TW202310892A - 用於粒子治療系統之環形檯座 - Google Patents

Abstract

一種實例性粒子治療系統包含經組態以在一預定義最大能量下輸出一粒子束之一粒子加速器以及一環形檯座，該環形檯座在其一內部中包括磁體。該等磁體包含接近於該粒子加速器之一輸出之一第一磁體以及接近於一醫療位置之第二磁體。該第一磁體經組態以將該粒子束引導至一第二磁體。該第二磁體經組態以將處於該預定義最大能量之粒子束朝向該醫療位置彎曲。

Description

用於粒子治療系統之環形檯座

本說明書闡述粒子治療系統及供在該粒子治療系統中使用之檯座之實例。

粒子治療系統使用一粒子加速器來產生一粒子束，用於醫療諸如腫瘤等疾病。粒子治療系統可使用一檯座將粒子束朝向一患者引導。在某些實例中，一檯座包含在醫療期間支撐一輻射遞送裝備之一裝置。

一實例性粒子治療系統包含經組態以在一預定義最大能量下輸出一粒子束之一粒子加速器以及一環形檯座，該環形檯座在其一內部中包括磁體。該等磁體包含接近於該粒子加速器之一輸出之一第一磁體以及接近於一醫療位置之第二磁體。該第一磁體經組態以將該粒子束引導至一第二磁體。該第二磁體經組態以將處於該預定義最大能量之粒子束朝向該醫療位置彎曲。該粒子治療系統可單獨地或以組合方式包含以下特徵中之一或多者。

該粒子加速器與該環形檯座可係在同一醫療空間內。該粒子加速器可係一固定能量粒子加速器。該粒子治療系統可包含可在該等第二磁體中之每一者與該醫療位置之間移動之一能量降級器。該能量降級器可經組態以在該粒子束到達該醫療位置之前改變該粒子束之一能量。該等第二磁體可係間隔開的且各自可位於該環形檯座之一不同圓周扇區中。該環形檯座可包含六個與二十個之間的第二磁體。該等第二磁體在該環形檯座上可係靜止的。該等第二磁體可經組態以將該粒子束彎曲至少90°。該粒子治療系統可包含可在該環形檯座之一孔內移動之一醫療床。該醫療床可用於將一患者固持在該醫療位置處。該第二磁體與該醫療位置之間的一距離可係兩米(2 m)或更小。該第二磁體與該醫療位置之間的一距離可係一米(1 m)或更小。該第二磁體與該醫療位置之間的一距離可係0.5 m或更小。

該粒子加速器可係或可包含一同步迴旋加速器。該粒子加速器可係或可包含經組態以在兩種能量下操作之一同步迴旋加速器，該兩種能量中之一者大於該兩種能量中之另一者。該粒子加速器可係或可包含一同步加速器。

該粒子治療系統可包含安裝至該環形檯座之一或多個成像裝置。該一或多個成像裝置可經組態用於圍繞該環形檯座移動。該粒子治療系統可包含經組態用於圍繞該環形檯座移動之一噴嘴。該噴嘴可用於調節該粒子束並將其輸出至該醫療位置。該粒子治療系統可包含經程式化以控制該一或多個成像裝置之移動並控制該噴嘴之移動的一控制系統。該控制系統可經程式化以防止該噴嘴與該一或多個成像裝置之間發生碰撞。該噴嘴可經組態以圍繞該環形檯座中之一第一內部軌道旋轉，並且該一或多個成像裝置可經組態以圍繞該環形檯座中之一第二內部軌道旋轉。該第一內部軌道與該第二內部軌道可位於該環形檯座之不同位置處。

該等第二磁體可係間隔開的且各自可位於該環形檯座之一不同圓周扇區中。該等扇區中之每一者可包含用於將該粒子束輸出至該醫療位置之一噴嘴。該粒子加速器可包含用以產生用於加速粒子來產生該粒子束之一磁場的主超導線圈。該粒子加速器可包含用以在與該等主超導線圈相反之一方向上傳導電流之主動返回線圈。可在FLASH劑量下將該粒子束遞送給該患者。可在小於五(5)秒之一持續時間內在超過二十(20)戈每秒之一劑量下將該粒子束遞送給該患者。

另一實例性粒子治療系統包含：一多扇區檯座，其中每一扇區經組態以將輻射自該多扇區檯座上之一不同位置遞送給一患者；及一粒子加速器，其連接至該多扇區檯座以將該輻射朝向該多扇區檯座輸出。該多扇區檯座與該粒子加速器可係在同一醫療室中且未被該多扇區檯座或該粒子加速器外部之屏蔽件分隔。該粒子治療系統可單獨地或以組合方式包含以下特徵中之一或多者。

該多扇區檯座與該粒子加速器可係在同一醫療空間中。每一扇區可包含經組態以將該輻射朝向該患者引導之一磁體。每一磁體可係實質上D形的。每一磁體可經組態以將該粒子束彎曲至少90°。該多扇區檯座在形狀上可係環形的。該多扇區檯座可包含每一扇區中之一第二磁體以及該第二磁體與該粒子加速器之間的一第一磁體。該第一磁體可用於將該粒子束引導至一標靶扇區中之一第二磁體。該第一磁體可經組態以將該粒子束引導至不同扇區。該粒子加速器可係或可包含一同步迴旋加速器。該同步迴旋加速器可經組態以在兩種不同能量中之一者下輸出該粒子束。該粒子加速器可係或可包含一同步加速器。

供在一粒子治療系統中使用之一實例性檯座包含可連接至一粒子加速器之一環形結構。該環形結構包含圍繞該環形結構圓周配置在一扇區中之第一磁體。該等第一磁體用於將源於該粒子加速器處之一粒子束朝向一醫療位置彎曲至少90°。一外殼將該環形結構連接至該粒子加速器。該外殼包含第二磁體。該等第二磁體用於接收該粒子束並用於將該粒子束朝向該等第一磁體引導。該外殼內之一可旋轉結構經組態用於安裝輻射遞送組件或成像組件中之至少一者。該檯座與該粒子加速器可係在同一醫療空間內。

該檯座可包含可在該等第一磁體中之每一者與該醫療位置之間移動之一能量降級器。該能量降級器可經組態以在該粒子束到達該醫療位置之前改變該粒子束之一能量。該能量降級器可安裝至該可旋轉結構。

該等第一磁體可係間隔開的且各自位於該環形結構之一不同圓周扇區中。該環形結構可包含六個與二十個之間的第一磁體。該等第一磁體在該環形結構上可係靜止的。該等第二磁體可經組態以將該粒子束彎曲至少90°。該等第一磁體中之每一者與該醫療位置之間的一距離可係兩米(2 m)或更小。該第二磁體與該醫療位置之間的一距離可係一米(1 m)或更小。

該檯座可包含安裝至該可旋轉結構之一或多個成像裝置。該一或多個成像裝置可經組態用於圍繞該環形結構移動。該檯座可包含經組態用於圍繞該環形結構移動之一噴嘴。該噴嘴可用於將該粒子束輸出至該醫療位置。該噴嘴可安裝至該可旋轉結構。

該檯座可包含經組態用於圍繞該環形結構移動之一或多個成像裝置以及經組態用於圍繞該環形結構移動之一噴嘴。該噴嘴可用於將該粒子束輸出至該醫療位置。該噴嘴及該一或多個成像裝置可安裝至該可旋轉結構。該等第一磁體可係間隔開的且可各自位於該環形結構之一不同圓周扇區中。該等扇區中之每一者可包含用於將該粒子束輸出至該醫療位置之一噴嘴。

本說明書中所闡述之特徵中之任何兩者或更多者(包含本發明內容部分中所闡述之特徵)可經組合以形成本說明書中未經具體闡述之實施方案。

可經由一電腦程式產品來實施對本文中所闡述之各種裝置、系統及/或組件或者其部分之控制，該電腦程式產品包含儲存在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等程式化邏輯或者諸如此類)上執行之指令。本文中所闡述之裝置、系統及/或組件或者其部分可被實施為一裝備、方法或者可包含一或多個處理裝置及儲存可執行指令以實施對所陳述功能之控制之電腦記憶體的電子系統。本文中所闡述之裝置、系統及/或組件可例如經由設計、構造、配置、放置、程式化、操作、啟動、解除啟動及/或控制來進行組態。

在附圖及以下闡述中陳述了一或多個實施方案之細節。依據說明書及圖式且依據申請專利範圍，其他特徵及優點將變得顯而易見。

本文中闡述可裝納於用於醫療之同一空間中之一實例性粒子治療系統。此一系統包含可係但不限於一同步迴旋加速器之一粒子加速器，該同步迴旋加速器重量輕且小到足以裝配在一標準線性加速器(LINAC)拱頂內。該系統亦包含經組態以遞送一帶電粒子束(諸如自加速器輸出之質子或離子)來醫療一患者體內之腫瘤或其他病症的一醫用檯座。在此實例中，檯座包含在其一內部中具有磁體之一環形(例如，圓環形)結構。磁體包含接近於粒子加速器之一輸出之一第一/向量磁體以及接近於一醫療位置之第二/彎曲磁體。醫療位置可對應於彎曲磁體之一共同等中心之一位置。向量磁體經組態以將粒子束引導至不同彎曲磁體，並且彎曲磁體經組態以將粒子束朝向醫療位置彎曲。為使得能夠在用於醫療之同一空間中(尤其在相對小之空間中，諸如一標準LINAC拱頂)遞送粒子束，彎曲磁體經組態以將粒子束彎曲成直角或鈍角。舉例而言，彎曲磁體中之每一者可係「D」形的，並且彎曲磁體中之每一者可經組態並經配置以將粒子束彎曲90°或更大。

就此而言，本文中所闡述之粒子治療系統之某些實施方案採用大孔徑超導彎曲磁體，其經組態以在一短距離內將粒子束彎曲，藉此減小系統之大小。一般而言，一超導體係諸如鈮-錫(Nb ₃Sn)之一元素或金屬合金，當冷卻至一臨限溫度以下時，該元素或金屬合金會失去大部分(若非全部)電阻。結果，電流實質上不受阻礙地流經超導體。因此，超導線圈在其超導狀態下能夠傳導比相同大小之普通導線大得多之電流。由於超導線圈能夠傳導大量電流，因此在粒子治療系統中特別有用。

圖1、圖2及圖3分別展示同一粒子治療系統10之側視圖、俯視圖及透視圖。粒子治療系統10係前述段落中所闡述之類型的。如所展示，粒子治療系統10包含一粒子加速器12，該粒子加速器之實例闡述於本文中。在此實例中，粒子加速器12係具有產生3特斯拉(T)或更大之一最大磁場強度之一超導電磁結構之一同步迴旋加速器。實例性同步迴旋加速器產生具有150兆電子伏特(MeV)或更大之一能階之一粒子束，具有4.5立方米(m ³)或更小之一體積，且具有30噸(T)或更小之一重量。然而，在粒子治療系統10中可使用同步迴旋加速器或具有不同於此等重量、尺寸、磁場及/或能階的其他類型之粒子加速器。

粒子治療系統10亦包含檯座14。檯座14在結構上至少部分地係環形的，如圖1、圖2及圖3中所展示。一環形包含由一閉合平面曲線圍繞位於與該閉合平面曲線相同之平面上之一線旋轉所產生的表面形成之一圓環形狀。舉例而言，一環形可由以下或類似方程組參數化地定義：

（1）

（2）

（3） 針對中心在一原點處之一圓環，一對稱旋轉軸係圍繞一z軸，自一孔之中心至一圓環管或開口之一中心之一半徑係

，且該管或開口之半徑係

。在此實例中，檯座14具有如圖1中所展示之一大致環形形狀，但無需嚴格符合一環形之數學定義。

因此，檯座14包含一孔15，醫療床17可穿過該孔移動，以將患者放置在一醫療位置中。檯座14之環形結構之內部由外殼18界定(圖1及圖2)。在彼內部內的係一向量磁體20 (圖1及圖2)，其亦被稱為一偏踢(kicker)磁體。在某些實施方案中，檯座14可包含多於一個向量磁體。向量磁體20經被組態並可經控制以將源於粒子加速器12處並自粒子加速器12接收之一粒子束朝向彎曲磁體22引導(圖1及圖2)。在操作中，向量磁體20經組態以將自粒子加速器接收之粒子束朝向彎曲磁體22中之一者引導，且將粒子束重新引導至一不同彎曲磁體22。舉例而言，向量磁體20可經控制以根據一醫療計劃之規格在彎曲磁體22之不同彎曲磁體之間或當中操縱粒子束。如下文所闡述，彎曲磁體經組態以將粒子束朝向醫療位置引導。因此，藉由在彎曲磁體22之間或當中操縱粒子束，向量磁體20能夠控制粒子束到達醫療位置處之一輻照標靶之方向。舉例而言，藉由在彎曲磁體22之間或當中操縱粒子束，向量磁體20能夠控制將粒子束施加至醫療位置處之一輻照標靶之不同角度。

在某些實施方案中，存在多個向量磁體，其可包含經組態並可經控制以在多個路徑當中切換粒子束之偶極磁體。舉例而言，每一向量磁體可經組態以將粒子束引導至一單個彎曲磁體或引導至獨特的一組彎曲磁體。在操作中，每一向量磁體可經控制以快速地接通，且然後在一預定義時間內維持一穩定磁場。剩餘向量磁體可在此時斷開，使得所接通向量磁體能夠將粒子束朝向一標靶彎曲磁體引導。可接通及/或斷開不同向量磁體來控制粒子束之方向。

在某些實施方案中，向量磁體可在二維(例如，一平面之笛卡爾XY維度)上進行控制以將粒子束朝向一彎曲磁體引導。在某些實施方案中，一向量磁體包含控制笛卡爾X維度中之粒子束移動之一第一組兩個線圈以及與該第一組兩個線圈正交並控制笛卡爾Y維度中之粒子束移動之一第二組兩個線圈。在某些實施方案中，藉由使流過一組或兩組線圈之電流變化從而使藉此產生之磁場變化來達成控制。藉由使磁場適當地變化，粒子束可在X維度及/或Y維度上朝向一彎曲磁體移動。舉例而言，X及Y維度對應於平行於環形結構之半徑之一平面，並且向量磁體20可將粒子束引導至彼平面中之任何地方。

如所提及，在某些實施方案中，檯座14包含實體地連接至粒子加速器12之一外殼18。外殼18可環繞及圍封向量磁體20以及由向量磁體20引導之粒子束。外殼18亦可環繞並圍封彎曲磁體22及本文中所闡述之其他系統組件，包含但不限於噴嘴及其內部組件以及成像裝置。可使用諸如鉛、硼化聚乙烯及/或鋼等材料對外殼18進行電磁屏蔽。

如圖1至圖3中所展示，彎曲磁體22被周向地配置成圍繞穿過檯座之環形結構之孔15。在此實例中，彎曲磁體22係實質上D形的；然而，可使用具有其他形狀之磁體來替換D形磁體。在此實例中，所有彎曲磁體22具有相同形狀；然而，在其他實施方案中，可存在佔用檯座14之不同扇區的不同形狀之彎曲磁體22。

就此而言，如先前所提及，檯座14被分成多個扇區。圖4概念性地展示具有各自含納本文中所闡述之類型之一彎曲磁體22之四個扇區30至33之一實例性環形檯座。諸如圖1及圖2中所展示之其他實施方案可包含各自含納一對應彎曲磁體之多於四個扇區或少於四個扇區。歸因於含納於每一扇區中之一彎曲磁體之定位及形狀，扇區中之每一者經組態以自一不同角度位置將輻射遞送給患者。就此而言，在某些實施方案中，每一彎曲磁體22之D形形成將來自加速器12之粒子束朝向一醫療位置24彎曲90°之一磁場。舉例而言，此彎曲之一實例展示於圖5中。

如圖5中所展示，向量磁體20在不同時間將粒子束25引導至彎曲磁體22中之不同彎曲磁體(圖5中未展示彎曲磁體)。彎曲磁體22將粒子束25朝向醫療位置24彎曲。在某些實施方案中，每一彎曲磁體22或檯座14之扇區可經組態(例如，經塑形)以將粒子束彎曲成在90°至150°或更大之一範圍內，舉例而言，90°、95°、100°、105°、110°、115°、120°、125°、130°、135°、140°、145°或150°。在某些實施方案中，每一彎曲磁體22或檯座14之扇區可經組態(例如，經塑形)以將粒子束彎曲大於150°或小於90°。因為扇區及彎曲磁體係在檯座周圍不同角度位置處，所以經由不同彎曲磁體施加之粒子束自不同角度並在某些情形中在不同位置處撞擊輻照標靶。圖5中之線29表示環形結構中之磁場。

在某些實施方案中，彎曲磁體22可係大孔徑超導磁體；然而，可單獨使用或者與超導磁體結合使用非超導磁體。在某些實施方案中，可存在圍繞孔15周向地配置之8個至12個彎曲磁體22。在某些實施方案中，可存在圍繞孔15周向地配置之6個至20個彎曲磁體22。對於所有彎曲磁體，毗鄰彎曲磁體之間的分隔距離可係相同的；亦即，毗鄰彎曲磁體可圍繞環形檯座以均勻間隔隔開。位於檯座14內之彎曲磁體22愈多，檯座之精度便愈高。就此而言，在某些實施方案中，檯座14保持靜止且不相對於醫療位置旋轉。在某些實施方案中，檯座14可進行旋轉以達到一所期望角度位置，但在醫療期間不進行旋轉。舉例而言，在某些實施方案中，檯座14包含使得其角能夠旋轉180°或更多之一或多個馬達，此使得彎曲磁體能夠相對於醫療位置進行精確角度放置，例如，以1°或更少之增量。

在前述情形中之任一情形中，彎曲磁體22可在醫療期間相對於醫療位置保持靜止。可藉由在彎曲磁體22之不同彎曲磁體當中移動粒子束來實施醫療，以便在醫療位置處相對於一輻照標靶重新定位粒子束。彎曲磁體22愈多，粒子束相對於輻照標靶之定位便愈精確。換言之，額外磁體提供粒子束相對於輻照標靶之更精細角度定位。除了其他事物之外，還可在基於檯座之實體約束之一醫療計劃中設定醫療角度，諸如可用檯座輸出角度之數目(此將係彎曲磁體22之數目之函數)等。

在某些實施方案中，彎曲磁體中之個別彎曲磁體可經控制以在檯座內移動。舉例而言，附接至磁體之馬達可控制彎曲磁體之內部移動來改變束輸出。舉例而言，在檯座內朝向或遠離加速器移動彎曲磁體可影響彎曲磁體將粒子束彎曲之角度。舉例而言，在檯座內旋轉或傾斜彎曲磁體可影響彎曲磁體將粒子束彎曲之角度。磁體移動可符合一醫療計劃之要求。

如所解釋，將檯座14分成多個扇區。歸因於含納於每一扇區中之彎曲磁體之定位及形狀，扇區中之每一者經組態以自一不同角度位置將輻射遞送給患者。一噴嘴可位於每一扇區中，或者可移動至每一扇區。舉例而言，在某些實施方案中，檯座14包含安裝在外殼18內之一軌道或環上或者檯座14之一外部部分上的一單個噴嘴。在醫療期間，使用一或多個馬達來控制噴嘴，以移動至檯座之一扇區，並進入一彎曲磁體22之粒子束路徑輸出路徑中。諸如本文中所闡述之一控制系統34可基於醫療計劃來控制噴嘴沿著檯座之移動。在某些實施方案中，噴嘴或多個噴嘴可安裝至可在檯座14內旋轉且經組態用於安裝諸如噴嘴之輻射遞送組件的一環45 (圖3)。該環可旋轉以相對於患者定位噴嘴。當粒子束越過並超過彎曲磁體且進入噴嘴時，粒子束可處於其最大能量下。在某些實施方案中，最大能量可係加速器能夠輸出之最大束能量或者在加速器內設定之一預定義束能量。

在某些實施方案中，檯座14包含安裝在檯座14內之一或多個軌道或環上或者檯座14之外部部分上的多個噴嘴。舉例而言，圖3展示在檯座14之內部上安裝至之檯座14之四個噴嘴37、38、39及40。可使用馬達來控制噴嘴37、38、39及40，以移動至檯座之一扇區並進入一彎曲磁體22之粒子束路徑輸出中。另一選擇係，環45可經旋轉以成角度地定位噴嘴，或者噴嘴可經組態以圍繞環45移動(例如，旋轉)。

一控制系統(諸如本文中所闡述之彼等控制系統)可基於醫療計劃來控制噴嘴之移動。每一噴嘴可經組態以服務於檯座14之一或多個扇區。舉例而言，一環形檯座可包含十二個扇區及四個噴嘴。每一噴嘴可經組態並可經控制以服務於三個毗鄰扇區。舉例而言，一第一噴嘴可服務於扇區一、二及三；一第二噴嘴可服務於扇區四、五及六；一第三噴嘴可服務於扇區七、八及九；並且一第四噴嘴可服務於扇區十、十一及十二。可協調或限制噴嘴之移動，以防止在醫療期間在噴嘴之間的碰撞。舉例而言，第一噴嘴可經組態以圍繞檯座在0°至90°之一範圍中移動；第二噴嘴可經組態以圍繞檯座在91°至180°之一範圍中移動；第三噴嘴可經組態以圍繞檯座在181°至270°之一範圍中移動；並且第四噴嘴可經控制以圍繞檯座在279°至359°之一範圍中移動。

如本文中所闡述，在環形檯座架構中，一向量磁體位於加速器出口埠處或其附近，且可藉由在一逐層或逐脈衝基礎上同時自多個角度遞送輻射來快速改變束角度，從而顯著縮短總醫療時間。出於此目的，多個噴嘴(例如，2個、3個、4個或更多個噴嘴)可安裝在檯座14之一內部直徑處之可旋轉環45上。因為環旋轉，所以安裝至其之噴嘴中之一或多者與環一起旋轉，使得噴嘴能夠定位，同時減少與患者或系統組件碰撞之機會。

在某些實施方案中，檯座14上之噴嘴係靜止的；亦即，噴嘴不相對於檯座14移動。舉例而言，在每一扇區中可存在位於彼扇區中之一彎曲磁體之束路徑輸出中之一噴嘴。每扇區具有未移動之一個噴嘴可減少醫療時間，此乃因無需時間來定位及重新定位噴嘴。在某些實施方案中，安裝至檯座14之所有組件並不圍繞檯座旋轉地移動。另外，如所提及，在某些實施方案中，檯座14本身係靜止的。另外，如所提及，在某些實施方案中，檯座14本身係可旋轉的。

在圖3之實例中，噴嘴39位於一扇區中。在某些實施方案中，每一噴嘴可具有相同功能及組態。噴嘴39自一彎曲磁體22接收粒子束，且在某些實施方案中調節粒子束以輸出至醫療位置處之一輻照標靶，諸如一患者體內之一腫瘤。就此而言，如所提及，每一彎曲磁體22將粒子束朝向醫療位置處之一患者彎曲至少90°。因此，粒子束在一磁體22之上彎曲之後被朝向醫療位置引導。

在某些實施方案中，每一彎曲磁體可在其輸出處包含一掃描磁體，或者將掃描磁體功能性併入其磁性結構中。一掃描磁體可在兩個維度(例如，笛卡爾XY維度)上進行控制以在彼等兩個維度上定位粒子束，且移動粒子束跨越一輻照標靶之至少一部分。在某些實施方案中，一掃描磁體包含控制笛卡爾X維度中之粒子束移動之一第一組兩個線圈以及與該第一組兩個線圈正交並控制笛卡爾Y維度中之粒子束移動之一第二組兩個線圈。在某些實施方案中，藉由使流過一組或兩組線圈之電流變化以藉此使藉此產生之磁場變化來達成控制。藉由使磁場適當地變化，粒子束可在X及/或Y維度上移動跨越輻照標靶之層。在某些實施方案中，一或多個掃描磁體可位於每一彎曲磁體之下游(亦即比每一彎曲磁體更靠近醫療位置)但位於能量降級器之上游。舉例而言，一或多個掃描磁體43 (圖6)可位於下文所闡述之能量降級器與一彎曲磁體之輸出之間的每一噴嘴中。

參考圖6及圖7，每一噴嘴(諸如噴嘴38)亦可包含在粒子束到達患者之前自一彎曲及/或掃描磁體接收粒子束之一能量降級器41。在此實例中，能量降級器41位於一彎曲磁體22與輻照標靶之間。能量降級器41經組態並可經控制以在粒子束到達輻照標靶之前改變粒子束之一能量。舉例而言，能量降級器可包含可移入或移出粒子束之一路徑之板。舉例而言，能量降級器可包含至少部分地重疊且可在粒子束之一路徑內移動之楔形物。一實例性楔形物係由兩個三角形及三個梯形面定義之一多面體。在任一組態中，可變量之材料可移動至粒子束之路徑中。該材料自粒子束吸收能量，從而導致能量減少之束輸出。粒子束之路徑中之材料愈多，粒子束將具有之能量便愈少。在某些實施方案中，能量吸收結構可移動跨越掃描磁體對其進行掃描或者可在其之上遞送粒子束的束場之全部，或者僅移動跨越束場之一部分。在某些實例中，對於一給定彎曲磁體或掃描磁體，射束場係粒子束可跨越平行於一患者上之醫療區域的一平面移動之最大廣度。

在圖7之實例中，能量降級器41係一範圍移位器，其可經控制以將結構42移入並移出粒子束之路徑來改變粒子束之能量，且因此改變粒子束之劑量將沈積在輻照標靶中之深度。此類結構之實例包含但不限於能量吸收板；諸如楔形物之多面體、四面體或環形多面體；以及彎曲之三維形狀，諸如圓柱體、球體或圓錐體。以此方式，能量降級器可致使粒子束在一輻照標靶之內部中沈積輻射劑量，以醫療標靶之層或柱。就此而言，當質子移動穿過組織時，質子使組織之原子離子化並沿其路徑沈積一劑量。因此，能量降級器經組態以在笛卡爾Z維度上使粒子束移動穿過標靶，藉此使得能夠在三個維度上進行掃描。在某些實施方案中，能量降級器可經組態以在粒子束之移動期間進行移動，且在移動期間追蹤或尾隨粒子束。追蹤或尾隨粒子束移動之一實例性能量降級器闡述於標題為「High-Speed Energy Switching」之美國專利第10,675,487 (Zwart)中。美國專利第10,675,487號之內容(尤其與追蹤或尾隨粒子束移動之能量降級器相關之內容(例如，美國專利第10,675,487號之圖36至圖46以及隨附闡述))以引用方式併入本文中。

布拉格峰係布拉格曲線上之一顯著峰，該曲線標繪了在輻射行進穿過組織期間將其離子化之能量損失。布拉格峰表示大多數質子沈積在組織內之深度。對於質子而言，布拉格峰正好出現在粒子靜止下來之前。因此，可改變粒子束之能量，以改變其布拉格峰之位置，且因此改變大部分質子劑量將沈積在組織中深處之位置。就此而言，在某些實施方案中，粒子加速器係一固定能量粒子加速器。在一固定能量粒子加速器中，粒子束總是以相同或大致相同(例如，在與一預期或標靶能量之一偏差在5%以內或更小)之能量離開粒子加速器。在一固定能量粒子加速器中，能量降級器係用於使施加至患者體內之一輻照標靶之束之能量變化之主要運載工具。在某些實施方案中，本文中所闡述之粒子加速器經組態以輸出處於約100 MeV與約300 MeV之間(例如，在115 MeV與250 MeV之間)的一範圍內之一單個(固定)能量或者處於兩種或更多種能量之粒子束。固定能量輸出可在彼範圍內(例如，250 MeV)，或者在某些實例中高於或低於彼範圍。

在某些實施方案中，粒子加速器係一個雙能量加速器。在一個雙能量粒子加速器中，粒子束在兩種不同能階(一高能階及一低能階)中之一者下離開粒子加速器。術語「高」及「低」沒有具體數值含義，而是意欲傳達相對量值。在某些實施方案中，本文中所闡述之粒子加速器經組態以輸出處於約100 MeV與約300 MeV之間的一範圍內之兩種能量之粒子束。高能量輸出及低能量輸出可係彼範圍內或者在某些實例中高於或低於彼範圍之值。本文中所闡述之能量降級器可與雙能量粒子加速器搭配使用，以便將粒子束之能量降低至兩個能階中之一者以下及/或精細地調整該兩個能階。

噴嘴40亦包含相對於輻照標靶位於能量降級器41下游(即，在能量降級器與標靶之間)之一準直器44 (圖6)。在一實例中，一準直器係可經控制以允許某些輻射傳送至一患者並阻止某些輻射傳送至該患者之一裝置。通常，傳送之輻射被引導至待醫療之一輻照標靶，而被阻擋之輻射會以其他方式擊中並潛在地損害健康組織。在操作中，準直器被放置在一彎曲磁體與輻照標靶之間的輻射路徑中，且經控制以產生一適當大小及形狀之一開口，從而允許某些輻射穿過該開口到達輻照標靶，同時該結構之一剩餘部分阻擋某些輻射到達毗鄰組織。可使用之一可組態準直器之一實例闡述於標題為「Adaptive Aperture」之美國專利公開案第2017/0128746 (Zwart)號中。美國專利公開案第2017/0128746號之內容(尤其與自適應孔徑之闡述相關之內容(例如，美國專利公開案第2017/0128746號之圖1至圖7以及隨附闡述))以引用方式併入本文中。

如本文中所闡述，一實例性粒子治療系統包含利用數個大孔徑超導磁體之一實例性環形檯座。在此類型之檯座中，遠距離源(SAD)滿足臨床要求，並且檯座之總直徑可減小至小於5米(m)。在一實例中，對於一250 MeV實施方案，檯座14之總直徑係3.2 m。在此實例中，檯座14之總長度50 (圖2)小於5 m，例如大約4.3 m，並且每一彎曲磁體22之輸出至醫療位置之間的距離係1 m或更小。就此而言，在某些實施方案中，每一彎曲磁體22之輸出與醫療位置之間的距離係2 m或更小。在某些實施方案中，每一彎曲磁體22之輸出與醫療位置之間的距離係1 m或更小。在某些實施方案中，每一彎曲磁體22之輸出與醫療位置之間的距離係0.5 m或更小。在某些實施方案中，檯座重17噸或更輕。

其他實施方案可具有不同尺寸，包含但不限於此處所提及之檯座直徑及距離。在某些實施方案中，粒子治療系統可裝配在LINAC拱頂之佔用面積內。舉例而言，圖1至圖6之組件可小到足以裝配在具有以下尺寸之一拱頂內並具有裝配在該拱頂內之尺寸：長度為25英尺(7.62米(m))或更小，寬度為20英尺(6.09 m)或更小，並且高度為11英尺(3.35 m)或更小。舉例而言，圖1至圖6之組件可小到足以裝配在具有以下尺寸之一拱頂內且具有裝配在該拱頂內之尺寸：長度為25英尺(7.62米(m))或更小，寬度為26英尺(7.92 m)或更小，並且高度為10英尺(3.05 m)或更小。舉例而言，圖1至圖3之組件可小到足以裝配在具有26.09英尺(11 m)×29.62英尺(9 m)或更小之一佔用面積、16.40英尺(5 m)或更小之一高度的一LINAC拱頂內，且具有裝配在該拱頂內之尺寸。然而，如所提及，粒子治療系統之某些實施方案可具有不同尺寸，包含但不限於直徑、長度、寬度及/或高度。在某些實施方案中，一預先存在之LINAC拱頂之天花板可能不夠高到足以支撐檯座之整個直徑。在此類實施方案中，可在LINAC拱頂之地板下面挖出一凹坑，以使得檯座能夠裝配在該拱頂內。

圖8展示其中可實施粒子治療系統10及其變體之一醫療空間51之一實例。在此實例中，醫療空間在一LINAC拱頂中實施，且使用鉛或者諸如混凝土、硼化聚乙烯及/或鋼等其他適當材料進行屏蔽。就此而言，由粒子加速器產生但沒有到達輻照標靶之粒子(諸如質子)透過產生高能量中子來產生二次輻射。在某些實施方案中，本文中所闡述之檯座經組態以即使在低能量下亦能傳輸超過70%之質子束，該檯座包含使用位於束線下游之一能量降級器之能量選擇。就此而言，在某些實施方案中，粒子束處於加速器之最大能量及固定能量下，直至正好位於等中心之上游(環形之內部直徑處)為止，其中該粒子束被一動態範圍移位器降低能量。亦即，當粒子束進入噴嘴時，粒子束處於加速器之最大能量下。歸因於此直接束系統架構之高束遞送效率(例如，70%至100%)，該束系統架構維持來自加速器之一低雜散輻射及能量調變，加速器可位於醫療室拱頂內，如圖8中所展示。亦即，本文中所闡述之直接束結構達成粒子束之高效轉移，此減少了雜散輻射。因為雜散輻射減少，加速器及患者可位於同一醫療空間中，而不用擔心雜散輻射傷害患者或電子設備。

在某些實施方案中，由加速器輸出之粒子束可係單能的，並且能量降級器係在一輻照標靶之醫療期間用於改變束能量之僅有/唯一或主要運載工具。一單能粒子束包含具有一單個固定能階(諸如100 MeV、150 MeV、200 MeV、250 MeV等等)之一粒子束。一單能粒子束可偏離固定能階一預定量，諸如±10%、±5%、±2%或±1%，並且若該單能粒子束之能量沒有主動改變，則該單能粒子束仍被認為係單能的。加速器在醫療期間之切換操作(如在醫療期間切換粒子束能量所需要)可產生過量雜散中子，從而導致需要增加屏蔽並降低束線效率。中子可由粒子加速器及/或沿著束線之磁性產生。藉由使用在醫療期間係單能的之一粒子束並依賴於能量降級器來改變束能量，可減少或最小化雜散中子之產生，且可增加粒子束輸出之效率。

使用一單能粒子束、使用檯座外部之一能量降級器以及使用如本文中所闡述的具有向量及彎曲磁體之一環形檯座使得能夠有效地引導粒子束。更具體而言，束能量之改變增加了雜散中子之產生，並因此增加了粒子束之損失，藉此降低了其效率。本文中所闡述之系統之實施方案中所使用之單能粒子束與具有向量及彎曲磁體之一環形檯座組合可導致效率提高。在某些情形中，本文中所闡述之直接束架構產生10%或更高、20%或更高、30%或更高、40%或更高、50%或更高、60%或更高、70%或更高、80%或更高或者90%或更高之一效率。在某些實例中，效率係自粒子加速器輸出之粒子與自彎曲磁體輸出之粒子的百分比之一量測。因此，10%或更高之一效率包含自彎曲磁體輸出來自粒子加速器之10%或更多之粒子輸出；20%或更高之一效率包含自彎曲磁體輸出來自粒子加速器之20%或更多之粒子輸出；30%或更高之一效率包含自彎曲磁體輸出來自粒子加速器之30%或更多之粒子輸出；40%或更高之一效率包含自彎曲磁體輸出來自粒子加速器之40%或更多之粒子輸出；50%或更高之一效率包含自彎曲磁體輸出來自粒子加速器之50%或更多之粒子輸出；60%或更高之一效率包含自彎曲磁體輸出來自粒子加速器之60%或更多之粒子輸出；70%或更高之一效率包含自彎曲磁體輸出來自粒子加速器之70%或更多之粒子輸出；80%或更高之一效率包含自彎曲磁體輸出來自粒子加速器之80%或更多之粒子輸出；並且90%或更高之一效率包含自彎曲磁體輸出來自粒子加速器之90%或更多之粒子輸出。在一實例中，即使在加速器之較低範圍中之能量下，本文中所闡述之粒子加速器及檯座亦將超過70%之一質子束傳輸給一患者。本文中所闡述之類型之直接束架構達成一「單個室」解決方案，其中粒子加速器、檯座及患者皆駐留在一單個室或拱頂內。

相比而言，某些粒子治療系統所採用之能量選擇系統導致高能量中子之顯著產生，且在摒棄超過99%之處於較低能量之質子束。本文中所闡述之類型之束線效率可達成一「單個室」解決方案，該解決方案將粒子加速器、束線及患者皆放在一單個拱頂內部。在此拱頂內，粒子加速器可包含屏蔽件，但分別含納患者及粒子加速器之拱頂中之分隔隔間60及61無需彼此屏蔽。換言之，在某些實施方案中，在粒子加速器及檯座之外部不存在將粒子加速器與患者分隔之屏蔽件。亦即，在某些實例中，將粒子加速器與患者分隔之僅有屏蔽件係在粒子加速器本身內或在檯座本身內。在圖8中，檯座14之各部分位於分隔之隔間60及61之壁58內。

在某些實施方案中，為了能夠在一現有拱頂中安裝一質子治療系統，拱頂能夠提供必要屏蔽件，此可能需要添加屏蔽件。在一環形檯座不旋轉之情形中，可沿著束平面在環形之局部添加屏蔽件。屏蔽件可由諸如混凝土、硼化聚乙烯及鋼之典型屏蔽材料製成。

參考圖1、圖2、圖3、圖8及圖9，粒子治療系統10包含一醫療床17。醫療床17經組態以相對於環形檯座14中或穿過環形檯座14之孔15移動並在該孔內移動。在此實例中，醫療床17可安裝至一機器人臂54。臂54包含一第一分段55、一第二分段56及一第三分段57。第一分段55可旋轉地連接至第二分段56，並且第二分段56可旋轉地連接至第三分段57。如圖中所展示，醫療床17連接至第三分段57。臂54可經控制以將醫療床17移入並穿過孔15，從而定位躺在用於醫療之床上之一患者；亦即，將患者移動至醫療位置中。

在某些實施方案中，臂54可以兩個自由度、三個自由度、四個自由度、五個自由度或六個自由度定位患者。兩個自由度之一實例係前後移動及左右移動；三個自由度之一實例係前後移動、左右移動及上下移動；四個自由度之一實例係前後移動、左右移動、上下移動以及縱傾移動、側傾移動或側滾移動中之一者；五個自由度之一實例係前後移動、左右移動、上下移動以及縱傾移動、側傾移動或側滾移動中之兩者；並且六個自由度之一實例係前後移動、左右移動、上下移動、縱傾移動、側傾移動及側滾移動。在某些實施方案中，醫療床可被至少部分地傾斜之一床或一椅替換，該床或該椅中之任一者皆可以兩個、三個、四個、五個或六個自由度進行控制以定位患者進行醫療。在某些實施方案中，臂54可具有與圖9中所展示的不同之一組態。舉例而言，臂54可具有兩個分段或多於三個分段。液壓、機器人或兩者皆可控制或實施醫療床之非平坦化移動。

在某些實施方案中，醫療床或其他座椅經組態以在醫療期間相對於粒子束移動。對於檯座不相對於患者移動之系統而言尤其如此。在某些實施方案中，可使用束移動與醫療床(或其他座椅)移動之一組合來實施醫療。舉例而言，可對檯座進行定位(例如，旋轉)，並且可臨時固定束，在此期間，醫療床移動以實施醫療。此後，可重新定位檯座，以將束臨時固定在一新位置處。可透過床移動在新位置處實施醫療。可按如由供與粒子治療系統搭配使用而起草之一醫療計劃所定義地重複此等操作。

粒子治療系統10可係一經強度調變質子治療(IMPT)系統。IMPT系統能夠對可具有可變能量及/或強度之受限制質子束進行空間控制。IMPT利用帶電粒子布拉格峰(如所提及，粒子之遞送範圍之端處之劑量特徵峰)結合粒子束變數之調變來建立標靶局部劑量調變，以達成一預定義醫療計劃中所陳述之目標。IMPT可涉及以不同角度且以不同強度將粒子束朝向輻照標靶引導以醫療標靶。此可藉由控制向量磁體將粒子束引導至兩個或更多個不同彎曲磁體來完成。在某些實施方案中，粒子束可跨越輻照標靶之層進行掃描(例如，移動)，其中自相同或不同角度一或多次對每一層進行治療。可使用本文中所闡述之掃描磁體來執行跨越輻照標靶之移動以實施掃描。

參考圖10，一或多個成像裝置可在檯座14內部內(如所展示)或檯座14外部上(未展示)安裝至檯座14。可在醫療之前及/或期間進行成像，以識別患者體內之一標靶位置並控制檯座及掃描之操作，以便將粒子束引導至患者體內之輻照標靶。

成像裝置可包含但不限於一或多個電腦斷層造影(CT)系統、一或多個扇形束CT系統、一或多個放射照相系統及諸如此類。成像系統可經組態並經控制以圍繞檯座14旋轉或者隨著檯座14之旋轉而旋轉。就此而言，如所提及，一或多個噴嘴可在位於檯座之內部直徑處之一環45上旋轉。各種二維(2D)及/或三維(3D)成像裝置亦可安裝在環45上，以與其一起旋轉。在某些實施方案中，噴嘴及成像裝置可安裝至檯座內之不同內部圓周軌道。舉例而言，噴嘴可在環形結構之一第一半徑處圍繞一圓周軌道旋轉，並且成像裝置可在環形結構的不同於該第一半徑之一第二半徑處圍繞一不同圓周軌道旋轉。在某些實施方案中，檯座可包含不同可旋轉內環，其之一者安裝用於旋轉之噴嘴，且其之一者安裝用於旋轉之成像裝置或系統。

在圖10之實例中，正交2D成像之兩個平面70、71經展示供用於2D影像導引之放射治療(IGRT)，或者可經旋轉用於錐形束電腦斷層造影系統(CBCT)獲取，包含同時獲取之雙能量成像。就此而言，IGRT包含在輻射醫療期間使用成像來改良醫療遞送之精度及準確度。IGRT可用於醫療身體之活動區域之腫瘤，諸如肺。成像裝置亦可或另一選擇係包含一X射線源以及用於CBCT獲取裝置73或一扇形束診斷品質電腦斷層造影(CT)裝置74之一影像面板。另一選擇係，一個平面可包含一CBCT，並且另一平面可包含扇形束診斷品質CT。

在某些實施方案中，控制系統34可協調噴嘴38以及成像系統70、71、73、74之旋轉，使得成像系統在醫療期間不妨礙噴嘴及輸出通道，並且使得噴嘴及輸出通道在醫療期間不妨礙成像系統。在某些實施方案中，成像系統可安裝至檯座14上與噴嘴分隔之軌道。分隔安裝可減少噴嘴與成像裝置或系統之間干涉或碰撞之機會。在某些實施方案中，成像系統可安裝至與噴嘴相同之可旋轉環45。此種安裝可減少噴嘴與成像裝置或系統之間干涉或碰撞之機會。

如先前所解釋，本文中所闡述之噴嘴中之每一者及成像裝置或系統中之某些可位於環形檯座之外殼內。安裝在外殼內可使得彼等裝置能夠以比外部安裝大之速度旋轉。此乃因內部安裝之裝置比外部安裝之裝置對患者及周圍設備之危險更小。舉例而言，某些外部安裝之裝置被限制在每分鐘一(1)轉(RPM)之旋轉速度。然而，內部安裝之組件可以諸如高達240 RPM之更大速率旋轉。

如本文中所闡述，一實例性質子治療系統使一質子束在三個維度上跨越一輻照標靶而進行掃描，以便破壞惡性組織。圖11展示可用於在質子治療系統中提供質子束之一實例性超導同步迴旋加速器之組件75之一橫截面。在此實例中，組件75包含一超導磁體77。超導磁體包含超導線圈78及79。超導線圈由多個積體導體形成，其之每一者包含纏繞在一中心絞合線周圍之超導絞合線，諸如四個絞合線或六個絞合線，該中心絞合線本身可係超導或非超導的。超導線圈78、79中之每一者用於傳導產生一磁場(B)之一電流。磁軛80、81或更小磁極片在粒子被加速之一腔84中對彼磁場進行塑形。在一實例中，一低溫恒溫器(未展示)使用液氦(He)將每一線圈傳導地冷卻至超導溫度，例如，大約4克耳文(K)。

在某些實施方案中，粒子加速器包含一粒子源85，諸如一潘甯離子計(PIG)源，以將一離子化電漿柱提供給腔84。氫氣或者氫氣與一稀有氣體之一組合經離子化以產生電漿柱。一電壓源將一變化之射頻(RF)電壓提供給腔84，以使腔內來自電漿柱之粒子加速。如所提及，在一實例中，粒子加速器係一同步迴旋加速器。因此，當在加速腔內加速粒子時，RF電壓跨越一頻率範圍進行掃掠以計及粒子上之相對論效應，諸如增加粒子質量。RF電壓驅動含納於腔內之一D形極板，且具有在加速週期期間向下掃掠之一頻率，以計及質子之相對論質量增加及磁場減小。一虛設D形極板充當D形極板之一接地參考。藉由使電流運行通過超導線圈所產生之磁場與掃掠RF電壓一起致使來自電漿柱之粒子在腔內沿軌道加速，並隨著匝之一數目之增加而增加能量。

腔中之磁場經塑形以致使粒子在腔內沿軌道移動。實例性同步迴旋加速器採用旋轉角度均勻且強度隨半徑增加而下降之一磁場。在某些實施方案中，由超導(主)線圈產生之最大磁場在腔之一中心處可在3特士拉(T)至20 T之範圍中，該磁場隨半徑增加而下降。舉例而言，超導線圈可用於產生處於或超過以下量值中之一或多者下之磁場：3.0 T、3.1 T、3.2 T、3.3 T、3.4 T、3.5 T、3.6 T、3.7 T、3.8 T、3.9 T、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或更大。此外，超導線圈可用於產生在3 T至20 T之範圍之外或者在3 T至20 T範圍內但本文中未具體列出之磁場。

在某些實施方案(諸如圖11中所展示之實施方案)中，相對大之鐵磁磁軛80、81充當由超導線圈產生之雜散磁場之磁返回。在某些系統中，一磁屏蔽件(未展示)環繞軛。返回軛與屏蔽件一起用於減少雜散磁場，藉此減少雜散磁場對粒子加速器之操作產生不利影響之可能性。

在某些實施方案中，返回軛及屏蔽件可被一主動返回系統替換或遞增。一實例性主動返回系統包含在與通過主超導線圈之電流相反之一方向上傳導電流的一或多個主動返回線圈。在某些實例性實施方案中，對於每一超導主線圈，存在一主動返回線圈，例如，兩個主動返回線圈，每一主超導線圈一個。每一主動返回線圈亦可係同心地環繞一對應主超導線圈外部之一超導線圈。藉由使用一主動返回系統，相對大之鐵磁磁軛80、81可用更小且更輕之磁極片替換。因此，可在不犧牲效能的情況下進一步減小同步迴旋加速器之大小及重量。可使用之一主動返回系統之一實例闡述於標題為「Active Return System」之美國專利第8,791,656 (Zwart)號中。美國專利第8,791,656號之內容(尤其與返回線圈組態相關之內容(例如，美國專利第8,791,656號之圖2、圖4及圖5以及隨附闡述))以引用方式併入本文中。

可用於本文中之粒子治療系統之一粒子加速器之另一實例闡述於標題為「Ultra-Light Magnetically Shielded High-Current, Compact Cyclotron」之美國專利第8,975,836 (Bromberg)號中。美國專利第8,975,836號之內容(尤其與美國專利第8,975,836號之圖4、圖17及18中之「迴旋加速器11」或「無鐵迴旋加速器11」相關之內容以及隨附闡述)以引用方式併入本文中。

在某些實施方案中，本文中所闡述之質子治療系統中所使用之同步迴旋加速器可係一可變能量同步迴旋加速器。在某些實施方案中，一可變能量同步迴旋加速器經組態以藉由使粒子束在其中被加速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來產生一對應磁場。舉例而言，可將電流設定為兩個值中之一者來產生先前所闡述之雙能量粒子加速器。在一實例性實施方案中，一組或多組超導線圈接收可變電流，以在腔中產生一可變磁場。在某些實例中，一組線圈接收一固定電流，而一組或多組其他線圈接收一可變電流，使得線圈組所接收之總電流變化。在某些實施方案中，所有組線圈皆係超導的。在某些實施方案中，某些組線圈(諸如用於固定電流之一組線圈)係超導的，而其他組線圈(諸如用於可變電流之一組或多組線圈)係非超導(例如，銅)線圈。

一般而言，在一可變能量同步迴旋加速器中，磁場之量值可隨電流之量值而按比例縮放。在一預定範圍中調整線圈之總電流可產生在一對應預定範圍中變化之一磁場。在某些實例中，電流之一連續調整可導致磁場之一連續變化以及輸出束能量之一連續變化。另一選擇係，當以一不連續逐步方式調整施加至線圈之電流時，磁場及輸出束能量亦相應地以一不連續(逐步)方式變化。逐步調整可產生先前所闡述之雙能量。在某些實施方案中，每一步長係在10 MeV與80 MeV之間。磁場對電流之縮放可允許相對精確地實行束能量之變化，因此減少對能量降級器之需要。可用於本文中所闡述之粒子治療系統之一可變能量同步迴旋加速器之一實例闡述於標題為「Particle Accelerator That Produces Charged Particles Having Variable Energies」之美國專利第9,730,308號中。美國專利第9,730,308號之內容(尤其使得一同步迴旋加速器能夠在可變能量下操作之內容(包含美國專利第9,730,308號之第5欄至第7欄中及圖13所闡述之內容以及其隨附闡述))以引用方式併入本文中。

在使用一可變能量同步迴旋加速器之粒子治療系統之實施方案中，藉由改變由同步迴旋加速器輸出之粒子束之能量，可根據醫療計劃來執行控制粒子束之能量來醫療輻照標靶之一部分。在此類實施方案中，可使用或可不使用一範圍移位器。舉例而言，控制粒子束之能量可包含將同步迴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迴旋加速器輸出之一不同能量。一範圍移位器可連同一可變能量同步迴旋加速器一起使用，以例如在由同步迴旋加速器提供之離散能階之間提供額外能量改變。

本文中所闡述之系統及其變體可用於將超高劑量率之輻射(所謂「FLASH」劑量率之輻射)施加至一患者體內之一輻照標靶。就此而言，輻射治療之實驗結果已展示，當在超高(FLASH)劑量率下遞送醫療劑量時，經受輻射之健康組織之狀況得到改良。在一實例中，當以小於500毫秒(ms)之脈衝遞送在10戈至20戈(Gy)之輻射劑量達到20戈每秒(Gy/S)至100戈每秒(Gy/S)之有效劑量率時，健康組織比在一更長時間尺度上用相同劑量輻照時經受更少損傷，而腫瘤以類似有效性得到醫療。一種可解釋此「FLASH效應」之理論係基於以下事實，即組織之輻射損傷與組織中之氧供應成比例。在健康組織中，超高劑量率僅使氧自由基化一次，此與在一更長時間尺度內多次使氧自由基化之劑量應用相反。此可使用超高劑量率來導致健康組織之損傷更小。

在某些實例中，如上文所提及，超高劑量率之輻射可包含在小於500 ms之一持續時間內超過1戈每秒之輻射劑量。在某些實例中，超高劑量率之輻射可包含在10 ms與5 s之間的一持續時間內超過1戈每秒之輻射劑量。在某些實例中，超高劑量率之輻射可包含在小於5 s之一持續時間內超過1戈每秒之輻射劑量。

在某些實例中，超高劑量率之輻射包含在小於500 ms之一持續時間內超過以下劑量中之一者之輻射劑量：2戈每秒、3戈每秒、4戈每秒、5戈每秒、6戈每秒、7戈每秒、8戈每秒、9戈每秒、10戈每秒、11戈每秒、12戈每秒、13戈每秒、14戈每秒、15戈每秒、16戈每秒、17戈每秒、18戈每秒、19戈每秒、20戈每秒、30戈每秒、40戈每秒、50戈每秒、60戈每秒、70戈每秒、80戈每秒、90戈每秒或100戈每秒。在某些實例中，超高劑量率之輻射包含在10 ms與5 s之間的一持續時間內超過以下劑量中之一者之輻射劑量：2戈每秒、3戈每秒、4戈每秒、5戈每秒、6戈每秒、7戈每秒、8戈每秒、9戈每秒、10戈每秒、11戈每秒、12戈每秒、13戈每秒、14戈每秒、15戈每秒、16戈每秒、17戈每秒、18戈每秒、19戈每秒、20戈每秒、30戈每秒、40戈每秒、50戈每秒、60戈每秒、70戈每秒、80戈每秒、90戈每秒或100戈每秒。在某些實例中，超高劑量率之輻射包含在小於5 s之一持續時間內超過以下劑量中之一者之輻射劑量：2戈每秒、3戈每秒、4戈每秒、5戈每秒、6戈每秒、7戈每秒、8戈每秒、9戈每秒、10戈每秒、11戈每秒、12戈每秒、13戈每秒、14戈每秒、15戈每秒、16戈每秒、17戈每秒、18戈每秒、19戈每秒、20戈每秒、30戈每秒、40戈每秒、50戈每秒、60戈每秒、70戈每秒、80戈每秒、90戈每秒或100戈每秒。

在某些實例中，超高劑量率之輻射包含在小於500  ms之一持續時間內、在10 ms與5 s之間的一持續時間內或者在小於5 s之一持續時間內超過以下劑量中之一或多者之輻射劑量：100戈每秒、200戈每秒、300戈每秒、400戈每秒或500戈每秒。

在某些實例中，超高劑量率之輻射包含在小於500 ms之一持續時間內介於20戈每秒與100戈每秒之間的輻射劑量。在某些實例中，超高劑量率之輻射包含在10 ms與5 s之間的一持續時間內介於20戈每秒與100戈每秒之間的輻射劑量。在某些實例中，超高劑量率之輻射包含在小於5 s之一持續時間內介於20戈每秒與100戈每秒之間的輻射劑量。在某些實例中，超高劑量率之輻射包含在諸如小於5 s之一時間週期內介於40戈每秒與120戈每秒之間的輻射劑量。時間週期之其他實例係上文所提供之彼等實例。

在某些實施方案中，粒子治療系統可使用超高劑量率輻射(FLASH輻射劑量)來醫療標靶之三維柱。此等系統使用鉛筆形束掃描來縮放遞送給標靶之超高劑量率。在某些實例中，鉛筆形束掃描包含遞送一系列粒子輻射之小束，每一小束可具有一唯一方向、能量及電荷。藉由組合來自此等個別束之劑量，可利用輻射來醫療一個三維標靶醫療體積。此外，系統不是以恆定能量將醫療組織成層，而是將醫療組織成由一靜止束之方向界定之柱。束之方向可朝向標靶之表面。

在某些實施方案中，在粒子束沿著另一路徑被引導穿過輻照標靶之前，對一柱之全部或部分進行醫療。在某些實施方案中，穿過標靶之一路徑係穿過標靶之全部或部分通路。在一實例中，粒子束可沿著穿過標靶之一路徑引導，且不偏離彼路徑。當沿著彼路徑被引導時，粒子束之能量發生改變。粒子束不會隨著其能量之改變而移動，因此，粒子束醫療沿著粒子束之一長度並沿著束斑之一寬度延伸的標靶之一內部部分之全部或一部分。因此，醫療係沿著束之一縱向方向在深度方向上進行的。舉例而言，所醫療之標靶之一部分可自標靶之表面處束之一斑向下延伸穿過標靶之一內部之全部或一部分。結果係粒子束使用超高劑量率之輻射來醫療標靶之一個三維柱狀部分。在某些實例中，粒子束可能不再沿著同一三維柱狀部分被引導一次以上。

在某些實施方案中，一輻照標靶可被分裂成微體積。儘管可使用立方體微體積，但微體積可具有任何適當形狀，諸如三維棱正交的多胞形、規則彎曲之形狀或者無定形形狀。在此實例中，藉由以本文中所闡述之方式由柱遞送FLASH輻射來醫療每一微體積。舉例而言，可藉由使用能量降級板來改變束能量或者藉由控制一可變能量同步迴旋加速器來改變束能量，利用輻射來醫療一微體積之柱深度。在一個別微體積得到醫療之後，下一微體積得到醫療，等等，直至整個輻照標靶得到醫療為止。可以任何適當次序或序列進行對微體積之醫療。

本文中所闡述之粒子治療系統可以標題為「Delivery Of Radiation By Column And Generating A Treatment Plan Therefor」之美國專利公開案第2020/0298025號中所闡述之方式藉由柱來遞送FLASH輻射，該美國公開案之內容(尤其與圖2、圖11、圖12至圖19、圖33至圖43B及其隨附闡述相關之內容)以引用方式併入本文中。

在某些實施方案中，除了一同步迴旋加速器之外的一粒子加速器可用於本文中所闡述之粒子治療系統中。舉例而言，一迴旋加速器、一同步加速器、一線性加速器或諸如此類可替代本文中所闡述之粒子治療系統中之同步迴旋加速器。

在某些實施方案中，可在單位數或雙位數毫秒內執行使用彎曲磁體自束角度至束角度之切換。因此，可減少輻射遞送時間。在某些實例中，藉由為一個角度遞送束之一部分(一隔層或一個層之一部分)，範圍移位器及準直器可重新定位，藉此減少層切換延遲、準直器定位延遲及醫療角度切換延遲。

使用一或多個電腦程式產品(例如有形地體現在一或多個非暫時性機器可讀媒體中之一或多個電腦程式)可至少部分地控制本文中所闡述之實例性質子治療系統之操作及其所有或某些部件之操作，用於由一或多個資料處理裝備執行或控制其操作，該資料處理裝備例如係一可程式化處理器、一電腦、多個電腦及/或可程式化邏輯組件。

本說明書中所闡述之系統之全部或部分及其各種修改可至少部分地由一或多個電腦(諸如控制系統34)使用有形地體現在一或多個資訊載體(諸如一或多個非暫時性機器可讀儲存媒體)中之一或多個電腦程式來組態或控制。可以任何形式之程式設計語言(包含編譯語言或解譯語言)寫入一電腦程式，且可以任何形式部署該電腦程式，包含部署為一獨立式程式或部署為一模組、部分、子常式或適合在一運算環境中使用之其他單元。一電腦程式可經部署以在一個電腦上或在位於一個位點處或跨越多個位點分佈且由一網路互連之多個電腦執行。

與組態或控制本文中所闡述之系統相關聯之動作可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，以控制或執行本文中所闡述之所有或某些操作。本文中所闡述之系統及程序之全部或部分可由諸如一FPGA (場可程式化閘陣列)及/或ASIC (特殊應用積體電路)或者局域化至儀器硬體之嵌入式微處理器等專用邏輯電路系統組態或控制。

藉由實例方式，適合於執行一電腦程式之處理器包含通用微處理器及專用微處理器二者，以及任一種類之數位電腦之任何一或多個處理器。一般而言，一處理器將自一唯讀儲存區域或一隨機存取儲存區域或兩者接收指令及資料。一電腦之元件包含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，一電腦亦將包含一或多個機器可讀儲存媒體，或者可操作地耦合至一或多個機器可讀儲存媒體，以自一或多個機器可讀儲存媒體接收資料，或者將資料傳送給一或多個機器可讀儲存媒體，或者兩者，該機器可讀儲存媒體諸如係用於儲存資料之大容量儲存裝置，諸如磁碟、磁光碟或光碟。適合於體現電腦程式指令及資料之非暫時性機器可讀儲存媒體包含所有形式之非揮發性儲存區域，藉由實例方式包含半導體儲存區域裝置，諸如EPROM (可抹除可程式化唯讀記憶體)、EEPROM (電可抹除可程式化唯讀記憶體)及快閃儲存區域裝置；磁碟，諸如內部硬碟或可抽換磁碟；磁光碟；以及CD-ROM (壓縮碟片唯讀記憶體)及DVD-ROM (數位通用碟片唯讀記憶體)。

所闡述之不同實施方案之元件可經組合以形成先前未具體闡述之其他實施方案。元件可自先前所闡述之系統省去，而不會對其操作或系統之總體操作產生不利影響。此外，各種單獨元件可組合成一或多個個別元件，以執行本說明書中所闡述之功能。

本說明書中未具體闡述之其他實施方案亦在以下申請專利範圍之範疇內。

10:粒子治療系統 12:加速器/粒子加速器 14:檯座/環形檯座 15:孔 17:醫療床 18:外殼 20:向量磁體 22:磁體/彎曲磁體/不同形狀之彎曲磁體 24:醫療位置 25:粒子束 29:線 30:扇區 31:扇區 32:扇區 33:扇區 34:控制系統 37:噴嘴 38:噴嘴 39:噴嘴 40:噴嘴 41:能量降級器 42:結構 43:掃描磁體 44:準直器 45:環/可旋轉環 50:總長度 51:醫療空間 54:臂/機器人臂 55:第一分段 56:第二分段 57:第三分段 60:隔間 61:隔間 70:平面/成像系統 71:平面/成像系統 73:裝置/成像系統 74:成像系統/扇形束診斷品質電腦斷層造影(CT)裝置 75:組件 77:超導磁體 78:超導線圈 79:超導線圈 80:磁軛/相對大之鐵磁磁軛 81:磁軛/相對大之鐵磁磁軛 84:腔 85:粒子源

圖1係展示一實例性粒子治療系統之一部分剖視、部分透明側視圖，該實例性粒子治療系統具有本文中所闡述之類型之一實例性環形檯座。 圖2係展示圖1之實例性粒子治療系統之一部分透明俯視圖之一圖式。 圖3係展示圖1及圖2之實例性粒子治療系統之組件之一部分透明透視圖。 圖4係一實例性環形檯座及其扇區之一部分之一前視圖。 圖5係展示粒子束在不同時間自一向量磁體移動至不同彎曲磁體且接著以不同角度自該等彎曲磁體朝向一共同醫療位置移動之一透視圖。 圖6係一實例性噴嘴之組件之一方塊圖，該實例性噴嘴經組態以附接至本文中所闡述之類型之一實例性環形檯座。 圖7係可含納於圖6之噴嘴內之一實例性能量降級器之一透視圖。 圖8係經組態以裝納圖1至圖3之粒子治療系統之一實例性醫療空間之一方塊圖。 圖9係可在圖1至圖3之粒子治療系統中使用之一實例性病床之一透視圖。 圖10係展示圖1及圖2之實例性粒子治療系統之組件之一部分透明透視圖。 圖11係可與本文中所闡述之粒子治療系統搭配使用的一實例性粒子加速器中之組件之一剖視側視圖。 不同圖中之相似元件符號指示相似元件。

10:粒子治療系統

12:加速器/粒子加速器

14:檯座/環形檯座

17:醫療床

18:外殼

20:向量磁體

22:磁體/彎曲磁體/不同形狀之彎曲磁體

34:控制系統

Claims (44)

1. 一種粒子治療系統，其包括： 一粒子加速器，其經組態以在一預定義最大能量下輸出一粒子束；及 一環形檯座，其在其一內部中包括磁體，該等磁體包括接近於該粒子加速器之一輸出之一第一磁體以及接近於一醫療位置之第二磁體，該第一磁體經組態以將該粒子束引導至一第二磁體，該第二磁體經組態以將處於該預定義最大能量之粒子束朝向該醫療位置彎曲。
2. 如請求項1之粒子治療系統，其中該粒子加速器與該環形檯座係在同一醫療空間內。
3. 如請求項1之粒子治療系統，其中該粒子加速器係一固定能量粒子加速器；且 其中該粒子治療系統包括可在該等第二磁體中之每一者與該醫療位置之間移動之一能量降級器，該能量降級器用以在該粒子束到達該醫療位置之前改變該粒子束之一能量。
4. 如請求項1之粒子治療系統，其中該等第二磁體係間隔開的且各自位於該環形檯座之一不同圓周扇區中。
5. 如請求項4之粒子治療系統，其中該環形檯座包括六個與二十個之間的第二磁體。
6. 如請求項1之粒子治療系統，其中該等第二磁體在該環形檯座上係靜止的。
7. 如請求項1之粒子治療系統，其中該等第二磁體經組態以將該粒子束彎曲至少90°。
8. 如請求項1之粒子治療系統，其進一步包括： 一醫療床，其可在該環形檯座之一孔內移動，該醫療床用於將一患者固持在該醫療位置處。
9. 如請求項1之粒子治療系統，其中該第二磁體與該醫療位置之間的一距離係兩米(2 m)或更小。
10. 如請求項1之粒子治療系統，其中該第二磁體與該醫療位置之間的一距離係一米(1 m)或更小。
11. 如請求項1之粒子治療系統，其中該粒子加速器包括一同步迴旋加速器。
12. 如請求項1之粒子治療系統，其中該粒子加速器包括經組態以在兩種能量下操作之一同步迴旋加速器，該兩種能量中之一者大於該兩種能量中之另一者。
13. 如請求項1之粒子治療系統，其中該粒子加速器包括一同步加速器。
14. 如請求項1之粒子治療系統，其進一步包括： 一或多個成像裝置，其被安裝至該環形檯座，該一或多個成像裝置經組態用於圍繞該環形檯座移動。
15. 如請求項14之粒子治療系統，其進一步包括： 一噴嘴，其經組態用於圍繞該環形檯座移動，該噴嘴用於將該粒子束輸出至該醫療位置。
16. 如請求項15之粒子治療系統，其進一步包括： 一控制系統，其經程式化以控制該一或多個成像裝置之移動並控制該噴嘴之移動，該控制系統經程式化以防止該噴嘴與該一或多個成像裝置之間發生碰撞。
17. 如請求項15之粒子治療系統，其中該噴嘴經組態以圍繞該環形檯座中之一第一內部軌道旋轉，並且該一或多個成像裝置經組態以圍繞該環形檯座中之一第二內部軌道旋轉，該第一內部軌道與該第二內部軌道位於該環形檯座之不同位置處。
18. 如請求項1之粒子治療系統，其中該等第二磁體係間隔開的且各自位於該環形檯座之一不同圓周扇區中，該等扇區中之每一者包括用於將該粒子束輸出至該醫療位置之一噴嘴。
19. 如請求項1之粒子治療系統，其中該粒子加速器包括用以產生用於加速粒子來產生該粒子束之一磁場的主超導線圈；且 其中該粒子加速器包括用以在與該等主超導線圈相反之一方向上傳導電流之主動返回線圈。
20. 如請求項1之粒子治療系統，其中在FLASH劑量下將該粒子束遞送給該患者。
21. 如請求項20之粒子治療系統，其中在少於五(5)秒之一持續時間內在超過二十(20)戈每秒之一劑量下將該粒子束遞送給該患者。
22. 一種粒子治療系統，其包括： 一多扇區檯座，每一扇區經組態以將輻射自該多扇區檯座上之一不同位置遞送給一患者；及 一粒子加速器，其連接至該多扇區檯座以將該輻射朝向該多扇區檯座輸出； 其中該多扇區檯座與該粒子加速器係在同一醫療室中且未被該多扇區檯座或該粒子加速器外部之屏蔽件分隔。
23. 如請求項22之粒子治療系統，其中該多扇區檯座與該粒子加速器係在同一醫療空間中。
24. 如請求項22之粒子治療系統，其中每一扇區包括經組態以將該輻射朝向該患者引導之一磁體。
25. 如請求項24之粒子治療系統，其中每一磁體係實質上D形的。
26. 如請求項24之粒子治療系統，其中每一磁體經組態以將該粒子束彎曲至少90°。
27. 如請求項24之粒子治療系統，其中該多扇區檯座在形狀上係環形的；且 其中該多扇區檯座包括每一扇區中之一第二磁體以及介於該第二磁體與該粒子加速器之間的一第一磁體，該第一磁體用於將該粒子束引導至一標靶扇區中之一第二磁體。
28. 如請求項27之粒子治療系統，其中該第一磁體經組態以將該粒子束引導至不同扇區。
29. 如請求項22之粒子治療系統，其中該粒子加速器包括一同步迴旋加速器。
30. 如請求項29之粒子治療系統，其中該同步迴旋加速器經組態以在兩種不同能量中之一者下輸出該粒子束。
31. 如請求項22之粒子治療系統，其中該粒子加速器包括一同步加速器。
32. 一種供在一粒子治療系統中使用之檯座，該檯座包括： 一環形結構，其可連接至一粒子加速器，該環形結構包括圍繞該環形結構之一圓周配置在扇區中之第一磁體，該等第一磁體用於將源於該粒子加速器處之一粒子束朝向一醫療位置彎曲至少90°； 一外殼，其將該環形結構連接至該粒子加速器，該外殼包括第二磁體，該等第二磁體用於接收該粒子束並將該粒子束朝向該等第一磁體引導；及 該外殼內之一可旋轉結構，該可旋轉結構經組態用於安裝輻射遞送組件或成像組件中之至少一者。
33. 如請求項32之檯座，該檯座與該粒子加速器係在同一醫療空間內。
34. 如請求項32之檯座，其進一步包括： 一能量降級器，其可在該等第一磁體中之每一者與該醫療位置之間移動，該能量降級器用以在該粒子束到達該醫療位置之前改變該粒子束之一能量，該能量降級器被安裝至該可旋轉結構。
35. 如請求項32之檯座，其中該等第一磁體係間隔開的且各自位於該環形結構之一不同圓周扇區中。
36. 如請求項32之檯座，其中該環形結構包括六個與二十個之間的第一磁體。
37. 如請求項32之檯座，其中該等第一磁體在該環形結構上係靜止的。
38. 如請求項32之檯座，其中該等第二磁體經組態以將該粒子束彎曲至少90°。
39. 如請求項32之檯座，其中該等第一磁體中之每一者與該醫療位置之間的一距離係兩米(2 m)或更小。
40. 如請求項32之檯座，其中該第二磁體與該醫療位置之間的一距離係一米(1 m)或更小。
41. 如請求項32之檯座，其進一步包括： 一或多個成像裝置，其被安裝至該可旋轉結構，該一或多個成像裝置經組態用於圍繞該環形結構移動。
42. 如請求項32之檯座，其進一步包括： 一噴嘴，其經組態用於圍繞該環形結構移動，該噴嘴用於將該粒子束輸出至該醫療位置，該噴嘴被安裝至該可旋轉結構。
43. 如請求項32之檯座，其進一步包括： 一個或多個成像裝置，其經組態用於圍繞該環形結構移動；及 一噴嘴，其經組態用於圍繞該環形結構移動，該噴嘴用於將該粒子束輸出至該醫療位置； 其中該噴嘴及該一或多個成像裝置被安裝至該可旋轉結構。
44. 如請求項32之檯座，其中該等第一磁體係間隔開的且各自位於該環形結構之一不同圓周扇區中，該等扇區中之每一者包括用於將該粒子束輸出至該醫療位置之一噴嘴。

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