CN102985137A - 呼吸引导装置、呼吸引导程序及粒子射线治疗装置 - Google Patents

Abstract

本发明的目的在于提供一种呼吸引导装置及粒子射线治疗装置，通过对呼吸进行准确的评估，以对呼吸进行适当的引导。该呼吸引导装置包括：生成呼吸引导用的目标呼吸信号(R_tj(t))的呼吸引导控制部(7cC)；输出对患者的实际呼吸进行测定后得到的实际呼吸信号(R_rl(t))的实际呼吸测定部(7a)；将目标呼吸信号(R_tj(t))的一个周期(T_res)作为单位，对目标呼吸信号(R_tj(t))的数据和与目标呼吸信号(R_tj(t))的数据同步收集到的实际呼吸信号(R_rl(t))的数据分别进行傅立叶级数展开，并计算与展开后的一次项相当的三角函数对的系数(a₁、b₁)，将从系数(a₁、b₁)求得的增益（G_tj、G_rl）和相位（φ_tj、φ_rl）进行比较，对实际呼吸和目标呼吸信号的偏差进行评估的呼吸评估部(7cE)。

Description

呼吸引导装置、呼吸引导程序及粒子射线治疗装置

技术领域

本发明涉及一种将包含质子射线或碳射线等重粒子射线的带电粒子束照射到癌症等的患部进行治疗的医疗装置即粒子射线治疗装置，尤其涉及对患者的呼吸进行引导的呼吸引导装置。

背景技术

粒子射线治疗是将带电粒子束（下文称为粒子束）照射到治疗对象即患部，通过给患部组织造成损伤来进行治疗，需要对照射对象即患部组织给予充足的剂量，同时需要抑制照射到周围组织的剂量。因此，根据预先测定的照射对象的形状来制定用于控制照射剂量和照射范围（以下称为照射野）的治疗计划。然而，由于治疗计划是以照射对象的形状和位置不会变形（移位）为前提制定的，因此对于照射对象随着呼吸而发生移位的情况，无法按照计划来进行照射。因此，对于随着呼吸而发生移位的照射对象，提出了一种粒子射线治疗装置（例如，参照专利文献1及2），该装置测量呼吸相位，在位置和形态稳定的呼吸相位下照射粒子束，通过所谓的呼吸同步对射束照射进行控制。

此外，为了能够对呼吸有意识地进行控制，还提出了一种粒子射线治疗装置（例如，参照专利文献3至6），该装置具有示出呼气或吸气的时序以引导患者的呼吸使其具有规定周期的呼吸引导功能。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本专利特开2006-288875号公报（[0037]～[0040]段，图7～图9）

专利文献2：国际公开号WO2006/082651A1（[0092]～[0096]段，图16）

专利文献3：日本专利特开2001-346773号公报([0013]～[0015]段，图1)

专利文献4：日本专利特开2008-119449号公报（[0014]～[0020]段，图4、图5）

专利文献5：日本专利特开2008-259604号公报([0058]～[0059]段，图3)

专利文献6：国际公开号WO2009/150708A1（[0021]～[0026]段，图1、图6）

发明内容

发明所要解决的技术问题

上述呼吸引导功能是引导患者的呼吸使其具有适合于加速器等设备的运转周期的周期，以进行高效的射束照射，对于实际的呼吸与示出的时序有偏离的情况，进行用于对快慢、深度等进行校正的指示等。然而，无论在哪个粒子射线治疗装置中，在进行呼吸评估时，都是将呼吸信号的时间变化即呼吸波形的顶点或底边的位置（最大/最小值）、或者呼吸波形中超过（或低于）阈值的那部分的位置、长度等作为评估对象，除此以外的部分不会被列入评估对象。因此，例如，对于呼吸不规则的情况或叠加了噪音等情况，在产生设想外的波形时无法准确地对呼吸进行评估，因此无法执行合适的控制或指示。即，无法在对呼吸最理想的时序下进行照射。

为解决上述问题，现提出本发明，其目的在于提供一种呼吸引导装置及粒子射线治疗装置，通过对呼吸进行准确的评估，可以对呼吸进行适当的引导。

解决技术问题所采用的技术方案

本发明的呼吸引导装置是在粒子射线治疗过程中对患者的呼吸进行引导，包括：目标呼吸信号生成部，该目标呼吸信号生成部生成用于对所述患者的呼吸进行引导的目标呼吸信号；实际呼吸测定部，该实际呼吸测定部测定所述患者的实际呼吸，并输出测定到的实际呼吸信号；及呼吸评估部，该呼吸评估部将所述目标呼吸信号一个周期的数据作为计算单位，对所述目标呼吸信号的数据、和与所述目标呼吸信号的数据同步地收集到的所述实际呼吸信号的数据分别进行傅立叶级数展开，计算与展开后的一次项相当的三角函数对的系数，将从计算出的系数中求得的各个增益和相位进行比较，然后对所述实际呼吸和所述目标呼吸信号的偏差进行评估。

此外，本发明的呼吸引导程序用于在计算机上构建在粒子射线治疗过程中对患者的呼吸进行引导的呼吸引导装置，其特征在于，包括：目标呼吸信号生成步骤，该目标呼吸信号生成步骤生成用于对所述患者的呼吸进行引导的目标呼吸信号；实际呼吸测定步骤，该实际呼吸测定步骤测定所述患者的实际呼吸，并输出测定到的实际呼吸信号；及呼吸评估步骤，该呼吸评估步骤是将所述目标呼吸信号一个周期的数据作为计算单位，对所述目标呼吸信号的数据、和与所述目标呼吸信号的数据同步地收集到的所述实际呼吸信号的数据分别进行傅立叶级数展开，计算与展开后的一次项相当的三角函数对的系数，将从计算出的系数中求得的各个增益和相位进行比较，然后对所述实际呼吸和所述目标呼吸信号的偏差进行评估。

此外，本发明的粒子射线治疗装置的特征在于，包括：加速器，该加速器产生粒子束；多个治疗室；粒子束的输送路径，该粒子束的输送路径将所述加速器和所述多个治疗室分别进行连接；切换装置，该切换装置设置在所述输送路径中，切换所述粒子束的轨道使得所述加速器产生的粒子束被提供至所述多个治疗室中的任意一个治疗室；分别设置在所述多个治疗室中的所述呼吸引导装置；及分别设置在所述多个治疗室中的照射装置，该照射装置用所提供的粒子束形成对应于照射对象的照射野，并至少与所述目标呼吸信号同步来控制对所述照射对象的照射。

发明效果

根据本发明的呼吸引导装置及粒子射线治疗装置，以明确的周期函数即目标呼吸信号的周期对实际呼吸信号和目标呼吸信号分别进行收集，并对收集到的信号数据进行傅立叶级数展开，使用与展开后的一次项相当的三角函数对的系数来计算增益和相位，并利用该增益和相位对呼吸进行评估，因此，其目的在于获得一种通过对呼吸进行准确的评估，可以对呼吸进行适当的引导的呼吸引导装置及粒子射线治疗装置。

附图说明

图1是用于说明本发明实施方式1所涉及的包括呼吸引导装置的粒子射线治疗装置的整体结构的图。

图2是用于说明本发明实施方式1所涉及的包括呼吸引导装置的粒子射线治疗装置的控制系统结构的功能框图。

图3是表示本发明实施方式1所涉及的呼吸引导装置中所使用的目标呼吸信号与评估函数及呼吸门控信号的关系的波形图。

图4是表示本发明实施方式1所涉及的呼吸引导装置中使用评估函数对呼吸信号进行评估时的增益和相位的关系的复平面图。

图5是表示本发明实施方式1所涉及的呼吸引导装置的呼吸信息演示装置在呼吸引导时显示的显示画面示例的图。

图6是用于说明本发明的实施方式1所涉及的呼吸引导装置的结构的框图。

图7是用于说明本发明的实施方式1所涉及的呼吸引导装置的一部分即呼吸评估部的结构的框图。

图8是用于说明本发明实施方式1所涉及的呼吸引导装置及实施方式2所涉及的呼吸引导程序的动作的流程图。

图9是用于说明为了实现本发明实施方式2所涉及的呼吸引导装置而在计算机上构建的呼吸引导程序的结构的框图。

图10是用于说明本发明的实施方式3所涉及的呼吸引导装置的一部分即呼吸评估部的结构的框图。

图11是表示本发明实施方式3所涉及的呼吸引导装置的呼吸信息演示装置在呼吸引导时显示的显示画面示例的图。

图12是用于说明本发明的实施方式4所涉及的呼吸引导装置的一部分即呼吸评估部的结构的框图。

图13是用于说明本发明的实施方式5所涉及的呼吸引导装置的一部分即呼吸评估部的结构的框图。

具体实施方式

实施方式1

下文对本发明实施方式1所涉及的呼吸引导装置（呼吸导航装置）及具备呼吸引导装置的粒子射线治疗装置的结构进行说明。图1～图7用于说明本发明实施方式1所涉及的呼吸引导装置及粒子射线治疗装置的结构，图1是表示粒子射线治疗装置整体结构的图，图2是用于说明与粒子射线治疗装置的控制有关的结构的功能框图，图3是表示呼吸引导中使用的（目标）呼吸信号与评估函数及呼吸门控信号的关系的波形图，图4是表示使用评估函数评估呼吸信号时的增益和相位的关系的复平面图，图5是表示呼吸引导时在构成呼吸引导装置的呼吸信息演示装置中显示的显示画面示例的图。图6是用于说明呼吸引导装置的结构的框图，图7是用于说明呼吸引导装置的一部分即呼吸评估部的结构的框图，图8是用于说明呼吸引导装置的动作的流程图。

首先，利用图1对粒子射线治疗装置的大致结构进行说明。图1中，粒子射线治疗装置包括：作为带电粒子束提供源的同步加速器即圆形加速器1（下文简称为加速器）；包括设置在每个治疗室中的照射装置的照射系统2；与加速器1和各治疗室相连以将带电粒子束从加速器输送至各治疗室的照射装置的输送系统3；以及协同控制这些系统（后文称为子系统）的控制系统4。而且，本发明实施方式所涉及的粒子射线治疗装置的特征结构在于，在设置于各治疗室的呼吸引导装置中，按照规定周期的目标呼吸信号的周期来对实际呼吸信号收集数据，从与傅立叶级数展开后的一次项相当的三角函数对的系数导出实际呼吸信号的时间位置和深度，即相位和增益，并与用于呼吸引导的目标呼吸信号进行定量比较。后文会对定量比较及基于比较结果进行的控制进行详细说明，在此先对各个结构进行说明。

＜加速器＞

加速器1包括：成为带电粒子束进行环绕的轨道路径的真空管道11；用于将前置级加速器5提供的带电粒子入射到真空管道11内的入射装置12；使带电粒子的轨道发生偏转以形成带电粒子沿真空管道11内的环绕轨道环绕的带电粒子束的偏转电磁铁13a、13b、13c、13d（统称为13）；使形成于环绕轨道上的带电粒子束收敛以防止其发散的收敛用电磁铁14a、14b、14c、14d（统称为14）；对进行环绕的带电粒子施加同步的高频电压来加速的高频加速腔15；用于将在加速器1内加速后的带电粒子束取出到加速器1外并向输送系统3射出的射出装置16；以及为了使带电粒子束从射出装置16射出而对带电粒子束的环绕轨道进行共振激励的六极电磁铁17。

另外，还包括用于对各部分进行控制的未图示的装置，例如：偏转电磁铁13包括对偏转电磁铁13的励磁电流进行控制的偏转电磁铁控制装置；高频加速腔15包括用于向高频加速腔15提供高频电压的高频源、以及用于控制高频源的高频控制装置，在控制部4内包括对偏转电磁铁控制装置、高频控制装置、收敛用电磁铁14等其它部分进行控制来控制整个加速器1的加速器控制装置41。然而，在本发明的技术思想中，对加速器1本身的控制没有限定，因此并不限于上述结构，而且理所当然地，只要是可以使带电粒子束稳定射出到输送系统3中的变形例，都是允许的。

此外，为了简化，在图中将前置级加速器5描述为一个设备，但实际上，前置级加速器包括产生质子、碳（重粒子）等带电粒子（离子）的离子源（离子束产生装置）、以及对所产生的带电离子进行初始加速的线性加速器系统。而且，从前置级加速器5入射到加速器1的带电粒子被高频电场加速，在被磁铁偏转的同时，被加速到大约光速的70％～80％。

＜输送系统＞

由加速器1加速后的带电粒子束被射出到称为HEBT（高能射束输送：High Energy Beam Transport）系统的输送系统3中。输送系统3包括：成为带电粒子束的输送路径的真空管道（主管道31m、治疗室A用管道31A、治疗室B用管道31B，统称为真空管道31）；对带电粒子束的射束轨道进行切换的切换装置即切换电磁铁32；以及使射束偏转规定角度的偏转电磁铁33。根据需要利用切换电磁铁32来改变轨道（31A方向、31B方向），以将由加速器1提供了充分能量并在由真空管道31形成的输送路径内环绕的带电粒子束，导向设置于指定治疗室中的照射装置。

＜照射系统＞

照射系统2包括：照射装置21，该照射装置21用由输送系统3提供的带电粒子束形成与照射对象即患者的患部的大小、深度相对应的照射野，以对患部进行照射；以及具有在照射时进行呼吸引导的呼吸导航功能的呼吸引导装置7。与呼吸引导及实际呼吸联动（根据目标呼吸信号及实际呼吸信号的相位）地控制对照射对象即患部的照射的开/关。另外，对于输送系统的说明中记载的“设置于指定治疗室中的照射装置”，从治疗效率的观点出发，粒子射线治疗装置一般包括多个治疗室（图中为6A、6B，统称为治疗室6）。即，对于此处所示的照射系统2，每个治疗室6中均设有照射装置21和呼吸引导装置7，例如，治疗室6A用的照射系统2A包括照射装置21A和呼吸引导装置7A。

为了实现呼吸导航（下文在设备的结构中称为“呼吸引导”，对于单独使用的情况，一般称为“呼吸导航”）功能，呼吸引导装置7包括：用于测定患者的呼吸状态的呼吸测定装置7a；呼吸引导装置主体7c，该呼吸引导装置主体7c基于由呼吸测定装置7a所测定的实际呼吸波形和用于呼吸引导的目标呼吸波形来判断是否对患者进行粒子射线照射，并且对呼吸引导装置7整体进行管理；以及用于向患者演示与呼吸同步有关的信息的呼吸信息演示装置7b。特别地，对于呼吸状态的评估，如后文所述，呼吸引导装置主体7c包括呼吸评估部7cE，该呼吸评估部7cE基于从实际呼吸波形和用于呼吸引导的目标呼吸波形经数学运算得出的相位和振幅（增益），来对呼吸状态进行定量的评估，并基于该评估结果判断是否对呼吸引导进行校正。

＜治疗室＞

另外，图示的治疗室A（6A）是包括从偏转电磁铁33G部分到照射装置21A在内的整个照射系统以患者（治疗台）为中心旋转，从而可以使粒子束对患者的照射角度自由旋转的旋转照射室，也称为旋转机架。而治疗室B（6B）是从照射装置21B沿水平方向对坐在可以自由设定角度、位置的椅子上的患者进行粒子束照射的水平照射室。此处虽然以两种不同类型的治疗室为例进行记载，但对于呼吸导航功能，可以应用相同功能的设备，而与治疗室的类型无关。因此，即使是描述以外的类型的治疗室，或者治疗室数量不同，也可以适用。

＜控制系统＞

对于像这样由多个子系统构成的大型且复杂的系统的控制系统，一般而言，大多由专门控制各个子系统的子控制器和对整体进行指挥控制的主控制器构成。在本发明的实施方式1所涉及的粒子射线治疗装置的控制系统4中，也采用该主控制器和子控制器的结构。为简单起见，对粒子射线治疗装置的控制系统中，与加速器1、输送系统3、照射系统2这三个子系统的控制有关的控制系统，即，如图所示，包括加速器控制部41、输送系统控制部43、照射系统控制部42及整体控制部40的控制系统4进行说明。

接下来，利用示意性表示控制系统结构的图2对控制系统4进行说明。另外，粒子射线治疗装置中的控制器一般使用工作站、计算机。因此，很多情况下也将控制器称为“计算机”。例如，图2中的主控制器40实际上是在多数情况下被称为照射系统公共计算机的计算机上的功能，此处将其作为具有某种功能的控制器对待。此外，设备控制计算机相当于对子系统即照射系统2进行控制的子控制器42，并将对应于分散配置在各治疗室6A、6B中的照射系统2A、2B的控制器所对应的部分区分为42A、42B。由此，在粒子射线治疗装置（系统）的控制系统4中，包括：主控制器40和加速器1用的控制器、照射系统2用的控制器、输送系统3用的控制器，即子控制器41、42、43。

并且，各子控制器41、42、43通过设置在主控制器40内的时序指示功能进行协同控制动作。另外，时序指示功能本身也可以输出用于同步的时序信号。此外，在图1和图2中子控制器的位置等不同，这是因为，在图1中，将具有控制功能的部分统一记载为控制器4，而在图2中是以控制对象为基准进行描述，因此，并不代表其物理位置是否有不同。即，作为控制器，物理上如何配置并不是本质问题。另外，后文将对为构成这些控制器而在计算机中安装的程序、该程序的模块等结构进行说明。

与设备控制计算机（子控制器42A、42B）相连的“操作台”是所谓的键盘、显示器等，或者是控制箱等终端，即人机接口部。操作台设置在治疗室6及大多与治疗室分开设置的照射操作室中。设备控制计算机的下一级与控制板相连。具体地，如括号中所描述，控制板是控制对象即各种设备的驱动器、放大器及PLC（Programmable Logic Controller：可编程逻辑控制器）等。设备经由控制板进一步连接到下一级。设备包括用于使治疗台的各轴移动的电动机、驱动照射装置内的X射线摄像装置的电动机等，通常，上述照射装置21、呼吸引导装置7也包含在内。此外，在旋转机架类型的治疗室6A中，与整个照射系统的旋转位置等控制有关的电动机也是对象之一。

此处，在本实施方式1所涉及的粒子射线治疗装置中，对于与呼吸引导装置7有关的控制，不经由设置于各治疗室6中的控制板进行控制，而是直接通过主控制器40进行控制。这是因为，如后文所述，本实施方式1所涉及的粒子射线治疗装置可以定量地对呼吸状态进行评估。因此，特别是因为可以准确掌握呼吸相位，故不仅仅是在一个治疗室中实现最佳的呼吸导航，还能与加速器的运转周期同步来进行呼吸引导，或者与其它治疗室中的呼吸引导同步，在这样的协同控制的情况下能进一步发挥其价值。这是因为通过进一步减少涉及的设备，可以避免由浪费时间（延迟）所导致的时序偏差，故可以使协同控制顺利地进行。然而，并不一定要像这样进行直接连接，理所当然地，对于协同动作的情况，只要能确保时序，也可以进行适当的变更。

照射系统公共计算机（主控制器40）的其它作用包括：如上所述的指挥整个粒子射线治疗装置，本身有时也承担子控制器42的功能，以作为需要与加速器系统1、输送系统3进行同步控制的控制器的控制。这也是为什么图1中将42记在括号中。

由此，子控制器42中与呼吸引导装置7有关的控制功能由主控制器40来承担。其它的，例如，对于用来使旋转机架、治疗台的各轴移动的电动机、驱动照射装置内的X射线摄像装置的电动机等设备，通常经由子控制器42进行控制。这些机架、治疗台用的电动机、X射线摄像装置用的电动机在射束照射过程中不会移动。即，这是因为不需要与加速器系统1、输送系统3的控制进行同步控制。照射系统公共计算机（主控制器40）和照射系统的设备控制计算机（子控制器42）之间进行的交流是为了相互了解彼此的状态，例如表示哪个治疗室6的照射系统2完成了定位并可以进行照射的状态的准备(Ready)信号、告知哪个治疗室6的照射系统2照射了射束并完成了照射的信号等。简单来说，就是进行连续事件的图像。即，照射系统公共计算机（主控制器40）的作用中与子控制器42相关联的作用是对“哪个治疗室6的照射系统2在争夺从加速器产生的射束”这样的照射进行管理，一旦对此作出决定，之后每个治疗室6中的子控制器42就可以决定顺序。

然而，如后文所述，为了充分利用可以对呼吸进行适当引导的本发明实施方式1所涉及的粒子射线治疗装置的特性，有时将呼吸引导与其它治疗室内的呼吸引导、加速器的运转周期同步来进行控制。即，对于仅靠每个治疗室的子控制器不能决定顺序的情况，优选从照射系统公共计算机（主控制器40）直接向呼吸引导装置7发烧指令值，而不从设备控制计算机（子控制器42）发送。

另外，对于照射系统2的功能中形成照射野的功能，并不是本发明的本质部分。因此，省略对照射装置21结构的描述。另一方面，对于与呼吸导航联动地控制对照射对象的照射的开/关的射束开关（beam gate），需要与输送系统3同步，因此，虽然未标记在图2中，但该射束开关由主控制器40直接控制。而且，需要与加速器系统1同步进行控制的摆动电磁铁或者扫描电磁铁等虽然也是照射装置21的设备，但基于相同的理由由照射系统公共计算机40直接进行控制。

＜呼吸的定量评估＞

通过上述结构，可以用由加速器提供的所谓细束状粒子射束形成与照射对象的位置、形状相对应的照射野来进行照射。另一方面，对于照射对象伴随呼吸发生移位的情况，需要利用呼吸导航功能来测量呼吸状态，然后进行控制以利用位置、形态稳定的呼吸相位来照射粒子束。此处存在一个问题，即如何对成为控制基准的呼吸状态进行定量评估。由于呼吸评估的目的在于对照射对象的移位进行评估，因此评估项目为相对于引导后节律（目标呼吸波形）的延迟、提前（时序偏差）、大小（深度）偏差。

由于基本认为呼吸是周期运动，因此以利用呼吸传感器等测定到的呼吸信号随时间的变化即呼吸波形为基础，通过对周期、相位、振幅的评估，可以对呼吸进行定量的评估。然而，在现有技术的呼吸导航中，如背景技术中所述，仅从呼吸波形中最大值或最小值的位置、或者超过或低于阈值的位置来评估相位和增益。即，由于仅将峰-峰(Peak to Peak)那样的呼吸波形中的特定位置作为评估对象，因此即使在中途发生例如窒息那样的情况，也无法评估这种状态。而且，对于以下情况，也无法进行评估，例如：由于混入噪声导致呼吸波形中产生多个峰；由于身体姿势不一样等导致偏移产生变化；由于传感器达到饱和而产生表示为恒定值的部分。

另一方面，一般人类的呼吸周期并不是恒定的，且其长度也因人而异。而且，由于呼吸波形并非是理想的正弦波，因此单单对呼吸波形整体进行数学处理，也很难得到所期望的相位和增益。然而，如果可以根据呼吸特性进行适当的处理，则可以对不稳定的呼吸进行数学上的评估。因此，本发明中，着眼于以下特性，即，尽管呼吸由自主神经支配，但例外的，也可能是有意识的动作，因此，对于通常不规则的呼吸，像呼吸导航装置那样通过示出规定的节律（目标呼吸波形）来进行呼吸引导，至少能将其引导成具有固定周期。即，发明人发现对于进行了呼吸引导的情况，通过将实际呼吸波形视为与呼吸引导中使用的目标呼吸波形相同周期的波形，可以进行后文所述的数学上的评估，并可以对实际呼吸波形的相位和振幅进行定量的评估。

此处，为了使本发明的说明更清楚，以及为了对呼吸波形（形成呼吸波形的呼吸信号）进行数学上的处理，对一些术语和重要的概念进行严密的定义。

＜呼吸信号、目标呼吸信号和实际呼吸信号＞

呼吸信号：(Respiratory signal)R(t)

是表示呼吸状态的信号，通过利用传感器对呼气的动作、伴随着呼气的温度变化、伴随着呼吸的例如腹部的运动等进行测定，可以得到作为信号的呼吸状态。具体地，可以考虑如下方式，即：检测由流量传感器得到的呼出的气体流量；使用由热敏电阻或红外线相机进行的图像处理来测量伴随着吸气的鼻腔附近的温度变化；利用位置灵敏探测器（位置传感器）来感应安装在腹部的激光光源从而检测出患者腹部的运动；通过激光位移计将患者的腹部运动信号化。该呼吸信号随时间的变化就是呼吸波形。并且，将呼吸引导时成为目标的信号作为目标呼吸信号，并将其随时间的变化记为目标呼吸波形。为了使说明更清楚，目标呼吸信号用附加了下标“tj（trajectory的缩写）”的R_tj(t)来表示，实际呼吸信号用附加了下标“rl（real的缩写）”的R_rl(t)来表示。

＜目标呼吸信号的获取＞

使用呼吸导航装置的粒子射线治疗大致需要两个阶段。一个是获取目标呼吸信号的阶段，另一个是利用该目标呼吸信号进行治疗的阶段。治疗阶段中的实际呼吸信号、即呼吸引导时的评估对象是对基于目标呼吸信号R_tj(t)进行呼吸引导后的患者的呼吸状态进行测定而得到的实际呼吸信号R_rl(t)。然而，目标呼吸信号R_tj(t)本身也是基于治疗前对患者的呼吸进行测定得到的所谓的实际呼吸信号（下文称为原始实际呼吸信号）获得的。

接下来对获取目标呼吸信号的阶段进行说明。目标呼吸信号的获取可以采用与通常所使用的相同的方法，例如，可以通过专利文献6的[0031]～[0037]段中所记载的方法获取。然而，在本发明实施方式所涉及的粒子射线治疗装置的呼吸引导中，目标呼吸信号并不仅仅用于对呼吸进行引导的时序设定，如后文所述，也被用作对实际呼吸信号的相位、振幅进行数学上的定量评估时的比较对象，因此在获取时需要严格遵守以下几点。

＜获取目标呼吸信号时需严格遵守的事项＞

1：使用与对治疗时的实际呼吸信号进行测定的传感器相同的传感器，并用相同方法获取原始实际呼吸信号。2：为了进行必要的平均化处理以及调整周期，实施伸缩处理、截断处理。3：原则上，从被治疗的患者本身的原始实际呼吸信号来生成目标呼吸信号。也有例外的情况，如从其他人的呼吸信号生成或采用Artificial（人工）方式生成的情况。然而，对于这种情况，需要使用呼吸行为可以视为与治疗对象的患者相同的呼吸信号，或者，对于后文所述的在增益、相位产生规定差值的情况，需要将该值作为修正值加以保持，使得在评估呼吸状态时可以将“规定差值”考虑在内。此外，在本实施方式中，利用呼吸导航装置，以和加速器同步的时序来演示由此生成（获取）的目标呼吸信号R_tj(t)。

接下来，对与呼吸及呼吸引导有关的用于评估如上文定义的呼吸信号的参数进行定义。

＜呼吸的频率、周期＞

呼吸周期：T_res

广泛意义上的呼吸周期是指“吸气呼气”一个周期所需的时间。本发明实施方式的呼吸引导装置进行呼吸导航的目标呼吸信号R_tj(t)使用具有规定的周期并可以表示为周期函数(f(t)＝f(t＋T))的信号。因此，狭义上的呼吸周期是指该周期性信号的周期T。即，周期性目标呼吸信号R_tj(t)的一个周期所需的时间。单位使用一般的时间单位即[秒]。

呼吸频率：F_res

为呼吸周期T_res的倒数（F_res＝1/T_res）。单位是[1/秒]。此外，将呼吸频率的2π倍（ω_res＝2πF_res）作为呼吸角频率。

＜呼吸的增益及相位、表达函数＞

呼吸增益：G_res

将呼吸信号R(t)的增益简称为“呼吸增益”。必需对这里所说的增益给予严格的定义。如果用三角函数来表示呼吸信号R(t)，则其增益是所谓的振幅。

即，如果R(t)＝Acos(ω_rest＋φ_res)，则G_res＝A

呼吸相位：φ_res

将呼吸信号的相位φ_res简称为“呼吸相位”。数学上，呼吸相位表示对于上式中cos(ω_rest)的相位超前，单位使用角度单位即“弧度”或者“度（°）”。另外，“相位超前”的相反意义表示为“相位延迟”。

然而，如上所述，呼吸信号R(t)并非是理想的三角函数。但是，至少目标呼吸信号R_tj(t)是恒定周期的信号，因此可以考虑将目标呼吸信号R_tj(t)变换为与目标呼吸信号R_tj(t)最接近的三角函数来计算增益及相位。因此，例如式（1）所示，对目标呼吸信号R_tj(t)进行傅立叶级数展开，计算出与展开后得到的零次项到n次项中的一次项相当的三角函数对的系数a₁、b₁，如式(2)所示，并将计算出的系数a₁、b₁指定为表示呼吸信号状态的表达函数。即，计算目标呼吸波形中构成除常数项和高频分量以外的基本波形分量的余弦函数和正弦函数的系数a₁、b₁。图3表示由目标呼吸信号R_tj(t)和式（2）中得到的a₁、b₁所构成的表达函数。

[数学式1]

$R\left(t\right)=\frac{a_0}{2}+\underset{n=1}{\overset{\∞}{\mathrm{\Σ}}}(a_n\cos \left({\mathrm{n\ω}}_{\mathrm{res}}t\right)+b_n\sin \left({\mathrm{n\ω}}_{\mathrm{res}}t\right))\·\·\·\left(1\right)$

$\left.\begin{array}{c}{a}_1=\frac{1}{\mathrm{\π}}{\∫}_0^{2\mathrm{\π}}R\left(t\right)\cos \left({\mathrm{\ω}}_{\mathrm{res}}t\right)d{\mathrm{\ω}}_{\mathrm{res}}t\\ b_1=\frac{1}{\mathrm{\π}}{\∫}_0^{2\mathrm{\π}}R\left(t\right)\sin \left({\mathrm{\ω}}_{\mathrm{res}}t\right){\mathrm{d\ω}}_{\mathrm{res}}t\end{array}\right\}\·\·\·\left(2\right)$

利用如上所述提取出的构成表达函数的a₁、b₁，可以得到式（3）所示的增益G_res和式（4）所示的相位φ_res。图4表示由系数a₁、b₁得到的目标呼吸信号R_tj(t)的增益G_res和相位φ_res在复平面上的关系。

[数学式2]

$G_{\mathrm{res}}=\sqrt{{a_1}^2+{b_1}^2}\·\·\·\left(3\right)$

${\mathrm{\φ}}_{\mathrm{res}}=\arctan \frac{b_1}{a_1}\·\·\·\left(4\right)$

＜积分范围和计算频度＞

此处，之所以可以按照上述内容从目标呼吸信号R_tj(t)中以数学方式提取表达函数来计算增益G_res和相位φ_res，是因为目标呼吸信号R_tj(t)为具有恒定角频率ω_res的周期函数。而且，根据式（2），计算增益及相位所需的积分范围是ω_rest：0→2π。即，t：0→2π／ω_res＝T_res，因此呼吸周期T_res是计算所需的积分范围，即计算单位。

另一方面，实际呼吸信号R_rl(t)是上文所述的不规则信号。然而，若基于目标呼吸信号R_tj(t)进行呼吸引导，实际呼吸信号R_rl(t)也变成具有与目标呼吸信号R_tj(t)相同周期的周期函数。通过利用该呼吸特性，对于实际呼吸信号R_rl(t)，也可以与目标呼吸信号R_tj(t)相同地像式（2）那样进行傅立叶级数展开，并计算与展开后的一次项相当的三角函数对的系数a₁、b₁构成的表达函数。

假设在呼吸导航过程中，出于例如高效地利用粒子束的目的，以和加速器同步的时序来演示目标呼吸信号R_tj(t)。对于这种情况，不仅要掌握实际呼吸，还要使患者的呼吸与预定的时序同步。因此，从装置侧输出的规则的目标呼吸信号R_tj(t)、和对患者的实际呼吸状态进行测定所得到的实际呼吸信号R_rl(t)将如图5所示，在公共时间轴上将当前时刻t_p的过去侧和将来侧加以区别的方式进行显示。若像这样进行呼吸导航，则通常为不规则的实际呼吸信号R_rl(t)也会被视为呼吸周期T_res与目标呼吸信号R_tj(t)相同的函数，如图中所示。因此，也可以利用公共时间轴“t”来计算各自的增益G_tj、G_rl及相位φ_tj、φ_rl。即，将与加速器同步的时序的基础、即公共时间轴“t”上的一个周期T_res设为积分范围（计算窗口），来运用上述各式。

此时，可以认为目标呼吸信号R_tj(t)及实际呼吸信号R_rl(t)的增益G_tj、G_rl及相位φ_tj、φ_rl的计算频度大致有两种。对于第一种计算频度，当在公共时间轴上针对每个呼吸周期T_res进行计算时，此时的计算窗口以周期中给定的相位为起始，例如，若将周期的初始（相位0）设定为起点，则计算窗口始终为0～2π。对于第二种计算频度，在每个采样周期中进行计算，对于这种情况，计算窗口为（采样时刻-2π）～（采样时刻）。

对于第一种计算频度的情况，计算窗口出现在每个呼吸周期中，且常常以相位0为起始。对于第二种计算频度的情况，长度为呼吸周期T_res的窗口以始终在当前时刻结束的方式平移。所需的相位是相对于目标呼吸信号的相对值，由于在上述各式中可以将计算窗口的起点设定在任何位置，因此可以用任何一种方法进行计算。另一方面，对于现有技术那样由周期中的奇异点来求得相位的情况，由于需要以奇异点为基准设定评估的起点，因此只能进行各个呼吸周期的评估。

另外，在第二种计算频度的情况下，描述了“在每个采样周期中进行计算”。采样是指，从时间上连续变化的信号中提取时间上离散的信号。式（2）表示了连续时间的公式，但在实际计算中以离散时间的形式进行。这是因为，一般进行这种计算的计算机只处理离散时间形式的信号。

接下来，利用之前的说明中使用的图5及用于评估呼吸信号的功能框图，对使用按上述内容定义并确定评估方法的呼吸信号的呼吸导航的具体方法进行说明。

目标呼吸信号最终是基于加速器的规格等而设计成具有所期望的周期T_res。然后，使用式（3）、式（4）来求得所设定的目标呼吸信号R_tj(t)的增益G_tj和相位φ_tj。由此，所设定的目标呼吸信号R_tj(t)本身的大小及时序可以被定量化，例如，在后文所述的呼吸评估部7c2中，可以将其作为用于对实际呼吸信号进行定量评估的基准（比较对象）。

＜呼吸导航的具体方法＞

对于呼吸导航，视觉上自不必说，当诉诸听觉时，可以进一步期待其效果。具体为“呼气～、吸气～”这样的声音指示。在上述声音指示的基础上加上图5所示的节拍器的声音，可以起到进一步的效果。此处，本实施方式所涉及的粒子射线治疗装置中使用的目标呼吸信号R_tj(t)设计成具有所计划的期望的周期T_res，然后，使用式（3）、（4）求得其增益G_tj和相位φ_tj。基于该呼吸周期T_res和由一个周期的信号计算出的相位（信息），可以加入节拍器的声音。节拍器的声音可由例如将呼吸周期T_res设为一个小节，并将其分解为八分音符而产生，即，每当目标呼吸信号R_tj(t)的相位前进45度时就产生该声音。此外，呼吸引导装置可以显示弹跳球BB来配合节拍器的声音。弹跳球是进行与节拍器联动的运动的球的动画。动画并不限于弹跳球，只要能将节拍器Mt视觉化即可。

此时，在实际的治疗阶段中，如图5所示，将目标呼吸信号R_tj(t)的波形和患者的实际呼吸信号R_rl(t)的波形在公共时间轴上显示，以识别过去和将来的情况并演示给患者。另外，有关此方法，在例如专利文献6的[0038]～[0045]段落中有详细记载，通过该方法，患者容易察觉到自己的呼吸状态和目标呼吸信号的偏差，从而容易与目标呼吸信号合拍。然而，患者中很多为老年人，并不能认为他们就可以容易地自己确认并校正偏差，因此存在以下问题，即，需要一个直接的指示以进行校正。因此，在本发明实施方式所涉及的呼吸引导装置及粒子射线治疗装置中，进一步地，如上所述定量地计算呼吸的增益和相位，并基于计算出的增益和相位发出校正指示。

图6是用于说明设置于本实施方式1所涉及的粒子射线治疗装置的各治疗室中的呼吸引导装置的结构的图。图中，呼吸引导装置7包括：呼吸引导装置主体7c；用于测定患者的呼吸（信号）的也称为呼吸同步传感器的呼吸测定装置7a；呼吸信息演示装置7b，该呼吸信息演示装置7b具有用于将与上述呼吸同步有关的信息在视觉上演示给患者的显示画面即显示器、和用于从听觉上传递信息的声音等指示部即扬声器；及接口7d，该接口7d具有供该呼吸导航装置的操作者选择显示画面的布局等进行与呼吸引导有关的设定和用于与该装置进行交互的输入I/F即键盘、鼠标、辅助地将上述声音等指示输入到该装置中的声音等输入部即麦克风等。

呼吸引导装置主体7c包括与粒子射线治疗装置进行信息信号的输入输出的输入输出部7c I/O，例如，对于基于从接口7d得到的输入信息开始呼吸引导（呼吸导航）的情况，从粒子射线治疗装置侧的治疗计划装置的数据库中获取至少一个周期的目标呼吸信号数据以作为呼吸引导所必需的目标呼吸波形。然后，生成目标呼吸信号R_tj(t)使所得到的目标呼吸波形与粒子射线治疗装置侧的加速器同步，并使其显示在呼吸信息显示装置7b上，同时，由呼吸测定装置7a测定患者的实际呼吸状态，然后获取所测定的实际呼吸信号R_rl(t)。

如图7所示，设置在呼吸引导装置主体7c内的呼吸评估部7cE包括：对同步输入的实际呼吸信号R_rl(t)和目标呼吸信号R_tj(t)分别使用式（3）、（4）计算增益G_tj、G_rl及相位φ_tj、φ_r1，并且计算增益比（G_rl/G_tj）和相位差（φ_r1-φ_tj）的呼吸评估信息计算部7cE1；基于计算出的呼吸评估信息对呼吸状态进行评估的呼吸状态评估部7cE2；以及基于呼吸状态的评估结果I_ev来生成呼吸导航的校正信息I_md的导航校正信息生成部7cE3。校正信息I_md被输出至呼吸引导控制部7cC，例如当生成用于在图5所示的显示装置中显示的显示数据时利用该校正信息。另外，呼吸引导装置7理所当然地具备基于实际呼吸信号和目标呼吸信号来判断是否对患者进行粒子射线照射的功能，该功能由呼吸引导控制部7cC承担。

然后，导航校正信息生成部7cE3中也基于计算出的相位差生成用于校正呼吸的相位（提前/延迟）和增益（深/浅）的具体指示。例如，若判断相位的延迟超过预期，则生成代表需要加快呼吸的校正信息I_md。由此，例如，生成用于在图5的消息框中显示“请略微加快呼吸”的图像数据，同时生成声音数据以通过声音来传达相同的内容，并控制呼吸信息演示装置7b。此外，对于对增益本身进行显示的情况，将增益比的数据加入到校正信息I_md中输出，以显示将目标呼吸信号的增益设为100时的值。呼吸引导控制部7cC生成用于将该输出值以数字或图表等形式显示的图像数据。由此，就显示方法而言，可以将数值直接显示，也可以像液位计那样图表化，呼吸引导控制部7cC只要按照由例如输入I/F的输入指定的方法进行显示即可。

然而，即使在如上所述将目标呼吸波形和实际呼吸波形实时显示在同一时间轴上的情况下，对于人来说也会不可避免地产生时间延迟，故可能会与目标呼吸信号不同步。此时，假设在呼吸评估信息计算部7cE1中计算出的实际呼吸信号的相位φ_rl与目标呼吸信号的相位φ_tj相比总是延迟大约θ的量，即，在多个周期内，相位差保持为一定值（-θ）。对于这种情况，可以认为延迟的原因在于通过听觉及视觉来给出指示的方法不好，即，不适合患者的特性。即，如果实际呼吸的相位总是延迟大约θ的话，将指示的发出提前θ即可。即，对于在呼吸状态评估部7cE2中判断为相位延迟或提前一定值的状态的情况，导航校正信息生成部7cE3在该评估结果I_ev的基础上，将实际呼吸信号的相位延迟（或提前）反馈到呼吸导航计算机中，生成并输出校正信息I_md以使指示提前。由此，患者不需要自己改变与目标呼吸同步的方法，可以自然地使将呼吸同步。

上文说明了呼吸信号的相位信息的使用方法，当然，通过利用增益信息，也可以期待良好的效果。有报告称人在困倦时呼吸会变浅。呼吸增益恰恰是表示该呼吸深度（大小）的指标。因此，将目标呼吸和实际呼吸的增益进行比较后，可以产生“加深呼吸”等指示。相反地，如果实际呼吸的增益比目标呼吸大时，则产生“减弱呼吸”的指示。另外，也可以将这些指示与声音一起显示在图5的显示画面示例的消息部中。

下面使用图8的流程图对上述动作进行说明。

图中，当开始呼吸导航的动作时，首先，为了使进行呼吸导航的时序与加速器1的运转周期同步，基于从控制部4输入的时序信号及周期信息对同步时序和周期进行设定（步骤S10）。接着，基于对该患者获取到的目标呼吸波形的数据、所设定的周期和同步时序，生成目标呼吸信号R_tj(t)，并示出目标呼吸波形（步骤S20）。当患者根据目标呼吸波形开始呼吸时，测定实际呼吸信号R_rl(t)（步骤S30）。从实际呼吸信号R_rl(t)及目标呼吸信号R_tj(t)计算出至少包含增益G和相位φ的呼吸评估信息（步骤40），基于计算出的呼吸评估信息对呼吸状态进行评估（步骤50），若对实际呼吸信号和目标呼吸信号的偏差进行评估的信息即增益G_res的比和相位差Δφ在允许范围内（步骤S60中为“是”），则以此状态继续呼吸导航。

对于偏差超过允许范围的情况（步骤S60中为“否”），进一步判断是否需要校正波形（步骤S200），对于判断为需要对示出的目标呼吸波形的相位进行校正的情况（步骤S200中为“是”），例如对于相位差Δφ为一定值的情况，将示出波形的时序校正Δφ的量（步骤S230），然后进入到步骤S20。另一方面，如果是例如希望提高增益G那样只需要作出指示的状态（步骤S200中为“否”），则生成要示出的内容（步骤S210）并作出追加指示（步骤S220），然后继续呼吸导航（步骤S100）。另外，在呼吸导航过程中，基于实际呼吸信号和目标呼吸信号来判断是否对患者进行照射的动作持续地进行，但由于在该流程中，特别针对呼吸导航和实际呼吸的偏差的评估进行描述，因此省略了对判断是否进行照射等的描述。

即，呼吸评估信息计算部7cE1对于同步输入的实际呼吸信号R_rl(t)和目标呼吸信号R_tj(t)，通过数学上的处理分别计算按照目标呼吸信号R_tj(t)的周期进行采样后的目标呼吸信号R_tj(t)和实际呼吸信号R_rl(t)的增益G_tj、G_rl及相位φ_tj、φ_r1，并且，在呼吸状态评估部7cE2中，以计算出的定量的呼吸评估信息为基础，对呼吸状态进行评估，因此可以对实际呼吸和目标呼吸的偏差进行定量评估，然后校正呼吸引导的时序、或作出适当的指示，使得即使患者没有意识到，也能对其呼吸进行校正。

接着，通过计算用于评估上述呼吸状态的定量的信息，不仅能够评估呼吸状态，还可以评估患者的生理状态。下文，对基于呼吸评估信息来评估患者的生理状态的情况进行叙述。一般来说，粒子射线治疗中一次的治疗时间为15～30分钟，其中照射时间为1～2分钟左右。照射以外的时间被用于患部的定位以及将实际呼吸与目标呼吸同步。当然，在这样的治疗期间，有可能会发生患者睡着或剧烈咳嗽的情况。在呼吸引导中，从患者的实际呼吸波形来检测患者的睡眠、咳嗽等状态是有帮助的。

对于患者正常地将实际呼吸与目标呼吸波形同步的情况，一般，实际呼吸信号的增益和相位会渐渐地接近目标呼吸信号的增益和相位。然而，若患者进入睡眠状态，实际呼吸信号的增益会逐渐变小，实际呼吸信号的相位也会失去与目标呼吸信号相位的相关性。因此，在呼吸状态评估部7cE2中具备以下功能，即，当实际呼吸信号R_tj(t)的增益G_tj低于预先设定的值时，判断睡眠状态的可能性较高。对于这种情况，呼吸状态评估部7cE2输出表示患者可能进入睡眠状态这一情况的评估结果I_ev，导航校正信息生成部7cE3生成校正信息I_md，用于在显示画面中显示表示睡眠状态的可能性较高这一情况的消息，或用于校正显示以输出唤醒患者的声音。

在粒子射线治疗装置中，很多情况下，进行治疗的医生、技师等可以在治疗室以外的照射操作室中看到呈现出与患者所看到的显示画面相同内容的其它显示画面。对于这种情况，若可以看到上述消息，则即使在照射操作室中待命，看到上述消息的医生、技师等也可以借助对讲机等设备通过与患者对话来叫醒患者。

如上所述，进行治疗的医生、技师等为了避免暴露在粒子射线中，而在治疗室以外的照射操作室中待命。治疗室和照射操作室之间可以借助于对讲机等设备进行相互通话，大多数情况下可以通过相机监视器来看到或听到患者的状况。因此，对于患者剧烈咳嗽的情况，在照射操作室中待命的医生、技师等可以通过该对讲机等设备得知该状况。此外，对于患者正常地跟着目标呼吸波形进行呼吸的情况，一般，实际呼吸信号的增益和相位会缓慢地变化，并接近目标呼吸信号的增益和相位。然而，对于患者剧烈咳嗽的情况，实际呼吸波形的增益和相位会发生急剧变化。因此，在呼吸状态评估部7cE2中还具备以下功能，即，当实际呼吸信号R_tj(t)的增益G_tj或相位φ_tj的变化率超过预先设定的范围时，判断剧烈咳嗽的可能性较高。对于这种情况，呼吸状态评估部7cE2输出表示患者剧烈咳嗽的可能性较高这一情况的评估结果，导航校正信息生成部7cE3生成校正信息I_md，用于在显示画面中显示表示剧烈咳嗽的可能性较高这一情况的消息。

对于这种情况，当进行治疗的医生、技师等在治疗室以外的照射操作室中可以看到上述消息时，即使是在照射操作室中待命，看到上述消息的医生、技师等也可以借助于对讲机等设备通过与患者对话来使患者放松以缓解其剧烈咳嗽，或者可以根据情况让患者临时休息一下。

此外，利用由式（3）、（4）得到的呼吸增益及相位时，还具有其它优势。实际呼吸信号由呼吸传感器测定得到，目标呼吸信号也基本上从利用同一传感器测定出的值中获取。然而，无论使用何种传感器，在获取目标呼吸信号时和测量实际呼吸信号时，偏移可能会不同。偏移为式（1）中的偏移项（也称为偏置项、DC分量、零次项等）部分，即“a₀/2”。即，是与时间无关的常数项。例如，对于由激光位移计对腹部的动作进行测定的情况，该偏移相当于到腹部的平均距离。然而，由于本方法中仅使用式（1）中的一次项，因此无论偏移项的值是多少，都可以求得增益和相位。顺带提及，粒子射线的射程（身体内布拉格峰的位置）取决于距离身体表面的深度。比起在空气中传播的距离，距离身体表面的深度更重要。因此，根据本方法，在呼吸同步传感器的测定信号中，偏移项变得没有那么重要，即使不对呼吸同步传感器的偏移进行调整，也可以开始实际呼吸测定，并且可以评估实际呼吸状态。

如上所述，本实施方式1所涉及的呼吸引导装置7是在粒子射线治疗中对患者的呼吸进行引导的呼吸引导装置7，包括：作为目标呼吸信号生成部发挥作用的呼吸引导控制部7cC，该呼吸引导控制部7cC生成用于对患者的呼吸进行引导的目标呼吸信号R_tj(t)；测定患者的实际呼吸并输出测定到的实际呼吸信号R_rl(t)的实际呼吸测定部7a；以及将目标呼吸信号R_tj(t)的一个周期T_res的数据作为计算单位，对目标呼吸信号R_tj(t)的数据和与目标呼吸信号R_tj(t)的数据同步收集到的实际呼吸信号R_rl(t)的数据分别进行傅立叶级数展开，并计算与展开后的一次项相当的三角函数对的系数a₁、b₁，将从计算出的系数a₁、b₁中求得的各个增益G_tj、G_rl和相位φ_tj、φ_rl进行比较，然后对实际呼吸（严格来说是实际呼吸的测定值即实际呼吸信号R_rl(t)）和目标呼吸信号R_tj(t)的偏差进行评估的呼吸评估部7cE，通过准确地评估呼吸，可以对呼吸进行合适的引导。此外，即使用于获取目标呼吸波形的实际呼吸的测定和治疗时的实际呼吸的测定在偏移上存在不同，也不会对评估结果产生影响，因此无需调整偏移就能进行治疗。

而且，由于呼吸评估部7cE根据比较后得到的目标呼吸信号的相位φ_tj和实际呼吸信号φ_rl的相位之差Δφ、和/或比较后得到的目标呼吸信号的增益G_tj和实际呼吸信号的增益G_rl之比的变化率来判断实际呼吸的状态，因此还可以掌握患者的生理状态，例如进入睡眠状态或剧烈咳嗽等。

特别地，当呼吸评估部7cE判断相位差Δφ在规定时间内保持为一定值时，生成用于校正导航中所示出的目标呼吸信号的相位的校正信息I_md，目标呼吸信号生成部即呼吸引导控制部7cC基于校正信息I_md，生成目标呼吸信号并使其相位错开一定的值，由此，即使患者出于无意识的状态也可以自然地使其实际呼吸与目标呼吸同步。

此外，由于本实施方式1所涉及的粒子射线治疗装置包括：产生粒子束的加速器1；多个治疗室6；将加速器1和多个治疗室6分别进行连接的粒子束的输送路径3；设置在输送路径3中以对粒子束的轨道进行切换使得加速器1产生的粒子束被提供给多个治疗室6中的任意一个治疗室的切换装置即切换电磁铁32；分别设置在多个治疗室6中的所述呼吸引到装置7；分别设置在多个治疗室6中的照射装置21，该照射装置21用所提供的粒子束形成对应于照射对象的照射野，并且至少与目标呼吸信号R_tj(t)同步来控制对照射对象的照射，因此，通过对呼吸进行准确的评估，可以对呼吸进行适当的引导并进行准确的照射。

而且，由于目标呼吸信号生成部7cC与加速器1的动作同步地生成目标呼吸信号R_tj(t)，因此可以准确地使呼吸与加速器的特性相匹配，以进行准确且高效的照射。

或者，切换装置32基于多个治疗室6各自的呼吸评估部7cE评估得到的、实际呼吸和目标呼吸信号的偏差信息I_ev来对粒子束的轨道进行切换，因此在这段时间内，可以选择能够进行正确照射的治疗室来进行一些治疗。

实施方式2

理所当然地，在上述实施方式1的呼吸引导装置7中，为了执行例如图8中所示的动作，可以使用专用的硬件来构成图6的框图中所示的各个部分。然而，可知在图6所示的部分中，除呼吸同步传感器7a以外，其它部分均可以通过通用的计算机或工作站来实现呼吸引导装置7的功能。即，以使用通用的计算机或工作站为前提，通过使用在这些计算机等中工作的程序可以容易地实现呼吸导航的大部分功能。因此，在本实施方式2中，将对用于在计算机上实现呼吸引导装置的程序进行说明。此处，将该程序称为“本发明实施方式所涉及的呼吸引导程序”。另外，实际上在某些情况下会对显示器、扬声器等进行自定义以使平躺状态的患者容易看见它们，但由于显示功能与通常附属于计算机的显示器等相同，因此这里认为，可以通过在计算机中安装程序来实现呼吸引导装置中除呼吸同步传感器7a以外的部分。

大型且复杂的程序被划分为功能单位即“模块”来进行设计、开发。这里，将呼吸引导程序分为一般所必需的模块（基本模块）和为实现本发明实施方式所涉及的呼吸引导程序而附加的模块（附加模块），然后使用包含实施方式1中说明的相应块在内的图9中的模块结构图进行说明。

作为基本模块，以下模块是必需的，即，对呼吸导航动作进行整体的控制，尤其对各模块（图中表示为“Md”）进行同步控制的模块A（相当于7cC）；生成用于将模块A输出的目标呼吸信号R_tj(t)在显示画面中进行显示或进行声音引导的显示数据Sd的模块C（相当于7cC）；以及获取呼吸同步传感器7a测定出的实际呼吸信号R_rl(t)模块B（相当于7c I/O）。此外，对于模块C，为了使患者察觉呼吸的偏差，优选还具有生成用于将实际呼吸信号R_rl(t)与目标呼吸信号R_tj(t)显示在显示画面的同一时间轴上的显示数据Sd的功能。另外，基于实际呼吸信号R_rl(t)和目标呼吸信号R_tj(t)来判断是否对患者进行粒子射线照射并生成门控信号的功能由图9中的模块A来承担。

作为附加模块，包括：模块D（相当于7cE1），该模块D计算用于根据呼吸信号R(t)（目标呼吸信号R_tj(t)及实际呼吸信号R_rl(t)）来对呼吸状态进行评估的呼吸评估信息即增益G和相位φ；根据计算出的呼吸信号的增益G和相位φ来对呼吸状态进行评估，并生成对呼吸导航有帮助的信息即评估结果I_ev的模块E（相当于7cE2）；以及基于评估结果I_ev，生成用于对呼吸导航进行校正的导航校正信息I_md的模块F（相当于7cE3）。此外，理所当然地，由于附加了这些附加模块，基本模块的结构被适当地进行了修改。

这里，“对呼吸导航有帮助的信息”可以是例如下述内容。如果是实际呼吸信号的增益G_tj,则在将目标呼吸信号的增益G_rl设为100时的值就是评估结果I_ev，而且也成为用于在液位计等显示画面中显示的信息，即校正信息I_md。如果是实际呼吸信号的相位φ_tj,则是将相对于目标呼吸信号的相位φ_rl的相位提前或者相位延迟可视化后在显示画面上进行显示的信息。而且，这些值与规定值进行比较时的判断信息也包括在内。同样地，增益或相位的变化率、及变化率是否超过规定值的判断信息也包括在内。此外，在后文所述的各实施方式中说明的在显示画面中显示的项目及其方法、以及通过声音等指示部进行指示的项目及其方法也包含在该有帮助的信息内。

下面，结合其与在实施方式1的说明中使用的图8的流程图的各个步骤的关系，对包括上述模块的呼吸引导程序的动作进行说明。

模块A为了使进行呼吸引导的时序与加速器1的运转周期同步，基于从控制部4输入的时序信号SS及周期信息，对同步时序和周期进行设定（步骤S10）。接着，模块A基于对该患者获取到的目标呼吸波形的数据、所设定的周期和同步时序，产生目标呼吸信号R_tj(t)，并由模块C示出目标呼吸波形（步骤S20）。当患者根据目标呼吸波形开始呼吸时，模块B测定实际呼吸信号R_rl(t)（步骤S30）。

然后，模块D从实际呼吸信号R_rl(t)及目标呼吸信号R_tj(t)中计算出至少包含增益G和相位φ的呼吸评估信息（步骤40：不断重复）。模块E基于计算出的呼吸评估信息对呼吸状态进行评估并输出评估结果I_ev（步骤50），若实际呼吸信号和目标呼吸信号的偏差在允许范围内（步骤S60中为“是”），则模块F生成校正信息I_md以使导航按现有状态继续。对于偏差超过允许范围的情况（步骤S60中为“否”），进一步判断是否需要校正波形（步骤S200），对于判断为需要校正的情况（步骤S200中为“是”），例如对于相位偏差Δφ为一定值的情况，生成校正信息I_md以将示出波形的时序校正Δφ的量（步骤S230），然后进入到步骤S20。另一方面，如果是例如希望提高增益G这样的只需要作出指示的状态（步骤S200中为“否”），则生成用于示出提示的校正信息I_md（步骤S210）。然后，模块A向模块C发出指示以生成用于示出已进行了校正的显示数据Sd（步骤S220），并继续导航（步骤S100）。另外，模块A持续地执行呼吸导航中基于实际呼吸信号R_rl(t)和目标呼吸信号R_tj(t)来判断是否对患者进行照射的动作。

如上所述，本发明实施方式2所涉及的呼吸引导程序是用于在计算机上构建粒子射线治疗中对患者的呼吸进行引导的呼吸引导装置的呼吸引导程序，其包括：目标呼吸信号生成步骤S20，生成用于对患者的呼吸进行引导的目标呼吸信号R_tj(t)；实际呼吸测定步骤S30，测定患者的实际呼吸并输出测定到的实际呼吸信号R_rl(t)；及呼吸评估步骤S40～S220，将目标呼吸信号R_tj(t)的一个周期T_res的数据作为计算单位，对目标呼吸信号R_tj(t)的数据和与目标呼吸信号R_tj(t)的数据同步收集到的实际呼吸信号R_rl(t)的数据分别进行傅立叶级数展开，计算与展开后的一次项相当的三角函数对的系数a₁、b₁，将从计算出的系数a₁、b₁中求得的各个增益G_rj、G_rl和相位φ_tj、φ_rl进行比较，然后对实际呼吸（严格来说是实际呼吸的测定值即实际呼吸信号R_rl(t)）和目标呼吸信号R_tj(t)的偏差进行评估，因此，通过对呼吸进行准确的评估，可以对呼吸进行适当的引导，而且因为即使在用于获取目标呼吸信号波形的实际呼吸的测定和在治疗时的实际呼吸的测定在偏移上有偏差，也不会对评估结果产生影响，因此可以在计算机上构建不需要对偏移进行调整即可进行治疗的呼吸引导装置。

实施方式3

本发明实施方式3中，在对呼吸进行定量评估时，在实施方式1、2所示的增益和相位的基础上，进一步进行综合的评估。最直接地对实际呼吸进行评估的方法是如式（5)所示，对实际呼吸信号R_rl(t)和目标呼吸信号R_tj(t)的误差进行评估的方法。

[数学式3]

$J_{\mathrm{res}}:={\∫}_0^{2\mathrm{\π}}(R_{\mathrm{rl}}\left(t\right)-R_{\mathrm{tj}}\left(t\right){)}^{2}d{\mathrm{\ω}}_{\mathrm{res}}t\·\·\·\left(5\right)$

式中，J_res是评估函数。

另外，在式（5）中，评估函数J_res是连续时间上的函数，但如实施方式1中“每个采样周期中的计算”中说明的那样，实际上是以离散的方式进行计算。此外，计算该评估函数J_res的式（5）也和式（2）一样，积分范围为一个呼吸周期T_res。因此，可以认为其计算频度也和式（2）一样，在每个呼吸周期T_res及采样周期内大致有两种。然而，由于本评估中可以对增益和相位进行独立的计算，因此只要可以在同一时间段内收集（同步）运算中使用的各信号，就不需要使收集时序与式（2）中的计算一致。

为了进行上述式（5）中的计算，在本实施方式3所涉及的呼吸引导装置中，如图10所示，在呼吸评估部307c中设置有评估函数运算功能部。然后，其结果J_res如图11所示，例如，可以设置显示框FEV，用曲线表示随时间推移的数据J_res(t)作为从过去开始的历史，或者，也可以用数字或液位计LM表示当前时刻的值J_res(tp)。由此，患者、医师等可以在数字上或者感官上识别实际呼吸与目标呼吸波形总体上一致到何种程度。

如上所述，根据本实施方式3所涉及的呼吸引导装置307及包括该呼吸引导装置307的粒子射线治疗装置，呼吸评估部307cE计算规定时间内目标呼吸信号R_tj(t)和实际呼吸信号R_rl(t)之间的误差J_res，然后对包括计算出的信号数据间的误差J_res在内的、实际呼吸和目标呼吸信号R_tj(t)的偏差进行评估，因此可以综合地评估实际呼吸的偏差大小，由此可以进一步提高治疗的有效性和剂量分布等的妥当性。例如，作为对患者的效果，可以将实际呼吸与目标呼吸接近到何种程度用一个数值告知患者。而作为对医生及技师等的效果，可以通过一个数字来定量地得知是否是可以进行带电粒子束照射的状态。即，排除了伴随着患者呼吸的脏器移动带来的影响，可以更高效地实现照射。

实施方式4

实施方式3中，描述了在利用增益和相位进行评估的基础上利用实际呼吸与目标呼吸接近到何种程度来进行评估的方法。实际呼吸与治疗计划的前提即目标呼吸越接近，状况越理想。然而，虽说如此，但也并非一定要使呼吸波形完全相同。因此，在实施方式4中，作为在利用增益和相位进行评估的基础上增加的对实际呼吸的综合评估，将对条件比实施方式3更宽松的对呼吸进行综合评估的方法进行说明。

这里，评估中使用的是基于目标呼吸信号及实际呼吸信号来控制可否对患者进行粒子射线照射的呼吸门控信号。为了使说明更清楚，将该信号定义为“呼吸门控信号”。下面利用实施方式1的说明中使用的图3进行说明。图3是表示呼吸信号中，目标呼吸信号R_tj(t)由表达函数D₁(t)来近似表示的图，对于实际呼吸信号R_rl(t)情况也相同，因此将目标呼吸信号R_tj(t)改称为公共呼吸信号R(t)进行说明。图3中，横轴为时间轴，且向右为时间前进方向。图3中上半部分的纵轴表示呼吸状态，向上表示“吸气”状态，向下则表示“（呼气）吐气”状态。一般而言，患者的脏器在“呼气（吐气）”的状态下较为稳定。因此，在粒子射线治疗中，治疗计划和实际的治疗均设定为在患者的呼吸为“呼气”状态时进行照射。因此，对呼吸信号R(t)设定阈值L，并判断呼吸信号R(t)是否未达到该阈值L。使用呼吸门控信号P(t)作为表示该呼吸信号R(t)是否未达到阈值L的信号。

此处，若定义呼吸门控信号P(t)为：当呼吸信号R(t)未达到预先设定的阈值L时为开，其余时间为关，则呼吸门控信号P(t)如式（6）所示，取两个值（1位）作为其值。

[数学式4]

$P\left(t\right)=\left\{\begin{array}{ccc}1& \mathrm{if}& P\left(t\right)<L\\ 0& \mathrm{if}& P\left(t\right)\&GreaterEqual;L\end{array}\right.\&CenterDot;\&CenterDot;\&CenterDot;\left(6\right)$

式中，对目标呼吸信号R_tj(t)生成的呼吸门控信号用P_tj(t)表示，对实际呼吸信号R_rl(t)生成的呼吸门控信号用P_rl(t)表示以作区别。

在本实施方式4中，使用如上所述定义的呼吸门控信号P(t)对呼吸进行综合评估。具体地，计算如式（7）所示的评估函数J_res2作为基于目标呼吸信号及实际呼吸信号分别生成的呼吸门控信号P(t)的误差来进行评估。

[数学式5]

$J_{\mathrm{res}2}:={\&Integral;}_0^{2\mathrm{\&pi;}}(R_{\mathrm{rl}}\left(t\right)-R_{\mathrm{tj}}\left(t\right){)}^{2}d{\mathrm{\&omega;}}_{\mathrm{res}}t\&CenterDot;\&CenterDot;\&CenterDot;\left(7\right)$

另外，在式（7）中，虽然评估函数J_res2是连续时间上的函数，但如实施方式3中说明的那样，这里也以离散的方式进行计算。此外，计算该评估函数J_res2的式（7）也和式（2）一样，积分范围为一个呼吸周期T_res。因此，可以认为其计算频度也和式（2）一样，在每个呼吸周期T_res及采样周期内大致有两种。然而，由于本评估中可以对增益和相位进行独立的计算，因此只要可以在同一时间段内收集（同步）运算中使用的各信号，就不需要使收集时序与式（2）中的计算一致。

为了进行式（7）中的计算，在本实施方式4所涉及的呼吸引导装置中，如图12所示，在呼吸评估部407c中设置有评估函数运算功能部。而且，其结果J_res2也如实施方式3中说明的那样，可以通过呼吸引导装置向患者显示。另外，图12中，虽然描述了由呼吸评估信息计算部407cE1来承担通过式（6）从呼吸信号R(t)计算出呼吸门控信号P(t)的功能，但也可以使用呼吸引导控制部7cC计算出的呼吸门控信号P(t)。

如上所述，本实施方式4所涉及的呼吸引导装置407及包括该呼吸引导装置407的粒子射线治疗装置包括作为呼吸门控信号变换部发挥作用的呼吸评估部407cE或呼吸引导控制部，分别将目标呼吸信号R_tj(t)和实际呼吸信号R_rl(t)变换为表示是否低于预定阈值的呼吸门控信号P_rl(t)、P_tj(t)，呼吸评估部407cE计算变换后的呼吸门控信号P(t)间的误差J_res2，并将计算出的误差J_res2包括在内地对实际呼吸和目标呼吸信号R_tj(t)的偏差进行评估，因此，通过对实际治疗所必需的呼吸的“呼气”状态进行加权处理，可以对实际呼吸的偏差大小进行综合的评估，由此可以提高治疗的有效性和剂量分布的妥当性。此外，由于可以转用照射控制中使用的呼吸门控信号，而且该信号被简化为两个值，因此能容易地进行运算处理。

实施方式5

在上述实施方式4中，作为呼吸的综合评估，示出了使用呼吸门控信号P(t)并着重于呼气时序的方法。在本实施方式5中，示出了使用表达函数并着重于呼吸的增益和相位信息的方法。

作为表达函数，在实施方式1中，对假设对呼吸信号R(t)的一个周期的数据进行傅立叶级数展开时的一次项D₁(t)进行了说明，但在本实施方式5中，使用式（8）中利用由D₁(t)计算出的增益G_res和相位φ_res定义出的表达函数D₂(t)。

D₂(t)＝G_rescos(ω_rest＋φ_res)…(8)

式中，对目标呼吸信号R_tj(t)生成的表达函数用D_2tj(t)表示，对实际呼吸信号R_rl(t)生成的表达函数用D_2rl(t)表示以作区别。

下面对使用如上所述定义的表达函数D₂(t)来对呼吸进行评估的方法进行说明。具体地，计算如式（9）所示的评估函数J_res3作为基于目标呼吸信号及实际呼吸信号分别生成的表达函数D_2tj(t)和D_2rl(t)的误差来进行评估。

[数学式6]

$J_{\mathrm{res}3}:={\&Integral;}_0^{2\mathrm{\&pi;}}(D_{\mathrm{rl}}\left(t\right)-D_{\mathrm{tj}}\left(t\right){)}^{2}d{\mathrm{\&omega;}}_{\mathrm{res}}t\&CenterDot;\&CenterDot;\&CenterDot;\left(9\right)$

另外，在式（9）中，虽然评估函数J_res3是连续时间上的函数，但如实施方式3中说明的那样，这里也以离散的方式进行计算。此外，计算该评估函数J_res3的式（9）也和式（2）一样，积分范围为一个呼吸周期T_res。因此，可以认为其计算频度也和式（2）一样，在每个呼吸周期T_res及采样周期内大致有两种。

为了利用式（8）对表达函数D₂(t)进行定义、及利用式（9）进行计算，在本实施方式5所涉及的呼吸引导装置中，如图15所示，在呼吸评估部507c中设置有表达函数定义功能部和评估函数运算功能部。然后，其结果J_res3也如实施方式3、4中说明的那样，可以通过呼吸引导装置向患者显示。

如上所述，根据本实施方式5所涉及的呼吸引导装置507及包括该呼吸引导装置507的粒子射线治疗装置，呼吸评估部507cE使用分别对目标呼吸信号R_tj(t)和实际呼吸信号R_rl(t)计算出的增益G_rj、G_rl及相位φ_tj、φ_rl来分别对三角函数D₂(t)＝G_rescos(ω_rest＋φ_res)进行定义，然后计算定义后的各个三角函数D_2rl(t)、D_2tj(t)间的误差J_res3，并计算出的J_res3包括在内地对实际呼吸和目标呼吸信号R_tj(t)的偏差进行评估，因此通过对呼吸波形的状态即增益和相位进行加权处理可以对实际呼吸的偏差大小进行综合的评估，由此可以进一步提高治疗的有效性和剂量分布的妥当性。

另外，在上述各实施方式1～5中，说明了在每个治疗室中基于呼吸评估信息来进行照射控制，或对导航的时序进行校正的方法。然而，并不一定要在每个治疗室中进行照射控制或对导航时序的控制，例如，也可以在粒子射线治疗装置公共的控制部（图1中的4）中统一进行。进一步的，如果可以进行信号处理使得呼吸评估本身也不产生时序的偏差等，则呼吸评估也可以在粒子射线治疗装置公共的控制部4中统一进行。对于这种情况，只要构成信号系统以与控制部交换各治疗室的呼吸引导装置测定到的呼吸信号和评估后的呼吸评估信息、同步信号等即可。通过像这样在公共的控制部中进行运算等，也不再需要多个进行复杂运算的装置。此外，例如，对于在多个治疗室中在同一时间段内进行治疗的情况，可以进行控制以对各治疗室中的呼吸评估结果进行比较，然后选择呼吸状态最佳（实际呼吸和目标呼吸的偏差最小）的治疗室作为治疗对象。对于这种情况，控制器控制航向切换偏转电磁铁以将粒子射线导入所选择的治疗室中。或者，例如，可以容易地在多个治疗室中同步进行呼吸引导。

即，由于切换装置32基于多个治疗室6各自的呼吸评估部7cE评估得到的、实际呼吸和目标呼吸信号的偏差信息I_ev来对粒子束的轨道进行切换，因此在这段时间内，可以选择能够进行正确照射的治疗室来进行一些治疗。

标号说明

1加速器（同步加速器）

2照射系统（21：照射装置、7：呼吸引导装置）

3输送系统（31：输送路径、32：切换电磁铁（切换装置））

4控制系统（控制器）（40：主控制器）

6治疗室

7a呼吸测定装置（呼吸同步传感器）

7b呼吸引导演示装置

7c呼吸引导装置主体（7cC：呼吸引导装置控制部（目标呼吸信号生成部、呼吸门控信号变换部）、7cE：呼吸评估部（呼吸门控信号变换部）、7c I/O：输入输出部）、（22a：呼吸测定装置））

7d输入输出I/F

J_res误差

G_res增益

P(t)呼吸门控信号

R(t)呼吸信号

T_res呼吸周期

φ_res相位

百位的数字用于区别各实施例。

Claims (10)

1.一种呼吸引导装置，在粒子射线治疗过程中对患者的呼吸进行引导，其特征在于，包括：

目标呼吸信号生成部，该目标呼吸信号生成部生成用于对所述患者的呼吸进行引导的目标呼吸信号；

实际呼吸测定部，该实际呼吸测定部测定所述患者的实际呼吸，并输出测定到的实际呼吸信号；及

呼吸评估部，该呼吸评估部将所述目标呼吸信号一个周期的数据作为计算单位，对所述目标呼吸信号的数据和与所述目标呼吸信号的数据同步收集到的所述实际呼吸信号的数据分别进行傅立叶级数展开，计算与展开后的一次项相当的三角函数对的系数，并将从计算出的系数求得的各个增益和相位进行比较，对所述实际呼吸和所述目标呼吸信号的偏差进行评估。

2.如权利要求1所述的呼吸引导装置，其特征在于，

所述呼吸评估部根据比较得到的目标呼吸信号的相位和实际呼吸信号的相位差、及/或比较得到的目标呼吸信号的增益和实际呼吸信号的增益之比的变化率，来对所述实际呼吸的状态进行判断。

3.如权利要求1或2所述的呼吸引导装置，其特征在于，

若所述呼吸评估部判断所述相位差在规定时间内保持为一定值，则所述目标呼吸信号生成部生成目标呼吸信号并使其相位错开所述一定值。

4.如权利要求1至3中任一项所述的呼吸引导装置，其特征在于，

所述呼吸评估部计算在规定时间内所述目标呼吸信号和所述实际呼吸信号间的误差，并将计算出的误差包括在内地对实际呼吸和所述目标呼吸信号的偏差进行评估。

5.如权利要求1至3中任一项所述的呼吸引导装置，其特征在于，

包括呼吸门控信号变换部，该呼吸门控信号变换部分别将所述目标呼吸信号和所述实际呼吸信号变换为表示其是否低于预定阈值的呼吸门控信号，

所述呼吸评估部计算变换后的各个呼吸门控信号间的误差，并将计算出的误差包括在内地对实际呼吸和所述目标呼吸信号的偏差进行评估。

6.如权利要求1至3中任一项所述的呼吸引导装置，其特征在于，

所述呼吸评估部使用分别对所述目标呼吸信号和所述实际呼吸信号计算出的增益和相位来分别定义三角函数，计算所定义的各个三角函数间的误差，并将计算出的误差包括在内地对实际呼吸和所述目标呼吸信号的偏差进行评估。

7.一种呼吸引导程序，该呼吸引导程序是用于在计算机上构建粒子射线治疗构成中对患者的呼吸进行引导的呼吸引导装置的呼吸引导程序，其特征在于，包括：

目标呼吸信号生成步骤，该目标呼吸信号生成步骤生成用于对所述患者的呼吸进行引导的目标呼吸信号；

实际呼吸测定步骤，该实际呼吸测定步骤测定所述患者的实际呼吸，并输出测定到的实际呼吸信号；及

呼吸评估步骤，该呼吸评估步骤将所述目标呼吸信号一个周期的数据作为计算单位，对所述目标呼吸信号的数据和与所述目标呼吸信号的数据同步收集到的所述实际呼吸信号的数据分别进行傅立叶级数展开，并计算与展开后的一次项相当的三角函数对的系数，将从计算出的系数求得的各个增益和相位进行比较，对所述实际呼吸和所述目标呼吸信号的偏差进行评估。

8.一种粒子射线治疗装置，其特征在于，包括：

加速器，该加速器产生粒子束；

多个治疗室；

粒子束的输送路径，该粒子束的输送路径将所述加速器和所述多个治疗分别进行连接；

切换装置，该切换装置设置在所述输送路径中，切换所述粒子束的轨道使得所述加速器产生的粒子束被提供至所述多个治疗室中的任意一个治疗室；

分别设置在所述多个治疗室中的如权利要求1至6中任一项所述的呼吸引导装置；及

照射装置，该照射装置分别设置在所述多个治疗室中，用所提供的粒子束形成与照射对象相对应的照射野，并至少与所述目标呼吸信号同步来控制对所述照射对象的照射。

9.如权利要求8所述的粒子射线治疗装置，其特征在于，

所述目标呼吸信号生成部与所述加速器的动作同步来生成所述目标呼吸信号。

10.如权利要求8所述的粒子射线治疗装置，其特征在于，

所述切换装置基于所述多个治疗室中的各呼吸评估部所评估得到的所述实际呼吸与所述目标呼吸信号的偏差，来对所述粒子束的轨道进行切换。

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