TW201438787A

TW201438787A - 控制粒子治療

Info

Publication number: TW201438787A
Application number: TW102135152A
Authority: TW
Inventors: Kenneth P Gall; Stanley Rosenthal; Thomas C Sobczynski; Adam Molzahn
Original assignee: Mevion Medical Systems Inc
Priority date: 2012-09-28
Filing date: 2013-09-27
Publication date: 2014-10-16
Also published as: ES2739634T3; US10155124B2; JP2017192796A; JP6246216B2; US20170014649A1; EP2900326A1; US9545528B2; EP3581243A1; JP2015530194A; CN104812443A; WO2014052734A1; US20140094643A1; JP6776194B2; CN104812443B; EP2900326B1

Abstract

本發明揭示一種實例性粒子治療系統，其包含以下各項：一龍門架，其可相對於一患者位置旋轉；一粒子加速器，其安裝至該龍門架，其中該粒子加速器係用於將一粒子束基本上直接輸出至該患者位置；及一控制系統，其用以接收一處方且用以產生用於組態該粒子治療系統之一或多個操作特性之機器指令。該等操作特性中之至少一者與該龍門架相對於該患者位置之一旋轉角度相關。

Description

控制粒子治療

本發明一般而言係關於控制粒子治療。

粒子治療系統利用一加速器來產生用於醫治諸如腫瘤之痛苦之一粒子束。在操作中，使粒子束在粒子加速器之一腔內側加速，且透過一提取通道將該粒子束自該腔移除。利用各種元件來聚焦粒子束且將粒子束施加至一患者之適當區。

不同患者可能需要不同醫治計劃。一處方定義可用於實施一醫治計劃之一粒子治療系統之各種操作特性。將處方中之資訊轉譯成用於對粒子治療系統進行組態以達成處方所需之操作特性之各種機器指令。

一種實例性粒子治療系統包含以下各項：一龍門架，其可相對於一患者位置旋轉；一粒子加速器，其安裝至該龍門架，其中該粒子加速器係用於將一粒子束基本上直接輸出至該患者位置；及一控制系統，其用以接收一處方且用以產生用於組態該粒子治療系統之一或多個操作特性之機器指令。該等操作特性中之至少一者與該龍門架相對於該患者位置之一旋轉角度相關。該實例性粒子治療系統可單獨地或組合地包含以下特徵中之一或多者。

粒子治療可包含一粒子源以提供離子化電漿之脈衝至一腔。該粒子源之一脈衝可具有對應於該粒子源產生該脈衝之一操作持續時間之一脈衝寬度。該至少一個操作特性可係基於該龍門架之一旋轉位置且應用於該脈衝寬度之一乘數。

該等操作特性中之至少一者可係由該粒子加速器輸出之一粒子劑量。

該等操作特性中之至少一者可係由該粒子加速器輸出之一粒子劑量率。該實例性粒子治療系統可包含以下各項：一粒子源，其用以提供離子化電漿之脈衝至一腔，其中該粒子源之每一脈衝具有對應於該粒子源產生該對應脈衝之一操作持續時間之一脈衝寬度；及一調變器輪，其具有不同厚度，其中每一厚度延伸跨越該調變器輪之一不同圓周長度。組態該劑量率可包含基於該調變器輪之旋轉位置而使脈衝寬度變化。

該等操作特性中之至少一者可係一患者之一位置。該實例性粒子治療系統可包含該患者躺於其上之一結構，其中該結構對應於該患者位置。組態該患者之該位置可包含使該結構相對於一或多個座標位置移動。

該等操作特性中之至少一者可係由該粒子加速器輸出之一粒子束之場大小。該實例性粒子治療系統可包含具有不同組態以用於改變該粒子束之該場大小之散射器件。組態該場大小可包含選擇待移動至該粒子束之一路徑中的該等散射器件中之一者且將該選定散射器件移動至該粒子束之該路徑中。

該等操作特性中之至少一者可係由該粒子加速器輸出之一粒子束之(至一患者中之)深度。該實例性粒子治療系統可包含具有不同厚度以用於吸收粒子束之一吸收器。組態該深度可包含控制該吸收器以便將一特定厚度置於該粒子束之一路徑中。

該實例性粒子治療系統可包含一或多個調變器輪。每一調變器輪可具有不同厚度。每一厚度可延伸跨越該調變器輪之一不同圓周長度。組態該深度可包含選擇待移動至該粒子束之一路徑中之一調變器輪。

該實例性粒子治療系統可包含一粒子源以提供離子化電漿之脈衝至一腔。該粒子源之每一脈衝具有對應於該粒子源產生該對應脈衝之一操作持續時間之一脈衝寬度。組態該深度可包含選擇含有用於基於一選定調變器輪之一旋轉位置而使脈衝寬度變化之指令之一檔案。組態一粒子束之深度之範圍可包含在該調變器輪之特定旋轉位置處關斷該粒子源。

該等操作特性中之至少一者包含由該粒子加速器輸出之一粒子束之一形狀。該實例性粒子治療系統可包含對應於不同形狀之一或多個孔隙。組態粒子束之該形狀可包含選擇該等孔隙中之一者且將該選定孔隙移動至該粒子束之一路徑中。

該等操作特性中之至少一者包含由該粒子加速器輸出之一粒子束之一逐深度形狀。該實例性粒子治療系統可包含一射程補償團塊。組態粒子束之該逐深度形狀可包含將該射程補償團塊移動至該粒子束之一路徑中。

可個別地或呈任何適當組合地組態前述操作特性。

該控制系統可包含經程式化以控制基於機器指令而控制該等操作特性的該粒子治療系統之元件的一或多個計算器件。

本發明中所闡述之特徵中之兩者或兩者以上(包含此發明內容中所闡述之彼等特徵)可經組合以形成本文中未具體闡述之實施方案。

可經由一電腦程式產品實施本文中所闡述之各種系統或其部分之控制，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器件上執行之指令。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器件及用以儲存可執行指令之記憶體以實施對所述功能之控制的一裝置、方法或電子系統。

在附圖及下文說明中陳述一或多個實施方案之細節。依據該說明及該等圖式且依據申請專利範圍將明瞭其他特徵、目標及優點。

10‧‧‧實例性同步迴旋加速器/同步迴旋加速器

12‧‧‧磁體系統

38‧‧‧束提取系統/經抽空管/提取通道

40‧‧‧環形超導線圈

42‧‧‧環形超導線圈

44‧‧‧經塑形鐵磁極面/極面

46‧‧‧經塑形鐵磁極面/極面

47‧‧‧共同軸

48‧‧‧股線

52‧‧‧絕緣物

53‧‧‧導線

55‧‧‧毯式加熱器

56‧‧‧環形不銹鋼反向線圈架/「反向」矩形線圈架

60‧‧‧恢復力

70‧‧‧經抽空環形鋁或不銹鋼低溫恒溫室

71‧‧‧支撐點

72‧‧‧吉福特-麥克馬洪低溫冷卻器

73‧‧‧支撐點

74‧‧‧吉福特-麥克馬洪低溫冷卻器

76‧‧‧冷端

77‧‧‧吉福特-麥克馬洪低溫冷卻器

78‧‧‧低溫冷卻器頭部

79‧‧‧吉福特-麥克馬洪低溫冷卻器

80‧‧‧壓縮器

81‧‧‧半體

82‧‧‧藥盒形狀之磁軛/鐵軛/磁體結構

83‧‧‧半體

84‧‧‧返回磁場通量

86‧‧‧體積

90‧‧‧粒子源

91‧‧‧射頻驅動系統

92‧‧‧幾何中心

94‧‧‧電纜

95‧‧‧電流源

99‧‧‧供應器

100‧‧‧半圓形射頻板/D形狀之射頻板/D形板

101‧‧‧氣體管路/氣體管

102‧‧‧虛擬D形板/虛擬D形件

103‧‧‧半圓形表面

105‧‧‧半圓形表面

107‧‧‧空間/束塑形元件

108‧‧‧水冷卻管路

109‧‧‧導管/束塑形元件

111‧‧‧真空泵

113‧‧‧熱交換器

114‧‧‧單獨磁屏蔽物

116‧‧‧空間

117‧‧‧層

119‧‧‧真空室

122‧‧‧平衡錘

124‧‧‧平衡錘

125‧‧‧束形成系統

146‧‧‧曲徑

148‧‧‧牆壁/側面牆壁

150‧‧‧牆壁/側面牆壁

152‧‧‧牆壁

154‧‧‧牆壁/側面牆壁

156‧‧‧牆壁/側面牆壁

160‧‧‧治療室

162‧‧‧底座

164‧‧‧地板空間

170‧‧‧患者支架

190‧‧‧陰極

192‧‧‧陰極

194‧‧‧管

200‧‧‧磁場

402‧‧‧暖至冷支撐條帶

404‧‧‧暖至冷支撐條帶

406‧‧‧暖至冷支撐條帶

408‧‧‧S2纖維玻璃連桿

500‧‧‧帶電粒子輻射治療系統

502‧‧‧產生束之粒子加速器/超導同步迴旋加速器

504‧‧‧旋轉龍門架

506‧‧‧患者

508‧‧‧支腿

510‧‧‧支腿

512‧‧‧軸承

514‧‧‧軸承

516‧‧‧鋼桁架/桁架結構

518‧‧‧醫治區

520‧‧‧範圍

522‧‧‧地板

524‧‧‧廳室/迴旋加速器廳室

530‧‧‧牆壁

532‧‧‧水平旋轉軸

534‧‧‧範圍

540‧‧‧等角點

580‧‧‧跨件

582‧‧‧跨件

601‧‧‧內龍門架

602‧‧‧系統

604‧‧‧同步迴旋加速器

605‧‧‧旋轉龍門架/龍門架

606‧‧‧患者支架

607‧‧‧患者

610‧‧‧施束器

611‧‧‧表面/粒子束

612‧‧‧地板

614‧‧‧封蓋

615‧‧‧箭頭

616‧‧‧箭頭

617‧‧‧結構銲件

618‧‧‧精確線性軸承軌/軸承軌/軌

619‧‧‧延伸驅動

620‧‧‧θ驅動

621‧‧‧頂部部分

622‧‧‧底部部分

624‧‧‧端

625‧‧‧孔隙/端

626‧‧‧箭頭

700‧‧‧潘寧離子真空計幾何形狀粒子源/粒子源

701‧‧‧發射器側

702‧‧‧氣體饋入口

704‧‧‧反射器側

706‧‧‧殼體/管

710‧‧‧虛擬D形件

711‧‧‧主動射頻D形件/主動D形件

714‧‧‧加速區域

715‧‧‧中斷

717‧‧‧陰極

800‧‧‧腔

802‧‧‧磁再生器/再生器

803‧‧‧提取通道

805‧‧‧磁場突增

806‧‧‧線圈架

809‧‧‧超導線圈

810‧‧‧超導線圈/軌道

811‧‧‧磁結構

815‧‧‧結構

815a‧‧‧結構之較厚部分

815b‧‧‧較薄部分

816‧‧‧馬達

900‧‧‧布拉格峰

901‧‧‧點

902‧‧‧點

903‧‧‧布拉格曲線

904‧‧‧點/布拉格峰

905‧‧‧布拉格曲線

906‧‧‧點

907‧‧‧布拉格曲線

908a‧‧‧深度

908b‧‧‧深度

910‧‧‧調變器輪

911‧‧‧台階

912‧‧‧台階之角度

913‧‧‧台階之角度

914‧‧‧台階

915‧‧‧台階

917‧‧‧區

920‧‧‧提取窗

921‧‧‧脈衝寬度

950‧‧‧曲線/布拉格曲線

951‧‧‧布拉格曲線

952‧‧‧布拉格曲線

955‧‧‧輸出

956‧‧‧散射體

957‧‧‧吸收器

958‧‧‧離子化室

960‧‧‧孔隙

961‧‧‧粒子束

962‧‧‧團塊

964‧‧‧3D表面形狀

965‧‧‧遠端表面

a‧‧‧點/曲線/最深深度

b‧‧‧點/曲線/設計深度/脈衝寬度調整曲線

(B)‧‧‧磁場

c‧‧‧點/曲線/最淺深度

d‧‧‧一最深深度a與一設計深度b之間的中途/脈衝寬度調整曲線

e‧‧‧一最淺深度c與一設計深度b之間的中途/脈衝寬度調整曲線

(r)‧‧‧半徑

W‧‧‧實質上恆定寬度

圖1係一治療系統之一透視圖。

圖2係一同步迴旋加速器之組件之一分解透視圖。

圖3、圖4及圖5係一同步迴旋加速器之剖視圖。

圖6係一同步迴旋加速器之一透視圖。

圖7係一反向線圈架及繞組之一部分之一剖視圖。

圖8係一通道中電纜複合導體之一剖視圖。

圖9係一離子源之一剖視圖。

圖10係一D形板及一虛擬D形件之一透視圖。

圖11係一廳室之一透視圖。

圖12係一醫治室與一廳室之一透視圖。

圖13展示一極面及一極件之一對稱輪廓之一半之一輪廓。

圖14展示一患者定位於一醫治室中之一內龍門架內。

圖15係展示經定位以自患者上方施加一質子或離子束之外龍門架及內龍門架兩者之一透視圖。

圖16展示由一加速器提供之一粒子束之形狀。

圖17係展示經定位以自患者下方施加一質子或離子束之外龍門架及內龍門架兩者之一透視圖。

圖18展示內龍門架之組件。

圖19係一實例性粒子源之一側視圖。

圖20係相對於一虛擬D形件展示之一實例性粒子源之一剖視側視圖。

圖21係一加速腔及提取通道之一俯視圖。

圖22係連同一超導磁體之一低溫恒溫器之一實例性部分之一剖面一起展示磁場強度對距一電漿柱之徑向距離之一圖表。

圖23係一實例性加速腔及提取通道之一俯視圖，其繪示正移動以進入提取通道之軌道。

圖24係用於改變提取通道中之一粒子束之能量之一實例性結構之一透視圖。

圖25係圖24之結構之一側視圖。

圖26係展示各種布拉格峰(Bragg peak)及產生一經延展布拉格峰之累積效應之一圖表。

圖27係用於產生不同深度及強度位準處之布拉格峰之一調變器輪之一側視圖。

圖28係圖27之調變器輪之一俯視圖。

圖29係展示一頻率掃掠及在頻率掃率之一週期期間輸出之一離子源脈衝寬度之一圖表。

圖30係展示一患者內之不同深度處之經延展布拉格峰之一圖表。

圖31係針對圖30之經延展布拉格峰展示離子源脈衝寬度相對於調變器輪之角度之一圖表。

圖32係展示包含調變器輪、一散射體、一吸收器及一離子化室之一束路徑之一側視圖。

圖33係一孔隙、一射程補償團塊及由一粒子束醫治之一腫瘤之一側視圖。

各個圖式中之相似參考符號指示相似元件。

概述

本文中闡述一粒子治療系統之一實例，諸如一質子或離子治療系統。該粒子治療系統包含安裝於一龍門架上之一粒子加速器(在此實例中，一同步迴旋加速器)。該龍門架使得該加速器能夠圍繞一患者位置旋轉，如下文更詳細地闡釋。在某些實施方案中，龍門架係鋼製的且具有經安裝以用於在位於一患者之相對側上之兩個各別軸承上旋轉之兩個支腿。由一鋼桁架支撐該粒子加速器，該鋼桁架長得足以跨越患者躺於其中之一醫治區且在兩端處穩定地附接至龍門架之旋轉支腿。由於龍門架圍繞患者之旋轉，因此該粒子加速器亦旋轉。

在一實例性實施方案中，粒子加速器(例如，同步迴旋加速器)包含一低溫恒溫器，該低溫恒溫室固持用於傳導產生一磁場(B)之一電流之一超導線圈。在此實例中，該低溫恒溫器利用液態氦(He)來將線圈維持在超導溫度，例如，4凱氏(K)度。磁軛毗鄰(例如，圍繞)低溫恒溫器，且界定在其中使粒子加速之一腔。該低溫恒溫器透過條帶或諸如此類附接至磁軛。

在此實例性實施方案中，粒子加速器包含一粒子源(例如，一潘寧離子真空計(PIG)源)以提供一電漿柱至腔。離子化氫氣以產生電漿柱。一電壓源提供一射頻(RF)電壓至腔以使粒子自該電漿柱加速。如所述，在此實例中，粒子加速器係一同步迴旋加速器。因此，跨越一頻率範圍掃掠RF電壓以計及在自柱提取粒子時對粒子之相對效應(例如，增加之粒子質量)。由線圈產生之磁場致使自該電漿柱加速之粒子在腔內沿軌道加速。一磁場再生器定位於腔中且可用於調整腔內側之現有磁場以藉此改變自該電漿柱加速之粒子之連續軌道之位置以使得最終粒子輸出至通過軛之一提取通道。該提取通道接收自該電漿柱加速之粒子且輸出來自腔之所接收粒子。提取通道內側及外側兩者之元件塑形並聚焦粒子束以用於施加。

根據一特定醫治計劃將粒子束施加至一患者。一處方定義用於實施醫治計劃之粒子治療系統之操作特性。可係粒子治療系統之部分之一控制系統將處方轉譯成機器指令，包含但不限於命令、參數及/或其他機器可用之資訊。

就此而言，控制系統可包含經程式化以利用自處方轉譯之指令來控制粒子治療系統之各種操作態樣之一或多個電腦、處理器件及諸如此類。在某些實施方案中，利用數學程序及/或查找表(LUT)執行轉譯，如下文所闡述。儘管一處方可規定適合於一特定粒子治療系統之任何數目個操作特性，但在一實施方案中，該處方規定以下各項中之一或多者：粒子劑量、粒子劑量率、患者位置(如由患者躺於其上之一「躺椅」界定)、患者躺椅旋轉角度、龍門架旋轉角度、束場大小、束深度、束深度之一範圍、用於限制粒子束之區之一孔隙之一組態及用於定製粒子束之穿透深度之一射程補償團塊(或簡稱「團塊」)之一組態。下文更詳細地闡述此等操作特性中之每一者。

一旦控制系統已獲得機器指令，控制系統即利用彼等機器指令來組態粒子治療系統以使得其具有適合用於醫治計劃之操作特性。該粒子治療系統係可在一逐病例基礎上組態的。

本文中所闡述之用於控制粒子治療之技術不限於與一特定粒子治療系統一起利用，而是可用於任何適當粒子治療系統中。前述技術亦可用於其他適當醫治或診斷系統中。

下文提供其中可利用本文中所闡述之技術之一粒子治療系統之一實例。

實例性粒子治療系統

參考圖1，一帶電粒子輻射治療系統500包含一產生束之粒子加速器502，該產生束之粒子加速器具有小得足以准許其被安裝於一旋轉龍門架504上之一重量及大小，其中其輸出自加速器殼體朝向一患者506被徑直地(亦即，基本上直接地)引導。

在某些實施方案中，鋼龍門架具有兩個支腿508、510，該兩個支腿經安裝以用於在位於患者之相對側上之兩個各別軸承512、514上旋轉。由一鋼桁架516支撐該加速器，該鋼桁架長得足以跨越患者躺於其中之一醫治區518(例如，一高個子人之兩倍長，以准許該人在空間內完全地旋轉，其中患者之任何所期望之目標區保持在束之線路中)且在兩端處穩定地附接至龍門架之旋轉支腿。

在某些實例中，龍門架之旋轉限於小於360度(例如，大約180度)之一範圍520以准許一地板522自裝納治療系統之廳室524之一牆壁延伸至患者醫治區中。龍門架之有限旋轉範圍亦減小為在醫治區外側之人提供輻射屏蔽之某些牆壁(其從不與束直接對準，例如，牆壁530)之所需厚度。龍門架旋轉之180度之一範圍足以涵蓋所有醫治接近角度，但提供一較大行程範圍可係有用的。舉例而言，旋轉範圍可在180度與330度之間且仍提供治療地板空間之間隙。

龍門架之水平旋轉軸532位於其中患者及治療師與治療系統互動之地板上方標稱一米處。此地板定位於治療系統經屏蔽之廳室之底部地板上方大約3米處。加速器可在經抬高地板下面擺動以自旋轉軸下方遞送醫治束。患者躺椅在平行於龍門架之旋轉軸之一實質上水平平面中移動及旋轉。該躺椅可在具有此組態之水平平面中旋轉經過大約270度之一範圍534。龍門架旋轉範圍及患者旋轉範圍之此組合及自由度允許治療師實際上選擇束之任何接近角度。若需要，則可沿相反定向將患者放置於躺椅上且然後可利用所有可能角度。

在某些實施方案中，加速器利用具有一極高磁場超導電磁結構之一同步迴旋加速器組態。由於一既定動能之一帶電粒子之彎曲半徑與施加至其之磁場之一增加成正比地減少，因此極高磁場超導磁結構准許將加速器製成為更小及更輕。同步迴旋加速器利用旋轉角度均勻且強度隨增加之半徑而下降之一磁場。不管磁場之量值如何皆可達成此一場形狀，因此理論上不存在可用於一同步迴旋加速器中之磁場強度(及因此在一固定半徑下之所得粒子能量)之上限。

超導材料在存在極高磁場之情況下失去其超導性質。利用高效能超導導線繞組以允許達成極高磁場。

超導材料通常需要冷卻至低溫以實現其超導性質。在此處所闡述之某些實例中，利用低溫冷卻器來使超導線圈繞組達到接近絕對零度之溫度。利用低溫冷卻器可減少複雜度及成本。

在龍門架上支撐同步迴旋加速器以使得與患者成一排地直接產生束。龍門架准許迴旋加速器繞含有在患者內或在患者附近之一點(等角點540)之一水平旋轉軸之旋轉。平行於旋轉軸之***桁架在兩側上支撐迴旋加速器。

由於龍門架之旋轉範圍係有限的，因此可在圍繞等角點之一寬廣區中容納一患者支撐區。由於地板可圍繞等角點廣泛地延伸，因此一患者支撐台可經定位以相對於穿過等角點之一垂直軸542移動且繞該垂直軸旋轉以使得，藉由龍門架旋轉與台子運動及旋轉之一組合，可達成至患者之任何部分中之束引導之任何角度。兩個龍門架臂隔開一高個子患者之身高之兩倍以上，從而允許具有患者之躺椅在經抬高地板上方之一水平平面中旋轉及平移。

限制龍門架旋轉角度允許環繞醫治室之牆壁中之至少一者之厚度之一減小。通常由混凝土構成之厚牆壁對在醫治室外側之個人提供輻射防護。一停止質子束下游之一牆壁可係在房間之相對端處之一牆壁之大約兩倍厚以提供一相等防護位準。限制龍門架旋轉範圍使得醫治室能夠在三側上座落於地平面下方，同時允許一佔用區毗鄰於最薄牆壁，從而減少構造醫治室之成本。

在圖1中所展示之實例性實施方案中，超導同步迴旋加速器502以8.8特斯拉(Tesla)的同步迴旋加速器之一極隙中之一峰值磁場而操作。同步迴旋加速器產生具有250MeV之一能量之一質子束。在其他實施方案中，場強度可介於6特斯拉至20特斯拉之範圍內且質子能量可介於150MeV至300MeV之範圍內。

在此實例中所闡述之輻射治療系統用於質子輻射治療，但相同原理及細節可應用於供在重離子(離子)醫治系統中利用之類似系統中。

如圖2、圖3、圖4、圖5及圖6中所展示，一實例性同步迴旋加速器10(圖1中之502)包含含有一粒子源90、一射頻驅動系統91及一束提取系統38之一磁體系統12。由磁體系統建立之磁場具有適合於利用一對***環形超導線圈40、42與一對經塑形鐵磁(例如，低碳鋼)極面44、46之一組合維持一所含質子束之聚焦的一形狀。

兩個超導電磁線圈在一共同軸47上定中心且沿著該軸間隔開。如圖7及圖8中所展示，線圈由以一扭曲之通道中電纜導體幾何形狀部署的基於Nb₃Sn之超導0.8mm直徑之股線48(最初包括由一銅***環繞之一鈮錫核心)形成。在將七個個別股線擰搓在一起之後，加熱該等個別股線以造成形成導線之最終(脆性)超導材料之一反應。在材料已起反應之後，將導線焊接至銅通道(外尺寸3.18×2.54mm及內尺寸2.08×2.08mm)中且使其覆蓋有絕緣物52(在此實例中，一經編織纖維玻璃材料)。然後將含有導線53之銅通道捲繞成一線圈，該線圈具有8.55cm×19.02cm之一矩形剖面，具有26個層及每一層49轉。然後用一環氧化合物54真空浸漬捲繞線圈。將所完成線圈安裝於一環形不銹鋼反向線圈架56上。將毯式加熱器55間隔地放置於繞組之層中以在一磁體失磁之事件中保護總成。

然後用一環氧化合物真空浸漬捲繞線圈。然後可用銅片覆蓋整個線圈以提供熱導率及機械穩定性且然後將該線圈含納於一額外環氧層中。可藉由加熱不銹鋼反向線圈架且將線圈裝配於反向線圈架內而提供線圈之預壓縮。選擇反向線圈架內徑以使得當整個物塊冷卻至4 K時，反向線圈架保持與線圈接觸且提供某種壓縮。將不銹鋼反向線圈架加熱至大約50攝氏度且在100凱氏度之一溫度下裝配線圈可達成此。

藉由將線圈安裝於一「反向」矩形線圈架56中以施加對抗在供給線圈能量時產生之歪曲力之一恢復力60而維持線圈之幾何形狀。如圖5中所展示，利用一組暖至冷支撐條帶402、404、406相對於磁軛及低溫恒溫器維持線圈位置。藉助薄條帶支撐冷物塊減少藉由剛性支撐系統傳遞至冷物塊之熱洩漏。該等條帶經配置以當磁體在龍門架上旋轉時耐受線圈上之變化之重力。該等條帶耐受重力與大的離心力之經組合效應，大的離心力在線圈相對於磁軛自一完全對稱之位置被擾亂時由該線圈實現。另外，連桿用於減小當龍門架加速及減速時(當其位置改變時)在線圈上賦予之動態力。每一暖至冷支撐件包含一個S2纖維玻璃連桿及一個碳纖維連桿。跨越暖軛與一中間溫度(50K至70K)之間的銷支撐碳纖維連桿，且跨越中間溫度銷與附接至冷物塊之一銷支撐S2纖維玻璃連桿408。每一連桿係5cm長(銷中心至銷中心)且係17mm寬。連桿厚度係9mm。每一銷由高強度不銹鋼製成且直徑係40mm。

參考圖3，很大程度上藉由線圈幾何形狀及極面形狀之選擇而判定隨半徑而變之場強度量變曲線；可滲透軛材料之極面44、46可經定輪廓以微調磁場之形狀以確保粒子束在加速期間保持聚焦。

藉由將線圈總成(線圈及線圈架)封圍於一經抽空環形鋁或不銹鋼低溫恒溫室70內側而將超導線圈維持在接近絕對零度(例如，大約4凱氏度)之溫度，該低溫恒溫室圍繞線圈結構提供一自由空間，唯在一組有限支撐點71、73處除外。在一替代版本(圖4)中，低溫恒溫器之外壁可由低碳鋼製成以提供磁場之一額外返回磁通路徑。

在某些實施方案中，利用一個單級吉福特-麥克馬洪(Gifford- McMahon)低溫冷卻器及三個雙級吉福特-麥克馬洪低溫冷卻器達成並維持接近絕對零度之溫度。每一雙級低溫冷卻器具有附接至將氦蒸汽再冷凝成液態氦之一冷凝器之一第二級冷端。用來自一壓縮器之經壓縮氦供應低溫冷卻器頭部。單級吉福特-麥克馬洪低溫冷卻器經配置以冷卻將電流供應至超導繞組之高溫(例如，50凱氏度至70凱氏度)引線。

在某些實施方案中，利用配置於線圈總成上之不同位置處之兩個吉福特-麥克馬洪低溫冷卻器72、74達成並維持接近絕對零度之溫度。每一低溫冷卻器具有與線圈總成接觸之一冷端76。用來自一壓縮器80之經壓縮氦供應低溫冷卻器頭部78。兩個其他吉福特-麥克馬洪低溫冷卻器77、79經配置以冷卻將電流供應至超導繞組之高溫(例如，60凱氏度至80凱氏度)引線。

將線圈總成及低溫恒溫室安裝於一藥盒形狀之磁軛82之兩個半體81、83內且由該兩個半體完全地封圍線圈總成及低溫恒溫室。在此實例中，線圈總成之內徑係大約74.6cm。鐵軛82提供返回磁場通量84之一路徑且磁屏蔽極面44、46之間的體積86以防止外部磁影響擾亂彼體積內之磁場之形狀。軛亦用於減小在加速器附近之雜散磁場。

如圖3及圖9中所展示，同步迴旋加速器包含位於磁體結構82之幾何中心92附近之一潘寧離子真空計幾何形狀之一粒子源90。粒子源可係如下文所闡述，或粒子源可係為以引用方式併入本文中之第11/948,662號美國專利申請案中所闡述之類型。

透過遞送氣態氫之一氣體管路101及管194自氫之一供應器99饋送粒子源90。電纜94攜載來自一電流源95之一電流以刺激自與磁場200對準之陰極192、190之電子放電。

在此實例中，放電電子離子化透過一小孔自管194排出之氣體以形成一正離子(質子)供應以供由一個半圓形(D形狀之)射頻板100及一個虛擬D形板102加速，該半圓形射頻板跨越由磁體結構封圍之空間之一半。在一中斷粒子源(第11/948,662號美國專利申請案中闡述其之一實例)之情形中，在加速區域處移除含有電漿之管之全部(或一實質部分)，藉此允許使離子在一相對高之磁場中更迅速地加速。

如圖10中所展示，D形板100係具有封圍一空間107之兩個半圓形表面103、105之一空心金屬結構，其中使質子在其圍繞由磁體結構封圍之空間之旋轉之一半期間加速。敞開至空間107中之一導管109延伸穿過軛至一外部位置，可自該外部位置附接一真空泵111以抽空空間107及其中發生加速之一真空室119內之空間之剩餘部分。虛擬D形件102包括在D形板之經曝露邊沿附近隔開之一矩形金屬環。虛擬D形件接地至真空室及磁軛。藉由在一射頻傳輸線之端處經施加之一射頻信號驅動D形板100以在空間107中賦予一電場。當經加速粒子束距幾何中心之距離增加時使射頻電場適時變化。在2005年7月21日提出申請之標題為「A Programmable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron」之第11/187,633號美國專利申請案中且在2004年7月21日提出申請之為相同標題之第60/590,089號美國臨時申請案中闡述對於此目的係有用之射頻波形發生器之實例，該兩個申請案皆以引用方式併入本文中。可以標題為「Matching A Resonant Frequency Of A Resonant Cavity To A Frequency Of An Input Voltage」之第11/948,359號美國專利申請案中所闡述之方式控制射頻電場，該美國專利申請案之內容以引用方式併入本文中。

對於自位於中央之粒子源出射以在其開始向外螺旋形上升時清理粒子源結構之束而言，跨越射頻板需要一大的電壓差。跨越射頻板施加20,000伏特。在某些版本中，可跨越射頻板施加自8,000伏特至20,000伏特。為減少驅動此大的電壓所需之電力，磁體結構經配置以減少射頻板與接地之間的電容。藉由穿過外軛及低溫恒溫器殼體形成具有與射頻結構之充足間隙之孔且在磁體極面之間形成充足空間而完成此。

驅動D形板之高壓交流電位具有在加速循環期間向下掃掠以計及質子之增加之相對質量及減小之磁場之一頻率。虛擬D形件不需要一空心半圓柱形結構，此乃因其連同真空室壁一起處於接地電位。可利用其他板配置，諸如以不同電相位或眾多基頻驅動之一對以上加速電極。RF結構可經調諧以在所需頻率掃掠期間藉由利用(舉例而言)具有互相嚙合之旋轉及固定葉片之一旋轉電容器而保持Q為高。在葉片之每一嚙合期間，電容增加，因此降低RF結構之諧振頻率。該等葉片可經塑形以形成所需之一精確頻率掃掠。用於旋轉冷凝器之一驅動馬達可相位鎖定至RF發生器以用於精確控制。在旋轉冷凝器之葉片之每一嚙合期間使一個粒子集束加速。

在其中發生加速之真空室119係中心較薄且邊沿較厚之一大體圓柱形容器。該真空室封圍RF板及粒子源且由真空泵111抽空。維持一高真空確保加速離子不受與氣體分子之碰撞之影響且使得RF電壓能夠保持在一較高位準而不形成電弧至接地。

質子橫越在粒子源處開始之一大體螺旋形軌道路徑。在螺旋形路徑之每一迴路之一半中，質子在其通過空間107中之RF電場時獲得能量。當離子獲得能量時，其螺旋形路徑之每一連續迴路之中心軌道之半徑大於先前迴路直至迴路半徑達到極面之最大半徑為止。在彼位置處，一磁及電場擾動將離子引導至其中磁場快速減小之一區中，且該等離子離開高磁場之區且經引導穿過在本文中稱為提取通道之一經抽空管38以退出迴旋加速器之軛。可利用一磁再生器來改變磁場擾動以引導離子。退出迴旋加速器之離子在其進入存在於圍繞迴旋加速器之空間中之顯著減小之磁場區時將趨於分散。提取通道38中之束塑形元件107、109使離子重定向以使得其停留在有限空間範圍之一直射束中。

極隙內之磁場需要具有特定性質以在經抽空室內之束加速時維持該束。下文展示之磁場指標n，n=-(r/B)dB/dr，應保持為正以維持此「弱」聚焦。此處r係束之半徑且B係磁場。另外，場指標需要維持在0.2以下，此乃因在此值下束之徑向振盪及垂直振盪之週期性以一vr=2v _z諧振一致。藉由v _r=(1-n)^1/2及v _z=n^1/2定義貝他加速器頻率。鐵磁極面經設計以將由線圈產生之磁場塑形以使得場指標n在與既定磁場中之一250MeV束一致之最小直徑中維持為正且小於0.2。

當束退出提取通道時其通過可被可程式化地控制以形成束之散射角度與範圍調變之一所要組合之一束形成系統125(圖5)。在2004年9月24日提出申請之標題為「A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation」之第10/949,734號美國專利申請案中且在2005年7月21日提出申請之第60/590,088號美國臨時申請案中闡述對於彼目的係有用之束形成系統之實例，該兩個申請案皆以引用方式併入本文中。可結合下文闡述之一內龍門架601利用束形成系統125以將一束引導至患者。

在操作期間，板由於沿著板之表面之導電電阻而自所施加射頻場吸收能量。此能量表現為熱量且利用將熱量釋放於一熱交換器113中之水冷卻管路108(圖3)自板經移除。

自迴旋加速器退出之雜散磁場受藥盒磁軛(其亦用作一屏蔽物)及一單獨磁屏蔽物114兩者限制。單獨磁屏蔽物包含封圍藥盒軛、藉由一空間116分離的鐵磁材料(例如，鋼或鐵)之一層117。包含一軛、一空間及一屏蔽物之一夾層結構之此組態在較低重量下達成對一既定洩漏磁場之充足屏蔽。

如所提及，龍門架允許同步迴旋加速器繞水平旋轉軸532旋轉。桁架結構516具有兩個大體平行跨件580、582。同步迴旋加速器用架支撐在跨件之間大約支腿之間的中途處。龍門架經平衡以利用安裝於支腿之與桁架相對之端上之平衡錘122、124繞軸承旋轉。

藉由安裝至龍門架支腿中之一者或兩者且藉由驅動齒輪連接至軸承箱的一電動馬達驅動龍門架旋轉。龍門架之旋轉位置源自由併入至龍門架驅動馬達及驅動齒輪中之軸角編碼器提供之信號。

在離子束退出迴旋加速器之位置處，束形成系統125作用於離子束以給予其適用於患者醫治之性質。舉例而言，束可經擴散且其穿透深度可係變化的以跨越一既定目標體積提供均勻輻射。束形成系統可包含被動散射元件以及主動掃描元件。

藉由適當同步迴旋加速器控制電子器件(未展示)(其可包含，例如，藉助適當程式經程式化以實現控制之一或多個電腦)來控制同步迴旋加速器之所有主動系統(電流驅動之超導線圈、RF驅動之板、用於真空加速室及超導線圈冷卻室之真空泵、電流驅動之粒子源、氫氣源及RF板冷卻器，舉例而言)。

藉由適當治療控制電子器件(未展示)達成對用以執行一療程之龍門架、患者支架、主動束塑形元件及同步迴旋加速器之控制。

如圖1、圖11及圖12中所展示，由一迴旋加速器廳室524之牆壁支撐龍門架軸承。龍門架使得迴旋加速器能夠擺動經過包含在患者上方、側面及下方之位置的180度(或更多)之一範圍520。廳室高得足以在龍門架之運動之頂部極限及底部極限處為該龍門架留出空間。由牆壁148、150作為側面之一曲徑146為治療師及患者提供一進入及退出路線。由於至少一個牆壁152決不與直接來自迴旋加速器之質子束成一排，因此其可製成為相對薄且仍執行其屏蔽功能。可能需更重度屏蔽之房間之其他三個側面牆壁154、156、150/148可掩埋於一土山(未展示)內。牆壁154、156及158之所需厚度可減小，此乃因土地可自身提供某些所需屏蔽。

參考圖12及圖13，出於安全及美學原因，一治療室160可構造於廳室內。治療室以為搖擺龍門架留出空間且亦最大化治療室之地板空間164之範圍之一方式自容納室之牆壁154、156、150及底座162懸伸至龍門架支腿之間的空間中。可在經抬高地板下方之空間中完成加速器之週期性維修。當加速器在龍門架上旋轉至向下位置時，在與醫治區分離之一空間中對加速器之完全接達係可能的。電力供應器、冷卻設備、真空泵及其他支撐設備可位於經抬高地板下面在此單獨空間中。在醫治室內，可以准許支架被抬高及降低且准許患者旋轉及移動至各種位置及定向之各種方式安裝患者支架170。

在圖14之系統602中，一產生束之粒子加速器(在此情形中同步迴旋加速器604)安裝於旋轉龍門架605上。旋轉龍門架605係為本文中所闡述之類型，且可圍繞患者支架606成角度地旋轉。此特徵使得同步迴旋加速器604能夠自各種角度將一粒子束直接提供至患者。舉例而言，如在圖14中，若同步迴旋加速器604在患者支架606上方，則可朝向患者向下引導粒子束。另一選擇係，若同步迴旋加速器604在患者支架606下方，則可朝向患者向上引導粒子束。在不需要一中間束繞路機構之意義上將粒子束直接施加至患者。在此上下文中之一繞路機構與一塑形或定大小機構之不同之處在於：一塑形或定大小機構不使束重新繞路，而是定大小及/或塑形束同時維持束之同一大體軌跡。

亦參考圖15，一內龍門架601可包含於系統602中。在此實例中，內龍門架601係大致C形，如所展示。內龍門架601包含一施束器610。以准許施束器610相對於患者支架606(其係不同於圖12中所繪示之類型的一支架類型)沿著內龍門架601之表面611移動之一方式安裝施束器610。此使得施束器能夠定位於(例如)圍繞患者之一半圓形內之任何地方處，例如，患者607之上方、旁邊或下方之任何地方處。施束器610可更改由同步迴旋加速器604提供之粒子束。更具體而言，如圖16中所展示，由同步迴旋加速器604之束塑形系統提供之粒子束611可進一步分散自同步迴旋加速器604之輸出獲取之粒子束。施束器610可接收來自同步迴旋加速器604之輸出之粒子束且更改粒子束之特性。舉例而言，施束器610可包含一孔隙及/或其他束聚焦機構以實質上準直粒子束。因此，可更精確地將粒子束施加至患者中之一目標。舉例而言，粒子束可經定大小及/或經塑形以醫治特定大小及/或形狀之腫瘤。就此而言，施束器610不限於準直粒子束。舉例而言，施束器610可減小粒子束之大小同時亦準直束。施束器可係一多葉準直器以用於定大小及/或塑形粒子束。施束器610亦可僅允許粒子束不具更改地通過。可電腦控制施束器610以影響束之大小及/或形狀，如所期望。

施束器610及同步迴旋加速器604可相對於患者支架606(及因此患者)且相對於彼此移動。舉例而言，施束器610之移動可與龍門架605之旋轉實質上一致，或一者可跟隨另一者，以使得同步迴旋加速器604之輸出對準至施束器610之輸入。圖15及圖17圖解說明龍門架605之移動及施束器610沿著內龍門架601之移動。更具體而言，圖17展示其中使龍門架605旋轉以使得同步迴旋加速器604在患者支架606下方之一廳室中之一情形。在圖17中，同步迴旋加速器604在醫治室之地板612下方，該地板可由混凝土製成。因此，同步迴旋加速器604在圖17中係不可見的。在此情形中，沿著內龍門架601移動施束器610以使得施束器610對準至同步迴旋加速器604之輸出。由於同步迴旋加速器604未在圖17中經展示，因此此對準係不可見的。然而，自同步迴旋加速器604輸出之一粒子束通過內龍門架601之封蓋614及地板中之一對應孔(未展示)且此後由施束器610接收。施束器610執行對粒子束之任何更改，且將粒子束傳遞至患者607。

龍門架605(及因此同步迴旋加速器604)可沿箭頭615之方向相對於患者旋轉。施束器610可沿箭頭616之方向沿著內龍門架601移動。圖15展示在分別由箭頭615及616繪示之移動之後的同步迴旋加速器604及施束器610之位置。在圖15中，同步迴旋加速器604及施束器610兩者在患者支架606上方(及因此患者607上方)。在此組態中，同步迴旋加速器604朝向患者向下引導其粒子束。施束器610接收粒子束，更改(例如，準直)粒子束，且將所得粒子束傳遞至患者。

患者支架606可相對於內龍門架601移動，藉此使得能夠移動患者以使得內龍門架601之一頂部部分621在患者上方，且以使得內龍門架601之一底部部分622在患者下方。患者支架606之移動連同龍門架605及施束器610之移動一起達成對腫瘤及/或患者上之其他醫治區之相對精確定標。

圖18展示內龍門架601之一實例性構造。在此實例中，內龍門架包含一結構銲件617、一精確線性軸承軌618(例如，一THK軌)、封蓋614及包含一延伸驅動619及一θ驅動620之施束器610。內龍門架601可包含除彼等展示之外之特徵、所展示之特徵之替代物，或兩者。

結構銲件617可由能夠支撐施束器610之重量之任何剛性材料(諸如金屬、塑膠或諸如此類)構成。在此實例中，結構銲件617係實質上C形(藉此界定內龍門架601之形狀)。然而注意，結構銲件617可具有其他形狀。舉例而言，其可係細長的或扁平的。基本上，結構銲件可具有達成施束器610在患者上方與下方之位置之間的相對無障礙、連續行程之任何形狀。

結構銲件617包含一或多個軸承軌618。可利用之軌之數目取決於施束器610所需之連接。施束器610沿著軸承軌618在結構銲件617之一頂部部分621與結構銲件617之一底部部分622之間移動。該移動可係連續的或呈離散增量且可停止在沿著軸承軌618之任何點處以便獲得施束器610相對於患者之位置之一所要位置。

封蓋614覆蓋原本係通往地板612下方之區一開孔(參見圖17)。孔及封蓋允許一粒子束自同步迴旋加速器傳遞至施束器。然而，封蓋614防止物體及/或其他材料降落穿過彼孔及可能損壞敏感設備，諸如同步迴旋加速器。封蓋614可輔助或控制施束器610沿著軸承軌618之移動。亦即，封蓋614可沿著結構銲件617之頂部部分621與底部部分622之間的一路經滾動。封蓋614可在其端624及/或625處卷起，如圖18中所展示。

施束器610包含延伸驅動619及θ驅動620。延伸驅動619(例如)沿著箭頭626朝向及遠離患者移動孔隙625。藉助於此移動，延伸驅動可修改孔隙625在患者上之投射。舉例而言，孔隙之大小可增加或減小。亦可(例如)在一圓形形狀、一卵形形狀、一多邊形形狀等之間更改孔隙之形狀。θ驅動620沿著軌618在結構銲件617之頂部部分621與底部部分622之間移動施束器610。封蓋614可連同施束器610一起行進。

可電腦控制延伸驅動619及θ驅動620之全部或部分。舉例而言，可由用於控制龍門架605之同一硬體及/或軟體控制延伸驅動619及/或θ驅動620。

本文中所闡述之孔隙可經控制以使得修改其大小及/或形狀。舉例而言，孔隙之大小可增加或減小。亦可(例如)在一圓形形狀、一卵形形狀、一多邊形形狀等之間更改孔隙之形狀。

可手動定位及/或控制一孔隙(諸如上文所闡述之彼等孔隙)。舉例而言，可利用一支座(未展示)來固持孔隙。該孔隙可經定大小及/或經塑形且放置於支座上。支座及孔隙兩者可相對於患者且與由同步迴旋加速器提供之粒子束成一排地定位。可利用用以固持孔隙之任何機構。在某些實施方案中，孔隙及/或用於固持孔隙之器件可安裝至同步迴旋加速器自身。

內龍門架之有利之處在於：其減小外龍門架必須旋轉之精確度。舉例而言，內龍門架允許次毫米束定位。由於由內龍門架添加之額外精確度，因此外龍門架不需提供次毫米精確度，而是其精確度可處於或大於一毫米。外龍門架亦不需與原本需要一樣大以便獲得高位準之精確度。

關於本文中所闡述之粒子加速器之設計之額外資訊可見於以下各項中：標題為「High-Field Superconducting Synchrocyclotron」且2006年1月20日提出申請之第60/760,788號美國臨時申請案；標題為「Magnet Structure For Particle Acceleration」且2006年8月9日提出申請之第11/463,402號美國專利申請案；及標題為「Cryogenic Vacuum Break Pneumatic Thermal Coupler」且2006年10月10日提出申請之第60/850,565號美國臨時申請案，所有該等申請案好像完全經陳述似得以引用方式併入本文中。關於前述系統之另外細節可見於2006年11月16日提出申請且標題為「Charged Particle Radiation Therapy」之第8,728,311號美國專利中。第8,728,311號美國專利之內容據此好像完全陳述於本文中似得以引用方式併入至本發明中。

實例性實施方案

參考圖3，在同步迴旋加速器10之磁心附近部署粒子源90以使得粒子存在於同步迴旋加速器中平面處，其中可由RF電壓場作用於該等粒子。如上文所述，粒子源可具有一潘寧離子真空計(PIG)幾何形狀。在PIG幾何形狀中，兩個高電壓陰極大約彼此相對地放置以使得其線性對準。舉例而言，一個陰極可在加速區域之一側上且一個陰極可在加速區域之另一側上且與磁場線成一排。一氣體管101朝向接近於粒子源之加速區域延伸。當相對小量之一氣體(例如，氫/H₂)佔據陰極之間的管中之一區域時，可藉由將一電壓施加至陰極而由氣體形成一電漿柱。所施加電壓致使電子沿著實質上平行於管壁之磁場線流動，且離子化在管內側集中之氣體分子。背景磁場減少離子化氣體粒子之散射且在陰極之間形成一電漿柱。

圖19及圖20中展示可用於同步迴旋加速器10中之一PIG幾何形狀粒子源700之一實例。參考圖20，粒子源700包含一發射器側701及一反射器側704，該發射器側含有用於接收氣體(例如，氫(H₂))之一氣體饋入口702。一殼體或管706固持氣體。圖16展示通過虛擬D形件710且毗鄰於主動(RF)D形件711之粒子源700。在操作中，主動D形件711與虛擬D形件710之間的磁場致使粒子(例如，質子)向外加速。該加速係螺旋形的以圍繞電漿柱形成軌道，其中粒子至電漿柱半徑逐步增加。螺旋之曲率半徑取決於一粒子之質量、由RF場賦予粒子之能量及磁場之一強度。

當磁場為高時，可變得難以賦予一粒子足夠能量以使得其具有一足夠大之曲率半徑以在加速期間在其初始轉上清理粒子源之實體殼體。在粒子源之區域中磁場係相對高的，例如，大約2特斯拉(T)或更多(例如，6T、8T、8.8T、8.9T、9T、10.5T或更多)。由於此相對高之磁場，因此對於低能量粒子而言初始粒子至離子源半徑係相對小的，其中低能量粒子包含首先自電漿柱汲取之粒子。舉例而言，此一半徑可係大約1mm。由於半徑係如此小，因此至少最初，某些粒子可能與粒子源之殼體區進行接觸，藉此阻止此等粒子之進一步向外加速。因此，粒子源700之殼體經中斷或分離以形成兩個部分，如圖20中所展示。亦即，可在加速區域714處(例如，在大約將自粒子源汲取粒子之點處)完全地移除粒子源之殼體之一部分。此中斷在圖20中標記為715。亦可針對加速區域之上方及下方之距離移除殼體。在一替代實施方案中，移除PIG源殼體之一實質部分(例如，30%、40%、 50%或更多)但並非全部，從而使電漿束部分地曝露。因此，PIG殼體之部分與其配對部分分離，但不存在如以上情形之完全分離。

在本文中所闡述之同步迴旋加速器中，利用一諧振提取系統提取一粒子束。亦即，藉由加速器內側之一磁擾動增加束之徑向振盪之振幅，該磁擾動與此等振盪諧振。當利用一諧振提取系統時，藉由限制內部束之相空間範圍而改良提取效率。在注意磁及RF場產生結構之設計之情況下，藉由在開始加速時(例如，在自粒子源之出射時)之相空間範圍判定在提取時之束之相空間範圍。因此，相對小之束可在進入至提取通道時喪失且可減少來自加速器之背景輻射。

陰極717可係「冷」陰極。一冷陰極可係不由一外部熱源加熱之一陰極。此外，陰極可係加脈衝的，意味其週期性地而非連續地輸出電漿爆發。輸出一電漿爆發之持續時間在本文中稱為離子(或粒子)源脈衝寬度。當陰極係冷的且係加脈衝時，陰極較少經歷耗損且因此可持續相對長時間。此外，加脈衝該等陰極可消除用水冷卻陰極之需要。在一項實施方案中，陰極717以一相對高之電壓(例如，大約1kV至大約4kV)及大約50mA至大約200mA之適度峰值陰極放電電流、以在大約0.1%與大約1%或2%之間的一工作週期、以在大約200Hz至大約1KHz之間的重複率加脈衝。然而，粒子源不限於此等值。

圖21展示在其中使粒子自粒子源700沿軌道(例如，在向外螺旋形軌道上)加速(其可係如上文所闡述)之一腔800之一部分之一俯視圖。帶電粒子朝向磁再生器802沿軌道向外加速，且最終到達磁再生器802。在此實例性實施方案中，再生器802係由(例如)鋼、鐵或任何其他類型之鐵磁材料製成之一鐵磁結構。再生器802更改造成向外軌道加速之背景磁場。在此實例中，再生器802增大彼磁場(例如，其提供場中之一突增)。背景磁場中之突增以致使粒子軌道朝向提取通道803向外移動之一方式影響該等軌道。最終，軌道進入提取通道803，軌道自該提取通道退出。

更詳細地，一粒子束軌道接近再生器802且與再生器802相互作用。由於增加之磁場，因此粒子束在彼處轉彎多一點且，替代為圓形的，其旋進至提取通道。圖22展示對照相對於粒子源700之半徑(r)標繪之磁場(B)。如圖22中所展示，在此實例中，B自大約9特斯拉(T)變化至大約-2T。在大約腔800之中心處出現9T。磁場之極性在磁場跨越超導線圈之後改變，從而在線圈之外部上產生大約-2T，最終減弱至大約零。在再生器之點處出現磁場突增805。圖22亦相對於在兩個超導線圈809、810之間具有提取通道803之一線圈架806之一剖面展示磁場曲線圖。

參考圖23，再生器802造成軌道810之角度及間距之改變以使得軌道朝向提取通道803移動。在提取通道之點處，磁場強度係充分低以使得粒子束能夠進入提取通道且穿過其行進。返回參考圖21，提取通道803含有用於添加及/或扣減偶極場以引導進入粒子束穿過提取通道803至束塑形元件之各種磁結構811。

為到達退出點，粒子束應具有適當量之能量。到達彼點所需之能量之量可基於(例如)加速器之大小及提取通道之長度(在此實例中，提取通道之長度係大約1.7米或2米)而變化。就此而言，提取通道803之至少部分在超導線圈上方。同樣地，提取通道中之磁場回應於加速器旋轉而改變極小。因此，一粒子束橫越提取通道所需之能量之量回應於粒子加速器之旋轉而不明顯地改變。

超導線圈在龍門架之旋轉期間移動。受再生器802影響之軌道因線圈之重力移動而改變。此移動可係數十毫米一樣小。然而，因此，進入提取通道之粒子束之能量可不同於橫越整個通道所需之能量。為調整進入提取通道之粒子之能量之此改變，可將一結構815放置於提取通道803內側或放置於其進入點處。可利用該結構來吸收粒子束中之過量能量。在此實例中，結構815係可具有一車輪狀形狀之一可旋轉、可變厚度之楔。圖24及圖25中展示結構815之一實例。如此等圖中所展示，結構815可具有連續變化之厚度。另一選擇係，該等厚度可逐台階變化(未展示)。

該結構可移動(例如，旋轉)以自在提取通道中/進入提取通道之一粒子束吸收適當量之能量。在此實施方案中，結構之較厚部分815a比較薄部分815b吸收更多能量。因此，該結構可移動(例如，旋轉)以吸收一粒子束中之不同量之能量。在某些實施方案中，該結構可具有不含有材料(例如，一「零」厚度)之一部分，此允許粒子束未被更改地通過。另一選擇係，在此等情形中，該結構可完全地或部分地自束路徑移出。在某些實施方案中，最大厚度可係大約數釐米；然而，最大厚度將基於(例如)能量吸收要求因系統不同而變化。圖25亦展示控制用以(例如)回應於一所偵測龍門架位置而使結構815旋轉之一軸之一馬達816。

該結構可由能夠吸收一粒子束中之能量之任何適當材料製成。如上文所述，理想地，該結構最小化提取通道中之粒子束之散射；然而，實務上，可存在係存在且可容忍之散射量。如下文更詳細地闡述，在某些實施方案中，可對計及此散射的粒子治療系統之元件做出調整。可用於該結構之材料之實例包含但不限於鈹、含有氫之塑膠及碳。可單獨地、組合地或與其他材料組合地利用此等材料。

可利用係較廣義粒子治療系統之部分之一控制系統電腦控制結構之移動(例如，旋轉)。電腦控制可包含產生一或多個控制信號以控制機械器件(諸如產生運動之致動器及馬達)之移動。可基於粒子加速器之一旋轉位置(如由粒子加速器安裝於其上之龍門架之旋轉位置(參見，例如，展示龍門架旋轉之圖1、圖11及圖12)所量測)而控制結構815之旋轉。用於設定結構之旋轉位置關於龍門架之位置之各種參數可根據經驗量測，且程式化至控制系統電腦中。

在提取通道之下游(例如，在其之後)，利用各種器件來影響粒子束輸出。一個此類器件經組態以延展粒子束之布拉格峰以在患者內之一深度範圍處達成一實質上均勻粒子束劑量。如維基百科全書中所闡述，「當一快速帶電粒子移動穿過物質時，其離子化材料之原子且沿著其路徑沈積一劑量。出現一峰值，此乃因相互作用剖面隨帶電粒子之能量減少而增加」。「布拉格峰係標繪在其行進穿過物質期間離子化輻射之能量損耗之布拉格曲線上之一顯著峰。對於質子...緊接粒子停下來之前出現峰」。圖26係針對一特定質子治療劑量及深度展示一布拉格峰900之一實例性布拉格曲線。

為在一深度範圍處達成一相對均勻之粒子治療劑量，一調變器器件經組態以沿著圖26之圖表移動粒子束之布拉格峰且在移動位置處改變布拉格峰之強度。由於粒子治療係累積的，因此所得劑量可相加以獲得一實質上均勻之劑量。舉例而言，參考圖26，點901處之劑量係布拉格曲線903上之點902處之劑量、布拉格曲線905上之點904處之劑量及布拉格曲線907上之點906處之劑量之總和。理想地，結果係自深度908a至深度908b之一實質上均勻劑量。此稱為一「經延展布拉格峰」，其逐深度延伸至一患者中。

在某些實施方案中，用於延展布拉格峰之調變器器件係沿著其圓周在不同位置處具有不同厚度之一結構，諸如一調變器輪。因此，調變器輪可相對於粒子束旋轉以便針對一特定深度及區提供適當粒子強度。

圖27展示一實例性調變器輪910之一透視圖且圖28展示調變器輪910之一俯視圖。如該等圖中所展示，調變器輪具有眾多台階911，每一台階具有一不同厚度(例如，自零釐米或實質上零釐米厚度變化至大約數釐米或更多之一厚度)。利用該等厚度來使對應布拉格峰之深度變化。舉例而言，最小量之厚度產生具有最大深度之一布拉格峰，最大量之厚度產生具有最小深度之一布拉格峰，等等。如圖28中所展示，各種台階之角度(例如，912、913等)亦變化，從而導致台階中之至少某些台階(且在某些情形中所有台階)之不同圓周長度。每一台階之角度調整對應布拉格峰在患者內對向之程度。舉例而言，具有最大強度之布拉格峰(例如，圖26之布拉格峰900)係對向最多之布拉格峰。因此，其對應台階914具有最大角度範圍。具有其次最大強度之布拉格峰(例如，圖26之布拉格峰904)係對向其次最多之布拉格峰。因此，其對應台階915具有其次最大角度範圍；等等。

調變器輪可具有恆定、實質上恆定或可變旋轉以便提供一處方之適當布拉格峰延展。在某些實施方案中，粒子治療系統可包含圖27及圖28中所展示之類型之一個以上調變器輪。該等調變器輪可切入或切出束路徑以便在一特定患者深度處達成一所要粒子束劑量。舉例而言，一第一調變器輪可用於一第一深度或深度範圍(例如，10cm至15cm)；一第二調變器輪可用於一第二深度或深度範圍(例如，15cm至20cm)；一第三調變器輪可用於一第三深度或深度範圍(例如，20cm至25cm)；等等。在某些實施方案中，可存在十二個調變器輪；然而，在其他實施方案中，可利用多於或少於十二個調變器輪。醫治深度亦取決於係離子(或粒子)源脈衝寬度之一函數之粒子束強度，如下文所闡述。

調變器輪可切入或切出束路徑，如上文所述。舉例而言，調變器輪可沿著一軌移動，且經馬達控制以使得其可移入或移出束路徑。在其他實施方案中，軌可在束路徑下方，且一適當調變器輪可接近束路徑經定位，且此後透過另一馬達或其他控制系統移動至束路徑中。

調變器輪可經設計以自一最大深度至一患者之表面(例如，至患者之皮膚之外層)提供均勻經延展布拉格峰。為定製劑量深度，可「關斷」不期望位置中(例如，圖26中之區917中)之布拉格峰。可藉由在調變器輪之每一旋轉期間之一適當時間處關斷RF源、關斷離子源或關斷兩者而完成此。

離子源脈衝寬度亦對經延展布拉格峰均勻性具有一影響。作為背景，間歇地(例如，週期性地)啟動一粒子源之時間量係變化的，藉此提供不同時間週期之電漿柱且達成不同數目個粒子之提取。舉例而言，若脈衝寬度增加，則所提取之粒子之數目增加，且若脈衝寬度減小，所提取之粒子之數目減小。在某些實施方案中，存在粒子源接通之時間與粒子束之強度之間的一線性關係。舉例而言，該關係可係一對一加上一偏移。在一實例性實施方案中，粒子源可在大約135MHz之一最大頻率與大約95MHz或90MHz之一最小頻率之間的一頻率掃掠期間發生之一頻率窗內加脈衝。舉例而言，粒子源可在132MHz與131MHz之間加脈衝達一時間週期。在一實施方案中，此時間週期係大約40μs；然而，在其他實施方案中此等值可變化或係不同的。未能在頻率窗外側加脈衝粒子源可能抑制自電漿柱之粒子提取。

圖29係展示自一最大頻率(例如，135MHz)至一最小頻率(例如，90MHz或95MHz)隨時間而變的諧振腔中之電壓掃掠之一圖表。在此實例中，提取窗920出現在132MHz與131MHz之間。脈衝寬度921(離子源脈衝寬度)可變化以控制由粒子加速器輸出之粒子束之強度。

離子源脈衝寬度可係可調整的以便達成經延展布拉格峰之實質均勻性。就此而言，各種因素(諸如粒子束強度)可有助於布拉格峰穿透一患者之深度。一選定調變器輪可產生針對不同深度之不同布拉格曲線。舉例而言，圖30展示針對三個不同深度之布拉格曲線。布拉格曲線950係針對一調變器輪之標稱(或預定義)深度；布拉格曲線951係針對調變器輪之最大深度；且布拉格曲線952係針對調變器輪之最小深度。理想地，不管深度如何經延展布拉格峰皆應在大約標稱位準處。

如圖30中所展示，布拉格曲線951及952具有係傾斜之經延展布拉格峰。針對布拉格曲線952，斜率為正；且針對布拉格曲線951，斜率為負。為更緊密地近似點b處之標稱布拉格峰位準，在點a處增加粒子束之強度(以將點a處之布拉格峰抬高至點b處之位準)，且在點c處減小粒子束之強度(以將點c處之布拉格峰降低至點b處之位準)。亦在a及c之前之點處調整粒子束之強度以抬高或降低彼等點處之布拉格峰以使得其至少在某種程度上與標稱布拉格峰之對應位準一致。可藉由改變離子源脈衝寬度而改變粒子束之強度。然而，沿著布拉格曲線951及952之不同點需要不同調整量以便近似曲線950之標稱經延展布拉格曲線。因此，在每一例項中，脈衝寬度可基於調變器輪之旋轉而變化。舉例而言，在一點a處當調變器輪撞擊粒子束時，脈衝寬度可比在沿著布拉格曲線951之在a之前之點處增加更多。類似地，在一點c處當調變器輪撞擊粒子束時，脈衝寬度可比在沿著布拉格曲線952之在c之前之點處減小更多。舉例而言，圖31係針對布拉格曲線950、951及952展示調變器輪之脈衝寬度與旋轉角度之間的關係之一曲線圖。值已被省略，此乃因其係情形特定的。

可藉由在一布拉格峰之開始及結束處獲得適當脈衝寬度且線性***於該兩者之間以獲得其間之變化而判定脈衝寬度之變化。亦可利用其他程序，如下文所闡述。為增加或減少一總體劑量，可藉由一規定因素增加或減少所有脈衝寬度。

參考圖32，調變器輪910之輸出955係具有一高斯量變曲線之一散射粒子束(在束之中心處具有大部分粒子)。一散射體956在調變器輪之下游(例如，在調變器輪910與患者位置之間)。散射體956將粒子束重塑形以使得粒子束具有一實質上恆定寬度(w)。舉例而言，粒子束可具有一圓形剖面。在此實施方案中，散射體956係其之全部或部分可由一金屬(諸如鉛)製成之一散射箔片。如所展示，散射體956具有形狀係凸面之一側，且在其邊緣處比在其中心處包含更多鉛。為達成一較大場束大小，可利用較厚鉛，且反之亦然。就此而言，粒子治療系統可包含可切入或切出粒子束之路徑以便達成一粒子束場大小(剖面區)之多個散射體。可利用諸如上文所闡述之用於使調變器輪切入或切出粒子束之路徑之彼等機構之機構使散射體切入或切出粒子束之路徑。

一吸收器957可接近於散射體配置且可用於吸收束能量，例如，以便減小其穿透深度。該吸收器可由塑膠或其他材料製成。舉例而言，若束將穿透小於10cm，則可利用10cm之塑膠。該吸收器可係具有不同厚度之一輪。可基於處方中規定之深度而將適當厚度調撥至粒子束路徑中。一馬達或其他機構可控制該輪。在其他實施方案中，粒子治療系統可包含可切入或切出粒子束之路徑之多個吸收器。可利用諸如上文所闡述之用於使調變器輪切入或切出粒子束之路徑之彼等機構之機構而使吸收器切入或切出粒子束之路徑。

吸收器957之下游係用於判定在一醫治期間提供之一總粒子劑量之一離子化室958。在某些實施方案中，離子化室包含導電材料(例如，沈積於聚醯亞胺膜上之金蒸汽)之平行平面。在操作中，將一電壓施加至該等平行平面。質子離子化平行板之間的空氣且因此電荷累積於平行板上。電荷量與質子量成正比。當電荷量超過一特定位準時，輸出觸發一計數器之電流。離子化室及計數器經準直以使得計數器之一滴答聲對應於一規定粒子束劑量(以格雷(gray)為單位)。一控制機構(例如，電路、一計算器件或諸如此類)基於來自計數器之滴答聲而記錄劑量。當彼劑量超過一規定量時，關斷粒子束(例如，藉由關斷RF源、關斷離子源或關斷兩者)。

離子化室958之下游係一孔隙960，諸如上文所闡述之孔隙635。如圖33中所展示，孔隙960藉由阻擋粒子束之在一所期望區外側之部分而限制施加至患者之粒子束961之剖面區之範圍。該區可係規則的(例如，圓形)或不規則的。接近於孔隙安裝一團塊962，如圖33中所展示。團塊962具有對應於被醫治之一腫瘤之遠端表面965之一個三維(3D)表面形狀的一3D表面形狀964。該團塊由吸收束能量之材料(諸如塑膠)構成，且理想地將粒子束之最大穿透在患者內限制於腫瘤之遠端表面。通常，基於依據一處方關於一腫瘤提供之資訊判定團塊之形狀。控制系統將識別團塊之形狀之一檔案輸出至產生團塊之一銑床。

在本文中所闡述之實例性實施方案中，一處方規定以下各項：粒子劑量、粒子劑量率、患者位置、患者躺椅旋轉角度、龍門架旋轉角度、束場大小、束深度、束深度之一範圍、用於限制粒子束之區之一孔隙之一組態及一團塊之一組態。在其他實施方案中，一處方不需包含所有此等特性且可包含一醫治或診斷系統之其他或不同操作特性。

可以DICOM RT ION格式傳輸處方。可係本文中所闡述之粒子治療系統之部分之一控制系統接收含有處方之一檔案，解釋檔案之內容，且根據該處方組態粒子治療系統。該控制系統可包含一或多個處理器件及/或其他電子器件、經組態以提供至粒子治療系統之各種子系統之輸入/輸出(I/O)以執行組態程序之可程式化邏輯等。下文闡釋前述實例性處方中規定之各種操作特性之實例性組態程序。

處方可規定待提供至患者之粒子劑量。可利用上文所闡述之離子化室958控制該劑量。亦即，最初接通粒子束。一控制機構(例如，電路或一計算器件)基於來自由來自離子化室之輸出觸發之計數器之滴答聲而記錄劑量。當劑量超過規定量時，關斷粒子束(例如，藉由關斷RF源、關斷離子源或關斷兩者)。可接通或關斷粒子束以分別增加或減少劑量。

在某些情形中，劑量可取決於束場大小(剖面區)。在一實施方案中，可存在三個不同散射體以產生三個不同束場大小。在其他實施方案中，情形可並非如此或可存在不同數目個散射體。每一散射體可與乘以由藉助一對應散射體產生之一粒子束登記之滴答聲數目之一不同係數A、B、C相關聯。舉例而言，A之係數可係10,000，B之係數可係40,000，且C之係數可係7500。當滴答聲數目乘以適當係數達到一適當臨限值時，關斷束。可利用除上文所述之彼等係數以外之散射體系數之值。

處方可規定待提供至患者之粒子劑量率。在此上下文中之劑量率對應於跨越患者內之一深度範圍提供之劑量(例如，對應於一經延展布拉格峰之形狀)。就此而言，粒子治療系統針對具有一既定束場大小之一標稱劑量率設定一標稱離子源脈衝寬度。如上文關於圖30所闡述，布拉格曲線之形狀可針對患者內之不同深度而變化。因此，可利用一LUT來判定如何在調變器輪旋轉時使離子源脈衝寬度變化以便近似針對不同深度具有一均勻布拉格峰之一劑量位準。系統亦利用離子化室之輸出監控劑量率且調整離子源脈衝寬度以維持一劑量率位準或使該劑量位準變化。舉例而言，若判定一劑量過低，則可將所有脈衝寬度增加一特定量以便增加劑量位準。此係除藉助輪調變器旋轉使脈衝寬度變化以改變一經延展布拉格峰之形狀之外亦可進行的。

在某些實施方案中，結構815(圖24及圖25)散射粒子束。此散射可影響劑量率。如上文所闡釋，結構815之旋轉取決於龍門架之旋轉。因此，為補償由結構815引入之散射，可選擇基於龍門架之旋轉角度之一乘數。乘數可應用於離子源脈衝寬度以增加或減小脈衝寬度且藉此增加或減小粒子束之強度。在一實例性實施方案中，當龍門架處於90°之一角度時乘數可係「2」之一值且彼乘數可應用於離子源脈衝寬度(以藉此使脈衝寬度增加一倍)。在其他實施方案中，可利用一不同乘數(包含一分率乘數)，可不利用乘數，或可針對不同龍門架旋轉角度利用眾多不同乘數。

處方可規定如由患者躺於其上之躺椅之位置界定之患者位置。在某些實施方案中，依據笛卡爾X座標、Y座標及Z座標規定躺椅位置。控制系統可接收此等座標，且控制一或多個馬達或其他移動機構以將躺椅放在適當XYZ位置中。處方亦可規定躺椅之旋轉位置(Φ)。就此而言，躺椅可相對於一預定義平面(例如，XY平面)旋轉。Φ指示躺椅相對於彼平面之旋轉之量。

處方可規定龍門架之旋轉位置。在處方中經由一角度θ規定此。就此而言，龍門架(粒子加速器安裝於其上)可圍繞一軸旋轉至將在其處施加醫治之一點，如上文所闡述。控制系統識別處方中之此旋轉位置(θ)，且因此移動龍門架。

處方可規定束場大小(例如，待施加至患者之粒子束之剖面區)。在某些實施方案中，粒子束之剖面區係圓形的。在其他實施方案中，粒子束之剖面區可具有其他形狀，例如，卵形、矩形等等。在任一情形中，可依據XY座標規定束場大小。控制系統接收此等XY座標且藉由選擇一適當散射體(例如，956)以放置於束路徑中而控制束場大小。如上文所闡述，不同散射體產生不同束場大小。就此而言，各種散射體可定位於可相對於一束路徑移動之一托架上以便將一特定散射體定位於該束路徑中。在一實施方案中，托架包含三個單獨散射體及一孔(其可填充有另一器件)。在其他實施方案中，可存在較多或較少可選擇散射體。

在某些實施方案中，粒子束可取決於龍門架角度而擊中散射體偏離中心。此情形可因由結構815產生之散射造成。因此，可(例如)根據處方控制散射體之位置以使得粒子束擊中散射體之中心、接近於中心或散射體上之任何其他適當位置。以此方式移動散射體可減少束場大小中之非所預期差異。

處方可規定粒子束將穿透患者之一深度。可藉由將一或多個束吸收器併入至束路徑中(例如，作為散射體之部分)而至少部分地控制該深度。舉例而言，如上文所闡述，一吸收器957可係塑膠的，且可具有與穿透深度將減少之量線性相關之一厚度。舉例而言，若穿透深度將減少10cm，則吸收器可具有一均勻10cm厚度。如上文所述，該吸收器可係具有不同厚度之一輪。可基於處方中規定之深度而將適當厚度調撥至粒子束路徑中。一馬達或其他機構可控制該輪。在其他實施方案中，可利用一不同結構及移動機構。

所規定深度亦可需要一適當調變器輪之選擇。更具體而言，如上文所闡釋，每一調變器輪經組態以提供一布拉格峰深度範圍。如上文所闡述，可利用線性內插法來判定可用於校正不同深度處之經延展布拉格峰之脈衝寬度之變化。在其他實施方案中，可如下調整脈衝寬度。如上文所述，圖31相對於不同布拉格峰a、b及c展示對照旋轉角度標繪之脈衝寬度。如圖31中所展示，在點a處，脈衝寬度係最大(且增加)，此乃因需要額外粒子束強度來使點a達到標稱位準。在點c處，脈衝寬度係最小(且減少)，此乃因需要經減小粒子束強度來使點c達到標稱位準。

在某些實施方案中，針對在a處之一最深深度與b處之一設計深度之間的中途(在e處)及在一最淺深度c與一設計深度b之間的中途(在d處)之布拉格峰判定脈衝寬度及調變器輪之對應旋轉角度。針對彼等中途點判定脈衝寬度與旋轉角度之間的關係。而且，基於一布拉格峰相對於a、b或c之位置選擇一適當脈衝寬度調整曲線b、d或e(圖31)。舉例而言，若布拉格峰在c與d之間，則選擇曲線c；若布拉格峰在b與d之間，則選擇曲線b；若布拉格峰在e與a之間，則選擇曲線a；且若布拉格峰在b與e之間，則選擇曲線b。用於規定針對不同旋轉角度之脈衝寬度之曲線可係一束電流調變(BCM)檔案之部分。在一實施方案中，存在每調變器輪兩個BCM檔案及12個調變器輪；然而，不同實施方案可包含不同數目個BCM檔案及調變器輪。

因此，總而言之，規定粒子束將穿透患者之一深度之LUT可提供指示選擇哪一調變器輪、利用哪一吸收器及利用哪一BCM檔案之資訊。

處方可規定至患者中之深度之範圍(例如，患者內之經延展布拉格峰之長度)。更具體而言，如上文所指示，每一調變器輪可經設計以自一最大深度至一患者之表面(例如，至患者之皮膚之外層)提供均勻經延展布拉格峰。為定製劑量深度，可「關斷」不期望位置中(例如，圖26中之區917中)之布拉格峰。可藉由在調變器輪之每一旋轉期間之一適當時間處關斷RF源、關斷離子源或關斷兩者而完成此。因此，可能基於處方定製布拉格峰之長度。

處方可規定粒子束之一特定形狀。可藉由選擇粒子束將通過之一適當孔隙而控制該形狀。可自動(例如，利用馬達、自動機或諸如此類)或手動選擇及安裝該孔隙。

處方可規定待藉助粒子治療醫治之一腫瘤之一遠端形狀。該形狀可係不規則的，且可固有地規定粒子束之一可變深度。如上文所闡述，可手動或自動製造或裝設一團塊以提供對應於腫瘤之遠端形狀之最大粒子束深度。

可電腦控制根據一處方之粒子治療系統之組態。可透過自一或多個電腦輸出至粒子治療系統上之或與粒子治療系統相關聯之各種電子器件之一或多個信號實現電腦控制。就此而言，可經由一電腦程式產品(亦即，有形地體現於一或多個資訊載體中(例如，一或多個有形、非暫時性機器可讀儲存媒體中)以供由資料處理裝置(例如，一可程式化處理器、一電腦或多個電腦)執行或控制資料處理裝置之操作的一電腦程式)至少部分地實施由控制系統實施之組態程序之全部或部分及其各種修改(下文中稱為「程序」)。

可以任何形式之程式設計語言(包含編譯語言或解釋語言)寫入一電腦程式，且可以任何形式部署該電腦程式，包含部署為一獨立程式或部署為一模組、組件、次常式或適合在一計算環境中利用之其他單元。一電腦程式可經部署以在一個電腦上或在位於一個位點處或跨越多個位點分佈且由一網路互連之多個電腦上執行。

可藉由執行一或多個電腦程式以執行準直程序之功能之一或多個可程式化處理器而執行與實施該等程序相關聯之動作。該等程序之全部或部分可實施為專用邏輯電路，例如，一FPGA(場可程式化閘陣列)及/或一ASIC(特殊應用積體電路)。

藉由實例之方式，適於執行一電腦程式之處理器包含通用微處理器及專用微處理器兩者，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兩者接收指令及資料。一電腦(包含一伺服器)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器件。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器件，例如，磁碟、磁光碟或光碟)或以操作方式耦合以自該等機器可讀儲存媒體接收資料或向其傳送資料或既接收又傳送資料。適合於體現電腦程式指令及資料之機器可讀儲存媒體包含所有形式之非揮發性儲存區，藉由實例之方式包含：半導體儲存區器件，例如EPROM、EEPROM及快閃儲存區器件；磁碟，例如內部硬磁碟或可抽換式磁碟；磁光碟；及CD-ROM碟及DVD-ROM碟。

可以一適當組合利用前述實施方案中之任何兩者以上以影響提取通道中之一粒子束之能量。同樣地，可出於相同目的而以一適當組合利用前述實施方案中之任何兩者以上之個別特徵。

本文中所闡述之不同實施方案之元件可經組合以形成上文未具體陳述之其他實施方案。本文中所闡述之程序、系統、裝置等中可能遺漏元件而不會不利地影響其操作。各種單獨元件可組合成一或多個個別元件以執行本文中所闡述之功能。

本文中所闡述之實例性實施方案不限於與一粒子治療系統一起利用或與本文中所闡述之實例性粒子治療系統一起利用。

關於本文中所闡述之粒子加速器之設計之額外資訊可見於以下各項中：標題為「High-Field Superconducting Synchrocyclotron」且2006年1月20日提出申請之第60/760,788號美國臨時申請案；標題為「Magnet Structure For Particle Acceleration」且2006年8月9日提出申請之第11/463,402號美國專利申請案；及標題為「Cryogenic Vacuum Break Pneumatic Thermal Coupler」且2006年10月10日提出申請之第60/850,565號美國臨時申請案，所有該等申請案好像完全經陳述似得以引用方式併入本文中。

以下申請案(其中之所有申請案與本申請案(標題為「CONTROLLING PARTICLE THERAPY」(代理人檔案號為17970-0032P01))同一天提出申請)好像完全陳述於本文中似得以引用方式併入至本申請案中：標題為「CONTROLLING INTENSITY OF A PARTICLE BEAM」(代理人檔案號為17970-0026P01)之美國臨時申請案；標題為「ADJUSTING ENERGY OF A PARTICLE BEAM」(代理人檔案號為17970-0027P01)之美國臨時申請案；標題為「ADJUSTING COIL POSITION」(代理人檔案號為17970-0028P01)之美國臨時申請案；標題為「FOCUSING A PARTICLE BEAM USING MAGNETIC FIELD FLUTTER」(代理人檔案號為17970-0029P01)之美國臨時申請案；標題為「MAGNETIC FIELD REGENERATOR」(代理人檔案號為17970-0030P01)之美國臨時申請案；標題為「FOCUSING A PARTICLE BEAM」(代理人檔案號為17970-0031P01)之美國臨時申請案；及標題為「CONTROL SYSTEM FOR A PARTICLE ACCELERATOR」(代理人檔案號為17970-0033P01)之美國臨時申請案。

以下各項亦好像完全陳述於本文中似得以引用方式併入至本發明中：2010年6月1日頒佈之第7,728,311號美國專利；2007年11月30日提出申請之第11/948,359號美國專利申請案；2008年11月20日提出申請之第12/275,103號美國專利申請案；2007年11月30日提出申請之第11/948,662號美國專利申請案；2007年11月30日提出申請之第60/991,454號美國臨時申請案；2011年8月23日頒佈之第8,003,964號美國專利；2007年4月24日頒佈之第7,208,748號美國專利；2008年7月22日頒佈之第7,402,963號美國專利；2010年2月9日提出申請之第13/148,000號美國專利申請案；及2007年11月9日提出申請之第11/937,573號美國專利申請案。

本申請案之任何特徵可與以下各項之一或多個適當特徵組合：標題為「CONTROLLING INTENSITY OF A PARTICLE BEAM」(代理人檔案號為17970-0026P01)之美國臨時申請案；標題為「ADJUSTING ENERGY OF A PARTICLE BEAM」(代理人檔案號為17970-0027P01)之美國臨時申請案；標題為「ADJUSTING COIL POSITION」(代理人檔案號為17970-0028P01)之美國臨時申請案；標題為「FOCUSING A PARTICLE BEAM USING MAGNETIC FIELD FLUTTER」(代理人檔案號為17970-0029P01)之美國臨時申請案；標題為「MAGNETIC FIELD REGENERATOR」(代理人檔案號為17970-0030P01)之美國臨時申請案；標題為「FOCUSING A PARTICLE BEAM」(代理人檔案號為17970-0031P01)之美國臨時申請案；標題為「CONTROL SYSTEM FOR A PARTICLE ACCELERATOR」(代理人檔案號為17970-0033P01)之美國臨時申請案；2010年6月1日頒佈之第7,728,311號美國專利；2007年11月30日提出申請之第11/948,359號美國專利申請案；2008年11月20日提出申請之第12/275,103號美國專利申請案；2007年11月30日提出申請之第11/948,662號美國專利申請案；2007年11月30日提出申請之第60/991,454號美國臨時申請案；2011年8月23日頒佈之第8,003,964號美國專利；2007年4月24日頒佈之第7,208,748號美國專利；2008年7月22日頒佈之第7,402,963號美國專利；2010年2月9日提出申請之第13/148,000號美國專利申請案；及2007年11月9日提出申請之第11/937,573號美國專利申請案。

本文中未具體闡述之其他實施方案亦在以下申請專利範圍之範疇內。

950‧‧‧曲線/布拉格曲線

951‧‧‧布拉格曲線

952‧‧‧布拉格曲線

a‧‧‧點

b‧‧‧點

c‧‧‧點

d‧‧‧一最深深度a與一設計深度b之間的中途

e‧‧‧一最淺深度c與一設計深度b之間的中途

Claims

一種粒子治療系統，其包括：一龍門架，其可相對於一患者位置旋轉；一粒子加速器，其安裝至該龍門架，該粒子加速器用於將一粒子束基本上直接輸出至該患者位置；及一控制系統，其用以接收一處方且用以產生用於組態該粒子治療系統之一或多個操作特性之機器指令，該等操作特性中之至少一者與該龍門架相對於該患者位置之一旋轉角度相關。
如請求項1之粒子治療系統，其中該等操作特性中之該至少一者包括該龍門架之一角度位置。
如請求項1之粒子治療系統，其進一步包括一粒子源以提供離子化電漿之脈衝至一腔，該粒子源之一脈衝具有對應於該粒子源產生該脈衝之一操作持續時間之一脈衝寬度；且其中該等操作特性中之該至少一者包括基於該龍門架之一旋轉位置且應用於該脈衝寬度之一乘數。
如請求項1之粒子治療系統，其中該等操作特性中之至少一者包括由該粒子加速器輸出之一粒子劑量。
如請求項1之粒子治療系統，其中該等操作特性中之至少一者包括由該粒子加速器輸出之一粒子劑量率。
如請求項5之粒子治療系統，其進一步包括：一粒子源，其用以提供離子化電漿之脈衝至一腔，該粒子源之每一脈衝具有對應於該粒子源產生該對應脈衝之一操作持續時間之一脈衝寬度；及一調變器輪，其具有不同厚度，每一厚度延伸跨越該調變器輪之一不同圓周長度；其中組態該劑量率包括基於該調變器輪之旋轉位置而使脈衝寬度變化。
如請求項1之粒子治療系統，其中該等操作特性中之至少一者包括一患者之一位置。
如請求項7之粒子治療系統，其進一步包括：該患者躺於其上之一結構，該結構對應於該患者位置；其中組態該患者之該位置包括使該結構相對於一或多個座標位置移動。
如請求項1之粒子治療系統，其中該等操作特性中之至少一者包括由該粒子加速器輸出之一粒子束之場大小。
如請求項9之粒子治療系統，其進一步包括：散射器件，其具有不同組態以用於改變該粒子束之該場大小；其中組態該場大小包括選擇待移動至該粒子束之一路徑中的該等散射器件中之一者且將該選定散射器件移動至該粒子束之該路徑中。
如請求項1之粒子治療系統，該等操作特性中之至少一者包括由該粒子加速器輸出之一粒子束之深度。
如請求項11之粒子治療系統，其進一步包括：一吸收器，其具有不同厚度以用於吸收粒子束；其中組態該深度包括控制該吸收器以便將一特定厚度置於該粒子束之一路徑中。
如請求項11之粒子治療系統，其進一步包括：調變器輪，每一調變器輪具有不同厚度，每一厚度延伸跨越該調變器輪之一不同圓周長度；其中組態該深度包括選擇待移動至該粒子束之一路徑中之一調變器輪。
如請求項13之粒子治療系統，其進一步包括：一粒子源，其用以提供離子化電漿之脈衝至一腔，該粒子源之每一脈衝具有對應於該粒子源產生該對應脈衝之一操作持續時間之一脈衝寬度；其中組態該深度進一步包括選擇含有用於基於一選定調變器輪之一旋轉位置而使脈衝寬度變化之指令之一檔案。
如請求項1之粒子治療系統，其中該等操作特性中之至少一者包括由該粒子加速器輸出之一粒子束之一深度之一範圍。
如請求項15之粒子治療系統，其進一步包括：一粒子源，其用以提供離子化電漿之脈衝至一腔，該粒子源之每一脈衝具有對應於該粒子源產生該對應脈衝之一操作持續時間之一脈衝寬度；及一調變器輪，其具有不同厚度，每一厚度延伸跨越該調變器輪之一不同圓周長度；其中組態一粒子束之該深度之該範圍包括在該調變器輪之特定旋轉位置處關斷該粒子源。
如請求項1之粒子治療系統，其中該等操作特性中之至少一者包括由該粒子加速器輸出之一粒子束之一形狀。
如請求項17之粒子治療系統，其進一步包括對應於不同形狀之一或多個孔隙；其中組態粒子束之該形狀包括選擇該等孔隙中之一者且將該選定孔隙移動至該粒子束之一路徑中。
如請求項1之粒子治療系統，其中該等操作特性中之至少一者包括由該粒子加速器輸出之一粒子束之一逐深度形狀。
如請求項19之粒子治療系統，其進一步包括一射程補償團塊；其中組態粒子束之該逐深度形狀包括將該射程補償團塊移動至該粒子束之一路徑中。
如請求項1之粒子治療系統，其中該控制系統包括經程式化以控制基於該等機器指令而控制該等操作特性的該粒子治療系統之元件的一或多個計算器件。