CN101006541A - 高能多能离子选择系统、离子束治疗系统及离子束治疗中心 - Google Patents

Abstract

提供了用于产生基于能级而在空间上分开并被调制的激光加速高能多能正离子束的设备和方法。所述空间上分开并被调制的高能多能正离子束用于放射治疗。另外，提供了使用由在空间上分开并被调制过的正离子束所提供的适合治疗的高能多能正离子束来用于治疗放射治疗中心内的患者的方法。还提供了使用在空间上分开并被调制过的激光加速高能多能正离子束来制造放射性同位素的方法。

Description

高能多能离子选择系统、离子束治疗系统及离子束治疗中心

相关申请的交叉引用

本专利申请要求美国临时专利申请No.60/475,027的利益，该申请提交于2003年6月2日，其全部内容以参考的形式在此引入。

政府权利

涉及所公开的发明的工作其全部或者部分是由美国国家卫生研究院(NIH)的联邦基金资助的。根据NIH合同号CA78331，政府可享有本发明中的某些权利。

技术领域

本发明涉及用于产生高能离子束的装置和方法的领域。本发明还涉及用于放射治疗的高能离子束的使用。另外，本发明还涉及使用高能离子束来治疗癌症治疗中心中的患者的领域。

背景技术

放射治疗是用于治疗癌症的最有效的工具之一。公知的是，与光子(例如X射线)和电子射束相比，由于布拉格峰效应，使用质子射束提供了与治疗靶区相符的高剂量，并且提供了更好的正常组织防护作用。例如，参见T.Bortfeld的文章“An analytical approximation of theBragg curve for therapeutic proton beams”，Med.Phys.(医学物理)，2024-2033(1997)。虽然光子显示出较高的入射剂量和随深度缓慢的衰减程度，但是质子具有非常尖的能量沉积峰的射束穿透特性。因而，可能的是，入射质子能量较大一部分要被沉积在3维肿瘤体积内，或者非常靠近在该3维肿瘤体积，从而避免了在使用X射线和电子时常常发生的对周围正常组织的放射入射损伤。

尽管质子的尖布拉格峰体现了较高的放射剂量，但是质子治疗的使用已经落后于光子治疗的使用。由于用于质子加速器的运行制度(用于加速器维护、能量消耗以及技术支持的总的运行成本)与电子/X射线医用加速器相比至少高一个数量级，因而这种落后是明显的。现在，质子治疗中心使用回旋加速器和同步加速器。例如，参见Y.A.Jongen等人的文章“Proton therapy system for MGH’s NPTC：equipment descriptionand progress report”，回旋加速器及其应用，J.C.Cornell(编)(新泽西州：世界科学)606-609(1996)；“Initial equipment commissioning of theNorth Proton Therapy Center”，1998年回旋加速器会议论文集(1998)；和F.T.Cole，“Accelerator Considerations in the Design of a ProtonTherapy Facility”，粒子加速公司报告(1991)。尽管相当有限数量的临床个例来自这些装置，但是治疗记录已经显示出令人鼓舞的结果，特别是在较好地局部防放射损伤方面。例如，参见M.Fuss等人的文章“Proton radiation therapy(PRT) for pediatric optic pathway gliomasComparison with 3D planned conventional photons and a standard photontechnique”，Int.J.Radiation Oncology Biol.Phys(生物物理放射肿瘤学国际期刊)，1117-1126(1999)；J.Slater等人的文章“Conformal protontherapy for prostate carcinoma”，Int.J.Radiation Oncology Biol.Phys，299-304(1998)；W.Shipley等人的文章“Advanced prostate cancer theresults of a randomized comparative trial of high dose irradiation boostingwith conformal protons compared with conventional dose irradiation usingphotons alone”，Int.J.Radiation Oncology Biol.Phys.，3-12(1995)；以及R.N.Kjellberg的文章“Stereotactic Bragg Peak Proton Radiosurgeryfor Cerebral Arteriovenous Malformations”，Ann Clin.Res.，Supp.47(临床研究年鉴增刊)，17-25(1986)。通过这种紧凑、灵活以及划算的质子治疗系统，这种落后的情况可以得到极大的改善，这种质子治疗系统将能够实现这种高剂量射束的广泛使用，并将在癌症治疗方面带来显著的优势。

因此，还存在为紧凑、灵活以及经济的质子治疗系统提供一种实施方案的问题。例如，参见C.M.Ma等人的文章“Laser accelerated protonbeams for radiation therapy”，Med.Phys.，1236(2001)；和E.Fourkal等人的文章“Particle in cell simulation of laser-accelerated proton beamsfor radiation therapy”，Med.Phys.，2788-2798(2002)。这种质子治疗系统将需要研制三个技术：(1)高能质子的激光加速；(2)用于离子选择和射束准直的紧凑系统的设计；和(3)用以利用激光加速质子束的相关治疗优化软件。

美国专利申请公开No.US 2002/0090194A1(Tajima)公开了一种加速加速器中离子、以便充分利用由光源所产生的能量的系统和方法。该申请公开了，在构建加速器系统中所用的靶标方面可以控制几个参数，从而调节加速器系统的性能。

Fourkal等人所报告的激光加速质子的模拟显示出，由于质子较宽的能谱，因而在没有预先选择质子能量的情况下，不能将激光加速质子用于治疗处置。然而，如果获得了这种能量分布，则应当能够在所谓的布拉格峰扩展(“SOBP”)中提供均匀的剂量分布。利用多重射束(小射束)，应当还能够使剂量分布与靶区横向地符合(强度调制)。与现有的光子治疗相比，使用光子束的强度调制放射治疗(“IMRT”)可以将更为符合的剂量分布输送到靶区，同时使输送到周围器官的剂量得以最小。在“On the role of intensity-modulated radiation therapy inradiation oncology”，Med.Phys.，1473-1482(2002)一文中，R.J.Shultz等人阐述了强度调制放射治疗在治疗具体靶点的作用。这个研究课题仍然还处于潜在阶段，需要积累和分析更多数据，但是Shultz等人的发现暗示出，使用IMRT，至少治疗诸如消化系统(结肠直肠、食道、胃)、膀胱和肾等部位是具有优势的。

沿靶深度方向给出均匀的剂量分布可以是可能的；例如，参见C.Yeboah等人的文章“Intensity and energy modulated radiotherapy withproton beams：Variables affecting optimalprostate plan”，Med.Phys.，176-189(2002)；和A.Lomax的文章“Intensity modulation methods forproton radio therapy”，Phys.Med.Biol.(生物物理医学)，185-205(1999)。因此，能量调制和强度调制质子治疗系统(“EIMPT”)还应当能够提高靶覆盖面积及对正常组织的防护效果。近几年来，X射线的设计和输送已经有了相当大的提高，使得现有的质子技术和X射线方法之间的差距急剧地缩小。研究的主要方向已经朝着充分利用单独小射束和计算用于强度调制治疗的最佳强度分布(用于每个小射束)。例如，参见E.Pedroni的文章“Therapy planning system for the SIN-pion therapyfacility”，在G.Burger、A.Breit和J.J.Broerse编的Treatment Planning forExternal Beam Therapy with Neutrons(慕尼黑：Urban&Schwarzenberg出版社)；和T.Bortfeld等人的文章“Methods of image reconstruction fromprojections applied to conformation radio therapy”，Phys.Med.Biol.，1423-1434(1990)。遗憾的是，由于质子治疗中现有的射束输送方法的设计限制，用于质子束的强度调制实施已经落后于光子的应用。例如，参见M.Moyers的文章“Proton Therapy”，The Modern Technology ofRadiation Oncology(放射肿瘤学的现代技术)，J.Van Dyk编(MedicalPhysics Publishing(医学物理出版社出版的)，美国新泽西州麦迪逊，1999)。从而，还存在提供紧凑的质子选择和准直装置以及治疗最优化算法的组合、以便使利用激光加速质子束的EIMPT可行的问题。

用于电子的激光加速首先在1979年提出，(T.Tajima和J.M.Dawson，“Laser electron accelerator”，Phys.Rev.Lett.(物理评论快报)，267-270(1979))，并在发明丘普脉冲放大(“CPA”)(D.Strickland、G.Mourou的文章“Compression of amplified chirped optical pulses”，Opt.Comm(光学通信)，219-221(1985))和发现并研制出诸如钛：蓝宝石的现有高流量的固态激光材料之后，激光电子加速自20世纪90年代开始迅速发展。发现产生的质子带有大大超过几个MeV(58MeV)能级的第一次实验基于美国劳伦斯利弗莫尔国家实验室(“LLNL”)的Petawatt(千兆兆瓦)激光器。例如，参见M.H.Key等人在First InternationalConference on Inertial Fusion Sciences and Applications(惯性聚变科学及应用的第一次国际会议)(1999年法国波尔多)上的文章“Studies of theRelativistic Electron Source and related Phenomena in Petawatt LaserMatter Interactions”；和R.A.Snavely等人的文章“Intenseh high energyproton beams from Petawatt Laser irradiation of solids”，Phys.Rev.Lett.，2945-2948(2000)。直到那时，有几个实验观察到质子的能级达到1或者2MeV。例如，参见A.Maksimchuk等人的文章“Forward Ionacceleration in thin films driven by a high intensity laser”，Phys.Rev.Lett.，4108-4111(2000)。近来，在英国的卢瑟福阿普尔顿实验室的另一个实验已报告了质子的能级达到了30MeV。例如，参见E.L.Clark等人的文章“Energetic heavy ion and proton generation from ultraintenselaser-plasma interactions with solids”，Phys.Rev.Lett.，1654-1657(2000)。

在很长时间内理解的是，离子在激光产生的等离子体中的加速与热电子有关。例如，参见S.J.Gitomer等人的文章“Fast ions and hotelectrons in the laser-plasma interaction”，Phys.Fluids(流体物理)，2679-2686(1986)。激光脉冲与高密度的富氢材料(塑料)相互作用，使材料电离，随后与产生的等离子体相互作用(收集自由电子和离子)。虽然已经论述了在极高的激光强度(约10²²瓦/厘米²)下激光-离子直接的相互作用；例如，参见S.V.Bulanov等人的文章“Generation ofCollimated Beams of Relativistic Ions in Laser-Plasma Interactions”，JETP Letters(实验和理论物理杂志)，407-411(2000)，但是通常认为，造成离子加速的效应是由于靶标内被激光驱动的高能电子造成的等离子体内的电荷分离(例如，参见A.Maksimchuk等人、Id.和W.Yu等人的文章“Electron Acceleration by a Short Relativistic Laser Pulse at theFront of Solid Targets”，Phys Rev.Lett.，570-573(2000))或/和由于自生磁场造成的感应电场(例如，参见Y.Sentoku等人的文章“Bursts ofSuperreflected Laser Light from Inhomogeneous Plasmas due to theGeneration of Relativistic Solitary Waves”，Phys.Rev.Lett.，3434-3437(1999))。通过几种方法，诸如通过传播激光脉冲的有质动力加速(W.Yu等人，Id.)；谐振吸收，在谐振吸收中，一部分激光能量变得产生等离子波，该等离子波随后加速电子(S.C.Wilks和W.L.Kruer的文章“Absorption of Ultrashort，ultra-intense laser light by solids andoverdense plasmas”，IEEE J.Quantum Electron.(IEEE量子电子期刊)，1954-1968(1997))；和由于洛仑兹力的v×B分量的“真空加热”(W.L.Kruer和K.Estabrook，“J×B heating by very intense laser light”， Phys.Fluids，430-432(1985))，这些电子能够被加速到多个MeV能级(取决于激光强度)。由于用于电子加速的机构的数量和相应电场的产生，可能有不同的离子加速方式。对于设计激光质子治疗系统而言，了解在激光脉冲与固体靶标相互作用中离子加速的机理以及根据激光脉冲和等离子体参数的关系的离子产额的定量分析是有用的。

单单具有定量的激光加速质子离子束的离子产额一般不够用于准备合适治疗的质子离子剂量。这种质子离子束具有较宽的能量分布，还需要能量分布整形(即，最终的高能多能离子束)，以便适合治疗。除了需要修整多能离子的能量分布外，还需要控制射束尺寸、方向和总体强度，以便提供足够用来照射患者体内靶区的治疗性质子束。低能质子一般治疗患者体内较浅的区域，而高能质子则治疗较深的区域。从而，仍然存在提供用于从激光加速高能质子源中形成合适治疗的、能够治疗体内预定三维投影区域的多能离子束的问题。目前需要这种离子选择系统提供低成本、紧凑的离子治疗系统，以便使正离子束治疗能够对社会产生更大的可用性。

发明内容

本发明现在已经设计了用于形成合适治疗的多能离子束的离子选择系统。在本发明的第一方面中，提供了离子选择系统，该系统具有能够使激光加速高能多能离子束准直的准直装置，所述激光加速高能多能离子束包括多个高能多能正离子；第一磁场源，其能够根据高能多能离子的能级在空间上分开这些离子；能够调制这些空间上分开的高能多能正离子的孔；和第二磁场源，能够将调制过的高能多能正离子重新组合起来。

本发明人还设计了从激光加速高能多能离子束源中形成适于离子束治疗的高能多能正离子束的方法。从而，在本发明的第二方面中，提供了形成激光加速高能多能正离子束的方法，包括的步骤有：形成包括多个高能多能正离子的激光加速高能多能离子束，这些高能多能正离子具有一个能级分布；用准直装置使激光加速离子束准直；用第一磁场根据能级在空间上分开这些高能正离子；用孔来调制这些在空间上分开的高能正离子；和用第二磁场将这些调制过的高能多能正离子重新组合起来。

在本发明另外的方面中，提供了激光加速高能多能正离子治疗系统，该系统能够将治疗性多能射束输送到体内的三维投影靶区。在本发明的这些方面中，提供了激光加速高能多能正离子治疗系统，该系统包括：激光瞄准系统，该激光瞄准系统具有激光器和能够产生高能多能离子束的瞄准系统，所述高能多能离子束包括具有至少约50MeV的若干能级的多个高能正离子；离子选择系统，该系统能够从高能正离子的一部分中产生合适治疗的高能多能正离子束；和离子束监测和控制系统。

在本发明的另一方面中，提供了用激光加速高能多能正离子治疗系统来治疗患者的方法，该方法包括以下步骤：确定患者体内靶区的位置；确定该靶区的治疗策略，治疗策略包括确定用于照射靶区的合适治疗的多个高能多能正离子束的剂量分布；从多个高能多能正离子中形成合适治疗的多个高能多能正离子束，这些高能多能正离子根据能级在空间上被分开；以及根据治疗策略将该合适治疗的高能多能正离子束输送到靶区。

在本发明的一个相关方面中，提供了激光加速离子束治疗中心，该治疗中心包括：用于固定患者的场所；能够将合适治疗的高能多能正离子束输送到位于所述场所上的患者的激光加速高能多能正离子束治疗系统，该离子治疗系统具有激光瞄准系统，所述激光瞄准系统具有激光器和能够产生高能多能正离子束的至少一个靶标组件，高能多能离子束包括具有至少约50MeV能级的多个高能多能正离子；离子选择系统，该系统能够用高能多能正离子来产生合适治疗的高能多能正离子束，这些高能多能正离子按照能级在空间上被分开；和用于合适治疗的高能多能正离子束的监测和控制系统。

在本发明的另外方面中，提供了使用在此所提供的高能多能离子述来产生放射性同位素的方法。在本发明的这些方面中，提供了制造放射性同位素的方法，包括的步骤有：形成高能多能正离子束，包括形成具有多个高能正离子的激光加速离子束，这些高能多能正离子具有能量分布；使用至少一个准直装置来使激光加速高能多能离子束准直；用第一磁场根据能量在空间上分开这些高能正离子；用孔来调制这些在空间上分开的高能正离子；用第二磁场将这些调制过的高能多能正离子重新组合起来；和用该重新组合过的、在空间上分开的高能多能正离子来照射同位素产物母体。

考虑到在此所提供的本发明的详细描述，因而对于本领域技术人员而言，本发明的其它方面将是明显的。

附图说明

在结合附图阅读时，将进一步理解上述的发明内容以及下面的详细描述。出于说明本发明的目的，附图中显示了本发明示例性的实施例；但是，本发明并不限定于所公开的具体方法和手段。在附图中：

图1是本发明的多能离子选择系统的一个实施例的示意图；E表示沿y轴极化的脉冲的电场；k是沿x轴引导的脉冲的波矢量。脉冲开始于靶标的左侧，并从图的左侧传播到右侧；

图2(a)显示了t＝400/ω_pe时的质子的能量分布；ω_pe＝1.18*10¹⁵rad/s；N表示当模拟中所使用的质子总数为1048576时在指定能量范围内的质子数；

图2(b)显示了t＝400/ω_pe时的加速质子的角分布；实线显示了能量范围为95MeV≤E≤105MeV内的质子分布，点线表示能量范围为145MeV≤E≤155MeV内的质子，而虚线表示能量范围为245MeV≤E≤255MeV内的质子；激光的脉宽和强度相应地为14fs(飞秒)和I＝1.9*10²²W/cm²；均值相关区间表示单标准差的统计不确定性；

图3显示了对于限定在源到表面距离(“SSD”)为100cm处的1×1cm²的主准直仪开口，在给定的模拟质子总数下每个激光脉冲的质子空间分布N＝N(y)与x＝40cm，z＝0cm处平面的y轴的关系；N表示空间y坐标的给定范围内的质子数量；实线表示能量范围为80MeV≤E≤90MeV内的质子，点线表示能量范围为110MeV≤E≤120MeV内的质子，虚线表示能量范围为140MeV≤E≤150MeV内的质子，点划线表示能量范围为190MeV≤E≤200Me内的质子，而两点划线表示能量范围为250MeV≤E≤260MeV内的质子；

图4显示了对于限定在100cm的SSD的1×1cm²的主准直仪开口，在给定的模拟质子总数下每个激光脉冲的质子能量分布N＝N(E)与x＝40cm，z＝0cm处平面的v轴的关系；实线表示带有能量分布峰值在E＝81MeV的质子，点线表示带有能量分布峰值在E＝114MeV的质子，虚线表示带有能量分布峰值在E＝145MeV的质子，点划线表示带有能量分布峰值在E＝190MeV的质子，而两点划线表示带有能量分布峰值在E＝250MeV的质子；

图5显示了带有图4所示能谱的质子被标准化到初始质子流量的深度剂量分布；实线表示使用峰值为E＝81MeV的质子能谱所算出的剂量分布，点线表示使用峰值为E＝114MeV的质子能谱所算出的剂量分布，虚线表示使用峰值为E＝145MeV的质子能谱所算出的剂量分布，点划线表示使用峰值为E＝190MeV的质子能谱所算出的剂量分布，而两点划线表示使用峰值为E＝240MeV的质子能谱所算出的剂量分布；主准直仪开口被限定在SSD为100cm处，面积为1×1cm²；与计算有关的单标准差约为1％；

图6(a)显示了对于限定在SSD为100cm处的5×5cm²的主准直仪开口，在给定的模拟质子总数下每个激光脉冲的质子空间分布N＝N(y)与x＝40cm，z＝0cm处平面的y轴的关系；实线表示能量范围为80MeV≤E≤90MeV内的质子，点线表示能量范围为110MeV≤E≤120MeV内的质子，虚线表示能量范围为140MeV≤E≤150MeV内的质子，点划线表示能量范围为180MeV≤E≤190Me内的质子，而两点划线表示能量范围为245MeV≤E≤255MeV内的质子；

图6(b)显示了对于限定在SSD为100cm处的5×5cm²的主准直仪开口，在给定的模拟质子总数下每个激光脉冲的质子能量分布N＝N(E)与x＝40cm，z＝0cm处平面的y轴的关系；实线表示带有能量分布峰值在E＝76MeV的质子，点线表示带有能量分布峰值在E＝90MeV的质子，虚线表示带有能量分布峰值在E＝133MeV的质子，点划线表示带有能量分布峰值在E＝190MeV的质子，而两点划线表示带有能量分布峰值在E＝208MeV的质子；

图7显示了能量扩展与主准直仪开口的关系；实线对应于峰值能量在103MeV的质子，虚线对应于峰值能量在124MeV的质子，而点划线对应于峰值能量在166MeV的质子；

图8显示了带有图6(b)所示能谱的质子被标准化到初始质子流量的深度剂量分布；实线表示使用峰值为E＝76MeV的质子能谱所算出的剂量分布，点线表示使用峰值为E＝133MeV的质子能谱所算出的剂量分布，虚线表示使用峰值为E＝190MeV的质子能谱所算出的剂量分布，而点划线表示使用峰值为E＝208MeV的质子能谱所算出的剂量分布；主准直仪开口被限定在SSD为100cm处，面积5×5cm²；与计算有关的单标准差约为1％；

图9(a)显示了基于限定在100cm的SSD的1×1cm²主准直仪的调制过的质子能量分布；η表示在给定的能量范围内被标准化到带有E＝152MeV能量的质子数的质子数；实线表示用多能质子束算出的能谱；虚线表示用单能质子计算出的能谱；

图9(b)显示了在4×4cm²照野下被标准化到质子初始流量的SOBP剂量分布；实线表示用16个带有图9(a)(实线)所示能谱的1×1cm²小射束算出的剂量分布；虚线表示使用理想单能质子算出的剂量分布；与计算有关的单标准差约为1％；

图10显示了质子云尺寸的瞬时演化；实线表示公式7的数值解；那些点表示PIC模拟的结果；τ表示以离子等离子体频率为单位的时间，τ＝ω_pit；

图11显示了在水中作为深度函数的各种辐射形式的剂量分布；

图12显示了JanUSP激光器系统及靶腔；

图1 3显示了在10²¹W/cm²激光强度下激光加速质子的角分布(每弧度的相对数量)(上图)和作为激光脉宽的函数的最大质子能量(下图)；

图14显示了在10²¹W/cm²激光强度和50飞秒脉宽下由小孔准直的激光加速质子能谱(上图)和这些能谱的剂量分布(下图)；

图15显示了使用单能(实线)或者图14所示能谱(虚线)以形成SOBP的不同能级和强度的质子的深度剂量曲线(上图)，和对于基于能谱的SOBP的各能谱的份额(下图)；

图16显示了(a)8照野EIMPT设计的等剂量分布；(b)8照野光子IMRT设计的等剂量分布；对同一患者几何体使用4种不同治疗形式的(c)靶区的DVH(剂量体积曲线图)；和(d)直肠的DVH；所规定的靶区(PTV)剂量为50Gy；图中的等剂量线表示5、15、25、35、40、45、50和55Gy；

图17显示了激光加速正离子束治疗中心(例如，激光-离子治疗单元，激光器未示出)的一个实施例的示意图，该治疗中心具有本发明的激光驱动质子治疗系统的激光束线和射束扫描机构；

图18显示了本发明离子选择系统的一个实施例的示意图，该实施例显示了在3T强度的磁场中用于50、150和250MeV质子的所算出的轨迹(从左到右移动)；具有在一能量范围内能级的质子经过射束止动器，并穿过一出口准直仪和主监测腔(PMC)重新组合起来；高能质子止动器还起到了光子止动器的作用，电子被向下偏转并由电子止动器停止；副监测腔(SMC)测量能量扩展和强度变化；

图19显示了(a)在原射束中质子的角分布(每条曲线表示一能量)；(b)在穿过磁场后质子的空间扩展(每个圆表示一能量)和用以选择所要能级的矩形孔；(c)原质子的能谱(实线)和所选质子的能谱(虚线)；和(d)原质子的深度剂量曲线(实线)和所选质子的深度剂量曲线(虚线)；

图20描绘了(a)在原激光-质子束中不同能量的质子的角分布；(b)在穿过方形准直仪和磁体后不同能级质子的空间扩展；图20(b)右侧的方形孔被用来选择所要的能量；

图21描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图22描绘了本发明离子选择系统的一实施例的透视图；

图23描绘了图22中所描绘的离子选择系统的剖视图；

图24描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图25描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图26描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图27描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图28描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图29描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图30描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图31(a)描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图31(b)描绘了处于x-z平面的准直仪2(多叶式准直仪)的示意说明图，显示了在该准直仪中用于选择特定能量正离子的开口；

图32描绘了能量选择孔的示意说明图；

图33描绘了处于x-z平面的多叶式准直仪的示意说明图：(a)显示了在多叶式准直仪中用于选择低能离子的开口；(b)显示了在多叶准直仪中用于选择高能离子的开口；

图34描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图35描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图36描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图37描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图38描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图39描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图40描绘了本发明离子选择系统的一实施例的截面图；

图41描绘了本发明激光加速高能多能正离子治疗系统的截面图；

图42(a)描绘了激光加速高能多能正离子束治疗中心的一实施例的透视图；

图42(b)描绘了包括有光学监测和控制系统的激光加速高能多能正离子束治疗中心的一实施例的透视图；

图42(c)描绘了包括有一个以上离子治疗系统的激光加速高能多能正离子束治疗中心的一实施例的透视图；

图42(d)描绘了包括有一个以上离子治疗系统的激光加速高能多能正离子束治疗中心的一实施例的透视图，每个离子治疗系统都具有光学监测和控制系统；

图43描绘了使用多能高能正离子治疗患者的方法的一个实施例的流程图。

具体实施方式

这里使用了以下缩写和首字母简称：

CORVUS：用于来自NOMOS的光子IMRT的治疗优化系统

CPA：丘普脉冲放大

CT：计算机辅助X射线断层造影

DICOM：医学数字影像和通信

DICOM RT：DICOM放射治疗附录

DVH：剂量-体积曲线图

EIMPT：强度调制和能量调制质子治疗

EGS4：电子辐射簇射(版本4)蒙特卡罗代码系统

GEANT(3)：用于放射(质子，中子等)模拟的蒙特卡罗系统

IMRT：强度调制(光子)放射治疗

JanUSP：位于LLNL的大功率(10¹⁹-10²¹W/cm²)激光器

LLNL：美国劳伦斯利弗莫尔国家实验室

LLUMC：Loma Linda大学医学中心，Loma Linda，美国加州

MCDOSE：用于在3维几何体中剂量计算的EGS4用户代码

MGH：马萨诸塞总医院，波士顿，马萨诸塞州

MLC：多叶式准直仪

NOMOS：NOMOS公司，Sewickley，宾夕法尼亚州

NTCP：正常组织并发概率

PC：个人电脑

PIC：粒子网格(用于激光等离子体物理的模拟技术)

PMC：主监测腔

PSA：前列腺特定抗原

PTV：计划靶区体积

PTRAN：用于质子输送模拟的蒙特卡罗代码系统

RTP：放射线疗法的治疗设计

SMC：副监测腔

SOBP：布拉格峰扩展(对质子/离子束)

SSD：源-表面距离

TCP：肿瘤控制概率

MeV：兆电子伏

GeV：吉电子伏

T：特斯拉

这里所用的术语“质子”指具有+1电荷的氢(H¹)的原子核。

这里所用的术语“正离子”指具有正净电荷的原子和原子核。

这里所用的术语“多能”指具有一个以上能级的物质状态。

这里所用的术语“高能”指具有大于1MeV能级的物质状态。

这里所用的术语“小射束”指在空间上分开、在能量上分开、或者在空间能量上都分开的一部分高能多能正离子束。

术语“主准直仪”、“主准直装置”、“初始准直仪”、“初始准直装置”在此可互换使用。

当所指的孔明显能够调制在空间上分开的高能多能正离子束时，术语“能量调制系统”和“孔”可互换使用。

这里所公开的所有范围都包含边界，并且可以组合。

在本发明的一个实施例中，提供了用于放射治疗的激光加速多能离子选择系统。该系统的设计一般包括磁场源，该磁场源被提供以在空间上分开不同能级的质子。还设有用来分开最初与质子一起移动的等离子电子的磁场源。虽然这两个磁场源一般是通过相同的磁场源来提供，但是可以设置两个或者多个单独的磁场源来实现这些功能。在质子被在空间上分开后，一般设有一个或者多个孔，用以在给定小射束下选择所需的能量分布来沿深度方向覆盖治疗靶区。如下面所更全面描述的，孔的形状由靶区的位置以及深度尺寸确定。一旦知道了靶区的空间位置尺寸，则通过组合不同质子能级的深度剂量曲线来计算在给定小射束下用以沿深度方向覆盖靶区所需的质子能量分布，如下面所更全面描述的。由于质子的角分布，一般用主准直装置来减小不同能级质子的空间混合程度。该主准直装置一般被用来使正离子准直，进入根据能级分开离子的磁场中。由于这种空间混合，在给定空间位置中质子能谱一般具有取决于质子能量的较小的扩展。一般用质子能谱扩展(即多能)来计算深度剂量曲线。在这点上，用于质子能量调制的深度剂量曲线一般被修改成用于解决这种多能扩展效应，如以下所更全面描述的。

质子选择和准直系统的描述

在本发明的一个实施例中，提供了用于质子能量调制所需的离子选择和准直装置。使用C.K.Birdsall和A.B.Langdon在“Plasma Physicsvia Computer Simulation”一书(McGraw-Hill出版公司，新加坡，1985)中所描述的2维粒子网格模拟代码(PIC)，模拟了千兆兆瓦激光脉冲与薄密度箔片(富含氢)的相互作用，产生出带有大大超过200MeV，并且最大能量达到440MeV的能量的质子。对以下条件进行模拟：带有波长λ≈0.8μm和强度I＝1.9*10²²W/cm²的3.6微米(径向)半幅全宽(FWHM)、14飞秒(fs)线性极化的激光脉冲，通常入射在带有比临界密度n_cr＝4π²m_ec²ε₀/e²λ²高30倍的密度且厚度d≈1μm的薄密度等离子厚平板(电离化箔片)上。如G.A.Mourou等人在“Ultrahigh-IntensityLasers：Physics of the Extreme on a Tabletop”(Physics Today(今日物理)，22-28，1998)一文中所描述的，这种激光强度处于近来技术发展的范围内。在授予Mourou等人的美国专利No.5,235,606中描述了诸如激光光源系统的基本构造，其在此作为参考引入。Tajima在2001年1月8日提交、公开号US2002/0090194A1、公开日期2002年7月11日的美国专利申请No.09/757,150“激光驱动的离子加速器”中公开了在加速器中使用这样一种激光光源系统来加速离子的系统和方法，其细节全部内容作为参考在此引入。

来自薄箔片的质子通常通过由高强度激光所引起的电荷分离造成的静电场而被向前加速。在V.Yu.Bychenkov等人的“High energy iongeneration in interaction of short laser pulse with solid density plasma”(Appl.Phys B(应用物理B)，207-215，2002)一文中描述了该过程的进一步细节。经过一段十分之几等离子体频率 ${\mathrm{\ω}}_p=\sqrt{{\mathrm{ne}}^2/m_{\mathrm{\ϵ}}{\mathrm{\ϵ}}_0}$ 循环的时间，质子一般被加速到相对论的能级。质子能级的最大值一般取决于几个因素，包括激光脉宽和强度，以及等离子体箔片厚度。借助于PIC代码可了解到晚些时刻的动力学特性，其显示出质子达到了一种静态分布(能量、角度)，并以与电子组成一起的方式移动。这再次保证了保存低能质子辐射，屏蔽质子空间电荷，否则空间电荷对辐射可能是不利的。质子的角分布体现出取决于能量的扩展特性。一般而言，总的趋势是这样的，加速质子的能量越高，质子在向前方向上辐射的越多。使用激光加速质子能谱所算出的深度剂量曲线显示出，从靶标辐射的多能正离子能谱通常不能被容易地用于放射治疗。在有效布拉格峰外的区域上的高能量沉积一般起因于在表面结构上的高进入剂量和在多能剂量分布中的较长尾部。从而，在本发明的一个实施例中，将均匀剂量传送到肿瘤体积，以便使对周围健康组织的辐射剂量最小。这是通过提供产生所要的多能质子能量分布的离子(例如质子)选择和准直装置来实现的。该装置根据多能正离子(例如质子)的能量将它们分成若干空间区域。使用至少一个磁场来随后控制正离子的空间上分开区域。使用孔来以可控制方式调制在空间上分开的正离子，以便提供所要的剂量。任选的是，该装置还包括用于产生磁场的磁场源，用以消除与正离子一起移动的等离子电子。该任选的磁场源可以与在空间上分开多能正离子的磁场源是同一个磁场源，或者是一个不同的磁场源。该磁场源还适用于消除与激光加速正离子一起移动的等离子电子。

在图1中，提供了离子选择系统(100)的一个实施例的示意图。参照该图，设有一组磁场源，产生磁场模式B＝B(z)e_z，z方向与纸相垂直。第一磁场源提供了第一磁场(102)，该磁场在从位于x(主射束)轴(114)0cm处的等离子体靶标起5cm-20cm的距离上显示为“垂直纸面向内5.0T”。通过等离子体靶标(104)与合适激光脉冲(未示出)之间的相互作用，产生出高能多能正离子(110)。在离开初始准直装置(108)之后，高能多能正离子(例如质子)射束(106)进入第一磁场(102)。显示了质子离开初始准直装置(108)进入第一磁场(102)，这些质子的特征在于具有角扩展。第二磁场(112)源提供了第二磁场，该磁场在距位于x(主射束)轴(114)的等离子体靶标(104)60cm-75cm的距离上显示为“垂直纸面向内5.0T”。在离开孔(118)之后，高能多能正离子(116)(在某些实施例中为质子)进入第二磁场(112)。图1还显示了第三磁场源，其提供了第三磁场(120)，该磁场(120)在从位于x(主射束)轴(114)0cm处的等离子体靶标起25cm-55cm的距离上显示为“垂直纸面向外5.0T”。在本实施例中，所画出的x轴平行于激光的射束轴线(114)。诸如圆柱坐标系统和球坐标系统的其它坐标定向和坐标系统可以适合地使用。在离开第一磁场(102)后，高能多能正离子(126)进入第三磁场(120)。第一磁场(102)显示出根据能级在空间上将高能多能正离子的轨迹(128)分开。第三磁场(120)显示出使空间上分开的离子轨迹(130)朝孔(118)弯曲。孔通过以可控制的方式选择一部分空间上分开的离子来调制离子束，如这里进一步描述的。第三磁场(120)还显示出使空间上分开的多能正离子轨迹(132)朝射束轴和第二磁场(112)弯曲。第二磁场(112)将空间上分开且调制过的离子(134)重新组合，以形成重新组合的离子束(136)。重新组合的离子射束(136)显示出进入副准直装置(138)。在离开副准直装置(138)后，提供了适于在高能多能正离子放射治疗中使用的高能多能正离子束。适于本实施例和本发明各实施例的磁场源一般具有从约0.1到约30特斯拉范围内的磁场强度，且更一般地具有约0.5到5特斯拉范围内的磁场强度。磁场的洛仑兹力通常会使多能离子扩展。低能质子(140)偏离其离开初始准直装置(108)(“初始准直仪”)的源轨迹的程度通常比高能质子(142)大。

如在此所描述的，本发明的多个实施例使用磁场源来提供用于控制正离子束的磁场。在本发明另外的实施例中，一个或者多个磁场源被一个或者多个静电场源替换，或者与一个或者多个静电场源组合替换，用于控制正离子束。

初始准直仪(108)通常限定了进入第一磁场(102)的入射射束(106)的角度扩展。离开该初始准直仪(108)的射束(106)的射束扩展角的正切值一般约为射束离开准直仪所经的初始准直仪出口(144)的一半距离与该准直仪出口(144)到质子束源(即等离子体靶标104)的距离之比。一般而言，该角度小于约1弧度。散射角是离开靶标系统(即靶标104和初始准直装置108)的初始能量分布的角度。电子(146)通常被第一磁场从正离子中沿相反方向偏转，并被一合适的电子束止动器(148)吸收。适合的电子止动器(148)包括钨、铅、铜或者任何具有足以使电子和所产生的任何粒子衰减到所要求的能级的厚度的材料。孔(118)一般被用来选择所要的能量组分，且相匹配的磁场设置(在本实施例中是第二磁场112)被选择成能够将所选质子(134)重新组合成多能正离子束。合适的孔一般可由钨、铜或者任何足够厚度的材料制成，只要它们能够减小正离子的能级即可。能级减小一般实现到这样一种程度，使正离子能够与那些未穿过孔的离子分开。在本发明的各个实施例中，孔的几何形状可以是板(或者是厚平板)(152)上的圆形、矩形形状或者不规则形状的开口(或者是若干开口)(150)，在将该板(152)置于空间分开的多能离子束中时，其能够以流体形式传送一部分离子束从中穿过。在其它实施例中，孔(118)可由具有以诸如通过物理地平移到或者转动到分开的离子束中的可控制方式选择的多个开口的板制成，用以在空间上选择所要的能级或者多个能级，以便调制分开的离子束。离子束的调制产生了如这里所述的合适治疗的高能多能正离子束(136)。合适的孔包括多叶式准直仪。除了以可控制方式选择能够以流体形式传送在空间上分开的离子束从中穿过的开口的空间位置之外，孔的开口还可采用规则或者不规则的形状以可控制的方式加工或者多次加工出。从而孔(118)中开口的各种组合被用来调制空间分开的离子束(130)。随后用第二磁场(134)将空间分开的正离子(132)重新组合起来。

高能正离子和低能正离子(例如，质子束)止动器(分别是154和156)通常消除了不想要的低能粒子(140)和高能粒子(未示出)。由于加速质子较宽的角分布(取决于给定的能量范围)，因而在正离子经过第一磁场之后，一般会存在不同能量的正离子空间上混合的现象。例如，一部分低能质子可能会进入高能粒子所停留的区域，反之亦然。通常通过引入主准直装置来实现质子空间上混合度的减小，诸如图1所描绘实施例的初始准直装置108。主准直装置一般被用来将质子准直成所要的角分布。

如下面所进一步描述的，质子的空间区分一般通过在正离子进入第一磁场之前使正离子穿过一小准直仪开口来实现。图1中所示的小准直仪开口的实例描绘为初始准直仪开口(144)。一般而言，由于较小的开口通常会降低剂量率并增加治疗时间，因而准直仪出口(144)并不是任意小。由于准直仪开口(144)的有限尺寸，质子通常被空间混合。因此，用于准直仪开口的任何给定的空间位置(虽然较小)通常提供了多能质子能量分布。在没有任何具体运算理论限制时，能量调制计算考虑了进入离子选择装置的正离子的多能特性，以便提供所需的深度剂量曲线。通过磁场对正离子动力学特性的影响来理解这些正离子的多能特性。以下描述涉及质子的动力学特性，作为一个说明实施例。还考虑了涉及除了质子之外的其它正离子的另外的实施例。

为了描述质子在磁场中的动力学特性，写下解下面运动公式的数值代码， $\frac{d{P}_r}{\mathrm{dt}}={\mathrm{ev}}_1\×B---\left(1\right)$

其中 $P=m_{P}v/\sqrt{1-v^2/c^2},$ B是磁感应矢量，m_p为质子静止质量，而i表示粒子数。对于本发明的一个实施例而言，用辛积分算法来解该公式，该算法由J.Candy和W.Rozmus在“A Symplectic Integration Algorithm forSeparable Hamiltonian Functions”(Comp.Phys.(计算物理)，230-239，1991)一文中提出。初始条件[(r₀ ⁱ，v₀ ⁱ)]从提供了质子的相空间分布的PIC模拟数据中获得。由于在计算中所用的磁场感应下由外部磁场所产生的、用以将电子与质子分开的洛仑兹力大于初始准直装置外区域中的库仑力，因而忽略自洽电场对质子动力学特性的影响。使用洛仑兹力和粒子间库仑力之间的平衡等式，达到满足磁力超过库仑力的粒子空间分开距离的条件，

$r{>\left(\frac{e}{4\mathrm{\π}{\mathrm{\ϵ}}_0\mathrm{Bv}}\right)}^{1/2}---\left(2\right)$

其中，B为磁场强度，v是粒子速度，而e是基本电量。粒子间平均距离r可以从粒子密度r＝n^-1/3中获得，从而不等式(2)可以重写成下面的形式：

$n<{\left(\frac{4{\mathrm{\&pi;\&epsiv;}}_0\mathrm{Bv}}{e}\right)}^{3/2}---\left(3\right)$

提供约50MeV的最低治疗能量的质子，该能量对应于v＝0.3c的质子速度，且磁场感应强度B＝5T，条件式(3)给出n＜2*10²⁰cm^-3。初始准直装置外的区域内的粒子密度可以用由E.Fourkal等人在“particle in cellsimulation of laser-accelerated proton beams for radiation therapy”(Id.，2002)一文中所提出的理论来估算。在该区域内，粒子密度为n＝4*10¹³cm^-3，远远小于所估算的阈值2*10²⁰cm^-3。这个估计值验证了在外部磁场中自洽静电场不会显著影响质子动力学特性的假设。

磁场中质子动力学特性的计算还忽略了边界效应，诸如由于在扇形磁场边缘处的边缘磁场模式影响造成的边缘集中。由于交变磁场模式(带有相同绝对值的磁场感应)的消除作用，这种效应有望在选择系统的体积中是较小的。当正离子(例如质子)离开最终的磁场区域时，边界的边缘磁场会引入某种集中效应。可用边界处的磁场分布来考虑这种效应。

蒙特卡罗计算：在没有任何具体运算原理限制时，GEANT3蒙特卡罗放射输运代码被用来进行剂量计算。GEANT3被用来模拟不同几何体中的不同放射粒子的输运和相互作用。该代码可以在不同的平台上运行。R.Brun等人在“GEANT3-Detector description and simulation toolReference Manual”(1994)中给出了GEANT3的运行和使用的详细描述。GEANT3配备有用户可选的不同的粒子输运模式。GEANT3比与次级产物有关的大多数蒙特卡罗代码更为通用，其具有三个选项来处理这些辐射线。用于这些选项的重要的用户受控变量是DCUTE，模拟低于该值由入射粒子造成连续能量损失时次级粒子的能量损失，而高于该值则明确产生能量损失。在第一选项中，在入射粒子的整个能量范围内产生了次级粒子。这种模式被称为“无涨落”(“no fluctuations”)。能量损失的第二模式是“完全涨落”，其中，未产生次级粒子，并且在朗道(Landau)(“On the energy loss of fast particles by ionization”，J.Phys.，苏联，201-210(1944))、Vavilov(“Ionisation losses of high energyheavy particles”，苏维埃物理JETP，749-758(1957))或者根据朗道的有效限制的各高斯分布(R.Brun等人，Id)中试验了能量损失的分散。第三模式为“受限涨落”，产生高于DCUTE的次级粒子和低于DCUTE的受限朗道涨落。原则上说，如果在大于次级粒子范围的三维尺寸中获得沉积的能量，则选择能量损失涨落通常带来优势。这使得计算时间极大节省，并避免了示踪所产生的低于DCUTE的大量次级粒子。一般而言，通常根据Berger-Seltzer公式来假定由入射粒子造成的连续能量损失。

在GEANT3中默认使用了Moliere多重散射理论。Moliere理论很好地描述了多重散射。例如，参见G.Z.Moliere的文章“Theorie derStreuung schneller geladener Teilchen I：Einzelstreuung am abgeschirmtenCoulomb-Feld”，德国《自然科学》杂志.，a，133-145(1947)；和G.Z.Moliere的文章“Theorie der Streunng schneller geladener Teilchen II：Mehrfach-und Vielfachstreuung”，Z.Naturforsch.，a，78-85(1948)。对于一个步长中的带电粒子，Moliere理论中的限定因素是库仑散射的平均数量Ω₀。当Ω₀＜20时，Moliere理论通常并不适用。根据E.Keil等人地文章“Zur Einfach-und Mehrfachstreuung geladener Teilchen”(Z.Naturforsch，a，1031-1048(1960))，范围1＜Ω₀≤20被称为多重散射制度。在该范围中，使用直接模拟方法用于GEANT3中的散射角(R.Brun等人，Id.)。还在GEANT3中实现了Moliere理论的高斯形式简化。对于10＜Ω₀≤10⁸，高斯多重散射指出Moliere散射超过2％。

GHEISHA和FLUKA这两个软件程序描述了物质中的强相互作用(弹性碰撞、非弹性碰撞、核裂变、中子核俘获)，GEANT的用户可使用这两个软件。GHEISHA代码产生与现有示踪介质的原子核的强相互作用，估算截面并试验最终状态的运动学特性和多重性，同时出于示踪的目的，保存GEANT方式。存在于GHEISHA的多个程序用于：产生用于强相互作用的总截面；根据总截面计算与下一强相互作用的距离；和用于发生了的强相互作用的类型的主导引程序。FLUKA是一种模拟程序，其为单独的代码，该程序包含用于强子和轻子的输运和物理过程以及用于几何形状描述的工具。在GEANT中，只包括了强相互作用部分。如同GHEISHA软件包一样，FLUKA程序可以计算用于强事件的总截面，并在弹性碰撞和非弹性碰撞事件之间进行试验。在同一时间计算用于两种类型相互作用的截面，作为总截面。随后，粒子被送到弹性或者非弹性的相互作用的程序中。在相互作用后，最终的次级粒子被写入GEANT堆栈中。

在此描述的实例中，使用了以下控制参数来计算用于质子束的深度剂量分布：用于粒子的截止能量为20keV，考虑了瑞利效应，接入δ射线产物，用于低于截止能级的粒子的连续能量损失直接从表中取样，接入康普顿散射，考虑了与e^-/e⁺产生一起的电子对产物，接入光电效应，并且考虑了与光子产生一起的正电子湮灭。

结果和讨论：PIC模拟显示出多能质子束的最大质子能量是包括激光脉冲强度和持续时间以及靶标密度和厚度等多个变量的函数。最大质子能量与激光/等离子体靶标参数的定量关系可以在Fourkal等人的文章中找到。该研究的总体结果显示出，最大质子能量随着达到约为热电子德拜长度的靶标厚度(对于给定的激光强度)的稳定水平的等离子体靶标厚度的减小而增加。在同一时间，质子能量为激光脉宽的非单调函数，达到用于约50飞秒激光脉宽的最大值。从而，借助于模拟参数，可以获得用于加速质子的较宽的能量分布谱线。

图2(a)和图2(b)显示了用于由上述激光脉冲加速的质子能量和角分布。对于模拟中所选的激光/等离子体参数，最大质子能量值达到了440MeV，大大高于通常放射治疗应用所需的值。为了减小不想要的质子，以及将这些质子准直成特定角分布，设有主准直装置。该装置的几何尺寸和形状通常适应质子能量和角分布。例如，在本发明的一个实施例中，提供了5cm长的钨准直仪，吸收不想要的能量组分。由于准直仪密度和选择系统紧凑度的需要，钨是用于准直装置的有利选择。合适的主准直仪开口提供了限定在SSD为100cm处的1×1cm²的照野尺寸。移入大于此角度的范围的质子通常被阻截。在图1所示的磁场构造下，例如，在由从PIC模拟中获得的、由质子相空间谱所给出的初始条件下，运动公式(1)的解得到在x＝40cm，z＝0cm处平面的质子空间分布N＝N(y)，如图3所示。这显示出磁场将多能质子根据它们的能量和角分布扩展到空间区域中。多能质子空间分布是这样的：低能粒子偏转离开中心轴更大的距离，而且空间偏转随着质子能量增加而减小。从而，使用磁场和主准直仪(带有特定准直仪开口)的影响建立了这样一种空间质子分布，允许能量选择或者质子能谱重新形成。孔的几何形状通常决定了治疗性质子的能量分布。

如上所述，由于角度扩展的存在，通常会有不同能量的质子的空间混合。由于这种混合，在给定空间位置中质子能量分布一般不再是单频，而是具有围绕质子能量峰的扩展。图4显示了在不同空间位置上的质子能量分布。通过计数在宽度Δy＝3mm的给定空间位置中的质子数而算出这种分布为能量的函数。该图显示出低能粒子具有比高能粒子小得多的扩展。在没有任何具体运算理论限制的情况下，由于高能粒子在磁场中偏转得不会像低能粒子一样多，因而这个结果是明显的。由于单能质子一般不用于深度剂量计算，因而在计算中，能量调制计算所需的深度剂量曲线一般被修改成包括能量扩展效应。使用GEANT3蒙特卡罗输送代码，对于4×4cm²的照野尺寸，算出用于图4所示质子能谱线的剂量分布。模拟结果被显示在图5中。在质子谱线中能量扩展的存在导致剂量分布扩宽，造成了与单能射束的情况相比能量调制布拉格峰尖度较小的衰减。例如，参见T.Bortfeld的文章。对于高能质子而言，扩宽度通常是最深的。

图6(a)和图6(b)显示了使用限定在SSD为100cm的5×5cm²的主准直仪开口，在图1所示磁场构造的x＝40cm，z＝0cm平面处的质子的空间分布N＝N(y)，和质子能量分布N_i＝N_i(E)，其中，序号i代表多能质子束的能级。图5、图6(a)和图6(b)与图3和图4相比，质子在较大开口处的空间分布有效度较低，导致更高程度的空间混合以及更大的能量分布扩展。这里所用的能量扩展被限定为能量分布中最大和最小能量之间的差。图7显示几个质子能级的能量扩展为准直仪开口的函数；能量扩展随着孔开口增加而增加，且对于高能粒子是更深的。

由于能量扩展效应，与较窄的准直仪开口的情况相比，对于较宽的孔，深度剂量曲线在有效布拉格峰区域外一般具有尖度较小的衰减。图8显示了图6(b)所示质子能谱被标准化到入射质子流量的剂量分布，对应于限定在SSD为100cm的5×5cm²的主准直仪。图5与图8相比，显示出较小的主准直仪开口通常获得所要的来自激光加速质子的剂量特性。当被限定在SSD为100cm处时，合适的主准直仪开口通常小于约2000cm²，更典型地小于约100cm²，且更为典型地小于约1cm²。在准直仪开口的尺寸上，通常有系统能够在射束准直后生产的下限，该尺寸由照野尺寸、剂量率或者这两个因素来合适地确定。准直仪开口的几何形状通常会影响治疗时间。

一旦确定了用于多能质子小射束的深度剂量分布，用靶区位置和体积来计算沿靶区深度方向提供均匀剂量的质子能量分布。在一个实施例中，实施以下步骤，用以计算所要的能量分布。

1.靶区的几何尺寸(沿深度方向)决定了用于照射靶区的质子能量范围。使用用于给定能量范围的深度剂量分布，假定用于带有能量分布的小射束的份额被设为一，算出用于单独多能小射束的份额，能量分布给出在靶区的远端边缘处的有效布拉格峰。基于沿靶区深度方向剂量恒定性的需要计算份额W_i＝W_i(E)。

2.一旦知道了份额，可通过引入带有多能质子小射束的能量分布Ni(E)的份额Wi(E)来计算用于沿靶区深度尺寸提供合适剂量的质子能量分布N(E)，给出以下公式：

$N\left(E\right)=\underset{i}{\mathrm{\&Sigma;}}\mathrm{Wi}\left(E\right)\mathrm{Ni}\left(E\right)---\left(4\right)$

其中序数i贯穿用于放射影响区域(沿深度方向)的多能质子小射束的能级。借助于用于电子的所吸收剂量分布的公式表示，提供了用于质子的合适的能量调制规定，在Gustafsson，A.等人的“A generalized pencilbeam algorithm for optimization of radiation therapy”一文(Med.Phys.，343-356(1994))中介绍了该公式表示，在该文中，在表面和立体角上积分的入射粒子微分能量流量与在公式(4)中所限定的能量分布相符。作为实例，考虑具有空间尺寸4×4×5cm³、位于深度在9cm到14cm之间范围内的假定靶区。覆盖该靶区所需的多能质子的能量范围为110MeV＜E＜152MeV。利用带有上述扩展能谱的多能质子小射束的深度剂量分布和沿靶区深度方向的恒定生成剂量的条件，可以容易地得到显示在表1中的用于每个单独小射束的份额W_i。

表1

W152	1.00	W149	0.25	W146	0.15
						W143	0.12	W140	0.10	W137	0.095
W134	0.09	W131	0.085	W128	0.08

W125	0.07	W122	0.06	W119	0.05
						W116	0.04	W113	0.035	W110	0.03

对应具有不同特征能量的质子的份额分布：在本发明的一个实施例中，提供有用于确定份额的程序。该程序数学上类似于最小化以下函数：

$\mathrm{\&Gamma;}\left(z\right)=\underset{i}{\mathrm{\&Sigma;}}\mathrm{WiDi}\left(z\right)-D_0$ z满足(9cm≤z≤14cm)(5)

其中i代表能量箱(energy bin)，Di是对应于第i个多能能量箱的深度剂量分布，而D₀是符合具体剂量水平的常数(考虑到邻近深度剂量分布的影响，通常大于远端布拉格峰)。还描述了份额的物理意义。每个单独份额的绝对值都与联合选择系统中实际能量调制过程的物理方法相关。能量调制系统(即孔)的设计可通过使用几何形状与份额相关联的孔来完成，或者通过使用狭缝来完成，该狭缝能够在使质子根据质子能级扩展的区域内沿y轴移动，且在给定区域内所花的时间将与用于给定能量的份额值成比例。引入具有根据公式(4)用于每个单独小射束的能量分布的表(1)的份额，得到将输送用于给定靶区深度尺寸的SOBP的实际能量调制分布。由于具有与通常由有限主准直仪的结果造成的份额相关的能级外的粒子的存在，因而这种能量分布不同于使用单能质子束所算出的能量分布(对于单能质子束，份额本身表示实际的能量分布)。这些“额外粒子”的存在通常使SOBP外的剂量分布下降得比使用单能射束所得到的剂量分布尖度小。

图9显示了用于在计算中所考虑的靶区的质子能谱(a)和相应的剂量分布(标准化到入射质子流量)(b)。尽管并未像也在图9(b)中所示的引入单能质子的理想情况那样的显著，但是生成的剂量分布显示出靶区远端边缘外的剂量快速下降。与送到靶区的剂量相比，进入剂量仍然相当大。为了减小进入剂量，可以使用来自不同方向的、但是会聚在靶区上的几个质子束，以使靶区接受到预定的剂量，而周围健康组织接受小得多的剂量。从而，强度调制和能量调制质子治疗有望进一步提高靶区覆盖和正常组织防护效果。

剂量率确定：如上所述，重要的是确定离子选择系统所能产生的绝对剂量率。这个量与加速质子的绝对数量紧密相关。从PIC模拟来看，确定的是，对于约I＝1.9×10²²W/cm²的激光强度和约14飞秒的脉宽，当PIC模拟中所使用的质子数量为1048576时，被加速到大于约9MeV的能级的质子数量约为4.4×10⁵。在没有任何具体运算理论限制的情况下，相信并不是所有在等离子体厚平板中的质子与激光相互作用。通常只有位于激光传播路径中的那些质子才受到最强的相互作用。

在模拟研究中，激光器占据了模拟盒整个尺寸的约3/5的面积(沿垂直于传播的方向)，该模拟盒提供了约6.3×10⁵的质子(在1048576当中)，这些质子将对激光“采样”。这意味着约70％的有效质子数量被加速到约9MeV的能级。另一方面，对着激光脉冲的等离子体厚平板中的质子总数可以用箔片的质子密度n_f，激光聚焦面积S以及箔片厚度d来估算，给出N＝S×n_f×d≈2×10¹²。最后该公式给出约N＝0.7*2×10¹²＝1.4×10¹²的质子通常将被加速到大于约9MeV的能级。

考虑到上述情况，以下面方式估算送到靶区的绝对剂量。沿深度方向(9cm≤z≤14cm)所需要覆盖靶区的多能射束通常将具有约110-152MeV的能量范围。进入0.01弧度的角度内的、在约147MeV＜E＜157MeV能量范围内的质子数量(约为在约147MeV＜E＜157MeV能量范围内的质子总数的2.6％)为N＝2.6×10⁸，这个数量对应于在距源约100cm的距离上质子的初始流量，每个激光脉冲φ₀＝2.6×10⁸1/cm²(1×1cm²照野尺寸)。

图9(b)显示出蒙特卡罗模拟中在深度9cm≤d≤14cm上质子所沉积的剂量约为D₀＝1.6×10^-9Gy*cm²。这给出每次激光冲击D＝D₀*φ₀≈0.43Gy。对于1×1cm²的笔形射束，工作在10赫兹循环速度中的现有激光器产生每分钟D≈256Gy。剂量率通常不仅是激光-等离子体参数的函数，而且还取决于靶区的位置和体积。这对于位于深度z＝25cm(靶区的远端边缘)带有1×1×5cm³体积的靶区而言，导致D≈64Gy/min。在没有具体运算理论的限制时，由于所需要覆盖靶区深度的能量范围内的较小的质子数，以及沉积在靶区内较小的能量(布拉格峰的高度随着质子能量增加而变小)，在这种情况下剂量率的减小是明显的。上述计算估算出用于1×1cm²的笔形射束的绝对剂量率。更一般的是，治疗体积的截面在面积上大于1×1cm²，而且“有效”剂量率变小并且变得可与现有直线加速器的“有效”剂量率相比。通过使高能多能正离子束扫描靶区，可以有效地治疗更大的靶区。在一个替代性实施例中，通过变化照野尺寸，以便用若干单独射束中的不同质子能级覆盖照野体积的截面深度，来照射体积大于射束截面的治疗靶区。在能量、面积、位置以及形状上变化的多重射束可以组合起来，以便符合靶区体积。例如，对于在能量调制计算中所考虑的带有4×4×5cm³的空间尺寸的假设靶区来说，剂量率变成D＝256/16＝16Gy/min。对于位于深度z＝25cm且体积4×4×5cm³的靶区，相同的估算将给出D＝4Gy/min。上述计算还可用来估算给定靶区所需要的治疗时间。假定2Gy的治疗量，将该剂量输送到位于14cm的深度的具有4×4×5cm³的体积的靶区所需要的时间是t＝2/16＝0.125分。这是用激光加速高能多能正离子束治疗中心(200)实现的，诸如图17所示的治疗中心。

参照图17所示的激光加速高能多能正离子束治疗中心(200)，设有主激光束线(202)，该激光束线(202)通过使用一组射束反射器(例如，镜子(204，a-f))而被反射地输送到靶标和离子选择系统。靶标和离子选择系统(100)包括用于产生高能多能离子的靶标系统和离子分离系统，诸如在图1(带有靶标)和图18(未带靶标)中所示意性描绘出的。离开靶标和离子选择系统的质子束包括有如上述产生的合适治疗的高能多能正离子。如图所示，离开靶标和离子选择系统的质子束被沿着与进入靶标和离子选择系统的激光束的方向相平行的方向引导。如图所示，质子束(206)被引导向使患者和患者靶区定位的床(208)。镜子(204，a-f)以及靶标和离子选择系统(100)通过台架能够绕主激光束线的轴线转动(这里显示的是能够在x-z平面内转动，z方向垂直于x-y平面)。一般而言，使激光束反射进入靶标和离子选择系统(100)的最后的镜子(204，f)被固定在该靶标和离子选择系统(100)上。最后的镜子(204，f)和镜子(204，e)以及靶标和离子选择系统(100)之间的距离显示出可以沿y方向调节，以便允许质子束(206)沿y方向扫描。镜子(e)和镜子(f)之间的距离显示出可以沿x方向调节，以便允许质子束(206)沿x方向扫描。合适的靶标和离子选择系统(100)是紧凑的(即，总质量小于约100-200千克，并且尺寸小于约1米)。靶标和离子选择系统的紧凑使其能够与自动化的控制系统一起定位，从而提供直到约10cm/s的快速的质子束扫描速度。

本发明的高能多能正离子束放射治疗中心的一个实施例包括如图17所示的部件，连同合适的激光器(诸如下面有关图12描述的)和用于监测控制合适治疗的高能多能正离子的系统一起。合适的激光器通常被罩在建筑物中，诸如和正离子束治疗中心一样的建筑物，或者可能位于附近的建筑物中，通过用于容纳激光束的导管相连。通常使用一组镜子(例如204)，使主激光束线(202)在屏蔽真空导管内输送穿过建筑物，以便将该激光束(202)引导至靶标和离子选择系统(100)。该靶标和离子选择系统(100)通常被安装在被置于治疗室内的台架上。在本发明另外的实施例中，主激光束(202)通过射束分离器被分成从单束激光发散出的多个激光束。从射束分离器发散出的每个激光束都被引导至一单独靶标和离子选择系统(100)，以便治疗患者。以这种方式，用一个激光源和多个离子治疗系统，提供了高能多能正离子放射治疗中心，用以治疗多位患者。在本发明的高能多能正离子放射治疗中心的某些实施例中，设有多个治疗室，每个治疗室都具有单独靶标和离子选择系统、用于患者的场所和质子束监测和控制系统。这种方式装备的多个治疗室能够在投资一台用于提供合适治疗的高能多能正离子的大功率激光器的情况下，治疗更多的患者。

激光加速质子束通常还会产生中子，中子可能会污染离子束。能量调制过程造成较大部分的质子能量被沉积在射束止动器以及孔和准直仪内。如上所述，N＝1.4×10¹²的质子具有大于9MeV的能级。在这点上，这些质子可以被激光加速，而且仅有0.02％的总质子能量被允许通过准直仪并沉积在靶区内。一般设有适当的防护层，用以防止“废”质子和未被选择的粒子以及它们的衰变产物泄漏到治疗装置外。某些污染离子穿过最后的(或者副的)准直装置(138)的概率是有限的，或者穿过防护层泄漏出去。在防护层计算上通常要考虑污染粒子数的确定。

质子束的库仑扩展：在没有具体运算理论限制的情况下，并参照图1，认为当质子穿过孔(118)、随后的重新组合磁场构造(112)、并穿过副准直装置(138)时，质子(134)形成了带有无补偿电荷的不含中子的质子等离子体，该等离子体由于质子当中库仑力的相互所用所引起的互斥力，通常趋向于分离扩展。这种互斥力通常会在初始发散之外在质子束中额外发散。初始发散通常是由于激光加速质子的角度扩展造成的，一般受主准直装置的几何形状控制。互斥力的大小取决于在离开区域中的质子密度。理论描述以及粒子点格模拟都可以用来估算给定的质子分布将要扩展的速度。为了简明，对应于在离开区域中的质子云的尺寸和密度假定带有给定初始密度和尺寸的球对称分布的质子。由于所考虑问题的球对称性，因而系统随后的时间演化一般保持它的对称性。用于外部大多数质子的、能够逼近质子云尺寸的运动公式在非相对论的限定中为：

$m\frac{d^{2}r}{{\mathrm{dt}}^2}=\frac{\mathrm{eQ}}{4{\mathrm{\&pi;\&delta;}}_0}-\frac{r}{r^3}---\left(6\right)$

其中，m为质子质量，而Q为质子云的电量。方便的是引入了无穷小量的单位τ＝tω_pi，r＝RR₀，其中，R₀为质子云的初始半径， ${\mathrm{\&omega;}}_{\mathrm{pi}}=\sqrt{{\mathrm{ne}}^2/m_p{\mathrm{\&epsiv;}}_0}$ 为质子等离子体的频率，而n是初始质子密度。在这些单元中，控制质子云外部的演化的公式为：

$\frac{d^{2}R}{d^2\mathrm{\&tau;}}=\frac{R}{{3R}^3}---\left(7\right)$

图10中绘出了在初始条件R＝1、dR/dτ＝0的情况下，当τ＝0时该公式的数值解。为了将这些结果转换成实空间-时间变量，利用用于质子等离子体频率ω_pi值，一般接着需要知道质子云中的初始质子密度。可以用前述论据来估算质子云中的质子总数。通过合适的计算，确定加速到大于约9MeV的能级的质子数量为约N≈1.4*10¹²。这些质子中较小的一部分(≈0.03)通常穿过初始准直装置，给出N≈4*10¹⁰。在如图1所示的本发明的一个实施例中，其中，粒子选择系统的离开点位于距源70cm的位置上，确定加速质子所占据的体积为乘积V＝ΔL_xΔL_yΔL_z，其中ΔL_x、ΔL_y以及ΔL_z为质子云的空间尺寸。对于0.7×0.7cm²的照野尺寸，ΔL_y＝0.7cm，ΔL_z＝0.7cm。ΔL_x可以通过计算在离开点处用于治疗性目的(一般约为50MeV＜E＜500MeV；而更典型的是约为80MeV＜E＜250MeV)的最快粒子和最慢粒子之间的空间宽度来得到。对于这些能级，ΔL_x＝L*(1-v_s/v_f)≈25cm。考虑到此情况，平均质子密度和质子等离子体的频率为n＝N/V≈3.5×10¹⁰cm^-3，ω_pi≈6×10⁷s^-1。提供一个距副准直装置1米(“m”)的患者场所，质子束到达患者所需要的平均时间为t≈7×10^-9s，给出τ＝ω_pit＝0.4。图10显示出在τ＝0.4处，有望在质子云的尺寸上有2-3％的增加，主要由静电互斥引起。图10还显示出在初始条件下不含中子的质子等离子体的动力学特性的PIC模拟的结果与在描述中所使用的相符。如这里所示，在两个逼近之间存在较好的一致性。上述计算展示了由于静电互斥的质子发散的上限。一般而言，由于能量调制过程，粒子的总数将小于在计算中所用的粒子数(因为许多初始质子将被舍弃)，从而一般产生较低的由于静电互斥的射束发散。

在本发明的一个实施例中，提供了质子选择系统。这里所提供的计算显示出利用了磁场和准直装置的本发明的离子选择系统能够产生具有适于放射治疗的能谱的质子束。由于激光加速质子较宽的能量和角分布，离子选择系统提供了带有能量分布的多能正离子(例如质子)束，该能量分布具有其中的能量扩展，造成与单能质子的情况相比较宽的剂量分布。本实施例的设计提供了限定在约100cm的SSD处的约1×1cm²的准直仪开口，用于约80MeV质子束的能量扩展约为9MeV，而用于约250MeV质子束的能量扩展约为50MeV。在本系统中，随着主孔的开口增大，质子能量分布中的扩展也增加。用于约1×1cm²、约5×5cm²以及约10×10cm²的准直仪开口的所算出的深度-剂量分布显示出使用较窄的孔的优选性。由于孔开口会减小用于较大靶区的有效剂量率，因而它不能任意地小。限定在约100cm的SSD处的约1×1cm²的准直仪开口通常提供了充足的治疗时间，并且通常提供了令人满意的用于能量调制质子束的深度-剂量分布。

由本发明的各实施例所提供的质子选择系统公开了用于产生可用于逆向治疗设计的小射束的多能质子的方法。由于质子的剂量特性，能量调制和强度调制质子治疗能够显著地提高剂量与治疗体积的相符性。另外，与现有治疗方法相比，使用本发明的方法保护了健康组织。总体结果暗示了，与用于放射治疗的离子选择系统一起的激光加速质子将在癌症治疗方面带来显著的优势。

对于前列腺癌，放射治疗是最有效治疗形式之一。在外部射束放射治疗中，由于布拉格峰效应，质子束的使用提供了符合治疗靶区的高剂量的可能性，并且提供了正常组织保护作用。图11显示出能量沉积(或者剂量沉积)为用于质子、光子(x射线)以及中子的穿透深度的函数。虽然中子和光子(x射线)显示出较高的入射剂量和较慢的随深度的衰减度，但是单能质子具有为射束函数的非常尖的能量峰，穿透刚好在传播通过组织之前停止。因此，可能的是，几乎所有的入射质子能量都要沉积在3维肿瘤体积内或者非常靠近肿瘤体积，避免了对周围正常组织的放射诱发损伤。在质子范围端部附近，质子具有更高的线性能量交换部分，并且有望在生物学上比现有医用加速器射束或者钴-60源更有效地用于深处肿瘤的放射治疗。

尽管由于尖的布拉格峰所带来的高剂量，但是对于治疗前列腺，质子治疗的使用已经落后于光子治疗的使用。这是因为用于质子加速器的运行制度在成本和复杂度方面至少高一个数量级，这造成与电子/光子医疗加速器相比广泛临床使用过于昂贵。现有的质子加速器为回旋加速器和同步加速器，在美国只有两个这样的医疗设备，马萨诸塞总医院(MGH)(Jongen 1996，Flanz等人，1998)和Loma Linda大学医学中心(LLUMC)(Cole 1991)的设备。两个设备都占据了非常大的空间(整个楼层或者建筑)。尽管质子加速器数量上在增加，但是世界上只有几个这样的医用设备(Sisterson 1999)。虽然在这些设备中相当有限数量的临床个例，但是治疗记录已经显示出令人鼓舞的结果，尤其是相当好地防止了局部放射损伤(Sisterson 1989，1996；Austin-Semour等人，Duggan和Morgan 1997；Seddon等人1990；Kjellberg 1986)。由于用这种射束形式有限的治疗经验，因而对多种恶性肿瘤的临床有效度并未得到确定。通过紧凑、灵活而又经济的质子治疗系统(如本发明所提供的)的实用，将极大地改善这种情况。本发明使这种高剂量射束形式能够广泛使用，并从而在诸如脑癌、肺癌、乳腺癌以及前列腺癌等癌症治疗方面带来了显著的优势。

在本发明的一个实施例中，提供了紧凑、灵活而又经济的质子治疗系统。本实施例依赖于三个技术突破：(1)高能多能质子的激光加速；(2)用于离子选择系统和射束准直的紧凑系统设计；和(3)用以利用激光加速质子束的治疗优化软件。如上所述，已经研制出使用激光感生等离子体的激光-质子源来加速质子。美国专利申请No.09/757,150“激光驱动离子加速器”公开了使用这样一种激光光源系统加速加速器中的离子的系统及方法，该申请提交于2001年1月8日，公开号为No.U.S.2002/0090194A1，公开日期为2002年7月11日，其全部内容的细节通过参考在此引入。由于与基于回旋加速器和同步加速器的当前放射频率和磁体技术(Umstadter等人，1996)相比，由激光感生的加速梯度很大，而射束辐射很小，因而这种激光-质子源是紧凑的。

本发明的一个实施例提供了一种离子选择系统，在该系统中，用磁场来使激光加速质子根据其能级和发散角在空间上扩展，用不同形状的孔来将质子选择在能量和角度的治疗窗口内。这种紧凑装置消除了对现有质子治疗系统中常见的大射束输送和准直装备的需要。本发明的激光-质子源以及离子选择和准直装置通常被安装在治疗台架上(诸如现有医用加速器所提供的)，从而形成紧凑的治疗单元，该单元可以被安装在现有的放射治疗室中。

还提供了治疗优化算法，以便利用本发明的离子选择系统所产生的小铅笔形射束的质子，从而获得用于诸如前列腺癌治疗的癌症治疗的、相符的剂量分布。在本发明的各实施例中，提供了用于激光-质子加速的最佳靶标构造，并提供了用于离子选择和射束准直的方法。在本发明的该实施例中，用于癌症治疗的激光加速质子的剂量分布通常由质子小射束剂量计算、小射束份额的优化以及使用有效扫描顺序的小射束输送来确定。商业软件适用于实施用于瞄准的光子束的强度调制。这种软件可适于通过以下步骤与激光加速质子束一起使用：计算所需要的剂量；优化射束的份额；和确定合适治疗的高能多能正离子束的顺序。前列腺癌的治疗作为具体实例通过以下步骤来实施：根据靶区体积及其与临界结构(直肠、膀胱以及股骨)的关系选择射束入射角；准备带有不同形状、尺寸和/或能量的正离子束；优化单独小射束的份额；根据射束份额生成扫描顺序；以及通过蒙特卡罗计算、或者通过用合适的监测装置测量来校验最终的剂量分布。

激光加速首先在1979年提出，用于电子(Tajima和Dawson 1979)，并且在丘普脉冲放大器(CPA)发明(Strickland等人，1985)和诸如钛：蓝宝石的、方便的高流量固态激光器材料发现和研制出来之后，激光-电子加速在上世纪九十年代开始快速发展。观察到所产生的质子带有大大超过几个MeV能级的第一次实验是根据美国劳伦斯利弗莫尔国家实验室的Petawatt激光器(Key等人，1999；Snavely等人，2000)。直到那时，才有几个实验观察到能级达到1或者2MeV的质子，这种能级被认为是“标准的”(Maximchuck等人，2000)。在英国卢瑟福-阿普尔顿实验室的另一个实验最近已经报告能级达到30MeV的质子(Clark等人，2000)。Petawatt激光器是位于LLNL的大NOVA激光器的特别修改过的装备。脉冲被CPA技术(Strickland等人，1985)缩短到几百个fs(飞秒，fs＝10^-15秒)，但脉冲并不是超短(即在几十飞秒的范围内)。在最新的Petawatt激光器实验中，观察到了58MeV的高能质子(Key等人，1999；Snavely等人，2000)。在这些实验中，激光能量惊人得大的部分(约10％)被转化成质子能量。在没有具体运算理论限制的情况下，通常认为由激光驱动电子所产生的静电场是主要的引发物(Wilks等人，1999)。从氢的电离中迅速产生的氢原子以及随后的质子通常从金属背面由于电子空间电荷而被加速到高能级。存在几个高激光强度的质子加速的相关理论研究及计算研究(Rau等人，1998；Bulanov等人，1999；Wilks等人，1999；Ueshima等人，1999；Fourkal等人，2002a)。

已经开展了对使用短脉冲CPA强度的钛：蓝宝石激光器(JanUSP)的实验性研究。这种技术与Petawatt激光器(基于玻璃激光器)的技术不同。短脉冲钛：蓝宝石激光器能够比玻璃激光器更紧凑，而且具有更高的循环。由于多重短脉冲通常是治疗所需要的，因而短脉冲对于放射治疗应用特别有用。图12中显示了JanUSP激光器系统。800纳米、100飞秒以下脉冲的连续波列从一个商业模式锁定的、由530纳米波长的8瓦的光激发(pumped)的振荡器中发射出来。时间-频率变换被限定的振荡器的输出沿一折叠衍射光栅脉冲伸展器被伸展到250皮秒。接着，被伸展的4纳焦的脉冲在再生放大器中被放大到8毫焦，然后又在蝴蝶结构造的5通道放大器中被放大到220毫焦。借助于三段Glan偏光器Pockel电池脉冲双向限幅器，提供了与放大的自发发射和从再生放大器中的前脉冲泄漏的隔离。激光器的这一部分工作在10赫兹和90毫焦能量下，允许在直到10¹⁹W/cm²的强度下快速设置和定时检测。两个另外阶段的放大由频率加倍的钕：硅酸盐玻璃放大器来激发。这些最终的放大器将被伸展射束的能量提升到大于21焦。采用两个40cm直径光栅的真空压缩机被用于将脉冲再压缩到80飞秒。200TW的压缩脉冲在真空中被传递到靶腔，在靶腔中，脉冲借助于一个15cm直径、距轴F/2的抛面反射器聚焦在靶标上，用以在靶标上提供大于2×10²¹W/cm²的焦点强度。高斯焦点直径约为2微米。由于JanUSP激光器的高聚焦强度，因而它是与瞄准系统结合的合适激光器，用于产生根据本发明的高能多能离子束。

用于激光加速离子治疗系统的设备可以用现有的癌症治疗设备中的上述中子治疗套件来设计，其提供了足够的空间和防护层。在离子治疗系统中有用的典型激光器具有与JanUSP激光器类似的结构。激光脉冲循环速度一般被设计在从1-100Hz范围内的速度，但典型是约2-50Hz，且最典型的是约10Hz。激光强度一般是在从约10¹⁷W/cm²到约10²⁴W/cm²的范围内，更典型的是在从约10¹⁹W/cm²到约10²³W/cm²的范围内，且更加典型的是在从约10²⁰W/cm²到约10²²W/cm²的范围内，而最典型的是商业上可达到的约10²¹W/cm²。

已经发现的是，靶标构造在激光-质子加速中扮演了一个重要角色。在10²¹W/cm²的强度下，近来的理论和计算结果(Tajima 1999；Ueshima等人1999)显示出在有利条件下，质子可以被加速直到约400MeV(表2)。发现(Tajima 1999)靶标的改进及激光器和靶标参数的正确选择可以产生大量带有大于100MeV能级的质子。视靶标准备和几何形状的细节以及脉宽和脉冲形状而定，质子(和其它离子)的平均能级和最大能级变化。例3中，在最复杂的靶标的情况下，平均质子能量超过了100MeV，而最大的是400MeV。转换成离子的能量总计为14％的入射激光能量。这种效率与Petawatt激光器一致，在Petawatt激光器中，尽管参数和准备与例3不同，但是观察到变成质子的转换效率约为10％。

表2：对照射在三种薄靶标上的激光所造成的质子和电子加速的粒子点格(PIC)结果(Ueshima等人1999)。10²¹W/cm²的激光强度被施加在靶标表面上。

	例1	例2	例3
				能量转换效率	50％	24％	31％
离子	4％	8％	14％
				电子	48％	16％	17％
峰值能量H+	200MeV	400MeV	400MeV
				峰值能量Al10+	1GeV	2GeV	2GeV
峰值能量电子	25MeV	15MeV	20MeV

平均能量H+	58MeV	95MeV	115MeV
				平均能量Al10+	130MeV	500MeV	500MeV

在没有具体运算理论的限制的情况下，在从约10¹⁷W/cm²到约10²⁴W/cm²范围内的高激光强度被认为是产生和加速正离子到适于放射治疗的能级的重要参数。另一个重要参数是产生多能质子的靶标的设计。用于产生高能多能正离子的各种合适靶标是已知的。用各种材料、尺寸和几何形状已经设计出了多种合适靶标。已知激光照射方式(例如强度和光斑尺寸)也会影响正离子的产生。根据优化激光靶标相互作用的初步PIC模拟(Ueshima等人1999；Tajima 1999，Fourkal等人2002a)，在照射高Z材料时，有望发展出具有约100GeV/mm电场的几个微米的电荷分开距离(电子密度约10²⁴/cm³)。在此距离的这种电场下，质子可以被加速到大于100MeV的能级。在靶标适当的几何形状和尺寸的情况下，平均质子能级可比简单靶标增加几倍。美国专利申请No.09/77,150“激光驱动离子加速器”的公开内容涉及用在激光-质子加速器系统中的靶标结构，该申请提交于2001年1月8日，公开号No.U.S.2002/0090194A1，公开日期2002年7月11日，其作为参考在此引入。这种靶标适于用在本发明的各个实施例中。

在表2的例3中，在特定靶标形状的情况下，提供的平均质子能量大于100MeV，而提供的最大能量为400MeV。容易试验用于产生更高能量质子的各种靶标构造。

基于这些激光规格的粒子点格模拟也已开展，用以研究靶标形状、材料以及激光脉宽对激光加速质子能量的效果(Fourkal等人2002a)。这些结果表明使用10²¹W/cm²激光强度和50fs的脉宽，质子可以被加速到310MeV。图13显示出这些质子的角分布和最大质子能量为相同激光强度下激光脉宽的函数。来自激光驱动质子加速器的源质子束具有较宽的能谱和不同能级的变化的射束轮廓；它们通常不能被直接用于治疗性应用。如上面和下面进一步所述，对这个问题的一种解决方法是设计一种紧凑的离子选择和准直装置，以便输送带有用以覆盖治疗深度范围的所需能量的小铅笔形射束(小射束)的质子。

如图14所示，为上述的不同多能离子提供了1cm×1cm的小射束深度剂量曲线。通过将不同能谱的深度剂量曲线结合起来，得到了沿深度方向覆盖治疗靶区的布拉格峰扩展(SOBP)(图15)。这里将该过程称为“能量调制”。尽管基于能谱(多能)的SOBP不像单能SOBP一样清楚，但是单独质子小射束的份额可以通过优化程序来变化，以便横向地符合送到靶区的剂量分布。这里所用的过程称为“强度调制”，其通常用于光子束治疗。对于从1cm×1cm到20cm×20cm的照野尺寸，图14和15中显示的用于激光质子束的所估算剂量率是1-20Gy每分钟。与现有4-6个光子场治疗相比，使用光子束的强度调制放射治疗(IMRT)一般可以将更符合的剂量分布输送到前列腺靶区上(以及相关淋巴腺)。但是，光子束沿深度方向的剂量分布的调制实质上是不可能的，这和用质子束的情况不同(Verhey和Munzenrider 1982)。因此，能量调制和强度调制质子治疗(EIMPT)还提高了用于诸如对前列腺癌的治疗的放射治疗的靶区覆盖和正常组织防护效果。紧凑离子选择和准直装置以及相关治疗优化算法的结合通常使EIMPT可以使用激光加速质子束。在没有具体运算理论的限制的情况下，由于激光质子束既便于能量调制(用能谱)也便于强度调制(通过射束扫描)，因而激光质子束的多能特性使它理想地用于EIMPT。

为了说明EIMPT对前列腺治疗的优势，将对使用不同治疗形式的若干种前列腺治疗计划的剂量分布作比较(Ma等人2001a；Shahine等人2001)。图16显示了用于前列腺治疗的靶区和直肠的剂量-体积曲线图(DVH)。还显示了质子的等剂量分布。光子IMRT计划来源于使用8个15MeV光子束的商业治疗优化系统，CORVUS(NOMOS公司，Sewickley，宾夕法尼亚州)。台架角为45、85、115、145、215、245、275和315度。8照野的现有质子设计包括能量调制，但是并不具有强度调制。质子束在与光子IMRT设计相同的台架角上被射入。8照野EIMPT既包括能量调制，也包括在相同台架角下的强度调制。得到的4照野的现有质子设计仅使用45、115、245和315度的端口。这显示出在质子治疗中既使用强度调制也使用能量调制可以显著地提高靶区覆盖。与其它射束形式相比，在8照野的EIMPT下，直肠剂量低得多。从直肠剂量上看，8照野的现有质子设计优于4照野的质子设计，而4照野的质子设计优于8照野的光子IMRT设计。Cella等人(2001)将5照野的强度调制质子束与5照野的IMRT(纪念Sloan-Kettering癌症中心的技术，Burman等人1997)、2照野的现有质子(LLUMC的技术，Slater等人1998)以及现有6照野的用于前列腺的光子治疗)作了比较，Ma等人(2001a)的结果与Cella等人的发现相符。EIMPT设计在靶区覆盖和正常组织防护上一贯地优于现有的治疗和IMRT计划(对直肠、膀胱和股骨头的较低剂量)。

上述Ma等人(2001a)的结果假定了用于质子小射束的理想的能量选择和射束准直。由本发明离子放射系统所产生的真实质子能谱的实际小射束剂量分布通常不会与Ma等人(2001a)的初步计算中所用的理想的剂量分布一样，理想剂量分布也是用2维患者几何体来生成这些设计。

本发明人已表明不同的小射束剂量分布可以通过射束优化而组合起来，以便获得理想的剂量分布。在本发明的一个实施例中，进行PIC模拟来推导最佳的靶标构造和激光参数，并接着用模拟的质子束数据来设计有效离子选择和射束准直装置。模拟的质子相空间数据被用于蒙特卡罗模拟，以便利用来自质子治疗单元的质子小射束获得精确的剂量分布，从而实现最佳的靶区覆盖和正常组织防护效果。

通过能量调制和调腔，由激光加速质子源所产生的高能质子被发展成用于放射治疗的一种有效形式。本发明的正离子治疗系统在尺寸和成本上都比得上现有的光子医用加速器。从而，这种紧凑、灵活而又经济的质子源的广泛使用将会为癌症患者带来显著的益处。

方法

系统设计：如上所述，由激光感生等离子体所加速的原质子束通常不能被直接用于放射治疗治疗。激光质子放射治疗系统的一个重要部分是紧凑的离子选择和射束准直装置，该装置被结合在紧凑的激光-质子源上，以便输送不同能级和强度的小笔形射束质子。在本发明的一个实施例中，提供了一种激光-质子治疗系统的整体设计，包括系统结构和配置，主要部件的机构以及用于实验工作的研究策略(Ma2000)。图17显示了激光加速正离子束治疗中心的一个实施例的示意图(例如，激光-质子治疗单元，未示出激光器)。激光器和治疗单元通常被置于同一张吊椅上，以保证激光束对齐(忽略由于小距离的能量损失)。这还使整个系统保持紧凑。靶标组件和离子选择装置被置于转动台架上，而激光束通过一串镜子204a-e)被输送到最后的聚焦镜204f。调节镜子204d和镜子204e以及镜子204e和镜子204f之间的距离，用以分别沿x轴和y轴扫描质子束，产生平行扫描射束。一种替代性方法是使靶标和离子选择系统分别绕由镜子204d和镜子204e所限定的激光束轴线及镜子204e和镜子204f所限定的激光束轴线回转，以获得扫描图案。这产生了发散扫描射束。调节治疗床，以便进行共面和不同面，同中心和SSD(源到表面的距离)治疗。

质子加速的PIC研究：进行靶标构造和激光参数的PIC模拟，用于优化激光质子加速。PIC模拟方法计算带电粒子(例如离子)集合相互之间以及与外部施加场的作用下的运动。将带电等离子体试样模拟成单独宏观粒子(每个宏观粒子都代表大量的真实粒子)。由于空间分辨率受粒子尺寸的限制，因而引入空间网格(格点)跨过模拟盒。网格的尺寸近似等于宏观粒子的尺寸。通过采用加权方案将粒子根据粒子的位置分配在网格上来计算每个网格位置上的电荷密度以及电子电流大小。一旦知道了网格位置上的电荷密度和电流密度，则用泊松和麦克斯韦公式来计算相同网格点上的电场和磁场大小。通常用快速傅立叶变换(FFT)来解这些公式。随后用倒数加权方案来确定位于粒子位置上的场，在倒数加权方案中，网格点上的场被内插在粒子位置的点上，从而在粒子位置上产生场。然后用蛙跳有限微分方法(在整数时间步长处计算位置和场，在半时间-步长处计算速度)，借助牛顿公式移动粒子。重复该程序，以给出系统的时间演化。二维电磁相对论PIC代码一般被用于进行这些优化实验。在每个时间步长上，计算给定的初始和边界条件下粒子和电磁场的坐标和动量。所有要计算的变量都是时间以及两个空间坐标x和y的函数。模拟了不同的激光参数和靶标几何体。在这里以及Fourkal等人(2002a)中进一步描述了我们的PIC模拟的进一步细节。

可以使用Tajima(1989)开发的代码来进行PIC模拟。这些1维到2.5维的第一定律的全动力学物理工具对于超快强度激光物质的相互作用是特别有效的。本领域技术人员熟知高强度磁场的科学分析(例如，Tajima等人2000)和等离子物理中的PIC模拟(Fourkal等人2002a)。这些可以被应用在模拟上述实验和当前用到的实验设置上，以确认实验性的激光-质子加速结果。分析实验条件，并优化构造和参数，以指导进一步的实验。所用的合适靶标通常是简单的独立式平箔片以及塑料和其它材料的合成平箔片。稠密的气体靶标也是合适的靶标。可以用不同激光强度、焦点尺寸和脉宽对本发明的离子放射设备进行这些靶标构造的PIC模拟。使用这些模拟找到了一组最佳的激光参数，能够在小角分布和高剂量率下产生直到至少250MeV能级的质子。将这些PIC模拟的结果用于对离子选择和射束准直装置的进一步分析研究。

激光加速质子束的特征：精确地确定激光加速质子束中所有粒子组分的特征是特别重要的。这种了解有助于设计和操作离子选择和射束准直系统。激光加速质子的能量、角度以及空间分布都从PIC模拟中求得。进行射束特征研究，用于源建模和射束试运转，以便进一步的剂量研究。已经安装、扩展并广泛使用了几种蒙特卡罗代码，用于放射治疗剂量计算，包括EGS4(Nelson等人1995)，PENELOPE(Salvat等人1996)，PTRAN(Berger 1993)和GEANT(Goosens等人1993)。这些代码一般在由16台奔腾III(866MHz)处理器所组成的PC网络上运行。使用适于3维场模拟的商业软件来模拟磁场的分布，并将结果与本发明的离子放射系统的测量结果作比较。已经广泛地模拟了用于电子束的磁场中的放射输送(Ma等人2001b；Lee和Ma 2000)。应用并校验了用于质子的软件，以获得激光-质子装置的出口处的质子能量、角度和空间分布。本发明的离子放射系统的几何形状被用在了模拟中。研究被预测射束的特征，以便评估射束对于放射肿瘤应用的优点和缺点。

离子选择和射束准直的分析研究：为了用质子束来治疗，通常用任意一种射束止动和防护材料将污染光子、中子和电子从射束中除去。在本发明离子选择系统的优选实施例中，用低磁场的磁体将四个主要的放射组分分开。如图18所示意性显示的，几个3特斯拉磁场(202、222、224)被用来使质子偏转一个小角度。质子束止动器(228)被置于射束轴(230)上。合适的射束止动器(228、234)被用来除去不想要的低能和高能质子。在该实施例中符合的磁场设置有助于将所选的质子重新组合起来，而最终射束则由主和副准直仪242和240分别准直。准直仪的开口一般较小(约0.5cm×0.5cm)，而准直仪的总厚度则通常大于约10cm。从射束止动器228、234散射的质子以及错过孔开口的质子不会被输送通过准直仪开口。当轫致辐射的光子和中子也被向前引导时，1-2cm宽、10cm厚的钨止动器通常会截止所有被引导粒子，并且散射的粒子会被防护材料(未示出)截止。电子通过磁场(220)通常向下偏转，并被电子止动器吸收。图19(a)显示了在离子选择前和离子选择后的质子的能量分布和角分布。低能质子(140)与高能质子(142)相比通常具有更大的角度扩展。在图19(b)中，在穿过磁场后，与高能质子的空间扩展(246)相比，低能质子(140)它们通常在空间上扩展较大的面积(244)。孔(238)一般被用来选择所要的能量组分。图19(c)显示了原质子能谱(实线)以及最终所选质子的能谱(虚线)。图19(d)显示了原质子深度剂量曲线(实线)以及最终所选质子的深度剂量曲线(虚线)。副监测腔(240)(图18中所示的“SMC”)测量每个能量组分的强度。还提供了主监测腔(242)(图18中所示的“PMC”)。美国专利申请No.09/757,150“激光驱动离子加速器”中公开了监测离子束和控制系统的各种方法，该申请提交于2001年1月8日，公开号No.U.S.2002/0090194A1，公开日期2002年7月11日，其涉及监测离子束和控制系统的部分作为参考结合在此。合适的激光-质子束，如本发明的离子选择系统(100)所选的，一般具有适用于所要治疗深度范围的能谱(范围内的均匀能量)。通过使用多个射束，对于实质上任意的靶区形状和深度，都能获得在射束方向上符合而又均匀的剂量覆盖。

本领域技术人员可以使用上述的实验设置优化用于离子选择和准直系统的设计参数。由于质子束截面上很小，因而使用了用于在较小空间内提供高磁场的合适磁场源(“B-场”)。对于本领域技术人员而言，用于提供这种磁场的合适磁体是容易找到的。本发明的离子选择系统并不要求严格的B-场空间分布，例如，磁场可以具有较慢的梯度或者较快的梯度。同样的是，相对的B-场可以是匹配的或者不匹配的。本领域技术人员可以对不同的磁体进行理论优化研究，以确定各种紧凑几何形状。图18中示出了一个合适的紧凑几何体，其提供了长度小于50cm且直径小于40cm的尺寸。用于治疗的主射束和穿过准直系统的泄漏与其它污染粒子一起的特征可以使用数字模拟程序来研究，用于进一步的治疗设计剂量计算。质子谱和小射束剂量分布的标准基于对横向上以及深度方向上用于治疗优化的射束半影的需要来确定。用结果来指导对准直仪设计和质子能量选择及调制研究的进一步优化工作。还研究了用于质子束的源模型，以便用于患者模拟，相空间信息可以从源模型中重建，而不是使用大量相空间数据文件(对模拟无效且占用大量磁盘空间，Ma 1998；Ma等人1997)或者每次都模拟激光质子装置。本领域技术人员还建立了射束试运转程序，用于检验源模型参数和射束重建精度。

图20示出了离子选择机构的本发明的一套设计原理。由于不同的激光-质子具有不同的角分布(图20(a)中显示了三个能级)，准直仪(例如108，图1)一般被用来(即定位于距图18中射束轴0cm的距离上)限定照野尺寸。在初始准直仪108具有方形开口，且不同能级的多能准直质子已穿过磁场时，准直质子将达到不同的横向位置250(如图18中所示的在距离30cm处)。图20(a和b)显示了50、150以及250MeV质子的方形照野，它们在空间上被充分分开。由于不同质子能级通常具有不同的横向位置，因而横向平面指的是“能量空间(平面)”。由于初始准直仪的有限尺寸，因而通常会有质子能级某种重叠，一般取决于初始准直仪的尺寸、磁场强度和从能量平面到初始准直仪的距离。为了选择本实施例所要的能量，通常会用第二准直仪，其一般定位在相对应的横向位置上。如图20(b)所示，方孔248(在右侧)被用来选择50、150MeV场或者250MeV照野。微分输送腔(图18中所示的副监测腔，SMC)被用来测量每个能量组分的强度。多重激光脉冲通常设来用以产生质子组合，以便提供所要的能谱。所要的质子能谱被用来生成治疗性的高能多能正离子束，在所要的深度范围上提供均匀的剂量分布。

本发明离子选择系统的另一个实施例是要使用能量空间(平面)上变化的孔尺寸来同时选择能量和该能量(强度)的质子总数。与前一实施例相比，本实施例一般需要较少的激光脉冲来获得所要的质子能谱。这种变化的孔尺寸实施例优选地使用在能量空间上带有不同横向(能量)位置上变化宽度的伸长孔。在没有具体运算理论的限制的情况下，这种设计允许从同一激光脉冲中同时选择能量和强度。这呈现出一种高效方式，使用多能激光-质子述来获得用于放射治疗的深度范围上均匀的剂量。变化的能量孔尺寸一般使用随后的微分磁性系统来使不同质子能级的照野重新组合成一个类似的照野尺寸。

在某些实施例中，通常设有副准直装置(138)(图1)，用以限定形成合适治疗的高能多能正离子束的正离子的最终照野尺寸和形状。设有较小形状的射束(例如方形、圆形、矩形以及它们的组合)，用以调制单独小射束的强度，以便能够获得符合靶区体积的剂量分布。由于单独质子束可以具有用于提供靶区体积深度范围上均匀剂量分布的变化的能谱，因而EIMPT可以用来在靶区中产生比光子IMRT更均匀的质子剂量分布(Lomax 1999；Ma等人2001)。

调制空间上分开的高能多能正离子的另一种方法是一次用多个单独的较窄的高能多能正质子束在相对较大照野的情况下输送EIMRT，该照野盖了在相应深度(即布拉格峰的深度)上的靶区体积横截面的少一个部分。在该实施例中，设有可调制副校准装置，能够调制空间分开的射束。可调制副校准装置可具有变化的形状，可以用孔来实现，如上所述，诸如多叶式准直仪(MLC)。使用本实施例通常要提供多个激光脉冲，用以治疗靶区体积。在调制能级的孔通常沿横向方向移动，用以选择覆盖整个靶区体积中至少一部分的深度范围所要的能谱的同时，可调制副准直装置(例如，MLC)能够改变重新组合射束的照野的形状，从而将相应深度上的靶区体积中的至少一部分的截面包围起来。

这里所述的用于本发明离子选择系统100的方法可以适宜地使用这里所述的装置和设备来实现。由于质子束一般截面上较小，因而可能要在较小空间内建立高磁场。本发明的某些实施例并不需要严格的B-场空间分布，而磁场可以具有较缓的梯度，它们可以空间上重叠，或者既重叠又具有较缓的梯度。本发明合适的实施例将包括具有匹配的、与B-场相对的至少两个磁场源。例如，图18中所示的长度小于50cm且直径小于40cm的离子选择系统几何体包括3特斯拉进入纸面的第一磁场源220，3特斯拉进入纸面的第二磁场源222，和3.0特斯拉离开纸面的第三磁场源224。还可以用更高的磁场、更小的质子束制动器，或者这两者在射束方向上减小离子选择几何体。

蒙特卡罗剂量计算工具的改进：根据本发明，还提供了用于EIMPT的剂量计算工具。由于较小的质子小射束的剂量分布显著地受到射束尺寸和不同病人体征的影响，因而在对激光加速质子束治疗的治疗优化中进行剂量计算。用GEANT3系统来估算病人剂量分布。代码被设计成通用目的的蒙特卡罗模拟。图16(a-d)中所示的剂量分布在PentiumIII450MHz PC上花费了大约100小时的CPU时间。现在可用的快得多的计算机应当能够减小计算时间至少约1到2个数量级。为了加快剂量计算速度，已经基于现有的光子和电子蒙特卡罗剂量计算算法开发了较快的质子剂量计算算法(Ma等人1999a-b，2000ab，Deng等人2000ab，Jiang等人2000a，2001，Li等人2000，2001)。在代码中已经应用了各种变化的减小技术，用以加快蒙特卡罗模拟。这些技术包括“确定采样”和“粒子示踪重复”(Ma等人2000b；Li等人2000)，对于带电粒子的模拟非常有效。使用GEANT3系统测试了这种快速蒙特卡罗代码的实现。还实现了源模型，用以重建相空间参数(能量，电荷，方向和位置)，用于在蒙特卡罗剂量计算中从激光质子治疗装置出现的铅笔形质子束。可以适用于使用激光加速多能正离子来治疗患者的合适软件可以买到(Moyers等人1992；Ma等人1999b)。该软件首先将患者的CT数据转换成由空气、组织、肺和骨骼构成的模拟图。软件基于靶区体积的轮廓和临界结构计算出对不同能谱、入射角(例如，设计者所指定的台架角)以及入射位置(例如，在治疗口/照野)的所有小射束的剂量分布。用于所有小射束的最终剂量矩阵被提供给如下面进一步描述的治疗优化算法。

治疗优化工具的改进：在某些实施例中，还提供了用于EIMPT的改进治疗优化工具。已经基于从现有激光质子加速器和实际患者体征的现有多能质子束开发了治疗优化算法。通常使用的“逆向设计”技术包括计算机模拟退火(Webb 1990，1994)，迭代法(Holmes和Mackie1994a，Xing和Mackie 1994b)，滤波反向投影和直接傅立叶变换(Brahme1988，Holmes和Mackie 1994b)。考虑到用质子束的计算时间和可能的复杂度，迭代优化逼近(基于梯度搜索)被合适地采纳。这是基于用于光子和电子强度调制和能量调制的迭代优化算法(Pawlicki等人1999；Jiang 1998；Ma等人2000b；Jiang等人2000b)。测试用于能量调制和强度调制质子束的改进算法。由于实际质子束的具体特征，进行该算法的进一步改进。“优化程序”执行以下任务：(1)从剂量计算算法中取得小射束剂量分布(见上)；(2)调节小射束份额(强度)，以便基于靶区/临界结构剂量处方来产生最佳的可能治疗设计；和(3)输出用于对射束输送次序研究的所有射束口以及台架角的强度图(小射束加权因子)。

治疗计划对照：对用于前列腺癌的治疗形式，已评估了本发明。对照由使用激光加速质子束的EIMPT所产生的治疗设计与诸如现有光子和质子束以及光子IMRT的现有射束形式所产生的治疗设计组成。在与用于使用现有光子及质子和光子IMRT的现有放射治疗治疗的条件相同的条件下使用EIMPT已经进行了用于前列腺，前列腺+精囊，和前列腺+精囊+淋巴腺的一组20个临床案例。将治疗设计与使用用于带4或者6个光子场的商业RTP系统(FOCUS系统)以及用于带5-9个强度调制光子场的IMRT的商业治疗优化系统(CORVUS)的治疗设计相对照。这些案例还使用了FOCUS系统中的、用于带2-6照野的现有质子治疗的质子治疗设计模块来设计。

在强度调制靶区覆盖、靶区剂量均匀性以及正常组织防护效果下，使用等剂量分布、DVHs、TCP、NTCP以及其它生物指数评估了这些设计。在相同条件下，将相同的目标(不利结果)函数用于质子EIMPT和光子IMRT。基于等剂量分布的外观以及DVH、TCP、NTCP和其它生物指数来判断治疗设计的“好处”。显著提高的设计被认为是具有以下好处中的一个或者多个：(a)靶区体积内的更均匀(5-10％)的剂量，刚好在正常结构附近的小得多的剂量(适度-高或者低-适度)；(b)远端器官的显著减小的离开/散射剂量(通过一两个或者更多的因素)；和(c)明确改善的剂量分布。而且，物理学家一般将临床判断作为一个具体设计是否会被使用以及是否提供证明这个决定的原因。

放射性同位素的制造：本发明还提供了用这里所提供的激光加速高能多能离子束来制造放射性同位素的方法。通过质子轰击产生放射性同位素的化学产物母体，实现了2-¹⁸F氟-2-脱氧-D-葡萄糖(“[¹⁸F]FDG”)的制造。这些过程使用了通过传统回旋加速器和同步加速器源所产生的质子束。例如，J.Medema等人[ http://www.kvi.nl/～agorcalc/ecpm31/abstracts/medema2.html]报告了[¹⁸F]氟和[¹⁸F]FDG的制造过程：首先通过¹⁸O(p，n)[¹⁸F]在富¹⁸O水中的核反应来制备[¹⁸F]，并通过经涂树脂方法和地下干燥过程收回[¹⁸F]来制造[¹⁸F]FDG。本发明提供了适于在制备放射性同位素的过程中使用的高能多能离子束。从而，制造放射性同位素的方法包括的步骤有：形成如这里所述的高能多能质子束，用以提供合适粒子、靶标和射束流。使靶标产物母体充满H₂ ¹⁸O。高能多能质子束照射靶标产物母体，直到达到了预定的整体射束流或者预定时间。靶标压力一般用压力传感器来监测。当达到了整体射束流或者时间时，用[¹⁸F]氟来化学合成[¹⁸F]FDG。最终产物是等压、无色、无菌和无热原的，并适于临床使用。

本发明各种替代性实施例进一步在图21-44中描述，其这些图中，示出了离子轨迹，用以提供离子的通用位置和定向。例如，图21、23(示意性截面图)和图22(透视图)描绘了离子选择系统100的实施例，该系统由以下组成：能够使激光加速高能多能正离子束准直的准直装置408，该激光加速高能多能离子束具有多个高能多能正离子；能够根据高能多能正离子的能级在空间上分开高能多能正离子的第一磁场源(磁体202)；能够调制在空间上分开的高能多能正离子的孔418；和能够将调制过的高能多能正离子重新组合起来的第二磁场源(磁体412)。

图24描绘了类似于图21所提供的离子选择系统的实施例的示意图，还包括第三磁场源(磁体420)，该第三磁场源能够使在空间上分开的高能多能正离子的轨迹428朝向孔418弯曲。

图25描绘了类似于图24所提供的离子选择系统的实施例的示意图，显示出孔418被置于第三磁场源(磁体420)的磁场内。

图26描绘了类似于图21所提供的离子选择系统的实施例的示意图，显示出孔418被置于第三磁场源(磁体420)的磁场外，其中第三磁场源被分成两个部分。

图27描绘了离子选择系统的实施例的示意图，其中，第三磁场源(磁体420)的磁场能够使调制过的高能多能正离子的轨迹428朝向第二磁场源412弯曲。

图28描绘了离子选择系统的实施例的示意图，其中，第二磁场源(磁体412)的磁场能够使调制过的高能多能正离子的轨迹428朝着与激光加速高能多能质子束的方向不相平行的方向弯曲。

图29描绘了离子选择系统的实施例的示意图，其中，第二磁场源(磁体412)的磁场能够使调制过的高能多能正离子的轨迹428朝着与激光加速高能多能质子束的方向相平行的方向弯曲。

图30描绘了离子选择系统的实施例的示意图，该系统还显示了副准直装置430，其能够以流体形式传送一部分重新组合的高能多能正离子从中穿过。

图31描绘了离子选择系统的实施例的示意图，显示了副准直装置430能够调制重新组合的高能多能正离子的射束形状。

图32描绘了带有孔418的转轮440的细节，孔具有多个开口442、444，每个开口都能够以流体形式传送高能多能正离子从中穿过。

图33描绘了孔的细节，该孔为多叶式准直仪(408)，其具有能够分别通过低能离子、高能离子或者它们组合的多个开口444、442。

图34描绘了根据本发明的离子选择系统如何控制离子束。该图描绘了包括多个高能多能正离子110的激光加速高能多能正离子束的形成，该高能多能正离子110具有能级分布。使用准直装置(准直仪408)来进行激光加速离子束110的准直，而正离子140、142则用第一磁场(磁体402)根据正离子的能级被空间上分开。空间分开的高能多能正离子使用能量选择孔418来调制，而调制过的高能多能正离子428则用第二磁场(磁体412)来重新组合。在该实施例中，一部分正离子被输送穿过孔，例如，具有从约50MeV到约250MeV能级范围内的正离子，而其余部分则被该能量选择孔418阻截。

图35描绘了用第一磁场(磁体402)使正离子140、142的轨迹沿离开激光加速高能多能离子束110的射束轴线方向弯曲。

图36描绘了用第三磁场(磁体420)使正离子140、142的轨迹沿朝孔444的方向弯曲。

图37和38描绘了用孔442、444中位置可控的开口通过能级(分别是低能(140)和高能(142))调制空间分开的高能正离子。

图39描绘了离子选择系统的实施例，其中，第三磁场(磁体420)能够使所选的正离子朝图28所示的第二磁场(磁体412)弯曲。

图40描绘了离子选择系统的实施例，其中，高能多能正离子被空间分开直到约50cm的距离。

图41描绘了离子治疗系统的实施例，该系统包括激光瞄准系统，激光瞄准包括激光器和能够产生高能多能离子束(110)的瞄准系统(104)，高能多能正离子束包括具有至少约50MeV能级的多个高能多能正离子。这些高能多能正离子被基于能级(140、142)在空间上分开，并设有离子选择系统，其能够从一部分高能多能正离子中产生合适治疗的高能多能正离子。还设有微分腔(448)和积分腔(446)。不同能量的正离子通常将穿过测量离子能量上不同的微分腔(448)的不同部分，该微分腔监测所选离子的能量。一般而言，积分腔(448)并不控制能量选择孔。提供积分腔，用以产生信号，(通过计算机或者合适的数据处理器，未示出)分析该信号，以便确定孔(418)以及孔开口的位置。

图42(a-d)描绘了多种激光加速高能多能正离子束治疗中心(200)的透视图，每个治疗中心都合适地包括至少一个图21-41中所描绘的离子治疗系统；和用于固定患者的场所(即床208)。例如，图42(a)描绘了相对于图17所述类型的合适治疗中心，在图17中，使用多面镜子(204)将激光束(202)以反射的形式输送到靶标组件(100)。图42(b)描绘了一种合适的治疗中心，其包括用于激光束(202)的光学监测和控制系统(450)。图42(c)描绘了一种合适的治疗中心，其中，设有至少一个分束器或者镜子(452)，用以将激光束(202)分成分开的或者反射的激光束(454)，从而送到至少两个靶标组件(100)中的每一个，或者将激光束反射到其中一个靶标组件(100)。所描绘的是合适的治疗中心，显示出激光瞄准系统具有两个靶标组件和两个离子选择系统，每个系统都能够单独地从各单独的高能多能正离子束中产生合适治疗的高能多能正离子。还为每一个合适治疗的高能多能正离子束提供了单独的多能离子束监测和控制系统。该实施例描绘了能够定位于主激光束内或者主激光束外的镜子(452)，用以将射束引导至其中一个离子治疗系统。或者，当提供了足够强度的激光束时，可以使用分束器，从而分开的射束可以被两个或者多个离子治疗系统同时使用。为了提供患者保密，具有两个或者多个离子治疗系统的现有离子治疗中心将具有用于每一个离子治疗系统的单独的治疗室。在这些实施例中，激光束源被合适地定位在单独的室或者建筑物中。图42(d)描绘了治疗中心的实施例，该治疗中心还包括光学监测系统(450)。在该实施例中，光学监测系统(450)允许操作者了解和控制要起动哪一个离子治疗中心。

图43是根据本发明治疗患者的方法的流程图(500)。该方法包括有以下步骤(502-508)：识别病人体内靶区的位置；确定靶区的治疗策略，治疗策略包括确定用于照射靶区的合适治疗的多个高能多能正离子束的剂量分布(例如，确定合适治疗的多个高能多能正离子束的能量分布，强度以及方向)；形成多个高能多能正离子，这些高能多能正离子被基于能级在空间上分开；以及根据治疗策略将所述的多个合适治疗的多能正离子束输送到靶区。

从而，已经提供了提供高能多能正离子放射治疗的方法和系统。虽然已经结合各个附图的示例性实施例描述了本发明，但是所要理解的是，在不偏离本发明的情况下，可以使用本发明其它相类似的实施例、或者对描述的实施例进行修改和增加，从而实现本发明的相同功能。例如，本领域技术人员将认识到在本申请中所描述的本发明可以适用于任何磁体构造、孔以及准直仪，只要它们能够根据来自激光加速高能多能正离子源的能量来选择正离子即可。因此，本发明不应当被限定于任何单个实施例，而应当在结合所附权利要求的广度和范围下解释。

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Claims (60)

1.一种离子选择系统，包括：

准直装置，其能够使激光加速高能多能离子束准直，所述激光加速高能多能离子束包括多个高能多能正离子；

第一磁场源，其能够根据所述高能多能正离子的能级而将该正离子在空间上分开；

孔，其能够调制空间上分开的高能多能正离子；和

第二磁场源，其能够将调制过的高能多能正离子重新组合起来。

2.如权利要求1所述的离子选择系统，其中，所述调制过的高能多能正离子具有从大约50MeV到大约250MeV范围之间的能级。

3.如权利要求1所述的离子选择系统，其中，所述第一磁场源能够使所述高能多能正离子束的轨迹远离所述激光加速多能离子束的射束轴线弯曲。

4.如权利要求3所述的离子选择系统，该系统还包括第三磁场源，所述第三磁场源能够使空间上分开的高能多能正离子的轨迹朝向所述孔弯曲。

5.如权利要求4所述的离子选择系统，其中，所述孔被置于所述第三磁场源的磁场外。

6.如权利要求4所述的离子选择系统，其中，所述第三磁场源的磁场能够使调制过的高能多能正离子的轨迹朝向所述第二磁场源弯曲。

7.如权利要求6所述的离子选择系统，其中，所述第二磁场源能够使调制过的高能多能正离子的轨迹朝着与激光加速的高能多能离子束的方向相平行的方向弯曲。

8.如权利要求1所述的离子选择系统，该系统还包括副准直设备，其能够以流体形式传送所述重新组合的高能多能正离子中的一部分从其中穿过。

9.如权利要求8所述的离子选择系统，其中，所述副准直设备能够调制所述重新组合的高能多能正离子的射束形状。

10.如权利要求1所述的离子选择系统，其中，所述孔包括多个开口，每个开口都能够以流体形式传送高能多能正离子从中穿过。

11.如权利要求10所述的离子选择系统，所述孔是多叶式准直仪。

12.一种形成高能多能正离子束的方法，包括以下步骤：

形成激光加速高能多能离子束，该离子束包括多个高能多能正离子，所述多个高能多能正离子的特征在于具有能级的分布；

用一准直仪来使所述激光加速离子束准直；

用第一磁场根据离子束的能级将所述高能正离子在空间上分开；

使用一孔来调制空间上分开的高能多能正离子；以及

使用第二磁场将调制过的高能多能正离子重新组合起来。

13.根据权利要求12所述的方法，其中，调制在空间上分开的高能多能正离子的所述步骤导致一部分正离子被输送通过所述孔，该部分正离子具有从大约50MeV到大约250MeV范围之间的能级。

14.根据权利要求12所述的方法，其中，用所述第一磁场使所述高能多能正离子的轨迹远离所述激光加速高能多能离子束的射束轴线弯曲。

15.根据权利要求14所述的方法，其中，用所述第三磁场使在空间上分开的所述高能多能正离子的轨迹进一步朝向所述孔弯曲。

16.根据权利要求15所述的方法，其中，用所述孔中的多个可控开口来根据能级调制在空间上分开的所述高能正离子。

17.根据权利要求15所述的方法，其中，所述第三磁场使所述轨迹还朝向所述第二磁场弯曲。

18.根据权利要求17所述的方法，其中，所述第二磁场使所述轨迹朝着与激光加速高能多能离子束的方向相平行的方向弯曲。

19.根据权利要求12所述的方法，其中，所述重新组合的高能多能正离子中的一部分被以流体形式传送穿过副准直装置。

20.根据权利要求12所述的方法，其中，多个高能多能正离子小射束被以流体形式传送穿过位于所述孔中的多个可控开口，用以调制所述的在空间上分开的高能正离子。

21.根据权利要求12所述的方法，其中，所述高能多能正离子根据其能量分布在空间上被分开到直至大约50cm的距离，该距离是垂直于进入第一磁场的激光加速离子束的射束轴线测得的。

22.根据权利要求12所述的方法，该方法还包括以下步骤：用重新组合的空间上分开的高能多能正离子来照射放射性同位素产物母体。

23.一种激光加速高能多能正离子治疗系统，包括：

激光瞄准系统，该激光瞄准系统包括能够产生高能多能离子束的激光器和瞄准系统，所述高能多能离子束包括具有至少约50MeV能级的若干高能多能正离子，该高能多能正离子被基于能级在空间上分开；

离子选择系统，其能够从所述高能多能正离子的一部分中产生出适合治疗的高能多能正离子；和

离子束监测和控制系统。

24.如权利要求23所述的激光加速高能多能正离子治疗系统，其中，所述离子选择系统包括：

能够使所述激光加速高能多能离子束准直的准直装置；

第一磁场源，其能够将所述高能多能正离子根据其能级在空间上分开；

能够调制在空间上分开的高能多能正离子的孔；和

第二磁场源，其能够将调制过的高能多能正离子重新组合起来。

25.如权利要求24所述的激光加速高能多能正离子治疗系统，其中，所述调制过的高能多能正离子具有从大约50MeV到大约250MeV范围之间的能级。

26.如权利要求24所述的激光加速高能多能正离子治疗系统，其中，所述第一磁场源提供第一磁场，该第一磁场能够使所述高能多能正离子的轨迹弯曲，所述弯曲沿远离所述激光加速高能多能离子束的射束轴线的方向。

27.如权利要求26所述的激光加速高能多能正离子治疗系统，其中，所述离子选择系统还包括第三磁场源，该第三磁场源能够使所述在空间上分开的高能多能正离子的轨迹朝所述孔弯曲。

28.如权利要求27所述的激光加速高能多能正离子治疗系统，其中，所述孔被置于所述第三磁场源的磁场外。

29.如权利要求27所述的激光加速高能多能正离子治疗系统，其中，所述第三磁场源的磁场能够使在空间上分开的高能多能正离子的该部分的轨迹朝所述第二磁场源弯曲。

30.如权利要求29所述的激光加速高能多能正离子治疗系统，其中，所述第二磁场源能够使所述在空间上分开的高能多能正离子的该部分的轨迹朝着与所述激光加速高能多能离子束的射束轴线的方向相平行的方向弯曲。

31.如权利要求24所述的激光加速高能多能正离子治疗系统，其中，该治疗系统还包括副准直装置，所述装置能够以流体形式传送所述重新组合的高能多能正离子中的一部分从中穿过。

32.如权利要求31所述的激光加速高能多能正离子治疗系统，其中，所述副准直装置能够调制所述重新组合的高能多能正离子的射束形状。

33.如权利要求24所述的激光加速高能多能正离子治疗系统，其中，所述孔包括多个开口，每个开口都能够以流体形式传送一部分射束从中穿过。

34.一种用激光加速高能多能正离子治疗系统治疗患者的方法，包括以下步骤：

确定患者体内靶区的位置；

确定该靶区的治疗策略，该治疗策略包括确定用于照射靶区的适于治疗的多个高能多能正离子束的剂量分布；

从多个高能多能正离子中形成所述的多个适合治疗的高能多能正离子束，所述高能多能正离子根据能级在空间上被分开；和

根据治疗策略，将合适治疗的所述多个高能多能正离子束输送到靶区。

35.根据权利要求34所述的治疗患者的方法，其中，确定剂量分布的步骤包括确定合适治疗的多个高能多能正离子束的能量分布、强度以及方向。

36.根据权利要求34所述的治疗患者的方法，其中，通过以下步骤来准备所述合适治疗的多能正离子束：

形成包括高能多能正离子的激光加速高能多能离子束；

使用至少一个准直装置来使所述激光加速高能多能正离子束准直；

用一第一磁场根据所述高能多能正离子的能级将它们在空间上分开；

用孔来调制在空间上分开的高能多能正离子；和

使用一第二磁场将调制过的高能多能正离子重新组合起来。

37.根据权利要求36所述的治疗患者的方法，其中，所述调制过的高能多能正离子具有从大约50MeV到大约250MeV范围之内的能级。

38.根据权利要求36所述的治疗患者的方法，其中，用所述第一磁场使高能多能正离子的轨迹远离所述激光加速高能多能正离子束的射束轴线弯曲。

39.根据权利要求38所述的治疗患者的方法，其中，用一第三磁场使所述在空间上分开的高能多能正离子朝着所述孔弯曲。

40.根据权利要求39所述的治疗患者的方法，其中，用位于所述孔中的多个可控开口使所述在空间上分开的高能多能正离子被按照能级调制。

41.根据权利要求40所述的治疗患者的方法，其中，用所述第三磁场使所述调制过的高能多能正离子的轨迹进一步朝着所述第二磁场弯曲。

42.根据权利要求41所述的治疗患者的方法，其中，用所述第二磁场使所述调制过的高能多能正离子的轨迹朝着与所述激光加速高能多能离子束的射束轴线方向相平行的方向弯曲。

43.根据权利要求36所述的治疗患者的方法，其中，所述重新组合的高能多能正离子中的一部分被以流体形式传送穿过一副准直装置。

44.根据权利要求43所述的治疗患者的方法，其中，所述重新组合的高能多能正离子束的射束形状由所述副准直装置调制。

45.一种激光加速高能多能正离子束治疗中心，包括：

用于固定患者的场所；和

激光加速高能多能正离子治疗系统，该系统能够将合适治疗的高能多能正离子束输送到位于所述场所上的患者，该离子治疗系统包括：

激光瞄准系统，该激光瞄准系统包括能够产生高能多能离子束的激光器和瞄准组件，该高能多能离子束包括具有至少约50MeV能级的若干高能多能正离子；

离子选择系统，该系统能够使用所述高能多能正离子来产生合适治疗的高能多能正离子束，该高能多能正离子根据能级在空间上被分开；和

用于所述合适治疗的高能多能正离子束的监测和控制系统。

46.如权利要求45所述的激光加速高能多能正离子束治疗中心，其中，所述离子选择系统包括：

能够使所述激光加速高能多能离子束准直的准直装置；

第一磁场源，其能够根据所述高能多能正离子的能级而在空间上将所述正离子分开；

孔，该孔能够调制在空间上分开的高能多能正离子；和

第二磁场源，其能够将调制过的高能多能正离子重新组合起来。

47.如权利要求46所述的激光加速高能多能正离子治疗中心，其中，所述调制过的高能多能正离子具有从大约50MeV到大约250MeV范围之内的能级。

48.如权利要求46所述的激光加速高能多能正离子治疗中心，其中，所述第一磁场源能够使进入所述第一磁场的所述高能多能正离子的轨迹弯曲远离所述激光加速高能多能离子束的射束轴线的方向。

49.如权利要求48所述的激光加速高能多能正离子治疗中心，其中，所述离子选择系统还包括第三磁场源，该第三磁场源能够使所述在空间上分开的高能多能正离子的轨迹朝所述孔弯曲。

50.如权利要求49所述的激光加速高能多能正离子治疗中心，其中，所述孔被置于所述第三磁场源的磁场外。

51.如权利要求49所述的激光加速高能多能正离子治疗中心，其中，所述第三磁场源的磁场能够使调制过的高能多能正离子的轨迹朝所述第二磁场源弯曲。

52.如权利要求51所述的激光加速高能多能正离子治疗中心，其中，所述第二磁场源能够使在空间上分开的高能多能正离子的轨迹朝着与所述激光加速高能多能离子束的射束轴线的方向相平行的方向弯曲。

53.如权利要求48所述的激光加速高能多能正离子治疗中心，其中，所述治疗中心还包括副准直装置，该装置能够以流体形式传送所述重新组合的高能多能正离子中的一部分从中穿过。

54.如权利要求46所述的激光加速高能多能正离子治疗中心，其中，所述孔包括多个开口，每个开口都能够以流体形式传送离子小射束从中穿过。

55.如权利要求45所述的激光加速高能多能正离子治疗中心，其中，所述瞄准组件和离子选择系统被置于一转动台架上。

56.如权利要求45所述的激光加速高能多能正离子治疗中心，其中，用多面镜子将所述激光中的一束激光以反射的方式传送到所述瞄准组件。

57.如权利要求56所述的激光加速高能多能正离子治疗中心，其中，所述离子选择系统被自动操作地安装，以便允许扫描合适治疗的高能多能正离子束。

58.如权利要求56所述的激光加速的高能多能正离子治疗中心，其还包括至少一个分束器，用以将该激光束分射到至少两个瞄准组件中的每一个。

59.如权利要求45所述的激光加速高能多能正离子治疗中心，其中，所述激光瞄准系统包括多个瞄准组件，该瞄准组件中的每一个都能够产生包括若干高能多能正离子的高能多能正离子束，所述高能多能正离子包括至少约50MeV的能级；

多个离子选择系统，每个系统都能够单独地从所述单独高能多能正离子束的每一束中产生合适治疗的高能多能正离子束；和

单独的多能离子束监测和控制系统，用于每一束所述合适治疗的高能多能正离子束。

60.一种制备放射性同位素的方法，包括以下步骤：

形成高能多能正离子束，包括以下步骤：

形成激光加速高能多能正离子束，该离子束包括多个高能多能正离子，所述高能多能正离子的特征在于具有能量分布；

使用至少一个准直装置来使所述激光加速离子束准直；

用一第一磁场根据能量将所述高能多能正离子在空间上分开；

使用孔来调制所述在空间上分开的高能多能正离子；和

使用一第二磁场来将在空间上分开的高能多能正离子重新组合起来；

和

用该重新组合的空间上分开的高能多能正离子来照射放射性同位素产物母体。

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