CN102172106A - 带电粒子癌症疗法束路径控制方法和装置 - Google Patents

Abstract

本发明包含一种带电粒子束路径，其耦联注入器、同步加速器、束传输系统、靶向系统和/或患者接口方法和装置。优选地，所述注入器包含：负离子束源、两相离子源真空系统、离子束聚焦透镜和/或串列式加速器。优选地，所述同步加速器包含转向磁体、边缘聚焦磁体、磁场聚集磁体、绕组和校正线圈、平坦磁场入射表面和/或引出元件。优选地，所述同步加速器、束传输系统、靶向系统和患者接口组合以允许多轴/多场辐照，其中多轴控制包含控制水平和垂直束位置、束能量和/或束强度，并且多场控制包含以时间受控、靶向、准确、精确、剂量受控和/或有效的方式来控制患者旋转和输送能量在肿瘤内和肿瘤周围的分布。

Description

带电粒子癌症疗法束路径控制方法和装置

相关申请的交叉引用

本申请要求以下专利申请的权益：

2008年5月22日提交的美国临时专利申请61/055,395号；

2008年8月1日提交的美国临时专利申请61/137,574号；

2008年9月17日提交的美国临时专利申请61/192,245号；

2008年5月22日提交的美国临时专利申请61/055,409号；

2008年12月22日提交的美国临时专利申请61/203,308号；

2008年8月11日提交的美国临时专利申请61/188,407号；

2009年3月9日提交的美国临时专利申请61/209,529号；

2008年8月11日提交的美国临时专利申请61/188,406号；

2008年8月25日提交的美国临时专利申请61/189,815号；

2009年2月23日提交的美国临时专利申请61/208,182号；

2008年12月15日提交的美国临时专利申请61/201,731号；

2009年3月3日提交的美国临时专利申请61/208,971号；

2009年1月12日提交的美国临时专利申请61/205,362号；

2008年7月14日提交的美国临时专利申请61/134,717号；

2008年7月14日提交的美国临时专利申请61/134,707号；

2008年12月15日提交的美国临时专利申请61/201,732号；

2008年11月7日提交的美国临时专利申请61/198,509号；

2008年7月14日提交的美国临时专利申请61/134,718号；

2008年9月2日提交的美国临时专利申请61/190,613号；

2008年9月8日提交的美国临时专利申请61/191,043号；

2008年9月17日提交的美国临时专利申请61/192,237号；

2008年12月15日提交的美国临时专利申请61/201,728号；

2008年9月2日提交的美国临时专利申请61/190,546号；

2008年8月15日提交的美国临时专利申请61/189,017号；

2008年11月5日提交的美国临时专利申请61/198,248号；

2008年11月7日提交的美国临时专利申请61/198,508号；

2008年11月3日提交的美国临时专利申请61/197,971号；

2008年11月17日提交的美国临时专利申请61/199,405号；

2008年11月17日提交的美国临时专利申请61/199,403号；

2008年11月17日提交的美国临时专利申请61/199,404号；并

要求2009年3月4日提交的PCT专利申请PCT/RU2009/00015号，“Multi-Field Charged Particle Cancer Therapy Method and Apparatus”的优先权；

所有这些专利申请均以引用的方式全文并入本文中。

技术领域

本发明一般涉及实体癌症的治疗。更具体来说，本发明涉及带电粒子癌症治疗方法和装置。

背景技术

癌症

肿瘤是异常组织块。肿瘤具有良性或恶性。良性肿瘤在局部生长，但不扩散到身体的其他部分。良性肿瘤由于其扩散而引起问题，因为它们挤压正常组织并使其移位。良性肿瘤在诸如颅骨的狭小部位内是危险的。恶性肿瘤能够侵入身体的其他区域。转移是癌症通过侵入正常组织扩散并扩散到远处组织。

癌症治疗

存在用于癌症治疗的若干截然不同形式的辐射疗法，包括：近距放射疗法、传统电磁X射线疗法和质子疗法。质子疗法系统通常包括：束发生器、加速器和束传输系统，所述束传输系统将所产生的加速质子移动到数个治疗室，在这些治疗室中质子得以输送到患者体内的肿瘤中。

质子疗法通过将诸如用粒子加速器加速的质子的高能电离粒子瞄准到靶标肿瘤来工作。这些粒子损害细胞DNA，最终导致其死亡。癌细胞因为其高速分裂和其修复损坏DNA的能力降低而尤其易受对其DNA的攻击损害。

带电粒子癌症疗法

在此概述本发明所涉及的专利。

质子束疗法系统

罗玛琳达大学医学中心(Loma Linda University Medical Center)的F.Cole等人的“Multi-Station Proton Beam Therapy System”美国专利4,870,287号(1989年9月26日)描述一种质子束疗法系统，所述系统用于从单个质子源选择性地产生质子束并经由加速器将其传输到数个患者治疗室中的所选治疗室。

加速器/同步加速器

S.Peggs等人的“Rapid Cycling Medical Synchrotron and Beam Delivery System”美国专利7,432,516号(2008年10月7日)描述一种具有组合功能磁体和射频(RF)腔加速器的同步加速器。组合功能磁体首先起到使粒子束沿轨道路径弯曲的作用和其次起到聚焦粒子束的作用。RF腔加速器是适于用于快速循环粒子加速的高速频率摆动的铁氧体加载腔。

H.Tanaka等人的“Charged Particle Accelerator”美国专利7,259,529号(2007年8月21日)描述一种具有两时期加速过程的带电粒子加速器，其中在第一时期和定时的第二加速时期中施加固定磁场以提供带电粒子的紧凑且高功率加速。

T.Haberer等人的“Ion Beam Therapy System and a Method for Operating the System”美国专利6,683,318号(2004年1月27日)描述一种离子束疗法系统和用于操作该系统的方法。该离子束系统使用一种台架，所述台架具有定位于最后的弯曲磁体之前的垂直偏转系统和水平偏转系统，所述垂直偏转系统和水平偏转系统产生由边缘聚焦效应引起的平行扫描模式。

V.Kulish等人的“Inductional Undulative EH-Accelerator”美国专利6,433,494号(2002年8月13日)描述一种用于加速带电粒子束的电感波动EH加速器。该设备由电磁铁波动系统组成，所述电磁铁波动系统中用于电磁铁的驱动系统经制作成在约100KHz到10GHz的频率范围内操作的射频(RF)振荡器形式。

K.Saito等人的“Radio-Frequency Accelerating System and Ring Type Accelerator Provided with the Same”美国专利5,917,293号(1999年6月29日)描述一种射频加速系统，其具有耦联到磁芯组的回路天线和连接到回路天线的阻抗调整构件。向阻抗调整构件施加相对低的电压，从而允许调整构件的小构造。

J.Hirota等人的“Ion Beam Accelerating Device Having Separately Excited Magnetic Cores”美国专利5,661,366号(1997年8月26日)描述具有数个高频磁场感应单元和磁芯的离子束加速设备。

J.Hirota等人的“Acceleration Device for Charged Particles”美国专利5,168,241号(1992年12月1日)描述一种具有高频电源和受控操作的环状导体的加速腔，所述高频电源和环状导体组合以控制耦合常数和/或解调，从而允许更有效地向粒子传输功率。

引出

T.Nakanishi等人的“Method of Operating the Particle Beam Radiation Therapy System”美国专利7,122,978号(2006年10月17日)描述一种带电粒子束加速器，其具有用于增加在谐振的稳定区域内带电粒子束的电子感应加速器振荡振幅和用于改变谐振的稳定区域的引出四极电磁铁单元。RF-KO单元是在循环束不超过谐振的稳定区域边界的频率范围内操作，并且引出四极电磁铁是在束引出所需的定时下操作。

T.Haberer等人的“ Method and Device for Controlling a Beam Extraction Raster Scan Irradiation Device for Heavy Ions

K.Hiramoto等人的“Accelerator and Medical System and Operating Method of the Same”美国专利6,472,834号(2002年10月29日)描述一种循环型加速器，其具有用于使带电粒子束循环的偏转电磁铁和四极电磁铁、用于产生电子感应加速器振荡的谐振稳定极限的多极电磁铁以及用于向束施加高频电磁场以将束移动到稳定极限以外的高频源。该高频源产生数个交流电(AC)信号的和信号，所述交流电(AC)信号的瞬时频率相对于时间改变，并且所述交流电(AC)信号的瞬时频率相对于时间的平均值不同。该系统经由电极向束施加和信号。

K.Hiramoto等人的“Synchrotron Type Accelerator and Medical Treatment System Employing the Same”美国专利6,087,670号(2000年7月11日)和K.Hiramoto等人的“Synchrotron Type Accelerator and MedicalTreatment System Employing the Same”美国专利6,008,499号(1999年12月28日)描述一种同步加速器，其具有布置于循环轨道上的高频施加单元，该高频施加单元用于向带电粒子束循环施加高频电磁场并且用于将粒子束的电子感应加速器振荡的振幅增加到高于谐振稳定极限的水平。另外，针对束喷射，四极发散电磁铁布置于：(1)相对于第一偏转器的下游；(2)相对于偏转电磁铁的上游；(3)相对于偏转电磁铁的下游；和(4)相对于第二偏转器的上游。

K.Hiramoto等人的“Circular Accelerator and Method and Apparatus for Extracting Charged-Particle Beam in Circular Accelerator”美国专利5,363,008号(1994年11月8日)描述一种用于引出带电粒子束的圆形加速器，所述圆形加速器经布置以：(1)通过电子感应加速器振荡谐振效应增加束的位移；(2)增加粒子的电子感应加速器振荡振幅，所述粒子具有处于谐振的稳定极限内的初始电子感应加速器振荡；和(3)超过谐振稳定极限，进而引出超过该谐振稳定极限的粒子。

K.Hiramoto等人的“Method of Extracting Charged Particles from Accelerator，and Accelerator Capable Carrying Out the Method，by Shifting Particle Orbit”美国专利5,285,166号(1994年2月8日)描述一种引出带电粒子束的方法。通过除磁体外的加速器组成元件来转移由弯曲磁体和具有高于六极部件的多极部件的磁体维持的带电粒子平衡轨道，以改变带电粒子的调谐。

束能量/强度

M.Yanagisawa等人的“Charged Particle Therapy System，Range Modulation Wheel Device，and Method of Installing Range Modulation Wheel Device”美国专利7,355,189号(2008年4月8日)和Yanagisawa等人的“Charged Particle Therapy System，Range Modulation Wheel Device，and Method of Installing Range Modulation Wheel Device”美国专利7,053,389号(2008年5月30日)都描述了一种具有范围调制轮的粒子疗法系统。离子束穿过范围调制轮，产生对应于范围调制轮的数个分级厚度的数个能级。

M.Yanagisawa等人的“Particle Beam Irradiation System and Methodof Adjusting Irradiation Apparatus”美国专利7,297,967号(2007年11月20日)；M.Yanagisawa等人的“Particle Beam Irradiation System and Method of Adjusting Irradiation Apparatus”美国专利7,071,479号(2006年7月4日)；M.Yanagisawa等人的“Particle Beam Irradiation System and Method of Adjusting Irradiation Apparatus”美国专利7,026,636号(2006年4月11日)；和M.Yanagisawa等人的“Particle Beam Irradiation System and Method of Adjusting Irradiation Apparatus”美国专利6,777,700号(2004年8月17日)，都描述了散射设备、范围调整设备和峰值扩散设备。所述散射设备和范围调整设备组合到一起并且沿束轴移动。所述扩散设备独立地沿所述轴移动以调整离子束散射度。组合的设备增加对患病组织的辐射剂量分布的一致性程度。

A.Sliski等人的“Programmable Particle Scatterer for Radiation  Therapy Beam Formation”美国专利7,208,748号(2007年4月24日)描述一种可编程的流体路径长度，所述流体路径长度设置在粒子束中来以预定方式调制散射角度和束范围。所述带电粒子束散射器/范围调制器包含：流体储蓄器，其在粒子束路径中具有相对的壁；和驱动器，用于在可编程控制器的控制之下调整流体储蓄器的所述壁之间的距离以在组织中的预定深度产生预定扩散的布拉格峰(Bragg peak)。束散射和调制在肿瘤治疗期间经连续且动态地调整以在靶向预定三维体积中沉积剂量。

M.Tadokoro等人的“Particle Therapy System”美国专利7,247,869号(2007年7月24日)和美国专利7,154,108号(2006年12月26日)各自描述一种能够在辐照癌组织期间测量带电粒子束的能量的粒子疗法系统。所述系统包括准直仪对之间的束通路、能量检测器和信号处理单元。

G.Kraft等人的“Ion Beam Scanner System and Operating Method”美国专利6,891,177号(2005年5月10日)描述一种离子束扫描系统，其具有用于待扫描靶标体积的机械对准系统，从而允许藉由直线式电动机和能量吸收构件的横向位移深度调制离子束，引起对靶标体积的体积要素的深度交错扫描。

G.Hartmann等人的“Method for Operating an Ion Beam Therapy System by Monitoring the Distribution of the Radiation Dose”美国专利6,736,831号(2004年5月18日)描述一种用于操作具有栅格扫描器的离子束疗法系统的方法，所述栅格扫描器辐照并扫描周围等角点的面积。测量并评估在所述等角点区域中的各种位置处栅格扫描器装置的深度剂量分布和横向剂量分布。

Y.Jongen的“Method for Treating a Target Volume with a Particle Beam and Device Implementing Same”美国专利6,717,162号(2004年4月6日)描述一种由粒子束生成针对靶标体积的窄点的方法，其特征在于点摆动速度和粒子束强度同时变化。

G.Kraft等人的“Device for Irradiating a Tumor Tissue”美国专利6,710,362号(2004年3月23日)描述辐照肿瘤组织的方法和装置，其中所述装置具有在质子束路径中用于在逐个深度调适质子束的电磁驱动的离子制动装置，所述离子制动装置调整离子束方向和离子束范围。

K.Matsuda等人的“Charged Particle Beam Irradiation Apparatus”美国专利6,617,598号(2003年9月9日)描述一种带电粒子束辐照装置，其由穿过含有三个离子束部件的扩大装置的布拉格峰来增加布拉格峰深度方向上的宽度，所述三个离子束部件具有根据过滤器元件中的每一个的穿过位置之间的差异生成的不同能量。

H.Stelzer等人的“Ionization Chamber for Ion Beams and Method for Monitoring the Intensity of an Ion Beam”美国专利6,437,513号(2002年8月20日)描述一种用于离子束的离子化腔室和一种监测离子疗法束的强度的方法。所述离子化腔室包括腔室外壳、束进口窗、束出口窗和用计数气体填充的腔室体积。

H.Akiyama等人的“Charged-Particle Beam Irradiation Method and System”美国专利6,433,349号(2002年8月13日)和H.Akiyama等人的“Charged-Particle Beam Irradiation Method and System”美国专利6,265,837号(2001年7月24日)都描述一种带电粒子束辐照系统，其包括用于改变粒子能量的变换器和用于控制带电粒子束强度的强度控制器。

Y.Pu的“Charged Particle Beam Irradiation Apparatus and Method of Irradiation with Charged Particle Beam”美国专利6,034,377号(2000年3月7日)描述一种具有降能器的带电粒子束辐照装置，其包含：(1)具有长度的圆柱构件；和(2)在环绕旋转轴的圆周方向上的壁厚度分布，其中所述壁的厚度决定辐照束的能量降级。

台架

T.Yamashita等人的“Rotating Irradiation Apparatus”美国专利7,381,979号(2008年6月3日)描述一种具有前环和后环的旋转台架，每个环均具有径向支撑设备，其中所述径向支撑设备具有直线式导架。所述系统具有推力支撑设备用于限制可旋转体在所述可旋转体的旋转轴方向上的运动。

T.Yamashita等人的“Rotating Gantry of Particle Beam Therapy System”美国专利7,372,053号(2008年5月13日)描述一种通过空气制动系统支撑的旋转台架，所述空气制动系统使所述台架在辐照治疗期间快速运动、制动和停止。

M.Yanagisawa等人的“Medical Charged Particle Irradiation Apparatus”美国专利6,992,312号(2006年1月31日)；M.Yanagisawa等人的“Medical Charged Particle Irradiation Apparatus”美国专利6,979,832号(2005年12月27日)；和M.Yanagisawa等人的“Medical Charged Particle Irradiation Apparatus”美国专利6,953,943号(2005年10月11日)都描述一种能够从向上方向和水平方向辐照的装置。台架可绕旋转轴旋转，其中辐照场形成设备是偏心地布置，以使得辐照轴穿过与旋转轴不同的位置。

H.Kaercher等人的“Isokinetic Gantry Arrangement for the Isocentric Guidance of a Particle Beam And a Method for Constructing Same”美国专利6,897,451号(2005年5月24日)描述一种用于进行粒子束的同心引导的等动力台架布置，以便所述粒子束可围绕水平纵轴旋转。

G.Kraft等人的“Ion Beam System for Irradiating Tumor Tissues”美国专利6,730,921号(2004年5月4日)描述一种相对于水平布置的患者躺椅在各种辐照角度辐照肿瘤组织的离子束系统，其中所述患者躺椅可绕中心轴旋转并且具有提升机构。所述系统具有相对于水平方向至多±15度的中心离子束偏转。

M.Pavlovic等人的“Gantry System and Method for Operating Same”美国专利6,635,882号(2003年10月21日)描述一种台架系统，其用于从可自由决定的有效治疗角度来调整离子束并将离子束对准到靶标上。所述离子束是以环绕台架旋转轴0到360度的可调整角度和以离开台架旋转轴45到90度的角度而对准在靶标上，从而当离子束绕台架旋转轴旋转达到完全回转时，产生辐照圆锥体。

呼吸

K.Matsuda的“Radioactive Beam Irradiation Method and Apparatus Taking Movement of the Irradiation Area Into Consideration”美国专利5,538,494号(1996年7月23日)描述一种方法和装置，其即使在患病部分由于身体活动(诸如呼吸和心搏)改变位置的情况下也能够辐照。最初，同时测量患病身体部分的位置改变和患者的身体活动，并且以函数确定其间的关系。根据该函数执行辐射疗法。

患者定位

Y.Nagamine等人的“Patient Positioning Device and Patient Positioning Method”美国专利7,212,609号(2007年5月1日)和Y.Nagamine等人的“Patient Positioning Device and Patient Positioning Method”美国专利7,212,608号(2007年5月1日)描述一种患者定位系统，其使用模式匹配来比较参考X射线图像和当前患者位置的当前X射线图像的比较区。

D.Miller等人的“Modular Patient Support System”美国专利7,173,265号(2007年2月6日)描述一种具有患者支撑系统的辐射治疗系统，所述患者支撑系统包括模块化的可扩展患者囊(patien pod)和至少一个固定设备(诸如可模压的泡沫托架)。

K.Kato等人的“Multi-Leaf Collimator and Medical System Including Accelerator”美国专利6,931,100号(2005年8月16日)；K.Kato等人的“Multi-Leaf Collimator and Medical System Including Accelerator”美国专利6,823,045号(2004年11月23日)；K.Kato等人的“Multi-Leaf Collimator and Medical System Including Accelerator”美国专利6,819,743号(2004年11月16日)；和K.Kato等人的“Multi-Leaf Collimator and Medical System Including Accelerator”美国专利6,792,078号(2004年9月14日)都描述一种用于辐照疗法的具有叶板的系统，所述叶板用于缩短患者的定位时间。电动机驱动力传输到数个叶板，同时传过小齿轮。所述系统也使用上下气缸和上下导架来定位患者。

问题

在癌性肿瘤粒子束疗法领域中，存在对于集成的带电粒子癌症疗法系统的需要，所述系统优选为紧凑、成本有效、准确且精确的。

发明内容

本发明包含带电粒子束路径集成的带电粒子癌症治疗方法和装置。

附图说明

图1图示粒子束疗法系统的部件连接；

图2图示带电粒子疗法系统；

图3图示离子束产生系统；

图4图示同步加速器的直区段和转向区段；

图5图示同步加速器的弯曲磁体；

图6提供弯曲磁体的透视图；

图7图示弯曲磁体的截面图；

图8图示弯曲磁体的截面图；

图9图示同步加速器的磁性转向区段；

图10A和图10B分别图示RF加速器和RF加速器子系统；

图11图示磁场控制系统；

图12图示带电粒子引出和强度控制系统；

图13图示质子束位置验证系统；

图14以(A)前视图和(B)顶视图图示患者定位系统；

图15提供X射线和质子束剂量分布；

图16A-E图示聚焦辐照的控制深度；

图17A-E图示多场辐照；

图18图示经由使用多场辐照的剂量效率增强；

图19提供两种多场辐照实施方法；

图20图示对肿瘤的(A)2D层片或(B)3D体积操作的带电粒子束点扫描系统的多维扫描；

图21图示用于产生X射线的电子枪源，其与粒子束疗法系统耦联；

图22图示接近粒子束路径的X射线源；

图23图示扩展的X射线束路径；

图24提供X射线断层摄影系统；

图25图示半垂直的患者定位系统；和

图26提供使X射线收集与患者呼吸协同的方法。

具体实施方式

本发明包含用于辐照患者肿瘤的带电粒子束路径集成的带电粒子束辐射方法和装置。

在一个实施例中，所述系统包含带电粒子束路径，带电粒子流动穿过带电粒子束路径。所述带电粒子束路径耦联注入器、同步加速器、束传输系统、靶向系统和/或患者接口方法和装置。

在另一实施例中，所述方法和装置包含带电粒子束路径，所述带电粒子束路径耦联注入器、同步加速器、束传输系统、靶向系统和/或用于辐照患者肿瘤的患者接口方法和装置。优选地，所述注入器包含：负离子束源、两相离子源真空系统、离子束聚焦透镜和/或串列式加速器。优选地，所述同步加速器包含转向磁体、边缘聚焦磁体、磁场聚集磁体、绕组和校正线圈、平坦磁场入射表面和/或引出元件。优选地，所述束传输系统、靶向系统和患者接口组合以允许多轴/多场辐照，其中多轴控制包含控制水平和垂直束位置、束能量和束强度，并且多场控制包含以时间受控、靶向、准确、精确、剂量受控和有效的方式来控制患者旋转和输送能量在肿瘤内和肿瘤周围的分布。在一个实例中，所述带电粒子束路径在注入器处开始，并且在肿瘤内或在保持患者的可旋转平台上方结束。在另一实例中，所述带电粒子束路径在保持患者的可旋转平台之上通过。在又一实例中，所述带电粒子束路径圆周地围绕注入器中的负离子束，同步加速器中的循环带电粒子在引出步骤中跨越所述带电粒子束路径，或者接近从同步加速器到肿瘤的传输系统中的带电粒子束路径。在又一实例中，所述带电粒子束包含质子经其行进的间隙的壁。在又一实例中，所述带电粒子束路径接近于X射线产生源而通过。带电粒子束路径的排列和组合包括围绕任何本文所述装置部件的束径。

组合所述方法和装置使用，任选地使用带电粒子束癌症疗法系统的新颖设计特征。具体来说，描述了在负离子源、离子源真空系统、离子束聚焦透镜和串列式加速器方面具有新颖特征的负离子束源。另外，描述了同步加速器转向磁体、边缘聚焦磁体、磁场聚集磁体、绕组和校正线圈、平面磁场入射表面和引出元件，它们最小化同步加速器的整体大小，提供严格控制的质子束，直接减小所需磁场的大小，直接降低所需操作功率并且允许即便在从同步加速器中引出质子的过程期间也在同步加速器中不断加速质子。离子束源系统和同步加速器优选与患者成像系统和包括呼吸监测传感器和患者定位元件的患者接口计算机集成。此外，描述了对结合癌性肿瘤的带电粒子束辐射疗法使用的带电粒子束加速、引出和/或靶向的方法和装置的强度控制。更具体来说，描述了同步加速器的带电粒子流的强度、能量和定时控制。同步加速器控制元件允许对带电粒子束的严格控制，这补偿对患者定位的严格控制以在减少对周围健康组织的组织损害的情况下产生对实体肿瘤的有效治疗。另外，该系统减小同步加速器的整体大小，提供严格控制的质子束，直接降低所需磁场的大小，直接降低所需操作功率并且允许即便在从同步加速器中引出质子的过程期间也在同步加速器中不断加速质子。所有这些系统均优选结合X射线系统使用，该X射线系统能够(1)在用于质子治疗的定位系统中和(2)在患者的呼吸循环的指定时刻收集患者的X射线。通过组合，该等系统在对周围健康组织最小损害的情况下提供有效、准确且精确的非侵袭性肿瘤治疗。

带电粒子束疗法

贯穿该文件，描述了诸如质子束、氢离子束或碳离子束的带电粒子束疗法系统。本文中使用质子束来描述带电粒子束疗法系统。然而，依据质子束指出并描述的方面并非旨在限于质子束的方面，而是说明带电粒子束系统。任何带电粒子束系统均同等地适用于本文所述的技术。

现参见图1，图示了带电粒子束系统100。该带电粒子束优选包含若干子系统，该等子系统包括以下任何者：主控制器110；注入系统120；同步加速器130，其通常包括：(1)加速器系统132和(2)引出系统134；扫描/靶向/输送系统140；患者接口模块150；显示系统160；和/或成像系统170。

在一个实施例中，子系统中的一或多个存储于用户端上。用户端是经配置以充当例如个人计算机、数字媒体播放器、个人数字助理等的用户端设备的计算平台。该用户端包含耦联到例如鼠标、键盘、显示设备等的若干外部或内部输入设备的处理器。该处理器还耦联到例如计算机监视器的输出设备以显示信息。在一个实施例中，主控制器110是处理器。在另一实施例中，主控制器110是存储于存储器中由处理器进行的一组指令。

用户端包括计算机可读存储媒体，即存储器。该存储器包括(但不限于)：能够连接到处理器(诸如与触敏输入设备连通的处理器)具有计算机可读指令的电子、光学、磁性或其他存储或传输设备。适当媒体的其他实例例如包括闪存驱动器、CD-ROM、只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)、特殊应用集成电路(ASIC)、DVD、磁盘、存储芯片等。处理器执行存储于存储器中的一组计算机可执行的程序代码指令。这些指令可以包含来自任何计算机程序设计语言的代码，该等计算机程序设计语言例如包括C、C++、C#、Visual Basic、Java和JavaScript。

提供了使用带电粒子束系统100的示例性方法。主控制器110控制子系统中的一或多个以将质子准确且精确地输送到患者的肿瘤。例如，主控制器110从成像系统170获得诸如身体一部分和/或肿瘤一部分的图像。主控制器110还从患者接口模块150获得位置和/或定时信息。主控制器110然后任选地控制注入系统120以将质子注入同步加速器130。同步加速器通常至少含有加速器系统132和引出系统134。主控制器优选诸如通过控制质子束的速度、轨道和定时来在加速器系统内控制质子束。主控制器然后控制从加速器经引出系统134引出质子束。例如，控制器控制引出束的定时、能量和/或强度。控制器110优选还控制穿过扫描/靶向/输送系统140到患者接口模块150的质子束的靶向。患者接口模块150的一或多个部件优选由主控制器110控制。此外，显示系统160的显示元件优选经由主控制器110来控制。通常向一或多个操作人员和/或一或多个患者提供诸如显示屏幕的显示器。在一个实施例中，主控制器110定时来自所有系统的质子束的输送，以使得质子以最佳治疗方式输送到患者。

本文中，主控制器110是指控制带电粒子束系统100的单个系统、控制数个控制带电粒子束系统100的子系统的单个控制器或控制带电粒子束系统100的一或多个子系统的数个个别控制器。

同步加速器

本文中，术语同步加速器用来指维持带电粒子束在循环路径中的系统；然而，或者使用回旋加速器，即使其存在对能量、强度和引出控制的固有限制。此外，带电粒子束在本文中称为沿同步加速器的中心点周围的循环路径循环。循环路径或者称为轨道运行路径；然而，轨道运行路径并不是指完美圆圈或椭圆，而是指质子环绕中心点或区域的循环。

现参见图2，提供了带电粒子束系统100的一个变体的说明性示例性实施例。部件的数量、位置和所述类型实际上是说明性和非限制性的。在所说明的实施例中，注入器系统210或离子源或带电粒子束源产生质子。质子经输送到延伸入、延伸穿过并延伸出同步加速器的真空管中。所产生的质子沿初始路径262输送。使用诸如四极磁体或注入四极磁体的聚焦磁体230来聚焦质子束路径。四极磁体为聚焦磁体。注入器弯曲磁体232使质子束朝同步加速器130的平面弯曲。将具有初始能量的聚焦质子引入注入器磁体240中，注入器磁体240优选为注入兰伯森磁体(Lamberson magnet)。一般而言，初始束路径262是沿离开同步加速器130的循环平面(诸如该循环平面上方)的轴。注入器弯曲磁体232和注入器磁体240组合使质子移动到同步加速器130中。使用主弯曲磁体250或偶极磁体或循环磁体来使质子沿循环束路径264转向。偶极磁体为弯曲磁体。主弯曲磁体250使初始束路径262弯曲到循环束路径264中。在该实例中，主弯曲磁体250或循环磁体描绘成用于维持循环束路径264进入稳定循环束路径的四个四磁体组。然而，任选使用任何数量的磁体或磁体组来使质子在循环过程中环绕单个轨道移动。质子通过加速器270。加速器使质子在循环束路径264中加速。在加速质子时，增加了由磁体施加的场。具体来说，使由加速器270实现的质子速度与主弯曲磁体250或循环磁体的磁场同步来维持质子在同步加速器的中心点或区域280周围的稳定循环。在分开的时间点，使用加速器270/主弯曲磁体250组合来使循环质子加速和/或减速，同时维持质子在循环路径或轨道中。组合兰伯森引出磁体292使用弯曲器(inflector)/偏转器系统290的引出元件来从在同步加速器130内的质子循环束路径264中移除质子。偏转器部件的一个实例为兰伯森磁体。一般而言，偏转器使质子从循环平面移动到离开循环平面(诸如在该循环平面上方)的轴。优选使用诸如四极磁体的引出弯曲磁体237和引出聚焦磁体235将引出质子沿传输路径268引导和/或聚焦到扫描/靶向/输送系统140中。扫描系统140或靶向系统的两个部件通常包括诸如垂直控制的第一轴控制142和诸如水平控制的第二轴控制144。在一个实施例中，第一轴控制142允许质子束268约100mm的垂直扫描，并且第二轴控制144允许质子束268约700mm的水平扫描。喷口系统146用于使质子束成像和/或用作在同步加速器的低压力束路径与大气之间的真空障碍。通过控制将质子输送到患者接口模块150和患者的肿瘤。所有上文所列元件都是任选的，并且可以各种排列和组合来使用。

离子束产生系统

离子束产生系统产生负离子束，诸如负氢离子或H-束；优选聚焦该负离子束；将负离子束转换为正离子束，诸如质子或H+束；以及将该正离子束注入同步加速器130。部分离子束路径优选处于部分真空下。以下进一步描述这些系统中的每一个。

现参见图3，图示了示例性离子束产生系统300。如所示，离子束产生系统300具有四个主要元件：负离子源310、第一部分真空系统330、任选的离子束聚焦系统350和串列式加速器390。

仍然参见图3，负离子源310优选包括用于将氢气注入高温等离子腔室314的进入口312。在一个实施例中，等离子腔室包括磁性材料316，该磁性材料316提供处于高温等离子腔室314与磁场障碍相对侧上的低温等离子区域之间的磁场障碍317。将引出脉冲施加于负离子引出电极318以使负离子束进入负离子束路径319中，该负离子束继续行进穿过第一部分真空系统330，穿过离子束聚焦系统350，并且进入串列式加速器390。

仍然参见图3，第一部分真空系统330是从氢气进入口312延伸到串列式加速器390输入箔片395的封闭系统。输入箔片395直接或间接密封到真空管320的边缘，提供将在箔片395的第一部分真空系统330侧上维持的诸如约10-5托的较高压力和将在箔片390的同步加速器侧上维持的诸如约10-7托的较低压力。通过仅抽吸第一部分真空系统330和通过仅基于传感器读数半连续地操作离子束源真空，延长了半连续操作泵的寿命。以下进一步描述传感器读数。

仍然参见图3，第一部分真空系统330优选包括：第一泵332，诸如连续操作泵和/或涡轮分子泵；大容纳体积334；和半连续操作泵336。优选地，泵控制器340从监测大容纳体积334中压力的压力传感器342接收信号。依据表示大容纳体积334中压力足够的信号，泵控制器340指示执行器345开启在大容纳体积与半连续操作泵336之间的阀门346并且指示半连续操作泵开动并将大气残余气体抽吸出带电粒子流周围的真空线路320。以此方式，通过仅半连续地且根据需要操作延长了半连续操作泵的寿命。在一个实例中，半连续操作泵336每几小时操作几分钟，诸如每4小时操作5分钟，从而使泵寿命从约2,000小时延长至约96,000小时。

此外，通过将进气与同步加速器真空系统隔离，诸如涡轮分子泵的同步加速器真空泵可以在更长的寿命上操作，因为同步加速器真空泵具有较少气体分子有待处理。例如，进气主要是氢气，但可含有杂质，诸如氮气和二氧化碳。通过隔离在负离子源系统310、第一部分真空系统330、离子束聚焦系统350和串列式加速器390的负离子束侧中的进气，同步加速器真空泵可在较低压力下以更长的寿命操作，从而增加同步加速器130的效率。

仍然参见图3，离子束聚焦系统350包括两个或两个以上电极，其中各电极对中的一个电极用诸如导电网格的导电路径372部分阻碍离子束路径。在所示实例中，图示了三个离子束聚焦系统区段：两电极离子聚焦区段360、第一三电极离子聚焦区段370和第二三电极离子聚焦区段380。在给出电极对中，在第一电极与第二电极的导电网格之间延伸的电场线提供聚焦负离子束的内向力。多个此类电极对提供多个负离子束聚焦区域。优选地，两电极离子聚焦区段360、第一三电极离子聚焦区段370和第二三电极离子聚焦区段380放置在负离子源之后并在串列式加速器之前和/或沿离子束路径覆盖约0.5米、1米或2米的空间。以下进一步描述离子束聚焦系统。

仍然参见图3，串列式加速器390优选包括箔片395，诸如碳箔片。负离子束路径319中的负离子经转换为诸如质子的正离子并且初始离子束路径262产生。箔片395优选直接或间接地密封到真空管320的边缘，提供将在具有负离子束路径319的箔片395的侧面上维持的诸如约10-5托的较高压力和将在具有质子离子束路径262的箔片390的侧面上维持的诸如约10-7托的较低压力。让箔片395将真空腔室320物理分隔为两个压力区域，这在由第一部分真空系统330在分开包含并隔离的空间中引出进口氢气及其残余时允许具有较少和/或较小泵的系统在同步加速器130中维持较低压力系统。

再参见图1，提供了使用带电粒子束系统100的另一示例性方法。主控制器110或一或多个子控制器控制子系统中的一或多个以将质子准确且精确地输送到患者的肿瘤。例如，主控制器将指示何时或如何进行呼吸的消息发送给患者。主控制器110从诸如温度呼吸传感器的患者接口模块获得传感器读数或获得指示受验者处于呼吸循环中何处的力读数。主控制器从成像系统170中收集诸如身体一部分和/或肿瘤一部分的图像。主控制器110还从患者接口模块150获得位置和/或定时信息。主控制器110然后任选地控制注入系统120以将氢气注入负离子束源310并控制从负离子束源310引出负离子的定时。任选地，主控制器使用离子束聚焦透镜系统350控制离子束聚焦；用串列式加速器390控制质子束的加速；和/或控制质子注入同步加速器130中。同步加速器通常至少含有加速器系统132和引出系统134。同步加速器优选含有以下者中的一或多个：转向磁体、边缘聚焦磁体、磁场聚集磁体、绕组和校正线圈和平面磁场入射表面，它们中的一些含有处于主控制器110控制之下的元件。主控制器优选诸如通过控制质子束的速度、轨道和/或定时来在加速器系统内控制质子束。主控制器然后控制从加速器经引出系统134引出质子束。例如，控制器控制引出束的定时、能量和/或强度。控制器110优选还控制穿过靶向/输送系统140到患者接口模块150的质子束的靶向。患者接口模块150的一或多个部件优选由主控制器110控制，诸如患者的垂直位置、患者的旋转位置和患者座位定位/稳定/控制元件。此外，显示系统160的显示元件优选经由主控制器110来控制。通常向一或多个操作人员和/或一或多个患者提供诸如显示屏幕的显示器。在一个实施例中，主控制器110定时来自所有系统的质子束的输送，以使得质子以最佳治疗方式输送到患者。

循环系统

同步加速器130优选包含直区段410和离子束转向区段420的组合。因此，质子的循环路径在同步加速器中不是圆形，而是具有圆角的多边形。

在一个说明性实施例中，同步加速器130(也称为加速器系统)具有四个直元件和四个转向区段。直区段410的实例包括：弯曲器240、加速器270、引出系统290和偏转器292。连同四个直区段一起的是四个离子束转向区段420，其也称为磁体区段或转向区段。以下进一步描述转向区段。

现参见图4，图示了示例性同步加速器。在该实例中，沿初始质子束路径262输送的质子经弯曲器240弯曲进入循环束路径，并且在加速之后经由偏转器292引出到束传输路径268。在该实例中，同步加速器130包含四个直区段410和四个弯曲或转向区段420，其中四个转向区段中的每一个均使用一或多个磁体来使质子束转向约九十度。如以下进一步描述，能够紧密间隔转向区段并使质子束有效转向使得直区段较短。较短的直区段允许在同步加速器的循环束路径中不使用聚焦四极的同步加速器设计。从循环质子束路径中移除聚焦四极使得设计更紧凑。在该实例中，与在循环质子束路径中使用四极聚焦磁体的系统的八米和更大截面直径比较，所示同步加速器具有约五米的直径。

现参见图5，提供了第一弯曲或转向区段420的额外描述。转向区段中的每一个优选包含多个磁体，诸如约2个、4个、6个、8个、10个或12个磁体。在该实例中，在第一转向区段420中使用四个转向磁体510、520、530、540来说明关键原理，该原理不论转向区段420中磁体的数量如何均相同。转向磁体510是特定类型的主弯曲或循环磁体250。

在物理上，洛伦兹(Lorentz)力是在点电荷上由电磁场引起的力。依据磁场(不包括电子场术语)，通过方程式1给出洛伦兹力。

F＝q(v X B)                            方程式1

在方程式1中，F是力，以牛顿为单位；B是磁场，以特斯拉为单位；并且v是粒子的瞬时速度，以米/秒为单位。

现参见图6，阐述单磁体弯曲或转向区段510的实例。该转向区段包括质子通过其循环的间隙610。间隙610优选为平坦间隙，从而允许横跨间隙610的磁场更加一致、均匀且强烈。磁场穿过磁场入射表面进入间隙610，并且穿过磁场出射表面离开间隙610。间隙610在两个半磁体之间的真空管中延伸。间隙610通过至少以下两个参数控制：(1)使间隙610尽可能地大，以最小化质子损失和(2)使间隙610尽可能地小，以最小化磁体大小和磁体电源的相关大小和功率需求。间隙610的平坦性质允许横跨间隙610的磁场压缩且更一致。间隙尺寸的一个实例是将容纳约2cm的垂直质子束大小和约5cm至6cm的水平束大小。

如上文描述，较大间隙大小需要较大电源。举例而言，如果间隙610大小在垂直大小上增加1倍，则电源需求增加约4倍。间隙610的平坦性也十分重要。例如，间隙610的平坦性质允许引出质子的能量从约250MeV增加到约330MeV。更具体来说，如果间隙610具有极度平坦的表面，则可达到铁磁体的磁场极限。间隙610的平坦表面的示例性精确度是小于约5微米的抛光，并且优选约1微米至3微米的抛光。表面不均匀导致外加磁场的缺陷。抛光的平坦表面扩散外加磁场的不均匀性。

仍然参见图6，带电粒子束以瞬时速度v移动穿过间隙610。第一磁性线圈620和第二磁性线圈630分别在间隙610上方和下方延伸。穿过线圈620、630的电流产生穿过单磁体转向区段510的磁场B。在该实例中，磁场B向上延伸，其产生力F，该力将带电粒子束朝同步加速器的中心点向内推送，从而使带电粒子束以弧线转向。

仍然参见图6，图示任选的第二磁体弯曲或转向区段520的一部分。线圈620、630通常具有折回元件640、650或在一个磁体的末端转向，诸如在第一磁体转向区段510的末端转向。转向件640、650具有间隔。该间隔降低由转向磁体覆盖的同步加速器的一个轨道周围的路径的百分率。这导致部分循环路径中质子不转向和/或聚焦并且允许部分循环路径中质子路径散焦。从而，间隔导致同步加速器变大。因此，优选最小化磁体转向区段660之间的间隔。使用第二转向磁体来说明线圈620、630任选沿诸如2个、3个、4个、5个、6个或更多个磁体的数个磁体延伸。由于去除了转向件的空间约束，横跨多个转向区段磁体延伸的线圈620、630允许两个转向区段磁体在空间上彼此靠近定位，从而减小和/或最小化两个转向区段磁体之间的间隔660。

现参见图7和图8，呈现单磁体弯曲或转向区段510的两个说明性90度旋转截面。现参见图8，磁体组件具有第一磁体810和第二磁体820。以下描述的由线圈感应的磁场横跨间隙610在第一磁体810与第二磁体820之间延伸。折回磁场穿过第一轭812和第二轭822延伸。旁轭的组合截面面积大致近似于第一磁体810或第二磁体820的截面面积。带电粒子穿过间隙610中的真空管延伸。如所图示，质子穿过间隙610和磁场进入图8(以矢量B图示)，向质子施加力F，朝同步加速器的中心推送质子，其向右离开图8页面。使用绕组产生磁场。第一线圈组成第一绕组线圈850，并且第二线圈组成第二绕组线圈860。诸如空气间隙的隔离或聚集间隙830、840将铁基轭与间隙610隔离。间隙610大致平坦以产生横跨间隙610的一致磁场，如上文描述。

再参见图7，单个弯曲或转向磁体的末端优选有斜面。由虚线774、784表示转向磁体510的接近垂直或直角的边缘。虚线774、784在超过同步加速器中心280的点790处相交。优选地，转向磁体的边缘以角度α和β倾斜，这些角度由出自转向磁体510的边缘和中心280的第一线772、782和出自转向磁体的相同边缘和相交点790的第二线774、784形成。角度α用于描述该效应，并且角度α的描述适用于角度β，但角度α任选不同于角度β。角度α提供边缘聚焦效应。以角度α倾斜转向磁体510的边缘使质子束聚焦。

多个转向磁体提供在同步加速器130中各自具有聚焦效应的多个磁体边缘。如果仅使用一个转向磁体，则该束仅对于角度α聚焦一次或对于角度α和角度β聚焦两次。然而，通过使用较小的转向磁体，更多个转向磁体适合同步加速器130的转向区段420。例如，如果在同步加速器的转向区段420中使用四个磁体，则对于单个转向区段，存在八个可能的边缘聚焦效应表面，每个磁体两个边缘。八个聚焦表面产生截面较小的束大小。这允许使用较小的间隙610。

使用转向磁体中的多个边缘聚焦效应不仅导致间隙610较小，而且导致使用较小的磁体和较小的电源。对于具有四个转向区段420的同步加速器130(其中各转向区段具有四个转向磁体并且各转向磁体具有两个聚焦边缘)来说，对于同步加速器130的循环路径中质子的各轨道存在总计三十二个聚焦边缘。类似地，如果在给定转向区段中使用2个、6个或8个磁体，或如果使用2个、3个、5个或6个转向区段，则边缘聚焦表面的数量根据方程式2扩大或缩小。

$\mathrm{TFE}=\mathrm{NTS}*\frac{M}{\mathrm{NTS}}*\frac{\mathrm{FE}}{M}$ 方程式2

其中TFE是总聚焦边缘数量，NTS是转向区段的数量，M是磁体的数量并且FE是聚焦边缘的数量。自然地，不是所有磁体必定有斜面，并且一些磁体任选仅在一个边缘上有斜面。

本发明人已确定多个较小磁体比少量较大磁体有利。例如，使用16个小磁体产生32个聚焦边缘，而使用4个较大磁体仅产生8个聚焦边缘。使用具有更多聚焦边缘的同步加速器产生在不使用聚焦四极磁体的情况下构筑的同步加速器的循环路径。所有现有技术同步加速器均在同步加速器的循环路径中使用四极。此外，在循环路径中使用四极使得同步加速器的循环路径中需要额外直区段。从而，在同步加速器的循环路径中使用四极导致同步加速器具有较大的直径、循环束路径长度和/或较大的周长。

在本文所述系统的各种实施例中，同步加速器具有以下各者的任何组合：

在具有四个转向区段的同步加速器中，带电粒子束每转向90度就存在至少4个并且优选6个、8个、10个或更多个边缘聚焦边缘；

在同步加速器中，每个带电粒子束轨道存在至少约16个并且优选约24个、32个或更多个边缘聚焦边缘；

仅4个转向区段，其中转向区段中的每一个包括至少4个并且优选8个边缘聚焦边缘；

相等数量的直区段和转向区段；

正好4个转向区段；

每个转向区段存在至少4个边缘聚焦边缘；

在同步加速器的循环路径中没有四极；

圆角矩形多边形配置；

小于60米的周长；

小于60米的周长和32个边缘聚焦表面；和/或

每个同步加速器的循环路径存在任何约8个、16个、24个或32个非四极磁体，其中非四极磁体包括边缘聚焦边缘。

再参见图8，进一步描述第一磁体810的入射磁场表面870。图8未按比例绘制并且实际上是说明性的。在入射表面870的精整质量方面的局部缺陷或不均匀导致施加于间隙610的磁场中的不均质性或缺陷。优选地，入射表面870是平坦的，诸如在约零至三微米精整抛光内，或次优选约十微米精整抛光。

仍然参见图8，描述了额外的磁体元件。第一磁体810优选含有铁基芯的初始截面距离890。磁场的轮廓由磁体810、820和轭812、822成形。铁基芯逐渐变小到第二截面距离892。该磁体中的磁场优选处于与间隙830、840相对的铁基芯中。当截面距离从初始截面距离890减小到最终截面距离892时，磁场聚集。磁体在形状上从较长距离890到较短距离892的改变起到放大器的作用。通过描绘初始截面890中磁场矢量894的初始密度到最终截面892中磁场矢量896的聚集密度说明了磁场的聚集。由于转向磁体的几何结构引起的磁场聚集导致所需绕组线圈850、860较少以及所需线圈的电源较小。

在一个实例中，初始截面距离890为约十五厘米并且最终截面距离892为约十厘米。使用所提供数量，在间隙610的入射表面870处磁场聚集约15/10或1.5倍，尽管不是线性关系。锥形842具有诸如约20度、40度或60度的斜度。诸如1.5倍的磁场聚集导致磁体的功耗需求相应降低。

仍然参见图8，第一磁体810优选含有初始截面距离890的铁基芯。磁场的轮廓是由磁体810、820和轭812、822成形。在该实例中，该芯以较小的角度θ逐渐变小到第二截面距离892。如上文所述，该磁体中的磁场优选处于与间隙830、840相对的铁基芯中。当截面距离从初始截面距离890减小到最终截面距离892时，磁场聚集。较小角度θ导致磁场从较长距离890到较短距离892更大程度地放大。通过描绘初始截面890中磁场矢量894的初始密度到最终截面892中磁场矢量896的聚集密度说明了磁场的聚集。由于转向磁体的几何结构引起的磁场聚集导致所需绕组线圈850、860较少以及所需绕组线圈850、860的电源较小。

仍然参见图8，图示任选的校正线圈852、862，校正线圈852、862用于校正一或多个转向磁体的强度。校正线圈852、862补充绕组线圈850、860。校正线圈852、862具有校正线圈电源，该等校正线圈电源与绕组线圈850、860所用的绕组线圈电源分开。与绕组线圈电源所需功率相比，校正线圈电源通常以该功率的一小部分来操作，诸如绕组线圈850、860所用功率的约1％、2％、3％、5％、7％或10％且更优选该功率的约1％或2％。施加于校正线圈852、862的操作功率越小，允许越准确和/或精确地控制校正线圈。使用校正线圈来调整转向磁体510、520、530、540中的缺陷。任选地，对各转向磁体使用分开的校正线圈，允许对于各转向磁体单独调谐磁场，从而减少各转向磁体的制造中的质量需求。

现参见图9，图示了在离子束转向区段420中数个转向磁体510、520、530、540周围的绕组线圈和校正线圈的实例。一或多个高精度磁场传感器放置到同步加速器中并且用于测量在质子束路径处或其附近的磁场。例如，磁性传感器950任选放置于转向磁体之间和/或转向磁体内，诸如在间隙610处或其附近或者在磁芯或磁轭处或其附近。传感器是对于校正线圈的反馈系统的一部分。从而，该系统优选使同步加速器元件中的磁场稳定，而不是使施加于磁体的电流稳定。磁场的稳定允许同步加速器快速进入到新能级。这允许用同步加速器的每个脉冲和/或用患者的每次呼吸来将系统控制到操作人员或算法选择的能级上。

绕组线圈和/或校正线圈校正1个、2个、3个或4个转向磁体，并且优选校正由两个转向磁体产生的磁场。覆盖多个磁体的绕组或校正线圈因为需要较少占据空间的绕组或校正线圈末端而减小磁体之间的间隔。

现参见图10A和图10B，进一步描述加速器系统270，诸如射频(RF)加速器系统。加速器包括一系列线圈1010-1019，诸如铁或铁氧体线圈，每个线圈圆周封闭真空系统320，在同步加速器130中质子束264通过该真空系统320。现参见图10b，进一步描述第一线圈1010。标准线的回路1030绕第一线圈1010完成至少一圈。该回路连接到微电路1020。再参见图10A，优选连接到主控制器110的RF合成器1040提供低电压RF信号，该低电压RF信号经同步到质子束路径264中质子循环周期。RF合成器1040、微电路1020、回路1030和线圈1010组合以向质子束路径264中的质子提供加速电压。例如，RF合成器1040发送信号到微电路1020，该微电路1020放大低电压RF信号并且产生诸如约10伏特的加速电压。用于单个微电路/回路/线圈组合的实际加速电压为约5伏特、10伏特、15伏特或20伏特，但优选为约10伏特。优选地，集成RF放大器微电路和加速线圈。

仍然参见图10A，重复图10B中呈现的集成的RF放大器微电路和加速线圈，如图示为围绕真空管320的线圈1011-1019组。例如，在主控制器130指导下，RF合成器1040分别发送RF信号到连接到线圈1010-1019的微电路1020-1029。微电路/回路/组合中的每一个产生诸如各约10伏特的质子加速电压。因此，一组五个线圈组合产生约50伏特用于质子加速。在加速器系统270中，优选使用约5个到20个微电路/回路/线圈组合，并且更优选使用约9或10个微电路/回路/线圈组合。

作为另一阐明实例，RF合成器1040用等于质子绕同步加速器130循环的周期的周期发送RF信号到一组十个微电路/回路/线圈组合，其产生约100伏特用于使质子在质子束路径264中加速。以诸如约1MHz(对于低能质子束)到约15MHz(对于高能质子束)的频率范围来产生该100伏特。任选以绕同步加速器循环路径的质子循环的周期的整数倍来设置RF信号。任选依据加速电压和频率来独立控制微电路/回路/线圈组合中的每一个。

在各微电路/回路/线圈组合中，RF放大器微电路和加速线圈的集成产生三个重要的优点。第一，对于同步加速器，现有技术未使用与加速线圈集成的微电路，而使用一组长电缆来向相应线圈组提供电力。长电缆的阻抗/电阻对高频RF控制来说存在问题。因此，现有技术系统不可在诸如大于约10MHz的高频下操作。集成RF放大器微电路/加速线圈系统可在大于约10MHz、甚至15MHz下操作，现有技术系统中的长电缆的阻抗和/或电阻在该频率下导致对质子加速的控制欠佳或失败。第二，以较低频率操作的长电缆系统花费约$50,000，而集成微电路系统花费约$1000，便宜了50倍。第三，结合RF放大器系统的微电路/回路/线圈组合产生紧凑的低功耗设计，允许以小空间(如上文描述)和成本有效方式来生产和使用质子癌症疗法系统。

现参见图11，使用实例来阐明使用反馈回路1100改变输送时间和/或质子脉冲输送周期的磁场控制。在一种情况下，呼吸传感器1110感测受验者的呼吸循环。呼吸传感器通常经由患者接口模块150和/或经由主控制器110或其子部件向磁场控制器1120中的算法发送信息。该算法预测和/或测量受验者何时处于呼吸循环中的特定点，诸如处于呼吸的底部。磁场传感器1130用作向磁场控制器的输入，该磁场控制器控制用于诸如在同步加速器130的第一转向磁体510内的给定磁场1150的磁体电源1140。因此，使用控制反馈回路来将同步加速器调谐到所选能级并且在所选时间点(诸如呼吸的底部)输送具有所要能量的质子。更具体来说，主控制器将质子注入同步加速器中并且以与引出组合的方式加速质子，该引出是在呼吸循环中的所选点将质子输送到肿瘤。在此阶段，质子束的强度也可由主控制器选择并控制。对校正线圈的反馈控制允许快速选择与患者呼吸循环相关联的同步加速器的能级。此系统与其中使电流稳定并且同步加速器以诸如每秒10或20个循环的固定周期输送脉冲的系统形成明显对比。任选地，与校正线圈相耦合的反馈或磁场设计允许引出循环匹配患者的变化呼吸速率。

依据正弦波的量级和振幅，在磁体具有存储器时传统的引出系统不允许此控制。因此，在传统系统中，为了改变频率，必须使用缓慢的电流改变。然而，在使用利用磁场传感器的反馈回路的情况下，可快速调整同步加速器的频率和能级。对此过程的进一步辅助是使用允许在引出过程期间加速质子的新颖引出系统，如以下描述。

实例III

再参见图9，提供了覆盖两个转向磁体510、520的绕组线圈930的实例。任选地，第一绕组线圈940覆盖一个磁体或者第二绕组线圈920覆盖数个磁体510、520。如上文描述，此系统减小转向区段之间的空间，从而允许每个转向弧度上外加更多磁场。图示了用来校正用于第一转向磁体510的磁场的第一校正线圈910。图示了用来校正用于两个转向磁体周围的绕组线圈930的磁场的第二校正线圈920。优选用于各转向磁体的单独校正线圈，且单独校正线圈在各转向区段中产生最精确和/或准确的磁场。具体来说，使用单独校正线圈910来补偿给定转向区段的单独磁体中的缺陷。因此，当对于各转向区段使用独立线圈时，用一系列磁场传感器，可经由磁场监测系统在一系列反馈回路中单独调整相应磁场。或者，使用多个磁体校正线圈来校正用于数个转向区段磁体的磁场。

平坦间隙表面

虽然间隙表面是依据第一转向磁体510来描述，但该论述适用于在同步加速器中的每个转向磁体。类似地，虽然间隙610表面是依据磁场入射表面670来描述，但该论述另外任选地适用于磁场出射表面680。

第一磁体810的磁场入射表面870优选是大致平坦的，诸如在约零至三微米精整抛光内或次优选约十微米精整抛光。由于十分平坦，抛光表面扩散横跨间隙610的外加磁场的不均匀性。诸如约0微米、1微米、2微米、4微米、6微米、8微米、10微米、15微米或20微米精整度的十分平坦表面允许较小间隙大小、较小外加磁场、较小电源和严格控制质子束截面面积。磁场出射表面880优选也是平坦的。

质子束引出

现参见图12，图示从同步加速器130的示例性质子引出过程。为了清楚起见，图12去除图2中表示的元件，诸如转向磁体，从而允许更加清楚地随着时间而呈现质子束路径。通常，通过使质子变慢而从同步加速器130中引出质子。如上文描述，质子最初在循环路径264中加速，该循环路径264由数个主弯曲磁体250来维持。循环路径在本文中称为初始中心束线264。质子环绕同步加速器中的中心点280重复循环。质子路径横穿射频(RF)腔系统1210。为了开始引出，在RF腔系统1210中，横跨第一叶片1212和第二叶片1214施加RF场。第一叶片1212和第二叶片1214在本文中称为第一对叶片。

在该质子引出过程中，横跨第一对叶片施加RF电压，其中第一对叶片的第一叶片1212位于循环质子束路径264的一侧上，并且第一对叶片的第二叶片1214位于循环质子束路径264的相对侧上。外加RF场向循环带电粒子束施加能量。外加RF场将质子的轨道运行或循环束路径从初始中心束线264上略微变更到变更的循环束路径265。在质子第二次穿过RF腔系统之后，RF场使质子进一步离开初始质子束线264。例如，如果将初始束线视为圆形路径，则变更的束线略成椭圆形。外加RF场经定时以将向外或向内的运动施加到在同步加速器中循环的给定质子带。与初始循环束路径264相比，各质子轨道略微地更偏离轴线。通过在质子束每次连续穿过RF场的情况下变更该RF场的方向和/或强度，进一步迫使质子连续穿过RF腔系统并远离初始中心束线264。

以大致等于环绕同步加速器回转一次的一个质子循环的周期的频率或者以绕同步加速器的一个质子循环的周期的整数倍的频率来对RF电压进行调频。外加RF调频电压激发电子感应加速器振荡。例如，该振荡是质子的正弦波运动。将RF场对于RF腔系统内给定质子束定时的过程重复上千次，质子每次连续通过均进一步远离初始中心束线264大约一微米。为了清楚起见，将约1000个改变束路径(其中给定质子带的各连续路径均穿过RF场)图示为变更的束路径265。

利用足够的正弦波电子感应加速器振幅，变更的循环束路径265触碰材料1230，诸如箔片、引出箔片、引出材料或箔片板。箔片优选为轻质材料，诸如铍、氢化锂、碳板或低核电荷材料。低核电荷材料是基本上由具有六个或更少质子的原子组成的原子所构成的材料。箔片的厚度优选为约10微米至150微米，更优选为30微米至100微米，并且更优选为40-60微米。在一个实例中，箔片为约50微米厚的铍。当质子横穿箔片时，质子能量损失并且质子速度降低。一般而言，还产生电流，如以下描述。与初始中心束线264或变更的循环路径265相比，以较慢速度移动的质子在同步加速器中以半径减小的曲率266行进。半径减小的曲率266路径在本文中还称为具有较小轨道直径的路径或具有降低能量的质子的路径。半径减小的曲率266通常比质子沿变更的质子束路径265最后通过的曲率半径小约两毫米。

任选地调整材料1230的厚度以引起曲率半径改变，诸如比质子最后通过的曲率半径265或初始曲率半径264小1/2mm、1mm、2mm、3mm或4mm。以较小曲率半径移动的质子在第二对叶片之间行进。在一种情况下，第二对叶片物理上与第一对叶片截然不同和/或与第一对叶片分开。在第二种情况下，第一对叶片中的一个也是第二对叶片的构件。例如，在RF腔系统1210中，第二对叶片是第二叶片1214和第三叶片1216。然后，横跨第二对叶片施加诸如约1kV至5kV的高电压DC信号，从而引导质子穿过诸如兰伯森引出磁体的引出磁体292离开同步加速器进入传输路径268。

用转向磁体的加速器和/或外加场组合上文描述的引出系统来控制同步加速器中带电粒子束路径的加速，允许控制引出质子束的强度，其中强度是每单位时间的质子通量或随时间引出的质子数量。例如，当测量到电流超过阈值时，终止或重新开始在RF腔系统中的RF场调制以建立质子束引出的后续循环。重复此过程以产生来自同步加速器的质子束引出的许多次循环。

因为该引出系统并不依赖磁场特性的任何改变，所以其允许在引出过程期间同步加速器继续以加速或减速模式操作。换句话说，引出过程并不干扰同步加速器加速。形成明显对比的是，传统引出系统在引出过程期间诸如经由六极引入新磁场。更具体来说，传统同步加速器具有在加速阶段期间关闭的诸如六极磁体的磁体。在引出阶段期间，将六极磁场引入同步加速器的循环路径。磁场的引入使两种截然不同的模式成为必要，即，加速模式和引出模式，它们在时间上相互排斥。

带电粒子束强度控制

在RF腔系统1210中控制外加场(诸如射频(RF)场)、频率和量级允许对引出质子束进行强度控制，其中强度是每单位时间的引出质子通量或随时间引出的质子数量。

仍然参见图12，当质子束中的质子击中材料1230时，释放出电子，从而产生电流。所得电流转换为电压，并且用作离子束强度监测系统的一部分或者用作用于控制束强度的离子束反馈回路的一部分。任选地测量电压，并将其发送到主控制器110或控制器子系统。更具体来说，当带电粒子束路径中的质子穿过材料1230时，质子中的一些损失其小部分能量，诸如约1-10％，从而产生次级电子。即，带电粒子束中的质子在穿过材料1230时推送一些电子，给予这些电子足够能量以引起次级发射。所得电子流产生与穿过靶标材料1230的质子数量成比例的电流或信号。优选地将所得电流转换为电压并且放大。所得信号称为测量强度信号。

由穿过材料1230的质子产生的放大信号或测量强度信号优选用于控制引出质子的强度。例如，将测量强度信号与目的信号进行比较，该目的信号在肿瘤辐照计划1260中预先测定。在一个实例中，肿瘤计划1260含有随患者的x位置、y位置、时间和/或旋转位置而变的所输送质子束的目的或靶向能量和强度。计算在测量强度信号与计划目的信号之间的差异。该差异用作对RF发生器的控制。因此，由穿过材料1230的质子产生的电流测量流量用作RF发生器中的控制来增加或降低经受电子感应加速器振荡和冲击材料1230的质子的数量。因此，材料1230的测定电压用作轨道路径的量度并且用作反馈控制来控制RF腔系统。或者，测量强度信号并不用于反馈控制，而仅仅用作对引出质子的强度的监测。

如上文描述，光子冲击材料1230是从同步加速器130中引出质子的步骤。因此，测量强度信号用于改变称为质子束强度的每单位时间引出的质子数量。因此，质子束强度处于算法控制之下。此外，质子束强度与同步加速器130中的质子速度分开控制。因此，引出质子的强度和引出质子的能量是独立可变的。

例如，质子最初在同步加速器130中的平衡轨道上移动。使用RF场激发质子进入电子感应加速器振荡。在一种情况下，质子轨道的频率是约10MHz。在一个实例中，在约一毫秒或在于轨道上运行约10,000次之后，第一质子击中靶标材料130的外缘。具体频率取决于轨道周期。在击中材料130之后，质子推送电子穿过箔片以生产电流。将电流转换为电压并且放大以产生测量强度信号。测量强度信号用作反馈输入以控制外加RF的量级、RF频率或RF场。优选地，将测量强度信号与靶标信号进行比较，并且使用在测量强度信号与靶标信号之间差异的量度来调整引出系统中RF腔系统1210的外加RF场以控制引出步骤中的质子强度。另外的表述为，将由质子冲击和/或穿过材料130产生的信号用作RF场调制中的输入。RF调制的量级增加导致质子更快击中箔片或材料130。通过增加RF，将更多质子推送入箔片，从而导致从同步加速器130引出的质子的强度增加或者每单位时间的质子更多。

在另一个实例中，使用同步加速器130外部的检测器1250来测定从同步加速器引出的质子通量，并且使用来自该外部检测器的信号来变更RF腔系统1210中的RF场或RF调制。此处，外部检测器产生外部信号，以类似于测量强度信号的方式来使用该外部信号，如先前段落中描述。具体来说，在反馈强度控制器1240中将测量强度信号与来自辐照计划1260的所要信号进行比较，该反馈强度控制器1240在引出过程中调整在第一平板1212与第二平板1214之间的RF场，如上文描述。

在又一个实例中，当测量到来自材料130由质子穿过或击中材料产生的电流超过阈值时，终止或重新开始RF腔系统中的RF场调制以建立质子束引出的后续循环。重复此过程以产生来自同步加速器的质子束引出的许多次循环。

在又一实施例中，通过主控制器110来控制引出质子束的强度调制。主控制器110任选地和/或另外地控制对带电粒子束的引出和引出质子束的能量的定时。

系统的有益性包括多维扫描系统。具体来说，该系统允许以下的独立性：(1)引出质子的能量和(2)引出质子的强度。即，引出质子的能量通过能量控制系统来控制，并且强度控制系统控制引出质子的强度。任选地独立控制能量控制系统和强度控制系统。优选地，主控制器110控制能量控制系统，并且该主控制器同时控制强度控制系统以产生具有受控能量和受控强度的引出质子束，其中受控能量和受控强度是独立可变的。因此，击中肿瘤的辐照点处在对以下者的独立控制之下：

时间；

能量；

强度；

x轴位置，其中x轴表示质子束相对于患者的水平运动，和

y轴位置，其中y轴表示质子束相对于患者的垂直运动。

另外，患者同时任选地相对于质子束的平移轴独立旋转。该系统具有脉间能量可变能力。另外，该系统具有脉冲期间动态能量调制能力，能够通过能量和/或强度调制实现真三维质子束扫描。

现参见图13，描述了质子束位置验证系统1300。喷口1310提供用于第二减压真空系统的出口，该出口开始于串列式加速器390的箔片395并且延伸穿过同步加速器130到覆盖喷口1310末端的喷口箔片1320。该喷口的截面面积沿质子束路径268的z轴扩大以允许分别通过垂直控制元件142和水平控制元件144沿x轴和y轴扫描质子束268。喷口箔片1320优选由喷口1310的出口外缘机械支撑。喷口箔片或输出箔片1320的实例是约0.1英寸厚的铝箔板。通常，喷口箔片将喷口箔片1320患者侧的大气压与喷口箔片1320同步加速器130侧的低压力区域(诸如，约10-5托到10-7托的区域)分开。维持低压力区域以减少质子束264、268的散射。

仍然参见图13，质子束验证系统1300是允许实时监测实际质子束位置268、269而不破坏质子束的系统。质子束验证系统1300优选包括质子束位置验证层1330，该质子束位置验证层1330在本文中还称为涂布层、发光层、荧光层、磷光层、辐射层或观察层。验证层或涂布层1330优选是大体上与喷口箔片或输出箔片1320的内表面接触的涂布或薄层，其中该内表面位于喷口箔片1320的同步加速器侧上。次优选地，验证层或涂布层1330大体上与喷口箔片1320的外表面接触，其中该外表面位于喷口箔片1320的患者治疗侧上。优选地，喷口箔片1320提供用于由涂布层来涂布的基板表面，但任选地在质子束路径268中任何位置放置分开的涂布层支撑元件，涂层1330安装在该支撑元件上。该涂布层优选地含有当受到诸如质子的带电粒子冲击时发射质子的质子发射中心或分子结构。

仍然参见图13，涂层1330产生由于质子束268传输引起的空间上可由检测器1340观察的可测量光谱学响应。涂层1330优选为磷光体，但任选地是可由检测器观察或成像的任何材料，其中该材料由于质子束路径268击中或传输穿过涂层1330而产生光谱学上的改变。例如，涂层1330当受到带电粒子束路径中的带电粒子冲击时发射质子。检测器或照相机1340观察涂布层1330，并且通过由质子穿过涂布层而产生的光谱学差异来测定质子束268的电流位置。例如，当在肿瘤1420的治疗期间通过水平束位置控制元件144和垂直束位置控制元件142扫描质子束268时，照相机1340观察涂层表面1330。当通过光谱学响应来测量时，照相机1340观察质子束268的电流位置。涂布层1330优选为磷光体或发光材料，其由于受质子束268激发而在短时段(诸如对于50％强度，小于5秒)内发光或发射光子。任选地，使用数个照相机或检测器1340，其中各检测器观察涂布层1330的全部或一部分。例如，使用两个检测器1340，其中第一检测器观察涂布层的第一半并且第二检测器观察涂布层的第二半。优选地，将检测器1340安装到喷口1310中以在通过第一轴控制器142和第二轴控制器144之后观察质子束位置。优选地，将涂布层1330定位于质子束路径268中在质子冲击患者1430之前的位置上。

仍然参见图13，连接到照相机或检测器1340输出的主控制器130将实际质子束位置268与计划的质子束位置和/或校准基准进行比较以确定实际质子束位置268是否在容限内。优选地在至少两个阶段中使用质子束验证系统1300：校准阶段和质子束治疗阶段。校准阶段用于使根据发光响应的x位置、y位置来关联在患者接口处质子束的实际x位置、y位置。在质子束治疗阶段期间，质子束位置受到监测并且与校准和/或治疗计划比较以验证到肿瘤1420的准确质子输送和/或作为质子束停止安全指示项。

患者定位

现参见图14，优选地将患者定位于患者接口模块150的患者定位系统1410上或其内部。患者定位系统1410用于平移患者和/或将患者旋转到其中质子束可以使用扫描系统140或质子靶向系统来扫描肿瘤的区，如以下描述。基本上，患者定位系统1410执行患者的较大运动以将肿瘤置于质子束路径268的中心附近，且质子扫描或靶向系统140在靶向肿瘤1420时执行瞬时束位置269的细微运动。为了说明，图14使用质子扫描或靶向系统140示出瞬时质子束位置269和可扫描位置1440的范围，其中可扫描位置1440在患者1430的肿瘤1420周围。在该实例中，沿x轴和y轴扫描可扫描位置；然而，同时任选地沿z轴执行扫描，如以下描述。这说明性地示出按身体比例发生的患者的y轴运动，诸如调整约1英尺、2英尺、3英尺或4英尺，同时质子束268的可扫描区域覆盖身体的一部分，诸如约1英寸、2英寸、4英寸、6英寸、8英寸、10英寸或12英寸的区域。患者定位系统及其旋转和/或患者的平移与质子靶向系统组合来产生到肿瘤的精确和/或准确质子输送。

仍然参见图14，患者定位系统1410任选地包括底部单元1412和顶部单元1414，诸如圆盘或平台。现参见图14A，患者定位单元1410优选地为y轴可调整的1416以允许患者相对于质子疗法束268垂直移位。优选地，患者定位单元1410的垂直运动为每分钟约10厘米、20厘米、30厘米或50厘米。现参见图14B，患者定位单元1410还优选地可绕旋转轴旋转1417，诸如绕穿过底部单元1412中心延伸的y轴旋转或绕穿过肿瘤1420延伸的y轴旋转，以允许相对于质子束路径268来旋转控制并定位患者。优选地，患者定位单元1410的旋转运动为每分钟约360度。任选地，患者定位单元旋转约45度、90度或180度。任选地，患者定位单元1410以每分钟约45度、90度、180度、360度、720度或1080度的速率旋转。图示定位单元1417绕旋转轴在两个截然不同的时间(t1和t2)的旋转。任选地，在n个时间将质子输送到肿瘤1420，该n个时间中的每一个表示由于患者绕旋转轴旋转1417引起击中患者1430的入射质子束269的不同方向。

以下描述的半垂直、坐式或躺式患者定位实施例中的任何实施例任选地可沿y轴垂直平移或可绕旋转或y轴旋转。

优选地，顶部单元1412和底部单元1414一起移动，以使得它们以相同速率旋转并以相同速率平移位置。任选地，顶部单元1412和底部单元1414可独立地沿y轴调整以允许在顶部单元1412与底部单元1414之间存在距离差。用于移动顶部单元1412和底部单元1414的电动机、电源和机械组件优选地位于质子束路径269之外，诸如在底部单元1412下方和/或在顶部单元1414上方。这是优选的，因为患者定位单元1410优选地可旋转约360度并且电动机、电源和机械组件如果定位在质子束路径269中则会干扰质子。

质子输送效率

现参见图15，呈现了X射线和质子辐照的相对剂量的常见分布。如所示，X射线在靶向组织的表面附近沉积其最高剂量，然后随着组织深度而以指数方式降低。X射线能量在该表面附近沉积对位于体内深处的肿瘤并不理想，这是通常情况，因为对围绕肿瘤1420的软组织层造成了过度损害。质子的优点在于，质子在飞行轨道的末端附近沉积其大部分能量，因为质子横穿每单位吸收体路径的能量损失随粒子速度降低而增加，从而在该范围末端附近产生明显电离最大值，在本文中称为布拉格峰。此外，由于质子的飞行轨道可通过增加或降低其初始动能或初始速度来改变，因此对应于最大能量的峰值可在组织内移动。因此，通过加速/引出过程，允许进行质子穿透深度的z轴控制，如上文描述。由于该等质子剂量分布特征，辐射肿瘤学家可以优化对肿瘤1420的剂量，同时最小化对周围正常组织的剂量。

布拉格峰能线图显示质子横跨由达到最大穿透深度的质子穿透的身体总长度来输送其能量。因此，在布拉格峰能线图的远端部分的能量在质子束击中肿瘤之前输送到健康组织、骨骼和其他身体组成部分。于是，肿瘤前体内路径长度越短，质子输送效率的效率越高，其中质子输送效率是相对于患者健康部分而言有多少能量输送到肿瘤的量度。质子输送效率的实例包括：(1)输送到肿瘤的质子能量与输送到非肿瘤组织的质子能量的比率；(2)肿瘤中的质子路径长度相比非肿瘤组织中的路径长度；和(3)对肿瘤的损害与对健康身体部分的损害比较。任选地由对诸如神经系统元、心脏、脑或其他器官的敏感组织的损害来衡量这些量度中的任何量度。为了说明，对于处于治疗期间患者绕y轴旋转的平躺位置的患者而言，心脏附近的肿瘤有时将用穿过头部到心脏路径、腿部到心脏路径或臀部到心脏路径的质子来治疗，与处于所有质子均经由较短的胸部到心脏路径、身体侧面到心脏路径或背部到心脏路径输送的坐姿或半垂直位置的患者比较，这些路径效率低下。具体来说，与平躺位置比较，使用患者的坐姿或半垂直位置，向位于躯干或头部的肿瘤提供穿过身体到肿瘤的更短路径长度，从而产生更高或更好的质子输送效率。

本文中，分别通过时间效率或同步加速器使用效率来描述质子输送效率，其为带电粒子束装置运转时间的分数。

深度靶向

现参见图16A-E，图示了质子束的x轴扫描，同时质子束的z轴能量经受受控变化1600以允许辐照肿瘤1420的层片。为了清楚地呈现，没有图示同时执行的y轴扫描。在图16A中，在第一层片的开始处以瞬时质子束位置269开始进行辐照。现参见图16B，该瞬时质子束位置处于第一层片的末端。重要的是，在给定层片的辐照期间，质子束能量优选根据肿瘤1420前方的组织密度来连续控制并改变。因此，将组织密度考虑在内的质子束能量变化允许束停止点或布拉格峰保留在组织层片内部。扫描期间质子束能量的变化可能归因于加速/引出技术，如上文描述，从而允许在引出期间加速质子束。图16C、图16D和图16E分别示出在第二层片中间的瞬时质子束位置，穿过第三层片三分之二的瞬时质子束位置和在结束从给定方向辐照之后的瞬时质子束位置。使用此方法，实现了对肿瘤1420、对指定肿瘤分段或对肿瘤层受控、准确且精确地输送质子辐照能量。以下进一步描述定义为输送到肿瘤的质子辐照能量相对于输送到健康组织的质子辐照能量之比的质子能量到肿瘤的沉积效率。

多场辐照

需要最大化质子到肿瘤1420的沉积效率，如通过最大化输送到肿瘤1420的质子辐照能量相对于输送到健康组织的质子辐照能量之比来定义。诸如通过在辐照子时间之间旋转身体约90度而从一个、两个或三个方向辐照身体引起来自布拉格峰远端部分的质子辐照分别聚集到一个、两个或三个健康组织体积中。需要进一步均匀地分配穿过围绕肿瘤1420的健康组织体积的布拉格峰能量的远端部分。

多场辐照是从数个进入点进入身体的质子束辐照。例如，旋转患者1430并且保持辐射源点恒定。例如，当旋转患者1430通过360度并且从许多角度施加质子疗法时，引起远端辐射在肿瘤周围圆周扩散，从而产生增强的质子辐照效率。在一种情况下，将身体旋转到大于3个、5个、10个、15个、20个、25个、30个或35个位置，并且每个旋转位置均发生质子辐照。对于质子疗法或X射线成像的患者旋转优选为约45度、90度、135度、180度、270度或360度。优选使用患者定位系统1410和/或底部单元1412或圆盘来执行患者旋转，如上文描述。旋转患者1430并同时保持以相对固定的定向输送质子束268允许从多个方向辐照肿瘤1420而对于各方向无需使用新准直仪。此外，因为对于患者1430的各旋转位置不需要新配置，所以系统允许在不复位或定位患者的情况下从多个方向治疗肿瘤1420，进而最小化肿瘤1420再生时间并且增加患者1430肿瘤治疗处理量。

患者任选地以底部单元1412为中心，或肿瘤1420任选地以底部单元1412为中心。如果患者以底部单元1412为中心，则对第一轴控制元件142和第二轴控制元件144编程来补偿肿瘤1420旋转位置变化的中心轴偏离。

现参见图17A-E，呈现了多场辐照1700的实例。在该实例中，图示了五个患者旋转位置；然而，该五个旋转位置是约三十六个旋转位置的分立旋转位置，其中身体对于各位置旋转约十度。现参见图17A，根据第一身体旋转位置图示辐照束位置269的范围，图示为患者1430面向质子辐照束，其中第一健康体积1711由布拉格峰能量辐照线图的入口或远端部分辐照。现参见图17B，患者1430旋转约四十度并且重复该辐照。在第二位置上，肿瘤1420再次接收大量辐照能量，并且第二健康组织体积1712接收布拉格峰能量的较小的入口或远端部分。现参见图17C-E，患者1430分别旋转总计约90度、130度和180度。对于第三旋转位置、第四旋转位置和第五旋转位置中的每一个，肿瘤1420接收大量辐照能量，并且第三健康组织体积1713、第四健康组织体积1714和第五健康组织体积1715分别接收布拉格峰能量的较小的入口或远端部分。从而，患者在质子疗法期间的旋转导致所输送质子能量的远端能量分配在肿瘤1420周围，诸如区域一至五，同时至少约75％、80％、85％、90％或95％的能量沿给定轴输送到肿瘤1420。

对于给定旋转位置，肿瘤的全部或部分受到辐照。例如，在一个实施例中，在各旋转位置仅辐照肿瘤1420的远端区段或远端层片，其中远端区段是离质子束进入患者1430的进入点最远的区段。例如，远端区段是在患者1430面向质子束时肿瘤的背侧，以及远端区段是在患者1430转离质子束时肿瘤的腹侧。

现参见图18，呈现了多场辐照1800的第二实例，其中固定质子源并且旋转患者1430。为便于呈现，将质子束路径269图示为在时间t1、t2、t3、……、tn、tn+1从变化侧进入患者1430。在第一时间t1，布拉格峰线图的远端击中第一面积1810(A1)。旋转患者并在第二时间t2图示出质子束路径，其中布拉格峰的远端击中第二面积1820(A2)。在第三时间，布拉格峰线图的远端击中第三面积1830(A3)。将此旋转和辐照过程重复n次，其中n是大于四并且优选大于约10、20、30、100或300的正数。在第n时间，布拉格峰线图的远端冲击第n面积1840。如所图示，在第n时间(tn)，如果患者1430进一步旋转，则质子束将击中敏感的身体组成部分1450，诸如脊髓或眼睛。优选暂停辐照，直到敏感的身体组成部分旋转出质子束路径为止。在敏感的身体组成部分1450旋转出质子束路径之后，在时间tn+1重新开始辐照。在时间tn+1，布拉格峰远端能量冲击tn+1面积1450。以此方式，布拉格峰能量总是在肿瘤内，布拉格峰线图的远端区域分配在肿瘤1420周围的健康组织中，并且敏感的身体组成部分1450接收最少质子束辐照或不接受质子束辐照。

在一个多场辐照实例中，具有直径小于六米的同步加速器环的粒子疗法系统包括以下能力：

旋转患者约360度；

在约0.1秒至10秒中引出辐射；

垂直地扫描约100毫米；

水平地扫描约700毫米；

在辐照期间从约30MeV/s到330MeV/s改变束能量；

在肿瘤处从约2毫米到20毫米聚焦质子束；和/或

如自开始向患者1430质子输送的时间测量在小于约1分钟、2分钟、4分钟或6分钟中完成肿瘤的多场辐照。

现参见图19，描述了两种多场辐照方法1900。在第一方法中，主控制器110旋转定位1910患者1430且随后辐照1920肿瘤1420。重复该过程，直到完成多场辐照计划为止。在第二方法中，主控制器110同时旋转并辐照1930患者1430内的肿瘤1420，直到完成多场辐照计划为止。更具体来说，质子束辐照在患者1430旋转的同时发生。

本文所述的质子点焦点的3维扫描系统优选与旋转/光栅方法组合。该方法包括从许多方向的逐层肿瘤辐照。在给定辐照层片期间，质子束能量根据肿瘤前方的组织密度连续改变，以产生由布拉格峰定义的总是在肿瘤内部并在辐照层片内部的束停止点。与现有方法比较，该新颖方法允许从许多方向辐照(在本文中称为多场辐照)以实现在肿瘤位的最大有效剂量，同时显著减小对周围健康组织的可能副作用。基本上，多场辐照系统在仍未到达肿瘤的组织深度分配剂量分布。

质子束位置控制

现参见图20，图示束输送和组织体积扫描系统。目前，全世界放射疗法学界使用通过笔形束扫描系统形成剂量场的方法。形成明显对比的是，图20图示点扫描系统或组织体积扫描系统。在组织体积扫描系统中，使用便宜且精确的扫描系统依据传输和分布控制质子束。扫描系统是有源系统，其中射束聚焦到直径为半毫米、一毫米、两毫米或三毫米的点焦点中。沿两个轴平移焦点，同时变更质子束的外加能量，从而有效改变焦点的第三尺寸。该系统可组合上文描述的身体旋转来应用，该旋转优选发生于质子输送到肿瘤的单独瞬间或循环之间。任选地，身体通过上述系统的旋转与对肿瘤的质子输送持续且同时发生。

例如，在图20A中的图示系统中，该点水平平移，沿垂直的y轴下移，并且然后沿水平轴返回。在该实例中，使用电流来控制具有至少一个磁体的垂直扫描系统。外加电流变更垂直扫描系统的磁场以控制质子束的垂直偏转。类似地，水平扫描磁体系统控制质子束的水平偏转。控制沿各轴传输的程度以符合给定深度处的肿瘤截面。深度是通过改变质子束能量来控制。例如，降低质子束能量，以便限定新的穿透深度，并且沿覆盖肿瘤的新截面面积的水平轴和垂直轴重复该扫描过程。通过组合，三轴控制允许质子束焦点在癌性肿瘤的整个体积上扫描或运动。控制在各点的时间和对于各点进入体内的方向以产生在癌性体积的各子体积处的所要辐射剂量，同时分配击中肿瘤外部的能量。

优选将聚焦束点体积尺寸严格控制到直径为约0.5毫米、1毫米或2毫米，只是其直径或者为数厘米。优选的设计控制允许在两个方向上扫描：(1)垂直振幅约100mm并且频率达到约200Hz；和(2)水平振幅约700mm并且频率达到约1Hz。

在图27A中，图示沿z轴由束能量控制的质子束，水平运动是沿x轴，并且垂直方向是沿y轴。在该实例中，质子沿z轴移动进入组织的距离由质子动能控制。此坐标系统是任意并且示例性的。使用两个扫描磁体系统在3维空间上并通过控制质子束的动能来控制质子束的实际控制。使用如上文描述的引出系统允许不同的扫描图案。具体来说，该系统允许在实体肿瘤的辐照中同时调整x轴、y轴和z轴。换句话说，系统允许沿z轴移动，同时调整x轴和y轴，而不是沿x，y-平面扫描且然后诸如用范围调制轮来调整质子能量。因此，任选地同时在三个维度上辐照肿瘤，而不是辐照肿瘤的层片。例如，在三个维度上环绕肿瘤的外缘辐照肿瘤。然后，环绕肿瘤的内部区段的外缘辐照肿瘤。重复此过程，直到辐照了整个肿瘤为止。外缘辐照优选与诸如绕垂直y轴同时旋转受验者相耦合。此系统允许质子到肿瘤的最大沉积效率，该质子到肿瘤的最大沉积效率定义为输送到肿瘤的质子辐照能量相对于输送到健康组织的质子辐照能量之比。

通过组合，该系统允许用低电源在小空间中多轴控制带电粒子束系统。例如，该系统使用多个磁体，其中各磁体在同步加速器的各转向区段中具有至少一个边缘聚焦效应，和/或使用具有聚集磁场几何结构的多个磁体，如上文描述。同步加速器的循环束路径中的多个边缘聚焦效应与磁体和所述引出系统的聚集几何结构组合产生如下同步加速器，其具有：

小周长系统，诸如小于约50米；

约2cm的垂直质子束大小间隙；

与减小的间隙大小相关联的相应降低的电源需求；

不需要新引入磁场的引出系统；

在引出期间质子的加速或减速；和

在引出期间z轴能量的控制。

结果为x轴、y轴和z轴控制的3维扫描系统，其中z轴控制位于同步加速器中，并且其中z轴能量可在引出过程期间在同步加速器内部变化地控制。

现参见图27B，提供了用于通过4维扫描控制将质子引导到肿瘤的质子扫描或靶向系统140的实例，其中4维扫描控制是沿x轴、y轴和z轴控制以及强度控制，如上文描述。第五轴为时间。一般而言，引导沿传输路径268行进的带电粒子穿过诸如垂直控制的第一轴控制元件142和诸如水平控制的第二轴控制元件144，并且进入肿瘤1420。如上文描述，引出系统还允许z轴上的同时变化。此外，如上文描述，任选地同时且独立地控制并改变引出束的强度或剂量。因此，不是辐照肿瘤层片，如图27A中，限定在肿瘤中质子输送的靶向点的所有四个维度可同时改变。在图27B中通过点输送路径269图示质子输送点的同时变化。在所图示情况下，最初环绕肿瘤的外缘引导质子，然后环绕肿瘤的内半径引导质子。与受验者绕垂直轴旋转相组合，使用多场发光过程，其中优选地在肿瘤离质子进入体内的进入点更远处辐照肿瘤的还未辐照部分。如由布拉格峰所限定，这产生质子输送进入肿瘤的最大百分率并且最小化对周围健康组织的损害。

成像/X射线系统

本文中，X射线系统用于说明成像系统。

定时

优选地，(1)仅在用质子疗法治疗受验者之前或(2)出于两个理由，与用质子疗法治疗受验者同时收集X射线。第一，如上文描述，身体运动改变肿瘤在体内相对于其他身体组成部分的位置。如果受验者已拍摄X射线并且然后身体移动到质子治疗室，则将质子束准确对准肿瘤是个问题。使用一或多个X射线将质子束对准肿瘤最好是在质子输送时执行，或者最好在质子输送之前并在将患者放置到治疗身体位置之后紧挨的几秒或几分钟内执行，该治疗身体位置通常是固定位置或部分地固定的位置。第二，患者定位之后的X射线拍摄是用于验证质子束到诸如肿瘤和/或内脏器官位置的靶向位置的对准。

定位

X射线优选地刚好在治疗受验者之前拍摄以辅助患者定位。出于定位的目的，并不需要大身体面积的X射线。在一个实施例中，仅收集局部面积的X射线。当收集X射线时，X射线具有X射线路径。质子束具有质子束路径。重叠X射线路径与质子束路径是一种将质子束对准肿瘤的方法。然而，此方法涉及将X射线装备放入质子束路径，拍摄X射线，且然后将X射线装备移出束路径。此过程耗费时间。移动X射线装备时流逝的时间存在两个有害效应。第一，在需要移动X射线装备的时间期间，身体移动。产生的运动降低后续质子束对准肿瘤的精确度和/或准确性。第二，在移动X射线装备所需的时间是质子束疗法系统未在使用中的时间，这降低了质子束疗法系统的总效率。

X射线源寿命

优选地，粒子束疗法系统中的部件在粒子束疗法系统的寿命上需要最低维护或者没有维护。例如，需要使质子束疗法系统装备具有诸如约20年寿命的长寿命源的X射线系统。

在一种系统中，如以下描述，使用电子来产生X射线。电子是在负极产生，其中负极的寿命是温度依赖性的。类似于其中保持灯丝处于平衡的电灯泡，使负极温度保持在约200摄氏度、500摄氏度或1000摄氏度下处于平衡。负极温度的降低引起负极寿命增加。因此，优选地将用于产生电子的负极保持于尽可能低的温度下。然而，如果负极温度降低，则电子发射也降低。为了克服在较低温度下对于更多电子的需要，使用大负极并且聚集所产生的电子。该过程类似于在电子枪中压缩电子；然而，压缩技术在此适合用于增强X射线管寿命。

现参见图21，提供了具有增强寿命的X射线产生设备2100的实例。电子2120在负极2110处产生，用控制电极2112聚焦，并且用一系列加速电极2140加速。加速电子2150轰击X射线产生源2148，导致产生X射线，然后沿X射线路径2270将X射线引导至受验者1430。电子从第一直径2115聚集到第二直径2116允许负极在降低的温度下操作，并且仍然在X射线产生源2148处产生必需的电子放大水平。在一个实例中，X射线产生源是与负极2110耦合的阳极和/或X射线产生源大体上由钨构成。

仍然参见图21，描述了示例性X射线产生设备2100的更详细说明。使用阳极2114/负极2110对产生电子。电子2120在具有第一直径2115(指示为d1)的负极2110处产生。控制电极2112吸引产生的电子2120。例如，如果将负极保持在约-150kV下并且将控制电极保持在约-149kV下，则使产生的电子2120朝控制电极2112吸引并且聚焦。然后，一系列加速电极2140用于加速电子使其进入具有较小直径2116(指示为d2)的大体平行路径2150。例如，在负极保持在-150kv下的情况下，第一加速电极2142、第二加速电极2144、第三加速电极2146和第四加速电极2148分别保持在约-120kV、-90kV、-60kV和-30kV下。如果要分析较薄的身体部分，则将负极2110保持在诸如约-90kV的较低水平，并且将控制电极、第一电极、第二电极、第三电极和第四电极各自调整到较低水平。通常，负极到第四电极的电压差小于在负极处的较小负电压，并且反之亦然。任选地使加速电子2150穿过用于调整束大小的磁性透镜2160，诸如圆柱磁性透镜。还任选地使用四极磁体2170使电子聚焦，其在一个方向上聚焦且在另一方向上散焦。加速电子2150(现经调整束大小并且聚焦)冲击诸如钨的X射线产生源2148，导致产生的X射线穿过阻滞物2262并且沿X射线路径2170向受验者继续行进。X射线产生源2148任选地用诸如水接触或热连接到X射线产生源2148背面的冷却元件2149来冷却。电子从第一直径2115聚集到第二直径2116允许负极在降低的温度下操作，并且还在X射线产生源2148处产生必需的电子放大水平。

更通常地，X射线产生设备2100生成具有初始矢量的电子。控制电极2112、加速电极2140、磁性透镜2160和四极磁体2170中的一或多个组合来将初始电子矢量变更为平行矢量，该等平行矢量具有减小的截面面积具有大体上平行的路径将其称为加速电子2150。该过程允许X射线产生设备2100在较低温度下操作。具体来说，不是使用具有必要的电子束大小的负极，而是使用较大电极并且将所得电子2120聚焦和/或聚集到必要的所需电子束中。因为寿命与电流密度大致成反比，所以电流密度的聚集导致X射线产生设备的寿命更长。为了清楚起见，提供了具体实例。如果负极具有15mm的半径或d1为约30mm，则面积(πr²)为约225mm²乘以π。如果电子聚集实现5mm的半径或d2为约10mm，则面积(πr²)为约25mm2乘以π。两面积之比为约九(225π/25π)。从而，与具有所要电子束的面积的传统负极比较，在该较大负极中，电流密度约为九分之一。因此，较大负极的寿命接近传统负极寿命的九倍，尽管穿过较大负极和传统负极的实际电流大致相同。优选地，负极2110的面积为大体上平行电子束2150的截面面积的约2倍、4倍、6倍、8倍、10倍、15倍、20倍或25倍。

在本发明的另一实施例中，四极磁体2170产生长椭圆形截面形状的电子束2150。电子束2150的长椭圆形截面形状投影在X射线产生源2148上产生在截面图中具有小点的X射线束，该X射线束优选截面形状为大体圆形，然后其穿过患者2130。该小点用于在患者处产生具有增强分辨度的X射线。

现参见图22，在一个实施例中，产生了接近质子束路径(但并未在其中)的X射线。图22中图示了质子束疗法系统和X射线系统组合2200。质子束疗法系统具有在传输系统中在同步加速器130的兰伯森引出磁体292之后的质子束268。质子束通过扫描/靶向/输送系统140引导至患者1430的肿瘤1420。X射线系统2205包括产生电子束2150的电子束源2105。将电子束引导至诸如钨片的X射线产生源2148。优选地，钨X射线源位于离质子束路径268约1毫米、2毫米、3毫米、5毫米、10毫米、15毫米、20毫米或40毫米处。当电子束2150击中钨时，在所有方向上产生X射线。用端口2262阻滞X射线并且为X射线束路径2270选择X射线。X射线束路径2270和质子束路径268在它们向肿瘤1420继续行进时大体上平行延伸。在X射线束路径2270与质子束路径269之间的距离优选地减小至接近零和/或X射线束路径2270和质子束路径269在它们到达肿瘤1420时重叠。简单的几何结构表明，假定在钨与肿瘤1420之间有至少一米的长距离，则是这种情况。该距离在图22中图示为间隙2280。在X射线检测器2290处检测到X射线，该X射线检测器2290用于形成患者1430的肿瘤1420和/或位置的图像。

整体而言，该系统产生大体上与质子疗法束位于相同路径的X射线束。通过用电子束冲击钨或等效材料产生X射线束。X射线产生源位于接近质子束路径处。入射电子的几何结构、X射线产生材料的几何结构和X射线束阻滞物262的几何结构产生这样的X射线束：其大体上平行于质子束延伸，或者导致X射线束路径在接近于质子束路径处开始并扩展以覆盖且传输穿过肿瘤截面面积以冲击X射线检测器阵列或薄膜，从而允许肿瘤从质子疗法束方向和对准来成像。然后，该X射线图像用以控制带电粒子束路径以准确且精确地靶向肿瘤，和/或用于系统验证和证实中。

具有接近质子束路径268的X射线产生源2148允许在时间上邻近于对于肿瘤1420疗法使用质子束时收集患者1430的X射线，因为在质子疗法之前不需要机械移动X射线产生源2148。举例而言，肿瘤1420的质子辐照发生在收集X射线时的约1、5、10、20、30或60秒内。

现参见图23，图示了电子束路径2150和X射线束路径2270的额外几何结构。具体来说，以扩展的电子束路径2152、2154来示出电子束350。同样，以扩展的X射线束路径2272、2274来示出X射线束路径2270。

现参见图24，呈现了3维(3-D)X射线断层摄影系统2400。在典型X射线断层摄影系统中，X射线源和检测器旋转地绕固定受验者平移。在本文所述的X射线断层摄影系统中，X射线源和检测器是固定的并且患者1430旋转。固定的X射线源允许其中X射线源2148接近质子疗法束路径268的系统，如上文描述。另外，患者1430的旋转允许质子剂量和/或X射线环绕身体分配，而不是聚集在身体的一个静止入口侧面上。此外，3-D X射线断层摄影系统允许在质子疗法治疗患者1430中的肿瘤1420期间实时的同时更新肿瘤相对于身体组成部分的位置。以下进一步描述X射线断层摄影系统。

在X射线断层摄影系统2400的第一步骤中，使用患者半固定/放置系统相对于X射线束路径2270和质子束路径268定位患者1430，如以下描述。在患者1430定位之后，当受验者绕y轴旋转1417时，在检测器阵列2290或薄膜上收集了患者1430和肿瘤1420的一系列参考2-D X射线图像。例如，当患者旋转时，收集患者的一系列约50张、100张、200张或400张X射线图像。在第二实例中，随患者1430每次n度旋转，收集X射线图像，其中n为约1/2度、1度、2度、3度或5度。优选地，在一次完全旋转患者360度期间，收集约200张图像。随后地，使用参考2-D X射线图像，算法生成肿瘤1420相对于患者身体组成部分的参考3-D图片。使用肿瘤1420和患者身体组成部分的3-D图片进行肿瘤1420辐照计划。任选地在患者已从X射线成像区移出之后执行质子辐照计划的产生。

在第二步骤中，使用患者半固定/放置系统相对于X射线束路径2270和质子束路径268重新定位患者1430。即将实施质子辐照计划之前，使用X射线断层摄影系统2400配置在有限数量的位置处收集患者1430和肿瘤1420的一些比较性X射线图像。例如，在患者相对于质子束路径268呈直线、以加/减四十五度的角度和/或以加/减九十度的角度定位情况下，收集单个X射线图像。患者1430相对于质子束路径268的实际定向任选为任何定向。比较性X射线图像的实际数量也任选为任何图像数量，尽管比较性X射线图像的优选数量为约2至5张比较性图像。将比较性X射线图像与参考X射线图像比较并且检测差异。医学专家或算法确定在参考图像与比较性图像之间的差异是否显著。基于所述差异，医学专家或算法确定：是否应该开始进行质子治疗、是否停止质子治疗或者是否实时调适质子治疗。例如，如果观察到X射线图像中的显著差异，则优选停止治疗并且重新开始收集患者肿瘤的参考3-D图片的过程。在第二实例中，如果观察到X射线图像中的差异较小，则开始进行质子辐照计划。在第三实例中，算法或医学专家可以实时调适质子辐照计划以针对由患者1430中肿瘤1420位置的改变产生的或者由患者1430放置的差异产生的肿瘤位置差异来进行调整。在第三实例中，适应性质子疗法增加患者通量并且增强相对于患者1430的健康组织而言肿瘤1420的质子辐照的精确性和准确性。

患者固定

准确且精确地输送质子束到患者肿瘤需要：(1)质子束的定位控制和(2)患者的定位控制。如上文描述，使用算法和磁场将质子束控制到约0.5、1或2毫米的直径。此节阐述患者的局部固定、约束和/或对准以确保严格控制的质子束有效击中靶标肿瘤而不由于患者运动而击中周围健康组织。

在此节中，使用x轴、y轴和z轴坐标系统和旋转轴来描述患者相对于质子束的定向。z轴表示质子束的行进，诸如质子束进入患者的深度。当在患者处俯视质子束行进的z轴时，x轴涉及横跨患者向左或向右移动并且y轴涉及患者向上或向下移动。第一旋转轴为患者绕y轴的旋转，并且在本文中称为旋转轴、底部单元1412旋转轴或旋转y轴。另外，翻转为绕x轴旋转，侧转为绕y轴旋转，并且滚动为绕z轴旋转。在此坐标系统中，质子束路径269任选地在任何方向上延伸。作为说明性内容，将穿过治疗室延伸的质子束路径描述为穿过治疗室水平延伸。

在此节中，描述了半垂直局部固定系统2500，还说明了坐式局部固定系统或躺式定位系统。

垂直患者定位/固定

现参见图25，半垂直患者定位系统2500优选地结合躯干中肿瘤的质子疗法来使用。患者定位和/或固定系统控制和/或约束患者在质子束疗法期间的运动。在第一局部固定实施例中，在质子束疗法系统中使患者定位于半垂直位置。如图示，患者以偏离y轴约45度的角度α斜倚，该y轴定义为从患者的头部到脚部延伸的轴。更通常地，患者任选地完全站立在偏离y轴零度的垂直位置或者处于半垂直位置α，朝z轴偏离y轴斜倚约5度、10度、15度、20度、25度、30度、35度、40度、45度、50度、55度、60度或65度。

患者定位约束2515用以维持患者处于治疗位置，患者定位约束2515包括以下者中的一或多个：座位支架2520、背部支架2530、头部支架2540、臂部支架2550、膝部支架2560和脚部支架2570。该等约束任选且独立地为刚性或半刚性的。半刚性材料的实例包括高密度或低密度泡沫或粘弹性泡沫。例如，脚部支架优选为刚性的且背部支架优选为半刚性的，诸如高密度泡沫材料。定位约束2515中的一或多个可移动和/或处于用于快速定位和/或固定患者的计算机控制之下。例如，座位支架2520可沿座位调整轴2522调整，座位调整轴2522优选为y轴；背部支架2530可沿背部支架轴2532调整，背部支架轴2532优选用y轴元件通过z轴运动来支配；头部支架2540可沿头部支架轴2542调整，头部支架轴2542优选用y轴元件通过z轴运动来支配；臂部支架2550可沿臂部支架轴2552调整，臂部支架轴2552优选用y轴元件通过z轴运动来支配；膝部支架2560可沿膝部支架轴2562调整，膝部支架轴2562优选用z轴元件通过y轴运动支配；且脚部支架2570可沿脚部支架轴2572调整，脚部支架轴2572优选用z轴元件通过y轴运动支配；

如果患者不面向输入质子束，则支撑元件沿轴运动的描述改变，但固定元件的描述相同。

任选的照相机2580与患者固定系统一起使用。照相机观察患者/受验者，从而产生视频图像。将图像提供给带电粒子束系统的一或多个操作人员，并且允许操作人员安全机构确定受验者是否已移动或希望结束质子疗法治疗程序。基于该视频图像，操作人员可暂停或结束质子疗法程序。例如，如果操作人员经由视频图像观察到受验者正移动，则该操作人员可以选择结束或暂停质子疗法程序。

将任选的视频显示器2590提供给患者。视频显示器任选地向患者呈现以下任一者：操作人员指令、系统指令、治疗状态或娱乐。

优选地在质子路径上方或下方安装用于定位约束2515、照相机2580和视频显示器2590的电动机。

任选地通过使用视频显示器来执行呼吸控制。当患者呼吸时，身体的内部和外部结构绝对地和相对地移动。例如，胸腔和内脏器官的外部均具有伴随呼吸的绝对移动。另外，内脏器官相对于另一身体部件(诸如身体外部区域、骨骼、支撑结构或另一器官)的相对位置伴随每次呼吸移动。因此，为了更准确且精确地靶向肿瘤，优选地在明确限定内部结构或肿瘤位置的时间点上(诸如在每次呼吸的底部)输送质子束。视频显示器用于帮助协调伴随患者呼吸循环的质子束输送。例如，视频显示器任选地向患者显示命令，诸如屏住呼吸陈述、呼吸陈述、指示何时将需要再次屏住呼吸的倒计时或直到呼吸可重新开始的倒计时。

出于效率原因，优选使用半垂直患者定位系统2500和坐式患者定位系统治疗头部或躯干中的肿瘤。半垂直患者定位系统2500、坐式患者定位系统和躺式患者定位系统均可用于治疗患者四肢中的肿瘤。

支撑系统元件

定位约束2515包括用于定位患者的所有元件，诸如在半垂直定位系统2500、坐式定位系统和躺式定位系统中描述的那些元件。优选地，定位约束或支撑系统元件在不阻碍或重叠质子束路径269的位置上对准。然而，在一些实例中，定位约束在患者治疗的至少部分时间期间处于质子束路径269上。举例而言，在治疗期间绕y轴旋转患者的部分时期期间定位约束元件可位于质子束路径269上。在定位约束或支撑系统元件处于质子束路径中的情况下或时期中，优选施加质子束能量的向上调整，从而增加质子束能量以抵消质子束的定位约束元件阻抗。在一种情况下，通过分开测量在定位约束系统元件的参考扫描或者定位约束元件与绕y轴旋转有关的一组参考扫描期间测定的定位约束元件阻抗来增加质子束能量。

为了清楚起见，本文中相对于半垂直定位系统2500来描述定位约束2515或支撑系统元件；然而，可调整定位元件和描述性的x轴、y轴和z轴以使任何坐标系统适合坐式定位系统或躺式定位系统。

描述头部支撑系统的实例用于支撑、对准和/或约束人类头部的运动。头部支撑系统优选具有若干头部支撑元件，其包括以下任何元件：头后部支架、头右部对准元件和头左部对准元件。优选地将头后部支撑元件弯曲以配合头部并且任选地可沿头部支架轴调整，诸如沿z轴调整。此外，像其他患者定位束缚一样，头部支架优选由诸如低或高密度泡沫的半刚性材料制成，并且具有诸如塑料或皮革的任选覆盖物。头右部对准元件和头左部对准元件或头部对准元件主要用于头部的半约束运动。该等头部对准元件优选带有衬垫并且平坦，但任选地具有曲率半径以配合头部侧面。头右部对准元件和头左部对准元件优选地可分别沿平移轴移动以进行与头部侧面的接触。当靶向并治疗头部或颈部中的肿瘤时，头部在质子疗法期间的受约束运动十分重要。头部对准元件和头后部支撑元件组合以约束头部在x轴、y轴、z轴坐标系统中的翻转、旋转或侧转、滚动和/或位置。

定位系统计算机控制

患者定位单元部件中的一或多个和/或患者定位约束中的一个或多个优选地在计算机控制之下，其中计算机控制定位设备诸如经由一系列电动机和驱动器可再现地定位患者。例如，患者最初由患者定位约束来定位并约束。通过主控制器110、通过子控制器或主控制器110或通过分开的计算机控制器记录并保存患者定位约束中每一个的位置。然后，在患者处于最终治疗定向时，使用医学设备来定位患者1430中的肿瘤1420。成像系统170包括以下者中的一或多个：MRI、X射线、CT、质子束断层摄影等。分析来自成像系统170的图像和设计质子疗法治疗计划时的时间是任选的。在此时期期间患者可离开约束系统，这段时期可为几分钟、几小时或几天。在患者返回患者定位单元之后，计算机可使患者定位约束返回到记录位置。此系统允许将患者快速重新定位到在成像和开发治疗计划期间所用的位置，从而最小化患者定位的设置时间并且最大化带电粒子束系统100用于癌症治疗的时间。

患者放置

优选地，使患者1430以精确且准确的方式在质子束路径269上对准。描述了若干放置系统。患者放置系统使用躺式定位系统来描述，但其同样适用于半垂直和坐式定位系统。

在第一放置系统中，将患者定位于相对于平台的已知位置。例如，定位约束中的一或多个将患者定位于平台上的精确和/或准确的位置。任选地，使用连接到或可置换地连接到平台的放置约束元件来在平台上定位患者。使用放置约束元件来定位患者的任何部位，诸如手部、四肢、头部或躯干元件。

在第二放置系统中，将一或多个定位约束或支撑元件(诸如平台)相对于患者治疗室中的元件对准。基本上，任选地使用锁和钥匙系统，其中锁配合钥匙。锁和钥匙元件组合以相对于质子束路径269依据x-位置、y-位置和z-位置、翻转、侧转和滚动中的任一者定位患者。基本上，锁是第一配准元件并且钥匙是第二配准元件，第二配准元件配合、邻近或与第一配准元件一起相对于质子束路径269固定患者位置和/或支撑元件位置。配准元件的实例包括诸如机械挡块的机械元件和指示相对位置或接触点的电接头中的任一种。

在第三放置系统中，使用如上文描述的成像系统来测定患者相对于质子束路径269或相对于放置在保持患者的支撑元件或结构中(诸如在平台中)的位置。当使用诸如X射线成像系统的成像系统时，一旦成像系统确定受验者的位置，第一放置系统或定位约束就最小化患者运动。类似地，当使用诸如X射线成像系统的成像系统时，第一放置系统和/或第二定位系统提供患者相对于质子束路径269的粗略位置，并且成像系统随后确定患者相对于质子束路径269的精确位置。

X射线与患者呼吸同步

在一个实施例中，X射线图像与患者呼吸(respiration或breathing)同步收集。该同步通过去除在患者呼吸循环期间由于身体组成部分的相对运动引起的位置模糊性来增强X射线图像清晰度。

在第二实施例中，将X射线系统定向以在通过质子疗法束观察时提供在相同定向中的患者的X射线图像，使其与患者呼吸同步，X射线系统可对于针对质子疗法定位的患者操作，并且不干扰质子束治疗路径。优选地，同步的系统结合负离子束源、同步加速器和/或靶向方法装置来使用以提供X射线，该X射线随患者呼吸定时并且在粒子束疗法辐照之前紧挨着和/或与粒子束疗法辐照同时执行以确保能量相对于患者位置的靶向和受控输送，从而使用质子束位置验证系统在最小化对患者周围健康组织的损害的情况下产生对实体癌性肿瘤的有效、精确和/或准确的非侵袭性、体内治疗。

使用X射线输送控制算法以在每次呼吸的给定时期内(诸如当受验者屏住其呼吸时在呼吸的顶部或底部)使X射线输送与患者1430同步。对于组合X射线图像的清晰度而言，患者优选相对于X射线束路径2270准确定位并精确对准。X射线输送控制算法优选与呼吸控制模块集成。从而，X射线输送控制算法知道受验者何时在呼吸、受验者处于呼吸循环中的何处和/或受验者何时屏住其呼吸。以此方式，X射线输送控制算法在呼吸循环的所选时期输送X射线。患者对准的准确性和精确性允许：(1)相对于其他身体组成部分更准确且精确地定位肿瘤1420，和(2)在产生患者1430和肿瘤1420的3维X射线图像时，更准确且精确地组合X射线。

现参见图26，提供了使用X射线产生设备2100或3维X射线产生设备2100根据与患者呼吸循环的时间的已知关系来产生患者1430和肿瘤1420的X射线图像2600的实例。在一个实施例中，作为第一步骤，主控制器110指示、监测和/或被通知患者定位2610。在患者定位2610的第一实例中，使用处于主控制器110控制之下的自动患者定位系统来相对于X射线束路径2270对准患者1430。在患者定位的第二实例中，经由传感器或人类输入患者1430已对准来告知主控制器110。在第二步骤中，然后监测患者呼吸2620，如下文描述。作为呼吸监测的第一实例，在患者呼吸循环中的已知点收集X射线2640。在呼吸监测的第二实例中，首先在控制患者呼吸的第三步骤中控制患者的呼吸循环2630，然后作为第四步骤，在患者呼吸循环中的控制点收集X射线2640。优选地，用不同的患者位置重复患者定位2610、患者呼吸监测2620、患者呼吸控制2630和收集X射线2640的循环。例如，绕轴1417旋转患者1430并且随着旋转收集X射线。在第五步骤中，诸如通过3维X射线产生设备2100使用收集的X射线图像来产生患者1430、肿瘤1420和该肿瘤周围的身体组成部分的3维X射线图像2650，如上文描述。下文进一步描述患者呼吸监测和控制步骤。

患者呼吸监测

优选地，监测患者呼吸模式2620。当受验者或患者1430呼吸时，身体的许多部分伴随每次呼吸移动。例如，当受验者呼吸时，肺部移动，体内器官的相对位置同样如此，诸如胃部、肾脏、肝脏、胸部肌肉、皮肤、心脏和肺部。通常，躯干的大部分或所有部分伴随每次呼吸移动。事实上，本发明人认识到，除了躯干伴随每次呼吸的运动之外，伴随每次呼吸，头部和四肢中也存在各种运动。在输送质子剂量到身体时应考虑运动，因为优选将质子输送到肿瘤而不是输送到周围组织。运动因此导致肿瘤所处位置相对于束路径的模糊性。为局部克服此忧虑，优选在一系列呼吸循环中每一个的相同点输送质子。

最初，确定受验者呼吸的节奏模式2620。观察或测量该循环。例如，X射线束操作人员或质子束操作人员可以在受验者呼吸或处于呼吸之间时观察，并且可以对于每次呼吸的给定时期定时质子输送。或者，告诉受验者去吸气、呼气和/或屏住其呼吸，并且在该命令时期期间输送质子。

优选地，使用一或多个传感器来确定个体的呼吸循环。提供了呼吸监测系统的两个实例：(1)热监测系统和(2)力监测系统。

提供了热呼吸监测系统的第一实例。在该热呼吸监测系统中，通过患者鼻部和/或嘴部放置传感器。当患者的颚部任选地受到约束时，如上文描述，优选地通过患者鼻部呼气路径放置热呼吸监测系统。为避免热传感器系统部件对质子疗法的空间干扰，优选地在治疗不位于头部或颈部的肿瘤时(诸如在治疗躯干或四肢中的肿瘤时)使用热呼吸监测系统。在该热监测系统中，使用第一热电阻器2595来监测患者呼吸循环和/或在患者呼吸循环中的位置。优选地，通过患者鼻部来放置第一热电阻器2595，以使得穿过患者鼻部到第一热电阻器2595上的患者呼气加热第一热电阻器2595，从而指示呼气。优选地，第二热电阻器作为环境温度传感器来操作。第二热电阻器优选地放置于患者呼气路径以外，但处于与第一热电阻器2595相同的局部空间环境中。产生的信号(诸如来自热电阻器2595的电流)优选地转换为电压并且与主控制器110或主控制器的子控制器相通。优选地，使用第二热电阻器来调整作为第一热电阻器2595信号的一部分的环境温度波动，诸如通过计算热电阻器2595之间的差值来调整，以产生患者呼吸循环的更准确读数。

提供了力/压力呼吸监测系统的第二实例。在该力呼吸监测系统中，通过躯干来放置传感器。为避免力传感器系统部件对质子疗法的空间干扰，优选地在治疗位于头部、颈部或四肢的肿瘤时使用力呼吸监测系统。在该力监测系统中，环绕伴随患者每次呼吸循环扩展和缩小的患者躯干的一个区来放置皮带或带子2555。皮带2555优选地紧紧围绕患者胸部并且可弯曲。测力计2557连接到该皮带并且感测患者呼吸模式。施加于测力计2557的力与呼吸循环的时期相关联。优选地来自测力计2557的信号与主控制器110或该主控制器的子控制器相通。

呼吸控制

现参见图26，一旦确定受验者呼吸的节奏模式，则任选地将信号输送到受验者以更精确地控制呼吸频率2630。例如，显示屏幕2590放置在受验者前方，指导受验者何时屏住其呼吸和何时呼吸。一般而言，呼吸控制模块使用来自呼吸传感器中一或多个的输入。例如，使用该输入来确定下一次呼吸的呼气何时完成。在呼吸的底部，诸如在监视器上，经由口头信号、数字化和自动产生的语音命令或经由可视控制信号，控制模块向受验者显示屏住呼吸信号。优选地，显示监视器2590定位于受验者前方，并且该显示监视器向受验者显示呼吸命令。一般而言，指导受验者在诸如约1/2秒、1秒、2秒、3秒、5秒或10秒的短时段内屏住其呼吸。该屏住呼吸的时段优选地与质子束到肿瘤的输送时间同步，该输送时间为约1/2秒、1秒、2秒或3秒。虽然优选在呼吸底部输送质子，但任选地在呼吸循环中的任何点(诸如在完全吸气之后)输送质子。任选地在呼吸顶部或在患者由呼吸控制模块指导到深度吸气并屏住其呼吸时执行输送，因为在呼吸顶部胸腔最大，并且对于某些肿瘤使得在肿瘤与周围组织之间的距离最大或者由于体积增加而使周围组织变稀薄。因此，使得击中周围组织的质子最少。任选地，显示屏幕告诉受验者他们被要求何时将屏住其呼吸，诸如通过3秒、2秒、1秒倒计时，以便受验者知晓他们被要求将要执行的任务。

质子束疗法与呼吸同步

使用质子输送控制算法来在每次呼吸的给定时期内(诸如当受验者屏住其呼吸时在呼吸的顶部或底部)使到肿瘤的质子输送同步。质子输送控制算法优选与呼吸控制模块集成。从而，质子输送控制算法知道受验者何时在呼吸、受验者处于呼息循环中何处和/或受验者何时屏住其呼吸。质子输送控制算法控制质子何时注入和/或曲折进入同步加速器，何时施加RF信号以感应振荡(如上文描述)和何时施加DC电压以从同步加速器中引出质子(如上文描述)。一般而言，在指导受验者屏住其呼吸之前或者在对于质子输送时间选择的呼吸循环确认期之前，质子输送控制算法开始质子曲折和随后的RF感应振荡。以此方式，通过同时或者接近同时地向第二对平板输送高DC电压(如上文描述)，质子输送控制算法可以在呼吸循环的所选时期输送质子，从而引起从同步加速器中引出质子和随后在所选时间点输送到受验者。由于对于质子束的所要能量水平而言质子在同步加速器中的加速时期恒定或已知，因此使用质子输送控制算法来设定匹配呼吸循环或指导受验者呼吸循环的AC RF信号。

虽然本文中已参考某些优选实施例描述了本发明，但所属领域的技术人员将容易了解，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，其他应用可替代本文中所述的那些应用。因此，本发明应该仅受上文包括的权利要求书的限制。

Claims (33)

1.一种用于用来自带电粒子癌症疗法系统的带电粒子对患者的肿瘤进行辐射疗法的装置，其包含：

带电粒子束路径，所述带电粒子束路径顺序地横穿：

注入器，

同步加速器；和

束传输系统，其中所述同步加速器包含引出箔片。

2.根据权利要求1所述的装置，其中在所述带电粒子癌症疗法系统的操作期间所述带电粒子延伸穿过所述带电粒子束路径。

3.根据权利要求1所述的装置，所述注入器进一步包含：

离子束产生源；和

中心地定位于所述离子束产生源内的磁性材料，所述磁性材料在所述离子束产生源内的高温等离子区与低温等离子区域之间产生磁场障碍，

其中所述带电粒子束路径圆周地围绕(1)所述低温等离子区域中形成的负离子和(2)由从所述低温等离子区域引出所述负离子产生的负离子束。

4.根据权利要求1所述的装置，进一步包含：

输入箔片，其中所述输入箔片构成在所述注入器的一部分与所述同步加速器之间的真空密封，在所述带电粒子癌症疗法系统的引出阶段期间所述带电粒子束路径接近所述引出箔片。

5.根据权利要求1所述的装置，进一步包含：

输出箔片，其中所述输出箔片构成在大气与所述同步加速器内的所述带电粒子束路径的第一部分之间的真空障碍；和

大体上覆盖所述输出箔片的至少一部分的涂层，所述涂层在受到所述带电粒子束路径中的所述带电粒子冲击时发射光子，

其中所述引出箔片包含小于约一百微米的厚度。

6.根据权利要求1所述的装置，其中所述同步加速器进一步包含：

中心；

跨越所述带电粒子束路径的一对振荡感应叶片，所述振荡叶片对包含距所述同步加速器的所述中心的第一距离；

跨越所述带电粒子束路径的一对引出叶片，所述引出叶片对包含距所述同步加速器的所述中心的第二距离，所述第一距离大于所述第二距离；和

在所述带电粒子束路径周围的偏转器。

7.根据权利要求1所述的装置，进一步包含：

电连接到所述引出箔片的强度控制器，所述引出箔片基本上由每个原子具有六个或更少质子的原子组成。

8.根据权利要求1所述的装置，进一步包含：

静止定位的X射线产生源，所述X射线产生源位于约四十毫米的所述带电粒子束路径内。

9.根据权利要求1所述的装置，进一步包含：

在所述带电粒子束路径的终端之下的可旋转平台，其中在使用期间所述可旋转平台环绕与重力对准的轴旋转；和

能量控制器，其依据定时、引出能量和引出强度中的全部来控制所述同步加速器。

10.根据权利要求1所述的装置，其中所述同步加速器进一步包含：

正好四个转向区段，其中所述转向区段中的每一个使所述带电粒子束路径弯曲约九十度。

11.根据权利要求1所述的装置，其中所述同步加速器进一步包含：

四个转向区段；和

弯曲磁体，其中所述四个转向区段中的每一个包含所述弯曲磁体中的至少四个，其中所述带电粒子束路径延伸穿过所述四个转向区段中的每一个。

12.根据权利要求1所述的装置，其中所述同步加速器包含相等数量的转向区段和直区段。

13.根据权利要求1所述的装置，其中所述同步加速器包含：

至少四个转向区段；

弯曲磁体；和

聚焦几何结构，其中所述四个转向区段中的每一个包含所述弯曲磁体中的至少四个，其中所述弯曲磁体中的每一个包含所述聚焦几何结构，其中所述聚焦几何结构使所述弯曲磁体的金属区段从第一磁体截面变窄到第二磁体截面，其中所述第一磁体截面位于与所述第二磁体截面平行的平面中，其中所述第二磁体截面包含间隙的表面，其中所述间隙包含所述带电粒子束路径的表面。

14.根据权利要求1所述的装置，其中所述带电粒子束路径连接至：

碳输入箔片，其在所述注入器中；

铝输出箔片，其定位(1)在所述同步加速器之后并且(2)横跨所述带电粒子束，其中所述输出箔片具有第一侧面；和

束位置验证层，其大体上与所述输出箔片的所述第一侧面接触，其中所述验证层包含光子发射中心。

15.根据权利要求1所述的装置，其中所述注入器包含：

负离子源；

在所述负离子源内的磁场包容系统，其中所述带电粒子束路径在所述负离子源处开始；和

离子束聚焦系统，其中所述离子束聚焦系统包含横越所述带电粒子束路径轴向延伸的至少一个导电表面。

16.根据权利要求1所述的装置，进一步包含：

磁场生成磁体，其在所述注入器中提供局部等离子包容障碍；和

在所述同步加速器中的集成加速器，所述加速器系统包含：

一组至少十个线圈；

一组至少十个线回路；和

一组至少十个微电路，所述微电路中的每一个集成到所述回路之一中，其中所回路中的每一个绕所述线圈中的至少一个完成至少一圈。

17.根据权利要求1所述的装置，进一步包含：

第一箔片；

第二箔片；和

第三箔片，其中所述第一箔片、所述第二箔片和所述第三箔片中的每一个轴向地横跨所述带电粒子束路径。

18.一种用于用来自带电粒子癌症疗法系统的带电粒子对患者的肿瘤进行辐射疗法的方法，其顺序地包含以下步骤：

在注入器中产生所述带电粒子；

向同步加速器中注入所述带电粒子；

在所述同步加速器中加速所述带电粒子，从而产生加速的带电粒子；

感应所述加速的带电粒子的振荡，从而产生振荡的带电粒子；

使用引出箔片从所述同步加速器中引出所述振荡的带电粒子，从而产生能量降低的带电粒子；和

将所述能量降低的带电粒子传输到所述肿瘤，其中带电粒子束路径开始于所述注入器中，其中所述带电粒子束路径圆周地围绕所述同步加速器中的所述带电粒子。

19.根据权利要求18所述的方法，其中所述带电粒子束路径圆周地围绕以下全部的至少一部分：(1)所述带电粒子；(2)所述加速的带电粒子；(3)所述振荡的带电粒子；和(4)所述能量降低的带电粒子。

20.根据权利要求18所述的方法，进一步包含以下步骤：

所述带电粒子穿过所述注入器中的输入箔片；

在所述输入箔片的第一侧面上的所述带电粒子束路径中维持第一真空；和

在所述输入箔片的第二侧面上的所述带电粒子束路径内维持第二真空，其中所述第一真空的第一压力不等于所述第二真空的第二压力。

21.根据权利要求18所述的方法，进一步包含以下步骤：

用所述注入器中的负离子源生成负离子束中的负离子；

在离子束聚焦透镜中使用第一电场线聚焦所述负离子；和

用转换箔片将所述负离子转换成所述带电粒子。

22.根据权利要求18所述的方法，进一步包含以下步骤：

加速所述带电粒子束路径内的所述带电粒子，所述带电粒子束路径在所述同步加速器中，所述同步加速器进一步包含：

直区段；和

转向区段，

其中所述转向区段中的每一个包含数个弯曲磁体，

其中所述同步加速器内的所述带电粒子束路径的循环束路径子集包含小于六十米的长度，且

其中所述直区段的数量等于所述转向区段的数量。

23.根据权利要求18所述的方法，进一步包含以下步骤：

所述带电粒子束路径中的所述带电粒子传输穿过所述引出箔片，所述引出箔片产生能量降低的带电粒子束；

横跨第一对叶片施加至少五百伏特；和

所述能量降低的带电粒子束在所述第一对叶片之间穿过，

其中所述第一对叶片将所述能量降低的带电粒子束重新引导至偏转器。

24.根据权利要求18所述的方法，进一步包含以下步骤：

用位于四十毫米的所述带电粒子束路径内的X射线产生源产生X射线，其中所述X射线源(1)在使用所述X射线源期间和(2)在用所述带电粒子束进行肿瘤治疗期间维持单个静止位置，

其中，在一段距离上，从所述X射线源发射的所述X射线大体上平行于所述带电粒子延伸。

25.根据权利要求18所述的方法，进一步包含以下步骤：

从所述同步加速器中引出所述带电粒子；

控制所述带电粒子的能量；和

控制所述带电粒子的强度，

其中所述控制所述能量的步骤和所述控制所述强度的步骤都在所述带电粒子穿过所述同步加速器中的引出磁体之前发生。

26.根据权利要求18所述的方法，进一步包含以下步骤：

将可旋转平台旋转到覆盖至少九十度旋转的至少五个辐照位置；和

在所述至少五个辐照位置中的每一个期间用所述带电粒子辐照所述肿瘤，其中所述肿瘤在所述可旋转平台上旋转。

27.根据权利要求18所述的方法，进一步包含以下步骤：

在所述注入器的离子束产生源中产生离子束；

使用中心定位于所述离子束产生源内的磁性材料，在所述离子束产生源内的高温等离子区与低温等离子区域之间产生磁场障碍，其中所述带电粒子束路径用所述低温等离子区域中形成的负离子开始；和

从所述低温等离子区域中引出所述负离子，从而形成负离子束，

其中所述带电粒子束路径圆周地围绕所述负离子束。

28.根据权利要求18所述的方法，进一步包含以下步骤：

使用输入箔片在所述注入器的一部分与所述同步加速器之间形成真空密封；

传输所述带电粒子穿过所述引出箔片，从而产生变慢的带电粒子；

经由兰伯森偏转器从所述同步加速器中引出所述变慢的带电粒子。

29.根据权利要求18所述的方法，进一步包含以下步骤：

用在大气与所述同步加速器内的所述带电粒子束路径的第一部分之间的输出箔片形成真空障碍，

其中所述输出箔片包含第一表面，

其中涂层大体上覆盖所述输出箔片的所述第一表面的至少一部分，所述涂层在受到所述带电粒子冲击时发射光子，且

其中所述引出箔片包含小于约一百微米的厚度。

30.根据权利要求18所述的方法，进一步包含以下步骤：

横跨跨越所述带电粒子束路径的一对振荡感应叶片施加射频场，所述振荡叶片对包含距所述同步加速器的中心的第一距离；

所述带电粒子在所述振荡感应叶片对之间横穿，所述射频产生在变更的循环路径中循环的所述带电粒子；和

在所述变更的循环路径中循环的所述带电粒子在一对引出叶片之间穿过并且使用偏转器使所得带电粒子偏转出所述同步加速器，所述引出叶片跨越所述带电粒子束路径，所述引出叶片对包含距所述同步加速器的所述中心的第二距离，所述第一距离大于所述第二距离。

31.根据权利要求18所述的方法，进一步包含以下步骤：

使用电连接到所述引出箔片的控制器控制所述带电粒子的强度，所述引出箔片基本上由每个原子具有六个或更少质子的原子组成。

32.根据权利要求18所述的方法，进一步包含以下步骤：

用静止定位的X射线产生源产生X射线，所述X射线产生源位于约四十毫米的所述带电粒子束路径内。

33.根据权利要求18所述的方法，进一步包含以下步骤：

旋转在所述带电粒子束路径的终端之下的可旋转平台，其中在使用期间所述可旋转平台环绕与重力对准的轴旋转；和

依据定时、引出能量和引出强度中的全部来控制离开所述同步加速器的所述带电粒子。

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