。因此，如果在經過第一次掃描該波束劑量是"X"戈瑞， 表格針對該位置可記錄X戈瑞。在經過第二次掃描時，表格可記錄2X戈瑞，等等，直至達到 目標累積劑量。
[0083] 在運一方面，針對每個位置，與加速器關聯的處理設備（例如，控制粒子治療系統 的計算機系統）可將來自諸如上述表格中的累積劑量與目標累積劑量對比。如果累積劑量 匹配目標累積劑量，針對該位置（或層）的治療被認為完成。如果累積劑量不匹配目標累 積劑量，進行另外的治療。例如，在該相同位置再次掃描該層或位置，它們從該表格中獲取。 磁體電流和使用空氣磁忍磁體而產生的波束運動之間的線性關系能夠有助于在掃描期間 在波束多次經過時在相同位置處重復的、并且相對精確的重復掃描。
[0084] 在相同位置，掃描可W重復任意合適次數直至在每個位置達到目標累積劑量。在 運點上，可W重新掃描整個層或基于該層上不同位置的目標累積劑量僅重新掃描該層的選 定部分。在一些實施方式中，粒子束的強度在各次掃描之間不變化。在其他實施方式中，粒 子束的強度在各次掃描之間可變化，特別是在需要小劑量來完成累積劑量W達到目標累積 劑量時。例如可W通過改變離子源的操作（例如，增加等離子體離子化）、改變RF頻率的范 圍、或通過任何其他合適方法，來增加或減少劑量的強度。改變劑量強度的方法示例在2013 年9月27日提交的美國專利申請No. 14/039,307中描述，并且其通過引用結合于此。
[0085] 如所指出的，針對整個層或僅針對層的一部分可重復掃描。在一些實施方式中，整 個層或其部分可在治療另一層前完全治療。也就是說，在治療另一層前，重復掃描直至一層 上每個位置達到總累積劑量。在一些實施方式中，每層可W順序地部分（例如，掃描一次） 治療，并且隨后順序地再掃描。在一些實施方式中，在其他層治療前可W完全治療數個指定 層。在一些實施方式中，可W掃描整個祀標一次，隨后對整個祀標連續掃描直至適當的總累 積劑量輸送至每個位置。
[0086] 在各層之間運動期間，波束可W關閉。例如，在各層之間運動期間，離子源可W關 閉，進而中斷波束的輸出。在各層之間運動期間，粒子加速器中RF掃頻可W關閉，進而中斷 波束的引出（并因此輸出）。在一些實施方式中，在各層之間運動期間，離子源和產生RF掃 頻的電路都可W被無效。在一些實施方式中，在各層之間運動期間，不是關閉離子源和/或 RF掃頻，而波束可W使用沖擊磁體（未示出）或掃描磁體偏轉至波束吸收材料。
[0087] 福射祀標的不同截面可W根據不同治療方案進行掃描。如上所述，使用能量降能 器來控制掃描深度。在一些實施方式中，在能量降能器的配置期間，粒子束可W是中斷的或 被再次引導。在其他實施方式中，則無需如此。
[0088] 本文所描述的是治療福射祀標的截面的示例。運些是大致垂直于粒子束方向的截 面。然而，本文所描述的原理可同樣應用于治療福射祀標的其他部分，它們不是垂直于粒子 束方向的截面。例如，福射祀標可W分為球形、立方體、或其他形狀體積，并且運些體積可使 用本文描述的示例過程、系統、和/或設備來治療。
[0089] 圖9是示出本文所述的掃描過程的示例實施方式的流程圖。盡管圖9的過程200 在本文所述的硬件環境下描述，過程200可使用任意合適的硬件來執行。過程200中所示 出的操作可W所描繪的相同順序或在適當時W不同的順序來執行。
[0090] 根據過程200,存儲（201)治療方案。該治療方案可W是如上述的治療方案。例 如，該治療方案可規定掃描類型（例如，連續光柵掃描）W及福射祀標每層中輸送至每個位 置的福射的總累積劑量。該治療方案可省略例如單個位置處每次掃描所輸送的劑量和它們 的強度、W及每個位置處所輸送的劑量的數目和各位置的特性。
[0091] 能量降能器可設定為選擇（202)層，并且電流可W施加至磁體并被控制W根據例 如治療方案中提到的模式來移動（203)粒子束，從而掃描該層。電流控制可W產生波束在 至少部分福射祀標上的連續運動，從而輸送帶電粒子劑量。越過福射祀標的層233的波束 運動230的模式示例在圖10中示出。隨著波束移動，每個波束脈沖輸送福射劑量至祀標。 劑量具有在加速器中事先設置或在掃描期間設置的強度，并且輸送至規定位置。劑量待輸 送處的精確位置無需事先設置，而是可W由波束運動和脈沖輸出的組合來達到。
[0092] 對于劑量輸送的位置，存儲（204)(或記錄）確定位置W及該位置處所輸送劑量的 量的信息。該信息通常在輸送劑量后存儲。如上所述，可W盡可能接近劑量輸送來確定信 息，使用離子腔確定粒子束強度（例如，劑量的量）W及使用掃描磁體上的電流傳感器來確 定劑量輸送的位置。如上所述，在一些實施方式中，與輸送同步，確定輸送至福射祀標的粒 子束劑量的信息連同劑量輸送處的坐標或劑量輸送處的磁體電流其中之一一起被存儲。同 樣如上所述，該信息可W存儲在表格中，該表格可用于存儲施加在福射祀標各層上各位置 處的累積福射劑量。
[0093] 掃描整個層并因此如上所述的記錄信息，或僅掃描層的一部分并因此記錄信息。 在掃描期間在一點上，每個位置處輸送的累積劑量與該位置的目標累積劑量對比。例如，運 可W在包含該位置的層的一部分被掃描后、在整個層被掃描后、在一組層被掃描后、或者在 福射祀標中所有層被掃描后進行。確定205特定位置處的當前累積劑量是否匹配目標累積 劑量。如果特定位置處的當前累積劑量匹配目標累積劑量，針對運些位置完成207掃描。如 果特定位置處的當前累積劑量不匹配目標累積劑量，操作掃描系統W補償運些位置處所記 錄（例如，當前累積）劑量相對于對應目標累積劑量的不足。例如，如果特定位置處的當前 累積劑量不匹配目標累積劑量，可控制掃描磁體中的電流W移動206波束，從而輸送另外 的劑量至運些特定位置。
[0094] 如上所述，在一些實施方式中，在層的單次掃描（例如，單次粒子輸送）期間可施 加100%的劑量。在該情形中，每層無需多于一次掃描。在其他實施方式中，在單次掃描期 間可施加少于100%的劑量。在該情形中，每層需要多于一次的掃描。為此，根據掃描過程， 對于施加劑量的各位置，如果在每個位置處的當前累積劑量不匹配對應位置的目標累積劑 量，控制磁體電流W移動波束，從而對需要更多劑量的各位置輸送額外劑量。換言之，可W 任意合適次數的再次掃描該層直至針對該層的所有位置達到目標累積劑量。在一些實施方 式中，在一次掃描或多次掃描中，實際輸送的劑量會超過目標累積劑量的100%。由合適的 醫療專業人員指定輸送多少劑量。
[0095] 如所指出的，該層可在任意合適時間點進行再次掃描，例如，在通過當前掃描完成 該層的部分掃描后，在通過當前掃描完成整個層掃描后，在通過一次掃描完成一組層的掃 描后，或運在通過一次掃描完成所有層的掃描后。在再次掃描期間，重復上述過程直至針對 福射祀標中所有位置或一些位置子集達到目標累積劑量。在一些實施方式中，例如針對最 后一次掃描需要調節粒子束的強度。例如，如果該強度設定為目標累積劑量的25 %，但是每 次掃描僅輸送20 %，則第五次（W及可能第六次）劑量將需要低于25 %的強度W達到目標 累積劑量。
[0096] 本文所描述的過程可與單個粒子發生器一起使用，并且運里所述的任意兩個或多 個特征可與該單個粒子發生器一起使用。粒子發生器可用于任何類型的醫療或非醫療應用 中。下文提供了可使用的粒子治療系統的示例。特別地，運里所描述的原理可用于未具體 描述的其他系統中。
[0097] 參照圖11，帶電粒子放射治療系統400的示例實施方式包括波束生成 (beam-pro化Cing)粒子加速器402 (例如，圖1、2的粒子加速器），其具有足夠小的重量和 尺寸W使得允許其被安裝在旋轉臺架404上，其中它的輸出從加速器殼體直線地（也就是 說，基本上直接地）朝向患者406引導。粒子加速器402還包括本文所述類型的掃描系統 (例如，圖3至10)。
[0098] 在一些實現方式中，鋼制臺架具有安裝用于在位于患者的相對側上的兩個相應軸 承412、414上旋轉的兩條腿408、410。加速器由鋼巧架416支撐，所述鋼巧架416足夠長W 跨過患者平躺（例如，兩倍的高個子的人的長度，W允許人在該空間內被完全地旋轉，其中 患者的任意預期的目標區域保持波束線內）的治療區域418并且所述鋼巧架在兩個端部穩 固地附接至所述臺架的旋轉腿。
[0099] 在一些示例中，臺架的旋轉限制在小于360度的范圍420內，例如，約180度，W允 許地面422從容納所述治療系統的地下室424的墻壁延伸進入患者治療區域。臺架的受限 的旋轉范圍還減少了一些提供了對在治療區域之外的人的福射屏蔽的壁（其不直接和束 對齊，例如壁430)的所需厚度。雖然臺架旋轉的180度范圍足夠覆蓋所有的治療接近角度， 但是提供更大范圍的運動范圍是有用的。例如，旋轉范圍可在180度到330度之間，并且仍 然提供用于治療地面空間的間隙。在其他實施方式中，旋轉不限于上面所述的。
[0100] 臺架的水平旋轉軸432定位在患者和治療師與治療系統交互的地面上方標稱1米 處。該地面可被定位在治療系統屏蔽的地下室的底部地面之上約=米處。加速器可在抬高 的地面下擺動，W用于從旋轉軸下方輸送治療束。患者躺椅在平行于臺架旋轉軸的基本上 水平的平面內移動和旋轉。通過該配置，躺椅可在水平平面上通過約270度的范圍434進 行旋轉。臺架和患者旋轉范圍和自由度的組合允許治療師實際選擇用于該波束的幾乎任意 接近角度。如果需要的話，患者可W相反的定向被放置在躺椅上，從而所有的可能角度都可 被使用。
[0101] 在一些實施方式中，加速器使用具有很高磁場超導電磁結構的同步回旋加速器構 造。因為給定動能的帶電粒子的彎曲半徑與施加于其上的磁場的增加直接成比例地減少， 因此很高的磁場超導磁體結構允許加速器做得更小和更輕。同步回旋加速器使用旋轉角度 一致并且隨著半徑增大而強度下降的磁場。運樣的場形狀可不論磁場的幅值大小來實現， 因此理論上在同步回旋加速器中可使用的磁場強度沒有上限（并且因此導致的處于固定 半徑的粒子能量沒有上限）。
[0102] 同步回旋加速器支撐在臺架上從而直接生成與患者一致的波束。臺架允許同步回 旋加速器繞包含患者內、或附近一點（等中屯、點440)的水平旋轉軸旋轉。平行于旋轉軸的 分裂巧架在兩側上支撐同步回旋加速器。
[0103] 由于在一些示例實施方式中限制了臺架的旋轉范圍，患者支撐區域能夠容納在等 中屯、點周圍的廣泛區域中。由于地板能夠繞等中屯、點廣泛地延伸，患者支撐臺能夠定位W 相對于穿過等中屯、點的縱軸442運動并繞其旋轉，從而通過臺架旋轉和臺運動及旋轉的組 合，能夠實現進入患者任意部位的任意波束方向角度。在一些實施方式中，兩個臺架臂被間 隔開超過高個子患者兩倍的高度，從而允許載有患者的躺椅在高于升高地板的水平面內旋 轉和平移。
[0104] 限制臺架旋轉角度允許圍繞治療室的至少一個墻壁的厚度減小。厚的墻，通常是 由混凝±構造的墻，提供對治療室外側個人的福射防護。阻擋質子束下游的墻可W是該室 另一端處墻的厚度的兩倍，W提供等效水平的防護。限制臺架旋轉的范圍使得治療室能夠 在=個側面上位于地面W下，而使得占地面積靠近最薄的墻，從而減少構建治療室的成本。
[0105] 在示于圖11的示例實施方式中，W同步回旋加速器的磁極間隙中的峰值磁場 8. 8T操作超導同步回旋加速器402。同步回旋加速器產生具有250MeV能量的質子束。在 一些實施方式中，同步回旋加速器是可變能量機器，并且能夠輸出具有不同能量的質子束。 在一些實施方式中，同步回旋加速器可生成具有固定能量的波束。在一些實施方式中，磁場 強度可在4T到20T的范圍內，并且質子能量可在150到300MeV的范圍內。
[0106] 在該示例中描述的放射治療系統用于質子放射治療，但是相同的原理和細節可被 應用在用于重離子（離子）治療系統中的類似系統中。
[0107] 如圖1、2、12、13和14所示，示例的同步回旋加速器10(例如，圖11中的40。包括 包含粒子源190、射頻驅動系統191和波束引出系統的磁體系統122。在該示例中，由磁體 系統建立的磁場通過使用一對裂開的環形超導線圈140、142和一對成形的鐵磁體（例如， 低碳鋼）極面144、146而具有合適于維持包含的質子束聚焦的形狀。
[010引兩個超導磁體線圈中屯、在同一軸上并且沿該軸隔開。線圈可由基于Nb3Sn的超導 0.8mm直徑的股線（最初包括由銅護套圍繞的妮-錫忍）形成，該股線展開為通道內絞合 電纜的導體幾何形狀。在屯根單獨的股線梓在一起成纜后，它們被加熱W引起形成電線的 最終（易碎的）的超導材料的反應。在材料已經起反應后，電線被焊接進銅通道（外尺寸 3. 18X2. 54mm，且內尺寸為2. 08X2. 08mm)并且由絕緣體（在該示例中，為編織玻璃纖維） 覆蓋。包含電線的銅通道然后在具有矩形橫截面的線圈中纏繞。纏繞的線圈然后用環氧化 合物真空浸潰。制成的線圈安裝在環形不誘鋼反轉筒管上。加熱層板定位在繞組層中的間 隔處，W在磁體澤火（quench)的情況下保護組件。
[0109] 整個線圈能夠包覆銅片W提供熱傳導和機械穩定性，并然后包含在另外的環氧樹 脂層中。能夠通過加熱不誘鋼反轉筒管W及將線圈擬合在該反轉筒管中來提供線圈的預壓 縮。反轉筒管內徑選擇W使得當整個塊被冷卻至4K時，反轉筒管保持接觸線圈并提供一些 壓縮。將不誘鋼反轉筒管加熱至約50攝氏度，并將線圈擬合在100開爾文度的溫度也能夠 實現。
[0110] 通過將線圈安裝在"反向"矩形筒管內來維持線圈的幾何形狀，從而施加恢復力， 其抵抗線圈被激勵時產生的扭曲力。如圖13所示，在一些實施方式中，通過使用一組冷暖 支撐條402、404、406保持線圈相對于對應的磁極片和低溫恒溫器的位置。將冷物質保持在 細條內減少由剛性支撐系統傳遞至冷物質的熱量泄露。運些條布置W隨著磁體在臺架的板 上旋轉而經受線圈上變化的重力。當線圈從相對于磁輛的完美對稱位置受到擾動時，運些 條經受由線圈實現的重力和大離屯、力的復合效應。另外，隨著臺架位置改變時臺架加速和 減速，連桿用于減少施加在線圈上的動力。每個冷暖支撐可包括一個S2玻璃纖維連桿和一 個碳纖維連桿。碳纖維連桿跨過溫輛和中間溫度巧0-70K)之間的銷針支撐，而S2玻璃纖 維連桿408跨過中間溫度銷針和連接至冷物質的銷針支撐。每個銷針可由高強度不誘鋼制 成。
[0111] 參照圖1，場強剖面作為半徑的函數主要由線圈幾何形狀和極面形狀的選擇來確 定。可穿透輛材料的極面144、146能夠是波狀外形的W微調磁場的形狀，從而確保粒子束 在加速期間保持聚焦。
[0112] 除了在限定組的支撐點17U173之外，超導線圈通過將線圈組件（線圈和筒管） 封在提供環繞線圈結構的自由空間的真空環形侶或不誘鋼低溫恒溫器腔室170內部而維 持在接近絕對零度（例如，約4開氏度）的溫度。在可替代版本中（例如，圖2)，低溫恒溫 器的外壁可由低碳鋼制成W提供對磁場的額外返回磁通量通路。
[0113] 在一些實施方式中，接近絕對零度的溫度通過使用一個單級GifTord-McM址on制 冷機和S個雙極Gifford-McM址on制冷機來達到并維持。每個雙極制冷機具有連接至冷凝 器的第二級冷卻端，其將氮蒸氣再濃縮為液氮。在一些實施方式中，接近絕對零度的溫度 通過使用包含液氮的冷卻通道（未示出）來達到并維持，所述冷卻通道形成在超導線圈支 撐結構（例如，反轉筒管）的內部，并且其包含通道中的液氮和對應的超導線圈之間的熱連 接。上述類型和可被使用的液氮冷卻系統的示例在美國專利申請No. 13/148000度egg等 人）中描述。
[0114] 在一些實施方式中，線圈組件和低溫恒溫腔安裝在由藥盒形磁輛