專利名稱：內部臺架的制作方法
技術領域：
本專利申請記載一種與粒子束治療系統共同使用的內部臺架。
背景技術：
用于臨床環境的質子或離子輻射治療系統的設計應當考慮整體尺寸、成本和復雜 度。通常在擁擠的臨床環境中限制可用的空間。較低的成本可允許部署更多的系統從而滿 足更廣泛的病人群體。較低的復雜度可降低操作成本并且使得該系統對于常規臨床使用來 說更加可靠。在這種治療系統的設計中也承載了其他多種考慮。通過將該系統配置成對保持在 穩定、可復制位置的病人(例如，仰臥在平整臺面上)施加治療，醫生能夠在每次治療中相 對于病人解剖來說更精確地重新定位想要的目標。對于每次治療來說的病人位置的可靠的 重現也能夠使用裝配至病人的定制模具和托架而進行輔助。當病人處于穩定、固定的位置 時，放射線治療束能夠從一連串的角度被導引至病人，使得在治療的過程中，對于目標的輻 射量得以改善，同時外部輻射量分布到非目標組織上。傳統地，同中心點臺架圍繞仰臥病人旋轉從而沿著連續的路徑導引輻射束，該連 續路徑處于共同的豎直平面內朝向病人內的單一點(稱為同中心點)的一定角度范圍內。 通過圍繞豎直軸線旋轉其上躺有病人的桌臺，該束能夠被沿著不同路徑導引至病人。已經 使用其他技術來改變圍繞病人的輻射源的位置，包括機器人操縱。

發明內容
—般地，本專利申請記載一種系統，該系統包括病人支架和其上安裝有加速器的 外部臺架。外部臺架使所述加速器能夠圍繞病人支架上的病人移動過一個位置范圍。所述 加速器配置成產生具有足以到達病人中的目標的能量水平的質子或離子束。內部臺架包括 用于導引所述質子或離子束朝向所述目標的孔。上述系統可包括一個或多個下述特征，單 獨或組合。該內部臺架可包括施束器，所述施束器保持所述孔。所述施束器可沿著所述內部 臺架移動。所述施束器可配置成相對于所述病人移動所述孔。例如，所述施束器可配置成 朝向或離開病人移動所述孔。所述內部臺架可包括軌道，所述施束器配置成沿著軌道移動。外蓋可相對于所述軌道移動的。所述外蓋用于防止物體落入所述病人支架下方的地下室(vault)。處理裝置可編程為控制所述外部臺架和所述內部臺架的移動。所述處理裝置可配 置成控制所述外部臺架和所述內部臺架的移動從而基本上將所述質子或離子束對齊所述 孔。所述孔可配置成基本上對準所述質子或離子束。該系統還可包括病人支架，所述病人 支架可相對于所述內部臺架和所述外部臺架移動。總體地，本專利申請也記載一種系統，包括病人支架和臺架，在所述臺架上安裝粒 子束加速器。所述粒子束加速器用于導引粒子束朝向病人支架。該臺架可相對于病人支架 上方和下方的位置移動。孔位于所述粒子束加速器與病人支架之間。所述孔用于改變所述 粒子束。上述系統可包括一個或多個下述特征，單獨或組合。該系統可包括用于保持所述孔的設備。所述設備可相對于所述病人支架移動。所 述設備可包括機器人臂，受電腦控制從而相對于所述病人支架定位所述孔。所述設備可包 括用于保持所述孔的支座，所述支座可手動定位。所述粒子束加速器可采用同步回旋加速器。所述系統還可包括第二臺架，所述第 二臺架包括用于保持所述孔的施束器。所述第二臺架受到控制從而基本上將所述孔與所述 粒子束對齊。總體地，本專利申請也記載一種系統，包括病人支架、可相對于所述病人支架成角 度地移動的第一臺架、以及安裝在所述第一臺架上的粒子加速器。所述粒子加速器配置成 將粒子束直接地提供朝向所述病人支架。第二臺架相對于所述病人支架定位。所述第二臺 架基本上是C形形狀。上述系統可包括一個或多個下述特征，單獨或組合。所述第二臺架可包括軌道、孔和施束器。所述施束器可沿著所述軌道移動，使得所 述孔基本上對齊所述粒子束。所述孔可改變所述粒子束，之后，所述粒子束到達所述病人支 架上的病人。該系統可包括用于控制所述第一臺架和所述第二臺架的電腦。所述第一臺架可移 動，使得所述粒子加速器處于所述病人支架上方的位置至所述病人支架下方的位置。所述 第二臺架可包括外蓋，用于在所述粒子加速器處于所述病人支架下方的位置中時保護所述 粒子加速器。所述內部臺架可包括改變所述粒子束的尺寸和/或形狀的裝置。用于改變該 粒子束的裝置可相對于所述同步回旋加速器移動。上述特征中的任何特征可被組合以形成這里沒有具體描述的實施方式。一項或多項實例的詳細內容闡述在下面的附圖和說明書中。進一步的特征、方面 和優勢將根據說明書、附圖和權利要求而變得清楚明了。


圖1是治療系統的透視圖。圖2是同步回旋加速器的部件的分解透視圖。圖3、4和5是同步回旋加速器的橫截面剖視圖。圖6是同步回旋加速器的透視圖。圖7是一部分倒置繞軸和繞組的橫截面剖視圖。圖8是通道中有電纜的復合導體的橫截面剖視圖。圖9是離子源的橫截面剖視圖。
圖10是D形板和空的(dummy) D形件的透視圖。圖11是拱頂(vault)的透視圖。圖12是具有拱頂的治療室的透視圖。圖13是示出磁極面和磁極件的對稱外形的一半的外形。圖14示出位于治療室中的內部臺架中的病人。圖15是示出定位成從病人上方施加質子或離子束的外部臺架和內部臺架二者的 透視圖。圖16示出由加速器提供的粒子束的形狀。圖17是示出定位成從病人下方上方施加質子或離子束的外部臺架和內部臺架二 者的透視圖。圖18示出內部臺架的部件。圖19示出用于執行內部臺架的各個功能的機器人臂。
具體實施例方式如圖1所示，帶電粒子輻射治療系統500包括產生粒子束的粒子加速器502，其重 量和尺寸大小足夠允許其安裝在旋轉臺架504上，其輸出從加速器外殼起直線地(也就是， 基本上直接地)朝向病人506導向。在一些實施方式中，鋼制臺架具有兩個腿508、510，安裝成在位于病人相對側上的 兩個相應軸承512、514上以進行旋轉。該加速器由鋼制支架516支撐，其長度足以跨過病 人躺在其中的治療區域518(例如，較高的人的兩倍長，從而允許病人在該空間中完全地旋 轉，病人的任何所需目標區域仍然處于粒子束的線內)并且在兩端穩定地連接至臺架的旋 轉腿部。在一些實例中，該臺架的旋轉被限制為小于360度的范圍520，例如大約180度， 從而允許地板522從容納治療系統的拱頂524的壁部延伸入病人治療區域。該臺架的限制 旋轉范圍也減小了一些壁部的所需厚度(這些壁部絕不直接接納粒子束，例如壁部530)， 其為治療區域外部的人提供輻射屏蔽。臺架旋轉的180度范圍足以覆蓋所有的治療到達角 度，但是提供更大范圍的行程也是有用的。例如，旋轉的范圍可以處于180與330度之間并 且仍然提供相應于治療地板空間的空隙。該臺架的水平旋轉軸線532名義上位于地板上方一米，在那里，病人和治療人員 與治療系統相互作用。該地板定位在屏蔽治療系統的拱頂的底部地板上方大約3米。加速 器能夠在提升地板的下方擺動從而從旋轉軸線下方輸送治療束。病人床在平行于臺架的旋 轉軸線的大概水平平面中移動和旋轉。在該床的結構下，該床能夠在水平平面中旋轉過大 約270度的范圍534。臺架與病人旋轉范圍和自由度的這一組合允許治療人員選擇基本上 粒子束的任何行進角度。如果需要的話，病人可按照相反的定向放在該床上，那么能夠使用 所有可能的角度。在一些實施方式中，加速器使用具有非常高的磁場的超導電磁結構的同步回旋加 速器結構。因為具有給定動能的帶電粒子的彎曲半徑與施加在其上的磁場的增加成正比地 減小，所以非常高的磁場的超導磁性結構允許加速器更小并且更輕。該同步回旋加速器使 用旋轉角度一致的磁場并且隨著半徑增加而強度降低。這種場形狀能夠在不考慮磁場的幅值的情況下實現，這樣在理論上，在同步回旋加速器中能夠使用的磁場強度沒有上限(因 此，得到具有固定半徑的粒子能量)。特定的超導材料開始在存在非常高的磁場的情況下損失它們的超導屬性。高性能 的超導線繞組用于實現非常高的磁場。超導材料一般需要被冷卻至低溫從而實現它們的超導屬性。在這里所述的一些實 例中，使用低溫冷卻器來使得超導線圈繞組達到接近絕對零度的溫度。使用低溫冷卻劑能 夠減小復雜度和成本。該同步回旋加速器支撐在臺架上使得粒子束直接與病人共線地產生。該臺架允許 回旋加速器圍繞水平旋轉軸線旋轉，該水平旋轉軸線包含病人中或病人附近的點(同中心 點540)。與旋轉軸線平行的分離的構架在兩側上支撐該回旋加速器。因為臺架的旋轉范圍受到限制，所以病人支撐區域能夠被容納在圍繞同中心點的 寬闊區域。因為地板能夠圍繞同中心點寬闊地延伸，所以病人支撐臺面能夠定位成相對于 穿過同中心點的豎直軸線542移動并且圍繞該豎直軸線542旋轉，使得通過組合臺架旋轉 和臺面移動和旋轉，能夠實現粒子束以任何角度導引入病人的任何部分。兩個臺架臂部通 過超過較高病人的高度的兩倍而分離開，允許該床帶著病人在提升的地板上方的水平平面 內旋轉和移動。限制該臺架的旋轉角度允許降低圍繞治療室的壁部的至少一個的厚度。厚壁一般 由混凝土構成，為治療室外部的個人提供輻射保護。停止質子束的下游的壁部可以是治療 室的相對端處的壁的厚度的兩倍，從而提供等同程度的保護。限制臺架旋轉的范圍使得治 療室能夠位于三側上的土地坡度下方(below earth grade on three sides)，同時允許占 用區域相鄰于最薄的壁部，降低構成治療室的成本。在圖1所示的示范性實施方式中，超導同步回旋加速器502與8. 8特斯拉的同步 回旋加速器的極隙中的峰值磁場進行操作。該同步回旋加速器產生具有250MeV的能量的 質子束。在其他實施方式中，場強度可以處于6至20特斯拉的范圍內，質子能量可以處于 150至300MeV的范圍內。在這一實例中記載的輻射治療系統用于質子輻射治療，但是可將相同的原理和詳 細內容應用到適用于重離子(離子)治療系統的類似系統中。如圖2、3、4、5和6所示，示范性同步回旋加速器10(圖1中的502)包括磁體系統 12，該系統包含離子源90、射頻驅動系統91以及束提取系統38。由該磁體系統建立的磁場 的形狀適合于使用一對分離的環形超導線圈40、42和一對成形的鐵磁性(例如，低碳鋼) 極面44、46的組合保持所包含質子束的聚焦。兩個超導磁性線圈以公共軸線47為中心并且沿著軸線間隔開。如圖7和8所 示，這些線圈通過以Rutherford通道中的電纜導體幾何結構布置的基于Nb3Sn的超導0. 6 毫米直徑線束48(初始地包括由銅護套環繞的鈮-錫芯部)形成。在將六個單股線束放 置在銅制通道50中之后，它們經加熱后導致形成繞組的最終(易碎)材料的反應。在材 料已經被反應之后，這些線被焊接入銅制通道(外部尺寸為3. 02X1. 96mm,內部尺寸為 2. 05X 1. 27mm)并且覆蓋有絕緣層52 (在這一實例中能夠，采用編制玻璃纖維材料)。包含 線53的銅制通道然后纏繞成線圈，該線圈具有矩形橫截面6. OcmX 15. 25cm,具有30層以及 每層47轉。所纏繞的線圈然后由環氧樹脂復合物54進行真空浸漬。最終形成的線圈安裝
7在環形不銹鋼倒置線軸56上。加熱器層55被保持抵靠該線軸和繞組的內表面，從而在超 導磁體失超(magnet quench)的情況下保護該組件。在備選方案中，超導線圈可形成為0. 8 毫米直徑的基于Nb3Sn的線束。這些線束可布置在4股電纜中，經熱處理從而形成超導基體 并且焊接入外部尺寸為3. 19X2. 57mm的銅制通道。在通道導體中的集成電纜能夠通過重 疊的編制玻璃纖維帶而絕緣，然后纏繞形成49轉的線圈，26層深，具有79. 79mmX 180. 5mm 的矩形橫截面，內直徑為374. 65mm。所纏繞的線圈然后由環氧樹脂復合物進行真空浸漬。 該整個線圈然后能夠覆蓋有銅片從而實現導熱性和機械穩定性，然后容納在環氧樹脂的額 外層中。該線圈的預壓縮能夠通過加熱不銹鋼倒置線軸并且將線圈裝配在倒置線軸中而實 現。該倒置線軸內部直徑選擇為使得當整個質量被冷卻至4K時，該倒置線軸保持與該線圈 接觸并且提供一些壓縮。將不銹鋼倒置線軸加熱至大概50°C并且在室溫(20°C )下裝配線 圈能夠實現這一點。該線圈的幾何尺寸通過將該線圈安裝在“倒置”的矩形線軸56中并且將預壓縮不 銹鋼隔膜58結合在每個線圈與線軸的內表面57之間以施加恢復力60而保持，該恢復力抵 抗當線圈被供能時產生的扭轉力。在線圈和加熱器層組裝在線軸上之后，通過將環氧樹脂 注入該隔膜并且允許其硬化，隔膜被預壓縮。該隔膜的預壓縮力被設定為通過冷卻和磁體 激活的所有階段而最小化易碎Nb3Sn超導基體中的應力。如圖5所示，使用一組熱-冷支撐帶402、404、406相對于磁軛和低溫恒溫器保持 該線圈位置。采用薄帶支撐該冷質量可減小通過堅硬的支撐系統施加至冷質量的熱泄漏。 這些帶布置成隨著磁體在臺架上旋轉而經受該線圈上的變化的重力。它們經受重力和大離 心力的組合作用，該離心力通過線圈被干擾相對于磁軛離開完美對稱位置時由線圈實現。 另外，隨著臺架在其位置被改變時加速和減速，這些連桿用于減小施加在線圈上的動態力。 每個熱_冷支撐件包括3個S2玻璃纖維連桿。兩個連桿410、412跨過在熱軛與中間溫度 (50-70K)之間的銷進行支撐，一個連桿408跨過中間溫度銷和連接至冷質量的銷而被支 撐。每個連桿為10. 2厘米長(銷中心至銷中心)，20毫米寬。該連桿厚度為1.59毫米。每 個銷由不銹鋼制成，直徑為47. 7毫米。參照圖3，作為半徑的函數的場強度分布很大程度通過對線圈幾何尺寸的選擇而 確定；前述軛材料的磁極面44、46的輪廓能夠形成為精確地調節磁場的形狀從而確保在加 速期間粒子束仍然聚焦。超導線圈通過將線圈組件(線圈和線軸)封裝在抽空的環形鋁或不銹鋼低溫控制 腔70中而保持在絕對零度附近的溫度(例如，大約4度開氏溫度)，該腔70提供圍繞該線 圈結構的自由空間，除了一組有限的支撐點71、73。在備選方案中(圖4)，低溫恒溫器的外 壁可由低碳鋼制成從而提供用于該磁場的額外返回磁通路徑。絕對零度附近的溫度使用布 置在該線圈組件上的不同位置處的兩個Gifford-McMahon低溫冷卻器72來實現并保持。每 個低溫冷卻器具有與該線圈組件接觸的冷端76。該低溫冷卻器頭部78被供給有來自壓縮 機80的壓縮氦。兩個其他Gifford-McMahon低溫冷卻器77、79布置成冷卻用于向超導線 圈供給電流的高溫(例如，60-80開氏溫度)引線81。該線圈組件和低溫控制腔安裝在盒狀磁軛82的兩半81、83中并且由這兩半完全 封閉。在這一實例中，該線圈組件的內直徑為大約140厘米。該鐵軛82提供用于返回磁場 磁通量的路徑84并且磁性屏蔽極面44、46之間的體積86，從而防止外部磁性作用干擾那一體積中的磁場的形狀。該軛也用于降低加速器附近中的雜散磁場。如圖3和9所示，該同步回旋加速器包括位于磁體結構82的幾何中心92附近的 Perming離子標記幾何尺寸的離子源90。該離子源如下所述，或者該離子源可以采用名稱 為"Interrupted Particle Source”的美國專利申請 No.(律師卷號 No. )中 記載的類型，其完整內容通過引用的方式結合于此，如同已經完整闡述。離子源90由氫氣 供給源99通過輸送氣態氫的氣體線101和管194供給。電纜94承載來自于電流源95的 電流從而激勵電子從與磁場200對齊的陰極192、190排出。在這一實例中，所排出的電子使通過小孔從管194離開的氣體離子化從而產生正 離子(質子)的供給，從而由一個半圓形(D形)射頻板100和一個空的D狀件102加速， 該半圓形射頻板100跨過由磁體結構封閉的空間的一半。在受干擾的離子源的情況下，包 含等離子的管的所有(或者大部分)在加速區域被移除，由此允許離子在相對高的磁場中 被更快速地加速。如圖10所示，D板100是中空金屬結構，具有封閉一空間107的兩個半圓形表面 103、105，其中，質子在它們圍繞由磁體結構封閉的空間旋轉一半期間被加速。通向空間107 的管道109延伸穿過該軛至外部位置，由此，真空泵111能夠被連接從而抽空該空間107以 及其中發生加速的真空腔119中的空間的剩余部分。空的D件102包括矩形金屬環，其在 D板的露出邊緣附近間隔開。該空的D件接地至真空腔和磁體軛。該D板100由射頻信 號驅動，該信號施加在射頻傳遞線的端部從而在空間107中施加電場。隨著被加速的粒子 束增加與幾何中心之間的距離，使該射頻電場隨著時間變化。用于這一目的的射頻波形發 生器的實例記載在提交于2005年7月21日的名稱為“A Progammable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron，，的美國專利申請 No. 11/187，633 以及提 交于2004年7月21日的相同名稱的美國臨時申請No. 60/590，089中，二者的內容引用 結合于此，如同在這里完整闡述一樣。該射頻電場可采用名稱為“Matching A Resonant Frequency of A Resonant Cavity To A Frequency Of An Input Voltage，，(律師卷號 No. )的美國專利申請No.中記載的方式受到控制，其完整內容通過引用的方 式結合于此，如同在這里完整闡述一樣。對于從位于中央的離子源發出從而隨著其開始向外螺旋行進而處理離子源結構 的離子束來說，需要在射頻板兩端具有大的電壓差。在射頻板的兩端施加20，000伏電壓。 在一些方案中，8，000至20，000V都可施加在射頻板兩端。為了減小驅動這一大電壓所需的 電力，該磁體結構布置成減小射頻板與地面之間的電容。這是基于通過外軛和低溫控制器 外殼形成孔并與射頻結構具有足夠間隙并且在磁體極面之間形成足夠空間而實現的。驅動D板的高壓交流電勢具有在加速循環期間向下掃頻的頻率從而實現質子的 增加相對質量以及降低的磁場。該虛設(dummy)D件不需要中空的半圓柱形結構，其與真空 腔壁部共同地處于地電勢。可使用其他板結構，諸如由不同的電相或基礎頻率的倍數驅動 的多于一對的加速電極。該RF結構可通過使用例如具有相互嚙合的旋轉和固定葉片的旋 轉電容器而在所需的掃頻期間被調整為保持Q為高。在葉片的每次嚙合期間，電容增加，因 此降低RF結構的共振頻率。這些葉片的形狀能夠形成為產生所需的精確掃頻。用于旋轉 調相器的驅動馬達可以相位鎖定至RF發生器從而進行精確的控制。一束粒子在旋轉調相 器的葉片的每次嚙合期間被加速。
其中發生加速的真空腔119是大體柱形的容器，中心較薄，邊緣處較厚。該真空腔 封閉RF板和離子源并且由真空泵111抽空。保持高真空可確保加速離子不會損失于與氣 體分子的撞擊并且使得RF電壓能夠被保持在較高的水平而不弧形接地。質子橫跨過開始于離子源的大體螺旋形的路徑。在該螺旋形路徑的每個回路的一 半中，質子隨著它們通過空間107中的RF電場而獲得能量。隨著離子獲得能量，它們的環 形路徑的每個隨后回路的中心軌道的半徑大于在先的回路，直到該回路半徑達到極面的最 大半徑。在那一位置，磁性和電場擾動可導引離子進入磁場快速降低的區域，離子離開高磁 場的區域并且被導引通過被抽空的管道38從而離開回旋加速器的軛。離開該回旋加速器 的離子將隨著它們進入存在于回旋加速器周圍的空間中的明顯減小的磁場的區域而趨向 于分散。在抽取通道38中的束成形元件107、109重新導引離子，使得它們停留在有限空間 范圍的直線束中。極隙中那個的磁場需要具有特定屬性從而隨著離子束加速而保持被抽空腔中的 離子束。該磁場指數η如下所示N = -(r/B)dB/dr,該磁場指數應當被保持為正從而維持這一“弱”聚焦。這里，r是束的半徑，B是磁 場。另外地，磁場指數需要被保持低于0.2，因為在這一值，束的徑向震蕩和豎直震蕩的周期 性符合、= 2uz共振。該電子感應加速器頻率由、=(l-η)"2和Uz = Ii"2限定。鐵 磁性極面設計成形成由線圈產生的磁場的形狀，使得磁場指數η在與給定磁場中的250Mev 束一致的最小直徑中保持為正并且小于0. 2。隨著該束離開抽取通道，其通過束形成系統125 (圖5)，該系統可編程地受控從而 產生相應于該束的分散角和范圍調制的所需組合。用于這一目的的束形成系統的實例記載 在 2004 年 9 月 24 日提交的名稱為“A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation”的美國專利申請No. 10/949, 734以及提交于2005年7月21日 的美國臨時申請No. 60/590，088中，二者通過引用的方式結合于此，如同在這里完整闡述 一樣。束形成系統125可與內部臺架601相結合地使用，從而導引束至病人，如下文所述。在操作期間，由于沿著板的表面的傳導電阻，板吸收來自于所施加的射頻場的能 量。這一能量以熱量出現并且使用釋放換熱器113中的熱量的水冷線路108而從板中移除 (圖 3)。從回旋加速器離開的雜散磁場由盒式磁軛(其也用作屏蔽件)和分離磁性屏蔽件 114 二者進行限制。該分離的磁性屏蔽件包括鐵磁性材料(例如，鋼或鐵)的層117，其封 閉盒狀軛，由空間116分離開。包括軛、空間和屏蔽件的多層的這一結構實現適當的屏蔽， 用于低重下的給定泄漏磁場。如上所述，該臺架允許同步回旋加速器圍繞水平旋轉軸線532旋轉。該構架結構 516具有兩個大體平行的翼展580、582。該同步回旋加速器托架在所述翼展之間，兩個腿部 之間的大約中間。該臺架使用安裝在與該構架相對的腿部的端部上的對重122、124而被平 衡以圍繞軸承旋轉。該臺架通過安裝至臺架腿部其中的一個的電動機被驅動旋轉，通過驅動齒輪和帶 或鏈連接至軸承外殼。臺架的旋轉位置從由結合入臺架驅動馬達和驅動齒輪的軸角度編碼 器提供的信號獲取。
在離子束離開回旋加速器的位置處，該束形成系統125作用在離子束上從而使得 其屬性適于進行病人治療。例如，離子束可被擴散，其穿透深度可改變從而跨過給定目標體 積提供均勻的輻射。該束形成系統能夠包括被動的散射元件以及主動的掃描元件。該同步回旋加速器的主動系統的所有(例如，電流驅動超導線圈、RF驅動板、用于 真空加速腔的真空泵和用于超導線圈冷卻腔的真空泵，電流驅動離子源，氫氣源和RF板冷 卻器)受到合適的同步回旋加速器控制電子設備(未示出)的控制，其可包括例如采用合 適的程序編程以進行控制的電腦。臺架、病人支架、主動束成形元件和同步回旋加速器用于執行治療期的控制是通 過合適的治療控制電子設備(未示出)實現的。如圖1、11和12所示，該臺架軸承由回旋加速器拱頂524的壁部支撐。該臺架使 得回旋加速器擺動過180度(或者更大)的范圍520，包括病人的上方，側部和下方的位置。 該拱頂的高度足夠為臺架在其移動的上部極限和底部極限提供空間。由壁部148、150形成 側壁的曲徑146為治療人員和病人提供入口和出口線路。因為至少一個壁部152絕不與從 回旋加速器直接射出的質子束共線，所以其可以形成得相對薄并且仍舊具有屏蔽功能。房 間的其他三側壁154、156、150/148可能需要更大程度的屏蔽，可以埋在土山(未示出)中。 壁部154、156和158的所需厚度可被減小，因為土地本身可提供某種程度的所需屏蔽。參照圖12和13，為了安全和美觀的原因，治療室160可構建在拱頂中。治療室采 用為擺動臺架留有空間并且也最大化治療室的地板空間164的范圍的方式、從容納室的壁 部154、156、150和基部162形成懸臂進入臺架腿部之間的空間。可在提升地板下方的空間 中實現加速器的周期性維護。當加速器旋轉至臺架的下部位置時，可在與治療區域分離的 空間中完全地操作該加速器。動力供給、冷卻設備、真空泵和其他支撐設備可位于這一分離 空間中的提升地板的下方。在治療室中，病人支架170可采用多種方式安裝，允許該支架提升和降低以及允 許病人旋轉并移動至多個位置和方向。在圖14的系統602中，產生束的粒子加速器，在這種情況下為同步回旋加速器 604，安裝在旋轉臺架605上。旋轉臺架605采用這里所述的類型并且能夠圍繞病人支架 606呈角度地旋轉。這一特征使得同步回旋加速器604能夠從各種角度向病人直接地提供 粒子束。例如，如圖14所示，如果同步回旋加速器604位于病人支架606上方，那么粒子束 可向下朝向病人導向。可選擇地，如果同步回旋加速器604位于病人支架606下方，那么粒 子束可向上朝向病人導向。該粒子束被直接地施加至病人，意味著不需要中介束路由機構。 在這種情況下，路由機構不同于成形或成尺寸機構的地方在于，成形或成尺寸機構不會重 新路由該束，而是形成該束的大小和/或形狀，同時保持該束的相同總體軌跡。同樣參照圖15，內部臺架601可包括在系統602中。在這一實例中，內部臺架601 是大概C形的，如圖所示。內部臺架601包括施束器610。施束器610安裝成允許施束器 601沿著內部臺架601的表面611相對于病人支架606 (該支架采用不同于圖12所描述的 支架的類型)進行移動。這使得施束器能夠定位在例如圍繞病人的半圓中的任何地方，例 如病人607的上方、旁邊或下方的任何位置。施束器610可改變由同步回旋加速器604提 供的粒子束。更具體地說，如圖16所示，由同步回旋加速器604的束成形系統提供的粒子 束611可進一步分散同步回旋加速器604的輸出的粒子束。施束器610可從同步回旋加速
11器604的輸出接收粒子束并且改變該粒子束的特性。例如，施束器610可包括孔和/或其他 束聚集機構從而基本上對準粒子束。因此，粒子束可被更精確地施加至病人中的目標。例 如，粒子束的尺寸和/或形狀可形成為治療特定尺寸和/或形狀的腫瘤。在這一方面，施束 器610并不局限于對準粒子束。例如，施束器610可減小粒子束的尺寸同時也對準粒子束。 該施束器可以是多葉片對準器，用于形成粒子束的尺寸和/或形狀。施束器610也可僅允 許粒子束通過而不進行改變。施束器610可由電腦控制為按照需要影響該束的尺寸和/或 形狀。施束器610和同步回旋加速器604可相對于病人支架606 (并因此相對于病人) 以及相對于彼此移動。例如，施束器610的移動可以基本上與臺架605的旋轉一致，或者一 個可以跟隨另一個，使得同步回旋加速器604的輸出一致于施束器610的輸入。圖15和17 示出臺架605沿著內部臺架601的移動以及施束器610沿著內部臺架601的移動。更具體 地說，圖17示出臺架605被旋轉使得同步回旋加速器604處于病人支架606下方的拱頂的 情況。在圖17中，同步回旋加速器604位于治療室的地板612下方，該地板可以由混凝土 制成。因此，同步回旋加速器604在圖17中是不可見的。在這種情況下，施束器610沿著 內部臺架601移動，使得施束器610 —致于同步回旋加速器604的輸出。因為同步回旋加 速器604未示出在圖17中，這一對齊是不可見的。反而，從同步回旋加速器604輸出的粒 子束通過內部臺架601的外蓋614以及地板(未示出)中的對應孔，之后由施束器610接 納。施束器610執行粒子束上的任何改變，并且使得粒子束通過至病人607。臺架605 (以及因此同步回旋加速器604)可相對于病人沿箭頭615的方向旋轉。 施束器610可沿著內部臺架610沿著箭頭616的方向移動。圖15分別示出在由箭頭615和 616描述的移動之后的同步回旋加速器604和施束器610的位置。在圖15中，同步回旋加 速器604和施束器610位于病人支架606上方(以及因此病人607上方)。在這一結構中， 同步回旋加速器604朝向病人向下導引其粒子束。施束器610接納粒子束，改變(例如，對 準)該粒子束，并且使得所得到的粒子束通過至病人。病人支架606可相對于內部臺架601移動，由此能夠使病人移動，使得內部臺架 601的上部部件621位于病人上方，使得內部臺架601的底部部件622位于病人下方。病人 支架606的移動，伴隨著臺架605和施束器610的移動，能夠相對精確地對準病人上的腫瘤 和/或其他治療區域。圖18示出內部臺架601的一項示例性結構。在這一實例中，內部臺架包括結構化 焊接件617、精確的線性軸承軌道618 (例如，THK軌道)，外蓋614以及施束器610，包延伸 驅動件619，以及θ驅動件620。內部臺架601可包括除了所示的那些特征之外的特征，代 替所示的特征，或者二者兼具。結構性焊接件617可采用任何剛性材料構成，諸如金屬、塑料等，能夠支撐施束器 610的重量。在這一實例中，結構性焊接件617基本上為C形形狀(由此限定內部臺架601 的形狀)。但是，需要指出的是，結構性焊接件617可具有其他形狀。例如，其可以是細長或 被壓縮的。基本上，該結構性焊接件可具有任何形狀，能夠使得施束器610在病人上方和下 方的位置之間進行相對不受阻擋的連續的行進。結構性焊接件617包括一個或多個軸承軌道618。可使用的軌道的數量取決于施 束器610所需的連接。施束器610沿著結構性焊接件617的上部部件621與結構性焊接件617的底部部件622之間的軸承軌道618移動。該移動可以是連續的或者以離散的增量，并 且可停在沿著軸承軌道618的任何點，從而獲得施束器610相對于病人位置的所需位置。外蓋614遮蓋敞開孔，否則該孔可連通至地板612下方的區域(參見圖17)。該孔 和外蓋允許粒子束從同步回旋加速器通過至施束器。但是，外蓋614防止物體和/或其他 材料下落穿過該孔并且可能地損壞敏感設備，諸如同步回旋加速器。外蓋614可輔助或控 制施束器610沿著軸承軌道618移動。也就是，外蓋614可沿著結構性焊接件617的上部 部件621與下部部件622之間的路徑滾動。外蓋614可在其端部624和/或625卷起，如 圖18所示。施束器610包括延伸驅動件619和θ驅動件620。延伸驅動件619例如沿著箭頭 626朝向和離開病人移動孔625。借助于這一移動，延伸驅動件可改變病人上的孔625的投 射。例如，該孔的尺寸可增加或減小。該孔的形狀也可進行改變，例如，在圓形形狀、橢圓形 形狀、多邊形形狀之間。θ驅動件620沿著結構性焊接件617的上部部件621與下部部件 622之間的軌道618移動施束器610。外蓋614可伴隨著施束器610行進。延伸驅動件619和θ驅動件620的所有或部分可以是受電腦控制的。例如，延伸 驅動件619和/或θ驅動件620可由用于控制臺架605的相同硬件和/或軟件控制。系統602并不限制為與內部臺架601共同使用。任何其他機構可用于提供一孔從 而形成由同步回旋加速器604提供(例如，對準)的粒子束的尺寸和/或形狀。例如，參照 圖19，可使用機器人臂626將孔625定位在同步回旋加速器604與病人之間。該機器人臂 可相對于病人在三個方向移動該孔(例如，XYZ笛卡爾坐標系)。該機器人臂可由用于控制 臺架605的相同的硬件和/或軟件控制。另外，該孔本身可被控制使得其尺寸和/或形狀 能夠被改變。如上所述，該孔的尺寸可被增加或減小。該孔的形狀也可改變，例如，在圓形 形狀、橢圓形狀、多邊形形狀等之間。諸如上文所述的孔可手工定位和/或控制。例如，支座(未示出)可用于保持該 孔。該孔的尺寸和/或形狀可適于該支座并且設置在該支座上。支座和孔二者可相對于病 人定位并且與由同步回旋加速器提供的粒子束共線。可使用任何機構來保持該孔。在一些 實施方式中，該孔和/或用于保持該孔的裝置可安裝在同步回旋加速器本身。該內部臺架是有利的，因為其減小外部臺架必須旋轉所采用的精確度。例如，內部 臺架允許亞毫米束定位。由于由內部臺架添加的額外精確度，所以該外部臺架不需要提供 亞毫米的精確度，但是其精度可以為毫米或者大于毫米。該外部臺架也不需要大到為了獲 得高精確度所需的大小。與這里所述的粒子加速器的設計有關的其他信息能夠在提交于2006年1月 20 日的名稱為"High-Field Superconducting Synchrocyclotron” 的美國臨時申請 No. 60/760, 788 ；在提交于 2006 年 8 月 9 日的名稱為"Magnet Structure For Particle Acceleration”的美國專利申請No. 11/463，402 ；在2006年10月10日提交的名稱為 "Cryogenic Vacuum Break Pneumatic Thermal Coupler” 的美國臨時申請中找至lj，這些申 請通過引用的方式結合于此，如同已經完整闡述一樣。其他實施方式處于隨后的權利要求的范圍內。不同的實施方式的元素，包括通過 引用接合到這里的特征，可組合從而形成這里沒有詳細說明的實施方式。
1權利要求
一種系統，包括病人支架；外部臺架，在所述外部臺架上，安裝加速器從而使得所述加速器能夠圍繞病人支架上的病人移動過一個位置范圍；所述加速器配置成產生具有足以到達病人中的目標的能量水平的質子或離子束；以及內部臺架，所述內部臺架包括用于導引所述質子或離子束朝向所述目標的孔。
2.根據權利要求1所述的系統，其中，所述內部臺架包括施束器，所述施束器保持所述 孔，所述施束器可沿著所述內部臺架移動。
3.根據權利要求2所述的系統，其中，所述施束器配置成相對于所述病人移動所述孔。
4.根據權利要求3所述的系統，其中，所述施束器配置成朝向或離開病人移動所述孔。
5.根據權利要求2所述的系統，其中，所述內部臺架包括軌道，所述施束器配置成沿著 軌道移動。
6.根據權利要求5所述的系統，還包括可相對于所述軌道移動的外蓋，所述外蓋用于防止物體落入所述病人支架下方的地下 室(vault)ο
7.根據權利要求1所述的系統，還包括處理裝置，所述處理裝置編程為控制所述外部臺架和所述內部臺架的移動。
8.根據權利要求7所述的系統，其中，所述處理裝置配置成控制所述外部臺架和所述 內部臺架的移動從而基本上將所述質子或離子束對齊所述孔。
9.根據權利要求1所述的系統，其中，所述孔配置成基本上對準所述質子或離子束。
10.根據權利要求1所述的系統，還包括病人支架，所述病人支架可相對于所述內部臺架和所述外部臺架移動。
11.一種系統，包括 病人支架；臺架，在所述臺架上安裝粒子束加速器，所述臺架可相對于所述病人支架上方和下方 的位置移動，所述粒子束加速器用于導引粒子束朝向病人支架；以及位于所述粒子束加速器與病人支架之間的孔，所述孔用于改變所述粒子束。
12.根據權利要求11所述的系統，還包括用于保持所述孔的設備，所述設備可相對于 所述病人支架移動。
13.根據權利要求12所述的系統，其中，所述設備包括機器人臂，受電腦控制從而相對 于所述病人支架定位所述孔。
14.根據權利要求12所述的系統，其中，所述設備包括用于保持所述孔的支座，所述支 座可手動定位。
15.根據權利要求11所述的系統，其中，所述粒子束加速器采用同步回旋加速器；以及 其中所述系統還包括第二臺架，所述第二臺架包括用于保持所述孔的施束器，所述第二臺架受到控制從而基本上將所述孔與所述粒子束對齊。
16.一種系統，包括 病人支架；可相對于所述病人支架成角度地移動的第一臺架；安裝在所述第一臺架上的粒子加速器，所述粒子加速器配置成將粒子束直接地提供朝 向所述病人支架；以及第二臺架，所述第二臺架相對于所述病人支架定位，所述第二臺架基本上是C形形狀。
17.根據權利要求16所述的系統，其中，所述第二臺架包括軌道、孔和施束器，所述施 束器可沿著所述軌道移動，使得所述孔基本上對齊所述粒子束，所述孔改變所述粒子束，之 后，所述粒子束到達所述病人支架上的病人。
18.根據權利要求16所述的系統，還包括用于控制所述第一臺架和所述第二臺架的電腦。
19.根據權利要求16所述的系統，其中，所述第一臺架可移動，使得所述粒子加速器處 于所述病人支架上方的位置至所述病人支架下方的位置，所述第二臺架包括外蓋，用于在 所述粒子加速器處于所述病人支架下方的位置中時保護所述粒子加速器。
20.根據權利要求16所述的系統，其中，所述內部臺架包括改變所述粒子束的尺寸和/ 或形狀的裝置，所述裝置可相對于所述同步回旋加速器移動。
全文摘要
一種系統包括病人支架和其上安裝有加速器的外部臺架，外部臺架使所述加速器能夠圍繞病人支架上的病人移動過一個位置范圍。所述加速器配置成產生具有足以到達病人中的目標的能量水平的質子或離子束。內部臺架包括用于導引所述質子或離子束朝向所述目標的孔。
文檔編號A61N5/10GK101932361SQ200780102281
公開日2010年12月29日 申請日期2007年11月30日 優先權日2007年11月30日
發明者肯尼思·加爾 申請人:斯蒂爾河系統股份有限公司