TW202041245A

TW202041245A - 用於粒子治療系統之準直儀及降能器

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Publication number: TW202041245A
Application number: TW109107555A
Authority: TW
Inventors: 詹姆斯顧里; 唐塞德茲瓦特; 馬克瓊斯; 麥可阿赫恩
Original assignee: 美商美威高能離子醫療系統公司
Priority date: 2019-03-08
Filing date: 2020-03-06
Publication date: 2020-11-16
Also published as: JP2023073453A; EP3934751B1; US11291861B2; US20220249871A1; CN113811355A; WO2020185544A1; WO2020185543A1; EP3934752A1; TW202039026A; JP7311620B2; EP3934751A1; US11311746B2; US20200298025A1; CN113811356A; US20200298023A1; US20240042239A1; US20220296927A1; CN113811355B; JP2022524101A; US11717703B2

Abstract

本發明提供一種實例系統，其包括：粒子加速器，其用以產生粒子束來治療患者；及載體，其具有包括第一開口及第二開口之開口。該載體由抑制該粒子束之傳輸的材料製成，且該載體位於該粒子加速器與該患者之間。控制系統經組態以控制該粒子束移動至該第一開口，從而使得該粒子束之至少部分能夠到達該患者，在該粒子束於該第一開口處保持靜止時改變該粒子束之能量，且控制該粒子束自該第一開口移動至該第二開口。該實例系統亦包括降能器，該降能器包括至少一些碳化硼。

Description

用於粒子治療系統之準直儀及降能器

本發明大體上係關於用於粒子治療系統之準直儀及降能器。

粒子治療系統使用加速器來產生用於治療諸如腫瘤之病痛的粒子束。在操作中，粒子在存在磁場之情況下在空腔內部之軌道中加速，且經由提取通道自空腔移除。磁場再生器在空腔外部附近產生磁場凸點以使一些軌道之節距及角度扭曲，使得其朝向提取通道移動且最終移動至提取通道中。由粒子構成之射束離開提取通道。

掃描系統在提取通道之順束方向(down-beam)上。在此實例中，在順束方向上表明相對於提取通道更接近輻照靶標。掃描系統相對於輻照靶標移動粒子束以使輻照靶標之各種部分曝露於粒子束。舉例而言，為治療腫瘤，可在腫瘤之不同部分上掃描粒子束以使不同部分曝露於輻射。

掃描系統可包括降能器以改變粒子束之能量且因此改變粒子束影響之腫瘤的不同深度。準直儀可用以修整粒子束。舉例而言，準直儀可允許粒子束之部分到達患者，同時防止粒子束之不同部分到達患者。

一種實例系統包括：粒子加速器，其用以產生粒子束來治療患者；及載體，其具有包括第一開口及第二開口之開口。該載體包括抑制粒子束之傳輸的材料，且該載體位於粒子加速器與患者之間。控制系統經組態以控制粒子束移動至第一開口，從而使得粒子束之至少部分能夠到達患者，在粒子束於第一開口處保持靜止時改變粒子束之能量，且控制粒子束自第一開口移動至第二開口。該實例系統可單獨地或以組合包括以下特徵中之一或多者。

該等開口可包括孔之陣列，其中第一開口為第一孔且第二開口為第二孔。該等開口可包括槽之陣列，其中第一開口為第一槽且第二開口為第二槽。

該系統可包括處於粒子加速器與患者之間的降能器。該降能器可包括經組態以移入及移出粒子束之路徑以便改變粒子束之能量的結構。該控制系統可經組態以控制該等結構移入或移出粒子束之路徑，從而改變粒子束之能量。該等結構可包括板，該等板用於在粒子束穿過該等板中之一或多者時改變粒子束之能量。該等板可為或包括碳化硼。該粒子加速器可包括具有導電線圈之超導磁體。該控制系統可經組態以改變通過導電線圈之電流，從而改變粒子束之能量。

該控制系統可經組態以改變粒子束之能量，使得在粒子束自第一開口移動至第二開口之前，該粒子束穿過第一開口治療患者中之靶標的柱狀部分。在粒子束處於第一開口處時，粒子束可將超過每秒一戈雷之輻射劑量遞送至靶標達少於五秒之持續時間。在粒子束處於第一開口處時，粒子束可將介於每秒20戈雷與每秒100戈雷之間的輻射劑量遞送至靶標達介於10毫秒與5秒之間的持續時間。在粒子束處於第一開口處時，粒子束可將介於每秒40戈雷與每秒120戈雷之間的輻射劑量遞送至靶標達少於5秒之持續時間。在粒子束處於第一開口處時，粒子束可以任何超高劑量率將輻射劑量遞送至靶標。在粒子束處於第一開口處時，粒子束可將大於每秒100戈雷、大於每秒200戈雷、大於每秒300戈雷、大於每秒400戈雷或大於每秒500戈雷之輻射劑量遞送至靶標達少於500 ms之持續時間、達介於10 ms與5 s之間的持續時間或達少於5 s之持續時間。

該等開口可包括孔，其中第一開口為第一孔且第二開口為第二孔。控制粒子束移動至第一孔且接著移動至第二孔可包括使粒子束在第一孔處居中，接著使粒子束在第二孔處居中。

在粒子束自第一開口移動至第二開口之後，該粒子束可能再也不會移動至第一開口。

該系統可包括具有導電線圈之掃描磁體。該掃描磁體可用於產生磁場以影響粒子束之移動。該控制系統可經組態以藉由改變通過掃描磁體之導電線圈的電流以影響磁場來控制粒子束之移動。該系統可包括導軌，該載體安裝於該導軌上以用於在粒子束之射束場內移動。馬達可經組態以使載體沿著導軌移動。該控制系統可經組態以基於粒子束之移動而控制馬達，從而使載體沿著導軌移動。該系統可包括脊波濾波器(ridge filter)以展寬粒子束之布拉格(Bragg)峰。

該系統可包括導軌，該載體安裝於該導軌上以用於移動。馬達可經組態以回應於來自控制系統之一或多個命令而使載體沿著導軌移動。該控制系統可經組態以在粒子束於第二開口處保持靜止時改變粒子束之能量，且控制粒子束自第二開口移動至多個額外開口，其中在多個額外開口中之每一者處，粒子束在一段時間內保持靜止，同時粒子束之能量在每一開口處改變。

實例準直儀包括具有一或多個開口之載體。該載體可為或包括抑制粒子束之傳輸的材料。一或多個開口中之每一者可具有不可改變之大小及形狀。一或多個開口中之每一者可具有可改變之大小及/或形狀。一或多個開口中之一些可具有可改變之大小及/或形狀，且一或多個開口中之一些可具有不可改變之大小及/或形狀。該準直儀可包括導軌，該載體安裝於該導軌上以用於在粒子束之射束場內移動。馬達經組態以基於粒子束之移動而使載體沿著導軌移動。實例準直儀可單獨地或以組合包括以下特徵中之一或多者。

該一或多個開口可為或包括孔之陣列。該一或多個開口可為或包括孔之單個線性陣列。該一或多個開口可為或包括跨越載體之縱向尺寸延伸的一或多個槽。該一或多個開口可為或包括跨越載體之縱向尺寸延伸的單個槽。該載體可由鎳、黃銅或鎢中之至少一者製成或包括鎳、黃銅或鎢中之至少一者。該馬達可回應於來自控制系統之命令以使載體沿著導軌移動。

該載體可為第一載體。該準直儀可包括具有開口之陣列的第二載體。該第二載體可為或包括抑制粒子束之傳輸的材料。該第二載體可經安裝以用於在粒子束之射束場內移動。該馬達亦可經組態以基於粒子束之移動而使第二載體沿著導軌移動。該第一載體及該第二載體可在實體上彼此連接。該第一載體及該第二載體可經組態以用於相對於彼此獨立移動。舉例而言，該馬達可為第一馬達，且該準直儀亦可包括經組態以移動第二載體之第二馬達。該第二馬達可經組態以基於粒子束之移動而移動第二載體。

一種實例系統包括：粒子加速器，其用以產生粒子束來治療患者；及載體，其具有開口。該載體可為或包括抑制粒子束之傳輸的材料。該載體可位於粒子加速器與患者之間。該系統可包括控制系統以控制粒子束至移動開口之第一部分，從而使得粒子束之至少部分能夠到達患者，在粒子束於開口之第一部分處保持靜止時改變粒子束之能量，且控制粒子束自開口之第一部分移動至開口之第二部分。該實例系統可單獨地或以組合包括以下特徵中之一或多者。

該開口可為或包括沿著載體延伸之槽。該控制系統可經組態以在粒子束於開口之第二部分處保持靜止時改變粒子束之能量，且控制粒子束自開口之第二部分移動至開口之多個額外部分，其中在開口之多個額外部分中之每一者處，粒子束在一段時間內保持靜止，同時粒子束之能量在開口之每一部分處改變。

該控制系統可經組態以改變粒子束之能量，使得在粒子束自開口之第一部分移動至開口之第二部分之前，該粒子束穿過開口之第一部分治療患者中之靶標的柱狀部分。在粒子束處於開口之第一部分處時，粒子束可將超過每秒一戈雷之輻射劑量遞送至靶標達少於五秒之持續時間。在粒子束處於開口之第一部分處時，粒子束可將介於每秒20戈雷與每秒100戈雷之間的輻射劑量遞送至靶標達介於10毫秒與5秒之間的持續時間。在粒子束處於開口之第一部分處時，粒子束可將介於每秒40戈雷與每秒120戈雷之間的輻射劑量遞送至靶標達少於5秒之持續時間。在粒子束處於開口之第一部分處時，粒子束可以超高劑量率將輻射劑量遞送至靶標。

該系統可包括處於粒子加速器與患者之間的降能器。該降能器可包括經組態以移入及移出粒子束之路徑以便改變粒子束之能量的結構。該控制系統可經組態以控制該等結構移入或移出粒子束之路徑，從而改變粒子束之能量。該等結構可為或包括板，該等板用於在粒子束穿過一或多個板時改變粒子束之能量。該一或多個板或結構可包括碳化硼。

該粒子加速器可包括包含導電線圈之超導磁體。該控制系統可經組態以改變通過導電線圈之電流，從而改變粒子束之能量。

該系統可包括導軌，該載體安裝於該導軌上以用於在粒子束之射束場內移動。馬達可經組態以使載體沿著導軌移動。

一種實例系統包括粒子加速器，該粒子加速器用以提供粒子束來治療位於治療室中之患者。該系統包括降能器，該降能器包括多個結構。多個結構中之每一結構用於在粒子束穿過該結構時改變該粒子束之能量。每一結構包括碳化硼。該系統亦包括致動器，其各自用於控制多個結構中之對應者移入或移出粒子束之路徑。該降能器位於治療室中。該系統可單獨地或以組合包括以下特徵中之一或多者。

每一結構可為板。每一結構可為多面體。每一結構為純碳化硼。多個結構中之一或多者可包括由碳化硼及石墨構成之複合材料。

該降能器可沿著粒子束之射束線位於距患者不超過三公尺處。該降能器可沿著粒子束之射束線位於距患者不超過兩公尺處。該降能器可沿著粒子束之射束線位於距患者不超過一公尺處。該系統可包括掃描磁體以相對於患者移動粒子束。該降能器可位於掃描磁體與患者之間。

該粒子束可以超高劑量率施加至患者。該粒子束可以超過每秒1戈雷之劑量率施加至患者達少於5秒之持續時間。該粒子束可以介於每秒20戈雷與每秒100戈雷之間的劑量率施加至患者達介於10毫秒與5秒之間的持續時間。該粒子束可以介於每秒40戈雷與每秒120戈雷之間的劑量率施加至患者達少於5秒之持續時間。

該降能器之結構可為可控制的以在粒子束保持靜止時移入或移出粒子束，以便使用超高劑量率治療患者內之組織的管柱。致動器可為線性馬達或任何其他適當類型之馬達。

一種實例系統包括粒子加速器，該粒子加速器用以提供粒子束來治療位於治療室中之患者。該系統包括降能器，該降能器包括多個結構。多個結構中之每一結構用於在粒子束穿過該結構時改變該粒子束之能量。每一結構包括碳化硼。該系統亦包括致動器，其各自用於控制多個結構中之對應者移入或移出粒子束之路徑。該降能器沿著粒子束之射束線位於距患者不超過四公尺處。該系統可單獨地或以組合包括以下特徵中之一或多者。

該等結構可為可控制的以在粒子束保持靜止時移入或移出粒子束，以便使用超高劑量率治療患者內之組織的管柱。該降能器可沿著粒子束之射束線位於距患者不超過三公尺處。該降能器可沿著粒子束之射束線位於距患者不超過兩公尺處。該降能器可沿著粒子束之射束線位於距患者不超過一公尺處。

該降能器之結構可為可控制的以在粒子束保持靜止時移入或移出粒子束，以便使用超高劑量率治療患者內之組織的管柱。致動器可為線性馬達或其他類型之馬達。多個結構中之一或多者可包括由碳化硼及石墨構成之複合材料。

一種實例系統包括：粒子加速器，其用以提供粒子束來治療位於治療室中之患者；掃描磁體，其用以相對於患者移動粒子束；及降能器。該降能器包括多個結構。多個結構中之每一結構用於在粒子束穿過該結構時改變該粒子束之能量。每一結構包括碳化硼。該系統亦包括致動器，其各自用於控制多個結構中之對應者移入或移出粒子束之路徑。該降能器位於掃描磁體與患者之間。該系統可單獨地或以組合包括以下特徵中之一或多者。

該降能器可沿著粒子束之射束線位於距患者不超過一公尺處。該粒子束可以超高劑量率施加至患者。該粒子束可以超過每秒1戈雷之劑量率施加至患者達少於5秒之持續時間。該粒子束可以介於每秒20戈雷與每秒100戈雷之間的劑量率施加至患者達介於10毫秒與5秒之間的持續時間。該粒子束可以介於每秒40戈雷與每秒120戈雷之間的劑量率施加至患者達少於5秒之持續時間。該降能器之結構可為可控制的以在粒子束保持靜止時移入或移出粒子束，以便以輻射之超高劑量率治療患者內之組織的管柱。

該系統可包括外部台架，該粒子加速器安裝於該外部台架上。該外部台架可為可控制的以使粒子加速器至少部分地圍繞患者移動。該系統可包括內部台架，該內部台架可控制以與外部台架一致地移動。該內部台架可包括可朝向患者延伸且可遠離患者縮回之噴嘴。該降能器可位於噴嘴中。該降能器位於治療室中，在該治療室中粒子束被施加至患者。該噴嘴可為可完全縮回至內部台架中的。

對於具有70 MeV或大於70 MeV之粒子束，該粒子束可具有小於1.2公分(cm) σ之斑點大小。該粒子束可具有小於1.2公分(cm) σ之斑點大小。該粒子束可具有小於0.5公分(cm) σ之斑點大小。

在降能器與患者之間可能不存在用以影響粒子束之結構。該系統可包括在降能器與患者之間的可組態準直儀。該可組態準直儀可為可控制的，從而以小至單個斑點之解析度修整粒子束。該等致動器可包括線性馬達。該等致動器可包括旋轉馬達，其各自驅動對應線性致動器以控制對應結構之移動。

降能器中之多個結構中之一或多者可包括由碳化硼及石墨構成的複合材料。降能器中之多個結構中之每一者可為純碳化硼。

本發明中所描述之特徵(包括描述於此發明內容章節中之彼等特徵)中之兩者或多於兩者可組合以形成本文中未特定描述之實施方案。

本文中所描述之各種系統或其部分的控制可經由電腦程式產品實施，該電腦程式產品包括儲存於一或多個非暫時性機器可讀儲存媒體上且可在一或多個處理裝置(例如，微處理器、特殊應用積體電路、諸如場可程式化閘陣列之經程式化邏輯或其類似者)上執行的指令。本文中所描述之系統或其部分可實施為設備、方法或電子系統，該設備、方法或電子系統可包括一或多個處理裝置及電腦記憶體以儲存可執行指令從而實施對所陳述功能之控制。

一或多個實施方案之細節闡述於以下隨附圖式及描述中。其他特徵、目標及優點將自描述及圖式以及申請專利範圍而顯而易見。

對相關申請案之交叉參考

本申請案主張在2019年3月8日申請且名為「Delivery Of Radiation By Column」之美國臨時專利申請案第62/815,721號的優先權及權利。本申請案主張在2019年5月28日申請且名為「Energy Degrader Including Boron Carbide」之美國臨時專利申請案第62/853,387號的優先權及權利。本申請案主張在2019年8月21日申請且名為「Generating A Treatment Plan」之美國臨時專利申請案第62/889,825號的優先權及權利。本申請案主張在2019年8月21日申請且名為「Collimator For A Particle Therapy System」之美國臨時專利申請案第62/889,861號的優先權及權利。美國臨時專利申請案第62/815,721號、第62/853,387號、第62/889,825號及第62/889,861號之內容以引用之方式併入本文中。

本文中描述包括準直儀之粒子治療系統的實例實施方案。粒子治療系統用於使用諸如質子束或離子束之粒子束治療患者中之諸如腫瘤的輻照靶標(「靶標」)。一些系統逐層治療靶標橫截面。舉例而言，可控制粒子束之能量以將輻射劑量(「劑量」)遞送至層且接著可跨越彼層之全部或部分而移動粒子束。此後，可改變粒子束之能量以將劑量遞送至另一層。可跨越彼另一層之全部或部分而移動粒子束，等等，直至已治療整個靶標。舉例而言，圖1展示使用粒子束12藉由沿著箭頭方向15跨越整個層10而移動粒子束來治療靶標11之層10，該粒子束具有足以將劑量遞送至該層之能量。接著，使用具有足以將劑量遞送至靶標11之不同層16之不同能量的粒子束以相同方式治療層16，等等。平均而言，整個治療體積之治療通常以相對較小的劑量率進行，諸如每秒0.1戈雷。該粒子束常常會在到達靶標之前穿透健康組織。在治療過程中，此健康組織內之任何一個部位可被訪問若干次。此部位處之劑量係在大約數分鐘之時間標度內接收的。

相比而言，一些粒子治療系統可使用輻射之超高(FLASH)劑量率來治療靶標之三維管柱。此等系統使用筆形射束掃描來按比例調整至靶標之超高劑量率遞送。在一些實例中，筆形射束掃描包括遞送一系列小的粒子輻射束，其可各自具有唯一的方向、能量及電荷。藉由組合來自此等個別射束之劑量，可用輻射治療三維靶標治療體積。此外，替代以恆定能量將治療組織至層中，該等系統將治療組織至由靜止射束之方向界定的管柱中。射束方向可為朝向靶標之表面。

在一些實施方案中，在沿著穿過輻照靶標之另一路徑導引粒子束之前，治療管柱之全部或部分。在一些實施方案中，穿過靶標之路徑為全部或部分穿過靶標。在實例中，粒子束可沿著穿過靶標之路徑來導引且不偏離彼路徑。在沿著彼路徑導引時，粒子束之能量改變。該粒子束在其能量改變時不移動且結果，該粒子束治療沿著粒子束之長度且沿著射束斑點之寬度延伸的靶標之內部部分之全部或部分。因此，該治療沿著射束之縱向方向為逐深度進行的。舉例而言，經治療之靶標之一部分可自射束在靶標之表面處的斑點向下延伸穿過靶標之內部之全部或部分。結果為粒子束使用輻射之超高劑量率治療靶標之三維柱狀部分。在一些實例中，輻射之超高劑量率包括例如以下輻射劑量：超過每秒1戈雷達少於500毫秒(ms)之持續時間、超過每秒1戈雷達介於10 ms與5秒(s)之間的持續時間或超過每秒1戈雷達少於5 s之持續時間。本文中提供其他實例。

在一些實施方案中，在已如前文段落中所描述而治療靶標之管柱之後，沿著穿過靶標之新的不同路徑導引粒子束。舉例而言，如圖2中所展示，藉由使沿著箭頭方向28行進的粒子束22之能量變化來治療靶標21之管柱20。接著沿著穿過靶標21之新路徑24導引粒子束，在該路徑中，粒子束沿著箭頭方向29行進。接著藉由在粒子束靜止時使粒子束之能量變化來沿著彼新路徑治療管柱25。如所提到，管柱沿著射束之縱向範圍定位。在一些實施方案中，當治療靶標之管柱時，沿著穿過靶標之每一路徑僅導引粒子束一次。結果，靶標21上方或下方之健康組織曝露於輻射之超高劑量率一次，而不會如在逐層治療靶標時所發生般曝露於多次低輻射劑量，如圖1中。

換言之，在一些實施方案中，沿著新路徑導引粒子束，且再也不會訪問沿著彼路徑之上游組織。以此方式，可以與藉由層切換時間調變之個別筆形射束之速率相當的速率來治療靶標內之每一部位。整個治療內之平均劑量率可與逐層輻射遞送相當，但任一個斑點之局部劑量率皆處於超高劑量率。在一些狀況下，當以超高劑量率遞送輻射時，可減少對健康組織之損害。舉例而言，當以少於500 ms之脈衝遞送10至20戈雷之輻射劑量，從而達到每秒20至100戈雷之有效劑量率時，相比在較長時間標度內以相同劑量輻照時，健康組織可受到較少損害，而所遞送之輻射可以相同的有效程度治療腫瘤。

在一些實施方案中，用以產生且調節粒子束之硬體的操作速度可影響以超高劑量率遞送輻射之能力。舉例而言，為了達成超高劑量率，可以超過用於逐層掃描之能量改變的速率來改變粒子束之能量。舉例而言，可藉由在50 ms之持續時間內切換射束能量來達成施加至靶標之管柱的超高劑量率。此可例如藉由控制粒子束之運動以及含有碳化硼之能量吸收板或含有碳化硼之其他結構進入及離開粒子束之路徑的運動來達成。作為實例，可能需要5次層切換之5公分(cm)深的管柱可能需要期間不遞送粒子束之250 ms的停工時間，從而允許250 ms之射束遞送，在此期間可遞送10至20戈雷之劑量。能量吸收板之較快運動及/或射束運動之額外協調可進一步減少層切換時間，從而允許甚至更多時間來遞送所需治療劑量，同時仍滿足局部超高劑量率之要求。

本文中亦描述供粒子治療系統使用之準直儀的實例實施方案。使用準直來使鄰近斑點(例如，圖1)或鄰近管柱(例如，圖2)彼此隔離可使得系統能夠達成諸如斑點或管柱之局部區中的FLASH劑量率或非FLASH劑量率，而無輻射漏泄至鄰近區中或最少可接受量之輻射漏泄至鄰近區中。

在一些實施方案中，準直儀可包括載體，該載體具有一或多個開口，諸如一或多個孔或槽，粒子束穿過該一或多個開口到達患者中之靶標。該載體可為由抑制粒子束通過之材料製成的板、多面體或彎曲三維(3D)結構。舉例而言，該載體可由諸如鎳、黃銅或鎢之金屬製成，該金屬具有足以防止給定能量下之輻射通過的厚度。在一些實施方案中，開口中之一或多者的大小及形狀為固定的；例如，大小及形狀不可改變或不可組態。舉例而言，準直儀之形狀及內容可為靜態的。該粒子束可在開口內或在開口之間移動。每一開口藉由允許粒子束之部分穿過該開口到達患者中之靶標同時防止粒子束之不同部分到達患者來修整粒子束。該修整可使粒子束準直。舉例而言，作為修整之結果，可減少沿著射束路徑之分散量。

諸如運算系統之控制系統可經組態以控制粒子束移動至準直儀之第一孔(開口之實例)，從而使得粒子束之至少部分能夠到達患者，在粒子束於第一孔處保持靜止時改變粒子束之能量，且控制粒子束自第一孔移動至第二孔。該控制系統亦可經組態以在粒子束於第二孔處保持靜止時改變粒子束之能量，且控制粒子束自第二孔移動至多個額外孔。在多個額外孔中之每一者處，控制粒子束在一段時間內保持靜止，同時粒子束之能量改變。結果，在每一孔處，修整粒子束且借助於能量改變，粒子束治療靶標內之三維管柱。

用於粒子治療系統中之準直儀的操作速度可影響以超高劑量率遞送輻射之系統能力。本文中所描述之實例準直儀可具有有限的可組態性或不具有可組態性，且因此可減少或消除在治療期間組態準直儀所需的時間量。結果，在以超高(FLASH)劑量率遞送輻射時，準直儀可特別有用。然而，當以非超高劑量率遞送輻射時，可使用準直儀。在一些實施方案中，可使用可組態準直儀。

下文描述經組態而以超高劑量率遞送輻射通過靶標之三維管柱的粒子治療系統之實例實施方案。在實例實施方案中，粒子治療系統為質子治療系統。如本文中所描述，實例質子治療系統跨越輻照靶標在三個維度上掃描質子束，以便摧毀惡性組織。圖3展示可用以在質子治療系統中提供粒子(例如，質子)束之實例超導同步回旋加速器的組件310之橫截面。在此實例中，組件310包括超導磁體311。超導磁體包括超導線圈312及313。超導線圈係由多個整合導體形成，該等整合導體中之每一者包括超導股線，例如，捲繞於本身可為超導或非超導之中心股線周圍的四條或六條股線。超導線圈312、313中之每一者用於傳導產生磁場(B)之電流。磁軛314、315或較小磁極片使空腔316中之磁場塑形，在空腔中粒子被加速。在實例中，低溫恆溫器(未圖示)使用液態氦(He)以傳導方式將每一線圈冷卻至超導溫度，例如約克氏(K) 4°。

在一些實施方案中，粒子加速器包括粒子源317，諸如潘甯離子計(Penning Ion Gauge—PIG)源，以將離子化電漿柱提供至空腔316。使氫氣或氫氣與惰性氣體之組合離子化以產生電漿柱。電壓源將變化的射頻(RF)電壓提供至空腔316以使來自電漿柱之粒子在空腔內加速。如所提到，在實例中，粒子加速器為同步回旋加速器。因此，當使粒子在加速空腔內加速時，RF電壓掃過一定範圍的頻率以考慮對粒子之相對論效應，諸如增加粒子質量。RF電壓驅動含於空腔內之D形(dee)板，且具有在加速循環期間向下掃掠之頻率，以考慮質子之相對論質量增加及磁場減小。虛設的D形板充當D形板之接地參考。藉由使電流流經超導線圈連同掃掠RF電壓而產生之磁場使來自電漿柱之粒子在空腔內沿軌道加速且隨著匝數增加而增加能量。

空腔中之磁場經塑形以使粒子在空腔內沿軌道移動。實例同步回旋加速器使用旋轉角度均勻且強度隨著半徑增加而下降之磁場。在一些實施方案中，由超導(主)線圈產生之最大磁場在空腔之中心處可處於4特斯拉(T)至20 T之範圍內，其隨著半徑增加而下降。舉例而言，超導線圈可用於產生處於以下量值中之一或多者或超過以下量值中之一或多者的磁場：4.0 T、4.1 T、4.2 T、4.3 T、4.4 T、4.5 T、4.6 T、4.7 T、4.8 T、4.9 T、5.0 T、5.1 T、5.2 T、5.3 T、5.4 T、5.5 T、5.6 T、5.7 T、5.8 T、5.9 T、6.0 T、6.1 T、6.2 T、6.3 T、6.4 T、6.5 T、6.6 T、6.7 T、6.8 T、6.9 T、7.0 T、7.1 T、7.2 T、7.3 T、7.4 T、7.5 T、7.6 T、7.7 T、7.8 T、7.9 T、8.0 T、8.1 T、8.2 T、8.3 T、8.4 T、8.5 T、8.6 T、8.7 T、8.8 T、8.9 T、9.0 T、9.1 T、9.2 T、9.3 T、9.4 T、9.5 T、9.6 T、9.7 T、9.8 T、9.9 T、10.0 T、10.1 T、10.2 T、10.3 T、10.4 T、10.5 T、10.6 T、10.7 T、10.8 T、10.9 T、11.0 T、11.1 T、11.2 T、11.3 T、11.4 T、11.5 T、11.6 T、11.7 T、11.8 T、11.9 T、12.0 T、12.1 T、12.2 T、12.3 T、12.4 T、12.5 T、12.6 T、12.7 T、12.8 T、12.9 T、13.0 T、13.1 T、13.2 T、13.3 T、13.4 T、13.5 T、13.6 T、13.7 T、13.8 T、13.9 T、14.0 T、14.1 T、14.2 T、14.3 T、14.4 T、14.5 T、14.6 T、14.7 T、14.8 T、14.9 T、15.0 T、15.1 T、15.2 T、15.3 T、15.4 T、15.5 T、15.6 T、15.7 T、15.8 T、15.9 T、16.0 T、16.1 T、16.2 T、16.3 T、16.4 T、16.5 T、16.6 T、16.7 T、16.8 T、16.9 T、17.0 T、17.1 T、17.2 T、17.3 T、17.4 T、17.5 T、17.6 T、17.7 T、17.8 T、17.9 T、18.0 T、18.1 T、18.2 T、18.3 T、18.4 T、18.5 T、18.6 T、18.7 T、18.8 T、18.9 T、19.0 T、19.1 T、19.2 T、19.3 T、19.4 T、19.5 T、19.6 T、19.7 T、19.8 T、19.9 T、20.0 T、20.1 T、20.2 T、20.3 T、20.4 T、20.5 T、20.6 T、20.7 T、20.8 T、20.9 T或大於20.9 T。此外，超導線圈可用於產生在4 T至20 T之範圍外或在4 T至20 T之範圍內但在本文中未特定列出的磁場。

在諸如圖3中所展示之實施方案的一些實施方案中，相對較大的鐵磁性磁軛314、315充當用於由超導線圈產生之雜散磁場的返回。在一些系統中，磁屏蔽件(未圖示)環繞磁軛。返回磁軛及屏蔽件一起用以減小雜散磁場，藉此降低雜散磁場將不利地影響粒子加速器之操作的可能性。

在一些實施方案中，返回磁軛及屏蔽件可由主動返回系統替換或擴充。實例主動返回系統包括在與通過主超導線圈之電流相反之方向上傳導電流的一或多個主動返回線圈。在一些實例實施方案中，對於每一超導主線圈，存在一個主動返回線圈，例如，兩個主動返回線圈—每一主超導線圈一個主動返回線圈。每一主動返回線圈亦可為同心地環繞對應主超導線圈之外部的超導線圈。

藉由使用主動返回系統，相對較大的鐵磁性磁軛314、315可替換為較小且較輕的磁極片。因此，可進一步減小同步回旋加速器之大小及重量而不犧牲效能。可使用之主動返回系統的實例描述於名為「Active Return System」之美國專利第8,791,656號中，該專利之內容以引用之方式併入本文中。

在粒子加速器之提取通道的輸出端處或附近，可存在包括掃描系統之一或多個射束塑形元件。掃描系統之組件可安裝於噴嘴上或以其他方式附接至噴嘴，該噴嘴在治療期間相對接近於患者定位。

參看圖4，在實例實施方案中，可用以使粒子束在輻照靶標上且穿過輻照靶標三維地移動之實例掃描組件422處於同步回旋加速器421 (其可具有圖3之組態)之提取通道420的輸出端處。圖5亦展示圖4之組件的實例。此等組件包括但不限於一或多個掃描磁體424、離子腔室425、降能器426及準直儀428。可在提取通道之順束方向上的其他組件在圖4或圖5中未展示，且可包括例如用於改變射束斑點大小之一或多個散射裝置。實例散射裝置包括在粒子束穿過散射裝置時使粒子束分散之板或射程調變器。

在實例操作中，掃描磁體424可在兩個維度(例如，笛卡爾XY維度)上控制以在彼等兩個維度上定位粒子束且使粒子束跨越輻照靶標之至少一部分移動。離子腔室425偵測射束之劑量且將彼資訊回饋至控制系統以調整射束移動。降能器426可控制以將結構移入及移出粒子束之路徑，從而改變粒子束之能量且因此改變粒子束之劑量將沈積於輻照靶標中之深度。此類結構之實例包括但不限於能量吸收板；多面體，諸如楔形體、四面體或環形多面體；及彎曲三維形狀，諸如圓柱體、球體或錐體。以此方式，降能器可使粒子束將輻射劑量沈積於輻照靶標之內部以治療靶標之管柱。就此而言，當質子移動通過組織時，質子使組織之原子離子化且沿著其路徑沈積劑量。布拉格峰為繪製使輻射在行進通過組織期間離子化之能量損失的布拉格曲線上之顯著尖峰。布拉格峰表示大部分質子沈積於組織內之深度。對於質子，布拉格峰恰好出現在粒子開始靜止之前。因此，可改變粒子束之能量以改變其布拉格峰之部位，且因此其中大部分質子劑量將沈積於組織中之深處。

圖6及圖7展示實例掃描磁體424之視圖。在此實例中，掃描磁體424包括：兩個線圈441，其控制粒子束在X維度上之移動；兩個線圈442，其控制粒子束在Y維度上之移動。在一些實施方案中，藉由使通過線圈之一個或兩個集合的電流變化以藉此使由此產生之磁場變化來達成控制。藉由使磁場適當地變化，粒子束可跨越輻照靶標在X及/或Y維度上移動。先前所描述之降能器可使射束在Z維度上移動通過靶標，藉此實現三維掃描。

返回參看圖4，電流感測器427可連接至掃描磁體424或以其他方式與掃描磁體相關聯。舉例而言，電流感測器可與掃描磁體通信，但不連接至掃描磁體。在一些實施方案中，電流感測器對施加至磁體424之電流進行取樣，該電流可包括至線圈之用於控制射束在X維度上掃描的電流及/或至線圈之用於控制射束在Y維度上掃描的電流。電流感測器可在對應於脈衝在粒子束中出現之時間或以超過脈衝在粒子束中出現之速率的速率對通過磁體之電流進行取樣。識別磁體電流之樣本與下文所描述之離子腔室對脈衝之偵測相關。舉例而言，使用離子腔室偵測脈衝之時間可在時間上與來自電流感測器之樣本相關，藉此在脈衝之時間識別磁體線圈中之電流。因此，藉由使用磁體電流，判定輻照靶標內之部位可為有可能的，每一脈衝及因此輻射劑量(亦即，粒子劑量)遞送於該部位處。亦可基於降能器之組態，例如基於射束路徑中之板的數目而判定靶標內遞送有劑量之部位。

在操作期間，對於遞送有劑量之每一部位，可儲存磁體電流之量值連同劑量之量(例如，強度)。可在加速器上或遠離加速器且可包括記憶體及一或多個處理裝置之控制系統可使磁體電流與輻照靶標內之座標相關，且彼等座標可連同劑量之量一起儲存。舉例而言，該部位可藉由深度方向層編號及笛卡爾XY座標或藉由笛卡爾XYZ座標識別，其中深度方向層對應於Z座標。在一些實施方案中，磁體電流之量值及座標部位兩者可連同每一部位處之劑量一起儲存。此資訊可儲存於中加速器上或遠離加速器之記憶體中。此資訊可用以追蹤靶標之治療且維持彼治療之記錄。

離子腔室425藉由偵測由入射輻射引起之在氣體內產生的離子對之數目來偵測由粒子束施加至輻照靶標內之位置的劑量，諸如一或多個個別劑量。離子對之數目對應於由粒子束提供之劑量。將彼資訊回饋至控制系統且連同提供該劑量之時間一起儲存於記憶體中。此資訊可與提供有劑量之部位及/或在彼時間之磁體電流的量值相關且結合該部位及/或該量值進行儲存，如上文所描述。

準直儀428可位於掃描磁體之順束方向上及降能器之順束方向上，如圖4及圖5中所展示。在粒子束逐路徑移動通過靶標期間，準直儀可在逐斑點基礎上修整粒子束。在粒子束靜止於靶標上時且當靜止粒子束之能量改變以影響靶標之內部的不同部分時，準直儀亦可修整粒子束。舉例而言，粒子束可在進入靶標之內部時沿著其直徑展佈。該準直儀可經組態，例如經建構以修整粒子束，從而考慮彼展佈。舉例而言，該準直儀可經組態以減少至及通過靶標之射束分散，且藉此維持更恆定的斑點大小。

如下文所描述，在一些實例中，準直儀可包括一或多個開口，可經由該一或多個開口使粒子束轉向。舉例而言，該準直儀可包括配置成一維陣列或多維陣列之多個孔，諸如圓形孔。在一些實例中，孔之大小及形狀不可改變或不可組態。粒子束可移動至指定序列中之孔以治療患者中之靶標的部分。每一孔可修整粒子束且使粒子束準直。該等孔可彼此充分接近地定位以限制粒子束之個別斑點重疊的量。可進行此定位以便限制靶標上方及下方之健康組織曝露於超高劑量率輻射之單次劑量。在一些實施方案中，可穿過諸如基板之抑制或阻擋輻射的載體形成孔。該載體本身可為可基於例如粒子束之移動而在射束場內移動的。舉例而言，具有孔之線性陣列的載體可經組態以追蹤粒子束跨越射束場之運動。然而，因為該等孔本身不需要經組態，所以移動載體所需之時間量不會防止以超高劑量率遞送輻射。

在一些實施方案中，替代孔或除孔以外，該準直儀亦可包括穿過載體之一或多個槽。舉例而言，該準直儀可包括單個線性槽，其具有足以修整粒子束之側向尺寸及跨越輻射靶標之至少部分延伸之縱向尺寸且可容納多個粒子束斑點。在一些實施方案中，該準直儀可包括配置成陣列之多個線性槽。在一些實例中，該等槽之大小及形狀不可改變或不可組態。該粒子束可移動至每一槽之部分，該槽在側向尺寸上(及在槽端點處在縱向尺寸上)執行準直。在一些實施方案中，可穿過諸如基板之抑制或阻擋輻射的載體形成槽。該載體本身可為可基於例如粒子束之移動而在射束場內移動的。舉例而言，具有單個槽之載體可經組態以追蹤粒子束跨越射束場之運動。然而，因為該槽本身不需要經組態，所以移動載體所需之時間量不會防止以超高劑量率遞送輻射。

圖8展示實例射程調變器460，其為降能器426之實例實施方案。在一些實施方案中，射程調變器460可在準直儀與患者之間位於掃描磁體之順束方向上。在諸如圖8中所展示之實施方案的一些實施方案中，射程調變器包括一系列板461。該等板可由以下實例材料中之一或多者製成：諸如LEXAN^TM 之聚碳酸酯、碳、鈹、碳化硼、由碳化硼及石墨構成之複合材料或具有低原子數之材料。然而，替代此等實例材料或除此等實例材料以外，亦可使用其他材料。在包括諸如楔形體、四面體或環形多面體之多面體或諸如圓柱體、球體或錐體之彎曲三維結構的降能器之其他實施方案中，此等結構可由以下實例材料中之一或多者製成：諸如LEXAN^TM 之聚碳酸酯、碳、鈹、碳化硼、由碳化硼及石墨構成之複合材料或具有低原子數之材料。

在一些實施方案中，含有碳化硼之射程調變器的結構可僅包括碳化硼；亦即，該等結構可為純碳化硼。在一些實施方案中，含有碳化硼之結構可包括碳化硼與諸如石墨、聚碳酸酯、碳或鈹之另一材料的組合。在一些實施方案中，降能器中之每個結構(例如，板、多面體或彎曲三維結構)皆可含有全部或部分碳化硼。在一些實施方案中，降能器中之不同結構(例如，板、多面體或彎曲三維結構)可包括不同材料。舉例而言，降能器中之一或多個板可由純碳化硼製成，且同一降能器之一或多個其他板可由聚碳酸酯、碳及/或鈹製成或包括其中之一或多者。亦可使用其他材料。舉例而言，降能器中之一或多個板或其部分可由複合材料製成，該複合材料由碳化硼及石墨構成。

該等板中之一或多者可移入或移出射束路徑以藉此改變粒子束之能量，且因此改變粒子束之大部分劑量沈積於輻照靶標內的深度。板在實體上移入及移出粒子束之路徑。舉例而言，如圖9中所展示，板470沿著箭頭方向472在處於粒子束473之路徑中的位置與處於粒子束之路徑外的位置之間移動。該等板受電腦控制。一般而言，移入粒子束之路徑的板之數目對應於應發生輻照靶標之掃描的深度。因此，可藉由對一或多個板之適當控制將來自粒子束之劑量導引至靶標之內部中。

在一些實施方案中，射程調變器460之個別板各自耦接至對應馬達464且由對應馬達驅動。一般而言，馬達包括將某一形式之能量轉換成運動的裝置。馬達可為旋轉或線性的，且可為電動、液壓或氣動的。舉例而言，每一馬達可為電動馬達，其驅動導螺桿以將板延伸至射束場中或將板縮回射束場外，包括引起板之運動以追蹤或跟蹤粒子束在射束場內之運動。舉例而言，每一馬達可為驅動對應線性致動器以控制對應結構之移動的旋轉馬達。在一些實施方案中，射程調變器460之個別板各自耦接至對應致動器且由對應致動器驅動。在一些實例中，致動器包括機械或機電裝置，該等裝置提供受控移動且可以電動方式(藉由馬達)、以液壓方式、以氣動方式、以機械方式或以熱方式來操作。在一些實例中，致動器包括任何類型之馬達，該馬達藉由諸如電流、液壓流體壓力或氣動壓力之能量源操作且將彼能量轉換成運動。

在一些實施方案中，含有碳化硼結構(或由其他材料構成之結構)的降能器可位於治療室中，在該治療室中粒子束被施加至患者。舉例而言，降能器可位於掃描磁體與患者之間。在實例中，降能器可位於系統之內部台架上的噴嘴中，該內部台架之實例係關於圖26、圖27及圖28進行描述。

降能器可接近於患者定位以便限制粒子束在穿過一或多個板或其他結構之後散射或分散的量。在一些實施方案中，該降能器可沿著粒子束之射束線位於距患者不超過四公尺處。在一些實施方案中，該降能器可沿著粒子束之射束線位於距患者不超過三公尺處。在一些實施方案中，該降能器可沿著粒子束之射束線位於距患者不超過兩公尺處。在一些實施方案中，該降能器可沿著粒子束之射束線位於距患者不超過一公尺處。在一些實施方案中，該降能器可沿著粒子束之射束線位於距患者不超過二分之一公尺處。在一些實施方案中，該降能器可沿著粒子束之射束線位於噴嘴內距患者不超過四公尺處。在一些實施方案中，該降能器可沿著粒子束之射束線位於噴嘴內距患者不超過三公尺處。在一些實施方案中，該降能器可沿著粒子束之射束線位於噴嘴內距患者不超過兩公尺處。在一些實施方案中，該降能器可沿著粒子束之射束線位於噴嘴內距患者不超過一公尺處。在一些實施方案中，該降能器可沿著粒子束之射束線位於噴嘴內距患者不超過二分之一公尺處。

一般而言，相比可用以使粒子束之能量降級的一些其他材料，諸如鈹，使用碳化硼可能更便宜且更安全。一般而言，碳化硼具有相對較低的原子量及高密度，且其散射性質可有利地與可用以使粒子束之能量降級的一些其他材料相當，諸如碳(例如，石墨)及聚碳酸酯。減少射束散射會導致減小之射束斑點大小；亦即，射束之橫截面大小。減小之斑點大小提供筆形射束掃描系統之改善的保形性及較高的局部劑量率。換言之，減小斑點大小會減小劑量所沈積之區域。結果，沈積於單個斑點內之質子的濃度增加，藉此增加單個斑點之區域內的劑量率。當使用超高(或「FLASH」)劑量率執行掃描時，增加單個斑點之區域內的劑量率為合乎需要的，此係因為其促進在規定時段內沈積超高劑量之質子。本文中描述期間施加超高劑量之時段的實例。

圖29為展示針對用於降能器中以改變粒子束之能量的不同材料之不同粒子束能量的粒子束斑點大小之改變的曲線圖。在此實例中，展示LEXAN^TM 、碳(例如，石墨)、碳化硼及鈹。根據圖29之曲線圖，例如，碳化硼降能器結構在70百萬電子伏特(MeV)之能量下產生具有小於1.2公分(cm) σ(sigma)之斑點大小的粒子束。在此實例中，在降能器結構之輸出端處量測斑點大小。斑點可散射射束，使射束在空氣行進得更遠，此將導致斑點大小之增加。然而，將降能器置放成充分接近患者將限制散射。此外，在一些但並非所有狀況下，準直儀可置放於降能器與患者之間以使粒子束準直且藉此限制由散射引起之效應。

除前述優點以外，相對於使用例如聚碳酸酯之降能器，基於碳化硼之降能器的大小可減小。亦即，基於碳化硼之降能器可達成與基於聚碳酸酯之降能器大體上相同的效應，但基於碳化硼之降能器可具有比基於聚碳酸酯之降能器小的外觀尺寸。此係因為碳化硼之密度大於聚碳酸酯之密度。在一些實例中，由純碳化硼板構成之降能器沿著射束線可為30公分(cm)至40 cm厚。該等板可具有相同或變化的厚度。板及降能器之厚度本身將取決於各種因素，諸如所需之能量改變的總量及待治療之層的數目，其可判定板中之每一者的數目及厚度。

由碳化硼構成之降能器的大小減小會使得降能器在治療室中較不顯眼。舉例而言，由所有或一些碳化硼結構構成之降能器可收容於內部台架上之噴嘴內。包括降能器之噴嘴可完全縮回內部台架內，藉此使降能器離開技術員施以治療之路徑。在一些實施方案中，內部台架可與治療室之壁齊平，在此狀況下，將噴嘴及降能器完全縮回內部台架內會使得噴嘴及降能器完全縮回壁內。

圖10展示射程調變器之實例實施方案，諸如基於碳化硼之射程調變器，其使用線性馬達來控制能量吸收板101、102及103之操作。圖10之射程調變器可另外具有圖8之射程調變器的組態。儘管在圖10之實例中僅展示三個板，但可包括任何適當數目個板，如由橢圓點106所說明。

將板102作為實例，控制板102之操作的實例線性馬達包括可移動組件及由兩個部分(在此實例中，磁體110a及110b)構成之靜止組件。兩個磁體並排地配置，且其磁極對準。亦即，如所展示，磁體110a之正極(+)與磁體110b之正極(+)對準，且磁體110a之負極(-)與磁體110b之負極(-)對準。可移動組件包括處於磁體110a與110b之間的線圈承載板109。線圈承載板109在實體上連接至能量吸收板102，且控制能量吸收板102沿著箭頭方向111移動，例如，移入及移出粒子束之路徑。

如所解釋的，線圈承載板109包括傳遞電流以便產生磁場之一或多條導電跡線或其他導電結構。藉由控制通過線圈承載板之電流來控制磁場，以便控制線圈承載板及因此能量吸收板102之移動。亦即，通過線圈之電流產生磁場，該磁場與由磁體110a及110b產生之磁場相互作用。此相互作用使線圈承載板109及能量吸收板102沿著箭頭方向111移入或移出粒子束路徑。舉例而言，由線圈承載板109產生之較大磁場可使能量吸收板移入粒子束路徑，且由線圈承載板產生之較小或相反磁場可使能量吸收板遠離粒子束路徑縮回。

在一些實施方案中，線圈承載板上之導電跡線或其他導電結構可包括嵌入於鋁中之三個繞組。在一些實施方案中，能量吸收板可在實體上附接至線圈承載板且隨線圈承載板一起移動。在一些實施方案中，繞組數目及所使用材料可不同於本文中所描述之數目及材料。在一些實施方案中，線圈承載板可為能量吸收板之整體部分。舉例而言，能量吸收板本身可包括導電結構或跡線。

如圖10中所展示，在一些實施方案中，通過線圈承載板之電流可由自諸如運算系統114之控制系統接收到的信號控制。該運算系統可易受中子輻射影響且因此可位於遠端室116中。在一些實施方案中，遠端室116可被屏蔽以免受由粒子加速器產生之中子輻射影響。在一些實施方案中，遠端室可位於離治療室117足夠遠處，以免受來自粒子加速器之中子輻射影響。在一些實施方案中，運算系統可位於治療室中，但可被屏蔽以免受由粒子加速器發射之中子輻射影響。在一些實施方案中，所有運算功能性皆被屏蔽以免受中子輻射影響，且未屏蔽之電子裝置可仍在存在中子輻射之情況下操作。編碼器為此類電子裝置之實例。

就此而言，編碼器(未圖示)可包括雷射感測器、光學感測器或二極體感測器中之一或多者。編碼器例如藉由偵測線圈承載板或連接至線圈承載板且隨線圈承載板一起移動之結構上的標記或其他標誌相對於編碼器位於何處來偵測線圈承載板之移動。將關於線圈承載板位於何處之此資訊回饋至運算系統且由運算系統用以在操作期間確認線圈承載板之位置。編碼器可位於任何適當的部位處。在一些實施方案中，編碼器位於包括線圈承載板之外殼上。在板移動時，隨線圈承載板一起移動之標記或其他標誌移過編碼器。編碼器接著將彼資訊轉送至運算系統114。運算系統114可使用彼資訊以控制射程調變器之操作，包括定位其能量吸收板。

可由一或多個處理裝置構成之運算系統114可經程式化以控制質子治療系統，包括掃描系統之組件，以在輻照靶標中逐管柱實施超高劑量率輻射治療。舉例而言，運算系統可為可控制的以輸出一或多個控制信號，從而控制線性馬達中之一或多者以在掃描期間延伸或縮回能量吸收板中之一或多者。舉例而言，運算系統可為可控制的以輸出一或多個控制信號，從而控制一或多個電動馬達以在掃描期間延伸或縮回能量吸收板中之一或多者。運算系統可包括一或多個處理裝置，諸如微處理器、微控制器、場可程式化閘陣列(FPGA)或特殊應用電路(ASIC)。

參看圖11，控制系統可經組態，例如經程式化以實施針對諸如腫瘤之靶標的治療計劃。治療計劃可指定參數，包括待使用之粒子束的劑量率，諸如超高劑量率；劑量待遞送至靶標之部位；及待治療靶標之管柱的序列。最初，控制系統可控制粒子加速器，在此實例中為同步回旋加速器310，以產生(1101)粒子束，該粒子束具有包括射束電流及強度之參數。在一些實施方案中，粒子束之射束電流為100毫微安(nA)或小於100毫微安之電流。在一些實施方案中，粒子束之射束電流為50 nA或小於50 nA之電流。約為數毫微安之射束電流的位準可減小損傷患者之風險，可減小損害治療室中之加速器或其他電子裝置的風險，或可減小此類損傷及損害兩者之風險。

亦可控制(1102)或調變粒子束之強度以控制或改變以不同粒子束能量施加至靶標之劑量。因此，可使用本文中所描述之技術遞送強度調變式質子治療(IMPT)。在一些實施方案中，可使用具有不同或相同強度之射束自多個不同角度以FLASH劑量率或以低於FLASH劑量率之劑量率治療同一輻照靶標。舉例而言，可藉由以不同角度藉由管柱遞送輻射來以FLASH或非FLASH劑量率治療輻照靶標。在此等實例中，因為輻射係以不同角度遞送，所以未受治療之健康組織可能僅經受輻射一次。

射束強度至少部分地基於粒子束中之粒子數目。舉例而言，射束強度可由粒子束中之粒子數目定義。粒子束之強度可在粒子束之斑點之間改變。另外，粒子束之一個斑點的強度可獨立於粒子束之一或多個其他斑點的強度，其他斑點包括水平緊鄰斑點或豎直緊鄰斑點。因此，在一些實例中，可用獨立於至一或多個鄰近斑點之劑量的任意劑量治療三維體積中之任何斑點。控制系統可使用一或多種技術控制粒子束強度。

在實例技術中，可藉由使自電漿柱獲得之粒子的脈衝之持續時間變化來控制粒子束之強度。更詳細而言，RF電壓自開始(例如，最高)頻率(例如，135兆赫茲(MHz))掃掠至結束(例如，最小)頻率(例如，90 MHz)。在RF掃掠期間將粒子源啟動一段時間以產生電漿柱。舉例而言，在一些實施方案中，在132 MHz下將離子源啟動一段時間。在彼時間期間，藉由RF電壓所產生之電場自電漿柱提取粒子。隨著RF電壓頻率下降，該等粒子在擴展之軌道中向外加速，從而與減小之磁場及增加之相對論質量保持同步，直至該等粒子在一段時間(例如，約600微秒)後被掃出。改變粒子源啟動之持續時間會改變在頻率掃掠期間自電漿柱提取之粒子的脈衝之寬度。增加脈衝寬度會使所提取之粒子的量增加，且因此使粒子束之強度增加。相反，減小脈衝寬度使所提取之粒子的量減小，且因此使粒子束之強度減小。

在另一種實例技術中，可藉由改變施加至粒子源中之陰極的電壓來控制粒子束之強度。就此而言，藉由將電壓施加至粒子源之兩個陰極且藉由在陰極附近輸出諸如氫氣(H₂ )之氣體來產生電漿柱。施加至陰極之電壓使氫氣離子化，且背景磁場使離子化氫準直以藉此產生電漿柱。增加陰極電壓會使電漿柱中之離子的量增加，且減小陰極電壓會使電漿柱中之離子的量減小。當電漿柱中存在較多離子時，可在RF電壓掃掠期間提取較多離子，藉此增加粒子束之強度。當電漿柱中存在較少離子時，可在RF電壓掃掠期間提取較少離子，藉此減小粒子束之強度。

在另一種實例技術中，可藉由使供應至粒子源之氫氣的量變化來控制粒子束之強度。舉例而言，增加供應至粒子源之氫氣的量會導致回應於陰極電壓而在電漿柱中進行離子化的機會較大。相反，減小供應至粒子源之氫氣的量會導致回應於陰極電壓而在電漿柱中進行離子化的機會較小。如上文所提到，當電漿柱存在較多粒子時，在RF電壓掃掠期間提取較多粒子，藉此增加粒子束之強度。當電漿柱中存在較少粒子時，可在RF電壓掃掠期間提取較少粒子，藉此減小粒子束之強度。

在另一種實例技術中，可藉由使用以自電漿柱提取粒子之RF電壓的量值變化來控制粒子束之強度。舉例而言，增加RF電壓之量值會使得自電漿柱提取較多粒子。相反，減小RF電壓之量值會使得自電漿柱提取較少粒子。當提取較多粒子時，相比提取較少粒子時，粒子束具有較大強度。

在另一種實例技術中，可藉由使啟動粒子源且因此期間提取粒子之頻率掃掠期間的開始時間變化來控制粒子束之強度。更具體而言，在頻率掃掠期間存在有限窗口，在此期間可自電漿柱提取粒子。在實例實施方案中，頻率以大體上恆定之速率自約135 MHz掃掠至約90 MHz。在此實例中，可大約在開始頻率與結束頻率之間，例如分別在132 MHz與131 MHz之間的向下斜坡之開始處提取粒子，且可將粒子源啟動一段時間，例如啟動約0.1微秒(μs)至100 μs (例如，1 μs至10 μs或1 μs至40 μs)。改變啟動粒子源之頻率會影響自粒子束提取之粒子量且因此影響粒子束之強度。

在另一種實例技術中，脈衝消隱可用以控制粒子束之強度。就此而言，將RF頻率掃掠每秒重複數次(例如，500次/秒)。可針對每一頻率掃掠(例如，每2 ms)啟動粒子源。脈衝消隱藉由在每次頻率掃掠期間不啟動粒子源來減小自粒子束提取之粒子的數目。為達成最大射束強度，可能每次頻率掃掠皆啟動粒子源。為減小射束強度，可能較不頻繁地啟動粒子源，例如，每第二次、第三次、第一百次掃掠等。

在另一種實例技術中，可藉由將DC偏壓電壓施加至用以將RF電壓施加至粒子加速器空腔之一或多個D形件來控制粒子束之強度。就此而言，粒子加速器包括主動D形板，其為具有圍成空間之兩個半圓形表面的中空金屬結構，質子在其繞由磁軛圍成之空腔旋轉期間在該空間中加速。主動D形件係由在RF傳輸線之末端處施加的RF信號驅動以將電場施與至空間中。隨著經加速之粒子束與幾何中心之距離增加，RF場及時地發生變化。虛設D形件可包括矩形金屬壁，該矩形金屬壁具有在主動D形件之曝露凸緣附近隔開的槽。在一些實施方案中，虛設D形件在真空腔室及磁軛處連接至參考電壓。

在存在強磁場之情況下施加RF電壓可產生自生二次電子(multi-pactoring)，其可減小RF場之量值且在一些狀況下導致電短路。為減小自生二次電子之量且藉此維持RF場，可將直流(DC)偏壓電壓施加至主動D形件且在一些實施方案中，亦施加至虛設D形件。在一些實施方案中，可控制主動D形件與虛設D形件之間的差動DC偏壓電壓以減少自生二次電子且藉此增加射束強度。舉例而言，在一些實施方案中，主動D形件及虛設D形件上之DC偏壓電壓之間可存在50%的差異。在實例實施方案中，將-1.9 KV DC偏壓電壓施加至虛設D形件且將-1.5 KV DC偏壓電壓施加至主動D形件。

在另一種實例技術中，可藉由控制掃掠RF電壓之速率(例如，減小之斜率)來控制粒子束之強度。藉由減小斜率，有可能增加期間可自電漿柱提取粒子之時間量。結果，可提取較多粒子，藉此增加粒子束之強度。反之亦然，例如，藉由增加斜率，可減少期間可自電漿柱提取粒子之時間量，其可導致粒子束強度減小。

用於控制粒子束強度之前述技術的實施方案描述於名為「Controlling Intensity Of A Particle Beam」之美國專利第9,723,705號中，該專利之內容以引用之方式併入本文中。

控制系統亦可控制(1103)粒子束之斑點大小。如上文所指示，一或多個散射裝置可移入粒子束之路徑以改變粒子束之斑點大小。在一些實施方案中，同步回旋加速器之原生斑點大小為由系統產生之最小斑點大小。由於射束強度亦隨斑點大小而變，故此斑點大小亦產生最大射束強度。在一些實施方案中，可由系統產生之斑點大小小於2毫米(mm) σ。在一些實施方案中，可由系統產生之斑點大小為至少2 mm σ。在一些實施方案中，可由系統產生之斑點大小介於2 mm σ與20 mm σ之間。在一些實施方案中，可由系統產生之斑點大小大於20 mm σ。在一些實施方案中，可省略操作1103。

控制系統控制(1104)掃描磁體以根據治療計劃將粒子束移動至通過靶標21之路徑24，例如，如圖2中所展示。控制掃描磁體可包括控制通過掃描磁體(圖6及圖7)之線圈的控制粒子束在笛卡爾X維度上之移動的電流，控制通過掃描磁體之線圈的控制粒子束在笛卡爾Y維度上之移動的電流，或控制其兩者。在彼部位處，系統將輻射之超高劑量率遞送至沿著射束路徑延伸穿過靶標的管柱。在此實例中，管柱包括沿著粒子束之方向29 (圖2)定位的靶標之內部部分。管柱25為三維的，此係因為其自射束斑點之中心徑向地延伸至斑點之周邊，且管柱向下延伸穿過靶標。在一些實施方案中，管柱延伸穿過整個靶標，如圖2中所展示。在一些實施方案中，管柱僅部分地延伸穿過靶標。在一些實施方案中，管柱完全在靶標之內部。在一些實施方案中，管柱在靶標之一個表面處開始且延伸至靶標之內部，但並不到達靶標之另一表面。在一些實施方案中，鄰近管柱之部分重疊。

使用輻射之超高劑量率治療(1105)管柱。輻射之超高劑量率的實例在本文中加以描述，且包括但不限於每秒1戈雷或大於每秒1戈雷達少於5 s之持續時間。控制系統在粒子束靜止時控制粒子束之能量，使得粒子束治療靶標中之管柱。治療靶標中之管柱包括改變粒子束之能量，使得對於能量之每一改變，粒子束中之質子的大部分劑量(其布拉格峰)沈積於靶標內之不同深度處。如本文中所描述，可藉由將可由碳化硼或其他粒子降能材料製成之結構移入或移出粒子束之路徑來改變粒子束之能量，如關於圖12至圖19及圖35至圖44之實例所描述。可重複圖11之所有或一些操作以治療輻照靶標上之不同管柱。舉例而言，可針對輻照靶標上待治療之每一管柱重複操作1102、1103、1104及1105。

在下文所描述之使用可變能量同步回旋加速器(或其他類型之可變能量粒子加速器)的實施方案中，可藉由改變通過同步回旋加速器之主線圈的電流來改變粒子束之能量。在一些實施方案中，藉由將諸如射程調變器460之能量吸收板的結構移入及移出粒子束之路徑來改變粒子束之能量。就此而言，由於治療計劃指定靶標上之管柱的部位，因此射程調變器之能量吸收板可接近於彼等部位預先定位，以便減少彼等板移入及移出位置所花費的時間。參看圖12，例如，在用輻射治療靶標503中之管柱501之前，可由純碳化硼或碳化硼-石墨複合物製成之板500例如可接近於管柱501定位。該等板可自彼部位移動至粒子束中，藉此減小板需要行進之距離。亦即，板500可經組態以完全縮回至射程調變器中。該等板可在治療之前部分或完全延伸，且結果，無需自其完全縮回位置行進以便到達粒子束之路徑。

如所提到，可控制該等板中之一或多者以移入及移出粒子束之路徑，從而改變粒子束之能量。在實例中，一或多個板中之每一者可在100 ms或少於100 ms之持續時間內移入或移出粒子束之路徑。在實例中，一或多個板中之每一者可在50 ms或少於50 ms之持續時間內移入或移出粒子束之路徑。在實例中，一或多個板中之每一者可在10 ms或少於10 ms之持續時間內移入或移出粒子束之路徑。在實例中，一或多個板中之每一者可在20 ms或少於20 ms之持續時間內或在10 ms或少於10 ms之持續時間內移入或移出粒子束之路徑。如先前所描述，使用線性馬達可促進板之快速移動，但亦可使用電動馬達。在此實例中，快速移動包括約幾十毫秒之移動。

該等板中之一或多者可基於治療計劃中所定義之序列而移入及移出粒子束之路徑。舉例而言，參看圖12、圖13、圖14及圖15，粒子束504藉由掃描系統定位，從而以超高劑量率治療靶標503之管柱501。在此實例中，為了逐步治療管柱501之較淺部分，最初在粒子束之路徑中無板的情況下執行治療。此情形展示於圖12中。因此，治療管柱501之最深部分502。在圖13中，板500a沿著箭頭方向505行進至粒子束504之路徑中以減小粒子束之能量。在此板組態中，治療管柱501之次深部分506。在圖14中，板500b亦沿著箭頭方向505行進至粒子束504之路徑中以進一步減小粒子束之能量。在此板組態中，治療管柱501之第三深部分508。在圖15中，板500c亦沿著箭頭方向505行進至粒子束504之路徑中以進一步減小粒子束之能量。在此板組態中，治療管柱501之最淺部分510。藉由在粒子束504靜止時改變粒子束504之能量，整個管柱501可被遞送超高劑量率輻射。本文中提供超高劑量率之實例。

粒子束可藉由掃描磁體導引至穿過靶標之新路徑以治療靶標503之不同管柱。不同管柱可能緊鄰管柱501或可能不緊鄰管柱501。在一些實施方案中，射束之斑點可部分地重疊或不重疊。舉例而言，參看圖16、圖17、圖18及圖19，粒子束604藉由掃描系統定位，從而以超高劑量率治療靶標503之管柱601。在此實例中，為了逐步治療管柱601之較深部分，最初在所有板500a、500b及500c處於粒子束之路徑中的情況下執行治療。此情形展示於圖16中。因此，首先治療管柱601之最淺部分602。在圖17中，板500c沿著箭頭方向605移出粒子束604之路徑以增加粒子束之能量。在此板組態中，治療管柱601之次淺部分602。在圖18中，板500b亦沿著箭頭方向605移出粒子束604之路徑以進一步增加粒子束之能量。在此板組態中，治療管柱601之第三淺部分608。在圖19中，板500c亦沿著箭頭方向605移出粒子束604之路徑以進一步增加粒子束之能量。在此板組態中，治療管柱601之最深部分610。藉由在粒子束604靜止時改變粒子束604之能量，整個管柱601可被遞送超高劑量率輻射。

在一些實施方案中，無需為了治療管柱而對板進行定序。舉例而言，板500a可首先移入粒子束之路徑，接著板500c移入，接著板500b移入。

在將超高劑量率輻射遞送至管柱501或601期間，粒子束504或604之強度可在必要時改變以便遞送在治療計劃中指定之超高劑量率輻射。值得注意地，在將超高劑量率輻射遞送至每一管柱期間，粒子束為靜止的。舉例而言，在將超高劑量率輻射遞送至管柱內之不同深度時，粒子束之路徑相對於靶標不改變且粒子束不移動。在將超高劑量率輻射遞送至管柱之後，將粒子束導引於穿過靶標之新路徑上。接著以與關於圖11所描述相同之方式在彼新路徑處施加輻射之超高劑量率。重複此程序直至使用超高劑量率輻射治療靶標之全部或直至使用超高劑量率輻射治療靶標之指明部分。在一些實施方案中，如諸圖中所展示，管柱可平行，具有一些重疊或無重疊。在一些實施方案中，至少一些管柱可能不平行，從而導致重疊。在一些實施方案中，可自不同角度將管柱之多個集合應用於同一靶標或微體積，藉此用輻射多次治療靶標，同時防止健康組織受輻射影響多於一次。

在一些實施方案中，粒子束再也不會沿著已使用超高劑量率輻射治療之路徑導引。舉例而言，粒子束逐路徑步進通過靶標503。在此實例中，僅使用超高劑量率輻射治療沿著路徑延伸至靶標中之每一管柱一次。不再重新訪問及治療管柱。藉由僅使用超高劑量率輻射治療管柱一次，在靶標上方且在一些狀況下在靶標下方之健康組織不易受到輻射的損害。然而，值得注意地，本文中所描述之實例系統不限於僅使用超高劑量率輻射治療每一管柱一次。舉例而言，在一些實施方案中，每一管柱可被重新訪問任何適當數目次且經受超高劑量率輻射之一或多個額外劑量。此外，本文中所描述之實例系統不限於僅使用超高劑量率輻射治療每一管柱。舉例而言，如本文中所描述，可使用小於將被視為超高劑量率之劑量率的輻射劑量率來治療靶標之管柱。舉例而言，如本文中所描述，可使用諸如每秒0.1戈雷之輻射劑量率治療靶標之管柱達一分鐘或多於一分鐘之持續時間。在一些實施方案中，逐管柱治療(諸如，圖2中所展示之治療)可與逐層治療(諸如，圖1中所展示之治療)組合。舉例而言，可逐管柱，接著逐層治療靶標，或逐層接著逐管柱治療靶標。在一些實施方案中，在每一狀況下使用超高劑量率輻射或低於超高劑量率輻射，可逐管柱治療靶標之部分且可逐層治療靶標之部分。

在一些實施方案中，可針對靶標上之不同管柱將射程調變器之能量吸收板不同地定序，以便減少治療時間。舉例而言，對於管柱501，可將板依序地移動至粒子束中，如關於圖12至圖15所解釋。接著，可導引粒子束以治療靶標之鄰近或另一管柱601。若該等板已覆蓋粒子束之彼路徑，則其可依序地地移出粒子束之路徑，如關於圖16至圖19所描述。若該等板尚未覆蓋粒子束之彼路徑，則該等板可一起移動以覆蓋粒子束之彼路徑，且接著依序地移出粒子束之路徑。因此，對於第一管柱，該等板可依序地移動以逐步治療第一管柱之較淺部分，例如層。對於鄰近於第一管柱之第二管柱，該等板可依序地移動以連續地治療第二管柱之較深部分，例如層。可針對粒子束之鄰近路徑在整個靶標中重複此程序。在一些實施方案中，該等板之移動在射束場中可為遞增的；例如基於斑點大小(例如，毫米級)而非自其完全縮回位置。舉例而言，該等板可自粒子束路徑移動至鄰近粒子束路徑，而非針對每一管柱完全縮回及延伸。

在一些實施方案中，能量吸收板可跨越射束場之全部或部分而移動。在一些實例中，射束場為射束可跨越平行於患者上之治療區域之平面而移動的最大範圍。該等板中之一或多者可在其自粒子束移動至鄰近粒子束時追蹤粒子束。舉例而言，該等板中之一或多者可隨著粒子束之移動而移動，使得粒子束在該等板移動時穿過該等板中之一或多者。

在一些實施方案中，可使用降能器將小於超高(或FLASH)輻射劑量率之輻射劑量逐層施加至靶標，該降能器具有由碳化硼製成之結構，諸如板、多面體或彎曲三維形狀。舉例而言，參看圖1，可使用粒子束12藉由沿著箭頭方向15跨越靶標11之層10而移動粒子束來治療整個層10，該粒子束具有足以將劑量遞送至該層之能量。降能器可接著經重新組態，例如，由碳化硼製成之板可移出射束路徑以增加粒子束之能量位準。接著，可使用具有足以將劑量遞送至不同層16之不同能量的粒子束以相同方式治療靶標11之層16，等等。

在一些實施方案中，可沿著單個管柱遞送FLASH輻射劑量，其中射束方向固定於粒子加速器之等中心處的單個斑點處。在一些實施方案中，可使用稍大的局部體積(被稱作微體積)而非針對單個斑點之管柱來遞送FLASH輻射劑量。微體積可為體素、體素之部分或包括多個體素，如在治療計劃中所指定的。圖35至圖44展示使用FLASH劑量率藉由管柱將輻射遞送至輻照靶標之微體積的實例。本文中描述FLASH劑量率之實例。在一些實施方案中，藉由管柱將輻射遞送至圖35至圖44之微體積可以非FLASH劑量率或組合之FLASH劑量率及非FLASH劑量率來進行。

圖35展示諸如患者中之腫瘤的輻照靶標之部分1400的實例。部分1400被分成四個微體積1401、1402、1403及1404。儘管展示立方體形微體積，但微體積可具有任何適當的形狀，諸如三維棱正交多胞形(orthotope)、規則彎曲形狀或非晶形形狀。在此實例中，經由以本文中例如關於圖12至圖19所描述之方式藉由管柱遞送輻射來治療每一微體積。舉例而言，可藉由使用降能器板以改變射束能量或藉由控制可變能量同步回旋加速器以改變射束能量來用輻射治療微體積之管柱深度。在已治療個別微體積之後，治療下一微體積，等等，直至已治療整個輻照靶標。微體積之治療可以任何適當的次序或序列進行。

在圖35至圖46之實例中，僅展示八個管柱1405。然而，每微體積可治療任何適當數目個管柱。在一些實例中，10至20個斑點及因此管柱可治療一微體積。此外，儘管每一斑點對應於輻射之一管柱，但為了清楚起見，僅在諸圖中展示前部管柱。此外，儘管本文中所描述之實例自管柱之最深部分至管柱之最淺部分來治療微體積，但無需為此狀況。舉例而言，可控制降能器板以自管柱之最深部分至管柱之最淺部分治療一個微體積，且接著自管柱之最淺部分至管柱之最深部分來治療相鄰微體積，等等，如關於圖12至圖19所描述。在其他實例中，可能並不依序地治療不同管柱深度。

在圖35中，治療管柱1405之最深部分1407。如本文中之慣例，對管柱之經治療部分加陰影且不對未治療部分加陰影。在圖36中，治療管柱1405之接下來最深的部分1408。在圖37中，治療管柱1405之接下來最深的部分1409。在圖38中，治療管柱1405之接下來最深的部分1410。在圖39中，治療管柱1405之最淺部分1411，藉此完成微體積1401之治療。就此而言，儘管為了清楚起見而分開管柱，但如關於圖12至圖19之狀況，管柱實際上可至少部分地重疊，以確保用輻射治療整個微體積。

在治療微體積1401之後，以類似方式治療下一微體積1402。在圖40中，治療管柱1415之最深部分1417。在圖41中，治療管柱1415之接下來最深的部分1418。在圖42中，治療管柱1415之接下來最深的部分1419。在圖43中，治療管柱1415之接下來最深的部分1420。在圖44中，治療管柱1415之最淺部分1421，藉此完成微體積1402之治療。如上文的狀況，儘管為了清楚起見而分開管柱，但如關於圖12至圖19之狀況，管柱實際上可至少部分地重疊，以確保用輻射治療整個微體積。

在治療微體積1402之後，可以類似方式治療剩餘微體積。可以任何次序或序列且使用任何適當數目及置放之管柱來治療微體積。此外，如本文中所描述，可使用不同的射束強度來治療個別管柱。此等強度可在管柱之間、在微體積之間或在管柱之間及在微體積之間發生變化。此外，作為強度調變式質子療法治療(IMPT)之部分，可自多個不同角度治療每一微體積。

在實例中，圖45A及圖45B之繪圖展示蒙地卡羅模擬之結果，蒙地卡羅模擬計算遞送至治療體積之輻射劑量以及彼劑量計算中之每一體素達到最終劑量所花費的時間。在實例中，藉由對同步回旋加速器之一些參數應用效能修改(例如，10 ms的層切換時間而非50 ms的層切換時間)，增加射束電流且增強脈衝-脈衝穩定性，可在治療體積之每個部分在少於500 ms內接收其劑量的情況下遞送在每邊為3 cm之立方體上遞送的斑點。此等小的立方體並不嚴格地以每一能量層具有單個斑點之管柱遞送，而是以每一層具有幾個(例如，10至20個)斑點之微體積遞送。此外，準直可用以隔離一個微體積與另一微體積，從而允許此等體積在合理量之總治療時間內被遞送。舉例而言，可使用本文中所描述之準直儀或任何其他適當的準直裝置，包括標準的多葉準直儀(multi-leaf collimator；MLC)。

在一些實施方案中，可以關於圖12至圖19所描述之方式治療每一微體積。舉例而言，可治療微體積中之整個管柱，之後繼續移動至同一微體積中之下一管柱。一旦已治療微體積之所有管柱，則治療繼續進行至下一微體積。此處，重複治療直至治療微體積之所有管柱。治療接著繼續進行至下一微體積，等等，直至治療整個輻照靶標。此等實施方案不同於圖35至圖44之實施方案，在圖35至圖44之實施方案中，對於微體積中之每個管柱，一次治療彼微體積中之每一管柱的整個深度或微層。此後，治療繼續進行至下一深度，等等，直至已治療微體積中之所有管柱。

可實施以超高劑量(FLASH)率將輻射遞送至如本文中所描述之管柱的全部或部分，從而以任何隨機方式沈積輻射劑量。舉例而言，參看圖34，輻射靶標中之實例管柱1299可由多個深度構成。每一深度可包含靶標之微層，其直徑約為粒子束之斑點的直徑。使用如本文中所描述之藉由管柱的遞送或輻射，可以超高劑量(FLASH)率將輻射遞送至深度1301、1302及1303中之每一者。可以藉由治療計劃建立之任何方式遞送劑量。舉例而言，相比深度1301或1302，可將較高輻射劑量施加至深度1303。在另一實例中，可將最高劑量施加至深度1303，可將次高劑量施加至深度1302，且可將最低劑量施加至深度1302。在另一實例中，可將最高劑量施加至深度1301，可將次高劑量施加至深度1303，且可將最低劑量施加至深度1302。因此，可在不考慮(例如，獨立於)藉由對多次劑量進行求和而產生之布拉格峰之形狀的情況下施加劑量。換言之，在一些狀況下，該等劑量可能不經組態以沿著以超高劑量(FLASH)率或以較低劑量率遞送至輻照靶標之輻射的管柱獲得展寬的布拉格峰。

在一些實施方案中，可將一或多個脊波濾波器或射程調變器輪添加至粒子束之路徑中以展寬(例如，伸長)粒子束之布拉格峰。藉由使用均勻的深度-劑量曲線來產生伸長或展寬之布拉格峰。亦即，基於組織中待遞送有劑量之深度而校準劑量，以便達成平坦或大體上平坦之伸長的布拉格峰。參看圖34，例如，為了使用藉由管柱之輻射遞送來達成諸如1300之展寬的布拉格峰，可在一段時間內將全部(100%)劑量施加至輻照靶標之管柱1299中的深度1301。接下來，可在一段時間內將80%劑量施加至深度1302。深度1302相比深度1301在逆束方向(up-beam)上(亦即，較淺)。接下來，可在一段時間內將66%劑量施加至深度1303。深度1303相比深度1302在逆束方向上(亦即，較淺)。可重複此過程直至達成展寬的布拉格峰1300。

馬達可控制一或多個脊波濾波器或射程調變器輪移入或移出粒子束之路徑。馬達可回應於控制系統之命令。展寬粒子束之布拉格峰可用於如圖12至圖19中所展示之柱狀治療或如圖1中所展示之逐層治療兩者。在一些實施方案中，當布拉格峰展寬時，可使用諸如本文中所描述之彼等技術的技術來增加粒子束之強度。

在一些實施方案中，可自動地控制射程調變器輪以在射束場內在兩個維度或三個維度上移動，以便追蹤粒子束之移動。舉例而言，可自動地控制射程調變器輪以在笛卡爾X、Y及/或Z維度上移動。射程調變器輪可具有變化的厚度且可自旋以改變粒子束之布拉格峰，且因此改變靶標內沈積有大部分粒子之深度。在一些實施方案中，射程調變器輪可包括界定其各種厚度之台階。在一些實施方案中，可控制粒子束之強度以便控制遞送於射程調變器輪上之每一部位處的劑量。可進行此以便控制深度劑量分佈。

如上文所解釋，掃描系統包括準直儀。可藉由控制系統來控制準直儀以在粒子束到達患者中之靶標之前修整粒子束。圖20展示準直儀700之實例實施方案，該準直儀可供諸如本文中所描述之彼等系統的粒子治療系統使用。準直儀700包括載體702。在此實例中，該載體為板；然而，該載體可具有任何適當的結構，諸如多面體或三維彎曲結構，諸如圓柱體、錐體或球體。如先前所解釋，該載體可由諸如鎳、黃銅或鎢之金屬或其他材料製成，該金屬或其他材料具有足以防止給定能量下之輻射通過的厚度。舉例而言，該載體可經建構，例如具有厚度及組合物，以防止具有100 MeV、150 MeV、200 MeV、250 MeV或300 MeV之質子束通過。在此實例中，載體中之開口704包括孔之二維陣列705。在此實例中，該等孔為圓形的；然而，可使用任何適當形狀的孔。舉例而言，該等孔可為卵形、正方形、多邊形或任何其他適當的形狀。該等孔可基於在準直儀之部位處的粒子束之大小且基於待產生之修整及準直的量而設定大小。就此而言，在一些實施方案中，可由系統產生之斑點大小介於2 mm σ與20 mm σ之間。可形成該等孔以產生此範圍內之準直。如先前所解釋，在一些實施方案中，該等孔之大小及/或形狀不可改變或不可組態。此可減少在遞送超高劑量率輻射時重新組態系統所需之時間量。在一些實施方案中，該等孔之大小及/或形狀經組態以允許在準直後展佈預定義量之射束。

在一些實施方案中，該載體可為可在射束場內或跨越整個射束場移動的。如先前所解釋，在一些實例中，射束場為粒子束可跨越平行於患者上之治療區域之平面而移動的最大範圍。在圖21之實例準直儀720中，載體708可安裝至導軌709且經由實體耦接件711連接至皮帶710。旋轉馬達712可驅動皮帶710以使載體沿著導軌移動，從而將載體定位於射束場內。舉例而言，旋轉馬達712可回應於來自控制系統114之命令(展示為虛線715)以在治療之前定位載體且在治療期間使載體處於適當位置。在替代實施方案中，馬達可為驅動對應線性致動器以控制載體跨越射束場之至少部分之移動的旋轉馬達。在一些實施方案中，該載體可在治療期間移動。舉例而言，該載體可基於粒子束之移動而移動。舉例而言，若治療區域超過準直儀之尺寸，則準直儀可藉由馬達712在管柱治療之間移動以定位準直儀，從而治療靶標之額外部分。在另一實例中，在粒子束橫越射束場時，準直儀可與粒子束之移動一致地移動，亦即，可追蹤粒子束之移動。

在一些實施方案中，該載體可為可在射束場內在一個、兩個或三個維度上移動的。舉例而言，如上文所描述，該載體可安裝於導軌上以在射束場內在一個維度上移動。在一些實施方案中，可自動地控制該載體以在射束場內在兩個或三個維度上移動。在一些實施方案中，載體所連接之導軌(及其相關聯總成，諸如馬達及皮帶)本身可連接至托架(未圖示)，該托架可控制以在正交於導軌之維度上移動。舉例而言，該托架可由回應於來自控制系統之一或多個命令的馬達控制。因此，控制系統可指示載體沿著導軌之移動及導軌經由托架之移動，藉此實施載體在射束場內之二維移動。

在一些實施方案中，可使用一或多個編碼器監視或判定載體之運動。在一些實例中，編碼器包括連接至載體或隨載體一起移動之總成或結構的電子裝置。編碼器可包括雷射感測器、光學感測器或二極體感測器中之一或多者。編碼器例如藉由偵測載體或連接至載體且隨載體一起移動之結構上的標記或其他標誌相對於編碼器位於何處來偵測載體之移動。將關於載體之部位的資訊回饋至控制系統且由控制系統用以確認載體之位置，且在一些實施方案中，改變其位置。編碼器可為或可包括簡單的電子感測器，該等感測器對中子輻射不是特別敏感且因此可位於治療室中。

如先前所解釋，在一些實施方案中，準直儀用於實施治療計劃以將超高劑量率輻射遞送至患者中之靶標的管柱。為此目的，控制系統可經組態以控制粒子束移動至準直儀720之第一孔716，以使得粒子束之至少部分能夠穿過第一孔到達患者，在粒子束於第一孔處保持靜止時改變粒子束之能量，且控制粒子束自第一孔716移動至第二孔717。在一些實施方案中，粒子束斑點之中心(例如，粒子束之橫截面區域)定位於每一孔之中心處。可藉由將能量吸收結構移入或移出粒子束之路徑或藉由改變通過用於可變能量粒子加速器中之超導磁體的電流來改變粒子束之能量，如本文中所描述。可藉由使通過關於圖4至圖7所描述之掃描磁體的電流變化或不變化來控制粒子束之運動(或「轉向」)。控制系統亦可經組態以在粒子束於第二孔717處保持靜止時改變粒子束之能量，且控制粒子束自第二孔717移動至可由治療計劃定義之序列中之多個額外孔。在諸如721、722及723等之多個額外孔中之每一者處，控制粒子束在一段時間內保持靜止內，同時粒子束之能量改變。結果，在每一孔處，修整粒子束且借助於能量改變，粒子束治療靶標內之三維管柱，如關於圖2、圖12至圖19及圖35至圖44所描述。如先前所解釋，諸如圖21之孔的開口可相對於彼此定位以達成靶標中之鄰近管柱之間的所要重疊量或無重疊。

在一些實施方案中，準直儀可安裝於系統之內部台架上的噴嘴內，內部台架之實例係關於圖26、圖27及圖28所描述。就此而言，相對於粒子加速器，準直儀可位於降能器之順束方向上。換言之，相比降能器，準直儀可更接近於患者定位。此係因為降能器可引起粒子束之一些分散且彼分散可藉由準直儀減少或校正。噴嘴可經組態以使準直儀朝向或遠離患者移動。此外，包括準直儀之噴嘴可完全縮回內部台架內，藉此使準直儀離開技術員施以治療之路徑。在一些實施方案中，內部台架可與治療室之壁齊平，在此狀況下，將噴嘴及準直儀完全縮回內部台架內會使噴嘴及準直儀完全縮回壁內。

圖22展示包括孔之單個線性陣列的準直儀725之實例實施方案。除了該等孔配置成單個線性陣列以外，準直儀725之組成及孔之結構可與準直儀720之組成及結構相同。在此實例中，包括孔之載體726安裝至導軌727且連接至皮帶728。旋轉馬達730順時針或逆時針驅動皮帶728，其使載體726在框架732內在任一箭頭方向731上移動。馬達730可回應於來自控制系統之命令以在粒子束將移動至鄰近於載體726之區域時使載體726移動。在實例中，控制系統可經組態以控制粒子束移動至準直儀725之第一孔735，以使得粒子束之至少部分能夠到達患者，在粒子束於第一孔處保持靜止時改變粒子束之能量，且控制粒子束自第一孔735移動至第二孔736。控制系統亦可經組態以在粒子束於第二孔736處保持靜止時改變粒子束之能量，且控制粒子束自第二孔736向下移動至由載體726界定之線性陣列中之多個額外孔。在諸如737、738及739等之多個額外孔中之每一者處，控制粒子束在一段時間內保持靜止，同時粒子束之能量改變，藉此在所有孔部位處治療靶標內之管柱。

當粒子束將移動至諸如鄰近於載體之區域740的另一區域時，可首先移動載體726以覆蓋彼區域使得可使用超高劑量率輻射治療在彼區域下方之靶標內的管柱，如先前所描述。舉例而言，如圖23中所展示，載體726可移動至區域740，且粒子束可接著向上轉向穿過載體中之孔以治療靶標內之管柱，如先前所描述。可重複此程序直至使用超高劑量率輻射治療靶標之所要量。儘管圖22及圖23中未展示，但準直儀725可安裝至托架，該托架可控制以在正交於導軌727之維度上移動。舉例而言，該托架可由回應於來自控制系統之一或多個命令的馬達控制。因此，控制系統可指示載體726沿著導軌727之移動及導軌727經由托架之移動，藉此實施載體在射束場內之二維移動。如所提到，準直儀亦可連接至噴嘴，藉此允許朝向或遠離患者之額外維度的移動。

圖24展示圖22及圖23之準直儀725上的變化。在此實例準直儀742中，存在各自包含孔之線性陣列的兩個載體744及745。除了該等孔配置成兩個線性陣列以外，準直儀742之組成及孔之結構可與準直儀725相同。在此實例中，兩個載體可在實體上連接以沿著導軌747一致地移動。如上文所解釋，兩個載體744及745安裝至導軌747且連接至皮帶749。旋轉馬達750順時針或逆時針驅動皮帶749，其使兩個載體在框架753內在任一箭頭方向752上移動。馬達750可回應於來自控制系統之命令以使載體移動，以便遵從治療計劃。在實例中，控制系統可經組態以控制粒子束移動至載體744之第一孔755，以使得粒子束之至少部分能夠穿過第一孔到達患者，在粒子束於第一孔處保持靜止時改變粒子束之能量，且控制粒子束自第一孔755移動至第二孔756。控制系統亦可經組態以在粒子束於第二孔756處保持靜止時改變粒子束之能量，且控制粒子束自第二孔756向下移動至由載體744界定之線性孔陣列中之多個額外孔。在多個額外孔中之每一者處，控制粒子束在一段時間內保持靜止，同時粒子束之能量改變，藉此治療靶標內之管柱。此後，粒子束可轉向至載體745且向上穿過載體745中之孔以治療載體745下方之靶標內的管柱。可重複此程序直至使用超高劑量率輻射治療靶標之所要量。儘管圖24中未展示，但準直儀742可安裝至托架，該托架可控制以在正交於導軌747之維度上移動。舉例而言，該托架可由回應於來自控制系統之一或多個命令的馬達控制。因此，控制系統可指示載體沿著導軌747之移動及導軌747經由托架之移動，藉此實施載體在射束場內之二維移動。在一些實施方案中，不同載體744及745可緊鄰或觸碰，或兩者之間可存在間隔758，如圖24中所展示。如所提到，準直儀亦可連接至噴嘴，藉此允許朝向或遠離患者之額外維度的移動。

在一些實施方案中，如圖25中所展示，載體761及762 (其可分別具有與載體744及745相同之組態)可安裝至分開的導軌764及765，連接至分開的皮帶767及768，且由各自回應於來自控制系統之命令的分開的旋轉馬達770及771控制。因此，可控制載體761及762以彼此獨立地且相對於彼此移動，以便根據治療計劃實施輻射之超高劑量率遞送。準直儀760之每一部分及其相關聯總成可具有與對應部分準直儀725相同或類似的結構及功能。

儘管圖25中未展示，但準直儀760可安裝至托架，該托架可控制以在正交於導軌764及765之維度上移動。舉例而言，該托架可由回應於來自控制系統之一或多個命令的馬達控制。因此，控制系統可指示載體沿著導軌764及765之移動以及導軌764及765經由托架之移動，藉此實施載體在射束場內之二維移動。在一些實施方案中，載體761及762中之每一者可安裝至分開的托架，藉此實現載體761及762中之每一者的獨立二維移動。如所提到，準直儀亦可連接至噴嘴，藉此允許朝向或遠離患者之額外維度的移動。

就此而言，圖24及圖25各自展示兩個載體，其各自含有孔之單個線性陣列。在一些實施方案中，準直儀742或760可包括兩個或多於兩個載體，其各自含有孔之線性陣列或孔之二維陣列。如圖24中，每一載體可在實體上連接以一起移動，或如圖25中，每一載體可獨立地耦接且可回應於來自控制系統之命令而獨立地移動。此外，每一載體可連接以使用一或多個托架實現二維移動，如先前所描述。在一些實施方案中，兩個馬達可經組態以使諸如載體761及762之載體沿著單個相同導軌彼此獨立地移動。

在一些實施方案中，粒子束穿過之開口可為槽而非孔。實例槽之形狀為矩形且可在待遞送有粒子束之兩個或多於兩個斑點的靶標上之部位上且跨越該等部位延伸。在圖20至圖25之實施方案中所展示的載體中之任一者可包括槽而非孔作為開口。舉例而言，圖20至圖25中之孔的每一線性陣列可替換為單個槽或兩個或多於兩個鄰近槽。就此而言，圖30展示具有槽之陣列781的實例準直儀780。在此實例中，該等槽延伸載體之整個長度。然而，該等槽可沿著載體向下部分地延伸。舉例而言，參看圖31，準直儀783可包括槽之二維陣列784，其中每一個別槽沿著載體783向下延伸約一半。

該等槽可經組態以在一個維度上修整粒子束且因此使粒子束準直。舉例而言，如圖32中所展示，實例槽788藉由允許粒子束之部分791穿過以到達患者且阻擋粒子束之部分792及793來使粒子束斑點790準直。在槽之諸如末端794的末端處，可使粒子束在兩個維度上準直。如使用孔之準直儀的狀況，使用槽之準直儀亦可用於實施超高劑量率輻射治療。

參看實例準直儀800 (例如圖33)，控制系統可控制粒子束移動至槽798之第一部分801以使得粒子束之至少部分能夠到達患者，在粒子束於槽798之第一部分801處保持靜止時改變粒子束之能量，且控制粒子束自槽798之第一部分801移動至槽798之第二部分802。控制系統亦經組態以在粒子束於槽798之第二部分802處保持靜止時改變粒子束之能量，且控制粒子束自槽798之第二部分802移動至槽798之多個額外部分803及804。舉例而言，粒子束可沿著槽798移動且沿著槽在離散部位處遞送輻射。在槽之多個額外部分中之每一者處，控制粒子束在一段時間內保持靜止，同時粒子束之能量在每一部分處改變，藉此治療靶標之管柱。粒子束可接著移動至槽799之部分805且沿著槽799向上行進，從而將輻射沈積於管柱中。因此，將槽用於開口之準直儀仍可用以藉由管柱將超高劑量率輻射遞送至患者中之靶標。可在治療計劃中藉由控制通過掃描磁體之電流以將粒子束之鄰近斑點定位於適當部位處來控制該等斑點之間的重疊。在一些實施方案中，使用槽可增加治療速度且減少在修整質子束時發生之雜散中子的產生。

儘管例如關於圖20至圖25及圖30至圖33所描述之準直儀的各種實施方案係描述為供逐管柱超高劑量率輻射治療使用，但此準直儀之任何實施方案可用於遞送並非超高劑量率及/或並非以管柱遞送之輻射劑量。舉例而言，本文中所描述之任何準直儀可用於實施關於圖1所描述之逐層掃描方法。此外，所描述之準直儀實施方案展示具有相同形狀之開口，該等開口規則地配置於載體上。在一些實施方案中，同一載體上之開口可具有可例如由治療計劃規定之不同大小及/或形狀。此外，開口可按可例如由治療計劃規定之不規則圖案配置。在一些實施方案中，載體可僅孔包括，僅包括槽，或包括槽及孔兩者之組合。在一些實施方案中，載體可具有單個開口，諸如孔或槽。載體及粒子束可一致地移動。

在一些實施方案中，替代關於圖20至圖25及圖30至圖33所描述之實例準直儀或除該等實例準直儀以外，實例粒子治療系統亦可包括可組態準直儀。可使用之可組態準直儀的實例描述於名為「Adaptive Aperture」之美國專利公開案第2017/0128746號中，該公開案之內容以引用之方式併入本文中。

圖46展示可用於可組態準直儀中之葉片859的實例，但可組態準直儀不限於與此類型之葉片一起使用。葉片之高度850係沿著射束線(例如，粒子束之方向)。葉片之長度852係沿著其進入及離開治療區域之致動方向且係基於系統可治療之場大小或其部分。場大小對應於射束可影響之治療區域。葉片之寬度853為多個葉片在經致動時堆疊所沿的方向。一般而言，所使用之葉片愈多，則可產生之孔隙(包括用於彎曲邊界)的解析度愈高。

在圖46中，葉片859沿著其側面包括舌槽特徵855，其經組態以在多個此類葉片堆疊時減少葉片間洩漏。在此實例中，葉片859之彎曲末端856經組態以在治療區域中之所有部位處維持與射束相切的表面。然而，每一葉片之末端可扁平而不彎曲。

在一些實施方案中，可組態準直儀葉片具有足以至少阻擋最大射束能量(例如，由加速器輸出之粒子束的最大能量)之高度。在一些實施方案中，可組態準直儀葉片具有阻擋少於最大射束能量之高度。在一些實施方案中，可組態準直儀葉片之長度不由整個治療區域之面積規定，而是由單個射束斑點之面積(粒子束之橫截面積)或多個射束斑點之面積規定。

圖47展示可組態準直儀810之部分的實例實施方案。可組態準直儀810包括葉片811，該等葉片之高度及諸如鎳、黃銅、鎢或其他金屬之製成材料足以抑制或防止給定能量下之輻射通過。舉例而言，在一些系統中，粒子加速器經組態以產生具有100百萬電子伏特(MeV)至300 MeV之最大能量的粒子束。因此，在此類系統中，葉片可經建構以防止具有100 MeV、150 MeV、200 MeV、250 MeV、300 MeV等之能量的射束通過。舉例而言，在一些系統中，粒子加速器經組態以產生具有超過70 MeV之最大能量的粒子束。因此，在此類系統中，葉片可經建構以防止具有70 MeV或大於70 MeV之能量的射束通過。

葉片811安裝於托架上以控制其相對於輻照靶標之治療區域(諸如，患者中之腫瘤的橫截面層)的移動。控制移動以使葉片811覆蓋治療區域814之一些部分，藉此防止輻射在治療期間影響彼等部分，同時使治療區域之其他部分曝露於輻射。在圖47之實例實施方案中，存在總計十四個葉片，左側七個且右側七個。在一些實施方案中，可存在不同數目個葉片，例如，總計十個，左側五個且右側五個；總計十二個，左側六個且右側六個；等等。

在圖47中，部位812表示射束斑點之中心且因此表示待遞送有輻射之靶標中之管柱的部位。圓圈818表示治療邊界之部分，超過治療邊界不欲遞送輻射。接近此邊界(例如，在粒子束之輪廓的一個標準偏差內)之射束斑點與健康組織接界。此等斑點可藉由可組態準直儀上之葉片的適當組態及置放來修整(亦即，阻擋)。待修整之射束斑點的實例為射束斑點816，其中心在部位816處。如所展示，葉片811經組態以阻擋射束斑點816之延伸超過圓圈818且延伸至健康組織(或至少未指明用於治療之組織)中的部分。

在實例實施方案中，在兩個分開的托架中之每一者上，存在寬度為約5 mm之五個葉片及寬度為約81 mm之兩個葉片。在一些實施方案中，在兩個分開的托架中之每一者上，存在七個葉片，其中之兩者各自具有為五個其他葉片中之每一者的寬度之三倍或多於三倍的寬度。其他實施方案可含有不同數目、大小及組態的葉片以及不同數目及組態的托架。舉例而言，一些實施方案可包括每托架介於五個與五十個之間的任何數目個葉片，例如每托架5、6、7、8、9、10、11、12、13、14、15、16、17、18、19、20、21、22、23、24、25、26、27、28、29、30、31、32、33、34、35、36、37、38、39、40、41、42、43、44、45、46、47、48、49或50個葉片(或多於50個葉片)。

該等托架可在水平及豎直方向兩者上移動，如本文中所描述。葉片亦可相對於每一托架水平地移入及移出治療區域。以此方式，葉片可組態為近似正受治療之區域(例如，在此實例中為圓圈818或其部分)附近的區中之治療邊界的形狀。

葉片可在待治療之不同管柱之間豎直及/或水平地移動，使得在射束遞送至特定管柱時，葉片處於適當位置中。如所提到，葉片可在射束靜止時且基於射束能量重新組態，從而為不同射束能量提供不同組態。如所解釋，射束可在組織中略微分散。可組態準直儀可在射束能量改變時重新組態以維持規則(例如，圓柱)形狀的管柱。

圖48、圖49及圖50展示可組態準直儀之實例實施方案，該可組態準直儀包括經組態以固持且相對於治療靶標在豎直及水平方向兩者上移動上文所描述之葉片的托架913、914、915。如所展示，豎直移動包括在笛卡爾Z維度917上之移動，且水平移動包括在笛卡爾X維度918上之移動(其中笛卡爾Y維度為進入或離開圖49之頁面)。圖49及圖50將托架外殼之部分展示為透明的以便展示外殼內部之組件；然而，該等外殼實際上並不透明。

托架913在本文中被稱作主要托架，且托架914及915在本文中被稱作次要托架。次要托架914、915耦接至主要托架913，如圖48至圖50中所展示。在此實例中，次要托架914、915各自包括經由對應部件918、919固定至主要托架915之外殼。在此實例中，主要托架913可沿著導軌920相對於輻照靶標且相對於粒子加速器豎直地(Z維度)移動。主要托架913之豎直移動亦使次要托架豎直地移動。在一些實施方案中，該等次要托架一致地豎直移動。在一些實施方案中，每一次要托架之豎直移動獨立於另一次要托架之豎直移動。

如圖48至圖50中所展示，每一次要托架914、915連接至對應桿或軌條922、923，次要托架沿著該桿或軌條移動。更具體而言，在此實例中，馬達925驅動次要托架914以沿著桿922朝向或遠離次要托架915移動。同樣地，在此實例中，馬達926驅動次要托架915以沿著桿923朝向或遠離次要托架914移動。實施對主要托架及次要托架之移動的控制以相對於輻照靶標定位葉片，如本文中所描述。此外，葉片本身亦經組態以移入及移出托架，亦如本文中所描述。

如圖50中所展示，馬達930驅動主要托架913之豎直移動。舉例而言，如圖50中所展示，導螺桿931耦接至外殼932，該外殼固持驅動對應次要托架914、915之馬達925、926且安裝於導軌920上。導螺桿931耦接至馬達930且由該馬達豎直地驅動。亦即，馬達930豎直地(笛卡爾Z維度)驅動導螺桿931。因為導螺桿931固定至外殼932，所以此移動亦使外殼932且因此使次要托架914、915沿著導軌920朝向或遠離輻照靶標移動。

在此實例實施方案中，如所提到，七個葉片935、936安裝於每一次要托架914、915上。每一次要托架可經組態以將其葉片水平地移入或移出治療區域。每一次要托架上之個別葉片可為可使用線性馬達相對於同一次要托架上之其他葉片在X維度上獨立且線性地移動的。在一些實施方案中，葉片亦可經組態以在Y維度上移動。此外，一個次要托架914上之葉片可為可獨立於另一次要托架915上之葉片移動的。次要托架上之葉片的此等獨立移動連同由主要托架實現之豎直移動一起允許將葉片移動成各種組態。結果，葉片在水平及豎直方向兩者上均可符合在水平及豎直維度兩者上均任意塑形之治療區域。葉片之大小及形狀可發生變化以產生不同構形。舉例而言，大小及形狀可發生變化以治療單個射束斑點且因此治療單個管柱。在一些實施方案中，每一次要托架上之個別葉片可為可使用電動馬達獨立且線性地移動的，該等電動馬達相對於同一次要托架上之其他葉片在X維度上驅動導螺桿。

該等葉片可由防止或抑制輻射透射之任何適當材料製成。所使用之輻射的類型可規定在葉片中使用何(些)材料。舉例而言，若輻射為X射線，則葉片可由鉛製成。在本文中所描述之實例中，輻射為質子束或離子束。因此，不同類型之金屬或其他材料可用於葉片。舉例而言，葉片可由鎳、鎢、鉛、黃銅、鋼、鐵或其任何適當的組合製成。每一葉片之高度可判定葉片抑制輻射透射的程度。

在一些實施方案中，葉片可具有相同高度，而在其他實施方案中，葉片中之一些可具有不同於葉片中之其他者之高度的高度。舉例而言，一組葉片之高度可各自為5 mm。然而，可使用任何適當的高度。舉例而言，葉片935、936可具有以下高度(或其他高度)中之任一者：1 mm、2 mm、3 mm、4 mm、5 mm、6 mm、7 mm、8 mm、9 mm、10 mm、11 mm、12 mm、13 mm、14 mm、15 mm、16 mm、17 mm、18 mm、19 mm、20 mm、21 mm、22 mm、23 mm、24 mm、25 mm、26 mm、27 mm、28 mm、29 mm等。葉片可具有前述高度之任何組合。此外，葉片中之每一者可具有不同於葉片中之一或多個其他者的高度。

在一些實施方案中，葉片之高度不僅足以完全擋住最大預期質子能量下之粒子束(例如，在230 MeV下之3.3 cm的鎢，或例如5.2 cm的鎳)，而且具有足夠額外材料以防止葉片之間的質子傳輸。此材料可具有如圖46中所展示之舌槽結構，或類似組態。葉片末端可經組態以包括彎曲或錐形表面以增強各種發散之質子束的遞送半影。

在一些實施方案中，可存在多於一個主要托架以及對應馬達及軌條。舉例而言，第一主要托架可控制第一次要托架之豎直移動，且第二主要托架可控制第二次要托架之豎直移動。因此，在此等實施方案中，兩個次要托架可視需要在豎直維度上獨立地移動。在任何狀況下，主要托架可受電腦控制。舉例而言，可執行指令儲存於電腦記憶體(例如，一或多個非暫時性機器可讀儲存媒體)中，且由一或多個處理裝置執行以控制移動。在治療期間，可在具有或不具有使用者輸入之情況下執行控制。

如所解釋，每一次要托架914、915包括對應馬達以控制水平托架移動，如上文所描述。在一些實施方案中，單個托架上之所有葉片可使用線性馬達獨立地移動，其中一個線性馬達控制每一葉片。每一葉片可由描述於圖10中之類型的線性馬達控制以產生邊緣，從而阻擋至少一些輻射到達患者，例如以修整由粒子束產生之一或多個斑點。如所提到，用於可組態準直儀中之線性馬達可具有相同於與射程調變器一起使用之線性馬達的結構及功能。然而，在此狀況下，準直儀葉片附接至線性馬達而非能量吸收板。每一線性馬達線性地驅動其對應葉片以到達其在經組態邊緣中之位置。

在上文所描述之實例實施方案中，使用分開且可獨立控制之線性馬達獨立地致動每一葉片，使得可藉由葉片組態來追蹤任何適當的形狀。然而，可能不需要此靈活性來達成可接受的邊緣保形性。葉片可受到機械約束，僅能夠達成有限數目個組態。舉例而言，葉片可限於將其置於豎直線、前對角線形狀、後對角線形狀、凹形、凸形或任何其他可達成的形狀。以此方式，靈活性可換取機械簡單性。

在一些狀況下，當粒子束與葉片邊緣之表面相切時，獲得較佳射束效能(半影或邊緣銳度)。然而，由於射束有效地源自單個點源，因此射束穿過可組態準直儀之平面的角度在射束移動遠離場中心時改變。出於此原因，葉片可具有彎曲邊緣，如圖46中所展示，使得邊緣可始終置放於使其與粒子束相切的部位處。在可組態準直儀之實例實施方案中，主要托架及次要托架兩者移動所在的導軌彎曲使得可使用扁平的葉片邊緣來代替彎曲的葉片邊緣，且使得葉片邊緣扁平但保持與粒子束相切。

總之，在一些實施方案中，至少部分地由於本文中所描述之線性馬達，可組態準直儀可具有相對較小的大小。因此，相比於標準的多葉準直儀，實例可組態準直儀可因此用以一次修整治療區域之一部分，例如小於整個治療區域且約等於一個斑點大小、兩個斑點大小、三個斑點大小、四個斑點大小、五個斑點大小等的區域。因此，在一些實施方案中，可組態準直儀可足夠小以一次修整單個設點，且可足夠大以在一個位置中修整若干斑點，但在不移動之情況下無法修整整個場。如所提到，修整單個斑點之能力可用以維持治療管柱之規則形狀，此係因為用以產生彼管柱之粒子束的能量會發生變化。

掃描系統可包括本文中所描述之可組態準直儀，其可相對於輻照靶標置放以限制粒子束之範圍。舉例而言，可組態準直儀可在降能器之順束方向上且在粒子束射中輻照靶標之治療區域之前置放於射束路徑中。可組態準直儀為可控制的以允許粒子束穿過且接著射中治療區域之某些部分，同時防止粒子束射中患者之其他部分。圖51描繪可組態準直儀970之實施方案相對於患者971的置放。亦展示射束方向971a。

圖26及圖27展示質子治療系統1082之實例的部分，該質子治療系統含有安裝於台架上之粒子加速器。因為加速器安裝於台架上，所以其處於治療室中或鄰近於治療室。粒子加速器可為圖3之同步回旋加速器；然而，該系統不限於與同步回旋加速器一起使用。台架及粒子加速器可連同掃描系統一起加以控制，從而以本文中所描述之方式使用超高劑量率輻射治療輻照靶標之管柱。在一些實施方案中，台架為剛的且具有經安裝以用於在處於患者之相對側上之兩個各別軸承上旋轉的兩個支腳(未圖示)。台架可包括連接至其支腳中之每一者的鋼桁架(未圖示)，其足夠長以橫跨患者所處之治療區域且在兩個末端處附接至台架之旋轉支腳。粒子加速器可由鋼桁架支撐以繞患者運動。

在圖26及圖27之實例中，患者位於治療床1084上。在此實例中，治療床1084包括支撐患者之平台。該平台亦可包括一或多個約束裝置(未圖示)，其用於將患者固持於適當位置且用於在床移動期間及在治療期間使患者保持基本不動。該平台可能被填充或可能未被填充及/或具有對應於患者之部分之形狀的形狀(例如，凹痕)。該床可經由臂1085移動。

圖28展示描述於以引用之方式併入本文中之美國專利第7,728,311號中的台架組態之實例，且包括質子治療系統之替代實施方案的組件，該質子治療系統可用於以本文中所描述之方式使用超高劑量率輻射治療輻照靶標之管柱。圖28之實例質子治療系統包括內部台架1190，該內部台架具有噴嘴1191、治療床1192及粒子加速器1193 (例如，本文中所描述之類型的同步回旋加速器)，該粒子加速器安裝於外部台架1194上以用於繞患者至少部分地旋轉從而將輻射遞送至患者中之(多個)靶標。治療床1192為可控制的且經組態而以本文中所描述之方式旋轉並平移患者。

在圖28之實例中，粒子加速器1193亦安裝至外部台架1194，亦使得粒子加速器能夠沿著臂1196在箭頭方向1195上進行線性移動(例如，平移移動)。亦如圖28中所展示，粒子加速器1193可連接至用於相對於台架進行樞轉運動的平衡架1199。此樞轉運動可用以定位加速器且因此定位射束以用於治療。

包括掃描磁體、離子腔室、射程調變器及準直儀之掃描系統的組件可安裝於質子治療系統之內部台架的噴嘴1081、1191上、安裝於該噴嘴中或耦接至該噴嘴。此等組件可由控制系統控制以使用超高劑量率輻射治療輻照靶標之管柱。在兩個實例中，噴嘴可沿著內部台架(1080或1190)之導軌相對於患者及粒子加速器移動，且可朝向患者延伸或可遠離患者縮回，藉此亦延伸及縮回安裝於其上的組件。

在一些實施方案中，用於本文中所描述之質子治療系統中的同步回旋加速器可為可變能量同步回旋加速器。在一些實施方案中，可變能量同步回旋加速器經組態以藉由使粒子束加速所在之磁場變化來使輸出粒子束之能量變化。舉例而言，可將電流設定為多個值中之任一者以產生對應磁場。在實例實施方案中，超導線圈之一或多個集合接收可變電流以在空腔中產生可變磁場。在一些實例中，線圈之一個集合接收固定電流，而線圈之一或多個其他集合接收可變電流使得由線圈集合接收之總電流發生變化。在一些實施方案中，線圈之所有集合為超導的。在一些實施方案中，線圈之一些集合(諸如，用於固定電流之集合)為超導線圈，而線圈之其他集合(諸如，用於可變電流之一或多個集合)為非超導(例如，銅)線圈。

一般而言，在可變能量同步回旋加速器中，磁場之量值可隨電流之量值而按比例調整。在預定範圍內調整線圈之總電流可產生在對應預定範圍內發生變化之磁場。在一些實例中，電流之連續調整可導致磁場之連續變化及輸出射束能量之連續變化。替代地，當以非連續之逐步方式調整施加至線圈之電流時，磁場及輸出射束能量亦相應地以非連續(逐步)方式變化。針對電流而按比例調整磁場可允許射束能量相對精確地發生變化，因此降低對降能器之需求。可用於本文中所描述之粒子治療系統中的可變能量同步回旋加速器之實例描述於中名為「Particle Accelerator That Produces Charged Particles Having Variable Energies」的美國專利第9,730,308號中，該專利之內容以引用之方式併入本文中。

在使用可變能量同步回旋加速器之粒子治療系統的實施方案中，控制粒子束之能量以治療靶標之管柱可藉由改變由同步回旋加速器輸出之粒子束的能量來執行。在此等實施方案中，可使用或可不使用射程調變器。舉例而言，控制粒子束之能量可包括將同步回旋加速器主線圈中之電流設定為多個值中之一者，每一值對應於粒子束自同步回旋加速器輸出之不同能量。可連同可變能量同步回旋加速器一起使用射程調變器以例如在由同步回旋加速器提供之離散能量位準之間提供額外能量改變。

在一些實施方案中，除同步回旋加速器以外之粒子加速器可用於本文中所描述之粒子治療系統中。舉例而言，回旋加速器、同步加速器、線性加速器或其類似者可替代本文中所描述之同步回旋加速器。儘管已描述旋轉台架(例如，外部台架)，但本文中所描述之實例粒子治療系統不限於與旋轉台架一起使用。確切而言，粒子加速器可在適當時安裝於任何類型之機器人或其他可控制機構(本文中亦特徵界定為台架類型)上，以實施粒子加速器之移動。舉例而言，粒子加速器可安裝於一或多個機器人臂上以實施加速器相對於患者之旋轉、樞轉及/或平移移動。在一些實施方案中，粒子加速器可安裝於導軌上且沿著導軌之移動可受電腦控制。在此組態中，加速器相對於患者之旋轉及/或平移及/或樞轉移動亦可經由適當電腦控制來達成。在一些實施方案中，粒子加速器可靜止且位於治療室外部，其中射束被遞送至治療室中之噴嘴。

在一些實例中，如上文所提到，輻射之超高劑量率可包括在少於500 ms之持續時間內超過每秒1戈雷的輻射劑量。在一些實例中，輻射之超高劑量率可包括在介於10 ms與5 s之間的持續時間內超過每秒1戈雷的輻射劑量。在一些實例中，輻射之超高劑量率可包括在少於5 s之持續時間內超過每秒1戈雷的輻射劑量。

在一些實例中，輻射之超高劑量率包括在少於500 ms之持續時間內超過以下劑量中之一者的輻射劑量：每秒2戈雷、每秒3戈雷、每秒4戈雷、每秒5戈雷、每秒6戈雷、每秒7戈雷、每秒8戈雷、每秒9戈雷、每秒10戈雷、每秒11戈雷、每秒12戈雷、每秒13戈雷、每秒14戈雷、每秒15戈雷、每秒16戈雷、每秒17戈雷、每秒18戈雷、每秒19戈雷、每秒20戈雷、每秒30戈雷、每秒40戈雷、每秒50戈雷、每秒60戈雷、每秒70戈雷、每秒80戈雷、每秒90戈雷或每秒100戈雷。在一些實例中，輻射之超高劑量率包括在介於10 ms與5 s之間的持續時間內超過以下劑量中之一者的輻射劑量：每秒2戈雷、每秒3戈雷、每秒4戈雷、每秒5戈雷、每秒6戈雷、每秒7戈雷、每秒8戈雷、每秒9戈雷、每秒10戈雷、每秒11戈雷、每秒12戈雷、每秒13戈雷、每秒14戈雷、每秒15戈雷、每秒16戈雷、每秒17戈雷、每秒18戈雷、每秒19戈雷、每秒20戈雷、每秒30戈雷、每秒40戈雷、每秒50戈雷、每秒60戈雷、每秒70戈雷、每秒80戈雷、每秒90戈雷或每秒100戈雷。在一些實例中，輻射之超高劑量率包括在少於5 s之持續時間內超過以下劑量中之一者的輻射劑量：每秒2戈雷、每秒3戈雷、每秒4戈雷、每秒5戈雷、每秒6戈雷、每秒7戈雷、每秒8戈雷、每秒9戈雷、每秒10戈雷、每秒11戈雷、每秒12戈雷、每秒13戈雷、每秒14戈雷、每秒15戈雷、每秒16戈雷、每秒17戈雷、每秒18戈雷、每秒19戈雷、每秒20戈雷、每秒30戈雷、每秒40戈雷、每秒50戈雷、每秒60戈雷、每秒70戈雷、每秒80戈雷、每秒90戈雷或每秒100戈雷。

在一些實例中，輻射之超高劑量率包括在少於500 ms之持續時間內、在介於10 ms與5 s之間的持續時間內或少於5 s之持續時間內超過以下劑量中之一或多者的輻射劑量：每秒100戈雷、每秒200戈雷、每秒300戈雷、每秒400戈雷或每秒500戈雷。

在一些實例中，輻射之超高劑量率包括在少於500 ms之持續時間內介於每秒20戈雷與每秒100戈雷之間的輻射劑量。在一些實例中，輻射之超高劑量率包括在介於10 ms與5 s之間的持續時間內介於每秒20戈雷與每秒100戈雷之間的輻射劑量。在一些實例中，輻射之超高劑量率包括在少於5 s之持續時間內介於每秒20戈雷與每秒100戈雷之間的輻射劑量。在一些實例中，輻射之超高劑量率包括在諸如少於5 s之一段時間內介於每秒40戈雷與每秒120戈雷之間的輻射劑量。該段時間之其他實例為上文所提供之彼等實例。

在一些實施方案中，本文中所描述之準直儀中的孔之大小、形狀或大小及形狀可為可改變或可以其他方式組態的，例如，孔或槽部位中之一或多者可移動。舉例而言，可使用安裝於一或多個托架上之指形件或葉片形成孔或槽中之一或多者，如例如在名為「Adaptive Aperture」之美國專利申請案第2017/0128746號中所描述。

本文中所描述之實例質子治療系統的操作及其所有或一些組件之操作可至少部分地使用一或多個電腦程式產品(例如，有形地體現於一或多個非暫時性機器可讀媒體中之一或多個電腦程式)控制(在適當時)，以供一或多個資料處理設備(例如，可程式化處理器、一或多個電腦及/或可程式化邏輯組件)執行或控制該一或多個資料處理設備之操作。

電腦程式可以包括經編譯或經解譯語言之任何形式之程式設計語言撰寫，且其可以任何形式部署，包括作為獨立程式或作為模組、組件、副常式或適用於運算環境中之其他單元。電腦程式可經部署以在一個站點處之一個電腦上或多個電腦上執行或跨越多個站點分佈且藉由網路互連。

與控制本文中所描述之實例質子治療系統之操作的全部或部分相關聯之動作可藉由執行一或多個電腦程式之一或多個可程式化處理器執行，以執行本文中所描述之功能。可使用例如場可程式化閘陣列(FPGA)及/或特殊應用積體電路(ASIC)之專用邏輯電路系統來控制操作之全部或部分。

作為實例，適用於執行電腦程式之處理器包括通用微處理器及專用微處理器兩者，以及任何種類之數位電腦的任何一或多個處理器。一般而言，處理器將自唯讀儲存區域或隨機存取儲存區域或其兩者接收指令及資料。電腦(包括伺服器)之元件包括用於執行指令之一或多個處理器以及用於儲存指令及資料之一或多個儲存區域裝置。一般而言，電腦亦將包括用於儲存資料之一或多個機器可讀儲存媒體，例如磁碟、磁光碟或光碟，或以操作方式耦接至該一或多個機器可讀儲存媒體，以自該等機器可讀儲存媒體接收資料，或將資料傳送至該等機器可讀儲存媒體，或接收資料及傳送資料兩者。適合於儲存電腦程式指令及資料之非暫時性機器可讀儲存媒體包括所有形式之非揮發性儲存區域，作為實例，包括半導體儲存區域裝置，例如EPROM、EEPROM及快閃儲存區域裝置；磁碟，例如內部硬碟或抽取式磁碟；磁光碟；及CD-ROM及DVD-ROM磁碟。

任何多於兩個前述實施方案皆可與適當的粒子加速器(例如，同步回旋加速器)以適當組合加以使用。同樣地，任何多於兩個前述實施方案之個別特徵可以適當組合加以使用。可自本文中所描述之程序、系統、設備等省去元件而不會不利地影響其操作。可將各種分開的元件組合成一或多個個別元件以執行本文中所描述之功能。

10:層 11:靶標 12:粒子束 15:箭頭方向 16:層 20:管柱 21:靶標 22:粒子束 24:路徑 25:管柱 28:箭頭方向 29:箭頭方向 101:能量吸收板 102:能量吸收板 103:能量吸收板 106:橢圓點 109:線圈承載板 110a:磁體 110b:磁體 111:箭頭方向 114:運算系統/控制系統 116:遠端室 117:治療室 310:組件/同步回旋加速器 311:超導磁體 312:超導線圈 313:超導線圈 314:鐵磁性磁軛 315:鐵磁性磁軛 316:空腔 317:粒子源 420:提取通道 421:同步回旋加速器 422:掃描組件 424:掃描磁體 425:離子腔室 426:降能器 427:電流感測器 428:準直儀 441:線圈 442:線圈 460:射程調變器 461:板 464:馬達 470:板 472:箭頭方向 473:粒子束 500:板 500a:板 500b:板 500c:板 501:管柱 502:最深部分 503:靶標 504:粒子束 505:箭頭方向 506:次深部分 508:第三深部分 510:最淺部分 601:管柱 602:最淺部分/次淺部分 604:粒子束 605:箭頭方向 608:第三淺部分 610:最深部分 700:準直儀 702:載體 704:開口 705:孔之二維陣列 708:載體 709:導軌 710:皮帶 711:實體耦接件 712:旋轉馬達 715:虛線 716:第一孔 717:第二孔 720:準直儀 721:額外孔 722:額外孔 723:額外孔 725:準直儀 726:載體 727:導軌 728:皮帶 730:旋轉馬達 731:箭頭方向 732:框架 735:第一孔 736:第二孔 737:額外孔 738:額外孔 739:額外孔 740:區域 742:準直儀 744:載體 745:載體 747:導軌 749:皮帶 750:旋轉馬達 752:箭頭方向 753:框架 755:第一孔 756:第二孔 758:間隔 760:準直儀 761:載體 762:載體 764:導軌 765:導軌 767:皮帶 768:皮帶 770:旋轉馬達 771:旋轉馬達 780:準直儀 781:槽之陣列 783:準直儀 784:槽之二維陣列 788:槽 790:粒子束斑點 791:部分 792:部分 793:部分 794:末端 798:槽 799:槽 800:準直儀 801:第一部分 802:第二部分 803:額外部分 804:額外部分 805:部分 810:可組態準直儀 811:葉片 812:部位 814:治療區域 816:射束斑點/部位 818:圓圈 850:高度 852:長度 853:寬度 855:舌槽特徵 856:彎曲末端 859:葉片 913:主要托架 914:次要托架 915:次要托架 917:笛卡爾Z維度 918:笛卡爾X維度/部件 919:部件 920:導軌 922:桿或軌條 923:桿或軌條 925:馬達 926:馬達 930:馬達 931:導螺桿 932:外殼 935:葉片 936:葉片 970:可組態準直儀 971:患者 971a:射束方向 1080:內部台架 1081:噴嘴 1082:質子治療系統 1084:治療床 1085:臂 1101:步驟 1102:操作 1103:操作 1104:操作 1105:操作 1190:內部台架 1191:噴嘴 1192:治療床 1193:粒子加速器 1194:外部台架 1195:箭頭方向 1196:臂 1199:平衡架 1299:管柱 1300:展寬的布拉格峰 1301:深度 1302:深度 1303:深度 1400:輻照靶標之部分 1401:微體積 1402:微體積 1403:微體積 1404:微體積 1405:管柱 1407:最深部分 1408:接下來最深的部分 1409:接下來最深的部分 1410:接下來最深的部分 1411:最淺部分 1415:管柱 1417:最深部分 1418:接下來最深的部分 1419:接下來最深的部分 1420:接下來最深的部分 1421:最淺部分

圖1為藉由跨越整個層依序地掃描粒子束而治療之實例輻照靶標的透視圖。

圖2為藉由跨越實例輻照靶標逐管柱掃描粒子束而治療之靶標的透視圖。

圖3為可用於本文中所描述之粒子治療系統中的實例粒子加速器之部分的剖視圖。

圖4為可用於本文中所描述之粒子治療系統中的實例掃描系統之組件的側視圖。

圖5為可用於本文中所描述之粒子治療系統中的實例掃描系統之組件的透視圖。

圖6為供用於圖4及圖5中所展示之類型之掃描系統中的實例磁體之正視圖。

圖7為供用於圖4及圖5中所展示之類型之掃描系統中的實例磁體之透視圖。

圖8為供用於圖4及圖5中所展示之類型之掃描系統中的實例降能器(例如，射程調變器)之透視圖。

圖9為用於將降能器之板移入及移出粒子束之路徑的程序之透視圖。

圖10為實例線性馬達以及由此控制之降能器之實例板的方塊圖。

圖11為展示用於藉由跨越輻照靶標逐管柱掃描粒子束而治療靶標之實例程序的流程圖。

圖12、圖13、圖14及圖15為說明藉由將能量吸收板依序地移入靜止粒子束之路徑來治療輻照靶標之管柱的透視方塊圖。

圖16、圖17、圖18及圖19為說明藉由將能量吸收板依序地移出靜止粒子束之路徑來治療輻照靶標之管柱的透視方塊圖。

圖20為含有孔之二維陣列的實例準直儀之正視圖。

圖21為含有孔之二維陣列的實例準直儀及用於準直儀之控制組件的正視圖。

圖22為含有孔之單個線性陣列的實例準直儀之透視圖。

圖23為圖22之實例準直儀的透視圖。

圖24為含有不可獨立控制之孔之兩個線性陣列的實例準直儀之透視圖。

圖25為含有可獨立控制之載體的實例準直儀之正視圖。

圖26及圖27分別為實例粒子治療系統之正視圖及透視圖。

圖28為實例粒子治療系統之透視圖。

圖29為展示針對用於降能器中以改變粒子束之能量的不同材料之不同粒子束能量的粒子束斑點大小之改變的曲線圖。

圖30為含有槽之線性陣列的實例準直儀之正視圖。

圖31為含有槽之二維陣列的實例準直儀之正視圖。

圖32為說明由槽對粒子束執行之準直的實例槽之正視圖。

圖33為含有槽之線性陣列的實例準直儀之正視圖，其展示粒子束沿著槽之部分的移動。

圖34為展示實例展寬布拉格峰(spread-out Bragg peak；SOBP)及作為實例輻照靶標之部分之管柱的圖。

圖35至圖44為說明用於藉由微體積治療輻照靶標之管柱的實例程序之透視方塊圖。

圖45A及圖45B為展示蒙地卡羅(Monte Carlo)模擬之結果的繪圖，蒙地卡羅模擬計算遞送至治療體積之輻射劑量及彼劑量計算中之每一體素達到最終劑量所花費的時間。

圖46為可供本文中所描述之實例可組態準直儀使用的實例可組態準直儀葉片之透視圖。

圖47為相對於輻照靶標之治療區域定位的可組態準直儀葉片之俯視圖。

圖48為實例可組態準直儀之透視圖。

圖49為實例可組態準直儀之正視圖。

圖50為實例可組態準直儀之透視圖，該準直儀具有以透視方式描繪之組件以展示其內部。

圖51為在粒子療法治療期間相對於患者定位之實例可組態準直儀的透視圖。

各個圖式中之類似參考符號指示類似元件。

114:運算系統/控制系統

708:載體

709:導軌

710:皮帶

711:實體耦接件

712:旋轉馬達

715:虛線

716:第一孔

717:第二孔

720:準直儀

721:額外孔

722:額外孔

723:額外孔

Claims

一種系統，其包含：粒子加速器，其用以產生粒子束來治療患者；載體，其包含開口，該等開口包括第一開口及第二開口，該載體包含抑制該粒子束之傳輸的材料，且該載體位於該粒子加速器與該患者之間；及控制系統，其用以控制該粒子束移動至該第一開口，從而使得該粒子束之至少部分能夠到達該患者，在該粒子束於該第一開口處保持靜止時改變該粒子束之能量，且控制該粒子束自該第一開口移動至該第二開口。
如請求項1之系統，其中該等開口包含孔之陣列，該第一開口包含第一孔且該第二開口包含第二孔。
如請求項1之系統，其中該等開口包含槽之陣列，該第一開口包含第一槽且該第二開口包含第二槽。
如請求項1之系統，其進一步包含：降能器，其處於該粒子加速器與該患者之間，該降能器包含經組態以移入及移出該粒子束之路徑以便改變該粒子束之能量的結構；其中該控制系統經組態以控制該等結構移入或移出該粒子束之路徑，從而改變該粒子束之該能量。
如請求項4之系統，其中該等結構包含板，該等板用於在該粒子束穿過該等板中之一或多者時改變該粒子束之該能量，該等板包含碳化硼。
如請求項1之系統，其中該粒子加速器包含超導磁體，該超導磁體包含導電線圈；且其中該控制系統經組態以改變通過該等導電線圈之電流，從而改變該粒子束之該能量。
如請求項1之系統，其中該控制系統經組態以改變該粒子束之該能量，使得在該粒子束自該第一開口移動至該第二開口之前，該粒子束穿過該第一開口治療該患者中之靶標的柱狀部分；且其中在該粒子束處於該第一開口處時，該粒子束將超過每秒一戈雷之輻射劑量遞送至該靶標達少於五秒之持續時間。
如請求項1之系統，其中該控制系統經組態以改變該粒子束之該能量，使得在該粒子束自該第一開口移動至該第二開口之前，該粒子束穿過該第一開口治療該患者中之靶標的柱狀部分；且其中在該粒子束處於該第一開口處時，該粒子束將介於每秒20戈雷與每秒100戈雷之間的輻射劑量遞送至該靶標達介於10毫秒與5秒之間的持續時間。
如請求項1之系統，其中該控制系統經組態以改變該粒子束之該能量，使得在該粒子束自該第一開口移動至該第二開口之前，該粒子束穿過該第一開口治療該患者中之靶標的柱狀部分；且其中在該粒子束處於該第一開口處時，該粒子束將介於每秒40戈雷與每秒120戈雷之間的輻射劑量遞送至該靶標達少於5秒之持續時間。
如請求項1之系統，其中該控制系統經組態以改變該粒子束之該能量，使得在該粒子束自該第一開口移動至該第二開口之前，該粒子束穿過該第一開口治療該患者中之靶標的柱狀部分；且其中在該粒子束處於該第一開口處時，該粒子束以超高劑量率將輻射劑量遞送至該靶標。
如請求項1之系統，其中該等開口包含孔，該第一開口包含第一孔且該第二開口包含第二孔；且其中控制該粒子束移動至該第一孔且接著移動至該第二孔包含使該粒子束在第一孔處居中，接著使該粒子束在該第二孔處居中。
如請求項1之系統，其中在該粒子束自該第一開口移動至該第二開口之後，該粒子束再也不會移動至該第一開口。
如請求項1之系統，其進一步包含：掃描磁體，其包含導電線圈，該掃描磁體用於產生磁場以影響該粒子束之該移動；其中該控制系統經組態以藉由改變通過該掃描磁體之該等導電線圈的電流從而影響該磁場來控制該粒子束之移動。
如請求項1之系統，其進一步包含：導軌，該載體安裝於該導軌上以用於在該粒子束之射束場內移動；及馬達，其經組態以使該載體沿著該導軌移動。
如請求項14之系統，其中該控制系統經組態以基於該粒子束之移動而控制該馬達以使該載體沿著該導軌移動。
如請求項1之系統，其進一步包含：脊波濾波器，其用以展寬該粒子束之布拉格峰。
如請求項1之系統，其進一步包含：導軌，該載體安裝於該導軌上以用於移動；及馬達，其經組態以回應於來自該控制系統之一或多個命令而使該載體沿著該導軌移動。
如請求項1之系統，其中該控制系統經組態以在該粒子束於該第二開口處保持靜止時改變該粒子束之能量，且控制該粒子束自該第二開口移動至多個額外開口，其中在該多個額外開口中之每一者處，該粒子束在一段時間內保持靜止，同時該粒子束之該能量改變。
一種準直儀，其包含：載體，其包含一或多個開口，該載體包含抑制粒子束之傳輸的材料，該一或多個開口中之每一者具有不可改變之大小及形狀；導軌，該載體安裝於該導軌上以用於在該粒子束之射束場內移動；及馬達，其經組態以基於該粒子束之移動而使該載體沿著該導軌移動。
如請求項19之準直儀，其中該一或多個開口包含孔之陣列。
如請求項19之準直儀，其中該一或多個開口包含孔之單個線性陣列。
如請求項19之準直儀，其中該一或多個開口包含跨越該載體之縱向尺寸延伸的一或多個槽。
如請求項19之準直儀，其中該一或多個開口包含跨越該載體之縱向尺寸延伸的單個槽。
如請求項19之準直儀，其中該載體包含鎳、黃銅或鎢中之至少一者。
如請求項19之準直儀，其中該馬達回應於來自控制系統之命令以使該載體沿著該導軌移動。
如請求項19之準直儀，其中該載體為第一載體，其中該準直儀包含第二載體，該第二載體包含開口之陣列，其中該第二載體包含抑制粒子束之傳輸的材料，且其中該第二載體經安裝以用於在該粒子束之該射束場內移動。
如請求項26之準直儀，其中該馬達亦經組態以基於該粒子束之移動而使該第二載體沿著該導軌移動。
如請求項26之準直儀，其中該第一載體及該第二載體在實體上彼此連接。
如請求項26之準直儀，其中該第一載體及該第二載體經組態以用於相對於彼此獨立移動。
如請求項26之準直儀，其中該馬達為第一馬達，且其中該準直儀進一步包含經組態以移動該第二載體之第二馬達。
如請求項30之準直儀，其中該第二馬達經組態以基於該粒子束之該移動而移動該第二載體。
一種系統，其包含：粒子加速器，其用以產生粒子束來治療患者；載體，其包含開口，該載體包含抑制該粒子束之傳輸的材料，且該載體位於該粒子加速器與該患者之間；及控制系統，其用以控制該粒子束移動至該開口之第一部分，從而使得該粒子束之至少部分能夠到達該患者，在該粒子束於該開口之該第一部分處保持靜止時改變該粒子束之能量，且控制該粒子束自該開口之該第一部分移動至該開口之第二部分。
如請求項32之系統，其中該開口為沿著該載體延伸之槽。
如請求項32之系統，其中該控制系統經組態以在該粒子束於該開口之該第二部分處保持靜止時改變該粒子束之能量，且控制該粒子束自該開口之該第二部分移動至該開口之多個額外部分，其中在該開口之該多個額外部分中之每一者處，該粒子束在一段時間內保持靜止，同時該粒子束之該能量改變。
如請求項32之系統，其中該控制系統經組態以改變該粒子束之該能量，使得在該粒子束自該開口之該第一部分移動至該開口之該第二部分之前，該粒子束穿過該開口之該第一部分治療該患者中之靶標的柱狀部分；且其中在該粒子束處於該開口之該第一部分處時，該粒子束將超過每秒一戈雷之輻射劑量遞送至該靶標達少於五秒之持續時間。
如請求項32之系統，其中該控制系統經組態以改變該粒子束之該能量，使得在該粒子束自該開口之該第一部分移動至該開口之該第二部分之前，該粒子束穿過該開口之該第一部分治療該患者中之靶標的柱狀部分；且其中在該粒子束處於該開口之該第一部分處時，該粒子束將介於每秒20戈雷與每秒100戈雷之間的輻射劑量遞送至該靶標達介於10毫秒與5秒之間的持續時間。
如請求項32之系統，其中該控制系統經組態以改變該粒子束之該能量，使得在該粒子束自該開口之該第一部分移動至該開口之該第二部分之前，該粒子束穿過該開口之該第一部分治療該患者中之靶標的柱狀部分；且其中在該粒子束處於該開口之該第一部分處時，該粒子束將介於每秒40戈雷與每秒120戈雷之間的輻射劑量遞送至該靶標達少於5秒之持續時間。
如請求項32之系統，其中該控制系統經組態以改變該粒子束之該能量，使得在該粒子束自該開口之該第一部分移動至該開口之該第二部分之前，該粒子束穿過該開口之該第一部分治療該患者中之靶標的柱狀部分；且其中在該粒子束處於該開口之該第一部分處時，該粒子束以超高劑量率將輻射劑量遞送至該靶標。
如請求項32之系統，其進一步包含：降能器，其處於該粒子加速器與該患者之間，該降能器包含經組態以移入及移出該粒子束之路徑以便改變該粒子束之能量的結構；其中該控制系統經組態以控制該等結構移入或移出該粒子束之路徑，從而改變該粒子束之該能量。
如請求項39之系統，其中該等結構包含板，該等板用於在該粒子束穿過該等板中之一或多者時改變該粒子束之該能量，該等板包含碳化硼。
如請求項32之系統，其中該粒子加速器包含超導磁體，該超導磁體包含導電線圈；且其中該控制系統經組態以改變通過該等導電線圈之電流，從而改變該粒子束之該能量。
如請求項32之系統，其進一步包含：導軌，該載體安裝於該導軌上以用於在該粒子束之射束場內移動；及馬達，其經組態以使該載體沿著該導軌移動。
一種系統，其包含：粒子加速器，其用以提供粒子束來治療位於治療室中之患者；及降能器，其包含：多個結構，該多個結構中之每一結構用於在該粒子束穿過該結構時改變該粒子束之能量，該多個結構中之每一結構包含碳化硼；及致動器，每一致動器用於控制該多個結構中之對應者移入或移出該粒子束之路徑；其中該降能器位於該治療室中。
如請求項42之系統，其中每一結構包含板。
如請求項42之系統，其中每一結構包含多面體。
如請求項42之系統，其中每一結構為純碳化硼。
如請求項42之系統，其中該多個結構中之一或多者包含由碳化硼及石墨構成的複合材料。
如請求項42之系統，其中該降能器沿著該粒子束之射束線位於距該患者不超過三公尺處。
如請求項42之系統，其中該降能器沿著該粒子束之射束線位於距該患者不超過兩公尺處。
如請求項42之系統，其中該降能器沿著該粒子束之射束線位於距該患者不超過一公尺處。
如請求項42之系統，其進一步包含：掃描磁體，其用以相對於該患者移動該粒子束；其中該降能器位於該掃描磁體與該患者之間。
如請求項42之系統，其中該粒子束以超高劑量率施加至該患者。
如請求項42之系統，其中該粒子束以超過每秒1戈雷之劑量率施加至該患者達少於5秒之持續時間。
如請求項42之系統，其中該粒子束以介於每秒20戈雷與每秒100戈雷之間的劑量率施加至該患者達介於10毫秒與5秒之間的持續時間。
如請求項42之系統，其中該粒子束以介於每秒40戈雷與每秒120戈雷之間的劑量率施加至該患者達少於5秒之持續時間。
如請求項42之系統，其中該等結構可控制以在該粒子束保持靜止時移入或移出該粒子束，以便使用超高劑量率治療該患者內之組織的管柱。
如請求項42之系統，其中該等致動器包含線性馬達。
一種系統，其包含：粒子加速器，其用以提供粒子束來治療位於治療室中之患者；及降能器，其包含：多個結構，該多個結構中之每一結構用於在該粒子束穿過該結構時改變該粒子束之能量，該多個結構中之每一結構包含碳化硼；及致動器，其用於控制該多個結構移入或移出該粒子束之路徑；其中該降能器沿著該粒子束之射束線位於距該患者不超過四公尺處。
如請求項58之系統，其中該等結構可控制以在該粒子束保持靜止時移入或移出該粒子束，以便使用超高劑量率治療該患者內之組織的管柱。
如請求項58之系統，其中該降能器沿著該粒子束之射束線位於距該患者不超過三公尺處。
如請求項58之系統，其中該降能器沿著該粒子束之射束線位於距該患者不超過兩公尺處。
如請求項58之系統，其中該降能器沿著該粒子束之射束線位於距該患者不超過一公尺處。
如請求項58之系統，其中該粒子束以超高劑量率施加至該患者。
如請求項58之系統，其中該粒子束以超過每秒1戈雷之劑量率施加至該患者達少於5秒之持續時間。
如請求項58之系統，其中該粒子束以介於每秒20戈雷與每秒100戈雷之間的劑量率施加至該患者達介於10毫秒與5秒之間的持續時間。
如請求項58之系統，其中該粒子束以介於每秒40戈雷與每秒120戈雷之間的劑量率施加至該患者達少於5秒之持續時間。
如請求項58之系統，其中該等結構可控制以在該粒子束保持靜止時移入或移出該粒子束，以便使用超高劑量率治療該患者內之組織的管柱。
如請求項58之系統，其中該等致動器包含線性馬達。
如請求項58之系統，其中該多個結構中之一或多者包含由碳化硼及石墨構成的複合材料。
一種系統，其包含：粒子加速器，其用以提供粒子束來治療位於治療室中之患者；掃描磁體，其用以相對於該患者移動該粒子束；及降能器，其包含：多個結構，該多個結構中之每一結構用於在該粒子束穿過該結構時改變該粒子束之能量，該多個結構中之每一結構包含碳化硼；及致動器，每一致動器用於控制該多個結構中之對應者移入或移出該粒子束之路徑；其中該降能器位於該掃描磁體與該患者之間。
如請求項70之系統，其中該降能器沿著該粒子束之射束線位於距該患者不超過一公尺處。
如請求項70之系統，其中該粒子束以超高劑量率施加至該患者。
如請求項70之系統，其中該粒子束以超過每秒1戈雷之劑量率施加至該患者達少於5秒之持續時間。
如請求項70之系統，其中該粒子束以介於每秒20戈雷與每秒100戈雷之間的劑量率施加至該患者達介於10毫秒與5秒之間的持續時間。
如請求項70之系統，其中該粒子束以介於每秒40戈雷與每秒120戈雷之間的劑量率施加至該患者達少於5秒之持續時間。
如請求項70之系統，其中該等結構可控制以在該粒子束保持靜止時移入或移出該粒子束，以便以超高劑量率治療該患者內之組織的管柱。
如請求項70之系統，其進一步包含：外部台架，該粒子加速器安裝於其上，該外部台架可控制以圍繞該患者至少部分地移動該粒子加速器。
如請求項77之系統，其進一步包含：內部台架，其可控制以與該外部台架一致地移動，該內部台架包含可朝向該患者延伸且可遠離該患者縮回之噴嘴，該降能器位於該噴嘴中。
如請求項78之系統，其中該降能器位於治療室中，在該治療室中將該粒子束施加至該患者；且其中該噴嘴可完全縮回至該內部台架中。
如請求項70之系統，其中對於具有70 MeV或大於70 MeV之能量的粒子束，該粒子束具有小於1.2公分(cm) σ之斑點大小。
如請求項70之系統，其中該粒子束具有小於1.2公分(cm) σ之斑點大小。
如請求項70之系統，其中該粒子束具有小於0.5公分(cm) σ之斑點大小。
如請求項70之系統，其中該降能器與該患者之間不存在用以影響該粒子束的結構。
如請求項70之系統，其進一步包含：可組態準直儀，其處於該降能器與該患者之間，該可組態準直儀可控制而以小至單個斑點之解析度修整該粒子束。
如請求項70之系統，其中該等致動器包含線性馬達。
如請求項70之系統，其中該等致動器包含旋轉馬達，其各自驅動對應線性致動器以控制對應結構之移動。
如請求項70之系統，其中該多個結構中之一或多者包含由碳化硼及石墨構成的複合材料。
如請求項70之系統，其中該多個結構中之每一者包含純碳化硼。