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技术领域
本公开内容总体涉及用于粒子束扫描系统的特征。
背景技术
离子治疗系统使用加速器来产生用于治疗痛苦比如肿瘤的粒子束。在操 作中，离子在存在磁场的情况下在腔室内侧的轨道中被加速，并通过提取通 道从腔室中去除。磁场发生器在腔室外侧的附近产生磁场凸点，以扭曲一些 轨道的节距和角度，使得它们朝向提取通道行进并最终进入提取通道。由离 子构成的束离开提取通道。
扫描系统在提取通道的顺束方向(down-beam)。在本说明书中，顺束方 向意味着更靠近辐射目标(在此，相对于提取通道)。扫描系统移动束跨过 辐射目标的至少一部分，以将辐射目标的各个部分暴露于束。例如，为了治 疗肿瘤，粒子束可以在肿瘤的不同横截面上扫描。
发明内容
示例性质子治疗系统可以包括离子加速器、扫描系统和台架，离子加速 器和扫描系统的至少一部分安装在该台架上。台架相对于病人位置可旋转。 质子基本上从离子加速器直接输出，并通过扫描系统，到达辐射目标的位置， 如病人。离子加速器可以是同步回旋加速器。
示例性离子治疗系统包括：输出粒子束的同步回旋加速器；磁体，该磁 体影响粒子束的方向，以将粒子束跨过辐射目标的至少一部分扫描；以及散 射材料，该散射材料可构造成在粒子束输出到辐射目标之前改变粒子束的斑 点大小。示例性粒子治疗系统可以单独地或相组合地包括一个或多个如下特 征。
示例性粒子治疗系统可以包括降能器，以在粒子束输出到辐射目标之前 改变束的能量。降能器可以相对于同步回旋加速器在散射材料的顺束方向 上，并可以是计算机控制的。
同步回旋加速器可以包括：电压源，其向腔室提供射频(RF)电压，以 从等离子体柱加速粒子，在此所述腔室具有磁场，该磁场导致从等离子体柱 加速的粒子在所述强室内沿轨道移动；提取通道，该提取通道接收从等离子 体柱加速的粒子并从腔室输出接收的粒子；以及再生器，该再生器在所述腔 室内提供磁场凸点，由此改变从等离子体柱加速的粒子的连续轨道，使得最 终粒子输出到提取通道。磁场可以在4特斯拉(T)和20T之间，且磁场凸 点可以最多2特斯拉。
散射材料可以包括多个散射器，每个散射器可移动到粒子束的路径内或 移出粒子束的路径。在一些示例中，一次仅多个散射器中的一个可以移动到 粒子束的路径中。散射材料可以包括压电材料，该压电材料响应于施加的电 压在厚度上增大或减小。散射材料可以被构造成在辐射目标的治疗过程期间 或者在辐射目标的治疗次数之间(例如，不是在治疗过程期间)改变粒子束 的斑点大小。
粒子治疗系统执行的扫描可以是点扫描。斑点大小可依扫描位置改变。 斑点大小可以在秒的十分之一的量级、几十毫秒的量级或者在一些其他时间 量度的量级上在时间量度上变化。
示例性粒子治疗系统可以包括：输出粒子束的同步回旋加速器；扫描系 统，该扫描系统从所述同步回旋加速器接收粒子束，以利用粒子束对辐射目 标的至少一部分执行点扫描，其中所述扫描系统可控制以改变粒子束的斑点 大小；以及台架，所述同步回旋加速器和所述扫描系统的至少一部分安装在 该台架上，其中所述台架被构造成围绕辐射目标移动所述同步回旋加速器和 所述扫描系统的至少一部分。示例性粒子治疗系统可以单独地或相组合地包 括一个或多个如下特征。
扫描系统可以包括将从同步回旋加速器输出的粒子束相对于辐射目标 在三个维度上移动的结构；以及散射材料，该散射材料尤其可构造成改变粒 子束的斑点大小。散射材料可以包括多个散射器，每个散射器可以移动到粒 子束的路径中或移出粒子束的路径。在一些示例中，仅一次多个散射器中的 一个可移动到粒子束的路径中。散射材料可以包括压电材料，该压电材料响 应于施加的电压在厚度上增大或减小。散射材料可以被构造成在辐射目标的 治疗过程期间改变粒子束的斑点大小。散射材料可以构造成在辐射目标的治 疗次数之间(例如，不在治疗过程期间)改变粒子束的斑点大小。
扫描系统执行的扫描可以是点扫描。斑点大小可依扫描位置变化。斑点 大小可以在秒的十分之一的量级上、数十毫秒的量级上或者一些其他时间量 度的量级上在时间量度上变化。
示例性粒子治疗系统可以包括：输出粒子束的同步回旋加速器；扫描系 统，该扫描系统从所述同步回旋加速器接收粒子束，并利用粒子束对辐射目 标的至少一部分执行点扫描；以及一个或多个处理装置，该处理装置控制所 述扫描系统，以根据不规则网格图案扫描辐射目标的横截面。示例性粒子治 疗系统可以单独或相组合地包括一个或多个如下特征。
在示例中，在不规则网格图案中，要被扫描的点之间的间隔变化。所述 不规则网格图案可以具有周边，该周边对应于辐射目标的横截面的周边。粒 子束在辐射目标的横截面上的不同点之间的扫描速度可以基本上相同或它 可以不同。例如，粒子束的扫描速度可以在辐射目标的横截面上的至少不同 的两对点之间不同。
示例性粒子治疗系统可以包括存储器，以存储治疗计划。治疗计划可以 包括限定用于辐射目标的横截面的不规则网格图案并且还限定用于辐射目 标的其他横截面的不规则网格图案的信息。用于辐射目标的不同横截面的不 同不规则网格图案可以具有如下中的至少一个：要被辐射的点的不同数量； 要被辐射的点的不同位置；要被辐射的点之间的不同间隔，或者不同图案周 边。
扫描系统可以包括：磁体，该磁体影响粒子束的方向以跨过辐射目标的 至少一部分扫描粒子束；以及散射材料，该散射材料可构造成在粒子束输出 到辐射目标之前改变粒子束的斑点大小。散射材料可以相对于同步回旋加速 器在磁体的顺束方向上。扫描系统还可以包括降能器，以在粒子束被输出到 辐射目标之前改变束的能量。降能器相对于同步回旋加速器在散射材料的顺 束方向上。
同步回旋加速器可以包括：电压源，该电压源向腔室提供射频(RF)电 压，以将粒子从等离子体柱加速，其中，所述腔室具有磁场，该磁场导致粒 子从等离子体柱加速，以在腔室内沿轨道移动；提取通道，该提取通道接收 从等离子体柱加速的粒子，并从腔室输出被接收的粒子，作为粒子束的一部 分；以及再生器，该再生器在所述腔室内提供磁场凸点，由此改变从等离子 体柱加速的粒子的连续轨道，使得最终粒子输出到提取通道。磁场可以在4 特斯拉(T)和20T之间，且磁场凸点可以至多2特斯拉。
粒子治疗系统可以包括台架，同步回旋加速器和扫描系统可以安装在该 台架上。台架可以构造成围绕辐射目标移动同步回旋加速器和扫描系统的至 少一部分。所述一个或多个处理装置可以被编程来实现控制，以在辐射目标 的不同横截面的扫描之间中断粒子束。
示例性粒子治疗系统可以包括：同步回旋加速器，该同步回旋加速器输 出粒子束；磁体，该磁体影响粒子束的方向，以跨过辐射目标的横截面扫描 该粒子束；以及一个或多个处理装置，该处理装置控制磁体，以根据不规则 网格图案扫描辐射目标的横截面，并在辐射目标的不同横截面的扫描之间控 制粒子束的能量。示例性粒子治疗系统可以单独或相组合地包括如下特征中 的一个或多个。
示例性粒子治疗系统可以包括：降能器，该降能器在扫描辐射目标的横 截面之前改变粒子束的能量。所述降能器可相对于所述同步回旋加速器在磁 体的顺束方向上。所述一个或多个处理装置可以被构造成控制所述降能器的 一个或多个部分的运动，以在辐射目标的不同横截面的扫描之间控制粒子束 的能量。
在示例中，在不规则网格图案中，要被扫描的点之间的间隔变化。不规 则网格图案可以具有与所述辐射目标的横截面的周边相对应的周边。在辐射 目标的横截面上的不同点之间的粒子束的扫描速度可以基本上相同或不同。
示例性粒子治疗系统可以包括存储治疗计划的存储器。该治疗计划可以 包括限定用于辐射目标的横截面的不规则网格图案并且还限定用于辐射目 标的不同横截面的不规则网格图案的信息。用于辐射目标的不同横截面的不 同不规则网格图案可以具有如下中的至少一个：要被辐射的点的不同数量； 要被辐射的点的不同位置、要被辐射的店之间的间隔、或者不同的图案周边。
同步回旋加速器可以包括：电压源，该电压源向腔室提供射频(RF)电 压，以从等离子体柱加速粒子，其中，所述腔室具有磁场，该磁场导致从所 述等离子体柱加速的粒子在所述强室内沿轨道移动；提取通道，该提取通道 接收从等离子体柱加速的粒子，并从腔室输出所接收的粒子，作为粒子束的 一部分；以及再生器，所述再生器在所述腔室内提供磁场凸点，由此改变从 等离子体柱加速的粒子的连续轨道，使得最终粒子输出到提取通道。所述磁 场可以在4特斯拉(T)和20T之间，且磁场凸点可以至多2特斯拉。所述 示例性粒子治疗系统可以包括台架，同步回旋加速器和扫描系统安装在该台 架上。所述台架可以被构造成围绕辐射目标移动所述同步回旋加速器和所述 扫描系统的至少一部分。
所述一个或多个处理装置可以被编程来实现控制，以在辐射目标的不同 横截面的扫描之间中断粒子束。所述扫描可以是光栅扫描、点扫描或其组合。 所述同步回旋加速器可以是可变能量机器。所述一个或多个处理装置可以被 编程，以通过控制同步回旋加速器以特定能级输出粒子束，以在辐射目标的 不同横截面的扫描之间控制可变能量同步回旋加速器产生的粒子束的能量。
在这个公开内容中描述的两个或多个特征，包括在这个发明内容部分中 描述的那些，可以组合以形成在此未详细描述的实施方式。
在此描述的各种系统或其各部分的控制可以通过计算机程序产品实现， 该计算机程序产品包括存储在一个或多个非瞬态机器可读取存储介质上，并 且可以在一个或多个处理装置上执行。在此描述的系统或其各部分可以作为 包括一个或多个处理装置和存储器的设备、方法或电子系统来实现，该存储 器存储可执行指令，以实现所陈述功能的控制。
在附图和下面的描述中阐述一个或多个实施方式的细节。其他特征、目 的和优点将从该描述和附图中以及从权利要求书中变得明显。
附图说明
图1和2是用于粒子治疗系统的示例性同步回旋加速器的横截面图；
图3是示例性扫描系统的侧视图；
图4是示例性扫描系统的部件的透视图，不包括用于斑点大小变化的散 射材料；
图5是用于图3和4中所示类型的扫描系统的示例性磁体的前视图；
图6是用于图3和4中所示类型的扫描系统的示例性磁体的透视图；
图7是用于图3和4中所示类型的扫描系统的示例性范围调制器的透视 图；
图8是用于图3和4中所示类型的扫描系统的示例性降能器的透视图；
图9是图3和4中所示类型的扫描系统的透视图，示出散射器可放置的 示例性位置；
图10是用于图3和4中所示类型的扫描系统的示例性散射器的透视图；
图11是图3和4中所示类型的扫描系统的示例性散射器的侧视图；
图12是示例性孔径的俯视图；
图13是示例性不均匀网格周边的俯视图；
图14是具有不规则形状、规则扫描点间隔和规则扫描点位置的示例性 不均匀网格周边的俯视图；
图15是具有不规则形状、规则扫描点间隔和不规则扫描点位置的示例 性不均匀网格周边的俯视图；
图16是具有不规则形状、不规则扫描点间隔和规则扫描点位置的示例 性不均匀周边的俯视图；
图17是具有规则形状、规则扫描点间隔和不规则扫描点位置的示例性 不均匀网格周边的俯视图；
图18是具有规则形状、不规则扫描点间隔和规则扫描点位置的示例性 不均匀网格周边的俯视图；
图19是具有不规则形状和可变扫描斑点大小的示例性不均匀网格周边 的俯视图；
图20是示例性治疗系统的透视图；
图21是用于粒子治疗系统的示例性同步回旋加速器的部件的分解透视 图；
图22是示例性同步回旋加速器的横截面图；
图23是示例性同步回旋加速器的透视图；
图24是用于同步回旋加速器的示例性反向绕线架的一部分和超导线圈 绕组的横截面图；
图25是用于超导线圈绕组的示例性电缆在通道中(cable-in-channel)复合 导体的横截面图；
图26是用于同步回旋加速器的示例性离子源的横截面图；
图27是用于同步回旋加速器的示例性D形板(Deeplate)和示例性虚 设D形板的透视图；
图28、29和30是用于粒子治疗系统的示例性拱顶的透视图；
图31是在治疗房间内定位在示例性粒子治疗系统的示例性内部台架之 内的病人；
图32是可以利用可变能量粒子加速器的示例性粒子治疗系统的概念图；
图33是示出关于磁场中的变化和粒子加速器内的距离的能量和电流的 示例性曲线；
图34是用于在粒子束的每个能级的频率范围上在D形板上扫掠电压并 且在粒子束能量变化时改变该频率范围的示例性结构的侧视图；
图35是用于可变能量离子加速器的示例性磁体系统的透视分解视图。
在各个图中，相同的附图标记表示相同的元件。
具体实施方式
在此描述的是用于示例性系统比如质子或离子治疗系统的粒子加速器 的示例。示例性系统包括安装在台架上的粒子加速器(在这个示例中是同步 回旋加速器)。该台架使得加速器能够围绕病人位置旋转，如下面更详细地 说明。在一些实施方式中，台架是钢的，并具有两个腿部，所述腿部被安装 以用于在两个相应轴承上旋转，该轴承位于病人的相对两侧上。粒子加速器 被钢的桁架支撑，所述桁架足够长，以跨过治疗区域，病人位于治疗区域内， 并且该桁架在两个端部处附连到台架的旋转腿部。作为台架围绕病人旋转的 结果，粒子加速器也旋转。
在示例性实施方式中，粒子加速器(例如，同步回旋加速器)包括保持 超导线圈的低温恒温器，该超导线圈导通产生磁场(B)的电流。在这个示 例中，低温恒温器使用液态氦(He)来将线圈维持在超导温度，例如4°开 尔文(K)。磁极件或磁轭位于低温恒温器内部，并限定其中粒子被加速的腔 室。
在示例性实施方式中，粒子加速器包括粒子源(例如，Penning离子计 —PIG源)，以向腔室提供等离子体柱。氢气被离子化，以产生等离子体柱。 电压源向所述腔室提供射频(RF)电压，以从等离子体柱加速粒子。如所指 出，在这个示例中，粒子加速器是同步回旋加速器。因此，当从柱加速粒子 时，RF电压扫过一段范围的频率，以考虑在粒子上的相对论效应(例如， 增大粒子质量)。通过使电流运行过超导线圈产生的磁场导致从等离子体柱 加速的粒子在腔室内沿轨道加速。
磁场再生器(再生器)定位在腔室的外侧附近(例如，在其内部边缘处)， 以调节腔室内侧存在的磁场，由此改变从等离子体柱加速的粒子的连续轨道 的位置(例如，节距和角度)，最终使得粒子输出到提取通道，该提取通道 穿过低温恒温器。再生器可以增大腔室内的点处的磁场(例如，它可以在腔 室的区域处产生磁场“凸点”)，由此导致在该点处的粒子的每个连续轨道向 外朝向提取通道的进入点旋进，直到它到达提取通道。提取通道接收从等离 子体柱加速的粒子并将所接收的粒子从腔室输出，作为粒子束。
超导(主)线圈可以产生相对高的磁场。主线圈产生的磁场可以在4T 到20T的范围内或更大。例如，主线圈可用来产生磁场，在或超过一个或多 个以下幅度：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、11.4Τ、11.5Τ、11.6Τ、11.7Τ、 11.8Τ、11.9Τ、12.0Τ、12.1Τ、12.2Τ、12.3Τ、12.4Τ、12.5Τ、12.6Τ、12.7Τ、 12.8Τ、12.9Τ、13.0Τ、13.1Τ、13.2Τ、13.3Τ、13.4Τ、13.5Τ、13.6Τ、13.7Τ、 13.8Τ、13.9Τ、14.0Τ、14.1Τ、14.2Τ、14.3Τ、14.4Τ、14.5Τ、14.6Τ、14.7Τ、 14.8Τ、14.9Τ、15.0Τ、15.1Τ、15.2Τ、15.3Τ、15.4Τ、15.5Τ、15.6Τ、15.7Τ、 15.8Τ、15.9Τ、16.0Τ、16.1Τ、16.2Τ、16.3Τ、16.4Τ、16.5Τ、16.6Τ、16.7Τ、 16.8Τ、16.9Τ、17.0Τ、17.1Τ、17.2Τ、17.3Τ、17.4Τ、17.5Τ、17.6Τ、17.7Τ、 17.8Τ、17.9Τ、18.0Τ、18.1Τ、18.2Τ、18.3Τ、18.4Τ、18.5Τ、18.6Τ、18.7Τ、 18.8Τ、18.9Τ、19.0Τ、19.1Τ、19.2Τ、19.3Τ、19.4Τ、19.5Τ、19.6Τ、19.7Τ、 19.8Τ、19.9Τ、20.0Τ、20.1Τ、20.2Τ、20.3Τ、20.4Τ、20.5Τ、20.6Τ、20.7Τ、 20.8Τ、20.9Τ或更大。此外，主线圈可以用于产生在4T到20T(或更大) 的范围内的磁场，其为在上面明确列出。
在一些实施方式中，如图1和2中所示的实施方式，大的铁磁性磁轭作 用为用于由超导线圈产生的杂散磁场的回路。例如，在一些实施方式中，超 导磁体可以产生例如4T或更大的相对高磁场，导致相当大的杂散磁场。在 一些系统中，如在图1和2中所示的系统中，相对大的铁磁性磁轭82用作 由超导线圈产生的磁场的回路。磁屏蔽围绕该磁轭。返回磁轭和屏蔽一起消 散杂散磁场，由此减小杂散磁场将不利地影响加速器的操作的可能性。
在一些实施方式中，返回磁轭和屏蔽可以由有源返回系统替代或增强。 示例性有源返回系统包括一个或多个有源返回线圈，其在与通过超导线圈的 电流相反方向上导通电流。在一些示例性实施方式中，对每个超导线圈存在 有源返回线圈，例如两个有源返回线圈，每个超导线圈(称为主线圈)一个。 每个有源返回线圈也可以是超导线圈，其围绕相应的主超导线圈的外侧。
电流在与穿过主线圈的电流的方向相反的方向上穿过有源返回线圈。穿 过有源返回线圈的电流由此产生极性与由主线圈产生的磁场相反的磁场。结 果，有源返回线圈产生的磁场能够消散相对应的主线圈所导致的相对强杂散 磁场的至少一些。在一些实施方式中，每个有源返回线圈可以用于产生在 2.5T和12T之间或更大的磁场。可以使用的有源返回系统的示例在2013年 5月31日提交的美国申请第13/907601号中描述，该美国申请的内容通过引 用结合于此。
参照图3，在粒子加速器105(可以具有如图1和2所示的构造)的提 取通道102的输出处是示例性扫描系统106，该扫描系统可以用于跨过辐射 目标的至少一部分扫描粒子束。图4示出包括扫描磁体108、离子腔室109 和降能器110的扫描系统的各部件的示例。扫描系统的其他部件在图4中未 示出，包括改变束斑点大小的散射器。这些部件在其他图中示出并在下面描 述。
在示例性操作中，扫描磁体108在两个维度上(例如，笛卡尔XY维度) 被控制，以指引粒子束跨过辐射目标的一部分(例如，横截面)。离子腔室 109探测束的剂量并将该信息反馈给控制系统。降能器110是可控的(例如， 通过在一个或多个处理装置上执行的一个或多个计算机程序)，以将材料移 动到粒子束的路径中以及移出粒子束的路径，从而改变粒子束的能量，以及 因此改变粒子束将穿透辐射目标的深度。
图5和6示出示例性扫描磁体108的视图。扫描磁体108包括两个线圈 111，所述两个线圈控制在X方向上的粒子束运动，并且包括两个线圈112， 所述两个线圈112控制在Y方向上的粒子束的运动。在一些实施方式中，通 过改变通过一组或两组线圈的电流由此改变由其产生的磁场来实现控制。通 过适当改变磁场，粒子束可以跨过辐射目标在X和/或Y方向上移动。在一 些实施方式中，扫描磁体相对于粒子加速器在物理上不可移动。在其他实施 方式中，扫描磁体可相对于加速器移动(例如除了由台架提供的移动之外)。
在这个示例中，离子腔室109通过探测由入射辐射所造成的气体中产生 的离子对的数量来由探测粒子束施加的剂量。离子对的数量对应于粒子束提 供的剂量。该信息被反馈给控制粒子治疗系统的操作的计算机系统。可以包 括存储器和一个或多个处理装置的计算机系统(未示出)确定离子腔室探测 的剂量是否是期望剂量。如果剂量不是所期望的，则计算机系统可以控制加 速器，以中断粒子束的产生和/或输出，并/或控制扫描磁体，以防止粒子束 向辐射目标的输出。
图7示出了范围调制器115，该范围调制器115是降能器110的示例性 实施方式。在一些实施方式中，比如如图7所示，范围调制器包括一系列板 116。所述板可以由如下示例性材料中的一种或多种制成：碳、铍或低原子 数的其他材料。然而，还可以使用其他材料取代这些示例性材料或作为这些 示例性材料的附加。
一个或多个板可以移动到束路径中或移出束路径，由此影响粒子束的能 量，并因此影响粒子束穿透到辐射目标内的深度。例如，移动到粒子束的路 径中的板越多，由板吸收的能量越大，并且粒子束将具有的能量越小。相反， 移动到粒子束的路径中的板越少，由板吸收的能量越小，则粒子束将具有的 能量越大。更高能量的粒子束比更低能量的粒子束穿透辐射目标更深。在本 说明书中，“更高”和“更低”意味着相对术语，而并不具有任何特定数值意义。
板物理地移动到粒子束的路径中以及移出粒子束的路径。例如，如图8 所示，板116a沿着箭头117的方向在粒子束的路径内的位置和粒子束的路 径外侧的位置之间移动。板是计算机控制的。通常，移动到粒子束的路径中 的板的数量对应于辐射目标的扫描要发生的深度。例如，辐射目标可以分成 横截面，每个横截面对应于辐射深度。范围调制器的一个或多个板可以移动 到束路径中至辐射目标或移出束路径，以便实现适当的能量来辐射辐射目标 的这些横截面中的每一个。在一些实施方式中，范围调制器不与加速器一起 旋转，而是保持到位，并且将板移动到束路径中以及移出束路径。
在一些实施方式中，治疗计划在治疗辐射目标之前建立。治疗计划可以 指定如何对特定辐射目标进行扫描。在一些实施方式中，治疗计划指定如下 信息：扫描类型(例如，点扫描或光栅扫描)；扫描位置(例如，要被扫描 的点的位置)；每个扫描位置的磁体电流；每个点的剂量；斑点大小；辐射 目标横截面的位置(例如，深度)；每个横截面的粒子束能量；针对每个粒 子束能量要移动到束路径中的板；等等。通常，点扫描涉及将辐射施加于辐 射目标上的分立的点处，而光栅扫描涉及跨过辐射目标移动辐射点。因此， 斑点大小的概念应用于光栅扫描和点扫描。
在一些实施方式中，辐射目标的整体治疗计划包括用于辐射目标的不同 横截面的不同治疗计划。用于不同横截面的治疗计划可以包含相同的信息或 不同的信息，比如上面所提供的。
一个或多个散射器可以插入在粒子束路径中的一个或多个点处，以在输 出到辐射目标之前改变扫描点的尺寸。例如，在一些实施方式中，一个或多 个散射器可以移动到扫描磁体的顺束方向的束路径中或移出束路径，但是在 降能器之前(逆束方向(up-beam))。例如参照图9，散射器120可以在位置 122或在位置123处移动到束路径中或移出束路径。在其他实施方式中，散 射器可以定位在磁体108和降能器110之间的不同或多个位置处。例如，可 以具有放置在磁体的紧顺束方向的一个或多个散射器和降能器的紧逆束方 向的一个或多个散射器。在其他实施方式中，一个或多个散射器可以放置在 磁体的逆束方向或降能器的顺束方向的束路径中。放置在磁体的逆束方向或 降能器的顺束方向的束路径中的一个或多个散射器可以是单独的、组合的、 或与在磁体和降能器之间的束路径中的一个或多个散射器相组合。
示例性的散射器可以由以下示例性散射材料中的一种或多种制成：铅、 黄铜或类似材料。但是，可以使用其他材料取代这些示例性散射材料或作为 这些示例性散射材料的附加。
在一些实施方式中，散射器可以是具有相同或变化厚度的板，并且在构 造上可以与图7中所示的降能器的板类似。每个这种板可以将散射量引入到 粒子束中，由此相对于从提取通道出现的束的斑点尺寸，增加粒子束的斑点 尺寸。在一些实施方式中，引入粒子束中的板越多，粒子束将具有的斑点越 大。
在一些实施方式中，如上述基于板的实施方式，散射器可以取代降能器。 例如，除了执行散射之外，散射器还可以吸收束能量，由此影响束的最终能 量输出，而不使用在散射器顺束方向的或散射器逆束方向的降能器。在这种 示例性实施方式中，散射器可以按照与上述降能器相同方式计算机控制，以 提供适当水平的束散射和适量的束能量降级。因此，在一些实施方式中，不 使用单独的降能器。
在一些实施方式中，散射器和一个或多个降能器二者用于影响粒子束的 输出能量。例如，在实施方式中，散射器可以用于将束的能量减小到特定水 平，且降能器可以用于提供进一步的束能量减小，或反之亦然。这种实施方 式可以实现降能器的尺寸的减小。在一些实施方式中，散射器可以提供比降 能器更精细水平的能量降级，或反之亦然，由此使得散射器或降能器中的任 一个或另一个能够提供精细束水平能量调节，并且使散射器或降能器的另一 个能够提供粗略束水平能量调节(其中，粗略和精细是相对术语，并且不具 有任何特定数值意义)。
在一些实施方式中，每个散射器可以是轮或其他旋转结构，其或是设置 在束路径中或是可移动到束路径中或移出束路径。所述结构可以具有在最大 厚度到最小厚度范围内的可变厚度，其产生不同量的散射，并由此产生不同 的束斑点大小。该结构可以相对于束移动，以将多个厚度中的一个放置在束 路径中。通常，如果是轮，则该结构被偏置，使得具有不同厚度的轮的边缘 在旋转过程中冲击粒子束。这种示例性散射器可以由以下示例材料中的一种 或多种制成：铅、黄铜或类似材料。然而，还可以使用其他材料取代这些示 例性散射材料或作为这些示例性散射材料的附加。
在示例性实施方式中，该结构可以是具有轮状形状的可旋转的可变厚度 楔形件。该结构散射粒子束，由此在散射期间改变束的斑点大小。该结构的 较厚部分比该结构的较薄部分提供更大散射(并由此增加斑点大小更大)。 在一些实施方式中，该结构可以在粒子束要在没有任何散射的情况下(例如， 斑点大小增加)穿过的点处不包含材料。在一些实施方式中，该结构可以移 出束路径。参照图10，在一些实施方式中，结构124可以具有连续变化的厚 度，由此能够沿着可变连续区(continuum)散射，并由此实现斑点大小的连 续范围。在图10的示例中，厚度从最小厚度126到最大厚度125连续变化。 参照图11，在一些实施方式中，该结构的厚度可以阶跃方式变化，以实现散 射的分立量。在图11的示例中，厚度从最小厚度129到最大厚度128阶跃 变化。
在此描述的任何示例性散射器包括但不限于上面描述的示例性基于轮 的实施方式，该散射器也可以用于影响束能量，由此减小或消除单独降能器 的需要。同样如同上面的情况，任何散射器可以结合降能器使用，以提供不 同能量水平减小和/或粗略/精细能量减小。
在一些实施方式中，示例性斑点大小可以在4mm和30mm西格玛或在 6mm和15mm西格玛之间的范围内。然而，还可以实现其他斑点大小，取 代这些示例性斑点大小或作为这些示例性斑点大小的附加。
在一些实施方式中，图9中所示的类型的、或图10中所示类型的、或 图11中所示类型的单独一个或多个散射器可以定位在磁体的逆束方向、磁 体的顺束方向和降能器的逆束方向，和/或降能器的顺束方向。在一些实施方 式中，图9中所示的类型的、图10中所示的类型的和图11中所示的类型的 散射器的任何组合可以定位在磁体的逆束方向、磁体的顺束方向和降能器的 逆束方向、和/或降能器的顺束方向。
通常，将散射材料移动到粒子束的路径中或移出粒子束的路径的机械散 射器具有在秒的十分之一的量级的响应时间，例如，0.1s、0.2s、0.3s、0.4s、 0.5s、0.6s、0.7s、0.8s、0.9s或更长。也就是说，这种散射器可以是计算机 控制的，并且将散射材料物理地移动到粒子束内或移出粒子束的时间量可以 是在秒的十分之一的时间量值上，且有时更长。在一些实施方式中，图9、 10和11的示例性散射器具有在秒的十分之一的量级上的响应时间，例如， 0.1s、0.2s、0.3s、0.4s、0.5s、0.6s、0.7s、0.8s、0.9s或更长。然而，要指出 的是在一些实施方式中，图9、10和11的示例性散射器可以具有小于0.1s 的响应时间。
在一些实施方式中，压电散射器可以取代上述机械散射器使用或作为上 述机械散射器的附加使用。压电散射器可以由压电散射材料制成，其设置在 束路径中，使得向压电散射器施加的电压的应用导致压电散射器在粒子束的 纵向方向上的厚度增大。相反，不同电压的施加导致压电散射器在粒子束的 纵向方向上的厚度减小。以这种方式，散射材料的厚度，并由此其所产生的 散射的量可以变化。如上所述，散射的量的变化导致扫描斑点大小的变化(例 如，散射越大，斑点越大)。同样如同上述情况，压电散射器可以是计算机 控制的。在一些实施方式中，压电散射器可以具有在毫秒的十分之一量级的 响应时间，例如，10ms、20ms、30ms、40ms、50ms、60ms、70ms、80ms、 90ms或在一些实施方式中更长。
在一些实施方式中，一个或多个压电散射器可以定位在磁体的逆束方向 上、磁体的顺束方向上和降能器的逆束方向上、和/或降能器的顺束方向上。 在一些实施方式中，一个或多个压电散射器的组合可以与图9中所示的类型 的散射器、图10中所示类型的散射器和/或图11中所示类型的散射器中的一 个或多个一起使用，后者或是定位在磁体的逆束方向上、磁体的顺束方向且 降能器的逆束方向上、且/或降能器的顺束方向上。因此在一些实施方式中， 一个或多个压电散射器可以单独地或与一个或多个图9中所示类型的散射 器、图10中所示类型的散射器和/或图11中所示类型的散射器一起定位在磁 体的逆束方向上、磁体的顺束方向且降能器的逆束方向上和/或降能器的顺束 方向上。
在一些实施方式中，斑点大小可以在辐射目标横截面的治疗期间变化， 或者在不同辐射目标横截面的治疗之间变化。例如在一些实施方式中，斑点 大小可以在辐射目标的相同横截面上的不同区域的辐射之间变化，例如斑点 大小可以在相邻点之间变化。从而在一些实施方式中，斑点大小的变化可以 点对点实现。在一些实施方式中，斑点大小对于辐射目标的横截面保持恒定， 而在不同横截面之间变化。在一些实施方式中，斑点大小对于辐射目标的横 截面保持恒定，并且仅在不同横截面之间变化。在一些实施方式中，斑点大 小可以在相同横截面的不同区域上不同。通常，斑点大小的变化可以在用于 辐射目标的治疗计划中和/或用于辐射目标的横截面的治疗计划中特定。
在一些实施方式中，扫描系统可以包括准直器127(图3)，以准直粒子 束，并包括孔径(未示出)，该孔径相对于辐射目标设置，以限制粒子束的 范围并由此限制施加到辐射目标上的斑点的形状。在一些实施方式中，斑点 大小可以基于粒子治疗系统是否包括一个或多个这些功能来控制。例如，孔 径可以放置在降能器的束路径顺束方向上，并在粒子束撞击辐射目标之前。 孔径比如图12中的孔径129可以包含粒子束从其穿过的区域(例如，孔130)， 以及防止粒子束穿过的限定该孔的其他材料131。因此在一些实施方式中， 孔径限定了斑点大小。在这样的实施方式中，在孔径存在的情况下并取决于 孔径的尺寸和类型，实现治疗计划的计算机可以确定在至少部分时间内(例 如，当来自粒子加速器的斑点—原生斑点大小—大于孔径的孔时)不控制斑 点大小。
在一些实施方式中，用于辐射目标的治疗计划可以是非均匀的(例如， 不规则的)。在这方面，在点扫描系统中传统上并尤其是，治疗计划限定用 于辐射目标的规则(例如，矩形)网格。矩形网格包括平均间隔的目标位置 的规则图案，辐射斑点要施加到该规则图案上。然而在大部分情况下，要被 治疗的辐射目标的部分(例如，横截面)不具有与规则网格相对应的形状。 因此，在偏离辐射目标的规则网格的位置处，粒子束被中断或导向，使得粒 子束在那些位置不被施加。
在此处描述的示例性粒子治疗系统中，治疗计划可以根据非均匀网格指 定扫描。粒子治疗系统的各种特征可以由计算机(例如，一个或多个处理装 置)来控制，以实现沿着非均匀网格的扫描。非均匀网格可以具有不规则的 网格图案，其对应于(例如，基本上跟踪)辐射目标的周边。例如，非均匀 网格可以具有布置在周边内的点，该点基本上跟踪利用特定治疗计划要被辐 射的横截面的周边。用于非均匀网格的不规则周边132的示例在图13中示 出。该周边是典型的不规则(例如，非多边形、非圆形、非椭圆形等)形状， 以跟踪辐射目标的横截面的典型不规则形状。然而在一些情况下，非均匀网 格可以具有规则(多边形、圆形、椭圆形等等)的周边，例如如果该周边对 应于辐射目标的周边的话。
非均匀网格可以包括点位置(例如，要被辐射的位置)，该点位置处于 周边之内的规则间隔或位置或者处于周边之内的不规则间隔或位置。在本说 明书中，“间隔”指的是点之间的空间，而“位置”指的是点被施加的目标上的 地方。因此，例如点可以按照处于规则位置处但是处于不规则间隔的线扫描。 此外，例如点可以被扫描使得它们具有相同的间距，该间距是规则的间隔， 但是它们在不规则的位置。示例在图中示出。
例如，图14示出示例性非均匀网格，其具有不规则周边133并具有处 于规则间隔和规则位置的点位置134。图15示出示例性非均匀网格135，其 具有不规则周边，且具有处于规则间隔和不规则位置的点位置136。图16 示出示例性非均匀网格137，其具有不规则周边，且具有处于不规则间隔和 规则位置的点位置138。图17示出示例性非均匀网格，其具有规则周边139 (例如，矩形)，且具有处于规则间隔和不规则位置的点位置140。图18示 出示例性非均匀网格，其具有规则周边141，且具有处于不规则间隔和规则 位置的点位置142。控制粒子治疗系统的计算机系统也可以根据治疗计划控 制扫描磁体108或扫描系统的其他元件，以产生非均匀网格扫描。其他类型 的非均匀网格也可以用于扫描。
通过实现非均匀网格扫描，在此描述的示例性粒子治疗系统在扫描期间 减少了中断或重新指向粒子束的需要。例如，在一些实施方式中，粒子束在 扫描辐射目标的不同深度横截面之间被中断。在一些实施方式中，粒子束仅 在扫描辐射目标的不同深度横截面之间被中断。因此，例如在辐射目标的特 定深度横截面的扫描期间，粒子束不需要被中断或重新指向，以不撞击目标。
治疗计划可以为辐射目标或其横截面指定要被扫描的非均匀网格和在 非均匀网格的每个扫描位置的斑点大小。包括扫描系统的粒子治疗系统的元 件然后可以被计算机控制，以根据非均匀网格和可变的斑点大小来扫描横截 面。例如如图19所示，扫描可以被执行，使得在不规则横截面的周边144 处，较小的斑点145以相对高密度被沉积。在不规则横截面的内部区域中， 较大斑点146可以以低于沉积在周边的点的密度低的密度沉积。结果，在使 用或不使用孔径的情况下，并且在不中断或重新指向粒子束的情况下，辐射 目标的横截面可以被精确扫描。
在一些实施方式中，扫描从点到点以相同速度执行。在一些实施方式中， 光栅扫描可以利用可变斑点大小和非均匀扫描网格执行。对粒子治疗系统的 各种部件的控制类似于被执行以利用这些特征实现点扫描的控制。
辐射目标的不同横截面可以根据不同治疗计划扫描。如上所述，在一些 示例中，降能器被用于控制扫描深度。在一些实施方式中，在降能器的构造 期间，粒子束可以被中断或重新指向。在其他实施方式中，没有这个需要。
在此描述的是治疗辐射目标的横截面的示例。这些通常是垂直于粒子束 的方向的横截面。然而，在此描述的概念同样可适用于治疗辐射目标的其他 部分，所述其他部分不是垂直于粒子束的横截面。例如，辐射目标可以分段 成球形、锥形或其他形状的体积，且这些体积根据在此描述的概念来治疗。
在此描述的过程可以与单个粒子加速器一起使用，并且在此描述的它的 特征中的任两个或多个可以与单个粒子加速器一起使用。粒子加速器可以用 于任何类型的医疗或非医疗用途中。可以使用的粒子治疗系统的示例在下面 提供。要指出的是，在此描述的概念可以用于未具体描述的其他系统。
参照图20，充电粒子辐射治疗系统500的示例性实施方式包括产生束的 粒子加速器502，其重量和尺寸足够小以允许它被安装到旋转台架504上， 且其输出从加速器壳体朝病人506笔直(即，基本上直接)指向。粒子加速 器502也包括在此描述的类型的扫描系统(例如，图3至19)。
在一些实施方式中，钢的台架具有两个腿部508、510，其安装成在两个 相应的轴承512、514上旋转，该轴承位于病人的相对两侧上。加速器被钢 桁架516支撑，该桁架足够长可以跨过病人躺在其中的治疗区域518(例如， 是高个病人的两倍长，以允许病人在该空间内完全旋转，同时病人的任何期 望目标区域保持与束成直线)，并且在两个端部处稳定附连到台架的旋转腿 部。
在一些示例中，台架的旋转被限制于限于360度的范围520，例如约180 度，以允许地板522从容纳治疗系统的拱顶524的壁延伸到病人治疗区域。 台架的有限的旋转范围也减小了一些壁的需要厚度(它们不是与束直接对 准，例如壁530)，所述壁提供了在治疗区域的外侧的人的辐射屏蔽。台架旋 转的180度范围足以覆盖所有治疗接近角，但是提供更大的行程范围可能是 有用的。例如，旋转范围可以在180和330度之间，并仍为治疗地板空间提 供间隙。
台架的水平旋转轴线532名义上定位在病人和治疗人员与治疗系统相互 作用的地板之上一米。这个地板位于治疗系统的屏蔽拱顶的底部地板之上约 3米。加速器可以在升高的地板之下摆动，用于将治疗束从旋转轴线之下传 送。病人长椅在平行于台架的旋转轴线的基本水平平面内移动和旋转。长椅 可以利用这个构造在水平平面内旋转通过约270度的范围534。台架和病人 旋转范围和自由度的这种组合允许治疗人员实际上选择任何用于束的接近 角。如果需要的话，病人可以在相对的取向上放置在长椅上，并且然后可以 使用所有可能的角度。
在一些实施方式中，加速器使用同步回旋加速器构造，其具有非常高的 磁场超导电磁结构。由于给定动能的带电粒子的弯曲半径与施加到其上的磁 场的增大成正比地减小，非常高的磁场超导磁性结构允许加速器被做得更小 和更轻。同步回旋加速器利用在旋转角度上均匀且随着半径增加其强度下降 的磁场。这种场形状可以实现，而无论磁场的量值如何，因此在理论上，对 同步回旋加速器中能够使用的磁场强度没有上限(且因此对固定半径处的所 导致的粒子能量没有上限)。
同步回旋加速器被支撑在台架上，使得直接产生与病人成直线的束。台 架允许同步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之 内或附近的点(等中心540)。平行于旋转轴线的分开式桁架在两侧上支撑同 步回旋加速器。
由于台架的旋转范围被限制，所以病人支撑区域可以围绕等中心容纳在 较宽区域内。由于地板可以围绕等中心宽阔地延伸，所以病人支撑台可以定 位成相对于通过等中心的垂直轴线542移动并围绕该垂直轴线542旋转，使 得通过台架旋转和支撑台运动和旋转的组合，进入病人任何部分的束方向的 任何角度可以被实现。两个台架臂分开超过高个病人的身高的两倍，允许具 有病人的长椅在水平平面内在升高地板之上旋转和平移。
限制台架旋转角度允许围绕治疗房间的至少一个壁的厚度减小。通常由 混凝土构建的厚壁对治疗房间外侧的个人提供辐射保护。阻挡质子束的下游 的壁可以是在房间相对端部处的壁的厚度的约两倍，以提供相当水平的保 护。限制台架旋转的范围使得治疗房间能够在三侧上位于地面坡度(earth grade)之下，同时允许占据的区域邻近最薄的壁，减少构建治疗房间的成本。
在图20所示的示例性实施方式中，超导同步回旋加速器502在同步回 旋加速器的极间隙中为8.8特斯拉的峰值磁场下操作。同步回旋加速器产生 具有250MeV能量的质子束。在其他实施方式中，场强度可以在4T到20T 的范围内，且质子能量可以在150到300MeV的范围内；然而，场强度和能 量并不局限于这些范围。
在这个示例中描述的辐射治疗系统用于质子辐射治疗，但是相同的原则 和细节可以应用于类似的系统，用于重离子(离子)治疗系统。
如图1、2、21、22和23中所示，示例性同步回旋加速器10(例如，图 1中的502)包括包含粒子源90的磁体系统12、射频驱动系统91和束提取 系统38。利用分开对的环形超导线圈40、42以及一对成型的铁磁(例如， 低碳钢)极面44、46的组合，磁体系统建立的磁场具有这样的形状，该形 状适于保持所包含的质子束的聚焦。
两个超导磁体线圈在公共轴线47上居中，并沿着轴线间隔开。如图24 和25所示，线圈由布置成绞合电缆在通道中导体几何形状的0.8mm直径股 线48的基于Nb3Sn的超导体(其初始包括被铜外鞘包围的铌-锡芯部)制成。 在七个单个股线一起组成电缆之后，它们被加热以导致反应，该反应形成最 终的(易碎的)超导材料线。在材料已经反应之后，线被焊接到铜的通道(尾 部尺寸3.18×2.54mm，且内部尺寸2.08×2.08mm)，并覆盖有绝缘体52(在 这个示例中，织造玻璃纤维材料)。包含线53的铜的通道然后缠绕成具有矩 形横截面的线圈。被缠绕的线圈然后真空浸渍在环氧树脂化合物中。最终的 线圈被安装在环形不锈钢反向绕线架56上。加热器毯55间隔地放置在绕组 的层内，以在磁体淬火的情况下保护组件。
整个线圈然后可以覆盖有铜片材，以提供导热性和机械稳定性，并然后 容纳在额外的环氧树脂层中。线圈的预压缩可以通过加热不锈钢反向绕线架 并将线圈配合在反向绕线架内而提供。反向绕线架的内部尺寸被选择成当整 个质量被冷却到4K时，反向绕线架保持与线圈接触并提供一些压缩。将不 锈钢反向绕线架加热到约50摄氏度并在100开氏度的温度下配装线圈可以 实现此。
线圈的几何形状通过将线圈安装在反向矩形绕线架56内来保持，以施 加回复力，该回复力克服线圈被供能时产生的扭曲力作用。如图22中所示， 利用一组暖到冷支撑带402、404、406，线圈位置相对于磁轭和低温恒温器 被保持。利用薄的带支撑冷的质量减小刚性支撑系统赋予冷的质量的热泄 漏。带被布置成随着磁体在台架上旋转承受线圈上的变化的重力。当线圈从 相对于磁轭的完美对称位置被扰动时，它们承受重力和线圈实现的大的偏心 力的组合效果。另外，连杆作用为随着台架在其位置改变时被加速和减速而 减小赋予线圈上的动态力。每个暖到冷支撑件包括一个S2玻璃纤维连杆和 一个碳纤维连杆。碳纤维连杆被支撑跨过暖轭和中间温度(50-70K)之间的 销，且S2玻璃纤维连杆408被支撑跨过中间温度销和附连到冷的质量上的 销。每个销可以由高强度不锈钢制成。
参照图1，作为半径的函数的场强度分别极大地由线圈几何形状和极面 的形状的选择来确定；可渗透磁轭材料的极面44、46能够被成型，以精细 调节磁场的形状，从而确保粒子束在加速过程中保持聚焦。
超导线圈通过将线圈组件(线圈和绕线架)封闭在抽真空的环形铝或不 锈钢低温恒温器腔室70内而保持在接近绝对零度(例如约4度卡尔文)的 温度下，该低温恒温器腔室70围绕线圈结构提供自由空间，除了有限组的 支撑点71、73外。在替代版本(例如，图2)中，低温恒温器的外壁可以由 低碳钢制成，以为磁场提供额外的返回磁通路径。
在一些实施方式中，接近绝对零度的温度是利用一个单级 Gifford-McMahon低温冷却器和三个两级GiffordMcMahon低温冷却器来实 现和保持的。每个两级低温冷却器具有第二级冷端，该第二级冷端附连到冷 凝器，该冷凝器将氦蒸汽再次冷凝成液态氦。在一些实施方式中，接近绝对 零度的温度是利用包含液态氦的冷却通道(未示出)来实现的，该冷却通道 形成在超导线圈支撑结构(例如，反向绕线架)内侧，并且在通道内的液态 氦和相对应的超导线圈之间包含热连接。上述类型的并且可以使用的液态氦 冷却系统的示例在美国专利申请第13/148000号(Begg等人)中描述。线圈 组件和低温恒温器腔室安装在药盒形磁轭82的两个半部81、83之内并完全 由该两个半部81、83封闭。铁的磁轭82提供用于返回磁场通量84的路径 并磁性屏蔽极面44、46之间的体积86，以防止外部磁场影响干扰该体积内 的磁场的形状。该磁轭还用于减小加速器附近的杂散磁场。
如图1和26所示，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离子计几何形状的粒子源90。粒子源可以如下面所述，或者 粒子源可以是通过引用结合于此的美国专利申请第11/948662号中描述的类 型。
粒子源90通过气体管线201和传送气态氢的管道194从氢的供给源99 被供给。电缆94承载来自电流源95的电流，以从与磁场199对准的阴极192、 190激励电子放电。
在一些实施方式中，气体管道101内的气体可以包括氢和一种或多种其 他气体的混合物。例如，该混合物可以包含氢和一种或多种稀有气体，例如 氦、氖、氩、氪、氙和/或氡(尽管混合物不局限于与稀有气体一起使用)。 在一些实施方式中，混合物可以包括氢和氦的混合物。例如，混合物可以包 含约75％或更多的氢以及约25％或更少的氦(且有可能包含痕量的气体)。 在另一示例中，混合物可以包含约90％或更多的氢以及约10％或更少的氦 (有可能包含痕量的气体)。在示例中，氢/氦混合物可以是如下中的任一种： >95％/<5％、>90％/<10％、>85％/<15％、>80％/<20％、>75％/<20％等等。
在粒子源中利用稀有(或其他)气体与氢组合的有可能的优点可以包括： 增加束强度、增加阴极寿命以及增加束输出的一致性。
在这个示例中，放电的电子电离通过小孔从管道194离开的气体，以产 生正离子(质子)的供给，用于被一个半圆形(D形)射频板加速，该半圆 形射频板跨过由磁体结构和一个虚设D形板102包围的空间的一半。在中断 的粒子源(其示例在美国专利申请第11/948662号中描述)的情况下，包含 等离子体的所有(或相当大部分)管道在加速区域被移除。
如图27中所示，D形板200是中空金属结构，其具有两个半圆形表面 203、205，在该两个半圆形表面围绕由磁体结构封闭的空间旋转一半的过程 中，它们封闭其中质子被加速的空间。开口到空间207内的导管209延伸通 过磁轭到达外部位置，真空泵可以从该外部位置附连，以将空间207和真空 腔室219之内的空间的剩余空间抽真空，加速在该真空腔室219中发生。虚 设D形板202包括矩形金属环，该矩形金属环靠近D形板的暴露边沿间隔 开。虚设D形板被接地到真空腔室和磁轭。D形板200由在射频传输线端部 处施加的射频信号驱动，以在空间207内赋予电场。射频电场被形成为随着 被加速的粒子束在距几何中心的距离上增大而随时间变化。射频电场可以按 照在名称为“将共振腔的共振频率与输入电压的频率相匹配(MatchingA ResonantFrequencyOfAResonantCavityToAFrequencyOfAnInput Voltage)”的美国专利申请第11/948359号描述的方式控制，该美国专利申请 通过引用合并于此。
对于从居中定位的粒子源出现的束而言，为了随着它开始螺旋向外而让 开粒子源结构，跨过射频板需要较大的电压差。施加20000V跨过射频板。 在一些变型中，可以施加8,000到20,000V跨过射频板。为了减小驱动这个 大电压需要的功率，磁体结构被布置成减小射频板和地面之间的电容。这可 以由通过外轭和低温恒温器壳体形成距射频结构足够间隙的孔并在磁极面 之间形成足够空间来实现。
驱动D形板的高压交变电势具有在加速循环期间向下扫略的频率，以考 虑质子的逐渐增大的相对论质量以及减小的磁场。虚设D形板不需要中空半 圆柱形结构，因为它与真空腔室壁一起处于地电势。还可以使用其他板结构， 比如多于一对交变电极，该对交变电极利用不同电相位驱动或者多个基础频 率来驱动。RF结构可以调谐，以例如通过使用旋转电容器来在所需的频率 扫略期间保持Q值高，所述旋转电容具有相互啮合的旋转和静止叶片。在叶 片每次啮合期间，电容增大，由此降低RF结构的共振频率。叶片可以成形 为产生所需的精确频率扫略。用于旋转电容器的驱动马达可以相位锁定于 RF发生器，用于精确控制。在旋转电容器的叶片的每次啮合期间，一捆离 子被加速。
其中发生加速的真空腔室是大体上圆柱形容器，其中心较薄而在边沿处 较厚。真空腔室封闭RF板和粒子源并且由真空泵211抽真空。保持高真空 确保加速的离子不会损失，以与气体分子碰撞，并且使得RF电压能够保持 在较高电平，不会对地起弧。
质子穿过大致螺旋形的轨道路径，该轨道路径起始于粒子源。在螺旋路 径的每一圈的一半中，质子随着它们穿过空间107内的RF电场而获得能量。 随着离子获得能量，它们的螺旋路径的每个连续圈的中心轨道的半径大于先 前圈的，直到圈半径达到极面的最大半径。在该位置处，磁场和电场干扰将 离子指向磁场快速减小的区域，并且离子离开高磁场的区域并被指向通过抽 真空的管道38，在此该抽真空的管道称为提取通道，以离开回旋加速器的磁 轭。磁性再生器可以用于改变磁场干扰，以指向离子。离开回旋加速器的离 子趋于随着它们进入磁场明显减小的区域而扩散，该磁场围绕回旋加速器存 在于房间中。在提取通道38内的束成形元件407、409重新指向离子，使得 它们保持为有限螺旋程度的笔直束。
随着束离开提取通道，它穿过由在此描述的类型的扫描系统构成的束形 成系统225(图22)。束形成系统125可以结合控制束的施加的内部台架使 用。
从回旋加速器离开的杂散磁场可以被两个药盒形磁轭(也用作屏蔽)以 及单独的磁屏蔽214限制。单独的磁屏蔽包括一层铁磁材料(例如，钢或铁)， 该铁磁材料层封闭药盒形磁轭，由空间216分开。包括磁轭、空间和屏蔽的 夹层的这种构造在较低重量下实现了对给定泄漏磁场的充分屏蔽。如上所 述，在一些实施方式中，有源返回系统可以取代磁轭和屏蔽的操作使用，或 增强磁轭和屏蔽的操作。
如所提到的，台架允许同步回旋加速器围绕水平旋转轴线532旋转。桁 架结构516具有两个大体平行的跨越件(span)580、582。同步回旋加速器 约在腿部之间的中间支撑在所述跨越件之间。台架利用安装在腿部的与桁架 相对的端部上的配重222、224平衡以围绕轴承旋转。
台架由安装在台架腿部中的一个或两个上并通过驱动齿轮连接到轴承 壳体上的电动机驱动旋转。台架的旋转位置可以从轴角度编码器提供的信号 中推导出，该轴角度编码器结合在台架驱动马达和驱动齿轮中。
在粒子束离开回旋加速器的位置处，束形成系统225作用在粒子束上， 以给它适于病人治疗的属性。例如，束可以扩散并且其穿透深度变化，以跨 过给定目标体积提供均匀辐射。束形成系统包括如本文所述的有源扫描元 件。
同步回旋加速器的所有有源系统(例如，电流驱动的超导线圈、RF驱 动的板、用于真空加速腔室和用于超导线圈冷却腔室的真空泵、电流驱动的 粒子源、氢气源和RF板冷却器)可以通过适当的同步回旋加速器控制电子 器件(未示出)来控制，该同步回旋加速器控制电子器件例如可以包括编程 有适当程序以实现控制的一个或多个计算机。
执行治疗阶段的台架的控制、病人支撑、有源束成形元件和同步回旋加 速器通过适当的治疗控制电子器件(未示出)来实现。
如图20、28和29所示，台架轴承被回旋加速器拱顶524的壁支撑。台 架使得回旋加速器能够摆动通过180度(或更大)的范围520，包括病人之 上、病人的一侧和病人之下的位置。拱顶足够高，以在其运动的顶部极限和 底部极限让开台架。由壁248、150形成侧部的迷宫246提供治疗人员和病 人的进入和离开路线。由于至少一个壁152不是与直接来自回旋加速器的质 子束成一条直线，所以它可以做得相对薄并且仍执行其屏蔽功能。可能需要 更厚重地屏蔽的房间的其他三个侧壁154、156、150/248能够埋在土堆 (earthenhill)(未示出)之内。壁154、156和158的所需厚度可以被减小， 这是因为土本身可以提供某些所需的屏蔽。
参照图28、29和30，为了安全和美观的原因，治疗房间160可以构造 在拱顶内。治疗房间从壁154、156、150和包含房间的底部162以如下方式 悬臂突出到台架腿部之间的空间，该方式为让开摆动的台架并也使得治疗房 间的地板空间164的范围最大。在升高的地板之下的空间内可以实现加速器 的定期维护。当加速器被旋转到台架上的下落位置时，在与治疗区域分隔的 空间内可以对加速器完全接近。功率供给、冷却设备、真空泵和其他支撑设 备可以位于升高的地板之下在这个分隔空间内。在治疗房间内，病人支撑件 170可以按照各种方式安装，使得允许该支撑件被升高和降低，并且允许病 人旋转和移动到各种位置和取向。
在图31的系统602中，在此描述类型的束产生离子加速器(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是在此 描述的类型，并可以围绕病人支撑件606成角度旋转。这个特征使得同步回 旋加速器604能够将粒子束从各种角度直接提供到病人。例如，如图31，如 果同步回旋加速器604在病人支撑件606之上，则粒子束可以向下指向病人。 可替代的是，如果同步回旋加速器604在病人支撑件606之下，则粒子束可 以向上被指向病人。在不需要中间束引导机构的情况下，粒子束被直接施加 到病人。在这个说明书中，引导机构不同于成形和定尺寸机构，其中，成形 或定尺寸机构不重新引导束，而是确定束的大小和/或束的形状，同时保持束 的相同的总的轨迹。
关于前述系统的示例性实施方式的进一步细节可以在2006年11月16 日提交的名称为充电离子辐射治疗(ChargedParticleRadiationTherapy)的 美国专利第7728,311号中以及2008年11月20日提交的名称为“内部台架” 的美国专利申请第12/275103号中找到。美国专利第7728311号以及美国专 利申请第12275103号的内容由此引用结合到本公开内容中。在一些实施方 式中，同步回旋加速器可以是可变能量装置，如在2013年6月12日提交的 美国专利申请第13/916401号中描述，它们的内容通过引用结合于此。
可变能量离子加速器
用于在此描述的示例性粒子治疗系统和示例性扫描系统中的离子加速 器可以是可变能量离子加速器。不同斑点大小散射器可以被构造成与可变能 量粒子加速器产生的不同能量一起使用。同样，不同降能器，如果使用的话 (在一些情况下，它们可以不使用)，可以构造成与可变能量粒子加速器产 生的不同能量一起使用。
提取的粒子束(从加速器输出的粒子束)的能量可以影响在治疗过程中 粒子束的使用。在一些机器中，粒子束(或粒子束中的粒子)的能量在提取 之后不增加。然而，能量可以基于治疗需要而在提取之后并在治疗之前减小。 参照图32，示例性治疗系统910包括加速器912，例如同步回旋加速器，具 有可变能量的粒子(例如质子)束914从其提取，以辐射身体922的目标体 积924。可选地，诸如扫描单元916或散射单元916、一个或多个监控单元 918和降能器920的一个或多个额外装置沿着辐射方向928设置。该装置拦 截提取的束914的横截面并且为了治疗改变被提取的束的一个或多个特性。
要被粒子束辐射用于治疗的目标体积(辐射目标)通常具有三维构型。 在一些示例中，为了进行治疗，目标体积沿着粒子束的辐射方向被分成层， 使得辐射可以以层为基础进行。对于特定类型的粒子比如质子，在目标体积 内的穿透深度(或束到达的层)极大地由粒子束的能量确定。给定能量的粒 子束基本上不能达到超过针对该能量的相对应穿透深度。为了从目标体积的 一个层向另一个层移动束辐射，粒子束的能量被改变。
在图32所示的示例中，目标体积924沿着辐射方向928被分成九个层 926a-926i。在示例性过程中，辐射从最深的层926i开始，一次一层，逐渐 到较浅的层，并最后针对最浅的层926a。在施加到身体922之前，粒子束 914的能量被控制到允许粒子束停止在期望的层，例如层926d的水平，而基 本上不进一步穿透到身体或目标体积内，例如层926e-926i或者进入身体更 深。在一些示例中，粒子束914的期望能量随着治疗层相对于离子加速器变 得越浅而减小。在一些示例中，为了治疗目标体积924的相邻层的束能量差 是约3MeV到约100MeV，例如约10MeV到约80MeV，但是例如取决于层 的厚度和束的特性，其他差也是有可能的。
用于治疗目标体积924的不同层的能量变化能够在加速器912处执行 (例如，加速器可以改变能量)，使得在一些实施方式中，在粒子束从加速 器912提取之后，不需要额外的能量变化。因此，在治疗系统10内的可选 的降能器920可以从系统中除去。在一些实施方式中，加速器912可以输出 能量在约100MeV和约300MeV之间例如在约115MeV和约250MeV之间变 化的粒子束。该变化可以是连续的或不连续的，例如一次一个阶跃。在一些 实施方式中，连续或不连续可以在相对高的速率下发生，例如达到约50MeV 每秒或达到约20MeV每秒。不连续变化可以一次一个阶跃地发生，且阶跃 大小为约10MeV到约90MeV。
当辐射在一个层完成时，加速器912能够例如在若干秒内或在小于一秒 内改变粒子束的能量，用于辐射下一层。在一些实施方式中，目标体积924 的治疗可以继续，而基本上没有中断或甚至没有任何中断。在一些情况下， 不连续能量变化的阶跃大小被选择成对应于辐射目标体积924的两个相邻层 所需的能量差。例如，阶跃大小可以与能量差相同或是能量差的分数。
在一些实施方式中，加速器912和降能器920一同变化束914的能量。 例如，加速器912提供粗略调节，而降能器920提供精细调节，或反之亦然。 在这个示例中，加速器912能够输出粒子束，该粒子束以约10-80MeV的变 化阶跃改变能量，并且降能器920以约2-10MeV的变化阶跃调节(例如， 减小)束的能量。
可以包括范围移位器的降能器的减少使用(或缺失)有助于保持从加速 器输出的束的特性和质量，例如束强度。粒子束的控制能够在加速器处执行。 在粒子束穿过降能器920时产生的例如来自中子的副作用可以被减小或消 除。
在完成目标体积924内的治疗之后，粒子束914的能量可以被调节，以 治疗另一身体或身体部分922’内的另一目标体积930。目标体积924、930 可以在相同身体(或病人)内，或者可以属于不同病人。有可能的是，目标 体积930距身体922’的表面的深度D不同于目标体积924的。虽然通过降 能器920执行一些能量调节，但是降能器912仅能够减小束能量而不能增大 束能量。
在这个方面，在一些情况下，用于治疗目标体积930所需的束能量大于 治疗目标体积924所需的束能量。在这种情况下，加速器912可以在治疗目 标体积924之后并在治疗目标体积930之前增大输出束能量。在其他情况下， 治疗目标体积930所需的束能量小于治疗目标体积924所需的束能量。虽然 降能器920能够减小能量，但是加速器912能够被调节，以输出较低束能量， 从而减少或消除降能器920的使用。将目标体积924、930分成层可以不同 或相同。目标体积930可以类似于治疗目标体积924以逐层为基础治疗。
针对相同病人的不同目标体积924、930的治疗可以基本上连续，例如， 在两个体积之间的停止时间不长于约30分钟或更短，例如25分钟或更短、 20分钟或更短、15分钟或更短、10分钟或更短、5分钟或更短、或者1分 钟或更短。如本文所述，加速器912能够安装在可移动台架上，并且台架的 移动可以移动加速器，从而对准不同目标体积。在一些情况下，加速器912 能够在治疗系统在完成目标体积924之后并在开始治疗目标体积930之前进 行调节(比如移动台架)的该时间内完成输出束914的能量调节。在加速器 和目标体积930的对准完成之后，治疗可以利用被调节的期望束能量进行。 用于不同病人的束能量调节也可以相对有效地完成。在一些示例中，所有调 节包括增大/减小束能量和/或移动台架在约30分钟之内例如在约25分钟之 内、在约20分钟之内、在约15分钟之内、在约10分钟之内或在约5分钟 之内完成。
在目标体积的相同层内，通过利用扫描单元916跨过层的二维表面移动 束(有时称为扫描束)，施加辐射剂量。可替代的是，该层可以通过将提取 的束穿过散射单元16的一个或多个散射器(有时称为散射束)来辐射。
诸如能量和强度的束特性可以在治疗之前选择或者可以在治疗期间通 过控制加速器912和/或其他装置(比如扫描单元/散射器916、降能器920 和图中未示出的其他装置)来调节。如在上面描述的示例性实施方式中，在 该示例性实施方式中，系统910包括控制器932，比如计算机，其与系统中 的一个或多个装置通信。控制可以是基于一个或多个监视器918执行的监视， 例如束强度、剂量、在目标体积内束的位置等的监视的结果。虽然监视器918 被示为在装置916和降能器920之间，但是一个或多个监视器能够沿着束辐 射路径设置在其他适当位置。控制器932还可以存储用于一个或多个(用于 相同病人和/或不同病人的)目标体积的治疗计划。治疗计划可以在治疗开始 之前确定，并可以包括诸如目标体积的形状、辐射层的数量、用于每个层的 剂量、每层被辐射的次数等等的参数。在系统910内束特性的调节可以基于 治疗计划来进行。额外的调节可以在治疗过程中例如探测到从治疗计划偏离 时来进行。
在一些实施方式中，加速器912被构造成通过改变粒子束被加速的磁场 来改变输出粒子束的能量。在示例性实施方式中，一组或多组线圈接收可变 电流，以在空腔内产生可变磁场。在一些示例中，一组线圈接收固定电流， 而一组或多组其他线圈接收可变电流，使得线圈组接收的总电流变化。在一 些实施方式中，所有组的线圈都是超导的。在其他实施方式中，一些组的线 圈比如用于固定电流的线圈组是超导的，而其他组线圈比如用于可变电流的 一组或多组线圈是非超导的。在一些情况下，所有组线圈都是非超导的。
通常，磁场的量值与电流的量值成比例。在预定范围内调节线圈的总电 流能够产生在相应预定范围内的变化的磁场。在一些示例中，电流的连续调 节可以导致磁场的连续变化以及输出束能量的连续变化。可替代的是，当施 加到线圈的电流以非连续阶跃方式调节时，磁场和输出束能量也相应地以非 连续(阶跃)方式变化。磁场与电流成比例可以允许束能量的变化相对精确 地进行，但是有时可以执行输入电流之外的微小调节。
在一些实施方式中，为了输出具有可变能量的粒子束，加速器912被构 造成施加RF电压，该RF电压在频率的不同范围上扫略，其中每个范围对 应于不同的输出束能量。例如，如果加速器912被构造成产生三个不同输出 束能量，则RF电压能够在这三个不同频率范围上扫略。在另一示例中，对 应于连续的束能量变化，RF电压在连续变化的频率范围上扫略。不同的频 率范围可以具有不同的下频率边界和/或上频率边界。
提取通道可以构造成容纳由可变能量离子加速器产生的不同能量的范 围。具有不同能量的粒子束可以从加速器912提取，而不改变用于提取具有 单个能量的粒子束的再生器的特征。在其他实施方式中，为了容纳可变离子 能量，再生器可以被移动，以按照上面描述的方式干扰(例如，改变)不同 离子轨道和/或铁杆(或磁性垫片)可被加入或去除，以改变再生器产生的磁 场凸点。更具体地说，不同离子能量将通常处于腔室内的不同离子轨道上。 通过以在此描述的方式移动再生器，有可能拦截在特定能量下的粒子，并由 此提供该轨道的正确扰动(perturbation)，使得在特定能量下的离子到达提取 通道。在一些实施方式中，再生器的运动(和/或磁性垫片的加入/去除)以 实时方式进行，以匹配由加速器输出的粒子束能量中的实时变化。在其他实 施方式中，粒子能量在预治疗基础上调节，并且再生器的运动(和/或磁性垫 片的加入/去除)在治疗之前进行。在任一种情况下，再生器的运动(和/或 磁性垫片的加入/去除)可以是计算机控制的。例如，计算机可以控制实现再 生器和/或磁性垫片的运动的一个或多个马达。在一些实施方式中，铁杆(磁 性垫片)可以移入和移出磁轭82的任何适当部分，以改变或控制在加速腔 室内产生的磁场。
在一些实施方式中，再生器利用一个或多个磁性垫片来实现，该磁性垫 片可控制成移动到适当位置。
在一些实施方式中，在提取通道入口处的结构(未示出)被控制，以容 纳有粒子加速器产生的不同能量。例如，该结构可以被旋转，使得适当的厚 度拦截具有特定能量的粒子束。由此，该结构吸收粒子束中的至少一些能量， 使得粒子束能够横穿提取通道，如上所述。
作为示例，表1示出了示例性加速器912能够输出粒子束的三个示例性 能量水平。用于产生三个能量水平的相对应参数也被列出。在这方面，磁体 电流指的是施加到加速器912内的一个或多个线圈组的总电流；最大和最小 频率限定RF电压扫略的范围；且“r”是一个位置距其中粒子被加速的腔室的 中心的径向距离。
表1：束能量和相应参数的示例
下面描述可以包括在产生具有可变能量的带电粒子的示例性粒子加速 器中的细节。加速器可以是同步回旋加速器，并且粒子可以是质子。粒子可 以作为脉冲束输出。从粒子加速器输出的束的能量可以在病人的一个目标体 积的治疗期间变化，或者在相同病人或不同病人的不同目标体积之间变化。 在一些实施方式中，在没有束(或粒子)从加速器输出时，加速器的设定被 改变，以改变束能量。能量变化在期望范围上可以是连续的或不连续的。
参照图1所示的示例，可以是如同上述加速器912的可变能量粒子加速 器的粒子加速器(同步回旋加速器502)可以被构造成产生具有可变能量的 粒子束。可变能量的范围可以具有上边界，该上边界是约200MeV到约300 MeV或更高，例如200MeV、约205MeV、约210MeV、约215MeV、约 220MeV、约225MeV、约230MeV、约235MeV、约240MeV、约245MeV、 约250MeV、约255MeV、约260MeV、约265MeV、约270MeV、约275 MeV、约280MeV、约285MeV、约290MeV、约295MeV、或约300MeV 或更高。该范围也可以具有下边界，该下边界是约100MeV或更低到约200 MeV，例如约100MeV或更低、约105MeV、约110MeV、约115MeV、 约120MeV、约125MeV、约130MeV、约135MeV、约140MeV、约145 MeV、约150MeV、约155MeV、约160MeV、约165MeV、约170MeV、 约175MeV、约180MeV、约185MeV、约190MeV、约195MeV、约200 MeV。
在一些示例中，变化是不连续的，且变化阶跃可以具有的大小为约 10MeV或更低、约15MeV、约20MeV、约25MeV、约30MeV、约35MeV、 约40MeV、约45MeV、约50MeV、约55MeV、约60MeV、约65MeV、 约70MeV、约75MeV、或约80MeV或更高。将能量改变一个阶跃大小可 以花费不超过30分钟，例如约25分钟或更短、约20分钟或更短、约15分 钟或更短、约10分钟或更短、约5分钟或更短、约1分钟或更短或者约30 秒或更短。在其他示例中，变化是连续的，且加速器可以以相对高速率调节 粒子束的能量，例如达到约50MeV每秒、达到约45MeV每秒、达到约40MeV 每秒、达到约35MeV每秒、达到约30MeV每秒、达到约25MeV每秒、达 到约20MeV每秒、达到约15MeV每秒或者达到约10MeV每秒。加速器可 以被构造成连续地和非连续地调节粒子能量。例如，连续和非连续变化的组 合可以用于一个目标体积的治疗或用于不同目标体积的治疗。柔性治疗计划 和柔性治疗可以被实现。
输出具有可变能量的粒子束的粒子加速器能够提供在辐射治疗中的精 度并且减少用于治疗的额外装置(除加速器之外)的数量。例如，用于改变 输出粒子束的能量的降能器的使用可以被减少或消除。粒子束的特性比如强 度、聚焦等可以在粒子加速器处控制，并且粒子束能够在基本上不受额外装 置干扰的情况下到达目标体积。束能量的相对高变化速率能够缩短治疗时 间，并允许治疗系统的高效使用。
在一些实施方式中，加速器比如图1的同步回旋加速器502通过改变加 速器内的磁场来加速离子或粒子束到可变能量水平，改变加速器内的磁场可 以通过改变施加到用于产生磁场的线圈上的电流来实现。如图3、4、5、6 和7中所示，示例性同步回旋加速器10(图1中的502)包括磁体系统，该 磁体系统包括粒子源90、射频驱动系统91和束提取系统38。图35示出磁 体系统的示例，其可以用于可变能量加速器。在这个示例性实施方式中，磁 体系统1012建立的磁场可以变化两组线圈40a和40b以及42a和42b能够 产生的磁场的最大值的约5％到约35％。磁体系统所建立的磁场利用两组线 圈和一对成形的铁磁(例如，低碳钢)结构的组合而具有适于保持所包含的 质子束的聚焦的形状，所述组合的示例在上面提供。
每组线圈可以是分开对的环形线圈，以接收电流。在一些情况下，两组 线圈都是超导的。在其他情况下，仅一组线圈是超导的，而另一组是非超导 的或普通导电的(下面还将进一步讨论)。也有可能的是两组线圈都是非超 导的。用于线圈的适当的超导材料包括铌-3锡(Nb3Sn)和/或铌-钛。其他普 通导电材料可以包括铜。线圈组构造的示例在下面进一步讨论。
两组线圈可以是电串联的或并联的。在一些实施方式中，由两组线圈接 收的总电流可以包括约2百万安匝到约1千万安匝，例如约2.5到约7.5百 万安匝或约3.75百万安匝到约5百万安匝。在一些示例中，一组线圈被构造 成接收总可变电流中的固定(或恒定)部分，而另一组线圈被构造成接收 总电流中的可变部分。两组线圈的总电流随着一组线圈中的电流的变化而变 化。在其他情况下，施加到两组线圈的电流可以变化。在两组线圈中的可变 电流可以产生具有可变量值的磁场，该可变量值的磁场继而改变离子的加速 路径，并产生具有可变能量的粒子。
通常，线圈产生的磁场的量值与施加到线圈的总电流的量值成比例。基 于比例特性，在一些实施方式中，磁场强度的线性变化可以通过线性改变线 圈组的总电流来实现。总电流可以以相对高速率来调节，这导致磁场和束能 量的相对高速率调节。
在上面表1反映的示例中，电流和在线圈环的几何中心处的磁场的值之 间的比率是1990:8.7(约228.7:1)、1920:8.4(约228.6:1)、1760:7.9(约222.8:1)。 因此，调节施加到超导线圈上的总电流的量值可以成比例地(基于该比率) 调节磁场的量值。
在表1的示例中的磁场对总电流的成比例特性也在图33的曲线中示出， 其中，BZ是沿着Z方向的磁场；而R是沿着垂直于Z方向的方向从线圈环 的几何中心测量的径向距离。磁场在几何中心处具有最大值，且随着距离R 增大而减小。曲线1035、1037表示接收不同总电流的相同线圈组产生的磁 场，该总电流分别是1760安培和1990安培。所提取的粒子的相对应能量分 别是211MeV和250MeV。两个曲线1035和1037具有基本上相同的形状， 并且曲线1035、1037的不同部分基本上平行。结果，曲线1035或曲线1037 可以线性偏移，以基本上匹配另一曲线，表示磁场与施加到线圈组的总电流 成比例。
在一些实施方式中，磁场对总电流的成比例性可能不完美。例如，基于 表1所示的示例计算出的磁场和电流之间的比率不是恒定的。此外，如图33 所示，一个曲线的线性偏移并不完好匹配另一个曲线。在一些实施方式中， 总电流在完美成比例性的假设下施加于线圈组。通过额外改变线圈的特征 (例如几何形状)以抵消成比例性中的不完美，能够产生(在完美成比例性 的假设下)目标磁场。作为一个示例，铁磁(例如，铁)杆(磁性垫片)可 以插入或从磁性结构中的一个或两个中去除。线圈的特征可以以相对高速率 变化，使得与成比例性完美且仅需要调节电流的情况相比，磁场调节的速率 基本上不受影响。在铁杆的示例中，铁杆能够以秒或分的时间量度被添加或 去除，例如在5分钟之内、在1分钟之内、少于30秒、或少于1秒。
在一些实施方式中，加速器的设定比如施加到线圈组的电流可以基于磁 场与线圈组中的总电流的基本上成比例性而选择。
通常，为了产生在期望范围内变化的总电流，可以使用施加到两个线圈 组上的电流的任何组合。在一个示例中，线圈组42a、42b可以被构造成接 收对应于磁场的期望范围的下边界的固定电流。在表1所示的示例中，固定 电流是1760安培。另外，线圈组40a、40b能够被构造成接收可变电流，该 可变电流具有上边界，该可变电流的上边界对应于磁场的期望范围的上边界 和下边界之间的差。在表1所示的示例中，线圈组40a、40b被构造成接收 在0安培和230安培之间变化的电流。
在另一示例中，线圈组42a、42b可以被构造成接收对应于磁场的期望 范围的上边界的固定电流。在表1所示的示例中，固定电流是1990安培。 另外，线圈组40a、40b可以被构造成接收具有上边界的可变电流，该可变 电流的上边界对应于磁场的期望范围的下边界和上边界之间的差。在表1所 示的示例中，线圈组40a、40b被构造成接收在-230安培和0安培之间变化 的电流。
由可变总电流产生的用于加速离子的总可变磁场可以具有大于4特斯拉 的最大量值，例如大于5特斯拉、大于6特斯拉、大于7特斯拉、大于8特 斯拉、大于9特斯拉、或大于10特斯拉，并且达到约20特斯拉或更高，例 如达到约18特斯拉、达到约15特斯拉或者达到约12特斯拉。在一些实施 方式中，在线圈组中总电流的变化可以将磁场改变约0.2特斯拉到约4.2特 斯拉或更大，例如约0.2特斯拉到约1.4特斯拉、或约0.6特斯拉到约4.2特 斯拉。在一些情况下，磁场的变化量可以与最大量值成比例。
图34示出用于在针对粒子束的每个能量水平的RF频率范围上在D形 板100上扫略电压以及在粒子束能量变化时用于改变频率范围的示例性RF 结构。D形板100的半圆形表面103、105连接到内部导体1300并容纳在外 部导体1302内。高电压从电源(未示出，例如振荡电压输入)通过将电源 耦接到内部导体的功率耦合装置1304而被施加到D形板100。在一些实施 方式中，耦合装置1304定位在内部导体1300上，以从电源向D形板100 提供功率传输。另外，D形板100耦接到可变反应元件1306、1308，以针对 每个离子能量水平执行RF频率扫略，并且针对不同离子能量水平改变RF 频率范围。
可变反应元件1306可以是旋转电容器，其具有可通过马达(未示出) 旋转的多个叶片1310。通过在RF扫略的每个循环期间啮合或脱开叶片1310， RF结构的电容变化，这继而改变RF结构的共振频率。在一些实施方式中， 在马达的每四分之一循环期间，叶片1310彼此啮合。RF结构的电容增加并 且共振频率减小。随着叶片1310脱开，过程相反。结果，产生施加到D形 板103上的高电压以及加速束所需的功率可被减小较大因数。在一些实施方 式中，叶片1310的形状被加工成形成共振频率对时间的所需相关性。
通过感测共振器内RF电压的相位、RF频率产生与叶片旋转同步，将D 形板上的交变电压保持接近RF腔室的共振频率。(虚设D形板接地并且在 图34中未示出。)
可变反应元件1308可以是由板1312和内部导体1300的表面1316形成 的电容器。板1312可以沿着朝向或远离表面1316的方向1314移动。电容 器的电容随着板1312和表面1316之间的距离D变化而变化。对于要针对一 个粒子能量扫略的每个频率范围，距离D是设定值，并且为了改变频率范围， 板1312对应于输出束的能量中的变化而移动。
在一些实施方式中，内部和外部导体1300和1302由金属材料比如铜、 铝或银形成。叶片1310和板1312也可以由与导体1300、1302相同或不同 金属材料形成。联接装置1304可以是电导体。可变反应元件1306、1308可 以具有其他形式，并可以以其他方式联接到D形板100，以执行RF频率扫 略和频率范围改变。在一些实施方式中，单个可变反应元件可以被构造成执 行两个可变反应元件1306和1038的功能。在其他实施方式中，可以使用两 个以上可变反应元件。
在此描述的粒子治疗系统的控制和它的各种特征可以利用硬件或硬件 和软件的组合来实现。例如，如同在此描述的系统可以包括各种控制器和/ 或位于各个点处的处理装置。中心计算机可以协调各个控制器或处理装置之 间的操作。中心计算机、控制器和处理装置可以执行各种软件程序，以实现 控制和测试与标定的协调。
可以至少部分利用一个或多个计算机程序产品来控制系统操作，该计算 机程序产品例如是可触及地嵌入一个或多个信息载体内的一个或多个计算 机程序，该信息载体诸如是一个或多个非瞬态机器可读取介质，用于通过一 个或多个数据处理设备例如可编程处理器、计算机、多个计算机和/或可编程 逻辑部件执行或控制后者的操作。
计算机程序可以以任何编程语言的形式(包括编译的或解释的语言)编 写，并且可以以任何形式(包括作为独立程序或作为模块、部件、子程序、 或适于在计算环境中使用的其他单元)展开。计算机程序可以被展开以在一 个地点或者跨过多个地点分布并由网络互连的一个计算机或在多个计算机 上执行。
与实现在此描述的粒子治疗系统的全部操作或该操作的一部分相关的 动作可以通过执行一个或多个计算机程序以执行在此描述的功能的一个或 多个可编程处理器执行。所述操作的全部或部分可以利用专用逻辑电路比如 FPGA(场可编程门阵列)和/或ASIC(专用集成电路)来实现。
适于计算机程序的执行的处理器作为示例包括通用和专用微处理器，以 及任何类型的数字计算机的任何一个或多个处理器。通常，处理器将从只读 存储区域或随机存取存储区域或这二者接收指令和数据。计算机(包括服务 器)的元件包括用户执行指令的一个或多个处理器，以及用于存储指令和数 据的一个或多个存储区域装置。通常，计算机还包括或可操作地连接成从一 个或多个机器可读取介质(如用于存储数据的大型PCB，例如磁盘、磁光盘 或光盘)接收数据，或将数据传送到介质，或者这二者。适于实施计算机程 序指令和数据的非瞬态机器可读取存储介质包括所有形式的非易失性存储 区域，作为示例包括半导体存储区域装置，例如EPROM、EEPROM和闪存 区域装置；磁盘，例如内部硬盘或可去除盘；磁光盘；以及CD-ROM和 DVD-ROM盘。
如本文所用，任何电连接可以暗示直接物理连接或包括中间部件但是尽 管如此允许电信号(包括无线信号)在相连接的部件之间流动的连接。除非 另有所指，涉及在此提到的电路的任何“连接”是电连接并且不必是直接物理 连接，无论是否使用词汇“电”来修饰“连接”。
前面实施方式中的任两个以上可以以适当的组合用于适当的粒子加速 器(例如，同步回旋加速器)。同样，前述实施方式中的任两个以上的单个 特征可以以适当组合的方式使用。
在此描述的不同实施方式的元件可以组合以形成在此未详细陈述的其 他实施方式。元件可以省略在此描述的过程、系统、设备等，而不会不利地 影响它们的操作。各种单独元件可以组合成一个或多个单个元件，以执行在 此描述的功能。
在此描述的示例性实施方式不局限于与粒子治疗系统一起使用，或者与 在此描述的示例性粒子治疗系统一起使用。相反，示例性实施方式可以用于 引导加速粒子输出的任何适当的系统。
关于可用于在此描述的系统的粒子加速器的示例性实施方式的设计的 额外信息可以在如下文献中找到：2006年1月20日提交的名称为“高场超导 同步回旋加速器(High-FieldSuperconductingSynchrocyclotron)”的美国临时 申请第60/760788号；2006年8月9日提交的名称为“用于粒子加速的磁体 结构(MagnetStructureForParticleAcceleration)”的美国专利申请第 11/463402号；以及2006年10月10日提交的名称为“低温真空断裂气动热 耦合器(CryogenicVacuumBreakPneumaticThermalCoupler)”的美国临时 申请第60/850565号，所有这些通过引用结合于此。
以下申请通过引用结合在本主题申请中：名称为“控制粒子束的强度 (CONTROLLINGINTENSITYOFAPARTICLEBEAM)”的美国临时申请 (申请号61/707466)、名称为“调节粒子束的能量(ADJUSTINGENERGYOF APARTICLEBEAM)”的美国临时申请(申请号61/707515)、名称为“调节 线圈位置(ADJUSTINGCOILPOSITION)”的美国临时申请(申请号： 61/707548)、名称为“利用磁场波动聚焦粒子束(FOCUSINGAPARTICLE BEAMUSINGMAGNETICFIELDFLUTTER)”的美国临时申请(申请号 61/707572)、名称为“磁场再生器(MAGNETICFIELDREGENERATOR)” 的美国临时申请(申请号61/707590)、名称为“聚焦粒子束(FOCUSINGA PARTICLEBEAM)”的美国临时申请(申请号：61/707704)、名称为“控制 粒子治疗(CONTROLLINGPARTICLETHERAPY)”的美国临时申请(申请 号61/707624)、以及名称为“用于粒子加速器的控制系统(CONTROL SYSTEMFORAPARTICLEACCELERATOR)”的美国临时申请(申请号 61/707645)。
以下也通过引用结合在本主题申请中：2010年6月1日颁布的美国专利 第7728311号、2007年11月30日提交的美国专利申请第11/948359号、2008 年11月20日提交的美国专利申请第12/275103号、2007年11月30日提交 的美国专利申请第11/948662号、2007年11月30日提交的美国临时申请第 60/991454号、2011年8月23日颁布的美国专利第8003964号、2007年4 月24日颁布的美国专利第7208748号、2008年7月22日颁布的美国专利第 7402963号、2010年2月9日提交的美国专利申请第13/148000号、2007年 11月9日提交的美国专利申请第11/937573号、2005年7月21日提交的名 称为“用于同步回旋加速器的可编程射频波形发生器(AprogrammableRadio FrequencyWaveformGeneratorforSynchrocyclotron)”的美国专利申请第 11/187633号、2004年7月21日提交的美国临时申请第60/590089号、2004 年9月24日提交的名称为“用于辐射治疗束形成的可编程粒子散射器 (ProgrammableParticleScattererforRadiationTherapyBeamFormation)”的 美国专利申请第10/949734号、以及2005年7月21日提交的美国临时申请 第60/590088号。
本主题申请中的任何特征可以与如下中的一个或多个适当特征相组合： 名称为“控制粒子束的强度(CONTROLLINGINTENSITYOFAPARTICLE BEAM)”的美国临时申请(申请号61/707466)、名称为“调节粒子束的能量 (ADJUSTINGENERGYOFAPARTICLEBEAM)”的美国临时申请(申请 号61/707515)、名称为“调节线圈位置(ADJUSTINGCOILPOSITION)”的 美国临时申请(申请号61/707548)、名称为“利用磁场波动聚焦粒子束 (FOCUSINGAPARTICLEBEAMUSINGMAGNETICFIELDFLUTTER)” 的美国临时申请(申请号61/707572)、名称为“磁场再生器(MAGNETIC FIELDREGENERATOR)”的美国临时申请(申请号61/707590)、名称为“聚 焦粒子束(FOCUSINGAPARTICLEBEAM)”的美国临时申请(申请号 61/707704)、名称为“控制离子治疗(CONTROLLINGPARTICLE THERAPY)”的美国临时申请(申请号61/707624)、以及名称为“用于粒子 加速器的控制系统(CONTROLSYSTEMFORAPARTICLE ACCELERATOR)”的美国临时申请(申请号61/707645)、2010年6月1日 颁布的美国专利第7728311号、2007年11月30日提交的美国专利申请第 11/948359号、2008年11月20日提交的美国专利申请第12/275103号、2007 年11月30日提交的美国专利申请第11/948662号、2007年11月30日提交 的美国临时申请第60/991454号、2013年5月31日提交的美国专利申请第 13/907601号、2013年6月12日提交的美国专利申请第13/916401号、2011 年8月23日颁布的美国专利第8003964号、2007年4月24日颁布的美国专 利第7208748号、2008年7月22日颁布的美国专利7402963号、2010年2 月9日提交的美国专利申请第13/148000号、2007年11月9日提交的美国 专利申请第11/937573号、2005年7月21日提交的名称为“用于同步回旋加 速器的可编程射频波形发生器(AProgrammableRadioFrequencyWaveform GeneratorforaSynchrocyclotron)”的美国专利申请第11/187633号、2004年 7月21日提交的美国临时申请第60/590089号、2004年9月24日提交的名 称为“用于辐射治疗束形成的可编程粒子散射器(AProgrammableParticle ScattererforRadiationTherapyBeamFormation)”的美国专利申请第 10/949734号、以及2005年7月21日提交的美国临时申请第60/590088号。
在此未具体描述的其他实施方式也在随后的权利要求书的范围之内。