产生具有可变能量的带电粒子的粒子加速器

摘要

一个示例的同步回旋加速器包括以下内容：一电压源，其提供射频(RF)电压至一空腔以加速来自粒子源的粒子；一个线圈，其接收可变电流，并产生一个至少4特斯拉的磁场以使粒子在空腔中沿轨道运行；和一个提取通道，其接收加速粒子和从空腔输出所接收的粒子。从空腔中输出的粒子具有的能量至少基于施加到线圈的可变电流而变化。

说明书

技术领域

本发明主要涉及一种产生具有可变能量的带电粒子的粒子加速器。

背景技术

粒子治疗系统使用加速器产生的粒子束治疗疾病，如肿瘤。在操作中，在磁场的存在下粒子在空腔内部的轨道中被加速，并通过提取通道从空腔中移除。从加速器中提取的粒子束可用于照射体内的目标体积。

发明内容

一个示例的同步回旋加速器包括以下内容：一电压源，其提供射频(RF)电压至一空腔以加速来自粒子源的粒子；一个线圈，其接收可变的电流，并产生一个至少4特斯拉的磁场以使粒子在空腔中沿轨道运行；和一个提取通道，其接收加速粒子和从所述空腔输出所接收的粒子。从空腔中输出的粒子具有的能量至少基于施加到线圈的可变电流而变化。

一个示例的质子治疗系统包括以下内容：上面示例的同步回旋加速器；和一个台架，所述同步回旋加速器安装在台架上。台架可相对于病人的位置旋转。粒子是质子，并基本上直接从同步回旋加速器输出至病人位置。

可变电流可包括固定部分和可变部分，并且电流的可变部分可在一个范围内变化，使得同步回旋加速器提取半径处的磁场在提取半径处的最大值的约5％和35％之间变化。提取半径处的磁场可以在约0.2特斯拉和约1.4特斯拉之间或约0.6至约4.2特斯拉之间变化。所述线圈可包括第一组线圈和第二组线圈。第一组可被配置为接收可变电流的固定部分，和第二组可被配置为接收可变电流的可变部分。所述可变电流的可变部分可在一定范围内变化，使得同步回旋加速器的提取半径处的磁场在提取半径处的最大值的约5％和35％之间变化。所述线圈可包括一组或多组线圈，并且在至少一组线圈可以超导并且可以包括2百万至1千万安培匝数。磁场可以具有范围为约4特斯拉至约20特斯拉的大小。从空腔输出的粒子的能量可以在约115MeV和约250MeV之间连续变化，例如，以高达每秒20MeV的速率。从空腔输出的粒子的能量可以在约115MeV和约250MeV之间非连续变化。粒子的能量能以约10MeV到约80MeV之间的步长变化。能量每一个步长的变化可以不超过30分钟。该线圈可以包含一个超导线圈。电压源可以被配置为在一个频率范围内按周期扫描所述RF电压。电压源可被配置为对应于粒子从空腔输出的每个不同的能量，以不同的频率范围扫描RF电压。每个频率范围可包括一个下边界和一个上边界，下边界可以在约40MHz至约250MHz的范围内，例如，约73MHz到约150MHz，而上边界可以在约56MHz至约340MHz的范围内，例如，约131MHz至约196MHz。一个或多个无功元件可连接到所述电压源，以在一个频率范围内扫描RF电压。所述一个或多个无功元件可以被配置为选择用于从空腔输出的粒子的相应能量的频率范围。所述一个或多个无功元件可以包括可变电容器或电感器。所述线圈可包括第一组线圈和第二组线圈，其中所述第一组是超导的并配置为接收可变电流的固定部分，以及所述第二组是超导或非超导的并且被配置为接收可变电流的可变部分。

本发明中所描述的两个或两个以上的特征，包括那些在发明内容部分描述的特征，可以组合以形成在本文中没有具体描述的实施例。

本文所描述的各种系统或其一部分的控制，可以通过计算机程序产品来实施，该计算机程序产品包括存储在一个或多个非临时性计算机可读存储介质中的指令，并且该指令可由一个或多个处理设备来执行。本文所描述的系统或者其一部分可以作为一种装置、方法、或电子系统实施，其可以包括一个或多个处理设备和用于存储实施所述功能的控制的可执行指令的存储器。

一个或多个实施方案的细节阐述于下面的附图和说明书中。其它特征，目的和优点将在说明书、附图以及权利要求书中变得显而易见。

附图说明

图1是示出示例的治疗系统的框图。

图2是一个治疗系统的透视图。

图3是同步回旋加速器的部件的分解透视图。

图4，5，和6是同步回旋加速器的剖视图。

图7是同步回旋加速器的透视图。

图8是当不同的总电流被施加到加速器上时，加速腔室的不同位置的磁场的大小的曲线图。

图9是一部分的反向线圈架和绕组的横截面图。

图10是通道中有电缆的复合导体的横截面图。

图11是离子源的横截面图。

图12是D形板和虚设D形件的透视图。

图13是示例的射频(RF)结构的剖视图。

图14是拱顶的透视图。

图15是带拱顶的治疗室的透视图

图16示出了极面和极片的对称轮廓的一半的轮廓。

图17示出了位于治疗室的内部台架中的病人。

具体实施方式

概述

本文描述的是在治疗系统中如质子或离子治疗系统中使用的粒子加速器的一个例子。该示例性的粒子治疗系统包括：粒子加速器-在该例子中为同步回旋加速器-安装在台架上。如下面更详细说明的，台架使加速器能够围绕病人位置进行旋转。在一些实施方式中，台架是钢制的，并具有安装在病人的相对侧上的两个相应轴承上以进行旋转的两条腿。粒子加速器由钢桁架支撑，该钢桁架足够长以跨越病人所躺的治疗区，并且两端连接到台架的旋转腿上。因此台架围绕病人旋转，粒子加速器也旋转。

在一个实施例中，粒子加速器(例如，同步回旋加速器)包括低温恒温器，其具有一超导线圈以传导产生磁场(B)的电流。在此示例中，低温恒温器使用液体氦(He)来维持线圈在超导温度下，例如，4°开尔文(K)。磁极片位于室温以下的低温恒温器内，并限定用于粒子加速的空腔。在一些实施方式中，加速器中产生的最大磁场为至少4特斯拉并且可高达20特斯拉或以上，例如，4特斯拉和20特斯拉之间或6特斯拉和20特斯拉之间。

在这个实施例中，粒子加速器包括粒子源(例如，潘宁(Penning)离子计-PIG源)，以提供等离子体柱至空腔。氢气被电离，以产生等离子体柱。电源提供了射频(RF)电压至空腔，以加速来自等离子体柱的粒子。如上所述，在本实施例中，粒子加速器是同步回旋加速器。因此，当加速来自柱中的粒子时，该射频电压在一个频率范围内扫描(sweep)，以在粒子上施加相对论效应(例如，增加粒子的质量)。运行电流通过超导线圈产生的磁场导致从等离子体柱加速的粒子在空腔内沿轨道加速。

磁场再生器(“再生器”)被设置在靠近所述空腔的外侧(例如，在其内部边缘)来调整空腔内的现有磁场，从而改变从等离子体柱加速的粒子的连续轨道的位置(例如，间距和角度)，使得最终粒子输出到穿过低温恒温器的提取通道。再生器可增大所述空腔中的一个点的磁场(例如，它可在空腔的一个区域产生磁场“凸点”)，从而使该点处粒子的每个连续轨道朝向提取通道的入口点向外旋进，直到它到达提取通道。提取通道接收从等离子体柱加速的粒子，并将从空腔所接收到的粒子作为一个粒子束输出。

所提取的粒子束(或从加速器输出的粒子束)的能量可以影响治疗中粒子束的使用。通常，粒子束(或在粒子束中的粒子)的能量在提取后不增加。然而，在提取后与治疗前，能量可以根据治疗的需要而减少。参照图1，样本治疗系统10包括加速器12，例如，同步回旋加速器，具有可变能量的粒子(例如质子)束14从中被提取以照射身体22的目标体积24。任选地，一种或多种附加设备，诸如扫描单元16或散射单元16，一个或多个监测单元18，和能量降解器20，沿照射方向28设置。该设备截取所提取的束14的横截面，并且改变用于治疗的所提取的束的一个或多个属性。

由用于治疗的粒子束照射的目标体积通常具有三维结构。在某些情况下，为了进行治疗，将目标体积沿所述粒子束的照射方向分层，并且可以在此基础上逐层进行照射。对于某些类型的粒子，如质子，在目标体积内沿照射方向的穿透深度(或该束到达的层)主要由粒子束的能量来确定。具有给定能量的粒子束基本上不超过对应的穿透深度。为了将束照射从目标体积的一层移动到另一层，所述粒子束的能量将发生变化。

在图1所示的例子中，目标体积24沿着照射方向28被分为九层26a-26i。照射通常从最底层26i开始，一次一层，逐步移向较浅的层，并结束在最浅的层26a。在应用到身体22之前，所述粒子束14的能量被控制在一定的水平，以允许粒子停止在所希望的层，例如层26d中，而基本上不进一步渗透到身体内或目标体积内，例如，层26e-26i或身体更深处。在一些实例中，当治疗层相对于粒子加速变浅时，所述粒子束14的所需能量随之降低。通常，用于治疗目标体积24的相邻层的束能量差约为约3MeV到约100MeV，例如，约10MeV至约80MeV，但是其他的差也可以，这取决于，例如，层的厚度和束的属性。

用于治疗目标体积24的不同层的能量变化可以由加速器12执行，这样，在一些实施方式中，粒子束从加速器12提取后，不需要额外的能量变化。该治疗系统10中可选的能量降解器20可以从系统中去除。在一些实施方式中，加速器12可以输出粒子束的能量在约100MeV至约300MeV之间变化，例如，约115MeV和约250MeV之间。该变化可以是连续的或不连续的，例如，一次一个步长。在一些实施方式中，该连续或不连续的变化能以相对高的速率发生，例如，高达约50MeV每秒或高达约20MeV每秒。非连续变化可以一次一个步长地进行，一个步长约为10MeV到约80MeV。

当一层照射完成后，加速器12可以改变粒子束的能量以照射下一层，例如，在几秒钟内或小于一秒钟内。在一些实施方式中，目标体积24的治疗可以继续而基本上不中断或完全不中断。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目标体积24的两相邻层所需要的能量差。例如，步长可以是相同的或者为能量差的一部分。

在一些实施方式中，加速器12和降解器20共同改变束14的能量。例如，加速器12提供粗调而降解器20提供微调，或反之亦然。在这个例子中，加速器12可以输出粒子束的能量变化的变化步长为约10-80MeV，并且降解器20调节(例如，减少)的束能量变化步长为约2-10MeV。

减少使用的(或不存在)降解器可以是范围转换器，能便于保持从加速器输出的束的性质和质量，如束强度。粒子束的控制可以由加速器执行。例如，当粒子束通过降解器20所产生的中子的副作用，可以减少或去除。

在完成目标体积24的治疗后，当治疗系统10治疗另一身体或身体部分22’的另一目标体积30时，粒子束14的能量也可能需要调整。目标体积24，30可以在同一个身体(或病人)内，或者可以属于不同的病人。身体22’表面的目标体积30的深度D可以不同于目标体积24的深度。虽然一些能量调整可能由降解器20来完成，但该降解器20只可以减少束的能量而不增加束能量。有时，用于治疗目标体积30的最高束能量可以高于用于治疗目标体积24的最高束能量。在这种情况下，在治疗该目标体积24之后和治疗目标体积30之前，加速器12则增加输出束的能量。在其他情况下，治疗目标体积30所需的最高束能量可以低于治疗目标体积24的最高束能量。虽然降解器20可以减少能量，然而加速器12可以调节到输出较低的束能量，从而减少或消除使用降解器20。目标体积24，30的分层可以是不同的或相同的。并且目标体积30可以在目标体积24治疗的基础上逐层地进行相似治疗。

在同一病人上的不同目标体积24，30的治疗可以是基本连续的，例如，两个目标体积之间的停止时间为不超过约30分钟或更少，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1分钟或更少。如下面详细说明的，加速器12可以被安装在可移动台架上，并且台架的移动使加速器瞄准不同的目标体积。在某些情况下，在完成目标体积24的治疗后，开始治疗目标体积30之前，治疗系统进行调整(例如，移动台架)期间，加速器12可以完成输出束14的能量调整。只要加速器和目标体积30的对齐完成时，具有调整的期望束能量的治疗就可以开始。为不同病人调节束能量也可以相对高效地完成。在一些实例中，所有的调整，包括增加/减少电子束能量和/或移动台架是在约30分钟内完成的，例如，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。

在目标体积的同一层，照射剂量是通过使用扫描单元16移动束穿过层的二维表面(有时也称为扫描束)。或者，所述层可使所提取的束穿过散射单元16的一个或多个散射体(其有时被称为散射束)而被照射。

束的属性，如能量和强度，可通过控制加速器12和/或其它设备，如扫描单元/一个或多个散射体16，降解器20，以及其它在图中未示出的设备，在治疗前进行选择或者可在治疗过程中进行调节。在一些实施方式中，系统10包括控制器32，例如一台计算机，其与系统中的一个或多个设备进行通信。有时，控制可以基于由一个或多个监测器18所监测的结果，例如，束强度，剂量，束在目标体积的位置等的监测。虽然所示的监测器18是位于设备16和降解器20之间，但是一个或多个监测器还可以放置在束照射路径的其他位置。控制器32还可以存储用于一个或多个目标体积的治疗计划(相同的病人和/或不同的病人)。治疗计划可在治疗开始之前确定，并且可以包括参数，如目标体积的形状，层的数目，每一层的照射剂量，每一层的照射次数等。在系统10内束属性的调整可以根据治疗计划来执行。在治疗过程中可进行另外的调整，例如，当检测到偏离治疗计划时。

在一些实施方式中，加速器12，通过改变使所述粒子束加速的磁场，来改变输出粒子束的能量。特别地，一组或多组线圈用于接收可变电流，以在空腔中产生可变磁场。在一些实例中，一组线圈接收固定电流，而一组或多组其它线圈接收可变电流，使得由线圈组接收的总电流变化。在一些实施方式中，所有的线圈组是超导的。在其它实施方式中，某些线圈组，诸如用于固定电流的一组是超导的，而其他组线圈，诸如用于可变电流的一组或多组都是非超导的。有时，所有的线圈组都是非超导的。

通常，该磁场的大小是可随电流的大小而变化的。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。在某些情况下，电流的连续调节可导致磁场的连续变化和输出束能量的连续变化。另外，当施加至线圈的电流以非连续的、步进的方式调节时，磁场和输出的束能量也相应地以非连续的方式变化。磁场与电流的比例可以使束能量相对精确地变化，但是除输入电流外有时可能需要轻微的调整，其细节将在下面讨论。

此外，为了输出具有可变能量粒子束，加速器12被配置为施加扫描不同范围频率的射频电压，每个范围对应于不同的输出束能量。例如，如果加速器12被配置为产生三个不同的输出束能量，所述射频电压就能够扫描三个不同的频率范围。在另一个例子中，对应于连续的束能量变化，RF电压扫描连续变化的频率范围。不同的频率范围可以具有不同的低频率和/或高频率的界限。

可以从加速器12提取具有不同能量的粒子束，而不改变用于提取具有单个能量的粒子束的再生器的特征。在其它实施方式中，可移动再生器以干扰粒子轨道，或可添加或去除铁插头以基于所述可变粒子能量改变磁场的凸点(bump)。

作为一个例子，表1示出了该加速器12可以输出粒子束的三个能级。还列出了用于产生三个能级的相应参数。特别是，磁电流是指施加到加速器12中的所述一个或多个线圈组中的总电流；最大和最小频率限定RF电压扫描的范围，以及r是一个位置到空腔中心的径向距离，在该空腔中粒子被加速。

表1.束能量和相应参数的示例。

下文描述了产生具有可变能量的带电粒子的粒子加速器的详情。加速器可以是同步回旋加速器，以及粒子可以是质子。将粒子形成为束用于治疗用途。在病人的同一目标体积的治疗过程中，或者同一病人或不同病人的不同目标体积的治疗过程中，从粒子加速器输出的束的能量可以改变。在一些实施方式中，当没有束(或粒子)从加速器输出时，所述加速器的设置被改变，以改变束能量。能量变化在所需范围内可以是连续的或不连续的。

参照图2，带电粒子放射治疗系统500包括产生束的粒子加速器502，该粒子加速器的重量和尺寸足够小，以允许其被安装在旋转台架504上，使其输出定向为从加速器壳体直接(即，基本上直接)朝向病人506。

在一些实施方式中，钢制台架具有两个腿部508，510，安装在位于病人相对侧上的两个相应轴承512，514上以进行旋转。加速器由钢桁架516支承，钢桁架的长度足以跨越病人所躺的治疗区518，(如，高个人的两倍长，以允许病人在该空间内被完全旋转，使得病人的任意期望的目标区留在束的线路中)，并能够在两端稳定地连接至台架的旋转腿部。

在一些示例中，台架的旋转被限制在小于360度的范围520内，例如，约180度，以允许地板522从容纳所述治疗系统的拱顶524的壁部延伸进入病人治疗区域。台架的限制旋转范围也减小了一些壁部(那些绝不会直接与束对准的壁部，例如壁部530)的所需厚度，其为治疗区域以外的人提供了辐射屏蔽。180度的台架旋转范围足够覆盖所有的治疗到达角度，但提供更大的行程范围也是有用的。例如旋转范围可以在180和330度之间，并仍然提供相应于治疗地面空间的间隙。

台架的水平旋转轴532名义上位于地板上方的一米处，在那里，病人和治疗人员与治疗系统相互配合。该地板定位在遮蔽治疗系统的拱顶的底部地板上方约3米处。加速器可以在提升地板的下面摆动，以从旋转轴下方输送治疗束。病床可在平行于所述台架的旋转轴线的大致水平的平面上移动和旋转。这种结构下，所述床能在水平面中约270度的范围534内旋转。台架和病人旋转的范围和自由程度的结合允许治疗人员选择束的几乎所有的接近角。如果需要，病人可以被反向放置在床上，那么所有可能的角度都可以使用。

在一些实施方式中，加速器使用具有非常高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减小与施加在其上的磁场增大成正比/直接比例，所以非常高磁场的超导磁性结构允许加速器做得更小并且更轻。同步回旋加速器使用旋转角度一致的磁场，并且强度随半径的增加而降低。这种场的形状能够在不考虑磁场的大小的情况下实现，所以理论上在同步回旋加速器中使用的磁场强度(以及在固定半径处因此而产生的粒子能量)没有上限。

在存在非常高的磁场的情况下，超导材料失去其超导性质。使用高性能的超导导线绕组以获得非常高的磁场。

超导材料通常需要被冷却到低温以实现它们的超导性质。在这里描述的一些实施例中，使用低温冷却器来使超导线圈绕组达到接近绝对零度的温度。采用低温冷却器能够降低复杂性和成本。

同步回旋加速器被支撑在台架上，使得产生的束直接与病人共线。台架允许回旋加速器绕水平旋转轴线旋转，该水平旋转轴线包含在病人内部，或病人附近的一个点(等角点540)。与旋转轴线平行的分离桁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，所以病人支撑区域可以被容纳在等角点周围的宽广区域。因为地板能够围绕等角点宽阔地延伸，病人支承平台可定位成相对于穿过等角点的垂直轴542移动，并围绕该垂直轴542旋转，这样，通过台架旋转，以及平台移动和旋转的组合，可以获得直达病人的任何部分的任何角度的束。这两个台架臂部由高个病人身高的两倍或以上的间距分离，以允许病床带着病人在提升地板上方的水平面内旋转和平移。

限制台架的旋转角度允许减小围绕治疗室的至少一个壁部的厚度。厚的壁部，通常由混凝土构成，为治疗室外部的人提供辐射防护。停止质子束的下游的壁部厚度可以是治疗室相对端的壁部厚度的约两倍，从而以提供同等程度的保护。限制台架旋转范围使得治疗室的三个侧面被设置在地平面以下，同时使占用区域相邻于最薄的壁部，减少构造治疗室的成本。

可变能量

在如图2所示的例子中，超导同步回旋加速器502输出的粒子束具有可变能量。可变能量的范围可具有一个上边界，即约200MeV到约300MeV或更高，例如，200MeV，约205MeV，约210MeV，约215MeV，约220MeV，约225MeV，约230MeV，约235MeV，约240MeV，约245MeV，约250MeV，约255MeV，约260MeV，约265MeV，约270MeV，约275MeV，约280MeV，约285MeV，约290MeV，约295MeV，或约300MeV或更高。所述范围还可具有一个下边界，即约100MeV或更低到约200MeV，例如，约100MeV或更低，约105MeV，约110MeV，约115MeV，约120MeV，约1255MeV，约130MeV，约135MeV，约140MeV，约145MeV，约150MeV，约155MeV，约160MeV，约165MeV，约170MeV，约175MeV，约180MeV，约185MeV，约190MeV，约195MeV，约200MeV。

在某些情况下，变化是不连续的，且变化步长可为约10MeV或更低，约15MeV，约20MeV，约25MeV，约3010MeV，约35MeV，约40MeV，约45MeV，约50MeV，约55MeV，约60MeV，约65MeV，约70MeV，约75MeV，或约80MeV或更高。改变一个步长的能量可以不超过30分钟，例如，约25分钟或更少，约20分钟或更少，约15分钟或更少，约10分钟或更少，约5分钟或更少，约1分钟或更少，或约30秒或更少。在其它情况下，变化为连续的，且加速器能以相对较高的速率调整粒子束的能量，例如，高达约50MeV每秒，高达约45MeV每秒，高达约40MeV每秒，高达35MeV每秒，高达约30MeV每秒，高达约25MeV每秒，高达约20MeV每秒，高达约15MeV每秒，或高达约10MeV每秒。加速器可以被配置为连续和非连续地调整粒子的能量。例如，连续和非连续变化的组合可以用在同一个目标体积的治疗或不同目标体积的治疗。灵活的治疗计划和灵活的治疗就可以实现。

粒子加速器输出具有可变能量的粒子束可以为照射治疗提供精度，并减少用于治疗的附加设备(除加速器以外)的数量。例如，用于改变输出粒子束的能量的降解器的使用可被减少或消除。粒子束的属性，如强度、聚焦等，可以在粒子加速器中得到控制，且粒子束能到达目标体积而不受附加设备的实质性干扰。相对高的电子束能量变化率可以减少治疗时间，并使得能有效地利用治疗系统。

可变磁场

在一些实施方式中，加速器，如图2所示的同步回旋加速器502，通过改变加速器中的磁场来加速粒子或粒子束至可变能量水平，其可以通过改变施加至线圈的用于产生磁场的电流来实现。如图3，4，5，6和7中，示例的同步回旋加速器1010(图2中502)包括具有粒子源90的磁系统1012，射频驱动系统91，和束提取系统38。由磁系统1012建立的磁场可以从两组线圈40a和40b，以及42a和42b能够生成的磁场最大值的约5％变化到约35％。由磁系统建立的磁场具有的形状适合于使用两组线圈和一对成形的铁磁(例如低碳钢)极面44，46的组合来维持包含质子的束的焦点。

每组线圈都是用于接收电流的分离的一对环形线圈。在一些情况下，两组线圈都是超导的。在其它情况下，只有一组线圈是超导的而另一组是非超导或常规传导(下面也将进一步讨论)。也可能这两组线圈都是非超导的。在线圈中使用的合适的超导材料，包括铌-3锡(Nb3Sn)和/或铌-钛。其它常规传导材料可包括铜。下面进一步描述线圈组结构的例子。

两组线圈可串联或并联地电连接。在一些实施例中，由两组线圈接收到的总电流可包括约200万安培匝数至约1000万安培匝数，例如，约250万至约750安培匝数或左右375万安培匝数至约500万安培匝数。在某些情况下，一组线圈被配置为接收总可变电流的固定(或恒定)部分，而另一组线圈被配置为接收总电流的可变部分。两个线圈组的总电流随一组线圈的电流变化而变化。在其它情况下，施加到两组线圈的电流都可以变化。两组线圈中的可变总电流能产生具有可变大小的磁场，这反过来又改变所述粒子的加速途径，并产生具有可变能量的粒子。

一般地，由一个或多个线圈产生的磁场大小与施加到一个或多个线圈的总电流大小成比例。基于所述的比例，在一些实施方式中，磁场强度的线性变化可以由线圈组总电流的线性变化来实现。总电流能以相对较高速率调整，这导致磁场和束能量能以相对高的速率调整。

在表1中所示的例子中，在线圈环几何中心的电流和磁场之间的比率是：1990∶8.7(约228.7∶1)；1920∶8.4(约228.6∶1)；1760∶7.9(约222.8∶1)。因此，调节施加到一个或多个超导线圈的总电流大小可以按比例地(基于所述比率)调整磁场大小。

在表1例子中的磁场和总电流的比例也在图8的曲线图中示出，其中Bz为沿Z方向的磁场；以及R是沿垂直于Z方向的方向从线圈环的几何中心测得的径向距离。该磁场在几何中心具有最高值，并且随距离R的增加而降低。曲线1035，1037表示相同线圈组接收不同的总电流：分别为1760安培和1990安培，所产生的磁场。提取粒子的对应能量分别是211MeV和25MeV。两条曲线1035，1037具有大致相同的形状，且曲线1035，1037的不同部分基本上是平行的。其结果是，无论是曲线1035还是曲线1037都可以被线性地移位，以基本匹配另一条曲线，这表明磁场可与施加到线圈组的总电流成比例。

在一些实施方式中，该磁场和总电流的比例性也许是不完美的。例如，基于表1中所示的例子计算的磁场和电流之间的比率不是恒定的。另外，如8图所示，一个曲线的线性移位可能不能很好地匹配另一曲线。在一些实施方式中，总电流在完美比例的设想下被施加到线圈组。可通过另外改变特征，例如线圈的几何形状，以抵消不完美的比例性，来产生目标磁场(在完美比例的设想下)。作为一个例子，铁棒可被插入一个或两个极片或从中取出。相比于比例是完美的并且只有电流需要调整的情况，线圈的特征能够以相对高的速率被改变，使得磁场的调整速度基本上不受影响。在铁棒的例子中，棒可以在秒钟或分钟的时间量程内被添加或删除，例如5分钟内、1分钟内、少于30秒、或小于1秒。

在一些实施方式中，所述加速器的设置，如施加到线圈组的电流，可以基于线圈组中的总电流和磁场的实际比例性进行选择。

通常，为产生在期望范围内变化的总电流，施加到两个线圈组的电流的任何组合都可以使用。在一个实施例中，线圈组42a，42b可以配置成接收对应于该磁场的期望范围的下边界的固定电流。在表1所示的例子中，固定电流是1760安培。此外，线圈组40a，40b可以被配置为接收可变电流，该可变电流具有的上边界对应于期望范围的磁场的上边界和下边界之间的差值。在表1所示的例子中，线圈组40a，40b被配置为接收0安培和230安培之间变化的电流。

在另一个例子中，线圈组42a，42b可以配置成接收对应于该磁场的期望范围的上边界的固定电流。在表1所示的例子中，固定电流是1990安培。此外，线圈组40a，40b可以被配置成为接收可变电流，该可变电流具有的上边界对应于期望范围的磁场的上边界和下边界之间的差值。在表1所示的例子中，线圈组40a，40b被配置成接收-230安培和0安培之间变化的电流。

由可变总电流产生的用于加速粒子的总可变磁场可以具有大于4特斯拉的最大值，例如大于5特斯拉，大于6特斯拉，大于7特斯拉，大于8特斯拉，大于9特斯拉，或大于10特斯拉，以及高达约20特斯拉或更高，例如，高达约18特斯拉，高达约15特斯拉或高达约12特斯拉。在一些实施方式中，线圈组总电流的变化可以改变磁场约0.2特斯拉至约4.2特斯拉或以上，例如约0.2特斯拉至约1.4特斯拉或约0.6特斯拉至约4.2特斯拉。在某些情况下，磁场的变化量可以与所述最大值成比例。

此外，在给定最大值的磁场，磁场强度一般是到加速器几何中心的距离的函数，并且可受线圈40a，40b，42a，和42b的几何形状以及磁极的形状和材料的选择的影响。磁场强度的变化作为距离的函数的一个例子示于图8。

下面讨论两组线圈的结构的示例。两个线圈组以公共轴线47为中心并且沿轴线被隔开。在如图9和10所示的实施例中，线圈组是由基于Nb₃Sn超导的0.8mm直径的线束48(最初包括由铜外皮包覆的铌-锡芯)置于一个通道中包含绞合电缆的导体的几何结构中形成。7股单独的线束电缆连接在一起后，将其加热至发生反应以形成线圈的最终(脆性)的超导材料。材料反应后，导线被焊接入铜制通道(外尺寸3.18×2.54毫米，内尺寸2.08×2.08毫米)并覆盖绝缘层52(在这个例子中为织造玻璃纤维材料)。然后包含导线53的铜制通道卷绕成两个线圈组，每个线圈组分别具有8.55厘米×19.02厘米的矩形横截面，具有26层和每层49匝数。然后卷绕的线圈组由环氧化合物54进行真空浸渍。最终形成的线圈组被安装在环形不锈钢反向线圈架56上。加热器层55放置在绕组的层间隔中，从而在超导磁体失超(magnetquench)的情况下保护该组件。

然后卷绕线圈组由环氧化合物进行真空浸渍。然后每个线圈组可以用铜板覆盖，以提供热传导性和机械稳定性，然后被包含在环氧树脂的附加层中。通过将线圈组冷却到低温并且将线圈组嵌合在反向绕线管内，可以实现线圈组的预压。反向线圈架的内径选择为使得当整个物料冷却到4K时，反向线圈架保持与线圈组接触并提供一些压缩。

线圈组的几何形状通过将线圈组安装在反向线圈架56中并施加一个与线圈被激励时产生的扭曲力相反的恢复力60而保持。如该图6所示，使用一组暖-冷支撑条402，404，406相对于磁轭和低温恒温器被保持该线圈组的位置。采用薄条支撑该冷质量可降低由刚性支撑系统传递给冷量的热泄漏。这些条布置为随着磁体在台架上旋转而承受所述线圈组上变化的重力。它们承受重力和大离心力的组合作用，该离心力通过线圈组被干扰至相对于磁轭离开完全对称的位置时由线圈组实现。此外，随着台架在其位置变化时的加速和减速，这些连杆用于降低施加在线圈组上的动态力。每个暖-冷支撑件包括一个S2玻璃纤维连杆和一个碳纤维连杆。碳纤维连杆跨过在热轭和中间温度(50-70K)之间的销而被支撑，并且S2玻璃纤维连杆408跨过中间温度销和连接到冷量的销而被支撑。每个连杆为5厘米长(从销中心到销中心)，17毫米宽。连杆厚度为9毫米。每个销由高强度的不锈钢制成，并且直径为40毫米。

通过将线圈组件(线圈和支撑结构)封装在抽成真空的环状的铝或不锈钢低温容器中，使得主超导线圈保持在接近绝对零度的温度(例如，约4开氏度)，该容器提供围绕该线圈结构的至少一些自由空间。在一些实施方式中，接近绝对零度的温度由包含液态氦的冷却通道(未示出)来实现与保持，其中，该冷却通道形成在支撑结构中，并且它包含通道中的液态氦和相应的超导线圈之间的热连接。上述以及那些可能使用的类型的液态氦冷却系统的示例描述在美国专利申请No.13/148 000(Begg等)中。

作为一个例子，该线圈组通过将线圈组件(线圈和线圈架)封装在抽成真空的环状的铝或不锈钢低温容器70中而保持在接近绝对零度的温度(例如，约4开氏度)，该容器在线圈结构周围提供自由空间，除了具有支承点71，73的限定组之外。

在一些实施方式中，使用一个单级Gifford-McMahon低温冷却器和三个两级Gifford-McMahon低温冷却器来达到和保持接近绝对零度的温度。每个两级低温冷却器具有连接到冷凝器的第二级冷端，该冷凝器将氦蒸汽重新凝固成液态氦。在低温冷却器的头部被供给有来自压缩机的压缩氦。单级Gifford-McMahon低温冷却器被布置为冷却用于向超导绕组供应电流的高温(例如，50-70开氏度)引线。

在一些实施方式中，使用配置在线圈组件的不同位置的两个Gifford-McMahon低温冷却器72，74来达到和保持接近绝对零度的温度。每个低温冷却器具有与该线圈组件接触的冷端76。在低温冷却器的头部78被供给有来自压缩机的压缩氦80。另外两个Gifford-McMahon低温冷却器77，79被布置为冷却用于向超导绕组供应电流的高温(例如，60-80开氏度)引线。

线圈组件和低温容器被安装在药盒状磁轭82的两半81，83中，并由这两半完全封闭。在这个例子中，该线圈组件的内径是约74.6厘米。铁轭82提供了用于返回磁场磁通量84的路径，并且磁性屏蔽该极面44，46之间的体积86，以避免外部磁场作用干扰那一体积内的磁场形状。该轭也用于减少加速器附近的杂散磁场。

虽然显示了两个线圈组，但加速器也可以包括一个线圈组或两个以上的线圈组。在只使用一个线圈组的情况下，该线圈组被配置成接收可变电流来改变磁场。在使用两个以上的线圈组的情况下，其中一个或多个线圈组被配置成接收可变电流来改变磁场。

一个，两个，或多个组线圈可以被构造成类似于图9和10中所示的结构。虽然两组线圈被描述为具有相同的半径和结构(例如，层数和匝数，材质等)，它们也可以具有不同的特征。在一些实施例中，不同组的线圈可以根据需要被设置为用于接收不同的电流。

除了可变性以外，加速器中的磁场还需要具有一定的性能以在加速时保持在腔室中的粒子束。该磁场指数n，如下所示，

n＝-(r/B)dB/dr，

应保持为正以维持这种“弱”聚焦。这里，r是束的半径，B是磁场。此外该磁场指数必须保持低于0.2，因为在这个值，束的径向振荡和垂直振荡的周期符合v_r＝2v_z共振。该电子回旋加速频率由v_r＝(1-n)1/2和v_z＝n1/2定义。极是铁磁性的，并且铁磁性极面被设计为成形所述线圈产生的磁场，因此该磁场指数n在与给定磁场中的250MeV束一致的最小直径中被保持为正并小于0.2。

磁场指数的弱聚焦可以基于磁场变化促进粒子束能量的变化。当磁场随着施加到线圈组的总电流的变化而连续地或步进地改变时，磁场的轴向聚焦相应地改变。在一些实施方式中，可以使用转向磁体(未示出)来指示该磁场，以校正磁场变化所引起的任何可能的指向误差。

从加速器射出的杂散磁场由两个磁轭46a，46b(其也用作屏蔽件)和额外的单独的磁性屏蔽件(未示出)进行限制。

在一些实施方式中，返回轭和屏蔽件可以通过有源返回系统替换或者扩充。一个示例的有源返回系统包括一个或多个有源返回线圈传导电流至与穿过主超导线圈的电流相反的方向。在一些实施例中，有每个超导线圈都有一个有源返回线圈，例如，两个有源返回线圈-每个超导线圈(被称为“主”线圈)具有一个。每个有源返回线圈也可以是超导线圈，其围绕相应的主超导线圈的外侧。

通过有源返回线圈的电流方向与通过主线圈的电流方向相反。电流通过有源返回线圈从而产生磁场，该磁场与主线圈产生磁场极性相反。结果，通过有源返回线圈产生的磁场能够消散至少一些较强的从相应主线圈产生的杂散磁场。在一些实施例中，每个有源返回可用于生一个2.5T至12T或更大值之间的磁场。可使用的有源返回系统的一个例子描述在2013年5月31日提交的美国专利申请No.13/907 601中，该申请的内容通过引用并入本文。

如图4和11所示，同步回旋加速器包括一个位于磁结构82的几何中心92附近的具有潘宁离子计的粒子源90。粒子源90可以是如下所述，或者粒子源可以是美国专利申请No.11/948662中记载的类型，其内容通过引用并入本文。

粒子源90由氢气供给器99通过输送气态氢的气体线101和管194来供给。电缆94承载来自电流源95的电流从而激励电子从与该磁场200对齐的阴极192，190排出。

在本例中，所排出的电子使得通过小孔从管194排出的气体电离化从而产生正离子(质子)的供给，从而由半圆形(D形)射频板100和一个虚设D形板102加速，该半圆形射频板横跨由磁结构所包围的空间的一半。在粒子源中断的情况下(一个例子记载在美国专利申请号11/948 662中)，所有(或主要部分)的含等离子体的管在加速区被移除，从而使离子在相对高的磁场中被更快速地加速。

RF频率范围

如图12所示，D形板100是中空金属结构，具有包围一空间107的两个半圆形表面103，105，其中，质子绕磁结构包围的空间旋转一半期间被加速。通向空间107的导管109，穿过磁轭延伸到外部位置，由此可以连接一真空泵111以将该空间107以及加速发生的真空室119空间的其余部分抽真空。虚设D形板102包括矩形金属环，其在D形板的暴露边缘附近被隔开。虚设D形板接地至真空室和磁轭。该D形板100是由射频信号驱动，该射频信号施加在射频传输线的端部，从而在空间107中施加电场。随着被加速的粒子束增加了与几何中心之间的距离，使得射频电场随时间变化。用于该目的的射频波形发生器的实例记载在2005年7月21日提交的标题为“AProgrammable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron”的美国专利申请No.11/187633，以及2004年7月21日提交的相同标题的美国临时申请No.60/590089中，二者都通过引用并入本文。射频电场可以通过标题为“Matching A Resonant Frequency Of A Resonant Cavity To A Frequency OfAn Input Voltage”的美国专利申请No.11/948359中描述的方式来控制，该申请的内容通过引用并入本文。

对于从位于中心的粒子源发出从而随着其开始向外螺旋行进而避开粒子源结构的束而言，在射频板两端需要具有大的电压差。在一些方案中，可在射频板两端施加5000至20000伏特。为了减小驱动该大电压所需要的电力，磁结构被布置为减小射频板和地面之间的电容。这是基于通过外轭和低温恒温器外壳与射频结构产生足够的间隙，并且使磁铁极面之间形成足够的空间而实现的。

驱动D形板的高压交变电位具有在加速周期期间向下扫描的频率，从而实现质子相对质量的增加和磁场的降低。该电压可以按周期扫描一个频率范围，并且每个周期可以对应于加速器中的粒子的加速周期。在一些实施方式中，加速器是同步回旋加速器，并且从加速器输出的粒子束是脉冲粒子束的形式。每个粒子束可在一个加速周期中被加速，并且RF扫描周期可以与粒子束产生或提取的周期相同。

虚设D形板不需要中空半圆形结构，因为它与真空室的壁部共同处于地电位。可以使用其它板结构，例如一对以上的由不同的电相或基础频率倍数驱动的加速电极。通过使用例如具有相互啮合的旋转和固定的叶片的旋转电容器，该射频结构可在所需的扫频过程中被调整为保持正确的谐振匹配。在叶片的每次啮合期间，电容增加，从而降低了射频结构的谐振频率。叶片可以成形为产生所需要的精确扫频。一粒子束在旋转电容器的叶片的每次啮合期间被加速。

所述D形板100上的高电压扫描的RF频率范围与束能量和对应于不同射频范围的不同束能量有关。因此，当加速器中的束能量变化，该电压在周期中扫描的对应的RF范围被改变。不同的RF频率范围可以基于电子束能量范围来选定。在一些实施方式中，为适应能量变化的范围，RF频率范围具有在约40MHz和约250MHz之间变化的下边界，和在约56MHz和约340MHz之间变化的上边界。例如，下边界可在约73MHz至约150MHz之间变化，上边界可在约131MHz和约196MHz之间变化。在表1所示的例子中，RF频率范围为99MHz到132MHz对应于250MeV的电子束能量，97MHz至128MHz对应于235MeV的电子束能量，93MHz至120MHz对应于211MeV的电子束能量。

图13示出了射频结构一个例子，该射频结构用于为所述粒子束的每个能级扫描D形板100上的高电压至一个RF频率范围，并用于当粒子束的能量改变时，改变所述频率范围。D形板100的半圆表面103，105连接到一个内导体1300并容纳在一个外导体1302中。高电压从电源(未示出，例如振荡电压输入端)通过一个用于耦合电源到内导体的电源耦合器1304被施加到D形板100。在一些实施方式中，耦合器1304被定位在所述内导体1300上以提供电力从电源传输至D形板100。此外，D形板100连接到可变电抗元件1306，1308来为每个粒子的能级执行射频扫描，并为不同的粒子能级改变RF频率范围。

具体地，可变电抗元件1306可以是旋转电容器，其具有可由电机(未示出)旋转的多个叶片1310。通过在射频扫描的每个周期内啮合或不啮合叶片1310，RF结构的电容发生变化，其反过来改变RF结构的谐振频率。在一些实施方式中，电机的每四分之一周期期间，叶片1310彼此啮合。射频结构的电容增加，并且谐振频率减小。当叶片1310不啮合时该过程逆转。结果，产生高电压所需要的电力施加到D形板103上，并且加快所述束的需求可以由一个大的因子减小。在一些实施方式中，叶片1310的形状被加工成能准时形成共振频率所需要的关系曲线。

叶片的旋转可以与RF频率的产生同步。通过改变射频腔的Q因子，RF结构的谐振频率保持接近施加到D形板103(虚设D形板接地，并且在图13中未示出)的交流电压电位的频率。

可变电抗元件1308可以为由板1312和内导体1300的表面1316形成的电容器。板1312可沿朝向或远离表面1316的方向1314移动。电容器的电容随着板1312和表面1316之间的距离D的变化而变化。对于为一粒子能量而扫描的每个频率范围，距离D位于一设定值，并且为了改变频率范围，板1312对应于输出束能量的变化而移动。

在一些实施方式中，内导体和外导体1300，1302由金属材料制成，如铜，铝或银。叶片1310和板1312可以用与导体1300，1302相同或不同的金属材料制成。耦合器1304可以是一个电导体。可变电抗元件1306，1308可以具有其他形式，并且能以其他方式连接到D形板100，以执行射频频率扫描和频率范围的改变。在一些实施方式中，单个可变电抗元件可以被配置为执行两个可变电抗元件1306，1308的功能。在其它实施方式中，可以使用两个以上的可变电抗元件。

束的加速和提取

加速发生的真空室119是大体柱形的容器。该真空室封装射频板和粒子源，并由真空泵111抽真空。保持高的真空度可确保加速离子不会损失于与气体分子的碰撞，并使所述RF电压能够被保持在较高的水平，而不产生电弧放电。

质子穿过始于粒子源的大致螺旋形的轨道路径。在螺旋形路径的每个回路的一半中，质子在其通过空间107中的RF电场时获得能量。随着离子获得能量，其螺旋形路径的每个随后回路的中央轨道的半径大于在先的回路，直到该回路的半径达到极面的最大半径。在该位置处，磁场和电场扰动可引导离子进入磁场迅速减小的区域中，并且离子离开所述高磁场的区域，并通过真空管38被引导，在本文中称为提取通道，从而离开回旋加速器的轭。磁性再生器可用于改变磁场的扰动以引导离子。这些离开回旋加速器的离子将趋于分散，因为它们进入了存在于回旋加速器周围空间的显着减小的磁场。在提取通道38中的束成形元件107，109重新引导所述离子，使它们停留在有限空间范围的直线束中。

当束离开提取通道，它通过束形成系统125(图6)，该系统可以可编程地控制，以创建束的散射角和范围调制的期望组合。用于此目的的束形成系统的例子记载在2004年9月24日提交标题为“A Programmable ParticleScatterer for Radiation Therapy Beam Formation”的美国专利申请No.10/949734，和2005年7月21日提交的美国临时申请No.60/590088中，二者都通过引用并入本文。束形成系统125可以与下文所述的台架601结合使用，以引导束至病人。束形成系统125也可以是一个扫描系统。

在操作期间，由于沿着板表面的传导电阻，D形板吸收来自所施加的射频场的能量。此能量显示为热能，并使用用于释放热交换器113(图4)中的热量的水冷却线路108将该能量从板中消除。

从回旋加速器射出的杂散磁场由药盒状磁轭(兼作屏蔽件)和分离的磁性屏蔽件114二者进行限定。分离的磁性屏蔽件包括具有铁磁材料(例如钢或铁)的层117，该层包围药盒状磁轭，并由空间116隔开。这种包括磁轭，空间，及屏蔽件的三明治结构可获得足够的屏蔽，用于低重量下的给定泄漏磁场。

如上所述，台架允许同步回旋加速器绕着水平旋转轴532旋转。桁架结构516具有两个大致平行的翼展580，582。同步回旋加速器在所述腿之间的大约中间处托架在所述翼展之间。使用安装在与桁架相对的腿部端部的配重122，124，来平衡台架以使其绕轴承旋转。

台架由电动马达驱动旋转，该电动马达安装在台架的一个或两个腿上，并通过驱动齿轮连接到轴承座。台架的旋转位置由轴间角编码器提供的信号导出，该轴间角编码器并入台架的驱动马达和驱动齿轮中。

在该离子束离开回旋加速器的位置处，束形成系统125作用在离子束上以赋予其适合于病人治疗的属性。例如，束可以被扩散，并且其渗透深度改变从而跨过给定的目标体积提供均匀的辐射。束形成系统可包括无源散射元件以及有源扫描单元。

如图2，14，和15所示，台架的轴承是由回旋加速器拱顶524的壁部支撑。台架使回旋加速器在180度(或以上)的范围520摆动，包括病人的上方，侧面和下方的位置。拱顶的高度足够为台架在其移动的顶部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了进入和退出通道。由于至少有一个壁部152是绝不会与回旋加速器直接射出的质子束成一直线，所以其可以形成得相对薄，并且仍可执行其屏蔽功能。房间的其他三个侧壁154，156，150/148，其可能需要更严密的屏蔽，可被埋在土山中(未显示)。壁部154，156，和158的所需厚度可以减小，因为土地本身可以提供某种程度的所需屏蔽。

参照图15和16，出于安全和美观的原因，治疗室160可构建在拱顶内。治疗室采用为摆动台架留有空间并且还最大化治疗室的地板空间164的方式，从容纳室的壁部154，156，150和底座162形成悬臂进入台架两腿之间的空间。加速器的定期检修可在提升地板下方的空间完成。当加速器旋转至所述台架的下部位置时，在与治疗区域分隔开的空间可以实现全方位接近该加速器。动力供给，冷却设备，真空泵和其他支撑设备可以位于该分隔开的空间中的提升地板下面。在治疗室中，病人支架170可以采用多种方式安装，以允许支架升高和降低并允许病人旋转并移动至多个位置和方向。

在图17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，被安装在旋转台架605上。旋转台架605采用这里所描述的类型，并能围绕病人支架606呈角度地旋转。这一特征使得使同步回旋加速器604能够从各种角度向病人直接提供粒子束。例如，如图17所示，如果同步回旋加速器604位于病人支架606上方，那么粒子束可被引导至向下朝向病人。可选地，如果同步回旋加速器604位于病人支架606下方，那么粒子束可被引导至向上朝向病人。该粒子束被直接施加至病人，意味着不需要中间束的路由机构。在这种情况下，路由机构与成形或成尺寸机构的不同之处在于，一个成形或成尺寸机构不重新路由该束，而是形成该束的大小和/或形状，同时保持束的相同总体轨迹。

所有加速器的有源系统，如同步回旋加速器(例如当前的驱动的超导线圈，RF驱动板，用于真空加速室和超导线圈冷却室的真空泵，电流驱动的粒子源，氢气源和射频板冷却器)，由合适的控制电子元件(未示出)控制，其可以包括，例如，用适当的程序编程来实现控制的一个或多个计算机。

执行治疗期间的台架，病人支架，有源束成形单元和加速器的控制通过适当的治疗控制电子元件(未示出)来实现。

在本例中所述的放射治疗系统用于质子放射治疗，但相同的原理和细节可以应用在类似系统中，例如重离子(离子)治疗系统。

粒子源可以是美国专利申请No.11/948662中所述的类型，其通过引用并入本文。用于该目的的射频波形发生器的实例记载在2005年7月21日提交的标题为“A Programmable Radio Frequency Waveform Generator for aSynchrocyclotron，”的美国专利申请No.11/187633，和2004年7月21日提交的相同标题的美国临时申请No.60/590089中，二者通过引用并入本文。射频电场可以通过标题为“Matching A Resonant Frequency Of A Resonant CavityTo A Frequency Of An Input Voltage”的美国专利申请No.11/948359中所述的方式进行控制，其内容通过引用并入本文。

对于上述系统进一步的细节可以在2006年11月16日提交的标题为“Charged Particle Radiation Therapy”的美国专利No.7728311和2008年11月20日提交的标题为“Inner Gantry”的美国专利申请No.12/275103中找到。美国专利No.7728311和美国专利申请No.12/275 103的内容通过引入并入本文。

任何两个或多个前述实施方案可适当地组合使用于适当的粒子加速器中(例如，同步回旋加速器)。同样地，任何两个或多个前述实施方案的各个特征可以适当地组合使用。本小节和它们各自的标题是用于帮助阅读和理解该说明书。本小节的标题不包括或限制相应小节的内容的解释。各小节的内容是不分开的或不彼此独立的。相反，不同小节的特征可以进行任何适当的组合。

本文所述的不同实施方案的要素可以被组合，以形成上文未详细说明的其他实施例。本文所述的流程，系统，设备等可以省略一些要素，而不对其运行造成不利影响。各个分离的元件可以被组合成一个或多个独立元件，以执行本文中所描述的功能。

本文所描述的示例性的实施方式不限于用于粒子治疗系统或使用本文描述的示例性粒子治疗系统。相反，示例性的实施方式可用于引导加速粒子输出的任何适当的系统。

本文所描述的关于粒子加速器的设计的额外信息可存在于2006年1月20日提交的标题为“High-Field Superconducting Synchrocyclotron”的美国临时申请No.60/760788，2006年8月9日提交的题为“Magnet Structure ForParticle Aceeleration”的美国专利申请No.11/463402，和2006年10月10日提交的题为“Cryogenic Vacuum Break Pneumatic Thermal Coupler”的美国临时申请No.60/850565中，所有申请通过引用并入本文，如同已经完全阐述一样。

于2012年9月28日提交的以下申请通过引用并入本申请中，如同已经在此完全阐述一样：题为“CONTROLLING INTENSITY OF A PARTICLEBEAM”的美国临时申请(申请号61/707466)，题为“ADJUSTINGENERGYOF A PARTICLE BEAM”的美国临时申请(申请号61/707515)，题为“ADJUSTING CODL POSITION”的美国临时申请(申请号61/707 548)，题为“TOCUSING A PARTICLE BEAM USINGMAGNETIC FIELDFLUTTER”的美国临时申请(申请号61/707 572)，题为“MAGNETIC FIELDREGENERATOR”的美国临时申请(申请号61,707590)，题为“FOCUSINGA PARTICLE BEAM”的美国临时申请(申请号61/707 704)，题为“CONTROLLING PARTICLE THERAPY”的美国临时申请(申请号61/707624)，以及题为“CONTROL SYSTEM FOR A PARTICLE ACCELERATOR”的美国临时申请(申请号61/707645)。

以下也是通过引用并入本申请中，如同已经在此完全阐述一样：2010年6月1日颁布的美国专利No.7728311，提交于2007年11月30日的美国专利申请No.11/948359，2008年11月20日提交的美国专利申请No.12/275103，2007年11月30日提交的美国专利申请No.11/948662，2007年11月30日提交的美国临时申请No.60/991454，2011年8月23日颁布的美国专利No.8003964，2007年4月24日颁布的美国专利No.7208748，2008年7月22日颁布的美国专利No.7402963，和2007年11月9日提交的美国专利申请No.11/937 573。

本申请的任何特征可与以下中的一个或多个适当的特征组合：题为“CONTROLLING INTENSITY OF A PARTICLE BEANT”的美国临时专利申请(申请号61/707466)，题为“ADJUSTING ENERGY OF A PARTICLEBEAM”的美国临时专利申请(申请号61/707 515)，题为“ADJUSTING COILPOSITION”的美国临时专利申请(申请号61/707 548)，题为“TOCUSINGA PARTICLE BEAM USING MAGNETIC FIELD 10 FLUTTER”的美国临时专利申请(申请号61/707 572)，题为“MAGNETIC FIELD REGENERATOR”的美国临时专利申请(申请号61/707 590)，题为“TOCUSING A PARTICLEBEAM”的美国临时专利申请(申请号61/707 704)，题为“CONTROLLINGPARTICLE THERAPY”的美国临时专利申请(申请号61/707 624)，以及题为“CONTROL SYSTEM FOR A PARTICLE ACCELERATOR”的美国临时专利申请(申请号61/707 645)，2010年6月1日颁布的美国专利号7728311，2007年11月30日提交的美国专利申请号11/948359，2008年11月20日提交的美国专利申请号12/275 103，2007年11月30日提交的美国专利申请号11/948662，2007年11月30日提交的美国临时申请号60/991454，2011年8月23日颁布的美国专利号8003964，2007年4月24日颁布的美国专利号为7208748，2008年7月22日颁布的美国专利号为7402963，2010年2月9日提交的美国专利申请号13/148000，和2007年11月9日提交的美国专利申请号11/937 573。

本文中未具体描述的其它实施方式也在以下权利要求的范围内。