100的兩個半體 181、183內并由其封裝。輛100提供返回磁場磁通量184的路徑并磁性地屏蔽極面144、146 之間的容積186W避免外部磁場影響會擾動該容積內磁場的形狀。該輛還用于減少加速器 附近的雜散磁場。在其他實施方式中，線圈組件和低溫恒溫腔安裝在非磁性外殼內并完全 由其完全封裝，并且使用有源返回系統實現返回磁場磁通量的路徑，其示例在上文中描述。 [011引如圖1和15所示，同步回旋加速器包括化nning電離壓力計幾何形狀的粒子源 190,其定位在磁體結構的幾何中屯、192附近。粒子源可如下文所述，或粒子源可W是通過 引用并入本文的美國專利申請No. 11/948,662中描述的類型。
[0116] 粒子源190通過氣體路線393和輸送氣態氨氣的管道394而提供氨氣供給399。 電纜294攜帶來自電源的電流W刺激電子從與磁場對齊的陰極392、390放電。
[0117] 在該示例中，放電的電子電離通過小孔從管394離開的氣體，W產生正離子（質 子）的供給，用于被跨過被磁體結構封閉的空間的一半的一個半圓形值形）射頻板和一個 虛擬D形板加速。在中斷的粒子源（在美國專利申請NO. 11/948, 662中描述的示例）的情 形中，包含等離子體的全部（或大部分，例如大多數）管道在加速區域處被移除。
[0118] 如圖16所示，D形板500是具有封閉空間507的兩個半圓形表面503、505的中空 金屬結構，在空間507中質子在其環繞被磁體結構封閉的空間旋轉的一半過程中被加速。 開口進入空間507的管509通過外殼（例如，輛或磁極件）延伸至外部位置，從該外部位置， 真空累可被附接W將空間507和加速發生的真空腔室中的剩余空間抽成真空。虛擬D形 502包括被隔開接近D形板的暴露邊緣的矩形金屬環。虛擬D形地接到真空腔室和磁輛。D 形板500由施加到射頻傳輸路線的端部處的射頻信號驅動，W在空間507中賦予電場。由 于被加速的粒子束與幾何中屯、之間的距離增加，因此使得射頻電場隨時間變化。射頻電場 可W發明名稱為"將共振腔的共振頻率與輸入電壓的頻率匹配"（"MatchingAResonant Rrequen巧OfAResonantCavityToARrequen巧OfAnInputVoltage")的美國專利 申請No. 11/948,359中描述的方式被控制，其內容通過參考結合于此。
[0119] 為了使從中屯、定位的粒子源產生的波束隨著其開始螺旋向外而凈空離子源結構， 穿過射頻板施加大的壓差。20, 000伏特可穿過射頻板施加。在一些版本中，8, 000到20, 000 伏特可穿過射頻板施加。為了減少驅動運一大電壓所需的功率，可布置磁體結構W減少射 頻板和地面之間的電容。運可通過從射頻結構穿過外輛和低溫恒溫器殼體形成具有足夠余 隙的孔和在磁極面之間具有足夠的空間來完成。
[0120] 改變驅動D形板的電勢的高電壓具有在加速循環期間向下掃描的頻率W考慮質 子的增加的相對論質量和減小的磁場。由于該虛擬D形連同真空腔室壁處于接地電勢，因 此其不需要中空的半柱形結構。可使用其他的板布置，比如由不同電相位或多個基礎頻率 驅動的一對加速電極。RF結構可被調諧W通過使用例如具有相互纏結的旋轉和固定葉片的 旋轉電容器在要求的射頻掃描期間保持其Q(電量）為高水平。在葉片的每次曬合期間，電 容增大，從而降低了RF結構的共振頻率。葉片可被成形W產生所需的精確的頻率掃描。用 于旋轉電容器的驅動電機可與RF發生器鎖定相位W用于精確控制。一串粒子在旋轉電容 器葉片的每次曬合期間被加速。
[0121] 其中加速過程發生的真空室是在中屯、處較薄和邊緣處較厚的大體柱形的容器。真 空腔室封閉RF板和粒子源，并且由真空累抽成真空。維持高真空減少了加速離子不與氣體 分子發生碰撞而消失的機會，并且使得RF電壓能夠保持在較高水平而不會電弧接地。
[0122] 質子（或其他離子）從粒子源處開始經過大體上螺旋的軌道路徑。在螺旋路徑的 每個循環的一半中，質子在隨著它們穿過RF電場而獲得能量。隨著質子獲得能量，其螺旋 路徑的每個連續循環的中屯、軌道的半徑大于前一循環直到循環半徑到達磁極面的最大半 徑。在那個位置，磁場和電場的擾動引導質子進入磁場快速減小的區域，并且質子離開高磁 場區域并被引導穿過本文中稱為引出通道的真空管，W離開同步回旋加速器。磁場再生器 可用于改變磁場擾動W引導質子。離開的質子當其進入存在于環繞同步回旋加速器的空間 中的顯著減小的磁場區域時將趨于分散。在引出通道138(圖13)中的波束成形元件507、 509重新引導質子使得其留在有限空間范圍的直線束中。
[0123] 隨著束離開引出通道，其可穿過束形成系統525 (圖13)，所述束形成系統可包括 本文所述類型的掃描系統。束形成系統525可與控制束施加的內部臺架協同使用。
[0124] 從同步回旋加速器出來的雜散磁場可由磁輛（其還用作屏蔽）和獨立磁場屏蔽件 514(例如，圖1)來限定。獨立磁場屏蔽件包括鐵磁材料（例如，鋼或鐵）層517,其封裝由 空間516隔開的藥盒形輛。包括輛、空間、W及屏蔽件的=明治結構的運種配置實現了W較 低重量對給定泄露磁場的足夠屏蔽。如上所述，在一些實施方式中，有源返回系統可用于替 代或增加磁輛和屏蔽的操作。
[0125] 參照圖11，臺架允許同步回旋加速器繞水平旋轉軸432旋轉。巧架結構416具有 兩個大體平行的跨板480、482。同步回旋加速器支在跨板之間，大約在各腿之間的中間處。 由于使用安裝在與巧架相對的腿的末端上的配重622、624來繞軸承旋轉，使臺架平衡。
[0126] 通過安裝在一個或兩個臺架腿上并通過驅動輪連接至軸承外殼的電動馬達來驅 動臺架旋轉。從軸桿角度編碼器提供的信號推導出臺架的旋轉位置，軸桿角度編碼器結合 在臺架驅動馬達和驅動輪中。
[0127] 在離子束離開同步回旋加速器的位置處，束形成系統525作用在離子束上W使它 的特性適于患者治療。例如，該波束可W展開并且其穿透深度可變W提供越過給定祀標體 積的均勻福射。束形成系統可包括如本文所述的有源掃描元件。
[012引同步回旋加速器的所有有源系統（例如電流驅動的超導線圈、RF驅動板、用于真 空加速腔W及用于超導線圈冷卻腔的真空累、電流驅動的粒子源、氨氣源、W及RF板冷卻 器）可由合適的同步回旋加速器控制電子元件（未示出）控制，其例如可包括執行來自非 暫態存儲器的指令W實現控制的一個或多個處理設備。
[0129] 如上所述，參照圖17的系統602,波束生成粒子加速器，在該情形中同步回旋加速 器604 (其可包括本文描述的任意和所有特征）可安裝在旋轉臺架605上。旋轉臺架605 是本文所述的類型，并能夠繞患者支架606成角度地旋轉。該特征使得同步回旋加速器604 能夠提供從各個角度基本直接至患者的粒子束。例如，如圖17中所示，在同步回旋加速器 604高于患者支架606時，粒子束可W向下朝向患者。可替代地，如果同步回旋加速器604 低于患者支架606,粒子束可W向上朝向患者。在不需要中間波束路由機構的意義上，粒子 束基本直接應用至患者。路由機構在本文中不同于成形或定型機構，其中成形或定型機構 不會重新路由波束，而是在維持波束相同的一般軌跡時對波束定型和/或成形。
[0130] 關于前述系統的示例實施方式的其他細節可在于2006年11月16日提交的 標題為"帶電粒子放射治療"（"QiargedParticleRadiationHierapy")的美國專利 No. 7, 728, 311和于2008年11月20日提交的標題為"內部臺架"("InnerGantry")的美國 專利申請No. 12/275, 103中找到。美國專利No. 7, 728, 311和美國專利申請No. 12/275, 103 的內容通過引用結合到本發明中。在一些實施方式中，同步回旋加速器可W是可變能量設 備，諸如2013年6月12日提交的美國專利申請No. 13/916,401中所描述的那些，其內容通 過引用結合于此。
[0131] 可變能量粒子加速器
[0132] 用于本文描述的示例粒子治療系統和示例掃描系統的粒子加速器可W是可變能 量粒子加速器，其示例在下文描述。
[0133] 所引出的粒子束（從加速器輸出的粒子束）的能量能夠在治療期間影響粒子束的 使用。在一些機器中，粒子束的能量（或粒子束中的粒子）不會在引出后增加。然而，在引 出后和治療前可基于治療需求減少能量。參照圖18,示例的治療系統910包括加速器912， 例如同步回旋加速器，從其引出具有可變能量的粒子（例如質子）束914W福射身體922 的祀標體積924。可任選地，一個或多個其它設備，諸如掃描單元916或散射單元916、一個 或多個監測單元918、W及能量降能器920,沿福射方向928放置。運些設備攔截所引出的 束914的截面并改變所引出束的一個或多個屬性W用于治療。
[0134] 由用于治療的粒子束福射的祀標體積（福射祀標）通常具有S維配置。在一些示 例中，為了進行治療，祀標體積沿粒子束的福射方向分為多層，從而福射能夠在逐層基礎上 進行。對于某些類型的粒子，諸如質子，祀標體積內的穿透深度（或波束到達的層）很大程 度上由粒子束的能量確定。給定能量的粒子束基本不會到達超過該能量對應穿透深度的地 方。為了將波束福射從祀標體積的一層移動至另一層，可改變粒子束的能量。
[0135] 在圖18所示的示例中，祀標體積924沿福射方向928分為九層926a-926i。在示 例過程中，福射從最深層926i開始，每次一層，逐漸至較淺的層并終止于最淺的層926a。在 施加至身體922之前，粒子束914的能量控制于允許粒子束停止于期望層的水平，例如，層 926山而基本不會更深地穿透進入身體或祀標體積，例如層926e-926i或更深地進入身體。 在一些示例中，隨著治療層相對于粒子加速變得更淺，粒子束914的期望能量減少。在一 些示例中，用于治療祀標體積924的相鄰層的波束能量差值是約3MeV至約lOOMeV、例如約 IOMeV至約SOMeV,然而基于例如各層的厚度和波束的屬性，其他差值也是可能的。
[0136] 用于治療祀標體積924的不同層的能量變化能夠在加速器912 (例如，加速器能夠 改變能量）處進行，從而在一些實施方式中，在從加速器912引出粒子束后，無需額外的能 量變化。因此，治療系統10中的可任選能量降能器920可從系統中省略。在一些實施方式 中，加速器912能夠輸出具有在約IOOMeV至約300MeV之間、例如在約IlSMeV至約250MeV 之間變化的能量的粒子束。該變化能夠是連續的或不連續的，例如每次一步。在一些實施 方式中，連續的或不連續的變化能夠W相對高的頻率發生，例如高達約SOMeV每秒或高達 約20MeV每秒。不連續的變化能夠每次一步的發生，其中步長為約IOMeV至約90MeV。
[0137] 當在一層中完成福射時，加速器912能夠改變粒子束的能量用于福射下一層，例 如，在數秒內或在小于一秒內。在一些實施方式中，祀標體積924的治療能夠是連續的而基 本沒有中斷或甚至沒有任何中斷。在一些情形中，非連續能量變化的步長選定W對應福射 祀標體積924的兩個相鄰層所需的能量差值。例如，該步長能夠與能量差值相同或是能量 差值的一部分。
[013引在一些實施方式中，加速器912和降能器920共同改變波束914的能量。例如，加 速器912提供粗調而降能器920提供微調或反之亦然。在該示例中，加速器912能夠輸出 W約IO-SOMeV的可變步長來改變能量的粒子束，而降能器920W約2-lOMeV的可變步長來 調節（例如，減小）該波束的能量。
[0139] 能量降能器、諸如范圍調節器的減少使用（或缺失）可幫助維持來自加速器的輸 出波束的特性和質量，例如波束強度。粒子束的控制能夠在加速器處執行。能夠減少或消 除例如來自在粒子束通過降能器920時生成的中子的副作用。
[0140] 粒子束914的能量可W調節W在完成祀標體積924的治療后治療另一身體或身體 部位922'中的另一祀標體積930。祀標體積924、930可W處于同一身體（或患者）中、或 處于不同的患者中。祀標體積930距身體922'表面的深度D能夠不同于祀標體積924的 深度。盡管通過降能器920能夠進行一定的能量調節，降能器912僅可W減小波束能量而 不能增加波束能量。
[0141] 在運一方面，在一些情形中，治療祀標體積930所需的波束能量大于治療祀標體 積924所需的波束能量。在該情形中，在治療祀標體積924后和治療祀標體積930前，加速 器912可增加輸出波束能量。在其他情形中，用于治療祀標體積930所需的波束能量小于 治療祀標體積924所需的波束能量。盡管降能器920能夠減少能量，加速器912能夠調節 W輸出較低的波束能量，從而減少或消除降能器920的使用。祀標體積924、930分割為各 層能夠是不同的或相同的。祀標體積930能夠類似于祀標體積924治療在逐層基礎上進行 治療。
[0142] 相同患者上不同祀標體積924、930的治療可W是基本連續的，例如其中兩個體積 之間的停止時間不會長于約30分鐘或更少，例如25分鐘或更少、20分鐘或更少、15分鐘或 更少、10分鐘或更少、5分鐘或更少、或者1分鐘或更少。如運里所說明的，加速器912能夠 安裝在可動臺架上并且臺架的運動能夠使加速器移動W瞄準不同的祀標體積。在一些情形 中，在完成祀標體積924治療后及開始治療祀標體積930前，治療系統進行調節（諸如移動 臺架）的時間期間，加速器912能夠完成輸出波束914的能量調節。在加速器和祀標體積 930對準后，該治療能夠W已調節的、期望的波束能量開始。針對不同患者的波束能量調節 也能夠相當有效地完成。在一些示例中，所有調節，包含增加/減少波束能量和/或移動臺 架在約30分鐘的時間內完成，例如在約25分鐘內、約20分鐘內、約15分鐘內、約10分鐘 內、或約5分鐘內。
[0143] 在祀標體積的相同層中，福射劑量可W通過使用掃描單元916移動波束越過層的 二維表面（其有時稱作掃描束）來施加。可替代地，該層能夠通過將引出的波束穿過散射 單元16的一個或多個散射器（其有時稱作散射束）來福射。
[0144] 波束特性，諸如能量和強度，能夠通過控制加速器912和/或其他設備在治療前選 定或在治療期間調節，諸如掃描單元/散射器916、降能器920、W及圖中未示出的其他設 備。在示例的實施方式中，系統910包括與系統中一個或多個設備通信的控制器932,諸如 計算機。控制能夠基于由一個或多個監測器918執行監測的結果，例如監測祀標體積中的 波束強度、劑量、波束位置等。盡管監測器918示出為位于設備916和降能器920之間，能 夠將一個或多個監測器置于沿波束福射路徑的其他合適位置。控制器932還能夠存儲針對 一個或多個祀標體積（針對同一患者和/或不同患者）的治療方案。治療方案能夠在治療 開始前確定并且能夠包含如下參數，諸如祀標體積的形狀、福射層的數量、針對每層的福射 劑量、每層被福射的次數等。系統910內波束屬性的調節能夠基于治療方案來進行。在治 療期間，例如當探測到與治療方案的偏差時，能夠做出另外調節。
[0145] 在一些實施方式中，加速器912配置為通過改變加速粒子束的磁場來改變輸出粒 子束的能量。在示例實施方式中，一組或多組線圈接收可變電流來產生空腔內的可變磁場。 在一些示例中，一組線圈接收固定電流，而一組或多組線圈接收可變電流，從而線圈組接收 到的總電流可變。在一些實施方式中，所有組的線圈都是超導的。在其他實施方式中，一些 組的線圈，諸如用于固定電流的線圈，是超導的，而其他組的線圈，諸如用于可變電流的一 組或多組線圈，不是超導的。在一些示例中，所有