부 유닛(1412)의 중앙을 통해 진행하는 y축 등의, 회전 축을 중심으로 회전 가능(1417)하다. 바람직하게, 환자 위치 결정 시스템(1410)의 회전 운동은 분당 약 360도이다. 선택적으로, 환자 위치 결정 시스템은 약 45, 90, 또는 180도로 회전한다. 선택적으로, 환자 위치 결정 시스템(1410)은 분당 약 45, 90, 180, 360, 720, 또는 1080도의 속도로 회전한다. 위치 결정 유닛(1417)의 회전은, t₁ 및 t₂의 두 개의 다른 횟수들로 상기 회전 축을 중심으로 발생된다. 양성자들은 선택적으로 n번 종양(1420)으로 전달되며 n번의 각각은 상기 회전 축을 중심으로 한 환자(1417)의 회전으로 인해 환자(1430)를 타격하는 입사 양성자 빔 경로(269)의 다른 방향들을 나타낸다.

후술되는 반-수직, 앉기, 또는 눕힌 환자의 위치의 실시예들 중 어느 것이라도 선택적으로 y축을 따라 이동하거나 또는 회전 축 또는 y축을 중심으로 회전할 수 있다.

바람직하게, 상부 및 하부 유닛들(1412,1414)은, 그들이 동일 속도로 회전하며 동일 속도로 제 위치에서 이동하도록, 함께 이동한다. 선택적으로, 상부 및 하부 유닛들(1412,1414)은 그들 사이의 거리의 차이를 허용하도록 y축을 따라 독립적으로 조정 가능하다. 상부 및 하부 유닛들(1412,1414)을 이동시키기 위한 모터들, 전원들, 및 기계적 조립체들은 바람직하게, 하부 유닛(1412) 아래 및/또는 상부 유닛(1414) 위 등의, 양성자 빔 경로(269) 밖에 배치된다. 이는 환자 위치 결정 유닛(1410)이 약 360도 회전 가능하며 모터들, 전원들, 및 기계적 조립체들이 양성자 빔 경로(269)에 배치되면 양성자들과 간섭하게 되기 때문에 바람직하다.

양성자 전달 효율

이제 도15를 참조하면, X-선들 및 양성자 조사에 대한 상대적인 투여량들의 공통적 분포가 나타나 있다. 도시된 바와 같이, X-선들은 타깃 조직의 표면 근방에 그들의 가장 높은 투여량을 퇴적한 후 조직 깊이의 함수로서 기하급수적으로 감소한다. 상기 표면 근방의 X-선 에너지의 퇴적은, 종양(1420)을 둘러싸는 부드러운 조직 층들에 과도한 손상이 벌어짐으로써, 통상적인 경우인, 신체 내에 깊숙하게 배치된 종양들에 대해 이상적이지 않다. 양성자들의 장점은, 양성자에 의해 통과되는 흡수재의 단위 경로당 에너지 손실이 입자 속도를 감소시키면 증가하게 되며, 여기에서 브래그 피크라 하는, 레인지의 끝 근방에서의 이온화가 급격히 최대로 되도록 발생함으로써, 양성자들이 비행 궤도의 끝 근방에서 그들의 에너지의 대부분을 퇴적한다는 점이다. 또한, 양성자들의 비행 궤도는 초기 운동 에너지 또는 초기 속도를 증가 또는 감소시킴에 의해 변화하기 때문에, 최대 에너지에 대응하는 상기 피크도 조직 내에서 이동 가능하다. 따라서, 상기한 바와 같이 양성자 관통 깊이의 z축 제어가 가속/추출 과정에 의해 허용된다. 양성자들 투여량-분포 특징들의 결과로서, 방사선 암전문의가 종양(1420)으로의 투여량을 최적화할 수 있고 주변 정상 조직들로의 투여를 최소화하게 된다.

브래그 피크 에너지 프로파일은 양성자들이 최대 관통 깊이까지 양성자에 의해 관통되는 신체의 전체 길이에 걸쳐 그들의 에너지를 전달함을 나타내고 있다. 그 결과, 양성자 빔이 종양을 타격하기 전에 건강한 조직, 뼈, 및 다른 신체 부분으로, 상기 브래그 피크 에너지 프로파일의 말단 부분에, 에너지가 전달된다. 종양 전의 신체의 경로길이가 짧을수록, 양성자 전달 효율이 더 높게 되며, 양성자 전달 효율은 얼마나 많은 에너지가 환자의 건강한 부분들에 비해 종양으로 전달되는 지를 측정한 것이다. 양성자 전달 효율의 예들은 : (1) 비종양 조직으로 전달되는 양성자 에너지에 대해 종양으로 전달되는 양성자 에너지의 비율; (2) 비종양 조직의 경로길이 대 종양으로의 양성자들의 경로길이; 및 (3) 건강한 신체 부분들로의 손상에 대한 종양으로의 손상을 포함한다. 이들 측정치들은, 신경 시스템 요소, 심장, 뇌, 다른 장기 등의, 민감한 조직으로의 손상에 의해 선택적으로 계량된다. 설명을 위해, 환자가 치료 중에 y축을 중심으로 회전되는 누운 위치의 환자에 대해, 심장 근방의 종양을 머리-심장 경로, 다리-심장 경로, 또는 엉덩이-심장 경로를 통해 진행하는 양성자들로 가끔 치료하는 것으로 예시하며, 이는 양성자들이 모두 보다 짧은 가슴-심장; 신체 측면-심장, 또는 등-심장 경로를 통해 전달되는 앉거나 또는 반 수직 위치의 환자에 비해 비효율적으로 된다. 특히, 누운 위치에 비해, 환자의 앉거나 또는 반 수직 위치를 이용하면, 몸통 또는 머리에 위치된 종양에 대해서는 신체를 통해 종양으로 더 짧은 경로길이가 제공되며, 이로써 더 높거나 또는 양호한 양성자 전달 효율을 초래하게 된다.

여기에서 양성자 전달 효율은, 하전 입자 빔 장치가 작동 중인 시간의 극히 일부분인, 시간 효율 또는 싱크로트론 사용 효율과 분리하여 설명된다.

깊이 표적화

이제 도16a-e를 참조하면, 양성자 빔의 x축 주사가 도시되며 양성자 빔의 z축 에너지는 종양(1420)의 슬라이스들의 조사를 허용하도록 제어된 변형(1600)을 겪게 된다. 설명의 명료화를 위해, 실행되는 동시적인 y축 주사는 도시되지 않는다. 도16a에서, 제1 슬라이스의 시작시에 순간적인 양성자 빔 위치(269)에 조사가 개시된다. 도16b를 참조하면, 순간적인 양성자 빔 위치는 제1 슬라이스의 단부이다. 중요하게는, 주어진 슬라이스의 조사 중에, 양성자 빔 에너지는 종양(1420)의 앞쪽의 조직 밀도에 따라 연속으로 제어 및 변화된다. 따라서, 조직 밀도를 고려한 양성자 빔 에너지의 변화에 의해, 조직 슬라이스를 내측에 유지하기 위한 빔 정지 지점, 또는 브래그 피크가 허용된다. 주사 중의 양성자 빔 에너지의 변화는, 추출 중에 양성자빔의 가속을 허용하는, 상기한 가속/추출 기술들에 의해 가능하다. 도16c, 16d, 및 16e는 제2 슬라이스의 중간, 제3 슬라이스를 통한 과정의 2/3, 및 주어진 방향에서 최종 조사 후의 순간적인 양성자 빔 위치를 각각 나타내고 있다. 이러한 방법을 이용하여, 종양(1420), 종양 서브섹션, 또는 종양 층으로의 양성자 조사 에너지의 제어된, 정확하고 정밀한 전달이 얻어지게 된다. 건강한 조직으로 전달되는 양성자 조사 에너지에 대해 종양으로 전달되는 양성자 조사 에너지의 비율로서 정의된, 종양으로의 양성자 에너지의 퇴적 효율은 후술된다.

멀티-계 조사

건강한 조직으로 전달되는 양성자 조사 에너지에 대해 종양(1420)으로 전달되는 양성자 조사 에너지의 비율을 최대화함에 의해 정의되는, 종양(1420)으로의 양성자들의 퇴적 효율을 최대화함이 바람직하다. 조사 서브섹션들 사이에서 약 90도로 신체를 회전시킴에 의해, 일, 이, 또는 삼 방향들로부터 신체로의 조사에 의해, 하나, 둘, 또는 셋의 건강한 조직 볼륨들로 집중하는 브래그 피크의 말단 부분에서의 양성자 조사가 야기된다. 종양(1420)을 둘러싸는 건강한 조직 볼륨을 통해 균등하게 브래그 피크 에너지의 말단 부분을 분포시킴이 더욱 바람직하다.

멀티-계 조사는 다수의 진입지점들에서 신체로 양성자 빔을 조사하는 것이다. 예컨대, 환자(1430)는 회전되고 방사 소스 지점은 일정하게 고정된다. 예컨대, 환자(1430)가 360도로 회전되고 양성자 치료가 다수의 각도들에서 시행됨으로써 말단 방사가 종양 주위에 원주방향으로 퍼지게 되어 향상된 양성자 조사 효율을 제공하게 된다. 하나의 경우에, 신체는 3, 5, 10, 15, 20, 25, 30, 또는 35 보다 큰 위치들로 회전되고 각각의 회전 위치에서 양성자 조사가 발생된다. X-선 이미징 또는 양성자 치료를 위한 환자의 회전은 바람직하게 약 45, 90, 135, 180, 270, 또는 360도 등이다. 환자의 회전은 상기한 환자 위치 결정 시스템(1410) 및/또는 하부 유닛(1412) 또는 디스크를 이용하여 실행된다. 양성자 빔 이동 경로(268)를 비교적 고정된 방향으로 유지하면서 환자(1430)를 회전시키면 각 방향에 대해 새로운 분광기를 사용하지 않고 다수의 방향들에서 종양(1420)으로 조사할 수 있다. 또한, 환자(1430)의 각각의 회전 위치에 대해 새로운 셋업이 요구되지 않으므로, 상기 시스템은 환자를 재배치 또는 위치시키지 않고 다수의 방향들로부터 종양(1420)이 치료될 수 있어서, 종양(1420) 재건 시간을 최소화하며 환자(1430) 암치료 처리량을 증가시킨다.

환자가 하부 유닛(1412) 상에 중앙에 위치되거나 또는 종양(1420)이 하부 유닛(1412) 상에 중앙에 위치된다. 환자가 하부 유닛(1412) 상에 중앙에 위치되는 경우, 제1축 제어 요소(142) 및 제2축 제어 요소(144)는 종양(1420)의 회전 위치 변화의 중앙 축 오프에 대해 보상하도록 프로그램된다.

이제 도17a-17e를 참조하면, 멀티-계 조사(1700)의 일례가 제공된다. 이 예에서, 5개의 환자 회전 위치들이 나타나 있지만, 5개의 회전 위치들은 약 36개의 회전 위치들 중 불연속인 회전 위치들이며, 신체는 각 위치에서 약 10도 회전된다. 도17a를 참조하면, 조사 빔 위치들(269)의 범위는, 제1 건강 볼륨(1711)이 브래그 피크 에너지 조사 프로파일의 진입부 또는 말단부분에 의해 조사되는 경우, 환자(1430)가 양성자 빔 조사에 대향하고 있을 때를 나타낸, 제1 신체 회전 위치에 도시되어 있다. 이제 도17b를 참조하면, 환자(1430)는 약 40도 회전되며 조사가 반복된다. 제2 위치에서, 종양(1420)은 다시 대량의 조사 에너지를 받게 되며 제2의 건강한 조직 볼륨(1712)은 브래그 피크 에너지의 보다 적은 진입부 또는 말단부분을 수용하게 된다. 이제 도17c-e를 참조하면, 환자(1430)는 약 90, 130, 및 180도로 각각 회전된다. 제3, 제4, 및 제5 회전 위치들 각각에 대해, 종양(1420)은 다량의 조사 에너지를 받게 되며 제3(1713), 제4(1714), 및 제5(1715)의 건강한 조직 볼륨들은 각각 브래그 피크 에너지의 보다 더 적은 진입부 또는 말단부분을 수용하게 된다. 따라서, 양성자 치료 중의 환자의 회전은 전달된 양성자 에너지의 말단의 에너지가 종양(1420) 주위의, 하나 내지 5개의 영역들 등에, 분포되도록 하며, 주어진 축을 따라, 적어도 에너지의 약 75, 80, 85, 90, 또는 95%가 종양(1420)으로 전달된다.

주어진 회전 위치에 대해, 종양의 모두 또는 일부분이 조사된다. 예컨대, 단지 종양(1420)의 말단 부분 또는 말단 슬라이스만이 각 회전 위치에서 조사되는 일 실시예에서, 말단 부분은 양성자 빔의 환자(1430)로의 진입 지점에서 가장 먼 부분이다. 예컨대, 상기 말단 부분은 환자(1430)가 양성자 빔을 향해 있을 때 종양의 등쪽이며 환자(1430)가 양성자 빔에서 떨어져 있을 때는 종양의 배쪽이 된다.

이제 도18을 참조하면, 멀티-계 조사(1800)의 제2 예가 제공되며 양성자 소스는 고정되며 환자(1430)가 회전된다. 설명을 쉽게 하기 위해, 양성자 빔 경로(269)는 시간 t₁, t₂, t₃,....,t_n, t_{n +1}에서 변화하는 측면들로부터 환자(1430)에 진입하는 것으로 나타내진다. 제1 시간 t₁에서, 브래그 피크 프로파일의 말단부는 제1 영역(1810) A₁을 타격한다. 환자는 회전되며 양성자 빔 경로는, 브래그 피크의 말단부가 제2 영역(1820) A₂를 타격하는, 제2 시간 t₂에 나타나 있다. 제3 시간에서, 브래그 피크 프로파일의 말단부는 제3 영역(1830) A₃을 타격한다. 상기 회전 및 조사 과정은 n번 되풀이되며, n은 4보다 큰 양수 바람직하게는 약 10, 20, 30, 100, 또는 300보다 큰 수이다. n번째 시간에서 브래그 피크 프로파일의 말단부는 n번째 영역(1840)을 타격한다. 도시된 바와 같이, n번째 시간 t_n에서, 환자(1430)가 더 회전되면, 양성자 빔은, 척수 또는 눈 등의, 민감한 신체 구성부(1450)를 타격할 것이다. 조사는 바람직하게 상기 민감한 신체 구성부가 양성자 빔 경로 밖으로 회전될 때까지 중단된다. 조사는, 상기 민감한 신체 구성부(1450)가 양성자 빔 경로 밖으로 회전된 후에 시간 t_{n +1}에서 재개된다. 시간 t_{n +1}에서 브래그 피크 말단 에너지는 t_{n +1} 영역(1450)을 타격한다. 이 방식으로, 브래그 피크 에너지는 종양(1420) 주위의 건강한 조직에 분포되며, 민감한 신체 구성부(1450)는 양성자 빔 조사가 없거나 또는 최소화된다.

멀티-계 조사 일례에서, 6미터 미만의 싱크로트론 링 직경을 가진 입자 치료 시스템은 이하의 능력을 포함한다 :

ㆍ환자를 약 360도로 회전시킴;

ㆍ약 0.1 내지 10초에 방사를 추출함;

ㆍ수직으로 약 100mm 주사함;

ㆍ수평으로 약 700mm 주사함;

ㆍ빔 에너지를 조사 중에 약 30 내지 330 MeV/초로 변화시킴;

ㆍ양성자 빔을 종양에서 약 2 내지 20mm로 집속함; 및/또는

ㆍ환자(1430)로의 양성자 전달 시작 시간으로부터 측정할 때 약 1, 2, 4, 또는 6분 미만에 종양의 멀티-계 조사를 완료함.

이제 도19를 참조하면, 두 개의 멀티-계 조사 방법들(1900)이 설명된다. 제1 방법에서, 주 제어기(110)는 환자(1430)를 위치들(1910)로 회전시키고 이어서 종양(1420)에 조사(1920)한다. 이 과정은 멀티-계 조사 플랜이 완료할 때까지 반복된다. 제2 방법에서, 주 제어기(110)는 멀티-계 조사 플랜이 완료할 때까지 환자(1430) 내에서 종양(1420)을 동시에 회전 및 조사(1930)한다. 특히, 환자(1430)가 회전하는 동안에 양성자 빔 조사가 발생된다.

여기에서 설명된, 양성자 스팟 집속점의 3차원 주사 시스템은 바람직하게 회전/래스터 방법과 결합된다. 상기 방법은 여러 방향들로부터 레이어 와이즈(layer wise) 종양 조사를 포함한다. 주어진 조사 슬라이스 중에, 양성자 빔 에너지는, 항상 종양의 내측 및 조사된 슬라이스의 내측으로 되는, 브래그 피크에 의해 정의된, 빔 정지 지점을 야기하도록 종양의 앞쪽의 조직의 밀도에 따라 연속적으로 변화된다. 상기 새로운 방법은 종양 레벨에서 최대 효과적인 투여를 얻음과 동시에 현존하는 방법들과 비교하여 둘러싸는 건강한 조직들 상에서 가능한 측면 효과들을 크게 감소시키도록, 여기에서 멀티-계 조사라고 하는, 여러 방향들로부터의 조사를 허용한다. 멀티-계 조사 시스템은 종양에 도달하지 않은 조직 깊이들에 투여량-분포를 분포시킨다.

양성자 빔 위치 제어

이제 도20a 및 도20b를 참조하면, 빔 전달 및 조직 볼륨 주사 시스템이 도시된다. 현재, 세계적인 방사선요법 커뮤니티는 펜슬 빔 주사 시스템을 이용하여 형성하는 투여 계의 방법을 이용한다. 극명하게 대조적으로, 도20a 및 도20b는 스폿 주사 시스템 또는 조직 볼륨 주사 시스템을 나타내고 있다. 조직 볼륨 주사 시스템에서, 양성자 빔은, 저렴하고 정밀한 주사 시스템을 이용하여, 이동 및 분포의 면에서, 제어된다. 상기 주사 시스템은 액티브 시스템이며, 빔은 직경 약 0.5, 1, 2, 또는 3mm의 스폿 집속점으로 집속된다. 초점은 두 개의 축을 따라 이동되며 동시에 양성자 빔의 인가 에너지를 변화시키며, 이로써 초점의 제3 차원을 효과적으로 변화시킨다. 상기 시스템은 상기한 신체의 회전과 조합하여 적용 가능하며, 종양으로의 양성자 전달의 개별 순간들 또는 사이클들 중간에서 발생한다. 선택적으로, 상기 설명된 시스템에 의한 신체의 회전은 종양으로의 양성자 전달과 동시에 연속적으로 발생된다.

예컨대, 도20a에 도시된 시스템에서, 스폿은 수평으로 이동되며, 수직 y축 아래로 이동되며, 수평축을 따라 지지된다. 이 예에서, 적어도 하나의 자석을 가진 수직 주사 시스템을 제어하도록 전류가 사용된다. 인가된 전류는 양성자 빔의 수직 편향을 제어하도록 수직 주사 시스템의 자계를 변경한다. 유사하게, 수평 주사 자석 시스템은 양성자 빔의 수평 편향을 제어한다. 각각의 축을 따른 이동 정도는 주어진 깊이에서 종양 단면에 일치하도록 제어된다. 깊이는 양성자 빔의 에너지를 변경함에 의해 제어된다. 예컨대, 양성자 빔의 에너지는, 새로운 관통 깊이를 정의하도록, 감소되며, 상기 주사 과정은 종양의 새로운 단면 영역을 커버하는 수평 및 수직 축을 따라 반복된다. 결합된 세 개의 제어 축들은 암 종양의 전체 볼륨에 걸쳐 양성자 빔 초점의 주사 또는 이동을 허용한다. 각 스폿의 시간 및 각 스폿에 대한 신체로의 방향은 분포 에너지가 종양의 외측을 타격하는 중에 암 볼륨의 각 서브-볼륨에서의 원하는 방사선량을 제공하도록 제어된다.

집속된 빔 스폿 볼륨 치수는 바람직하게 약 0.5, 1, 또는 2mm의 직경으로 엄격하게 제어되지만, 이와 다르게 직경이 몇 cm로 될 수 있다. 바람직한 설계는 : (1) 약 100mm의 수직 진폭 및 약 200Hz 까지의 주파수; 및 (2) 약 700mm의 수평 진폭 및 약 1Hz까지의 주파수의 두 개의 방향들로의 주사를 허용한다.

도20a에서, 양성자 빔은 빔 에너지에 의해 제어된 z축을 따라 도시되며, 수평 이동은 x축을 따라서, 수직 이동은 y축을 따라서 진행된다. 이 예에서, z축을 따라 조직으로 이동하는 양성자들의 거리는 양성자의 운동 에너지에 의해 제어된다. 이 좌표 시스템은 임의적이고 예시적이다. 양성자 빔의 실제의 제어는 양성자의 운동 에너지를 제어함에 의해 그리고 두 개의 주사 자석 시스템들을 이용하여 3차원 공간에서 제어된다. 상기한 추출 시스템의 사용은 다른 주사 패턴들을 허용한다. 특히, 상기 시스템은 고형 종양의 조사 시에 x, y, 및 z축의 동시의 조정을 허용한다. x, y 평면을 따라 주사하고, 범위 변조 휠 등으로, 양성자들의 에너지를 조정하는 대신에, 상기 시스템은 x 및/또는 y축을 조정하는 동시에 z축을 따라 이동하도록 허용한다. 따라서, 종양의 슬라이스들을 조사하기 보다, 종양은 3차원에서 동시에 선택적으로 조사된다. 예컨대, 종양은 3차원의 종양의 외측 에지 둘레에서 조사된다. 다음, 종양은 종양의 내측 부분의 외측 에지 둘레에서 조사된다. 이 과정은 전체 종양이 조사될 때까지 반복된다. 외측 에지 조사는 바람직하게, 수직 y축을 중심으로 하는 등의, 대상의 동시적인 회전과 결합된다. 이 시스템은, 건강한 조직으로 전달되는 양성자 조사 에너지에 대한 종양으로 전달되는 양성자 조사 에너지의 비율로서 정의된, 종양으로의 양성자들의 퇴적의 최대 효율을 허용한다.

상기 시스템은 저전력 공급으로 작은 공간에서 하전 입자 빔 시스템의 다축 제어를 허용한다. 예컨대, 상기 시스템은 각각의 자석이 싱크로트론의 각각의 터닝 부분에서 적어도 하나의 에지 집속 효과를 가지는 다수의 자석들 및/또는 상기한 집중 자계 기하학을 가진 다수의 자석들을 이용한다. 자석들의 집중 기하학 및 전술한 추출 시스템과 결합된 싱크로트론의 순환 빔 경로에서의 다 에지 집속 효과들은 :

ㆍ약 50미터 미만 등의, 작은 외주 시스템;

ㆍ 약 2cm의 수직 양성자 빔 사이즈;

ㆍ감소된 갭 사이즈와 관련된 대응하는 감소된 전원 요건들;

ㆍ새로 도입된 자계를 필요로 하지 않는 추출 시스템;

ㆍ추출 중에 양성자들의 가속 또는 감속; 및

ㆍ추출 중에 z축 에너지의 제어를 포함하는 싱크로트론을 제공한다.

상기 결과는 x,y, 및 z축 제어, 3차원 주사 시스템이며, z축 제어는 싱크로트론에 존재하며 z축 에너지는 싱크로트론 내측의 추출 과정 중에 가변적으로 제어된다.

이제 도20b를 참조하면, 4차원 주사 제어로 양성자들을 종양으로 배향시키도록 이용되는 양성자 주사 또는 표적 시스템(140)이 제공되며, 4차원 주사 제어는 상기한 바와 같은, 강도 제어와 함께 x, y, 및 z축을 따라 행해진다. 제5축은 시간이다. 일반적으로, 이동 경로(268)를 따라 이동하는 하전 입자들은, 수직 제어 등의, 제1 축 제어 요소(142), 및 수평 제어 등의, 제2 축 제어 요소(144)를 통해 종양(1420)으로 배향된다. 상기한 바와 같이, 추출 시스템은 또한 z축의 동시적인 변화를 허용한다. 또한, 상기한 바와 같이, 추출된 빔의 강도 또는 투여량은 선택적으로 동시에 그리고 독립적으로 제어 및 변화된다. 따라서, 도20a에서와 같이, 종양의 슬라이스에 조사하는 대신에, 종양으로의 양성자의 전달의 타깃 스폿을 정의하는 모두 4차원들이 동시에 변화 가능하다. 양성자 전달 스폿의 동시적 변화는 스폿 이동 경로(268)에 의해 도20b에 도시되어 있다. 도시된 경우에, 양성자들은 초기에 종양의 외측 에지 둘레로 배향된 다음 종양의 내측 반경 둘레로 배향된다. 수직 축을 중심으로 한 대상의 회전과 결합되는, 멀티-계 조사 과정은 종양의 아직 조사되지 않은 부분이 신체로의 양성자 진입 부분에서 가장 먼 종양 부분에 조사되는 경우에 사용된다. 이로써, 브래그 피크에 의해 정의된 바와 같은, 종양으로의 양성자 전달의 최대 퍼센트를 제공하며 주변의 건강한 조직으로의 손상을 최소화하게 된다.

이미징 / X-선 시스템

여기에서, 이미징 시스템을 나타내도록 X-선 시스템이 사용된다.

타이밍

X-선은 바람직하게 여러 가지 이유들로 양성자 치료에 의해 대상을 치료하기 (1) 직전 또는 (2) 동시에 수집된다. 첫째, 상기한 바와 같이, 신체의 이동은 다른 신체 구성부들에 대한 신체의 종양의 국부적 위치를 변화시킨다. 상기 대상이 X-선을 쪼인 후에 양성자 치료실로 이동되면, 종양으로의 양성자 빔의 정확한 정렬이 문제시된다. 하나 이상의 X-선들을 이용하는 종양으로의 양성자 빔의 정렬은 양성자 전달 시 또는 양성자 전달 직전 수초 또는 수분 내 및, 일반적으로 고정 위치 또는 부분 고정 위치인, 신체 치료 위치로 환자가 위치된 후에 가장 잘 실행된다. 둘째, 환자 배치 후에 취해진 X-선은, 종양 및/또는 내부 장기 위치 등의, 표적 위치로의 양성자 빔 정렬을 확인하도록 사용된다.

위치 결정

X-선은 바람직하게 환자 위치 결정에 도움을 주도록 대상을 치료하기 직전에 취해진다. 위치 결정 목적으로, 큰 신체 영역의 X-선은 필요하지 않다. 일 실시예에서, 국부적 영역 만의 X-선이 수집된다. X-선을 수집할 때, X-선은 X-선 경로를 가진다. 양성자 빔은 양성자 빔 경로를 가진다. 양성자 빔 경로와 X-선 경로를 오버레이함은 양성자 빔을 종양으로 정렬하는 하나의 방법이다. 그러나, 이 방법은 X-선 장비를 양성자 빔 경로로 넣고, X-선을 취한 다음, 상기 빔 경로 밖으로 X-선 장비를 이동시키는 단계들을 포함한다. 이 과정은 시간이 걸린다. X-선 장비를 이동시키는 동안 경과된 시간은 해로운 결과들을 가진다. 첫째, X-선 장비를 이동시키도록 요구되는 시간 중에, 신체는 이동한다. 이러한 이동은 이어지는 종양으로의 양성자 빔 정렬의 정밀도 및/또는 정확도를 감소시킨다. 둘째로, X-선 장비를 이동시키도록 요구되는 시간은 양성자 빔 치료 시스템이 사용되지 않는 시간이며, 이는 양성자 빔 치료 시스템의 전체 효율을 감소시키게 된다.

X-선 소스 수명

바람직하게, 입자 빔 치료 시스템의 부품들은 상기 입자 빔 치료 시스템의 수명 동안 최소 또는 정비를 필요로 하지 않아야 한다. 예컨대, 약 20년의 수명 등의, 긴 수명 소스를 가진 X-선 시스템을 양성자 빔 치료 시스템에 장착함이 바람직하다.

후술되는 일 시스템에서, 전자들은 X-선을 형성하도록 이용된다. 음극의 수명이 온도 의존성인 경우 음극에서 전자들이 발생된다. 유사하게 백열 전구에서, 필라멘트가 평형을 유지하는 경우, 음극 온도는 약 200, 500, 또는 1000℃의 온도로 평형으로 유지된다. 음극온도가 감소하면 음극의 수명이 증가된다. 그러므로, 전자들을 발생하도록 사용되는 음극은 가능한 한 낮은 온도로 유지됨이 바람직하다. 그러나, 음극의 온도가 감소되면, 전자 방출도 감소된다. 저온에서 더 많은 전자들의 필요성을 극복하도록, 큰 음극이 사용되며 발생된 전자들은 집중된다. 이 과정은 전자 건에서 전자들을 압축함에 유사하지만, 압축 기술들은 X-선 관 수명을 향상시키도록 적용하여 채용된다.

이제 도21을 참조하면, 향상된 수명을 가진 X-선 발생 장치(2100)의 일례가 제공된다. 전자들(2120)은, 제어 전극(2112)으로 집속되어, 일련의 가속 전극들(2140)로 가속된, 음극(2110)에서 발생된다. 가속된 전자들(2150)은 X-선 발생 소스(2148)를 타격하여 대상(1430)으로 X-선 경로(2270)를 따라 배향된 X-선들을 발생되게 한다. 제1 직경(2115)에서 제2 직경(2116)으로의 전자들의 집중은 음극을 감소된 온도에서 작동하도록 허용하며 여전히 X-선 발생 소스(2148)에서 필요한 레벨로 증폭된 전자들을 제공하게 된다. 일례에서, X-선 발생 소스는 음극(2110)과 결합된 양극이며 및/또는 X-선 발생 소스는 거의 텅스텐으로 구성된다.

도21을 더 참조하면, 예시적인 X-선 발생 장치(2100)의 더 상세한 설명이 제공된다. 양극(2114)/음극(2110) 쌍은 발생된 전자들에 대해 이용된다. 전자들(2120)은, d₁로 나타낸, 제1 직경(2115)을 가진 음극(2110)에서 발생된다. 제어 전극들(2112)은 발생된 전자들(2120)을 끌어들인다. 예컨대, 음극이 -150kV로 고정되며 제어 전극이 -149kV로 고정되면, 발생된 전자들(2120)은 제어 전극들(2112)을 향해 끌려가서 집속된다. 다음, 일련의 가속 전극들(2140)은, d₂라 하는, 더 작은 직경(2116)을 가진 평행 경로(2150)로 전자들을 가속하도록 사용된다. 예컨대, 음극이 -150kV로 고정되면, 제1, 제2, 제3, 및 제4 가속 전극들(2142,2144,2146,2148)은 약 -120, -90, -60, 및 -30kV로 각각 고정된다. 얇은 신체 부분이 분석되도록 하면, 음극(2110)은, 약 -90kV 등의 작은 레벨로 고정되며 제어 전극, 제1, 제2, 제3, 및 제4 전극은 각각 더 낮은 레벨들로 조정된다. 일반적으로, 음극에서 제4 전극으로의 전압차는 음극에서의 작은 부전압에 비해 작고 역도 마찬가지이다. 가속 전자들(2150)은 선택적으로, 원통형 자기 렌즈 등의, 빔 사이즈의 조정을 위한 자기 렌즈(2160)를 통과한다. 상기 전자들은 또한, 일 방향으로 집속하고 다른 방향으로 초점을 이탈시키는, 4중극 자석들(2170)을 이용하여 선택적으로 집속된다. 이제 빔 사이즈가 조정되어 집속된, 텅스텐 등의, X-선 발생 소스(2148)를 타격하는 가속된 전자들(2150)에 의해 블록커인 포트(2262)를 통과하여 X-선 경로(2170)를 따라 대상으로 진행하는 X-선들을 발생시킨다. X-선 발생 소스(2148)는 선택적으로, 상기 X-선 발생 소스(2148)의 후면에 터치 또는 열적으로 연결된 물 등의, 냉각 요소(2149)로써 냉각된다. 제1 직경(2115)에서 제2 직경(2116)으로의 전자들의 집중은 음극을 감소된 온도에서 작동하도록 허용하며 여전히 X-선 발생 소스(2148)에서 필요한 레벨로 증폭된 전자들을 제공하게 된다.

더 일반적으로, X-선 발생 장치(2100)는 초기 벡터들을 가진 전자들을 생성한다. 하나 이상의 제어 전극(2112), 가속 전극들(2140), 자기 렌즈(2160), 및 4중극 자석들(2170)은 상기 초기 전자 벡터들을, 가속된 전극들(2150)이라 하는, 감소된 단면 영역이 평행한 경로를 가진 평행한 벡터들로 변경하도록 결합한다. 이 과정은 X-선 발생 장치(2100)를 저온에서 작동하도록 허용한다. 특히, 필요한 전자 빔의 사이즈인 음극을 이용하는 대신에, 더 큰 전극이 사용되며 그 결과의 전자들(2120)은 요구되는 전자 빔으로 집속 및/또는 집중된다. 수명은 전류 밀도에 대략 정반대이므로, 전류 밀도의 집중은 X-선 발생 장치의 더 긴 수명을 초래한다. 명확화를 위해 특수한 예가 제공된다. 음극은 15mm 반경을 가지거나 또는 d₁이 약 30mm이면, 면적(πr²)은 약 225mm² x π이다. 전자들의 집중이 5mm의 반경 또는 d₂가 약 10mm이면, 면적(πr²)은 약 25mm² x π이다. 두 개의 면적들의 비는 약 9(225π/25π)이다. 따라서, 원하는 전자 빔의 영역을 가진 전통적인 음극에 비해 더 큰 음극에서의 전류 밀도는 약 9배 작다. 그러므로, 상기 더 큰 음극 및 전통적인 음극을 통해 흐르는 전류는 동일하지만, 더 큰 음극의 수명은 전통적인 음극의 수명의 약 9배이다. 바람직하게, 음극(2110)의 면적은 거의 평행한 전자 빔(2150)의 단면적의 약 2, 4, 6, 8, 10, 15, 20, 또는 25 배이다.

본 발명의 다른 실시예에서, 4중극 자석들(2170)은 전자 빔(2150)의 직사각형 단면 형상으로 된다. X-선 발생 소스(2148) 상에 전자 빔(2150)의 직사각형 단면 형상을 투영하면, 단면도에서, 거의 원형 단면 형상이며, 환자(2130)를 통해 통과되는, 작은 스폿을 가진 X-선 빔이 생성된다. 상기 작은 스폿은 환자에 대해 향상된 해상도를 가진 X-선을 제공하도록 사용된다.

이제 도22를 참조하면, 일 실시예에서, X-선은 양성자 빔 경로가 아니지만, 그에 가깝게 생성된다. 양성자 빔 치료 시스템 및 X-선 시스템 조합(2200)이 도22에 도시된다. 양성자 빔 치료 시스템은 싱크로트론(130)의 램버슨 추출 자석(292) 후의 이동 시스템에서 양성자 빔 이동 경로(268)를 가진다. 양성자 빔은 주사/표적화/전달 시스템(140)에 의해 환자(1430)의 종양(1420)으로 배향된다. X-선 시스템(2205)은 전자 빔(2150)을 발생시키는 전자 빔 소스(2105)를 포함한다. 전자 빔은, 텅스텐 피스 등의, X-선 발생 소스(2148)로 배향된다. 바람직하게, 텅스텐 X-선 소스는 양성자 빔 이동 경로(268)에서 약 1, 2, 3, 5, 10, 15, 20, 또는 40mm에 배치된다. 전자 빔(2150)이 텅스텐을 타격할 때, X-선이 모든 방향들로 발생된다. X-선들은 바람직하게 포트(2262)로써 차단되며 X-선 빔 경로(2270)에 대해 선택된다. X-선 빔 경로(2270) 및 양성자 빔 이동 경로(268)는 그들이 종양(1420)으로 진행할 때 평행하게 진행되게 한다. X-선 빔 경로(2270) 및 양성자 빔 경로(269) 사이의 거리는 영에 가깝게 감소되거나 및/또는 X-선 빔 경로(2270) 및 양성자 빔 경로(269)는 그들이 종양(1420)으로 도달되는 시간까지 겹쳐진다. 단순한 기하학은, 텅스텐 및 종양(1420) 사이의, 적어도 1m의, 긴 거리로 주어진 경우에 대해 이를 나타내고 있다. 상기 거리는 도22에 갭(2280)으로서 나타나 있다. X-선들은, 환자(1430)의 위치 및/또는 종양(1420)의 이미지를 형성하도록 사용되는, X-선 감지기(2290)에서 감지된다.

전체적으로, 상기 시스템은 양성자 치료 빔과 동일 경로에 있는 X-선 빔을 생성한다. X-선 빔은 전자 빔으로 텅스텐 또는 동등 재료를 타격함에 의해 발생된다. X-선 발생 소스는 양성자 빔 경로에 인접하게 위치된다. 입사 전자들의 기하학, X-선 발생 재료의 기하학, 및 X-선 빔 블록커(2262)의 기하학은, 양성자 빔과 평행하게 진행하거나, 또는 양성자 빔 경로에 인접하게 시작하며 양성자 치료 빔의 정렬 및 방향으로부터 종양의 이미징을 허용하는 필름 또는 X-선 감지기 어레이를 타격하기 위해 종양 단면 영역을 커버하며 전달하도록 팽창하는, X-선 빔 경로 내에 있는 X-선 빔을 제공한다. 그 후, X-선 이미지는 하전 입자 빔 경로를 종양을 정확하고 정밀하게 타깃하도록 제어하기 위해 사용되며, 및/또는 시스템 확인 및 검증 시에 사용된다.

양성자 빔 이동 경로(268)에 인접한 X-선 발생 소스(2148)를 가지면, 양성자 치료 전에 X-선 발생 소스(2148)가 기계적으로 이동될 필요가 없음으로써 종양(1420) 치료를 위한 양성자 빔의 사용에 임박하여 환자(1430)의 X-선을 수집하도록 허용한다. 예컨대, 종양(1420)으로의 양성자 조사는 X-선이 수집될 때의 약 1, 5, 10, 20, 30, 또는 60 초 내에 발생한다.

이제 도23을 참조하면, 전자빔 경로(2150) 및 X-선 빔 경로(2270)의 다른 기하학이 도시된다. 특히, 전자빔(350)은 팽창된 전자빔 경로(2152,2154)로서 도시된다. 또한, X-선 빔 경로(2270)는 팽창된 X-선 빔 경로(2272.2274)로서 도시된다.

이제 도24를 참조하면, 3차원(3-D) X-선 단층 촬영 시스템(2400)이 제공된다. 통상의 X-선 단층 촬영 시스템에서, X-선 소스 및 탐지기가 고정된 대상 주위에서 회전 운동하게 된다. 여기에서 설명된 X-선 단층 촬영 시스템에서, X-선 소스 및 탐지기는 고정되며 환자(1430)는 회전한다. 고정 X-선 소스는 X-선 소스(2148)가, 상기한 바와 같이, 양성자 치료 빔 이동 경로(268)에 인접해 있는 시스템을 허용한다. 또한, 환자(1430)의 회전은 양성자 투여량 및/또는 X-선이, 신체의 하나의 정적 입구측 상에 집중되지 않고, 신체의 주위에 분포되도록 허용한다. 또한, 3-D X-선 단층 촬영 시스템은 환자(1430)의 종양(1420)의 양성자 치료 중에 실시간으로 바디 구성부들에 대한 종양 위치의 동시적인 업데이트들을 허용한다. X-선 단층 촬영 시스템은 더욱 후술된다.

X-선 단층 촬영 시스템(2400)의 제1 단계에서, 환자(1430)는, 후술되는 바와 같이, 환자 반고정/배치 시스템을 이용하여 양성자 빔 이동 경로(268) 및 X-선 빔 경로(2270)에 대해 배치된다. 환자(1430)를 위치시킨 후, 대상이 y축(1417)을 중심으로 회전될 때 환자(1430) 및 종양(1420)의, 탐지기 어레이(2290) 또는 필름 상에, 일련의 기준 2-D X-선 이미지들이 수집된다. 예컨대, 환자가 회전될 때 환자의 약 50, 100, 200, 또는 400의 일련의 X-선 이미지들이 수집된다. 제2 예에서, 환자(1430)의 회전의 각각의 n도에서 X-선 이미지가 수집되며, n은 회전의 약 1/2, 1, 2, 3, 또는 5도이다. 바람직하게, 360도의 환자의 완전한 일 회전 중에 약 200개의 이미지들이 수집된다. 이어서, 기준 2-D X-선 이미지들을 이용하여, 알고리즘은 환자의 신체 구성 부분들에 대한 종양(1420)의 기준 3-D 픽쳐를 생성한다. 종양(1420) 조사 플랜은 종양(1420)의 3-D 픽쳐 및 환자의 신체 구성 부분들을 이용하여 만들어진다. 양성자 조시 플랜의 형성은 환자가 X-선 이미징 영역에서 이동된 후에 선택적으로 실행된다.

제2 단계에서, 환자(1430)는 환자 반-고정/배치 시스템을 이용하여 X-선 빔 경로(2270) 및 양성자 빔 이동 경로(268)에 대해 재위치된다. 양성자 조사 플랜의 시행 직전에, 환자(1430) 및 종양(1420)의 소수의 비교 X-선 이미지들이 X-선 단층 촬영 시스템(2400) 셋업을 이용하여 제한된 수의 위치들에서 수집된다. 예컨대, 단일 X-선 이미지는, 양성자 빔 이동 경로(268)에 대해, 똑바르게 배치된, 플러스/마이너스 45도의 각도로 배치된, 및/또는 플러스/마이너스 90도의 각도로 배치된 상태에서 수집된다. 양성자 빔 이동 경로(268)에 대한 환자(1430)의 실제 배향은 선택적으로 임의의 배향으로 된다. 비교 X-선 이미지들의 바람직한 개수는 약 2 내지 5의 비교 이미지들이지만, 비교 X-선 이미지들의 실제 개수도 또한 임의 개수의 이미지들로 된다. 비교 X-선 이미지들은 기준 X-선 이미지들에 비교되며 차이들이 검출된다. 의료 전문가 또는 알고리즘은 기준 이미지들 및 비교 이미지들 사이의 차이가 상당한 것인지를 결정한다. 상기 차이에 기초하여, 의료 전문가 또는 알고리즘은 : 양성자 치료를 개시, 중단, 또는 실시간으로 조정할지를 결정한다. 예컨대, X-선 이미지들에서 상당한 차이가 관찰되면, 치료를 중단하고 환자의 종양의 기준 3-D 픽쳐를 수집하는 과정을 다시 시작함이 바람직하다. 제2 예에서, X-선 이미지들에서의 차이가 작게 관찰되면, 양성자 조사 플랜을 개시한다. 제3 예에서, 알고리즘 또는 의료 전문가는 환자(1430)의 종양(1420)의 위치 변화 또는 환자(1430) 배치의 차이들로부터 기인하는 종양 위치의 차이들에 대해 조정하도록 실시간으로 양성자 조사 플랜을 조정할 수 있다. 상기 제3 예에서, 조정하는 양성자 치료에 의해 환자 처리 인원을 증가시키며 환자(1430)의 건강한 조직에 대한 종양(1420)의 양성자 조사의 정밀도 및 정확성을 향상시킨다.

환자 고정

환자의 종양으로의 양성자 빔의 정확하고 정밀한 전달을 위해 :

(1) 양성자 빔의 위치 제어 및 (2)환자의 위치 제어를 필요로 한다. 상기한 바와 같이, 양성자 빔은 약 0.5, 1, 또는 2mm의 직경의 자계들 및 알고리즘들을 이용하여 제어된다. 이 섹션에서는 엄격하게 제어된 양성자 빔을, 환자 이동의 결과로서, 종양을 둘러싸는 건강한 조직이 아닌 타깃 종양에 효율적으로 타격하기 위한 환자의 부분 고정, 억제, 및/또는 정렬에 대한 문제를 해결하도록 한다.

이 섹션에서, 양성자 빔에 대한 환자의 방향을 설명하도록 x, y, 및 z축 좌표 시스템 및 회전 축이 사용된다. z축은, 환자로의 양성자 빔의 깊이 등의, 양성자 빔의 이동을 나타내고 있다. 양성자 빔의 z축 이동을 환자 아래쪽으로 볼 때, x축은 환자를 가로지른 좌우측 이동에 관한 것이며 y축은 환자의 위아래로 이동함에 관한 것이다. 제1 회전 축은 y축을 중심으로 한 환자의 회전이며 여기에서 회전 축, 하부 유닛(1412) 회전 축, 또는 y축 회전이라고 한다. 또한, 틸트는 x축을 중심으로 한 회전이며, 요(yaw)는 y축을 중심으로 한 회전이며, 롤은 z축을 중심으로 한 회전이다. 이 좌표 시스템에서, 양성자 빔 경로(269)는 선택적으로 임의의 방향으로 진행한다. 예시적인 형태로서, 치료실을 통해 진행하는 양성자 빔 경로는 치료실을 통해 수평으로 진행하는 것으로서 설명된다.

이 섹션에서, 반-수직 부분 고정 시스템(2500)이 설명되며, 앉아있는 부분 고정 시스템 및 눕힌 위치 시스템도 예시되어 있다.

수직 환자 위치/고정

이제 도25를 참조하면, 반-수직 환자 위치 고정 시스템(2500)은 바람직하게 몸통의 종양들의 양성자 치료와 관련하여 사용된다. 환자 위치 및/또는 고정 시스템은 양성자 빔 치료 중에 환자의 이동을 제어 및/또는 제한한다. 제1 부분 고정 실시예에서, 환자는 양성자 빔 치료 시스템의 반-수직위치에 위치된다. 도시된 바와 같이, 환자는, 환자의 머리에서 발로 연장하는 축에 의해 정의된 바로서 y축에 대해 각도 알파, α, 약 45도 오프되어 기울어져 있다. 더 일반적으로, 환자는 선택적으로 y축의 0도 오프의 수직 위치에 완전 기립하게 되거나 또는 z축을 향해 y축에서 약 5, 10, 15, 20, 25, 30, 35, 40, 45, 50, 55, 60, 또는 65도 오프되어 기울어진 반-수직위치 알파에 있게 된다.

환자 위치 억제부들(2515)은 ; 시트 지지부(2520), 등 지지부(2530), 머리 지지부(2540), 팔 지지부(2550), 무릎 지지부(2560), 및 발 지지부(2570) 중 하나 이상을 포함하는, 치료 위치에 환자를 유지하도록 사용된다. 상기 억제부들은 선택적 및 독립적으로 경질 또는 반 경질 상태로 된다. 반 경질 재료의 예들은 높거나 낮은 밀도의 폼(foam) 또는 점탄성 폼을 포함한다. 예컨대, 발 지지부는 바람직하게 경질이고 등 지지부는, 고밀도 폼 재료 등의, 반-경질로 된다. 하나 이상의 위치 억제부들(2515)은 환자의 신속한 위치 및/또는 고정을 위해 컴퓨터 제어 하에 이동 가능하다. 예컨대, 시트 지지부(2520)는, y축이 바람직한, 시트 조정 축(2522)을 따라 조정 가능하며; 등 지지부(2530)는, y축 요소와 함께 z축 이동에 의해 바람직하게 지배되는, 등 지지 축(2532)을 따라 조정 가능하며; 머리 지지부(2540)는, y축 요소와 함께 z축 이동에 의해 바람직하게 지배되는, 머리 지지 축(2542)을 따라 조정 가능하며; 팔 지지부(2550)는, y축 요소와 함께 z축 이동에 의해 바람직하게 지배되는, 팔 지지 축(2552)을 따라 조정 가능하며; 무릎 지지부(2560)는, z축 요소와 함께 y축 이동에 의해 바람직하게 지배되는, 무릎 지지 축(2562)을 따라 조정 가능하며; 발 지지부(2570)는, z축 요소와 함께 y축 이동에 의해 바람직하게 지배되는, 발 지지 축(2572)을 따라 조정 가능하다.

환자가 입사하는 양성자 빔을 향하지 않는 경우, 축들을 따른 지지 요소들의 이동들의 설명은 변화되지만, 고정 요소들은 동일하다.

환자 고정 시스템과 함께 선택적인 카메라(2580)가 사용된다. 상기 카메라는 비디오 이미지를 형성하는 환자/대상을 보게 된다. 상기 이미지는 하전 입자 빔 시스템의 하나 이상의 작동자들에게 제공되며 작동자에게 대상이 이동되거나 또는 양성자 치료 절차를 종료하도록 원하는 경우를 결정하기 위한 안전 메카니즘을 허용한다. 상기 비디오 이미지에 기초하여, 작동자들은 양성자 치료 절차를 중단 또는 종료할 수 있다. 예컨대, 작동자가 비디오 이미지를 통해 환자가 이동함을 발견하면, 작동자는 양성자 치료 절차를 중단 또는 종료하는 옵션을 갖게 된다.

환자에게 선택적인 비디오 디스플레이(2590)가 제공된다. 비디오 디스플레이는 : 작동자 명령들, 시스템 명령들, 치료 상태, 또는 오락중 어느 하나를 환자에게 선택적으로 제공한다.

상기 억제부들(2515)을 배치하기 위한 모터들, 카메라(2580), 및 비디오 디스플레이(2590)는 양성자 경로 위아래에 장착된다.

호흡 제어는 비디오 디스플레이를 이용하여 선택적으로 실행된다. 환자가 호흡할 때, 신체의 내측 및 외측 구조들은 절대적 및 상대적으로 이동하게 된다. 예컨대, 흉강(chest cavity) 외측 및 내부 장기 모두는 호흡과 함께 절대적으로 이동한다. 또한, 신체의 외부 영역, 뼈, 지지 구조, 또는 다른 장기 등의, 다른 신체 부분에 대한 내부 장기의 상대적 위치는 각 호흡 시에 이동한다. 더 정확하고 정밀한 종양 표적화를 위해, 내부 구조 또는 종양의 위치가, 각 호흡의 바텀 등의, 잘 정의된 지점에 양성자 빔이 제 시간에 전달됨이 바람직하다. 비디오 디스플레이는 환자의 호흡 사이클과 양성자 빔 전달을 조화시키는데 협력하도록 사용된다. 예컨대, 비디오 디스플레이는, 호흡 억제 상태, 호흡 상태, 다음에 호흡이 억제될 필요가 있을 때를 나타내는 카운트다운, 또는 호흡이 재개될 때까지의 카운트다운 등의, 명령을 환자에게 선택적으로 디스플레이한다.

반-수직 환자 위치 고정 시스템(2500) 및 앉아있는 환자 위치 결정 시스템은 효율로 인해 머리 또는 몸통의 종양들의 치료에 우선적으로 사용된다. 반-수직 환자 위치 고정 시스템(2500), 앉아있는 환자 위치 결정 시스템, 및 누운 환자 위치 결정 시스템은 모두 환자의 팔다리의 종양들의 치료에 대해 사용 가능하다.

지지 시스템 요소들

환자 위치 억제부들(2515)은 반-수직 환자 위치 고정 시스템(2500), 앉아있는 환자 위치 결정 시스템, 및 누운 환자 위치 결정 시스템에서 설명된 것들 등의, 환자의 위치를 정하도록 사용되는 모든 요소들을 포함한다. 바람직하게, 위치 억제부들 또는 지지 시스템 요소들은 양성자 빔 경로(269)와 겹치거나 또는 지연시키지 않는 위치들에 정렬된다. 그러나, 일부 경우들에 상기 위치 억제부들은 환자의 치료 시의 적어도 일부 중에 양성자 빔 경로(269) 내에 있게 된다. 예컨대, 위치 억제 요소는 환자가 치료 중에 y축을 중심으로 회전되는 기간의 일부 중에 양성자 빔 경로(269) 내에 있게 된다. 위치 억제부들 또는 지지 시스템 요소들이 양성자 빔 경로 내에 있는 기간들 또는 경우들에, 양성자 빔 에너지의 상향 조정이 인가되어 양성자 빔의 위치 억제 요소 임피던스를 오프셋하도록 양성자 빔 에너지를 증가시키게 된다. 하나의 경우에, y축을 중심으로 한 회전의 함수로서 위치 억제 요소의 기준 주사들의 세트 또는 위치 억제 시스템 요소의 기준 주사 중에 결정된 위치 억제 요소 임피던스의 분리된 측정에 의해 양성자 빔 에너지가 증가된다.

명료화를 위해, 상기 위치 억제부들(2515) 또는 지지 시스템 요소들은 반-수직 위치 고정 시스템(2500)에 대해 설명되었지만, 위치 결정 요소들 및 서술적인 x, y, 및 z축들은 임의의 좌표 시스템, 앉아있는 위치 결정 시스템, 누워있는 위치 결정 시스템에 대해 조정 가능하다.

사람 머리의 지지, 정렬, 및/또는 이동 제한을 위한 머리 지지 시스템의 일례가 설명된다. 머리 지지 시스템은 : 머리 지지부 후면, 우측 머리 정렬 요소, 및 좌측 머리 정렬 요소를 포함하는 여러 개의 머리 지지 요소들을 가진다. 머리 지지 요소의 후면은 머리에 맞게 구부려져 있고, 예컨대 z축 등의, 머리 지지 축을 따라 선택적으로 조정 가능하다. 또한, 다른 환자 위치 억제부들과 같은, 머리 지지부들은, 낮거나 또는 높은 밀도의 폼 등의 반-경질 재료로 되며, 플라스틱 또는 가죽 등의, 선택적인 커버링을 가진다. 우측 머리 정렬 요소 및 좌측 머리 정렬 요소들 또는 머리 정렬 요소들은 주로 머리의 반-억제된 이동에 대해 사용된다. 머리 정렬 요소들은 패딩되거나 편평하지만, 선택적으로 머리의 측면에 맞도록 된 곡률 반경을 가질 수 있다. 우측 및 좌측 머리 정렬 요소들은 바람직하게 머리의 측면들과 접촉하도록 이동 축들을 따라 각각 이동 가능하다. 양성자 치료 중의 머리의 제한된 이동은 머리 또는 목의 종양들의 타깃팅 및 치료 시에 중요하다. 머리 정렬 요소들 및 머리 지지 요소의 후면은 틸트, 회전 또는 요, 롤 및/또는 x, y, 및 z축 좌표 시스템에서의 머리의 위치를 제한하도록 결합한다.

위치 결정 시스템 컴퓨터 제어

하나 이상의 환자 위치 결정 유닛 컴포넌트들 및/또는 하나 이상의 환자 위치 억제부들은 바람직하게 컴퓨터 제어하에 있으며, 컴퓨터 제어 위치 결정 장치들은, 예컨대 일련의 모터들 및 구동부들을 통하여, 환자를 재현 가능하게 위치시키도록 한다. 예컨대, 환자는 초기에 위치되어 환자 위치 억제부들에 의해 억제된다. 환자 위치 억제부들 각각의 위치는 주 제어기(110), 서브 제어기 또는 주 제어기(110), 또는 분리된 컴퓨터 제어기에 의해 기록되어 저장된다. 그 후, 환자가 최종 치료를 위해 배향되어 있는 중에 환자(1430)의 종양(1420)을 배치하도록 의료 장치들이 사용된다. 이미징 시스템(170)은 : MRI, X-선, CT, 양성자 빔 단층 촬영 중 하나 이상을 포함한다. 이미징 시스템(170)에서의 이미지들이 분석되어 양성자 치료 플랜이 고안되는 지점까지 선택적으로 시간이 흘러가게 된다. 환자는, 수 분, 몇 시간, 또는 몇 일로 되는, 이 기간 중에 억제 시스템에서 빠져나올 수 있다. 환자 위치 유닛으로의 환자의 복귀 시에, 컴퓨터는 환자 위치 억제부들을 기록된 위치들로 복귀시킬 수 있다. 이 시스템은 이미징 및 처리 플랜의 개발 중에 사용되는 위치로 환자의 신속한 재배치를 허용하며, 이로써 환자 위치 셋업 시간을 최소화하며 하전 입자 빔 시스템(100)이 암 치료를 위해 사용되는 시간을 최대로 한다.

환자 배치

바람직하게, 환자(1430)는 정밀하고 정확한 방식으로 양성자 빔 경로(269)에 정렬된다. 여러 가지 배치 시스템들이 설명된다. 환자 배치 시스템들은 누워있는 위치 결정 시스템을 이용하여 설명되지만, 반-수직 및 앉아있는 위치 결정 시스템들에도 동일하게 적용 가능하다.

제1 배치 시스템에서, 환자는 플랫폼에 대해 공지된 위치에 배치된다. 예컨대, 하나 이상의 위치 억제부들은 환자를 플랫폼 상의 정밀하며 및/또는 정확한 위치에 위치시킨다. 선택적으로, 플랫폼에 연결된 또는 교체 가능하게 연결된 위치 억제 요소는 플랫폼 상에 환자를 위치시키도록 사용된다. 위치 억제 요소는, 손, 팔다리, 머리, 또는 몸통 등의, 환자의 임의의 위치를 위치시키도록 사용된다.

제2 배치 시스템에서, 하나 이상의 위치 억제부들 또는 플랫폼 등의 지지 요소는 환자 치료실의 요소에 대해 정렬된다. 락(lock)이 키이에 꼭 맞는, 락 및 키이 시스템이 선택적으로 사용된다. 락 및 키이 요소들은 x, y, 및 z-위치, 틸트, 요, 및 롤 중 임의의 면에서 양성자 빔 경로(269)에 대해 환자를 위치시키도록 결합한다. 락은 제1 등록 요소이며 키이는 양성자 빔 경로(269)에 대한 지지 요소 위치 및/또는 환자 위치를 고정하도록 제1 등록 요소에 결합되거나, 제1 등록 요소에 인접해 있거나, 또는 제1 등록 요소와 함께 제공되는 제2 등록 요소이다. 등록 요소의 예들은, 기계적 정지부 등의, 기계적 요소, 및 상대 위치 또는 접촉을 나타내는 전기적 접속 중 어느 것을 포함한다.

제3 배치 시스템에서, 상기한 이미징 시스템은 환자가 양성자 빔 경로(269)에 대해 또는, 플랫폼 등의, 환자를 보유하는 지지 요소 또는 구조에 배치된 이미징 마커에 대해 있는 지를 결정하도록 사용된다. X-선 이미징 시스템 등의, 이미징 시스템을 사용할 때, 제1 배치 시스템 또는 위치 억제부들은 이미징 시스템이 대상의 위치를 결정하면 환자 이동을 최소화한다. 유사하게, X-선 이미징 시스템 등의, 이미징 시스템을 사용할 때, 제1 배치 시스템 및/또는 제2 배치 시스템은 양성자 빔 경로(269)에 대한 환자의 대충의 위치를 제공하며 이어서 이미징 시스템이 양성자 빔 경로(269)에 대한 환자의 미세한 위치를 결정한다.

환자 호흡과 X-선 동기화

일 실시예에서, X-선 이미지들은 환자의 숨 또는 호흡과 동기되어 수집된다. 상기 동기화는 환자 호흡 사이클 중에 신체 구성부들의 상대 이동에 의한 위치 모호성을 제거함에 의해 X-선 이미지 명료성을 향상시킨다.

제2 실시예에서, X-선 시스템은 양성자 치료 빔에 의해 볼 때와 동일한 방향으로 환자의 X-선 이미지들을 제공하도록 배향되며, 환자 호흡과 동기되며, 양성자 치료를 위해 배치된 환자에게 작동 가능하며, 양성자 빔 치료 경로와 간섭하지 않는다. 바람직하게, 동기화된 시스템은 양성자 빔 위치 확인 시스템을 이용하여 환자의 건강한 조직에 대한 손상을 최소화함에 의해 고형 암 종양의 효율적이며, 정밀하며, 및/또는 정확하고 비침습적인, 생체내의 치료를 야기하게 되도록, 환자 위치에 대한 에너지의 표적화 및 제어된 전달을 보장하기 위해 입자 빔 치료 조사 직전 및/또는 동시에 실행되며 환자의 호흡과 타이밍을 맞추어 X-선을 제공하도록 음이온 빔 소스, 싱크로트론, 및/또는 타깃 방법 장치와 함께 사용된다.

X-선 전달 제어 알고리즘은, 대상이 호흡을 억제하고 있을 때 호흡의 탑 또는 바텀 등에서, 각각 호흡의 주어진 기간 내에 환자(1430)에 대한 X-선의 전달을 동기화하도록 이용된다. 결합된 X-선 이미지들의 명료화를 위해, 환자는 X-선 빔 경로(2270)에 대해 정확하게 배치되어 정밀하게 정렬된다. X-선 전달 제어 알고리즘은 바람직하게 호흡 제어 모듈과 통합된다. 따라서, 상기 X-선 전달 제어 알고리즘은, 대상이 호흡할 때, 호흡 사이클에서 대상이 있는 위치, 및/또는 대상이 그들의 호흡을 억제할 때를 알고 있다. 이 방식으로, X-선 전달 제어 알고리즘은 호흡 사이클의 선택된 기간에 X-선들을 전달한다. 정확하고 정밀한 환자의 정렬은 (1) 다른 신체 구성부들에 대한 종양(1420)의 더 정확하고 정밀한 배치 및 (2) 환자(1430) 및 종양(1420)의 3차원 X-선 이미지의 발생 시의 더 정확하고 정밀한 X-선들의 조합을 허용한다.

이제 도26을 참조하면, 환자의 호흡 사이클의 시간의 알려진 함수로서 X-선 발생 장치(2100) 또는 3차원 X-선 발생 장치(2100)를 이용하는 환자(1430) 및 종양(1420)의 X-선 이미지의 발생(2600) 예가 제공된다. 일 실시예에서, 제1 단계로서 주 제어기(110)는 환자 위치(2610)를 지시, 감시, 및/또는 통지한다. 환자 위치(2610)의 제1 예에서, 주 제어기(110) 제어 하의, 자동화된 환자 위치 결정 시스템은 X-선 빔 경로(2270)에 대해 환자(1430)를 정렬하도록 이용된다. 환자 위치 결정의 제2 예에서, 주 제어기(110)는 환자(1430)가 정렬되었음을 휴먼 입력 또는 센서들을 통해 말한다. 제2 단계에서, 후술하는 바와 같이, 환자 호흡이 감시(2620)된다. 호흡 감시의 제1 예로서, 환자 호흡 사이클의 알려진 지점에서 X-선이 수집(2640)된다. 호흡 감시의 제2 예에서, 환자의 호흡 사이클은 먼저 환자 호흡을 제어(2630)하는 제3 단계에서 제어된 후 제4 단계로서 X-선이 환자 호흡 사이클의 제어된 지점에서 수집(2640)된다. 바람직하게, 환자 위치(2610), 환자 호흡 감시(2620), 환자 호흡 제어(2630), 및 X-선 수집(2640)의 사이클은 다른 환자 위치들에서 반복된다. 예컨대, 환자(1430)는 축(1417)을 중심으로 회전되며 X-선들은 회전의 함수로서 수집된다. 제5 단계에서, 환자(1430), 종양(1420), 및 종양 주위의 신체 구성 부분들에서, 상기한 3차원 X-선 발생 장치(2100) 등의, 수집된 X-선 이미지들을 이용하여 3차원 X-선 이미지가 발생된다(2650). 환자 호흡 감시 및 제어 단계들은 후술된다.

환자 호흡 감시

바람직하게, 환자 호흡 패턴이 감시(2620)된다. 대상 또는 환자(1430)가 호흡할 때 신체의 많은 부분들이 각각의 호흡과 함께 이동한다. 예컨대, 대상이 호흡할 때, 폐는, 위, 신장, 간, 흉부 근육, 피부, 심장, 및 폐 등의, 신체 내의 장기들의 상대적인 위치들에 대해 이동한다. 일반적으로, 몸통의 대부분 또는 모든 부분들은 각각의 호흡에 의해 이동한다. 실제로, 본 발명자들은, 각각의 호흡에 의한 몸통의 운동에 더하여, 각각의 호흡에 의해 머리 및 팔다리에도 여러 가지 운동이 존재함을 인지하였다. 모션은 양성자들이 주위 조직이 아닌 종양으로 우선적으로 전달될 때 신체로의 양성자 투여량의 전달로 고려된다. 따라서, 모션은 종양이 빔 경로에 대해 존재하는 경우에 애매함을 야기한다. 이러한 우려를 부분적으로 극복하도록, 양성자들은 일련의 호흡 사이클들의 각각의 동일 지점에서 우선적으로 전달된다.

초기에 대상의 숨 또는 호흡의 리드미컬한 패턴이 감시(2620)된다. 호흡 사이클은 관찰 또는 측정된다. 예컨대, X-선 빔 작동자 또는 양성자 빔 작동자는 대상이 호흡할 때 또는 호흡들 사이에 있을 때를 관찰할 수 있고 각 호흡의 주어진 기간에 양성자들이 전달되는 시간을 측정할 수 있다. 이와 다르게, 대상은 숨을 들이마시고, 내쉬고, 및/또는 그들의 호흡을 억제하도록 명령되며 양성자들은 명령된 기간 중에 전달된다.

바람직하게, 개별의 호흡 사이클을 결정하도록 하나 이상의 센서들이 사용된다. 호흡 감시 시스템의 : (1) 열 감시 시스템 및 (2) 힘 감시 시스템의 두 개의 예들이 제공된다.

열 호흡 감시 시스템의 제1 예가 제공된다. 열 호흡 감시 시스템에서, 센서는 환자의 코 및/또는 입에 배치된다. 환자의 턱이 상기한 바와 같이 선택적으로 억제될 때, 열 호흡 감시 시스템은 바람직하게 환자의 코의 숨을 내쉬는 경로에 배치된다. 양성자 치료와 열 센서 시스템 부품들의 입체적 간섭을 회피하도록, 열 호흡 감시 시스템은 바람직하게, 몸통 또는 팔다리의 종양을 치료할 때 등의, 머리 또는 목에 배치되지 않은 종양을 치료할 때 사용된다. 열 감시 시스템에서, 환자 호흡 사이클 및/또는 환자 호흡 사이클의 위치를 감시하도록 제1 열 레지스터(2595)가 사용된다. 바람직하게, 제1 열 레지스터(2595)는 환자의 코에 배치되어, 제1 열 레지스터(2595) 상의 그들의 코를 통해 숨을 내쉬는 환자가 제1 열 레지스터(2595)를 따뜻하게 하여 숨을 내쉬는 것을 나타낸다. 바람직하게, 제2 열 레지스터는 환경 온도 센서로서 작동한다. 제2 열 레지스터는 환자의 숨을 내쉬는 경로 밖에 배치되지만 제1 열 레지스터(2595)와 동일한 국부적 룸 환경에 있게 된다. 열 레지스터들(2595)에서의 전류 등의, 일반화된 신호는 전압으로 변환되며 주 제어기(110) 및 주 제어기의 서브-제어기와 소통된다. 바람직하게, 제2 열 레지스터는 환자 호흡 사이클의 더 정확한 리딩을 제공하도록 열 레지스터들(2595)의 값들 사이의 차를 계산하는 등에 의해, 제1 열 레지스터(2595)의 신호의 부분인 환경 온도 변동에 대해 조정하도록 이용된다.

힘/압력 호흡 감시 시스템의 제2 예가 제공된다. 힘 호흡 감시 시스템에서, 몸통에 센서가 배치된다. 양성자 치료와 힘 센서 시스템 부품들의 입체적 간섭을 회피하도록, 힘 호흡 감시 시스템은 바람직하게 머리, 목, 또는 팔다리에 배치된 종양을 치료할 때 사용된다. 힘 호흡 시스템에서, 환자의 각 호흡 사이클에서 팽창 및 수축되는 환자의 몸통 영역 둘레에 벨트 또는 스트랩(2555)이 배치된다. 벨트 (2555)는 환자의 흉부 둘레에 밀착하게 되며 가요성이 있다. 벨트에 힘 미터(2557)가 부착되어 환자 호흡 패턴을 감지한다. 힘 미터(2557; force meter)에 인가된 힘들은 호흡 사이클의 기간들과 상관된다. 힘 미터(2557)에서의 신호들은 바람직하게 주 제어기(110) 또는 주 제어기의 서브-제어기와 소통된다.

호흡 제어

이제 도26을 참조하면, 환자의 숨 또는 호흡의 리드미컬한 패턴이 결정되면, 대상에게 신호가 선택적으로 전달되어 호흡 주파수를 더 정밀하게 제어한다(2630). 예컨대, 호흡 억제 시에 및 호흡시에 대상을 향하는 디스플레이 스크린(2590)이 대상의 전면에 배치된다. 일반적으로, 호흡 제어 모듈은 하나 이상의 호흡 센서들로부터의 입력을 이용한다. 예컨대, 상기 입력은 다음 호흡 내쉼이 완전하게 된 때를 결정하도록 이용된다. 호흡의 바텀에서, 상기 제어 모듈은, 디지털화되어 자동으로 발생되는 음성 명령인, 음성 신호, 또는 비주얼 제어 신호를 통해, 모니터 상 등에서, 대상에게 호흡 억제 신호를 디스플레이한다. 바람직하게, 디스플레이 모니터(2590)는 대상의 전면에 배치되어 대상에게 호흡 명령들을 디스플레이한다. 일반적으로, 대상은, 약 1/2, 1, 2, 3, 5, 또는 10 초 등의, 짧은 기간 동안 그들의 호흡을 억제하도록 지시된다. 호흡을 억제하는 기간은 바람직하게, 약 1/2, 1, 2, 또는 3초인, 종양으로의 양성자 빔의 전달 시간에 동기화된다. 호흡의 바텀에서 양성자들의 전달이 바람직하지만, 양성자들은 선택적으로, 완전한 들이쉼 등의, 호흡 사이클의 임의의 지점에서 전달된다. 호흡의 탑에서 흉강이 최대로 되고 일부 종양들에서 종양 및 주변 조직 사이의 거리가 최대로 되거나 또는 증가된 체적의 결과로 주위 조직에서 공기가 희박하게 될 때, 호흡의 탑에서 또는 호흡 제어 모듈에 의해 환자가 숨을 깊게 들이쉬고 그들의 호흡을 억제하라고 지시될 때 선택적으로 전달이 실행된다. 따라서, 주위 조직을 타격하는 양성자들이 최소로 된다. 선택적으로, 디스플레이 스크린은, 3, 2, 1 초의 카운트다운 등으로, 대상이 그들의 호흡을 억제하도록 요구될 때를 대상에게 말하여, 대상이 실행하도록 요청된 임무를 알 수 있도록 한다.

호흡과 양성자 빔 치료 동기화

양성자 전달 제어 알고리즘은 대상이 그들의 호흡을 억제할 때 호흡의 탑 또는 바텀 등의, 각 호흡의 주어진 기간 내에 종양으로의 양성자들의 전달을 동기하도록 사용된다. 양성자 전달 제어 알고리즘은 바람직하게 호흡 제어 모듈과 통합된다. 따라서, 양성자 전달 제어 알고리즘은, 대상이 호흡할 때, 호흡 사이클에서 대상이 있는 위치, 및/또는 대상이 그들의 호흡을 억제할 때를 알고 있다. 양성자 전달 제어 알고리즘은 양성자들이 싱크로트론으로 주사 및/또는 굴절될 때, 상기한 바와 같이 진동을 유도하도록 RF 신호가 인가될 때, 및 상기한 바와 같이 싱크로트론에서 양성자들을 추출하도록 직류 전압이 인가될 때를 제어한다. 일반적으로, 양성자 전달 제어 알고리즘은 양성자 굴절을 초기에 개시하며 이어서 대상이 그들의 호흡을 억제하도록 지시되기 전 또는 양성자 전달 시간에 대해 선택된 호흡 사이클의 확인된 기간 전에 RF 유도 진동을 행한다. 이 방식으로, 양성자 전달 제어 알고리즘은 상기한 바와 같이, 제2 쌍들의 판들에 높은 직류 전압을 동시에 또는 거의 동시에 전달함에 의해 호흡 사이클의 선택된 기간에서 양성자들을 전달할 수 있으며, 이로써 상기 선택된 시점에서 싱크로트론으로부터 양성자들을 추출하고 이어서 대상에게 전달할 수 있게 된다. 싱크로트론에서의 양성자들의 가속 기간이 양성자 빔의 원하는 에너지 레벨에 대해 일정하거나 또는 알려져 있으므로, 양성자 전달 제어 알고리즘은 대상의 호흡 사이클 또는 지시된 호흡 사이클에 매칭하는 교류 RF 신호를 설정하도록 사용된다.

본 발명이 소정의 바람직한 실시예들을 참조하여 여기에서 설명되었지만, 당업자는, 본 발명의 정신 및 범위를 벗어나지 않고, 다른 응용들이 여기에서 설명된 것들에 대해 대체될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 따라서 본 발명은 이하에 포함된 특허청구의 범위에 의해서만 한정된다.

100 : 하전 입자 빔 시스템
110 : 주 제어기
120 : 주사 시스템
130 : 싱크로트론
132 : 가속기 시스템
134 : 추출 시스템
140 : 주사/표적/전달 시스템
150 : 환자 인터페이스 모듈
160 : 디스플레이 시스템
170 : 이미징 시스템
210 : 인젝션 시스템
230 : 집속 자석
232 : 인젝터 벤딩 자석
240 : 인젝터 자석
250 : 주 벤딩 자석
262 : 초기 빔 경로
264 : 순환 빔 경로
268 : 양성자 빔 경로
292 : 추출 자석
290 : 인플렉터/디플렉터 시스템

Claims (33)

1. 하전 입자 암 치료 시스템에서 하전 입자로써 환자의 종양의 방사선 치료를 위한 장치로서,
   상기 장치는 인젝터,
   싱크로트론;
   상기 싱크로트론내의 추출 포일(foil) 및;
   빔 이동 시스템을 순차적으로 통과하는 하전 입자 빔 경로를 포함하며,
   상기 추출 포일은 원자 당 6개 이하의 양성자들을 가진 원자들로 구성되며, 상기 추출 포일을 통해 이동하는 하전 입자들은 느려진 하전 입자들로 되는 장치.
2. 제1항에 있어서, 하전 입자들은 하전 입자 암 치료 시스템의 작동 중에 하전 입자 빔 경로를 통해 진행하는 장치.
3. 제1항에 있어서, 상기 인젝터는 :
   이온 빔 발생 소스; 및
   상기 이온 빔 발생 소스 내에 중앙에 위치된 자기 재료(magnetic material)를 더 포함하며, 상기 자기 재료는 이온 빔 발생 소스 내의 고온 플라즈마 영역 및 저온 플라즈마 영역 사이에 자계 배리어를 형성하도록 구성되는, 장치.
   
4. 제1항에 있어서, 입력 포일을 더 포함하며, 상기 입력 포일은 인젝터의 일부분 및 싱크로트론 사이에 있는 밀봉부를 포함하며, 상기 밀봉부는 상기 밀봉부의 제1 측상의 압력과 제2 측면상의 압력을 유지하며, 상기 제1 측상의 압력은 상기 제2 측상의 압력과 같지 않으며, 하전 입자 빔 경로는 하전 입자 암 치료 시스템의 추출 시간 동안 추출 포일에 인접해 있는 장치.
5. 제1항에 있어서, 싱크로트론 내의 하전 입자 빔 경로의 제1 부분 및 대기 사이에 진공 배리어를 포함하는 출력 포일; 및
   하전 입자 빔 경로의 하전 입자들에 의해 타격될 때 양성자들을 방사하며, 상기 출력 포일의 적어도 일부분을 커버하는 코팅을 더 포함하며,
   추출 포일은 100 마이크로미터 미만의 두께를 포함하는 장치.
6. 제1항에 있어서, 상기 싱크로트론은 :
   중앙 지점;
   하전 입자 빔 경로에 걸쳐 있으며, 싱크로트론의 중앙 지점로부터 제1 거리를 포함하는 한 쌍의 진동 유도 블레이드들;
   하전 입자 빔 경로에 걸쳐 있으며, 싱크로트론의 중앙 지점로부터, 제1 거리보다 짧은, 제2 거리를 포함하는 한 쌍의 추출 블레이드들; 및
   하전 입자 빔 경로 주위의 디플렉터를 더 포함하는 장치.
7. 제1항에 있어서, 상기 추출 포일에 전기적으로 접속된 강도 제어기를 더 포함하는 장치.
8. 제1항에 있어서, 하전 입자 빔 경로의 40mm 내에 위치하며, 정적으로 배치된 X-선 발생 소스를 더 포함하는 장치.
9. 제1항에 있어서, 사용 중에 중력과 정렬된 축 둘레에서 회전하는, 하전 입자 빔 경로의 터미널 단부 하의 회전 가능한 플랫폼;및
   타이밍, 추출 에너지, 및 추출 강도의 면에서 싱크로트론을 제어하는 에너지 제어기를 더 포함하는 장치.
10. 제1항에 있어서, 싱크로트론은 : 각각 하전 입자 빔 경로를 90도로 구부리는 정확하게 4개의 터닝 부분들을 더 포함하는 장치.
11. 제1항에 있어서, 상기 싱크로트론은 :
    4개의 터닝 부분들; 및
    벤딩 자석들을 더 포함하며, 4개의 터닝 부분들 각각은 적어도 4개의 벤딩 자석들을 포함하며, 하전 입자 빔 경로는 4개의 터닝 부분들 각각을 통해 진행하는 장치.
12. 제1항에 있어서, 상기 싱크로트론은 동일한 수의 터닝 부분들 및 직선 부분들을 포함하는 장치.
13. 제1항에 있어서, 상기 싱크로트론은 :
    적어도 4개의 터닝 부분들;
    벤딩 자석들; 및
    집속 기하학 요소를 더 포함하며, 4개의 터닝 부분들 각각은 적어도 4개의 벤딩 자석들을 포함하며, 벤딩 자석들 각각은 집속 기하학 요소를 포함하며, 집속 기하학 요소는 제1 자석 단면에서 제2 자석 단면으로 좁아지는 벤딩 자석의 금속 부분을 포함하며, 제1 자석 단면은 제2 자석 단면에 대해 평행한 평면에 놓여 있으며, 제2 자석 단면은 갭 표면을 포함하며, 상기 하전 입자 빔 경로는 상기 갭을 횡단하는 장치.
14. 제1항에 있어서, 하전 입자 빔 경로는 :
    인젝터의 탄소 입력 포일;
    (1) 상기 싱크로트론 후에 및 (2) 하전 입자 빔에 걸쳐 배치되며, 제1 측면을 가진 알루미늄 출력 포일; 및
    상기 알루미늄 출력 포일의 제1 측면과 접촉하며, 양성자 방사 센터들을 포함하는 빔 위치 확인층에 연결되는 장치.
15. 제1항에 있어서, 상기 인젝터는 :
    음이온 소스; 및,
    이온 빔 집속 시스템을 포함하며,
    상기 음이온 소스에서 상기 하전 입자 빔 경로가 시작되며,
    상기 이온 빔 집속 시스템은 하전 입자 빔 경로를 축방향으로 가로질러 진행하는 하나 이상의 전도성 표면을 포함하는 장치.
16. 제1항에 있어서, 인젝터에 부분 플라즈마 억제 배리어를 제공하는 자계 생성 자석; 및
    적어도 10개의 코일들의 세트;
    적어도 10개의 와이어 루프들의 세트; 및
    각각 상기 루프들 중 하나에 통합된 적어도 10개의 마이크로회로들의 세트로서, 코일들 중 적어도 하나의 주위에서 적어도 하나의 턴을 완료하는 적어도 10개의 마이크로회로들의 세트를 포함하는, 싱크로트론의 통합된 가속기를 더 포함하는 장치.
17. 제1항에 있어서, 제1 포일;
    제2 포일; 및
    제3 포일을 더 포함하며, 상기 제1 포일, 제2 포일, 및 제3 포일은 각각 하전 입자 빔 경로를 축방향으로 가로지르게 된 장치.
18. 하전 입자 암 치료 시스템에서 하전 입자들로 환자의 종양의 방사선 치료를 위한 방법으로서,
    인젝터에서 하전 입자들을 발생시키는 단계;
    하전 입자들을 싱크로트론으로 주사하는 단계;
    하전 입자들을 싱크로트론에서 가속하여 가속된 하전 입자들을 제공하는 단계;
    가속된 하전 입자들의 진동을 유도하여 진동하는 하전 입자들을 제공하는 단계;
    추출 포일을 이용하여 싱크로트론에서 진동하는 하전 입자들을 추출하여 감소된 에너지의 하전 입자들을 제공하는 단계; 및
    감소된 에너지의 하전 입자들을 종양으로 이동시키는 단계를 포함하며,
    하전 입자 빔 경로는 인젝터에서 시작되는, 방법.
19. 제18항에 있어서, (1) 하전 입자들; (2) 가속된 하전 입자들; (3) 진동하는 하전 입자들; 및 (4) 감소된 에너지의 하전 입자들 모두는 하전 입자 빔 경로를 통과하는 방법.
20. 제18항에 있어서, 인젝터의 입력 포일을 통해 하전 입자들을 통과시키는 단계;
    입력 포일의 제1 측 상의 하전 입자 빔 경로에 제1 진공을 유지하는 단계; 및
    입력 포일의 제2 측 상의 하전 입자 빔 경로 내에 제2 진공을 유지하는 단계를 더 포함하며, 제1 진공의 제1 압력이 제2 진공의 제2 압력과 동일하지 않은 방법.
21. 제18항에 있어서, 인젝터의 음이온 소스에서 음이온 빔의 음이온들을 생성하는 단계;
    이온빔 집속 렌즈의 제1 전계 라인들을 이용하여 음이온들을 집속하는 단계; 및
    전환 포일에 의해 음이온들을 하전 입자들로 전환하는 단계를 더 포함하는 방법.
22. 제18항에 있어서, 직선 부분들; 및 터닝 부분들을 포함하는 싱크로트론의 하전 입자 빔 경로 내에서 하전 입자들을 가속시키는 단계를 더 포함하며,
    터닝 부분들 각각은 다수의 벤딩 자석들을 포함하며,
    싱크로트론 내의 하전 입자 빔 경로의, 순환 빔 경로 서브세트는 60미터 미만의 길이를 포함하며,
    직선 부분들의 개수는 터닝 부분들의 개수와 동일한 방법.
23. 제18항에 있어서,
    제1 쌍의 블레이드들에 걸쳐 적어도 500볼트를 인가하는 단계; 및
    제1 쌍의 블레이드들 사이로 감소된 에너지의 하전 입자를 통과시키는 단계를 더 포함하며,
    제1 쌍의 블레이드들은 감소된 에너지의 하전 입자를 디플렉터로 재배향시키는 방법.
24. 제18항에 있어서, 하전 입자 빔 경로의 40mm 내에 위치된 X-선 발생 소스에 의해 X-선들을 발생시키는 단계로서, X-선 발생 소스는 : (1) X-선 발생 소스 사용 중에 및 (2) 하전 입자 빔으로 종양 치료 중에 단일의 정적 위치를 유지하는 단계를 더 포함하며,
    X-선 발생 소스에서 방사된 X-선들은 하전 입자들과, 거리를 두고, 평행하게 진행하는 방법.
25. 제18항에 있어서, 싱크로트론에서 하전 입자들을 추출하는 단계;
    하전 입자들의 에너지를 제어하는 단계; 및
    하전 입자들의 강도를 제어하는 단계를 더 포함하며,
    상기 에너지를 제어하는 단계 및 강도를 제어하는 단계는 둘 다 하전 입자들이 싱크로트론의 추출 자석을 통과하기 전에 발생되는 방법.
26. 제18항에 있어서, 적어도 90도의 회전을 커버하는 적어도 5개의 조사 위치들로 회전 가능한 플랫폼을 회전시키는 단계; 및
    적어도 5개의 조사 위치들의 각각에서 하전 입자들에 의해, 회전 가능한 플랫폼 상에서 회전하는, 종양으로 조사하는 단계를 더 포함하는 방법.
27. 제18항에 있어서, 인젝터의 이온 빔 발생 소스에서 이온 빔을 발생시키는 단계;
    이온 빔 발생 소스 내의 중앙에 위치된 자기 재료를 이용하는 저온 플라즈마 영역 및 이온 빔 발생 소스 내의 고온 플라즈마 영역 사이에 자계 배리어를 형성하는 단계로서, 저온 플라즈마 영역에 형성된 음이온들에 의해 하전 입자 빔 경로가 시작되는 단계; 및
    음이온 빔을 형성하는 저온 플라즈마 영역으로부터 음이온들을 추출하는 단계를 더 포함하는, 방법.
28. 제18항에 있어서, 입력 포일을 이용하여 싱크로트론 및 인젝터의 일부분 사이에 밀봉부를 형성하는 단계를 더 포함하는 방법.
29. 제18항에 있어서, 출력 포일에 의해 진공 배리어를 형성하는 단계를 더 포함하며, 상기 출력 포일은 상기 싱크로트론의 출력 영역에 인접한, 하전 입자 빔 경로의 제1 부분과 대기 사이에 배리어의 일부분을 형성하며,
    출력 포일은 제1 표면을 포함하며,
    코팅은 출력 포일의 제1 표면의 적어도 일부를 커버하며, 상기 코팅은 또한 하전 입자들에 의해 타격될 때 양성자들을 방사하는, 방법.
30. 제18항에 있어서, 싱크로트론의 중앙 지점으로부터 제1 거리를 포함하며, 하전 입자 빔 경로에 걸쳐있는 한 쌍의 진동 유도 블레이드들에 걸쳐 무선 주파수 계를 인가하는 단계;
    한 쌍의 진동 유도 블레이드들 사이로 하전 입자들을 횡단시키는 단계로서, 상기 무선 주파수는 변경된 순환 경로에서 하전 입자들이 순환되도록 하는 단계; 및
    변경된 순환 경로에서 순환하는 하전 입자들을 한 쌍의 추출 블레이드들 사이로 통과시켜서 디플렉터를 이용하여 상기 하전 입자들을 싱크로트론 밖으로 편향시키는 단계로서, 추출 블레이드들은 하전 입자 빔 경로에 걸쳐 있으며, 한 쌍의 추출 블레이드들은 싱크로트론의 중앙 지점에서 제2 거리를 포함하며, 제1 거리는 제2 거리보다 큰 방법.
31. 제18항에 있어서, 원자당 6개 이하의 양성자들을 가진 원자들로 구성된 추출 포일에 전기적으로 접속된 제어기를 이용하여 하전 입자들의 강도를 제어하는 단계를 더 포함하는 방법.
32. 제18항에 있어서, 하전 입자 빔 경로의 40mm 내에 배치되며, 정적으로 위치된 X-선 발생 소스에 의해 X-선들을 발생시키는 단계를 더 포함하는 방법.
33. 제18항에 있어서, 사용 중에 중력과 정렬된 축 둘레에서 회전하는 회전 가능한 플랫폼을 하전 입자 빔 경로의 터미널 단부 하에서 회전시키는 단계; 및
    싱크로트론에서 배출되는 하전 입자들을 : 타이밍, 추출 에너지, 및 추출 강도의 면 모두에서 제어하는 단계를 더 포함하는 방법.
    
    
    

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