多场带电粒子癌症治疗方法和装置的制作方法

专利名称：多场带电粒子癌症治疗方法和装置的制作方法
技术领域：
本发明大体涉及实体癌症的治疗。更具体来说，本发明涉及在癌症疗法中的带电 粒子辐照束控制。
背景技术：
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(LomaLinda University Medical Center)的 F. Cole 等 人的 “Multi-Mation Proton Beam Therapy System” 美国专利 4，870，沘7 号(1989 年 9 月沈日)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。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)；Μ· 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M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士 15度的中心离子束偏转。M. Pavlovic ^AW "Gantry System and Method for Operating Same" ^
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。可移动患者N. Rigney等人的"Patient Alignment System with External Measurement and Object Coordination for Radiation Therapy System” 美国专利 7，199，382 号(2007 年 4月3日)描述一种用于辐射疗法系统的患者对准系统，所述患者对准系统包括获得所述辐 射疗法系统的可移动部件的位置测量的多个外部测量设备。所述对准系统使用外部测量来 提供校正的定位反馈，从而将患者更精确地配准到辐射束。Y. Muramatsu ^AW "Medical Particle Irradiation Apparatus" ^ H
7，030，396 号(2006 年 4 月 18 日)；Y. Muramatsu 等人的“Medical Particle Irradiation Apparatus” 美国专利 6，903，356 号(2005 年 6 月 7 日)；和 Y. Muramatsu 等人的“Medical Particle Irradiation Apparatus”美国专利 6，803，591 号(10 月 12，2004)都描述一种医 学粒子辐照装置，其具有旋转台架；环形框架，其位于所述台架内以使得其可相对于旋转台 架旋转；反关联机构，其阻止所述框架与所述台架一起旋转；和可弯曲移动底板，其以在所 述台架旋转时随大体上水平的底部一起自由移动的方式与所述框架啮合。H. Nonaka ^AW "Rotating Radiation Chamber for Radiation Therapy" 专利5，993，373号(1999年11月30日)描述一种可水平移动的底板，其由一系列以自由 且可弯曲方式连接的多个平板构成，其中所述可移动底板随辐射束辐照区段的旋转同步移 动。患者定位Y. Nagamine 等人的"Patient Positioning Device and Patient Positioning Method” 美国专禾Ij 7，212，609 号(2007 年 5 月 1 日)禾口 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 ^"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 IncludingAccelerator”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，存在对于带电粒子辐照束控制的需要。更具体来 说，在此领域中存在对于将带电粒子有效输送到肿瘤的需要，其中效率是相对于沉积在健 康组织中的能量部分而言的沉积在所述肿瘤中的能量部分。

发明内容
本发明包含用于癌性肿瘤的辐射疗法的多场带电粒子辐照束方法和装置。


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7图示弯曲磁体的截面图8图示弯曲磁体的截面图9图示同步加速器的磁性转向区段；
图IOA和图IOB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19A-C和图19E图示自变化的旋转方向的肿瘤远端辐照并且图19D图示由远端
辐射引起的集成辐射；图20提供两种多场辐照实施方法；图21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22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23图示接近粒子束路径的X射线源；
图M图示半垂直的患者定位系统；图25图示呼吸监测；图沈图示患者定位、固定和重新定位系统；图27示出对于患者的呼吸循环定时的粒子场加速；和图28图示可调整的粒子场加速定时。
具体实施例方式本发明包含用于癌性肿瘤的辐射疗法的多场带电粒子辐照束方法和装置。在一个实施例中，描述了用于对肿瘤进行有效辐射剂量输送的方法和装置。优选 地，经进入点将辐射输送到肿瘤中，并且将布拉格峰能量(Bragg peak energy)从入口点靶 向到肿瘤的远端或远侧。从多个旋转方向重复从入口点向肿瘤的远端侧输送布拉格峰能 量。束强度与辐射剂量输送效率成比例。具有从各辐照方向靶向肿瘤远侧的能级的多场辐 照方法提供对肿瘤的均勻且有效的带电粒子辐射剂量输送。优选地，经由对带电粒子束注 入、加速、引出和/或靶向的方法和装置的控制，将带电粒子疗法对于患者呼吸定时。举例来说，经进入点将辐射输送到肿瘤中，并且将布拉格峰能量从入口点靶向到 肿瘤的远端或远侧。从多个旋转方向重复从入口点向肿瘤的远端侧输送布拉格峰能量。优 选地，束强度与辐射剂量输送效率成比例。优选地，经由对带电粒子束注入、加速、引出和/ 或靶向的方法和装置的控制，将带电粒子疗法对于患者呼吸定时。任选地，带电粒子束的多 轴控制是与多场辐照同时使用。所述系统允许肿瘤的多场和多轴带电粒子辐照，从而在于 肿瘤周围分配有害的入口能量的情况下对所述肿瘤产生精确且准确的辐照剂量。在又一实施例中，所述系统涉及称为多场带电粒子癌症疗法的组合旋转/光栅方 法和装置。所述系统使用相对于旋转患者而言固定定向的带电粒子源(诸如质子源)以从 多个方向产生肿瘤辐照。优选地，所述系统将来自许多方向的逐层肿瘤辐照与受控能量质 子辐照组合，以在所选肿瘤体积或辐照层片内输送峰值质子束能量。任选地，用于从给定角 度辐照的所选肿瘤体积是所述肿瘤的远端部分。以此方式，入口布拉格峰能量绕肿瘤圆周 地扩散，从而最小化对健康组织的损害，并且峰质子能量有效、准确且精确地输送到所述肿 瘤。在又一实施例中，使用多场成像和多场带电粒子癌症治疗方法和装置，其经由使用用于 监测和/或控制患者呼吸的反馈传感器来与患者呼吸协同。任选地，组合输送至患者以通 知患者何时需要呼吸控制的反馈信号，呼吸监测系统使用热和/或力传感器来确定患者处 于呼吸循环中的何处。优选地，在局部固定并可复位的位置对患者执行多场成像(诸如X 射线成像)和带电粒子疗法。经由对带电粒子束注入、加速、引出和/或靶向的方法和装置 的控制，将X射线和/或质子输送对于患者呼吸定时。在又一实施例中，描述多轴带电粒子辐照方法和装置，其任选地与多场辐照组合 使用。多轴控制包括对以下中一或多个的分开控制带电粒子辐照束的水平或X轴位置、垂 直或y轴位置、能量控制和强度控制。任选地，所述分开控制是独立控制。任选地，依据定 时对所述带电粒子束进行额外控制。定时与患者呼吸和/或患者旋转定位协同。所述系统 允许多轴和多场带电粒子肿瘤辐照，从而在于肿瘤周围分配有害健康组织体积的入口能量 的情况下对肿瘤产生精确且准确的辐照剂量。在另一实施例中，该系统使用射频(RF)腔系统来感应带电粒子流的电子感应加速器振荡。带电粒子流的足够振幅调制致使带电粒子流击中诸如箔片的材料。箔片降低带 电粒子流的能量，从而将同步加速器中带电粒子流的曲率半径降低到足以允许从初始带电 粒子流中物理分选能量降低的带电粒子流。然后，通过使用外加的场和偏转器，从系统中移 除物理分选的带电粒子流。在另一实施例中，所述系统包含对与癌性肿瘤的带电粒子束辐射疗法结合使用的 带电粒子束加速、引出和/或靶向的方法和装置的强度控制。具体来说，组合同步加速器的 转向磁体、边缘聚焦磁体、聚集磁场磁体、绕组和控制线圈和引出元件来描述所述同步加速 器的带电粒子流的强度。所述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 接减小所需磁场的大小，直接减小所需操作功率，并且即便在从同步加速器中引出质子的 过程期间也允许在同步加速器中不断加速质子。组合本发明使用，描述了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。回旋加速器/同步加速器回旋加速器使用恒定磁场和恒定频率外加电场。在同步回旋加速器中，这两个场 中的一个存在变化。在同步加速器中，这两个场均存在变化。从而，同步加速器是特定类型 的循环粒子加速器，其中磁场用于使粒子转向以使其循环并且电场用于加速这些粒子。同 步加速器周密地使外加场与行进粒子束同步。通过在粒子获得能量时恰当地增加场，可在加速粒子时保持带电粒子路径恒定。 这允许用于粒子的真空容器是较大的细圆环。实际上，更容易的是在弯曲磁体与一些转向 区段之间使用一些直区段，从而给出形状为圆角多边形的圆环。从而，使用简单的直和弯曲 管段来构造较大有效半径的路径，这不同于回旋加速器类型设备的圆盘状腔室。该形状还 允许且需要使用多个磁体来使粒子束弯曲。循环加速器可赋予的最大能量通常受到磁场强度和粒子路径的最小半径/最大 曲率的限制。在回旋加速器中，当粒子在中心启动并且向外螺旋形移动时，最大半径十分受 限，因此，整个路径必须是自支持的圆盘状抽空腔室。由于该半径受限，因此机器的功率受到磁场强度的限制。在普通电磁体的情况下，场强度受到芯饱和度的限制，因为当所有磁畴 对准时，该场实际上根本不可能进一步增加。单对磁体的布置还限制设备的经济大小。通过使用由更小且更严格聚焦的磁体围绕的窄束管，同步加速器克服了这些限 制。该设备加速粒子的能力事实上受到限制，因为粒子必须带电以被完全加速，但处于加速 的带电粒子会发射光子，由此损失能量。当维持圆圈中束路径所需的横侧加速度的能量损 失等于各循环所加能量时，达到限束能量。通过使用大半径路径和通过使用更多且更大功 率微波腔体来在转角之间加速粒子束，构筑了更大功率的加速器。诸如电子的较轻粒子在 转向时损失其更大部分的能量。实际地讲，电子/正电子加速器的能量受到该辐射损失的 限制，虽然其在质子或离子加速器的动力学中并不起显著作用。这些的能量受到磁体强度 和成本的严格限制。带电粒子束疗法贯穿本文件，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一主控制器或辐照控制模块Iio ；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。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Iio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MO中，注入 器磁体240优选为注入兰伯森磁体(Lamberson magnet) 0 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弯曲到循环束路径沈4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)/偏转器系统四0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沈8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IOOmm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IT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箔片395的封闭系统。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坦磁场入射表面，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M0、加速器270、引出系统290和偏转器 2920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四2引出到束传输 路径沈8。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ν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 勻且强烈。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。表面不均勻导致外加磁场的缺 陷。抛光的平坦表面扩散外加磁场的不均勻性。仍然参见图6，带电粒子束以瞬时速度ν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观0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。
权利要求
1.一种使用带电粒子辐照患者的肿瘤的装置，其包含带电粒子疗法系统，其包含同步加速器；带电粒子束路径；和可旋转平台，其中所述带电粒子束路径延伸穿过所述同步加速器并且终止在所述可旋转平台上方；其中在辐照周期期间所述可旋转平台旋转至少九十度，其中在所述辐照周期期间所述可旋转平台旋转到至少五个辐照位置。
2.根据权利要求1所述的装置，其中在所述辐照周期期间所述可旋转平台保持所述患 者，其中所述带电粒子束路径圆周地围绕所述带电粒子，且其中所述带电粒子在所述至少 五个辐照位置中的每一个期间辐照所述肿瘤。
3.根据权利要求1所述的装置，其中在所述辐照周期期间所述可旋转平台旋转约 三百六十度。
4.根据权利要求3所述的装置，所述带电粒子疗法系统进一步包含 辐照控制模块，其中所述肿瘤包含远端区域，所述远端区域离所述带电粒子进入所述 患者的进入点最远，其中对于所述至少五个辐照位置中的每一个，所述辐照控制模块在所 述肿瘤的所述远端区域中终止所述带电粒子束路径。
5.根据权利要求4所述的装置，其中所述辐照控制模块控制所述可旋转平台的旋转和 用所述带电粒子的布拉格峰能量辐照所述肿瘤随所述可旋转平台的位置而变的变化远端 位置的所述带电粒子的能量。
6.根据权利要求4所述的装置，其中所述辐照控制模块控制所述带电粒子的能量以最 大化所述肿瘤的带电粒子输送的带电粒子输送效率，其中所述带电粒子输送效率构成输送 到所述肿瘤的带电粒子能量相对于输送到健康组织的带电粒子能量的量度。
7.根据权利要求1所述的装置，所述带电粒子疗法系统进一步包含控制模块，所述控制模块将所述带电粒子的远端能量分配在所述肿瘤的外周长周围， 其中所述带电粒子的入口能量构成在所述肿瘤周围的圆周分布。
8.根据权利要求1所述的装置，进一步包含控制算法，所述控制算法在从所述同步加 速器引出所述带电粒子的引出阶段期间控制所述带电粒子的能量和强度。
9.根据权利要求1所述的装置，其中所述带电粒子疗法系统在带电粒子输送效率增加 时增加所述带电粒子的强度，并且在所述带电粒子输送效率降低时降低所述强度，其中所 述带电粒子输送效率构成输送到所述肿瘤相比周围健康组织的相对能量的量度。
10.根据权利要求9所述的装置，进一步包含引出箔片，所述引出箔片接近所述同步加速器中的所述带电粒子束路径，其中在引出 期间所述带电粒子冲击所述引出箔片以产生电流，所述电流用于控制所述强度。
11.根据权利要求1所述的装置，其中在所述至少五个辐照位置中的每一个期间，当 所述带电粒子的能级达到所述肿瘤的远端区域时，使用所述带电粒子的第一强度，其中在 所述至少五个辐照位置中的每一个期间，当所述带电粒子的能级达到所述肿瘤的入口区域 时，使用所述带电粒子的第二强度，其中所述第一强度大于所述第二强度。
12.根据权利要求1所述的装置，其中所述带电粒子的强度和所述带电粒子的能量以 至少0. 5的相关因子相关联。
13.根据权利要求1所述的装置，所述带电粒子疗法系统进一步包含控制模块，其中对于所述至少五个辐照位置中的至少三个位置，所述控制模块随所述 带电粒子的能量增加而增加所述带电粒子的强度。
14.根据权利要求1所述的装置，其中在所述辐照周期期间所述可旋转平台旋转约 三百六十度，其中在所述辐照周期期间在所述可旋转平台的至少三十个旋转位置中用所述 带电粒子发生所述肿瘤的辐照。
15.根据权利要求1所述的装置，其中所述带电粒子疗法系统进一步包含有源扫描系统，其沿至少三个轴扫描所述带电粒子，所述有源扫描系统包含直径小于 三毫米的所述带电粒子的焦点，其中所述三个轴包含水平轴、垂直轴和外加能量轴。
16.根据权利要求15所述的装置，其中在源于所述有源扫描系统的所述焦点的运动之 间所述可旋转平台旋转到所述至少五个辐照位置中的新位置。
17.根据权利要求16所述的装置，其中所述有源扫描系统进一步包含所述带电粒子的 强度控制。
18.根据权利要求15所述的装置，其中所述有源扫描系统进一步包含使用呼吸信号定时所述带电粒子到所述肿瘤的输送，所述呼吸信号由接近所述患者的 呼吸传感器监测。
19.一种使用带电粒子辐照患者的肿瘤的方法，其包含用带电粒子疗法系统输送所述带电粒子，所述带电粒子疗法系统包含同步加速器；带电粒子束路径；和可旋转平台，其中所述带电粒子束路径延伸穿过所述同步加速器并且在所述可旋转平 台上方终止；在辐照周期期间旋转所述可旋转平台到覆盖旋转所述可旋转平台的至少九十度的至 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使用所述带电粒子辐照所述肿瘤。
20.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤在所述辐照周期期间用所述可旋转平台保持所述患者；和输送所述带电粒子穿过所述带电粒子束路径，其中至少在所述同步加速器中所述带电 粒子束路径圆周地围绕所述带电粒子。
21.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤在所述辐照周期期间旋转所述可旋转平台约三百六十度。
22.根据权利要求21所述的方法，所述带电粒子疗法系统进一步包含辐照控制模块， 其中所述肿瘤包含远端区域，其中所述辐照控制模块进一步包含以下步骤在所述至少五个辐照位置中的每一个中使用所述带电粒子的能量的控制，在所述肿瘤 的所述远端区域中终止所述带电粒子束路径。
23.根据权利要求22所述的方法，进一步包含以下步骤所述辐照控制模块控制所述可旋转平台的旋转和用所述带电粒子的布拉格峰能量辐照所述肿瘤随所述可旋转平台的位置而变的变化远端位置的所述带电粒子的所述能量。
24.根据权利要求22所述的方法，进一步包含以下步骤所述辐照控制模块控制所述带电粒子的所述能量以最大化所述肿瘤的带电粒子输送 的带电粒子输送效率，其中所述带电粒子输送效率构成输送到所述肿瘤的带电粒子能量相 对于输送到健康组织的带电粒子能量的量度。
25.根据权利要求19所述的方法，所述带电粒子疗法系统进一步包含以下步骤在所述肿瘤的外周长周围分配所述带电粒子的输送的远端能量，其中所述带电粒子的 入口能量构成在所述肿瘤周围的圆周分布。
26.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤在从所述同步加速器引出所述带电粒子的引出阶段期间控制所述带电粒子的能量；和 在从所述同步加速器引出所述带电粒子的所述引出阶段期间控制所述带电粒子的强度。
27.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤所述带电粒子疗法系统在带电粒子输送效率增加时增加所述带电粒子的强度；并且 在所述带电粒子输送效率降低时降低所述带电粒子的所述强度，其中所述带电粒子输 送效率构成输送到所述肿瘤相比周围健康组织的相对能量的量度。
28.根据权利要求19所述的方法，其中旋转所述可旋转平台的所述步骤包含在所述辐 照周期期间旋转所述可旋转平台约三百六十度，且其中辐照所述肿瘤的所述步骤是在所述辐照周期期间在所述可旋转平台的至少三十 个旋转位置中使用所述带电粒子发生。
29.根据权利要求19所述的方法，其中所述带电粒子疗法系统进一步包含以下步骤 沿至少三个轴主动扫描所述带电粒子，其中所述至少三个轴包含水平轴、垂直轴和外加能量轴。
30.根据权利要求四所述的方法，其中所述主动扫描的步骤在所述至少五个辐照位置 中的每一个位置处发生。
31.根据权利要求30所述的方法，其中所述有源扫描系统进一步包含以下步骤 控制所述带电粒子的强度。
32.根据权利要求四所述的方法，其中所述有源扫描系统进一步包含以下步骤使用呼吸信号定时所述带电粒子到所述肿瘤的输送，所述呼吸信号监测所述患者的呼吸。
33.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤 在所述带电粒子束路径中维持第一真空；在所述带电粒子束路径中维持第二真空，所述第一真空和所述第二真空通过转换箔片 分开，所述转换箔片将负离子转换成正离子。
34.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤使用在所述带电粒子束路径内终止在金属导电路径处的电场线来聚焦离子；和 将所述离子作为所述带电粒子注入所述同步加速器中。
35.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤使用一组约四个磁体将所述同步加速器中的所述带电粒子转向约九十度，所述磁体组由线圈缠绕，其中所述线圈不直接占据所述约四个磁体中的任何磁体之间的空间。
36.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤在所述同步加速器中在加速器系统中加速所述带电粒子，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；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，其中所述回路 中的每一个绕所述线圈中的至少一个完成至少一圈；和使用将低电压信号发送到所述微电路中的每一个的射频合成器定时所述加速器系统， 所述微电路中的每一个放大所述低电压信号从而产生加速电压。
37.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤在所述同步加速器中将射频场施加到所述带电粒子以产生振荡带电粒子； 使用引出箔片通过使所述振荡带电粒子变慢来从所述同步加速器中引出所述振荡带 电粒子。
38.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤使用从箔片上的涂层发射的光子来监测束传输路径中所述带电粒子的水平位置和所 述带电粒子的垂直位置，所述光子是在受到所述带电粒子冲击时从所述涂层发射。
39.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤 使用X射线系统产生所述肿瘤的图像；和所述带电粒子疗法系统使用所述图像靶向所述肿瘤，其中所述X射线系统包含具有第 一直径的负极和具有第二直径的电子束路径，所述第一直径为所述第二直径的至少两倍， 其中在所述负极发射的电子在冲击X射线产生源之前横穿所述电子束路径。
40.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤 使用呼吸传感器监测所述患者的呼吸；和控制所述呼吸，所述控制的步骤使用由所述呼吸传感器产生的信号和提供在监视器上 提供到所述患者的反馈呼吸指令。
41.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤动态地调整所述输送所述带电粒子的步骤的定时以与所述患者的变化呼吸速率同步 发生。
42.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤对于所述患者的至少三次连续呼吸中的设定点动态地定时所述输送所述带电粒子的 步骤，其中三次连续呼吸中的每一次包含分开的时间周期。
43.根据权利要求19所述的方法，进一步包含以下步骤对于所述患者的呼吸速率定时所述输送所述带电粒子的步骤，其中所述定时步骤控制 以下中的三种的定时使用负离子源产生所述带电粒子； 所述带电粒子向所述同步加速器中的注入； 所述带电粒子在所述同步加速器中的加速；使用基本上由每个原子具有六个或更少质子的原子组成的引出箔片，所述带电粒子从 所述同步加速器中的引出；在所述同步加速器的操作的引出阶段期间，所述带电粒子的能量控制； 在所述带电粒子横穿所述同步加速器的偏转兰伯森磁体之前，所述带电粒子的强度控 制；和所述可旋转平台到所述至少五个辐照位置的所述旋转。
全文摘要
本发明包含多场带电粒子辐照方法和装置。将辐射经进入点输送到肿瘤中，并且将布拉格峰能量(Bragg peak energy)从入口点靶向到肿瘤的远端或远侧。从多个旋转方向重复从入口点向所述肿瘤的所述远端侧输送布拉格峰能量。优选地，束强度与辐射剂量输送效率成比例。优选地，经由对带电粒子束注入、加速、引出和/或靶向的方法和装置的控制，将所述带电粒子疗法对于患者呼吸定时。任选地，所述带电粒子束的多轴控制与所述多场辐照同时使用。通过组合，所述系统允许肿瘤的多场和多轴带电粒子辐照，从而在于肿瘤周围分配有害辐照能量的情况下对所述肿瘤产生精确且准确的辐照剂量。
文档编号A61N5/10GK102119586SQ200980122399
公开日2011年7月6日 申请日期2009年5月21日 优先权日2008年5月22日
发明者弗拉迪米尔·叶戈罗维奇·巴拉金 申请人:弗拉迪米尔·叶戈罗维奇·巴拉金