JP2007534391A

JP2007534391A - 陽子放出治療用システム

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Publication number: JP2007534391A
Application number: JP2007509893A
Authority: JP
Inventors: ペドローニ・エーロス
Original assignee: Scherrer Paul Institut
Current assignee: Scherrer Paul Institut
Priority date: 2004-04-27
Filing date: 2005-02-19
Publication date: 2007-11-29
Also published as: US20080023644A1; EP1740270A1; EP1584353A1; US7560715B2; WO2005102453A1

Abstract

【解決手段】
対象物（Ｍ）内の所定容積（Ｔ）の強度調整陽子治療用システムが開示され、ａ）ビーム強度に関して調整できる陽子ビーム（Ｂ）を発生させるための陽子源と；ｂ）陽子ビーム（Ｂ）中の所望陽子エネルギーに陽子ビーム（Ｂ）中の陽子のエネルギーを弱めるために陽子ビーム（Ｂ）中に任意に配置できる分解器と；ｃ）多数の陽子ビームを曲げ及び焦点合せ又はそのいずれか一方を行うユニットと；ｄ）対象物（Ｍ）の所定容量（Ｔ）を貫通する陽子ビーム（Ｂ）用の出口を有するビームノズル（Ｎ）と；ｅ）ノズル（Ｎ）の上流に配置されているビーム曲げ磁石（Ａ３）と；ｆ）陽子ビーム（Ｂ）がビーム曲げ磁石（Ａ３）に入る前に陽子ビーム（Ｂ）を両方向Ｔ，Ｕ）に掃引するために前記ビーム曲げ磁石（Ａ３）の上流に配置されている一対の掃引磁石（ＷＴ、ＷＵ）と；ｇ）前記ビームノズル（Ｎ）は１０乃至３０ｃｍ²の範囲における陽子ビーム（Ｂ）に実質的に垂直な横断面走査領域（ＳＦ）を定義しており、そしてｈ）前記掃引磁石（ＷＴ、ＷＵ）と前記ビーム曲げ磁石（Ａ３）が完全な横断面走査領域（ＳＦ）上に平行なビーム配向を保証するように制御されることから成る。

Description

この発明は、患者の身体内の所定腫瘍容積に強度調整陽子治療を印加するシステムと方法に関する。

荷電された粒子治療の新たな病院基礎施設の数は特に日本や米国において急速に増加している。陽子治療は集中化された大きな病院において良く選択された悪性腫瘍タイプを処理する現実的治療法となっている。

すべての新たな商業的システムは消極的散乱技術に基づいている。スイスのポール・シューレ研究所（ＰＳＩ）における陽子治療用のコンパクトなガントリは、小さい陽子束ビームの活性走査に基づいた動的ビーム放出技術を使用する業界における単なる施設である。ドイツＧＳＩ施設（ＧＳＩ＝重陽子研究協会、ダルムシュタット）においてのみ同様なビーム放出技術が水平ビーム線の炭素イオンを使用している。放射療法にこの最近の解決法を使用することにより、線量の適合な形成は磁界特殊ハードウエアの必要性なしにコンピュータ制御によって実施される。

陽子治療に対するこの解決法は国際的に産業や病院からの興味をさらに誘っている、というのは、この方法は陽子ビームを使用する強度調整放射療法（ＩＭＲＴ）を準備する好ましい方法として，強度調整放射療法（ＩＭＲＴ）としての社会にて知られた技術として認められているからである。この技術（全体に放出されたビーム流動性の修正に基づいた）は、以下に記載されたビーム強度（即時線量割合）の活性動的制御と取り間違えられるべきでない。陽子ＩＭＲＴとは違って、陽子ビーム走査により人は各陽子束ビームの流率、範囲、位置と方向を独立的に制御でき、患者への陽子ビームの浸透深さを包含するすべての有効な程度の自由度を利用する。この方法により同様な結果がＩＭＲＴにより得られ、しかし改良された適合性と腫瘍を取り囲む健康な組織における線量負担の十分な減少（２又は３線量の要因により）により得られ得る。

ＩＭＲＴの実際的実行可能性はＰＳＩガントリに処理された若干の臨床的ケースにこの新たな技術を加えることによってＰＳＩにて最近に実演されていた。

実質的に、現在のＰＳＩガントリ１の主な特徴は本システムの強度と弱点を思い出させるように記載される。

ＰＳＩガントリ１は１９９７年以来、使用可能である。２００３年の終りには、１６６人の患者がこのシステムにより加療され、腫瘍が主として頭蓋骨、脊骨腱と低骨盤に位置される。現在は１７人までの患者が一日当たり加療される。新たなビーム走査技術を使用することにより得られた予備的臨床結果は非常に促進する。

本システム、ＰＳＩガントリ１により達成された積極的面は、
ａ）コリメータ（照準器）や補償器のようなフィールド特殊ビーム形成装置を使用する必要性なしにすべてコンピュータによって放出された範囲の可変調整により適合療法を加える可能性；ｂ）人が処理室に入ることなしに複数のフィールドを加える能力；
ｃ）ＩＭＲＴを（現在に全く動かなくされた標的にのみ）放出する能力である。

このシステムの概念は今や１３年以上であり、システムは走査の実行可能性を示す目的ためのみに、制限された資源により建造された。ＰＳＩガントリ２の発明により導入された技術的改良のより良い理解のために、ＰＳＩガントリ１の主な技術的特徴は主として以下に与えられる：

患者テーブルはＰＳＩガントリ１により偏心的に据え付けられ、ガントリにより回転する。逆回転は患者テーブルを水平に任意の時間に維持する。この選択はガントリに有効である制限された量の空間により要求された。システムの簡潔さを４ｍ直径のみに押し込むことなしに、ＰＳＩでガントリ１システムを建造することが可能ではなかった。患者の偏心的据付けは今、最もしばしば非難された点であり、というのは、患者テーブルが床から離れて移動し、陽子ビームが下から加えられるときに患者寝台が人に接近できないからである。

ガントリ１に使用されたビーム放出は、最大簡略性に基づいた不連続点走査方法（ステップアンドシュート方法）である。７−８ｍｍＦＷＨＭのガウス形状をもつ陽子束ビームが使用され、ビームが５ｍｍの行程で走査される。ビーム束が患者の前で平行板イオン化モニターにより測定される。ビームはキッカー磁石によりビーム中間点の変位中に遮断される。最もしばしば使用された走査運動は最終９０°曲げ磁石の上流に据え付けられた掃引磁石により行われる。ビーム光学は掃引器の作用が患者の掃引ビームの平行変位を生じるように設計されている。磁気走査はガントリの分散平面（ガントリ軸線に沿う方向Ｕ）で、一つの横方向にのみでガントリ１に印加される。範囲シフトシステムは、ビームの浸透深さ（深さで、走査の第二方向Ｓ）の速い変更を与えるために患者の前で使用される。範囲シフターは、空気弁により連続的にビームに移動される５ｍｍの厚さのポリエチレン板の堆積から成る。患者テーブルの運動は走査の第三軸線として使用される。これは最も遅く且つ最も稀に使用された運動であり、この運動が横方向非分散方向Ｔに加えられる。全体はデカルトビーム走査システムである。

本システムと比較して発明システムと発明方法において改良される点は、ビームが下から印加されるときに患者テーブルに対する不満足な接近である。走査のゆっくりな速度は走査装置、磁気、範囲とテーブルの選定された順序により行われる。二つの機械的システムの使用は、標的再描写を繰り返し適用するために走査をゆっくりさせる。それ故に、ガントリ１の走査は器官運動を全て感知する。

さらに、対称物内の所定容積の強度調整陽子治療のシステムは、先行技術において知られており、
ａ）ビーム強度に関して調整できる陽子ビームを発生させるための陽子源と；
ｂ）陽子ビームの陽子エネルギーを陽子ビームの所望の陽子エネルギーに減少させるために陽子ビームに任意に配置される分解器と；
ｃ）ビームの輸送のためのビーム線を構成する多数の陽子ビーム曲げ及び焦点合せ又はそのいずれか一方のユニットと、ここでビーム線の一部分が患者テーブル（現実の陽子ガントリ）の周りに回転され得るものと；
ｄ）対称物の所定容積を貫通する陽子ビームの出口を有するガントリのビームノズルと；
ｅ）ノズルの上流に配置されているビーム曲げ磁石と；ｆ）最終ビーム曲げ磁石の出口における両横方向に陽子ビームを平行形式に掃引するために前記ビーム曲げ磁石の上流に配置されている一対の掃引磁石とから成る。

二重磁気走査により且つビームエネルギーを変更することにより線量を放出する方法は、社会において知られており、それ故に、ここでは先行技術として考慮される。我々はそれ以上の詳細やこの分野に於ける公共領域を考慮され得ることを定義するために添付公報（参考文献１〜４）を参照する。
欧州特許出願公開第９８６０７０号明細書米国特許第６０３４３７７号明細書欧州特許出願公開第９１１０６４号明細書米国特許出願公開第２００３１６４４５８号明細書

しかしながら、この出願により保護される工夫は、システムや引用公報にに記載されたビーム放出方法の特別な態様に関係している。この工夫は、次のリストに要約されることができる。；

この発明の第一部分は、最大限に利用されたシステムデザインに関する。対象物内の所定容積の強度調整陽子治療の発明的システムは：
ａ）ビーム強度に関して調整できる陽子ビーム（Ｂ）を発生させるための陽子源と；
ｂ）陽子ビーム（Ｂ）の陽子エネルギーを陽子ビーム（Ｂ）の所望の陽子エネルギーに減少させるために陽子ビーム（Ｂ）に任意に配置される分解器と；
ｃ）多数の陽子ビーム曲げ及び焦点合せ又はそのいずれか一方のユニットと；
ｄ）対象物（Ｍ）の所定容積（Ｔ）を貫通する陽子ビーム（Ｂ）の出口を有するビームノズル（Ｎ）と；
ｅ）ノズル（Ｎ）の上流に配置されているビーム曲げ磁石（Ａ３）と；
ｆ）陽子ビーム（Ｂ）がビーム曲げ磁石（Ａ３）に入る前に両横方向（Ｔ、Ｕ）において陽子ビーム（Ｂ）を掃引するために前記ビーム曲げ磁石（Ａ３）の上流に配置されている一対の掃引磁石（ＷＴ，ＷＵ）とから成り、
ｇ）前記ビームノズル（Ｎ）が１０〜３０ｃｍ²の範囲で陽子ビーム（Ｂ）に実質的に垂直な横断面走査領域（ＳＦ）を形成しており、そして
ｈ）前記掃引磁石（ＷＴ，ＷＵ）と前記ビーム曲げ磁石（Ａ３）が完全横断面走査領域（ＳＦ）にわたり平行ビーム配向を保証するように制御されることを特徴とする。

患者に対して小さいコンパクトなノズルと小さい空気隙間に減少した範囲の磁気走査の使用は、ほとんど散乱されない（短い距離により）陽子ビームを標的容積にもたらす非常にコンパクトなガントリをデザインできる。幾何学的フィールドパッチングに基づいて患者テーブルを使用するフィールド寸法延長部の二次元平行の走査の使用は、ノズルで比較的小さい横断面走査領域を補償するために複数標的再走査中のゆっくりな連続テーブル運動を使用するように選択を開始する。

ビーム光学のデザインのおかげで、変更されないビーム（平行ビーム走査）の方向と形状を維持しながら二次元でビームを走査する可能性は、ＰＳＩガントリの主な特性である。この重要な特徴の利用には強い強調が与えられる。平行走査は処理計画（幾何学的フィールドパッチング）から独立する簡単な手順で患者テーブル運動と走査を組合せることによとって付与磁気走査範囲を越えてビーム走査の範囲を延ばすために使用され得る。幾何学的フィールドパッチング技術を使用しながら、患者テーブルは、掃引器に印加されたオフセット（連続テーブル運動により印加されたフィールドパッチング）によりテーブル運動の変位を補償することによって非常にゆっくりと且つ連続的に移動され得る。このアプローチは器官運動（複数標的の再描写中のゆっくりなテーブル運動）の存在において必要とされる複数標的の再描写の環境において非常に魅力的である。幾何学的フィールドパッチング方法は限定された範囲の磁気走査により提出された問題を克服することができる。このとき、この特徴は、定義された大きさの横断面走査領域によって与えられる如くビーム（スリムで極めてコンパクトなノズル）に対して両横方向において寸法の小さいノズルを設計するために使用され得る。スリムノズルの使用は、患者に対して空気隙間におけるＭＣＳによるビームの拡大を避けるために、患者の肩に衝突することなしに、両方がノズル（患者に対して僅かな空気隙間）内に包含された予備吸収システムとビームモニターに非常に接近して患者を置く好ましい解決策である。

対象物（Ｍ）内の所定容積の強度調整陽子治療の発明的方法によると、次の行程は：
ａ）所定容積（Ｔ）を決定されたエネルギーの陽子ビーム（Ｂ）に対応する多数の等エネルギー層（Ｌ）に分割し；
ｂ）各等エネルギー層（Ｌ）のための最終標的服用量分布を決定し；
ｃ）それぞれのビーム掃引器（ＷＴ，ＷＵ）を制御する下で平行ビーム走査によって最終標的線量分布或いはこの最終標的線量分布の少なくとも所定部分を印加して、それにより所定等エネルギー層（Ｌ）を走査しながら他方の等エネルギー層が強度調整陽子ビーム（Ｂ）を使用した後に一方の等エネルギー層（Ｌ）を走査することから成る。

それ故に、標的輪郭（その陽子深さで）に沿って且つ標的の内部の同様な等距離輪郭（輪郭された二重磁気走査）上に磁気走査（各等エネルギー層（Ｌ）で）を実施することが可能である。同心輪郭は、加速器のイオン源で制御されたビーム強度調整を使用する線量を形成することによりほぼ最高速度で走査される。この方法によって走査速度が得られ、それで大量の標的再描写が加えられる。追加的に、フィールドの縁における線量分布の横方向低下の最良の可能品質が得られ、ビーム強度変動の動力学は走査の最高速度で作業しながら低く維持され得る。ガントリの連結点からイソセンターまでのガントリ２のビーム光学の１対１の画像形成によって、走査したビーム点の画像形成（実際）視準はガントリの連結点（走査された幅広ビームに印加された画像形成視準による輪郭された二重磁気走査）で（現実の）コリメータブロック（半径方向且つ方位的に動く）を使用することによって印加される。

すべてのこれらの点がさらに詳細に以下に説明される。

この発明の例は、図面を参照しながらこれから後に記載される。

図１は、人間組織等価材料において陽子の深さ線量分布（グラフ４）と比較して陽子の深さ線量分布（グラフ２）の概略線図を示す。陽子療法の利点は優れた物理的選択性によって与えられ、患者内に位置される標的容積の明確な深さにおいて線量の高原ＳＯＢＰ（所謂拡張ブラッグピーク）を設計できる。陽子は生物学組織における良く定義された侵入範囲を有し、陽子はそれが停止する領域に最高のエネルギーを沈殿させる。これは、深さの函数として単エネルギー陽子ビームの線量沈殿として図１に示される所謂ブラッグピークを生じる。これは、線量（グラフ４）の特性指数低下を有する臨床陽子と比較されなければならない。

電気充電により陽子が磁気走査技術により横方向にばかりではなく、深さの函数として線量を配置する可能性を与える。陽子と比較し、陽子により標的容積の外側の一体的線量の著しい減少は、特殊な場合（発狂した組織処置の節約は図１のハッチ領域によって示されている）に依存する２〜５の要因によって達成される。

図１は、拡張ブラッグピークＳＯＢＰが如何に異なる範囲と強度を有する束陽子ビームの堆積によって得られ得るかを描く。深さの均質線量分布は単一ビーム方向から構成され得る（陽子により人が幾つかのビーム方向を必要とする）。人は両横方向における陽子ビームの磁気走査により且つ深さのエネルギー走査により達成され得るむしろ複雑な三次元標的容積をデザインできることを容易に推量できる。

図２は、機械的レイアウトを例示するガントリＧの横断面の概略上平面図である。陽子ビームＢはサイロトロンのような例示されない加速器（しかしサイクロトロン、直線加速器又は可能なもの）で生じ、ビームＢの強度に関して調整できる。ビームＢを患者或いは生物学試料容積のような物体に働かすために、ビーム輸送システムＢＴは支持フレームＳＦ内に据え付けられている。この支持フレームＳＦは前ロールＦＲと後ロールＢＲとに枢着されている。このビーム輸送システムＢＴはガントリＧの片面に±９５°だけ回転させるように課される。それ故に、患者テーブルＰＴはガントリＧから独立的に据え付けられて、処置室ＴＲの片面から接近でき、その処置室は医療人が永久固定床によって任意の時間に患者に接近できる。

さらに、ＣＴ、麻酔装置などのような医学療法に好ましい医療装置は患者テーブルＰＴに非常に接近して任意の時間に配置され得る。ビーム輸送システムＢＴの下流に完全に位置されたノズルＮは患者に非常に接近して配置され得て、標的容積における陽子ビームＢの鮮明さに著しい利益を達成する。患者テーブルＰＴから、患者は、この処置室ＴＲの内側に延びる摺動カバーをもつ小さい回転ノズルＮにより通常寸法を有する室として処置室ＴＲを多かれ少なかれ経験する。患者は処置室ＴＲの半円筒状内部壁のスリットに沿って回転するノズルＮのみを見る。このデザインにより、移動床（ノズルＮのスリットを除いて）の必要性が取り消される。処置室ＴＲは例えば６〜７ｍの長さ、５〜６ｍの深さと２．２〜２．４ｍの高さを有する。処置室ＴＲのこれら寸法はその水平軸線に沿って患者テーブルＰＴの水平回転を容易とさせる。

患者内の標的容積に対して陽子ビームＢを印加するために使用されたビーム輸送システムＢＴは図３に概略的に示される。このビーム輸送システムＢＴは三つの双極子Ａ１，Ａ２，Ａ３と７つの四極子Ｑ１〜Ｑ７とのシステムから成る。他の要素は舵取り磁石Ｓｘ／ｙ（その要素の幾つかが六極子Ｈの分離捲線として埋め込まれている）、任意のスリット或いは固定コリメータＫ、ビーム診断要素Ｍと真空ポンプＰである。走査用の主な動的要素は二つの掃引磁石ＷＴとＷＵ及び動的四極子コレクタＱＣである。

ビーム光学計算は２３０ＭｅＶの名目ビームエネルギーのために実行された（他のエネルギーがビームの惰性によるビーム線の磁気要素の電流を計ることによって得られる）。ビームＢに印加された曲げ半径は１．５ｍに選定される。名目界磁はＢ＝１．５テルサである。回転軸線からのビーム線の半径方向平行変位は約３．２ｍである。９０°曲げ磁石の出口フィールド境界のイソセンターまでの距離はおよそ１．７ｍである。この実施例において有効なこの空間は患者の精神福祉の意義のある改良である少なくとも２．４ｍ高さ（名目室高さ）に処置室の天井を維持するために、イソセンターから約１．２ｍの距離に処置室ＴＲの外側に滞在するように回転中に９０°曲げ磁石Ａ３の容積を維持するために十分である。ビーム線の形状は、支持フレームＳＦの最も最小空間の内側にビーム光学要件を満たすのに必要なすべてのビーム輸送要素を置くために必要な最小空間を使用することによってこれら装置から推論される。それ故に、このビーム輸送システムＢＴは塗布中にビームＢの完全平行を与えて、真の寸法が回転ビーム線の開始点（ガントリ連結点）からイソセンター（ビームが患者に走査される最終点）まで画像形成する。さらに、ＵとＴ方向における二重掃引中のビーム色消しとビーム焦点不変が達成される。

ビーム輸送システムＢＴの下流に配置されたビーム放出要素は示されていない。サイクロトロンは強度に関して調整できる連続ビームを放出する。エネルギーの変更は、分解器の設定やガントリＧの前方とガントリＧでビーム線の調和を動的に変更させることによって優先的に行われる。サイクロトロンと分解器の間には、迅速キッカー磁石がほんの５０μｓの反応時間による陽子ビームＢのスイチングのオンとオフのために据え付けられている。

図４は、最終曲げ磁石の後に走査磁石を置くためにさらに通常の解法と比較されたＰＳＩ解法の主な差を示す。最も通常のアプローチは、ガントリのビーム線のレイアウトにおいて、最終曲げ磁石（ＰＳＩの解法を除いて、今までは提案された或いは実現されたすべての陽子ガントリが採用した解法Ａ）の後に掃引磁石（或いは散乱装置）を置くことである。この場合には、長い漂流空間（スロー）は、ビームの横方向拡大が起こるために、掃引磁石とイソセンターの間に必要とされる。それで、漂流空間はガントリの半径に加えられる。ビームは発散を変更することにより患者に衝突する。スローが短ければ短いほど、掃引磁石のために必要な曲げ動力が強くなり、且つビームの発散が強くなる。通常には、人は１．５〜２ｍの距離を選択し、走査の横方向範囲が典型的に３０ｃｍ×４０ｃｍの走査領域の最大幅を選択する。

最終曲げ磁石の前に掃引器を置くことによとって、ガントリの半径（ＰＳＩの新たなガントリ２のようなイソセンターレイアウトの７．５ｍまで）は著しく減少され得る、というのは、漂流空間が最終曲げ磁石（解法Ｂ、図４の左側に）のビームの通路に包含されるからである。それ故に、著しくさらにコンパクトなガントリシステムが達成される。

この最終解法における単なる欠点は、走査の範囲が最終曲げ磁石Ａ３の極の隙間と幅により制限され、走査ビームをこのビーム要素の出口に含有するのに十分な幅でなければならないことである。これは、走査の印加可能範囲が幾らか減少されること及び最終曲げ磁石Ａ３の動力消費がタイプＡの解法としてより多いことを意味する。

最終曲げ磁石Ａ３の幾何学的形状と磁界は非常に注意深く設計されるならば、ビームは付与横断面積において二つの次元（無限に陽子の見かけの源を維持すること）で平行形式に走査され得る。両方向において走査ビームの平行を備える思想は、この分野において周知である、というのはそれは既にＰＳＩガントリ１において少なくとも一次元に実現されたからである。しかしながら、詳細なビーム光学算出（ガントリ２の提案にて示されている）による証明は新しく、この方法は二次元走査のために実際に可能である。

平行走査ビームを有する利点は、次に要約されている：
解法Ｂにより、算出が簡単なデカルトグリッドで適用されるので、我々は処理計画を簡略化する。また、確認線量測定はより簡単で誤りの傾向が少ない。我々はビーム方向に沿って線量計測装置や患者の長手方向位置決めを感知しない（陽子の見かけ源に対する対象物の距離ｄが他に散乱システムにおいて線量におけるワンオーバーｄ平方依存効果を、即ち従来療法から周知の効果を生じる）。追加的に、平行走査により標的容積の外側の少ない皮膚線量が加えられる。

人がコリメータ（走査に加えて任意装置として）を使用するならば、人は簡単な正常切断によりコリメータの縁を機械加工できる。解法Ａにより、人はビームの散乱のために従来の療法から知られた他の問題を補償するためにコリメータの内面に円錐切断を加える必要がある。しかしながら、陽子治療フィールド（主として単なるＰＳＩが今までガントリにて走査を使用する幾つかの実際的経験を有するから）にしばしば認識されていない主な利点は、オンラインにおいて磁気走査の範囲に延びるために、パッチフィールド技術を加える潜在力である。

走査の平行は線量フィールドのパッチングを非常に容易とする。人は磁気走査の範囲を非常に小さく（典型的に１５０〜３００ｃｍ²の範囲で、即ち単に２０ｃｍ×１０ｃｍの範囲）維持できる。しかしながら、線量の放出は、磁気走査の範囲が制限されたくないならば、その処置計画において算出される。ビームがその名目ビーム方向に平行に維持されるから、我々は線量算出を決定する必要がなく、ビームと患者テーブルとが処理中に正確に位置決めされ；磁気平行走査とテーブル運動が原理的に自由に交換できる。線量は患者身体に関するビームの最終位置に依存し、それで、我々は、ビーム放出中に最終瞬間まで掃引磁石との組合せで如何に患者テーブルを動かすのかの決定を後回しにする（患者テーブルがオンラインに走査の範囲を延ばす装置としてここで使用される）。

同じことは固有発散をもつシステムのためには適正ではない。散乱（必然的発散）ビームにより生じる線量分布の均質性を破壊することなしに（フィールドの重なり領域における避けられない線量誤差により）異なるテーブル位置で放出された線量フィールドを組み合わせることができない。発散走査システムにより、人は均質線量に異なるテーブル位置で印加された幾つかのフィールドを原理的に組合せできる、というのは、人は各単一ビーム点の線量を修正する自由度のあらゆる程度を有するからである。しかしながら、これは処理計画中に（フィールドパッチングは現実の処理の一部でなければならない）線量算出の最適手順において既に実行されなければならない。これは、多分、なぜタイプＡのシステム用の磁気走査の範囲が通常にすべての可能な標的寸法をカバーするのに十分な非常に大きいように選定されるかの理由の一つである。しかしながら、そのようなシステムによる困った問題は：実際には、合理的に考慮され得る最大標的寸法が幾らであるのか？である。

平行走査ビームにより、我々は原理的に選定磁気範囲を越えて走査の範囲を簡単に延ばし且つ療法計画から独立して患者テーブルを変位させるように任意の標的寸法を視覚的に処理する自由度を得る。

本発明の一つの重要な利点は、平行走査ビームを使用する可能性から最高利点を得る思想である。磁気走査とテーブル運動の組合せ使用は、任意の実際的限度を越えて走査の範囲を延ばすことができる（まさに一度で、８０〜９０ｃｍ長さまでの範囲にわたって延びる子供の頭蓋軸方向脊骨放射線治療である例えば延髄の場合を処理するために）。

基礎パッチング技術は、次のように、より簡単な形態で実行される：
ａ）大きな標的容積が走査の範囲より大きいならば、ビーム点のマトリックスが部分的に重なった補助容積（パッチした線量フィールドの概念、成分線量フィールドの付加）に分離され得る。
ｂ）各補助容積は磁気走査の（限定された）範囲によってカバーされるのに十分に小さく選定される。
ｃ）線量は患者テーブルを移動させることによって異なる身体位置に各補助容積に放出される。
ｄ）各補助容積は通常にはエネルギー変更、即ち完全に描写された線量容積として包含して放射される。
ｅ）補助容積間の重なり領域において、成分線量フィールドは方法が器官運動誤差に少ない感知される程度に対向スムーズな線量推移（フィールド２の線量の対応上昇によって補償されたフィールド１の徐々な線量降下）により印加される。降下の操作は極めて簡単である、なぜらば、この操作は各点の必要な線量の（重なり領域における）直線的減少によって実現されるからである。

ガントリ解法Ｂはさらにコンパクトなガントリで迅速な二重磁気走査できる。４ｍ（偏心）〜７．５ｍ（等大）の範囲の直径を有するこのコンパクトなガントリは、極寸法と空気隙間、最終ビーム曲げ磁石Ａ３の重量と動力消費を合理的に小さく維持しなければならない。これは、他方では掃引器ＷＵ，ＷＴ用の低い動力消費を生じて、比較的速い速度の走査を実現する。この迅速な速度の走査は第三範囲即ち第三エネルギーにより且つ大きなフィールドを処理するテーブルの追加的運動により走査装置の選定された順序により今は二重の第一と第二の磁気に接近できる。迅速な二重磁気走査システムの使用は、繰り返し標的再描写を適用する（典型的に１０倍）ために走査を迅速にさせ、そして全く感知器官運動の下で走査を一様に促進させる。

複数の再描写容積により大きなフィールドを処理するためにテーブルを連続的に移動させる選択
繰り返し印加した容積的標的再走査の内容では、テーブルはビーム放出中に連続的形式に非常にゆっくりと移動され得る。各束ビームの方向と線量特性はすべてが不変に維持されるから、任意の進行中の小さいテーブル運動は反対方向で同様な掃引運動により等価に修正され得る。ビームがグリット内の部分的容積として放出されるので、我々は自由にテーブルを移動できる。テーブルの運動による患者の効果的に変位された位置は、任意の瞬間に知られており、掃引器に印加したオフセットとして直ちに修正され得る。

線量を数倍（即ち１０倍）再描写する消費の下で、患者テーブルＰＴの位置は、図５に示される如く再描写フィールドの小さい行程に変更され得る。患者テーブルＰＴの位置を非常にゆっくりと変更させることによって、患者はその運動を認識しない。フィールドの内部に蓄積された線量勾配は非常に低く（８ｃｍ当たり線量の約５０％≒ｃｍ当たり６％）維持され得る。各部分的−線量部分的−容量フィールドの実現は、生じる大きなフィールドを横切って患者テーブルＰＴをゆっくりと移動させながら、行われる。絵画的に、線量分布は移動砂丘のように成長する。勾配は、この技術と、Ｔ方向とＵ方向における走査範囲が任意の仮定された非常に大きな標的容積をカバーするのに十分な大きさである状況との間の任意の実際的差異を生じないように浅い。

図５は、複数の標的再描写の第二方法によって単なるＴとＵ掃引によって直接に接近できるものより大きい容積用のこのパッチングのフィールドを概略的に描く。患者テーブルＰＴの同じ位置において同じ線量を８倍放出する代わりに、患者テーブルは部分的容量の放出の間に連続的に変位される。容積はＴ掃引器運動に加えられた台形濾過機能によって（Ｔ掃引器、Ｕ掃引器とエネルギーを使用して）ビーム点の必要な強度（図５の描写された線）に描写される。線量濾過器は患者テーブルＰＴのゆっくりな運動と関連して蓄積され、この患者テーブルは一度左から右へ、逆に左へ移動される。Ｔ掃引器の制御ユニットは、患者テーブルの運動がＴ掃引器のオフセットとして考慮されるが、しかし患者テーブルＰＴの運動の方向に見られる如く、患者テーブルの先縁に描写する新たな補助容積を与えて且つ患者テーブルＰＴの後縁に古い補助容積を解放する方法でビームを操作する。

非常にしばしば所定標的容積は、組織に低い範囲の陽子ビームを必要する患者の皮膚に接近して配置されている。不幸にも、低範囲の陽子は幾つかの欠点を有する低ビームエネルギーを意味する。低エネルギーでは、ビームのほとんどが分解器にて失われ、例え人が加速器（これがサイクロトロンを使用して加える）から抽出された電流を増加させることによってこれを補償するよう試みるとしても、ビームの強度は敏速に禁止的に低くなる。主な欠点は、ビームが低いエネルギーで深さが非常に鋭くなる（挙動が図６に示されている）ので、ビームにより深さを線量高原に設計する困難性である。合理的に少ない数のエネルギー行程を使用する均質ブラッグピーク（ＳＯＢＰ）を放出する作業は禁止的に困難になる。

この問題は図６に示され、幾つかのブラッグピークは異なるビームエネルギーに描かれる（この技術の状態を表示される惰性帯の伝達ビームを使用する）。ビームのエネルギーが低ければ低いぼど、ブラッグピークの幅がより鋭くなる。これらの欠点を回避するために、予備吸収体はノズルの出口と患者の間に任意に配置され得る。好もしくは予備吸収器は低原子数の吸収材料から成り、出来るだけ低くこの材料においてクーロン複数散乱（ＭＣＳ）による束ビームの拡大を維持する。そのような予備吸収器の使用によって、陽子ビームの陽子エネルギーが陽子ビームの安定性を増加させるむしろ高ビームエネルギー帯域幅内で使用され得る。さらに、線量高原（拡大ブラッグピークによる）は比較的低い深さの皮膚の下で密接に開始するよう設計され得る。

予備吸収器ＰＡの衝撃（図７）は深さオフセットを設定している。それ故に、非常に低エネルギー陽子ビームの使用が回避され、さらに、安定に取り扱い且つ器官運動誤差を非常に感知する低エネルギービームを形成する非常に鋭いブラッグピークを示す両方が困難である。

予備吸収器の使用は、我々が患者皮膚の下の低範囲のビームを停止したいときに、（我々が患者皮膚に直接に印加した複雑な型の使用を無視するならば）低陽子範囲により作業する必要である。

そのような予備吸収器ブロックがビームに挿入されるときに、これはビームにおいて意味のある量の材料を表して、この材料がクーロン複数散乱（ＭＣＳ）と呼ばれた物理的処理により陽子を必然的に散乱する。この効果は予備吸収器の使用による束ビーム幅の望まれない拡大を生じる。ビーム幅は予備吸収器と患者の間の距離（患者の前の空気隙間におけるブロックのＭＣＳの直線的増殖）により直線的に増加する。それ故に、最善の計画は空気隙間を出来るだけ小さく、好ましくは零にされて維持される。空気隙間が大きくなれば大きいぼど、束ビーム幅が大きくなり、少ない精度が線量分布の横方向下降であり、更なる不満足は処理の品質である。

それ故に、ノズルの設計に考慮される主要点は、ノズルの出口に出来るだけ接近して（予備吸収器の近くに）患者を置くことができる。これは、すべての考慮されたビーム方向のためにできるにちがいない。これは、ガントリ１を使用する経験から得られた主な点であり、ガントリ２に最も最適に実現される点である。

患者肩は、特に患者が無精に横たわるときにこの点における厳しい問題を提供し、ビームは頭の左又は右側に水平に放出されなければならない（図４に示される如く）。ノズルにより占拠された空間が小さいならば小さい程に、我々はより良く患者の頭部を予備吸収器に接近して置き得る。

それ故に、我々は出来るだけ小さい細いノズルデザインを使用することを目的とする。図７ａ）〜ｃ）では、予備吸収器ＰＡに関するシステムデザインが概略的に例示される。予備吸収器ＰＡは模擬人間組織に使用されて、ビーム範囲を短くするために比較的低いエネルギーを使用するよう強制されることなしに患者の皮膚の下に非常に接近して拡大ブラッグピークを形成させる。それ故に、余りにも僅かなエネルギー、即ち弱いビーム安定性、余りにも低い強度と拡大ブラッグピークを設計する困難性から受けた欠点は、回避される。予備吸収体ＰＡは、１２０ＭｅＶ以上に動的エネルギーを使用しながら患者皮膚に陽子範囲を変位する。追加的に、予備吸収体ＰＡは、拡大ブラッグピークのより良い均質性のためにブラッグピークの幅を増加するように埋め込まれた隆起濾過器により機械加工され得る。ノズルＮ内に予備吸収体ＰＡを組み込みながら、両方向ＴとＵにおけるむしろ小さい走査フィールド領域ＳＦを有するノズルＮの原理的レイアウトはその主な利点を登録する、というのは、患者がノズルＮの出口の非常に接近して置かれ得るからである。その理由のために、複数のクーロン散乱によるビームＢの横方向拡大は、ほとんど完全に抑圧され、ビームＢがその鮮明さを維持し、それにより理論的線量模擬から得られた算出線量に接近して正確な線量放出を調整する。

平行ビームにより走査された領域は単にノズルの横方向横断面に理想的に対応すべきである。この問題は図４、選択Ｂに描かれる。原理的には、人は、理論では人が長いスローガントリの嵩張るノズルによりノズルＮの縁に接近して頭部に位置決めすることを主張する。しかしながら、これは、我々が患者に最も傾斜入射によりビームを放出していることを意味する。

予備吸収器ブロックが二つのガントリタイプＡ（先行技術）とＢ（発明的解法）のために図４に描かれている。仮に我々が長いスローガントリＡを有するならば、我々は２０キログラムの重さをもつ約４０ｃｍ×５０ｃｍの大きさの大きな予備吸収器ブロックを使用している。ほとんどの場合に我々はブロックをもち且つブロックなしに一つの同じ断片で陽子ビームを放出したいから、このブロックはビームからモータによって取り除きできるように設計されるべきである。

ＰＳＩでは、我々はむしろ限定された範囲の磁気走査（１０ｃｍ×２０ｃｍ）を使用することによって妥協を受けるよう決定した、というのは、これは非常に細い（永久的に据え付けられた）小さい簡単なノズルのデザインできるからである。予備吸収器ブロックＰＡ_Bは単に４キログラムの約２５ｃｍ×１５ｃｍの大きさである。（解法Ｂタイプの）ガントリ２の簡潔性のために、我々は予備吸収器ＰＡ_B板をその長い側面に沿って回転させることによってビーム内に予備吸収器ＰＡ_B板を内外に傾斜するよう示唆する。回転により占拠された長手方向ビーム方向における空間は、単に１５ｃｍであるブロックＰＡ_Bの短い側面である。

我々は同じ方法では長いスローガントリのために５０ｃｍ×４０ｃｍ予備吸収器ブロックＰＡ_Aを内外に回転させたいならば、我々は患者から大きな距離にモニターを置かなければならない。このとき、我々はモニターから患者に衝突するビームの位置に関して良い知識を僅かしか有しなかった、そして我々はモニターにおけるＭＣＳによるビームの拡大を増したかった。我々が予備吸収器をビームの外へ横方向に動かしたかったら、我々はノズルの横断面を増加させてノズルをさらに嵩張せた。

これらの実際的理由や嵩張ったノズルより良い解法である患者の気楽さのために、小さいノズルが必要と我々に思える。ここでは、工夫は、ノズルの寸法をあらゆる次元に小さい維持するように予備吸収器ブロックの運動のためのコンパクトな配置である。

むしろ減少した範囲の磁気走査を受けることによって且つ前記幾何学的パッチング技術でこの限定を補償することによって、我々はビームを横切って非常に小さい横断面を有するノズルを使用するよう提供できる。これは、予備吸収器に非常に接近して患者を位置決めするために患者にさらに優しい解法である。この方法では、我々は最も適した方法ですべての付与治療条件を満足できる。

我々は今、さらに詳細に走査方法を記載する。
患者内の標的容積の治療のために、二つの一般的公知方法が適用され得る。第一方法は、両横方向ＴとＵにおいてビームＢを掃引することによって一平面における全線量を深さに（一つのエネルギー行程）に描写しながら「ステップアンドシュート」方法を提供する。深さのブラッグピークの変位は最終常習的運動としてこの方法で実行される。１リットル（１０ｃｍ×１０ｃｍ×１０ｃｍ）と５ｍｍグリットの７ｍｍＦＷＨＭの標的容積の仮定の下では、１０ミリセコンドの平均期間を有する約２１×２１×２１≒１０，０００ショットは時間当たりおよそ１００セコンドビームに導く標的容積に印加されなければならない。さらに、５０μｓのキッカーの付与反応時間、約２ｍｓのショット間の不動作時間と平面当たり１ｓのＵ掃引器或いはＴ掃引器のいずれかの不動作時間と約３ｓの運動分解器の不動作時間（平面時間２１当たり１５０ｍｓ）の考慮の下では、全不動作時間は分当たり５，０００〜１０，０００ショットの走査時間を許容する１０，０００ショット当たり約２４秒の範囲に仕込む。

患者テーブルＰＴは単にパッチングフィールド及び患者の位置決めの修正又はそのいずれか一方のために使用される。
第二方法はビーム強度調整（テレビのようなモード）による連続的走査によって続行される。この方法は、標的容積が横Ｔ或いはＵ方向において線を有する等範囲の平面に分割されることを必要とする。これら線はビームＢを遮断することなしにそれぞれの方向において連続的速度で描写され得る。それにより線量に対する形状はサイクロトロン内のイオン源におけるビームの強度の調整を使用することによって与えられる。深さの走査（一方の等範囲層から他方までの変化）は、分解器により陽子ビームＢのエネルギーを動力的に変更することによって再び行われる。この方法では、１リッターの標的容積はそれぞれの他の掃引器の行程運動の５ｍｓ＋３ｍｓ内に描写され得るという仮定の下で分当たり約９回描写され得る。一平面は再び、各線が描写される８ｍｓを必要とする２１本の線を導く５ｍｍのグリットをもつ線構造を有する。それ故に、一平面は、平面を描写して変更するための３１８ｍｓに生じる次の平面のためのエネルギーの変更の１６８ｍｓ＋１５０ｍｓを必要とする。５ｍｍのグリット構造によると、２１エネルギー行程は、１０ｃｍ×１０ｃｍ×１０ｃｍの完全標的容積＝１リッター容積を描写するために３１８ｍｓ２１回＝６．７秒を導くことを必要とされる。

エネルギーを変更するために必要とされた時間が平面の線量を描写するために必要とされた時間と比較できる。標的容積を描写するために必要とされた時間は一度、遊び状態では人間の呼吸周期の範囲に仕込む。それ故に、器官運動により生じた線量誤差は比較的低期間内の複数の標的描写の可能性により平均化され得る。それ故に、各補助容積の標的容積における必要な線量は良く補助線量に分割され、標的容積の再描写手順内で行程毎に適用される。追加的に、走査計画は例えば最も基部スライスには少ない再走査と最も末端層にはさらに多い再走査によりさらに最大に利用され得て、それらは線量のほとんどを必要とする。

この方法により第一方法と同じ品質の線量分布が達成され得るが、しかしより迅速な標的再描写の要素８〜１０をもつ。この方法により、ノズルんの小さい寸法の利点を前記特徴と一緒に維持しながら照準器と補償器を使用する必要なしに小さい束ビームを走査することによって可動標的にＩＭＰＴ（強度調整陽子療法）を加えることが可能である。

非常速い走査手順は、二次元配列を線毎に描写することによる描写計画を提供し、それにより陽子ビームの強度が所望標的線量或いは線に沿う部分的標的線量によって調整される。それ故に、陽子ビームは陰極線管の電子ビームの機能と比較できる二次元配列に適用され得る。それ故に、補助容積の二次元配列当たりの陽子ビームの不動作時間は、線を変更するときに陽子ビームを遮断することのみに制限される。追加的不動作時間は、補助容積の次の二次元配列を描写するために陽子ビームの範囲を変更するときのみに起こる。全体では、この手順は、設備が人間遊び呼吸周期に比較できる時間内で再描写する複数三次元標的容積に最も良く適合できる。この能力は器官運動誤差の除去を大きく支援する。無論、陽子ビームは各線内で不連続に印加され得て、不幸にも、他方面ではショット間の長い不動作時間を包含する。

強度を動力学的に変更する代わりに掃引磁石のビーム運動をゆっくりさせることにより線量を適用する方法は、他の方法より容易であるが、しかし別の方法よりゆっくりである。新たな方法として、標的輪郭や標的の内部にける等距離輪郭に続く容積を走査する手順がある。

選択１：任意使用のビーム強度調整による輪郭描写
このモードの走査は次のアプローチを有する：
ａ）等エネルギー層における処理容積の描写（ブラッグピークが付与モードエネルギーの陽子の範囲に等価である深さにおける層を線量によりカバーする）。そのような層は二重磁気走査により非常に効率的に気楽に描写される。
ｂ）分解器の設定と分解器から患者へのビーム線要素の断面の設定を変更させることにより、ビームオフにより層間のエネルギーの変更。
ｃ）同心標的輪郭に沿ってビームを走査させることにより、任意に、層の磁気描写。
ｄ）陽子源に直接にビーム強度を動力的に変更させることにより、任意に、輪郭描写中の線量放出の制御。

図８は原理を示す。この方法はこれがテレビのようなモードで行われるときに容積をエネルギー層Ｌと線で走査する思想に基づいているが、しかし線は付与エネルギー層に対応する深さにおいて標的Ｔのビーム目観察（ＢＥＶ）輪郭に沿って且つ標的Ｔの内側における同様な等距離輪郭に描写される。ビームは接近最高速度により移動され、線量の描写は加速器の偏向板を使用するビーム強度の調整によって達成される。

先行走査モードとの差を理解するために、我々は線量の横方向降下に影響する要因を理解しなければならない。我々は我々が使用するビーム点が最も激しい可能な降下を得るようにビーム線に最小に有効であるものであると仮定する。図９は、二つの定型的場合のガウスビーム点の付加によって得られた横方向降下の差を示す。

場合ａ）では、ビーム点形状は分離的に間隔を置いた薄い不連続位置に加えられる。各貢献の線量を個々に選択することにより、線量算出における最適アルゴリズムによって、人は、単成分ガウスの降下により本質的に管理される線量横方向降下を維持しながら、標的の内側に線量の良い均質性を得る。人が同じビームを連続的モードで（ビームオフオンオフ長方形によってビームを一体化する）沈殿するならば、人は曲線ｂ）を得る。

曲線ａ）とｂ）の降下の相対的差は、制限する場合にはガウス機能と誤差機能（行程機能による元ガウスの保持である）の間の差である。５０％レベルの傾斜の差が４８％である。これから、我々はそれが標的輪郭に垂直な方向（垂直な面）において孤立したビーム点を置くように線量分布の精度の観点からさらに便利であることを結論する。

人が平行ビーム線に沿って走査する（前記テレビモード）アプローチを使用するならば、それで、線量適性アルゴリズムは磁界の縁において出来るだけ多い孤立した薄い点を模擬する強度調整形状を構成するよう試みる。それで、強度調整は輪郭の縁における非常に鋭い線量ピークにより強度パターンを生成するよう試みる。この最適化は非常に多い線量を非常に短い時間に放出するよう試みる。それで、このシステムは最高線量割合や強度を変更させる速度（即ち、非常に高いビーム強度動力）に極めて依存している。

この行動は、我々が同心的輪郭線に沿って両磁石を走査するよう労力を払うならば、非常に緩和される。

輪郭を追従する方法は、テレビ状モードより同じ量の再走査を提供するが、しかし我々がこの方法により二つの可能な主な利点を期待する：
１．輪郭に沿ってビームを正接に移動することによって我々は、前記テレビモードと比較してビーム強度のかなり低い動力を必要としながら、ビームの元のガウス形状により与えられた出来るだけ激しく横方向降下を維持する。前記縁増加効果を達成するために、ビームが標的輪郭を横切るならば、我々は標的の縁におけるほとんど分離した単点を放出する必要がある。これは、非常に短時間（高ビーム強度動力）の非常多い線量（非常高い線量割合）の放出を必要とした。新たな輪郭モードにより、我々は同じ精度を得ることができるが、しかしかなり低い動力により得ることができる。

２．我々は、我々がフィールドの縁に垂直にビームを移動させるときに輪郭に沿って必要な最適線量が僅かに敏速に変更することを期待する。内部輪郭は多分、標的境界における線量より少ない線量ですむ。それ故に、我々は容積再描写を外部輪郭にしばしば多く且つ標的の内側（一般にさらに均等化したビーム強度帯域幅により作業する）ではしばしば少なく繰り返しできた。

選択２：「画像形成照準」による広いビーム輪郭走査
この選択のために、我々は前記と同じアプローチを使用するが、しかし我々はビームを幾らかゆっくりな速度で走査し、そして我々はかなり大きなビーム点により線量を描写する。次の思想はガントリの連結点に据え付けられた照準器を有すべきである（回転ビーム線への入口の軸線上の点）。照準器は図１０の左側において概略的に示される如くビーム軸線のまわりにモータ制御の下で半径方向内外に且つ方位的に移動され得る。このとき、ガントリ（ビーム光学源）への入口におけるビームに印加された照準効果は、走査ビーム点に１対１に画像形成される。それ故に、我々は、横方向降下を非常に激しく維持しながら（点が標的に対する境界に挟まれて得る）、大きなビーム点により走査を加え得る。

この方法は原理的に、ガントリの連結点からイソセンターまで１対１画像である提案されたビーム光学の観点で有効である。ビームが標的輪郭を追従する間に、連結点における照準器がビームへ移動されて、視覚的に画像形成された標的輪郭に正接して残るよう切断するために回転される。この方法では、間欠的広いビームを走査しながら、線量の激しい横方向降下を得ることが可能である。

図１０は右に、標的として円に対して原理の証明ために印加されたモンテカルロの模写（まね）の結果を示す。イソセンターにおけるビーム点画像は連結点からガントリまでに画像形成された照準器の効果を示す。

それ故に遠隔制御された照準器の使用は大きなビームを使用しながら鋭い線量縁境界を生成する、即ち患者の直前に置かれた個々に形成された照準器を使用することによって同じ効果を得るよう使用され得た。広いビームによる走査によって、我々は、標的の内部において鋭い線量勾配を置くことを回避する。それ故に、この方法は器官運動問題に対して全く頑丈である。広いビームを使用することによって、我々は、特に標的の内部において再描写の能力（粗いグリット−短い通路−更なる再描写）を得ることができ、この内部でより迅速な速度で走行できる（照準器が半径方向に完全に引き戻される）。その結果は積極的散乱技術によるビーム放出と全く同様であり、しかし個々に形成された穿孔を制作する必要性があり、各磁界のノズル上に付加的装置を据え付ける必要性がない。

しかしながら、新たな方法はＭＣＳからモニターに受けることができて、特に低エネルギーで線量の横方向降下の品質を低下させる。

一度に異なる臨床的装置をすべて満足させることができる陽子療法のすべてのビーム放出システムのデザインは、異なる最適化訓練である。
人は線量の良好均質性と鋭い横方向末端降下とにより順に複数フィールドを印加する自動化安楽迅速線量放出と、身体の任意の深さと任意の可能な標的寸法に対する線量放出と、動かない不精な患者に適用された複数ビーム方向の使用の４π立体角に於ける自由度と、小さい空気隙間と、短い処理時間と、器官運動により複写する複数標的再描写と、出来るだけ小さいコンパクトなガントリデザインとを提供しなければならない。

これら矛盾した要件は我々の意見では概念的に良く、重要な業績である我々のデザインにおいてすぐに一度満足される。

両モード、小さいモードによる迅速輪郭走査或いは画像照準変更（小さい或いは大きい）ビームによるゆっくりな輪郭走査の有効性は、その最高可能性能に接近する走査技術で患者に対して最高利益をもたらす。第一部分に記載された最適化ノズルデザインに適用されたこれら前進ビーム走査技術は、世界で最も多く実行するシステムの一つを提供すべきである。

陽子と比較して陽子の深さ線量分布の概略線図を示し、ブラッグピークが拡張ブラッグピーク（ＳＯＢＰ）を得るために異なるエネルギーと影響の束陽子ビームの堆積によって深さを通常には調整される。ガントリ横断面の概略線図を示す。ビーム光学成分の概略線図を示す。コンパクトなガントリ（左解法Ｂ）と比較した長いスローガントリ（左解法Ａ）の概略レイアウトの比較を示す。標的再描写を加えるときに大きな標的容積のフィールドをパッチするためにテーブル運動の機能線図を示す。ビームエネルギーが低エネルギーに変更されるときにブラッグピークの形状（深さの幅の狭める）の特殊変更を示す。ノズルの予備吸収システムの使用原理である。強度調整輪郭走査を印加する原理を示す概略図である。ビームが標的輪郭に垂直に或いは正接に走査されるときに横方向線量低下差を示す線図である。ガントリの入口（ビーム軸線の周りに半径方向且つ方位的に動くブッロクの概略ー左側面で）に配置されたモータ化視準ブッロクの機能概念を示す線図である。

符号の説明

Ａ．．．．磁石
Ｂ．．．．陽子ビーム
Ｎ．．．．ノズル
Ｍ．．．．対象物
ＢＴ．．．ビーム輸送システムＣｏ１．．照準器
ＷＴ．．．掃引磁石
ＷＵ．．．掃引磁石
ＰＡ．．．予備吸収器
ＰＴ．．．患者テーブル
Ｔｄ．．．等エネルギー層

Claims

対象物（Ｍ）内の所定容積（Ｔ）の強度調整陽子治療用システムにおいて、
ａ）ビーム強度に関して調整できる陽子ビーム（Ｂ）を発生させるための陽子源と；
ｂ）陽子ビーム（Ｂ）中の所望陽子エネルギーに陽子ビーム（Ｂ）中の陽子のエネルギーを弱めるために陽子ビーム（Ｂ）中に任意に配置できる分解器と；
ｃ）多数の陽子ビームを曲げ及び焦点合せ又はそのいずれか一方を行うユニットと；
ｄ）対象物（Ｍ）の所定容量（Ｔ）を貫通する陽子ビーム（Ｂ）用の出口を有するビームノズル（Ｎ）と；
ｅ）ノズル（Ｎ）の上流に配置されているビーム曲げ磁石（Ａ３）と；
ｆ）陽子ビーム（Ｂ）がビーム曲げ磁石（Ａ３）に入る前に陽子ビーム（Ｂ）を両方向Ｔ，Ｕ）に掃引するために前記ビーム曲げ磁石（Ａ３）の上流に配置されている一対の掃引磁石（ＷＴ、ＷＵ）と；
から成り、ｇ）前記ビームノズル（Ｎ）は１０乃至３０ｃｍ²の範囲における陽子ビーム（Ｂ）に実質的に垂直な横断面走査領域（ＳＦ）を形成しており、
ｈ）前記掃引磁石（ＷＴ、ＷＵ）と前記ビーム曲げ磁石（Ａ３）が完全な横断面走査領域（ＳＦ）上に平行なビーム配向を保証するように制御されることをう特徴とするシステム。
予備吸収器（ＰＡ）はノズル（Ｎ）の出口と対象物（Ｍ）の間に任意に配置されていることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
横断面走査領域（ＳＦ）が陽子ビーム（Ｂ）の長手方向軸線（Ｓ）に実質的に垂直に配向されており、予備吸収器（ＰＡ）用の移動機構が設けられ、駐車（中継）位置から吸収位置まで予備吸収器（ＰＡ）を移動させ、完全な走査領域（ＳＦ）をカバーし、且つその逆に移動させるために遠隔的に制御できることを特徴とする請求項１或いは２に記載のシステム。
予備吸収器（ＰＡ）は炭素及びベリリウム又はそのいずれか一方から成ることを特徴とする請求項２或いは３に記載のシステム。
前記ビーム曲げ磁石（Ａ３）は、曲げた後のビーム画像に比較してビーム曲げ磁石（Ａ３）に入る前に陽子ビーム（Ｂ）の実質的に１対１の画像を排出することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載のシステム。
照準器（Ｃｏｌ）はビーム曲げ磁石（Ａ３）の上流に陽子ビーム（Ｂ）へ任意に揺動され；前記照準器（Ｃｏｌ）は半径方向に且つ方位角方向に又はそのいずれかに移動できることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか一項に記載のシステム。
対象物（Ｍ）はテーブル駆動ユニットにより陽子ビーム（Ｂ）に実質的に垂直である平面において任意に移動可能であるテーブル（ＰＴ）により支持されており、それによりテーブル（ＰＴ）の移動はテーブル駆動ユニットにより検出されて線量描写中に対象物（Ｍ）と陽子ビーム（Ｂ）の間の相対変位を無効にそれぞれの掃引磁石（ＷＴ，ＷＵ）における陽子ビーム（Ｂ）の偏差を制御することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか一項に記載のシステム。
対象物（Ｍ）内の所定容積（Ｔ）の強度調整陽子治療用方法において、
ｄ）それぞれ陽子ビーム（Ｂ）の所定エネルギーに一致する多数の等エネルギー層（Ｌ）に所定容積（Ｔ）を分離し、
ｅ）各等エネルギー層（Ｌ）のために最終標的線量分布を決定し、
ｆ）それぞれのビーム掃引器（ＷＴ，ＷＵ）を制御する際に平行なエネルギー走査によりこの最終標的線量分布或いはこの最終標的線量分布の少なくとも所定部分を印加し、それにより、所定等エネルギー層（Ｌ）を走査しながら、強度調整陽子ビーム（Ｂ）を使用する他の層の後に或る等エネルギー層（Ｌ）を走査する
工程から成ることを特徴とする方法。
最終標的線量分布はそれぞれの等エネルギー層（Ｌ）の複数描写によって達成され、それによって各描写がこの最終標的線量分布の所定部分を達成させることを特徴とする請求項８に記載の方法。
幾何学的界磁パッチング技術は支持テーブル（PT）を連続的に移動させることにより使用され、それにより同時に支持テーブル（PT）の運動の変位をビーム掃引器（ＷＴ，ＷＵ）に印加されたオフセットにより補償することを特徴とする請求項８或いは請求項９に記載の方法。
各等エネルギー層（Ｌ）における磁気走査が標的容積（T)の輪郭（Co) に沿って且つ標的容積（T)の内部の同様な等間隔輪郭（Ci) 上に実施され、それによって輪郭（Co、Ci) に沿うビーム強度調整を使用して線量を形成することを特徴とする請求項８乃至請求項１０のいずれか一項に記載の方法。
走査されたビームの画像照準は、ビーム輸送システム（BT) の連結点において陽子ビームへ半径方向に且つ方位角方向に又はそのいずれかに移動される照準器ブロック（Col)を使用することにより印加されることを特徴とする請求項８乃至請求項１１のいずれか一項に記載の方法。