專利名稱：帶電粒子癌癥療法患者定位的方法和裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明大體涉及實(shí)體癌癥的治療。更具體來說，本發(fā)明涉及在帶電粒子癌癥療法 期間的患者定位。
背景技術(shù)：
癌癥腫瘤是異常組織塊。腫瘤具有良性或惡性。良性腫瘤在局部生長，但不擴(kuò)散到身 體的其他部分。良性腫瘤由于其擴(kuò)散而引起問題，因?yàn)樗鼈償D壓正常組織并使其移位。良 性腫瘤在諸如顱骨的狹小部位內(nèi)是危險(xiǎn)的。惡性腫瘤能夠侵入身體的其他區(qū)域。轉(zhuǎn)移是癌 癥通過侵入正常組織擴(kuò)散并擴(kuò)散到遠(yuǎn)處組織。癌癥治療存在用于癌癥治療的若干截然不同形式的輻射療法，包括近距放射療法、傳統(tǒng)電 磁X射線療法和質(zhì)子療法。質(zhì)子療法系統(tǒng)通常包括束發(fā)生器、加速器和束傳輸系統(tǒng)，所述 束傳輸系統(tǒng)將所產(chǎn)生的加速質(zhì)子移動到數(shù)個(gè)治療室，在這些治療室中質(zhì)子得以輸送到患者 體內(nèi)的腫瘤中。質(zhì)子療法通過將諸如用粒子加速器加速的質(zhì)子的高能電離粒子瞄準(zhǔn)到靶標(biāo)腫瘤 來工作。這些粒子損害細(xì)胞DNA，最終導(dǎo)致其死亡。癌細(xì)胞因?yàn)槠涓咚俜至押推湫迯?fù)損壞 DNA的能力降低而尤其易受對其DNA的攻擊損害。帶電粒子癌癥療法在此概述帶電粒子癌癥療法系統(tǒng)所涉及的專利。m^timmm,羅瑪琳達(dá)大學(xué)醫(yī)學(xué)中心(LomaLinda University Medical Center)的 F. Cole 等 人的 “Multi-Mation Proton Beam Therapy System” 美國專利 4，870，沘7 號(1989 年 9 月沈日)描述一種質(zhì)子束療法系統(tǒng)，所述系統(tǒng)用于從單個(gè)質(zhì)子源選擇性地產(chǎn)生質(zhì)子束并經(jīng) 由加速器將其傳輸?shù)綌?shù)個(gè)患者治療室中的所選治療室。臺架T. Yamashita 等人的"Rotating Irradiation Apparatus，，美國專利 7，381，979 號 (2008年6月3日)描述一種具有前環(huán)和后環(huán)的旋轉(zhuǎn)臺架，每個(gè)環(huán)均具有徑向支撐設(shè)備，其 中所述徑向支撐設(shè)備具有直線式導(dǎo)架。所述系統(tǒng)具有推力支撐設(shè)備用于限制可旋轉(zhuǎn)體在所 述可旋轉(zhuǎn)體的旋轉(zhuǎn)軸方向上的運(yùn)動。T· Yamashita 等人的"Rotating Gantry of Particle Beam Therapy System，，美 國專利7，372，053號(2008年5月13日)描述一種通過空氣制動系統(tǒng)支撐的旋轉(zhuǎn)臺架，所 述空氣制動系統(tǒng)使所述臺架在輻照治療期間快速運(yùn)動、制動和停止。M. Yanagisawa 等人的“Medical Charged Particle Irradiation Apparatus，， 美國專利 6，992，312 號(2006 年 1 月 31 日)；Μ· Yanagisawa 等人的 “Medical Charged Particle Irradiation Apparatus” 美國專利 6，979，832 號(2005 年 12 月 27 日)；和 M. Yanagisawa 等人的“Medical Charged Particle Irradiation Apparatus，，美國專利 6，953，943號(2005年10月11日)都描述一種能夠從向上方向和水平方向輻照的裝置。 臺架可繞旋轉(zhuǎn)軸旋轉(zhuǎn)，其中輻照場形成設(shè)備是偏心地布置，以使得輻照軸穿過與旋轉(zhuǎn)軸不同的位置。H· Kaercher 等人的"Isokinetic Gantry Arrangement for the Isocentric Guidance of a Particle Beam And a Method for Constructing Same，，美國專利 6，897，451號(2005年5月M日)描述一種用于進(jìn)行粒子束的同心引導(dǎo)的等動力臺架布 置，以便所述粒子束可圍繞水平縱軸旋轉(zhuǎn)。G. Kraft 等人的 “Ion Beam System for Irradiating Tumor Tissues” 美國專利 6，730，921號(2004年5月4日)描述一種相對于水平布置的患者躺椅在各種輻照角度輻 照腫瘤組織的離子束系統(tǒng)，其中所述患者躺椅可繞中心軸旋轉(zhuǎn)并且具有提升機(jī)構(gòu)。所述系 統(tǒng)具有相對于水平方向至多士 15度的中心離子束偏轉(zhuǎn)。M. Pavlovic ^AW "Gantry System and Method for Operating Same" ^
利6，635，882號(2003年10月21日)描述一種臺架系統(tǒng)，其用于從可自由決定的有效治 療角度來調(diào)整離子束并將離子束對準(zhǔn)到靶標(biāo)上。所述離子束是以環(huán)繞臺架旋轉(zhuǎn)軸0到360 度的可調(diào)整角度和以離開臺架旋轉(zhuǎn)軸45到90度的角度而對準(zhǔn)在靶標(biāo)上，從而當(dāng)離子束繞 臺架旋轉(zhuǎn)軸旋轉(zhuǎn)達(dá)到完全回轉(zhuǎn)時(shí)，產(chǎn)生輻照圓錐體?？梢苿踊颊逳. Rigney等人的"Patient Alignment System with External Measurement and Object Coordination for Radiation Therapy System” 美國專利 7，199，382 號(2007 年 4月3日)描述一種用于輻射療法系統(tǒng)的患者對準(zhǔn)系統(tǒng)，所述患者對準(zhǔn)系統(tǒng)包括獲得所述輻 射療法系統(tǒng)的可移動部件的位置測量的多個(gè)外部測量設(shè)備。所述對準(zhǔn)系統(tǒng)使用外部測量來 提供校正的定位反饋，從而將患者更精確地配準(zhǔn)到輻射束。Y. Muramatsu ^AW "Medical Particle Irradiation Apparatus" ^ H
7，030，396 號(2006 年 4 月 18 日)；Y. Muramatsu 等人的“Medical Particle Irradiation Apparatus” 美國專利 6，903，356 號(2005 年 6 月 7 日)；和 Y. Muramatsu 等人的“Medical Particle Irradiation Apparatus”美國專利 6，803，591 號(10 月 12，2004)都描述一種醫(yī) 學(xué)粒子輻照裝置，其具有旋轉(zhuǎn)臺架；環(huán)形框架，其位于所述臺架內(nèi)以使得其可相對于旋轉(zhuǎn)臺 架旋轉(zhuǎn)；反關(guān)聯(lián)機(jī)構(gòu)，其阻止所述框架與所述臺架一起旋轉(zhuǎn)；和可彎曲移動底板，其以在所 述臺架旋轉(zhuǎn)時(shí)隨大體上水平的底部一起自由移動的方式與所述框架嚙合。H. Nonaka ^AW "Rotating Radiation Chamber for Radiation Therapy" 專利5，993，373號(1999年11月30日)描述一種可水平移動的底板，其由一系列以自由 且可彎曲方式連接的多個(gè)平板構(gòu)成，其中所述可移動底板隨輻射束輻照區(qū)段的旋轉(zhuǎn)同步移 動。呼吸K.Matsuda 的"Radioactive Beam Irradiation Method and Apparatus Taking Movement of the Irradiation Area Into Consideration"^H^^lJ 5, 538, 494 ^ (1996 年7月23日)描述一種方法和裝置，其即使在患病部分由于身體活動(諸如呼吸和心搏) 改變位置的情況下也能夠輻照。最初，同時(shí)測量患病身體部分的位置改變和患者的身體活 動，并且以函數(shù)確定其間的關(guān)系。根據(jù)該函數(shù)執(zhí)行輻射療法?；颊叨ㄎ籝. Nagamine 等人的"Patient Positioning Device and Patient PositioningMethod” 美國專禾Ij 7，212，609 號(2007 年 5 月 1 日)禾口 Y. Nagamine 等人的 “Patient Positioning Device and Patient Positioning Method”美國專利 7，212，608 號(2007 年 5月1日)描述一種患者定位系統(tǒng)，其使用模式匹配來比較參考X射線圖像和當(dāng)前患者位置 的當(dāng)前X射線圖像的比較區(qū)。D.Miller 等人的 “Modular Patient Support System” 美國專利 7，173，265 號 (2007年2月6日)描述一種具有患者支撐系統(tǒng)的輻射治療系統(tǒng)，所述患者支撐系統(tǒng)包括模 塊化的可擴(kuò)展患者囊(patien pod)和至少一個(gè)固定設(shè)備(諸如可模壓的泡沫托架)。K. Kato 等人白勺“Multi-Leaf Collimator and Medical System Including Accelerator” 美國專利 6，931，100 號(2005 年 8 月 16 日)；K. Kato 等人的 “Multi-Leaf Collimator and Medical System Including Accelerator”美國專利 6，823，045 號(2004 年 11 月 23 日)；K. Kato 等人的“Multi-Leaf Collimator and Medical System Including Accelerator”美國專利 6，819，743 號(2004 年 11 月 16 日)；和 K. Kato 等人的“Multi-Leaf Collimator and Medical System Including Accelerator”美國專利 6，792，078 號(2004 年9月14日)都描述一種用于輻照療法的具有葉板的系統(tǒng)，所述葉板用于縮短患者的定位 時(shí)間。電動機(jī)驅(qū)動力傳輸?shù)綌?shù)個(gè)葉板，同時(shí)傳過小齒輪。所述系統(tǒng)也使用上下氣缸和上下 導(dǎo)架來定位患者。計(jì)算機(jī)控制A. Beloussov 等人的"Configuration Management and Retrieval System for Proton Beam Therapy System，，美國專利 7，368，740 號(2008 年 5 月 6 日)；Α· Beloussov 等 人 的"Configuration Management and Retrieval System for Proton Beam Therapy System” 美國專利 7，084，410 號(2OO6 年 8 月 1 日)；和 A. Beloussov 等人的 “Configuration Management and Retrieval System for Proton Beam Therapy System" 美國專利6，822，244號(2004年11月23日)都描述一種多處理器軟件控制的質(zhì)子束系統(tǒng)， 其具有治療可配置參數(shù)，所述參數(shù)由授權(quán)用戶容易地修改以為各種操作方式準(zhǔn)備軟件控制 的系統(tǒng)以確保在數(shù)據(jù)庫中發(fā)生單點(diǎn)故障時(shí)可訪問數(shù)據(jù)和配置參數(shù)。J. Hirota 等人的"Automatically Operated Accelerator Using Obtained Operating Patterns”美國專利5，698，954號(1997年12月16日)描述一種主控制器，其 用于用來自操作模式的控制來確定控制量和加速器體每個(gè)部件的定時(shí)控制。成像P. Adamee 等 人 的"Charged Particle Beam Apparatus and Method for Operating the Same” 美國專利 , 274, 018 號(2OO7 年 9 月 25 日)和 P. Adamee 等人的 “Charged Particle Beam Apparatus and Method for Operating the Same" ^15^ 7，045，781號(2006年5月16日)描述一種帶電粒子束裝置，其經(jīng)配置用于對象的連續(xù)和
/或平行成像。K. Hiramoto 等人的"Ion Beam Therapy System and its Couch Positioning System”美國專利7，193，227號(2007年3月20日)描述一種離子束療法系統(tǒng)，其具有結(jié) 合旋轉(zhuǎn)臺架移動的X射線成像系統(tǒng)。C. Maurer 等人的 “Apparatus and Method for Registration of Images to Physical Space Using a Weighted Combination of Points and Surfaces，，美國專利6，560，354號(2003年5月6日)描述一種準(zhǔn)配到對患者身體上取得的物理測量的X射線 計(jì)算斷層攝影方法，其中不同身體部分給定不同的加權(quán)。在迭代配準(zhǔn)方法中使用加權(quán)來確 定剛性體變換方法，其中使用變換函數(shù)來協(xié)助外科或立體定向程序。M. Blair 等人的“Proton Beam Digital Imaging System”美國專利 5，825，845 號 (1998年10月20日)描述一種質(zhì)子束數(shù)字成像系統(tǒng)，其具有可移動到治療束線中的X射線 源，所述X射線源可以生成穿過身體區(qū)域的X射線束。通過比較患者定向圖像中束中心的 相對位置與主要規(guī)定圖像中相對于所選界標(biāo)的等角點(diǎn)，確定產(chǎn)生對應(yīng)于靶標(biāo)等角點(diǎn)的最佳 束中心的患者運(yùn)動量和運(yùn)動方向。S. Nishihara 等人的 “Therapeutic Apparatus” 美國專利 5，039, 867 號(1991 年 8月13日)描述一種用于定位治療束的方法和裝置，其中基于第一圖像測定第一距離，基于 第二圖像測定第二距離，并且基于第一和第二距離將患者移動到療法束輻照位置。問題在癌性腫瘤粒子束療法領(lǐng)域中，存在對于在粒子束療法輻照之前緊挨著和/或同 時(shí)定位并驗(yàn)證患者的適當(dāng)定位的需要，從而確保在最小化對周圍健康組織的損害的情況下 將能量靶向且受控地輸送到癌性腫瘤。一旦實(shí)現(xiàn)患者的定位和定位驗(yàn)證，進(jìn)一步存在對于 在整個(gè)質(zhì)子束療法治療期間維持患者位置的需要。在體內(nèi)癌性腫瘤的粒子束療法的領(lǐng)域 中，進(jìn)一步存在對于有效控制在帶電粒子癌癥治療系統(tǒng)的同步加速器中帶電粒子的控制中 使用的磁場的需要，從而在指定能量、強(qiáng)度和/或定時(shí)的帶電粒子輸送下輸送帶電粒子。另 外，存在對于在最小化對患者的周圍健康組織的損害并在有效使用同步加速器定時(shí)的情況 下對實(shí)體癌性腫瘤進(jìn)行有效、精確和/或準(zhǔn)確的非侵襲性體內(nèi)治療的需要。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明通常涉及實(shí)體癌癥的治療。更具體來說，本發(fā)明涉及在帶電粒子癌癥療法 期間的患者定位。



圖14以㈧前視圖和⑶頂視示患者定位系統(tǒng)；圖15提供X射線和質(zhì)子束劑量分布；圖16A-E圖示聚焦輻照的控制深度；圖17A-E圖示多場輻照；圖18圖示經(jīng)由使用多場輻照的劑量效率增強(qiáng)；圖19A-C和圖19E圖示自變化的旋轉(zhuǎn)方向的腫瘤遠(yuǎn)端輻照并且圖19D圖示由遠(yuǎn)端 輻射引起的集成輻射；圖20提供兩種多場輻照實(shí)施方法；圖21圖示對腫瘤的(A) 2D層片或(B) 3D體積操作的帶電粒子束點(diǎn)掃描系統(tǒng)的多 維掃描；圖22圖示用于產(chǎn)生X射線的電子槍源，其與粒子束療法系統(tǒng)耦聯(lián)；圖23圖示接近粒子束路徑的X射線源；圖M圖示半垂直的患者定位系統(tǒng)；圖25圖示坐式患者定位系統(tǒng)；圖沈圖示躺式患者定位系統(tǒng)；圖27圖示頭部固定系統(tǒng)和呼吸監(jiān)視器；圖28圖示患者定位、呼吸監(jiān)測、患者重新定位和輻照控制；圖四示出對于患者的呼吸循環(huán)定時(shí)的粒子場加速；和圖30圖示可調(diào)整的粒子場加速定時(shí)。
具體實(shí)施例方式本發(fā)明通常涉及實(shí)體癌癥的治療。更具體來說，本發(fā)明涉及結(jié)合帶電粒子癌癥治 療束加速、引出和/或靶向的方法和裝置使用的患者定位控制元件。在一個(gè)實(shí)施例中，患者定位、約束、重新定位和/或固定的方法和裝置結(jié)合癌性腫 瘤的帶電粒子束輻射療法來使用。在另一實(shí)施例中，患者定位的方法和裝置結(jié)合癌性腫瘤的多軸控制帶電粒子束輻 射療法來使用。在一個(gè)實(shí)例中，患者半固定在坐式位置、半斜倚位置或躺式位置。在另一個(gè)實(shí)例中，患者定位于機(jī)動化的座位中。在另一個(gè)實(shí)例中，在輻射治療期間旋轉(zhuǎn)患者。在帶電粒子束療法中向身體組織的腫瘤準(zhǔn)確且精確地輸送質(zhì)子是極為重要的。身 體的自然運(yùn)動使準(zhǔn)確且精確的輸送復(fù)雜化。身體的運(yùn)動發(fā)生在多個(gè)層次上，包括(1) 一般 的患者運(yùn)動，諸如行走；(2)站立、坐式或躺式位置變化；及(3)身體內(nèi)部部分(諸如器官) 的相對運(yùn)動。所有這些運(yùn)動隨時(shí)間而變。因此，需要在極為接近對于帶電粒子療法的定時(shí) 處和/或之中確定身體要素的位置的方法，諸如在身體相對于帶電粒子束定位之后。描述 各種患者定位系統(tǒng)，諸如約束系統(tǒng)、固定系統(tǒng)、重新定位系統(tǒng)和/或患者旋轉(zhuǎn)控制系統(tǒng)。任 選地，結(jié)合帶電粒子療法使用X射線定位和/或驗(yàn)證的方法和裝置以在帶電粒子癌癥療法 即將進(jìn)行之前的時(shí)間點(diǎn)或與之同時(shí)確定腫瘤的位置。此外，描述一種實(shí)現(xiàn)了患者的定位和 定位驗(yàn)證之后在整個(gè)質(zhì)子束療法治療期間維持患者的位置的系統(tǒng)。
在帶電粒子束療法(諸如使用質(zhì)子束療法的癌性腫瘤治療)期間，系統(tǒng)控制患者 的運(yùn)動。優(yōu)選地，在質(zhì)子束療法系統(tǒng)中患者定位于坐式位置、半垂直位置或躺式位置。使用 患者定位約束將患者維持在治療位置，患者定位約束包括以下各者中的一個(gè)或多個(gè)座位 支架、背部支架、頭部支架、臂部支架、膝部支架和腳部支架。定位約束的一個(gè)或多個(gè)為可移 動的和/或在計(jì)算機(jī)控制之下，以快速定位和/或固定患者。該系統(tǒng)優(yōu)選地使用與粒子束 癌癥療法系統(tǒng)的帶電粒子束路徑處于大體上相同路徑的X射線束，以在質(zhì)子束療法即將進(jìn) 行之前對準(zhǔn)受驗(yàn)者和/或在質(zhì)子束療法期間驗(yàn)證患者定位。由于X射線路徑基本上為帶電 粒子束路徑，所以產(chǎn)生的X射線圖像可用于相對于帶電粒子束路徑精調(diào)身體對準(zhǔn)，其用于 控制帶電粒子束路徑從而準(zhǔn)確且精確地靶向腫瘤，和/或用于系統(tǒng)檢定和驗(yàn)證。組合本發(fā)明使用，描述了帶電粒子束癌癥療法系統(tǒng)的新穎設(shè)計(jì)特征。具體來說，描 述了在負(fù)離子源、離子源真空系統(tǒng)、離子束聚焦透鏡和串列式加速器方面具有新穎特征的 負(fù)離子束源。另外，描述了轉(zhuǎn)向磁體、邊緣聚焦磁體、磁場聚集磁體、繞組和校正線圈、平坦 磁場入射表面和引出元件，它們最小化同步加速器的整體大小，提供嚴(yán)格控制的質(zhì)子束，直 接減小所需磁場的大小，直接降低所需操作功率并且允許即便在從同步加速器中引出質(zhì)子 的過程期間也在同步加速器中不斷加速質(zhì)子。離子束源系統(tǒng)和同步加速器優(yōu)選與患者成像 系統(tǒng)和包括呼吸監(jiān)測傳感器和患者定位元件的患者接口計(jì)算機(jī)集成。此外，描述了對結(jié)合 癌性腫瘤的帶電粒子束輻射療法使用的帶電粒子束加速、引出和/或靶向的方法和裝置的 強(qiáng)度控制。更具體來說，描述了同步加速器的帶電粒子流的強(qiáng)度、能量和定時(shí)控制。同步加 速器控制元件允許對帶電粒子束的嚴(yán)格控制，這補(bǔ)償對患者定位的嚴(yán)格控制以在減少對周 圍健康組織的組織損害的情況下產(chǎn)生對實(shí)體腫瘤的有效治療。另外，該系統(tǒng)減小同步加速 器的整體大小，提供嚴(yán)格控制的質(zhì)子束，直接降低所需磁場的大小，直接降低所需操作功率 并且允許即便在從同步加速器中引出質(zhì)子的過程期間也在同步加速器中不斷加速質(zhì)子。所 有這些系統(tǒng)均優(yōu)選結(jié)合X射線系統(tǒng)使用，該X射線系統(tǒng)能夠(1)在用于質(zhì)子治療的定位系 統(tǒng)中和(2)在患者的呼吸循環(huán)的指定時(shí)刻收集患者的X射線。通過組合，該等系統(tǒng)在對周 圍健康組織最小損害的情況下提供有效、準(zhǔn)確且精確的非侵襲性腫瘤治療?；匦铀倨?同步加速器回旋加速器使用恒定磁場和恒定頻率外加電場。在同步回旋加速器中，這兩個(gè)場 中的一個(gè)存在變化。在同步加速器中，這兩個(gè)場均存在變化。從而，同步加速器是特定類型 的循環(huán)粒子加速器，其中磁場用于使粒子轉(zhuǎn)向以使其循環(huán)并且電場用于加速這些粒子。同 步加速器周密地使外加場與行進(jìn)粒子束同步。通過在粒子獲得能量時(shí)恰當(dāng)?shù)卦黾訄?，可在加速粒子時(shí)保持帶電粒子路徑恒定。 這允許用于粒子的真空容器是較大的細(xì)圓環(huán)。實(shí)際上，更容易的是在彎曲磁體與一些轉(zhuǎn)向 區(qū)段之間使用一些直區(qū)段，從而給出形狀為圓角多邊形的圓環(huán)。從而，使用簡單的直和彎曲 管段來構(gòu)造較大有效半徑的路徑，這不同于回旋加速器類型設(shè)備的圓盤狀腔室。該形狀還 允許且需要使用多個(gè)磁體來使粒子束彎曲。循環(huán)加速器可賦予的最大能量通常受到磁場強(qiáng)度和粒子路徑的最小半徑/最大 曲率的限制。在回旋加速器中，當(dāng)粒子在中心啟動并且向外螺旋形移動時(shí)，最大半徑十分受 限，因此，整個(gè)路徑必須是自支持的圓盤狀抽空腔室。由于該半徑受限，因此機(jī)器的功率受 到磁場強(qiáng)度的限制。在普通電磁體的情況下，場強(qiáng)度受到芯飽和度的限制，因?yàn)楫?dāng)所有磁疇對準(zhǔn)時(shí)，該場實(shí)際上根本不可能進(jìn)一步增加。單對磁體的布置還限制設(shè)備的經(jīng)濟(jì)大小。通過使用由更小且更嚴(yán)格聚焦的磁體圍繞的窄束管，同步加速器克服了這些限 制。該設(shè)備加速粒子的能力事實(shí)上受到限制，因?yàn)榱Ｗ颖仨殠щ娨员煌耆铀伲幱诩铀?的帶電粒子會發(fā)射光子，由此損失能量。當(dāng)維持圓圈中束路徑所需的橫側(cè)加速度的能量損 失等于各循環(huán)所加能量時(shí)，達(dá)到限束能量。通過使用大半徑路徑和通過使用更多且更大功 率微波腔體來在轉(zhuǎn)角之間加速粒子束，構(gòu)筑了更大功率的加速器。諸如電子的較輕粒子在 轉(zhuǎn)向時(shí)損失其更大部分的能量。實(shí)際地講，電子/正電子加速器的能量受到該輻射損失的 限制，雖然其在質(zhì)子或離子加速器的動力學(xué)中并不起顯著作用。這些的能量受到磁體強(qiáng)度 和成本的嚴(yán)格限制。帶電粒子束療法貫穿該文件，描述了諸如質(zhì)子束、氫離子束或碳離子束的帶電粒子束療法系統(tǒng)。本 文中使用質(zhì)子束來描述帶電粒子束療法系統(tǒng)。然而，依據(jù)質(zhì)子束指出并描述的方面并非旨 在限于質(zhì)子束的方面，而是說明帶電粒子束系統(tǒng)。任何帶電粒子束系統(tǒng)均同等地適用于本 文所述的技術(shù)?，F(xiàn)參見圖1，圖示了帶電粒子束系統(tǒng)100。該帶電粒子束優(yōu)選包含若干子系統(tǒng)，該 等子系統(tǒng)包括以下任何者主控制器Iio ；注入系統(tǒng)120 ；同步加速器130，其通常包括(1) 加速器系統(tǒng)132和⑵引出系統(tǒng)134 ；掃描/靶向/輸送系統(tǒng)140 ；患者接口模塊150 ；顯示 系統(tǒng)160 ；和/或成像系統(tǒng)170。在一個(gè)實(shí)施例中，子系統(tǒng)中的一或多個(gè)存儲于用戶端上。用戶端是經(jīng)配置以充當(dāng) 例如個(gè)人計(jì)算機(jī)、數(shù)字媒體播放器、個(gè)人數(shù)字助理等的用戶端設(shè)備的計(jì)算平臺。該用戶端包 含耦聯(lián)到例如鼠標(biāo)、鍵盤、顯示設(shè)備等的若干外部或內(nèi)部輸入設(shè)備的處理器。該處理器還耦 聯(lián)到例如計(jì)算機(jī)監(jiān)視器的輸出設(shè)備以顯示信息。在一個(gè)實(shí)施例中，主控制器110是處理器。 在另一實(shí)施例中，主控制器110是存儲于存儲器中由處理器進(jìn)行的一組指令。用戶端包括計(jì)算機(jī)可讀存儲媒體，即存儲器。該存儲器包括(但不限于)能夠連 接到處理器(諸如與觸敏輸入設(shè)備連通的處理器)具有計(jì)算機(jī)可讀指令的電子、光學(xué)、磁性 或其他存儲或傳輸設(shè)備。適當(dāng)媒體的其他實(shí)例例如包括閃存驅(qū)動器、CD-ROM、只讀存儲器 (ROM)、隨機(jī)存取存儲器(RAM)、特殊應(yīng)用集成電路(ASIC)、DVD、磁盤、存儲芯片等。處理器 執(zhí)行存儲于存儲器中的一組計(jì)算機(jī)可執(zhí)行的程序代碼指令。這些指令可以包含來自任何計(jì) 算機(jī)程序設(shè)計(jì)語言的代碼，該等計(jì)算機(jī)程序設(shè)計(jì)語言例如包括C、C++、C#、Visual Basic、 Java 禾口 JavaScript。提供了使用帶電粒子束系統(tǒng)100的示例性方法。主控制器110控制子系統(tǒng)中的一 或多個(gè)以將質(zhì)子準(zhǔn)確且精確地輸送到患者的腫瘤。例如，主控制器Iio從成像系統(tǒng)170獲 得諸如身體一部分和/或腫瘤一部分的圖像。主控制器110還從患者接口模塊150獲得位 置和/或定時(shí)信息。主控制器110然后任選地控制注入系統(tǒng)120以將質(zhì)子注入同步加速器 130。同步加速器通常至少含有加速器系統(tǒng)132和引出系統(tǒng)134。主控制器優(yōu)選諸如通過 控制質(zhì)子束的速度、軌道和定時(shí)來在加速器系統(tǒng)內(nèi)控制質(zhì)子束。主控制器然后控制從加速 器經(jīng)引出系統(tǒng)134引出質(zhì)子束。例如，控制器控制引出束的定時(shí)、能量和/或強(qiáng)度。控制器 110優(yōu)選還控制穿過掃描/靶向/輸送系統(tǒng)140到患者接口模塊150的質(zhì)子束的靶向。患 者接口模塊150的一或多個(gè)部件優(yōu)選由主控制器110控制。此外，顯示系統(tǒng)160的顯示元件優(yōu)選經(jīng)由主控制器110來控制。通常向一或多個(gè)操作人員和/或一或多個(gè)患者提供諸如 顯示屏幕的顯示器。在一個(gè)實(shí)施例中，主控制器110定時(shí)來自所有系統(tǒng)的質(zhì)子束的輸送，以 使得質(zhì)子以最佳治療方式輸送到患者。本文中，主控制器110是指控制帶電粒子束系統(tǒng)100的單個(gè)系統(tǒng)、控制數(shù)個(gè)控制帶 電粒子束系統(tǒng)100的子系統(tǒng)的單個(gè)控制器或控制帶電粒子束系統(tǒng)100的一或多個(gè)子系統(tǒng)的 數(shù)個(gè)個(gè)別控制器。同步加束器本文中，術(shù)語同步加速器用來指維持帶電粒子束在循環(huán)路徑中的系統(tǒng)；然而，或者 使用回旋加速器，即使其存在對能量、強(qiáng)度和引出控制的固有限制。此外，帶電粒子束在本 文中稱為沿同步加速器的中心點(diǎn)周圍的循環(huán)路徑循環(huán)。循環(huán)路徑或者稱為軌道運(yùn)行路徑； 然而，軌道運(yùn)行路徑并不是指完美圓圈或橢圓，而是指質(zhì)子環(huán)繞中心點(diǎn)或區(qū)域的循環(huán)。現(xiàn)參見圖2，提供了帶電粒子束系統(tǒng)100的一個(gè)變體的說明性示例性實(shí)施例。部件 的數(shù)量、位置和所述類型實(shí)際上是說明性和非限制性的。在所說明的實(shí)施例中，注入器系統(tǒng) 210或離子源或帶電粒子束源產(chǎn)生質(zhì)子。質(zhì)子經(jīng)輸送到延伸入、延伸穿過并延伸出同步加 速器的真空管中。所產(chǎn)生的質(zhì)子沿初始路徑262輸送。使用諸如四極磁體或注入四極磁體 的聚焦磁體230來聚焦質(zhì)子束路徑。四極磁體為聚焦磁體。注入器彎曲磁體232使質(zhì)子束 朝同步加速器130的平面彎曲。將具有初始能量的聚焦質(zhì)子引入注入器磁體MO中，注入 器磁體240優(yōu)選為注入蘭伯森磁體(Lamberson magnet) 0 一般而言，初始束路徑262是沿 離開同步加速器130的循環(huán)平面(諸如該循環(huán)平面上方)的軸。注入器彎曲磁體232和注 入器磁體240組合使質(zhì)子移動到同步加速器130中。使用主彎曲磁體250或偶極磁體或循 環(huán)磁體來使質(zhì)子沿循環(huán)束路徑264轉(zhuǎn)向。偶極磁體為彎曲磁體。主彎曲磁體250使初始束 路徑262彎曲到循環(huán)束路徑沈4中。在該實(shí)例中，主彎曲磁體250或循環(huán)磁體描繪成用于 維持循環(huán)束路徑264進(jìn)入穩(wěn)定循環(huán)束路徑的四個(gè)四磁體組。然而，任選使用任何數(shù)量的磁 體或磁體組來使質(zhì)子在循環(huán)過程中環(huán)繞單個(gè)軌道移動。質(zhì)子通過加速器270。加速器使質(zhì) 子在循環(huán)束路徑沈4中加速。在加速質(zhì)子時(shí)，增加了由磁體施加的場。具體來說，使由加速 器270實(shí)現(xiàn)的質(zhì)子速度與主彎曲磁體250或循環(huán)磁體的磁場同步來維持質(zhì)子在同步加速器 的中心點(diǎn)或區(qū)域280周圍的穩(wěn)定循環(huán)。在分開的時(shí)間點(diǎn)，使用加速器270/主彎曲磁體250 組合來使循環(huán)質(zhì)子加速和/或減速，同時(shí)維持質(zhì)子在循環(huán)路徑或軌道中。組合蘭伯森引出 磁體292使用彎曲器(inflector) /偏轉(zhuǎn)器系統(tǒng)四0的引出元件來從在同步加速器130內(nèi) 的質(zhì)子循環(huán)束路徑264中移除質(zhì)子。偏轉(zhuǎn)器部件的一個(gè)實(shí)例為蘭伯森磁體。一般而言，偏 轉(zhuǎn)器使質(zhì)子從循環(huán)平面移動到離開循環(huán)平面(諸如在該循環(huán)平面上方)的軸。優(yōu)選使用諸 如四極磁體的引出彎曲磁體237和引出聚焦磁體235將引出質(zhì)子沿傳輸路徑沈8引導(dǎo)和/ 或聚焦到掃描/靶向/輸送系統(tǒng)140中。掃描系統(tǒng)140或靶向系統(tǒng)的兩個(gè)部件通常包括諸 如垂直控制的第一軸控制142和諸如水平控制的第二軸控制144。在一個(gè)實(shí)施例中，第一 軸控制142允許質(zhì)子束268約IOOmm的垂直掃描，并且第二軸控制144允許質(zhì)子束268約 700mm的水平掃描。噴口系統(tǒng)146用于使質(zhì)子束成像和/或用作在同步加速器的低壓力束 路徑與大氣之間的真空障礙。通過控制將質(zhì)子輸送到患者接口模塊150和患者的腫瘤。所 有上文所列元件都是任選的，并且可以各種排列和組合來使用。離子束產(chǎn)生系統(tǒng)
離子束產(chǎn)生系統(tǒng)產(chǎn)生負(fù)離子束，諸如負(fù)氫離子或!T束；優(yōu)選聚焦該負(fù)離子束；將 負(fù)離子束轉(zhuǎn)換為正離子束，諸如質(zhì)子或H+束；以及將該正離子束注入同步加速器130。部分 離子束路徑優(yōu)選處于部分真空下。以下進(jìn)一步描述這些系統(tǒng)中的每一個(gè)。現(xiàn)參見圖3，圖示了示例性離子束產(chǎn)生系統(tǒng)300。如所示，離子束產(chǎn)生系統(tǒng)300具 有四個(gè)主要元件負(fù)離子源310、第一部分真空系統(tǒng)330、任選的離子束聚焦系統(tǒng)350和串列 式加速器390。仍然參見圖3，負(fù)離子源310優(yōu)選包括用于將氫氣注入高溫等離子腔室314的進(jìn)入 口 312。在一個(gè)實(shí)施例中，等離子腔室包括磁性材料316，該磁性材料316提供處于高溫等 離子腔室314與磁場障礙相對側(cè)上的低溫等離子區(qū)域之間的磁場障礙317。將引出脈沖施 加于負(fù)離子引出電極318以使負(fù)離子束進(jìn)入負(fù)離子束路徑319中，該負(fù)離子束繼續(xù)行進(jìn)穿 過第一部分真空系統(tǒng)330，穿過離子束聚焦系統(tǒng)350，并且進(jìn)入串列式加速器390。仍然參見圖3，第一部分真空系統(tǒng)330是從氫氣進(jìn)入口 312延伸到串列式加速器 390箔片395的封閉系統(tǒng)。箔片395直接或間接密封到真空管320的邊緣，提供將在箔片 395的第一部分真空系統(tǒng)330側(cè)上維持的諸如約10_5托的較高壓力和將在箔片390的同步 加速器側(cè)上維持的諸如約10_7托的較低壓力。通過僅抽吸第一部分真空系統(tǒng)330和通過僅 基于傳感器讀數(shù)半連續(xù)地操作離子束源真空，延長了半連續(xù)操作泵的壽命。以下進(jìn)一步描 述傳感器讀數(shù)。仍然參見圖3，第一部分真空系統(tǒng)330優(yōu)選包括第一泵332，諸如連續(xù)操作泵和/ 或渦輪分子泵；大容納體積334 ；和半連續(xù)操作泵336。優(yōu)選地，泵控制器340從監(jiān)測大容 納體積334中壓力的壓力傳感器342接收信號。依據(jù)表示大容納體積334中壓力足夠的信 號，泵控制器340指示執(zhí)行器345開啟在大容納體積與半連續(xù)操作泵336之間的閥門346 并且指示半連續(xù)操作泵開動并將大氣殘余氣體抽吸出帶電粒子流周圍的真空線路320。以 此方式，通過僅半連續(xù)地且根據(jù)需要操作延長了半連續(xù)操作泵的壽命。在一個(gè)實(shí)例中，半連 續(xù)操作泵336每幾小時(shí)操作幾分鐘，諸如每4小時(shí)操作5分鐘，從而使泵壽命從約2，000小 時(shí)延長至約96,000小時(shí)。此外，通過將進(jìn)氣與同步加速器真空系統(tǒng)隔離，諸如渦輪分子泵的同步加速器真 空泵可以在更長的壽命上操作，因?yàn)橥郊铀倨髡婵毡镁哂休^少氣體分子有待處理。例如， 進(jìn)氣主要是氫氣，但可含有雜質(zhì)，諸如氮?dú)夂投趸?。通過隔離在負(fù)離子源系統(tǒng)310、第一 部分真空系統(tǒng)330、離子束聚焦系統(tǒng)350和串列式加速器390的負(fù)離子束側(cè)中的進(jìn)氣，同步 加速器真空泵可在較低壓力下以更長的壽命操作，從而增加同步加速器130的效率。仍然參見圖3，離子束聚焦系統(tǒng)350包括兩個(gè)或兩個(gè)以上電極，其中各電極對中的 一個(gè)電極用諸如導(dǎo)電網(wǎng)格的導(dǎo)電路徑372部分阻礙離子束路徑。在所示實(shí)例中，圖示了三 個(gè)離子束聚焦系統(tǒng)區(qū)段兩電極離子聚焦區(qū)段360、第一三電極離子聚焦區(qū)段370和第二三 電極離子聚焦區(qū)段380。在給出電極對中，在第一電極與第二電極的導(dǎo)電網(wǎng)格之間延伸的電 場線提供聚焦負(fù)離子束的內(nèi)向力。多個(gè)此類電極對提供多個(gè)負(fù)離子束聚焦區(qū)域。優(yōu)選地， 兩電極離子聚焦區(qū)段360、第一三電極離子聚焦區(qū)段370和第二三電極離子聚焦區(qū)段380放 置在負(fù)離子源之后并在串列式加速器之前和/或沿離子束路徑覆蓋約0. 5米、1米或2米的 空間。以下進(jìn)一步描述離子束聚焦系統(tǒng)。仍然參見圖3，串列式加速器390優(yōu)選包括箔片395，諸如碳箔片。負(fù)離子束路徑319中的負(fù)離子經(jīng)轉(zhuǎn)換為諸如質(zhì)子的正離子并且初始離子束路徑262產(chǎn)生。箔片395優(yōu)選 直接或間接地密封到真空管320的邊緣，提供將在具有負(fù)離子束路徑319的箔片395的側(cè) 面上維持的諸如約10_5托的較高壓力和將在具有質(zhì)子離子束路徑262的箔片390的側(cè)面上 維持的諸如約10_7托的較低壓力。讓箔片395將真空腔室320物理分隔為兩個(gè)壓力區(qū)域， 這在由第一部分真空系統(tǒng)330在分開包含并隔離的空間中引出進(jìn)口氫氣及其殘余時(shí)允許 具有較少和/或較小泵的系統(tǒng)在同步加速器130中維持較低壓力系統(tǒng)。再參見圖1，提供了使用帶電粒子束系統(tǒng)100的另一示例性方法。主控制器110或 一或多個(gè)子控制器控制子系統(tǒng)中的一或多個(gè)以將質(zhì)子準(zhǔn)確且精確地輸送到患者的腫瘤。例 如，主控制器將指示何時(shí)或如何進(jìn)行呼吸的消息發(fā)送給患者。主控制器110從諸如溫度呼 吸傳感器的患者接口模塊獲得傳感器讀數(shù)或獲得指示受驗(yàn)者處于呼吸循環(huán)中何處的力讀 數(shù)。主控制器從成像系統(tǒng)170中收集諸如身體一部分和/或腫瘤一部分的圖像。主控制器 110還從患者接口模塊150獲得位置和/或定時(shí)信息。主控制器110然后任選地控制注入 系統(tǒng)120以將氫氣注入負(fù)離子束源310并控制從負(fù)離子束源310引出負(fù)離子的定時(shí)。任選 地，主控制器使用離子束聚焦透鏡系統(tǒng)350控制離子束聚焦；用串列式加速器390控制質(zhì)子 束的加速；和/或控制質(zhì)子注入同步加速器130中。同步加速器通常至少含有加速器系統(tǒng) 132和引出系統(tǒng)134。同步加速器優(yōu)選含有以下者中的一或多個(gè)轉(zhuǎn)向磁體、邊緣聚焦磁體、 磁場聚集磁體、繞組和校正線圈和平坦磁場入射表面，它們中的一些含有處于主控制器110 控制之下的元件。主控制器優(yōu)選諸如通過控制質(zhì)子束的速度、軌道和/或定時(shí)來在加速器 系統(tǒng)內(nèi)控制質(zhì)子束。主控制器然后控制從加速器經(jīng)引出系統(tǒng)134引出質(zhì)子束。例如，控制 器控制引出束的定時(shí)、能量和/或強(qiáng)度?？刂破?10優(yōu)選還控制穿過靶向/輸送系統(tǒng)140 到患者接口模塊150的質(zhì)子束的靶向?；颊呓涌谀K150的一或多個(gè)部件優(yōu)選由主控制器 110控制，諸如患者的垂直位置、患者的旋轉(zhuǎn)位置和患者座位定位/穩(wěn)定/控制元件。此外， 顯示系統(tǒng)160的顯示元件優(yōu)選經(jīng)由主控制器110來控制。通常向一或多個(gè)操作人員和/或 一或多個(gè)患者提供諸如顯示屏幕的顯示器。在一個(gè)實(shí)施例中，主控制器110定時(shí)來自所有 系統(tǒng)的質(zhì)子束的輸送，以使得質(zhì)子以最佳治療方式輸送到患者。循環(huán)系統(tǒng)同步加速器130優(yōu)選包含直區(qū)段410和離子束轉(zhuǎn)向區(qū)段420的組合。因此，質(zhì)子 的循環(huán)路徑在同步加速器中不是圓形，而是具有圓角的多邊形。在一個(gè)說明性實(shí)施例中，同步加速器130(也稱為加速器系統(tǒng))具有四個(gè)直元件和 四個(gè)轉(zhuǎn)向區(qū)段。直區(qū)段410的實(shí)例包括彎曲器M0、加速器270、引出系統(tǒng)290和偏轉(zhuǎn)器 2920連同四個(gè)直區(qū)段一起的是四個(gè)離子束轉(zhuǎn)向區(qū)段420，其也稱為磁體區(qū)段或轉(zhuǎn)向區(qū)段。 以下進(jìn)一步描述轉(zhuǎn)向區(qū)段?，F(xiàn)參見圖4，圖示了示例性同步加速器。在該實(shí)例中，沿初始質(zhì)子束路徑262輸送 的質(zhì)子經(jīng)彎曲器240彎曲進(jìn)入循環(huán)束路徑，并且在加速之后經(jīng)由偏轉(zhuǎn)器四2引出到束傳輸 路徑沈8。在該實(shí)例中，同步加速器130包含四個(gè)直區(qū)段410和四個(gè)彎曲或轉(zhuǎn)向區(qū)段420， 其中四個(gè)轉(zhuǎn)向區(qū)段中的每一個(gè)均使用一或多個(gè)磁體來使質(zhì)子束轉(zhuǎn)向約九十度。如以下進(jìn)一 步描述，能夠緊密間隔轉(zhuǎn)向區(qū)段并使質(zhì)子束有效轉(zhuǎn)向使得直區(qū)段較短。較短的直區(qū)段允許 在同步加速器的循環(huán)束路徑中不使用聚焦四極的同步加速器設(shè)計(jì)。從循環(huán)質(zhì)子束路徑中移 除聚焦四極使得設(shè)計(jì)更緊湊。在該實(shí)例中，與在循環(huán)質(zhì)子束路徑中使用四極聚焦磁體的系統(tǒng)的八米和更大截面直徑比較，所示同步加速器具有約五米的直徑。現(xiàn)參見圖5，提供了第一彎曲或轉(zhuǎn)向區(qū)段420的額外描述。轉(zhuǎn)向區(qū)段中的每一個(gè) 優(yōu)選包含多個(gè)磁體，諸如約2個(gè)、4個(gè)、6個(gè)、8個(gè)、10個(gè)或12個(gè)磁體。在該實(shí)例中，在第一轉(zhuǎn) 向區(qū)段420中使用四個(gè)轉(zhuǎn)向磁體510、520、530、540來說明關(guān)鍵原理，該原理不論轉(zhuǎn)向區(qū)段 420中磁體的數(shù)量如何均相同。轉(zhuǎn)向磁體510是特定類型的主彎曲或循環(huán)磁體250。在物理上，洛倫茲(Lorentz)力是在點(diǎn)電荷上由電磁場引起的力。依據(jù)磁場(不 包括電子場術(shù)語)，通過方程式1給出洛倫茲力。F = q(vXB)方程式 1在方程式1中，F(xiàn)是力，以牛頓為單位；B是磁場，以特斯拉為單位；并且ν是粒子 的瞬時(shí)速度，以米/秒為單位?，F(xiàn)參見圖6，闡述單磁體彎曲或轉(zhuǎn)向區(qū)段510的實(shí)例。該轉(zhuǎn)向區(qū)段包括質(zhì)子通過 其循環(huán)的間隙610。間隙610優(yōu)選為平坦間隙，從而允許橫跨間隙610的磁場更加一致、均 勻且強(qiáng)烈。磁場穿過磁場入射表面進(jìn)入間隙610，并且穿過磁場出射表面離開間隙610。間 隙610在兩個(gè)半磁體之間的真空管中延伸。間隙610通過至少以下兩個(gè)參數(shù)控制(1)使 間隙610盡可能地大，以最小化質(zhì)子損失和(2)使間隙610盡可能地小，以最小化磁體大小 和磁體電源的相關(guān)大小和功率需求。間隙610的平坦性質(zhì)允許橫跨間隙610的磁場壓縮且 更一致。間隙尺寸的一個(gè)實(shí)例是將容納約2cm的垂直質(zhì)子束大小和約5cm至6cm的水平束 大小。如上文描述，較大間隙大小需要較大電源。舉例而言，如果間隙610大小在垂直大 小上增加1倍，則電源需求增加約4倍。間隙610的平坦性也十分重要。例如，間隙610的 平坦性質(zhì)允許引出質(zhì)子的能量從約250MeV增加到約330MeV。更具體來說，如果間隙610具 有極度平坦的表面，則可達(dá)到鐵磁體的磁場極限。間隙610的平坦表面的示例性精確度是 小于約5微米的拋光，并且優(yōu)選約1微米至3微米的拋光。表面不均勻?qū)е峦饧哟艌龅娜?陷。拋光的平坦表面擴(kuò)散外加磁場的不均勻性。仍然參見圖6，帶電粒子束以瞬時(shí)速度ν移動穿過間隙610。第一磁性線圈620和 第二磁性線圈630分別在間隙610上方和下方延伸。穿過線圈620、630的電流產(chǎn)生穿過單 磁體轉(zhuǎn)向區(qū)段510的磁場B。在該實(shí)例中，磁場B向上延伸，其產(chǎn)生力F，該力將帶電粒子束 朝同步加速器的中心點(diǎn)向內(nèi)推送，從而使帶電粒子束以弧線轉(zhuǎn)向。仍然參見圖6，圖示任選的第二磁體彎曲或轉(zhuǎn)向區(qū)段520的一部分。線圈620、630 通常具有折回元件640、650或在一個(gè)磁體的末端轉(zhuǎn)向，諸如在第一磁體轉(zhuǎn)向區(qū)段510的末 端轉(zhuǎn)向。轉(zhuǎn)向件640、650具有間隔。該間隔降低由轉(zhuǎn)向磁體覆蓋的同步加速器的一個(gè)軌道 周圍的路徑的百分率。這導(dǎo)致部分循環(huán)路徑中質(zhì)子不轉(zhuǎn)向和/或聚焦并且允許部分循環(huán)路 徑中質(zhì)子路徑散焦。從而，間隔導(dǎo)致同步加速器變大。因此，優(yōu)選最小化磁體轉(zhuǎn)向區(qū)段660 之間的間隔。使用第二轉(zhuǎn)向磁體來說明線圈620、630任選沿諸如2個(gè)、3個(gè)、4個(gè)、5個(gè)、6個(gè) 或更多個(gè)磁體的數(shù)個(gè)磁體延伸。由于去除了轉(zhuǎn)向件的空間約束，橫跨多個(gè)轉(zhuǎn)向區(qū)段磁體延 伸的線圈620、630允許兩個(gè)轉(zhuǎn)向區(qū)段磁體在空間上彼此靠近定位，從而減小和/或最小化 兩個(gè)轉(zhuǎn)向區(qū)段磁體之間的間隔660?，F(xiàn)參見圖7和圖8，呈現(xiàn)單磁體彎曲或轉(zhuǎn)向區(qū)段510的兩個(gè)說明性90度旋轉(zhuǎn)截面。 現(xiàn)參見圖8，磁體組件具有第一磁體810和第二磁體820。以下描述的由線圈感應(yīng)的磁場橫跨間隙610在第一磁體810與第二磁體820之間延伸。折回磁場穿過第一軛812和第二軛 822延伸。旁軛的組合截面面積大致近似于第一磁體810或第二磁體820的截面面積。帶 電粒子穿過間隙610中的真空管延伸。如所圖示，質(zhì)子穿過間隙610和磁場進(jìn)入圖8 (以矢 量B圖示)，向質(zhì)子施加力F，朝同步加速器的中心推送質(zhì)子，其向右離開圖8頁面。使用繞 組產(chǎn)生磁場。第一線圈組成第一繞組線圈850，并且第二線圈組成第二繞組線圈860。諸如 空氣間隙的隔離或聚集間隙830、840將鐵基軛與間隙610隔離。間隙610大致平坦以產(chǎn)生 橫跨間隙610的一致磁場，如上文描述。再參見圖7，單個(gè)彎曲或轉(zhuǎn)向磁體的末端優(yōu)選有斜面。由虛線774、784表示轉(zhuǎn)向磁 體510的接近垂直或直角的邊緣。虛線774、784在超過同步加速器中心觀0的點(diǎn)790處相 交。優(yōu)選地，轉(zhuǎn)向磁體的邊緣以角度α和β傾斜，這些角度由出自轉(zhuǎn)向磁體510的邊緣和 中心觀0的第一線772、782和出自轉(zhuǎn)向磁體的相同邊緣和相交點(diǎn)790的第二線774、784形 成。角度α用于描述該效應(yīng)，并且角度α的描述適用于角度β，但角度α任選不同于角 度β。角度α提供邊緣聚焦效應(yīng)。以角度α傾斜轉(zhuǎn)向磁體510的邊緣使質(zhì)子束聚焦。多個(gè)轉(zhuǎn)向磁體提供在同步加速器130中各自具有聚焦效應(yīng)的多個(gè)磁體邊緣。如果 僅使用一個(gè)轉(zhuǎn)向磁體，則該束僅對于角度α聚焦一次或?qū)τ诮嵌圈梁徒嵌圈戮劢箖纱巍?然而，通過使用較小的轉(zhuǎn)向磁體，更多個(gè)轉(zhuǎn)向磁體適合同步加速器130的轉(zhuǎn)向區(qū)段420。例 如，如果在同步加速器的轉(zhuǎn)向區(qū)段420中使用四個(gè)磁體，則對于單個(gè)轉(zhuǎn)向區(qū)段，存在八個(gè)可 能的邊緣聚焦效應(yīng)表面，每個(gè)磁體兩個(gè)邊緣。八個(gè)聚焦表面產(chǎn)生截面較小的束大小。這允 許使用較小的間隙610。使用轉(zhuǎn)向磁體中的多個(gè)邊緣聚焦效應(yīng)不僅導(dǎo)致間隙610較小，而且導(dǎo)致使用較小 的磁體和較小的電源。對于具有四個(gè)轉(zhuǎn)向區(qū)段420的同步加速器130(其中各轉(zhuǎn)向區(qū)段具 有四個(gè)轉(zhuǎn)向磁體并且各轉(zhuǎn)向磁體具有兩個(gè)聚焦邊緣)來說，對于同步加速器130的循環(huán)路 徑中質(zhì)子的各軌道存在總計(jì)三十二個(gè)聚焦邊緣。類似地，如果在給定轉(zhuǎn)向區(qū)段中使用2個(gè)、 6個(gè)或8個(gè)磁體，或如果使用2個(gè)、3個(gè)、5個(gè)或6個(gè)轉(zhuǎn)向區(qū)段，則邊緣聚焦表面的數(shù)量根據(jù)方 程式2擴(kuò)大或縮小。
M FETFE = NTS * ——* ——方程式 2
NTS M其中TFE是總聚焦邊緣數(shù)量，NTS是轉(zhuǎn)向區(qū)段的數(shù)量，M是磁體的數(shù)量并且FE是聚 焦邊緣的數(shù)量。自然地，不是所有磁體必定有斜面，并且一些磁體任選僅在一個(gè)邊緣上有斜本發(fā)明人已確定多個(gè)較小磁體比少量較大磁體有利。例如，使用16個(gè)小磁體產(chǎn)生 32個(gè)聚焦邊緣，而使用4個(gè)較大磁體僅產(chǎn)生8個(gè)聚焦邊緣。使用具有更多聚焦邊緣的同步 加速器產(chǎn)生在不使用聚焦四極磁體的情況下構(gòu)筑的同步加速器的循環(huán)路徑。所有現(xiàn)有技術(shù) 同步加速器均在同步加速器的循環(huán)路徑中使用四極。此外，在循環(huán)路徑中使用四極使得同 步加速器的循環(huán)路徑中需要額外直區(qū)段。從而，在同步加速器的循環(huán)路徑中使用四極導(dǎo)致 同步加速器具有較大的直徑、循環(huán)束路徑長度和/或較大的周長。在本文所述系統(tǒng)的各種實(shí)施例中，同步加速器具有以下的任何組合·在具有四個(gè)轉(zhuǎn)向區(qū)段的同步加速器中，帶電粒子束每轉(zhuǎn)向90度就存在至少4個(gè) 并且優(yōu)選6個(gè)、8個(gè)、10個(gè)或更多個(gè)邊緣聚焦邊緣；
在同步加速器中，每個(gè)帶電粒子束軌道存在至少約16個(gè)并且優(yōu)選約M個(gè)、32個(gè) 或更多個(gè)邊緣聚焦邊緣； 僅4個(gè)轉(zhuǎn)向區(qū)段，其中轉(zhuǎn)向區(qū)段中的每一個(gè)包括至少4個(gè)并且優(yōu)選8個(gè)邊緣聚焦 邊緣；·相等數(shù)量的直區(qū)段和轉(zhuǎn)向區(qū)段； 正好4個(gè)轉(zhuǎn)向區(qū)段；·每個(gè)轉(zhuǎn)向區(qū)段存在至少4個(gè)邊緣聚焦邊緣；·在同步加速器的循環(huán)路徑中沒有四極；·圓角矩形多邊形配置； 小于60米的周長；·小于60米的周長和32個(gè)邊緣聚焦表面；和/或 每個(gè)同步加速器的循環(huán)路徑存在任何約8個(gè)、16個(gè)、M個(gè)或32個(gè)非四極磁體，其 中非四極磁體包括邊緣聚焦邊緣。再參見圖8，進(jìn)一步描述第一磁體810的入射磁場表面870。圖8未按比例繪制并 且實(shí)際上是說明性的。在入射表面870的精整質(zhì)量方面的局部缺陷或不均勻?qū)е率┘佑陂g 隙610的磁場中的不均質(zhì)性或缺陷。優(yōu)選地，入射表面870是平坦的，諸如在約零至三微米 精整拋光內(nèi)，或次優(yōu)選約十微米精整拋光。仍然參見圖8，描述了額外的磁體元件。第一磁體810優(yōu)選含有鐵基芯的初始截面 距離890。磁場的輪廓由磁體810、820和軛812、822成形。鐵基芯逐漸變小到第二截面距 離892。該磁體中的磁場優(yōu)選處于與間隙830、840相對的鐵基芯中。當(dāng)截面距離從初始截 面距離890減小到最終截面距離892時(shí)，磁場聚集。磁體在形狀上從較長距離890到較短 距離892的改變起到放大器的作用。通過描繪初始截面890中磁場矢量894的初始密度到 最終截面892中磁場矢量896的聚集密度說明了磁場的聚集。由于轉(zhuǎn)向磁體的幾何結(jié)構(gòu)引 起的磁場聚集導(dǎo)致所需繞組線圈850、860較少以及所需線圈的電源較小。在一個(gè)實(shí)例中，初始截面距離890為約十五厘米并且最終截面距離892為約十厘 米。使用所提供數(shù)量，在間隙610的入射表面870處磁場聚集約15/10或1. 5倍，盡管不是 線性關(guān)系。錐形842具有諸如約20度、40度或60度的斜度。諸如1. 5倍的磁場聚集導(dǎo)致 磁體的功耗需求相應(yīng)降低。仍然參見圖8，第一磁體810優(yōu)選含有初始截面距離890的鐵基芯。磁場的輪廓是 由磁體810、820和軛812、822成形。在該實(shí)例中，該芯以較小的角度θ逐漸變小到第二截 面距離892。如上文所述，該磁體中的磁場優(yōu)選處于與間隙830、840相對的鐵基芯中。當(dāng)截 面距離從初始截面距離890減小到最終截面距離892時(shí)，磁場聚集。較小角度θ導(dǎo)致磁場 從較長距離890到較短距離892更大程度地放大。通過描繪初始截面890中磁場矢量894 的初始密度到最終截面892中磁場矢量896的聚集密度說明了磁場的聚集。由于轉(zhuǎn)向磁體 的幾何結(jié)構(gòu)引起的磁場聚集導(dǎo)致所需繞組線圈850、860較少以及所需繞組線圈850、860的 電源較小。仍然參見圖8，圖示任選的校正線圈852、862，校正線圈852、862用于校正一或多 個(gè)轉(zhuǎn)向磁體的強(qiáng)度。校正線圈852、862補(bǔ)充繞組線圈850、860。校正線圈852、862具有校 正線圈電源，該等校正線圈電源與繞組線圈850、860所用的繞組線圈電源分開。與繞組線圈電源所需功率相比，校正線圈電源通常以該功率的一小部分來操作，諸如繞組線圈850、 860所用功率的約1 %、2 %、3 %、5 %、7 %或10 %且更優(yōu)選該功率的約1 %或2 %。施加于校 正線圈852、862的操作功率越小，允許越準(zhǔn)確和/或精確地控制校正線圈。使用校正線圈 來調(diào)整轉(zhuǎn)向磁體510、520、530、540中的缺陷。任選地，對各轉(zhuǎn)向磁體使用分開的校正線圈， 允許對于各轉(zhuǎn)向磁體單獨(dú)調(diào)諧磁場，從而減少各轉(zhuǎn)向磁體的制造中的質(zhì)量需求?，F(xiàn)參見圖9，圖示了在離子束轉(zhuǎn)向區(qū)段420中數(shù)個(gè)轉(zhuǎn)向磁體510、520、530、540周 圍的繞組線圈和校正線圈的實(shí)例。一或多個(gè)高精度磁場傳感器放置到同步加速器中并且用 于測量在質(zhì)子束路徑處或其附近的磁場。例如，磁性傳感器950任選放置于轉(zhuǎn)向磁體之間 和/或轉(zhuǎn)向磁體內(nèi)，諸如在間隙610處或其附近或者在磁芯或磁軛處或其附近。傳感器是 對于校正線圈的反饋系統(tǒng)的一部分。從而，該系統(tǒng)優(yōu)選使同步加速器元件中的磁場穩(wěn)定，而 不是使施加于磁體的電流穩(wěn)定。磁場的穩(wěn)定允許同步加速器快速進(jìn)入到新能級。這允許用 同步加速器的每個(gè)脈沖和/或用患者的每次呼吸來將系統(tǒng)控制到操作人員或算法選擇的 能級上。繞組線圈和/或校正線圈校正1個(gè)、2個(gè)、3個(gè)或4個(gè)轉(zhuǎn)向磁體，并且優(yōu)選校正由兩 個(gè)轉(zhuǎn)向磁體產(chǎn)生的磁場。覆蓋多個(gè)磁體的繞組或校正線圈因?yàn)樾枰^少占據(jù)空間的繞組或 校正線圈末端而減小磁體之間的間隔?，F(xiàn)參見圖IOA和圖10B，進(jìn)一步描述加速器系統(tǒng)270，諸如射頻(RF)加速器系 統(tǒng)。加速器包括一系列線圈1010-1019，諸如鐵或鐵氧體線圈，每個(gè)線圈圓周封閉真空系統(tǒng) 320，在同步加速器130中質(zhì)子束264通過該真空系統(tǒng)320?，F(xiàn)參見圖10B，進(jìn)一步描述第 一線圈1010。標(biāo)準(zhǔn)線的回路1030繞第一線圈1010完成至少一圈。該回路連接到微電路 1020。再參見圖10A，優(yōu)選連接到主控制器110的RF合成器1040提供低電壓RF信號，該低 電壓RF信號經(jīng)同步到質(zhì)子束路徑264中質(zhì)子循環(huán)周期。RF合成器1040、微電路1020、回路 1030和線圈1010組合以向質(zhì)子束路徑沈4中的質(zhì)子提供加速電壓。例如，RF合成器1040 發(fā)送信號到微電路1020，該微電路1020放大低電壓RF信號并且產(chǎn)生諸如約10伏特的加速 電壓。用于單個(gè)微電路/回路/線圈組合的實(shí)際加速電壓為約5伏特、10伏特、15伏特或 20伏特，但優(yōu)選為約10伏特。優(yōu)選地，集成RF放大器微電路和加速線圈。仍然參見圖10A，重復(fù)圖IOB中呈現(xiàn)的集成的RF放大器微電路和加速線圈，如圖示 為圍繞真空管320的線圈1011-1019組。例如，在主控制器130指導(dǎo)下，RF合成器1040分 別發(fā)送RF信號到連接到線圈1010-1019的微電路1020-1029。微電路/回路/組合中的每 一個(gè)產(chǎn)生諸如各約10伏特的質(zhì)子加速電壓。因此，一組五個(gè)線圈組合產(chǎn)生約50伏特用于 質(zhì)子加速。在加速器系統(tǒng)270中，優(yōu)選使用約5個(gè)到20個(gè)微電路/回路/線圈組合，并且 更優(yōu)選使用約9或10個(gè)微電路/回路/線圈組合。作為另一闡明實(shí)例，RF合成器1040用等于質(zhì)子繞同步加速器130循環(huán)的周期的周 期發(fā)送RF信號到一組十個(gè)微電路/回路/線圈組合，其產(chǎn)生約100伏特用于使質(zhì)子在質(zhì)子 束路徑沈4中加速。以諸如約IMHz (對于低能質(zhì)子束)到約15MHz (對于高能質(zhì)子束)的 頻率范圍來產(chǎn)生該100伏特。任選以繞同步加速器循環(huán)路徑的質(zhì)子循環(huán)的周期的整數(shù)倍來 設(shè)置RF信號。任選依據(jù)加速電壓和頻率來獨(dú)立控制微電路/回路/線圈組合中的每一個(gè)。在各微電路/回路/線圈組合中，RF放大器微電路和加速線圈的集成產(chǎn)生三個(gè)重 要的優(yōu)點(diǎn)。第一，對于同步加速器，先前已知的方法未使用與加速線圈集成的微電路，而使用一組長電纜來向相應(yīng)線圈組提供電力。長電纜的阻抗/電阻對高頻RF控制來說存在問 題。因此，先前已知的方法不可在諸如大于約IOMHz的高頻下操作。集成RF放大器微電路 /加速線圈系統(tǒng)可在大于約10MHz、甚至15MHz下操作，其他系統(tǒng)中的長電纜的阻抗和/或 電阻在該頻率下導(dǎo)致對質(zhì)子加速的控制欠佳或失敗。第二，以較低頻率操作的長電纜系統(tǒng) 花費(fèi)約$50，000，而集成微電路系統(tǒng)花費(fèi)約$1000，便宜了 50倍。第三，結(jié)合RF放大器系統(tǒng) 的微電路/回路/線圈組合產(chǎn)生緊湊的低功耗設(shè)計(jì)，允許以小空間(如上文描述)和成本 有效方式來生產(chǎn)和使用質(zhì)子癌癥療法系統(tǒng)?，F(xiàn)參見圖11，使用實(shí)例來闡明使用反饋回路1100改變輸送時(shí)間和/或質(zhì)子脈沖輸 送周期的磁場控制。在一種情況下，呼吸傳感器1110感測受驗(yàn)者的呼吸循環(huán)。呼吸傳感器 通常經(jīng)由患者接口模塊150和/或經(jīng)由主控制器110或其子部件向磁場控制器1120中的 算法發(fā)送信息。該算法預(yù)測和/或測量受驗(yàn)者何時(shí)處于呼吸循環(huán)中的特定點(diǎn)，諸如處于呼 吸的底部。磁場傳感器1130用作向磁場控制器的輸入，該磁場控制器控制用于諸如在同步 加速器130的第一轉(zhuǎn)向磁體510內(nèi)的給定磁場1150的磁體電源1140。因此，使用控制反饋 回路來將同步加速器調(diào)諧到所選能級并且在所選時(shí)間點(diǎn)(諸如呼吸的底部)輸送具有所要 能量的質(zhì)子。更具體來說，主控制器將質(zhì)子注入同步加速器中并且以與引出組合的方式加 速質(zhì)子，該引出是在呼吸循環(huán)中的所選點(diǎn)將質(zhì)子輸送到腫瘤。在此階段，質(zhì)子束的強(qiáng)度也可 由主控制器選擇并控制。對校正線圈的反饋控制允許快速選擇與患者呼吸循環(huán)相關(guān)聯(lián)的同 步加速器的能級。此系統(tǒng)與其中使電流穩(wěn)定并且同步加速器以諸如每秒10或20個(gè)循環(huán)的 固定周期輸送脈沖的系統(tǒng)形成明顯對比。任選地，與校正線圈相耦合的反饋或磁場設(shè)計(jì)允 許引出循環(huán)匹配患者的變化呼吸速率。依據(jù)正弦波的量級和振幅，在磁體具有存儲器時(shí)傳統(tǒng)的引出系統(tǒng)不允許此控制。 因此，在傳統(tǒng)系統(tǒng)中，為了改變頻率，必須使用緩慢的電流改變。然而，在使用利用磁場傳感 器的反饋回路的情況下，可快速調(diào)整同步加速器的頻率和能級。對此過程的進(jìn)一步輔助是 使用允許在引出過程期間加速質(zhì)子的新穎引出系統(tǒng)，如以下描述。實(shí)例III再參見圖9，提供了覆蓋兩個(gè)轉(zhuǎn)向磁體510、520的繞組線圈930的實(shí)例。任選地， 第一繞組線圈940覆蓋一個(gè)磁體或者第二繞組線圈920覆蓋數(shù)個(gè)磁體510、520。如上文描 述，此系統(tǒng)減小轉(zhuǎn)向區(qū)段之間的空間，從而允許每個(gè)轉(zhuǎn)向弧度上外加更多磁場。圖示了用來 校正用于第一轉(zhuǎn)向磁體510的磁場的第一校正線圈910。圖示了用來校正用于兩個(gè)轉(zhuǎn)向磁 體周圍的繞組線圈930的磁場的第二校正線圈920。優(yōu)選用于各轉(zhuǎn)向磁體的單獨(dú)校正線圈， 且單獨(dú)校正線圈在各轉(zhuǎn)向區(qū)段中產(chǎn)生最精確和/或準(zhǔn)確的磁場。具體來說，使用單獨(dú)校正 線圈910來補(bǔ)償給定轉(zhuǎn)向區(qū)段的單獨(dú)磁體中的缺陷。因此，當(dāng)對于各轉(zhuǎn)向區(qū)段使用獨(dú)立線 圈時(shí)，用一系列磁場傳感器，可經(jīng)由磁場監(jiān)測系統(tǒng)在一系列反饋回路中單獨(dú)調(diào)整相應(yīng)磁場。 或者，使用多個(gè)磁體校正線圈來校正用于數(shù)個(gè)轉(zhuǎn)向區(qū)段磁體的磁場。平坦間隙表面雖然間隙表面是依據(jù)第一轉(zhuǎn)向磁體510來描述，但該論述適用于在同步加速器中 的每個(gè)轉(zhuǎn)向磁體。類似地，雖然間隙610表面是依據(jù)磁場入射表面670來描述，但該論述另 外任選地適用于磁場出射表面680。第一磁體810的磁場入射表面870優(yōu)選是大致平坦的，諸如在約零至三微米精整拋光內(nèi)或次優(yōu)選約十微米精整拋光。由于十分平坦，拋光表面擴(kuò)散橫跨間隙610的外加磁 場的不均勻性。諸如約0微米、1微米、2微米、4微米、6微米、8微米、10微米、15微米或20 微米精整度的十分平坦表面允許較小間隙大小、較小外加磁場、較小電源和嚴(yán)格控制質(zhì)子 束截面面積。磁場出射表面880優(yōu)選也是平坦的。質(zhì)子束引出現(xiàn)參見圖12，圖示從同步加速器130的示例性質(zhì)子引出過程。為了清楚起見，圖12 去除圖2中表示的元件，諸如轉(zhuǎn)向磁體，從而允許更加清楚地隨著時(shí)間而呈現(xiàn)質(zhì)子束路徑。 通常，通過使質(zhì)子變慢而從同步加速器130中引出質(zhì)子。如上文描述，質(zhì)子最初在循環(huán)路徑 264中加速，該循環(huán)路徑沈4由數(shù)個(gè)主彎曲磁體250來維持。循環(huán)路徑在本文中稱為初始中 心束線沈4。質(zhì)子環(huán)繞同步加速器中的中心點(diǎn)280重復(fù)循環(huán)。質(zhì)子路徑橫穿射頻(RF)腔系 統(tǒng)1210。為了開始引出，在RF腔系統(tǒng)1210中，橫跨第一葉片1212和第二葉片1214施加 RF場。第一葉片1212和第二葉片1214在本文中稱為第一對葉片。在該質(zhì)子引出過程中，橫跨第一對葉片施加RF電壓，其中第一對葉片的第一葉片 1212位于循環(huán)質(zhì)子束路徑264的一側(cè)上，并且第一對葉片的第二葉片1214位于循環(huán)質(zhì)子束 路徑264的相對側(cè)上。外加RF場向循環(huán)帶電粒子束施加能量。外加RF場將質(zhì)子的軌道運(yùn) 行或循環(huán)束路徑從初始中心束線264上略微變更到變更的循環(huán)束路徑沈5。在質(zhì)子第二次 穿過RF腔系統(tǒng)之后，RF場使質(zhì)子進(jìn)一步離開初始質(zhì)子束線沈4。例如，如果將初始束線視 為圓形路徑，則變更的束線略成橢圓形。外加RF場經(jīng)定時(shí)以將向外或向內(nèi)的運(yùn)動施加到在 同步加速器中循環(huán)的給定質(zhì)子帶。與初始循環(huán)束路徑264相比，各質(zhì)子軌道略微地更偏離 軸線。通過在質(zhì)子束每次連續(xù)穿過RF場的情況下變更該RF場的方向和/或強(qiáng)度，進(jìn)一步 迫使質(zhì)子連續(xù)穿過RF腔系統(tǒng)并遠(yuǎn)離初始中心束線沈4。以大致等于環(huán)繞同步加速器回轉(zhuǎn)一次的一個(gè)質(zhì)子循環(huán)的周期的頻率或者以繞同 步加速器的一個(gè)質(zhì)子循環(huán)的周期的整數(shù)倍的頻率來對RF電壓進(jìn)行調(diào)頻。外加RF調(diào)頻電壓 激發(fā)電子感應(yīng)加速器振蕩。例如，該振蕩是質(zhì)子的正弦波運(yùn)動。將RF場對于RF腔系統(tǒng)內(nèi) 給定質(zhì)子束定時(shí)的過程重復(fù)上千次，質(zhì)子每次連續(xù)通過均進(jìn)一步遠(yuǎn)離初始中心束線264大 約一微米。為了清楚起見，將約1000個(gè)改變束路徑(其中給定質(zhì)子帶的各連續(xù)路徑均穿過 RF場)圖示為變更的束路徑沈5。利用足夠的正弦波電子感應(yīng)加速器振幅，變更的循環(huán)束路徑265觸碰材料1230， 諸如箔片或箔片板。箔片優(yōu)選為輕質(zhì)材料，諸如鈹、氫化鋰、碳板或低核電荷材料。低核電荷 材料是基本上由具有六個(gè)或更少質(zhì)子的原子組成的原子所構(gòu)成的材料。箔片的厚度優(yōu)選為 約10微米至150微米，更優(yōu)選為30微米至100微米，并且更優(yōu)選為40-60微米。在一個(gè)實(shí) 例中，箔片為約50微米厚的鈹。當(dāng)質(zhì)子橫穿箔片時(shí)，質(zhì)子能量損失并且質(zhì)子速度降低。一 般而言，還產(chǎn)生電流，如以下描述。與初始中心束線264或變更的循環(huán)路徑265相比，以較 慢速度移動的質(zhì)子在同步加速器中以半徑減小的曲率266行進(jìn)。半徑減小的曲率266路徑 在本文中還稱為具有較小軌道直徑的路徑或具有降低能量的質(zhì)子的路徑。半徑減小的曲率 266通常比質(zhì)子沿變更的質(zhì)子束路徑265最后通過的曲率半徑小約兩毫米。任選地調(diào)整材料1230的厚度以引起曲率半徑改變，諸如比質(zhì)子最后通過的曲率 半徑265或初始曲率半徑264小l/2mm、lmm、2mm、3mm或4mm。以較小曲率半徑移動的質(zhì)子 在第二對葉片之間行進(jìn)。在一種情況下，第二對葉片物理上與第一對葉片截然不同和/或與第一對葉片分開。在第二種情況下，第一對葉片中的一個(gè)也是第二對葉片的構(gòu)件。例如， 在RF腔系統(tǒng)1210中，第二對葉片是第二葉片1214和第三葉片1216。然后，橫跨第二對葉 片施加諸如約IkV至5kV的高電壓DC信號，從而引導(dǎo)質(zhì)子穿過諸如蘭伯森引出磁體的引出 磁體292離開同步加速器進(jìn)入傳輸路徑沈8。用轉(zhuǎn)向磁體的加速器和/或外加場組合上文描述的引出系統(tǒng)來控制同步加速器 中帶電粒子束路徑的加速，允許控制引出質(zhì)子束的強(qiáng)度，其中強(qiáng)度是每單位時(shí)間的質(zhì)子通 量或隨時(shí)間引出的質(zhì)子數(shù)量。例如，當(dāng)測量到電流超過閾值時(shí)，終止或重新開始在RF腔系 統(tǒng)中的RF場調(diào)制以建立質(zhì)子束引出的后續(xù)循環(huán)。重復(fù)此過程以產(chǎn)生來自同步加速器的質(zhì) 子束引出的許多次循環(huán)。因?yàn)樵撘鱿到y(tǒng)并不依賴磁場特性的任何改變，所以其允許在引出過程期間同步 加速器繼續(xù)以加速或減速模式操作。換句話說，引出過程并不干擾同步加速器加速。形成 明顯對比的是，傳統(tǒng)引出系統(tǒng)在引出過程期間諸如經(jīng)由六極引入新磁場。更具體來說，傳統(tǒng) 同步加速器具有在加速階段期間關(guān)閉的諸如六極磁體的磁體。在引出階段期間，將六極磁 場引入同步加速器的循環(huán)路徑。磁場的引入使兩種截然不同的模式成為必要，即，加速模式 和引出模式，它們在時(shí)間上相互排斥。帶電粒子束強(qiáng)度控制在RF腔系統(tǒng)1210中控制外加場(諸如射頻(RF)場)、頻率和量級允許對引出質(zhì) 子束進(jìn)行強(qiáng)度控制，其中強(qiáng)度是每單位時(shí)間的引出質(zhì)子通量或隨時(shí)間引出的質(zhì)子數(shù)量。仍然參見圖12，當(dāng)質(zhì)子束中的質(zhì)子擊中材料1230時(shí)，釋放出電子，從而產(chǎn)生電流。 所得電流轉(zhuǎn)換為電壓，并且用作離子束強(qiáng)度監(jiān)測系統(tǒng)的一部分或者用作用于控制束強(qiáng)度的 離子束反饋回路的一部分。任選地測量電壓，并將其發(fā)送到主控制器110或控制器子系統(tǒng)。 更具體來說，當(dāng)帶電粒子束路徑中的質(zhì)子穿過材料1230時(shí)，質(zhì)子中的一些損失其小部分能 量，諸如約1-10%，從而產(chǎn)生次級電子。即，帶電粒子束中的質(zhì)子在穿過材料1230時(shí)推送一 些電子，給予這些電子足夠能量以引起次級發(fā)射。所得電子流產(chǎn)生與穿過靶標(biāo)材料1230的 質(zhì)子數(shù)量成比例的電流或信號。優(yōu)選地將所得電流轉(zhuǎn)換為電壓并且放大。所得信號稱為測 量強(qiáng)度信號。由穿過材料1230的質(zhì)子產(chǎn)生的放大信號或測量強(qiáng)度信號優(yōu)選用于控制引出質(zhì)子 的強(qiáng)度。例如，將測量強(qiáng)度信號與目的信號進(jìn)行比較，該目的信號在腫瘤輻照計(jì)劃1260中 預(yù)先測定。在一個(gè)實(shí)例中，腫瘤計(jì)劃1260含有隨患者的χ位置、y位置、時(shí)間和/或旋轉(zhuǎn)位 置而變的所輸送質(zhì)子束的目的或靶向能量和強(qiáng)度。計(jì)算在測量強(qiáng)度信號與計(jì)劃目的信號之 間的差異。該差異用作對RF發(fā)生器的控制。因此，由穿過材料1230的質(zhì)子產(chǎn)生的電流測 量流量用作RF發(fā)生器中的控制來增加或降低經(jīng)受電子感應(yīng)加速器振蕩和沖擊材料1230的 質(zhì)子的數(shù)量。因此，材料1230的測定電壓用作軌道路徑的量度并且用作反饋控制來控制RF 腔系統(tǒng)?；蛘撸瑴y量強(qiáng)度信號并不用于反饋控制，而僅僅用作對引出質(zhì)子的強(qiáng)度的監(jiān)測。如上文描述，光子沖擊材料1230是從同步加速器130中引出質(zhì)子的步驟。因此， 測量強(qiáng)度信號用于改變稱為質(zhì)子束強(qiáng)度的每單位時(shí)間引出的質(zhì)子數(shù)量。因此，質(zhì)子束強(qiáng)度 處于算法控制之下。此外，質(zhì)子束強(qiáng)度與同步加速器130中的質(zhì)子速度分開控制。因此，引 出質(zhì)子的強(qiáng)度和引出質(zhì)子的能量是獨(dú)立可變的。例如，質(zhì)子最初在同步加速器130中的平衡軌道上移動。使用RF場激發(fā)質(zhì)子進(jìn)入電子感應(yīng)加速器振蕩。在一種情況下，質(zhì)子軌道的頻率是約10MHz。在一個(gè)實(shí)例中，在約一 毫秒或在于軌道上運(yùn)行約10，000次之后，第一質(zhì)子擊中靶標(biāo)材料130的外緣。具體頻率取 決于軌道周期。在擊中材料130之后，質(zhì)子推送電子穿過箔片以生產(chǎn)電流。將電流轉(zhuǎn)換為 電壓并且放大以產(chǎn)生測量強(qiáng)度信號。測量強(qiáng)度信號用作反饋輸入以控制外加RF的量級、RF 頻率或RF場。優(yōu)選地，將測量強(qiáng)度信號與靶標(biāo)信號進(jìn)行比較，并且使用在測量強(qiáng)度信號與 靶標(biāo)信號之間差異的量度來調(diào)整引出系統(tǒng)中RF腔系統(tǒng)1210的外加RF場以控制引出步驟 中的質(zhì)子強(qiáng)度。另外的表述為，將由質(zhì)子沖擊和/或穿過材料130產(chǎn)生的信號用作RF場調(diào) 制中的輸入。RF調(diào)制的量級增加導(dǎo)致質(zhì)子更快擊中箔片或材料130。通過增加RF，將更多 質(zhì)子推送入箔片，從而導(dǎo)致從同步加速器130引出的質(zhì)子的強(qiáng)度增加或者每單位時(shí)間的質(zhì) 子更多。在另一個(gè)實(shí)例中，使用同步加速器130外部的檢測器1250來測定從同步加速器引 出的質(zhì)子通量，并且使用來自該外部檢測器的信號來變更RF腔系統(tǒng)1210中的RF場或RF 調(diào)制。此處，外部檢測器產(chǎn)生外部信號，以類似于測量強(qiáng)度信號的方式來使用該外部信號， 如先前段落中描述。具體來說，在反饋強(qiáng)度控制器1240中將測量強(qiáng)度信號與來自輻照計(jì)劃 1260的所要信號進(jìn)行比較，該反饋強(qiáng)度控制器1240在引出過程中調(diào)整在第一平板1212與 第二平板1214之間的RF場，如上文描述。在又一個(gè)實(shí)例中，當(dāng)測量到來自材料130由質(zhì)子穿過或擊中材料產(chǎn)生的電流超過 閾值時(shí)，終止或重新開始RF腔系統(tǒng)中的RF場調(diào)制以建立質(zhì)子束引出的后續(xù)循環(huán)。重復(fù)此 過程以產(chǎn)生來自同步加速器的質(zhì)子束引出的許多次循環(huán)。在又一實(shí)施例中，通過主控制器110來控制引出質(zhì)子束的強(qiáng)度調(diào)制。主控制器110 任選地和/或另外地控制對帶電粒子束的引出和引出質(zhì)子束的能量的定時(shí)。系統(tǒng)的有益性包括多維掃描系統(tǒng)。具體來說，該系統(tǒng)允許以下的獨(dú)立性(1)引出 質(zhì)子的能量和( 引出質(zhì)子的強(qiáng)度。即，引出質(zhì)子的能量通過能量控制系統(tǒng)來控制，并且強(qiáng) 度控制系統(tǒng)控制引出質(zhì)子的強(qiáng)度。任選地獨(dú)立控制能量控制系統(tǒng)和強(qiáng)度控制系統(tǒng)。優(yōu)選地， 主控制器110控制能量控制系統(tǒng)，并且該主控制器同時(shí)控制強(qiáng)度控制系統(tǒng)以產(chǎn)生具有受控 能量和受控強(qiáng)度的引出質(zhì)子束，其中受控能量和受控強(qiáng)度是獨(dú)立可變的。因此，擊中腫瘤的 輻照點(diǎn)處在對以下的獨(dú)立控制之下 時(shí)間;·能量；·強(qiáng)度；· χ軸位置，其中χ軸表示質(zhì)子束相對于患者的水平運(yùn)動，和· y軸位置，其中y軸表示質(zhì)子束相對于患者的垂直運(yùn)動。另外，患者同時(shí)任選地相對于質(zhì)子束的平移軸獨(dú)立旋轉(zhuǎn)。該系統(tǒng)具有脈間能量可 變能力。另外，該系統(tǒng)具有脈沖期間動態(tài)能量調(diào)制能力，能夠通過能量和/或強(qiáng)度調(diào)制實(shí)現(xiàn) 真三維質(zhì)子束掃描?，F(xiàn)參見圖13，描述了質(zhì)子束位置驗(yàn)證系統(tǒng)1300。噴口 1310提供用于第二減壓真 空系統(tǒng)的出口，該出口開始于串列式加速器390的箔片395并且延伸穿過同步加速器130 到覆蓋噴口 1310末端的噴口箔片1320。該噴口的截面面積沿質(zhì)子束路徑沈8的ζ軸擴(kuò)大 以允許分別通過垂直控制元件142和水平控制元件144沿χ軸和y軸掃描質(zhì)子束沈8。噴口箔片1320優(yōu)選由噴口 1310的出口外緣機(jī)械支撐。噴口箔片1320的實(shí)例是約0. 1英寸 厚的鋁箔板。通常，噴口箔片將噴口箔片1320患者側(cè)的大氣壓與噴口箔片1320同步加速 器130側(cè)的低壓力區(qū)域(諸如，約10_5托到10_7托的區(qū)域)分開。維持低壓力區(qū)域以減少 質(zhì)子束沈4、沈8的散射。仍然參見圖13，質(zhì)子束驗(yàn)證系統(tǒng)1300是允許實(shí)時(shí)監(jiān)測實(shí)際質(zhì)子束位置沈8、沈9而 不破壞質(zhì)子束的系統(tǒng)。質(zhì)子束驗(yàn)證系統(tǒng)1300優(yōu)選包括質(zhì)子束位置驗(yàn)證層1330，該質(zhì)子束位 置驗(yàn)證層1330在本文中還稱為涂布層、發(fā)光層、熒光層、磷光層、輻射層或觀察層。驗(yàn)證層 或涂布層1330優(yōu)選是大體上與噴口箔片1320的內(nèi)表面接觸的涂布或薄層，其中該內(nèi)表面 位于噴口箔片1320的同步加速器側(cè)上。次優(yōu)選地，驗(yàn)證層或涂布層1330大體上與噴口箔 片1320的外表面接觸，其中該外表面位于噴口箔片1320的患者治療側(cè)上。優(yōu)選地，噴口箔 片1320提供用于由涂布層來涂布的基板表面，但任選地在質(zhì)子束路徑268中任何位置放置 分開的涂布層支撐元件，涂層1330安裝在該支撐元件上。仍然參見圖13，涂層1330產(chǎn)生由于質(zhì)子束268傳輸引起的空間上可由檢測器 1340觀察的可測量光譜學(xué)響應(yīng)。涂層1330優(yōu)選為磷光體，但任選地是可由檢測器觀察或 成像的任何材料，其中該材料由于質(zhì)子束路徑268擊中或傳輸穿過涂層1330而產(chǎn)生光譜學(xué) 上的改變。檢測器或照相機(jī)1340觀察涂布層1330，并且通過由質(zhì)子穿過涂布層而產(chǎn)生的 光譜學(xué)差異來測定質(zhì)子束268的電流位置。例如，當(dāng)在腫瘤1420的治療期間通過水平束位 置控制元件144和垂直束位置控制元件142掃描質(zhì)子束268時(shí)，照相機(jī)1340觀察涂層表面 1330。當(dāng)通過光譜學(xué)響應(yīng)來測量時(shí)，照相機(jī)1340觀察質(zhì)子束沈8的電流位置。涂布層1330 優(yōu)選為磷光體或發(fā)光材料，其由于受質(zhì)子束268激發(fā)而在短時(shí)段(諸如對于50 %強(qiáng)度，小于 5秒)內(nèi)發(fā)光或發(fā)射光子。任選地，使用數(shù)個(gè)照相機(jī)或檢測器1340，其中各檢測器觀察涂布 層1330的全部或一部分。例如，使用兩個(gè)檢測器1340，其中第一檢測器觀察涂布層的第一 半并且第二檢測器觀察涂布層的第二半。優(yōu)選地，將檢測器1340安裝到噴口 1310中以在 通過第一軸控制器142和第二軸控制器144之后觀察質(zhì)子束位置。優(yōu)選地，將涂布層1330 定位于質(zhì)子束路徑沈8中在質(zhì)子沖擊患者1430之前的位置上。仍然參見圖13，連接到照相機(jī)或檢測器1340輸出的主控制器130將實(shí)際質(zhì)子束位 置268與計(jì)劃的質(zhì)子束位置和/或校準(zhǔn)基準(zhǔn)進(jìn)行比較以確定實(shí)際質(zhì)子束位置268是否在容 限內(nèi)。優(yōu)選地在至少兩個(gè)階段中使用質(zhì)子束驗(yàn)證系統(tǒng)1300 校準(zhǔn)階段和質(zhì)子束治療階段。 校準(zhǔn)階段用于使根據(jù)發(fā)光響應(yīng)的χ位置、y位置來關(guān)聯(lián)在患者接口處質(zhì)子束的實(shí)際χ位置、 y位置。在質(zhì)子束治療階段期間，質(zhì)子束位置受到監(jiān)測并且與校準(zhǔn)和/或治療計(jì)劃比較以驗(yàn) 證到腫瘤1420的準(zhǔn)確質(zhì)子輸送和/或作為質(zhì)子束停止安全指示項(xiàng)?；颊叨ㄎ滑F(xiàn)參見圖14，優(yōu)選地將患者定位于患者接口模塊150的患者定位系統(tǒng)1410上或其 內(nèi)部?；颊叨ㄎ幌到y(tǒng)1410用于平移患者和/或?qū)⒒颊咝D(zhuǎn)到其中質(zhì)子束可以使用掃描系 統(tǒng)140或質(zhì)子靶向系統(tǒng)來掃描腫瘤的區(qū)，如以下描述?；旧希颊叨ㄎ幌到y(tǒng)1410執(zhí)行患 者的較大運(yùn)動以將腫瘤置于質(zhì)子束路徑268的中心附近，且質(zhì)子掃描或靶向系統(tǒng)140在靶 向腫瘤1420時(shí)執(zhí)行瞬時(shí)束位置沈9的細(xì)微運(yùn)動。為了說明，圖14使用質(zhì)子掃描或靶向系 統(tǒng)140示出瞬時(shí)質(zhì)子束位置269和可掃描位置1440的范圍，其中可掃描位置1440在患者 1430的腫瘤1420周圍。在該實(shí)例中，沿χ軸和y軸掃描可掃描位置；然而，同時(shí)任選地沿ζ軸執(zhí)行掃描，如以下描述。這說明性地示出按身體比例發(fā)生的患者的y軸運(yùn)動，諸如調(diào)整約 1英尺、2英尺、3英尺或4英尺，同時(shí)質(zhì)子束268的可掃描區(qū)域覆蓋身體的一部分，諸如約1 英寸、2英寸、4英寸、6英寸、8英寸、10英寸或12英寸的區(qū)域?；颊叨ㄎ幌到y(tǒng)及其旋轉(zhuǎn)和/ 或患者的平移與質(zhì)子靶向系統(tǒng)組合來產(chǎn)生到腫瘤的精確和/或準(zhǔn)確質(zhì)子輸送。仍然參見圖14，患者定位系統(tǒng)1410任選地包括底部單元1412和頂部單元1414， 諸如圓盤或平臺?，F(xiàn)參見圖14A，患者定位單元1410優(yōu)選地為y軸可調(diào)整的1416以允許 患者相對于質(zhì)子療法束268垂直移位。優(yōu)選地，患者定位單元1410的垂直運(yùn)動為每分鐘約 10厘米、20厘米、30厘米或50厘米?，F(xiàn)參見圖14B，患者定位單元1410還優(yōu)選地可繞旋轉(zhuǎn) 軸旋轉(zhuǎn)1417，諸如繞穿過底部單元1412中心延伸的y軸旋轉(zhuǎn)或繞穿過腫瘤1420延伸的y 軸旋轉(zhuǎn)，以允許相對于質(zhì)子束路徑268來旋轉(zhuǎn)控制并定位患者。優(yōu)選地，患者定位單元1410 的旋轉(zhuǎn)運(yùn)動為每分鐘約360度。任選地，患者定位單元旋轉(zhuǎn)約45度、90度或180度。任選 地，患者定位單元1410以每分鐘約45度、90度、180度、360度、720度或1080度的速率旋 轉(zhuǎn)。圖示定位單元1417繞旋轉(zhuǎn)軸在兩個(gè)截然不同的時(shí)間U1和、)的旋轉(zhuǎn)。任選地，在η 個(gè)時(shí)間將質(zhì)子輸送到腫瘤1420，該η個(gè)時(shí)間中的每一個(gè)表示由于患者繞旋轉(zhuǎn)軸旋轉(zhuǎn)1417引 起擊中患者1430的入射質(zhì)子束沈9的不同方向。以下描述的半垂直、坐式或躺式患者定位實(shí)施例中的任何實(shí)施例任選地可沿y軸 垂直平移或可繞旋轉(zhuǎn)或1軸旋轉(zhuǎn)。優(yōu)選地，頂部單元1412和底部單元1414 一起移動，以使得它們以相同速率旋轉(zhuǎn)并 以相同速率平移位置。任選地，頂部單元1412和底部單元1414可獨(dú)立地沿y軸調(diào)整以允 許在頂部單元1412與底部單元1414之間存在距離差。用于移動頂部單元1412和底部單 元1414的電動機(jī)、電源和機(jī)械組件優(yōu)選地位于質(zhì)子束路徑269之外，諸如在底部單元1412 下方和/或在頂部單元1414上方。這是優(yōu)選的，因?yàn)榛颊叨ㄎ粏卧?410優(yōu)選地可旋轉(zhuǎn)約 360度并且電動機(jī)、電源和機(jī)械組件如果定位在質(zhì)子束路徑沈9中則會干擾質(zhì)子。質(zhì)子輸送效率現(xiàn)參見圖15，呈現(xiàn)了 X射線和質(zhì)子輻照的相對劑量的常見分布。如所示，X射線在 靶向組織的表面附近沉積其最高劑量，然后隨著組織深度而以指數(shù)方式降低。X射線能量在 該表面附近沉積對位于體內(nèi)深處的腫瘤并不理想，這是通常情況，因?yàn)閷@腫瘤1420的 軟組織層造成了過度損害。質(zhì)子的優(yōu)點(diǎn)在于，質(zhì)子在飛行軌道的末端附近沉積其大部分能 量，因?yàn)橘|(zhì)子橫穿每單位吸收體路徑的能量損失隨粒子速度降低而增加，從而在該范圍末 端附近產(chǎn)生明顯電離最大值，在本文中稱為布拉格峰。此外，由于質(zhì)子的飛行軌道可通過增 加或降低其初始動能或初始速度來改變，因此對應(yīng)于最大能量的峰值可在組織內(nèi)移動。因 此，通過加速/引出過程，允許進(jìn)行質(zhì)子穿透深度的ζ軸控制，如上文描述。由于該等質(zhì)子 劑量分布特征，輻射腫瘤學(xué)家可以優(yōu)化對腫瘤1420的劑量，同時(shí)最小化對周圍正常組織的 劑量。布拉格峰能線圖顯示質(zhì)子橫跨由達(dá)到最大穿透深度的質(zhì)子穿透的身體總長度來 輸送其能量。因此，在布拉格峰能線圖的遠(yuǎn)端部分的能量在質(zhì)子束擊中腫瘤之前輸送到健 康組織、骨骼和其他身體組成部分。于是，腫瘤前體內(nèi)路徑長度越短，質(zhì)子輸送效率的效率 越高，其中質(zhì)子輸送效率是相對于患者健康部分而言有多少能量輸送到腫瘤的量度。質(zhì) 子輸送效率的實(shí)例包括(1)輸送到腫瘤的質(zhì)子能量與輸送到非腫瘤組織的質(zhì)子能量的比率；⑵腫瘤中的質(zhì)子路徑長度相比非腫瘤組織中的路徑長度；和⑶對腫瘤的損害與對健 康身體部分的損害比較。任選地由對諸如神經(jīng)系統(tǒng)元、心臟、腦或其他器官的敏感組織的損 害來衡量這些量度中的任何量度。為了說明，對于處于治療期間患者繞y軸旋轉(zhuǎn)的平躺位 置的患者而言，心臟附近的腫瘤有時(shí)將用穿過頭部到心臟路徑、腿部到心臟路徑或臀部到 心臟路徑的質(zhì)子來治療，與處于所有質(zhì)子均經(jīng)由較短的胸部到心臟路徑、身體側(cè)面到心臟 路徑或背部到心臟路徑輸送的坐式位置或半垂直位置的患者比較，這些路徑效率低下。具 體來說，與平躺位置比較，使用患者的坐式位置或半垂直位置，向位于軀干或頭部的腫瘤提 供穿過身體到腫瘤的更短路徑長度，從而產(chǎn)生更高或更好的質(zhì)子輸送效率。本文中，分別通過時(shí)間效率或同步加速器使用效率來描述質(zhì)子輸送效率，其為帶 電粒子束裝置運(yùn)轉(zhuǎn)時(shí)間的分?jǐn)?shù)。深度靶向現(xiàn)參見圖16A-E，圖示了質(zhì)子束的χ軸掃描，同時(shí)質(zhì)子束的ζ軸能量經(jīng)受受控變化 1600以允許輻照腫瘤1420的層片。為了清楚地呈現(xiàn)，沒有圖示同時(shí)執(zhí)行的y軸掃描。在 圖16A中，在第一層片的開始處以瞬時(shí)質(zhì)子束位置269開始進(jìn)行輻照。現(xiàn)參見圖16B，該瞬 時(shí)質(zhì)子束位置處于第一層片的末端。重要的是，在給定層片的輻照期間，質(zhì)子束能量優(yōu)選根 據(jù)腫瘤1420前方的組織密度來連續(xù)控制并改變。因此，將組織密度考慮在內(nèi)的質(zhì)子束能量 變化允許束停止點(diǎn)或布拉格峰保留在組織層片內(nèi)部。掃描期間質(zhì)子束能量的變化可能歸因 于加速/引出技術(shù)，如上文描述，從而允許在引出期間加速質(zhì)子束。圖16C、圖16D和圖16E 分別示出在第二層片中間的瞬時(shí)質(zhì)子束位置，穿過第三層片三分之二的瞬時(shí)質(zhì)子束位置和 在結(jié)束從給定方向輻照之后的瞬時(shí)質(zhì)子束位置。使用此方法，實(shí)現(xiàn)了對腫瘤1420、對指定腫 瘤分段或?qū)δ[瘤層受控、準(zhǔn)確且精確地輸送質(zhì)子輻照能量。以下進(jìn)一步描述定義為輸送到 腫瘤的質(zhì)子輻照能量相對于輸送到健康組織的質(zhì)子輻照能量之比的質(zhì)子能量到腫瘤的沉 積效率。多場輻照需要最大化質(zhì)子到腫瘤1420的沉積效率，如通過最大化輸送到腫瘤1420的質(zhì)子 輻照能量相對于輸送到健康組織的質(zhì)子輻照能量之比來定義。諸如通過在輻照子時(shí)間之間 旋轉(zhuǎn)身體約90度而從一個(gè)、兩個(gè)或三個(gè)方向輻照身體引起來自布拉格峰遠(yuǎn)端部分的質(zhì)子 輻照分別聚集到一個(gè)、兩個(gè)或三個(gè)健康組織體積中。需要進(jìn)一步均勻地分配穿過圍繞腫瘤 1420的健康組織體積的布拉格峰能量的遠(yuǎn)端部分。多場輻照是從數(shù)個(gè)進(jìn)入點(diǎn)進(jìn)入身體的質(zhì)子束輻照。例如，旋轉(zhuǎn)患者1430并且保持 輻射源點(diǎn)恒定。例如，當(dāng)旋轉(zhuǎn)患者1430通過360度并且從許多角度施加質(zhì)子療法時(shí)，引起 遠(yuǎn)端輻射在腫瘤周圍圓周擴(kuò)散，從而產(chǎn)生增強(qiáng)的質(zhì)子輻照效率。在一種情況下，將身體旋轉(zhuǎn) 到大于3個(gè)、5個(gè)、10個(gè)、15個(gè)、20個(gè)、25個(gè)、30個(gè)或35個(gè)位置，并且每個(gè)旋轉(zhuǎn)位置均發(fā)生質(zhì) 子輻照。對于質(zhì)子療法或X射線成像的患者旋轉(zhuǎn)優(yōu)選為約45度、90度、135度、180度、270 度或360度。優(yōu)選使用患者定位系統(tǒng)1410和/或底部單元1412或圓盤來執(zhí)行患者旋轉(zhuǎn)， 如上文描述。旋轉(zhuǎn)患者1430并同時(shí)保持以相對固定的定向輸送質(zhì)子束268允許從多個(gè)方 向輻照腫瘤1420而對于各方向無需使用新準(zhǔn)直儀。此外，因?yàn)閷τ诨颊?430的各旋轉(zhuǎn)位 置不需要新配置，所以系統(tǒng)允許在不復(fù)位或定位患者的情況下從多個(gè)方向治療腫瘤1420， 進(jìn)而最小化腫瘤1420再生時(shí)間并且增加患者1430腫瘤治療處理量。
患者任選地以底部單元1412為中心，或腫瘤1420任選地以底部單元1412為中 心。如果患者以底部單元1412為中心，則對第一軸控制元件142和第二軸控制元件144編 程來補(bǔ)償腫瘤1420旋轉(zhuǎn)位置變化的中心軸偏離?，F(xiàn)參見圖17A-E，呈現(xiàn)了多場輻照1700的實(shí)例。在該實(shí)例中，圖示了五個(gè)患者旋轉(zhuǎn) 位置；然而，該五個(gè)旋轉(zhuǎn)位置是約三十六個(gè)旋轉(zhuǎn)位置的分立旋轉(zhuǎn)位置，其中身體對于各位置 旋轉(zhuǎn)約十度?，F(xiàn)參見圖17A，根據(jù)第一身體旋轉(zhuǎn)位置圖示輻照束位置沈9的范圍，圖示為患 者1430面向質(zhì)子輻照束，其中第一健康體積1711由布拉格峰能量輻照線圖的入口或遠(yuǎn)端 部分輻照?，F(xiàn)參見圖17B，患者1430旋轉(zhuǎn)約四十度并且重復(fù)該輻照。在第二位置上，腫瘤 1420再次接收大量輻照能量，并且第二健康組織體積1712接收布拉格峰能量的較小的入 口或遠(yuǎn)端部分。現(xiàn)參見圖17C-E，患者1430分別旋轉(zhuǎn)總計(jì)約90度、130度和180度。對于 第三旋轉(zhuǎn)位置、第四旋轉(zhuǎn)位置和第五旋轉(zhuǎn)位置中的每一個(gè)，腫瘤1420接收大量輻照能量， 并且第三健康組織體積1713、第四健康組織體積1714和第五健康組織體積1715分別接收 布拉格峰能量的較小的入口或遠(yuǎn)端部分。從而，患者在質(zhì)子療法期間的旋轉(zhuǎn)導(dǎo)致所輸送質(zhì) 子能量的遠(yuǎn)端能量分配在腫瘤1420周圍，諸如區(qū)域一至五，同時(shí)至少約75^^80^^85%, 90%或95%的能量沿給定軸輸送到腫瘤1420。對于給定旋轉(zhuǎn)位置，腫瘤的全部或部分受到輻照。例如，在一個(gè)實(shí)施例中，在各旋 轉(zhuǎn)位置僅輻照腫瘤1420的遠(yuǎn)端區(qū)段或遠(yuǎn)端層片，其中遠(yuǎn)端區(qū)段是離質(zhì)子束進(jìn)入患者1430 的進(jìn)入點(diǎn)最遠(yuǎn)的區(qū)段。例如，遠(yuǎn)端區(qū)段是在患者1430面向質(zhì)子束時(shí)腫瘤的背側(cè)，以及遠(yuǎn)端 區(qū)段是在患者1430轉(zhuǎn)離質(zhì)子束時(shí)腫瘤的腹側(cè)?，F(xiàn)參見圖18，呈現(xiàn)了多場輻照1800的第二實(shí)例，其中固定質(zhì)子源并且旋轉(zhuǎn)患者
1430。為便于呈現(xiàn)，將質(zhì)子束路徑沈9圖示為在時(shí)間、、t2、t3........tn、tn+1從變化側(cè)進(jìn)
入患者1430。在第一時(shí)間t1;布拉格峰線圖的遠(yuǎn)端擊中第一面積ISlO(A1)。旋轉(zhuǎn)患者并在 第二時(shí)間t2圖示出質(zhì)子束路徑，其中布拉格峰的遠(yuǎn)端擊中第二面積1820 (A2)。在第三時(shí)間， 布拉格峰線圖的遠(yuǎn)端擊中第三面積1830 (A3)。將此旋轉(zhuǎn)和輻照過程重復(fù)η次，其中η是大 于四并且優(yōu)選大于約10、20、30、100或300的正數(shù)。在第η時(shí)間，布拉格峰線圖的遠(yuǎn)端沖擊 第η面積1840。如所圖示，在第η時(shí)間(tn)，如果患者1430進(jìn)一步旋轉(zhuǎn)，則質(zhì)子束將擊中 敏感的身體組成部分1450，諸如脊髓或眼睛。優(yōu)選暫停輻照，直到敏感的身體組成部分旋轉(zhuǎn) 出質(zhì)子束路徑為止。在敏感的身體組成部分1450旋轉(zhuǎn)出質(zhì)子束路徑之后，在時(shí)間tn+1重新 開始輻照。在時(shí)間tn+1，布拉格峰遠(yuǎn)端能量沖擊tn+1面積1450。以此方式，布拉格峰能量總 是在腫瘤內(nèi)，布拉格峰線圖的遠(yuǎn)端區(qū)域分配在腫瘤1420周圍的健康組織中，并且敏感的身 體組成部分1450接收最少質(zhì)子束輻照或不接受質(zhì)子束輻照。質(zhì)子輸送效率本文中，帶電粒子或質(zhì)子輸送效率是輸送到腫瘤的輻射劑量相比輸送到患者健康 區(qū)域的輻射劑量。描述了質(zhì)子輸送增強(qiáng)方法，其中增強(qiáng)、優(yōu)化或最大化質(zhì)子輸送效率。通常，使用多 場輻照來從許多旋轉(zhuǎn)方向?qū)δ[瘤輸送質(zhì)子。從各方向，調(diào)整質(zhì)子能量以靶向腫瘤的遠(yuǎn)端部 分，其中腫瘤的遠(yuǎn)端部分是離質(zhì)子束進(jìn)入身體的進(jìn)入點(diǎn)最遠(yuǎn)的腫瘤體積。為了清楚起見，使用實(shí)例描述該過程，其中使用經(jīng)許多旋轉(zhuǎn)位置(諸如經(jīng)360度) 從遠(yuǎn)端施加的輻射來對腫瘤外緣進(jìn)行最初輻照。這導(dǎo)致象征性或經(jīng)計(jì)算的剩余較小腫瘤用于輻照。然后，根據(jù)需要對該較小腫瘤多次重復(fù)該過程。然而，該呈現(xiàn)是出于清楚說明的目 的。實(shí)際上，在X軸和y軸掃描期間用對于經(jīng)計(jì)算的較小內(nèi)部腫瘤調(diào)整的Z軸質(zhì)子束能量 和強(qiáng)度執(zhí)行一次從給定旋轉(zhuǎn)角度的輻照。現(xiàn)參見圖19，進(jìn)一步描述質(zhì)子輸送增強(qiáng)方法。現(xiàn)參見圖19A，在第一時(shí)間點(diǎn)，將質(zhì) 子從第一方向輸送到患者1430的腫瘤1420。從第一旋轉(zhuǎn)方向，橫跨該腫瘤掃描質(zhì)子束沈9。 在橫跨腫瘤掃描質(zhì)子束時(shí)，調(diào)整質(zhì)子束的能量以允許布拉格峰能量靶向腫瘤的遠(yuǎn)端部分。 此外，遠(yuǎn)端是指位于最遠(yuǎn)離帶電粒子進(jìn)入腫瘤處的腫瘤背部。如所圖示，沿χ軸橫跨患者掃 描質(zhì)子束。此過程允許布拉格峰能量落在腫瘤內(nèi)，布拉格峰線圖的中間區(qū)落在腫瘤的中間 和近側(cè)部分，且布拉格峰的小強(qiáng)度入口部分擊中健康組織。以此方式，將最大輻射劑量輸送 到腫瘤，或?qū)τ诘谝恍D(zhuǎn)方向最大化質(zhì)子劑量效率。在從第一旋轉(zhuǎn)位置輻照之后，將患者旋轉(zhuǎn)到新旋轉(zhuǎn)位置?，F(xiàn)參見圖19B，重復(fù)對質(zhì) 子束的掃描。此外，通過調(diào)整質(zhì)子束能量以將布拉格峰能量靶向到腫瘤的遠(yuǎn)端部分來靶向 腫瘤的遠(yuǎn)端部分。自然地，對于第二旋轉(zhuǎn)位置的腫瘤遠(yuǎn)端部分不同于對于第一旋轉(zhuǎn)位置的 腫瘤遠(yuǎn)端部分?，F(xiàn)參見圖19C，在第η旋轉(zhuǎn)位置處進(jìn)一步圖示旋轉(zhuǎn)患者且然后輻照腫瘤的新 遠(yuǎn)端部分的過程。優(yōu)選地，重復(fù)旋轉(zhuǎn)患者并沿χ軸和y軸用靶向腫瘤的新遠(yuǎn)端部分的ζ軸 能量掃描的過程，諸如以大于5個(gè)、10個(gè)、20個(gè)或30個(gè)旋轉(zhuǎn)位置或約36個(gè)旋轉(zhuǎn)位置來進(jìn)行 重復(fù)。為了清楚起見，圖19A-C和圖19E示出移動的質(zhì)子束，但實(shí)際上，質(zhì)子束固定而患 者旋轉(zhuǎn)，諸如經(jīng)由旋轉(zhuǎn)患者定位系統(tǒng)1410的底部單元1412來旋轉(zhuǎn)患者。同樣，圖19A-C和 圖19E示出沿χ軸橫跨腫瘤被掃描的質(zhì)子束。盡管并不為了清楚而說明，但另外沿患者的 y軸在腫瘤上下掃描質(zhì)子束。通過組合，在調(diào)整質(zhì)子束的ζ軸能級的情況下，沿χ軸和y軸 輻照腫瘤的遠(yuǎn)端部分或體積。在一種情況下，沿χ軸掃描腫瘤并且對于多個(gè)y軸位置沿χ 軸重復(fù)該掃描。在另一情況下，沿y軸掃描腫瘤并且對于多個(gè)χ軸位置沿y軸重復(fù)該掃描。 在又一情況下，通過同時(shí)調(diào)整χ軸和y軸來掃描腫瘤以便靶向腫瘤遠(yuǎn)端部分。在所有這些 情況下，沿腫瘤遠(yuǎn)端部分的輪廓調(diào)整質(zhì)子束的ζ軸或能量以將布拉格峰能量靶向到腫瘤遠(yuǎn) 端部分?，F(xiàn)參見圖19D，在從多個(gè)方向(諸如經(jīng)360度)靶向腫瘤遠(yuǎn)端部分之后，用峰值布 拉格線圖能量強(qiáng)烈輻照腫瘤外周長，沿被猛烈輻照的腫瘤周長的內(nèi)緣輸送布拉格峰能線圖 能量的中部，并且來自布拉格能線圖的入口部分的較小劑量分配到整個(gè)腫瘤中并且分配到 一些健康組織中。使用等值線圖在腫瘤1420的截面面積中圖示輸送劑量或累積輻射通量 水平。在患者第一次完全旋轉(zhuǎn)之后，象征性地，幾乎完全輻照了腫瘤的最暗區(qū)域，并且用灰 度圖示了接收較少輻射的組織區(qū)域，最白部分具有最低輻射劑量?，F(xiàn)參見圖19E，在完成遠(yuǎn)端靶向多場輻照之后，限定了較小的內(nèi)部腫瘤，其中該內(nèi) 部腫瘤已被局部輻照。較小內(nèi)部腫瘤由虛線1930指示。對于新限定的較小腫瘤重復(fù)上述 輻照腫瘤的過程。調(diào)整對較小腫瘤外部或遠(yuǎn)端部分的質(zhì)子劑量以將從其他旋轉(zhuǎn)位置輸送的 劑量考慮在內(nèi)。在輻照第二腫瘤之后，限定了又一較小的第三腫瘤。重復(fù)該過程，直到以規(guī) 定或限定劑量輻照整個(gè)腫瘤為止。如在此實(shí)例起始處所描述，患者優(yōu)選僅旋轉(zhuǎn)到各旋轉(zhuǎn)位置一次。在上述實(shí)例中，在 輻照腫瘤外周長之后，諸如經(jīng)360度旋轉(zhuǎn)地定位患者，并且如上文描述靶向最新較小腫瘤的遠(yuǎn)端部分。然而，先驗(yàn)已知要輸送到第二較小腫瘤和各后續(xù)較小腫瘤的輻照劑量。因此， 當(dāng)在給定旋轉(zhuǎn)角度時(shí)，任選地靶向較小腫瘤或多個(gè)逐步變小的腫瘤，以便患者僅旋轉(zhuǎn)到多 個(gè)旋轉(zhuǎn)輻照位置一次。目的是將治療劑量輸送到腫瘤的各位置，優(yōu)選不超過對腫瘤的任何位置的治療劑 量，最小化對健康組織的入口輻射劑量，圓周分配擊中健康組織的入口輻射，和進(jìn)一步最小 化對敏感區(qū)的入口輻射劑量。由于已知布拉格能線圖，可以計(jì)算對于各旋轉(zhuǎn)位置和對于各 χ軸和y軸掃描位置的質(zhì)子束最佳強(qiáng)度和能量。這些計(jì)算略微小于要輸送到各旋轉(zhuǎn)位置的 腫瘤遠(yuǎn)端部分的閾值輻射劑量，因?yàn)閬碜云渌恢玫娜肟趧┝磕芰渴箤τ诎邢蛭恢玫目倓?量能量達(dá)到閾值輸送劑量。仍然參見圖19A和圖19C，優(yōu)選調(diào)整質(zhì)子束強(qiáng)度以將健康組織的截面距離或密度 考慮在內(nèi)。為了清楚起見，使用實(shí)例來說明。現(xiàn)參見圖19A，當(dāng)從健康組織具有小面積1910 的第一位置輻照時(shí)，優(yōu)選增加質(zhì)子束強(qiáng)度，因?yàn)橛刹祭窬€圖的入口部分輸送相對較少的 能量到健康組織。現(xiàn)參見圖19C，作為對比，當(dāng)從健康組織具有大截面面積1920的第η旋轉(zhuǎn) 位置輻照時(shí)，優(yōu)選降低質(zhì)子束強(qiáng)度，因?yàn)閺拇硕ㄏ蜉斔洼^大部分的質(zhì)子劑量到健康組織。在一個(gè)實(shí)例中，對于各旋轉(zhuǎn)位置和/或?qū)τ谶M(jìn)入腫瘤的各ζ軸距離，計(jì)算對腫瘤的 質(zhì)子劑量輸送效率。使質(zhì)子束強(qiáng)度與計(jì)算效率成比例?；旧?，當(dāng)掃描方向具有真正良好 的效率時(shí)，強(qiáng)度增加，反之亦然。例如，如果腫瘤是細(xì)長的，則通過穿過腫瘤長度輻照遠(yuǎn)端部 分的效率通常高于通過用布拉格能量分布橫跨腫瘤輻照腫瘤遠(yuǎn)端區(qū)域的效率。通常，在優(yōu) 化算法中·對于各旋轉(zhuǎn)位置靶向腫瘤的遠(yuǎn)端部分；·在腫瘤截面面積最大時(shí)質(zhì)子束強(qiáng)度最大；·當(dāng)介入健康組織體積最小時(shí)，強(qiáng)度較大；和·當(dāng)介入健康組織體積包括諸如脊髓或眼睛的敏感組織時(shí)，使強(qiáng)度最小化或消減至零。使用示例性算法，最大化對腫瘤的輻射劑量輸送效率。更具體來說，輸送到腫瘤的 輻射劑量與輸送到周圍健康組織的輻射劑量之比接近最大值。此外，由于從多個(gè)旋轉(zhuǎn)方向 輻照，輸送到腫瘤的各χ軸、y軸和ζ軸體積的集成輻射劑量處于優(yōu)選劑量水平或其附近。 此外，經(jīng)由使用多場輻照使輸送到健康組織的入口輻射劑量圓周分配在腫瘤周圍，在該多 場輻照中輻射是從諸如大于5個(gè)、10個(gè)、20個(gè)或30個(gè)方向的數(shù)個(gè)方向輸送到體內(nèi)。多場輻照在一個(gè)多場輻照實(shí)例中，具有直徑小于六米的同步加速器環(huán)的粒子療法系統(tǒng)包括 以下能力·旋轉(zhuǎn)患者約360度；·在約0. 1秒至10秒中引出輻射；·垂直地掃描約100毫米；·水平地掃描約700毫米；·在輻照期間從約30MeV/s到330MeV/s改變束能量；·在腫瘤處從約2毫米到20毫米聚焦質(zhì)子束；和/或·如自開始向患者1430質(zhì)子輸送的時(shí)間測量在小于約1分鐘、2分鐘、4分鐘或6分鐘中完成腫瘤的多場輻照。現(xiàn)參見圖20，描述了兩種多場輻照方法2000。在第一方法中，主控制器110旋轉(zhuǎn) 定位2010患者1430且隨后輻照2020腫瘤1420。重復(fù)該過程，直到完成多場輻照計(jì)劃為 止。在第二方法中，主控制器110同時(shí)旋轉(zhuǎn)并輻照2030患者1430內(nèi)的腫瘤1420，直到完成 多場輻照計(jì)劃為止。更具體來說，質(zhì)子束輻照在患者1430旋轉(zhuǎn)的同時(shí)發(fā)生。本文所述的質(zhì)子點(diǎn)焦點(diǎn)的3維掃描系統(tǒng)優(yōu)選與旋轉(zhuǎn)/光柵方法組合。該方法包括 從許多方向的逐層腫瘤輻照。在給定輻照層片期間，質(zhì)子束能量根據(jù)腫瘤前方的組織密度 連續(xù)改變，以產(chǎn)生由布拉格峰定義的總是在腫瘤內(nèi)部并在輻照層片內(nèi)部的束停止點(diǎn)。與現(xiàn) 有方法比較，該新穎方法允許從許多方向輻照(在本文中稱為多場輻照)以實(shí)現(xiàn)在腫瘤位 的最大有效劑量，同時(shí)顯著減小對周圍健康組織的可能副作用?；旧希鄨鲚椪障到y(tǒng)在仍 未到達(dá)腫瘤的組織深度分配劑量分布。質(zhì)子束位置控制現(xiàn)參見圖21，圖示束輸送和組織體積掃描系統(tǒng)。目前，全世界放射療法學(xué)界使用通 過筆形束掃描系統(tǒng)形成劑量場的方法。形成明顯對比的是，圖21圖示點(diǎn)掃描系統(tǒng)或組織體 積掃描系統(tǒng)。在組織體積掃描系統(tǒng)中，使用便宜且精確的掃描系統(tǒng)依據(jù)傳輸和分布控制質(zhì) 子束。掃描系統(tǒng)是有源系統(tǒng)，其中射束聚焦到直徑為半毫米、一毫米、兩毫米或三毫米的點(diǎn) 焦點(diǎn)中。沿兩個(gè)軸平移焦點(diǎn)，同時(shí)變更質(zhì)子束的外加能量，從而有效改變焦點(diǎn)的第三尺寸。 該系統(tǒng)可組合上文描述的身體旋轉(zhuǎn)來應(yīng)用，該旋轉(zhuǎn)優(yōu)選發(fā)生于質(zhì)子輸送到腫瘤的單獨(dú)瞬間 或循環(huán)之間。任選地，身體通過上述系統(tǒng)的旋轉(zhuǎn)與對腫瘤的質(zhì)子輸送持續(xù)且同時(shí)發(fā)生。例如，在圖21A中的圖示系統(tǒng)中，該點(diǎn)水平平移，沿垂直的y軸下移，并且然后沿水 平軸返回。在該實(shí)例中，使用電流來控制具有至少一個(gè)磁體的垂直掃描系統(tǒng)。外加電流變 更垂直掃描系統(tǒng)的磁場以控制質(zhì)子束的垂直偏轉(zhuǎn)。類似地，水平掃描磁體系統(tǒng)控制質(zhì)子束 的水平偏轉(zhuǎn)?？刂蒲馗鬏S傳輸?shù)某潭纫苑辖o定深度處的腫瘤截面。深度是通過改變質(zhì)子 束能量來控制。例如，降低質(zhì)子束能量，以便限定新的穿透深度，并且沿覆蓋腫瘤的新截面 面積的水平軸和垂直軸重復(fù)該掃描過程。通過組合，三軸控制允許質(zhì)子束焦點(diǎn)在癌性腫瘤 的整個(gè)體積上掃描或運(yùn)動?？刂圃诟鼽c(diǎn)的時(shí)間和對于各點(diǎn)進(jìn)入體內(nèi)的方向以產(chǎn)生在癌性體 積的各子體積處的所要輻射劑量，同時(shí)分配擊中腫瘤外部的能量。優(yōu)選將聚焦束點(diǎn)體積尺寸嚴(yán)格控制到直徑為約0. 5毫米、1毫米或2毫米，只是其 直徑或者為數(shù)厘米。優(yōu)選的設(shè)計(jì)控制允許在兩個(gè)方向上掃描(1)垂直振幅約IOOmm并且 頻率達(dá)到約200Hz ；和(2)水平振幅約700mm并且頻率達(dá)到約1Hz。在圖21A中，圖示沿ζ軸由束能量控制的質(zhì)子束，水平運(yùn)動是沿χ軸，并且垂直方 向是沿y軸。在該實(shí)例中，質(zhì)子沿ζ軸移動進(jìn)入組織的距離由質(zhì)子動能控制。此坐標(biāo)系統(tǒng) 是任意并且示例性的。使用兩個(gè)掃描磁體系統(tǒng)在3維空間上并通過控制質(zhì)子束的動能來控 制質(zhì)子束的實(shí)際控制。使用如上文描述的引出系統(tǒng)允許不同的掃描圖案。具體來說，該系 統(tǒng)允許在實(shí)體腫瘤的輻照中同時(shí)調(diào)整χ軸、y軸和ζ軸。換句話說，系統(tǒng)允許沿ζ軸移動， 同時(shí)調(diào)整χ軸和y軸，而不是沿χ，y-平面掃描且然后諸如用范圍調(diào)制輪來調(diào)整質(zhì)子能量。 因此，任選地同時(shí)在三個(gè)維度上輻照腫瘤，而不是輻照腫瘤的層片。例如，在三個(gè)維度上環(huán) 繞腫瘤的外緣輻照腫瘤。然后，環(huán)繞腫瘤的內(nèi)部區(qū)段的外緣輻照腫瘤。重復(fù)此過程，直到輻 照了整個(gè)腫瘤為止。外緣輻照優(yōu)選與諸如繞垂直y軸同時(shí)旋轉(zhuǎn)受驗(yàn)者相耦合。此系統(tǒng)允許質(zhì)子到腫瘤的最大沉積效率，該質(zhì)子到腫瘤的最大沉積效率定義為輸送到腫瘤的質(zhì)子輻照 能量相對于輸送到健康組織的質(zhì)子輻照能量之比。通過組合，該系統(tǒng)允許用低電源在小空間中多軸控制帶電粒子束系統(tǒng)。例如，該系 統(tǒng)使用多個(gè)磁體，其中各磁體在同步加速器的各轉(zhuǎn)向區(qū)段中具有至少一個(gè)邊緣聚焦效應(yīng)， 和/或使用具有聚集磁場幾何結(jié)構(gòu)的多個(gè)磁體，如上文描述。同步加速器的循環(huán)束路徑中 的多個(gè)邊緣聚焦效應(yīng)與磁體和所述引出系統(tǒng)的聚集幾何結(jié)構(gòu)組合產(chǎn)生如下同步加速器，其 具有·小周長系統(tǒng)，諸如小于約50米；·約2cm的垂直質(zhì)子束大小間隙；·與減小的間隙大小相關(guān)聯(lián)的相應(yīng)降低的電源需求；·不需要新引入磁場的引出系統(tǒng)；·在引出期間質(zhì)子的加速或減速；和·在引出期間ζ軸能量的控制。結(jié)果為χ軸、y軸和ζ軸控制的3維掃描系統(tǒng)，其中ζ軸控制位于同步加速器中， 并且其中ζ軸能量可在引出過程期間在同步加速器內(nèi)部變化地控制。現(xiàn)參見圖21Β，提供了用于通過4維掃描控制將質(zhì)子引導(dǎo)到腫瘤的質(zhì)子掃描或靶 向系統(tǒng)140的實(shí)例，其中4維掃描控制是沿χ軸、y軸和ζ軸控制以及強(qiáng)度控制，如上文描 述。第五軸為時(shí)間。一般而言，引導(dǎo)沿傳輸路徑268行進(jìn)的帶電粒子穿過諸如垂直控制的 第一軸控制元件142和諸如水平控制的第二軸控制元件144，并且進(jìn)入腫瘤1420。如上文 描述，引出系統(tǒng)還允許ζ軸上的同時(shí)變化。此外，如上文描述，任選地同時(shí)且獨(dú)立地控制并 改變引出束的強(qiáng)度或劑量。因此，不是輻照腫瘤層片，如圖21A中，限定在腫瘤中質(zhì)子輸送 的靶向點(diǎn)的所有四個(gè)維度可同時(shí)改變。在圖21B中通過點(diǎn)輸送路徑沈9圖示質(zhì)子輸送點(diǎn)的 同時(shí)變化。在所圖示情況下，最初環(huán)繞腫瘤的外緣引導(dǎo)質(zhì)子，然后環(huán)繞腫瘤的內(nèi)半徑引導(dǎo)質(zhì) 子。與受驗(yàn)者繞垂直軸旋轉(zhuǎn)相組合，使用多場發(fā)光過程，其中優(yōu)選地在腫瘤離質(zhì)子進(jìn)入體內(nèi) 的進(jìn)入點(diǎn)更遠(yuǎn)處輻照腫瘤的還未輻照部分。如由布拉格峰所限定，這產(chǎn)生質(zhì)子輸送進(jìn)入腫 瘤的最大百分率并且最小化對周圍健康組織的損害。成像/X射線系統(tǒng)本文中，X射線系統(tǒng)用于說明成像系統(tǒng)。定時(shí)優(yōu)選地，(1)僅在用質(zhì)子療法治療受驗(yàn)者之前或O)出于兩個(gè)理由，與用質(zhì)子療法 治療受驗(yàn)者同時(shí)收集X射線。第一，如上文描述，身體運(yùn)動改變腫瘤在體內(nèi)相對于其他身 體組成部分的位置。如果受驗(yàn)者已拍攝X射線并且然后身體移動到質(zhì)子治療室，則將質(zhì)子 束準(zhǔn)確對準(zhǔn)腫瘤是個(gè)問題。使用一或多個(gè)X射線將質(zhì)子束對準(zhǔn)腫瘤最好是在質(zhì)子輸送時(shí)執(zhí) 行，或者最好在質(zhì)子輸送之前并在將患者放置到治療身體位置之后緊挨的幾秒或幾分鐘內(nèi) 執(zhí)行，該治療身體位置通常是固定位置或部分地固定的位置。第二，患者定位之后的X射線 拍攝是用于驗(yàn)證質(zhì)子束到諸如腫瘤和/或內(nèi)臟器官位置的靶向位置的對準(zhǔn)。 X射線優(yōu)選地剛好在治療受驗(yàn)者之前拍攝以輔助患者定位。出于定位的目的，并不 需要大身體面積的X射線。在一個(gè)實(shí)施例中，僅收集局部面積的X射線。當(dāng)收集X射線時(shí)，X射線具有X射線路徑。質(zhì)子束具有質(zhì)子束路徑。重疊X射線路徑與質(zhì)子束路徑是一種將 質(zhì)子束對準(zhǔn)腫瘤的方法。然而，此方法涉及將X射線裝備放入質(zhì)子束路徑，拍攝X射線，且 然后將X射線裝備移出束路徑。此過程耗費(fèi)時(shí)間。移動X射線裝備時(shí)流逝的時(shí)間存在兩個(gè) 有害效應(yīng)。第一，在需要移動X射線裝備的時(shí)間期間，身體移動。產(chǎn)生的運(yùn)動降低后續(xù)質(zhì)子 束對準(zhǔn)腫瘤的精確度和/或準(zhǔn)確性。第二，在移動X射線裝備所需的時(shí)間是質(zhì)子束療法系 統(tǒng)未在使用中的時(shí)間，這降低了質(zhì)子束療法系統(tǒng)的總效率。X射線源壽侖優(yōu)選地，粒子束療法系統(tǒng)中的部件在粒子束療法系統(tǒng)的壽命上需要最低維護(hù)或者 沒有維護(hù)。例如，需要使質(zhì)子束療法系統(tǒng)裝備具有諸如約20年壽命的長壽命源的X射線系 統(tǒng)。在一種系統(tǒng)中，如以下描述，使用電子來產(chǎn)生X射線。電子是在負(fù)極產(chǎn)生，其中負(fù) 極的壽命是溫度依賴性的。類似于其中保持燈絲處于平衡的電燈泡，使負(fù)極溫度保持在約 200攝氏度、500攝氏度或1000攝氏度下處于平衡。負(fù)極溫度的降低引起負(fù)極壽命增加。因 此，優(yōu)選地將用于產(chǎn)生電子的負(fù)極保持于盡可能低的溫度下。然而，如果負(fù)極溫度降低，則 電子發(fā)射也降低。為了克服在較低溫度下對于更多電子的需要，使用大負(fù)極并且聚集所產(chǎn) 生的電子。該過程類似于在電子槍中壓縮電子；然而，壓縮技術(shù)在此適合用于增強(qiáng)X射線管 壽命ο現(xiàn)參見圖22，提供了具有增強(qiáng)壽命的X射線產(chǎn)生設(shè)備2200的實(shí)例。電子2220在負(fù) 極2210處產(chǎn)生，用控制電極2212聚焦，并且用一系列加速電極2240加速。加速電子2250 轟擊X射線產(chǎn)生源2248，導(dǎo)致產(chǎn)生X射線，然后沿X射線路徑2370將X射線引導(dǎo)至受驗(yàn)者 1430。電子從第一直徑2215聚集到第二直徑2216允許負(fù)極在降低的溫度下操作，并且仍 然在X射線產(chǎn)生源2248處產(chǎn)生必需的電子放大水平。在一個(gè)實(shí)例中，X射線產(chǎn)生源是與負(fù) 極2210耦合的陽極和/或X射線產(chǎn)生源大體上由鎢構(gòu)成。仍然參見圖22，描述了示例性X射線產(chǎn)生設(shè)備2200的更詳細(xì)說明。使用陽極 2214/負(fù)極2210對產(chǎn)生電子。電子2220在具有第一直徑2215(指示為(I1)的負(fù)極2210處 產(chǎn)生?？刂齐姌O2212吸引產(chǎn)生的電子2220。例如，如果將負(fù)極保持在約_150kV下并且將 控制電極保持在約_149kV下，則使產(chǎn)生的電子2220朝控制電極2212吸引并且聚焦。然后， 一系列加速電極2240用于加速電子使其進(jìn)入具有較小直徑2116(指示為d2)的大體平行路 徑2250。例如，在負(fù)極保持在_150kv下的情況下，第一加速電極2242、第二加速電極2244、 第三加速電極2246和第四加速電極2248分別保持在約-120kV、-90kV、_60kV和_30kV下。 如果要分析較薄的身體部分，則將負(fù)極2210保持在諸如約_90kV的較低水平，并且將控制 電極、第一電極、第二電極、第三電極和第四電極各自調(diào)整到較低水平。通常，負(fù)極到第四電 極的電壓差小于在負(fù)極處的較小負(fù)電壓，并且反之亦然。任選地使加速電子2250穿過用于 調(diào)整束大小的磁性透鏡2260，諸如圓柱磁性透鏡。還任選地使用四極磁體2270使電子聚 焦，其在一個(gè)方向上聚焦且在另一方向上散焦。加速電子2250(現(xiàn)經(jīng)調(diào)整束大小并且聚焦) 沖擊諸如鎢的X射線產(chǎn)生源2248，導(dǎo)致產(chǎn)生的X射線穿過阻滯物2362并且沿X射線路徑 2270繼續(xù)行進(jìn)到受驗(yàn)者。X射線產(chǎn)生源2248任選地用諸如水接觸或熱連接到X射線產(chǎn)生 源2248背面的冷卻元件2249來冷卻。電子從第一直徑2215聚集到第二直徑2216允許負(fù) 極在降低的溫度下操作，并且還在X射線產(chǎn)生源2248處產(chǎn)生必需的電子放大水平。
更通常地，X射線產(chǎn)生設(shè)備2200生成具有初始矢量的電子?？刂齐姌O2212、加速電 極2240、磁性透鏡2260和四極磁體2270中的一或多個(gè)組合來將初始電子矢量變更為平行 矢量，該等平行矢量具有減小的截面面積具有大體上平行的路徑將其稱為加速電子2250。 該過程允許X射線產(chǎn)生設(shè)備2200在較低溫度下操作。具體來說，不是使用具有必要的電子 束大小的負(fù)極，而是使用較大電極并且將所得電子2220聚焦和/或聚集到必要的所需電子 束中。因?yàn)閴勖c電流密度大致成反比，所以電流密度的聚集導(dǎo)致X射線產(chǎn)生設(shè)備的壽命 更長。為了清楚起見，提供了具體實(shí)例。如果負(fù)極具有15mm的半徑或Cl1為約30mm，則面積 (Ji r2)為約225mm2乘以π。如果電子聚集實(shí)現(xiàn)5mm的半徑或d2為約10mm，則面積(π r2) 為約25mm2乘以π。兩面積之比為約九Q25 π/25 π )。從而，與具有所要電子束的面積的 傳統(tǒng)負(fù)極比較，在該較大負(fù)極中，電流密度約為九分之一。因此，較大負(fù)極的壽命接近傳統(tǒng) 負(fù)極壽命的九倍，盡管穿過較大負(fù)極和傳統(tǒng)負(fù)極的實(shí)際電流大致相同。優(yōu)選地，負(fù)極2210 的面積為大體上平行電子束2150的截面面積的約2倍、4倍、6倍、8倍、10倍、15倍、20倍 或25倍。在本發(fā)明的另一實(shí)施例中，四極磁體2270產(chǎn)生長橢圓形截面形狀的電子束2250。 電子束2250的長橢圓形截面形狀投影在X射線產(chǎn)生源2248上產(chǎn)生在截面圖中具有小點(diǎn)的 X射線束，該X射線束優(yōu)選截面形狀為大體圓形，然后其穿過患者1430。該小點(diǎn)用于在患者 處產(chǎn)生具有增強(qiáng)分辨度的X射線?，F(xiàn)參見圖23，在一個(gè)實(shí)施例中，產(chǎn)生了接近質(zhì)子束路徑(但并未在其中)的X射 線。圖23中圖示了質(zhì)子束療法系統(tǒng)和X射線系統(tǒng)組合2300。質(zhì)子束療法系統(tǒng)具有在傳輸 系統(tǒng)中在同步加速器130的蘭伯森引出磁體292之后的質(zhì)子束沈8。質(zhì)子束通過掃描/靶 向/輸送系統(tǒng)140引導(dǎo)至患者1430的腫瘤1420。X射線系統(tǒng)2305包括產(chǎn)生電子束2250的 電子束源2205。將電子束引導(dǎo)至諸如鎢片的X射線產(chǎn)生源2248。優(yōu)選地，鎢X射線源位于 離質(zhì)子束路徑268約1毫米、2毫米、3毫米、5毫米、10毫米、15毫米、20毫米或40毫米處。 當(dāng)電子束2250擊中鎢時(shí)，產(chǎn)生X射線。在其中在所有方向上產(chǎn)生X射線的情況下，優(yōu)選地 用端口 2362阻滯X射線并且為X射線束路徑2370選擇X射線。在第二種情況下，電子束 2250和X射線產(chǎn)生源2248的幾何結(jié)構(gòu)產(chǎn)生具有方向性(諸如與質(zhì)子束268對準(zhǔn))的所產(chǎn) 生X射線2270。在任一情況下，X射線束路徑2370和質(zhì)子束路徑268在它們向腫瘤1420 繼續(xù)行進(jìn)時(shí)大體上平行延伸。在X射線束路徑2370與質(zhì)子束路徑269之間的距離優(yōu)選地 減小至接近零和/或X射線束路徑2370和質(zhì)子束路徑269在它們到達(dá)腫瘤1420時(shí)重疊。 簡單的幾何結(jié)構(gòu)表明，假定在鎢與腫瘤1420之間有至少一米的長距離，則是這種情況。該 距離在圖23中圖示為間隙2380。在X射線檢測器2390處檢測到X射線，該X射線檢測器 2390用于形成患者1430的腫瘤1420和/或位置的圖像。整體而言，該系統(tǒng)產(chǎn)生大體上與質(zhì)子療法束位于相同路徑的X射線束。通過用電 子束沖擊鎢或等效材料產(chǎn)生X射線束。X射線產(chǎn)生源位于接近質(zhì)子束路徑處。入射電子的 幾何結(jié)構(gòu)、X射線產(chǎn)生材料的幾何結(jié)構(gòu)和X射線束阻滯物沈2的幾何結(jié)構(gòu)產(chǎn)生這樣的X射 線束其大體上平行于質(zhì)子束延伸，或者導(dǎo)致X射線束路徑在接近于質(zhì)子束路徑處開始并 擴(kuò)展以覆蓋且傳輸穿過腫瘤截面面積以沖擊X射線檢測器陣列或薄膜，從而允許腫瘤從質(zhì) 子療法束方向和對準(zhǔn)來成像。然后，該X射線圖像用以控制帶電粒子束路徑以準(zhǔn)確且精確 地靶向腫瘤，和/或用于系統(tǒng)驗(yàn)證和證實(shí)中。
具有接近質(zhì)子束路徑沈8的X射線產(chǎn)生源2248允許在時(shí)間上鄰近于對于腫瘤 1420療法使用質(zhì)子束時(shí)收集患者1430的X射線，因?yàn)樵谫|(zhì)子療法之前不需要機(jī)械移動X射 線產(chǎn)生源2248。舉例而言，腫瘤1420的質(zhì)子輻照發(fā)生在收集X射線時(shí)的約1、5、10、20、30 或60秒內(nèi)。患者固定準(zhǔn)確且精確地輸送質(zhì)子束到患者腫瘤需要(1)質(zhì)子束的定位控制和( 患者的 定位控制。如上文描述，使用算法和磁場將質(zhì)子束控制到約0.5、1或2毫米的直徑。此節(jié) 闡述患者的局部固定、約束和/或?qū)?zhǔn)以確保嚴(yán)格控制的質(zhì)子束有效擊中靶標(biāo)腫瘤而不由 于患者運(yùn)動而擊中周圍健康組織。在此節(jié)中，使用χ軸、y軸和ζ軸坐標(biāo)系統(tǒng)和旋轉(zhuǎn)軸來描述患者相對于質(zhì)子束的定 向。ζ軸表示質(zhì)子束的行進(jìn)，諸如質(zhì)子束進(jìn)入患者的深度。當(dāng)在患者處俯視質(zhì)子束行進(jìn)的ζ 軸時(shí)，χ軸涉及橫跨患者向左或向右移動并且y軸涉及患者向上或向下移動。第一旋轉(zhuǎn)軸 為患者繞y軸的旋轉(zhuǎn)，并且在本文中稱為旋轉(zhuǎn)軸、底部單元1412旋轉(zhuǎn)軸或旋轉(zhuǎn)y軸。另外， 翻轉(zhuǎn)為繞χ軸旋轉(zhuǎn)，側(cè)轉(zhuǎn)為繞y軸旋轉(zhuǎn)，并且滾動為繞ζ軸旋轉(zhuǎn)。在此坐標(biāo)系統(tǒng)中，質(zhì)子束 路徑269任選地在任何方向上延伸。作為說明性內(nèi)容，將穿過治療室延伸的質(zhì)子束路徑描 述為穿過治療室水平延伸。在此節(jié)中，描述了局部患者1430固定系統(tǒng)。使用半垂直局部固定系統(tǒng)MOO來說 明關(guān)鍵特征，該關(guān)鍵特征說明坐式局部固定系統(tǒng)2500或躺式定位系統(tǒng)沈00中的特征。在 任何固定或局部約束系統(tǒng)中，依據(jù)χ軸運(yùn)動、y軸運(yùn)動、ζ軸位置、側(cè)轉(zhuǎn)、翻轉(zhuǎn)和/或滾動的任 何組合約束腫瘤的運(yùn)動。半垂直患者定位/固定現(xiàn)參見圖M，半垂直患者定位系統(tǒng)MOO優(yōu)選地結(jié)合軀干中腫瘤的質(zhì)子療法來使 用?；颊叨ㄎ缓?或固定系統(tǒng)控制和/或約束患者在質(zhì)子束療法期間的運(yùn)動。在第一局部 固定實(shí)施例中，在質(zhì)子束療法系統(tǒng)中使患者定位于半垂直位置。如圖示，患者以偏離y軸約 45度的角度α斜倚，該y軸定義為從患者的頭部到腳部延伸的軸。更通常地，患者任選地 完全站立在偏離y軸零度的垂直位置。例如，身體或軀干任選地平行于與重力、直立、豎立 或垂直對準(zhǔn)的軸。任選地，軀干或軀干和頭部處于半垂直位置α，朝ζ軸偏離y軸斜倚約5 度、10度、15度、20度、25度、30度、35度、40度、45度、50度、55度、60度、65度、70度或75 度?；颊叨ㄎ患s束M15用以維持患者處于治療位置，患者定位約束M15包括以下中 的一或多個(gè)座位支架M20、背部支架M30、頭部支架M40、臂部支架M50、膝部支架M60 和腳部支架M70。該等約束任選且獨(dú)立地為剛性或半剛性的。半剛性材料的實(shí)例包括高密 度或低密度泡沫或粘彈性泡沫。例如，腳部支架優(yōu)選為剛性的且背部支架優(yōu)選為半剛性的， 諸如高密度泡沫材料。定位約束對15中的一或多個(gè)可移動和/或處于用于快速定位和/或 固定患者的計(jì)算機(jī)控制之下。例如，座位支架M20可沿座位調(diào)整軸M22調(diào)整，座位調(diào)整軸 2422優(yōu)選為y軸；背部支架M30可沿背部支架軸M32調(diào)整，背部支架軸M32優(yōu)選用y軸 元件通過ζ軸運(yùn)動來支配；頭部支架M40可沿頭部支架軸M42調(diào)整，頭部支架軸M42優(yōu) 選用1軸元件通過ζ軸運(yùn)動來支配；臂部支架M50可沿臂部支架軸M52調(diào)整，臂部支架軸 2452優(yōu)選用y軸元件通過ζ軸運(yùn)動來支配；膝部支架M60可沿膝部支架軸M62調(diào)整，膝部支架軸M62優(yōu)選用ζ軸元件通過y軸運(yùn)動支配；且腳部支架M70可沿腳部支架軸M72 調(diào)整，腳部支架軸M72優(yōu)選用ζ軸元件通過y軸運(yùn)動支配；如果患者不面向輸入質(zhì)子束，則支撐元件沿軸運(yùn)動的描述改變，但固定元件的描 述相同。任選的照相機(jī)M80與患者固定系統(tǒng)一起使用。照相機(jī)觀察患者/受驗(yàn)者，從而產(chǎn) 生視頻圖像。將圖像提供給帶電粒子束系統(tǒng)的一或多個(gè)操作人員，并且允許操作人員安全 機(jī)構(gòu)確定受驗(yàn)者是否已移動或希望結(jié)束質(zhì)子療法治療程序?；谠撘曨l圖像，操作人員可 暫?；蚪Y(jié)束質(zhì)子療法程序。例如，如果操作人員經(jīng)由視頻圖像觀察到受驗(yàn)者正移動，則該操 作人員可以選擇結(jié)束或暫停質(zhì)子療法程序。將任選的視頻顯示器M90提供給患者。視頻顯示器任選地向患者呈現(xiàn)以下任一 操作人員指令、系統(tǒng)指令、治療狀態(tài)或娛樂。優(yōu)選地在質(zhì)子路徑上方或下方安裝用于定位約束M15、照相機(jī)M80和視頻顯示 器對90的電動機(jī)。坐式患者定位/固定在第二局部固定實(shí)施例中，患者局部地約束在坐式位置2500。在所述坐式位置中， 身體的軀干和頭部對準(zhǔn)于與重力對準(zhǔn)的軸。例如，頭部和軀干為豎立、垂直和/或豎直的。 在此位置中，軀干是不傾斜的。如上文描述，除了座位支架由座位替換且不需要膝部支架 外，坐式約束系統(tǒng)使用的支撐結(jié)構(gòu)類似于半垂直定位系統(tǒng)中的支撐結(jié)構(gòu)。坐式約束系統(tǒng)通 常保留在如上文描述的半垂直實(shí)施例中描述的可調(diào)整支架、繞y軸的旋轉(zhuǎn)、照相機(jī)、視頻和 廣度控制參數(shù)?，F(xiàn)參見圖25，提供坐式患者半固定系統(tǒng)2500的特定實(shí)例。坐式系統(tǒng)優(yōu)選地用于 頭部和/或頸部腫瘤的治療。如圖示，將患者以坐式位置定位于座位2510上以進(jìn)行粒子療 法。使用下述任何進(jìn)一步固定患者頭部支架M40、背部支架M30、手部支架M50、膝部支 架M60和腳部支架M70。如圖示，支架M20、2430、M40、2450、M60、2470優(yōu)選地具有相應(yīng) 的調(diào)整軸對22、2432、對42、2452、對62、2472。座位2510容易地移除以允許使用不同的患者 約束系統(tǒng)或在計(jì)算機(jī)控制之下調(diào)適到新的患者位置，諸如半垂直系統(tǒng)。躺式患者定位/固定在第三局部固定實(shí)施例中，患者局部地約束于躺式位置。例如，患者是俯臥的，面 朝下躺，或面朝上躺，或側(cè)躺的。躺式約束系統(tǒng)2600具有類似于如上文描述的坐式定位系 統(tǒng)2500和半垂直定位系統(tǒng)MOO中使用的支撐結(jié)構(gòu)的支撐結(jié)構(gòu)。在躺式位置中，任選的約 束、支撐或局部固定元件包括以下中的一個(gè)或多個(gè)頭部支架對40和背部支架、臀部和肩 部支架M30。所述支架優(yōu)選地具有相應(yīng)的調(diào)整軸，其對于患者的躺式視情況而旋轉(zhuǎn)。躺 式位置約束系統(tǒng)通常保留在如上文描述的半垂直實(shí)施例中描述的可調(diào)整支架、繞y軸的旋 轉(zhuǎn)、照相機(jī)、視頻和廣度控制參數(shù)。如果患者病得很重，諸如患者不能站立治療所需的約一到三分鐘時(shí)間，則處于局 部支撐的系統(tǒng)中可由于患者肌肉拉緊而導(dǎo)致患者的某種運(yùn)動。在此種和相似情形中，優(yōu)選 使用使患者以躺式位置處于支撐臺沈20上的治療。支撐臺具有水平平臺以支撐患者體重 的大部分。優(yōu)選地，水平平臺可自治療平臺分離。在躺式定位系統(tǒng)沈00中，將患者定位于 平臺沈10上，所述平臺具有大體水平的部分以支撐處于水平位置的身體的體重。如以下描述，使用任選的手柄。在一個(gè)實(shí)施例中，平臺沈10使用機(jī)械停止或鎖元件沈30和匹配鑰匙 元件沈35相對于臺沈20固定，和/或患者1430相對于放置元件沈60對準(zhǔn)或定位。另外，任選地添加大腿支架沈44、小腿支架沈40和/或臂部支架沈50元件，以分 別地對于軀干腫瘤的治療將臂部或腿部從質(zhì)子束路徑沈9中升起或?qū)τ诒鄄炕蛲炔磕[瘤 的治療將臂部或腿部移動到質(zhì)子束路徑269中。這增加如上文描述的質(zhì)子輸送效率。腿部 支架沈40、2644和臂部支架沈50各自可任選地沿支架軸或弧線沈42、2646、沈52調(diào)整。可 任選地沿弧線調(diào)整一個(gè)或多個(gè)腿部支架元件以將腿部定位到質(zhì)子束路徑沈9中或?qū)⑼炔?從質(zhì)子束路徑269中移出，如以下描述?？蓛?yōu)選地沿至少一個(gè)臂部調(diào)整軸或沿弧線調(diào)整臂 部支架元件以將臂部定位到質(zhì)子束路徑沈9中或?qū)⒈鄄繌馁|(zhì)子束路徑沈9中移出，如以下 描述。優(yōu)選地，將患者定位于質(zhì)子束路徑268外部的區(qū)或室中的平臺沈10上并且將其推 進(jìn)或使其滑進(jìn)治療室或質(zhì)子束路徑區(qū)中。例如，將患者用輪床推進(jìn)治療室，其中將輪床的頂 部(其為平臺)拆卸并且定位于臺上。優(yōu)選地將所述平臺提升到臺上或使其滑動到臺上以 便不必將輪床或床提升到臺上?；颊叨ㄎ煌ǔ＃瑤щ娏Ｗ邮窂皆诨颊叨ㄎ幌到y(tǒng)的至少一部分的上方橫穿。一般而言，帶電 粒子束路徑穿過患者定位系統(tǒng)或患者定位約束M15的支撐元件的約3英寸、6英寸、9英 寸、12英寸或15英寸。對帶電粒子能量的控制允許帶電粒子束路徑終止于患者腫瘤中，同 時(shí)約束在患者定位系統(tǒng)中。出于效率原因，優(yōu)選使用半垂直患者定位系統(tǒng)MOO和坐式患者定位系統(tǒng)2500來 治療頭部或軀干中的腫瘤。半垂直患者定位系統(tǒng)M00、坐式患者定位系統(tǒng)2500和躺式患者 定位系統(tǒng)沈00均可用于治療患者四肢中的腫瘤。呼吸控制任選地通過使用視頻顯示器來執(zhí)行呼吸控制。當(dāng)患者呼吸時(shí)，身體的內(nèi)部和外部 結(jié)構(gòu)絕對地和相對地移動。例如，胸腔和內(nèi)臟器官的外部均具有伴隨呼吸的絕對移動。另 外，內(nèi)臟器官相對于另一身體部件(諸如身體外部區(qū)域、骨骼、支撐結(jié)構(gòu)或另一器官)的相 對位置伴隨每次呼吸移動。因此，為了更準(zhǔn)確且精確地靶向腫瘤，優(yōu)選地在明確限定內(nèi)部結(jié) 構(gòu)或腫瘤位置的時(shí)間點(diǎn)上(諸如在每次呼吸的底部)輸送質(zhì)子束。視頻顯示器用于幫助協(xié) 調(diào)伴隨患者呼吸循環(huán)的質(zhì)子束輸送。例如，視頻顯示器任選地向患者顯示命令，諸如屏住呼 吸陳述、呼吸陳述、指示何時(shí)將需要再次屏住呼吸的倒計(jì)時(shí)或直到呼吸可重新開始的倒計(jì) 時(shí)。支撐系統(tǒng)元件定位約束M15包括用于定位患者的所有元件，諸如在半垂直定位系統(tǒng)M00、坐式 定位系統(tǒng)2500和躺式定位系統(tǒng)沈00中描述的那些元件。優(yōu)選地，定位約束或支撐系統(tǒng)元 件在不阻礙或重疊質(zhì)子束路徑沈9的位置上對準(zhǔn)。然而，在一些實(shí)例中，定位約束在患者治 療的至少部分時(shí)間期間處于質(zhì)子束路徑269上。舉例而言，在治療期間繞y軸旋轉(zhuǎn)患者的 部分時(shí)期期間定位約束元件可位于質(zhì)子束路徑269上。在定位約束或支撐系統(tǒng)元件處于質(zhì) 子束路徑中的情況下或時(shí)期中，優(yōu)選施加質(zhì)子束能量的向上調(diào)整，從而增加質(zhì)子束能量以 抵消質(zhì)子束的定位約束元件阻抗。在一種情況下，通過分開測量在定位約束系統(tǒng)元件的參考掃描或者定位約束元件與繞y軸旋轉(zhuǎn)有關(guān)的一組參考掃描期間測定的定位約束元件阻 抗來增加質(zhì)子束能量。為了清楚起見，本文中相對于半垂直定位系統(tǒng)MOO來描述定位約束M15或支撐 系統(tǒng)元件；然而，可調(diào)整定位元件和描述性的X軸、y軸和Z軸以使任何坐標(biāo)系統(tǒng)適合坐式 定位系統(tǒng)2500或躺式定位系統(tǒng)沈00。頭部支撐描述頭部支撐系統(tǒng)2700的實(shí)例用于支撐、對準(zhǔn)和/或約束人類頭部的運(yùn)動。頭部 支撐系統(tǒng)優(yōu)選具有若干頭部支撐元件，其包括以下任何元件頭后部支架、頭右部對準(zhǔn)元件 和頭左部對準(zhǔn)元件。優(yōu)選地將頭后部支撐元件彎曲以配合頭部并且任選地可沿頭部支架軸 調(diào)整，諸如沿ζ軸調(diào)整。此外，像其他患者定位約束一樣，頭部支架優(yōu)選由諸如低或高密度 泡沫的半剛性材料制成，并且具有諸如塑料或皮革的任選覆蓋物。頭右部對準(zhǔn)元件和頭左 部對準(zhǔn)元件或頭部對準(zhǔn)元件主要用于頭部的半約束運(yùn)動。該等頭部對準(zhǔn)元件優(yōu)選帶有襯墊 并且平坦，但任選地具有曲率半徑以配合頭部側(cè)面。頭右部對準(zhǔn)元件和頭左部對準(zhǔn)元件優(yōu) 選地可分別沿平移軸移動以進(jìn)行與頭部側(cè)面的接觸。當(dāng)靶向并治療頭部或頸部中的腫瘤 時(shí)，頭部在質(zhì)子療法期間的受約束運(yùn)動十分重要。頭部對準(zhǔn)元件和頭后部支撐元件組合以 約束頭部在χ軸、y軸、ζ軸坐標(biāo)系統(tǒng)中的翻轉(zhuǎn)、旋轉(zhuǎn)或側(cè)轉(zhuǎn)、滾動和/或位置?，F(xiàn)參見圖27，描述用于定位和/或約束人類頭部1402在頭部或頸部中實(shí)體腫瘤 的質(zhì)子療法期間的運(yùn)動的頭部支撐系統(tǒng)2700的另一實(shí)例。在此系統(tǒng)中，使用1根、2根、3 根、4根或更多根帶子或皮帶來約束頭部，這些帶子或皮帶優(yōu)選連接到或可置換地連接到頭 后部支撐元件2710。在所說明的實(shí)例中，第一帶子2720諸如通過主要沿ζ軸延伸將前額拉 到或定位到頭部支撐元件2710。優(yōu)選地，第二帶子2730結(jié)合第一帶子2720來工作以防止 頭部在χ軸、y軸和ζ軸坐標(biāo)系統(tǒng)上經(jīng)受翻轉(zhuǎn)、側(cè)轉(zhuǎn)、滾動或就平移運(yùn)動而言的移動。第二 帶子2730優(yōu)選地在以下位置處或其周圍連接到或可置換地連接到第一帶子2720 :(1)前額 2732 ； (2)在頭部的一側(cè)或兩側(cè)2734 ；和/或( 在支撐元件2710處或其周圍。第三帶子 2740優(yōu)選通過主要沿ζ軸延伸而相對于支撐元件2710定向受驗(yàn)者的下顎。第四帶子2750 優(yōu)選主要沿y軸和ζ軸延伸以相對于頭部支撐元件2710和/或質(zhì)子束路徑保持下顎。在使 用期間，第三帶子2740優(yōu)選在患者下顎2742處或其周圍連接到或可置換地連接到第四帶 子2750。第二帶子2730任選地在支撐元件2710處或其周圍連接2736到第四帶子2750。 四根帶子2720、2730、2740、2750在路徑和互相連接方面是說明性的。這些帶子中的任一根 任選地沿環(huán)繞頭部的不同路徑保持頭部并且以分開方式彼此連接。自然地，給定帶子優(yōu)選 環(huán)繞頭部延伸并且并不僅在頭部的一側(cè)延伸。帶子2720、2730、2740和2750中的任一根任 選地獨(dú)立使用或與其他帶子組合并排列使用。這些帶子任選地經(jīng)由諸如頭部支撐元件2710 的支撐元件彼此間接連接。這些帶子任選地使用鉤和環(huán)技術(shù)、搭扣或固定器連接到頭部支 撐元件2710。通常，這些帶子組合來控制頭部的位置、前后運(yùn)動、頭部的左右運(yùn)動、頭部的翻 轉(zhuǎn)、側(cè)轉(zhuǎn)、滾動和/或平移位置。這些帶子優(yōu)選具有對質(zhì)子傳輸?shù)囊阎杩?，從而允許計(jì)算沿ζ軸的峰值能量釋 放。例如，基于帶子對質(zhì)子傳輸?shù)臏p速趨勢調(diào)整布拉格峰能量。定位系統(tǒng)計(jì)算機(jī)控制患者定位單元部件中的一或多個(gè)和/或患者定位約束中的一個(gè)或多個(gè)優(yōu)選地在計(jì)算機(jī)控制之下，其中計(jì)算機(jī)控制定位設(shè)備諸如經(jīng)由一系列電動機(jī)和驅(qū)動器可再現(xiàn)地定位 患者。例如，患者最初由患者定位約束來定位并約束。通過主控制器110、通過子控制器或 主控制器110或通過分開的計(jì)算機(jī)控制器記錄并保存患者定位約束中每一個(gè)的位置。然 后，在患者處于最終治療定向時(shí)，使用醫(yī)學(xué)設(shè)備來定位患者1430中的腫瘤1420。成像系統(tǒng) 170包括以下中的一或多個(gè)MRI、X射線、CT、質(zhì)子束斷層攝影等。分析來自成像系統(tǒng)170的 圖像和設(shè)計(jì)質(zhì)子療法治療計(jì)劃時(shí)的時(shí)間是任選的。在此時(shí)期期間患者可離開約束系統(tǒng)，這 段時(shí)期可為幾分鐘、幾小時(shí)或幾天。在患者返回患者定位單元之后，計(jì)算機(jī)可使患者定位約 束返回到記錄位置。此系統(tǒng)允許將患者快速重新定位到在成像和開發(fā)治療計(jì)劃期間所用的 位置，從而最小化患者定位的設(shè)置時(shí)間并且最大化帶電粒子束系統(tǒng)100用于癌癥治療的時(shí) 間。患者放置優(yōu)選地，使患者1430以精確且準(zhǔn)確的方式在質(zhì)子束路徑269上對準(zhǔn)。描述了若干 放置系統(tǒng)?；颊叻胖孟到y(tǒng)使用躺式定位系統(tǒng)2500來描述，但其同樣適用于半垂直和坐式定 位系統(tǒng)沈00。在第一放置系統(tǒng)中，將患者定位于相對于平臺的已知位置。例如，定位約束中的一 或多個(gè)將患者定位于平臺上的精確和/或準(zhǔn)確的位置。任選地，使用連接到或可置換地連 接到平臺的放置約束元件來在平臺上定位患者。使用放置約束元件來定位患者的任何部 位，諸如手部、四肢、頭部或軀干元件。在第二放置系統(tǒng)中，將一或多個(gè)定位約束或支撐元件(諸如平臺)相對于患者治 療室中的元件對準(zhǔn)?；旧?，任選地使用鎖和鑰匙系統(tǒng)，其中鎖配合鑰匙。鎖和鑰匙元件組 合以相對于質(zhì)子束路徑269依據(jù)χ-位置、y-位置和ζ-位置、翻轉(zhuǎn)、側(cè)轉(zhuǎn)和滾動中的任一來 定位患者?；旧?，鎖是第一配準(zhǔn)元件并且鑰匙是第二配準(zhǔn)元件，第二配準(zhǔn)元件配合、鄰近 或與第一配準(zhǔn)元件一起相對于質(zhì)子束路徑269固定患者位置和/或支撐元件位置。配準(zhǔn)元 件的實(shí)例包括諸如機(jī)械擋塊的機(jī)械元件和指示相對位置或接觸點(diǎn)的電接頭中的任一種。在第三放置系統(tǒng)中，使用如上文描述的成像系統(tǒng)來測定患者相對于質(zhì)子束路徑 269或相對于放置在保持患者的支撐元件或結(jié)構(gòu)中(諸如在平臺中)的位置。當(dāng)使用諸如 X射線成像系統(tǒng)的成像系統(tǒng)時(shí)，一旦成像系統(tǒng)確定受驗(yàn)者的位置，第一放置系統(tǒng)或定位約束 就最小化患者運(yùn)動。類似地，當(dāng)使用諸如X射線成像系統(tǒng)的成像系統(tǒng)時(shí)，第一放置系統(tǒng)和/ 或第二定位系統(tǒng)提供患者相對于質(zhì)子束路徑沈9的粗略位置，并且成像系統(tǒng)隨后確定患者 相對于質(zhì)子束路徑269的精確位置。X射線與患者呼吸同步在一個(gè)實(shí)施例中，X射線圖像與患者呼吸(respiration或breathing)同步收集。 該同步通過去除在患者呼吸循環(huán)期間由于身體組成部分的相對運(yùn)動引起的位置模糊性來 增強(qiáng)X射線圖像清晰度。在第二實(shí)施例中，將X射線系統(tǒng)定向以在通過質(zhì)子療法束觀察時(shí)提供在相同定向 中的患者的X射線圖像，使其與患者呼吸同步，X射線系統(tǒng)可對于針對質(zhì)子療法定位的患者 操作，并且不干擾質(zhì)子束治療路徑。優(yōu)選地，同步的系統(tǒng)結(jié)合負(fù)離子束源、同步加速器和/ 或靶向方法裝置來使用以提供X射線，該X射線隨患者呼吸定時(shí)并且在粒子束療法輻照之 前緊挨著和/或與粒子束療法輻照同時(shí)執(zhí)行以確保能量相對于患者位置的靶向和受控輸送，從而使用質(zhì)子束位置驗(yàn)證系統(tǒng)在最小化對患者周圍健康組織的損害的情況下產(chǎn)生對實(shí) 體癌性腫瘤的有效、精確和/或準(zhǔn)確的非侵襲性、體內(nèi)治療。使用X射線輸送控制算法以在每次呼吸的給定時(shí)期內(nèi)(諸如當(dāng)受驗(yàn)者屏住其呼吸 時(shí)在呼吸的頂部或底部)使X射線輸送與患者1430同步。對于組合X射線圖像的清晰度 而言，患者優(yōu)選相對于X射線束路徑2370準(zhǔn)確定位并精確對準(zhǔn)。X射線輸送控制算法優(yōu)選 與呼吸控制模塊集成。從而，X射線輸送控制算法知道受驗(yàn)者何時(shí)在呼吸、受驗(yàn)者處于呼吸 循環(huán)中的何處和/或受驗(yàn)者何時(shí)屏住其呼吸。以此方式，X射線輸送控制算法在呼吸循環(huán) 的所選時(shí)期輸送X射線?；颊邔?zhǔn)的準(zhǔn)確性和精確性允許(1)相對于其他身體組成部分 更準(zhǔn)確且精確地定位腫瘤1420，和( 在產(chǎn)生患者1430和腫瘤1420的3維X射線圖像時(shí)， 更準(zhǔn)確且精確地組合X射線。提供了使用X射線產(chǎn)生設(shè)備或3維X射線產(chǎn)生設(shè)備根據(jù)與患者呼吸循環(huán)的時(shí)間的 已知關(guān)系來產(chǎn)生患者1430和腫瘤1420的X射線圖像的實(shí)例。在一個(gè)實(shí)施例中，作為第一步 驟，主控制器110指示、監(jiān)測和/或被通知患者定位。在患者定位的第一實(shí)例中，使用處于主 控制器110控制之下的自動患者定位系統(tǒng)來相對于X射線束路徑2370對準(zhǔn)患者1430。在 患者定位的第二實(shí)例中，經(jīng)由傳感器或人類輸入患者1430已對準(zhǔn)來告知主控制器110。在 第二步驟中，然后監(jiān)測患者呼吸，如下文描述。作為呼吸監(jiān)測的第一實(shí)例，在患者呼吸循環(huán) 中的已知點(diǎn)收集X射線。在呼吸監(jiān)測的第二實(shí)例中，首先在控制患者呼吸的第三步驟中控 制患者的呼吸循環(huán)，然后作為第四步驟，在患者呼吸循環(huán)中的控制點(diǎn)收集X射線。優(yōu)選地， 用不同的患者位置重復(fù)患者定位、患者呼吸監(jiān)測、患者呼吸控制和收集X射線的循環(huán)。例 如，繞軸1417旋轉(zhuǎn)患者1430并且隨著旋轉(zhuǎn)收集X射線。在第五步驟中，諸如通過3維X射 線產(chǎn)生設(shè)備使用收集的X射線圖像來產(chǎn)生患者1430、腫瘤1420和該腫瘤周圍的身體組成部 分的3維X射線圖像，該3維X射線圖像是在旋轉(zhuǎn)患者1430時(shí)在用固定X射線系統(tǒng)收集X 射線時(shí)生成的X射線圖像。下文進(jìn)一步描述患者呼吸監(jiān)測和控制步驟?；颊吆粑O(jiān)測優(yōu)選地，監(jiān)測患者呼吸模式。當(dāng)受驗(yàn)者或患者1430呼吸時(shí)，身體的許多部分伴隨 每次呼吸移動。例如，當(dāng)受驗(yàn)者呼吸時(shí)，肺部移動，體內(nèi)器官的相對位置同樣如此，諸如胃 部、腎臟、肝臟、胸部肌肉、皮膚、心臟和肺部。通常，軀干的大部分或所有部分伴隨每次呼吸 移動。事實(shí)上，本發(fā)明人認(rèn)識到，除了軀干伴隨每次呼吸的運(yùn)動之外，伴隨每次呼吸，頭部和 四肢中也存在各種運(yùn)動。在輸送質(zhì)子劑量到身體時(shí)應(yīng)考慮運(yùn)動，因?yàn)閮?yōu)選將質(zhì)子輸送到腫 瘤而不是輸送到周圍組織。運(yùn)動因此導(dǎo)致腫瘤所處位置相對于束路徑的模糊性。為局部克 服此憂慮，優(yōu)選在一系列呼吸循環(huán)中每一個(gè)的相同點(diǎn)輸送質(zhì)子。最初，確定受驗(yàn)者呼吸的節(jié)奏模式。觀察或測量該循環(huán)。例如，X射線束操作人員 或質(zhì)子束操作人員可以在受驗(yàn)者呼吸或處于呼吸之間時(shí)觀察，并且可以對于每次呼吸的給 定時(shí)期定時(shí)質(zhì)子輸送?；蛘?，告訴受驗(yàn)者去吸氣、呼氣和/或屏住其呼吸，并且在該命令時(shí) 期期間輸送質(zhì)子。優(yōu)選地，使用一或多個(gè)傳感器來確定個(gè)體的呼吸循環(huán)。提供了呼吸監(jiān)測系統(tǒng)的兩 個(gè)實(shí)例(1)熱監(jiān)測系統(tǒng)和(2)力監(jiān)測系統(tǒng)。提供了熱呼吸監(jiān)測系統(tǒng)的第一實(shí)例。在該熱呼吸監(jiān)測系統(tǒng)中，通過患者鼻部和/ 或嘴部放置傳感器M70。當(dāng)患者的顎部任選地受到約束時(shí)，如上文描述，優(yōu)選地通過患者鼻部呼氣路徑放置熱呼吸監(jiān)測系統(tǒng)。為避免熱傳感器系統(tǒng)部件對質(zhì)子療法的空間干擾，優(yōu)選 地在治療不位于頭部或頸部的腫瘤時(shí)(諸如在治療軀干或四肢中的腫瘤時(shí))使用熱呼吸監(jiān) 測系統(tǒng)。在該熱監(jiān)測系統(tǒng)中，使用第一熱電阻器M70來監(jiān)測患者呼吸循環(huán)和/或在患者呼 吸循環(huán)中的位置。優(yōu)選地，通過患者鼻部來放置第一熱電阻器M70，以使得穿過患者鼻部到 第一熱電阻器M70上的患者呼氣加熱第一熱電阻器M70，從而指示呼氣。優(yōu)選地，第二熱 電阻器M72作為環(huán)境溫度傳感器來操作。第二熱電阻器M72優(yōu)選地放置于患者呼氣路徑 以外，但處于與第一熱電阻器對70相同的局部空間環(huán)境中。產(chǎn)生的信號(諸如來自熱電阻 器對70的電流)優(yōu)選地轉(zhuǎn)換為電壓并且與主控制器110或主控制器的子控制器相通。優(yōu) 選地，使用第二熱電阻器來調(diào)整作為第一熱電阻器M70信號的一部分的環(huán)境溫度波動，諸 如通過計(jì)算熱電阻器M70、2472之間的差值來調(diào)整，以產(chǎn)生患者呼吸循環(huán)的更準(zhǔn)確讀數(shù)。提供了力/壓力呼吸監(jiān)測系統(tǒng)的第二實(shí)例。在該力呼吸監(jiān)測系統(tǒng)中，通過軀干來 放置傳感器。為避免力傳感器系統(tǒng)部件對質(zhì)子療法的空間干擾，優(yōu)選地在治療位于頭部、頸 部或四肢的腫瘤時(shí)使用力呼吸監(jiān)測系統(tǒng)。在該力監(jiān)測系統(tǒng)中，環(huán)繞伴隨患者每次呼吸循環(huán) 擴(kuò)展和縮小的患者軀干的一個(gè)區(qū)來放置皮帶或帶子對陽。皮帶對陽優(yōu)選地緊緊圍繞患者 胸部并且可彎曲。測力計(jì)M57連接到該皮帶并且感測患者呼吸模式。施加于測力計(jì)M57 的力與呼吸循環(huán)的時(shí)期相關(guān)聯(lián)。優(yōu)選地來自測力計(jì)M57的信號與主控制器110或該主控 制器的子控制器相通。呼吸控制現(xiàn)參見圖24，一旦確定受驗(yàn)者呼吸的節(jié)奏模式，則任選地將信號輸送到受驗(yàn)者以 更精確地控制呼吸頻率。例如，顯示屏幕對90放置在受驗(yàn)者前方，指導(dǎo)受驗(yàn)者何時(shí)屏住其 呼吸和何時(shí)呼吸。一般而言，呼吸控制模塊使用來自呼吸傳感器中一或多個(gè)的輸入。例如， 使用該輸入來確定下一次呼吸的呼氣何時(shí)完成。在呼吸的底部，諸如在監(jiān)視器上，經(jīng)由口頭 信號、數(shù)字化和自動產(chǎn)生的語音命令或經(jīng)由可視控制信號，控制模塊向受驗(yàn)者顯示屏住呼 吸信號。優(yōu)選地，顯示監(jiān)視器M90定位于受驗(yàn)者前方，并且該顯示監(jiān)視器向受驗(yàn)者顯示呼 吸命令。一般而言，指導(dǎo)受驗(yàn)者在諸如約1/2秒、1秒、2秒、3秒、5秒或10秒的短時(shí)段內(nèi) 屏住其呼吸。該屏住呼吸的時(shí)段優(yōu)選地與質(zhì)子束到腫瘤的輸送時(shí)間同步，該輸送時(shí)間為約 1/2秒、1秒、2秒或3秒。雖然優(yōu)選在呼吸底部輸送質(zhì)子，但任選地在呼吸循環(huán)中的任何點(diǎn) (諸如在完全吸氣之后)輸送質(zhì)子。任選地在呼吸頂部或在患者由呼吸控制模塊指導(dǎo)到深 度吸氣并屏住其呼吸時(shí)執(zhí)行輸送，因?yàn)樵诤粑敳啃厍蛔畲?，并且對于某些腫瘤使得在腫 瘤與周圍組織之間的距離最大或者由于體積增加而使周圍組織變稀薄。因此，使得擊中周 圍組織的質(zhì)子最少。任選地，顯示屏幕告訴受驗(yàn)者他們被要求何時(shí)將屏住其呼吸，諸如通過 3秒、2秒、1秒倒計(jì)時(shí)，以便受驗(yàn)者知曉他們被要求將要執(zhí)行的任務(wù)。質(zhì)子束療法與呼吸同步使用質(zhì)子輸送控制算法來在每次呼吸的給定時(shí)期內(nèi)(諸如當(dāng)受驗(yàn)者屏住其呼吸 時(shí)在呼吸的頂部或底部)使到腫瘤的質(zhì)子輸送同步。質(zhì)子輸送控制算法優(yōu)選與呼吸控制模 塊集成。從而，質(zhì)子輸送控制算法知道受驗(yàn)者何時(shí)在呼吸、受驗(yàn)者處于呼息循環(huán)中何處和/ 或受驗(yàn)者何時(shí)屏住其呼吸。質(zhì)子輸送控制算法控制質(zhì)子何時(shí)注入和/或曲折進(jìn)入同步加速 器，何時(shí)施加RF信號以感應(yīng)振蕩(如上文描述)和何時(shí)施加DC電壓以從同步加速器中引 出質(zhì)子(如上文描述)。一般而言，在指導(dǎo)受驗(yàn)者屏住其呼吸之前或者在對于質(zhì)子輸送時(shí)間選擇的呼吸循環(huán)確認(rèn)期之前，質(zhì)子輸送控制算法開始質(zhì)子曲折和隨后的RF感應(yīng)振蕩。以此 方式，通過同時(shí)或者接近同時(shí)地向第二對平板輸送高DC電壓(如上文描述)，質(zhì)子輸送控制 算法可以在呼吸循環(huán)的所選時(shí)期輸送質(zhì)子，從而引起從同步加速器中引出質(zhì)子和隨后在所 選時(shí)間點(diǎn)輸送到受驗(yàn)者。由于對于質(zhì)子束的所要能量水平而言質(zhì)子在同步加速器中的加速 時(shí)期恒定或已知，因此使用質(zhì)子輸送控制算法來設(shè)定匹配呼吸循環(huán)或指導(dǎo)受驗(yàn)者呼吸循環(huán) 的AC RF信號。開發(fā)并實(shí)施腫瘤輻照計(jì)劃執(zhí)行一系列步驟以設(shè)計(jì)并執(zhí)行用于治療患者1430中的腫瘤1420的輻射治療計(jì) 劃。該等步驟包括以下步驟中的一或多個(gè)·定位并固定患者；·記錄患者位置；·監(jiān)測患者呼吸；·控制患者呼吸；·收集患者的多場圖像以確定腫瘤相對于身體組成部分的位置；·開發(fā)輻射治療計(jì)劃；·重新定位患者；·驗(yàn)證腫瘤位置；和·輻照腫瘤。在此節(jié)中，最初呈現(xiàn)了開發(fā)輻照計(jì)劃和隨后實(shí)施輻照計(jì)劃的概要，進(jìn)一步描述了 個(gè)別步驟，然后描述了該過程的更加詳細(xì)的實(shí)例?，F(xiàn)參見圖觀，提供了用于開發(fā)輻照計(jì)劃和后續(xù)實(shí)施輻照計(jì)劃觀00的系統(tǒng)的概要。 優(yōu)選地，定位、呼吸監(jiān)測、成像和腫瘤輻照系統(tǒng)觀00的所有元件均處于主控制器110控制之 下。最初，將患者1430的含腫瘤體積定位并固定觀10于受控且可再現(xiàn)的位置。優(yōu)選 地重復(fù)觀12定位并固定觀10患者1430的過程，直到接受該位置為止。優(yōu)選地?cái)?shù)字記錄 2815該位置，并且隨后在輻照元件實(shí)施觀70腫瘤治療計(jì)劃之前的幾分鐘或幾秒鐘內(nèi)在計(jì) 算機(jī)控制重新定位患者的步驟觀17中使用該位置。下文進(jìn)一步描述了以可再現(xiàn)方式定位 患者并且可再現(xiàn)地將患者1430對準(zhǔn)到受控位置的過程。在患者定位觀10之后，優(yōu)選地執(zhí)行監(jiān)測觀20和優(yōu)選控制觀30患者1430的呼吸 循環(huán)的步驟以產(chǎn)生腫瘤1420相對于其他身體組成部分更精確的定位，如上文描述。然后， 在受控、固定且可再現(xiàn)的位置上收集觀40腫瘤的多場圖像。例如，腫瘤1420的多場X射線 圖像使用接近質(zhì)子束路徑的X射線源來收集，如上文描述。多場圖像任選地來自三個(gè)或三 個(gè)以上位置和/或是在旋轉(zhuǎn)患者時(shí)收集，如上文描述。在此時(shí)，將患者1430維持于治療位置或者允許其從受控治療位置移動，同時(shí)腫瘤 學(xué)家處理多場圖像觀45并且使用該等多場圖像產(chǎn)生腫瘤治療計(jì)劃觀50。任選地，在此時(shí)間 點(diǎn)實(shí)施觀70腫瘤輻照計(jì)劃。一般而言，在隨后來治療中心就診時(shí)，重新定位觀17患者1430。優(yōu)選地，諸如經(jīng)由 使用熱監(jiān)測呼吸傳感器、力監(jiān)測呼吸傳感器和/或經(jīng)由發(fā)送到顯示監(jiān)視器M90的命令再次 監(jiān)測觀22和/或控制觀32患者的呼吸循環(huán)，如上文描述。一旦重新定位，則收集觀60驗(yàn)證圖像，諸如來自1個(gè)、2個(gè)或3個(gè)方向的X射線位置驗(yàn)證圖像。例如，在患者面向質(zhì)子束的 情況下和在從此位置旋轉(zhuǎn)90度、180度和270度處收集驗(yàn)證圖像。此時(shí)，將驗(yàn)證圖像與產(chǎn)生 治療計(jì)劃中所用的初始多場圖像進(jìn)行比較，算法或優(yōu)選腫瘤學(xué)家確定腫瘤1420是否已相 對于其他身體部分充分重新定位觀65從而允許使用帶電粒子束開始腫瘤輻照。基本上，接 受患者的最終位置的步驟觀65是用于驗(yàn)證患者1430中的腫瘤1420未移位或生長超過設(shè) 定規(guī)格的安全措施。此時(shí)，帶電粒子束療法開始進(jìn)行觀70。優(yōu)選地，在開始進(jìn)行帶電粒子束 治療觀70之前，監(jiān)測觀62和/或控制觀63患者呼吸，如上文描述。任選地，在多場質(zhì)子束輻照程序期間執(zhí)行腫瘤1420的同時(shí)X射線成像觀90，并且 主控制器Iio使用該等X射線圖像來使實(shí)時(shí)輻射治療計(jì)劃適合于將患者1430內(nèi)腫瘤1420 運(yùn)動的小變化考慮在內(nèi)。本文中，任選但優(yōu)選監(jiān)測觀20、2822、觀62和控制觀30、2832、觀63患者呼吸的步 驟。在多場成像步驟觀40、位置驗(yàn)證步驟觀60和/或腫瘤輻照步驟觀70之前和/或期間， 執(zhí)行監(jiān)測并控制患者呼吸的步驟。下文進(jìn)一步描述患者定位步驟觀10和患者重新定位步驟觀17。協(xié)同的帶電粒子加諫和呼吸諫率在又一實(shí)施例中，使帶電粒子加速器與患者的呼吸循環(huán)同步。更具體來說，通過將 同步加速器的加速循環(huán)到與患者呼吸速率相關(guān)聯(lián)來增強(qiáng)同步加速器加速循環(huán)使用效率。本 文中，效率涉及工作循環(huán)、用于將帶電粒子輸送到腫瘤的加速循環(huán)的百分率和/或從同步 加速器輸送帶電粒子到腫瘤的時(shí)間分?jǐn)?shù)。該系統(tǒng)感測患者呼吸并且控制負(fù)離子束形成的定 時(shí)、帶電粒子向同步加速器的注入、帶電粒子的加速和/或引出以在患者呼吸循環(huán)的預(yù)定 時(shí)期產(chǎn)生到腫瘤的粒子輸送。優(yōu)選地，通過使用反饋回路來穩(wěn)定同步加速器130中的一或 多個(gè)磁場，從而允許快速改變能級和/或定時(shí)脈沖之間的引出。此外，反饋回路允許控制加 速/引出以使得與改變的患者呼吸速率相關(guān)聯(lián)。在定時(shí)的輻照療法期間，維持對帶電粒子 能量和強(qiáng)度的獨(dú)立控制。多場輻照確保有效輸送布拉格峰能量到腫瘤，同時(shí)在腫瘤周圍擴(kuò) 散入口能量。在一個(gè)實(shí)例中，使用諸如第一熱傳感器2570或第二熱傳感器2560的傳感器來監(jiān) 測患者呼吸。然后，諸如主控制器110的控制器控制帶電粒子形成和輸送以產(chǎn)生在呼吸循 環(huán)的確定時(shí)間點(diǎn)或持續(xù)時(shí)間上輸送的帶電粒子束，從而確保精確且準(zhǔn)確地輸送輻射到在呼 吸過程期間移動的腫瘤。由控制器控制的任選帶電粒子療法元件包括注入器120、加速器 132和/或引出系統(tǒng)134。在注入器系統(tǒng)120中任選控制的要素包括氫氣向負(fù)離子源310 的注入、負(fù)離子源內(nèi)高能等離子的產(chǎn)生、用磁場過濾高能等離子、從負(fù)離子源中引出負(fù)離 子、聚焦負(fù)離子束319和/或向同步加速器130中注入所得正離子束沈2。在加速器132中 任選控制的要素包括加速器線圈、轉(zhuǎn)向磁體中的外加磁場和/或在同步加速器中施加到 校正線圈的電流。在引出系統(tǒng)134中任選控制的要素包括引出元件中的射頻場和/或引 出過程中的外加場。通過在呼吸循環(huán)的設(shè)定時(shí)期期間使用呼吸傳感器控制帶電粒子束到腫 瘤的輸送，帶電粒子到腫瘤輸送的時(shí)期可根據(jù)變化的呼吸速率調(diào)整。從而，如果患者呼吸變 快，則將帶電粒子束以更高頻率輸送到腫瘤，并且如果患者呼吸變慢，則將帶電粒子束以更 低頻率輸送到腫瘤。任選地，不管患者改變的呼吸速率，伴隨患者的每次呼吸都將帶電粒子 束輸送到腫瘤。這與以下系統(tǒng)形成明顯對比其中帶電粒子束以固定時(shí)間間隔輸送能量并且患者必須調(diào)整其呼吸速率以匹配加速器輸送能量的時(shí)期，并且如果患者呼吸速率不匹配 加速器的固定時(shí)期，則加速器循環(huán)并未輸送到腫瘤并且加速使用效率降低。一般而言，在加速器中使電流穩(wěn)定。穩(wěn)定電流的加速器的問題在于所用磁體在正 弦波的量級和振幅方面具有記憶。因此，在傳統(tǒng)系統(tǒng)中，為了改變同步加速器中帶電粒子束 的循環(huán)頻率，必須使用緩慢的電流改變。然而，在第二實(shí)例中，使控制帶電粒子在同步加速 器周圍的循環(huán)的磁場穩(wěn)定。磁場通過使用以下者來穩(wěn)定(1)感測循環(huán)帶電粒子周圍的磁 場的磁場傳感器和( 通過控制器或主控制器110控制循環(huán)帶電粒子周圍的磁場的反饋回 路。反饋回路任選地用作對于第一繞組線圈850和第二繞組線圈860的反饋控制。然而， 反饋回路優(yōu)選地用于控制校正線圈852、862，如上文描述。通過使用利用磁場傳感器的本文 所述的反饋回路，可快速調(diào)整同步加速器的頻率和能級并且克服該問題。此外，與使用較大 繞組線圈850、860比較，使用較小校正線圈852、862允許快速調(diào)整加速器，如上文描述。更 具體來說，反饋控制允許在同步加速器130中調(diào)整脈沖之間的加速器能量。在此節(jié)中，第一實(shí)例在患者呼吸循環(huán)的特定時(shí)期期間產(chǎn)生帶電粒子束的輸送，即 使患者呼吸時(shí)期是變化的。在此節(jié)中，第二實(shí)例使用磁場傳感器和對校正線圈852、862的 反饋回路來快速調(diào)整脈沖之間的加速器能量。在第三實(shí)例中，第一實(shí)例的呼吸傳感器與第 二實(shí)例的磁場傳感器組合，以控制從加速器輸送帶電粒子束的定時(shí)和來自加速器的帶電粒 子束的能量。更具體來說，帶電粒子輸送的定時(shí)使用呼吸傳感器來控制，如上文描述，并且 帶電粒子束的能量使用磁場傳感器和反饋回路來控制，如上文描述。再具體來說，諸如主控 制器110的磁場控制器從呼吸傳感器取得輸入并且將該輸入用作(1)對控制循環(huán)帶電粒 子能量的磁場的反饋控制和(2)用以對于患者的呼吸循環(huán)定時(shí)帶電粒子加速器的脈沖的 反饋控制。此組合允許伴隨患者的每次呼吸輸送帶電粒子束到腫瘤，即使患者的呼吸速率 變化。以此方式，增加了加速器效率，因?yàn)樵诨颊吆粑慌c同步加速器帶電粒子產(chǎn)生速率同 相時(shí)癌癥療法系統(tǒng)不需要損失循環(huán)。現(xiàn)參見圖四，進(jìn)一步描述了組合使用呼吸傳感器和磁場傳感器系統(tǒng)四00來以變 化的能量和變化的時(shí)間間隔輸送帶電粒子。主控制器110控制注入系統(tǒng)120、帶電粒子加 速系統(tǒng)132、引出系統(tǒng)134和靶向/輸送系統(tǒng)140。在此實(shí)施例中，患者接口模塊150的呼 吸監(jiān)測系統(tǒng)四10用作對磁場控制器四20的輸入。對磁場控制器四20的第二輸入是磁場 傳感器四50。在一種情況下，將來自呼吸監(jiān)測系統(tǒng)四10的呼吸速率饋送到主控制器130， 該主控制器控制注入系統(tǒng)120和/或加速系統(tǒng)132的部件以在呼吸循環(huán)的選擇時(shí)期產(chǎn)生帶 電粒子束，如上文描述。在第二種情況下，來自呼吸監(jiān)測系統(tǒng)的呼吸數(shù)據(jù)用作對磁場控制器 四20的輸入。該磁場控制器還接收來自磁場傳感器四50的反饋輸入。因此，磁場控制器定 時(shí)帶電粒子能量輸送以使得與感測的呼吸速率相關(guān)聯(lián)，并且輸送可使用反饋回路通過磁場 傳感器四50來隨加速器的每次脈沖快速調(diào)整的帶電粒子束能級。仍參見圖四并且現(xiàn)另外參見圖30，使用另一實(shí)例來闡明使用反饋回路四00來改 變輸送時(shí)間和/或質(zhì)子脈沖輸送周期的磁場控制。在一種情況下，呼吸傳感器四10感測患 者的呼吸循環(huán)。該呼吸傳感器通常經(jīng)由患者接口模塊150和/或經(jīng)由主控制器110或其子 部件向磁場控制器四20中的算法發(fā)送患者呼吸模式或信息。該算法預(yù)測和/或測量患者何 時(shí)處于呼吸循環(huán)中的特定點(diǎn)，諸如處于呼吸的頂部或底部。使用一或多個(gè)磁場傳感器四50 作為對磁場控制器四20的輸入，該磁場控制器四20控制用于諸如在同步加速器130的第
47一轉(zhuǎn)向磁體420內(nèi)的給定磁的磁體電源。因此，使用控制反饋回路來將同步加速器調(diào)諧到 所選能級并且在所選時(shí)間點(diǎn)(諸如呼吸循環(huán)中的特定點(diǎn))輸送具有所要能量的質(zhì)子。呼吸 循環(huán)中的所選點(diǎn)任選位于呼吸循環(huán)中的任何位置和/或歷時(shí)在呼吸循環(huán)期間的任何持續(xù) 時(shí)間。如圖30中圖示，所選時(shí)期是在呼吸頂部的約0.1秒、0.5秒、1秒的時(shí)期。更具體來 說，主控制器110控制氫氣向注入系統(tǒng)的注入、負(fù)離子310的形成，控制負(fù)離子從負(fù)離子源 310中引出，控制質(zhì)子向同步加速器130中的注入120和/或以與引出134組合來在呼吸循 環(huán)中的所選點(diǎn)將質(zhì)子輸送140到腫瘤的方式控制質(zhì)子加速。在此階段，質(zhì)子束的強(qiáng)度也可 由主控制器130選擇并控制，如上文描述。來自磁場控制器四20的反饋控制任選地用于主 彎曲磁體250中一個(gè)或兩個(gè)的功率或電源，如上文描述，或用于主彎曲磁體250內(nèi)的校正線 圈852、862。由于具有較小外加電流，校正線圈852、862可根據(jù)新選擇的加速頻率或相應(yīng)帶 電粒子能級來快速調(diào)整。具體來說，磁場控制器四20變更對于依賴患者呼吸循環(huán)的主彎曲 磁體或校正線圈的外加場。此系統(tǒng)與以下系統(tǒng)形成明顯對比其中使電流穩(wěn)定并且同步加 速器以固定周期輸送脈沖。優(yōu)選地，與校正線圈耦合的磁場設(shè)計(jì)的反饋允許引出循環(huán)匹配 患者變化的呼吸速率，諸如在第一呼吸周期3010(P1)不等同于第二呼吸周期3020 (P2)的 情況下。計(jì)算機(jī)控制的患者重新定位患者定位單元部件中的一或多個(gè)和/或患者定位約束中的一個(gè)或多個(gè)優(yōu)選地處 于計(jì)算機(jī)控制之下。例如，諸如經(jīng)由記錄連接到移動患者定位元件M15的驅(qū)動器的一系列 電動機(jī)位置，計(jì)算機(jī)記錄或控制患者定位元件M15的位置。例如，患者最初由患者定位約 束M15來定位觀10并約束。通過主控制器110、主控制器110的子控制器或分開的計(jì)算機(jī) 控制器來記錄并保存患者定位約束中每一個(gè)的位置。然后，在患者處于最終治療的受控位 置時(shí)，使用成像系統(tǒng)來定位在患者1430中的腫瘤1420。優(yōu)選地，當(dāng)患者處于受控位置時(shí)，執(zhí) 行多場成像，如本文中所述。成像系統(tǒng)170包括以下中的一或多個(gè):MRI、X射線、CT、質(zhì)子束 斷層攝影等。分析來自成像系統(tǒng)170的圖像和設(shè)計(jì)質(zhì)子療法治療計(jì)劃時(shí)的時(shí)間是任選的。 在此時(shí)期期間患者任選地離開約束系統(tǒng)，這段時(shí)期可為幾分鐘、幾小時(shí)或幾天。在患者和初 始患者放置返回到患者定位單元中時(shí)且優(yōu)選在此之后，計(jì)算機(jī)使患者定位約束返回到記錄 位置。此系統(tǒng)允許將患者快速重新定位到在成像和開發(fā)多場帶電粒子輻照治療計(jì)劃期間所 用的位置，從而最小化患者定位的設(shè)置時(shí)間并且最大化帶電粒子束系統(tǒng)100用于癌癥治療 的時(shí)間。再現(xiàn)患者定位和固定在一個(gè)實(shí)施例中，使用患者定位、重新定位和/或固定2400，諸如用機(jī)動化患者 平移和旋轉(zhuǎn)定位系統(tǒng)和/或用患者定位約束1415，可再現(xiàn)地定位并固定患者1430在腫瘤 1420周圍的區(qū)域。例如，上文描述的定位系統(tǒng)(諸如(1)半垂直局部固定系統(tǒng)MOO ； (2)坐 式局部固定系統(tǒng)2500 ；或C3)躺式定位系統(tǒng)沈00)中的一個(gè)組合患者平移和旋轉(zhuǎn)系統(tǒng)來使 用以相對于質(zhì)子束路徑268定位患者1430的腫瘤1420。優(yōu)選地，定位和固定系統(tǒng)控制腫 瘤1420相對于質(zhì)子束路徑沈8的位置，固定腫瘤1420的位置，和在患者1430已從質(zhì)子束 路徑268移開之后(諸如在開發(fā)輻照治療計(jì)劃觀50期間)促進(jìn)相對于質(zhì)子束路徑268重 新定位腫瘤1420。優(yōu)選地，依據(jù)3-D位置并依據(jù)定向姿勢，定位患者1430的腫瘤1420。本文中，3-D位置是依據(jù)X軸、y軸和Z軸來限定，定向姿勢是表述俯仰、側(cè)轉(zhuǎn)和滾動。滾動是平面繞Z 軸旋轉(zhuǎn)，俯仰是平面繞X軸旋轉(zhuǎn)，并且側(cè)轉(zhuǎn)是平面繞y軸旋轉(zhuǎn)。翻轉(zhuǎn)用于描述滾動和俯仰兩 者。優(yōu)選地，依據(jù)以下俯仰、側(cè)轉(zhuǎn)、滾動、χ軸位置、y軸位置和ζ軸位置中的至少三個(gè)且優(yōu) 選依據(jù)它們中的四個(gè)、五個(gè)或六個(gè)，定位和固定系統(tǒng)控制腫瘤1420相對于質(zhì)子束路徑沈8 的位置。^^使用座位定位實(shí)例進(jìn)一步描述患者定位、重新定位和/或固定。為了清楚起見，使 用座位定位來描述定位并固定肩部中腫瘤的情況。使用半垂直固定系統(tǒng)，通常使用座位支 架M20、膝部支架M60和/或腳部支架M70來定位患者。為進(jìn)一步定位肩部，背部支架 2430中的電動機(jī)推壓患者軀干。額外的臂部支架對50電動機(jī)諸如通過用第一力在朝患者 肘部的一個(gè)方向推動來對準(zhǔn)臂部，并且在相反方向上使用第二力來定位患者的腕部。這約 束臂部的運(yùn)動，從而幫助定位肩部。任選地，定位頭部支架以進(jìn)一步通過向頸部施加張力 來約束肩部的運(yùn)動。通過組合，患者定位約束M15在至少三個(gè)維度上控制患者1430的腫 瘤1420的位置，并且優(yōu)選地依據(jù)所有側(cè)轉(zhuǎn)、滾動和俯仰運(yùn)動以及依據(jù)χ軸、y軸和ζ軸位置 控制腫瘤1420的位置。舉例而言，諸如通過防止患者下落，患者定位約束定位腫瘤1420并 且約束腫瘤的運(yùn)動。任選地，在患者定位約束M15中一或多個(gè)中的傳感器記錄外加力。在 一種情況下，座位支架感測重量并且施加用于支撐患者重量的一部分(諸如患者重量的約 50%、60(%、70(%或80(%)的力。在第二種情況下，記錄施加于頸部、臂部和/或腿部的力。 患者定位系統(tǒng)任選地在計(jì)算機(jī)或主控制器110中儲存?zhèn)€別化患者定位信息以重新定位電 動機(jī)位置來在帶電粒子癌癥療法之前約束患者1430的運(yùn)動或重新定位患者1430。通常，患者定位、重新定位和/或固定去除患者1430的運(yùn)動自由度以準(zhǔn)確并精確 地定位和控制腫瘤1420相對于X射線束路徑2370、質(zhì)子束路徑268和/或成像束路徑的位 置。此外，一旦自由度去除，則記錄并且向主控制器110數(shù)字傳遞對于患者定位約束中每一 個(gè)的電動機(jī)位置。一旦患者從固定系統(tǒng)MOO處移動，諸如當(dāng)產(chǎn)生輻照治療計(jì)劃觀50時(shí)，必 須在實(shí)施輻照計(jì)劃之前準(zhǔn)確地重新定位患者1430。為實(shí)現(xiàn)此目的，患者1430通常坐在諸如 座位的定位設(shè)備中，并且主控制器將電動機(jī)位置信號和任選地外加力送回控制患者定位約 束對15中每一個(gè)的電動機(jī)中，并且患者定位約束M15中每一個(gè)自動移動回到其相應(yīng)的記 錄位置。因此，子小于約10秒、30秒、60秒或120秒坐到完全受控位置的時(shí)間實(shí)現(xiàn)再定位 并再固定患者1430。使用計(jì)算機(jī)控制且自動的患者定位系統(tǒng)，使用回憶的患者定位約束M15電動機(jī) 位置在定位和固定系統(tǒng)中再定位患者；使用患者平移和旋轉(zhuǎn)系統(tǒng)相對于質(zhì)子束268平移和 旋轉(zhuǎn)患者1430 ；并且通過主控制器110對瞬時(shí)束位置269掃描質(zhì)子束沈8，從而隨后進(jìn)行產(chǎn) 生的輻照治療計(jì)劃觀50。雖然本文中已參考某些優(yōu)選實(shí)施例描述了本發(fā)明，但所屬領(lǐng)域的技術(shù)人員將容易 了解，在不脫離本發(fā)明的精神和范圍的情況下，其他應(yīng)用可替代本文中所述的那些應(yīng)用。因 此，本發(fā)明應(yīng)該僅受上文包括的權(quán)利要求書的限制。
權(quán)利要求
1.一種定位患者的腫瘤以用帶電粒子進(jìn)行治療的裝置，其包含患者定位系統(tǒng)，其包含上身支架，其中所述上身支架包含半豎立患者支撐表面；和 帶電粒子輻照系統(tǒng)，其包含帶電粒子束路徑，所述帶電粒子束路徑在約六英寸的所述 半豎立患者支撐表面內(nèi)穿過。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中所述帶電粒子沿所述帶電粒子束路徑向所述患者 的所述腫瘤行進(jìn)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中所述半豎立患者支撐表面包含大致垂直的表面。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中所述半豎立患者支撐表面自垂直軸斜倚小于約 六十五度。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中所述患者定位系統(tǒng)進(jìn)一步包含以下至少三種 機(jī)動化的軀干定位系統(tǒng)；機(jī)動化的頭部定位系統(tǒng)； 機(jī)動化的臂部定位系統(tǒng)； 機(jī)動化的背部定位系統(tǒng)；和 機(jī)動化的腳部定位系統(tǒng)。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的裝置，進(jìn)一步包含用于對于以下任一回憶個(gè)別化電動機(jī)位置 的計(jì)算機(jī)存儲器所述機(jī)動化的軀干定位系統(tǒng)； 所述機(jī)動化的頭部定位系統(tǒng)； 所述機(jī)動化的臂部定位系統(tǒng)； 所述機(jī)動化的背部定位系統(tǒng)；和 所述機(jī)動化的腳部定位系統(tǒng)。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的裝置，其中所述帶電粒子輻照系統(tǒng)包含對以下的控制 束能量；和束強(qiáng)度。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中所述患者定位系統(tǒng)進(jìn)一步包含 可旋轉(zhuǎn)平臺，其中所述帶電粒子束路徑在所述可旋轉(zhuǎn)平臺的一部分的上方穿過。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的裝置，其中所述可旋轉(zhuǎn)平臺包含 下部支撐結(jié)構(gòu)，所述下部支撐結(jié)構(gòu)保持所述患者定位系統(tǒng)的一部分； 上部支撐結(jié)構(gòu)，所述上部支撐結(jié)構(gòu)保持照相機(jī)；和 顯示屏。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的裝置，其中所述患者定位系統(tǒng)在所述顯示屏上提供呼吸指令。
11.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中所述患者定位系統(tǒng)依據(jù)以下中的至少四種來降 低所述腫瘤的運(yùn)動自由度水平運(yùn)動； 垂直運(yùn)動；平行于在所述患者定位系統(tǒng)的一部分上方的所述帶電粒子束路徑的運(yùn)動；側(cè)轉(zhuǎn)； 俯仰；和滾動。
12.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，所述帶電粒子輻照系統(tǒng)包含 負(fù)離子源，所述負(fù)離子源生成負(fù)離子；離子束聚焦透鏡，其使所述負(fù)離子聚焦；和轉(zhuǎn)換箔片，所述轉(zhuǎn)換箔片將所述負(fù)離子轉(zhuǎn)換成所述帶電粒子。
13.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，所述帶電粒子輻照系統(tǒng)進(jìn)一步包含同步加速器，所述 同步加速器包含中心； 直區(qū)段；和 轉(zhuǎn)向區(qū)段，其中所述帶電粒子束路徑如下延伸 在所述中心周圍； 穿過所述直區(qū)段；和 穿過所述轉(zhuǎn)向區(qū)段，其中所述轉(zhuǎn)向區(qū)段中的每一個(gè)包含數(shù)個(gè)彎曲磁體， 其中所述循環(huán)束路徑包含小于六十米的長度，且 其中所述直區(qū)段的數(shù)量等于所述轉(zhuǎn)向區(qū)段的數(shù)量。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的裝置，其中所述轉(zhuǎn)向區(qū)段各自包含至少四個(gè)彎曲磁體，所 述四個(gè)彎曲磁體包含總共至少八個(gè)邊緣聚焦表面，其中所述邊緣聚焦表面的幾何結(jié)構(gòu)在使 用期間使所述帶電粒子束路徑中的所述帶電粒子聚焦。
15.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，所述帶電粒子輻照系統(tǒng)進(jìn)一步包含同步加速器，所述 同步加速器具有中心，所述裝置包含引出材料；橫跨一對引出葉片施加的至少一千伏特直流電場；和 偏轉(zhuǎn)器，其中所述帶電粒子穿過所述引出材料，從而產(chǎn)生能量降低的帶電粒子束， 其中所述能量降低的帶電粒子束在所述引出葉片對之間穿過，且 其中所述直流電場重新引導(dǎo)所述能量降低的帶電粒子束穿過所述偏轉(zhuǎn)器， 其中所述偏轉(zhuǎn)器產(chǎn)生引出的帶電粒子。
16.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，進(jìn)一步包含X射線產(chǎn)生源，其位于四十毫米的所述帶電粒子束路徑內(nèi)，其中所述X射線源(1)在使 用所述X射線源期間和( 在用所述帶電粒子進(jìn)行腫瘤治療期間維持單個(gè)靜止位置， 其中從所述X射線源發(fā)射的X射線大體上平行于所述帶電粒子束路徑延伸。
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的裝置，其中所述X射線產(chǎn)生源包含鎢陽極。
18.根據(jù)權(quán)利要求16所述的裝置，其中在隨后使用所述帶電粒子輻照系統(tǒng)的三十秒內(nèi) 發(fā)生所述X射線產(chǎn)生源的使用。
19.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中所述患者定位系統(tǒng)進(jìn)一步包含可旋轉(zhuǎn)平臺，其保持所述患者定位系統(tǒng)的至少一部分，其中在所述患者的輻照周期期間所述可旋轉(zhuǎn)平臺旋轉(zhuǎn)約三百六十度，其中來自所述X射線產(chǎn)生源的X射線從所述可旋轉(zhuǎn)平臺的多于四個(gè)旋轉(zhuǎn)位置產(chǎn)生圖像。
20.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中通過在收集X射線圖像之間旋轉(zhuǎn)保持所述患者定 位系統(tǒng)的至少一部分的平臺來收集所述腫瘤的多場圖像，其中所述X射線圖像出現(xiàn)在所述 平臺的至少十個(gè)旋轉(zhuǎn)位置。
21.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，進(jìn)一步包含呼吸傳感器，其產(chǎn)生呼吸信號，所述呼吸信號對應(yīng)于所述患者的呼吸循環(huán)； 可旋轉(zhuǎn)平臺，其保持所述患者，其中在所述患者的輻照周期期間所述可旋轉(zhuǎn)平臺旋轉(zhuǎn)至少一百八十度，其中X射線產(chǎn)生源使用所述呼吸信號定時(shí)以在所述呼吸循環(huán)中的設(shè)定點(diǎn)生成X射線圖像，其中所述X射線圖像表示所述可旋轉(zhuǎn)平臺的大于十個(gè)旋轉(zhuǎn)位置，且 其中所述X射線圖像組合形成所述腫瘤的三維圖像。
22.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中所述帶電粒子輻照系統(tǒng)進(jìn)一步包含 同步加速器，其包含多軸控制，所述多軸控制包含對以下的控制能量；和 強(qiáng)度，其中所述能量的所述控制和所述強(qiáng)度的所述控制在引出期間發(fā)生。
23.根據(jù)權(quán)利要求22所述的裝置，進(jìn)一步包含在所述同步加速器的引出階段期間對所 述能量和所述強(qiáng)度的分開控制。
24.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中所述帶電粒子輻照系統(tǒng)進(jìn)一步包含 同步加速器；和可旋轉(zhuǎn)平臺，其中所述可旋轉(zhuǎn)平臺支撐所述患者定位系統(tǒng)；其中所述帶電粒子束路徑延伸穿過所述同步加速器并且終止在所述可旋轉(zhuǎn)平臺上方；其中在輻照周期期間所述可旋轉(zhuǎn)平臺旋轉(zhuǎn)至少九十度，且 其中在所述輻照周期期間所述可旋轉(zhuǎn)平臺旋轉(zhuǎn)到至少五個(gè)輻照位置。
25.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中所述帶電粒子輻照系統(tǒng)進(jìn)一步包含 所述帶電粒子的水平位置控制；所述帶電粒子的垂直位置控制；和X射線輸入信號，其中所述X射線輸入信號包含由接近所述帶電粒子束路徑的X射線源 產(chǎn)生的信號，其中所述X射線輸入信號用于設(shè)定所述水平位置的位置和設(shè)定所述垂直位置的位置。
26.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，所述帶電粒子輻照系統(tǒng)進(jìn)一步包含 注入器，同步加速器；和束傳輸系統(tǒng)，其中所述同步加速器包含引出箔片，其中所述帶電粒子束路徑順序地橫 穿所述注入器、所述同步加速器和所述束傳輸系統(tǒng)。
27.一種定位患者的腫瘤以用帶電粒子進(jìn)行治療的方法，其包含用患者定位系統(tǒng)定位所述患者，所述患者定位系統(tǒng)包含上身支架，其中所述上身支架 包含半豎立患者支撐表面；用來自帶電粒子系統(tǒng)的所述帶電粒子輻照所述患者的所述腫瘤，所述帶電粒子系統(tǒng)包 含帶電粒子束路徑，所述帶電粒子束路徑在約六英寸的所述半豎立患者支撐表面內(nèi)穿過。
28.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，其中所述帶電粒子沿所述帶電粒子束路徑向所述患 者的所述腫瘤行進(jìn)。
29.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，其中所述半豎立患者支撐表面包含大致垂直的表
30.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，其中所述半豎立患者支撐表面包含自垂直軸斜倚小 于約六十五度的位置。
31.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟所述患者定位系統(tǒng)使用以下中的至少三種來半約束所述患者的運(yùn)動 機(jī)動化的軀干定位系統(tǒng)； 機(jī)動化的頭部定位系統(tǒng)； 機(jī)動化的臂部定位系統(tǒng)； 機(jī)動化的背部定位系統(tǒng)；和 機(jī)動化的腳部定位系統(tǒng)。
32.根據(jù)權(quán)利要求31所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟 自計(jì)算機(jī)存儲器對于以下任一回憶個(gè)別化電動機(jī)位置 所述機(jī)動化的軀干定位系統(tǒng)；所述機(jī)動化的頭部定位系統(tǒng)； 所述機(jī)動化的臂部定位系統(tǒng)； 所述機(jī)動化的背部定位系統(tǒng)；和 所述機(jī)動化的腳部定位系統(tǒng)。
33.根據(jù)權(quán)利要求32所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟 在所述定位步驟之后，收集所述患者中所述腫瘤的多場圖像； 開發(fā)腫瘤輻照計(jì)劃；使用所述患者定位系統(tǒng)重新定位所述腫瘤；和 在至少四個(gè)旋轉(zhuǎn)位置中重復(fù)所述輻照步驟。
34.根據(jù)權(quán)利要求33所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟 在所述重新定位步驟之后，驗(yàn)證所述腫瘤的位置。
35.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟 使用呼吸監(jiān)視器定時(shí)所述帶電粒子向所述腫瘤的輸送。
36.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟根據(jù)在所述腫瘤內(nèi)所述帶電粒子的能量輸送相比所述患者的健康組織中所述帶電粒子的能量輸送的效率改變所述帶電粒子的強(qiáng)度。
37.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟用可旋轉(zhuǎn)平臺保持所述患者，所述可旋轉(zhuǎn)平臺保持所述患者定位系統(tǒng)的至少一部分； 旋轉(zhuǎn)在所述可旋轉(zhuǎn)平臺上的所述患者；在所述旋轉(zhuǎn)所述患者的步驟期間，將所述帶電粒子從所述帶電粒子系統(tǒng)的同步加速器 輸送到所述患者的所述腫瘤；和將所述帶電粒子的入口能量分配到所述腫瘤周圍的至少十個(gè)區(qū)。
38.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟用呼吸傳感器產(chǎn)生呼吸信號，所述呼吸信號對應(yīng)于所述患者的呼吸循環(huán)；和 使用所述呼吸信號在所述呼吸循環(huán)中的設(shè)定點(diǎn)定時(shí)所述帶電粒子向所述腫瘤的輸送。
39.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟 獨(dú)立地控制所述帶電粒子的水平位置；和 所述帶電粒子的垂直位置；旋轉(zhuǎn)所述患者到可旋轉(zhuǎn)平臺的至少十個(gè)旋轉(zhuǎn)位置，所述可旋轉(zhuǎn)平臺保持所述患者定位 系統(tǒng)的至少一部分；和在所述患者呼吸循環(huán)的設(shè)定點(diǎn)并且與在所述可旋轉(zhuǎn)平臺的所述至少十個(gè)旋轉(zhuǎn)位置期 間的所述旋轉(zhuǎn)步驟協(xié)同輸送所述帶電粒子。
40.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟在所述患者的輻照周期期間旋轉(zhuǎn)可旋轉(zhuǎn)平臺至少一百八十度，所述可旋轉(zhuǎn)平臺保持所 述患者定位系統(tǒng)的至少一部分；和沿所述可旋轉(zhuǎn)平臺的多于四個(gè)旋轉(zhuǎn)位置控制所述帶電粒子的能量和強(qiáng)度。
41.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟控制所述帶電粒子系統(tǒng)中同步加速器的彎曲磁體中的磁場，所述彎曲磁體包含 鄰近間隙的錐形鐵基芯，所述芯包含小于約十微米粗糙度的表面拋光；和 聚焦幾何結(jié)構(gòu)，其包含形成所述間隙的邊緣的所述鐵基芯的第一截面距離，不與所述間隙接觸的所述鐵基芯的第二截面距離，其中所述第二截面距離比所述第一 截面距離大至少百分之五十，所述第一截面距離平行于所述第二截面距離延伸。
42.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟使用所述帶電粒子系統(tǒng)中的加速器控制所述帶電粒子的能量，所述加速器包含 一組至少十個(gè)線圈； 一組至少十個(gè)線回路；和一組至少十個(gè)微電路，所述微電路中的每一個(gè)集成到所述回路之一中，其中所述回路 中的每一個(gè)繞所述線圈中的所述至少一個(gè)完成至少一圈；和使用射頻合成器，其將低電壓信號發(fā)送到所述微電路中的每一個(gè)，所述微電路中的每 一個(gè)放大所述低電壓信號從而產(chǎn)生加速電壓。
43.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟使用箔片上的涂層監(jiān)測在所述帶電粒子束路徑中所述帶電粒子的水平位置和所述帶電粒子的垂直位置，所述涂層包含當(dāng)受到所述帶電粒子沖擊時(shí)產(chǎn)生定位光度信號的層。
44.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟 當(dāng)靶向所述腫瘤的遠(yuǎn)端部分時(shí)增加所述帶電粒子的強(qiáng)度，其中在由所述帶電粒子輻照 所述腫瘤期間所述腫瘤的所述遠(yuǎn)端部分伴隨在小于一分鐘的時(shí)期內(nèi)平臺上的所述患者旋 轉(zhuǎn)到至少十個(gè)截然不同的旋轉(zhuǎn)位置的旋轉(zhuǎn)而改變，所述平臺保持所述患者。
45.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟 水平控制所述帶電粒子；垂直控制所述帶電粒子；和提供X射線輸入信號，其中所述X射線輸入信號包含由接近所述帶電粒子束的X射線 源產(chǎn)生的信號；其中所述水平控制的步驟和所述垂直控制的步驟均使用所述X射線輸入信號。
46.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，進(jìn)一步包含以下步驟使用位于四十毫米的所述帶電粒子束路徑內(nèi)的X射線產(chǎn)生源收集所述腫瘤的多場X射 線，其中所述X射線源(1)在使用所述X射線源期間和(2)在用所述帶電粒子進(jìn)行腫瘤治 療期間維持單個(gè)靜止位置，其中從所述X射線源發(fā)射的X射線大體上平行于所述帶電粒子束路徑延伸。
全文摘要
本發(fā)明包含結(jié)合多軸帶電粒子輻射療法使用的患者定位和/或重新定位系統(tǒng)，諸如躺式、半垂直或坐式患者定位、對準(zhǔn)和/或控制的方法和裝置。患者定位約束任選地包括以下中的一個(gè)或多個(gè)座位支架、背部支架、頭部支架、臂部支架、膝部支架和腳部支架。所述定位約束中的一個(gè)或多個(gè)優(yōu)選為可移動的和/或在計(jì)算機(jī)控制之下，以便快速定位、重新定位和/或固定患者。所述系統(tǒng)任選地使用與粒子束癌癥療法系統(tǒng)的質(zhì)子束路徑處于大體相同路徑的X射線束。產(chǎn)生的圖像可用于相對于所述質(zhì)子束路徑精調(diào)身體對準(zhǔn)，控制所述帶電粒子束路徑以準(zhǔn)確且精確地靶向腫瘤，和/或系統(tǒng)驗(yàn)證和證實(shí)。
文檔編號H05H7/10GK102119585SQ200980122397
公開日2011年7月6日 申請日期2009年5月21日 優(yōu)先權(quán)日2008年5月22日
發(fā)明者弗拉迪米爾·葉戈羅維奇·巴拉金 申請人:弗拉迪米爾·葉戈羅維奇·巴拉金