专利名称：内部台架的制作方法
技术领域：
本专利申请记载一种与粒子束治疗系统共同使用的内部台架。
背景技术：
用于临床环境的质子或离子辐射治疗系统的设计应当考虑整体尺寸、成本和复杂度。通常在拥挤的临床环境中限制可用的空间。较低的成本可允许部署更多的系统从而满足更广泛的病人群体。较低的复杂度可降低操作成本并且使得该系统对于常规临床使用来说更加可靠。在这种治疗系 统的设计中也承载了其他多种考虑。通过将该系统配置成对保持在稳定、可复制位置的病人(例如，仰卧在平整台面上)施加治疗，医生能够在每次治疗中相对于病人解剖来说更精确地重新定位想要的目标。对于每次治疗来说的病人位置的可靠的重现也能够使用装配至病人的定制模具和托架而进行辅助。当病人处于稳定、固定的位置时，放射线治疗束能够从一连串的角度被导引至病人，使得在治疗的过程中，对于目标的辐射量得以改善，同时外部辐射量分布到非目标组织上。传统地，同中心点台架围绕仰卧病人旋转从而沿着连续的路径导引辐射束，该连续路径处于共同的竖直平面内朝向病人内的单一点(称为同中心点)的一定角度范围内。通过围绕竖直轴线旋转其上躺有病人的桌台，该束能够被沿着不同路径导引至病人。已经使用其他技术来改变围绕病人的辐射源的位置，包括机器人操纵。
发明内容
一般地，本专利申请记载一种系统，该系统包括病人支架和其上安装有加速器的外部台架。外部台架使所述加速器能够围绕病人支架上的病人移动过一个位置范围。所述加速器配置成产生具有足以到达病人中的目标的能量水平的质子或离子束。内部台架包括用于导引所述质子或离子束朝向所述目标的孔。上述系统可包括一个或多个下述特征，单独或组合。该内部台架可包括施束器，所述施束器保持所述孔。所述施束器可沿着所述内部台架移动。所述施束器可配置成相对于所述病人移动所述孔。例如，所述施束器可配置成朝向或离开病人移动所述孔。所述内部台架可包括轨道，所述施束器配置成沿着轨道移动。外盖可相对于所述轨道移动的。所述外盖用于防止物体落入所述病人支架下方的地下室(vault)。处理装置可编程为控制所述外部台架和所述内部台架的移动。所述处理装置可配置成控制所述外部台架和所述内部台架的移动从而基本上将所述质子或离子束对齐所述孔。所述孔可配置成基本上对准所述质子或离子束。该系统还可包括病人支架，所述病人支架可相对于所述内部台架和所述外部台架移动。总体地,本专利申请也记载一种系统,包括病人支架和台架,在所述台架上安装粒子束加速器。所述粒子束加速器用于导引 粒子束朝向病人支架。该台架可相对于病人支架上方和下方的位置移动。孔位于所述粒子束加速器与病人支架之间。所述孔用于改变所述粒子束。上述系统可包括一个或多个下述特征，单独或组合。该系统可包括用于保持所述孔的设备。所述设备可相对于所述病人支架移动。所述设备可包括机器人臂，受电脑控制从而相对于所述病人支架定位所述孔。所述设备可包括用于保持所述孔的支座，所述支座可手动定位。所述粒子束加速器可采用同步回旋加速器。所述系统还可包括第二台架，所述第二台架包括用于保持所述孔的施束器。所述第二台架受到控制从而基本上将所述孔与所述粒子束对齐。总体地，本专利申请也记载一种系统，包括病人支架、可相对于所述病人支架成角度地移动的第一台架、以及安装在所述第一台架上的粒子加速器。所述粒子加速器配置成将粒子束直接地提供朝向所述病人支架。第二台架相对于所述病人支架定位。所述第二台架基本上是C形形状。上述系统可包括一个或多个下述特征，单独或组合。所述第二台架可包括轨道、孔和施束器。所述施束器可沿着所述轨道移动，使得所述孔基本上对齐所述粒子束。所述孔可改变所述粒子束，之后，所述粒子束到达所述病人支架上的病人。该系统可包括用于控制所述第一台架和所述第二台架的电脑。所述第一台架可移动，使得所述粒子加速器处于所述病人支架上方的位置至所述病人支架下方的位置。所述第二台架可包括外盖，用于在所述粒子加速器处于所述病人支架下方的位置中时保护所述粒子加速器。所述内部台架可包括改变所述粒子束的尺寸和/或形状的装置。用于改变该粒子束的装置可相对于所述同步回旋加速器移动。上述特征中的任何特征可被组合以形成这里没有具体描述的实施方式。一项或多项实例的详细内容阐述在下面的附图和说明书中。进一步的特征、方面和优势将根据说明书、附图和权利要求而变得清楚明了。
图1是治疗系统的透视图。图2是同步回旋加速器的部件的分解透视图。图3、4和5是同步回旋加速器的横截面剖视图。图6是同步回旋加速器的透视图。图7是一部分倒置绕轴和绕组的横截面剖视图。
图8是通道中有电缆的复合导体的横截面剖视图。图9是离子源的横截面剖视图。图10是D形板和空的(dummy) D形件的透视图。图11是拱顶(vault)的透视图。图12是具有拱顶的治疗室的透视图。图13是示出磁极面和磁极件的对称外形的一半的外形。图14示出位于治疗室中的内部台架中的病人。图15是示出定位成从病人上方施加质子或离子束的外部台架和内部台架二者的透视图。图16示出由加速器提供的粒子束的形状。图17是示出定位成从病人下方上方施加质子或离子束的外部台架和内部台架二者的透视图。图18示出内部台架的部件。图19示出用于执行内部台架的各个功能的机器人臂。
具体实施例方式如图1所示，带电粒子辐 射治疗系统500包括产生粒子束的粒子加速器502，其重量和尺寸大小足够允许其安装在旋转台架504上，其输出从加速器外壳起直线地(也就是，基本上直接地)朝向病人506导向。在一些实施方式中，钢制台架具有两个腿508、510，安装成在位于病人相对侧上的两个相应轴承512、514上以进行旋转。该加速器由钢制支架516支撑，其长度足以跨过病人躺在其中的治疗区域518 (例如，较高的人的两倍长，从而允许病人在该空间中完全地旋转，病人的任何所需目标区域仍然处于粒子束的线内)并且在两端稳定地连接至台架的旋转腿部。在一些实例中，该台架的旋转被限制为小于360度的范围520，例如大约180度，从而允许地板522从容纳治疗系统的拱顶524的壁部延伸入病人治疗区域。该台架的限制旋转范围也减小了一些壁部的所需厚度(这些壁部绝不直接接纳粒子束，例如壁部530)，其为治疗区域外部的人提供辐射屏蔽。台架旋转的180度范围足以覆盖所有的治疗到达角度，但是提供更大范围的行程也是有用的。例如，旋转的范围可以处于180与330度之间并且仍然提供相应于治疗地板空间的空隙。该台架的水平旋转轴线532名义上位于地板上方一米，在那里，病人和治疗人员与治疗系统相互作用。该地板定位在屏蔽治疗系统的拱顶的底部地板上方大约3米。加速器能够在提升地板的下方摆动从而从旋转轴线下方输送治疗束。病人床在平行于台架的旋转轴线的大概水平平面中移动和旋转。在该床的结构下，该床能够在水平平面中旋转过大约270度的范围534。台架与病人旋转范围和自由度的这一组合允许治疗人员选择基本上粒子束的任何行进角度。如果需要的话，病人可按照相反的定向放在该床上，那么能够使用所有可能的角度。在一些实施方式中，加速器使用具有非常高的磁场的超导电磁结构的同步回旋加速器结构。因为具有给定动能的带电粒子的弯曲半径与施加在其上的磁场的增加成正比地减小，所以非常高的磁场的超导磁性结构允许加速器更小并且更轻。该同步回旋加速器使用旋转角度一致的磁场并且随着半径增加而强度降低。这种场形状能够在不考虑磁场的幅值的情况下实现，这样在理论上，在同步回旋加速器中能够使用的磁场强度没有上限(因此，得到具有固定半径的粒子能量)。特定的超导材料开始在存在非常高的磁场的情况下损失它们的超导属性。高性能的超导线绕组用于实现非常高的磁场。超导材料一般需要被冷却至低温从而实现它们的超导属性。在这里所述的一些实例中，使用低温冷却器来使得超导线圈绕组达到接近绝对零度的温度。使用低温冷却剂能够减小复杂度和成本。该同步回旋加速器支撑在台架上使得粒子束直接与病人共线地产生。该台架允许回旋加速器围绕水平旋转轴线旋转，该水平旋转轴线包含病人中或病人附近的点(同中心点540)。与旋转轴线平行的分离的构架在两侧上支撑该回旋加速器。因为台架的旋转范围受到限制，所以病人支撑区域能够被容纳在围绕同中心点的宽阔区域。因为地板能够围绕同中心点宽阔地延伸，所以病人支撑台面能够定位成相对于穿过同中心点的竖直轴线542移动并且围绕该竖直轴线542旋转，使得通过组合台架旋转和台面移动和旋转，能够实现粒子束以任何角度导引入病人的任何部分。两个台架臂部通过超过较高病人的高度的 两倍而分离开，允许该床带着病人在提升的地板上方的水平平面内旋转和移动。限制该台架的旋转角度允许降低围绕治疗室的壁部的至少一个的厚度。厚壁一般由混凝土构成，为治疗室外部的个人提供辐射保护。停止质子束的下游的壁部可以是治疗室的相对端处的壁的厚度的两倍，从而提供等同程度的保护。限制台架旋转的范围使得治疗室能够位于三侧上的土地坡度下方(below earth grade on three sides),同时允许占用区域相邻于最薄的壁部，降低构成治疗室的成本。在图1所示的示范性实施方式中，超导同步回旋加速器502与8.8特斯拉的同步回旋加速器的极隙中的峰值磁场进行操作。该同步回旋加速器产生具有250MeV的能量的质子束。在其他实施方式中，场强度可以处于6至20特斯拉的范围内，质子能量可以处于150至300MeV的范围内。在这一实例中记载的辐射治疗系统用于质子辐射治疗，但是可将相同的原理和详细内容应用到适用于重离子(离子)治疗系统的类似系统中。如图2、3、4、5和6所示，示范性同步回旋加速器10 (图1中的502)包括磁体系统12，该系统包含离子源90、射频驱动系统91以及束提取系统38。由该磁体系统建立的磁场的形状适合于使用一对分离的环形超导线圈40、42和一对成形的铁磁性(例如，低碳钢)极面44、46的组合保持所包含质子束的聚焦。两个超导磁性线圈以公共轴线47为中心并且沿着轴线间隔开。如图7和8所示，这些线圈通过以Rutherford通道中的电缆导体几何结构布置的基于Nb3Sn的超导0.6毫米直径线束48(初始地包括由铜护套环绕的铌-锡芯部)形成。在将六个单股线束放置在铜制通道50中之后，它们经加热后导致形成绕组的最终(易碎)材料的反应。在材料已经被反应之后，这些线被焊接入铜制通道(外部尺寸为3.02X1.96mm,内部尺寸为2.05X 1.27mm)并且覆盖有绝缘层52 (在这一实例中能够，采用编制玻璃纤维材料)。包含线53的铜制通道然后缠绕成线圈，该线圈具有矩形横截面6.0cmX 15.25cm,具有30层以及每层47转。所缠绕的线圈然后由环氧树脂复合物54进行真空浸溃。最终形成的线圈安装在环形不锈钢倒置线轴56上。加热器层55被保持抵靠该线轴和绕组的内表面，从而在超导磁体失超(magnet quench)的情况下保护该组件。在备选方案中，超导线圈可形成为0.8毫米直径的基于Nb3Sn的线束。这些线束可布置在4股电缆中，经热处理从而形成超导基体并且焊接入外部尺寸为3.19X2.57mm的铜制通道。在通道导体中的集成电缆能够通过重叠的编制玻璃纤维带而绝缘，然后缠绕形成49转的线圈，26层深，具有79.79mmX 180.5mm的矩形横截面，内直径为374.65mm。所缠绕的线圈然后由环氧树脂复合物进行真空浸溃。该整个线圈然后能够覆盖有铜片从而实现导热性和机械稳定性，然后容纳在环氧树脂的额外层中。该线圈的预压缩能够通过加热不锈钢倒置线轴并且将线圈装配在倒置线轴中而实现。该倒置线轴内部直径选择为使得当整个质量被冷却至4K时，该倒置线轴保持与该线圈接触并且提供一些压缩。将不锈钢倒置线轴加热至大概50° C并且在室温(20° C)下装配线圈能够实现这一点。该线圈的几何尺寸通过将该线圈安装在“倒置”的矩形线轴56中并且将预压缩不锈钢隔膜58结合在每个线圈与线轴的内表面57之间以施加恢复力60而保持，该恢复力抵抗当线圈被供能时产生的扭转力。在线圈和加热器层组装在线轴上之后，通过将环氧树脂注入该隔膜并且允许其硬化，隔膜被预压缩。该隔膜的预压缩力被设定为通过冷却和磁体激活的所有阶段而最小化易碎Nb3Sn超导基体中的应力。如图5所示，使用一组热-冷支撑带402、404、406相对于磁轭和低温恒温器保持该线圈位置。采用薄带支撑该冷质量可减小通过坚硬的支撑系统施加至冷质量的热泄漏。这些带布置成随着磁体在台架上旋转而经受该线圈上的变化的重力。它们经受重力和大离心力的组合作用，该离心力通过线圈被干扰相对于磁轭离开完美对称位置时由线圈实现。另外，随着台架在其位置被改变时加速和减速，这些连杆用于减小施加在线圈上的动态力。每个热-冷支撑件包括3·个S2玻璃纤维连杆。两个连杆410、412跨过在热轭与中间温度(50-70K)之间的销进行支撑，一个连杆408跨过中间温度销和连接至冷质量的销而被支撑。每个连杆为10.2厘米长(销中心至销中心)，20毫米宽。该连杆厚度为1.59毫米。每个销由不锈钢制成，直径为47.7毫米。参照图3，作为半径的函数的场强度分布很大程度通过对线圈几何尺寸的选择而确定；前述轭材料的磁极面44、46的轮廓能够形成为精确地调节磁场的形状从而确保在加速期间粒子束仍然聚焦。超导线圈通过将线圈组件(线圈和线轴)封装在抽空的环形铝或不锈钢低温控制腔70中而保持在绝对零度附近的温度(例如，大约4度开氏温度)，该腔70提供围绕该线圈结构的自由空间，除了一组有限的支撑点71、73。在备选方案中(图4)，低温恒温器的外壁可由低碳钢制成从而提供用于该磁场的额外返回磁通路径。绝对零度附近的温度使用布置在该线圈组件上的不同位置处的两个Gifford-McMahon低温冷却器72来实现并保持。每个低温冷却器具有与该线圈组件接触的冷端76。该低温冷却器头部78被供给有来自压缩机80的压缩氦。两个其他Gifford-McMahon低温冷却器77、79布置成冷却用于向超导线圈供给电流的高温(例如，60-80开氏温度)引线81。该线圈组件和低温控制腔安装在盒状磁轭82的两半81、83中并且由这两半完全封闭。在这一实例中，该线圈组件的内直径为大约140厘米。该铁轭82提供用于返回磁场磁通量的路径84并且磁性屏蔽极面44、46之间的体积86，从而防止外部磁性作用干扰那一体积中的磁场的形状。该轭也用于降低加速器附近中的杂散磁场。如图3和9所示，该同步回旋加速器包括位于磁体结构82的几何中心92附近的Penning离子标记几何尺寸的离子源90。该离子源如下所述，或者该离子源可以采用提交于2007年11月30日的名称为“Interrupted Particle Source”的美国专利申请N0.11/948,662(律师卷号N0.17970-010001)中记载的类型，其完整内容通过引用的方式结合于此，如同已经完整阐述。离子源90由氢气供给源99通过输送气态氢的气体线101和管194供给。电缆94承载来自于电流源95的电流从而激励电子从与磁场200对齐的阴极192、190 排出。在这一实例中，所排出的电子使通过小孔从管194离开的气体离子化从而产生正离子(质子)的供给，从而由一个半圆形(D形)射频板100和一个空的D状件102加速，该半圆形射频板100跨过由磁体结构封闭的空间的一半。在受干扰的离子源的情况下，包含等离子的管的所有(或者大部分)在加速区域被移除，由此允许离子在相对高的磁场中被更快速地加速。如图10所示，D板100是中空金属结构，具有封闭一空间107的两个半圆形表面103、105，其中，质子在它们围绕由磁体结构封闭的空间旋转一半期间被加速。通向空间107的管道109延伸穿过该轭至外部位置，由此，真空泵111能够被连接从而抽空该空间107以及其中发生加速的真空腔119中的空间的剩余部分。空的D件102包括矩形金属环，其在D板的露出边缘附近间隔开。该空的D件接地至真空腔和磁体轭。该D板100由射频信号驱动，该信号施加在射频传递线的端部从而在空间107中施加电场。随着被加速的粒子束增加与几何中心之间的距离，使该射频电场随着时间变化。用于这一目的的射频波形发生器的实例记载在提交于2005 年7月21日的名称为“A Progammable Radio FrequencyWaveform Generator for aSynchrocyclotron，，的美国专利申请 N0.11/187, 633 以及提交于2004年7月21日的相同名称的美国临时申请N0.60/590，089中，二者的内容引用结合于此，如同在这里完整阐述一样。该射频电场可采用提交于2007年11月30日的名称为“Matching A Resonant Frequency of A Resonant Cavity To A Frequency OfAn InputVoltage” (律师卷号N0.17970-011001)的美国专利申请N0.11/948, 359中记载的方式受到控制，其完整内容通过引用的方式结合于此，如同在这里完整阐述一样。对于从位于中央的离子源发出从而随着其开始向外螺旋行进而处理离子源结构的离子束来说，需要在射频板两端具有大的电压差。在射频板的两端施加20，000伏电压。在一些方案中，8，000至20，000V都可施加在射频板两端。为了减小驱动这一大电压所需的电力，该磁体结构布置成减小射频板与地面之间的电容。这是基于通过外轭和低温控制器外壳形成孔并与射频结构具有足够间隙并且在磁体极面之间形成足够空间而实现的。驱动D板的高压交流电势具有在加速循环期间向下扫频的频率从而实现质子的增加相对质量以及降低的磁场。该虚设(du_y)D件不需要中空的半圆柱形结构，其与真空腔壁部共同地处于地电势。可使用其他板结构，诸如由不同的电相或基础频率的倍数驱动的多于一对的加速电极。该RF结构可通过使用例如具有相互啮合的旋转和固定叶片的旋转电容器而在所需的扫频期间被调整为保持Q为高。在叶片的每次啮合期间，电容增加，因此降低RF结构的共振频率。这些叶片的形状能够形成为产生所需的精确扫频。用于旋转调相器的驱动马达可以相位锁定至RF发生器从而进行精确的控制。一束粒子在旋转调相器的叶片的每次啮合期间被加速。其中发生加速的真空腔119是大体柱形的容器，中心较薄，边缘处较厚。该真空腔封闭RF板和离子源并且由真空泵111抽空。保持高真空可确保加速离子不会损失于与气体分子的撞击并且使得RF电压能够被保持在较高的水平而不弧形接地。质子横跨过开始于离子源的大体螺旋形的路径。在该螺旋形路径的每个回路的一半中，质子随着它们通过空间107中的RF电场而获得能量。随着离子获得能量，它们的环形路径的每个随后回路的中心轨道的半径大于在先的回路，直到该回路半径达到极面的最大半径。在那一位置，磁性和电场扰动可导引离子进入磁场快速降低的区域，离子离开高磁场的区域并且被导引通过被抽空的管道38从而离开回旋加速器的轭。离开该回旋加速器的离子将随着它们进入存在于回旋加速器周围的空间中的明显减小的磁场的区域而趋向于分散。在抽取通道38中的束成形元件107、109重新导引离子，使得它们停留在有限空间范围的直线束中。极隙中那个的磁场需要具有特定属性从而随着离子束加速而保持被抽空腔中的离子束。该磁场指数η如下所示:N=- (r/B) dB/dr,该磁场指数应当被保持为正从而维持这一“弱”聚焦。这里，r是束的半径，B是磁场。另外地，磁场指数需要被保持低于0.2，因为在这一值，束的径向震荡和竖直震荡的周期性符合\ = 2uz共振。该电子感应加速器频率由(l_n)1/2和uz=n1/2限定。铁磁性极面设计成形成由线圈产生的磁场的形状，使得磁场指数η在与给定磁场中的250Mev束一致的最小直径中保持为正并且小于0.2。随着该束离开抽取通道，其通过束形成系统125 (图5)，该系统可编程地受控从而产生相应于该束的分散角和范围调制的所需组合。用于这一目的的束形成系统的实例记载在 2004 年 9 月 24 曰提交的名称为“A Programmable Particle Scatterer for RadiationTherapy Beam Formation”的美国专利申请N0.10/949, 734以及提交于2005年7月21日的美国临时申请N0.60/590，088中，二者通过引用的方式结合于此，如同在这里完整阐述一样。束形成系统125可与内部台架601相结合地使用，从而导引束至病人，如下文所述。在操作期间，由于沿着板的表面的传导电阻，板吸收来自于所施加的射频场的能量。这一能量以热量出现并且使用释放换热器113中的热量的水冷线路108而从板中移除(图 3)。从回旋加速器离开的杂散磁场由盒式磁轭(其也用作屏蔽件)和分离磁性屏蔽件114 二者进行限制。该分离的磁性屏蔽件包括铁磁性材料(例如，钢或铁)的层117，其封闭盒状轭，由空间116分离开。包括轭、空间和屏蔽件的多层的这一结构实现适当的屏蔽，用于低重下的给定泄漏磁场。如上所述，该台架允许同步回旋加速器围绕水平旋转轴线532旋转。该构架结构516具有两个大体平行的翼展580、582。该同步回旋加速器托架在所述翼展之间，两个腿部之间的大约中间。该台 架使用安装在与该构架相对的腿部的端部上的对重122、124而被平衡以围绕轴承旋转。
该台架通过安装至台架腿部其中的一个的电动机被驱动旋转，通过驱动齿轮和带或链连接至轴承外壳。台架的旋转位置从由结合入台架驱动马达和驱动齿轮的轴角度编码器提供的信号获取。在离子束离开回旋加速器的位置处，该束形成系统125作用在离子束上从而使得其属性适于进行病人治疗。例如，离子束可被扩散，其穿透深度可改变从而跨过给定目标体积提供均匀的辐射。该束形成系统能够包括被动的散射元件以及主动的扫描元件。该同步回旋加速器的主动系统的所有(例如，电流驱动超导线圈、RF驱动板、用于真空加速腔的真空泵和用于超导线圈冷却腔的真空泵，电流驱动离子源，氢气源和RF板冷却器)受到合适的同步回旋加速器控制电子设备(未示出)的控制，其可包括例如采用合适的程序编程以进行控制的电脑。台架、病人支架、主动束成形元件和同步回旋加速器用于执行治疗期的控制是通过合适的治疗控制电子设备(未示出)实现的。如图1、11和12所示，该台架轴承由回旋加速器拱顶524的壁部支撑。该台架使得回旋加速器摆动过180度(或者更大)的范围520，包括病人的上方，侧部和下方的位置。该拱顶的高度足够为台架在其移动的上部极限和底部极限提供空间。由壁部148、150形成侧壁的曲径146为治疗人员和病人提供入口和出口线路。因为至少一个壁部152绝不与从回旋加速器直接射出的质子束共线，所以其可以形成得相对薄并且仍旧具有屏蔽功能。房间的其他三侧壁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的所需厚度可被减小，因为土地本身可提供某种程度的所需屏蔽。参照图12和13，为了安全和美观的原因，治疗室160可构建在拱顶中。治疗室采用为摆动台架留有空间并且也最大化治疗室的地板空间164的范围的方式、从容纳室的壁部154、156、150和基部162形成悬臂进入台架腿部之间的空间。可在提升地板下方的空间中实现加速器的周期性维护。当加速器旋转至台架的下部位置时，可在与治疗区域分离的空间中完全地操作该加速器。动力供给、冷却设备、真空泵和其他支撑设备可位于这一分离空间中的提升地板的下方。在治疗室中，病人支架170可采用多种方式安装，允许该支架提升和降低以及允许病人旋转并移动至多个位置和方向。在图14的系统602中，产生束的粒子加速器，在这种情况下为同步回旋加速器604，安装在旋转台架605上。旋转台架605采用这里所述的类型并且能够围绕病人支架606呈角度地旋转。这一特征使得同步回旋加速器604能够从各种角度向病人直接地提供粒子束。例如，如图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导向。可选择地，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导向。该粒子束被直接地施加至病人，意味着不需要中介束路由机构。在这种情况下，路由机构不同于成形或成尺寸机构的地方在于，成形或成尺寸机构不会重新路由该束，而是形成该束的大小和/或形状，同时保持该束的相同总体轨迹。同样参照图15，内部台架601可包括在系统602中。在这一实例中，内部台架601是大概C形的，如图 所示。内部台架601包括施束器610。施束器610安装成允许施束器601沿着内部台架601的表面611相对于病人支架606 (该支架采用不同于图12所描述的支架的类型)进行移动。这使得施束器能够定位在例如围绕病人的半圆中的任何地方，例如病人607的上方、旁边或下方的任何位置。施束器610可改变由同步回旋加速器604提供的粒子束。更具体地说，如图16所示，由同步回旋加速器604的束成形系统提供的粒子束611可进一步分散同步回旋加速器604的输出的粒子束。施束器610可从同步回旋加速器604的输出接收粒子束并且改变该粒子束的特性。例如，施束器610可包括孔和/或其他束聚集机构从而基本上对准粒子束。因此，粒子束可被更精确地施加至病人中的目标。例如，粒子束的尺寸和/或形状可形成为治疗特定尺寸和/或形状的肿瘤。在这一方面，施束器610并不局限于对准粒子束。例如，施束器610可减小粒子束的尺寸同时也对准粒子束。该施束器可以是多叶片对准器，用于形成粒子束的尺寸和/或形状。施束器610也可仅允许粒子束通过而不进行改变。施束器610可由电脑控制为按照需要影响该束的尺寸和/或形状。施束器610和同步回旋加速器604可相对于病人支架606 (并因此相对于病人)以及相对于彼此移动。例如，施束器610的移动可以基本上与台架605的旋转一致,或者一个可以跟随另一个，使得同步回旋加速器604的输出一致于施束器610的输入。图15和17示出台架605沿着内部台架601的移动以及施束器610沿着内部台架601的移动。更具体地说，图17示出台架605被旋转使得同步回旋加速器604处于病人支架606下方的拱顶的情况。在图17中，同步回旋加速器604位于治疗室的地板612下方，该地板可以由混凝土制成。因此，同步回旋加速器604在图17中是不可见的。在这种情况下，施束器610沿着内部台架601移动，使得施束器610 —致于同步回旋加速器604的输出。因为同步回旋加速器604未示出在图17中，这一对齐是不可见的。反而，从同步回旋加速器604输出的粒子束通过内部台架601的外盖614以及地板(未示出)中的对应孔，之后由施束器610接纳。施束器610执行粒子束上的任何改变，并且使得粒子束通过至病人607。台架605 (以及因此同步回旋加速器604)可相对于病人沿箭头615的方向旋转。施束器610可沿着内部台架610沿着箭头616的方向移动。图15分别示出在由箭头615和616描述的移动之后的同步回旋加速器604和施束器610的位置。在图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)。在这一结构中，同步回旋加速器604 朝向病人向下导引其粒子束。施束器610接纳粒子束，改变(例如，对准)该粒子束，并且使得所得到的粒子束通过至病人。病人支架606可相对于内部台架601移动，由此能够使病人移动，使得内部台架601的上部部件621位于病人上方，使得内部台架601的底部部件622位于病人下方。病人支架606的移动，伴随着台架605和施束器610的移动，能够相对精确地对准病人上的肿瘤和/或其他治疗区域。图18示出内部台架601的一项示例性结构。在这一实例中，内部台架包括结构化焊接件617、精确的线性轴承轨道618 (例如，THK轨道)，外盖614以及施束器610，包延伸驱动件619，以及Θ驱动件620。内部台架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。结构性焊接件617可采用任何刚性材料构成，诸如金属、塑料等，能够支撑施束器610的重量。在这一实例中，结构性焊接件617基本上为C形形状(由此限定内部台架601的形状)。但是，需要指出的是，结构性焊接件617可具有其他形状。例如，其可以是细长或被压缩的。基本上，该结构性焊接件可具有任何形状，能够使得施束器610在病人上方和下方的位置之间进行相对不受阻挡的连续的行进。结构性焊接件617包括一个或多个轴承轨道618。可使用的轨道的数量取决于施束器610所需的连接。施束器610沿着结构性焊接件617的上部部件621与结构性焊接件617的底部部件622之间的轴承轨道618移动。该移动可以是连续的或者以离散的增量，并且可停在沿着轴承轨道618的任何点，从而获得施束器610相对于病人位置的所需位置。外盖614遮盖敞开孔，否则该孔可连通至地板612下方的区域(参见图17)。该孔和外盖允许粒子束从同步回旋加速器通过至施束器。但是，外盖614防止物体和/或其他材料下落穿过该孔并且可能地损坏敏感设备，诸如同步回旋加速器。外盖614可辅助或控制施束器610沿着轴承轨道618移动。也就是，外盖614可沿着结构性焊接件617的上部部件621与下部部件622之间的路径滚动。外盖614可在其端部624和/或625卷起，如图18所示。施束器610包括延伸驱动件619和Θ驱动件620。延伸驱动件619例如沿着箭头626朝向和离开病人移动孔625。借助于这一移动,延伸驱动件可改变病人上的孔625的投射。例如，该孔的尺寸可增加或减小。该孔的形状也可进行改变，例如，在圆形形状、椭圆形形状、多边形形状之间。Θ驱动件620沿着结构性焊接件617的上部部件621与下部部件622之间的轨道618移动施束器610。外盖614可伴随着施束器610行进。延伸驱动件619和Θ驱动件620的所有或部分可以是受电脑控制的。例如，延伸驱动件619和/或Θ驱动件620可由用于控制台架605的相同硬件和/或软件控制。系统602并不限制为与内部台架601共同使用。任何其他机构可用于提供一孔从而形成由同步回旋加速器604提供(例如，对准)的粒子束的尺寸和/或形状。例如，参照图19，可使用机器人臂626将孔625定位在同步回旋加速器604与病人之间。该机器人臂可相对于病人在三个方向移动该孔(例如，XYZ笛卡尔坐标系)。该机器人臂可由用于控制台架605的相同的硬件和/或软件控制。另外，该孔本身可被控制使得其尺寸和/或形状能够被改变。如上所述，该·孔的尺寸可被增加或减小。该孔的形状也可改变，例如，在圆形形状、椭圆形状、多边形形状等之间。诸如上文所述的孔可手工定位和/或控制。例如，支座(未示出)可用于保持该孔。该孔的尺寸和/或形状可适于该支座并且设置在该支座上。支座和孔二者可相对于病人定位并且与由同步回旋加速器提供的粒子束共线。可使用任何机构来保持该孔。在一些实施方式中，该孔和/或用于保持该孔的装置可安装在同步回旋加速器本身。该内部台架是有利的，因为其减小外部台架必须旋转所采用的精确度。例如，内部台架允许亚毫米束定位。由于由内部台架添加的额外精确度，所以该外部台架不需要提供亚毫米的精确度，但是其精度可以为毫米或者大于毫米。该外部台架也不需要大到为了获得高精确度所需的大小。与这里所述的粒子加速器的设计有关的其他信息能够在提交于2006年I月20 日的名称为 “High-Field Superconducting Synchrocyclotron” 的美国临时申请N0.60/760, 788 ;在提交于 2006 年 8 月 9 日的名称为 “Magnet Structure For ParticleAcceleration”的美国专利申请N0.11/463,402 ;在2006年10月10日提交的名称为“Cryogenic Vacuum Break Pneumatic Thermal Coupler” 的美国临时申请中找到，这些申请通过引用的方式结合于此，如同已经完整阐述一样。
其他实施方式处于随后的权利要求的范围内。不同的实施方式的元素，包括通过引用接合到这里的特征，可 组合从而形成这里没有详细说明的实施方式。
权利要求
1.一种粒子束治疗系统，包括 病人支架； 台架，在所述台架上安装粒子束加速器，所述台架可相对于所述病人支架上方和下方的位置移动，所述粒子束加速器用于导弓I粒子束朝向病人支架； 位于所述粒子束加速器与病人支架之间的孔，所述孔用于改变所述粒子束；以及 用于保持所述孔的设备，所述设备包括可手工定位的机器人臂或台座。
2.根据权利要求I所述的粒子束治疗系统，其中所述设备是机器人臂，且其中所述离子束治疗系统包括 处理装置，所述处理装置编程为控制所述台架和所述机器人臂的移动。
3.根据权利要求2所述的粒子束治疗系统，其中所述处理装置配置为控制所述机器人臂的移动以将所述孔相对于病人支架上的病人沿三个方向定位。
4.根据权利要求I所述的粒子束治疗系统，其中所述孔配置为基本上对齐质子或离子束。
5.根据权利要求I所述的粒子束治疗系统，其中所述病人支架可移动。
6.根据权利要求I所述的粒子束治疗系统，其中所述粒子加速器为同步回旋加速器，所述同步回旋加速器配置成将粒子束基本上直接地从该同步回旋加速器输出至所述病人支架上的病人。
7.根据权利要求6所述的粒子束治疗系统，其中所述同步回旋加速器包括受干扰的粒子源，该粒子源包括包含等离子的管，用于粒子束的粒子从所述等离子提取，所述管受到干扰从而所有的所述管在加速区域被移除，粒子在该加速区域处从等离子中提取。
8.如权利要求1所述的粒子束治疗系统，其中所述台架可移动，使得所述粒子加速器从所述病人支架上方的位置移动至所述病人支架下方的位置。
9.如权利要求1所述的粒子束治疗系统，其中所述孔的尺寸和/或形状可控。
10.如权利要求9所述的粒子束治疗系统，其中所述形状可控制为圆形形状、椭圆形形状或多边形形状。
全文摘要
一种系统包括病人支架和其上安装有加速器的外部台架，外部台架使所述加速器能够围绕病人支架上的病人移动过一个位置范围。所述加速器配置成产生具有足以到达病人中的目标的能量水平的质子或离子束。内部台架包括用于导引所述质子或离子束朝向所述目标的孔。
文档编号A61N5/10GK103252024SQ20131004923
公开日2013年8月21日 申请日期2007年11月30日 优先权日2007年11月30日
发明者肯尼思.加尔 申请人:梅维昂医疗系统股份有限公司