產(chǎn)生具有可變能量的帶電粒子的粒子加速器的制造方法
【專利摘要】一個(gè)示例的同步回旋加速器包括以下內(nèi)容：一電壓源，其提供射頻(RF)電壓至一空腔以加速來自粒子源的粒子；一個(gè)線圈，其接收可變電流，并產(chǎn)生一個(gè)至少4特斯拉的磁場以使粒子在空腔中沿軌道運(yùn)行；和一個(gè)提取通道，其接收加速粒子和從空腔輸出所接收的粒子。從空腔中輸出的粒子具有的能量至少基于施加到線圈的可變電流而變化。
【專利說明】產(chǎn)生具有可變能量的帶電粒子的粒子加速器

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明主要涉及一種產(chǎn)生具有可變能量的帶電粒子的粒子加速器。

【背景技術(shù)】
[0002] 粒子治療系統(tǒng)使用加速器產(chǎn)生的粒子束治療疾病，如腫瘤。在操作中，在磁場的存 在下粒子在空腔內(nèi)部的軌道中被加速，并通過提取通道從空腔中移除。從加速器中提取的 粒子束可用于照射體內(nèi)的目標(biāo)體積。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0003] 一個(gè)示例的同步回旋加速器包括以下內(nèi)容：一電壓源，其提供射頻（RF)電壓至一 空腔以加速來自粒子源的粒子；一個(gè)線圈，其接收可變的電流，并產(chǎn)生一個(gè)至少4特斯拉的 磁場以使粒子在空腔中沿軌道運(yùn)行；和一個(gè)提取通道，其接收加速粒子和從所述空腔輸出 所接收的粒子。從空腔中輸出的粒子具有的能量至少基于施加到線圈的可變電流而變化。
[0004] 一個(gè)示例的質(zhì)子治療系統(tǒng)包括以下內(nèi)容：上面示例的同步回旋加速器；和一個(gè)臺 架，所述同步回旋加速器安裝在臺架上。臺架可相對于病人的位置旋轉(zhuǎn)。粒子是質(zhì)子，并基 本上直接從同步回旋加速器輸出至病人位置。
[0005] 可變電流可包括固定部分和可變部分，并且電流的可變部分可在一個(gè)范圍內(nèi)變 化，使得同步回旋加速器提取半徑處的磁場在提取半徑處的最大值的約5%和35%之間變 化。提取半徑處的磁場可以在約〇· 2特斯拉和約1. 4特斯拉之間或約0. 6至約4. 2特斯拉 之間變化。所述線圈可包括第一組線圈和第二組線圈。第一組可被配置為接收可變電流 的固定部分，和第二組可被配置為接收可變電流的可變部分。所述可變電流的可變部分可 在一定范圍內(nèi)變化，使得同步回旋加速器的提取半徑處的磁場在提取半徑處的最大值的約 5%和35%之間變化。所述線圈可包括一組或多組線圈，并且在至少一組線圈可以超導(dǎo)并 且可以包括2百萬至1千萬安培匝數(shù)。磁場可以具有范圍為約4特斯拉至約20特斯拉的 大小。從空腔輸出的粒子的能量可以在約115MeV和約250MeV之間連續(xù)變化，例如，以高達(dá) 每秒20MeV的速率。從空腔輸出的粒子的能量可以在約115MeV和約250MeV之間非連續(xù)變 化。粒子的能量能以約lOMeV到約80MeV之間的步長變化。能量每一個(gè)步長的變化可以不 超過30分鐘。該線圈可以包含一個(gè)超導(dǎo)線圈。電壓源可以被配置為在一個(gè)頻率范圍內(nèi)按 周期掃描所述RF電壓。電壓源可被配置為對應(yīng)于粒子從空腔輸出的每個(gè)不同的能量，以不 同的頻率范圍掃描RF電壓。每個(gè)頻率范圍可包括一個(gè)下邊界和一個(gè)上邊界，下邊界可以在 約 4〇MHz至約25〇MHz的范圍內(nèi)，例如，約73MHz到約ΙδΟΜΗζ，而上邊界可以在約56MHz至 約 340MHz的范圍內(nèi)，例如，約131MHz至約196MHz。一個(gè)或多個(gè)無功元件可連接到所述電壓 源，以在一個(gè)頻率范圍內(nèi)掃描RF電壓。所述一個(gè)或多個(gè)無功元件可以被配置為選擇用于從 空腔輸出的粒子的相應(yīng)能量的頻率范圍。所述一個(gè)或多個(gè)無功元件可以包括可變電容器或 電感器。所述線圈可包括第一組線圈和第二組線圈，其中所述第一組是超導(dǎo)的并配置為接 收可變電流的固定部分，以及所述第二組是超導(dǎo)或非超導(dǎo)的并且被配置為接收可變電流的 可變部分。
[0006] 本發(fā)明中所描述的兩個(gè)或兩個(gè)以上的特征，包括那些在
【發(fā)明內(nèi)容】
部分描述的特 征，可以組合以形成在本文中沒有具體描述的實(shí)施例。
[0007] 本文所描述的各種系統(tǒng)或其一部分的控制，可以通過計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品來實(shí)施，該 計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品包括存儲在一個(gè)或多個(gè)非臨時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀存儲介質(zhì)中的指令，并且該指 令可由一個(gè)或多個(gè)處理設(shè)備來執(zhí)行。本文所描述的系統(tǒng)或者其一部分可以作為一種裝置、 方法、或電子系統(tǒng)實(shí)施，其可以包括一個(gè)或多個(gè)處理設(shè)備和用于存儲實(shí)施所述功能的控制 的可執(zhí)行指令的存儲器。
[0008] 一個(gè)或多個(gè)實(shí)施方案的細(xì)節(jié)闡述于下面的附圖和說明書中。其它特征，目的和優(yōu) 點(diǎn)將在說明書、附圖以及權(quán)利要求書中變得顯而易見。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0009] 圖1是示出示例的治療系統(tǒng)的框圖。
[0010] 圖2是一個(gè)治療系統(tǒng)的透視圖。
[0011] 圖3是同步回旋加速器的部件的分解透視圖。
[0012] 圖4, 5,和6是同步回旋加速器的剖視圖。
[0013] 圖7是同步回旋加速器的透視圖。
[0014] 圖8是當(dāng)不同的總電流被施加到加速器上時(shí)，加速腔室的不同位置的磁場的大小 的曲線圖。
[0015] 圖9是一部分的反向線圈架和繞組的橫截面圖。
[0016] 圖10是通道中有電纜的復(fù)合導(dǎo)體的橫截面圖。
[0017] 圖11是離子源的橫截面圖。
[0018] 圖12是D形板和虛設(shè)D形件的透視圖。
[0019] 圖13是示例的射頻（RF)結(jié)構(gòu)的剖視圖。
[0020] 圖14是拱頂?shù)耐敢晥D。
[0021] 圖15是帶拱頂?shù)闹委熓业耐敢晥D
[0022] 圖16示出了極面和極片的對稱輪廓的一半的輪廓。
[0023] 圖17示出了位于治療室的內(nèi)部臺架中的病人。

【具體實(shí)施方式】
[0024] 概述
[0025] 本文描述的是在治療系統(tǒng)中如質(zhì)子或離子治療系統(tǒng)中使用的粒子加速器的一個(gè) 例子。該示例性的粒子治療系統(tǒng)包括：粒子加速器-在該例子中為同步回旋加速器-安裝 在臺架上。如下面更詳細(xì)說明的，臺架使加速器能夠圍繞病人位置進(jìn)行旋轉(zhuǎn)。在一些實(shí)施 方式中，臺架是鋼制的，并具有安裝在病人的相對側(cè)上的兩個(gè)相應(yīng)軸承上以進(jìn)行旋轉(zhuǎn)的兩 條腿。粒子加速器由鋼桁架支撐，該鋼桁架足夠長以跨越病人所躺的治療區(qū)，并且兩端連接 到臺架的旋轉(zhuǎn)腿上。因此臺架圍繞病人旋轉(zhuǎn)，粒子加速器也旋轉(zhuǎn)。
[0026] 在一個(gè)實(shí)施例中，粒子加速器（例如，同步回旋加速器）包括低溫恒溫器，其具有 一超導(dǎo)線圈以傳導(dǎo)產(chǎn)生磁場（B)的電流。在此示例中，低溫恒溫器使用液體氦（He)來維持 線圈在超導(dǎo)溫度下，例如，4。開爾文（K)。磁極片位于室溫以下的低溫恒溫器內(nèi)，并限定用 于粒子加速的空腔。在一些實(shí)施方式中，加速器中產(chǎn)生的最大磁場為至少4特斯拉并且可 高達(dá)20特斯拉或以上，例如，4特斯拉和20特斯拉之間或6特斯拉和20特斯拉之間。
[0027] 在這個(gè)實(shí)施例中，粒子加速器包括粒子源（例如，潘寧（Penning)離子計(jì)-PIG 源），以提供等離子體柱至空腔。氫氣被電離，以產(chǎn)生等離子體柱。電源提供了射頻（即）電 壓至空腔，以加速來自等離子體柱的粒子。如上所述，在本實(shí)施例中，粒子加速器是同步回 旋加速器。因此，當(dāng)加速來自柱中的粒子時(shí)，該射頻電壓在一個(gè)頻率范圍內(nèi)掃描（swe?。?，以 在粒子上施加相對論效應(yīng)（例如，增加粒子的質(zhì)量）。運(yùn)行電流通過超導(dǎo)線圈產(chǎn)生的磁場導(dǎo) 致從等離子體柱加速的粒子在空腔內(nèi)沿軌道加速。
[0028] 磁場再生器（"再生器"）被設(shè)置在靠近所述空腔的外側(cè)（例如，在其內(nèi)部邊緣） 來調(diào)整空腔內(nèi)的現(xiàn)有磁場，從而改變從等離子體柱加速的粒子的連續(xù)軌道的位置（例如， 間距和角度），使得最終粒子輸出到穿過低溫恒溫器的提取通道。再生器可增大所述空腔中 的一個(gè)點(diǎn)的磁場（例如，它可在空腔的一個(gè)區(qū)域產(chǎn)生磁場"凸點(diǎn)"），從而使該點(diǎn)處粒子的每 個(gè)連續(xù)軌道朝向提取通道的入口點(diǎn)向外旋進(jìn)，直到它到達(dá)提取通道。提取通道接收從等離 子體柱加速的粒子，并將從空腔所接收到的粒子作為一個(gè)粒子束輸出。
[0029] 所提取的粒子束（或從加速器輸出的粒子束）的能量可以影響治療中粒子束的使 用。通常，粒子束（或在粒子束中的粒子）的能量在提取后不增加。然而，在提取后與治療 前，能量可以根據(jù)治療的需要而減少。參照圖1，樣本治療系統(tǒng)10包括加速器12,例如，同 步回旋加速器，具有可變能量的粒子（例如質(zhì)子）束14從中被提取以照射身體22的目標(biāo) 體積24。任選地，一種或多種附加設(shè)備，諸如掃描單元16或散射單元16, 一個(gè)或多個(gè)監(jiān)測 單元18,和能量降解器20,沿照射方向28設(shè)置。該設(shè)備截取所提取的束14的橫截面，并且 改變用于治療的所提取的束的一個(gè)或多個(gè)屬性。
[0030] 由用于治療的粒子束照射的目標(biāo)體積通常具有三維結(jié)構(gòu)。在某些情況下，為了進(jìn) 行治療，將目標(biāo)體積沿所述粒子束的照射方向分層，并且可以在此基礎(chǔ)上逐層進(jìn)行照射。對 于某些類型的粒子，如質(zhì)子，在目標(biāo)體積內(nèi)沿照射方向的穿透深度（或該束到達(dá)的層）主要 由粒子束的能量來確定。具有給定能量的粒子束基本上不超過對應(yīng)的穿透深度。為了將束 照射從目標(biāo)體積的一層移動到另一層，所述粒子束的能量將發(fā)生變化。
[0031]在圖1所示的例子中，目標(biāo)體積24沿著照射方向28被分為九層26a-26i。照射通 常從最底層26i開始，一次一層，逐步移向較淺的層，并結(jié)束在最淺的層26a。在應(yīng)用到身 體22之前，所述粒子束14的能量被控制在一定的水平，以允許粒子停止在所希望的層，例 如層26d中，而基本上不進(jìn)一步滲透到身體內(nèi)或目標(biāo)體積內(nèi)，例如，層26e-26i或身體更深 處。在一些實(shí)例中，當(dāng)治療層相對于粒子加速變淺時(shí)，所述粒子束14的所需能量隨之降低。 通常，用于治療目標(biāo)體積24的相鄰層的束能量差約為約3MeV到約lOOMeV，例如，約lOMeV 至約80MeV，但是其他的差也可以，這取決于，例如，層的厚度和束的屬性。
[0032]用于治療目標(biāo)體積24的不同層的能量變化可以由加速器丨2執(zhí)行，這樣，在一些實(shí) 施方式中，粒子束從加速器12提取后，不需要額外的能量變化。該治療系統(tǒng)10中可選的能 量降解器20可以從系統(tǒng)中去除。在一些實(shí)施方式中，加速器 12可以輸出粒子束的能量在 約lOOMeV至約300MeV之間變化，例如，約115MeV和約25〇MeV之間。該變化可以是連續(xù)的 或不連續(xù)的，例如，一次一個(gè)步長。在一些實(shí)施方式中，該連續(xù)或不連續(xù)的變化能以相對高 的速率發(fā)生，例如，高達(dá)約50MeV每秒或高達(dá)約20MeV每秒。非連續(xù)變化可以一次一個(gè)步長 地進(jìn)行，一個(gè)步長約為lOMeV到約80MeV。
[0033] 當(dāng)一層照射完成后，加速器12可以改變粒子束的能量以照射下一層，例如，在幾 秒鐘內(nèi)或小于一秒鐘內(nèi)。在一些實(shí)施方式中，目標(biāo)體積24的治療可以繼續(xù)而基本上不中斷 或完全不中斷。在某些情況下，非連續(xù)能量變化的步長被選擇為對應(yīng)于照射目標(biāo)體積24的 兩相鄰層所需要的能量差。例如，步長可以是相同的或者為能量差的一部分。
[0034] 在一些實(shí)施方式中，加速器12和降解器20共同改變束14的能量。例如，加速器 I2提供粗調(diào)而降解器2〇提供微調(diào)，或反之亦然。在這個(gè)例子中，加速器12可以輸出粒子束 的能量變化的變化步長為約10_80MeV，并且降解器20調(diào)節(jié)（例如，減少）的束能量變化步 長為約2-10MeV。
[0035] 減少使用的（或不存在）降解器可以是范圍轉(zhuǎn)換器，能便于保持從加速器輸出的 束的性質(zhì)和質(zhì)量，如束強(qiáng)度。粒子束的控制可以由加速器執(zhí)行。例如，當(dāng)粒子束通過降解器 20所產(chǎn)生的中子的副作用，可以減少或去除。
[0036] 在完成目標(biāo)體積24的治療后，當(dāng)治療系統(tǒng)10治療另一身體或身體部分22'的另 一目標(biāo)體積30時(shí)，粒子束14的能量也可能需要調(diào)整。目標(biāo)體積 24, 30可以在同一個(gè)身體 (或病人）內(nèi)，或者可以屬于不同的病人。身體22'表面的目標(biāo)體積30的深度D可以不同 于目標(biāo)體積 24的深度。雖然一些能量調(diào)整可能由降解器20來完成，但該降解器20只可以 減少束的能量而不增加束能量。有時(shí)，用于治療目標(biāo)體積30的最高束能量可以高于用于治 療目標(biāo)體積24的最高束能量。在這種情況下，在治療該目標(biāo)體積24之后和治療目標(biāo)體積 30之前，加速器12則增加輸出束的能量。在其他情況下，治療目標(biāo)體積30所需的最高束能 量可以低于治療目標(biāo)體積24的最高束能量。雖然降解器20可以減少能量，然而加速器12 可以調(diào)節(jié)到輸出較低的束能量，從而減少或消除使用降解器20。目標(biāo)體積24,30的分層可 以是不同的或相同的。并且目標(biāo)體積30可以在目標(biāo)體積24治療的基礎(chǔ)上逐層地進(jìn)行相似 治療。
[0037] 在同一病人上的不同目標(biāo)體積24,30的治療可以是基本連續(xù)的，例如，兩個(gè)目標(biāo) 體積之間的停止時(shí)間為不超過約30分鐘或更少，如25分鐘或更少，20分鐘或更少，15分鐘 或更少，10分鐘或更少，5分鐘或更少，或1分鐘或更少。如下面詳細(xì)說明的，加速器12可 以被安裝在可移動臺架上，并且臺架的移動使加速器瞄準(zhǔn)不同的目標(biāo)體積。在某些情況下， 在完成目標(biāo)體積 24的治療后，開始治療目標(biāo)體積30之前，治療系統(tǒng)進(jìn)行調(diào)整（例如，移動 臺架）期間，加速器12可以完成輸出束14的能量調(diào)整。只要加速器和目標(biāo)體積30的對齊 完成時(shí)，具有調(diào)整的期望束能量的治療就可以開始。為不同病人調(diào)節(jié)束能量也可以相對高 效地完成。在一些實(shí)例中，所有的調(diào)整，包括增加/減少電子束能量和/或移動臺架是在約 30分鐘內(nèi)完成的，例如，約25分鐘內(nèi)，約20分鐘內(nèi)，約15分鐘內(nèi)，約10分鐘內(nèi)，或約5分鐘 內(nèi)。
[0038] 在目標(biāo)體積的同一層，照射劑量是通過使用掃描單元16移動束穿過層的二維表 面（有時(shí)也稱為掃描束）。或者，所述層可使所提取的束穿過散射單元16的一個(gè)或多個(gè)散 射體（其有時(shí)被稱為散射束）而被照射。
[0039]束的屬性，如能量和強(qiáng)度，可通過控制加速器12和/或其它設(shè)備，如掃描單元/ 一 個(gè)或多個(gè)散射體16,降解器20,以及其它在圖中未示出的設(shè)備，在治療前進(jìn)行選擇或者可 在治療過程中進(jìn)行調(diào)節(jié)。在一些實(shí)施方式中，系統(tǒng)10包括控制器32,例如一臺計(jì)算機(jī)，其 與系統(tǒng)中的一個(gè)或多個(gè)設(shè)備進(jìn)行通信。有時(shí)，控制可以基于由一個(gè)或多個(gè)監(jiān)測器18所監(jiān)測 的結(jié)果，例如，束強(qiáng)度，劑量，束在目標(biāo)體積的位置等的監(jiān)測。雖然所示的監(jiān)測器 18是位于 設(shè)備16和降解器20之間，但是一個(gè)或多個(gè)監(jiān)測器還可以放置在束照射路徑的其他位置。 控制器32還可以存儲用于一個(gè)或多個(gè)目標(biāo)體積的治療計(jì)劃（相同的病人和/或不同的病 人）。治療計(jì)劃可在治療開始之前確定，并且可以包括參數(shù)，如目標(biāo)體積的形狀，層的數(shù)目， 每一層的照射劑量，每一層的照射次數(shù)等。在系統(tǒng)10內(nèi)束屬性的調(diào)整可以根據(jù)治療計(jì)劃來 執(zhí)行。在治療過程中可進(jìn)行另外的調(diào)整，例如，當(dāng)檢測到偏離治療計(jì)劃時(shí)。
[0040]在一些實(shí)施方式中，加速器丨2,通過改變使所述粒子束加速的磁場，來改變輸出粒 子束的能量。特別地，一組或多組線圈用于接收可變電流，以在空腔中產(chǎn)生可變磁場。在一 些實(shí)例中，一組線圈接收固定電流，而一組或多組其它線圈接收可變電流，使得由線圈組接 收的總電流變化。在一些實(shí)施方式中，所有的線圈組是超導(dǎo)的。在其它實(shí)施方式中，某些線 圈組，諸如用于固定電流的一組是超導(dǎo)的，而其他組線圈，諸如用于可變電流的一組或多組 都是非超導(dǎo)的。有時(shí)，所有的線圈組都是非超導(dǎo)的。
[0041]通常，該磁場的大小是可隨電流的大小而變化的。在預(yù)定范圍內(nèi)調(diào)整線圈的總電 流可以產(chǎn)生在相應(yīng)的預(yù)定范圍內(nèi)變化的磁場。在某些情況下，電流的連續(xù)調(diào)節(jié)可導(dǎo)致磁場 的連續(xù)變化和輸出束能量的連續(xù)變化。另外，當(dāng)施加至線圈的電流以非連續(xù)的、步進(jìn)的方式 調(diào)節(jié)時(shí)，磁場和輸出的束能量也相應(yīng)地以非連續(xù)的方式變化。磁場與電流的比例可以使束 能量相對精確地變化，但是除輸入電流外有時(shí)可能需要輕微的調(diào)整，其細(xì)節(jié)將在下面討論。 [00 42]此外，為了輸出具有可變能量粒子束，加速器12被配置為施加掃描不同范圍頻率 的射頻電壓，每個(gè)范圍對應(yīng)于不同的輸出束能量。例如，如果加速器 12被配置為產(chǎn)生三個(gè) 不同的輸出束能量，所述射頻電壓就能夠掃描三個(gè)不同的頻率范圍。在另一個(gè)例子中，對應(yīng) 于連續(xù)的束能量變化，RF電壓掃描連續(xù)變化的頻率范圍。不同的頻率范圍可以具有不同的 低頻率和/或高頻率的界限。
[0043]可以從加速器I2提取具有不同能量的粒子束，而不改變用于提取具有單個(gè)能量 的粒子束的再生器的特征。在其它實(shí)施方式中，可移動再生器以干擾粒子軌道，或可添加或 去除鐵插頭以基于所述可變粒子能量改變磁場的凸點(diǎn)（b ump)。
[0044] j乍為一個(gè)例子，表1示出了該加速器12可以輸出粒子束的三個(gè)能級。還列出了用 于產(chǎn)生三個(gè)能級的相應(yīng)參數(shù)。特別是，磁電流是指施加到加速器12中的所述一個(gè)或多個(gè)線 圈組中的總電流；最大和最小頻率限定RF電壓掃描的范圍，以及 r是一個(gè)位置到空腔中心 的徑向距離，在該空腔中粒子被加速。
[0045] 束能量磁電流最大頻率最小頻率r=〇mm處的r=298mm處的 (MeV) (Amps) (MHz) (MHz) 磁場(Tesla)磁場（Tesla) 250 1990 132 99 8 7 82
[0046] 235 1920 128__97 8.4 8.0 211 1760 120 93 η g 7 5
[0047] 表ι·束能量和相應(yīng)參數(shù)的示例。
[=]了文描述了產(chǎn)生具有可變能量的帶電粒子的粒子加速器的詳情。加速器可以是同 少回旋加速器，以及粒子可以是鮮。難子形成為細(xì)于治療騰。在病人的同一目標(biāo) 體積的治療過程中，或者同-病人或不隨人的不a目標(biāo)體棚治療過程巾，從粒子加速 器輸出的細(xì)^量可以改變。在-些實(shí)施方式中，當(dāng)沒有束（或粒子）從加速器輸出時(shí)，所 述加速器的體被改變，U酸剌瞳。能量變化在所誠動可以是雜的或不連續(xù)的。 [00 49]參照圖2,帶電粒子放射治療系統(tǒng)_包括產(chǎn)生束的粒子加速器5〇2，該粒子加速 器的重量和財(cái)足夠小，以允許纖安裝雄轉(zhuǎn)臺架 5Q4上，使其輸出定向?yàn)閺募铀倨鳉?體直接（B卩，基本上直接）朝向病人506。
[0050]在一些實(shí)施方式中，鋼制臺架具有兩個(gè)腿部508, 510,安裝在位于病人相對側(cè)上的 兩個(gè)相應(yīng)軸承512, 514上以進(jìn)行旋轉(zhuǎn)。加速器由鋼桁架516支承，鋼桁架的長度足以跨越 病人所躺的治療區(qū)518,（如，高個(gè)人的兩倍長，以允許病人在該空間內(nèi)被完全旋轉(zhuǎn)，使得病 人的任意期望的目標(biāo)區(qū)留在束的線路中），并能夠在兩端穩(wěn)定地連接至臺架的旋轉(zhuǎn)腿部。 [00 51]在一些示例中，臺架的旋轉(zhuǎn)被限制在小于360度的范圍520內(nèi)，例如，約180度，以 允許地板522從容納所述治療系統(tǒng)的拱頂 524的壁部延伸進(jìn)入病人治療區(qū)域。臺架的限制 旋轉(zhuǎn)范圍也減小了一些壁部（那些絕不會直接與束對準(zhǔn)的壁部，例如壁部 530)的所需厚 度，其為治療區(qū)域以外的人提供了輻射屏蔽。180度的臺架旋轉(zhuǎn)范圍足夠覆蓋所有的治療到 達(dá)角度，但提供更大的行程范圍也是有用的。例如旋轉(zhuǎn)范圍可以在 180和330度之間，并仍 然提供相應(yīng)于治療地面空間的間隙。
[0052]臺架的水平旋轉(zhuǎn)軸532名義上位于地板上方的一米處，在那里，病人和治療人員 與治療系統(tǒng)相互配合。該地板定位在遮蔽治療系統(tǒng)的拱頂?shù)牡撞康匕迳戏郊s3米處。加速 器可以在提升地板的下面擺動，以從旋轉(zhuǎn)軸下方輸送治療束。病床可在平行于所述臺架的 旋轉(zhuǎn)軸線的大致水平的平面上移動和旋轉(zhuǎn)。這種結(jié)構(gòu)下，所述床能在水平面中約270度的 范圍534內(nèi)旋轉(zhuǎn)。臺架和病人旋轉(zhuǎn)的范圍和自由程度的結(jié)合允許治療人員選擇束的幾乎所 有的接近角。如果需要，病人可以被反向放置在床上，那么所有可能的角度都可以使用。 [0053] 在一些實(shí)施方式中，加速器使用具有非常高磁場的超導(dǎo)電磁結(jié)構(gòu)的同步回旋加速 器結(jié)構(gòu)。因?yàn)榫哂薪o定動能的帶電粒子的彎曲半徑減小與施加在其上的磁場增大成正比/ 直接比例，所以非常高磁場的超導(dǎo)磁性結(jié)構(gòu)允許加速器做得更小并且更輕。同步回旋加速 器使用旋轉(zhuǎn)角度一致的磁場，并且強(qiáng)度隨半徑的增加而降低。這種場的形狀能夠在不考慮 磁場的大小的情況下實(shí)現(xiàn)，所以理論上在同步回旋加速器中使用的磁場強(qiáng)度（以及在固定 半徑處因此而產(chǎn)生的粒子能量）沒有上限。
[0054] 在存在非常高的磁場的情況下，超導(dǎo)材料失去其超導(dǎo)性質(zhì)。使用高性能的超導(dǎo)導(dǎo) 線繞組以獲得非常高的磁場。
[0055] 超導(dǎo)材料通常需要被冷卻到低溫以實(shí)現(xiàn)它們的超導(dǎo)性質(zhì)。在這里描述的一些實(shí)施 例中，使用低溫冷卻器來使超導(dǎo)線圈繞組達(dá)到接近絕對零度的溫度。采用低溫冷卻器能夠 降低復(fù)雜性和成本。
[0056]同步回旋加速器被支撐在臺架上，使得產(chǎn)生的束直接與病人共線。臺架允許回旋 加速器繞水平旋轉(zhuǎn)軸線旋轉(zhuǎn)，該水平旋轉(zhuǎn)軸線包含在病人內(nèi)部，或病人附近的一個(gè)點(diǎn)（等 角點(diǎn)540)。與旋轉(zhuǎn)軸線平行的分離桁架在兩側(cè)上支撐該回旋加速器。 ^ '
[0057]因?yàn)榕_架的旋轉(zhuǎn)范圍受到限制，所以病人支撐區(qū)域可以被容納在等角點(diǎn)周圍的寬 廣區(qū)域。因?yàn)榈匕迥軌驀@等角點(diǎn)寬闊地延伸，病人支承平臺可定位成相對于穿過等角點(diǎn) 的垂直軸5似移動，并圍繞該垂直軸 5似旋轉(zhuǎn)，這樣，通過臺架旋轉(zhuǎn)，以及平臺移動和旋轉(zhuǎn)的 組合，可以獲得直達(dá)病人的任何部分的任何角度的束。這兩個(gè)臺架臂部由高個(gè)病人身高的 兩倍或以上的間距分離，以允許病床帶著病人在提升地板上方的水平面內(nèi)旋轉(zhuǎn)和平移。 [0058]限制臺架的旋轉(zhuǎn)角度允許減小圍繞治療室的至少一個(gè)壁部的厚度。厚的壁部，通 常由混凝土構(gòu)成，為治療室外部的人提供輻射防護(hù)。停止質(zhì)子束的下游的壁部厚度可以是 治療室相對端的壁部厚度的約兩倍，從而以提供同等程度的保護(hù)。限制臺架旋轉(zhuǎn)范圍使得 治療室的三個(gè)側(cè)面被設(shè)置在地平面以下，同時(shí)使占用區(qū)域相鄰于最薄的壁部，減少構(gòu)造治 療室的成本。
[0059] 可奪能量
[0060] 在如圖2所示的例子中，超導(dǎo)同步回旋加速器502輸出的粒子束具有可變能 量。可變能量的范圍可具有一個(gè)上邊界，即約200MeV到約3〇OMeV或更高，例如，200MeV， 約 205MeV，約 210MeV,約 215MeV，約 220MeV,約 225MeV，約 230MeV，約 235MeV，約 240MeV, 約 245MeV，約 250MeV,約 255MeV，約 260MeV,約 265MeV,約 270MeV，約 275MeV，約 280MeV, 約285MeV，約290MeV,約295MeV,或約300MeV或更高。所述范圍還可具有一個(gè)下邊界，即 約lOOMeV或更低到約200MeV，例如，約lOOMeV或更低，約105MeV，約llOMeV，約115MeV， 約 120MeV，約 1255MeV,約 130MeV，約 135MeV，約 140MeV，約 145MeV，約 150MeV，約 155MeV， 約 160MeV，約 165MeV，約 170MeV，約 175MeV，約 180MeV，約 185MeV，約 190MeV，約 195MeV，約 200MeV〇
[0061] 在某些情況下，變化是不連續(xù)的，且變化步長可為約10MeV或更低，約15MeV，約 20MeV，約 25MeV，約 3010MeV，約 35MeV，約 40MeV，約 45MeV，約 50MeV，約 55MeV，約 60MeV，約 65MeV，約70MeV，約75MeV，或約80MeV或更高。改變一個(gè)步長的能量可以不超過30分鐘， 例如，約25分鐘或更少，約20分鐘或更少，約15分鐘或更少，約10分鐘或更少，約5分鐘 或更少，約1分鐘或更少，或約30秒或更少。在其它情況下，變化為連續(xù)的，且加速器能以 相對較高的速率調(diào)整粒子束的能量，例如，高達(dá)約50MeV每秒，高達(dá)約45MeV每秒，高達(dá)約 40MeV每秒，高達(dá)35MeV每秒，高達(dá)約30MeV每秒，高達(dá)約25MeV每秒，高達(dá)約20MeV每秒，高 達(dá)約15MeV每秒，或高達(dá)約10MeV每秒。加速器可以被配置為連續(xù)和非連續(xù)地調(diào)整粒子的 能量。例如，連續(xù)和非連續(xù)變化的組合可以用在同一個(gè)目標(biāo)體積的治療或不同目標(biāo)體積的 治療。靈活的治療計(jì)劃和靈活的治療就可以實(shí)現(xiàn)。
[0062] 粒子加速器輸出具有可變能量的粒子束可以為照射治療提供精度，并減少用于治 療的附加設(shè)備（除加速器以外）的數(shù)量。例如，用于改變輸出粒子束的能量的降解器的使 用可被減少或消除。粒子束的屬性，如強(qiáng)度、聚焦等，可以在粒子加速器中得到控制，且粒子 束能到達(dá)目標(biāo)體積而不受附加設(shè)備的實(shí)質(zhì)性千擾。相對高的電子束能量變化率可以減少治 療時(shí)間，并使得能有效地利用治療系統(tǒng)。
[0063] 可奪磁揚(yáng)
[0064] 在一些實(shí)施方式中，加速器，如圖2所示的同步回旋加速器502,通過改變加速器 中的磁場來加速粒子或粒子束至可變能量水平，其可以通過改變施加至線圈的用于產(chǎn)生磁 場的電流來實(shí)現(xiàn)。如圖 3,4,5,6和7中，示例的同步回旋加速器1010(圖2中502)包括具 有粒子源90的磁系統(tǒng)1012,射頻驅(qū)動系統(tǒng)91，和束提取系統(tǒng)38。由磁系統(tǒng)1012建立的磁 場可以從兩組線圈40a和40b，以及42a和42b能夠生成的磁場最大值的約5%變化到約 35%。由磁系統(tǒng)建立的磁場具有的形狀適合于使用兩組線圈和一對成形的鐵磁（例如低碳 鋼）極面44,46的組合來維持包含質(zhì)子的束的焦點(diǎn)。
[0065]每組線圈都是用于接收電流的分離的一對環(huán)形線圈。在一些情況下，兩組線圈都 是超導(dǎo)的。在其它情況下，只有一組線圈是超導(dǎo)的而另一組是非超導(dǎo)或常規(guī)傳導(dǎo)（下面也 將進(jìn)一步討論）。也可能這兩組線圈都是非超導(dǎo)的。在線圈中使用的合適的超導(dǎo)材料，包括 鈮_ 3錫（Nb3Sn)和/或鈮-鈦。其它常規(guī)傳導(dǎo)材料可包括銅。下面進(jìn)一步描述線圈組結(jié) 構(gòu)的例子。
[0066]兩組線圈可串聯(lián)或并聯(lián)地電連接。在一些實(shí)施例中，由兩組線圈接收到的總電流 可包括約200萬安培匝數(shù)至約1〇〇〇萬安培匝數(shù)，例如，約250萬至約750安培匝數(shù)或左右 37 5萬安培匝數(shù)至約500萬安培匝數(shù)。在某些情況下，一組線圈被配置為接收總可變電流 的固定（或恒定）部分，而另一組線圈被配置為接收總電流的可變部分。兩個(gè)線圈組的總 電流隨一組線圈的電流變化而變化。在其它情況下，施加到兩組線圈的電流都可以變化。 兩組線圈中的可變總電流能產(chǎn)生具有可變大小的磁場，這反過來又改變所述粒子的加速途 徑，并產(chǎn)生具有可變能量的粒子。
[0067] -般地，由一個(gè)或多個(gè)線圈產(chǎn)生的磁場大小與施加到一個(gè)或多個(gè)線圈的總電流大 小成比例?；谒龅谋壤?，在一些實(shí)施方式中，磁場強(qiáng)度的線性變化可以由線圈組總電流 的線性變化來實(shí)現(xiàn)?？傠娏髂芤韵鄬^高速率調(diào)整，這導(dǎo)致磁場和束能量能以相對高的速 率調(diào)整。
[0068]在表1中所示的例子中，在線圈環(huán)幾何中心的電流和磁場之間的比率是： 1990 : 8.7(約 228.7 : 1) ;1920 : 8.4(約 228.6 : 1) ;1760 : 7·9(約 222.8 : 1)。因 此，調(diào)節(jié)施加到一個(gè)或多個(gè)超導(dǎo)線圈的總電流大小可以按比例地（基于所述比率）調(diào)整磁 場大小。
[0069] 在表1例子中的磁場和總電流的比例也在圖8的曲線圖中示出，其中Βζ為沿Ζ方 向的磁場；以及R是沿垂直于Ζ方向的方向從線圈環(huán)的幾何中心測得的徑向距離。該磁場 在幾何中心具有最高值，并且隨距離R的增加而降低。曲線1035,1037表示相同線圈組接 收不同的總電流：分別為1760安培和1990安培，所產(chǎn)生的磁場。提取粒子的對應(yīng)能量分別 是211MeV和25MeV。兩條曲線1〇35，1〇 37具有大致相同的形狀，且曲線1035,1037的不同 部分基本上是平行的。其結(jié)果是，無論是曲線1035還是曲線1037都可以被線性地移位，以 基本匹配另一條曲線，這表明磁場可與施加到線圈組的總電流成比例。
[0070]在一些實(shí)施方式中，該磁場和總電流的比例性也許是不完美的。例如，基于表1中 所示的例子計(jì)算的磁場和電流之間的比率不是恒定的。另外，如8圖所示，一個(gè)曲線的線性 移位可能不能很好地匹配另一曲線。在一些實(shí)施方式中，總電流在完美比例的設(shè)想下被施 加到線圈組?？赏ㄟ^另外改變特征，例如線圈的幾何形狀，以抵消不完美的比例性，來產(chǎn)生 目標(biāo)磁場（在完美比例的設(shè)想下）。作為一個(gè)例子，鐵棒可被插入一個(gè)或兩個(gè)極片或從中取 出。相比于比例是完美的并且只有電流需要調(diào)整的情況，線圈的特征能夠以相對高的速率 被改變，使得磁場的調(diào)整速度基本上不受影響。在鐵棒的例子中，棒可以在秒鐘或分鐘的時(shí) 間量程內(nèi)被添加或刪除，例如5分鐘內(nèi)、1分鐘內(nèi)、少于30秒、或小于1秒。
[0071] 在一些實(shí)施方式中，所述加速器的設(shè)置，如施加到線圈組的電流，可以基于線圈組 中的總電流和磁場的實(shí)際比例性進(jìn)行選擇。
[0072] 通常，為產(chǎn)生在期望范圍內(nèi)變化的總電流，施加到兩個(gè)線圈組的電流的任何組合 都可以使用。在一個(gè)實(shí)施例中，線圈組42a，42b可以配置成接收對應(yīng)于該磁場的期望范圍 的下邊界的固定電流。在表1所示的例子中，固定電流是1760安培。此外，線圈組40a，40b 可以被配置為接收可變電流，該可變電流具有的上邊界對應(yīng)于期望范圍的磁場的上邊界和 下邊界之間的差值。在表1所示的例子中，線圈組40a，40b被配置為接收〇安培和230安 培之間變化的電流。
[0073] 在另一個(gè)例子中，線圈組42a，42b可以配置成接收對應(yīng)于該磁場的期望范圍的上 邊界的固定電流。在表1所示的例子中，固定電流是1990安培。此外，線圈組40a，40b可 以被配置成為接收可變電流，該可變電流具有的上邊界對應(yīng)于期望范圍的磁場的上邊界和 下邊界之間的差值。在表1所示的例子中，線圈組40a，40b被配置成接收-230安培和0安 培之間變化的電流。
[0074]由可變總電流產(chǎn)生的用于加速粒子的總可變磁場可以具有大于4特斯拉的最大 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，以及高達(dá)約20特斯拉或更高，例如，高達(dá)約18特斯拉，高達(dá)約15特斯拉或高達(dá) 約12特斯拉。在一些實(shí)施方式中，線圈組總電流的變化可以改變磁場約〇. 2特斯拉至約 4. 2特斯拉或以上，例如約0· 2特斯拉至約1. 4特斯拉或約0· 6特斯拉至約4. 2特斯拉。在 某些情況下，磁場的變化量可以與所述最大值成比例。
[0075] 此外，在給定最大值的磁場，磁場強(qiáng)度一般是到加速器幾何中心的距離的函數(shù)，并 且可受線圈40a，40b，42a,和42b的幾何形狀以及磁極的形狀和材料的選擇的影響。磁場強(qiáng) 度的變化作為距離的函數(shù)的一個(gè)例子示于圖8。
[0076] 下面討論兩組線圈的結(jié)構(gòu)的示例。兩個(gè)線圈組以公共軸線47為中心并且沿軸線 被隔開。在如圖9和10所示的實(shí)施例中，線圈組是由基于Nb3Sn超導(dǎo)的0.8mm直徑的線束 48 (最初包括由銅外皮包覆的銀-錫芯）置于一個(gè)通道中包含絞合電纜的導(dǎo)體的幾何結(jié)構(gòu) 中形成。7股單獨(dú)的線束電纜連接在一起后，將其加熱至發(fā)生反應(yīng)以形成線圈的最終（脆 性）的超導(dǎo)材料。材料反應(yīng)后，導(dǎo)線被焊接入銅制通道（外尺寸3. 18X2. 54毫米，內(nèi)尺寸 2· 08 Χ2·〇8毫米）并覆蓋絕緣層52(在這個(gè)例子中為織造玻璃纖維材料）。然后包含導(dǎo)線 53的銅制通道卷繞成兩個(gè)線圈組，每個(gè)線圈組分別具有8. 55厘米X 19. 02厘米的矩形橫截 面，具有2e層和每層49匝數(shù)。然后卷繞的線圈組由環(huán)氧化合物54進(jìn)行真空浸漬。最終形 成的線圈組被安裝在環(huán)形不銹鋼反向線圈架56上。加熱器層陽放置在繞組的層間隔中， 從而在超導(dǎo)磁體失超（magnet quench)的情況下保護(hù)該組件。
[0077]然后卷繞線圈組由環(huán)氧化合物進(jìn)行真空浸漬。然后每個(gè)線圈組可以用銅板覆蓋， 以提供熱傳導(dǎo)性和機(jī)械穩(wěn)定性，然后被包含在環(huán)氧樹脂的附加層中。通過將線圈組冷卻到 低溫并且將線圈組嵌合在反向繞線管內(nèi)，可以實(shí)現(xiàn)線圈組的預(yù)壓。反向線圈架的內(nèi)徑選擇 為使得當(dāng)整個(gè)物料冷卻到4K時(shí)，反向線圈架保持與線圈組接觸并提供一些壓縮。
[0078] 線圈組的幾何形狀通過將線圈組安裝在反向線圈架56中并施加一個(gè)與線圈被激 勵(lì)時(shí)產(chǎn)生的扭曲力相反的恢復(fù)力60而保持。如該圖6所示，使用一組暖-冷支撐條402， 404,406相對于磁軛和低溫恒溫器被保持該線圈組的位置。采用薄條支撐該冷質(zhì)量可降低 由剛性支撐系統(tǒng)傳遞給冷量的熱泄漏。這些條布置為隨著磁體在臺架上旋轉(zhuǎn)而承受所述線 圈組上變化的重力。它們承受重力和大離心力的組合作用，該離心力通過線圈組被千擾至 相對于磁軛離開完全對稱的位置時(shí)由線圈組實(shí)現(xiàn)。此外，隨著臺架在其位置變化時(shí)的加速 和減速，這些連桿用于降低施加在線圈組上的動態(tài)力。每個(gè)暖-冷支撐件包括一個(gè)S2玻璃 纖維連桿和一個(gè)碳纖維連桿。碳纖維連桿跨過在熱輒和中間溫度（50-70Κ)之間的銷而被 支撐，并且S2玻璃纖維連桿408跨過中間溫度銷和連接到冷量的銷而被支撐。每個(gè)連桿為 5厘米長（從銷中心到銷中心），17毫米寬。連桿厚度為9毫米。每個(gè)銷由高強(qiáng)度的不銹鋼 制成，并且直徑為40 _米。
[0079] 通過將線圈組件（線圈和支撐結(jié)構(gòu)）封裝在抽成真空的環(huán)狀的鋁或不銹鋼低溫容 器中，使得主超導(dǎo)線圈保持在接近絕對零度的溫度（例如，約4開氏度），該容器提供圍繞該 線圈結(jié)構(gòu)的至少一些自由空間。在一些實(shí)施方式中，接近絕對零度的溫度由包含液態(tài)氦的 冷卻通道（未示出）來實(shí)現(xiàn)與保持，其中，該冷卻通道形成在支撐結(jié)構(gòu)中，并且它包含通道 中的液態(tài)氦和相應(yīng)的超導(dǎo)線圈之間的熱連接。上述以及那些可能使用的類型的液態(tài)氦冷卻 系統(tǒng)的示例描述在美國專利申請No. 13/148 000 (Begg等）中。
[0080] 作為一個(gè)例子，該線圈組通過將線圈組件（線圈和線圈架）封裝在抽成真空的環(huán) 狀的鋁或不銹鋼低溫容器70中而保持在接近絕對零度的溫度（例如，約4開氏度），該容器 在線圈結(jié)構(gòu)周圍提供自由空間，除了具有支承點(diǎn)71，73的限定組之外。
[0081] 在一些實(shí)施方式中，使用一個(gè)單級Gifford-McMahon低溫冷卻器和三個(gè)兩級 Gifford-McMahon低溫冷卻器來達(dá)到和保持接近絕對零度的溫度。每個(gè)兩級低溫冷卻器具 有連接到冷凝器的第二級冷端，該冷凝器將氦蒸汽重新凝固成液態(tài)氦。在低溫冷卻器的頭 部被供給有來自壓縮機(jī)的壓縮氦。單級(iifford-McMahon低溫冷卻器被布置為冷卻用于向 超導(dǎo)繞組供應(yīng)電流的高溫（例如，50-70開氏度）引線。
[0082] 在一些實(shí)施方式中，使用配置在線圈組件的不同位置的兩個(gè)Gifford-McMahon 低溫冷卻器72,74來達(dá)到和保持接近絕對零度的溫度。每個(gè)低溫冷卻器具有與該線圈組 件接觸的冷端76。在低溫冷卻器的頭部78被供給有來自壓縮機(jī)的壓縮氦80。另外兩個(gè) Gifford-McMahon低溫冷卻器77，79被布置為冷卻用于向超導(dǎo)繞組供應(yīng)電流的高溫（例如， 60-80開氏度）引線。
[0083] 線圈組件和低溫容器被安裝在藥盒狀磁軛82的兩半81，83中，并由這兩半完全封 閉。在這個(gè)例子中，該線圈組件的內(nèi)徑是約74. 6厘米。鐵軛82提供了用于返回磁場磁通 量84的路徑，并且磁性屏蔽該極面44,46之間的體積86,以避免外部磁場作用干擾那一體 積內(nèi)的磁場形狀。該軛也用于減少加速器附近的雜散磁場。
[0084] 雖然顯示了兩個(gè)線圈組，但加速器也可以包括一個(gè)線圈組或兩個(gè)以上的線圈組。 在只使用一個(gè)線圈組的情況下，該線圈組被配置成接收可變電流來改變磁場。在使用兩個(gè) 以上的線圈組的情況下，其中一個(gè)或多個(gè)線圈組被配置成接收可變電流來改變磁場。
[0085] 一個(gè)，兩個(gè)，或多個(gè)組線圈可以被構(gòu)造成類似于圖9和10中所示的結(jié)構(gòu)。雖然兩 組線圈被描述為具有相同的半徑和結(jié)構(gòu)（例如，層數(shù)和匝數(shù)，材質(zhì)等），它們也可以具有不 同的特征。在一些實(shí)施例中，不同組的線圈可以根據(jù)需要被設(shè)置為用于接收不同的電流。 [0086]除了可變性以外，加速器中的磁場還需要具有一定的性能以在加速時(shí)保持在腔室 中的粒子束。該磁場指數(shù) n，如下所示，
[0087] n = -(r/B)dB/dr,
[0088] 應(yīng)保持為正以維持這種"弱"聚焦。這里，r是束的半徑，B是磁場。此外該磁場指 數(shù)必須保持低于0. 2,因?yàn)樵谶@個(gè)值，束的徑向振蕩和垂直振蕩的周期符合' =2vz共振。 該電子回旋加速頻率由\ = (1-η) 1/2和= nl/2定義。極是鐵磁性的，并且鐵磁性極面 被設(shè)計(jì)為成形所述線圈產(chǎn)生的磁場，因此該磁場指數(shù)η在與給定磁場中的250MeV束一致的 最小直徑中被保持為正并小于0. 2。
[0089] 磁場指數(shù)的弱聚焦可以基于磁場變化促進(jìn)粒子束能量的變化。當(dāng)磁場隨著施加到 線圈組的總電流的變化而連續(xù)地或步進(jìn)地改變時(shí)，磁場的軸向聚焦相應(yīng)地改變。在一些實(shí) 施方式中，可以使用轉(zhuǎn)向磁體（未示出）來指示該磁場，以校正磁場變化所引起的任何可能 的指向誤差。
[0090] 從加速器射出的雜散磁場由兩個(gè)磁輒46a，46b (其也用作屏蔽件）和額外的單獨(dú) 的磁性屏蔽件（未示出）進(jìn)行限制。
[0091] 在一些實(shí)施方式中，返回軛和屏蔽件可以通過有源返回系統(tǒng)替換或者擴(kuò)充。一個(gè) 示例的有源返回系統(tǒng)包括一個(gè)或多個(gè)有源返回線圈傳導(dǎo)電流至與穿過主超導(dǎo)線圈的電流 相反的方向。在一些實(shí)施例中，有每個(gè)超導(dǎo)線圈都有一個(gè)有源返回線圈，例如，兩個(gè)有源返 回線圈-每個(gè)超導(dǎo)線圈（被稱為"主"線圈）具有一個(gè)。每個(gè)有源返回線圈也可以是超導(dǎo) 線圈，其圍繞相應(yīng)的主超導(dǎo)線圈的外側(cè)。
[0092] 通過有源返回線圈的電流方向與通過主線圈的電流方向相反。電流通過有源返回 線圈從而產(chǎn)生磁場，該磁場與主線圈產(chǎn)生磁場極性相反。結(jié)果，通過有源返回線圈產(chǎn)生的磁 場能夠消散至少一些較強(qiáng)的從相應(yīng)主線圈產(chǎn)生的雜散磁場。在一些實(shí)施例中，每個(gè)有源返 回可用于生一個(gè)2. 5T至12T或更大值之間的磁場。可使用的有源返回系統(tǒng)的一個(gè)例子描 述在2013年5月31日提交的美國專利申請No. 13/907 601中，該申請的內(nèi)容通過引用并 入本文。
[0093] 如圖4和11所示，同步回旋加速器包括一個(gè)位于磁結(jié)構(gòu)82的幾何中心92附近的 具有潘寧離子計(jì)的粒子源90。粒子源90可以是如下所述，或者粒子源可以是美國專利申請 No. 11/948662中記載的類型，其內(nèi)容通過引用并入本文。
[0094] 粒子源90由氫氣供給器99通過輸送氣態(tài)氫的氣體線101和管194來供給。電纜 94承載來自電流源95的電流從而激勵(lì)電子從與該磁場200對齊的陰極192,190排出。
[0095] 在本例中，所排出的電子使得通過小孔從管194排出的氣體電離化從而產(chǎn)生正離 子（質(zhì)子）的供給，從而由半圓形（D形）射頻板100和一個(gè)虛設(shè)D形板102加速，該半圓 形射頻板橫跨由磁結(jié)構(gòu)所包圍的空間的一半。在粒子源中斷的情況下（一個(gè)例子記載在美 國專利申請?zhí)?1/948 662中），所有（或主要部分）的含等離子體的管在加速區(qū)被移除，從 而使離子在相對高的磁場中被更快速地加速。
[0096] RF頗率范圍
[0097] 如圖12所示，D形板100是中空金屬結(jié)構(gòu)，具有包圍一空間107的兩個(gè)半圓形表面 103,1〇5,其中，質(zhì)子繞磁結(jié)構(gòu)包圍的空間旋轉(zhuǎn)一半期間被加速。通向空間107的導(dǎo)管109， 穿過磁軛延伸到外部位置，由此可以連接一真空泵111以將該空間107以及加速發(fā)生的真 空室119空間的其余部分抽真空。虛設(shè)D形板102包括矩形金屬環(huán)，其在d形板的暴露邊 緣附近被隔開。虛設(shè)D形板接地至真空室和磁軛。該D形板1〇〇是由射頻信號驅(qū)動，該射 頻信號施加在射頻傳輸線的端部，從而在空間107中施加電場。隨著被加速的粒子束增加 了與幾何中心之間的距離，使得射頻電場隨時(shí)間變化。用于該目的的射頻波形發(fā)生器的實(shí) 例記載在 2〇〇5 年 7 月 21 日提交的標(biāo)述為 A Programmable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron" 的美國專利申請 No. 11/187633,以及 2004 年 7 月 21日提交的相同標(biāo)題的美國臨時(shí)申請No. 60/590〇89中，二者都通過引用并入本文。射頻 電場可以通過標(biāo)題為 "Matching A Resonant Frequency Of A Resonant Cavity To A Frequency Of An Input Voltage"的美國專利申請No. 11/948359中描述的方式來控制，該 申請的內(nèi)容通過引用并入本文。
[0098] 對于從位于中心的粒子源發(fā)出從而隨著其開始向外螺旋行進(jìn)而避開粒子源結(jié)構(gòu) 的束而言，在射頻板兩端需要具有大的電壓差。在一些方案中，可在射頻板兩端施加5000 至2〇000伏特。為了減小驅(qū)動該大電壓所需要的電力，磁結(jié)構(gòu)被布置為減小射頻板和地面 之間的電容。這是基于通過外軛和低溫恒溫器外殼與射頻結(jié)構(gòu)產(chǎn)生足夠的間隙，并且使磁 鐵極面之間形成足夠的空間而實(shí)現(xiàn)的。
[0099] 驅(qū)動D形板的高壓交變電位具有在加速周期期間向下掃描的頻率，從而實(shí)現(xiàn)質(zhì)子 相對質(zhì)量的增加和磁場的降低。該電壓可以按周期掃描一個(gè)頻率范圍，并且每個(gè)周期可以 對應(yīng)于加速器中的粒子的加速周期。在一些實(shí)施方式中，加速器是同步回旋加速器，并且從 加速器輸出的粒子束是脈沖粒子束的形式。每個(gè)粒子束可在一個(gè)加速周期中被加速，并且 RF掃描周期可以與粒子束產(chǎn)生或提取的周期相同。
[0100] 虛設(shè)D形板不需要中空半圓形結(jié)構(gòu)，因?yàn)樗c真空室的壁部共同處于地電位?？?以使用其它板結(jié)構(gòu)，例如一對以上的由不同的電相或基礎(chǔ)頻率倍數(shù)驅(qū)動的加速電極。通過 使用例如具有相互嚙合的旋轉(zhuǎn)和固定的葉片的旋轉(zhuǎn)電容器，該射頻結(jié)構(gòu)可在所需的掃頻過 程中被調(diào)整為保持正確的諧振匹配。在葉片的每次嚙合期間，電容增加，從而降低了射頻結(jié) 構(gòu)的諧振頻率。葉片可以成形為產(chǎn)生所需要的精確掃頻。一粒子束在旋轉(zhuǎn)電容器的葉片的 每次嚙合期間被加速。
[0101] 所述D形板100上的高電壓掃描的RF頻率范圍與束能量和對應(yīng)于不同射頻范圍 的不同束能量有關(guān)。因此，當(dāng)加速器中的束能量變化，該電壓在周期中掃描的對應(yīng)的RF范 圍被改變。不同的RF頻率范圍可以基于電子束能量范圍來選定。在一些實(shí)施方式中，為 適應(yīng)能量變化的范圍，RF頻率范圍具有在約40MHz和約250MHz之間變化的下邊界，和在約 56MHz和約340MHz之間變化的上邊界。例如，下邊界可在約73MHz至約150MHz之間變化，上 邊界可在約131MHz和約196MHz之間變化。在表1所示的例子中，RF頻率范圍為99MHz到 132MHz對應(yīng)于250MeV的電子束能量，97MHz至128MHz對應(yīng)于235MeV的電子束能量，93MHz 至120MHz對應(yīng)于21 IMeV的電子束能量。
[0102] 圖13示出了射頻結(jié)構(gòu)一個(gè)例子，該射頻結(jié)構(gòu)用于為所述粒子束的每個(gè)能級掃描D 形板100上的高電壓至一個(gè)RF頻率范圍，并用于當(dāng)粒子束的能量改變時(shí)，改變所述頻率范 圍。D形板100的半圓表面103,105連接到一個(gè)內(nèi)導(dǎo)體1300并容納在一個(gè)外導(dǎo)體1302中。 尚電壓從電源（未不出，例如振蕩電壓輸入端）通過一個(gè)用于稱合電源到內(nèi)導(dǎo)體的電源稱 合器1304被施加到D形板100。在一些實(shí)施方式中，耦合器i3〇4被定位在所述內(nèi)導(dǎo)體1300 上以提供電力從電源傳輸至D形板100。此外，D形板1〇〇連接到可變電抗元件1306,1308 來為每個(gè)粒子的能級執(zhí)行射頻掃描，并為不同的粒子能級改變 RF頻率范圍。
[0103]具體地，可變電抗兀件1306可以是旋轉(zhuǎn)電容器，其具有可由電機(jī)（未示出）旋轉(zhuǎn) 的多個(gè)葉片1310。通過在射頻掃描的每個(gè)周期內(nèi)哨合或不噴合葉片131〇, rf結(jié)構(gòu)的電容 發(fā)生變化，其反過來改變RF結(jié)構(gòu)的諧振頻率。在一些實(shí)施方式中，電機(jī)的每四分之一周期 期間，葉片1310彼此嚙合。射頻結(jié)構(gòu)的電容增加，并且諧振頻率減小。當(dāng)葉片 1310不嚙合 時(shí)該過程逆轉(zhuǎn)。結(jié)果，產(chǎn)生高電壓所需要的電力施加到D形板1〇3上，并且加快所述束的需 求可以由一個(gè)大的因子減小。在一些實(shí)施方式中，葉片1310的形狀被加工成能準(zhǔn)時(shí)形成共 振頻率所需要的關(guān)系曲線。
[0104]葉片的旋轉(zhuǎn)可以與RF頻率的產(chǎn)生同步。通過改變射頻腔的q因子，RF結(jié)構(gòu)的諧 振頻率保持接近施加到D形板103 (虛設(shè)D形板接地，并且在圖13中未示出）的交流電壓 電位的頻率。
[0105] 可變電抗元件1308可以為由板1312和內(nèi)導(dǎo)體1300的表面1316形成的電容器。 板1：312可沿朝向或遠(yuǎn)離表面1：316的方向1314移動。電容器的電容隨著板1312和表面 1：31 6之間的距離D的變化而變化。對于為一粒子能量而掃描的每個(gè)頻率范圍，距離d位于 一設(shè)定值，并且為了改變頻率范圍，板1：312對應(yīng)于輸出束能量的變化而移動。
[0106] 在一些實(shí)施方式中，內(nèi)導(dǎo)體和外導(dǎo)體1300,1302由金屬材料制成，如銅，鋁或銀。 葉片1310和板1312可以用與導(dǎo)體1300,1 3〇2相同或不同的金屬材料制成。耦合器1304 可以是一個(gè)電導(dǎo)體?？勺冸娍乖?306,1308可以具有其他形式，并且能以其他方式連接 到D形板100,以執(zhí)行射頻頻率掃描和頻率范圍的改變。在一些實(shí)施方式中，單個(gè)可變電抗 元件可以被配置為執(zhí)行兩個(gè)可變電抗元件1306,1308的功能。在其它實(shí)施方式中，可以使 用兩個(gè)以上的可變電抗元件。
[0107] 東的加諫和搵取
[0108] 加速發(fā)生的真空室119是大體柱形的容器。該真空室封裝射頻板和粒子源，并由 真空栗111抽真空。保持高的真空度可確保加速離子不會損失于與氣體分子的碰撞，并使 所述RF電壓能夠被保持在較高的水平，而不產(chǎn)生電弧放電。
[0109] 質(zhì)子穿過始于粒子源的大致螺旋形的軌道路徑。在螺旋形路徑的每個(gè)回路的一 半中，質(zhì)子在其通過空間107中的RF電場時(shí)獲得能量。隨著離子獲得能量，其螺旋形路徑 的每個(gè)隨后回路的中央軌道的半徑大于在先的回路，直到該回路的半徑達(dá)到極面的最大半 徑。在該位置處，磁場和電場擾動可引導(dǎo)離子進(jìn)入磁場迅速減小的區(qū)域中，并且離子離開所 述高磁場的區(qū)域，并通過真空管38被引導(dǎo)，在本文中稱為提取通道，從而離開回旋加速器 的軛。磁性再生器可用于改變磁場的擾動以引導(dǎo)離子。這些離開回旋加速器的離子將趨于 分散，因?yàn)樗鼈冞M(jìn)入了存在于回旋加速器周圍空間的顯著減小的磁場。在提取通道38中的 束成形元件107,109重新引導(dǎo)所述離子，使它們停留在有限空間范圍的直線束中。
[0110] 當(dāng)束離開提取通道，它通過束形成系統(tǒng)125(圖6)，該系統(tǒng)可以可編程地控制，以 創(chuàng)建束的散射角和范圍調(diào)制的期望組合。用于此目的的束形成系統(tǒng)的例子記載在2004年9 月 24 日提交標(biāo)題為"A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation"的美國專利申請No. 10/949 734,和2〇〇5年7月21日提交的美國臨時(shí)申請 No. 60/59〇088中，二者都通過引用并入本文。束形成系統(tǒng)1?可以與下文所述的臺架601 結(jié)合使用，以引導(dǎo)束至病人。束形成系統(tǒng)I25也可以是一個(gè)掃描系統(tǒng)。
[0111]在操作期間，由于沿著板表面的傳導(dǎo)電阻，D形板吸收來自所施加的射頻場的能 量。此能量顯示為熱能，并使用用于釋放熱交換器113(圖4)中的熱量的水冷卻線路1〇8 將該能量從板中消除。
[0112] 從回旋加速器射出的雜散磁場由藥盒狀磁軛（兼作屏蔽件）和分離的磁性屏蔽件 114二者進(jìn)行限定。分離的磁性屏蔽件包括具有鐵磁材料（例如鋼或鐵）的層 117，該層包 圍藥盒狀磁軛，并由空間116隔開。這種包括磁軛，空間，及屏蔽件的三明治結(jié)構(gòu)可獲得足 夠的屏蔽，用于低重量下的給定泄漏磁場。
[0113] 如上所述，臺架允許同步回旋加速器繞著水平旋轉(zhuǎn)軸532旋轉(zhuǎn)。桁架結(jié)構(gòu)516具 有兩個(gè)大致平行的翼展 580,582。同步回旋加速器在所述腿之間的大約中間處托架在所述 翼展之間。使用安裝在與桁架相對的腿部端部的配重1 22,124,來平衡臺架以使其繞軸承旋 轉(zhuǎn)。
[0114] 臺架由電動馬達(dá)驅(qū)動旋轉(zhuǎn)，該電動馬達(dá)安裝在臺架的一個(gè)或兩個(gè)腿上，并通過驅(qū) 動齒輪連接到軸承座。臺架的旋轉(zhuǎn)位置由軸間角編碼器提供的信號導(dǎo)出，該軸間角編碼器 并入臺架的驅(qū)動馬達(dá)和驅(qū)動齒輪中。
[0115] 在該離子束離開回旋加速器的位置處，束形成系統(tǒng)125作用在離子束上以賦予其 適合于病人治療的屬性。例如，束可以被擴(kuò)散，并且其滲透深度改變從而跨過給定的目標(biāo)體 積提供均勻的輻射。束形成系統(tǒng)可包括無源散射元件以及有源掃描單元。
[0116] 如圖2,14,和15所示，臺架的軸承是由回旋加速器拱頂524的壁部支撐。臺架使回 旋加速器在180度（或以上）的范圍520擺動，包括病人的上方，側(cè)面和下方的位置。拱頂 的高度足夠?yàn)榕_架在其移動的頂部和底部極限提供空間。由壁部148,150形成側(cè)壁的曲徑 146,為治療人員和病人提供了進(jìn)入和退出通道。由于至少有一個(gè)壁部152是絕不會與回旋 加速器直接射出的質(zhì)子束成一直線，所以其可以形成得相對薄，并且仍可執(zhí)行其屏蔽功能。 房間的其他三個(gè)側(cè)壁154,156,150/148,其可能需要更嚴(yán)密的屏蔽，可被埋在土山中（未顯 示）。壁部154,156,和158的所需厚度可以減小，因?yàn)橥恋乇旧砜梢蕴峁┠撤N程度的所需 屏蔽。
[0117] 參照圖15和16,出于安全和美觀的原因，治療室160可構(gòu)建在拱頂內(nèi)。治療室采 用為擺動臺架留有空間并且還最大化治療室的地板空間164的方式，從容納室的壁部154， 156,150和底座162形成懸臂進(jìn)入臺架兩腿之間的空間。加速器的定期檢修可在提升地板 下方的空間完成。當(dāng)加速器旋轉(zhuǎn)至所述臺架的下部位置時(shí)，在與治療區(qū)域分隔開的空間可 以實(shí)現(xiàn)全方位接近該加速器。動力供給，冷卻設(shè)備，真空栗和其他支撐設(shè)備可以位于該分隔 開的空間中的提升地板下面。在治療室中，病人支架170可以采用多種方式安裝，以允許支 架升高和降低并允許病人旋轉(zhuǎn)并移動至多個(gè)位置和方向。
[0118] 在圖17的系統(tǒng)602中，產(chǎn)生束的粒子加速器，在這種情況下為同步回旋加速器 604,被安裝在旋轉(zhuǎn)臺架605上。旋轉(zhuǎn)臺架605采用這里所描述的類型，并能圍繞病人支架 606呈角度地旋轉(zhuǎn)。這一特征使得使同步回旋加速器604能夠從各種角度向病人直接提供 粒子束。例如，如圖17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 可被引導(dǎo)至向下朝向病人。可選地，如果同步回旋加速器604位于病人支架6〇6下方，那么 粒子束可被引導(dǎo)至向上朝向病人。該粒子束被直接施加至病人，意味著不需要中間束的路 由機(jī)構(gòu)。在這種情況下，路由機(jī)構(gòu)與成形或成尺寸機(jī)構(gòu)的不同之處在于，一個(gè)成形或成尺寸 機(jī)構(gòu)不重新路由該束，而是形成該束的大小和/或形狀，同時(shí)保持束的相同總體軌跡。
[0119] 所有加速器的有源系統(tǒng)，如同步回旋加速器（例如當(dāng)前的驅(qū)動的超導(dǎo)線圈，W驅(qū) 動板，用于真空加速室和超導(dǎo)線圈冷卻室的真空泵，電流驅(qū)動的粒子源，氫氣源和射頻板冷 卻器），由合適的控制電子元件（未示出）控制，其可以包括，例如，用適當(dāng)?shù)某绦蚓幊虂韺?shí) 現(xiàn)控制的一個(gè)或多個(gè)計(jì)算機(jī)。
[0120] 執(zhí)行治療期間的臺架，病人支架，有源束成形單元和加速器的控制通過適當(dāng)?shù)闹?療控制電子元件（未示出）來實(shí)現(xiàn)。
[0121] 在本例中所述的放射治療系統(tǒng)用于質(zhì)子放射治療，但相同的原理和細(xì)節(jié)可以應(yīng)用 在類似系統(tǒng)中，例如重離子（離子）治療系統(tǒng)。
[0122] 粒子源可以是美國專利申請No. 11/948662中所述的類型，其通過引用并入 本文。用于該目的的射頻波形發(fā)生器的實(shí)例記載在2005年7月21日提交的標(biāo)題為 "A Programmable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron，，' 的美國專利申請No. 11/187633,和2004年7月21日提交的相同標(biāo)題的美國臨時(shí)申 請No. 60/590089中，二者通過引用并入本文。射頻電場可以通過標(biāo)題為"Matching A Resonant Frequency Of A Resonant Cavity To A Frequency Of An I叩ut Voltage"的 美國專利申請No. 11/948359中所述的方式進(jìn)行控制，其內(nèi)容通過引用并入本文。
[0123] 對于上述系統(tǒng)進(jìn)一步的細(xì)節(jié)可以在2006年11月16日提交的標(biāo)題為"Charged Particle Radiation Therapy" 的美國專利 No. 7728311 和 2008 年 11 月 20 日提交的標(biāo)題 為"Inner Gantry"的美國專利申請No. 12/275103中找到。美國專利No. 7728311和美國 專利申請No. 12/275 103的內(nèi)容通過引入并入本文。
[0124] 任何兩個(gè)或多個(gè)前述實(shí)施方案可適當(dāng)?shù)亟M合使用于適當(dāng)?shù)牧Ｗ蛹铀倨髦校ɡ纾?同步回旋加速器）。同樣地，任何兩個(gè)或多個(gè)前述實(shí)施方案的各個(gè)特征可以適當(dāng)?shù)亟M合使 用。本小節(jié)和它們各自的標(biāo)題是用于幫助閱讀和理解該說明書。本小節(jié)的標(biāo)題不包括或限 制相應(yīng)小節(jié)的內(nèi)容的解釋。各小節(jié)的內(nèi)容是不分開的或不彼此獨(dú)立的。相反，不同小節(jié)的 特征可以進(jìn)行任何適當(dāng)?shù)慕M合。
[0125] 本文所述的不同實(shí)施方案的要素可以被組合，以形成上文未詳細(xì)說明的其他實(shí)施 例。本文所述的流程，系統(tǒng)，設(shè)備等可以省略一些要素，而不對其運(yùn)行造成不利影響。各個(gè) 分離的元件可以被組合成一個(gè)或多個(gè)獨(dú)立元件，以執(zhí)行本文中所描述的功能。
[0126]本文所描述的示例性的實(shí)施方式不限于用于粒子治療系統(tǒng)或使用本文描述的示 例性粒子治療系統(tǒng)。相反，示例性的實(shí)施方式可用于引導(dǎo)加速粒子輸出的任何適當(dāng)?shù)南到y(tǒng)。 [0127]本文所描述的關(guān)于粒子加速器的設(shè)計(jì)的額外信息可存在于2006年1月20 日提交的標(biāo)題為"High-Field Superconducting Synchrocyclotron" 的美國臨時(shí)申 請 No. 60/760788,2006 年8 月 9 日提交的題為"Magnet Structure For Particle Aceeleration"的美國專利申請No. 11/463402,和2006年10月10日提交的題為 "Cryogenic Vacuum Break Pneumatic Thermal Coupler" 的美國臨時(shí)申請 No. 60/850565 中，所有申請通過引用并入本文，如同已經(jīng)完全闡述一樣。
[0128] 于2012年9月28日提交的以下申請通過引用并入本申請中，如同已經(jīng)在此完 全闡述一樣：題為"CONTROLLING INTENSITY OF A PARTICLE BEAM"的美國臨時(shí)申請（申 請?zhí)?61/707466)，題為 "ADJUSTINGENERGY OF A PARTICLE BEAM" 的美國臨時(shí)申請（申 請?zhí)?1/707515)，題為"ADJUSTING CODL POSITION"的美國臨時(shí)申請（申請?zhí)?1/707 548)，題為"TOCUSING A PARTICLE BEAM USINGMAGNETIC FIELD FLUTTER" 的美國臨時(shí)申 請（申請?zhí)?1/7〇7 572)，題為"MAGNETIC FIELD REGENERATOR"的美國臨時(shí)申請（申請?zhí)?61, 707590)，題為 "FOCUSING A PARTICLE BEAM" 的美國臨時(shí)申請（申請?zhí)?61/707 704)， 題為"CONTROLLING PARTICLE THERAPY"的美國臨時(shí)申請（申請?zhí)?1/707 624)，以及題為 "CONTROL SYSTEM FOR A PARTICLE ACCELERATOR" 的美國臨時(shí)申請（申請?zhí)?61/707645)。
[0129] 以下也是通過引用并入本申請中，如同己經(jīng)在此完全闡述一樣：2010年6月1日 頒布的美國專利No. 7728311，提交于2007年11月30日的美國專利申請No· 11/948359， 2008年11月20日提交的美國專利申請No. 12/275103,2007年11月30日提交的美國專利 申請No. 11/948662,2007年11月30日提交的美國臨時(shí)申請Νο·60/"1454,2〇11年8月 23 日頒布的美國專利No. 8003964,2007年4月24日頒布的美國專利No. 72〇8748,2〇〇8年7 月22日頒布的美國專利No. 7402963,和2007年11月9日提交的美國專利申請No. 11/937 573。
[0130] 本申請的任何特征可與以下中的一個(gè)或多個(gè)適當(dāng)?shù)奶卣鹘M合：題為"CONTROLLING INTENSITY OF A PARTICLE BEANT"的美國臨時(shí)專利申請（申請?zhí)?1/7〇7466)，題為 "ADJUSTING ENERGY OF A PARTICLE BEAM" 的美國臨時(shí)專利申請（申請?zhí)?6丨/7〇7 5!5)， 題為"ADJUSTING COIL POSITION"的美國臨時(shí)專利申請（申請?zhí)?丨/7〇7 548)，題為 "TOCUSING A PARTICLE BEAM USING MAGNETIC FIELD 10 FLUTTER" 的美國臨時(shí)專利申請 (申請?zhí)?1/707 572)，題為"MAGNEHC FIELD REGENERATOR"的美國臨時(shí)專利申請（申請 號61/707 590)，題為"TOCUSING A PARTICLE BEAM"的美國臨時(shí)專利申請（申請?zhí)?1/707 704)，題為"CONTROLLING PARTICLE THERAPY"的美國臨時(shí)專利申請（申請?zhí)?61/707 624)， 以及題為"CONTROL SYSTEM FOR A PARTICLE ACCELERATOR"的美國臨時(shí)專利申請（申請 號61/707 645),2010年6月1日頒布的美國專利號7728311,2007年11月30日提交的美 國專利申請?zhí)?1/948359,2008年11月20日提交的美國專利申請?zhí)?2/2了5 1〇3,2〇〇7年 11月30日提交的美國專利申請?zhí)?1/948662,2007年11月 3〇日提交的美國臨時(shí)申請?zhí)?60/991454,2011年8月23日頒布的美國專利號8003964, 2〇〇7年4月24日頒布的美國專 利號為7208748, 2008年7月22日頒布的美國專利號為74〇2963, 2010年2月9日提交的 美國專利申請?zhí)?3/148000,和2007年11月9日提交的美國專利申請?zhí)朓I/937 573。
[0131] 本文中未具體描述的其它實(shí)施方式也在以下權(quán)利要求的范圍內(nèi)。
【權(quán)利要求】
1. 一種同步回旋加速器，包括： 電壓源，其用于提供射頻（RF)電壓至一空腔，以加速來自粒子源的粒子， 線圈，其用于接收具有多個(gè)值中的一個(gè)的電流，并產(chǎn)生對應(yīng)于該電流的磁場，該磁場用 于使粒子以對應(yīng)于該電流的能量在空腔中沿軌道移動，所述磁場為至少4特斯拉； 至少一個(gè)磁極片，所述至少一個(gè)磁極片包括鐵磁材料，并且可被控制以調(diào)節(jié)對應(yīng)于電 流的磁場；和 提取通道，其接收加速粒子和從空腔輸出所接收的粒子，從空腔輸出的粒子具有對應(yīng) 于所述電流的能量； 其中，所述同步回旋加速器被配置為能夠?qū)㈦娏髟O(shè)定為所述多個(gè)值中的不同值，以使 從空腔輸出的粒子具有對應(yīng)于所述多個(gè)值中的不同值的不同能量；和 其中，從空腔輸出的粒子的能量可在約lOOMeV至約300MeV之間的范圍內(nèi)變化。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的同步回旋加速器，其中該電流包括固定部分和可變部分，電 流的可變部分在一個(gè)范圍內(nèi)變化，使得同步回旋加速器的提取半徑處的磁場可在提取半徑 處的最大值的約5%和35%之間變化。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的同步回旋加速器，其中，所述提取半徑處的磁場可在約0. 2特 斯拉和約1. 4特斯拉之間變化。
4. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的同步回旋加速器，其中，所述提取半徑處的磁場可在約0. 6至 約4. 2特斯拉之間變化。
5. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的同步回旋加速器，其中所述線圈包括第一組線圈和第二組線 圈，所述第一組被配置成接收所述電流的固定部分，所述第二組被配置為接收所述電流的 可變部分。
6. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的同步回旋加速器，其中，電流的可變部分可在一個(gè)范圍內(nèi)變 化，使得同步回旋加速器的提取半徑處的磁場在提取半徑處的最大值的約5%至35%之間 變化。
7. 權(quán)利要求6所述的同步回旋加速器，其中所述提取半徑處的磁場可在約0. 2與約 1. 4特斯拉之間，或約0. 6與約4. 2特斯拉之間變化。
8. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的同步回旋加速器，其中，所述線圈包括一組或多組線圈，至少 一組線圈是超導(dǎo)的并包括2百萬至1千萬安培匝數(shù)。
9. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的同步回旋加速器，其中磁場具有范圍為約4特斯拉至約20特 斯拉的大小。
10. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的同步回旋加速器，其中，從空腔輸出的粒子的能量在約 115MeV和約250MeV之間是連續(xù)可變的。
11. 根據(jù)權(quán)利要求10所述的同步回旋加速器，其中，從空腔輸出的粒子的能量的變化 速率聞達(dá)每秒20MeV。
12. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的同步回旋加速器，其中，從空腔輸出的粒子的能量在約 115MeV和約250MeV之間是非連續(xù)可變的。
13. 權(quán)利要求12所述的同步回旋加速器，其中所述粒子的能量是可變的，變化步長為 約 lOMeV 至約 80MeV。
14. 權(quán)利要求13所述的同步回旋加速器，其中能量的一個(gè)步長的每個(gè)變化時(shí)間不超過 30分鐘。
15. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的同步回旋加速器，其中，所述線圈包括超導(dǎo)線圈。
16. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的同步回旋加速器，其中，所述電壓源被配置為在一個(gè)周期內(nèi) 在一個(gè)頻率范圍內(nèi)掃描（swe?。┧鯮F電壓。
17. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的同步回旋加速器，其中所述電壓源被配置為對應(yīng)于粒子從 空腔輸出時(shí)的每個(gè)不同的能量，以不同的頻率范圍掃描RF電壓。
18. 根據(jù)權(quán)利要求17所述的同步回旋加速器，其中每個(gè)頻率范圍包括下邊界和上邊 界，并且其中下邊界在約40MHz至約250MHz的范圍內(nèi)，上邊界在約56 MHz至約340MHz的 范圍內(nèi)。
19. 根據(jù)權(quán)利要求18所述的同步回旋加速器，其中，下邊界在約73MHz至約150MHz的 范圍內(nèi)，上邊界在約131MHz至約196MHz的范圍內(nèi)。
20. 根據(jù)權(quán)利要求18所述的同步回旋加速器，包括耦合到所述電壓源的一個(gè)或多個(gè)電 抗（reactive)元件，以在一個(gè)頻率范圍內(nèi)掃描RF電壓。
21. 根據(jù)權(quán)利要求20所述的同步回旋加速器，其中，所述一個(gè)或多個(gè)無功元件被配置 為選擇用于從空腔輸出的粒子時(shí)的相應(yīng)能量的頻率范圍。
22. 根據(jù)權(quán)利要求21所述的同步回旋加速器，其中，所述一個(gè)或多個(gè)無功元件包括可 變電容器或電感器。
23. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的同步回旋加速器，其中，所述線圈包括第一組線圈和第二組 線圈，所述第一組是超導(dǎo)的并配置成接收所述電流的固定部分，所述第二組是超導(dǎo)或非超 導(dǎo)的并且配置成接收所述電流的可變部分。
24. -種質(zhì)子治療系統(tǒng)，包括： 根據(jù)權(quán)利要求1的同步回旋加速器；和 臺架，同步回旋加速器被安裝在臺架上，臺架可相對于病人的位置旋轉(zhuǎn)； 其中粒子是質(zhì)子，所述質(zhì)子治療系統(tǒng)被配置為基本上直接從同步回旋加速器輸出質(zhì)子 到病人位置。
【文檔編號】A61N5/10GK104244562SQ201410404574
【公開日】2014年12月24日 申請日期:2014年6月12日 優(yōu)先權(quán)日:2013年6月12日
【發(fā)明者】G·T·茲沃特, C·D·奧尼爾, K·Y·弗蘭曾 申請人:梅維昂醫(yī)療系統(tǒng)股份有限公司