TW202339820A

TW202339820A - 用於平移運動之支撐架

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Publication number: TW202339820A
Application number: TW112100185A
Authority: TW
Inventors: 羅伯特席爾瓦; 吉瑞特唐塞德茲瓦特; 詹姆斯顧里
Original assignee: 美商美威高能離子醫療系統公司
Priority date: 2022-01-05
Filing date: 2023-01-04
Publication date: 2023-10-16
Also published as: WO2023132960A1

Abstract

一種實例性系統包含一支撐架，該支撐架包含經組態以引導一粒子束自一粒子加速器之一輸出朝向一治療位置處之一輻照目標之一束線結構。該束線結構包含用以使該粒子束沿著該束線結構之一長度之至少一部分彎曲的磁性彎曲元件。上面固持有該束線結構之至少一部分的一座架經組態以使得該束線結構的至少一部分能夠相對於該輻照目標進行平移運動。

Description

用於平移運動之支撐架

此說明書闡述粒子療法系統及供與其一起使用之支撐架之實例。

粒子療法系統使用一粒子加速器來產生一粒子束以用於治療疾病，諸如腫瘤。粒子療法系統可使用一支撐架來將粒子束自多個角度朝向一患者引導。在某些實例中，一支撐架包含在治療期間支撐一輻射遞送設備之一裝置。

一種實例性系統包含一支撐架，該支撐架包含經組態以將一粒子束自一粒子加速器之一輸出朝向一治療位置處之一輻照目標引導之一束線結構。該束線結構包含用以使該粒子束沿著該束線結構之一長度之至少一部分彎曲之磁性彎曲元件。上面固持有該束線結構之至少一部分的一座架經組態以使得該束線結構之至少一部分能夠相對於該輻照目標進行平移運動。該系統可單獨地或以組合方式包含以下特徵中之一或多者。

該平移運動可包含沿著該支撐架之一縱向維度之運動。該平移運動可包含朝向或遠離該粒子加速器之運動。該系統可包含該粒子加速器且該座架可經組態以使得該粒子加速器能夠連同該束線結構之該至少一部分一起運動。該座架可經組態以使得該束線結構之一整體能夠相對於該輻照目標運動。該座架可經組態以使得該束線結構之該整體能夠沿著該支撐架之一縱向維度運動。該座架可經組態以使得該束線結構之該整體能夠沿著該粒子束之一束線之至少一部分朝向或遠離該粒子加速器運動。

該平移運動可致使該束線結構之該至少一部分遠離該粒子加速器運動且在該束線結構之該至少一部分與該粒子加速器之間產生一氣隙。該粒子束可自該粒子加速器穿越該氣隙到達該束線結構之該至少一部分。該束線結構之經歷平移運動之至少一部分可包含該束線結構之一第一部分。該束線結構可包含該第一部分及一第二部分。該平移運動可致使該第一部分遠離該第二部分運動並在該第一部分與該第二部分之間產生一氣隙。該粒子束可穿越該氣隙。未經歷平移運動之該第二部分可附接至該粒子加速器且不需要可相對於該粒子加速器運動。

該束線結構之經歷該平移運動之至少一部分可包含一輸出通道。該輸出通道可包含串聯配置以使該粒子束彎曲至少90°之磁偶極。該支撐架可包含一環結構，該輸出通道安裝在該環結構上以用於圍繞該輻照目標旋轉。該束線結構之該至少一部分之該平移運動可平行於一旋轉軸線，該輸出通道圍繞該旋轉軸線在該環結構上旋轉。該平移運動可達至少30釐米。該平移運動可介於30釐米與1米之運動之間。該平移運動可超過1米之運動。

該系統可包含：一成像系統，其可相對於該輻照目標運動；及一控制系統，其用以控制該座架或者該支撐架之該至少一部分以使該束線結構之該至少一部分遠離接近於該輻照目標之一位置運動，且控制該成像系統朝向彼位置之運動。用於固持該輻照目標之一長椅或座椅可經組態以在該成像系統之運動期間及在該座架或者該束線結構之該至少一部分之運動期間保持靜止。

該座架可為一第一座架且該系統可包含經組態以使得該成像系統能夠相對於該輻照目標進行旋轉運動之一第二座架。該控制系統可經組態以藉由控制該第二座架之平移運動而控制該成像系統之運動。該成像系統可圍繞(舉例而言)由該第二座架界定之一旋轉軸線旋轉。該第二座架之該平移運動可平行於此旋轉軸線。該控制系統可經組態以控制該成像系統遠離接近於該輻照目標之位置之運動並控制該第一座架或者該束線結構之該至少一部分以使該束線結構之該至少一部分朝向彼位置運動。用於固持該輻照目標之長椅可經組態以在該成像系統之運動期間及在該第一座架或者該束線結構之該至少一部分之運動期間保持靜止。該控制系統可經組態以藉由控制該第二座架之平移運動而控制該成像系統之運動。該成像系統可圍繞由該第二座架界定之旋轉軸線旋轉且該第二座架之該平移運動可平行於此旋轉軸線。

上面固持有該束線結構之至少一部分的該第一座架可包含一或多個軌道。該一或多個軌道可為可運動的或者該束線結構之該至少一部分可沿著該一或多個軌道運動。上面固持有該束線結構之至少一部分的該第一座架可包含連接至該束線結構之該至少一部分之一或多個滾輪或輪子。

該束線結構之經歷平移運動之至少一部分可包含一噴嘴。該噴嘴可用於固持一能量降級器或一準直器中之至少一者。該系統可包含：一成像系統，其可相對於該輻照目標運動；及一控制系統，其用以控制固持該噴嘴之一座架或者該噴嘴以使該噴嘴遠離接近於該輻照目標之一位置運動，並控制該成像系統朝向彼位置之運動。用於固持該輻照目標之一長椅或座椅可經組態以在該成像系統之運動期間及在該座架或該噴嘴之運動期間保持靜止。固持該噴嘴之該座架可包含一軌道安裝式抽屜。固持該噴嘴之該座架可經組態以使該噴嘴伸縮地運動。

一種實例性方法可在一粒子療法系統上實施。該方法可使用一或多個處理裝置實施。該方法中之操作可包含：接收表示一目標束場之一大小之資料；及基於該資料而控制該粒子療法系統中之一支撐架之一束線結構之至少一部分相對於一輻照目標的平移運動。該束線結構可經組態以將一粒子束自一粒子加速器之一輸出朝向該輻照目標引導。該束線結構可包含用以使該粒子束沿著該束線結構之一長度之至少一部分彎曲之磁性彎曲元件。該等操作可包含基於該資料而控制該粒子加速器以在該束線結構之該至少一部分之不同平移位置處將粒子束施加至該輻照目標。固持該輻照目標之一長椅可在該束線結構之該至少一部分之該平移運動以及該粒子束之施加期間保持靜止。該方法可單獨地或以組合方式包含以下特徵中之一或多者。

該方法可包含控制該束線結構之至少一部分相對於該輻照目標之旋轉運動。該長椅可經組態以在該束線結構之該至少一部分之該旋轉運動期間保持靜止。該方法中之該平移運動可包含一束線結構之至少一部分沿著支撐架之一縱向維度運動至沿著該輻照目標之離散位置。該方法中之該平移運動可包含一束線結構之至少一部分沿著該粒子束之一束線之至少一部分朝向或遠離該粒子加速器運動。

該束線結構可包含一輸出通道。該輸出通道可包含串聯配置以使該粒子束彎曲至少90°之磁偶極。該支撐架可包含一環結構，該輸出通道安裝在該環結構上以用於圍繞該輻照目標旋轉。一束線結構之至少一部分之平移運動可平行於一旋轉軸線，該輸出通道圍繞該旋轉軸線在該環結構上旋轉。

該方法可包含在控制或組態該輻照目標以保持靜止之同時基於該束線結構之該至少一部分之該平移運動而控制一成像系統之運動。該束線結構之該至少一部分可經控制以自一預定義位置運動出且該成像系統可經控制以在支撐架之該至少一部分之運動之後運動至該預定義位置。該成像系統可經控制以自該預定義位置運動出且該束線結構可經控制以在該成像系統自該預定義位置運動出之後運動至該預定義位置。在不存在支撐架之該至少一部分之該平移運動之情況下，一目標束場之該大小可大於至少部分地由該支撐架界定之一預定義束場之一大小。該目標束場之該大小可為該預定義束場之該大小之至少1.5倍。該目標束場之該大小可為該預定義束場之該大小之至少兩倍。該目標束場之該大小可為該預定義束場之該大小之至少五倍。

此說明書(包含此發明內容章節)中所闡述之特徵中之任何兩者或更多者可經組合以形成此說明書中未具體闡述之實施方案。

對本文中所闡述之各種系統或其部分之控制可經由一電腦程式產品實施，該電腦程式產品包含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、經程式化程式，諸如場可程式化閘陣列，或諸如此類)上執行之指令。本文中所闡述之系統或其部分可實施為可包含一或多個處理裝置及用以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之一設備、方法或一醫療系統。舉例而言，本文中所闡述之裝置、系統及/或組件可透過設計、建構、組成、配置、放置、程式化、操作、啟動、撤銷啟動及/或控制而組態。

在附圖及以下說明中陳述一或多個實施方案之細節。自說明及圖式且自申請專利範圍將明瞭其他特徵及優點。

相關申請案交叉參考本申請案主張2022年1月5日提出申請之美國臨時申請案第63/296,610號的優先權。美國臨時申請案第63/296,610號據此係以引用的方式併入本申請案中。

本文中闡述可將患者與加速器裝納於同一空間中之實例性粒子療法系統。一實例性系統包含一粒子加速器，該粒子加速器可為但不限於一同步迴旋加速器，該同步迴旋加速器具有低輻射洩漏且係充分小的以裝配於一標準線性加速器(LINAC)拱頂內。系統亦包含一醫療支撐架，該醫療支撐架經組態以遞送自加速器輸出之一帶電粒子束(諸如質子或離子)來治療一患者中之腫瘤或其他狀況。支撐架包含一束線結構，該束線結構用以將粒子束自加速器引導至一治療位置並將粒子束遞送至治療位置。束線結構包含用以將粒子束朝向治療位置引導之磁性元件，諸如一或多個磁偶極及一或多個磁四極。為使得能夠在用於治療之同一空間中、尤其係在相對小的空間(諸如一標準LINAC拱頂)中遞送粒子束，束線結構中之磁性元件中之至少某些磁性元件經組態以使粒子束以直角或鈍角彎曲。在一實例中，磁性元件經組態及配置以使粒子束彎曲90°或更大。

本文中所闡述之粒子療法系統之實施方案亦包含一座架，支撐架之至少一部分固持於該座架上。座架經組態以使得能夠使支撐架之至少一部分相對於一預定義參考(諸如輻照目標、治療位置或粒子加速器)之平移運動自動化及機動化。舉例而言，座架可包含滾輪或者一或多個軌道，束線結構之全部或一部分安裝於該等滾輪或者一或多個軌道上。加速器亦可安裝於滾輪或軌道上或者連接至滾輪或軌道，以使得能夠與束線結構進行協同運動。平移運動可使得支撐架之至少一部分能夠在具有或不具有加速器之情況下在一縱向維度上—舉例而言，平行於其旋轉軸線進行運動。舉例而言，束線結構可運動出治療位置且一或多個成像系統運動至其位置中。

一成像系統可在治療位置處擷取一目標(諸如一患者中之一腫瘤)之一影像。在影像擷取之後，成像系統可運動回至其原始位置，該原始位置避開支撐架及治療路徑。支撐架之至少一部分(例如，束線結構之至少一部分—其可為或包含一噴嘴)可然後運動回至治療位置中。在彼位置處，支撐架可用於治療該治療位置處之目標。在支撐架及成像系統之此等運動期間，治療位置處之患者可保持固定。舉例而言，患者可定位於一長椅上，該長椅在支撐架及成像系統之運動期間不運動。舉例而言，患者本身可不在長椅上運動。減少患者在長椅上運動之機會減少了不恰當地遞送一治療或可需要重新定位長椅來補償運動之可能性。

此外，支撐架之至少一部分之平移運動可擴展系統之束場。在一實例中，束場包含在不使患者運動之情況下針對支撐架之一給定位置，一粒子束可跨越在一治療位置上方或平行於該治療位置之一平面進行運動之最大範圍。藉由如本文中所闡述使支撐架運動，可增加束場之大小，藉此支援諸如顱脊輻照之治療，在顱脊輻照中，治療一患者之整個大腦及脊柱，而不使患者運動或藉由使患者運動地比使用不能夠平移運動之支撐架所需的少。

本文中所闡述之粒子療法系統之實施方案亦組合大孔徑超導磁體之功能性與上游掃描磁體之使用以使粒子療法系統相對緊湊。雖然在構造上緊湊，但實例性粒子療法系統經組態以達成束聚焦、束掃描、束彎曲及束旋轉，如下文所闡述。

圖1展示在前面的段落中所闡述之類型之一粒子療法系統10之一實例的組件。如圖1中所展示，粒子療法系統10包含一粒子加速器12，本文中闡述該粒子加速器之實例。在此實例中，粒子加速器12係具有一超導電磁結構之一同步迴旋加速器，該超導電磁結構產生2.5特士拉(Tesla) (T)或更大或者3T或更大之一最大磁場強度。就此而言，一超導體係一元件或金屬合金(諸如鈮錫(Nb ₃Sn))，該元件或金屬合金在被冷卻至低於一臨限溫度時失去大部分(若非全部)電阻。因此，電流實質上不受阻礙地流動穿過超導體。因此，與相同大小之普通導線相比，超導線圈能夠在其超導狀態中傳導更大電流。由於其能夠傳導之大量電流，因此超導線圈尤其在粒子療法應用中有用。

一實例性同步迴旋加速器經組態以輸出質子或離子作為具有150百萬電子伏特(MeV)或更大之一能量位準之一單能粒子束。實例性同步迴旋加速器具有4.5立方米(m ³)或更小之一體積及30噸(T)或更小之一重量。由於其大小，因此將此類型之粒子加速器稱為「緊湊的」。然而，如本文中所闡述，具有除了此等之外的重量、尺寸、磁場及/或能量位準之同步迴旋加速器或其他類型之粒子加速器可用於粒子療法系統10中。

粒子療法系統10亦包含支撐架14。支撐架14包含環形或圓形支撐結構15及一束線結構16。支撐結構15與束線結構16之組合可由於其相對小的大小而被稱為一「緊湊支撐架」。束線結構16包含安裝至支撐結構15之一輸出通道17及將粒子束引導至輸出通道之一導管18。支撐架14亦包含用於使輸出通道17相對於一治療位置19圍繞支撐結構15運動之一或多個馬達(未展示)。治療位置可包含一系統等中心點，一患者可在該系統等中心點處定位於一患者長椅上以進行治療。在一實例中，馬達可使輸出通道17沿著結構15上之一導軌運動，從而致使輸出通道17相對於治療位置19進行旋轉。在一實例中，輸出通道17所附接至的支撐結構可相對於治療位置19進行旋轉，從而致使輸出通道17相對於治療位置進行旋轉。在某些實施方案中，由支撐架14達成之旋轉允許輸出通道17相對於治療位置以任何角度定位。舉例而言，輸出通道17可旋轉通過360°且如此，輸出通道17可在此等旋轉位置當中定位於0°、90°、270°處且返回至0°/360°或者任何角度。

如先前所述，束線結構16經組態以將一粒子束自加速器12引導至治療位置19。為此，輸出通道17包含用以使粒子束朝向治療位置彎曲之磁性元件。另外，束線結構16包含含有沿著束線之磁性元件之導管18，該等磁性元件將粒子束自粒子加速器12引導至輸出通道17。

參考圖2及圖3，實例性束線結構16之導管18包含非超導磁四極21及22以及超導磁偶極23。束線結構亦可包含一外部電磁屏蔽外殼。參考圖3，磁四極21及22經組態以將粒子束保持聚焦並在束線結構16內直線地或實質上直線地行進—舉例而言，與直線具有一5%或更小偏離。磁四極21及22經組態以聚焦粒子束來維持粒子束之一實質上一致的橫截面積，例如維持至±5%之一容差內。磁偶極23經組態以使粒子束朝向輸出通道17彎曲，如圖中所展示。在一實例中，磁偶極23可經組態以使粒子束在相對於水平面24成20°至80°之一範圍內之任何地方彎曲。一般而言，較大彎曲角度可減小粒子加速器12與治療位置19或系統等中心點之間的距離，藉此減少容納支撐架所需之空間且因此減小粒子療法系統之大小。舉例而言，用使粒子束彎曲超過80° (舉例而言，90°或更大)之一或多個超導磁偶極來替換磁偶極23可進一步減小自粒子加速器12至支撐結構15以及因此至治療位置19及等中心點之距離。

在某些實施方案中，替代或除了本文中所闡述之任何磁四極，可使用更高階磁性元件。舉例而言，替代或除了磁四極，束線結構可包含一或多個磁六極。磁六極可經組態以將粒子束保持聚焦並在束線結構16內直線地或實質上直線地行進—舉例而言，與直線具有一5%或更小偏離。磁六極亦可經組態以維持粒子束之一致的橫截面積，例如維持至±5%之一容差內。而且，六極磁體可校正一四極磁體之色彩效應。

參考圖3，在此實例中，束線結構16之導管18亦包含兩個非超導磁四極26及27。磁四極26及27經組態以將粒子束保持聚焦並在束線結構16內直線地或實質上直線地行進—舉例而言，與直線具有一5%或更小偏離。磁四極26及27經組態以維持粒子束之一致的橫截面積，例如維持至±5%之一容差內。如先前所闡述，更高階磁性元件可替代磁四極中之一或多者以改良聚焦。

粒子療法系統10亦包含一或多個掃描磁體30，該一或多個掃描磁體位於粒子束之路徑中且經組態以使粒子束跨越一束場之覆蓋輻照目標之全部或一部分(亦即，至少一部分)的至少一部分而運動。粒子束跨越束場之運動導致跨越一治療位置19處之一輻照目標之至少一部分之運動。掃描磁體可經定大小且經組態以使粒子束跨越具有20釐米(cm)乘20 cm或更大之一面積之一束場而運動，但系統10不限於任何特定束場大小或形狀。舉例而言，掃描磁體可具有20 cm乘20 cm或者更小或更大之一孔徑，但掃描磁體不限於任何特定孔徑大小。舉例而言，束場可為矩形、圓形、正方形或由掃描磁體支援之任何形狀。

掃描磁體可位於粒子療法系統內之不同位置處。舉例而言，在圖4中所展示的係束線結構16之一變體之束線結構16a中，所有掃描磁體30a可在輸出通道17a與治療位置之間的粒子束之一路徑上連同能量降級器41a及準直器44a (下文闡述此兩者)一起位於噴嘴40a中。參考圖5，一實例性掃描磁體43可在兩個維度(例如，笛卡爾XY維度)上進行控制以在彼兩個維度上定位粒子束並使粒子束跨越一輻照目標之至少一部分而運動。在此實例中，掃描磁體43包含在一所定義座標系統之笛卡爾X維度上控制粒子束運動之一第一組45兩個線圈，以及正交於第一組兩個線圈並在笛卡爾Y維度上控制粒子束運動之一第二組46兩個線圈。可藉由使穿過一組或兩組線圈之電流變化以藉此使由此產生之磁場變化而達成對粒子束運動之控制。藉由使磁場適當地變化，磁場作用於粒子束上以使粒子束跨越一束場及因此輻照目標而在X及/或Y維度上運動。

在某些實施方案中，可存在多於一個掃描磁體。包含位於沿著粒子束之路徑之不同點處並由空氣或者諸如磁體或吸束板之結構分開之多個掃描磁體之實施方案可被稱為分裂式掃描系統。舉例而言，在圖6中所展示的係束線結構16之一變體之束線結構16b中，可在輸出通道17b與治療位置之間存在多個—舉例而言，兩個掃描磁體30b1及30b2。掃描磁體可在輸出通道17b與治療位置之間的粒子束之一路徑上連同能量降級器41b及準直器44b一起位於噴嘴40b中。掃描磁體可位於單獨位置處且藉由空氣或一能量降級結構分開。舉例而言，在此實施方案中，一第一掃描磁體30b1可使粒子束在兩個維度(舉例而言，笛卡爾X及Y維度)上運動且一第二掃描磁體30b2可使粒子束在兩個維度(舉例而言，笛卡爾X及Y維度)上運動。在此實例中，掃描磁體30b1及30b2可具有與圖5中所展示之掃描磁體相同之構造及操作。每一磁體30b1及30b2可使該束部分地運動，其中由兩個磁體產生之經組合運動產生一治療計劃中所指定之所要運動。

在圖6實施方案之一變體中，掃描磁體30b1可使粒子束僅在一個維度(舉例而言，笛卡爾X維度)上運動且掃描磁體30b2可使粒子束僅在一個維度(舉例而言，笛卡爾Y維度)上運動。相對於粒子加速器，一個磁體30b1可在另一磁體30b2之上游，如圖中所展示。該兩者可藉由空氣或一能量降級結構分開，如上文所述。圖7及圖8分別展示具有正交線圈之實例性磁體90及91—線圈90a正交於線圈91a—以使粒子束在不同維度上運動。在此實例中，掃描磁體30b1可具有圖7中所展示之類型並包含一第一組線圈90a，且掃描磁體30b2可具有圖8中所展示之類型並包含正交於線圈90a之一第二組線圈91a。每一磁體30b1、30b2可使該束部分地運動，其中由兩個磁體產生之經組合運動產生一治療計劃中所指定之所要運動。

在某些實施方案中，掃描磁體中之一或多者—舉例而言，全部或少於全部—可位於束線結構中。舉例而言，在圖9所展示的係束線結構16之一變體之束線結構16c中，可存在多個(舉例而言，兩個)掃描磁體，包含位於束線結構16c之導管18內之一第一掃描磁體30c1以及在輸出通道17與治療位置之間連同能量降級器41c及準直器44c一起位於噴嘴40c中之一第二掃描磁體30c2。第一掃描磁體30c1可位於包含在束線結構16c中之磁性元件當中。舉例而言，第一掃描磁體30c1可相對於粒子加速器位於在磁偶極32c上游之輸出通道17c內，或如圖9中所展示，第一掃描磁體30c1可相對於粒子加速器位於輸出通道17c之上游。在一實例中，第一掃描磁體30c1可經組態以使粒子束在兩個維度(舉例而言，笛卡爾X及Y維度)上運動且第二掃描磁體30c2可經組態以使粒子束在兩個維度(舉例而言，笛卡爾X及Y維度)上運動。在此實例中，掃描磁體30c1及30c2可具有與圖5中所展示之掃描磁體相同之構造及操作。每一磁體30c1及30c2可使該束部分地運動，其中由兩個磁體產生之經組合運動產生一治療計劃中所指定之所要運動。

在圖9實施方案之一變體中，第一掃描磁體30c1可經組態以使粒子束僅在一個維度(舉例而言，笛卡爾X維度)上運動且第二掃描磁體30c2可經組態以使粒子束僅在一個維度(舉例而言，笛卡爾Y維度)上運動。在此實例中，掃描磁體30c1可包含一第一組線圈且掃描磁體30c2可包含正交於第一組線圈之一第二組線圈。在此實例中，磁體30c1及30c2可具有如圖7及圖8中所展示之磁體之組態。每一磁體30c1及30c2可經組態以使該束部分地運動，其中由兩個磁體產生之經組合運動產生一治療計劃中所指定之所要運動。

在某些實施方案中，所有掃描磁體可位於噴嘴上游之束線結構中。如圖10之分裂式掃描系統中所展示，一第一掃描磁體30d1及一第二掃描磁體30d2兩者可位於噴嘴上游之束線結構16d內。在此實例中，無掃描磁體可位於噴嘴40d中，該噴嘴包含能量降級器41d及準直器44d。在其他實例中，亦可在噴嘴中存在一或多個掃描磁體。第一掃描磁體30d1及第二掃描磁體30d2可位於在噴嘴上游之束線結構16d中所包含之磁性元件當中。舉例而言，如圖10中所展示，第一掃描磁體30d1可相對於粒子加速器位於磁偶極32d上游之輸出通道17d內，或該第一掃描磁體可相對於粒子加速器位於輸出通道17d之上游。第二掃描磁體30d2可相對於粒子加速器位於第一掃描磁體30d1之上游。在圖10中所展示之實例中，第二掃描磁體30d2在束線中位於輸出通道17d之前。掃描磁體可位於束線結構內之單獨位置處且藉由束線結構內之磁性元件(諸如一偶極或四極)及/或空氣而分開。單獨位置可包含沿著粒子束之一路徑或束線結構之長度串聯之不同點或位置。舉例而言，如圖10中所展示，磁偶極31d介於第一掃描磁體30d1與第二掃描磁體30d1之間。在另一實例中，掃描磁體30d1可在磁偶極32d之後運動，使得磁偶極31d及32d兩者介於掃描磁體30d1與30d1之間。在另一實例中，掃描磁體30d1及30d2兩者可位於輸出通道17d內且磁偶極31d及32d可環繞掃描磁體30d1及30d2。在一實例中，第一掃描磁體30d1可經組態以使粒子束在兩個維度(舉例而言，笛卡爾X及Y維度)上運動且第二掃描磁體30d2可經組態以使粒子束在兩個維度(舉例而言，笛卡爾X及Y維度)上運動。在此實例中，掃描磁體30d1及30d2可具有與圖5中所展示之掃描磁體相同之構造及操作。每一磁體30d1及30d2可使粒子束部分地運動，其中由兩個掃描磁體產生之經組合運動產生一治療計劃中所指定之所要粒子束運動。

在圖10實施方案之一變體中，第一掃描磁體30d1可經組態以使粒子束僅在一個維度(舉例而言，笛卡爾X維度)上運動且第二掃描磁體30d2可經組態以使粒子束僅在一個維度(舉例而言，笛卡爾Y維度)上運動。在此實例中，掃描磁體30d1可包含一第一組線圈且掃描磁體30d2可包含正交於第一組線圈之一第二組線圈。在此實例中，磁體30d1及30d2可具有如圖7及圖8中所展示之磁體之組態。每一磁體30d1及30d2可經組態以使該束部分地運動，其中由兩個磁體產生之經組合運動產生一治療計劃中所指定之所要運動。

在某些實施方案中，可存在位於束線結構內及/或位於輸出通道之輸出與治療位置之間的多於兩個掃描磁體。舉例而言，可存在位於束線結構內之各種單獨位置處之三個或更多個掃描磁體。舉例而言，可存在位於輸出通道之輸出與治療位置之間的各種單獨位置處之三個或更多個掃描磁體。在每一情形中，掃描磁體可串聯地配置。

在某些實施方案中，可存在在輸出通道之輸出上游或其他地方位於束線結構內之一單個掃描磁體。舉例而言，如圖2及圖3中所展示，掃描磁體30可相對於粒子加速器位於輸出通道17之上游且位於輸出通道17之輸入處。掃描磁體30可經組態以使粒子束在兩個維度(舉例而言，笛卡爾X及Y維度)上運動。在此實例中，掃描磁體30可具有與圖5中所展示之掃描磁體相同之構造及操作。在此實例中，藉由控制穿過單個掃描磁體之一或多個線圈之電流而實施所有粒子束運動。

就此而言，藉由將掃描磁體中之所有或某些掃描磁體定位於噴嘴上游之一束線結構內，相對於在支撐架外部實施掃描之系統減小粒子療法系統之大小可為可能的。

在某些實施方案中，本文中所闡述之一或多個掃描磁體可為超導的。舉例而言，在輸出通道下游之掃描磁體中之一或多者(包含全部)可為超導的。舉例而言，在噴嘴上游之束線結構內之掃描磁體中之一或多者(包含全部)可為超導的。就此而言，可難以在存在高磁場(諸如存在於束線結構中之高磁場)之情況下使粒子束準確地運動。使用一超導磁體來進行掃描使得能夠產生2.5T或更大或者3T或更大之磁場以使粒子束運動，此可克服由束線結構產生之高磁場(諸如2.5T或更大或者3T或更大)對粒子束之影響。

圖11展示可用於本文中所闡述之掃描實施方案中之一超導掃描磁體92之一實例性實施方案，該超導掃描磁體經組態以使粒子束在兩個維度上運動。在此實例中，掃描磁體92可具有與圖5所展示之掃描磁體43相同之構造及操作。超導磁體92包含在構造上分別與圖5之線圈46及45類似之若干組高溫超導線圈92a及92b。高溫超導體之實例包含但不限於YBCO (氧化釔鋇銅)及BSCCO (氧化鉍鍶鈣銅)。掃描磁體92容納於一低溫恆溫器94中，該低溫恆溫器將超導磁體維持在超導溫度，例如高於77°克耳文(Kelvin) (K)或高於90°K。一低溫恆溫器可包含經組態以將超導線圈維持在低溫溫度之一裝置。低溫恆溫器可藉由將超導線圈與室溫熱隔離而維持溫度。此通常使用真空絕緣、熱輻射屏蔽及/或超絕緣以減少輻射熱轉移以及室溫與低溫溫度之間的低導熱率連接來執行。在某些實例中，可使用液態氦來在低溫恆溫器中使用(舉例而言)傳導或浸入式冷卻將線圈冷卻至超導溫度。在傳導冷卻中，使用一熱導體將熱遠離超導線圈轉移。在浸入式冷卻中，超導線圈可與一低溫劑(諸如液態氦)直接接觸。在操作中，將電流施加至線圈92a及92b以產生用於掃描之磁場。

圖12a展示可用於本文中所闡述之掃描實施方案中之一超導磁體95之一實例，該超導磁體經組態以使粒子束僅在一個維度上運動。超導磁體包含經組態以使粒子束僅在一個維度(舉例而言，笛卡爾X或Y維度)上運動之高溫超導線圈組95a。高溫超導體之實例包含但不限於YBCO及BSCCO。超導磁體95容納於一低溫恆溫器96中，該低溫恆溫器將超導磁體維持於超導溫度，例如高於77°克耳文(K)。舉例而言，可使用液態氦來將線圈冷卻至超導溫度。將電流施加至線圈95a以產生用於掃描之磁場。圖12b展示經組態以使粒子束僅在一個維度上運動之一超導掃描磁體97之一實例。彼維度不同於(諸如正交於)圖12a之磁體95使粒子束運動之維度。超導磁體97包含經組態以使粒子束僅在一個維度(舉例而言，笛卡爾X或Y維度)上運動之高溫超導線圈組97a。高溫超導體之實例包含但不限於YBCO及BSCCO。超導磁體95容納於一低溫恆溫器98中，該低溫恆溫器將超導磁體維持於超導溫度，例如高於77°克耳文(K)。舉例而言，可使用液態氦來將線圈冷卻至超導溫度。將電流施加至線圈97a以產生用於掃描之磁場。

圖22展示可用於本文中所闡述之掃描實施方案中之一超導掃描磁體150之另一實例性實施方案之一前視剖面圖，該超導掃描磁體經組態以使粒子束在兩個維度上運動。在此實例中，掃描磁體150可容納於諸如上文所闡述之一低溫恆溫器(未展示)中以將超導磁體維持於超導溫度，例如在此實例中，30°K與40°K之間，但低溫恆溫器不限於此等溫度。可使用一製冷機以將低溫恆溫器之溫度維持在超導溫度。一製冷機包含用於提供將超導線圈主動冷卻至低溫溫度之一裝置。製冷機可由本文中所闡述之控制系統控制。

在圖22中，柵格151展示分別在笛卡爾X維度153及笛卡爾Y維度154兩者上的掃描束孔徑。舉例而言，柵格151展示掃描磁體150可使粒子束相對於一參考0,0點155在X維度上運動±5 cm且在Y維度上運動±5 cm。在其他實施方案中，掃描磁體可經組態以使粒子束在於X維度上大於或小於±5 cm且在Y維度上大於或小於±5 cm的長度上運動。在圖22中，超導線圈組158及159係捲繞在一不導電材料或一電非超導材料160上以形成含有柵格151之孔口161。內超導線圈158可藉由一不導電材料或一電非超導材料162與外超導線圈159分開。超導線圈158可經組態使得由此產生之磁場正交於由超導線圈159產生之磁場。而且，超導線圈159可經組態使得由此產生之磁場正交於由超導線圈158產生之磁場。舉例而言，超導線圈158及159之繞組可係彼此正交。在某些實施方案中，由超導線圈158及159產生之磁場不需要係正交的，而是可為不同的—舉例而言，彼此成小於90°之一角度—但仍使得能夠在諸如柵格151之一柵格中掃描。

在此實例中，超導線圈158控制粒子束在X維度上之運動。舉例而言，電流流過彼等超導線圈以產生一磁場。彼磁場之強度係與流過超導線圈之電流量成比例。而且，磁場之強度與粒子束在掃描期間於X維度上運動的量成比例。在此實例中，超導線圈159控制粒子束在Y維度上之運動。舉例而言，電流流過彼等超導線圈以產生一磁場。彼磁場之強度與流過超導線圈之電流量成比例。而且，磁場之強度與粒子束在掃描期間於X維度上運動的量成比例。電流可同時流過超導線圈158及159以產生一累積磁場，該累積磁場使粒子束在X維度及Y維度兩者上運動。電流可在不同時間流過超導線圈158及159，使得粒子束在單獨的時間於X維度或Y維度上運動，但仍到達一目標位置。

可被包含於掃描磁體150中之電非超導材料之一實例係銅；然而，掃描磁體150不限於與銅一起使用。電非超導材料可(舉例而言)在超導線圈158及159之一淬火期間促進熱耗散。

圖23展示高溫超導帶165之一剖面，該高溫超導帶可被捲繞成線圈以實施超導線圈158及159中之每一者。超導帶165包含圍繞或環繞超導帶165之其他層之一銅(Cu)穩定層166。超導帶165亦包含一銀(Ag)蓋層167、毗鄰於銀蓋層並與銀蓋層接觸的一稀土鋇銅氧化物(ReBCO)超導層168 (或其他高溫超導材料層)、毗鄰於ReBCO超導層並與ReBCO超導層接觸以防止氧化物與一金屬基板之間之相互擴散的一緩衝層堆疊169，以及毗鄰於緩衝層堆疊並與緩衝層堆疊接觸的一基板層170。可被包含於基板層中之材料之實例包含但不限於一導電金屬，諸如銅、鎳或鋁。可被包含於緩衝層堆疊中之材料的實例包含但不限於SrRuO ₃(釕酸鍶- SRO)及LaNiO ₃(LNO)。超導帶165可具有與所展示的組態不同之一組態，或可包含與所展示的材料不同之材料。舉例而言，可省略銅穩定層或可使用除了銅以外的一材料。可使用其他類型的超導材料，諸如YBCO及/或BSCCO。

返回參考圖3，束線結構16之輸出通道17部分包含與大孔徑超導磁偶極32串聯配置之大孔徑超導磁偶極31。大孔徑之實例包含但不限於10 cm乘10 cm、20 cm乘20 cm、30 cm乘30 cm等等。多個大孔徑超導磁四極33、34及35位於磁偶極31與磁偶極32之間。在此實例中，磁四極33、34及35交替地包含一或多個聚焦磁體及一或多個散焦磁體以分別對粒子束進行聚焦及散焦，以便達成粒子束之一實質上一致的橫截面積。就此而言，對通過磁四極之交變磁場梯度之粒子之淨效應係致使該束會聚；亦即，聚焦。在某些實施方案中，磁四極33包含一散焦磁體，磁四極34包含一聚焦磁體，且磁四極35包含一散焦磁體。在某些實施方案中，磁性33包含一聚焦磁體，磁四極34包含一散焦磁體，且磁四極35包含一聚焦磁體。在某些實施方案中，輸出通道17可包含以不同組態之不同數目個磁四極及/或以一不同組態之不同數目個磁偶極。在某些實施方案中，替代或除了所展示之磁四極，輸出通道17可包含更高階磁性元件，諸如六極。

在某些實施方案中，輸出通道17經組態以在於束線結構中存在2.5T、3T或更大之磁場之情況下使粒子束彎曲。舉例而言，可藉由使電流流過束線結構中之磁體中之一或多個線圈而產生磁場，該等磁場可為大約2.5T或更大、3T或更大、4T或更大、5T或更大、6T或更大、7T或更大、8T或更大、9T或更大、10T或更大、11T或更大、12T或更大、13T或更大、14T或更大，或者15T或更大。在存在諸如此等之磁場之情況下，輸出通道17中之磁性元件經組態以產生粒子束之在自90°至170°之一範圍內之任何地方之一經組合總彎曲角度，舉例而言，90°、95°、100°、105°、110°、115°、120°、125°、130°、135°、140°、145°、150°、155°、160°、165°或170°。另一選擇係，在某些實施方案中，輸出通道17經組態以使粒子束以小於90°或大於170°(舉例而言，180°或更大)之一經組合總彎曲角度彎曲。在圖1至圖3中，輸出通道17經組態以使粒子束相對於線38以約150°之一經組合總彎曲角度彎曲。為達成具有自110°至170°之一值之一彎曲量值，磁偶極31可經組態以使粒子束相對於線38在20°至85°之一範圍內彎曲，且磁偶極32可經組態以使粒子束相對於水平線38在20°至85°之一範圍內彎曲。

在某些實施方案中，輸出通道17可包含以不同組態之不同數目個磁性結構。舉例而言，輸出通道17可包含本文中所闡述類型之一磁偶極，後續接著本文中所闡述類型之三個交替的磁四極，後續接著一磁偶極，後續接著本文中所闡述類型之三個交替的磁四極，後續接著本文中所闡述類型之一磁偶極。舉例而言，可使用額外磁性元件來改變粒子束彎曲之位置及程度。亦可使用額外磁性結構來將粒子束聚焦於較長距離上。相反，可使用更少數目個磁性結構來將粒子束聚焦於較短距離上，舉例而言如圖1中所展示。

噴嘴40 (圖1)連接至束線結構輸出通道17之輸出或出口，且位於該輸出或出口處。噴嘴可被視為束線結構之一部分(舉例而言，束線結構之一延伸)，此乃因來自輸出通道之粒子束在其去往治療位置之途中運動穿過噴嘴。在圖1之實例中，噴嘴40係與輸出通道17分開之一結構，且在適用之情況下，連同輸出通道一起運動。在某些實施方案中，噴嘴40可為輸出通道之一組成部分。噴嘴40係一粒子束輸出裝置之一實例。在此實例中，噴嘴40接收來自輸出通道17之粒子束，且在某些實施方案中，調節粒子束以輸出至治療位置或等中心點處之一輻照目標，諸如一患者中之一腫瘤。就此而言，如所述，輸出通道17使粒子束彎曲至少90°。因此，在粒子束離開輸出通道17時，該粒子束被朝向治療位置或等中心點引導。另外，如本文中所闡述，掃描磁體30可使粒子束在一平面內運動以使粒子束跨越輻照目標而運動。

就此而言，如先前所解釋，噴嘴可含有一或多個掃描磁體。能量降級器在掃描磁體下游且準直器在掃描磁體下游。在圖2及圖3中，能量降級器41接收來自掃描磁體之掃描或運動粒子束。在此實例中，能量降級器41在輸出通道17與治療位置19處之輻照目標之間安裝至支撐架14 (經由噴嘴40)。能量降級器41經組態且可控制以在粒子束到達輻照目標之前改變粒子束之一能量。在某些實施方案中，能量降級器係藉以在粒子束到達輻照目標之前主動控制粒子束之能量改變之唯一機構。在某些實施方案中，在粒子束由粒子加速器輸出之後且在粒子束到達能量降級器之前，不可主動控制粒子束之能量。舉例而言，在此等實施方案中，粒子加速器與能量降級器之間的支撐架之組件並不且不經組態以主動控制束能量。換言之，支撐架或其束線導管不經組態以在粒子束由粒子加速器輸出之後且在粒子束到達能量降級器之前主動控制粒子束能量。在某些情形中，可存在由運動穿過束線結構所引起的能量之某些偶然改變；然而，彼等改變不受主動控制。

如先前所述，由加速器輸出之粒子束可為單能的且能量降級器係用於在一輻照目標之治療期間改變束能量之僅有/唯一或主要工具。一實例性單能粒子束包含具有一單個固定能量位準(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量位準達一預定量(諸如±10%、±5%、±2%或±1%)，且仍被視為係單能的。如在治療期間切換粒子束能量所需的在治療期間之加速器之切換操作可產生過量雜散中子，從而導致需要增加屏蔽且降低束線效率。中子可由粒子加速器及/或由沿著束線結構之磁性元件產生。藉由在治療期間使用單能之一粒子束且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提高束線結構之效率。

在一實例中，能量降級器可包含可運動至粒子束之一路徑中或自該路徑運動出之板。在另一實例中，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運動之楔形物。一實例性楔形物係由兩個三角形及三個梯形面界定之一多面體。在任一組態中，可變量之材料可運動至粒子束之路徑中。材料自粒子束吸收能量，從而產生能量減少的束輸出。在粒子束之路徑中之材料越多，粒子束將具有的能量越少。在某些實施方案中，能量吸收結構可跨越束場之全部或跨越束場之僅一部分運動。如所述，在某些實例中，束場包含針對緊湊支撐架之一給定位置，粒子束可跨越與一患者上之治療區域平行之一平面進行運動之最大範圍。

參考圖21，在一實例中，能量降級器46係一範圍調變器，該範圍調變器可控制以使結構42運動至粒子束之路徑中及自粒子束之路徑運動出以改變粒子束之能量且因此改變粒子束之劑量將在輻照目標中沈積之深度。此等能量吸收結構之實例包含但不限於：板；多面體，諸如楔形物、四面體或環形多面體；及彎曲的三維形狀，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將輻射劑量沈積於一輻照目標之內部中以治療目標之層或柱。就此而言，當處於一特定能量之質子運動穿過組織時，質子電離組織之原子並將一劑量主要沈積在對應於彼能量之一預定義組織深度處。能量降級器因此經組態以使粒子束在笛卡爾Z維度上運動穿過目標，藉此使得掃描磁體能夠除了笛卡爾X及Y維度之外亦在一第三維度(笛卡爾Z)上執行掃描。在某些實施方案中，能量降級器之一能量吸收結構(諸如一板或楔形物)可經組態以在粒子束之運動(掃描)期間運動且在運動期間追蹤或跟蹤粒子束。在標題為「High-Speed Energy Switching」之美國專利第10,675,487號(Zwart)中闡述追蹤或跟蹤粒子束運動之一實例性能量降級器。美國專利第10,675,487號之內容、尤其係與追蹤或跟蹤粒子束運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以及隨附說明)以引用之方式併入本文中。

布拉格(Bragg)尖峰係布拉格曲線上之一顯著尖峰，該布拉格曲線標繪電離輻射在穿過組織行進期間之能量損失。布拉格尖峰表示大多數輻射在組織內沈積之深度。對於質子而言，布拉格尖峰正好出現在粒子靜止之前。因此，可改變粒子束之能量以改變其布拉格尖峰之位置且因此改變大部分質子劑量將沈積在組織深度中之位置。就此而言，粒子加速器可為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約相同的能量—舉例而言，與一預期或目標能量具有一10%、5%或1%偏離離開粒子加速器。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中之一輻照目標之束之能量變化的主要工具或唯一工具。在某些實施方案中，本文中所闡述之粒子加速器經組態而以一單個能量或者以在約100 MeV與約300 MeV之間(舉例而言，115 MeV與250 MeV之間)的一範圍內之兩個或更多個能量來輸出粒子束。固定能量輸出可在彼範圍(例如，250 MeV)內，或在某些實例中，高於或低於彼範圍。

在某些實施方案中，粒子加速器係一雙能量加速器。在一雙能量粒子加速器中，粒子束以兩個不同能量位準—一高能量位準或一低能量位準中之一者離開粒子加速器。術語「高」及「低」不具有特定數字含義，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而以在約100 MeV與約300 MeV之間的一範圍內之兩個能量來輸出粒子束。高能量輸出及低能量輸出可為在彼範圍內之值，或在某些實例中，高於或低於彼範圍。本文中所闡述之能量降級器可與雙能量粒子加速器一起使用以便將粒子束之能量降低至低於兩個能量位準中之一者及/或在該兩個能量位準之間細微地調整。

在圖中，噴嘴40亦包含相對於粒子加速器在能量降級器41下游(亦即，更接近於輻照目標)之一準直器44。在一實例中，一準直器係可控制以允許某些輻射遞送至一目標且阻擋某些輻射遞送至患者之一結構。通常，將遞送之輻射引導至一待治療輻照目標，且被阻擋之輻射將以其他方式撞擊並可能損害健康的患者組織。在操作中，準直器被放置於輸出通道17與輻照目標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遞送至輻照目標，同時結構之一其餘部分阻擋某些輻射到達毗鄰組織。

準直器可為可組態的—舉例而言，可在治療期間控制及改變其孔徑。準直器可為固定的或不可改變的。舉例而言，準直器可具有無法更改之一固定形狀。

在某些實施方案中，一實例性可組態準直器之組件包含多個葉片，該多個葉片可在粒子束之運動期間動態地重新組態以改變由該多個葉片界定之一邊緣之一形狀。該邊緣可在粒子束之至少一部分與粒子束之一目標之間運動，使得粒子束之在邊緣之一第一側上之一第一部分至少部分地由多個葉片阻擋並使得粒子束之在邊緣之一第二側上之一第二部分被允許遞送至目標。

圖13、圖14及圖15展示可與本文中所闡述之粒子療法系統一起使用之可組態準直器44a之一實例性實施方案。準直器44a包含托架113、114及115，該等托架經組態以固持上文所闡述之葉片並使該等葉片相對於一輻照目標垂直及水平地運動。如所展示，垂直運動包含在笛卡爾Z維度117上之運動，且水平運動包含在笛卡爾X維度118上之運動(其中笛卡爾Y維度進入或離開圖13及圖14中之頁面)。圖14及圖15將托架殼體之部分展示為透明的以便展示殼體內部之組件；然而，殼體並非實際上係透明的。

托架113在本文中稱為主要托架，且托架114及115在本文中稱為次要托架。次要托架114、115耦合至主要托架113，如圖13至圖15中所展示。在此實例中，次要托架114、115各自包含經由一對應組件118、119而固定至主要托架115之一殼體。在此實例中，主要托架113可沿著導軌120相對於輻照目標且相對於粒子加速器垂直地(Z維度)運動。主要托架113之垂直運動亦致使次要托架垂直地運動。在某些實施方案中，次要托架一致地垂直運動。

如圖13至圖15中所展示，每一次要托架114、115連接至一對應桿或軌道122、123，次要托架沿著該對應桿或軌道運動。更具體而言，在此實例中，馬達125驅動次要托架114以朝向或遠離次要托架115沿著桿122運動。同樣，在此實例中，馬達126驅動次要托架115以朝向或遠離次要托架114沿著桿123運動。對主要托架及次要托架之運動之控制經實施以相對於輻照目標來定位葉片，如本文中所闡述。另外，葉片自身亦經組態以運動於托架中及自托架運動出，亦如本文中所闡述。

如圖15中所展示，一馬達130驅動主要托架113之垂直運動。舉例而言，如圖15中所展示，導引螺桿131耦合至殼體132，該殼體固持驅動對應次要托架114、115之馬達125、126，且安裝於導軌120上。導引螺桿131耦合至馬達130且由該馬達垂直地驅動。亦即，馬達130垂直地(笛卡爾Z維度)驅動導引螺桿131。由於導引螺桿131固定至殼體132，因此此運動亦致使殼體132以及因此次要托架114、115朝向或遠離輻照目標沿著導軌120運動。

在此實例性實施方案中，七個葉片135、136安裝於每一次要托架114、115上。每一次要托架可經組態以使其葉片水平地運動至治療區域中或自治療區域運動出。使用線性馬達，每一次要托架上之個別葉片可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運動。在某些實施方案中，葉片亦可經組態以在Y維度上運動。此外，一個次要托架114上之葉片可以獨立於另一次要托架115上之葉片運動。次要托架上之葉片之此等獨立運動與由主要托架達成之垂直運動一起允許葉片運動至各種組態中。因此，葉片可水平地且垂直地符合在水平維度及垂直維度兩者上隨機成形之治療區域。葉片之大小及形狀可變化以形成不同的構形。舉例而言，大小及形狀可變化以治療一單個束點及因此一單個柱。在某些實施方案中，每一次要托架上之個別葉片可使用電馬達來獨立且線性地運動，該等電馬達相對於同一次要托架上之其他葉片在X維度上驅動導引螺桿。

葉片可由防止或抑制輻射傳輸之任何適當材料製成。所使用之輻射類型可決定在葉片中使用什麼材料。舉例而言，若輻射係X射線，則葉片可由鉛製成。在本文中所闡述之實例中，輻射係一質子或離子束之一部分。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、鐵或其任何適當組合製成。每一葉片之高度可判定葉片抑制輻射傳輸之能力。

在標題為「Adaptive Aperture」之美國專利公開案第2017/0128746號(Zwart)中闡述關於圖13至圖15所闡述之可組態準直器之實施方案。美國專利公開案第2017/0128746號之內容、尤其係與自適應孔徑之說明相關之內容(例如，美國專利公開案第2017/0128746號之圖1至圖7以及隨附說明)以引用之方式併入本文中。

返回參考圖1，如所述，實例性粒子療法系統包含一等中心支撐架，該等中心支撐架係大小緊湊的，此減小整體系統大小。在緊湊支撐架14之實施方案中，支撐結構15之直徑可小於6米(m)、小於5 m或小於4 m。在一實例中，支撐結構15之直徑係4.8 m。束線結構之長度可自加速器之輸出及系統等中心點量測，且等於加速器之輸出與系統等中心點之間的距離。在緊湊支撐架14之實施方案中，束線結構16之長度可小於6米(m)、小於5 m、小於4.5 m或小於4 m。在一實例中，束線結構16之長度係4.2 m。就此而言，粒子加速器與系統等中心點或治療位置之間的距離可小於6 m、小於5 m、小於4.5 m或小於4 m。在緊湊支撐架14之實施方案中，輸出通道17之輸出與系統等中心點或治療位置之間的距離係2 m或更小、1.5 m或更小，或者1 m或更小。在緊湊支撐架14之實施方案中，輸出通道17之輸出與系統等中心點或治療位置之間的距離係介於0.8 m與1.4 m之間。在一實例中，輸出通道17之輸出與系統等中心點或治療位置之間的距離係1.01 m。其他實施方案可具有不同於此處所列示尺寸之尺寸。

在某些實施方案中，粒子療法系統具有93平方米(m ²)或更小或者75 m ²或更小之一佔用面積。在某些實施方案中，粒子療法系統經組態以裝配於經設計用於一LINAC之一拱頂內。舉例而言，圖1至圖3之組件可為充分小的以裝配於一拱頂內並具有裝配於該拱頂內之尺寸，該拱頂具有以下尺寸：長度25英尺(7.62 m)或更小、寬度20英尺(6.09 m)或更小，以及高度11英尺(3.35 m)或更小。舉例而言，圖1至圖3之組件可為充分小的以裝配於一拱頂內並具有裝配於該拱頂內之尺寸，該拱頂具有以下尺寸：長度25英尺(7.62 m)或更小、寬度26英尺(7.92 m)或更小，以及高度10英尺(3.05 m)或更小。舉例而言，圖1至圖3之組件可為充分小的以裝配於一LINAC拱頂內並具有裝配於該LINAC拱頂內之尺寸，該LINAC拱頂具有26.09英尺(11 m)或更小乘29.62英尺(9 m)或更小之一佔用面積，具有16.40英尺(5 m)或更小之一高度。然而，如所述，粒子療法系統之某些實施方案可具有不同尺寸，包含但不限於直徑、高度、寬度及長度。在某些實施方案中，一預先存在的LINAC拱頂之頂板可能不夠高而不足以支援支撐架或圍繞支撐架之完整360°旋轉。在此等實施方案中，可在LINAC拱頂之底板下面挖掘一凹坑90 (圖1)以達成該旋轉。

圖1及圖16展示其中可裝納粒子療法系統10及其變體之治療空間49及50之實例。在此等實例中，治療空間實施於LINAC拱頂中，該等LINAC拱頂可使用鉛或其他適當材料(例如混凝土、硼化聚乙烯及/或鋼)進行屏蔽。就此而言，由粒子加速器形成但未到達輻照目標之粒子(諸如質子)透過產生高能量中子而形成次級輻射。在一實例中，粒子加速器12及/或支撐架每戈雷劑量(由粒子束遞送)產生10毫西弗或更少之此等中子。

使用一單能粒子束並依賴於在束線結構中之磁性元件外部之一能量降級器使得束線中之磁性元件能夠高效地引導該束。更具體而言，束線內之束能量之改變增加雜散中子之產生且因此增加束線內之粒子束損失，藉此使該束線之效率降級。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束線中之磁性結構組合可產生增加的效率。在某些情形中，束線結構之長度之減小亦可增加效率。在某些實施方案中，本文中所闡述之束線結構之變體具有10%或更高、20%或更高、30%或更高、40%或更高、50%或更高、60%或更高、70%或更高、80%或更高或者90%或更高之一效率。在某些實例中，效率係輸出自粒子加速器之粒子自束線結構輸出之百分比的一量測。因此，10%或更高之一效率包含輸出自粒子加速器之粒子中之10%或更多粒子自束線結構輸出；20%或更高之一效率包含輸出自粒子加速器之粒子中之20%或更多粒子自束線結構輸出；30%或更高之一效率包含輸出自粒子加速器之粒子中之30%或更多粒子自束線結構輸出；40%或更高之一效率包含輸出自粒子加速器之粒子中之40%或更多粒子自束線結構輸出；50%或更高之一效率包含輸出自粒子加速器之粒子中之50%或更多粒子自束線結構輸出；60%或更高之一效率包含輸出自粒子加速器之粒子中之60%或更多粒子自束線結構輸出；70%或更高之一效率包含輸出自粒子加速器之粒子中之70%或更多粒子自束線結構輸出；80%或更高之一效率包含輸出自粒子加速器之粒子中之80%或更多粒子自束線結構輸出；且90%或更高之一效率包含輸出自粒子加速器之粒子中之90%或更多粒子自束線結構輸出。在一實例中，本文中所闡述之粒子加速器及支撐架即使在加速器之較低範圍內之能量下亦將一質子束之多於70%傳輸給一患者。

本文中所闡述類型之束線效率達成一「單間」解決方案，其中粒子加速器、支撐架及患者全部駐留在一單個拱頂內，如上文所闡述。在此拱頂內，粒子加速器本身可包含屏蔽，但拱頂中之分別容納患者及粒子加速器之單獨隔室60及61 (參見圖16)不需要彼此屏蔽。換言之，在某些實施方案中，不存在位於粒子加速器及支撐架外部將粒子加速器與患者分開之電磁屏蔽。由於由系統發射之中子位準低，因此可不需要屏蔽。在某些實施方案中，可在單獨隔室60與61之間存在最小屏蔽。舉例而言，屏蔽可為30 cm或更小之厚度、20 cm或更小之厚度，或者10 cm或更小之厚度。

亦參考圖1，粒子療法系統10亦包含一治療長椅51。治療長椅51經組態以相對於支撐架14中或穿過該支撐架之孔53運動，從而將一患者定位在系統等中心點或治療位置處。在此實例中，治療長椅51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及第三分段57。第一分段55可旋轉地耦合至第二分段56，且第二分段56可旋轉地耦合至第三分段57。如圖中所展示，治療長椅51耦合至第三分段57。臂54係可控制的，以將治療長椅51運動於孔53中並穿過該孔，從而將躺在長椅上之一患者定位來進行治療；亦即，將患者運動至治療位置中。在某些實施方案中，臂54可在兩個自由度上、在三個自由度上、在四個自由度上、在五個自由度上或在六個自由度上定位患者。兩個自由度之一實例係前後運動及左右運動；三個自由度之一實例係前後運動、左右運動及上下運動；四個自由度之一實例係前後運動、左右運動、上下運動以及縱傾、側傾或側滾運動中之一者；五個自由度之一實例係前後運動、左右運動、上下運動以及縱傾、側傾或側滾運動中之兩者；且六個自由度之一實例係前後運動、左右運動、上下運動、縱傾運動、側傾運動及側滾運動。在某些實施方案中，治療長椅可被替換為或者包含一長椅，該長椅至少部分地傾斜或可轉換成一椅子，並且該長椅仍可在兩個、三個、四個、五個或者六個自由度上被控制以定位患者進行治療。在某些實施方案中，臂54可具有與圖1中所展示之組態不同之一組態。舉例而言，臂54可具有兩個分段或多於三個分段。液壓裝置、機器人或此兩者可控制或實施治療長椅之非平坦運動。

在某些實施方案中，輸出通道17可圍繞支撐結構15至少部分地(包含全部)旋轉，或者輸出通道可保持固定在支撐結構15上並且支撐結構15之全部或一部分可圍繞治療位置旋轉。在某些實施方案中，輸出通道17可不圍繞支撐結構15旋轉且支撐結構可不圍繞患者旋轉。替代地，輸出通道可保持靜止，藉此提供固定在一個方向上之一粒子束。在諸如此等之實施方案中，治療長椅或其他座椅在治療期間相對於固定束運動。在本文中所闡述之某些系統中，粒子束之位置可透過支撐架之旋轉來設定，在此之後，除了跨越輻照目標之掃描運動及在治療期間治療長椅或其他座椅運動之外，粒子束保持固定。在某些實施方案中，可使用支撐架運動與長椅(或其他座椅運動)之一組合來實施治療。舉例而言，輸出通道可被定位且該束可被臨時固定，在此時間期間，治療長椅運動以實施治療。此後，輸出通道可被重新定位以將該束臨時固定在一新的位置處。可透過長椅運動在新的位置處實施治療。此等操作可按照經起草以供與粒子療法系統一起使用之一治療計劃所定義而重複進行。

粒子療法系統10可為一強度調變質子療法(IMPT)系統。IMPT系統使得能夠對可能具有一可變能量及/或強度之侷限質子束進行空間控制。IMPT利用帶電粒子布拉格尖峰(如所述，在粒子遞送範圍末端之劑量特性尖峰)結合粒子束變數之調變來建立目標局部劑量調變，從而達成一治療計劃中所提出之目標。IMPT可涉及以不同角度及不同強度將粒子束朝向輻照目標引導，以治療目標。在某些實施方案中，可使粒子束掃描—例如，運動—跨越輻照目標之若干層，其中每一層自相同或不同角度被治療一次或多次。可使用本文中所闡述之掃描磁體來執行跨越輻照目標之運動以實施掃描。

圖17展示沿著本文中所闡述之能湊支撐架之長度29之實例性水平(x)束包絡線63及垂直(y)束包絡線64 (例如，剖面)。針對磁四極21及22、磁偶極23、磁四極26及27、磁偶極31、磁四極33、34及35以及磁偶極32判定束點剖面之x及y尺寸。使用在粒子加速器12之出口處量測之束參數及所有束線磁體之設計參數、基於束光學器件之計算而判定束大小。在某些實施方案中，對於x及y兩者，等中心點(例如，一治療位置)處之束點半徑係大約3毫米(mm)。在某些實施方案中，對於x及y兩者，等中心點(例如，一治療位置)處之束點半徑係大約4 mm。在某些實施方案中，對於200 MeV至230 MeV之質子束，束線結構16中之磁偶極處之磁場不超過4T且磁偶極中之每一者處之束之彎曲半徑係大約0.6米。在某些實施方案中，對於200 MeV至230 MeV之質子束，束線結構16中之磁偶極處之磁場係至少3T，亦即3T或更大。如所述，本文中所闡述之系統不限於此等參數值，且某些實施方案可具有不同尺寸、能量及磁場。

色像差校正可發生在具有色散之一束線中，該色散係藉由在色散區中包含偶極磁體及多個校正器而產生的。一消色差之標準定義係空間色散(R16)及角度色散(R26)係零值之一束傳輸線。參考圖18，在緊湊支撐架之實施方案中之磁性元件可被組態為消色差的—例如，束傳遞矩陣元素之R16 65及R26 66兩者在等中心點處皆等於零，該等中心點在沿著束線結構長度68 (X軸)之0 m處或附近。減少或最小化空間及角度束色散可為由本文中所闡述之粒子療法系統實施之筆形束掃描技術之結果。就此而言，在某些筆形束掃描技術中，要求粒子束之剖面在等中心點處實質上係圓形的。如此，x及y (圖18)平面中之束點大小應在等中心點67處接近。在束掃描期間，整個掃描區域上之束形狀及束直徑之改變應減少或最小化，否則，不同能量之不同束粒子可落在彎曲平面中之不同位置處。此可導致束形狀及束大小在另一平面中不同。

圖19展示x維度69及y維度70上之束掃描之實例。掃描磁體之發射允許束粒子偏轉至與掃描磁體之場強度成比例之一角度。在圖19之實例中，展示完全覆蓋20 cm乘20 cm之一束場面積之一束掃描範圍，具有距掃描磁體大約為±20毫弧度(mrad)及±30 mrad之束偏轉角。在此實例中，源至等中心點距離(SAD) (亦即，加速器至等中心點距離)係大約4米。在某些實施方案中，自掃描磁體至輸出通道17之出口，束彎曲角度可大到110°至170°。

圖24展示含有一支撐架201之一粒子療法系統200之一實例。粒子療法系統200及/或支撐架201可包含本文中關於圖1至圖23所闡述之任何特徵。舉例而言，支撐架201可為或包含關於圖1至圖4、圖6、圖9、圖10所闡述之支撐架及其在本文中闡述之變體之所有或某些特徵。就此而言，如關於圖1所闡述，支撐架201包含環形或圓形支撐結構202及一束線結構204。束線結構204包含安裝至支撐結構202之一輸出通道205、將粒子束引導至輸出通道之一導管206及調節粒子束之一噴嘴255。如所述，噴嘴可被視為束線結構之一部分(舉例而言，一延伸部)，並且僅出於圖解說明之目的而被稱為一單獨元件。

支撐架201機械地連接至一粒子加速器208，藉此使得一粒子束能夠自粒子加速器208穿過支撐架201到達一治療位置210處之一目標。粒子加速器208可為本文中所闡述之粒子加速器中之任一者，諸如圖1之粒子加速器12。在某些實施方案中，支撐架201可經組態以連接至粒子加速器及自粒子加速器斷開連接。舉例而言，支撐架上之機械連接器211a可與粒子加速器上之配對連接器211b配合。連接器可為鎖定之推拉式連接器。舉例而言，使用施加之軸向力，連接器可嚙合及脫離。形成的所得連接可為氣密的。

束線結構204可經組態以圍繞圓形支撐結構202且因此圍繞長椅214處之治療位置210旋轉地運動。此旋轉運動由箭頭216表示。束線結構204亦經組態以相對於治療位置210在箭頭217之向前及向後方向上平移運動。此類型之平移運動可被表徵為沿著束線結構之縱向維度、沿著束線或者沿著圍繞圓形支撐結構202之旋轉軸線—亦即，平行於穿過圓形支撐結構202之一中心之一軸線218。在圖24中，圓形支撐結構202之一部分位於底板220下方，且在底板中存在一切口(未展示)，在圍繞圓形支撐結構202旋轉期間，束線結構204之至少一部分穿過該切口。

為實施平移運動，束線結構204可保持在一座架222上。在一實例中，座架222可包含一或多個導軌或軌道，如圖24中所展示。束線結構204可實體連接至軌道以使束線結構能夠運動。在某些實施方案中，束線結構可沿著軌道運動。在某些實施方案中，軌道本身可運動，藉此實施束線結構之運動。支撐結構202可在束線結構與支撐結構之間的相交點處包含一組滾輪或一軌道，以使得束線結構能夠相對於及/或穿過支撐結構平移運動。

一馬達224控制束線結構204之運動以朝向治療位置210並遠離粒子加速器208運動，以及遠離治療位置210並朝向粒子加速器208往回運動。雖然展示一個馬達224，但可使用多個馬達來實施運動或沿著座架222運動。馬達224可控制束線結構204沿著一軌道之運動，或者如所述，束線結構204可固定至軌道且馬達可控制軌道之運動並藉此控制束線結構之運動。諸如本文中所闡述之控制系統之一控制系統可控制馬達224之操作。

粒子療法系統200亦包含座架226，該座架經組態以保持由一或多個成像裝置227a及227b (下文闡述其實例)組成之一成像系統227，並且經組態以使得成像裝置能夠相對於治療位置處之一輻照目標進行旋轉運動。雖然在圖24中僅展示兩個成像裝置，但可使用任何適當數目個成像裝置。旋轉運動由圖24中之箭頭230表示。第二座架226可包含具有一中心軸線234之環形或圓形支撐結構232，成像裝置經組態以圍繞該中心軸線旋轉。一馬達235可實施該旋轉。第二座架亦可包含在中心軸線234處或附近之一導軌或軌道237。圓形支撐結構232可機械地連接至軌道237，以使得支撐結構232能夠相對於治療位置210沿著中心軸線234進行平移運動，並因此使得成像系統227能夠相對於治療位置210沿著中心軸線234進行平移運動。此平移運動由箭頭240表示。馬達235控制支撐結構232之運動以朝向治療位置210並遠離粒子加速器208運動，以及遠離治療位置210並朝向粒子加速器208往回運動。

在圖24及圖25之實例中(圖25中省略了連接器211a、211b)，束線結構204之整體—在此實例中係經組態以用於平移運動之支撐架201之一部分—係可控制的，以在箭頭217之方向上運動。連接至束線結構204並被視為其一部分之噴嘴255與束線結構204之其餘部分一起運動。為實施該運動，一控制系統—其可包含本文中所闡述之控制系統特徵中之任一者—可指示馬達224將束線結構204遠離治療位置210運動並且指示彼運動之量。在某些實施方案中，束線結構204在箭頭246之方向上遠離治療位置210並且稍後在箭頭245之方向上朝向治療位置210返回之平移運動(下文所闡述)達至少30 cm、達30 cm與1 m之間，或者達超過1 m。一般而言，可實施任何適當量之平移運動。為實施沿箭頭246之方向之運動，馬達產生足夠的力，以致使支撐架201上之連接器211a (僅在圖24中展示)與粒子加速器208上之其配對連接器211b (僅在圖24中展示)脫離。

在圖25之實例中，支撐結構232之整體及因此成像系統227經控制以在箭頭247之方向上朝向治療位置210運動。為實施該運動，控制系統可指示馬達235將支撐結構232朝向治療位置210運動並且指示彼運動之量。在某些實施方案中，支撐結構在箭頭247之方向上朝向治療位置210並且稍後在箭頭248之方向上朝向加速器之平移運動(下文所闡述)達至少30 cm、達30 cm與1 m之間，或者超過1 m。一般而言，可實施任何適當量之平移運動。

在圖24及圖25之實例中，控制系統控制束線結構204來遠離接近於治療位置210—舉例而言，在該治療位置上方之一區移動，並控制成像系統227來運動至彼區中—舉例而言，治療位置210上方(圖25)。如此做係為了將支撐架自成像系統之路徑運動出，使得成像系統可擷取在治療位置處之一患者中之輻照目標之影像。此外，在束線結構204之運動期間、在成像系統227之運動期間以及在由成像系統執行之影像擷取操作期間，控制系統控制長椅214不進行運動，亦即保持靜止。在此時間期間，患者亦儘可能地受到身體上之控制以在長椅上保持靜止。所擷取影像被發送至控制系統以進行分析。分析結果可用於產生一治療計劃及/或修改一現有治療計劃。

在影像擷取之後，在圖25之組態中，支撐結構232之整體及因此成像系統227經控制以在箭頭248之方向上朝向加速器208運動。此運動導致成像系統227重新定位至其原始位置250，如圖24中所展示。為實施該運動，控制系統可指示馬達235將支撐結構232朝向加速器208運動並且指示彼運動之量。如上所述之情形，在某些實施方案中，支撐結構232在箭頭248之方向上朝向加速器之平移運動達至少30 cm、達30 cm與1 m之間，或者超過1 m。一般而言，箭頭248方向上之運動量應與箭頭247方向上之運動量相等且相反。

同樣在影像擷取之後，束線結構204經控制以在箭頭245之方向上運動，以重新連接至加速器208。此運動導致束線結構204重新定位至圖24中所展示之位置。為實施該運動，控制系統可指示馬達224將束線結構204朝向治療位置210運動並且指示彼運動之量。一般而言，箭頭245方向上之運動量應與箭頭246方向上之運動量相等且相反。為實施沿箭頭245之方向之運動，馬達224產生足夠的力，以致使支撐架201上之連接器211a (圖24)與粒子加速器208上之其配對連接器211b (圖24)重新嚙合。在某些實施方案中，控制系統不需要指示朝向加速器返回之運動量，而是可監測連接器並在連接器重新嚙合時停止運動。

在關於圖24及圖25所闡述之操作期間，成像系統及束線結構可同時或依序運動。參考圖25，在一實例性順序運動中，束線結構204可在箭頭246之方向上遠離治療位置210運動至位置254。然後，支撐結構232可將成像系統自其原始位置250 (圖24)運動，使得該成像系統在箭頭247之方向上與治療位置210對準。然後，在成像系統執行影像擷取操作之後，支撐結構232可將成像系統227在箭頭248之方向上遠離治療位置210運動回至圖24中所展示之其原始位置250。然後，束線結構204可在箭頭245之方向上運動，使得其對準至治療位置210並連接至粒子加速器，如圖24中所展示。

在一同時運動情景中，束線結構204在箭頭246之方向上運動至位置254 (圖25)，與此同時或在與此同時之一部分時間內，支撐結構232使成像系統227在箭頭247之方向上朝向治療位置210運動。在成像系統擷取影像之後，束線結構204在箭頭245之方向上朝向治療位置210運動，與此同時或在與此同時之一部分時間內，支撐結構232使成像系統227在箭頭248之方向上朝向該成像系統之原始位置250運動。束線結構204及支撐結構232可以與支撐結構232相同之速度運動，或者可控制其速度以確保束線結構及支撐結構在運動期間不會碰撞。

在以下圖26至圖34之實例中，除非另有解釋，否則所展示及闡述之組件可具有與關於圖24及圖25所展示及闡述之組件實質上相同之結構及功能。就此而言，不同圖中之相同元件符號指示相同組件。

在圖26之粒子療法系統300中，僅束線結構302之部分301係可控制以在箭頭304及305之方向上平移運動，而束線結構302之其餘部分306保持被連接至粒子加速器208。在此組態中，支撐架310之運動量小於圖25中所展示組態中之運動量，且因此比圖25中所展示組態更輕。因此，可使用一更小的馬達324且可消耗更少的能量。在某些實施方案中，對於一實例性4.2 m束線結構，部分301沿著束線之長度可為1 m、2 m、3 m或更短。然而，一般而言，部分301可具有任何適當長度。在此實例中，連接器311a、311b可係與連接器211a、211b相同。然而，在此情形中，配合連接器311b係位於支撐架之保持被連接至加速器208的部分306上，而不在加速器本身上。就圖24及圖25來闡述彼等連接器之操作。

為實施支撐架部分301之平移運動，控制系統可指示馬達324將支撐架部分301遠離治療位置210運動並且指示彼運動之量。在某些實施方案中，支撐架部分301在箭頭304之方向上遠離加速器之平移運動以及隨後在箭頭305之方向上朝向加速器往回之平移運動達至少30 cm、達30 cm與1 m之間，或者超過1 m。一般而言，可實施任何適當量之平移運動。為實施沿箭頭304方向之運動，馬達產生足夠的力，以致使支撐架部分301上之連接器311a自支撐架部分306上之其配對連接器311b脫離。

對支撐結構202及因此成像系統227在圖26中所展示之箭頭247之方向上之運動的控制係如就圖24及圖25所闡述。如上文所闡述，在支撐架部分301之運動期間、在成像系統227之運動期間以及在影像擷取期間，控制系統控制長椅214以保持靜止。在此時間期間，亦儘可能控制患者以在長椅上保持靜止。

在影像擷取之後，支撐結構232及因此成像系統227經控制以在箭頭248之方向上運動，從而使得支撐架能夠被重新定位以用於在治療位置210處治療一輻照目標。在影像擷取之後，對支撐結構232之運動以及因此對成像系統227在箭頭248方向上之運動的控制係如就圖24及圖25所闡述。

同樣在影像擷取之後，支撐架部分301經控制以在箭頭305之方向上朝向治療位置210運動且亦被重新連接至支撐架部分306。此運動產生基本上與圖24中所展示相同之支撐架組態。為實施該運動，控制系統可指示馬達324將支撐架部分301朝向治療位置210運動並且指示彼運動之量。一般而言，箭頭305方向上之運動量應係與箭頭304方向上之運動量相等且相反。為實施沿箭頭305方向之運動，馬達324產生足夠的力，以致使支撐架部分301上之連接器311a與支撐架部分306上之其配對連接器311b重新嚙合。在某些實施方案中，控制系統不需要指示朝向加速器往回之運動量，而是可監測連接器並在連接器重新嚙合時停止運動。

參考圖26，在順序運動之一實例中，支撐架部分301可在箭頭304之方向上遠離治療位置210運動至位置320。然後，支撐結構232可在箭頭247之方向上將成像系統自其原始位置250 (圖24)運動至治療位置210中。然後，在成像系統執行影像擷取操作之後，支撐結構232可在箭頭248之方向上將成像系統227遠離治療位置210往回運動至圖24中所展示之其原始位置250。然後，支撐架部分301可在箭頭305之方向上往回運動，使得其對準至治療位置210並連接至支撐架部分306，從而產生類似於圖24之組態之一組態。

在一同時運動情景中，支撐架部分301在箭頭304之方向上運動至位置320，與此同時或至少在與此同時之一部分時間內，支撐結構232使成像系統227在箭頭247之方向上運動至治療位置210。在成像系統擷取影像之後，支撐架部分301在箭頭305之方向上運動以與治療位置210對準，與此同時或至少在與此同時之一部分時間內，支撐結構232使成像系統227在箭頭248之方向上運動至其原始位置250 (圖24)。支撐架部分301及支撐結構232可以相同之速度運動，或者可控制其速度以確保支撐架部分及支撐結構在運動期間不會碰撞。

在圖27之實例性粒子療法系統410中，束線結構204及加速器208兩者皆經控制以在箭頭400及401之方向上運動。此組態係有利的，此乃因其不需要自加速器斷開連接及重新連接支撐架。為實施束線結構204與加速器208一起運動，亦即協同運動，加速器208可實體連接至軌道222或能夠達成加速器之平移運動之任何其他適當機構。在某些實施方案中，束線結構204與加速器208之間的連接足夠強，使得束線結構204之平移運動引起加速器208之同等平移運動。亦即，加速器與支撐架一起運動而不分離。在某些實施方案中，一額外單獨馬達(未展示)可連接至粒子加速器208以幫助沿著軌道222驅動粒子加速器208。

為實施束線結構204及加速器208之平移運動，控制系統可指示馬達224將束線結構204及加速器208在箭頭401之方向上運動並且指示彼運動之量。在某些實施方案中，束線結構204及加速器208在箭頭401之方向上以及稍後在箭頭400之方向上之平移運動達至少30 cm、達30 cm與1 m之間，或者超過1 m。一般而言，可實施任何適當量之平移運動。

對支撐結構232及因此成像系統227在圖27中所展示之箭頭247方向上之運動的控制係如關於圖24及圖25所闡述。在束線結構204及加速器208之運動期間、在成像系統227之運動期間以及在影像擷取期間，控制系統控制長椅214以保持靜止。在此時間期間，儘可能控制患者以在長椅上保持靜止。

在影像擷取之後，支撐結構232及因此成像系統227經控制以在箭頭248之方向上運動，從而使得支撐架能夠被重新定位以用於在治療位置210處治療一輻照目標。在影像擷取之後對支撐結構232之運動以及因此對成像系統227在箭頭248方向上之運動的控制係如關於圖24及圖25所闡述。

同樣在影像擷取之後，束線結構204及加速器208經控制以在箭頭400之方向上運動。此運動產生基本上與圖24中所展示相同之支撐架及加速器組態。為實施該運動，控制系統可指示馬達224 (及任何其他馬達)使束線結構204及加速器208運動並且指示彼運動之量。一般而言，箭頭400方向上之運動量應與箭頭401方向上之運動量相等且相反。

參考圖27，在一實例性順序運動中，束線結構204及加速器208可在箭頭401之方向上遠離治療位置210運動至位置403。然後，支撐結構232可將成像系統自其原始位置250 (圖24)運動以在箭頭247之方向上與治療位置210對準。然後，在成像系統執行影像擷取操作之後，支撐結構232可使成像系統227在箭頭248之方向上遠離治療位置210往回運動至圖24中所展示之其原始位置250。然後，束線結構204及加速器208可在箭頭400之方向上運動，使得噴嘴255對準至治療位置210，如圖24中所展示。

在一同時運動情景中，束線結構204及加速器208在箭頭401之方向上運動至位置403，與此同時或在與此同時之一部分時間內，支撐結構232使成像系統227在箭頭247之方向上運動至治療位置210。在成像系統擷取影像之後，束線結構204及加速器208在箭頭400之方向上運動，使得噴嘴255對準至治療位置210，與此同時或在與此同時之一部分時間內，支撐結構232使成像系統227在箭頭248之方向上運動至圖24中所展示之其原始位置250。束線結構204 /加速器208及支撐結構232可以相同速度運動，或者可控制其速度以避免系統組件之碰撞。

圖28展示圖24中所展示類型之一粒子療法系統500。替代或除了關於圖3124至圖27所闡述之導軌或軌道，粒子療法系統500中之座架亦包含輪子或滾輪501之集合。圖28中所展示之座架或其組件(例如，個別滾輪)可用於本文中所闡述之組態中之任一者中，以使如圖24中所展示之束線結構之整體、如圖26中所展示之束線結構之一部分或如圖26中所展示之加速器與束線結構(或加速器與束線結構之一部分)協同運動。馬達524可根據來自控制系統之命令控制輪子或滾輪501之操作。

本文中所闡述之系統不限於本文中所闡述之座架；而是，可使用進行運動或使得支撐架及/或加速器之至少一部分能夠運動之任何適當結構。

在圖29至圖32之實例中，經組態以運動之支撐架/束線結構之一部分係噴嘴255。舉例而言，如圖29及圖30中所展示，噴嘴255可經組態以相對於治療位置沿著支撐架之縱向方向(舉例而言，平行於束線或者束線之軸線或旋轉)進行運動。舉例而言，如圖31及圖32中所展示，噴嘴255可經組態以相對於治療位置垂直於束線或者束線之軸線或旋轉進行運動。圖31及圖32中所展示之運動係與其他圖中所展示之平移運動不同之另一實例類型之平移運動。關於圖29至圖32所闡述之噴嘴之運動可與關於圖24至圖28所闡述之束線結構之其餘部分之任何運動相結合，以便提供額外運動自由度。

參考圖29及圖30，在實例性粒子療法系統600中，噴嘴255可為一抽屜之一部分，該抽屜經組態以在箭頭601之方向上平移運動。舉例而言，噴嘴255可安裝在一導軌602上並由一馬達603控制以實施平移運動。馬達可回應於來自控制系統之指令以控制噴嘴之運動。為實施噴嘴255之平移運動，控制系統可指示馬達604將噴嘴255在箭頭606 (圖30)之方向上遠離治療位置210運動並且指示彼運動之量。在某些實施方案中，噴嘴255在箭頭606之方向上遠離治療位置210之平移運動以及稍後在箭頭607之方向上朝向治療位置210往回之平移運動係大約幾十釐米，例如10 cm、20 cm、30 cm、40 cm等等。然而，可實施任何適當運動。如圖30中所展示，噴嘴255在箭頭606之方向上之運動使噴嘴移出與治療位置之對準，從而允許成像系統運動至治療位置並與治療位置對準，以在治療位置處擷取影像。

對支撐結構202之運動及因此對成像系統227在圖29及圖39中所展示之箭頭247方向上之運動的控制係如關於圖24及圖25所闡述。如上文所闡述，在噴嘴255之運動期間、在成像系統227之運動期間以及在影像擷取期間，控制系統控制長椅214以保持靜止。在此時間期間，儘可能控制患者在長椅上保持靜止。

在影像擷取之後，支撐結構232及因此成像系統227經控制以在箭頭248之方向上運動，從而使得噴嘴255能夠被重新定位以用於在治療位置210處治療一輻照目標。在影像擷取之後對支撐結構232之運動及因此對成像系統227在箭頭248方向上之運動的控制係關於圖24及圖25所闡述。

同樣在影像擷取之後，噴嘴255經控制以在箭頭607之方向上運動，以將該噴嘴重新定位在治療位置210上並與該治療位置對準。此運動產生基本上與圖24中所展示相同之支撐架組態。為實施該運動，控制系統可指示馬達604將噴嘴255沿著軌道602朝向治療位置210運動並且指示彼運動之量。一般而言，箭頭607方向上之運動量應與箭頭606方向上之運動量相等且相反。

參考圖30，在一實例性順序運動中，噴嘴255可在箭頭606之方向上遠離治療位置210運動至位置610。然後，支撐結構232可使成像系統在箭頭247之方向上自其原始位置250 (圖24)運動至與治療位置210對準。然後，在成像系統執行影像擷取操作之後，支撐結構232可使成像系統227在箭頭248之方向上遠離治療位置210往回運動至圖24中所展示之其原始位置250。然後，噴嘴255可在箭頭607之方向上運動，使得噴嘴255對準至如圖24中所展示之治療位置210，從而使得能夠在治療位置處進行治療。

在一同時運動情景中，噴嘴255在箭頭606之方向上運動至位置610，與此同時或在與此同時之一部分時間內，支撐結構232使成像系統227在箭頭247之方向上朝向治療位置210運動。在成像系統擷取影像之後，噴嘴255在箭頭607之方向上運動，使得噴嘴255對準至治療位置210，與此同時或在與此同時之一部分時間內，支撐結構232使成像系統227在箭頭248之方向上運動至圖24中所展示之其原始位置250。噴嘴255可以與支撐結構232相同之速度運動，或者該兩者之速度可由控制系統控制以避免碰撞。

參考圖31及圖32，在實例性粒子療法系統700中，噴嘴255可連接至一伸縮座架701，該伸縮座架經組態以在箭頭702、703之方向上平移運動。舉例而言，馬達706可實施平移運動。馬達可回應於來自控制系統之指令來控制噴嘴朝向或遠離長椅214之運動。圖31展示朝向長椅214之運動且圖32展示遠離長椅214之運動。

為實施噴嘴255之平移運動，控制系統可指示馬達706將噴嘴255相對於長椅運動並且指示彼運動之量。在某些實施方案中，噴嘴255在箭頭702之方向上遠離長椅之平移運動以及稍後在箭頭703之方向上朝向長椅之平移運動係大約幾十釐米，例如10 cm、20 cm、30 cm、40 cm等等。然而，可實施任何適當運動。

對支撐結構202及因此成像系統227在圖31中所展示之箭頭247方向上之運動的控制係如關於圖24及圖25所闡述。如上文所闡述，在噴嘴255之運動期間、在成像系統227之運動期間以及在影像擷取期間，控制系統控制長椅214以保持靜止。在此時間期間，儘可能控制患者在長椅上保持靜止。患者長椅亦可保持靜止。

同樣在影像擷取之後，噴嘴255經控制以在箭頭703之方向上朝向患者長椅213運動以進行治療(圖31)。此運動產生基本上與圖24中所展示相同之支撐架組態。為實施該運動，控制系統可指示馬達706將噴嘴255朝向患者長椅214並因此朝向治療位置運動，且指示彼運動之量。一般而言，箭頭703方向上之運動量應與箭頭702方向上之運動量相等且相反。

在一實例性順序運動中，噴嘴255可在箭頭702之方向上遠離治療位置210運動至圖32之組態。然後，支撐結構232可使成像系統在箭頭247之方向上自其原始位置250 (圖24)運動至治療位置210中。然後，在成像系統執行影像擷取操作之後，支撐結構232可使成像系統227在箭頭248之方向上遠離治療位置210往回運動至圖24中所展示之其原始位置250。然後，噴嘴255可在箭頭703之方向上運動成更接近於治療位置210，如圖31中所展示。一般而言，使噴嘴更接近於治療位置可減少基於空氣之束擴散並提供更準確之點大小，從而提供更準確之治療。

在一同時運動情景中，噴嘴255在箭頭702之方向上運動至圖32中所展示之位置，與此同時或在與此同時之一部分時間內，支撐結構232使成像系統227在箭頭247之方向上運動至治療位置210。在成像系統擷取影像之後，噴嘴255在箭頭702之方向上朝向圖31中所展示之位置運動，與此同時或在與此同時之一部分時間內，支撐結構232使成像系統227在箭頭248之方向上運動至圖24中所展示之其原始位置250。噴嘴255可以與支撐結構232相同之速度運動，或者此兩者之速度可由控制系統控制以便避免碰撞。

具有一平移支撐架之另一動機係擴展粒子(例如，質子)遞送之有效束場大小。束場大小(例如，一質子系統可在不使患者運動至支撐架之一單個位置之情況下在上面遞送一單個治療場或束之最大區)可受到在束線設計期間做出之諸多設計選擇之限制，諸如掃描磁體之強度、束線磁體之孔徑、範圍移位器板之大小及行進範圍以及準直器中之準直器元件之行進範圍。向支撐架增加一或多個平移運動度可有效地擴展此場大小，從而允許在支撐架處於一個位置處之情況下將質子遞送至一場之一個部分，然後在支撐架處於一不同位置中之情況下將質子遞送至一場之一不同部分。以此方式，諸多束線元件(例如，彎曲磁體、聚焦磁體、掃描磁體、範圍移位器板、自動化準直器運動軸)可被設計用於一更小的束場大小。在諸多情形中，此將降低此等束線元件之成本、大小及複雜性。

擴展有效場大小亦可改良粒子療法系統之治療功能性，此乃因諸多治療更適合較大的場大小。舉例而言，質子通常用於遞送顱脊輻照，在該輻照中，一患者之整個大腦及脊柱全部得到治療。此一治療在一個方向上太長，以至不適合於在一典型場之內，並且此等通常由縫合在一起之諸多場治療，其中患者在場之間的長椅上運動。一平移支撐架將允許在患者不運動之情況下遞送此一場。

用以實施束場大小之一有效增加之平移支撐架運動係關於圖24之組態所闡述；然而，可使用本文中所闡述之實施平移運動之任何適當組態或其組合來實施平移支撐架運動以實施束場大小之一有效增加。

圖33展示在一第一位置710中之束線結構204，該束線結構產生一第一束場712。圖34展示在平移運動之後處於一第二位置715中之束線結構204，該束線結構產生一第二束場716。在此第二位置中，支撐架201可與加速器208斷開連接，從而在此兩者之間產生一氣隙724，在治療期間粒子束725穿越該氣隙。第一束場712與束場716可重疊或不重疊。在任何情形中，支撐架之平移運動擴展了在不使長椅或長椅上之患者運動之情況下可提供治療之範圍。

圖33及圖34僅展示處於不同的兩個位置中之支撐架。然而，支撐架之至少一部分可平移運動至三個、四個、五個或更多位置中(例如，對於一單個旋轉位置)，以進一步提供束場之有效大小在增加。在任何情形中，束場之所得有效大小可能大於在不具有支撐架平移運動之情況下可產生之束場之預定義大小。基於支撐架可運動之量及運動之粒度，束場之有效大小可為預定義大小之1.5倍、預定義大小之2倍、預定義大小之3倍、預定義大小之4倍、預定義大小之5倍、預定義大小之6倍、預定義大小之7倍或更多。

關於圖24至圖34所闡述之特徵中之任何者可組合。舉例而言，為了增加有效束場，僅需要如圖26中所展示使支撐架之一部分運動，或者如圖27中所展示可使支撐架及加速器運動。在另一實例中，圖29至圖32之噴嘴運動可與圖24至圖28、圖33及圖34之任何支撐架運動組合。在另一實例中，當使用束場716 (其可為用於治療之第一束場)利用支撐架治療患者時，成像系統可運動至治療位置210上方之位置中以在執行治療之同時執行成像。

圖35展示用於控制束場大小之一實例性操作序列750。控制系統接收(751)表示一目標束場之一大小之資料。此資料可由一使用者輸入，或者係供應給控制系統之一治療計劃之一部分。控制系統控制(752)本文中所闡述之馬達及/或其他組件，以基於該資料而實施一支撐架之至少一部分(例如，束線結構之至少一部分)相對於一輻照目標之兩個或更多個平移運動。在每一離散平移位置處，若需要，則控制系統控制(753)本文中所闡述之馬達及/或其他組件，以基於該資料而實施支撐架之至少一部分(例如，輸出通道)之旋轉運動，從而定位噴嘴以治療輻照目標。控制系統控制粒子加速器以基於治療計劃而在指定旋轉位置處之每一離散位置處將粒子束施加(754)至輻照目標。在平移運動、旋轉運動及治療期間，控制長椅及患者以保持靜止。束線結構之每一平移位置處之個別束場進行組合以產生目標束場。

臨床使用者可能偏好在患者定位於其治療位置處或附近之情況下對患者進行高品質體積成像。此可減少成像與治療之間所需之患者運動量。在具有治療支撐架之諸多質子療法系統中，支撐架及安裝在其上之噴嘴可能會靠近患者，從而限制可用於一成像器之空間量。當支撐架可如本文中所闡述平移時，可將其自路徑運動出，使得可將一成像系統部署至治療空間中。以此方式，長椅上之患者可被定位在其第一治療位置附近、支撐架可自路徑被平移出、成像器被部署且影像被獲取、成像系統被裝載並且支撐架被返回至治療位置、基於影像之校正被應用且治療被遞送。特別關注的係使一成像裝置(舉例而言，一診斷CT掃描器)具有一非常快的掃描速度(舉例而言，在小於10 s內獲取影像)及與支撐架旋轉軸線同軸之旋轉軸線。

在某些實施方案中，可在治療之前及/或期間執行成像以識別患者內之一目標位置及/或控制支撐架及掃描之操作，以便將粒子束引導至患者中之輻照目標。一實例性成像系統可包含以下各項中之一或多者：一電腦化斷層(CT)掃描器、一個二維(2D) X射線裝置、一磁共振成像(MRI)裝置、一扇形束CT掃描器、一2D相機、一個三維(3D)相機、一表面成像裝置或一錐形束CT掃描器。

在某些實施方案中，兩個2D成像裝置在正交平面中安裝至支撐結構232，以達成2D影像導引之輻射療法(IGRT)。IGRT包含在輻射治療期間使用成像來提高治療遞送之精確度及準確度。IGRT可用於治療身體活動部位之腫瘤，諸如肺部。2D成像裝置可旋轉以達成錐形束CT成像，包含同時獲取之雙能量成像。成像裝置亦可或另一選擇係包含一X射線源及用於錐形束CT影像獲取之一影像面板或一扇形束診斷品質CT成像裝置。另一選擇係，一個平面可包含一錐形束CT成像裝置，且另一平面可包含一扇形束診斷品質CT成像裝置。

如本文中所闡述，一實例性質子療法系統跨越一輻照目標在三個維度上掃描一質子束，以便破壞惡性組織。圖20展示可用於在質子療法系統中提供一粒子(例如，一質子)束之一實例性超導同步迴旋加速器之組件75之一剖面。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。超導線圈由多個整合式導體形成，該多個整合式導體中之每一者包含捲繞在一中心絞合線上之超導絞合線(舉例而言，四股絞合線或六股絞合線)，該中心絞合線本身可為超導或非超導的。超導線圈78、79中之每一者係用於傳導產生一磁場(B)之一電流。磁軛80、81或更小的磁極片在其中粒子被加速之一腔84中對彼磁場進行成形。在一實例中，一低溫恆溫器(未展示)使用液氦(He)將每一線圈傳導冷卻至低溫超導溫度，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 (諸如一潘寧(Penning)離子計(PIG)源)以向腔84提供一離子化電漿柱。氫氣或氫氣與一惰性氣體之一組合經離子化以產生電漿柱。一電壓源向腔84提供一變化的射頻(RF)電壓，以加速腔內來自電漿柱之粒子。如所述，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對粒子之相對論效應，諸如增加粒子質量。RF電壓驅動容納在腔內之一D形(dee)板並具有在加速循環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。一虛擬D形板充當D形板之一接地參考。由流過超導線圈之電流產生之磁場與掃掠RF電壓一起致使來自電漿柱之粒子在腔內沿軌道加速，並隨著圈數之增加而增加能量。最外層軌道中之粒子被引導至一提取通道(未展示)且作為一粒子束自同步迴旋加速器輸出。在一同步迴旋加速器中，粒子束係脈衝式的，使得週期性地輸出粒子束。

如上文所闡述，腔中之磁場被成形為致使粒子在腔內沿軌道運動。實例性同步迴旋加速器採用旋轉角度均勻且強度隨著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可在腔之中心處之2.5T至20T之範圍內，該磁場隨著半徑增加而下降。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之磁場：2.5T、3.0T、3.1T、3.2T、3.3T、3.4T、3.5T、3.6T、3.7T、3.8T、3.9T、4.0T、4.1T、4.2T、4.3T、4.4T、4.5T、4.6T、4.7T、4.8T、4.9T、5.0T、5.1T、5.2T、5.3T、5.4T、5.5T、5.6T、5.7T、5.8T、5.9T、6.0T、6.1T、6.2T、6.3T、6.4T、6.5T、6.6T、6.7T、6.8T、6.9T、7.0T、7.1T、7.2T、7.3T、7.4T、7.5T、7.6T、7.7T、7.8T、7.9T、8.0T、8.1T、8.2T、8.3T、8.4T、8.5T、8.6T、8.7T、8.8T、8.9T、9.0T、9.1T、9.2T、9.3T、9.4T、9.5T、9.6T、9.7T、9.8T、9.9T、10.0T、10.1T、10.2T、10.3T、10.4T、10.5T、10.6T、10.7T、10.8T、10.9T、11.0T、11.1T、11.2T、11.3T、11.4T、11.5T、11.6T、11.7T、11.8T、11.9T、12.0T、12.1T、12.2T、12.3T、12.4T、12.5T、12.6T、12.7T、12.8T、12.9T、13.0T、13.1T、13.2T、13.3T、13.4T、13.5T、13.6T、13.7T、13.8T、13.9T、14.0T、14.1T、14.2T、14.3T、14.4T、14.5T、14.6T、14.7T、14.8T、14.9T、15.0T、15.1T、15.2T、15.3T、15.4T、15.5T、15.6T、15.7T、15.8T、15.9T、16.0T、16.1T、16.2T、16.3T、16.4T、16.5T、16.6T、16.7T、16.8T、16.9T、17.0T、17.1T、17.2T、17.3T、17.4T、17.5T、17.6T、17.7T、17.8T、17.9T、18.0T、18.1T、18.2T、18.3T、18.4T、18.5T、18.6T、18.7T、18.8T、18.9T、19.0T、19.1T、19.2T、19.3T、19.4T、19.5T、19.6T、19.7T、19.8T、19.9T、20.0T、20.1T、20.2T、20.3T、20.4T、20.5T、20.6T、20.7T、20.8T、20.9T或很多。此外，超導線圈可用於產生在2.5T至20T範圍之外的磁場，或者在3T至20T範圍內之磁場，但本文中並未具體列出。

藉由產生具有諸如上文所闡述量值的一量值之一強磁場，可減小在腔84內繞軌道運行之粒子之彎曲半徑。由於彎曲半徑之減小，因此可在一給定大小之腔內產生更大數目個粒子軌道。因此，相同數目個軌道可被裝配於一更小的腔內。減小腔之大小通常會減小粒子加速器之大小，此乃因一更小的腔需要更小的磁軛或極片以及其他組件。在某些實施方案中，粒子加速器之大小或體積可為4 m ³或更小、3 m ³或更小，或者2 m ³或更小。

在某些實施方案(諸如圖20中所展示之實施方案)中，相對大的鐵磁磁軛80、81充當由超導線圈產生之雜散磁場之磁迴路。在某些系統中，一磁屏蔽件(未展示)環繞該等磁軛。迴路磁軛與屏蔽件一起用於減少雜散磁場，藉此減少雜散磁場將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，迴路磁軛及/或屏蔽件可替換為或增加有一主動迴路系統。一實例性主動迴路系統包含一或多個主動迴路線圈，該一或多個主動迴路線圈在與穿過主超導線圈之電流相反之一方向上傳導電流。在某些實施方案中，針對每一超導主線圈存在一主動迴路線圈，例如，兩個主動迴路線圈—針對每一主超導線圈有一個主動迴路線圈。每一主動迴路線圈亦可為同心地圍繞一對應主超導線圈外部之一超導線圈。在某些實施方案中，主動迴路線圈可為或包含非超導線圈。藉由使用一主動迴路系統，相對較大的鐵磁磁軛80、81可替換為更小且更輕之磁極片。因此，同步迴旋加速器之大小及重量可在不犧牲效能之情況下進一步減小。可使用之一主動迴路系統之一實例在標題為「Active Return System」之美國專利第8,791,656號(Zwart)中闡述。美國專利第8,791,656號之內容、尤其係與迴路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以及隨附說明)以引用之方式併入本文中。

在標題為「Ultra-Light Magnetically Shielded High-Current, Compact Cyclotron」之美國專利第8,975,836號(Bromberg)中闡述了可在本文中之粒子療法系統中使用之一粒子加速器之另一實例。美國專利第8,975,836號之內容、尤其係與美國專利第8,975,836號之圖4、圖17及圖18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說明以引用之方式併入本文中。

在某些實施方案中，在本文中所闡述之質子療法系統中使用之一同步迴旋加速器可為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其中粒子束被加速之磁場變化而使輸出粒子束之能量變化。舉例而言，電流可被設定為多個值中之任一者，以產生一對應磁場。舉例而言，電流可被設定為兩個值中之一者，以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，使得由線圈組接收之總電流變化。在某些實施方案中，所有線圈組皆係超導的。在某些實施方案中，某些線圈組(諸如用於固定電流之組)係超導的，而其他線圈組(諸如用於可變電流之一或多個組)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，磁場之量值隨電流之量值按比例調整。在一預定範圍內調整線圈之總電流可產生在一對應預定範圍內變化之一磁場。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及輸出束能量之一連續變化。另一選擇係，當施加至線圈之電流以一不連續的步進方式調整時，磁場及輸出束能量亦相應地以一不連續的(步進)方式變化。步進調整可產生先前所闡述之雙能量。在某些實施方案中，每一步長之大小在10 MeV與80 MeV之間。磁場隨電流之按比例調整可允許相對精確地執行束能量之變化，從而減少對一能量降級器之需要。在標題為「Particle Accelerator That Produces Charged Particles Having Variable Energies」之美國專利第9,730,308號中闡述了可用於本文中所闡述之粒子療法系統中之一可變能量同步迴旋加速器之一實例。美國專利第9,730,308號之內容、尤其係達成一同步迴旋加速器在可變能量下之操作之內容(包含美國專利第9,730,308號之第5欄至第7欄中所闡述之內容以及圖13及其隨附說明)以引用之方式併入本文中。

在使用一可變能量同步迴旋加速器之粒子療法系統之實施方案中，可藉由改變由同步迴旋加速器輸出之粒子束之能量而根據治療計劃來執行控制粒子束之能量以治療輻照目標之一部分。在此等實施方案中，可使用或可不使用一能量降級器。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，每一值與粒子束自同步迴旋加速器輸出之一不同能量對應。一能量降級器可與一可變能量同步迴旋加速器一起使用以提供額外的能量改變(舉例而言，在由同步迴旋加速器提供之離散能量位準之間)。

本文中所闡述之粒子療法系統及其變化形式可用於將超高輻射劑量率(所謂的「FLASH」輻射劑量率)施加至一患者中之一輻照目標。就此而言，輻射療法中之實驗結果已展示在以超高(FLASH)劑量率遞送治療劑量時受到輻射之健康組織之狀況之一改善。在一實例中，當在小於500毫秒(me)之脈衝中以10至20戈雷(Gy)之劑量遞送輻射達到20至100戈雷/秒(Gy/S)之有效劑量率時，健康組織比在於一更長時間尺度內用相同劑量輻照時經受更少的損傷，而腫瘤以類似有效性被治療。一種可解釋此「FLASH效應」之理論係基於如下事實：對組織之輻射損傷與組織中之氧供應成比例。在健康組織中，超高劑量率僅激發氧一次，此與在一更長時間尺度內多次激發氧之劑量應用不同。使用超高劑量率，此可導致健康組織之損傷更小。

在某些實例中，如上所述，超高輻射劑量率可包含在小於500 ms之一持續時間內超過1戈雷/秒之輻射劑量。在某些實例中，超高輻射劑量率可包含在10 ms與5 s之間的一持續時間內超過1戈雷/秒之輻射劑量。在某些實例中，超高輻射劑量率可包含在小於5 s之一持續時間內超過1戈雷/秒之輻射劑量。

在某些實例中，超高輻射劑量率包含在小於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戈雷/秒、3戈雷/秒、4戈雷/秒、5戈雷/秒、6戈雷/秒、7戈雷/秒、8戈雷/秒、9戈雷/秒、10戈雷/秒、11戈雷/秒、12戈雷/秒、13戈雷/秒、14戈雷/秒、15戈雷/秒、16戈雷/秒、17戈雷/秒、18戈雷/秒、19戈雷/秒、20戈雷/秒、30戈雷/秒、40戈雷/秒、50戈雷/秒、60戈雷/秒、70戈雷/秒、80戈雷/秒、90戈雷/秒或100戈雷/秒。在某些實例中，超高輻射劑量率包含在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戈雷/秒、3戈雷/秒、4戈雷/秒、5戈雷/秒、6戈雷/秒、7戈雷/秒、8戈雷/秒、9戈雷/秒、10戈雷/秒、11戈雷/秒、12戈雷/秒、13戈雷/秒、14戈雷/秒、15戈雷/秒、16戈雷/秒、17戈雷/秒、18戈雷/秒、19戈雷/秒、20戈雷/秒、30戈雷/秒、40戈雷/秒、50戈雷/秒、60戈雷/秒、70戈雷/秒、80戈雷/秒、90戈雷/秒或100戈雷/秒。在某些實例中，超高輻射劑量率包含在小於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戈雷/秒、3戈雷/秒、4戈雷/秒、5戈雷/秒、6戈雷/秒、7戈雷/秒、8戈雷/秒、9戈雷/秒、10戈雷/秒、11戈雷/秒、12戈雷/秒、13戈雷/秒、14戈雷/秒、15戈雷/秒、16戈雷/秒、17戈雷/秒、18戈雷/秒、19戈雷/秒、20戈雷/秒、30戈雷/秒、40戈雷/秒、50戈雷/秒、60戈雷/秒、70戈雷/秒、80戈雷/秒、90戈雷/秒或100戈雷/秒。

在某些實例中，超高輻射劑量率包含在小於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戈雷/秒、200戈雷/秒、300戈雷/秒、400戈雷/秒或500戈雷/秒。

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

在某些實施方案中，粒子療法系統可使用超高劑量率輻射(FLASH輻射劑量)來治療目標之三維柱。此等系統使用筆形束掃描來按比例調整向目標之超高劑量率遞送。在某些實例中，筆形束掃描包含遞送一系列小的粒子輻射束，每一小的粒子輻射束可具有一個唯一方向、能量及電荷。藉由組合來自此等個別束之劑量，可利用輻射來治療一個三維目標治療體積。此外，替代以恆定能量將治療組織成若干層，系統將治療組織成由一固定束之方向界定之若干柱。該束之方向可朝向目標之表面。

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目標之前，一柱之全部或部分被治療。在某些實施方案中，穿過目標之一路徑係穿過目標之全部或部分。在一實例中，粒子束可沿著穿過一目標之一路徑被引導且不偏離彼路徑。當沿著彼路徑被引導時，粒子束之能量改變。粒子束不會隨著其能量改變而運動，且因此，粒子束治療沿著粒子束之一長度及沿著束點之一寬度延伸之目標之一內部部分的全部或一部分。因此，治療係沿著該束之一縱向方向在深度上進行的。舉例而言，被治療目標之一部分可自目標表面處之束之一點向下延伸穿過目標之一內部之全部或一部分。結果係粒子束使用一超高劑量率之輻射來治療目標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個三維柱狀部分被引導超過一次。

在某些實施方案中，一輻照目標可被分成微小體積。雖然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(orthotope)、規則彎曲形狀或者不規則或無定形形狀。在此實例中，透過以本文中所闡述之方式由柱遞送FLASH輻射來治療每一微體積。舉例而言，藉由使用能量降級器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，可利用輻射來治療一微體積之柱深度。在一個別微體積被治療之後，下一微體積被治療，以此類推直至整個輻照目標被治療。微體積之治療可以任何適當次序或順序進行。

在標題為「Delivery Of Radiation By Column And Generating A Treatment Plan Therefor」之美國專利公開案第2020/0298025號中闡述了可用於本文中所闡述之粒子療法系統中之用於遞送FLASH劑量之技術的實例。美國專利公開案第2020/0298025號之內容、尤其係闡述遞送FLASH劑量之內容(包含關於圖11至圖19及圖30至圖43B所闡述之內容及其隨附說明)以引用之方式併入本文中。

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療法系統中。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在本文中所闡述之粒子療法系統中之同步迴旋加速器。

在某些實施方案中，掃描磁體可用一散射箔來替換且能量降級器可為一範圍調變器。在諸如此類之實施方案中，散射箔將粒子束跨越一治療區域散射且經散射束被施加到的深度由範圍調變器控制。可組態準直器可保持在適當位置中以修整經散射束之邊緣。

可使用一控制系統192 (圖1)至少部分地控制本文中所闡述之實例性粒子療法系統之操作及其所有或某些部件之操作，該控制系統經組態以執行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，該一或多個電腦程式用於由一或多個資料處理設備(例如，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)執行或控制該一或多個資料處理設備之操作。控制系統可與粒子療法系統之其餘部分分離及/或其可分佈在各種位置處，包含在粒子療法系統上。

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192)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。一電腦程式可以任何形式之程式設計語言(包含編譯或解譯語言)編寫，且該電腦程式可以任何形式部署，包含作為一獨立程式或作為一模組、部分、子常式或適合在一計算環境中使用之其他單元。一電腦程式可被部署為在一個電腦上或在一個位點處之多個電腦上執行或者跨越多個位點分佈並藉由一網路而互連。

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來執行，以控制或執行本文中所闡述之所有或某些操作。系統及程序之全部或部分可由特殊目的邏輯電路組態或控制，諸如一FPGA (場可程式化閘陣列)及/或一ASIC (特殊應用積體電路)或位於儀器硬體之嵌入式微處理器。

藉由實例方式，適於執行一電腦程式之處理器包含一般用途及特殊用途微處理器，以及任何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或一隨機存取儲存區或此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(諸如用於儲存資料之大容量儲存裝置，諸如磁碟、磁光碟或光碟)，或可操作地耦合以自一或多個機器可讀儲存媒體接收資料，或者向一或多個機器可讀儲存媒體傳送資料，或進行此兩者。適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式磁碟；磁光碟；以及CD-ROM (光碟唯讀記憶體)及DVD-ROM (數位通用光碟唯讀記憶體)。

所闡述之不同實施方案之元素可被組合以形成先前未具體陳述之其他實施方案。元件可自先前所闡述之系統中省去，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隨附申請專利範圍之範疇內。

10:粒子療法系統/系統 12:粒子加速器/加速器 14:支撐架/緊湊支撐架 15:環形或圓形支撐結構/支撐結構/結構 16:束線結構 16a:束線結構 16b:束線結構 16c:束線結構 16d:束線結構 17:輸出通道 17a:輸出通道 17b:輸出通道 17c:輸出通道 17d:輸出通道 18:導管 19:治療位置 21:非超導磁四極/磁四極 22:非超導磁四極/磁四極 23:超導磁偶極/磁偶極 24:水平面 26:非超導磁四極/磁四極 27:非超導磁四極/磁四極 29:長度 30:掃描磁體 30a:掃描磁體 30b1:掃描磁體/第一掃描磁體/磁體 30b2:掃描磁體/第二掃描磁體/磁體 30c1:第一掃描磁體/掃描磁體/磁體 30c2:第二掃描磁體/掃描磁體/磁體 30d1:第一掃描磁體/掃描磁體/磁體 30d2:第二掃描磁體/掃描磁體/磁體 31:大孔徑超導磁偶極/磁偶極 31d:磁偶極 32:大孔徑超導磁偶極/磁偶極 32c:磁偶極 32d:磁偶極 33:大孔徑超導磁四極/磁四極 34:大孔徑超導磁四極/磁四極 35:大孔徑超導磁四極/磁四極 38:線/水平線 40:噴嘴 40a:噴嘴 40b:噴嘴 40c:噴嘴 40d:噴嘴 41:能量降級器 41a:能量降級器 41b:能量降級器 41c:能量降級器 41d:能量降級器 42:結構 43:掃描磁體 44:準直器 44a:準直器/可組態準直器 44b:準直器 44c:準直器 44d:準直器 45:第一組/線圈 46:第二組/線圈 49:治療空間 50:治療空間 51:治療長椅 53:孔 54:機器人臂/臂 55:第一分段 56:第二分段 57:第三分段 60:單獨隔室 61:單獨隔室 63:水平(x)束包絡線 64:垂直(y)束包絡線 65:空間色散 66:角度色散 67:等中心點 69:x維度 70:y維度 75:組件 77:超導磁體 78:超導線圈 79:超導線圈 80:磁軛/鐵磁磁軛 81:磁軛/鐵磁磁軛 84:腔 85:粒子源 90:磁體/凹坑 90a:線圈/第一組線圈 91:磁體 91a:線圈/第二組線圈 92:超導掃描磁體/掃描磁體/超導磁體 92a:高溫超導線圈/線圈 92b:高溫超導線圈/線圈 94:低溫恆溫器 95:超導磁體/磁體 95a:高溫超導線圈組/線圈 96:低溫恆溫器 97:超導掃描磁體/超導磁體 97a:高溫超導線圈組/線圈 98:低溫恆溫器 113:托架/主要托架 114:托架/次要托架 115:托架/次要托架 117:笛卡爾Z維度 118:笛卡爾X維度/組件 119:組件 120:導軌 122:桿/軌道 123:桿/軌道 125:馬達 126:馬達 130:馬達 131:導引螺桿 132:殼體 135:葉片 136:葉片 150:超導掃描磁體/掃描磁體 151:柵格 153:笛卡爾X維度 154:笛卡爾Y維度 155:參考0,0點 158:超導線圈組/內超導線圈/超導線圈 159:超導線圈組/外超導線圈/超導線圈 160:不導電材料/電非超導材料 161:孔口 162:不導電材料/電非超導材料 165:高溫超導帶/超導帶 166:銅穩定層 167:銀蓋層 168:稀土鋇銅氧化物超導層 169:緩衝層堆疊 170:基板層 192:控制系統 200:粒子療法系統 201:支撐架 202:環形或圓形支撐結構/支撐結構 204:束線結構 205:輸出通道 206:導管 208:粒子加速器/加速器 210:治療位置 211a:機械連接器/連接器 211b:配對連接器/連接器 214:長椅/患者長椅 216:箭頭 217:箭頭 218:軸線 220:底板 222:座架/軌道 224:馬達 226:座架/第二座架 227:成像系統 227a:成像裝置 227b:成像裝置 230:箭頭 232:環形或圓形支撐結構/支撐結構 234:中心軸線 235:馬達 237:導軌/軌道 240:箭頭 245:箭頭 246:箭頭 247:箭頭 248:箭頭 250:原始位置 254:位置 255:噴嘴 300:粒子療法系統 301:部分/支撐架部分 302:束線結構 304:箭頭 305:箭頭 306:其餘部分/部分/支撐架部分 310:支撐架 311a:連接器 311b:連接器/配合連接器/配對連接器 320:位置 324:馬達 400:箭頭 401:箭頭 403:位置 410:粒子療法系統 500:粒子療法系統 501:輪子/滾輪 524:馬達 600:粒子療法系統 601:箭頭 602:導軌/軌道 604:馬達 606:箭頭 607:箭頭 610:位置 700:粒子療法系統 701:伸縮座架 702:箭頭 703:箭頭 706:馬達 710:第一位置 712:第一束場 715:第二位置 716:第二束場/束場 724:氣隙 725:粒子束 750:操作序列 751:步驟 752:步驟 753:步驟 754:步驟 R16:空間色散 R26:角度色散

圖1係展示一實例性粒子療法系統之一部分透明透視圖之一圖式，該實例性粒子療法系統具有本文中所闡述之類型之一實例性支撐架。圖2係圖1中所展示之包含實例性支撐架之粒子療法系統之組件的一剖面側視圖。圖3係可為圖1中所展示之支撐架之一部分之一噴嘴及一實例性束線結構中所包含的組件之一剖面特寫側視圖。圖4係可為圖1中所展示之支撐架之一部分之一實例性噴嘴及束線結構中所包含的組件之一剖面特寫側視圖。圖5係經組態以使一粒子束在兩個正交維度上掃描之一實例性掃描磁體之一前視圖之一圖解說明。圖6係可為圖1中所展示之支撐架之一部分之一實例性噴嘴及束線結構中所包含的組件之一剖面特寫側視圖。圖7係經組態以使一粒子束在一單個維度上掃描之一實例性掃描磁體之一前視圖之一圖解說明。圖8係經組態以使一粒子束在一單個維度上掃描之一實例性掃描磁體之一前視圖之一圖解說明。圖9係可為圖1中所展示之支撐架之一部分之一實例性噴嘴及束線結構中所包含的組件之一剖面特寫側視圖。圖10係可為圖1中所展示之支撐架之一部分之一實例性噴嘴及束線結構中所包含的組件之一剖面特寫側視圖。圖11係經組態以使一粒子束在兩個正交維度上掃描之一實例性超導掃描磁體之一前視圖之一圖解說明。圖12a係經組態以使一粒子束在一單個維度上掃描之一實例性超導掃描磁體之一前視圖之一圖解說明；且圖12b係經組態以使一粒子束在正交於圖12a之維度之一單個維度上掃描之一實例性超導掃描磁體之一前視圖的一圖解說明。圖13係展示可為圖1之粒子療法系統之一部分之一實例性可組態準直器之一透視圖的一圖式。圖14係展示圖13之可組態準直器之一前視部分透明視圖之一圖式。圖15係展示圖13及圖14之可組態準直器之一透視部分透明視圖之一圖式。圖16係經組態以裝納圖1之粒子療法系統之全部或一部分之一實例性治療空間的一方塊圖。圖17係展示使用本文中所闡述之實例性支撐架產生之實例性水平(x)及垂直(y)粒子束包絡線之一圖。圖18係展示用於本文中所闡述之實例性支撐架之束線之一實例性消色差晶格設計的一圖。圖19係展示藉由使用本文中所闡述之實例性支撐架使粒子束在水平(x)及垂直(y)平面中掃描而產生之結果之一圖。圖20係可與本文中所闡述之粒子療法系統一起使用之一實例性粒子加速器中之組件的一剖面側視圖。圖21係一實例性能量降級器之一透視圖。圖22係可用作圖1之粒子療法系統中之一掃描磁體之一實例性超導磁體的一前視剖面圖。圖23係可被捲繞成一線圈並用作圖1之粒子療法系統中之一掃描磁體之一實例性超導帶之一部分的一剖面圖。圖24係一實例性粒子療法系統之一方塊圖側視圖，其中一支撐架之至少一部分經組態以用於平移運動。圖25係一實例性粒子療法系統之一方塊圖側視圖，其中一支撐架束線結構經組態以用於平移運動。圖26係一實例性粒子療法系統之一方塊圖側視圖，其中支撐架束線結構之一部分經組態以用於平移運動。圖27係一實例性粒子療法系統之一方塊圖側視圖，其中支撐架束線結構及粒子加速器經組態以用於協同平移運動。圖28係一實例性粒子療法系統之一方塊圖側視圖，其中支撐架之至少一部分經組態以用於使用包含滾輪或輪子之一座架進行平移運動。圖29及圖30係一實例性粒子療法系統之方塊圖側視圖，其中一支撐架噴嘴經組態以用於平移運動。圖31及圖32係一實例性粒子療法系統之方塊圖側視圖，其中一支撐架噴嘴經組態以用於伸縮平移運動。圖33及圖34係一實例性粒子療法系統之方塊圖側視圖，其中縱向維度上之支撐架平移運動用於有效地擴展可由粒子療法系統達成之束場。圖35係展示一實例性程序之一流程圖，該實例性程序用於控制縱向維度上之支撐架平移運動以有效地擴展可由粒子療法系統達成之束場。不同圖中之相似元件符號指示相似元件。

10:粒子療法系統/系統

12:粒子加速器/加速器

14:支撐架/緊湊支撐架

15:環形或圓形支撐結構/支撐結構/結構

16:束線結構

17:輸出通道

18:導管

19:治療位置

40:噴嘴

49:治療空間

51:治療長椅

53:孔

54:機器人臂/臂

55:第一分段

56:第二分段

57:第三分段

60:單獨隔室

61:單獨隔室

90:凹坑

192:控制系統

Claims

一種系統，其包括：一支撐架，其包括一束線結構，該束線結構經組態以引導一粒子束自一粒子加速器之一輸出朝向一治療位置處之一輻照目標，該束線結構包括用以使該粒子束沿著該束線結構之一長度之至少一部分彎曲的磁性彎曲元件；及一座架，該束線結構之至少一部分係固持在該座架上，該座架經組態以使得該束線結構之該至少一部分能夠相對於該輻照目標進行平移運動。
如請求項1之系統，其中該平移運動包括沿著該支撐架之一縱向維度之運動。
如請求項1之系統，其中該平移運動包括朝向或遠離該粒子加速器之運動。
如請求項1之系統，進一步包括：該粒子加速器；其中該座架經組態以使得該粒子加速器能夠連同該束線結構之該至少一部分一起運動。
如請求項1之系統，其中該座架經組態以使得該束線結構之一整體能夠相對於該輻照目標運動。
如請求項5之系統，其中該座架經組態以使得該束線結構之該整體能夠沿著該支撐架之一縱向維度運動。
如請求項5之系統，其中該座架經組態以使得該束線結構之該整體能夠沿著該粒子束之一束線的至少一部分朝向或遠離該粒子加速器運動。
如請求項1之系統，其中該平移運動致使該束線結構之該至少一部分遠離該粒子加速器運動，且在該束線結構之該至少一部分與該粒子加速器之間產生一氣隙，該粒子束自該粒子加速器穿越該氣隙到達該束線結構之該至少一部分。
如請求項1之系統，其中該束線結構之該至少一部分係該束線結構之一第一部分，該束線結構包括該第一部分及該束線結構之一第二部分；且其中該平移運動致使該第一部分遠離該第二部分運動並在該第一部分與該第二部分之間產生一氣隙，該粒子束自該第二部分穿越該氣隙到達該第一部分。
如請求項9之系統，其中該第二部分經附接至該粒子加速器且不可相對於該粒子加速器運動。
如請求項1之系統，其中該束線結構之該至少一部分包括一輸出通道，該輸出通道包括經串聯配置以使該粒子束彎曲至少90°之磁偶極；其中該支撐架包括一環結構，該輸出通道係安裝在該環結構上以用於圍繞該輻照目標旋轉；且其中該平移運動係平行於一旋轉軸線，該輸出通道圍繞該旋轉軸線在該環結構上旋轉。
如請求項1之系統，其中該平移運動達至少30釐米。
如請求項1之系統，其中該平移運動係介於30釐米與1米之間。
如請求項1之系統，進一步包括：一成像系統，其可相對於該輻照目標運動；及一控制系統，用以控制該座架或者該支撐架之該至少一部分以使該束線結構之該至少一部分遠離接近於該輻照目標之一位置運動，且控制該成像系統朝向該位置之運動；其中固持該輻照目標之一長椅經組態以在該成像系統之運動期間及在該座架或者該束線結構之該至少一部分之運動期間保持靜止。
如請求項14之系統，其中該座架係一第一座架，且該系統包括經組態以使得該成像系統能夠相對於該輻照目標進行旋轉運動之一第二座架；且其中該控制系統經組態以藉由控制該第二座架之平移運動來控制該成像系統之運動。
如請求項15之系統，其中該成像系統可圍繞由該第二座架界定之一旋轉軸線旋轉；且其中該第二座架之該平移運動係平行於該旋轉軸線。
如請求項14之系統，其中該控制系統經組態以控制該成像系統遠離該位置之運動，並控制該座架或者該束線結構之該至少一部分以使該束線結構之該至少一部分朝向該位置運動；且其中固持該輻照目標之該長椅經組態以在該成像系統之運動期間及在該座架或者該束線結構之該至少一部分之運動期間保持靜止。
如請求項17之系統，其中該座架係一第一座架，且該系統包括經組態以使得該成像系統能夠相對於該輻照目標進行旋轉運動之一第二座架；且其中該控制系統經組態以藉由控制該第二座架之平移運動來控制該成像系統之運動。
如請求項18之系統，其中該成像系統可圍繞由該第二座架界定之一旋轉軸線旋轉；且其中該第二座架之該平移運動係平行於該旋轉軸線。
如請求項1之系統，其中該座架包括一或多個軌道，該一或多個軌道係可運動的或者該束線結構之該至少一部分可沿著該一或多個軌道運動。
如請求項1之系統，其中該座架包括經連接至該束線結構之該至少一部分的一或多個滾輪或輪子。
如請求項1之系統，其中該束線結構之該至少一部分包括一噴嘴，該噴嘴固持一能量降級器或一準直器中之至少一者。
如請求項22之系統，進一步包括：一成像系統，其可相對於該輻照目標運動；及一控制系統，用以控制該座架或該噴嘴以使該噴嘴遠離接近於該輻照目標之一位置運動，並控制該成像系統朝向該位置之運動；其中固持該輻照目標之一長椅經組態以在該成像系統之運動期間及在該座架或該噴嘴之運動期間保持靜止。
如請求項22之系統，其中該座架包括一軌道安裝式抽屜。
如請求項22之系統，其中該座架經組態以使該噴嘴伸縮地運動。
一種在一粒子療法系統上實施之方法，該方法包括：接收表示一目標束場之一大小之資料；基於該資料來控制該粒子療法系統中之一支撐架之一束線結構的至少一部分相對於一輻照目標的平移運動，該束線結構經組態以引導一粒子束自一粒子加速器之一輸出朝向該輻照目標，該束線結構包括用以使該粒子束沿著該束線結構之一長度的至少一部分彎曲的磁性彎曲元件；及基於該資料來控制該粒子加速器以在該束線結構之該至少一部分的不同平移位置處將粒子束施加至該輻照目標，其中固持該輻照目標之一長椅將在該束線結構之該至少一部分之該平移運動以及該粒子束之施加期間保持靜止。
如請求項26之方法，進一步包括：控制該束線結構之至少一部分相對於該輻照目標之旋轉運動，其中該長椅經控制以在該束線結構之該至少一部分之該旋轉運動期間保持靜止。
如請求項26之方法，其中該平移運動包括沿著該支撐架之一縱向維度運動至沿著該輻照目標的離散位置。
如請求項26之方法，其中該平移運動包括沿著該粒子束之一束線之至少一部分朝向或遠離該粒子加速器運動。
如請求項26之方法，其中該束線結構包括一輸出通道，該輸出通道包括經串聯配置以使該粒子束彎曲至少90°之磁偶極；其中該支撐架包括一環結構，該輸出通道係安裝在該環結構上以用於圍繞該輻照目標旋轉；且其中該平移運動係平行於一旋轉軸線，該輸出通道圍繞該旋轉軸線在該環結構上旋轉。
如請求項26之方法，進一步包括：在控制該輻照目標以保持靜止的同時，基於該束線結構之該至少一部分的該平移運動來控制一成像系統的運動。
如請求項31之方法，其中該束線結構之該至少一部分經控制以自一預定義位置運動出，且該成像系統經控制以在支撐架之該至少一部分的運動之後運動至該預定義位置。
如請求項32之方法，其中該成像系統經控制以自該預定義位置運動出，且該束線結構經控制以在該成像系統自該預定義位置運動出之後運動至該預定義位置。
如請求項26之方法，其中在不存在支撐架之該至少一部分之該平移運動的情況下，一目標束場之該大小係大於至少部分地由該支撐架界定之一預定義束場的一大小。
如請求項34之方法，其中一目標束場之該大小係該預定義束場之該大小的至少1.5倍。
如請求項34之方法，其中一目標束場之該大小係該預定義束場之該大小的至少兩倍。
如請求項34之方法，其中一目標束場之該大小係該預定義束場之該大小的至少五倍。