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1、(10)授权公告号 CN 101932361 B (45)授权公告日 2013.09.11 CN 101932361 B *CN101932361B* (21)申请号 200780102281.X (22)申请日 2007.11.30 A61N 5/10(2006.01) (73)专利权人 梅维昂医疗系统股份有限公司 地址 美国马萨诸塞州 (72)发明人 肯尼思加尔 (74)专利代理机构 北京市柳沈律师事务所 11105 代理人 王景刚 US 7014361 B1,2006.03.21, 说明书段 0015-0024， 图 1-4. US 7014361 B1,2006.03.21, 说明书段。
2、 0015-0024， 图 1-4. WO 2007061937 A2,2007.05.31, 全文 . CN 1870940 A,2006.11.29, 全文 . CN 1537657 A,2004.10.20, 全文 . CN 2468509 Y,2002.01.02, 全文 . (54) 发明名称 粒子束治疗系统 (57) 摘要 一种系统包括病人支架和其上安装有加速器 的外部台架， 外部台架使所述加速器能够围绕病 人支架上的病人移动过一个位置范围。所述加速 器配置成产生具有足以到达病人中的目标的能量 水平的质子或离子束。内部台架包括用于导引所 述质子或离子束朝向所述目标的孔。 (85)P。
3、CT申请进入国家阶段日 2010.07.30 (86)PCT申请的申请数据 PCT/US2007/086109 2007.11.30 (87)PCT申请的公布数据 WO2009/070173 EN 2009.06.04 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 芦婧 权利要求书 2 页 说明书 10 页 附图 17 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书2页 说明书10页 附图17页 (10)授权公告号 CN 101932361 B CN 101932361 B *CN101932361B* 1/2 页 2 1. 一种粒子束治疗系统， 包括 ： 病人支架。
4、 ； 外部台架， 在所述外部台架上， 安装加速器从而使得所述加速器能够围绕病人支架上 的病人移动过一个第一位置范围 ； 所述加速器配置成产生具有足以到达病人中的目标的能量水平的质子或离子束 ； 以及 内部台架， 所述内部台架包括施束器， 所述施束器包括用于导引所述质子或离子束朝 向所述目标的孔， 所述内部台架配置成移动所述施束器通过围绕病人的第二位置范围并且 以比由所述外部台架的移动提供的精确度更高的精确度定位所述质子或离子束。 2. 根据权利要求 1 所述的粒子束治疗系统， 其中， 所述施束器保持所述孔。 3. 根据权利要求 1 所述的粒子束治疗系统， 其中， 所述施束器配置成朝向或离开病人。
5、 移动所述孔。 4. 根据权利要求 2 所述的粒子束治疗系统， 其中， 所述内部台架包括轨道， 所述施束器 配置成沿着轨道移动。 5. 根据权利要求 4 所述的粒子束治疗系统， 其中， 所述内部台架包括 ： 可相对于所述轨道移动的外盖， 所述外盖用于防止物体落入所述病人支架下方的地下 室 (vault)。 6. 根据权利要求 1 所述的粒子束治疗系统， 还包括 ： 处理装置， 所述处理装置编程为控制所述外部台架和所述内部台架的移动。 7. 根据权利要求 6 所述的粒子束治疗系统， 其中， 所述处理装置配置成控制所述外部 台架和所述内部台架的移动从而基本上将所述质子或离子束对齐所述孔。 8. 根。
6、据权利要求 1 所述的粒子束治疗系统， 其中， 所述孔配置成基本上对准所述质子 或离子束。 9. 根据权利要求 1 所述的粒子束治疗系统， 其中， 所述病人支架可相对于所述内部台 架和所述外部台架移动。 10. 根据权利要求 1 所述的粒子束治疗系统， 其中， 所述加速器包括同步回旋加速器 ； 以及 其中， 内部台架配置成移动所述施束器以基本上将所述孔与所述质子或离子束对齐。 11. 根据权利要求 1 所述的粒子束治疗系统， 其中， 所述内部台架包括轨道， 所述施束 器可沿着所述轨道移动， 使得所述孔基本上对齐所述质子或离子束， 所述孔改变所述质子 或离子束， 之后， 所述质子或离子束到达所述。
7、病人支架上的病人。 12. 根据权利要求 1 所述的粒子束治疗系统， 其中， 所述外部台架可移动， 使得所述加 速器从所述病人支架上方的位置移动至所述病人支架下方的位置， 以及其中所述内部台架 包括外盖， 用于在所述加速器处于所述病人支架下方的位置中时保护所述加速器。 13. 根据权利要求 1 所述的粒子束治疗系统， 其中， 所述孔配置成改变所述粒子束的尺 寸和 / 或形状。 14. 一种粒子束治疗系统， 包括 ： 病人支架 ； 可相对于所述病人支架成角度地移动的第一台架 ； 安装在所述第一台架上的粒子加速器， 所述粒子加速器配置成将粒子束直接地提供朝 权 利 要 求 书 CN 1019323。
8、61 B 2 2/2 页 3 向所述病人支架 ； 以及 第二台架， 所述第二台架相对于所述病人支架定位， 所述第二台架基本上是 C 形形状， 所述第二台架配置成移动施束器， 所述施束器包括用于导引所述粒子束朝向所述病人支架 的孔， 所述第二台架配置成移动通过围绕病人的位置范围并且以比由所述第一台架的移动 提供的精确度更高的精确度定位所述质子或离子束。 权 利 要 求 书 CN 101932361 B 3 1/10 页 4 粒子束治疗系统 0001 相关申请的交叉引用 0002 本专利申请是提交于 2006 年 11 月 17 日的名称为 “带电粒子辐射治疗” 的美国 专利申请 No.11/60。
9、1,056 的部分继续申请。本申请也享有提交于 2005 年 11 月 18 日的名 称为 “带电粒子辐射治疗” 的美国临时申请 No.60/738,404 的申请日权益。美国专利申请 No.11/601,056 和美国临时申请 No.60/738,404 的内容通过引用的方式结合入本申请， 如 同其在这里完整阐述。 0003 技术领域 0004 本专利申请记载一种与粒子束治疗系统共同使用的内部台架。 0005 背景技术 0006 用于临床环境的质子或离子辐射治疗系统的设计应当考虑整体尺寸、 成本和复杂 度。通常在拥挤的临床环境中限制可用的空间。较低的成本可允许部署更多的系统从而满 足更广泛的。
10、病人群体。 较低的复杂度可降低操作成本并且使得该系统对于常规临床使用来 说更加可靠。 0007 在这种治疗系统的设计中也承载了其他多种考虑。 通过将该系统配置成对保持在 稳定、 可复制位置的病人 ( 例如， 仰卧在平整台面上 ) 施加治疗， 医生能够在每次治疗中相 对于病人解剖来说更精确地重新定位想要的目标。 对于每次治疗来说的病人位置的可靠的 重现也能够使用装配至病人的定制模具和托架而进行辅助。当病人处于稳定、 固定的位置 时， 放射线治疗束能够从一连串的角度被导引至病人， 使得在治疗的过程中， 对于目标的辐 射量得以改善， 同时外部辐射量分布到非目标组织上。 0008 传统地， 同中心点台。
11、架围绕仰卧病人旋转从而沿着连续的路径导引辐射束， 该连 续路径处于共同的竖直平面内朝向病人内的单一点 ( 称为同中心点 ) 的一定角度范围内。 通过围绕竖直轴线旋转其上躺有病人的桌台， 该束能够被沿着不同路径导引至病人。已经 使用其他技术来改变围绕病人的辐射源的位置， 包括机器人操纵。 0009 发明内容 0010 一般地， 本专利申请记载一种系统， 该系统包括病人支架和其上安装有加速器的 外部台架。外部台架使所述加速器能够围绕病人支架上的病人移动过一个位置范围。所述 加速器配置成产生具有足以到达病人中的目标的能量水平的质子或离子束。 内部台架包括 用于导引所述质子或离子束朝向所述目标的孔。上。
12、述系统可包括一个或多个下述特征， 单 独或组合。 0011 该内部台架可包括施束器， 所述施束器保持所述孔。所述施束器可沿着所述内部 台架移动。所述施束器可配置成相对于所述病人移动所述孔。例如， 所述施束器可配置成 朝向或离开病人移动所述孔。 0012 所述内部台架可包括轨道， 所述施束器配置成沿着轨道移动。外盖可相对于所述 轨道移动的。所述外盖用于防止物体落入所述病人支架下方的地下室 (vault)。 0013 处理装置可编程为控制所述外部台架和所述内部台架的移动。 所述处理装置可配 置成控制所述外部台架和所述内部台架的移动从而基本上将所述质子或离子束对齐所述 说 明 书 CN 101932。
13、361 B 4 2/10 页 5 孔。所述孔可配置成基本上对准所述质子或离子束。该系统还可包括病人支架， 所述病人 支架可相对于所述内部台架和所述外部台架移动。 0014 总体地， 本专利申请也记载一种系统， 包括病人支架和台架， 在所述台架上安装粒 子束加速器。所述粒子束加速器用于导引粒子束朝向病人支架。该台架可相对于病人支架 上方和下方的位置移动。孔位于所述粒子束加速器与病人支架之间。所述孔用于改变所述 粒子束。上述系统可包括一个或多个下述特征， 单独或组合。 0015 该系统可包括用于保持所述孔的设备。所述设备可相对于所述病人支架移动。所 述设备可包括机器人臂， 受电脑控制从而相对于所述。
14、病人支架定位所述孔。所述设备可包 括用于保持所述孔的支座， 所述支座可手动定位。 0016 所述粒子束加速器可采用同步回旋加速器。所述系统还可包括第二台架， 所述第 二台架包括用于保持所述孔的施束器。 所述第二台架受到控制从而基本上将所述孔与所述 粒子束对齐。 0017 总体地， 本专利申请也记载一种系统， 包括病人支架、 可相对于所述病人支架成角 度地移动的第一台架、 以及安装在所述第一台架上的粒子加速 器。 所述粒子加速器配置成 将粒子束直接地提供朝向所述病人支架。第二台架相对于所述病人支架定位。所述第二台 架基本上是 C 形形状。上述系统可包括一个或多个下述特征， 单独或组合。 0018。
15、 所述第二台架可包括轨道、 孔和施束器。 所述施束器可沿着所述轨道移动， 使得所 述孔基本上对齐所述粒子束。 所述孔可改变所述粒子束， 之后， 所述粒子束到达所述病人支 架上的病人。 0019 该系统可包括用于控制所述第一台架和所述第二台架的电脑。 所述第一台架可移 动， 使得所述粒子加速器处于所述病人支架上方的位置至所述病人支架下方的位置。所述 第二台架可包括外盖， 用于在所述粒子加速器处于所述病人支架下方的位置中时保护所述 粒子加速器。所述内部台架可包括改变所述粒子束的尺寸和 / 或形状的装置。用于改变该 粒子束的装置可相对于所述同步回旋加速器移动。 0020 上述特征中的任何特征可被组合。
16、以形成这里没有具体描述的实施方式。 0021 一项或多项实例的详细内容阐述在下面的附图和说明书中。进一步的特征、 方面 和优势将根据说明书、 附图和权利要求而变得清楚明了。 附图说明 0022 图 1 是治疗系统的透视图。 0023 图 2 是同步回旋加速器的部件的分解透视图。 0024 图 3、 4 和 5 是同步回旋加速器的横截面剖视图。 0025 图 6 是同步回旋加速器的透视图。 0026 图 7 是一部分倒置绕轴和绕组的横截面剖视图。 0027 图 8 是通道中有电缆的复合导体的横截面剖视图。 0028 图 9 是离子源的横截面剖视图。 0029 图 10 是 D 形板和空的 (du。
17、mmy)D 形件的透视图。 0030 图 11 是拱顶 (vault) 的透视图。 0031 图 12 是具有拱顶的治疗室的透视图。 说 明 书 CN 101932361 B 5 3/10 页 6 0032 图 13 是示出磁极面和磁极件的对称外形的一半的外形。 0033 图 14 示出位于治疗室中的内部台架中的病人。 0034 图 15 是示出定位成从病人上方施加质子或离子束的外部台架和内部台架二者的 透视图。 0035 图 16 示出由加速器提供的粒子束的形状。 0036 图 17 是示出定位成从病人下方上方施加质子或离子束的外部台架和内部台架二 者的透视图。 0037 图 18 示出内部。
18、台架的部件。 0038 图 19 示出用于执行内部台架的各个功能的机器人臂。 具体实施方式 0039 如图 1 所示， 带电粒子辐射治疗系统 500 包括产生粒子束的粒子加速器 502， 其重 量和尺寸大小足够允许其安装在旋转台架504上， 其输出从加速器外壳起直线地(也就是， 基本上直接地 ) 朝向病人 506 导向。 0040 在一些实施方式中， 钢制台架具有两个腿 508、 510， 安装成在位于病人相对侧上的 两个相应轴承 512、 514 上以进行旋转。该加速器由钢制支架 516 支撑， 其长度足以跨过病 人躺在其中的治疗区域 518( 例如， 较高的人的两倍长， 从而允许病人在该空。
19、间中完全地旋 转， 病人的任何所需目标区域仍然处于粒子束的线内 ) 并且在两端稳定地连接至台架的旋 转腿部。 0041 在一些实例中， 该台架的旋转被限制为小于 360 度的范围 520， 例如大约 180 度， 从而允许地板 522 从容纳治疗系统的拱顶 524 的壁部延伸入病人治疗区域。该台架的限制 旋转范围也减小了一些壁部的所需厚度 ( 这些壁部绝不直接接纳粒子束， 例如壁部 530)， 其为治疗区域外部的人提供辐射屏蔽。台架旋转的 180 度范围足以覆盖所有的治疗到达角 度， 但是提供更大范围的行程也是有用的。例如， 旋转的范围可以处于 180 与 330 度之间并 且仍然提供相应于治。
20、疗地板空间的空隙。 0042 该台架的水平旋转轴线 532 名义上位于地板上方一米， 在那里， 病人和治疗人员 与治疗系统相互作用。该地板定位在屏蔽治疗系统的拱顶的底部地板上方大约 3 米。加速 器能够在提升地板的下方摆动从而从旋转轴线下方输送治疗束。 病人床在平行于台架的旋 转轴线的大概水平平面中移动和旋转。在该床的结构下， 该床能够在水平平面中旋转过大 约 270 度的范围 534。台架与病人旋转范围和自由度的这一组合允许治疗人员选择基本上 粒子束的任何行进角度。 如果需要的话， 病人可按照相反的定向放在该床上， 那么能够使用 所有可能的角度。 0043 在一些实施方式中， 加速器使用具有。
21、非常高的磁场的超导电磁结构的同 步回旋 加速器结构。 因为具有给定动能的带电粒子的弯曲半径与施加在其上的磁场的增加成正比 地减小， 所以非常高的磁场的超导磁性结构允许加速器更小并且更轻。该同步回旋加速器 使用旋转角度一致的磁场并且随着半径增加而强度降低。这种场形状能够在不考虑磁场 的幅值的情况下实现， 这样在理论上， 在同步回旋加速器中能够使用的磁场强度没有上限 ( 因此， 得到具有固定半径的粒子能量 )。 0044 特定的超导材料开始在存在非常高的磁场的情况下损失它们的超导属性。 高性能 说 明 书 CN 101932361 B 6 4/10 页 7 的超导线绕组用于实现非常高的磁场。 00。
22、45 超导材料一般需要被冷却至低温从而实现它们的超导属性。 在这里所述的一些实 例中， 使用低温冷却器来使得超导线圈绕组达到接近绝对零度的温度。使用低温冷却剂能 够减小复杂度和成本。 0046 该同步回旋加速器支撑在台架上使得粒子束直接与病人共线地产生。 该台架允许 回旋加速器围绕水平旋转轴线旋转， 该水平旋转轴线包含病人中或病人附近的点 ( 同中心 点 540)。与旋转轴线平行的分离的构架在两侧上支撑该回旋加速器。 0047 因为台架的旋转范围受到限制， 所以病人支撑区域能够被容纳在围绕同中心点的 宽阔区域。因为地板能够围绕同中心点宽阔地延伸， 所以病人支撑台面能够定位成相对于 穿过同中心点。
23、的竖直轴线 542 移动并且围绕该竖直轴线 542 旋转， 使得通过组合台架旋转 和台面移动和旋转， 能够实现粒子束以任何角度导引入病人的任何部分。两个台架臂部通 过超过较高病人的高度的两倍而分离开， 允许该床带着病人在提升的地板上方的水平平面 内旋转和移动。 0048 限制该台架的旋转角度允许降低围绕治疗室的壁部的至少一个的厚度。 厚壁一般 由混凝土构成， 为治疗室外部的个人提供辐射保护。停止质子束的下游的壁部可以是治疗 室的相对端处的壁的厚度的两倍， 从而提供等同程度的保护。限制台架旋转的范围使得治 疗室能够位于三侧上的土地坡度下方 (below earth grade on three 。
24、sides)， 同时允许占 用区域相邻于最薄的壁部， 降低构成治疗室的成本。 0049 在图 1 所示的示范性实施方式中， 超导同步回旋加速器 502 与 8.8 特斯拉的同步 回旋加速器的极隙中的峰值磁场进行操作。该同步回旋加速器产生具有 250MeV 的能量的 质子束。在其他实施方式中， 场强度可以处于 6 至 20 特斯拉的范围内， 质子能量可以处于 150 至 300MeV 的范围内。 0050 在这一实例中记载的辐射治疗系统用于质子辐射治疗， 但是可将相同的原理和详 细内容应用到适用于重离子 ( 离子 ) 治疗系统的类似系统中。 0051 如图 2、 3、 4、 5 和 6 所示， 。
25、示范性同步回旋加速器 10( 图 1 中的 502) 包括磁体系统 12， 该系统包含离子源 90、 射频驱动系统 91 以及束提取系统 38。由该磁体系统建立的磁场 的形状适合于使用一对分离的环形超导线圈 40、 42 和一对成形的铁磁性 ( 例如， 低碳钢 ) 极面 44、 46 的组合保持所包含质子束的聚焦。 0052 两个超导磁性线圈以公共轴线 47 为中心并且沿着轴线间隔开。如图 7 和 8 所 示， 这些线圈通过以 Rutherford 通道中的电缆导体几何结构布置的基于 Nb3Sn 的超导 0.6 毫米直径线束 48( 初始地包括由铜护套环绕的铌 - 锡芯部 ) 形成。在将六个单。
26、股线束放 置在铜制通道 50 中之后， 它们经加热后导致形成绕组的最终 ( 易碎 ) 材料的反应。在材 料已经被反应之后， 这些线被焊接入铜制通道 ( 外部尺寸为 3.021.96mm， 内部尺寸为 2.051.27mm) 并且覆盖有绝缘层 52( 在这一实例中能够， 采用编制玻璃纤维材料 )。包含 线53的铜制通道然后缠绕成线圈， 该线圈具有矩形横截面6.0cm15.25cm， 具有30层以及 每层 47 转。所缠绕的线圈然后由环氧树脂复合物 54 进行真空浸渍。最终形成的线圈安装 在环形不锈钢倒置线轴 56 上。加热器层 55 被保持抵靠该线轴和绕组的内表面， 从而在超 导磁体失超(mag。
27、net quench)的情况下保护该组件。 在备选方案中， 超导线圈可形成为0.8 毫米直径的基于Nb3Sn的线束。 这些线束可布置在4股电缆中， 经热处理从而形成超导基体 说 明 书 CN 101932361 B 7 5/10 页 8 并且焊接入外部尺寸为 3.192.57mm 的铜制通道。在通道导体中的集成电缆能够通过重 叠的编制玻璃纤维带而绝缘， 然后缠绕形成 49 转的线圈， 26 层深， 具有 79.79mm180.5mm 的矩形横截面， 内直径为 374.65mm。所缠绕的线圈然后由环氧树脂复合物进行真空浸渍。 该整个线圈然后能够覆盖有铜片从而实现导热性和机械稳定性， 然后容纳在环。
28、氧树脂的额 外层中。 该线圈的预压缩能够通过加热不锈钢倒置线轴并且将线圈装配在倒置线轴中而实 现。该倒置线轴内部直径选择为使得当整个质量被冷却至 4K 时， 该倒置线轴保持与该线圈 接触并且提供一些压缩。将不锈钢倒置线轴加热至大概 50并且在室温 (20 ) 下装配线 圈能够实现这一点。 0053 该线圈的几何尺寸通过将该线圈安装在 “倒置” 的矩形线轴 56 中并且 将预压缩 不锈钢隔膜 58 结合在每个线圈与线轴的内表面 57 之间以施加恢复力 60 而保持， 该恢复力 抵抗当线圈被供能时产生的扭转力。在线圈和加热器层组装在线轴上之后， 通过将环氧树 脂注入该隔膜并且允许其硬化， 隔膜被预。
29、压缩。该隔膜的预压缩力被设定为通过冷却和磁 体激活的所有阶段而最小化易碎 Nb3Sn 超导基体中的应力。 0054 如图 5 所示， 使用一组热 - 冷支撑带 402、 404、 406 相对于磁轭和低温恒温器保持 该线圈位置。采用薄带支撑该冷质量可减小通过坚硬的支撑系统施加至冷质量的热泄漏。 这些带布置成随着磁体在台架上旋转而经受该线圈上的变化的重力。 它们经受重力和大离 心力的组合作用， 该离心力通过线圈被干扰相对于磁轭离开完美对称位置时由线圈实现。 另外， 随着台架在其位置被改变时加速和减速， 这些连杆用于减小施加在线圈上的动态力。 每个热 - 冷支撑件包括 3 个 S2 玻璃纤维连杆。。
30、两个连杆 410、 412 跨过在热轭与中间温度 (50-70K) 之间的销进行支撑， 一个连杆 408 跨过中间温度销和连接至冷质量的销而被支 撑。每个连杆为 10.2厘米长 ( 销中心至销中心 )， 20 毫米宽。该连杆厚度为 1.59 毫米。每 个销由不锈钢制成， 直径为 47.7 毫米。 0055 参照图 3， 作为半径的函数的场强度分布很大程度通过对线圈几何尺寸的选择而 确定 ； 前述轭材料的磁极面 44、 46 的轮廓能够形成为精确地调节磁场的形状从而确保在加 速期间粒子束仍然聚焦。 0056 超导线圈通过将线圈组件(线圈和线轴)封装在抽空的环形铝或不锈钢低温控制 腔 70 中而保。
31、持在绝对零度附近的温度 ( 例如， 大约 4 度开氏温度 )， 该腔 70 提供围绕该线 圈结构的自由空间， 除了一组有限的支撑点 71、 73。在备选方案中 ( 图 4)， 低温恒温器的外 壁可由低碳钢制成从而提供用于该磁场的额外返回磁通路径。 绝对零度附近的温度使用布 置在该线圈组件上的不同位置处的两个Gifford-McMahon低温冷却器72来实现并保持。 每 个低温冷却器具有与该线圈组件接触的冷端 76。该低温冷却器头部 78 被供给有来自压缩 机 80 的压缩氦。两个其他 Gifford-McMahon 低温冷却器 77、 79 布置成冷却用于向超导线 圈供给电流的高温 ( 例如，。
32、 60-80 开氏温度 ) 引线 81。 0057 该线圈组件和低温控制腔安装在盒状磁轭 82 的两半 81、 83 中并且由这两半完全 封闭。在这一实例中， 该线圈组件的内直径为大约 140 厘米。该铁轭 82 提供用于返回磁场 磁通量的路径84并且磁性屏蔽极面44、 46之间的体积86， 从而防止外部磁性作用干扰那一 体积中的磁场的形状。该轭也用于降低加速器附近中的杂散磁场。 0058 如图 3 和 9 所示， 该同步回旋加速器包括位于磁体结构 82 的几何中心 92 附近 的 Penning 离子标记几何尺寸的离子源 90。该离子源如下所述， 或者该离子源可以采用 说 明 书 CN 10。
33、1932361 B 8 6/10 页 9 提交于 2007 年 11 月 30 日的名称为 “Interrupted Particle Source”的美国专利申请 No.11/948,662( 律师卷号 No.17970-010001) 中记载的类型， 其完整内容通过引用的方式 结合于此， 如同已经完整阐述。离子源 90 由氢气供给源 99 通过输送气态氢的气体线 101 和管 194 供给。电缆 94 承载来自于电流源 95 的电流从而激励电子从与磁场 200 对齐的阴 极 192、 190 排出。 0059 在这一实例中， 所排出的电子使通过小孔从管 194 离开的气体离子化从而产生正 。
34、离子 ( 质子 ) 的供给， 从而由一个半圆形 (D 形 ) 射频板 100 和一个空的 D 状件 102 加速， 该半圆形射频板 100 跨过由磁体结构封闭的空间的一半。在受干扰的离子源的情况下， 包 含等离子的管的所有 ( 或者大部分 ) 在加速区域被移除， 由此允许离子在相对高的磁场中 被更快速地加速。 0060 如图 10 所示， D 板 100 是中空金属结构， 具有封闭一空间 107 的两个半圆形表面 103、 105， 其中， 质子在它们围绕由磁体结构封闭的空间旋转一半期间被加速。 通向空间107 的管道 109 延伸穿过该轭至外部位置， 由此， 真空泵 111 能够被连接从而抽。
35、空该空间 107 以 及其中发生加速的真空腔 119 中的空间的剩余部分。空的 D 件 102 包括矩形金属环， 其在 D 板的露出边缘附近间隔开。该空的 D 件接地至真空腔和磁体轭。该 D 板 100 由射频信 号驱动， 该信号施加在射频传递线的端部从而在空间 107 中施加电场。随着被加速的粒子 束增加与几何中心之间的距离， 使该射频电场随着时间变化。用于这一目的的射频波形发 生器的实例记载在提交于 2005 年 7 月 21 日的名称为 “A Progammable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron” 的美。
36、国专利申请 No.11/187,633 以及提 交于 2004 年 7 月 21 日的相同名称的美国临时申请 No.60/590,089 中， 二者的内容引用结 合于此， 如同在这里完整阐述一样。该射频电场可采用提交于 2007 年 11 月 30 日的名称为 “Matching A Resonant Frequency of A Resonant Cavity To A Frequency Of An Input Voltage” ( 律师卷号 No.17970-011001) 的美国专利申请 No.11/948,359 中记载的方式受 到控制， 其完整内容通过引用的方式结合于此， 如同在这。
37、里完整阐述一样。 0061 对于从位于中央的离子源发出从而随着其开始向外螺旋行进而处理离子源结构 的离子束来说， 需要在射频板两端具有大的电压差。在射频板的两端施加 20,000 伏电压。 在一些方案中， 8,000至20,000V都可施加在射频板两端。 为了减小驱动这一大电压所需的 电力， 该磁体结构布置成减小射频板与地面之间的电容。这是基于通过外轭和低温控制器 外壳形成孔并与射频结构具有足够间隙并且在磁体极面之间形成足够空间而实现的。 0062 驱动 D 板的高压交流电势具有在加速循环期间向下扫频的频率从而实现质子的 增加相对质量以及降低的磁场。该虚设 (dummy)D 件不需要中空的半圆。
38、柱形结构， 其与真空 腔壁部共同地处于地电势。可使用其他板结构， 诸如由不同的电相或基础频率的倍数驱动 的多于一对的加速电极。该 RF 结构可通过使用例如具有相互啮合的旋转和固定叶片的旋 转电容器而在所需的扫频期间被调整为保持 Q 为高。在叶片的每次啮合期间， 电容增加， 因 此降低 RF 结构的共振频率。这些叶片的形状能够形成为产生所需的精确扫频。用于旋转 调相器的驱动马达可以相位锁定至 RF 发生器从而进行精确的控制。一束粒子在旋转调相 器的叶片的每次啮合期间被加速。 0063 其中发生加速的真空腔 119 是大体柱形的容器， 中心较薄， 边缘处较厚。该真空腔 封闭 RF 板和离子源并且由。
39、真空泵 111 抽空。保持高真空可确保加速离子不会损失于与气 说 明 书 CN 101932361 B 9 7/10 页 10 体分子的撞击并且使得 RF 电压能够被保持在较高的水平而不弧形接地。 0064 质子横跨过开始于离子源的大体螺旋形的路径。 在该螺旋形路径的每个回路的一 半中， 质子随着它们通过空间 107 中的 RF 电场而获得能量。随着离子获得能量， 它们的环 形路径的每个随后回路的中心轨道的半径大于在先的回路， 直到该回路半径达到极面的最 大半径。 在那一位置， 磁性和电场扰动可导引离子进入磁场快速降低的区域， 离子离开高磁 场的区域并且被导引通过被抽空的管道 38 从而离开回。
40、旋加速器的轭。离开该回旋加速器 的离子将随着它们进入存在于回旋加速器周围的空间中的明显减小的磁场的区域而趋向 于分散。在抽取通道 38 中的束成形元件 107、 109 重新导引离子， 使得它们停留在有限空间 范围的直线束中。 0065 极隙中那个的磁场需要具有特定属性从而随着离子束加速而保持被抽空腔中的 离子束。该磁场指数 n 如下所示 ： 0066 N -(r/B)dB/dr， 0067 该磁场指数应当被保持为正从而维持这一 “弱” 聚焦。这里， r 是束的半径， B 是磁 场。 另外地， 磁场指数需要被保持低于0.2， 因为在这一值， 束的径向震荡和竖直震荡的周期 性符合 r 2z共振。。
41、该电子感应加速器频率由 r (1-n)1/2和 z n1/2限定。铁 磁性极面设计成形成由线圈产生的磁场的形状， 使得磁场指数 n 在与给定磁场中的 250Mev 束一致的最小直径中保持为正并且小于 0.2。 0068 随着该束离开抽取通道， 其通过束形成系统 125( 图 5)， 该系统可编程地受控从而 产生相应于该束的分散角和范围调制的所需组合。 用于这一目的的束形成系统的实例记载 在2004年9月24日提交的名称为 “A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation” 的美国专利申请 No.10/。
42、949,734 以及提交于 2005 年 7 月 21 日 的美国临时申请 No.60/590,088 中， 二者通过引用的方式结合于此， 如同在这里完整阐述 一样。束形成系统 125 可与内部台架 601 相结合地使用， 从而导引束至病人， 如下文所述。 0069 在操作期间， 由于沿着板的表面的传导电阻， 板吸收来自于所施加的射频场的能 量。这一能量以热量出现并且使用释放换热器 113 中的热量的水冷线路 108 而从板中移除 ( 图 3)。 0070 从回旋加速器离开的杂散磁场由盒式磁轭(其也用作屏蔽件)和分离磁性屏蔽件 114 二者进行限制。该分离的磁性屏蔽件包括铁磁性材料 ( 例如，。
43、 钢或铁 ) 的层 117， 其封 闭盒状轭， 由空间 116 分离开。包括轭、 空间和屏蔽件的多层的这一结构实现适当的屏蔽， 用于低重下的给定泄漏磁场。 0071 如上所述， 该台架允许同步回旋加速器围绕水平旋转轴线 532 旋转。该构架结构 516 具有两个大体平行的翼展 580、 582。该同步回旋加速器托架在所述翼展之间， 两个腿部 之间的大约中间。该台架使用安装在与该构架相对的腿部的端部上的对重 122、 124 而被平 衡以围绕轴承旋转。 0072 该台架通过安装至台架腿部其中的一个的电动机被驱动旋转， 通过驱动齿轮和带 或链连接至轴承外壳。 台架的旋转位置从由结合入台架驱动马达和。
44、驱动齿轮的轴角度编码 器提供的信号获取。 0073 在离子束离开回旋加速器的位置处， 该束形成系统 125 作用在离子束上从而使得 其属性适于进行病人治疗。 例如， 离子束可被扩散， 其穿透深度可改变从而跨过给定目标体 说 明 书 CN 101932361 B 10 8/10 页 11 积提供均匀的辐射。该束形成系统能够包括被动的散射元件以及主动的扫描元件。 0074 该同步回旋加速器的主动系统的所有 ( 例如， 电流驱动超导线圈、 RF 驱动板、 用于 真空加速腔的真空泵和用于超导线圈冷却腔的真空泵， 电流驱动离子源， 氢气源和 RF 板冷 却器 ) 受到合适的同步回旋加速器控制电子设备 (。
45、 未示出 ) 的控制， 其可包括例如采用合 适的程序编程以进行控制的电脑。 0075 台架、 病人支架、 主动束成形元件和同步回旋加速器用于执行治疗期的控制是通 过合适的治疗控制电子设备 ( 未示出 ) 实现的。 0076 如图 1、 11 和 12 所示， 该台架轴承由回旋加速器拱顶 524 的壁部支撑。该台架使 得回旋加速器摆动过180度(或者更大)的范围520， 包括病人的上方， 侧部和下方的位置。 该拱顶的高度足够为台架在其移动的上部极限和底部极限提供空间。由壁部 148、 150 形成 侧壁的曲径 146 为治疗人员和病人提供入口和出口线路。因为至少一个壁部 152 绝不与从 回旋加。
46、速器直接射出的质子束共线， 所以其可以形成得相对薄并且仍旧具有屏蔽功能。房 间的其他三侧壁 154、 156、 150/148 可能需要更大程度的屏蔽， 可以埋在土山 ( 未示出 ) 中。 壁部 154、 156 和 158 的所需厚度可被减小， 因为土地本身可提供某种程度的所需屏蔽。 0077 参照图 12 和 13， 为了安全和美观的原因， 治疗室 160 可构建在拱顶中。治疗室采 用为摆动台架留有空间并且也最大化治疗室的地板空间 164 的范围的方式、 从容纳室的壁 部 154、 156、 150 和基部 162 形成悬臂进入台架腿部之间的空间。可在提升地板下方的空间 中实现加速器的周期。
47、性维护。当加速器旋转至台架的下部位置时， 可在与治疗区域分离的 空间中完全地操作该加速器。 动力供给、 冷却设备、 真空泵和其他支撑设备可位于这一分离 空间中的提升地板的下方。 0078 在治疗室中， 病人支架 170 可采用多种方式安装， 允许该支架提升和降低以及允 许病人旋转并移动至多个位置和方向。 0079 在图 14 的系统 602 中， 产生束的粒子加速器， 在这种情况下为同步回旋加速器 604， 安装在旋转台架 605 上。旋转台架 605 采用这里所述的类型并且能够围绕病人支架 606 呈角度地旋转。这一特征使得同步回旋加速器 604 能够从各种角度向病人直接地提供 粒子束。例如。
48、， 如图 14 所示， 如果同步回旋加速器 604 位于病人支架 606 上方， 那么粒子束 可向下朝向病人导向。可选择地， 如果同步回旋加速器 604 位于病人支架 606 下方， 那么 粒子束可向上朝向病人导向。 该粒子束被直接地施加至病人， 意味着不需要中介束路 由机 构。 在这种情况下， 路由机构不同于成形或成尺寸机构的地方在于， 成形或成尺寸机构不会 重新路由该束， 而是形成该束的大小和 / 或形状， 同时保持该束的相同总体轨迹。 0080 同样参照图 15， 内部台架 601 可包括在系统 602 中。在这一实例中， 内部台架 601 是大概 C 形的， 如图所示。内部台架 601。
49、 包括施束器 610。施束器 610 安装成允许施束器 601 沿着内部台架 601 的表面 611 相对于病人支架 606( 该支架采用不同于图 12 所描述的 支架的类型 ) 进行移动。这使得施束器能够定位在例如围绕病人的半圆中的任何地方， 例 如病人 607 的上方、 旁边或下方的任何位置。施束器 610 可改变由同步回旋加速器 604 提 供的粒子束。更具体地说， 如图 16 所示， 由同步回旋加速器 604 的束成形系统提供的粒子 束 611 可进一步分散同步回旋加速器 604 的输出的粒子束。施束器 610 可从同步回旋加速 器604的输出接收粒子束并且改变该粒子束的特性。 例如， 施束器610可包括孔和/或其他 束聚集机构从而基本上对准粒子束。因此， 粒子束可被更精确地施加至病人中的目标。例 说 明 书 CN 101932361 B 11 9/10 页 12 如， 粒子束的尺寸和 / 或形状可形成为治疗特定尺寸和 / 或形状的肿瘤。在这一方面， 施束 器 610 并不局限于对准粒子束。例如， 施束器 610 可减小粒子束的尺寸同时也对准粒子束。 该施束器可以是多叶片对准器， 用于形成。