用于粒子疗法系统的环形机架

技术领域

本说明书描述了粒子疗法系统和用于其中的机架的示例。

背景技术

粒子疗法系统使用粒子加速器来产生用于治疗诸如肿瘤的痛苦的粒子束。粒子疗法系统可以使用机架来将粒子束导向患者。在一些示例中，机架包括在治疗期间支撑辐射递送设备的装置。

发明内容

示例性粒子疗法系统包括粒子加速器和环形机架，所述粒子加速器被配置成以预定义的最大能量输出粒子束，所述环形机架包括在其内部中的磁体。磁体包括靠近粒子加速器的输出的第一磁体和靠近治疗位置的第二磁体。所述第一磁体经配置以将所述粒子束引导到第二磁体。所述第二磁体被配置成使粒子以所述预定义的最大能量朝向所述治疗位置偏转。粒子疗法系统可以单独地或组合地包括以下特征中的一个或多个。

粒子加速器和环形机架可以在同一治疗空间内。粒子加速器可以是固定能量粒子加速器。粒子疗法系统可以包括能量降级器，该能量降级器可在第二磁体中的每一个与治疗位置之间移动。能量降级器可以被配置为在粒子束到达治疗位置之前改变粒子束的能量。第二磁体可以间隔开，并且每个第二磁体可以位于环形机架的不同圆周扇区中。环形机架可以包括六个至二十个第二磁体。第二磁体可以在环形机架上静止。第二磁体可以被配置为使粒子束偏转至少90°。粒子疗法系统可以包括在环形机架的孔内可移动的治疗床。治疗床可以用于将患者保持在治疗位置处。第二磁体与治疗位置之间的距离可以是两米(2m)或更小。第二磁体与治疗位置之间的距离可以是一米(1m)或更小。第二磁体与治疗位置之间的距离可以是0.5m或更小。

粒子加速器可以是或包括同步回旋加速器。粒子加速器可以是或包括同步回旋加速器，该同步回旋加速器被配置为以两种能量操作，其中两种能量中的一种大于两种能量中的另一种。粒子加速器可以是或包括同步加速器。

粒子疗法系统可以包括安装到环形机架的一个或多个成像装置。一个或多个成像装置可以被配置用于围绕环形机架移动。粒子疗法系统可以包括喷嘴，该喷嘴被配置用于围绕环形机架移动。喷嘴可以用于调节粒子束并将粒子束输出到治疗位置。粒子疗法系统可以包括控制系统，该控制系统被编程为控制一个或多个成像装置的移动并控制喷嘴的移动。控制系统可以被编程为防止喷嘴与一个或多个成像装置之间的碰撞。喷嘴可以被配置成围绕环形机架中的第一内轨道旋转，并且一个或多个成像装置可以被配置成围绕环形机架中的第二内轨道旋转。第一内轨道和第二内轨道可以在环形机架的不同位置处。

第二磁体可以间隔开，并且每个第二磁体可以位于环形机架的不同圆周扇区中。每个扇区可以包括用于将粒子束输出到治疗位置的喷嘴。粒子加速器可以包括主超导线圈，以生成用于加速粒子以产生粒子束的磁场。粒子加速器可以包括有源返回线圈，以在与主超导线圈相反的方向上传导电流。粒子束可以以闪光剂量递送给患者。粒子束可以在小于五(5)秒的持续时间内以超过二十(20)格雷每秒的剂量递送给患者。

另一示例性粒子疗法系统包括多扇区机架和粒子加速器，每个扇区被配置为从多扇区机架上的不同位置向患者递送辐射，粒子加速器连接到多扇区机架以朝向多扇区机架输出辐射。多扇区机架和粒子加速器可以在同一治疗室中，并且不通过多扇区机架或粒子加速器外部的屏蔽件而分开。粒子疗法系统可以单独地或组合地包括以下特征中的一个或多个。

多扇区机架和粒子加速器可以在相同的治疗空间中。每个扇区可以包括被配置为将辐射朝向患者引导的磁体。每个磁体可以是基本上D形的。每个磁体可以被配置成使粒子束偏转至少90°。多扇区机架的形状可以是环形的。多扇区机架可以包括在每个扇区中的第二磁体和在第二磁体与粒子加速器之间的第一磁体。第一磁体可以用于将粒子束引导到目标扇区中的第二磁体。第一磁体可以被配置为将粒子束引导到不同的扇区。粒子加速器可以是或包括同步回旋加速器。同步回旋加速器可以被配置为以两种不同能量中的一种输出粒子束。粒子加速器可以是或包括同步加速器。

用于在粒子疗法系统中使用的示例性机架包括可连接到粒子加速器的环形结构。环形结构包括围绕环形结构的圆周以扇区布置的第一磁体。第一磁体用于将源自粒子加速器的粒子束朝向治疗位置偏转至少90°。外壳将环形结构连接到粒子加速器。外壳包括第二磁体。第二磁体用于接收粒子束并用于将粒子束朝向第一磁体引导。外壳内的可旋转结构被配置用于安装辐射递送部件或成像部件中的至少一个。机架可以在与粒子加速器相同的治疗空间内。

该机架可以包括能量降级器，该能量降级器可在这些第一磁体中的每一个与该治疗位置之间移动。能量降级器可以被配置为在粒子束到达治疗位置之前改变粒子束的能量。能量降级器可以安装到可旋转结构。

第一磁体可以间隔开并且各自位于环形结构的不同圆周扇区中。环形结构可以包括六个至二十个第一磁体。第一磁体可以固定在环形结构上。第二磁体可以被配置成使粒子束偏转至少90°。每个第一磁体与治疗位置之间的距离可以是两米(2m)或更小。第二磁体与治疗位置之间的距离可以是一米(1m)或更小。

机架可以包括安装到可旋转结构的一个或多个成像装置。一个或多个成像装置可以被配置用于围绕环形结构移动。机架可以包括喷嘴，该喷嘴被配置用于围绕环形结构移动。喷嘴可以用于将粒子束输出到治疗位置。喷嘴可以安装到可旋转结构。

机架可以包括被配置用于围绕环形结构移动的一个或多个成像装置和被配置用于围绕环形结构移动的喷嘴。喷嘴可以用于将粒子束输出到治疗位置。喷嘴和一个或多个成像装置可以安装到可旋转结构。第一磁体可以间隔开，并且可以各自位于环形结构的不同圆周扇区中。每个扇区可以包括用于将粒子束输出到治疗位置的喷嘴。

本说明书中(包括本发明内容部分中)描述的任何两个或更多个特征可以组合以形成本说明书中未具体描述的实施方式。

本文描述的各种设备、系统和/或组件或其部分的控制可以经由计算机程序产品来实现，该计算机程序产品包括存储在一个或多个非暂时性机器可读存储介质上并且可在一个或多个处理设备(例如，微处理器、专用集成电路、诸如现场可编程门阵列的编程逻辑等)上执行的指令。本文描述的设备、系统和/或组件或其部分可以被实现为装置、方法或电子系统，其可以包括一个或多个处理设备和计算机存储器以存储可执行指令以实现对所述功能的控制。本文描述的设备、系统和/或组件可以例如通过设计、构造、布置、放置、编程、操作、激活、停用和/或控制来配置。

在附图和以下描述中阐述了一个或多个实施方式的细节。根据说明书和附图以及权利要求书，其他特征和优点将是显而易见的。

附图说明

图1是示出了具有本文所述类型的示例性环形机架的示例性粒子疗法系统的部分剖视、部分透明的侧视图的图。

图2是示出图1的示例性粒子疗法系统的部分透明俯视图的图。

图3是示出图1和图2的示例性粒子疗法系统的部件的部分透明透视图的图。

图4是示例性环形机架及其扇区的一部分的前视图。

图5是示出粒子束在不同时间从矢量磁体移动到不同偏转磁体然后从偏转磁体以不同角度朝向公共治疗位置的移动的透视图。

图6是被配置成附接到本文所述类型的示例性环形机架的示例性喷嘴的部件的框图。

图7是可以包含在图6的喷嘴内的示例性能量降级器的透视图。

图8是被配置成容纳图1至图3的粒子疗法系统的示例性治疗空间的框图。

图9是可以在图1至图3的粒子疗法系统中使用的示例性患者床的透视图。

图10是示出图1和图2的示例性粒子疗法系统的部件的部分透明透视图的图。

图11是可以与本文描述的粒子疗法系统一起使用的示例性粒子加速器中的部件的剖视侧视图。

不同附图中相同的附图标记表示相同的元件。

具体实施方式

本文描述了可以容纳在用于治疗的相同空间中的示例性粒子疗法系统。这种系统包括粒子加速器，其可以是但不限于同步回旋加速器，其重量轻并且足够小以装配在标准线性加速器(LINAC)库内。该系统还包括医疗机架，该医疗机架被配置为递送带电粒子束，例如从加速器输出的质子或离子，以治疗患者的肿瘤或其他病症。在该示例中，机架包括环形(例如，圆环形状)结构，该环形结构在其内部具有磁体。磁体包括靠近粒子加速器的输出的第一/矢量磁体和靠近治疗位置的第二/偏转磁体。治疗位置可以对应于偏转磁体的公共等中心点的位置。矢量磁体被配置为将粒子束引导到不同的偏转磁体，并且偏转磁体被配置为将粒子束朝向治疗位置偏转。为了能够在用于治疗的相同空间中递送粒子束，特别是在诸如标准LINAC库的相对小的空间中，偏转磁体被配置成以直角或以钝角偏转粒子束。例如，每个偏转磁体可以是“D”形的，并且每个偏转磁体可以被配置和布置成使粒子束偏转90°或更大。

在这方面，本文描述的粒子疗法系统的一些实施方式采用大孔径超导偏转磁体，其被配置为在短距离内偏转粒子束，从而减小系统的尺寸。通常，超导体是诸如铌-锡(Nb

图1、图2和图3分别示出了同一粒子疗法系统10的侧视图、俯视图和透视图。粒子疗法系统10是前面段落中描述的类型。如图所示，粒子疗法系统10包括粒子加速器12，其示例在本文中描述。在该示例中，粒子加速器12是具有超导电磁结构的同步回旋加速器，其生成3特斯拉(T)或更大的最大磁场强度。示例性同步回旋加速器产生具有150兆电子伏特(MeV)或更高的能级的粒子束，具有4.5立方米(m

粒子疗法系统10还包括机架14。机架14在结构上至少部分地是环形的，如图1、图2和图3所示。环面包括甜甜圈形状，该甜甜圈形状由闭合平面曲线生成的表面形成，该闭合平面曲线围绕位于与闭合平面曲线相同的平面中的线旋转。例如，可以通过以下或类似的方程组参数化地定义环面：

x(u,v)＝(cosu)(acos(v)+c) (1)

y(u,v)＝(sinu)(acos(v)+c) (2)

z(u,v)＝asinv (3)

对于具有在原点处的中心的环面，围绕z轴的旋转轴线、从孔的中心到环面管或开口的中心的半径c、以及管或开口的半径a。在该示例中，机架14具有大致环形的形状，如图1所示，但不需要严格地确认环形的数学定义。

因此，机架14包括孔15，治疗床17可通过孔15移动以将患者置于治疗位置。机架14的环形结构的内部由外壳18限定(图1和图2)。在该内部是矢量磁体20(图1和图2)，其也被称为冲击磁体。在一些实施方式中，机架14可包括多于一个矢量磁体。(多个)矢量磁体20被配置和控制成将源自粒子加速器12和从粒子加速器12接收的粒子团引向偏转磁体22(图1和图2)。在操作中，(多个)矢量磁体20被配置为将从粒子加速器接收的粒子束朝向偏转磁体22中的一个引导，并且将粒子束重定向到不同的偏转磁体22。例如，(多个)矢量磁体20是可控制的，以根据治疗计划的规范在偏转磁体22中的不同偏转磁体之间操纵粒子束。如下所述，偏转磁体被配置为将粒子束朝向治疗位置引导。因此，通过在偏转磁体22之间操纵粒子束，矢量磁体20能够控制粒子束到达治疗位置处的辐照目标的方向。例如，通过在偏转磁体22之间操纵粒子束，矢量磁体20能够控制粒子束被施加到治疗位置处的辐照目标的不同角度。

在一些实施方式中，存在多个矢量磁体，其可包括配置且可控制以在多个路径之间切换粒子束的偶极磁体。例如，每个矢量磁体可以被配置为将粒子束引导到单个偏转磁体或唯一的一组偏转磁体。在操作中，每个矢量磁体是可控的，以快速接通，然后在预定时间内保持稳定的磁场。此时剩余的矢量磁体可被切断，使得接通的矢量磁体能够将粒子束引向目标偏转磁体。可以接通和/或关断不同矢量磁体以控制粒子束的方向。

在一些实施方式中，矢量磁体在两个维度(例如，笛卡尔XY维度平面)上是可控的，以将粒子束引向偏转磁体。在一些实施方式中，矢量磁体包括第一组两个线圈和第二组两个线圈，第一组两个线圈控制粒子束在笛卡尔X维度上的移动，第二组两个线圈与第一组两个线圈正交并且控制粒子束在笛卡尔Y维度上的移动。在一些实施方式中，通过改变通过一组或两组线圈的电流从而改变由此产生的磁场来实现控制。通过适当地改变磁场，粒子束可以在X维度和/或Y维度上朝向偏转磁体移动。例如，X和Y维度对应于平行于环形结构的半径的平面，并且矢量磁体20可以将粒子束引导到该平面中的任何位置。

如上所述，在一些实施方式中，机架14包括物理地连接到粒子加速器12的外壳18。外壳18可以围绕并包围(多个)矢量磁体20和由(多个)矢量磁体20引导的(多个)粒子束。外壳18还可以围绕和包围偏转磁体22和本文所述的其他系统部件，包括但不限于喷嘴及其内部部件和成像装置。外壳18可以使用诸如铅、硼酸化聚乙烯和/或钢的材料来电磁屏蔽。

如图1至图3所示，偏转磁体22围绕穿过机架的环形结构的孔15周向地布置。在该示例中，偏转磁体22基本上是D形的；然而，可以使用具有其他形状的磁体来代替D形磁体。在该示例中，所有偏转磁体22具有相同的形状；然而，在其他实施方式中，可以存在占据机架14的不同扇区的不同形状的偏转磁体22。

在这方面，如前所述，机架14是多扇区的。图4概念性地示出了具有四个扇区30至33的示例环形机架，每个扇区包含本文所述类型的偏转磁体22。诸如图1和图2所示的其他实施方式可以包括多于四个扇区或少于四个扇区，每个扇区包含相应的偏转磁体。由于包含在每个扇区中的偏转磁体的定位和形状，每个扇区被配置为从不同的角度位置向患者传递辐射。在这方面，在一些实施方式中，每个偏转磁体22的D形产生磁场，该磁场将来自加速器12的粒子束朝向治疗位置24偏转90°。例如，在图5中示出了这种偏转的示例。

如图5所示，矢量磁体20在不同时间将粒子束25引导到不同的偏转磁体22(偏转磁体未在图5中示出)。偏转磁体22使粒子束25朝向治疗位置24偏转。在一些实施方式中，每个偏转磁体22或机架14的扇区可以被配置(例如，成形)为在90°至150°或更大的范围内偏转粒子束，例如，90°、95°、100°、105°、110°、115°、120°、125°、130°、135°、140°、145°或150°。在一些实施方式中，每个偏转磁体22或机架14的扇区可以被配置(例如，成形)为使粒子束偏转大于150°或小于90°。因为扇区和偏转磁体在机架周围处于不同的角位置，所以经由不同的偏转磁体施加的粒子束从不同的角度撞击辐照目标，并且在一些情况下，在不同的位置处撞击辐照目标。图5中的线29表示环形结构中的磁场。

在一些实施方式中，偏转磁体22可以是大孔径超导磁体；然而，非超导磁体可以单独使用或与超导磁体组合使用。在一些实施方式中，可以存在围绕孔15周向布置的8至12个偏转磁体22。在一些实施方式中，可以存在围绕孔15周向布置的6至20个偏转磁体22。对于所有偏转磁体，相邻偏转磁体之间的间隔距离可以是相同的；也就是说，它们可以围绕环形机架以均匀的间隔隔开。位于机架14内的偏转磁体22越多，机架的精度就越高。在这方面，在一些实施方式中，机架14保持静止并且不相对于治疗位置旋转。在一些实施方式中，机架14可以旋转以到达期望的角位置，但是然后在治疗期间不旋转。例如，在一些实施方式中，机架14包括一个或多个马达，所述一个或多个马达使其角度旋转180°或更多，这使得能够相对于治疗位置精确地角度放置偏转磁体，例如，以1°或更小的增量。

在前述情况中的任一种情况下，偏转磁体22可以在治疗期间相对于治疗位置保持静止。可以通过在不同的偏转磁体22之间移动粒子束来实现治疗，以便相对于治疗位置处的辐照目标重新定位粒子束。偏转磁体22越多，粒子束可以相对于辐照目标定位得越准确。换句话说，附加磁体提供粒子束相对于辐照目标的更精细的角度定位。可以基于机架的物理约束在治疗计划中设置治疗角度，例如可用机架输出角度的数量(其将是偏转磁体22的数量的函数)等。

在一些实施方式中，偏转磁体中的各个偏转磁体是可控制的，以在所述机架内移动。例如，附接到磁体的马达可以控制偏转磁体的内部移动以改变射束输出。例如，在机架内朝向或远离加速器移动偏转磁体可影响偏转磁体使粒子束偏转的角度。例如，使偏转磁体在机架内旋转或倾斜可影响偏转磁体使粒子束偏转的角度。磁体移动可以根据治疗计划的要求。

如所解释的，机架14是多扇区的。由于包含在每个扇区中的偏转磁体的定位和形状，每个扇区被配置为从不同的角度位置向患者传递辐射。喷嘴可以位于每个扇区中或可移动到每个扇区。例如，在一些实施方式中，机架14包括安装在外壳18内的轨道或环上或机架14的外部部分上的单个喷嘴。喷嘴可使用一个或多个马达来控制，以在治疗期间移动到机架的扇区并进入偏转磁体22的粒子束路径输出路径。控制系统34(诸如本文所述的那些)可以基于治疗计划来控制喷嘴沿着机架的移动。在一些实施方式中，喷嘴或多个喷嘴可以安装在环45(图3)上，环45可在机架14内旋转并且被配置用于安装诸如喷嘴的辐射递送部件。环可旋转以相对于患者定位喷嘴。当粒子束经过并超过偏转磁体并进入喷嘴时，粒子束可以处于其最大能量。在一些实施方式中，最大能量可以是加速器能够输出的最大射束能量或在加速器内设定的预定射束能量。

在一些实施方式中，机架14包括安装在机架14内或机架14的外部部分上的一个或多个轨道或环上的多个喷嘴。例如，图3示出了在机架14的内部安装到机架14的四个喷嘴37、38、39和40。可以使用马达来控制喷嘴37、38、39和40，以移动到机架的扇区并进入偏转磁体22的粒子束路径输出。可替代地，环45可以旋转以成角度地定位喷嘴，或者喷嘴可以被配置成围绕环45移动(例如，旋转)。

诸如本文所述的那些控制系统可以基于治疗计划来控制喷嘴的移动。每个喷嘴可以被配置为服务于机架14的一个或多个扇区。例如，环形机架可以包括十二个扇区和四个喷嘴。每个喷嘴可以被配置和控制以服务于三个相邻的扇区。例如，第一喷嘴可以服务于扇区一、二和三；第二喷嘴可以服务于扇区四、五和六；第三喷嘴可以服务于扇区七、八和九；并且第四喷嘴可以服务于扇区十、十一和十二。可以协调或限制喷嘴的移动以防止在治疗期间喷嘴之间的碰撞。例如，第一喷嘴可以被配置为围绕机架在0°至90°的范围内移动，第二喷嘴可以被配置为围绕机架在91°至180°的范围内移动；第三喷嘴可以被配置成围绕机架在181°至270°的范围内移动；并且第四喷嘴可以被控制为围绕机架在279°至359°的范围内移动。

如本文所述，在环形机架架构中，矢量磁体位于加速器出口端口处或附近，并且可以通过在逐层或逐脉冲的基础上同时从多个角度递送辐射来快速改变射束角度，从而导致显著更短的总治疗时间。为此目的，多个喷嘴(例如，2个、3个、4个或更多个喷嘴)可以在机架14的内径处安装在可旋转环45上。因为环旋转，所以安装到其上的一个或多个喷嘴与环一起旋转，使得能够定位喷嘴，同时减少与患者或系统部件碰撞的机会。

在一些实施方式中，机架14上的喷嘴是静止的；也就是说，喷嘴不相对于机架14移动。例如，在每个扇区中可以存在一个喷嘴，其在该扇区中的偏转磁体的射束路径输出中。在没有移动的情况下每个扇区包括一个喷嘴可以减少处理时间，因为不需要时间来定位和重新定位喷嘴。在一些实施方式中，安装到机架14的所有部件不围绕机架旋转地移动。另外，如所指出的，在一些实施方式中，机架14本身是静止的。另外，如上所述，在一些实施方式中，机架14本身是可旋转的。

在图3的示例中，喷嘴39位于扇区中。在一些实施方式中，每个喷嘴可以具有相同的功能和配置。喷嘴39从偏转磁体22接收粒子束，并且在一些实施方式中，调节粒子束以输出到治疗位置处的辐照目标，例如患者体内的肿瘤。在这方面，如上所述，每个偏转磁体22将粒子束朝向治疗位置处的患者偏转至少90°。因此，粒子束在其在磁体22上偏转之后被朝向治疗位置引导。

在一些实施方式中，每个偏转磁体可以在其输出处包括扫描磁体或者将扫描磁体功能结合到其磁结构中。扫描磁体在两个维度(例如，笛卡尔XY维度)上是可控的，以将粒子束定位在这两个维度上并使粒子束移动穿过辐照目标的至少一部分。在一些实施方式中，扫描磁体包括第一组两个线圈和第二组两个线圈，第一组两个线圈控制粒子束在笛卡尔X维度上的移动，第二组两个线圈与第一组两个线圈正交并且控制粒子束在笛卡尔Y维度上的移动。在一些实施方式中，通过改变通过一组或两组线圈的电流从而改变由此产生的磁场来实现控制。通过适当地改变磁场，粒子束可以跨辐照目标的层在X和/或Y维度上移动。在一些实施方式中，一个或多个扫描磁体可以在每个偏转磁体的下游，即，比每个偏转磁体更靠近治疗位置，但是在能量降级器的上游。例如，一个或多个扫描磁体43(图6)可以位于下面描述的能量降级器和偏转磁体的输出之间的每个喷嘴中。

参考图6和图7，每个喷嘴(诸如喷嘴38)还可以包括能量降级器41，能量降级器41在粒子束到达患者之前从偏转和/或扫描磁体接收粒子束。在该示例中，能量降级器41位于偏转磁体22和辐照目标之间。能量降级器41被配置为并且可控制为在粒子束到达辐照目标之前改变粒子束的能量。例如，能量降级器可以包括可移入或移出粒子束的路径的板。例如，能量降级器可以包括至少部分地重叠并且在粒子束的路径内可移动的楔形件。示例楔形件是由两个三角形和三个梯形面限定的多面体。在任一配置中，可变量的材料可移动到粒子束的路径中。该材料从粒子束吸收能量，导致能量降低的射束输出。粒子束的路径中存在的材料越多，粒子束将具有的能量越少。在一些实施方式中，能量吸收结构可跨所有射束场移动，或者仅跨扫描磁体在其上扫描或者粒子束可以在其上递送的射束场的一部分移动。在一些示例中，射束场是对于给定的偏转磁体或扫描磁体，粒子束可以跨平行于患者上的治疗区域的平面移动的最大程度。

在图7的示例中，能量降级器41是范围移位器，其可控制以将结构42移入和移出粒子束的路径，以改变粒子束的能量并因此改变一定剂量的粒子束将沉积在辐照目标中的深度。这种结构的示例包括但不限于能量吸收板；多面体如楔形、四面体或环形多面体；和偏转的三维形状，例如圆柱体、球体或锥体。以这种方式，能量降级器可以使粒子束在辐照目标的内部沉积一定剂量的辐射，以治疗目标的层或柱。在这方面，当质子移动通过组织时，质子电离组织的原子并沿其路径沉积剂量。因此，能量降级器被配置为使粒子束在笛卡尔Z维度上移动通过靶，从而能够在三维中扫描。在一些实施方式中，能量降级器可以被配置为在粒子束的移动期间移动并且在移动期间跟踪或追踪粒子束。在名称为“High-SpeedEnergy Switching”的美国专利No.10，675，487(Zwart)中描述了跟踪或追踪粒子束运动的示例能量降级器。美国专利No.10，675,487的内容，特别是与跟踪或追踪粒子束运动的能量降级器相关的内容(例如，美国专利No.10，675,487的图36至图46以及所附描述)通过引用并入本文。

布拉格峰是布拉格曲线上的显著峰，该布拉格曲线绘制了电离辐射在其穿过组织期间的能量损失。布拉格峰表示大多数质子沉积在组织内的深度。对于质子，布拉格峰就在颗粒静止之前出现。因此，可以改变粒子束的能量以改变其布拉格峰的位置，并且因此改变大部分剂量的质子将沉积在组织中的深度。在这方面，在一些实施方式中，粒子加速器是固定能量粒子加速器。在固定能量粒子加速器中，粒子束总是以相同或大约相同的能量离开粒子加速器，例如，与预期或目标能量偏差5％或更小。在固定能量粒子加速器中，能量降级器是用于改变施加到患者中的辐照目标的射束的能量的主要载体。在一些实施方式中，本文描述的粒子加速器被配置为以单个(固定)能量或以在约100MeV和约300MeV之间(例如，在115MeV和250MeV之间)的范围内的两个或更多个能量输出粒子束。固定能量输出可以在该范围内(例如，250MeV)，或者在一些示例中，高于或低于该范围。

在一些实施方式中，粒子加速器是双能量加速器。在双能量粒子加速器中，粒子束以两个不同能级(高能级和低能级)中的一个离开粒子加速器。术语“高”和“低”不具有特定的数字含义，而是旨在传达相对幅度。在一些实施方式中，本文所述的粒子加速器被配置为以在约100MeV和约300MeV之间的范围内的两种能量输出粒子束。高能量输出和低能量输出可以是该范围内的值，或者在一些示例中，可以是高于或低于该范围的值。本文所述的能量降级器可以与双能量粒子加速器一起使用，以便将粒子束的能量降低到两个能级中的一个以下和/或微调两个能级。

喷嘴40还包括相对于辐照目标在能量降级器41下游(即，在能量降级器和目标之间)的准直器44(图6)。在示例中，准直器是可控制以允许一些辐射传递到患者并阻挡一些辐射传递到患者的装置。通常，通过的辐射被引导到待治疗的辐照目标，并且被阻挡的辐射将以其他方式撞击并潜在地损伤健康组织。在操作中，准直器被放置在偏转磁体和辐照目标之间的辐射路径中，并且被控制以产生适当尺寸和形状的开口，以允许一些辐射通过开口到达辐照目标，而结构的其余部分阻挡一些辐射到达相邻组织。可以使用的可配置准直器的示例在标题为“Adaptive Aperture(自适应孔径)”的美国专利公开号2017/0128746(Zwart)中描述。美国专利公开号2017/0128746的内容，特别是与自适应孔的描述相关的内容(例如，美国专利公开号2017/0128746的图1至图7和所附描述)通过引用并入本文。

如本文所述，示例性粒子疗法系统包括利用若干大孔径超导磁体的示例性环形机架。在这种类型的机架中，远距离源(SAD)满足临床要求，并且机架的总直径可以减小到小于5米(m)。在示例中，对于250MeV实施方式，机架14的总直径为3.2m。在此实例中，机架14的总长度50(图2)小于5m，例如约4.3m，且每个偏转磁体22的输出至治疗位置之间的距离为1m或更小。就此而言，在一些实施方式中，每个偏转磁体22的输出与治疗位置之间的距离为2m或更小。在一些实施方式中，每个偏转磁体22的输出与治疗位置之间的距离为1m或更小。在一些实施方式中，每个偏转磁体22的输出与治疗位置之间的距离为0.5m或更小。在一些实施方式中，机架重17吨或更少。

其他实施方式可以具有不同的尺寸，包括但不限于这里提到的机架直径和距离。在一些实施方式中，粒子疗法系统可以装配在LINAC库的占地面积内。例如，图1至图6的部件可以足够小地装配在具有以下尺寸的库内，并且具有装配在具有以下尺寸的库内的尺寸：25英尺(7.62米(m))或更小的长度，20英尺(6.09m)或更小的宽度，以及11英尺(3.35m)或更小的高度。例如，图1至图6的部件可以足够小地装配在具有以下尺寸的库内，并且具有装配在具有以下尺寸的库内的尺寸：25英尺(7.62米(m))或更小的长度，26英尺(7.92m)或更小的宽度，以及10英尺(3.05m)或更小的高度。例如，图1至图3的部件可以足够小地装配在LINAC库内，并且具有装配在LINAC库内的尺寸，该LINAC库具有26.09英尺(11m)×29.62英尺(9m)或更小的占地面积，高度为16.40英尺(5m)或更小。然而，如上所述，粒子疗法系统的一些实施方式可以具有不同的尺寸，包括但不限于直径、长度、宽度和/或高度。在一些实施方式中，预先存在的LINAC库的顶板可能不够高以支撑机架的整个直径。在这样的实施方式中，可以在LINAC库的地板下方挖坑，以使机架能够装配在库内。

图8示出了其中可以实施粒子疗法系统10及其变型的治疗空间51的示例。在该示例中，治疗空间在LINAC库中实现，并且使用铅或其他适当的材料(诸如混凝土、硼酸化聚乙烯和/或钢)进行屏蔽。在这方面，由粒子加速器产生但未到达辐照靶的粒子(例如质子)通过产生高能中子而产生二次辐射。在一些实施方式中，包括使用束线下游的能量降级器的能量选择的本文所述的机架被配置为即使在低能量下也传输超过70％的质子束。在这方面，在一些实施方式中，粒子束处于加速器的最大能量和固定能量，直到刚好在等中心点的上游(在环面的内径处)，其中通过动态范围移位器减小其能量。也就是说，当粒子束进入喷嘴时，粒子束处于加速器的最大能量。由于这种直接射束系统架构的高射束传递效率(例如，70％至100％)，其保持来自加速器和能量调制的低杂散辐射，加速器可以位于治疗室库内，如图8所示。也就是说，本文描述的直射束架构使得能够高效地传送粒子束，这减少了杂散辐射。因为减少了杂散辐射，所以加速器和患者可以位于同一治疗空间中，而不用担心杂散辐射伤害患者或电子设备。

在一些实施方式中，由加速器输出的粒子束可以是单能的，并且能量降级器是用于在辐照目标的治疗期间改变射束能量的唯一/单一或主要载体。单能粒子束包括具有单个固定能级(诸如100MeV、150Mev、200Mev、250Mev等)的粒子束。单能粒子束可以从固定能量水平偏离预定量，例如±10％、±5％、±2％或±1％，并且如果其能量没有主动改变，则仍然被认为是单能的。如在治疗期间切换粒子束能量所需的，在治疗期间切换加速器的操作可能产生过量的杂散中子，导致需要增加屏蔽件并降低束线效率。中子可以由粒子加速器和/或由沿着束线的磁性元件产生。通过使用在治疗期间是单能的粒子束并依赖于能量降级器来改变束能量，可以减少或最小化杂散中子的产生，并且可以增加粒子束输出的效率。

单能粒子束的使用、机架外部的能量降级器的使用以及具有如本文所述的矢量和偏转磁体的环形机架的使用使得粒子束能够被有效地引导。更具体地，束能量的变化增加了杂散中子的产生，并且因此增加了粒子束的损失，从而降低了其效率。在本文描述的系统的实施方式中使用的单能粒子束与具有矢量和偏转磁体的环形机架组合，可以导致提高的效率。在一些情况下，本文描述的直接波束架构产生10％或更高、20％或更高、30％或更高、40％或更高、50％或更高、60％或更高、70％或更高、80％或更高或90％或更高的效率。在一些示例中，效率是从粒子加速器输出的从偏转磁体输出的粒子的百分比的量度。因此，10％或更高的效率包括从粒子加速器输出的粒子的10％或更高是从偏转磁体输出的；20％或更高的效率包括从所述粒子加速器输出的所述粒子的20％或更高是从所述偏转磁体输出的；30％或更高的效率包括从所述粒子加速器输出的所述粒子的30％或更高是从所述偏转磁体输出的；40％或更高的效率包括从所述粒子加速器输出的所述粒子的40％或更高是从所述偏转磁体输出的；50％或更高的效率包括从所述粒子加速器输出的所述粒子的50％或更高是从所述偏转磁体输出的；60％或更高的效率包括从所述粒子加速器输出的所述粒子的60％或更高是从所述偏转磁体输出的；70％或更高的效率包括从所述粒子加速器输出的70％或更多的所述粒子是从所述偏转磁体输出的；80％或更高的效率包括从所述粒子加速器输出的所述粒子的80％或更高是从所述偏转磁体输出的；并且90％或更高的效率包括从所述粒子加速器输出的粒子的90％或更高是从所述偏转磁体输出的。在一个示例中，即使在加速器的较低范围内的能量下，本文所述的粒子加速器和机架也将超过70％的质子束传输到患者。本文所述类型的直接射束架构实现了“单室”解决方案，其中粒子加速器、机架和患者都驻留在单个室或保险库中。

相反，一些粒子疗法系统采用能量选择系统，其导致高能中子的显著产生并且在较低能量下丢弃超过99％的质子束。本文所述类型的束线效率可以实现将粒子加速器、束线和患者全部放置在单个库内的“单室”解决方案。在该库内，粒子加速器可以包括屏蔽件，但是库中分别包含患者和粒子加速器的单独隔室60和61不需要彼此屏蔽。换句话说，在一些实施方式中，在粒子加速器和将粒子加速器与患者分离的机架外部不存在屏蔽件。也就是说，在一些示例中，将粒子加速器与患者分开的唯一屏蔽件是在粒子加速器本身内或在机架本身内。在图8中，机架14的部分位于分隔隔室60和61的壁58内。

在一些实施方式中，为了能够在现有的库中安装质子治疗系统，库能够提供必要的屏蔽件，这可能需要添加屏蔽件。在不旋转的环形机架的情况下，可以沿着射束平面将屏蔽件添加到环形的局部。屏蔽件可以由典型的屏蔽件材料制成，例如混凝土、硼酸化聚乙烯和钢。

参考图1、2、3、8和9，粒子疗法系统10包括治疗床17。治疗床17被配置为在环形机架14中或穿过环形机架14相对于孔15移动并且在孔15内移动。在该示例中，治疗床17可以安装到机械臂54。臂54包括第一区段55、第二区段56和第三区段57。第一区段55可旋转地联接到第二区段56，并且第二区段56可旋转地联接到第三区段57。治疗床17连接到第三区段57，如图所示。臂54是可控的，以将治疗床17移动到孔15中并穿过孔15，以将躺在治疗床上的患者定位以进行治疗；也就是说，将患者移动到治疗位置。

在一些实施方式中，臂54可以以两个自由度、三个自由度、四个自由度、五个自由度或六个自由度定位患者。两个自由度的示例是前后移动和左右移动；三个自由度的示例是前后移动、左右移动和上下移动；四个自由度的示例是前后移动、左右移动、上下移动以及俯仰、偏航或滚动移动中的一个；五个自由度的示例是前后移动、左右移动、上下移动以及俯仰、偏航或滚动移动中的两个；并且六个自由度的示例是前后移动、左右移动、上下移动、俯仰移动、偏航移动和滚动移动。在一些实施方式中，治疗床可以由至少部分倾斜的床或椅子代替，其中任一个可以在两个、三个、四个、五个或六个自由度上可控制以定位患者进行治疗。在一些实施方式中，臂54可以具有与图9中所示的配置不同的配置。例如，臂54可以具有两个区段或多于三个区段。液压、机器人或两者可以控制或实施治疗床的非平面移动。

在一些实施方式中，治疗床或其他座椅被配置为在治疗期间相对于粒子束移动。在机架不相对于患者移动的系统中尤其如此。在一些实施方式中，可以使用射束移动和治疗床(或其他座椅移动)的组合来实施治疗。例如，机架可以被定位(例如，旋转)，并且射束可以被临时固定，在此期间，治疗床移动以实施治疗。之后，可以重新定位机架以将梁临时固定在新位置。可以通过床移动在新位置处实施治疗。这些操作可以如由为与粒子疗法系统一起使用而起草的治疗计划所定义的那样重复。

粒子疗法系统10可以是强度调制质子治疗(IMPT)系统。IMPT系统使得能够对可具有可变能量和/或强度的外接质子束进行空间控制。IMPT利用带电粒子布拉格峰(如所指出的，在粒子递送范围的末端处的剂量的特征峰)与粒子束变量的调制相结合，以产生剂量的靶局部调制，从而实现预定义治疗计划中阐述的目标。IMPT可以涉及以不同的角度和不同的强度将粒子束朝向辐照目标引导以治疗目标。这可以通过控制矢量磁体以将粒子束引导到两个或更多个不同的偏转磁体来完成。在一些实施方式中，可以跨辐照目标的层扫描(例如，移动)粒子束，其中每个层从相同或不同的角度被处理一次或多次。可以使用本文所述的扫描磁体来执行跨越辐照目标的移动以实现扫描。

参考图10，一个或多个成像装置可以在机架14的内部(如图所示)内或在机架14的外部部分(未示出)上安装到机架14。可以在治疗之前和/或期间执行成像，以识别患者体内的目标位置并控制机架和扫描的操作，以便将粒子束引导到患者体内的辐照目标。

成像装置可以包括但不限于一个或多个计算机断层摄影(CT)系统、一个或多个扇形束CT系统、一个或多个射线照相系统等。(多个)成像系统可以被配置和控制为围绕机架14旋转或者随着机架14的旋转而旋转。在这方面，如上所述，一个或多个喷嘴可在位于机架内径处的环45上旋转。各种二维(2D)和/或三维(3D)成像装置也可以安装在环45上以与其一起旋转。在一些实施方式中，喷嘴和成像装置可以安装到机架内的不同的内部圆周轨道。例如，喷嘴可以围绕环形结构的第一半径处的圆周轨道旋转，并且成像装置可以围绕环形结构的不同于第一半径的第二半径处的不同圆周轨道旋转。在一些实施方式中，机架可以包括不同的可旋转内环，其中一个可旋转内环安装用于旋转的喷嘴，并且其中一个可旋转内环安装用于旋转的成像装置或系统。

在图10的示例中，正交2D成像的两个平面70、71被示出用于与2D图像引导的放射治疗(IGRT)一起使用，或者可以被旋转以用于包括同时采集的双能量成像的锥形束计算机断层摄影系统(CBCT)采集。在这方面，IGRT包括在放射治疗期间使用成像以提高治疗递送的精度和准确度。IGRT可用于治疗移动的身体区域(例如肺)中的肿瘤。成像装置还可以或备选地包括用于CBCT采集装置73或扇形束诊断质量计算机断层摄影(CT)装置74的X射线源和图像面板。替代地，一个平面可以包括CBCT，并且另一平面可以包括扇形束诊断质量CT。

在一些实施方式中，控制系统34可以协调喷嘴38和成像系统70、71、73、74的旋转，使得成像系统在治疗期间不妨碍喷嘴和输出通道，并且使得喷嘴和输出通道在治疗期间不妨碍成像系统。在一些实施方式中，(多个)成像系统可以安装到机架14上的与喷嘴分开的(多个)轨道。单独的安装可以减少喷嘴与成像装置或系统之间的干扰或碰撞的机会。在一些实施方式中，(多个)成像系统可以安装在与喷嘴相同的可旋转环45上。这种安装可以减少喷嘴与成像装置或系统之间的干扰或碰撞的机会。

如前所述，本文描述的每个喷嘴和成像装置或系统中的一些可以在环形机架的外壳内。安装在外壳内可以使得这些装置能够以比外部安装更大的速率旋转。这是因为当装置在内部安装时比当这些装置在外部安装时对患者和周围设备的危险更小。例如，一些外部安装的装置限于一(1)转/分钟(RPM)的旋转速度。然而，内部安装的部件可以以更大的速率旋转，例如高达240RPM。

如本文所述，示例性质子治疗系统在辐照目标上三维扫描质子束，以便破坏恶性组织。图11示出了可以用于在质子治疗系统中提供质子束的示例超导同步回旋加速器的部件75的横截面。在该示例中，部件75包括超导磁体77。超导磁体包括超导线圈78和79。超导线圈由多个集成导体形成，每个集成导体包括围绕中心股线缠绕的超导股线(例如，四股线或六股线)，中心股线本身可以是超导的或非超导的。超导线圈78、79中的每个超导线圈用于传导生成磁场(B)的电流。磁轭80、81或更小的磁极片使腔84中的磁场成形，粒子在腔84中被加速。在示例中，低温恒温器(未示出)使用液氦(He)将每个线圈传导地冷却到超导温度，例如约4°开尔文(K)。

在一些实施方式中，粒子加速器包括粒子源85，例如潘宁离子计-PIG源，以向腔84提供电离的等离子体柱。氢气或氢气和稀有气体的组合被电离以产生等离子体柱。电压源向腔84提供变化的射频(RF)电压，以加速腔内来自等离子体柱的粒子。如所指出的，在示例中，粒子加速器是同步回旋加速器。因此，当加速腔内的粒子加速时，RF电压扫过一定范围的频率以考虑对粒子的相对论效应，例如增加粒子质量。RF电压驱动容纳在腔内的D形板(dee plate)，并且具有在加速循环期间向下扫频的频率，以考虑质子的相对论质量的增加和磁场的减小。假D形板用作D形板的接地参考。通过使电流流过超导线圈而产生的磁场与扫描RF电压一起使得来自等离子体柱的粒子在腔内轨道加速，并且随着匝数增加而能量增加。

腔中的磁场被成形为使粒子在腔内轨道移动。示例性同步回旋加速器采用旋转角度均匀并且强度随着半径增加而下降的磁场。在一些实施方式中，由超导(主)线圈产生的最大磁场在腔的中心处可以在3特斯拉(T)至20T的范围内，其随着半径的增加而下降。例如，超导线圈可以用于生成处于或超过以下幅度中的一个或多个的磁场7.8T，7.9T，8.0T，8.1T，8.2T，8.3T，8.4T，8.5T，8.6T，8.7T，8.8T，8.9T，9.0T，9.1T，9.2T，9.3T，9.4T，9.5T，9.6T，9.7T，9.8T，9.9T，10.0T，10.1T，10.2T，10.3T，10.4T，10.5T，10.6T，10.7T，10.8T，10.9T，11.0T，11.1T，11.2T，11.3T，11.4T，11.5T，11.6T，11.7T，11.8T，11.9T，12.0T，12.1T，12.2T，12.3T，12.4T，12.5T，12.6T，12.7T，12.8T，12.9T，13.0T，13.1T，13.2T，13.3T，13.4T，13.5T，13.6T，13.7T，13.8T，13.9T，14.0T，14.1T，14.2T，14.3T，14.4T，14.5T，14.6T，14.7T，14.8T，14.9T，15.0T，15.1T，15.2T，15.3T，15.4T，15.5T，15.6T，15.7T，15.8T，15.9T，16.0T，16.1T，16.2T，16.3T，16.4T，16.5T，16.6T，16.7T，16.8T，16.9T，17.0T，17.1T，17.2T，17.3T，17.4T，17.5T，17.6T，17.7T，17.8T，17.9T，18.0T，18.1T，18.2T，18.3T，18.4T，18.5T，18.6T，18.7T，18.8T，18.9T，19.0T，19.1T，19.2T，19.3T，19.4T，19.5T，19.6T，19.7T，19.8T，19.9T，20.0T，20.1T、20.2T、20.3T、20.4T、20.5T、20.6T、20.7T、20.8T、20.9T或更大。此外，超导线圈可以用于生成在3T至20T的范围之外或在3T至20T的范围内但在本文中未具体列出的磁场。

在一些实施方式中，诸如图11所示的实施方式，相对大的铁磁磁轭80、81用作由超导线圈产生的杂散磁场的磁回路。在一些系统中，磁屏蔽件(未示出)围绕轭。返回轭和屏蔽件一起用于减少杂散磁场，从而减少杂散磁场将不利地影响粒子加速器的操作的可能性。

在一些实施方式中，返回轭和屏蔽件可以由主动返回系统代替或增强。示例性主动返回系统包括一个或多个主动返回线圈，其在与通过主超导线圈的电流相反的方向上传导电流。在一些示例实施方式中，存在用于每个超导主线圈的有源返回线圈，例如，两个有源返回线圈——每个主超导线圈一个有源返回线圈。每个有源返回线圈也可以是超导线圈，其同心地围绕对应的主超导线圈的外部。通过使用主动返回系统，相对大的铁磁磁轭80、81可以用更小和更轻的磁极片代替。因此，可以在不牺牲性能的情况下进一步减小同步回旋加速器的尺寸和重量。在标题为“active return system”的美国专利No.8，791，656(Zwart)中描述了可以使用的主动返回系统的示例。美国专利No.8，791,656的内容，特别是与返回线圈配置相关的内容(例如，美国专利No.8，791,656的图2、图4和图5以及所附描述)通过引用并入本文。

可以在本文的粒子疗法系统中使用的粒子加速器的另一个示例在标题为“Ultra-Light Magnetically Shielded High-Current，Compact Cyclotron”的美国专利号8,975，836(Bromberg)中描述。美国专利No.8，975,836的内容，特别是与美国专利No.8，975,836的图4、17和18的“回旋加速器11”或“无铁回旋加速器11”相关的内容以及随附的描述通过引用并入本文。

在一些实施方式中，在本文描述的质子治疗系统中使用的同步回旋加速器可以是可变能量同步回旋加速器。在一些实施方式中，可变能量同步回旋加速器被配置为通过改变粒子束在其中被加速的磁场来改变输出粒子束的能量。例如，可以将电流设置为多个值中的任何一个以产生相应的磁场。例如，电流可以被设定为两个值中的一个，以产生先前描述的双能量粒子加速器。在示例实施方式中，一组或多组超导线圈接收可变电流以在腔中产生可变磁场。在一些示例中，一组线圈接收固定电流，而一组或多组其他线圈接收可变电流，使得由线圈组接收的总电流变化。在一些实施方式中，所有线圈组都是超导的。在一些实施方式中，一些线圈组(诸如用于固定电流的组)是超导的，而其他线圈组(诸如用于可变电流的一个或多个组)是非超导(例如，铜)线圈。

通常，在可变能量同步回旋加速器中，磁场的大小可随着电流的大小而缩放。在预定范围内调节线圈的总电流可以产生在相应的预定范围内变化的磁场。在一些示例中，电流的连续调整可以导致磁场的连续变化和输出束能量的连续变化。可替代地，当以非连续、逐步的方式调节施加到线圈的电流时，磁场和输出射束能量也以非连续(逐步)的方式相应地变化。逐步调节可以产生先前描述的双能量。在一些实施方式中，每个步长在10MeV和80MeV之间。磁场相对于电流的缩放可以允许相对精确地执行射束能量的变化，从而减少对能量降级器的需要。可以在本文所述的粒子疗法系统中使用的可变能量同步回旋加速器的示例在名称为“Particle Accelerator That Produces Charged Particles HavingVariable Energies”的美国专利号9,730,308中描述。美国专利No.9，730,308的内容通过引用并入本文，特别是能够以可变能量操作同步回旋加速器的内容，包括美国专利No.9，730,308的第5至7栏和图13及其随附的描述中描述的内容。

在使用可变能量同步回旋加速器的粒子疗法系统的实施方式中，控制粒子束的能量以治疗辐照目标的一部分可以根据治疗计划通过改变由同步回旋加速器输出的粒子束的能量来执行。在这样的实施方式中，可以使用或可以不使用范围移位器。例如，控制粒子束的能量可以包括将同步回旋加速器主线圈中的电流设置为多个值中的一个，每个值对应于从同步回旋加速器输出粒子束的不同能量。范围移位器可以与可变能量同步回旋加速器一起使用，以提供能量的附加变化，例如，在由同步回旋加速器提供的离散能级之间。

本文描述的系统及其变型可以用于将超高剂量率的辐射(所谓的“闪光”剂量率的辐射)施加到患者体内的辐照目标。在这方面，放射疗法中的实验结果已经表明，当以超高(闪光)剂量率递送治疗剂量时，经受放射的健康组织的状况得到改善。在一个示例中，当以小于500毫秒(ms)的脉冲以10至20戈瑞(Gy)递送辐射剂量达到20至100戈瑞/秒(Gy/S)的有效剂量率时，健康组织经历比在较长时间尺度内用相同剂量照射时更少的损伤，而肿瘤以类似的有效性被治疗。可以解释这种“闪光效应”的理论基于对组织的辐射损伤与组织中的氧供应成比例的事实。在健康组织中，超高剂量率仅使氧自由基化一次，而不是在较长时间尺度内使氧自由基化多次的剂量应用。这可以导致使用超高剂量率对健康组织的损伤较小。

在一些示例中，如上所述，超高剂量率的辐射可以包括在小于500ms的持续时间内超过1格雷/秒的辐射剂量。在一些示例中，超高剂量辐射率可以包括在10ms和5s之间的持续时间内超过1格雷/秒的辐射剂量。在一些示例中，超高剂量率的辐射可以包括在小于5s的持续时间内超过1格雷/秒的辐射剂量。

在一些示例中，超高剂量率的辐射包括在小于500ms的持续时间内超过以下剂量之一的辐射剂量：2灰度每秒、3灰度每秒、4灰度每秒、5灰度每秒、6灰度每秒、7灰度每秒、8灰度每秒、9灰度每秒、10灰度每秒、11灰度每秒、12灰度每秒、13灰度每秒、14灰度每秒、15灰度每秒、16灰度每秒、17灰度每秒、18灰度每秒、19灰度每秒。20灰每秒、30灰每秒、40灰每秒、50灰每秒、60灰每秒、70灰每秒、80灰每秒、90灰每秒或100灰每秒。在一些示例中，超高剂量率的辐射包括在10ms至5s之间的持续时间内超过以下剂量之一的辐射剂量：2灰度每秒、3灰度每秒、4灰度每秒、5灰度每秒、6灰度每秒、7灰度每秒、8灰度每秒、9灰度每秒、10灰度每秒、11灰度每秒、12灰度每秒、13灰度每秒、14灰度每秒、15灰度每秒、16灰度每秒、17灰度每秒、18灰度每秒。19灰每秒、20灰每秒、30灰每秒、40灰每秒、50灰每秒、60灰每秒、70灰每秒、80灰每秒、90灰每秒或100灰每秒。在一些实例中，超高剂量率的辐射包括在小于5s的持续时间内超过以下剂量之一的辐射剂量：2灰度每秒、3灰度每秒、4灰度每秒、5灰度每秒、6灰度每秒、7灰度每秒、8灰度每秒、9灰度每秒、10灰度每秒、11灰度每秒、12灰度每秒、13灰度每秒、14灰度每秒、15灰度每秒、16灰度每秒、17灰度每秒、18灰度每秒。19灰每秒、20灰每秒、30灰每秒、40灰每秒、50灰每秒、60灰每秒、70灰每秒、80灰每秒、90灰每秒或100灰每秒。

在一些示例中，超高剂量率的辐射包括在小于500ms的持续时间内、在10ms和5s之间的持续时间内或在小于5s的持续时间内超过以下剂量中的一个或多个的辐射剂量：100格雷每秒、200格雷每秒、300格雷每秒、400格雷每秒或500格雷每秒。

在一些示例中，超高剂量率的辐射包括在小于500ms的持续时间内介于20格雷每秒和100格雷每秒之间的辐射剂量。在一些示例中，超高剂量率的辐射包括在10ms和5s之间的持续时间内20格雷每秒和100格雷每秒之间的辐射剂量。在一些示例中，超高剂量率的辐射包括在20格雷每秒和100格雷每秒之间持续小于5s的持续时间的辐射剂量。在一些示例中，超高剂量率的辐射率包括在40格雷每秒和120格雷每秒之间持续诸如小于5s的时间段的辐射剂量。时间段的其他示例是上面提供的那些。

在一些实施方式中，粒子疗法系统可以使用超高剂量率辐射(闪光辐射剂量)来治疗目标的三维柱。这些系统使用笔形射束扫描将超高剂量率递送缩放到目标。在一些示例中，笔形射束扫描包括递送一系列小的粒子辐射射束，每个小的粒子辐射射束可以具有唯一的方向、能量和电荷。通过组合来自这些单独射束的剂量，可以用放射治疗三维目标治疗体积。此外，代替以恒定能量将治疗组织成层，系统将治疗组织成由静止射束的方向限定的列。射束的方向可以朝向目标的表面。

在一些实施方式中，在沿着另一路径引导粒子束通过辐照目标之前，治疗柱的全部或部分。在一些实施方式中，通过目标的路径是全部或部分地通过目标。在示例中，粒子束可以沿着路径被引导通过目标并且不偏离该路径。当沿着该路径被引导时，粒子束的能量被改变。粒子束不随着其能量变化而移动，并且因此，粒子束治疗沿着粒子束的长度并且沿着射束点的宽度延伸的目标的内部部分的全部或一部分。因此，治疗是沿着射束的纵向方向在深度方向上进行的。例如，所治疗的目标的一部分可以从目标表面处的射束点向下延伸穿过目标内部的全部或一部分。结果是粒子束使用超高剂量率的辐射来治疗目标的三维柱状部分。在一些示例中，粒子束可能永远不会再次沿着相同的三维柱状部分被引导多于一次。

在一些实施方式中，辐照目标可以分解成微体积。尽管可以使用立方体微体积，但是微体积可以具有任何适当的形状，例如三维正交位、规则偏转形状或无定形形状。在该示例中，通过以本文所述的方式通过柱递送闪光辐射来治疗每个微体积。例如，可以通过使用能量降级器板改变射束能量或通过控制可变能量同步回旋加速器改变射束能量来用辐射治疗微体积的柱深度。在已经处理了单独的微体积之后，治疗下一个微体积，依此类推，直到已经治疗了整个辐照目标。微体积的治疗可以是任何适当的次序或顺序。

本文所述的粒子疗法系统可以以标题为“Delivery Of Radiation By ColumnAnd Generating A Treatment Plan Therefor”的美国专利公开号2020/0298025中描述的方式逐列递送闪光辐射，其内容通过引用并入本文，特别是与其图2、11、12至19、33至43B和随附描述相关的内容。

在一些实施方式中，除了同步回旋加速器之外的粒子加速器可以用于本文描述的粒子疗法系统中。例如，回旋加速器、同步加速器、线性加速器等可以代替本文所述的粒子疗法系统中的同步回旋加速器。

在一些实施方式中，使用偏转磁体从射束角度到射束角度的切换可以在个位数或两位数毫秒内执行。结果，可以减少辐射递送时间。在一些示例中，通过针对一个角度递送射束的一部分(一层或一层的一部分)，范围移位器和准直器可以重新定位，从而减少层切换延迟、准直器定位延迟和治疗角度切换延迟。

本文描述的示例质子治疗系统的操作及其全部或一些部件的操作可以至少部分地使用一个或多个计算机程序产品(例如，有形地体现在一个或多个非暂时性机器可读介质中的一个或多个计算机程序)来控制，以由一个或多个数据处理装置(例如，可编程处理器、计算机、多个计算机和/或可编程逻辑部件)执行或控制其操作。

本说明书中描述的全部或部分系统及其各种修改可以至少部分地由一个或多个计算机(诸如控制系统34)使用有形地体现在一个或多个信息载体中(诸如在一个或多个非暂时性机器可读存储介质中)的一个或多个计算机程序来配置或控制。计算机程序可以以任何形式的编程语言编写，包括编译或解释语言，并且它可以以任何形式部署，包括作为独立程序或作为模块、部件、子例程或适合在计算环境中使用的其他单元。计算机程序可以被部署为在一个计算机上或在一个站点处或分布在多个站点上并通过网络互连的多个计算机上执行。

与配置或控制本文描述的系统相关联的动作可以由执行一个或多个计算机程序的一个或多个可编程处理器执行，以控制或执行本文描述的所有或一些操作。本文所述的系统和过程的全部或部分可以由专用逻辑电路配置或控制，例如FPGA(现场可编程门阵列)和/或ASIC(专用集成电路)或定位于仪器硬件的嵌入式微处理器。

作为示例，适合于执行计算机程序的处理器包括通用和专用微处理器两者，以及任何类型的数字计算机的任何一个或多个处理器。通常，处理器将从只读存储区域或随机存取存储区域或两者接收指令和数据。计算机的元件包括用于执行指令的一个或多个处理器和用于存储指令和数据的一个或多个存储区域设备。通常，计算机还将包括一个或多个机器可读存储介质，或者可操作地耦合以从一个或多个机器可读存储介质接收数据或将数据传输到一个或多个机器可读存储介质，诸如用于存储数据的大容量存储设备，诸如磁盘、磁光盘或光盘。适合于体现计算机程序指令和数据的非暂时性机器可读存储介质包括所有形式的非易失性存储区域，作为示例，包括半导体存储区域设备，诸如EPROM(可擦除可编程只读存储器)、EEPROM(电可擦除可编程只读存储器)和闪存存储区域设备；磁盘，诸如内部硬盘或可移动盘；磁光盘；以及CD-ROM(光盘只读存储器)和DVD-ROM(数字通用光盘只读存储器)。

所描述的不同实施方式的元件可以组合以形成先前未具体阐述的其他实施方式。元件可以从先前描述的系统中省略，而不会不利地影响它们的操作或总体上系统的操作。此外，各种单独的元件可以组合成一个或多个单独的元件以执行本说明书中描述的功能。

在本说明书中未具体描述的其他实施方式也在所附权利要求的范围内。