TWI843989B - 用於粒子治療系統之支架 - Google Patents
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Abstract
本發明揭示一種實例性粒子治療系統，其包含：一支架，其具有經組態以將一單能粒子束自一粒子加速器之一輸出朝向一輻照靶標引導之一射束線結構，其中該射束線結構包含用於使該粒子束沿該射束線結構之一長度彎曲之磁性彎曲元件；及一降能器，其相對於該粒子加速器位於該射束線結構之下游，其中該降能器經組態且可經控制以在該粒子束之至少部分到達該輻照靶標之前改變該粒子束之一能量。
Description
本說明書描述粒子治療系統及與其一起使用之支架之實例。
粒子治療系統使用一粒子加速器來產生一粒子束用於治療諸如腫瘤之疾病。粒子治療系統可使用一支架來將粒子束自多個角度朝向一病患引導。在一些實例中，一支架包含在治療期間支撐一輻射傳送設備之一裝置。
一種實例性系統包含：一支架，其具有經組態以將一單能粒子束自一粒子加速器之一輸出朝向一輻照靶標引導之一射束線結構，其中該射束線結構包含用於使該粒子束沿該射束線結構之一長度彎曲之磁性彎曲元件；及一降能器，其相對於該粒子加速器位於該射束線結構之下游，其中該降能器經組態且可經控制以在該粒子束之至少部分到達該輻照靶標之前改變該粒子束之一能量。該實例性系統可單獨或組合地包含以下特徵之一或多者。
該降能器可為在該粒子束由該粒子加速器輸出之後且在該粒子束到達該輻照靶標之前藉由其主動控制該粒子束之能量變化之唯一機
構。該射束線結構可經組態以在該粒子束由該粒子加速器輸出之後且在該粒子束到達該降能器之前不主動控制該粒子束之該能量。該等磁性彎曲元件可包含具有2.5特斯拉(T)或更大之一磁場之一磁體。該等磁性彎曲元件可包含具有3特斯拉(T)或更大之一磁場之一磁體。
該實例性系統可包含相對於該粒子加速器位於該降能器之下游之一準直器。該準直器可用於在該粒子束之至少部分到達病患之前阻擋該粒子束之至少部分。該支架可包含經組態以移動該輻照靶標周圍之一圓形路徑中之該射束線結構之部分之一支撐結構。
該支撐結構可具有6米或更小之一尺寸。該尺寸可為該支撐結構之一直徑。該射束線結構之一長度可為6米(m)或更小。該射束線結構之該長度可為5米(m)或更小。該粒子束之一能量在該射束線結構內不會變動超過1%。該射束線結構之一輸出與含有該輻照靶標之一等中心點之間的一距離可為1.5米(m)或更小。
該實例性系統可包含一掃描系統，其具有用於使該粒子束在至少兩個維度上移動橫跨涵蓋該輻照靶標之至少部分之一射束場之至少一部分之一或多個掃描磁體。該等掃描磁體之至少一者可為或包含一超導磁體。該等掃描磁體之至少一者相對於該粒子加速器位於該射束線結構之下游。該等掃描磁體之至少一者位於該射束線結構內。該一或多個掃描磁體可包含位於該射束線結構禸之一第一掃描磁體及相對於該粒子加速器位於該第一掃描磁體之下游之一第二掃描磁體。
該第一掃描磁體可與該第二掃描磁體分離。該第一掃描磁體可經組態以使該粒子束在該至少兩個維度上移動橫跨該射束場之該至少部分。該第二掃描磁體可經組態以使該粒子束在該至少兩個維度上移動橫
跨該射束場之該至少部分。該第一掃描磁體可經組態以使該粒子束僅在一第一維度上移動橫跨該射束場之該至少部分。該第二掃描磁體可經組態以使該粒子束僅在一第二維度上移動橫跨該射束場之該至少部分。該第二維度可不同於該第一維度。該第一掃描磁體可位於包含於該射束線結構中之磁件之間且該第二掃描磁體位於該射束線結構之下游之一粒子束輸出裝置中。該粒子束輸出裝置可為或包含一噴嘴。該第一掃描磁體可位於該射束線結構中且該第二掃描磁體可位於該射束線結構中。
該射束線結構可包含一輸出通道，其包含經串聯配置以使該粒子束彎曲至少90°之磁偶極。該等磁偶極可包含至少一第一磁偶極及一第二磁偶極。該第一磁偶極及該第二磁偶極可位於該第一掃描磁體與該第二掃描磁體之間。該射束線結構可包含經組態以在存在至少3特斯拉(T)之一磁場之情況下使該粒子束朝向一輻照靶標彎曲至少90°之一輸出通道。該射束線結構可包含用於使該粒子束彎曲之磁偶極及沿該射束線結構之一長度配置於該等磁偶極之間以聚焦該粒子束之兩個或更多個磁四極或磁六極。
該實例性系統可包含粒子加速器，其可為一緊湊型粒子加速器。該射束線結構可具有10%或更高之一效率及6米或更小之一長度。10%或更高之該效率可包含自該粒子加速器輸出之該等粒子之10%或更多係自該射束線結構輸出。
一種實例性粒子治療系統包含：一粒子加速器，其經組態以將粒子輸出為一單能粒子束；及一實例性支架。該實例性支架包含：一射束線結構，其經組態以引導該粒子束，其中該射束線結構具有10%或更高之一效率及6米或更小之一長度；及一支撐結構，其上安裝該射束線結
構之部分且該射束線結構之該部分經組態以在其上方移動。一降能器可相對於該粒子加速器位於該射束線結構之下游。該降能器可經組態且可經控制以改變該粒子束之一能量。10%或更高之該效率可包含自該粒子加速器輸出之該等粒子之10%或更多係自該射束線結構輸出。該實例性粒子治療系統可單獨或組合地包含以下特徵之一或多者。
該降能器可為在該粒子束由該粒子加速器輸出之後且在該粒子束到達該輻照靶標之前藉由其主動控制該粒子束之能量變化之唯一機構。該支架可經組態以在該粒子束由該粒子加速器輸出之後且在該粒子束到達該降能器之前不主動控制該粒子束之該能量。該粒子加速器可具有3立方米或更小之一體積。
該實例性粒子治療系統可包含相對於該粒子加速器位於該降能器之下游之一準直器。該準直器可用於在該粒子束之至少部分到達病患之前阻擋該粒子束之至少部分。該實例性粒子治療系統可包含相對於該粒子加速器位於該降能器之下游之一可組態準直器。該可組態準直器可包含多個葉片，其等可在該粒子束之移動期間動態重新組態以改變由該多個葉片界定之一邊緣之一形狀。該邊緣可移動於該粒子束之至少一部分與該粒子束之一靶標之間使得該邊緣之一第一側上之該粒子束之一第一部分至少部分由該多個葉片阻擋且使得允許該邊緣之一第二側上之該粒子束之一第二部分傳遞至該靶標。
該支撐結構可具有6米或更小之一直徑。該射束線結構可包含用於相對於該粒子治療系統之一等中心點引導該粒子束之一輸出通道。該輸出通道之一輸出與該等中心點之間的一距離可為2米或更小。該輸出通道之該輸出與該等中心點之間的該距離可為1米或更小。該射束線
結構可具有5米或更小之一長度。該射束線結構可包含用於相對於該粒子治療系統之一等中心點引導該粒子束之一輸出通道。該輸出通道可經組態以在存在2.5特斯拉或更大之一磁場之情況下使該粒子束彎曲90°或更大。該射束線結構可包含用於相對於該粒子治療系統之一等中心點引導該粒子束之一輸出通道。該等中心點可與該粒子加速器距離6米或更小。該粒子治療系統可具有93平方米或更小之一佔據面積。該粒子加速器或該支架之至少一者可在由該粒子束遞送之每戈雷劑量中產生10毫西弗或更少之中子。
該射束線結構可板用於使該粒子束彎曲90°或更多之一輸出通道。該粒子治療系統可包含用於使該粒子束在至少兩個維度上移動橫跨一射束場之至少部分之一掃描系統。該掃描系統可包含一第一掃描磁體及一第二掃描磁體。該第一掃描磁體可位於該粒子束之一路徑中且可位於該輸出通道內或相對於該粒子加速器位於該輸出通道之上游。該第二掃描磁體可位於該粒子束之一路徑中且可相對於該粒子加速器位於該輸出通道之下游。該第一掃描磁體可位於該輸出通道內。該第一掃描磁體可位於該射束線結構內但不位於該輸出通道內。該第一掃描磁體或該第二掃描磁體之至少一者可包含一超導磁體。該射束線結構可包含用於使該粒子束彎曲90°或更多之一輸出通道，其與相對於該粒子加速器位於該輸出通道之下游之一掃描磁體組合，其中該掃描磁體包含一或多個超導磁體。
一種實例性粒子治療系統包含：一粒子加速器，其經組態以將粒子輸出為一單能粒子束；及一支架。一實例性支架包含：一輸出通道，其包含經組態以在存在至少2.5特斯拉(T)之一磁場之情況下使該粒子束彎曲至少90°之磁件；一支撐結構，其上安裝該輸出通道以至少部分圍
繞一輻照靶標移動；及一導管，其用於將該粒子束引導至該輸出通道。該實例性粒子治療系統包含：一降能器，其相對於該粒子加速器位於該輸出通道之下游；及一掃描系統，其包含兩個或更多個掃描磁體。該等掃描磁體之至少一者相對於該粒子加速器位於該輸出通道中之至少一些磁件之上游。該兩個或更多個掃描磁體可藉由空氣或其他磁件分離且可經組態以使該粒子束在至少兩個維度上移動橫跨一射束場之至少部分。該實例性粒子治療系統可單獨或組合地包含以下特徵之一或多者。
該降能器可為在該粒子束由該粒子加速器輸出之後且在該粒子束到達該輻照靶標之前藉由其主動控制該粒子束之一能量變化之唯一機構。該支架可經組態以在該粒子束由該粒子加速器輸出之後且在該粒子束到達該降能器之前不主動控制該粒子束之一能量。該導管及該輸出通道一起可具有10%或更高之一效率。10%或更高之該效率可包含自該粒子加速器輸出之該等粒子之10%或更多係自該輸出通道輸出。
該兩個或更多個掃描磁體可為或包含一或多個超導磁體。該兩個或更多個掃描磁體可包含位於該輸出通道內或相對於該粒子加速器位於該輸出通道之上游之一第一掃描磁體。該掃描系統可包含位於該輸出通道之下游之一第二掃描磁體。該第一掃描磁體可經組態以使該粒子束在該至少兩個維度上移動橫跨該射束場之該至少部分，且該第二掃描磁體可經組態以使該粒子束在該至少兩個維度上移動橫跨該射束場之該至少部分。該第一掃描磁體可經組態以使該粒子束僅在一第一維度上移動橫跨該射束場之該至少部分，且該第二掃描磁體可經組態以使該粒子束僅在一第二維度上移動橫跨該射束場之該至少部分。該第二維度可不同於該第一維度。
該支架自該粒子加速器量測之長度可為5米或更小。該等磁件可包含：一第一磁偶極，其用於使該粒子束朝向一輻照靶標彎曲；及一第二磁偶極，其相對於該粒子加速器位於該第一磁偶極之上游。該第二磁偶極可經組態以使該粒子束朝向該第一磁偶極彎曲。該支架及該粒子加速器可位於一相同空間中且可未由厚度超過30厘米之該粒子加速器外部之遮罩分離。
該實例性粒子治療系統可具有75平方米或更小之一佔據面積。該粒子加速器可包含一同步迴旋加速器，且該粒子治療系統可經設定大小以裝配於經設計用於一線性加速器(LINAC)之一拱頂內。該降能器可安裝至該輸出通道與該粒子治療系統之一等中心點之間的該支架。該降能器可包含可移入及移出該粒子束之一路徑之結構。該等結構可包含板。該等結構可包含楔子。
該輸出通道之一輸出與該粒子治療系統之一等中心點之間的一距離可為2米或更小。該輸出通道之一輸出與該粒子治療系統之一等中心點之間的一距離可在0.8米至1.4米之間。該粒子加速器可包含一同步迴旋加速器。該粒子加速器可包含一同步加速器。
該輸出通道中之該等磁件可包含：一第一磁偶極；一第二磁偶極，其相對於該粒子加速器位於該第一磁偶極之上游；及一或多個聚焦磁四極及一或多個散焦磁四極，其等位於該第一磁偶極與該第二磁偶極之間。該粒子加速器可包含一主動返回系統。該主動返回系統可包含在一相反方向上將電流傳導至該粒子加速器中之主超導線圈之超導線圈。
該實例性粒子治療系統可包含：一或多個成像裝置，其等安裝至該支撐結構；及一控制系統，其經組態以控制該一或多個成像裝置
沿該支撐結構圍繞一輻照靶標之旋轉。該一或多個成像裝置可包含以下之一或多者：一電腦斷層掃描(CT)掃描器、一二維(2D)X射線裝置、一磁共振成像(MRI)裝置、一扇形射束CT掃描器、一2D攝影機、一三維(3D)攝影機、一表面成像裝置或一錐形射束CT掃描器。
一種實例性粒子治療系統包含：一粒子加速器，其經組態以輸出一粒子束；及一支架，其經組態以連接至該粒子加速器。該支架可包含經組態以自該粒子加速器接收該粒子束之一射束線結構且亦可包含用於將該粒子束引導至相對於該粒子加速器位於該射束線結構之下游之一粒子束輸出裝置之磁件。一掃描系統經組態以使該粒子束在至少兩個維度上移動橫跨一射束場之至少部分。該掃描系統可包含位於該射束線結構內之一第一掃描磁體及相對於該粒子加速器位於該第一掃描磁體之下游之一第二掃描磁體。該第一掃描磁體可與該第二掃描磁體分離。該第一掃描磁體或該第二掃描磁體之至少一者可包含一超導磁體。
該第一掃描磁體可經組態以使該粒子束在該至少兩個維度上移動橫跨該射束場之該至少部分。該第二掃描磁體可經組態以使該粒子束在該至少兩個維度上移動橫跨該射束場之該至少部分。該第一掃描磁體可經組態以使該粒子束僅在一第一維度上移動橫跨該射束場之該至少部分。該第二掃描磁體可經組態以使該粒子束僅在一第二維度上移動橫跨該射束場之該至少部分。該第二維度可不同於該第一維度。該第一掃描磁體可位於包含於該射束線結構中之磁件之間且該第二掃描磁體可位於該粒子束輸出裝置中。該粒子束輸出裝置可為或包含一噴嘴。
該第一掃描磁體可位於該射束線結構中且該第二掃描磁體可相對於該粒子加速器位於該射束線結構之下游。該射束線結構可包含經
組態以在存在至少2.5特斯拉(T)之一磁場之情況下使該粒子束朝向一輻照靶標彎曲至少90°之一輸出通道。該射束線結構可包含用於使該粒子束彎曲之磁偶極及沿該射束線結構之一長度配置於該等磁偶極之間的兩個或更多個磁四極或磁六極。該射束線結構可包含具有經串聯配置以使該粒子束彎曲至少90°之磁偶極之一輸出通道。該等磁偶極可包含至少一第一磁偶極及一第二磁偶極。該第一磁偶極及該第二磁偶極可位於該第一掃描磁體與該第二掃描磁體之間。
該粒子加速器及該支架可位於一相同治療空間中。該治療空間可包含一第一隔間及一第二隔間，該第一隔間與該第二隔間之間不具有遮罩或該第一隔間與該第二隔間之間具有小於30厘米厚之遮罩。該粒子加速器可經組態以依兩個能階之一者輸出該粒子束。該等能階之一者大於該等能階之另一者。
該粒子加速器可包含用於產生一磁場以加速粒子以產生該粒子束之主超導線圈。該粒子加速器可包含用於在與該等主超導線圈中相反之一方向上傳導電流之主動返回線圈。該粒子束可依FLASH劑量自該粒子束輸出裝置輸出。該粒子束可依超過二十(20)戈雷/秒之一劑量自該粒子束輸出裝置輸出小於五(5)秒之一持續時間。
該支架可包含該射束線結構之至少部分安裝至其之一支撐結構。該粒子治療系統可包含耦合至該支撐結構且經組態以圍繞該支撐結構旋轉之一成像系統。該成像系統可經組態以捕捉一輻照靶標之影像，該成像系統可包含以下之一或多者：一電腦斷層掃描(CT)掃描器、一二維(2D)X射線裝置、一磁共振成像(MRI)裝置、一扇形射束CT掃描器、一2D攝影機、一三維(3D)攝影機、一表面成像裝置或一錐形射束CT掃描
器。
該粒子治療系統可包含經程式化以基於該等影像控制該粒子束輸出至一輻照靶標之一控制系統。該粒子加速器可經組態以依多個能階輸出該粒子束。該粒子治療系統可包含用於在該多個能階之間選擇之一控制系統。
一種實例性粒子治療系統包含具有2立方米或更小之一體積之一粒子加速器。該粒子加速器經組態以將粒子輸出為一單能粒子束。該等粒子依10%或更高之一效率輸出至一輻照靶標。10%或更高之該效率包含自該粒子加速器輸出之該等粒子之10%或更多到達該輻照靶標。該粒子加速器可為靜止的且該粒子束可經固定以僅在一單一方向上自該粒子加速器輸出。一治療床可經組態以相對於該粒子束依三個或更多個自由度移動。該實例性粒子治療系統可單獨或組合地包含以下特徵之一或多者。
該粒子治療系統可具有75平方米或更小之一佔據面積。該治療床可經組態以相對於該粒子束依至少四個自由度移動。該粒子治療系統可包含一降能器，其係在該粒子束由該粒子加速器輸出之後且在該粒子束到達該輻照靶標之前藉由其主動控制該粒子束之一能量變化之唯一機構。
一種實例性掃描磁體在一粒子治療系統中用於治療一輻照靶標。該掃描磁體經組態以在至少兩個維度上相對於該輻照靶標移動一粒子束。該掃描磁體包含：一第一組超導線圈，其用於在一第一維度上相對於該輻照靶標移動該粒子束；及一第二組超導線圈，其用於在一第二維度上相對於該輻照靶標移動該粒子束，其中該第二維度不同於該第一維度。該掃描磁體可單獨或組合地包含以下特徵之一或多者。
該第二維度可與該第一維度正交。該掃描磁體可包含將該第一組超導線圈與該第二組超導線圈分離之一非超導電材料。該掃描磁體可包含將該第一組超導線圈與該第二組超導線圈分離之一非導電材料。該掃描磁體可包含用於將該第一組超導線圈及該第二組超導線圈維持在高溫超導溫度處之一致冷器。
該第一組超導線圈或該第二組超導線圈之至少一者中之各線圈可包含一稀土鋇銅氧化物(ReBCO)超導層。該第一組超導線圈或該第二組超導線圈之至少一者中之各線圈可包含相鄰於該稀土鋇銅氧化物(ReBCO)超導層之一銀(Ag)蓋層。該第一組超導線圈或該第二組超導線圈之至少一者中之各線圈可包含相鄰於該稀土鋇銅氧化物(ReBCO)超導層之一緩衝層堆疊。該第一組超導線圈或該第二組超導線圈之至少一者中之各線圈可包含相鄰於該緩衝層堆疊之一金屬基板層。該第一組超導線圈或該第二組超導線圈之至少一者中之各線圈可包含圍封該線圈之一銅層。
該掃描磁體可包含含有該第一組超導線圈及該第二組超導線圈之一低溫恆溫器。該低溫恆溫器可用於將該第一組超導線圈及該第二組超導線圈維持在高溫度超導溫度處。該第一組超導線圈或該第二組超導線圈之至少一者中之各線圈可包含由YBCO或BSCCO組成之一超導層。
本說明書(包含此[發明內容]章節)中所描述之特徵之任兩者或更多者可經組合以形成本說明書中未明確描述之實施方案。
本文中所描述之各種系統或其部分之控制可經由一電腦程式產品實施，該電腦程式產品包含儲存於一或多個非暫時性電腦可讀儲存媒體上且可在一或多個處理裝置(例如(若干)微處理器、(若干)專用積體電路、諸如(若干)場可程式化閘陣列之程式化邏輯或其類似者)上執行之指
令。本文中所描述之系統或其部分可實施為一設備、方法或一醫療系統，其包含用於儲存可執行指令以實施所述功能之控制之一或多個處理裝置及電腦記憶體。本文中所描述之裝置、系統及/或組件可(例如)透過設計、建構、配置、放置、程式化、操作、啟動、停用及/或控制來組態。
在附圖及以下描述中闡述一或多個實施方案之細節。將自描述及圖式及申請專利範圍明白其他特徵及優點。
10:粒子治療系統
12:粒子加速器
14:支架
15:支撐結構
16:射束線結構
16a:射束線結構
16b:射束線結構
16c:射束線結構
16d:射束線結構
17:輸出通道
17a:輸出通道
17b:輸出通道
17c:輸出通道
17d:輸出通道
18:導管
19:治療位置
21:磁四極
22:磁四極
23:磁偶極
24:水平面
26:磁四極
27:磁四極
29:長度
30:掃描磁體
30a:掃描磁體
30b1:第一掃描磁體
30b2:第二掃描磁體
30c1:第一掃描磁體
30c2:第二掃描磁體
30d1:第一掃描磁體
30d2:第二掃描磁體
31:大孔徑超導磁偶極
31d:磁偶極
32:大孔徑超導磁偶極
32c:磁偶極
32d:磁偶極
33:磁四極
34:磁四極
35:磁四極
38:水平線
40:噴嘴
40a:噴嘴
40b:噴嘴
40c:噴嘴
40d:噴嘴
41:降能器
41a:降能器
41b:降能器
41c:降能器
41d:降能器
42:結構
43:掃描磁體
44:準直器
44a:準直器
44b:準直器
44c:準直器
44d:準直器
45:線圈
46:線圈
48:降能器
49:治療空間
50:治療空間
51:治療床
53:孔
54:機械臂
55:第一區段
56:第二區段
57:第三區段
60:隔間
61:隔間
63:射束包絡線
64:射束包絡線
65:R16
66:R26
67:等中心點
68:射束線結構長度
69:x維度
70:y維度
75:組件
77:超導磁體
78:超導線圈
79:超導線圈
80:鐵磁磁軛
81:鐵磁磁軛
84:空腔
85:粒子源
90:磁體
90a:線圈
91:磁體
91a:線圈
92:超導掃描磁體
92a:高溫超導線圈
92b:高溫超導線圈
94:低溫恆溫器
95:超導磁體
95a:高溫超導線圈組
96:低溫恆溫器
97:超導掃描磁體
97a:高溫超導線圈組
98:低溫恆溫器
99:成像裝置
113:主托架
114:輔助托架
115:輔助托架
117:笛卡爾Z維度
118:構件
119:構件
120:軌道
122:桿/軌道
123:桿/軌道
125:馬達
126:馬達
130:馬達
131:導螺桿
132:外殼
135:葉片
136:葉片
141:粒子加速器
142:治療床
143:粒子束
144:降能器
150:超導掃描磁體
151:柵格
153:笛卡爾X維度
154:笛卡爾Y維度
155:參考0,0點
158:超導線圈
159:超導線圈
160:非超導電材料
161:孔徑
162:非超導電材料
165:超導線圈
166:銅穩定層
167:銀蓋層
168:稀土鋇銅氧化物(ReBCO)超導層
169:緩衝層堆疊
170:基板層
192:控制系統
圖1係展示具有本文中所描述之類型之一實例性支架之一實例性粒子治療系統之一部分透明透視圖的一圖式。
圖2係包含實例性支架之圖1中所展示之粒子治療系統之組件之一剖視側視圖。
圖3係包含於一噴嘴中之組件之一剖視特寫側視圖及可為圖1中所展示之支架之一實例性射束線結構。
圖4係包含於一噴嘴中之組件之一剖視特寫側視圖及可為圖1中所展示之支架之一實例性射束線結構。
圖5係經組態以在兩個正交維度上掃描一粒子束之一實例性掃描磁體之一前視圖之一圖示。
圖6係包含於一噴嘴中之組件之一剖視特寫側視圖及可為圖1中所展示之支架之一實例性射束線結構。
圖7係經組態以在一單一維度上掃描一粒子束之一實例性掃描磁體之一前視圖之一圖示。
圖8係經組態以在一單一維度上掃描一粒子束之一實例性掃描磁體之一前視圖之一圖示。
圖9係包含於一噴嘴中之組件之一剖視特寫側視圖及可為圖1中所展示之支架之一實例性射束線結構。
圖10係包含於一噴嘴中之組件之一剖視特寫側視圖及可為圖1中所展示之支架之一實例性射束線結構。
圖11係經組態以在兩個正交維度上掃描一粒子束之一實例性超導掃描磁體之一前視圖之一圖示。
圖12a係經組態以在一單一維度上掃描一粒子束之一實例性超導掃描磁體之一前視圖之一圖示；且圖12b係經組態以在與圖12a之維度正交之一單一維度上掃描一粒子束之一實例性超導掃描磁體之一前視圖之一圖示。
圖13係展示可為技術方案1之粒子治療系統之部分之一實例性可組態準直器之一透視圖的一圖式。
圖14係展示圖13之可組態準直器之一部分透明前視圖的一圖式。
圖15係展示圖13級圖14之可組態準直器之一部分透明透視圖的一圖式。
圖16係經組態以容置圖1之粒子治療系統之全部或部分之一實例性治療空間之一方塊圖。
圖17係展示本文中所描述之實例性支架中產生之實例性水平(x)及垂直(y)粒子束包絡的一曲線圖。
圖18係展示用於本文中所描述之實例性支架之射束線之一實例性消色晶格設計的一曲線圖。
圖19係展示藉由使用本文中所描述之實例性支架在水平(x)
及垂直(y)平面中掃描粒子束產生之結果的一曲線圖。
圖20係可與本文中所描述之粒子治療系統一起使用之一實例性粒子加速器中之組件之一剖視側視圖。
圖21係一實例性固定粒子束治療系統之一側視圖。
圖22係一實例性降能器之一透視圖。
圖23係可用作技術方案1之粒子治療系統中之一掃描磁體之一實例性超導磁體之一前視剖視圖。
圖24係可用於圖23之超導磁體中之一實例性超導線圈之一剖視圖。
不同圖式中之相同元件符號指示相同元件。
本文中描述可將病患及加速器容置於相同空間中之一實例性粒子治療系統。一實例性系統包含一粒子加速器，其可為(但不限於)具有低輻射洩漏且足夠小以裝配於一標準線性加速器(LINAC)拱頂內之一同步迴旋加速器。系統亦包含經組態以傳送自加速器輸出之一帶電粒子束(諸如質子或離子)以治療一病患之腫瘤或其他疾病之一醫用支架。支架包含用於將粒子束自加速器引導至一治療位置且將粒子束傳送至治療位置之一射束線結構。射束線結構包含用於朝向治療位置引導粒子束之磁件，諸如一或多個磁偶極及一或多個磁四極。為實現粒子束在用於治療之相同空間中(尤其在諸如一標準LINAC之相對較小空間中)之傳送，射束線結構中之至少一些磁件經組態以依直角或依鈍角使粒子束彎曲。在一實例中，磁件經組態及配置以使粒子束彎曲90°或更大。
本文中所描述之粒子治療系統之實施方案亦組合大孔隙超
導磁體之功能性與上游掃描磁體之使用以使粒子治療系統相對緊湊。儘管建構緊湊，但實例性粒子治療系統經組態以實現如下文將描述之射束聚焦、射束掃描、射束彎曲及射束旋轉。
圖1展示先前段落中所描述之類型之一粒子治療系統10之一實例性實施方案。如圖1中所展示，粒子治療系統10包含一粒子加速器12，本文中描述其實例。在此實例中，粒子加速器12係具有產生2.5特斯拉(T)或更大或3T或更大之一最大磁場強度之一超導電磁結構之一同步迴旋加速器。就此而言，一超導體係在冷卻至一臨限溫度以下損失大部分(若非全部)電阻之一元素或金屬合金(諸如鈮錫(Nb3Sn))。因此，流動通過超導體之電流實質上未受阻。因此，超導線圈能夠在其等超導狀態中傳導比相同大小之一般導線大之電流。由於其等能夠傳導高電流量，所以超導線圈在粒子治療應用中尤其有用。
一實例性同步迴旋加速器經組態以將質子或粒子輸出為具有150兆電子伏特(MeV)或更高之一能階之一單能粒子束。實例性同步迴旋加速器具有4.5立方米(m3)或更小之一體積及30噸(T)或更小之一重量。歸因於其大小，此類型之粒子加速器指稱「緊湊型」。然而，如本文中所描述，具有不同於此等之重量、尺寸、磁場及/或能階之同步迴旋加速器或其他類型之粒子加速器可用於粒子治療系統10中。
粒子治療系統10亦包含支架14。支架14包含環形或圓形支撐結構15及一射束線結構16。支撐結構15及射束線結構16之組合可歸因於其相對較小大小而指稱一「緊湊型支架」。射束線結構16包含安裝至支撐結構15之一輸出通道17及將粒子束引導至輸出通道之一導管18。支架14亦包含用於使輸出通道17相對於一治療位置19圍繞支撐結構15移動之
一或多個馬達(圖中未展示)。治療位置可包含其中一病患可經定位以治療之一系統等中心點。在一實例中，馬達可使輸出通道17沿結構15上之一軌道移動以導致輸出通道17相對於治療位置19之移動。在一實例中，輸出通道17附接至其之一結構可相對於治療位置19旋轉，導致輸出通道17相對於治療位置之旋轉。在一些實施方案中，由支架14實現之旋轉允許輸出通道17依相對於治療位置之任何角度定位。例如，輸出通道17可旋轉360°且因而輸出通道17可依0°、90°、270°及返回0°/360°或此等旋轉位置中的任何角度定位。
如先前所提及，射束線結構16經組態以將一粒子束自加速器12引導至治療位置19。為此，輸出通道17包含用於使粒子束朝向治療位置彎曲之磁件。另外，射束線結構16包含含有沿將粒子束自粒子加速器12引導至輸出通道17之射束線之磁件之導管18。
參考圖2及圖3，實例性射束線結構16之導管18包含非超導磁四極21及22及超導磁偶極23。圖2及圖3之圖示部分省略射束線結構16之外部電磁屏蔽殼。磁四極21及22經組態以保持粒子束聚焦且在射束線結構16內筆直或實質上筆直(例如，偏離直線5%或更少)行進。磁四極21及22經組態以聚焦粒子束以將粒子束之一實質上一致之橫截面面積維持在(例如)±5%之一公差內。磁偶極23經組態以使粒子束朝向輸出通道17彎曲，如圖式中所展示。磁偶極23可經組態以使粒子束相對於水平面24之20°至80°之一範圍內之任何位置彎曲。一般而言，較大彎曲角度可減小粒子加速器12與治療位置19或系統等中心點之間的距離，藉此減小容納支架所需之空間及因此粒子治療系統之大小。例如，用使粒子束彎曲超過80°(例如90°或更多)之一或多個超導磁偶極替換磁偶極23可進一步減小粒子
加速器12與支撐結構15及因此與治療位置19及等中心點之距離。
在一些實施方案中，替代本文中所描述之任何磁四極或除本文中所描述之任何磁四極之外，可使用較高階磁件。例如，替代磁四極或除磁四極之外，射束線結構可包含一或多個磁六極。磁六極可經組態以保持粒子束聚焦且在射束線結構16內筆直或實質上筆直(例如，偏離直線5%或更小)行進。磁六極亦可經組態以將粒子束之一致橫截面面積維持在(例如)±5%之一公差內。此外，六極磁體可校正一四極磁體之色度效應。與一磁四極相比，針對移位遠離界定射束線之理想位置之一軸線之粒子，一磁六極具有一較大聚焦效應。
返回參考圖3，在此實例中，射束線結構16之導管18亦包含兩個非超導磁四極26及27。磁四極26及27經組態以保持粒子束聚焦且在射束線結構16內筆直或實質上筆直(例如，偏離直線5%或更小)行進。磁四極26及27經組態以將粒子束之一致橫截面面積維持在(例如)±5%之一公差內。如先前所描述，較高階磁件可替換磁四極之一或多者以提高聚焦。
粒子治療系統10亦包含一或多個掃描磁體30，其位於粒子束之路徑中且經組態以使粒子束移動橫跨涵蓋輻照靶標之全部或部分(即，至少部分)之一射束場之至少部分。在一些實例中，射束場包含粒子束可針對緊湊型支架之一給定位置橫跨平行於一病患上之一治療區域之一平面移動之最大範圍。粒子束橫跨射束場之移動導致橫跨一治療位置19處之一輻照靶標之至少部分之移動。掃描磁體可經設定大小及組態以使粒子束移動橫跨具有20厘米(cm)×20cm或更大之一面積之一射束場，但系統10不限於任何特定射束場大小。例如，掃描磁體可具有20cm×20cm或更大
之一孔隙，但掃描磁體不限於任何特定孔隙大小。
掃描磁體可位於粒子治療系統內之不同位置處。例如，在圖4中所展示之射束線結構16a(其係射束線結構16之一變體)中，所有掃描磁體30a可位於噴嘴40a中，與降能器41a及準直器44a(下文將描述兩者)一起位於輸出通道17a與治療位置之間的粒子束之一路徑上。參考圖5，一實例性掃描磁體43在二維(例如笛卡爾XY維度)上係可控的，以在此等兩個維度上定位粒子束且使粒子束移動橫跨一輻照靶標之至少一部分。在此實例中，掃描磁體43包含一第一組45之兩個線圈(其等控制一界定座標系之笛卡爾X維度上之粒子束移動)及一第二組46之兩個線圈(其等與第一組兩個線圈正交且控制笛卡爾Y維度上之粒子束移動)。對粒子束之移動之控制可藉由變動通過一或兩組線圈之電流以藉此變動藉此產生之(若干)磁場來達成。藉由適當變動(若干)磁場，磁場作用於粒子束以使粒子束在X及/或Y維度上移動橫跨一射束場及因此輻照靶標。
在一些實施方案中，可存在超過一個掃描磁體。包含位於沿粒子束之路徑之不同點處且藉由空氣或諸如磁體或射束吸收板之結構分離之多個掃描磁體之實施方案可指稱分離掃描系統。例如，在圖6中所展示之射束線結構16b(其係射束線結構16之一變體)中，輸出通道17b與治療位置之間可存在多個(例如兩個)掃描磁體30b1及30b2。掃描磁體可位於噴嘴40b中，與降能器41b及準直器44b一起位於輸出通道17b與治療位置之間的粒子束之一路徑上。掃描磁體可位於單獨位置處且藉由空氣或一將能結構分離。例如，在此實施方案中，一第一掃描磁體30b1可使粒子束在二維(例如笛卡爾X及Y維度)上移動且一第二掃描磁體30b2可使粒子束在二維(例如笛卡爾X及Y維度)上移動。在此實例中，掃描磁體30b1及
30b2可具有相同於圖5中所展示之掃描磁體之建構及操作。各磁體30b1及30b2可使射束部分移動，且由兩個磁體產生之組合移動產生一治療計劃中所指定之所要移動。
在圖6實施方案之一變體中，掃描磁體30b1可使粒子束僅在一個維度(例如笛卡爾X維度)上移動且掃描磁體30b2可使粒子束僅在一個維度(例如笛卡爾Y維度)上移動。一個磁體30b1可相對於粒子加速器位於另一磁體30b2之上游，如圖式中所展示。兩者可藉由空氣或一將能結構分離，如上文所提及。圖7及圖8分別展示具有正交線圈(線圈90a與線圈91a正交)以使粒子束在不同維度上移動之實例性磁體90及91。在此實例中，掃描磁體30b1可為圖7中所展示之類型且包含一第一組線圈90a且掃描磁體30b2可為圖8中所展示之類型且包含與線圈90a正交之一第二組線圈91a。各磁體30b1、30b2可使射束部分移動，且由兩個磁體產生之組合移動產生一治療計劃中所指定之所要移動。
在一些實施方案中，掃描磁體之一或多者(例如全部或少於全部)可位於射束線結構中。例如，在圖9所展示之射束線結構16c(其係射束線結構16之一變體)中，可存在多個(例如兩個)掃描磁體，包含位於射束線結構16c內之移動一掃描磁體30c1及位於噴嘴40c中之射束線結構外部(與降能器41c及準直器44c一起位於輸出通道17與治療位置之間)之一第二掃描磁體30c2。第一掃描磁體30c1可位於包含於射束線結構16c中之磁件之間。例如，第一掃描磁體30c1可相對於粒子加速器之磁偶極32c之上游之輸出通道17c內，或如圖9中所展示，第一掃描磁體30c1可相對於粒子加速器位於輸出通道17c之上游。在一實例中，第一掃描磁體30c1可經組態以使粒子束在二維(例如笛卡爾X及Y維度)上移動且第二掃描磁體
30c2可經組態以使粒子束在二維(例如笛卡爾X及Y維度)上移動。在此實例中，掃描磁體30c1及30c2可具有相同於圖5中所展示之掃描磁體之建構及操作。各磁體30c1及30c2可使射束部分移動，且由兩個磁體產生之組合移動產生一治療計劃中所指定之所要移動。
在圖9實施方案之一變體中，第一掃描磁體30c1可經組態以使粒子束僅在一個維度(例如笛卡爾X維度)上移動且第二掃描磁體30c2可經組態以使粒子束僅在一個維度(例如笛卡爾Y維度)上移動。在此實例中，掃描磁體30c1可包含一第一組線圈且掃描磁體30c2可包含與第一組線圈正交之一第二組線圈。在此實例中，磁體30c1及30c2可具有如同圖7及圖8中所展示之磁體之組態。各磁體30c1及30c2可經組態以使射束部分移動，且由兩個磁體產生之組合移動產生一治療計劃中所指定之所要移動。
在一些實施方案中，所有掃描磁體可位於射束線結構中。如圖10之分離掃描系統中所展示，一第一掃描磁體30d1及一第二掃描磁體30d2可位於射束線結構16d(其係射束線結構16之一變體)內。掃描磁體不可位於噴嘴40d(在此實例中，其包含降能器41d及準直器44d)中。在其他實例中，噴嘴中亦可存在一或多個掃描磁體。第一掃描磁體30d1及第二掃描磁體30d2可位於包含於射束線結構16d中之磁件之間。例如，如圖10中所展示，第一掃描磁體30d1可相對於粒子加速器位於磁偶極32d之上游之輸出通道17d內，或第一掃描磁體可相對於粒子加速器位於輸出通道17d之上游。第二掃描磁體30d2可相對於粒子加速器位於第一掃描磁體30d1之上游。在圖10中所展示之實例中，第二掃描磁體30d2在射束線中位於輸出通道17d之前。掃描磁體可位於射束線結構內之單獨位置處且由
磁件(諸如一偶極或四極)及/或射束線結構內之空氣分離。單獨位置可包含沿粒子束之一路徑或射束線結構之長度串聯之不同點或位置。例如，如圖10中所展示，磁偶極31d位於第一掃描磁體30d1與第二掃描磁體30d2之間。在另一實例中，掃描磁體30d1可在磁偶極32d之後移動使得兩個磁偶極31d及32d位於掃描磁體30d1及30d2之間。在另一實例中，兩個掃描磁體30d1及30d2可位於輸出通道17d內且磁偶極31d及32d可位於掃描磁體30d1及30d2之間。在一實例中，第一掃描磁體30d1可經組態以使粒子束在二維(例如笛卡爾X及Y維度)上移動且第二掃描磁體30d2可經組態以使粒子束在二維(例如笛卡爾X及Y維度)上移動。在此實例中，掃描磁體30d1及30d2可具有相同於圖5中所展示之掃描磁體之建構及操作。各磁體30d1及30d2可以使粒子束部分移動，且由兩個掃描磁體產生之組合移動產生一治療計劃中所指定之所要粒子束移動。
在圖10實施方案之一變體中，第一掃描磁體30d1可經組態以使粒子束僅在一個維度(例如笛卡爾X維度)上移動且第二掃描磁體30d2可經組態以使粒子束僅在一個維度(例如笛卡爾Y維度)上移動。在此實例中，掃描磁體30d1可包含一第一組線圈且掃描磁體30d2可包含與第一組線圈正交之一第二組線圈。在此實例中，磁體30d1及30d2可具有如同圖7及圖8中所展示之磁體之組態。各磁體30d1及30d2可經組態以使射束部分移動，且由兩個磁體產生之組合移動產生一治療計劃中所指定之所要移動。
在一些實施方案中，超過兩個掃描磁體可位於射束線結構內及/或位於輸出通道之輸出與治療位置之間。例如，三個或更多個掃描磁體可位於射束線結構內之各種單獨位置處。例如，三個或更多個掃描磁
體可位於輸出通道之輸出與治療位置之間的各種單獨位置處。在各情況中，掃描磁體可串聯配置。
在一些實施方案中，一單一掃描磁體可位於輸出通道之輸出或別處之上游之射束線結構內。例如，如圖2及圖3中所展示，掃描磁體30可相對於粒子加速器位於輸出通道17之上游且位於輸出通道17之輸入處。掃描磁體30可經組態以使粒子束在二維(例如笛卡爾X及Y維度)上移動。在此實例中，掃描磁體30可具有相同於圖5中所展示之掃描磁體之建構及操作。在此實例中，所有粒子束移動藉由控制通過單一掃描磁體之一或多個線圈之電流來實施。
就此而言，藉由將掃描磁體之全部或部分定位於一射束線結構內，可粒子治療系統相對於實施支架外部之掃描之系統之大小。
在一些實施方案中，本文中所描述之一或多個掃描磁體可為超導的。例如，輸出通道之下游之掃描磁體之一或多者(包含全部)可為超導的。例如，射束線結構內之掃描磁體之一或多者(包含全部)可為超導的。就此而言，在存在高磁場(諸如在射束線結構中發現之磁場)之情況下，可能難以準確移動粒子束。使用一超導磁體來掃描使得產生2.5T或更大或3T或更大之一磁場以使粒子束移動，其可克服對由射束線結構產生之高磁場(諸如2.5T或更大或3T或更大)之粒子束之效應。
圖11展示經組態以使粒子束在兩個維度上移動之一超導掃描磁體92之一實例性實施方案，其可用於本文中所描述之掃描實施方案中。在此實例中，超導掃描磁體92可具有相同於圖5所展示之掃描磁體43之建構及操作。超導掃描磁體92包含多組高溫超導線圈92a及92b，其等建構分別類似於圖5之線圈46及45。高溫超導體之實例包含(但不限於)
YBCO(釔鋇銅氧化物)及BSCCO(鉍鍶鈣銅氧化物)。超導掃描磁體92含於將超導磁體維持在超導溫度(例如高於77°開爾文(K)或高於90°K)處之一低溫恆溫器94中。一低溫恆溫器可包含經組態以將超導線圈維持在低溫處之一裝置。低溫恆溫器可藉由將超導線圈與室溫熱隔離來維持溫度。此一般使用真空絕緣、熱輻射屏蔽及/或超絕緣來執行以減少輻射熱傳遞及室溫與低溫之間的低熱導率連接。在一些實例中，液氦可用於將線圈冷卻至低溫恆溫器中之超導溫度，例如使用傳導或浸入式冷卻。在傳導冷卻中，使用一熱導體將熱自超導線圈轉移走。在浸入式冷卻中，超導線圈可與一冷卻器(諸如液氮)直接接觸。在操作中，電流施加至線圈92a及92b以產生用於掃描之磁場。
圖12a展示經組態以使粒子束僅在一個維度上移動之一超導磁體95之一實例，其可用於本文中所描述之掃描實施方案中。超導磁體包含高溫超導線圈組95a，其經組態以使粒子束僅在一個維度(例如笛卡爾X或Y維度)上移動。高溫超導體之實例包含(但不限於)YBCO及BSCCO。超導磁體95含於將超導磁體維持在超導溫度(例如高於77°開爾文(K))處之一低溫恆溫器96中。例如，液氮可用於將線圈冷卻至超導溫度。電流經施加至線圈95a以產生用於掃描之磁場。圖12b展示經組態以使粒子束僅在一個維度上移動之一超導掃描磁體97之一實例。此維度不同於圖12a之磁體95使粒子束移動之維度(諸如與其正交)。超導磁體97包含高溫超導線圈組97a，其經組態以使粒子束僅在一個維度(例如笛卡爾X或Y維度)移動高溫超導體之實例包含(但不限於)YBCO及BSCCO。超導體95含於將超導磁體維持在超導溫度(例如高於77°開爾文(K))處之一低溫恆溫器98中。例如，液氮可用於將線圈冷卻至超導溫度。電流施加至線圈97a以產生用於
掃描之磁場。
圖23展示經組態以使粒子束在兩個維度上移動之一超導掃描磁體150之另一實例性實施方案之一前視剖視圖，其可用於本文中所描述之掃描實施方案中。在此實例中，掃描磁體150可含於用於將超導磁體維持在超導溫度(例如，在此實例中30°K至40°K之間，但低溫恆溫器不限於此等溫度)處之諸如上文所描述之低溫恆溫器之一低溫恆溫器(圖中未展示)中。一致冷器可用於將低溫恆溫器之溫度維持在超導溫度處。一致冷器包含用於使超導線圈主動冷卻至低溫之一裝置。致冷器可由本文中所描述之控制系統控制。
在圖23中，柵格151分別展示笛卡爾X及Y維度153及154兩者中之掃描射束孔徑。例如，柵格151展示掃描磁體150可使粒子束在X維度上移動±5cm且在Y維度上相對於一參考0,0點155移動±5cm。在其他實施方案中，掃描磁體可經組態以使粒子束在X維度上大於或小於±5cm及Y維度上±5cm之長度上移動。在圖23中，多組超導線圈158及159纏繞一非導電或一非超導電材料160以產生含有柵格151之孔徑161。內超導線圈158可藉由一非導電或一非超導電材料162與外超導線圈159分離。超導線圈158可經組態使得藉此產生之磁場與超導線圈159產生之磁場正交。且超導線圈159可經組態使得藉此產生之磁場與超導線圈158產生之磁場正交。例如，超導線圈158及159之纏繞可彼此正交。在一些實施方案中，由超導線圈158及159產生之磁場無需正交，相反，其等可為不同的(例如，彼此成小於90°之一角度)且仍實現諸如柵格151之一柵格中之掃描。
在此實例中，超導線圈158控制粒子束在X維度上之移動。例如，電流流動通過此等超導線圈以產生一磁場。此磁場之強度與流動通
過超導線圈之電流量成比例。且磁場之強度與粒子束在掃描期間在X維度上移動之量成比例。在此實例中，超導線圈159控制粒子束在Y維度上之移動。例如，電流流動通過此等超導線圈以產生一磁場。此磁場之強度與流動通過超導線圈之電流量成比例。且磁場之強度與粒子束在掃描期間在X維度上移動之量成比例。電流可同時流動通過超導線圈158及159以產生使粒子束在X及Y維度兩者中移動之一累積磁場。電流可在不同時間流動通過超導線圈158及159使得粒子束在不同時間在X或Y維度上移動，但仍到達一靶標位置。
可包含於掃描磁體150中之非超導電材料之一實例係銅；然而，掃描磁體150不限於與銅一起使用。非超導電材料促進散熱，例如在超導線圈158及159驟冷期間。
圖24展示可用於實施超導線圈158及159之各者之一實例性超導線圈165之一橫截面。超導線圈165包含圍封或環繞超導線圈165之其他層之一銅(Cu)穩定層166。超導線圈165亦包含一銀(Ag)蓋層167、與銀蓋層相鄰且接觸之一稀土鋇銅氧化物(ReBCO)超導層168(或(若干)其他高溫超導材料層)、與ReBCO超導層相鄰且接觸以防止氧化物與一金屬基板之間的相互擴散之一緩衝層堆疊169及與緩衝層堆疊相鄰且接觸之一基板層170。可包含於基板層中之材料之實例包含(但不限於)一導電金屬，諸如銅、鎳或鋁。可包含於緩衝層堆疊中之材料之實例包含(但不限於)SrRuO3(釕酸鍶-SRO)及LaNiO3(LNO)。超導線圈165可具有不同於所展示之一組態或可包含不同於所展示之材料之材料。例如，可省略銅穩定層或可使用除銅之外之一材料。可使用其他類型之超導材料，諸如YBCO及/或BSCCO。
返回參考圖3，射束線結構16之輸出通道17部分包含與大孔徑超導磁偶極32串聯配置之大孔徑超導磁偶極31。大孔徑之實例包含(但不限於)20cm×20cm。位於磁偶極31與磁偶極32之間的係多個大孔徑超導磁四極33、34及35。在此實例中，磁四極33、34及35替代地包含一或多個聚焦磁體及一或多個散焦磁體，其等分別用於聚焦及散焦粒子束以維持粒子束之一實質上一致橫截面面積。就此而言，通過磁四極之交變磁場梯度之離子束之淨效應係引起射束會聚；即，聚焦。在一些實施方案中，磁四極33包含一散焦磁體，磁四極34包含一散焦磁體，且磁四極35包含一散焦磁體。在一些實施方案中，磁件33包含一聚焦磁體，磁四極34包含一聚焦磁體，且磁四極35包含一聚焦磁體。在一些實施方案中，輸出通道17可包含不同組態之不同數目個磁四極及/或包含一不同組態之不同數目個磁偶極。在一些實施方案中，替代所展示之磁四極或除所展示之磁四極之外，輸出通道17可包含較高階磁件，諸如磁六極。
在一些實施方案中，在射束線結構中存在2.5T、3T或更大之磁場之情況下，輸出通道17經組態以使粒子束彎曲。例如，磁場可藉由使電流流動通過射束線結構中之磁體中之一或多個線圈來產生，其可為2.5T或更大、3T或更大、4T或更大、5T或更大、6T或更大、7T或更大、8T或更大、9T或更大、10T或更大、11T或更大、12T或更大、13T或更大、14T或更大或15T或更大之數量級。在存在諸如此等之磁場之情況下，輸出通道17中之磁件經組態以產生90°至170°之一範圍內之任何位置之一組合總彎曲角，例如90°、95°、100°、105°、110°、115°、120°、125°、130°、135°、140°、145°、150°、155°、160°、165°或170°。替代地，在一些實施方案中，輸出通道17經組態以使粒子束依小於90°或大於170°之一
組合總彎曲角(例如180°或更大)彎曲。在圖1至圖3中，輸出通道17經組態以使粒子束相對於線38依約150°之一組合總彎曲角彎曲。為達成具有自110°至170之一值之一彎曲幅度，磁偶極31可經組態以使粒子束在相對於線38之20°至85°之一範圍內彎曲，且磁偶極32可經組態以使粒子束在相對於水平線38之20°至85°之一範圍內彎曲。
在一些實施方案中，輸出通道17可包含不同組態之不同數目個磁性結構。例如，輸出通道17可包含本文中所描述之類型之一磁偶極，接著本文中所描述之類型之三個交變磁四極，接著一磁偶極，接著本文中所描述之類型之三個交變磁四極，接著本文中所描述之類型之一磁偶極。額外磁件可用於(例如)以改變粒子束之何處彎曲及彎曲多少。額外磁性結構亦可用於將粒子束聚焦於較長距離上。相反，較少數目個磁性結構可用於將粒子束聚焦於較短距離上，如(例如)圖1中所展示。
一噴嘴40(圖1)位於輸出通道17之輸出或出口處。在圖1之實例中，噴嘴40連接至輸出通道17且在適當情況中與輸出通道一起移動。噴嘴40可或可不視為緊湊型支架之部分。噴嘴40係一粒子束輸出裝置之一實例。在此實例中，噴嘴40自輸出通道17接收粒子束，且在一些實施方案中，調節粒子束以輸出至治療位置或等中心點處之一輻照靶標(諸如一病患之一腫瘤)。就此而言，如所提及，輸出通道17使粒子束彎曲至少90°。粒子束因此在其離開輸出通道17時經引導向治療位置或等中心點。另外，如本文中所描述，(若干)掃描磁體30可使粒子束在一平面內移動以使粒子束移動橫跨輻照靶標。
就此而言，如先前所解釋，噴嘴可含有一或多個掃描磁體。降能器位於掃描磁體之下游且準直器位於掃描磁體之下游。在圖2及
圖3中，降能器41自(若干)掃描磁體接收掃描或移動粒子束。在此實例中，降能器41安裝至輸出通道17與治療位置19處之輻照靶標之間的支架14(經由噴嘴40)。降能器41經組態且可經控制以在粒子束到達輻照靶標之前改變粒子束之一能量。在一些實施方案中，降能器係粒子束到達輻照靶標之前藉由其主動控制粒子束之能量變化之唯一機構。在一些實施方案中，粒子束之能量在粒子束由粒子加速器輸出之後且在粒子束到達降能器之前不可主動控制。例如，在此等實施方案中，粒子加速器與降能器之間的支架之組件不會且經組態以不主動控制射束能量。換言之，支架或其射束線導管經組態以在粒子束由粒子加速器輸出之後且在粒子束到達降能器之前不主動控制粒子束。在一些情況中，藉由移動通過射束線結構可引起之一些偶然能量變化；然而，並未主動控制此等變化。
如先前所提及，由加速器輸出之粒子束可為單能的且降能器係用於在一輻照靶標之治療期間改變射束能量之唯一或主要載具。一單能粒子束包含具有一單一固定能階(諸如100MeV、150Mev、200Mev、250Mev等等)之一粒子束。一單能粒子束可偏離固定能階一預定量，諸如±10%、±5%、±2%或±1%，且仍被視為單能粒子束。在治療期間切換加速器之操作(正如在治療期間切換粒子束能量所需要)可產生過多雜散中子，導致需要增加屏蔽且降低射束線效率。中子可由粒子加速器及/或由沿射束線結構之磁體產生。藉由在治療期間使用一單能粒子束且依靠降能器來改變射束能量，可減少或最小化雜散中子之產生且可提高射束線結構之效率。
在一實例中，降能器可包含可移入或移出粒子束之一路徑之板。在另一實例中，降能器可包含至少部分重疊且可在粒子束之一路徑
內移動之楔子。一實例性楔子係由兩個三角形及三個梯形面界定之一多面體。在任一組態中，可變數量之材料可移動至粒子束之路徑中。材料自粒子束吸收能量，導致能量射束輸出減少。粒子束之路徑中之材料越多，粒子束將具有越少能量。在一些實施方案中，能量吸收結構可橫跨所有射束場或僅橫跨射束場之部分移動。如所提及，在一些實例中，射束場包含粒子束可針對緊湊型支架之一給定位置橫跨平行於一病患之治療區域之一平面移動之最大範圍。
參考圖22，在一實例中，降能器48係可經控制以將結構42移入及移出粒子束之路徑以改變粒子束之能量及因此粒子束將在輻照靶標中沈積之劑量之深度之一範圍調節器。此等能量吸收結構之實例包含(但不限於)：板；多面體，諸如楔子、四面體或環形多面體；及彎曲三維形狀，諸如圓柱體、球體或圓錐體。依此方式，降能器可引起粒子束將輻射劑量沈積於一輻照靶標之內部以治療靶標之層或管柱。就此而言，當一特定能量之質子移動穿過組織時，質子使組織之原子離子化且主要在對應於此能量之一預定組織深度處沈積一劑量。因此，降能器經組態以使粒子束在笛卡爾Z維度上移動通過靶標，藉此使掃描磁體能夠在笛卡爾X及Y維度之外之一第三維度(笛卡爾Z)上執行掃描。在一些實施方案中，降能器之一能量吸收結構(諸如板或楔子)可經組態以在粒子束之移動(掃描)期間移動且在移動期間追蹤或跟踪粒子束。標題為「High-Speed Energy Switching」之美國專利第10,675,487號(Zwart)中描述追蹤或跟踪粒子束移動之一實例性降能器。美國專利第10,675,487號之內容(尤其是與追蹤或跟踪粒子束移動之降能器相關之內容(例如，美國專利第10,675,487號之圖36至圖46及隨附描述))以引用方式併入本文中。
布拉格(Bragg)峰係描繪離子化輻射在行進穿過組織期間之能量損失之布拉格曲線上之一明顯峰。布拉格峰表示大多數輻射在組織內沈積之深度。針對質子，布拉格峰出現在粒子靜止之前。因此，可改變粒子束之能量以改變其布拉格峰之位置及因此大部分質子劑量將沈積於組織深度中之位置。就此而言，粒子加速器可為一固定能量粒子加速器。在一固定能量粒子加速器中，粒子束始終依相同或大致相同能量離開粒子加速器，例如，與一預期或靶標能量之偏差在10%、5%或1%內。在一固定能量粒子加速器中，降能器係用於改變施加至病患體內之一輻照靶標之射束能量之主要載具或唯一載具。在一些實施方案中，本文所描述之粒子加速器經組態以依一單一能量或依在約100MeV至約300MeV之間的一範圍內(例如，在115MeV至250MeV之間)之兩種或更多種能量輸出粒子束。固定能量輸出可在此範圍內(例如250MeV)，或在一些例項中，高於或低於此範圍。
在一些實施方案中，粒子加速器係一雙能加速器。在一雙能粒子加速器中，粒子束依兩個不同能階之一者(一高能階或一低能階)離開粒子加速器。術語「高」及「低」沒有特定數字含義，而是意在傳達相對大小。在一些實施方案中，本文中所描述之粒子加速器經組態以在約100MeV至約300MeV之間的一範圍內之兩種能量輸出粒子束。高能量輸出及低能量輸出可為此範圍內之值，或在一些例項中，高於或低於此範圍。本文中所描述之降能器可與雙能粒子加速器一起使用以將粒子束之能量降低至兩個能階之一者以下及/或在兩個能階之間微調。
在附圖(圖2、圖3)中，噴嘴40亦包含相對於粒子加速器位於降能器41之下游(即，更靠近輻照靶標)之一準直器44。在一實例中，一
準直器係可經控制以允許一些輻射傳遞至一靶標且阻擋一些輻射傳遞至病患之一結構。通常，通過之輻射經引導至待治療之一輻照靶標，且否則被阻擋之輻射會撞擊且可能損害健康的病患組織。在操作中，準直器放置於輸出通道17與輻照靶標之間的輻射路徑中且經控制以產生一適當大小及形狀之一開口以允許一些輻射通過開口到達輻照靶標，而結構之一剩餘部分阻擋一些輻射到達相鄰組織。
準直器可經組態，例如，其孔徑可在治療期間進行控制及改變。準直器可為固定的或不可改變的。例如，準直器可具有無法更改之一固定形狀。
在一些實施方案中，一實例性可組態準直器之組件包含在粒子束移動期間可動態重新組態以改變由多個葉片界定之一邊緣之以形狀之多個葉片。邊緣可移動於粒子束之至少一部分與粒子束之一靶標之間，使得邊緣之一第一側上之粒子束之一第一部分由多個葉片至少部分阻擋且使得允許邊緣之一第二側上之粒子束之一第二部分傳遞至靶標。
圖13、圖14及圖15展示可組態準直器44a之一實例性實施方案，其可與本文中所描述之粒子治療系統一起使用。準直器44a包含經組態以相對於一輻照靶標垂直及水平地固持及移動上述葉片之托架113、114及115。如圖中所展示，垂直移動包含在笛卡爾Z維度117上之移動，且水平移動包含在笛卡爾X維度118上之移動(其中笛卡爾Y維度進入或離開圖13及圖14中之頁面)。圖14及圖15將托架外殼之部分展示為透明以展示外殼內部之組件；然而，外殼實際上不透明。
托架113在本文中指稱主托架，且托架114及115在本文中指稱輔助托架。輔助托架114、115耦合至主托架113，如圖13至圖15中所
展示。在此實例中，輔助托架114、115各包含經由一對應構件118、119固定至主托架115之一外殼。在此實例中，主托架113可相對於輻照靶標且相對於粒子加速器沿軌道120垂直移動(Z維度)。主托架113之垂直移動亦引起輔助托架垂直移動。在一些實施方案中，輔助托架一致地垂直移動。
如圖13至圖15中所展示，各輔助托架114、115連接至一對應桿或軌道122、123，輔助托架沿其移動。更具體而言，在此實例中，馬達125驅動輔助托架114沿桿122朝向或遠離輔助托架115移動。同樣，在此實例中，馬達126驅動輔助托架115以沿桿123朝向或遠離輔助托架114移動。實施對主托架及輔助托架之移動之控制以相對於輻照靶標定位葉片，如本文中所描述。另外，葉片本身亦經組態以移入及移出托架，亦如本文中所描述。
如圖15中所展示，一馬達130驅動主托架113之垂直移動。例如，如圖15中所展示，導螺桿131耦合至外殼132，其固持驅動對應輔助托架114、115之馬達125、126且安裝於軌道120上。導螺桿131耦合至馬達130且由馬達130垂直驅動。即，馬達130垂直(笛卡爾Z維度)驅動導螺桿131。因為導螺桿131固定至外殼132，所以此移動亦引起外殼132及因此輔助托架114、115沿軌道120移動，朝向或遠離輻照靶標。
在此實例性實施方案中，七個葉片135、136安裝於各輔助托架114、115上。各輔助托架可經組態以使其葉片水平地移入或移出治療區域。使用線性馬達，各輔助托架上之個別葉片可相對於相同輔助托架上之其他葉片在X維度上獨立且線性移動。在一些實施方案中，葉片亦可經組態以在Y維度上移動。此外，一個輔助托架114上之葉片可獨立於另
一輔助托架115上之葉片移動。輔助托架上葉片之此等獨立移動與由主托架實現之垂直移動一起允許葉片移動成各種組態。因此，葉片可在水平及垂直方向兩者上與水平及垂直維度上隨機形狀之治療區域符合。可變動葉片之大小及形狀以產生不同構形。例如，可變動大小及形狀以治療一單一射束斑點及因此一單行。在一些實施方案中，各輔助托架上之個別葉片可使用相對於相同輔助托架上之其他葉片在X維度上驅動導螺桿之電動馬達獨立且線性移動。
葉片可由防止或抑制輻射傳輸之任何適當材料製成。所使用之輻射之類型可決定葉片中使用(若干)何種材料。例如，若輻射係X射線，則葉片可為由鉛製成。在本文中所描述之實例中，輻射係一質子或離子束。因此，不同類型之金屬或其他材料可用於葉片。例如，葉片可由鎳、鎢、鉛、黃銅、鋼、鐵或其等之任何適當組合製成。由各葉片之高度可判定此葉片抑制輻射傳輸之程度。
標題為「Adaptive Aperture」之美國專利公開案第2017/0128746號(Zwart)中描述關於圖13至圖15所描述之可組態準直器之實施方案。美國專利公開案第2017/0128746號之內容(尤其是與自適應孔徑之描述相關之內容(例如，美國專利公開案第2017/0128746號之圖1至圖7及隨附描述))以引用方式併入本文中。
返回參考圖1，如所提及，實例性粒子治療系統包含大小緊湊之一等中心支架，其減小整體系統大小。在緊湊型支架14之實施方案中，支撐結構15之直徑可小於6米(m)、小於5m或小於4m。在一實例中，支撐結構15之直徑係4.8m。射束線結構之長度可自加速器之輸出與系統等中心點之間的距離量測且等於該距離。在緊湊型支架14之實施方案中，
射束線結構16之長度可小於6米(m)、小於5m、小於4.5m或小於4m。在一實例中，射束線結構16之長度係4.2m(圖2)。就此而言，粒子加速器與系統等中心點或治療位置之間的距離可小於6m、小於5m、小於4.5m或小於4m。在緊湊型支架14之實施方案中，輸出通道17之輸出與系統等中心點或治療位置之間的距離係2m或更小、1.5m或更小或1m或更小。在緊湊型支架14之實施方案中，輸出通道17之輸出與系統等中心點或治療位置之間的距離在0.8m至1.4m之間。在一實例中，輸出通道17之輸出與系統等中心點或治療位置之間的距離係1.01m。其他實施方案可具有不同於此處列出之尺寸。
在一些實施方案中，粒子治療系統具有93平方米(m2)或更小或75m2或更小之佔據面積。在一些實施方案中，粒子治療系統經組態以配裝於針對一LINAC設計之一拱頂內。例如，圖1至圖3之組件可能足夠小以配裝於具有以下尺寸之一拱頂內且具有配裝於該拱頂內之尺寸：長度為25英尺(7.62m)或更小，寬度為20英尺(6.09m)或更小，及高度為11英尺(3.35m)或更小。例如，圖1至圖3之組件可能足夠小以配裝於具有以下尺寸之一拱頂內且具有配裝於該拱頂內之尺寸：長度為25英尺(7.62m)或更小，寬度為26英尺(7.92m)或更小，及高度為10英尺(3.05m)或更小。例如，圖1至圖3之組件可足夠小以配裝於具有以下之一佔據面積之一LINAC拱頂內且具有配裝於該拱頂內之尺寸：26.09英尺(11m)或更小乘以29.62英尺(9m)或更小，且高度為16.40英尺(5m)或更小。然而，如所提及，粒子治療系統之一些實施方案可具有不同尺寸，包含(但不限於)直徑、高度、寬度及長度。在一些實施方案中，一既有LINAC拱頂之天花板可能不夠高來支援支架或圍繞支架之完整360度旋轉。在一此等實施方
案中，可在LINAC拱頂之底板下方挖一凹坑90(圖1)以實現旋轉。
圖1及圖16展示其中可容置粒子治療系統10及其變體之治療空間49及50之實例。在此等實例中，治療空間在LINAC拱頂中實施，其等可使用鉛或其他適當材料(諸如混凝土、硼酸聚乙烯及/或鋼)屏蔽。就此而言，由粒子加速器產生但未到達輻照靶標之粒子(諸如質子)透過產生高能中子產生二次輻射。在一實例中，粒子加速器12及/或支架在由粒子束遞送之每戈雷劑量中產生10毫西弗或更少之此等中子。
使用一單能粒子束且依賴於射束線結構外之降能器使射束線中之磁件能夠有效地引導射束。更具體而言，射束線內射束能量之變化增加雜散中子之產生及因此射束線內之粒子束之損失，藉此降低其效率。本文中所描述之系統之實施方案中所使用之單能粒子束與射束線中之磁性結構組合可引起效率提高。在一些情況中，射束線結構之長度減小亦可提高效率。在一些實施方案中，本文中所描述之射束線結構之變體具有10%或更高、20%或更高、30%或更高、40%或更高、50%或更高、60%或更高、70%或更高、80%或更高或90%或更高之一效率。在一些實例中，效率係自粒子加速器輸出之粒子自束線結構輸出之百分比之一量測。因此，10%或更高之一效率包含自粒子加速器輸出之粒子之10%或更高係自射束線結構輸出；20%或更高之一效率包含自粒子加速器輸出之粒子之20%或更高係自射束線結構輸出；30%或更高之一效率包含自粒子加速器輸出之粒子之30%或更高係自射束線結構輸出；40%或更高之一效率包含自粒子加速器輸出之粒子之40%或更高係自射束線結構輸出；50%或更高之一效率包含自粒子加速器輸出之粒子之50%或更高係自射束線結構輸出；60%或更高之一效率包含自粒子加速器輸出之粒子之60%或更高係自射束線結
構輸出；70%或更高之一效率包含自粒子加速器輸出之粒子之70%或更高係自射束線結構輸出；80%或更高之一效率包含自粒子加速器輸出之粒子之80%或更高係自射束線結構輸出；且90%或更高之一效率包含自粒子加速器輸出之粒子之90%或更高係自射束線結構輸出。在一實例中，即使在加速器較低範圍內之能量之情況下，本文中所描述之粒子加速器及支架亦將超過70%之一質子束傳輸至一病患。
本文中所描述之類型之射束線效率實現一「單室」解決方案，其中粒子加速器、支架及病患全部駐留於一單一拱頂中，如上文所描述。在此拱頂內，粒子加速器本身可包含屏蔽，但分別容納病患及粒子加速器之拱頂中之單獨隔間60及61(參閱圖16)無需彼此屏蔽。換言之，在一些實施方案中，粒子加速器及分離粒子加速器與病患之支架外部不存在電磁屏蔽。歸因於由系統發射之低位準之中子，所以可能無需屏蔽。在一些實施方案中，單獨隔間60及61之間可存在最小屏蔽。例如，屏蔽之厚度可為30cm或更小，20cm或更小或10cm或更小。
亦參考圖1，粒子治療系統10亦包含一治療床51。治療床51經組態以相對於支架14中或通過支架14之孔53移動以將一病患定位於系統等中心點或治療位置。在此實例中，治療床51安裝至一機械臂54。臂54包含一第一區段55、一第二區段56及第三區段57。第一區段55可旋轉地耦合至第二區段56且第二區段56可旋轉地耦合至第三區段57。治療床51耦合至第三區段57，如圖式中所展示。臂54可經控制以將治療床51移入且穿過孔53以定位躺在床上之一病患以進行治療；即，將病患移入至治療位置中。在一些實施方案中，臂54可依兩個自由度、依三個自由度、依四個自由度、依五個自由度或依六個自由度定位病患。兩個自由度之一
實例係前後移動及左右移動；三個自由度之一實例係前後移動、左右移動及上下移動；四個自由度之一實例係前後移動、左右移動、上下移動及俯仰、側傾或滾轉移動之一者；五個自由度之一實例係前後移動、左右移動、上下移動及俯仰、側傾或滾轉移動之兩者；且六個自由度之一實例係前後移動、左右移動、上下移動及俯仰移動、側傾移動及滾轉移動。在一些實施方案中，治療床可由至少部分傾斜或可轉換成一椅子且仍可依兩個、三個、四個、五個或六個自由度控制以定位病患進行治療之一床替代或包含該床。在一些實施方案中，臂54可具有不同於圖1中所展示之組態之一組態。例如，臂54可具有兩個區段或超過三個區段。液壓技術、機器人或兩者可控制或實施治療床之非平面移動。
在一些實施方案中，輸出通道17可圍繞支撐結構15至少部分旋轉(包含完全旋轉)或輸出通道可保持固定於支撐結構15上且支撐結構15之全部或部分可圍繞治療位置旋轉。在一些實施方案中，輸出通道17可不圍繞支撐結構15旋轉且支撐結構可不圍繞病患旋轉。相反，輸出通道可保持靜止，藉此提供在一個方向上固定之一粒子束。在諸如此等之實施方案中，治療床或其他座椅在治療期間相對於固定射束移動。在本文中所描述之一些系統中，粒子束之旋轉可透過支架之旋轉設置，之後，除橫跨輻照靶標之掃描移動及治療期間之治療床或其他座椅移動之外，粒子束保持固定。在一些實施方案中，可使用支架移動及治療床(或其他座椅移動)之一組合來實施治療。例如，可定位輸出通道且可暫時固定射束，在此期間治療床移動以實施治療。此後，輸出通道可經重新定位以將射束暫時固定於一新位置處。可透過床移動在新位置處實施治療。此等操作可如經起草以與粒子治療系統一起使用之一治療計劃之界定般重複。
粒子治療系統10可為一強度調變質子治療(IMPT)系統。IMPT系統能夠對可具有一可變能量及/或強度之外接質子束進行空間控制。IMPT利用帶電粒子布拉格峰(如所提及，粒子傳送範圍末端之劑量之特徵峰)與粒子束變量之調變組合以產生靶標局部劑量調變以達成一治療計劃中所闡述之目標。IMPT可涉及依不同角度及不同強度引導粒子束朝向輻照靶標以治療靶標。在一些實施方案中，粒子束可經掃描(例如，移動)橫跨輻照靶標層，且自相同或不同角度一或多次治療各層。可使用本文中所描述之掃描磁體來執行橫跨輻照靶標以實施掃描之移動。
圖17展示沿本文中所描述之緊湊型支架之長度29之實例性水平(x)射束包絡線63及垂直(y)射束包絡線64(例如，橫截面)。射束斑點橫截面之x及y維度係針對磁四極21及22、磁偶極23、磁四極26及27、磁偶極31、磁四極33、34及35及磁偶極32判定。射束大小基於使用粒子加速器12之出口處量測之射束參數及所有射束線磁體之設計參數之射束光學器件之計算來判定。在一些實施方案中，等中心點(例如一治療位置)處之射束斑點半徑對於x及y兩者而言係約3毫米(mm)。在一些實施方案中，針對200MeV至230MeV質子束，射束線結構16中之磁偶極處之磁場不超過4T，且各磁偶極處之束之彎曲半徑係約0.6米。在一些實施方案中，針對200MeV至230MeV質子束，射束線結構16中之磁偶極處之磁場係至少3T，即3T或更大。如所提及，本文中所描述之系統不限於此等參數值且一些實施方案可具有不同尺寸、能量及磁場。
色差校正可發生於具有色散之一射束線中，色散藉由將偶極磁體及多個校正器納入色散區域中來產生。一消色差之標準定義係空間色散(R16)及角度色散(R26)為零值之一射束傳輸線。參考圖18，緊湊型支
架之實施方案中之磁件可經組態為消色差(例如，射束傳送矩陣元素之R16 65及R26 66在等中心點處等於零，等中心點沿射束線結構長度68(X軸)處於或接近0m。減少或最小化空間及角度射束色散可為由本文中所描述之粒子治療系統實施之筆形射束掃描技術之結果。就此而言，在一些筆形射束掃描技術中，需要粒子束之橫截面在等中心點處實質上為圓形。因而，x及y(圖18)平面兩者中之射束斑點大小應接近等中心點67。在射束掃描期間，應減少或最小化整個掃描區域之射束形狀及射束直徑之變化，否則不同能量之不同射束粒子可著陸於彎曲平面中之不同位置處。此可引起射束形狀及射束大小在另一平面中不同。
圖19展示x維度69及y維度70上之射束掃描之實例。掃描磁體之發射允許射束粒子偏轉至與掃描磁體之場強成比例之一角度。在圖19之實例中，完全涵蓋20cm×20cm之一射束場區域之一射束掃描範圍展示為與掃描磁體之約±20毫弧度(mrad)及±30mrad之射束偏轉角。在此實例中，源至等中心點距離(SAD)(即，加速器至等中心距離)係約4米。在一些實施方案中，自(若干)掃描磁體至輸出通道17之出口，射束彎曲角可大至110°至170°。
返回參考圖1，在一些實施方案中，由一或多個成像裝置99組成之一成像系統可安裝至支撐結構15。可在治療之前及/或治療期間執行成像以識別病患體內之一靶標位置及/或控制支架之操作及掃描以將粒子束引導至病患體內之輻照靶標。成像系統可包含以下之一或多者：一電腦斷層掃描(CT)掃描器、一二維(2D)X射線裝置、一磁共振成像(MRI)裝置、一扇形射束CT掃描器、一2D攝影機、一三維(3D)攝影機、一表面成像裝置或一錐形射束CT掃描器。
成像裝置可經組態及控制以圍繞支架14旋轉或與支架14之旋轉一起旋轉。在一些實施方案中，射束線對準且連接至其之一或多個噴嘴可在位於支架結構15之內徑處之一環形軸承上旋轉。各種二維(2D)及/或三維(3D)成像裝置亦可安裝於環形軸承上且可與其一起旋轉。在一些實施方案中，噴嘴及成像裝置可安裝至支架內之不同內部圓周軌道。例如，噴嘴可依支撐結構之一第一半徑圍繞一圓周軌道旋轉，且成像裝置可依不同於第一半徑之支撐結構之一第二半徑圍繞一不同圓周軌道旋轉。在一些實施方案中，支架可包含不同可旋轉內環，其等之一者安裝用於旋轉之噴嘴且其等之一者安裝用於旋轉之成像裝置或系統。
在一些實施方案中，兩個2D成像裝置在正交平面中安裝至支撐結構15以實現2D影像引導之放射治療(IGRT)。IGRT包含在放射治療期間使用成像來提高治療實施之精確度及準確度。IGRT可用於治療身體活動區域(諸如肺部)中之腫瘤。2D成像裝置可旋轉以啟用錐形射束CT成像，包含同時獲取之雙能量成像。成像裝置亦可或替代地包含用於錐形射束CT影像獲取之一X射線源及一影像面板或一扇形射束診斷品質CT成像裝置。替代地，一個平面可包含一錐形射束CT成像裝置且另一平面可包含一扇形射束診斷品質CT成像裝置。
如本文中所描述，一實例性質子治療系統在三個維度上掃描一質子束橫跨一輻照靶標以破壞惡性組織。圖20展示可用於在質子治療系統中提供一粒子(例如一質子)束之一實例性超導同步迴旋加速器之組件75之一橫截面。在此實例中，組件75包含一超導磁體77。超導磁體包含超導線圈78及79。超導線圈由多個整合導體形成，其等之各者包含纏繞一中心股線(其本身可為超導或非超導的)之超導股線(例如，四條或六條
股線)。超導線圈78、79之各者用於傳導產生一磁場(B)之一電流。磁軛80、81或較小磁極片使其中粒子被加速之一空腔84中之磁場塑形。在一實例中，一低溫恆溫器(圖中未展示)使用液氦(He)來將各線圈傳導冷卻至低溫超導溫度，例如4°開爾文(K)左右。
在一些實施方案中，粒子加速器包含用於將一離子化電漿柱提供至空腔84之一粒子源85，諸如一潘甯離子計(Penning Ion Gauge-PIG)源。使氫氣或氫氣與惰性氣體之一組合離子化以產生電漿柱。一電壓源將一變化射頻(RF)電壓提供至空腔84以使來自電漿柱之粒子在空腔內加速。如所提及，在一實例中，粒子加速器係一同步迴旋加速器。因此，當使粒子在加速空腔內加速時，RF電壓掃過一定範圍之頻率以考慮對粒子之相對論效應，諸如增加粒子質量。RF電壓驅動含於空腔內之一D形(dee)板且具有在加速循環期間向下掃掠之一頻率以考慮質子之相對論質量增加及磁場減小。一虛設D形板充當D形板之一接地參考。藉由使電流流動通過超導線圈連同掃掠RF電壓而產生之磁場使來自電漿柱之粒子在空腔內沿軌道加速且隨著匝數增加而增加能量。最外層軌道中之粒子經引導至一提取通道(圖中未展示)且作為一粒子束自同步迴旋加速器輸出。在一同步迴旋加速器中，粒子束經脈衝化使得粒子束周期性地輸出。
空腔中之磁場經塑形以引起粒子在空腔內沿軌道移動，如上文所描述。實例性同步迴旋加速器採用旋轉角度均勻且強度隨著半徑增加而下降之一磁場。在一些實施方案中，由超導(主)線圈產生之最大磁場可在空腔中心處之2.5T至20T之範圍內，其隨著半徑之增加而下降。例如，超導線圈可用於產生處於或超過以下量值之一或多者之磁場：2.5T、3.0T、3.1T、3.2T、3.3T、3.4T、3.5T、3.6T、3.7T、3.8T、3.9T、
4.0T、4.1T、4.2T、4.3T、4.4T、4.5T、4.6T、4.7T、4.8T、4.9T、5.0T、5.1T、5.2T、5.3T、5.4T、5.5T、5.6T、5.7T、5.8T、5.9T、6.0T、6.1T、6.2T、6.3T、6.4T、6.5T、6.6T、6.7T、6.8T、6.9T、7.0T、7.1T、7.2T、7.3T、7.4T、7.5T、7.6T、7.7T、7.8T、7.9T、8.0T、8.1T、8.2T、8.3T、8.4T、8.5T、8.6T、8.7T、8.8T、8.9T、9.0T、9.1T、9.2T、9.3T、9.4T、9.5T、9.6T、9.7T、9.8T、9.9T、10.0T、10.1T、10.2T、10.3T、10.4T、10.5T、10.6T、10.7T、10.8T、10.9T、11.0T、11.1T、11.2T、11.3T、11.4T、11.5T、11.6T、11.7T、11.8T、11.9T、12.0T、12.1T、12.2T、12.3T、12.4T、12.5T、12.6T、12.7T、12.8T、12.9T、13.0T、13.1T、13.2T、13.3T、13.4T、13.5T、13.6T、13.7T、13.8T、13.9T、14.0T、14.1T、14.2T、14.3T、14.4T、14.5T、14.6T、14.7T、14.8T、14.9T、15.0T、15.1T、15.2T、15.3T、15.4T、15.5T、15.6T、15.7T、15.8T、15.9T、16.0T、16.1T、16.2T、16.3T、16.4T、16.5T、16.6T、16.7T、16.8T、16.9T、17.0T、17.1T、17.2T、17.3T、17.4T、17.5T、17.6T、17.7T、17.8T、17.9T、18.0T、18.1T、18.2T、18.3T、18.4T、18.5T、18.6T、18.7T、18.8T、18.9T、19.0T、19.1T、19.2T、19.3T、19.4T、19.5T、19.6T、19.7T、19.8T、19.9T、20.0T、20.1T、20.2T、20.3T、20.4T、20.5T、20.6T、20.7T、20.8T、20.9T或更大。此外，超導線圈可用於產生超出2.5T至20T之範圍或3T至20T之範圍內但本文中未明確列出之磁場。
藉由產生具有諸如上所述量值之一量值之一高磁場，可減小在空腔84內運行之粒子之彎曲半徑。由於彎曲半徑減小，所以可在一給定大小之空腔內形成較多數目個粒子軌道。因此，相同數目之軌道可配裝
於一較小空腔內。減小空腔之大小一般會減小粒子加速器之大小，因為一較小空腔需要較小磁軛或磁極片以及其他組件。在一些實施方案中，粒子加速器之大小或體積可為4m3或更小、3m3或更小或2m3或更小。
在一些實施方案中，諸如圖20中所展示之實施方案，相對較大之鐵磁磁軛80、81充當由超導線圈產生之雜散磁場之磁迴路。在一些系統中，一磁性遮罩(圖中未展示)環繞磁軛。返回磁軛及遮罩一起用以減小雜散磁場，藉此降低雜散磁場將不利地影響粒子加速器之操作的可能性。
在一些實施方案中，返回磁軛及遮罩可由一主動返回系統替換或擴充。一實例性主動返回系統包含在與通過主超導線圈之電流相反之一方向上傳導電流之一或多個主動返回線圈。在一些實施方案中，針對各超導主線圈，存在一主動返回線圈，例如，兩個主動返回線圈，即，每一主超導線圈一個主動返回線圈。各主動返回線圈亦可為同心地環繞一對應主超導線圈外部之一超導線圈。在一些實施方案中，主動返回線圈可為或包含非超導線圈。藉由使用一主動返回系統，相對較大之鐵磁磁軛80、81可替換為較小且較輕之磁極片。因此，可進一步減小同步迴旋加速器之大小及重量而不犧牲效能。標題為「Active Return System」之美國專利第8,791,656號(Zwart)中描述可使用之一主動返回系統之一實例。美國專利第8,791,656號之內容(尤其是與返回線圈組態相關之內容(例如，美國專利第8,791,656號之圖2、圖4及圖5及隨附描述))以引用方式併入本文中。
標題為「Ultra-Light Magnetically Shielded High-Current,Compact Cyclotron」之美國專利第8,975,836號(Bromberg)中描述可在本文中之粒子治療系統中使用之一粒子加速器之另一實例。美國專利第
8,975,836號之內容(尤其是與美國專利第8,975,836號之圖4、圖17及圖18之「迴旋加速器11」或「無鐵迴旋加速器11」相關之內容及隨附描述)以引用方式併入本文中。
在一些實施方案中，本文中所描述之質子治療系統中使用之同步迴旋加速器可為一可變能量同步迴旋加速器。在一些實施方案中，一可變能量同步迴旋加速器經組態以藉由變動其中加速粒子束之磁場來變動輸出粒子束之能量。例如，可將電流設置為多個值中之任一者以產生一對應磁場。例如，可將電流設置為兩個值之一者以產生先前描述之雙能粒子加速器。在一實例性實施方案中，一或多組超導線圈接收可變電流以在空腔中產生一可變磁場。在一些實例中，一組線圈接收一固定電流，而一或多個其他組線圈接收一可變電流使得由線圈組接收之總電流變動。在一些實施方案中，所有組線圈係超導的。在一些實施方案中，一些組之線圈(諸如用於固定電流之組)係超導的，而其他組之線圈(諸如用於可變電流之一或多組)係非超導(例如，銅)線圈。
一般而言，在一可變能量同步迴旋加速器中，磁場之大小可隨著電流之大小而變化。在一預定範圍內調整線圈之總電流可產生在一對應預定範圍內變動之一磁場。在一些實例中，電流之一連續調整可導致磁場之一連續變動及輸出射束能量之一連續變動。替代地，當施加至線圈之電流依一非連續、逐步方式調整時，磁場及輸出射束能量亦相應地依一非連續(逐步)方式變動。逐步調整可產生先前所描述之雙重能量。在一些實施方案中，各步階之大小在10MeV至80MeV之間。磁場對電流之縮放可允許相對精確地執行射束能量之變動，因此減少對一降能器之需要。標題為「Particle Accelerator That Produces Charged Particles Having
Variable Energies」之美國專利第9,730,308號中描述本文中所描述之粒子治療系統中所使用之一可變能量同步迴旋加速器之一實例。美國專利第9,730,308號之內容以引用方式併入本文中，尤其是使同步迴旋加速器能夠依可變能量運行之內容，包含美國專利第9,730,308號之第5至7行及圖13中所描述之內容及其隨附描述。
在使用一可變能量同步迴旋加速器之粒子治療系統之一實施方案中，可根據治療計劃藉由改變由同步迴旋加速器輸出之粒子束之能量來控制粒子束之能量以治療輻照靶標之一部分。在此等實施方案中，可使用或可不使用一降能器。例如，控制粒子束之能量可包含將同步迴旋加速器主線圈中之電流設置為多個值之一者，各值對應於自同步迴旋加速器輸出粒子束之一不同能量。一降能器可與一可變能量同步迴旋加速器一起使用以提供額外能量變化，例如，在由同步迴旋加速器提供之離散能階之間。
本文中所描述之粒子治療系統及其變體可用於將超高劑量率之輻射(所謂「FLASH」劑量率之輻射)應用於病患體內之一輻照靶標。就此而言，放射治療中之實驗結果表明，當依超高(FLASH)劑量率提供治療劑量時，經受輻射之健康組織之狀況得到改良。在一實例中，當以小於500毫秒(ms)之脈衝依10到20戈雷(Gy)之輻射劑量達到20至100戈雷/秒(Gy/S)之有效劑量率傳送時，健康組織比在較長時間標度內以相同劑量輻照時經歷較小損傷，而腫瘤之治療效果相似。可解釋此「FLASH效應」之一理論基於此一事實：即對組織之輻射損傷與組織中之氧氣供應成比例。在健康組織中，與在較長時間標度內多次自由基化氧之劑量施加相反，超高劑量率僅使氧自由基化一次。此可導致使用超高劑量率對健康組
織之損傷較小。
在一些實例中，如上文所提及，超高劑量率之輻射可包含在小於500ms之一持續時間內超過1戈雷/秒之輻射劑量。在一些實例中，超高劑量率之輻射可包含在10ms至5s之間的一持續時間內超過1戈雷/秒之輻射劑量。在一些實例中，超高劑量率之輻射可包含在小於5s之一持續時間內超過1戈雷/秒之輻射劑量。
在一些實例中，超高劑量率之輻射包含在小於500ms之一持續時間內超過以下劑量之一者之輻射劑量：2戈雷/秒、3戈雷/秒、4戈雷/秒、5戈雷/秒、6戈雷/秒、7戈雷/秒、8戈雷/秒、9戈雷/秒、10戈雷/秒、11戈雷/秒、12戈雷/秒、13戈雷/秒、14戈雷/秒、15戈雷/秒、16戈雷/秒、17戈雷/秒、18戈雷/秒、19戈雷/秒、20戈雷/秒、30戈雷/秒、40戈雷/秒、50戈雷/秒、60戈雷/秒、70戈雷/秒、80戈雷/秒、90戈雷/秒或100戈雷/秒。在一些實例中，超高劑量率之輻射包含在10ms至5s之間的一持續時間內超過以下劑量之一者之輻射劑量：2戈雷/秒、3戈雷/秒、4戈雷/秒、5戈雷/秒、6戈雷/秒、7戈雷/秒、8戈雷/秒、9戈雷/秒、10戈雷/秒、11戈雷/秒、12戈雷/秒、13戈雷/秒、14戈雷/秒、15戈雷/秒、16戈雷/秒、17戈雷/秒、18戈雷/秒、19戈雷/秒、20戈雷/秒、30戈雷/秒、40戈雷/秒、50戈雷/秒、60戈雷/秒、70戈雷/秒、80戈雷/秒、90戈雷/秒或100戈雷/秒。在一些實例中，超高劑量率之輻射包含在小於5s之一持續時間內超過以下劑量之一者之輻射劑量：2戈雷/秒、3戈雷/秒、4戈雷/秒、5戈雷/秒、6戈雷/秒、7戈雷/秒、8戈雷/秒、9戈雷/秒、10戈雷/秒、11戈雷/秒、12戈雷/秒、13戈雷/秒、14戈雷/秒、15戈雷/秒、16戈雷/秒、17戈雷/秒、18戈雷/秒、19戈雷/秒、20戈雷/秒、30戈雷/秒、40戈雷/秒、50戈
雷/秒、60戈雷/秒、70戈雷/秒、80戈雷/秒、90戈雷/秒或100戈雷/秒。
在一些實例中，超高劑量率之輻射包含在小於500ms之一持續時間、在10ms及5s之間的一持續時間或在小於5秒之一持續時間內超過以下劑量之一或多者之輻射劑量：100戈雷/秒、200戈雷/秒、300戈雷/秒、400戈雷/秒或500戈雷/秒。
在一些實例中，超高劑量率之輻射包含在小於500ms之一持續時間內之20戈雷/秒至100戈雷/秒之間的輻射劑量。在一些實例中，超高劑量率之輻射包含在10ms至5s之間的一持續時間內之20戈雷/秒至100戈雷/秒之間的輻射劑量。在一些實例中，超高劑量率之輻射包含在小於5s之一持續時間內之20戈雷/秒至100戈雷/秒之間的輻射劑量。在一些實例中，超高劑量率之輻射包含在諸如小於5s之一持續時間內之40戈雷/秒至120戈雷/秒之間的輻射劑量。時間段之其他實例係上文所提供之時間段。
在一些實施方案中，粒子治療系統可使用超高劑量率輻射(FLASH輻射劑量)來治療靶標之三維柱。此等系統使用筆形射束掃描將超高劑量率傳送至靶標。在一些實例中，筆形射束掃描包含傳送可各具有一獨特方向、能量及電荷之一系列粒子輻射之小射束。藉由組合來自此等個別射束之劑量，可用放射治療三維靶標治療體積。此外，系統不是以恆定能量將治療組織成層，而是將治療組織成由一固定射束之方向界定之管柱。射束之方向可朝向靶標之表面。
在一些實施方案中，在使粒子束沿另一路徑引導通過輻照靶標之前治療一管柱之全部或部分。在一些實施方案中，通過靶標之一路徑全部或部分通過靶標。在一實例中，粒子束可沿通過一靶標之路徑引導
且不偏離此路徑。當沿此路徑引導時，粒子束之能量改變。粒子束不隨其能量改變而移動，且因此，粒子束治療沿粒子束之一長度及射束斑點之一寬度延伸之靶標之一內部之全部或一部分。因此，治療係沿射束之一縱向方向之深度方向。例如，經治療靶標之一部分可自靶標表面處之一射束斑點向下延伸通過靶標內部之全部或部分。結果係粒子束使用一超高劑量率之輻射來治療靶標之三維柱狀部分。在一些實例中，粒子束可能不會再沿相同三維柱狀部分引導超過一次。
在一些實施方案中，可將一輻照靶標分解成微體積。儘管可使用立方微體積，但微體積可具有任何適當形狀，諸如三維正交多胞形、規則彎曲形狀或不規則或非晶形狀。在此實例中，各微體積藉由依本文中所描述之方式透過管柱遞送FLASH輻射來治療。例如，可藉由使用降能器板改變射束能量或藉由控制一可變能量同步回旋加速器改變射束能量來用放射治療一微體積之管柱深度。在治療一個別微體積之後，治療下一微體積，等等，直至已治療整個輻照靶標。微體積之治療可依任何適當次序或序列進行。
本文中所描述之粒子治療系統可依標題為「Delivery Of Radiation By Column And Generating A Treatment Plan Therefor」之美國專利公開案第2020/0298025號中所描述之方式藉由管柱傳送FLASH輻射，其內容以引用方式併入本文中，尤其是與該案之圖2、圖11、圖12至圖19、圖33至圖43B相關之內容及隨附描述。
在一些實施方案中，除一同步迴旋加速器之外之一粒子加速器可用於本文中所描述之粒子治療系統中。例如，一迴旋加速器、一同步加速器、一線性加速器或其類似者可代替本文中所描述之粒子治療系統
中之同步迴旋加速器。
圖21展示包含一粒子加速器141及一治療床142之一固定射束粒子治療系統之一替代實施方案，其可為本文中所描述之類型。在此實施方案中，粒子加速器141係靜止的且經組態且可經控制以在一單一固定方向上(例如，沿以單一方向向量)將粒子輸出為一粒子束143。在一同步迴旋加速器之情況中，粒子束可為單能的且脈衝式的。當使用其他類型之粒子加速器時，粒子束可為連續的而非脈衝式的。如圖式中所展示，在此實例中，粒子加速器與病患之間不存在射束線結構。
一或多個掃描磁體(圖中未展示)可位於粒子加速器與治療床之間的粒子束路徑中。掃描磁體可為超導的、非超導的或超導及非超導之一組合。掃描磁體可為圖5、圖7及圖8中所展示之類型，或其等之一組合。在一些實施方案中，藉由變動通過一或兩組線圈之電流藉此變動由此產生之(若干)磁場來達成對掃描之控制。通過適當地變動(若干)磁場，粒子束可在X及/或Y維度上移動橫跨輻照靶標。
具有如本文中所描述之一組態之一降能器144位於治療床與掃描磁體之間的粒子束路徑中。在此實例中，粒子束係單能的。因此，可僅藉由改變降能器之組態來實施粒子束之能量變化。例如，可移動板或楔子以改變粒子束之路徑中之材料之厚度及因此粒子束之能量。
具有如本文中所描述之一組態之一準直器(圖中未展示)可位於降能器與治療床之間的粒子束路徑中。如本文中所描述使用準直器來阻擋粒子束之部分到達一病患體內之非靶標組織。準直器、降能器及掃描磁體可包含於可安裝至一結構(諸如一壁)之一輸出裝置(諸如一噴嘴)中。噴嘴不會相對於粒子加速器或治療床移動，但其中包含之裝置之組件可在
操作期間移動。
在操作期間，治療床相對於粒子束或相對於噴嘴移動(例如，依三個、四個、五個或六個自由度)。治療床亦可傾斜以到達一治療位置。因此，治療床不移動粒子加速器或噴嘴，而是將病患移動至一治療位置，且接著控制噴嘴中之粒子加速器及裝置以治療此位置中之病患。接著可重新定位病患以自一不同位置或角度治療一輻照靶標。
在一些實施方案中，(若干)掃描磁體可用一散射箔代替且降能器可為一范圍調變器。在諸如此類之實施方案中，散射箔使粒子束散射橫跨一治療區域，且散射束施加之深度由距離調變器控制。可組態準直器可保持在原位以修整散射射束之邊緣。
本文中所描述之實例性質子治療系統之操作及其全部或部分組件之操作可使用一控制系統192(圖1)至少部分地控制，控制系統192經組態以執行一或多個電腦程式產品(例如有形體現於一或多個非暫時性機器可讀媒體中之一或多個電腦程式)以由一或多個資料處理設備(例如一可程式化處理器、一電腦、多個電腦及/或可程式化邏輯組件)執行或控制一或多個資料處理設備之操作。
本說明書中所描述之系統之全部或部分及其等各種修改可由一或多個電腦(諸如控制系統)使用有形體現於一或多個資訊載體中(諸如一或多個非暫時性機器可讀儲存媒體中)之一或多個電腦程式來組態或控制。可以程式化語言之任何形式(包含編譯或解譯語言)寫入一電腦程式且可以任何形式部署電腦程式，包含作為一獨立程式或作為一模組、部件、子常式或適於在一運算環境中使用之其他單元。一電腦程式可經部署以在一個電腦上或在定位於一個地點處或跨越多個地點分佈且由一網路互
連之多個電腦上執行。
與組態或控制本文中所描述之系統相關聯之動作可藉由執行一或多個電腦程式以控制或執行本文中所描述之操作之全部或部分之一或多個可程式化處理器執行。系統及程序之全部或部分可由專用邏輯電路系統(諸如一FPGA(場可程式化閘陣列)及/或一ASIC(專用積體電路)或局部分佈至工具硬體之(若干)嵌入式微處理器)組態或控制。
適於一電腦程式之執行之處理器藉由實例方式包含通用及專用微處理器兩者及任何類型之數位電腦之任一或多個處理器。一般而言，一處理器將自一唯讀儲存區域或一隨機存取儲存區域或兩者接收指令及資料。一電腦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域裝置。一般而言，一電腦亦將包含諸如用於儲存資料之一或多個大容量儲存裝置(例如，磁、磁光碟或光碟)之一或多個機器可讀儲存媒體或可操作地耦合以自一或多個機器可讀儲存媒體接收資料或將資料傳送至一或多個機器可讀儲存媒體或兩者。適合於體現電腦程式指令及資料之非暫時性機器可讀儲存媒體包含所有形式之非揮發性儲存區域，藉由實例方式包含：半導體儲存區域裝置，諸如EPROM(可擦除可程式化唯讀記憶體)、EEPROM(電可擦除可程式化唯讀記憶體)及快閃儲存區域裝置；磁碟，諸如內部硬碟或可抽換式磁碟；磁光碟；及CD-ROM(光碟唯讀記憶體)及DVD-ROM(數位多功能光碟-唯讀記憶體)。
所描述之不同實施方案之元件可經組合以形成先前未明確闡述之其他實施方案。元件可自先前所描述之系統省略而一般不會不利地影響其等操作或系統之操作。此外，各種單獨元件可組合成一或多個個別元件以執行本說明書中所描述之功能。
本說明書中未明確描述之其他實施方案亦在以下申請專利範圍之範疇內。
12:粒子加速器
16:射束線結構
17:輸出通道
18:導管
19:治療位置
23:磁偶極
30:掃描磁體
31:大孔徑超導磁偶極
32:大孔徑超導磁偶極
41:降能器
44:準直器
51:治療床
Claims (32)
- 一種粒子治療系統，其包括：一支架，其包括經組態以將一單能之粒子束自一粒子加速器之一輸出朝向一輻照靶標引導之一射束線結構，該射束線結構包括使該粒子束沿該射束線結構之一長度彎曲之磁性彎曲元件，其中該射束線結構定義消色差，其中該粒子束之角度色散及空間色散於該粒子治療系統之等中心點處為零或接近零；及一降能器，其相對於該粒子加速器位於該射束線結構之下游，該降能器經組態且可經控制以在該粒子束之至少部分到達該輻照靶標之前改變該粒子束之一能量。
- 如請求項1之粒子治療系統，其中該降能器係在該粒子束由該粒子加速器輸出之後且在該粒子束到達該輻照靶標之前藉由其主動控制該粒子束之能量變化之唯一機構。
- 如請求項1之粒子治療系統，其中該射束線結構經組態以在該粒子束由該粒子加速器輸出之後且在該粒子束到達該降能器之前不主動控制該粒子束之該能量。
- 如請求項1之粒子治療系統，其中該等磁性彎曲元件包括具有2.5特斯拉(T)或更大之一磁場之一磁體；或其中該等磁性彎曲元件包括具有3特斯拉(T)或更大之一磁場之一磁 體。
- 如請求項1之粒子治療系統，其中該支架包括經組態以移動該輻照靶標周圍之一圓形路徑中之該射束線結構之部分之一支撐結構；且其中該支撐結構具有6米或更小之一尺寸。
- 如請求項5之粒子治療系統，其中該尺寸係該支撐結構之一直徑。
- 如請求項1之粒子治療系統，其中該射束線結構之一長度係6米(m)或更小；或其中該射束線結構之一長度係5米(m)或更小。
- 如請求項1之粒子治療系統，其中該粒子束之一能量在該射束線結構內不會變動超過1%。
- 如請求項1之粒子治療系統，其中該射束線結構之一輸出與含有該輻照靶標之一等中心點之間的一距離係1.5米(m)或更小。
- 如請求項1之粒子治療系統，其進一步包括：一掃描系統，其包括用於使該粒子束在至少兩個維度上移動橫跨涵蓋該輻照靶標之至少部分之一射束場之至少一部分之一或多個掃描磁體。
- 如請求項10之粒子治療系統，其中該等掃描磁體之至少一者包括一 超導磁體。
- 如請求項10之粒子治療系統，其中該等掃描磁體之至少一者相對於該粒子加速器位於該射束線結構之下游。
- 如請求項10之粒子治療系統，其中該等掃描磁體之至少一者位於該射束線結構內。
- 如請求項10之粒子治療系統，其中該一或多個掃描磁體包括位於該射束線結構內之一第一掃描磁體及相對於該粒子加速器位於該第一掃描磁體之下游之一第二掃描磁體，該第一掃描磁體與該第二掃描磁體分離。
- 如請求項14之粒子治療系統，其中該第一掃描磁體經組態以使該粒子束在該至少兩個維度上移動橫跨該射束場之該至少部分；且其中該第二掃描磁體經組態以使該粒子束在該至少兩個維度上移動橫跨該射束場之該至少部分。
- 如請求項14之粒子治療系統，其中該第一掃描磁體經組態以使該粒子束僅在一第一維度上移動橫跨該射束場之該至少部分；且其中該第二掃描磁體經組態以使該粒子束僅在一第二維度上移動橫跨該射束場之該至少部分，該第二維度不同於該第一維度。
- 如請求項14之粒子治療系統，其中該第一掃描磁體位於包含於該射 束線結構中之磁件之間且該第二掃描磁體位於該射束線結構之下游之一粒子束輸出裝置中，該粒子束輸出裝置包括一噴嘴。
- 如請求項14之粒子治療系統，其中該第一掃描磁體位於該射束線結構中且該第二掃描磁體位於該射束線結構中。
- 如請求項14之粒子治療系統，其中該射束線結構包括一輸出通道，其包括經串聯配置以使該粒子束彎曲至少90°之磁偶極。
- 如請求項19之粒子治療系統，其中該等磁偶極包括至少一第一磁偶極及一第二磁偶極，該第一磁偶極及該第二磁偶極位於該第一掃描磁體與該第二掃描磁體之間。
- 如請求項1之粒子治療系統，其中該射束線結構包括經組態以在存在至少3特斯拉(T)之一磁場之情況下使該粒子束朝向一輻照靶標彎曲至少90°之一輸出通道；且其中該射束線結構包括用於使該粒子束彎曲之磁偶極及沿該射束線結構之一長度配置於該等磁偶極之間以聚焦該粒子束之兩個或更多個磁四極或磁六極。
- 如請求項1之粒子治療系統，其進一步包括：該粒子加速器，該粒子加速器係一緊湊型粒子加速器。
- 如請求項1之粒子治療系統，其中該射束線結構具有10%或更高之一效率及6米或更小之一長度；且其中10%或更高之該效率包含自該粒子加速器輸出之該等粒子之10%或更多係自該射束線結構輸出。
- 一種粒子治療系統，其包括：一粒子加速器，其經組態以將粒子輸出為一單能粒子束；一支架，其包括：一輸出通道，其包括經組態以在存在至少2.5特斯拉(T)之一磁場之情況下使該粒子束彎曲至少90°之磁件；一支撐結構，其上安裝該輸出通道以至少部分圍繞一輻照靶標移動；及一導管，其用於將該粒子束引導至該輸出通道；一降能器，其相對於該粒子加速器位於該輸出通道之下游；及一掃描系統，其包括兩個或更多個掃描磁體，該等掃描磁體之至少一者相對於該粒子加速器位於該輸出通道中之至少一些磁件之上游，該兩個或更多個掃描磁體藉由空氣或其他磁件分離且經組態以使該粒子束在至少兩個維度上移動橫跨一射束場之至少部分。
- 如請求項24之粒子治療系統，其中該降能器係在該粒子束由該粒子加速器輸出之後且在該粒子束到達該輻照靶標之前藉由其主動控制該粒子束之一能量變化之唯一機構。
- 如請求項24之粒子治療系統，其中該支架經組態以在該粒子束由該粒子加速器輸出之後且在該粒子束到達該降能器之前不主動控制該粒子束之一能量。
- 如請求項24之粒子治療系統，其中該導管及該輸出通道一起具有10%或更高之一效率；且其中10%或更高之該效率包含自該粒子加速器輸出之該等粒子之10%或更多係自該輸出通道輸出。
- 如請求項24之粒子治療系統，其中該支架自該粒子加速器量測之長度係5米或更小。
- 如請求項24之粒子治療系統，其中該等磁件包括：一第一磁偶極，其用於使該粒子束朝向一輻照靶標彎曲；及一第二磁偶極，其相對於該粒子加速器位於該第一磁偶極之上游，該第二磁偶極經組態以使該粒子束朝向該第一磁偶極彎曲。
- 如請求項24之粒子治療系統，其中該支架及該粒子加速器位於一相同空間中且未由厚度超過30厘米之該粒子加速器外部之遮罩分離。
- 如請求項24之粒子治療系統，其具有75平方米或更小之一佔據面積。
- 如請求項24之粒子治療系統，其中該粒子加速器包括一同步迴旋加速器；且其中該粒子治療系統經設定大小以裝配於經設計用於一線性加速器(LINAC)之一拱頂內。
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