面772、773的不正交交叉的边缘。在其 它实施方式中，再生器的一部分的横截面形状可以是另一不规则形状或者可以是矩形、方 形、弯曲、梯形、三角形等。在该示例中，再生器702的每个横截面物理地连接到对应的半辄 81、83。
[0107] 参见图17,再生器702使轨道710的角度780和间距781改变，使得它们朝向引出 通道703移动。在引出通道的位置，磁场强度充分低，使得粒子束可进入引出通道，并进动 通过引出通道。返回参见图15,引出通道703包含各种磁结构711，用于添加和/或减去偶 极子场，以将进入的粒子束引导通过引出通道703,到达束形成元件。
[0108] 参见图22,在一些实施方式中，引出通道703包括靠近其进入位置的隔膜775,隔 膜将进入引出通道的粒子776与留在空腔中的粒子777分开。再生器构造成粒子轨道的间 距和角度使粒子轨道中的大部分粒子经过隔膜而进入引出通道。撞击隔膜的粒子通常损失 掉。相应地，再生器可构造成（例如成型和/或移动）增加粒子轨道中的进入引出通道的 粒子数量，从而减少撞击隔膜的粒子数量。然而，在一些实施方式中，即使在最佳情况下，也 会有撞击隔膜而损失掉的粒子。
[0109] 在一些实施方式中，再生器702可移动成在不同旋转位置，再生器影响不同粒子 轨道。再生器场凸起的有效磁中心还可与邻近固定再生器致动的铁磁元件一起移动。如上， 再生器702的移动或得到的磁场扰动可经由控制系统进行计算机控制，控制系统是粒子治 疗系统的一部分。例如，再生器702的移动可基于粒子加速器的旋转位置（如通过台架的 旋转位置测量的，粒子加速器安装在台架上）而控制。用于设定面对台架旋转位置的再生 器位置的各参数可以经验为根据测量，并编程进控制系统计算机中。一个或多个计算机控 制的致动器可实现再生器的实际移动。
[0110] 再生器可在任何恰当的方向上移动，以影响磁场。例如，再生器可在径向方向（例 如朝向或远离粒子源）上移动。再生器可以在空腔内在笛卡尔X、Y和/或Z方向（例如， 纵向、横向或深度方向）上移动，以给磁场提供恰当的改变。再生器可相对于原始位置旋 转，以提供恰当的磁场改变。
[0111] 可变能量粒子加速器
[0112] 在本文所描述的示例性粒子治疗系统中使用的粒子加速器可以是可变能量粒子 加速器。
[0113] 所引出的粒子束（从加速器输出的粒子束）的能量可能会影响粒子束在治疗期 间的用途。在一些机器中，粒子束（粒子束中的粒子）的能量在引出之后不会增加。然而， 能量可以基于治疗的需要在引出之后治疗之前被减少。参见图23,示例性治疗系统810包 括加速器812,例如同步回旋加速器，具有可变能量的粒子（例如，质子）束814从同步回 旋加速器中被引出，以照射身体822的靶体积824。可选地，一个或多个附加装置，诸如扫 描单元816或散射单元816、一个或多个监控单元818及降能器820沿照射方向828放置。 所述装置截取所引出束流814的横截面，并改变所引出束流用于治疗的一个或多个性质。
[0114] 要被粒子束照射用于治疗的靶体积（照射靶）通常具有三维构造。在一些例子 中，为了进行治疗，靶体积沿所述粒子束的照射方向被划分成层，使得照射可以在一层一层 的基础上进行。对于某些类型的粒子，诸如质子，靶体积内的透深（或束流到达的层）在很 大程度上由粒子束的能量决定。给定能量的粒子束不会大幅超过该能量的相应透深。为了 将粒子束照射从靶体积的一层移动到另一层，粒子束的能量被改变。
[0115] 在图23所示示例中，靶体积824沿照射方向828被分为九个层826a-826i。在 一个示例性过程中，照射从最深层826i开始，每次一层，逐渐到达最浅的层，并结束于最浅 的层826a。在施加到身体822之前，粒子束814的能量被控制在一定的水平，以允许粒子 束停止在所希望的层，例如所述层826d，而不会明显在体内或靶体积内穿透更远，例如，层 826e-826i或更深地进入体内。在一些示例中，粒子束814的所需能量随着治疗层相对于粒 子加速器变得更浅而减小。在一些例子中，取决于例如层的厚度和束流的性质，用于治疗靶 体积924的相邻层的束流能量差为约3MeV到约lOOMeV，例如，约IOMeV至约80MeV，尽管其 他差值也是可能的。
[0116] 治疗靶体积824的不同层的能量变化可在加速器812处执行（例如，加速器可改 变能量），使得在一些实施方式中，在粒子束从加速器812中引出之后，不需要任何附加的 能量变化。所以，可从系统中消除治疗系统10中的可选的降能器820。在一些实施方式 中，加速器812可输出具有在约IOOMeV和约300MeV之间变化的能量的粒子束，例如在约 115MeV到约250MeV之间变化。所述变化可以是连续的或不连续的，例如，每次一步。在一 些实施方案中，连续或不连续的变化能够以相对高的速率发生，例如，高达每秒约50MeV或 高达每秒约20MeV。不连续变化可一步一步地发生，约IOMeV至约80MeV的步长。
[0117] 当照射在一层完成后，加速器812可以在例如几秒钟内或在不到一秒的时间内改 变粒子束的能量用于照射下一层。在一些实施方案中，靶体积824的治疗可以没有实质性 中断或者甚至没有任何中断地继续进行。在某些情况下，非连续能量变化的步长被选择为 对应于照射靶体积824的两个相邻层所需的能量差。例如，步长可以与能量差相等，或是能 量差的几分之一。
[0118] 在一些实施方案中，加速器812和降能器820共同地改变束流814的能量。例如， 加速器812提供了粗调整而降能器820提供了精细调整，或者反过来。在这个例子中，加速 器812可以输出能量以约10-80MeV的变化步幅变化的粒子束，而降能器820以约2-lOMeV 的变化步幅调整（例如，减少）束流的能量。
[0119] 降能器（包括范围移位器）的减少使用（或不使用）有助于维持来自加速器的输 出束的属性和质量，例如束强度。对粒子束的控制可以在加速器处执行。可以减少或消除 在粒子束通过降能器820时例如从中子产生的副作用。
[0120] 在完成靶体积824中的治疗之后，所述粒子束814的能量可被调整以治疗在另一 身体或身体部分822'中的另一靶体积830。靶体积824、830可以是在同一身体（或患者） 内的，或者可以是属于不同患者的。靶体积830离身体822'表面的深度D与靶体积824的 深度不同是可能的。虽然一些能量调整可以由降能器820执行，所述降能器812可以只减 小束流能量而不增加束流能量。
[0121] 在这方面，在某些情况下，治疗靶体积830所需的束流能量大于治疗靶体积824所 需的束流能量。在这样的情况下，在治疗靶体积824之后并且在治疗靶体积830之前，加速 器812可以增加输出束流的能量。在其他情况下，治疗靶体积830所需的束流能量小于治 疗靶体积824所需的束流能量。虽然降能器820可以降低能量，加速器812可以调整为输 出较低的束流能量，以减少或消除降能器820的使用。靶体积824、830的分层可以是不同 的或相同的。并且与靶体积824的治疗类似地，靶体积830可以在层到层的基础上治疗。
[0122] 在同一患者上的不同靶体积824、830的治疗可以是基本连续的，例如，两个体积 之间的停顿时间不长于约30分钟或更少，例如25分钟或更少、20分钟或更少、15分钟或更 少、10分钟或更少、5分钟或更少，或者1分钟或更少。如本文所解释的，加速器812可以被 安装在可移动的台架上，并且台架的运动可以移动加速器以瞄准不同的靶体积。在某些情 况下，在完成靶体积824的治疗之后并在开始治疗靶体积830之前，加速器812可以在治疗 系统进行调整（诸如移动台架）的时间内完成输出束流814的能量调整。在加速器和靶体 积830的对准完成之后，治疗以调整好的所需束流能量开始。针对不同患者的束流能量调 整也可以相对高效地完成。在一些例子中，所有的调整，包括增加/减少束流能量和/或移 动台架可以在约30分钟内完成，例如在约25分钟内、约20分钟内、约15分钟内、约10分 钟内或约5分钟内。
[0123] 在靶体积的相同层中，照射剂量是通过使用扫描单元816在所述层的整个二维表 面上移动束流（其有时被称为扫描束流）而施加的。可选地，所述层可以通过使所引出的 束流穿过散射单元16的一个或多个散射体（其有时被称为散射束流）而进行照射。
[0124] 束流的性质，诸如能量和强度，可在治疗之前选择，或者可以通过控制加速器812 和/或其他设备而在治疗过程中调节，所述其他设备诸如扫描单元/散射体（多个）816、降 能器820,以及在图中未示出的其他设备。在这个示例性实施方案中，如在上述示例实施方 案中，系统810包括与系统中的一个或多个设备进行通信的控制器832,诸如计算机。控制 可以基于由一个或多个监测器818执行的监测的结果，例如，监测束流强度、剂量、束流在 靶体积中的位置等。虽然监测器818被示出为在设备816与降能器820之间，一个或多个 监测器可以放置在沿束流照射路径的其他适当位置上。控制器832还可以存储用于一个或 多个靶体积（用于相同的患者和/或不同的患者）的治疗计划。治疗计划可以在治疗开始 前确定，并且可以包括诸如靶体积的形状、照射层的数量、各层的照射剂量、各层被照射的 次数等的参数。在系统810内的束流特性调整可以根据治疗计划进行。额外的调整可在治 疗期间进行，例如，当检测到与治疗计划背离时。
[0125] 在一些实施方案中，加速器812被构造为通过改变粒子束在其中加速的磁场而改 变输出粒子束的能量。在一个示例性实施方案中，一组或多组线圈接收可变的电流以在空 腔中产生可变的磁场。在一些例子中，一组线圈接收固定的电流，而一个或多个其他组的 线圈接收可变的电流，使得由线圈组接收到的总电流变化。在一些实施方案中，所有组的线 圈都是超导的。在其他实施方案中，诸如设定用于固定电流的某些组的线圈是超导的，而诸 如用于可变电流的一组或多组的其它组线圈是非超导的。在一些例子中，所有组的线圈都 是非超导的。
[0126] -般地，磁场的大小对电流的大小是可缩放的。在预定范围内调整线圈的总电流 可以产生在相应的预定范围内变化的磁场。在一些例子中，电流的连续调整可以导致磁场 的连续变化，以及输出束流能量的连续变化。可选地，当施加到线圈的电流被以非连续、分 步的方式调整时，磁场和输出束流的能量也因此以非连续（分步）的方式变化。磁场对电 流的缩放可以允许束流能量的变化相对精确地进行，虽然有时可以进行不同于输入电流的 较小调整。
[0127] 在一些实施方案中，为了输出具有可变能量的粒子束，加速器812被构造为施加 在不同频率范围内扫描的RF电压，每个范围对应于不同的输出束流能量。例如，如果加速 器812被构造为产生三个不同的输出束流能量，所述RF电压能够在三个不同的频率范围内 扫描。在另一例子中，对应于连续的束流能量变化，RF电压在连续地变化的频率范围内扫 描。不同的频率范围可以具有不同的频率下界和/或频率上界。
[0128] 引出通道可以被构造为适应由可变能量粒子加速器产生的不同能量的范围。具有 不同能量的粒子束可以从加速器812中引出，而不改变用于引出具有单一能量的粒子束的 再生器的特征。在其他实施方案中，为了适应可变的粒子能量，再生器能够被移动从而以上 述方式扰动（例如，改变）不同的粒子轨道，和/或铁棒（磁性垫片）可以添加或除去以改 变由再生器提供的磁场凸起。更具体地，不同的粒子能量典型地会处于空腔内的不同粒子 轨道上。通过以本文所描述的方式移动再生器，拦截指定能量的粒子轨道并因此提供该轨 道的正确扰动使得指定能量的粒子到达引出通道是可能的。在一些实施方案中，再生器的 移动（和/或磁性垫片的添加/移除）实时地进行以匹配由加速器输出的粒子束能量上 的实时变化。在其他实施方案中，粒子的能量在每次治疗的基础上调整，并且再生器的移动 (和/或磁性垫片的添加/移除）在治疗之前进行。在任一情况下，再生器的移动（和/或 磁性垫片的添加/移除）可以由计算机控制。例如，计算机可以控制实现再生器和/或磁 性垫片的运动的一个或多个电机。
[0129] 在一些实施方案中，再生器是使用对移动到适当位置（多个位置）可控制的一个 或多个磁性垫片实现的。
[0130] 作为例子，表1示出了示例性加速器812可以在其上输出粒子束的三个示例性能 级。用于产生三个能级的相应参数也被列出。在这方面，磁体电流是指施加到加速器812 中的一个或多个线圈组中的总电流；最大频率和最小频率限定RF电压在其中扫描的范围； 以及，"r"