JP2015154933A - 走査システム - Google Patents

Abstract

【課題】粒子治療システム及び走査システムを提供する。【解決手段】例示的な粒子治療システムは、荷電粒子のビームを出力する粒子加速器と、照射ターゲットの少なくとも一部をビームで走査する走査システムとを含む。例示的な走査システムは、走査中にビームを移動させる走査マグネットと、（ｉ）照射ターゲットの深さ方向層の少なくとも一部にわたってビームを中断させずに移動させて、照射ターゲットに荷電粒子の線量を伝達するように走査マグネットを制御し、（ｉｉ）線量の伝達と同期して、深さ方向の層に沿った異なる位置に実際に伝達された線量を識別する情報を決定する制御システムとを含む。【選択図】図１

Description

本開示は、一般的に粒子ビーム走査システムに関し、例えば粒子治療システム用のものに関する。

粒子治療システムは、腫瘍等の苦痛を治療するための粒子ビームを発生させるために加速器を用いる。動作時には、磁場の存在下において、粒子がキャビティ内部の軌道で加速され、取り出しチャネルを通してキャビティから取り出される。磁場再発生器が、キャビティの外側近くに磁場バンプを発生させて、一部軌道のピッチ及び角度を歪ませて、粒子を取り出しチャネルに向けて歳差運動させて最終的には取り出しチャネルに入れる。粒子から成るビームが取り出しチャネルから出て行く。

走査システムは、取り出しチャネルのビーム下流にある。本願において、“ビーム下流（ｄｏｗｎ‐ｂｅａｍ）”とは、（取り出しチャネルに対して相対的に）照射ターゲットに近いことを意味する。走査システムは、照射ターゲットの少なくとも一部の周りでビームを移動させて、照射ターゲットの多様な部分にビームを当てる。例えば、腫瘍を治療するため、粒子ビームで、腫瘍の異なる複数の断面層を“走査”し得る。

米国特許出願第１３／９０７６０１号（２０１３年５月３１日出願） 米国特許出願第１３／９１６４０１号（２０１３年６月１２日出願） 米国特許出願第１４／１３７８５４号（２０１３年１２月２０日出願） 米国特許出願第１４／０３９３０７号（２０１３年９月２７日出願） 米国特許出願第１３／１４８０００号（Ｂｅｇｇ ｅｔ ａｌ．） 米国特許出願第１１／９４８６６２号 米国特許出願第１１／９４８３５９号（“Ｍａｔｃｈｉｎｇ Ａ Ｒｅｓｏｎａｎｔ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｏｆ Ａ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ＯＦ Ａｎ Ｉｎｐｕｔ Ｖｏｌｔａｇｅ”） 米国特許第７７２８３１１号明細書（２００６年１１月１６日出願、“Ｃｈａｒｇｅｄ Ｐａｒｔｉｃｌｅ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｔｈｅｒａｐｙ”） 米国特許出願第１２／２７５１０３号（２００８年１１月２０日出願、“Ｉｎｎｅｒ Ｇａｎｔｒｙ”）

例示的な粒子治療システムは、荷電粒子のビームを出力する粒子加速器と、照射ターゲットの少なくとも一部をビームで走査する走査システムとを備える。例示的な走査システムは、走査中にビームを移動させる走査マグネット（ビームの位置が走査マグネットの電流に対応する）と、（ｉ）照射ターゲットの少なくとも一部にわたってビームを中断させずに移動させて、荷電粒子の線量を伝達するように電流を制御し、（ｉｉ）粒子ビームが線量を伝達する各位置について、伝達された線量の箇所及び量を識別する情報を記憶し、（ｉｉｉ）各位置に伝達された累積線量を目標累積線量と比較し、（ｉｖ）特定の位置における累積線量が目標累積線量に一致しない場合に、ビームを移動させて、特定の位置に追加の線量を伝達するように電流を制御する制御システムとを備える。例示的な粒子治療システムは、以下の特徴のうち一つ以上を単独で又は組み合わせで含み得る。

例示的な粒子加速器は、無線周波数（ＲＦ）サイクルに従って荷電粒子のパルスを出力するように構成可能な加速器を含む。荷電粒子のパルスがビームを形成する。照射ターゲットの少なくとも一部にわたるビームの移動は、ＲＦサイクルに依存しないものとなり得る。制御システムは、各位置に伝達された累積線量を測定するように構成され得て、その測定は、ＲＦサイクルと実質的に同期し得る。制御システムは、各位置に伝達された累積線量を測定するように構成され得て、その測定は各位置における線量の伝達と実質的に同期され得る。

伝達された線量の箇所及び量を識別する情報は、各位置に伝達された線量の量、及び、照射ターゲット内部の各位置の箇所と、照射ターゲット内部の各位置に対応するマグネット電流とのうち少なくとも一方を備え得る。その箇所は、照射ターゲット内部の三次元座標に対応し得る。

粒子治療システムは、各位置について、粒子ビームの目標累積線量を識別する治療計画を記憶するメモリを備え得る。治療計画は、走査中に各位置に伝達される各線量についての情報を省略し得る。

走査システムは、照射ターゲットにビームを出力する前にビームのエネルギーを変化させるディグレーダを備え得る。ディグレーダは、粒子加速器に対して相対的に走査マグネットのビーム下流にあり得る。制御システムは、ビームの経路の中又は外へのディグレーダの少なくとも一部の移動を制御して、ビームのエネルギーに影響を与えて、荷電粒子が伝達される照射ターゲットの層を設定するように構成され得る。

粒子加速器は、プラズマを提供するイオン源を備え得て、そのプラズマからビームのパルスが取り出される。ディグレーダの移動の少なくとも一部の間、イオン源がオフにされ得る。

粒子加速器は、プラズマ（そのプラズマからビームのパルスが取り出される）を提供するイオン源と、プラズマからの粒子を加速するキャビティに無線周波数（ＲＦ）電圧を提供する電圧源とを備え得る。キャビティは、プラズマから加速された粒子をキャビティ内部で軌道運動させるための磁場を有し得る。ディグレーダの移動の少なくとも一部の間、電圧源がオフにされ得る。ディグレーダの移動の少なくとも一部の間、電圧源がオフにされるのと同じ時間の全て又は一部において粒子源もオフにされ得る。

粒子加速器は可変エネルギー粒子加速器であり得る。制御システムは、走査の前に粒子加速器のエネルギーレベルを設定するように構成され得る。制御システムは、走査中に粒子加速器のエネルギーレベルを設定するように構成され得る。

粒子ビームが線量を伝達する位置について、線量の各伝達は、総累積線量の或るパーセンテージとなり得る。そのパーセンテージは総累積線量の１００％未満となり得る。そのパーセンテージは、総累積線量の略１００％又は正確に１００％となり得る。

走査マグネットは、空心、強磁性コア、又は、空気と強磁性体との組み合わせであるコアを有し得る。

他の例の粒子治療システムは、荷電粒子のビームを出力する粒子加速器と、照射ターゲットの少なくとも一部をビームで走査する走査システムとを備える。例示的な走査システムは、走査中にビームを移動させる走査マグネットと、（ｉ）照射ターゲットの深さ方向の層の少なくとも一部にわたって中断させずにビームを移動させて、照射ターゲットに荷電粒子の線量を伝達するように走査マグネットを制御し、（ｉｉ）線量の伝達と同期させて、深さ方向の層に沿った異なる位置に実際に伝達された線量を識別する情報を決定する制御システムとを備える。

例示的な粒子加速器は、無線周波数（ＲＦ）サイクルに従って荷電粒子のパルスを出力するように構成され得る。荷電粒子のパルスがビームを形成する。ビームの移動はＲＦサイクルに依存しないものとなり得る。

他の例の粒子治療システムは、荷電粒子のビームを出力する粒子加速器と、照射ターゲットの少なくとも一部をビームで走査する走査システムとを備える。例示的な走査システムは、走査中にビームを移動させる走査マグネット（ビームの位置が走査マグネットの電流に対応する）と、照射ターゲットの層の少なくとも一部にわたって中断させずに粒子ビームを移動させるように電流を制御して、（ｉｉ）伝達に同期させて、照射ターゲットに伝達された粒子ビームの線量、及び、線量が伝達された座標と線量が伝達されたマグネット電流とのうち少なくとも一方を記録し、（ｉｉｉ）対応する目標累積線量に対する記録された線量の不足を補償するオープンループ制御システムとを備える。例示的な粒子治療システムは、以下の特徴のうち一つ以上を単独で又は組み合わせで含み得る。

粒子加速器は、プラズマ柱からの粒子を加速するキャビティに無線周波数（ＲＦ）電圧を提供する電圧源と（キャビティが、プラズマ柱から加速された粒子をキャビティ内部で軌道運動させるための磁場を有する）、プラズマ柱から加速された粒子を受け取り、受け取った粒子をキャビティから走査システムに出力する取り出しチャネルと、キャビティ内部に磁場バンプを提供して、プラズマ柱から加速された粒子の連続的な軌道を変化させて、最終的に粒子を取り出しチャネルに出力する再発生器とを備え得る。磁場は４テスラ（Ｔ）から２０Ｔの間であり得て、磁場バンプは最大２テスラとなり得る。照射ターゲットの層の少なくとも一部にわたる粒子ビームの中断されない移動は、ＲＦ周波数に依存しないものとなり得る。

走査マグネットは空心を備え得る。粒子治療システムは、粒子加速器及び走査システムが取り付けられたガントリーを備え得る。ガントリーは、照射ターゲットの周りで粒子加速器及び走査システムを移動させるように構成され得る。走査マグネットの電流は、ガントリーの位置に基づいて調整され得る。

粒子加速器は、シンクロサイクロトロンを備え得る。粒子ビームの中断されない移動は、層全体にわたって行われるか、又は層全体よりも小さく行われ得る。

粒子治療システムは、走査マグネットに付随する電流センサーを備え得る。線量が伝達された座標を記録することは、電流センサーの出力をサンプリングして、その出力を座標と相関させることを備え得る。粒子治療システムは走査マグネットと照射ターゲットとの間に電離箱を備え得る。照射ターゲットに伝達された粒子ビームの線量を記録することは、各線量について電離箱の出力をサンプリングすることを備え得る。

例示的なプロトン治療システムは、上記いずれかの粒子加速器及び走査システム、それら粒子加速器及び走査システムが取り付けられたガントリーを含み得る。ガントリーは、患者の位置に対して相対的に回転可能である。プロトンは、粒子加速器から走査システムを通って患者等の照射ターゲットの位置へと実質的に直接出力され得る。粒子加速器はシンクロサイクロトロンであり得る。

この概要の節で説明されるものを含む本願で説明される特徴のうち二つ以上を組み合わせて、本願で具体的に説明されていない実施形態を形成することができる。

本願で説明される多様なシステム又はその一部の制御は、一つ以上の非一時的機械可読ストレージ媒体に記憶され且つ一つ以上の処理デバイス（例えば、マイクロプロセッサ、特定用途向け集積回路、フィールドプログラマブルゲートアレイ等のプログラムされたロジック等）で実行可能な命令を含むコンピュータプログラム製品を介して実行され得る。本願で説明されるシステム又はその一部は、装置として、方法として、又は、一つ以上の処理デバイスと上記機能の制御を実行するための実行可能命令を記憶するコンピュータメモリとを含み得る電子システムとして実現可能である。

一以上の実施形態の詳細が、添付図面及び以下の説明に与えられている。他の特徴、課題、利点は、それら図面及び説明並びに特許請求の範囲から明らかになる。

粒子治療システム用の例示的なシンクロサイクロトロンの断面図である。 粒子治療システム用の例示的なシンクロサイクロトロンの断面図である。 例示的な走査システムの側面図である。 例示的な走査システムの構成要素の斜視図である。 図３及び図４に示されるタイプの走査システム用の例示的なマグネットの正面図である。 図３及び図４に示されるタイプの走査システム用の例示的なマグネットの斜視図である。 図３及び図４に示されるタイプの走査システム用の例示的なエネルギーディグレーダ（範囲変調器）の斜視図である。 粒子ビームの経路内でエネルギーディグレーダのプレートを移動させるためのプロセスの斜視図である。 図１から図８のハードウェアを用いて行うことができるラスタ走査を行うための例示的なプロセスを示すフローチャートである。 照射ターゲット及び放射走査経路の例示的な断面を示す平面図である。 例示的な治療システムの斜視図である。 粒子治療システム用の例示的なシンクロサイクロトロンの構成要素の分解斜視図である。 例示的なシンクロサイクロトンの断面図である。 例示的なシンクロサイクロトロンの斜視図である。 シンクロサイクロトロン用の例示的なイオン源の断面図である。 シンクロサイクロトロン用の例示的なＤ字形プレート及び例示的なダミーＤ字体の斜視図である。 治療室内の例示的な粒子治療システムの例示的な内側ガントリー内部に置かれた患者を示す。 可変エネルギー粒子加速器を使用可能な例示的な粒子治療システムの概念図である。 可変エネルギー粒子加速器で使用可能な例示的なマグネットシステムの分解斜視図である。 粒子加速器における磁場及び距離の変化に対するエネルギー及び電流を示す例示的なグラフである。 粒子ビームの各エネルギーレベルに対する周波数範囲にわたってＤ字形プレートに対する電圧を掃引し、粒子ビームエネルギーを変化させた際に周波数範囲を変化させるための例示的な構造の側面図である。

図面において同様の参照符号は同様の要素を指称する。

以下、プロトン治療システムやイオン治療システム等のシステム用の粒子加速器の例を説明する。例示的な粒子治療システムは、ガントリーに取り付けられた粒子加速器（この例では、シンクロサイクロトロン）を含む。以下で詳細に説明するように、ガントリーは、患者の位置周りで加速器を回転させることができる。一部実施形態では、ガントリーは鋼鉄製であり、患者の両側に存在する二つのベアリング上での回転のために取り付けられた二本のレッグを有する。粒子加速器は鋼鉄トラスによって支持され、そのトラスは、患者が横たわる治療領域に広がるのに十分長く、その両端がガントリーの回転レッグに取り付けられる。患者の周りでのガントリーの回転の結果として、粒子加速器も回転する。

例示的な一実施形態では、粒子加速器（例えば、シンクロサイクロトロン）は、一つ以上の超伝導コイルを保持するクライオスタットを含み、各コイルは、磁場（Ｂ）を発生させる電流を流す。この例では、クライオスタットは、各コイルを超伝導温度（例えば、４ケルビン（Ｋ））に維持するために液体ヘリウム（Ｈｅ）を用いる。磁気ヨーク又はより小型の磁極片（ポールピース）がクライオスタット内部に配置されて、粒子を加速するためのキャビティを画定する。

この例示的な実施形態では、粒子加速器は、キャビティにプラズマ柱を提供するための粒子源（例えば、ペニングイオンゲージ（Ｐｅｎｎｉｎｇ Ｉｏｎ Ｇａｕｇｅ，ＰＩＧ）源）を含む。水素ガスを電離して、プラズマ柱を発生させる。電圧源が、キャビティに無線周波数（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ，ＲＦ）電圧を与えて、プラズマ柱から粒子パルスを加速する。

上述のように、一例では、粒子加速器はシンクロサイクロトロンである。従って、プラズマ柱から粒子を加速する際に、ＲＦ電圧は、粒子に対する相対論的効果（例えば、粒子質量の増大）を考慮するように或る周波数範囲にわたって掃引される。超伝導コイルに電流を流すことによって生成される磁場は、プラズマ柱から加速された粒子を、キャビティ内部の軌道で加速させる。他の実施形態では、シンクロサイクロトロン以外の粒子加速器が使用可能である。例えば、サイクロトロン、シンクロトロン、線形加速器等が、本願で説明されるシンクロサイクロトロンの代わりになり得る。

例示的なシンクロサイクロトロンでは、磁場再発生器（“再発生器”）が、キャビティの外側近くに（例えば、キャビティの内縁において）配置されて、キャビティ内部に存在している磁場を調整して、プラズマ柱から加速された粒子の連続的な軌道を変化させて、最終的には、クライオスタットを通り抜ける取り出しチャネルに粒子を出力する。再発生器は、キャビティ内部の点における磁場を増大させて（例えば、キャビティの領域に磁場“バンプ”を発生させ得る）、粒子が取り出しチャネルに達するまで、その点における粒子の各連続的な軌道を、取り出しチャネルの入口点に向けて外側に歳差運動させる。取り出しチャネルは、プラズマ柱から加速された粒子を受け取り、受け取った粒子をキャビティから粒子ビームとして出力する。

超伝導（“主”）コイルは比較的大きな磁場を発生させることができる。主コイルが発生させる磁場は、４Ｔから２０Ｔの範囲内又はそれ以上となり得る。例えば、主コイルを用いて、以下の大きさのうち一つ以上又はそれを超える磁場を発生させることができる：４．０Ｔ、４．１Ｔ、４．２Ｔ、４．３Ｔ、４．４Ｔ、４．５Ｔ、４．６Ｔ、４．７Ｔ、４．８Ｔ、４．９Ｔ、５．０Ｔ、５．１Ｔ、５．２Ｔ、５．３Ｔ、５．４Ｔ、５．５Ｔ、５．６Ｔ、５．７Ｔ、５．８Ｔ、５．９Ｔ、６．０Ｔ、６．１Ｔ、６．２Ｔ、６．３Ｔ、６．４Ｔ、６．５Ｔ、６．６Ｔ、６．７Ｔ、６．８Ｔ、６．９Ｔ、７．０Ｔ、７．１Ｔ、７．２Ｔ、７．３Ｔ、７．４Ｔ、７．５Ｔ、７．６Ｔ、７．７Ｔ、７．８Ｔ、７．９Ｔ、８．０Ｔ、８．１Ｔ、８．２Ｔ、８．３Ｔ、８．４Ｔ、８．５Ｔ、８．６Ｔ、８．７Ｔ、８．８Ｔ、８．９Ｔ、９．０Ｔ、９．１Ｔ、９．２Ｔ、９．３Ｔ、９．４Ｔ、９．５Ｔ、９．６Ｔ、９．７Ｔ、９．８Ｔ、９．９Ｔ、１０．０Ｔ、１０．１Ｔ、１０．２Ｔ、１０．３Ｔ、１０．４Ｔ、１０．５Ｔ、１０．６Ｔ、１０．７Ｔ、１０．８Ｔ、１０．９Ｔ、１１．０Ｔ、１１．１Ｔ、１１．２Ｔ、１１．３Ｔ、１１．４Ｔ、１１．５Ｔ、１１．６Ｔ、１１．７Ｔ、１１．８Ｔ、１１．９Ｔ、１２．０Ｔ、１２．１Ｔ、１２．２Ｔ、１２．３Ｔ、１２．４Ｔ、１２．５Ｔ、１２．６Ｔ、１２．７Ｔ、１２．８Ｔ、１２．９Ｔ、１３．０Ｔ、１３．１Ｔ、１３．２Ｔ、１３．３Ｔ、１３．４Ｔ、１３．５Ｔ、１３．６Ｔ、１３．７Ｔ、１３．８Ｔ、１３．９Ｔ、１４．０Ｔ、１４．１Ｔ、１４．２Ｔ、１４．３Ｔ、１４．４Ｔ、１４．５Ｔ、１４．６Ｔ、１４．７Ｔ、１４．８Ｔ、１４．９Ｔ、１５．０Ｔ、１５．１Ｔ、１５．２Ｔ、１５．３Ｔ、１５．４Ｔ、１５．５Ｔ、１５．６Ｔ、１５．７Ｔ、１５．８Ｔ、１５．９Ｔ、１６．０Ｔ、１６．１Ｔ、１６．２Ｔ、１６．３Ｔ、１６．４Ｔ、１６．５Ｔ、１６．６Ｔ、１６．７Ｔ、１６．８Ｔ、１６．９Ｔ、１７．０Ｔ、１７．１Ｔ、１７．２Ｔ、１７．３Ｔ、１７．４Ｔ、１７．５Ｔ、１７．６Ｔ、１７．７Ｔ、１７．８Ｔ、１７．９Ｔ、１８．０Ｔ、１８．１Ｔ、１８．２Ｔ、１８．３Ｔ、１８．４Ｔ、１８．５Ｔ、１８．６Ｔ、１８．７Ｔ、１８．８Ｔ、１８．９Ｔ、１９．０Ｔ、１９．１Ｔ、１９．２Ｔ、１９．３Ｔ、１９．４Ｔ、１９．５Ｔ、１９．６Ｔ、１９．７Ｔ、１９．８Ｔ、１９．９Ｔ、２０．０Ｔ、２０．１Ｔ、２０．２Ｔ、２０．３Ｔ、２０．４Ｔ、２０．５Ｔ、２０．６Ｔ、２０．７Ｔ、２０．８Ｔ、２０．９Ｔ又はこれ以上。更に、主コイルを用いて、上記では具体的に挙げられていない４Ｔから２０Ｔの範囲内（又はこれ以上、若しくは以下）の磁場を発生させることもできる。

図１及び図２に示される実施形態等の一部実施形態では、大型の強磁性ヨークが、超伝導コイルが発生させた漂遊磁場用のリターン部として機能する。例えば、一部実施形態では、超伝導コイルが、例えば４Ｔ以上の比較的大きな磁場を発生させることができ、顕著な漂遊磁場をもたらす。図１及び図２に示されるもの等の一部システムでは、比較的大型の強磁性リターンヨーク１００が、超伝導コイルが発生させた磁場用のリターン部として用いられる。磁気シールドがヨークを取り囲む。リターンヨーク及びシールドが共に漂遊磁場を散逸させて、漂遊磁場が加速器の動作に悪影響を及ぼす可能性を低減する。

一部実施形態では、リターンヨーク及びシールドが、活性リターンシステムに置換され、又はそれで補強され得る。例示的な活性リターンシステムは、一つ以上の活性リターンコイルを含み、その活性リターンコイルは、主超伝導コイルを流れる電流とは逆方向に電流を流す。一部実施形態では、各超伝導コイルに対して活性リターンコイルが存在し、例えば、二つの活性リターンコイルが存在し、その各々が各超伝導コイル（“主”コイルともいう）用となる。また、各活性リターンコイルは、対応する主超伝導コイルの外側を取り囲む超伝導コイルともなり得る。

主コイルを流れる電流の方向とは逆方向に、電流が活性リターンコイルを流れる。従って、活性リターンコイルを流れる電流は、主コイルが発生させる磁場とは逆極性の磁場を発生させる。結果として、活性リターンコイルが発生させる磁場が、対応する主コイルに起因する比較的強力な漂遊磁場の少なくとも一部を散逸させることができる。一部実施形態では、各活性リターン部を用いて、２．５Ｔから１２Ｔまでの又はこれ以上の磁場を発生させることができる。使用可能な活性リターンシステムの例は、特許文献１（その内容は参照として本願に組み込まれる）に記載されている。

図３を参照すると、（図１及び図２に示される構成を有し得る）粒子加速器１０５の取り出しチャネル１０２の出力部に、照射ターゲットの少なくとも一部を粒子ビームで走査するのに使用可能な例示的な走査システム１０６が存在している。また、図４は、走査システムの構成要素の例も示す。構成要素として、走査マグネット１０８、電離箱１０９、エネルギーディグレーダ１１０が挙げられるが、これらに限定されるものではない。走査システムに組み込まれ得る他の構成要素（例えば、ビームスポットサイズを変化させるための一つ以上の散乱体等）は、図４に示されていない。

例示的な動作として、走査マグネット１０８は、照射ターゲットの一部（例えば断面）にわたって粒子ビームを向けるように二次元（例えばデカルト座標のＸＹ次元）内において制御可能である。電離箱１０９は、ビームの線量を検出して、ビームの移動を調節するようにその情報を制御システムにフィードバックする。エネルギーディグレーダ１１０は、粒子ビームのエネルギーを変化させるように、つまりは粒子ビームが照射ターゲット内に侵入する深さを変化させるように粒子ビームの経路の中又は外へ物体（例えば、一つ以上の個別のプレート）を移動させるように制御可能である。このようにして、エネルギーディグレーダは、二次元走査のための照射ターゲットの深さ方向の層を選択する。

図５及び図６は例示的な走査マグネット１０８の図を示す。この例示的な実施形態では、走査マグネット１０８は、Ｘ方向における粒子ビームの移動を制御する二つコイル１１１と、Ｙ方向における粒子ビームの移動を制御する二つのコイル１１２とを含む。一部実施形態では、一方の又は両方の組のコイルを流れる電流を変化させることによって生じる磁場の変化によって、制御が為される。磁場を適切に変化させることによって、照射ターゲットにわたってＸ方向及び／又はＹ方向に粒子ビームを移動させることができる。一部実施形態では、走査マグネットは、粒子加速器に対して相対的に物理的に移動可能なものではない。他の実施形態では、走査マグネットは、粒子加速器に対して相対的に移動可能である（例えば、ガントリーによる移動に加えて）。一部実施形態では、走査マグネットは、走査される照射ターゲットの層の少なくとも一部、可能であれば全てにわたって粒子ビームの移動が中断されないように粒子ビームを連続的に移動させるように制御可能である。他の実施形態では、走査マグネットは、断続的に又は特定の時間において制御可能である。一部実施形態では、Ｘ方向及び／又はＹ方向における粒子ビームの全て又は一部の移動を制御するために複数の異なる走査マグネットが存在し得る。

一部実施形態では、走査マグネット１０８は空心（エアコア）を有し得る。他の実施形態では、走査マグネット１０８は強磁性コア（例えば鉄心）を有し得る。一般的に、空心を有するマグネットは、強磁性体ではないコア（空気等）を取り囲む磁気コイルを含む。例えば、空心マグネットは、空気を取り囲む自立コイルを含み得る。一部実施形態では、空心マグネットは、空気を含むもの又は含まないものとなり得る絶縁体（セラミックやプラスチック等）の周りに巻かれたコイルを含み得る。

場合によっては、空心が、強磁性コアに対する利点を有し得る。例えば、Ｘ方向及び／又はＹ方向に粒子ビームが移動する（例えば偏向する）量は、少なくとも部分的には、マグネットに印加される電流（“マグネット電流”と称する）の量に基づいて決定される。走査マグネットは、典型的には、移動（偏向）範囲を有し、これは、その範囲にわたってマグネットがビームを移動させる程度のことである。この範囲の端（例えば縁等）においては、比較的大きなビーム偏向の量を達成するために、より多量の電流が走査マグネットに印加される。強磁性コアを有する走査マグネットの一部タイプは、こうした端において飽和し得て、電流とマグネットの移動との間の非線形関係を生じさせる。つまり、マグネットが生じさせる偏向の量が、マグネットに印加される電流の量に対して線形に比例しなくなり得る。場合によっては、この非線形性のため、マグネット電流を用いて一部のビームの位置を決定及び／又は設定することが難しくなり得る。従って、強磁性コアを有する走査マグネットを使用する場合には、上述のような非線形性を補正するために、何らかの較正及び／又は補償を行う必要があり得る。

対照的に、空心を有する走査マグネットは、強磁性コアを有する走査マグネットと同じ様には飽和しないものであり得る。例えば、空心マグネットは、飽和しないか、又は、強磁性コアを有するマグネットよりは飽和しないものとなり得る。結果として、電流とマグネットの移動との間の関係が、特に範囲の端において、より線形的になり、少なくとも一部の場合においては、マグネット電流に基づいたビーム位置の決定をより正確なものにする。また、この線形性の増大は、特に範囲の端において、より正確なビームの移動も可能にする。つまり、空心走査マグネットを使用する場合には、電流とビームの移動との間の関係性が一般的にはより大きな範囲にわたってより線形的なものになるので、空心走査マグネットを使用したビームの移動がより簡単に再現可能なものとなり得る。照射ターゲットの深さ方向の層は多数回の走査（各走査が総累積放射線量のうちの或るパーセンテージを与える）を必要とし得るため、これが有利となり得る。同じ領域に対する多数回での線量の伝達の精度（空心走査マグネットを用いて得ることができるもの等）は、治療の効率に影響し得る。

電流とマグネットの移動との間の関係性は、空心マグネットにおいてより線形的になり得るものであるが、場合によっては、空心マグネットは、強磁性コアを有するマグネットよりも漂遊磁場の影響を受け易いものとなり得る。こうした漂遊磁場は、ガントリーによる走査マグネットの移動中に走査マグネットに影響し得る。従って、空心を有する走査マグネットを使用する一部実施形態では、ビームを移動させるために走査マグネットに印加される電流を、患者に対する相対的な走査マグネットの位置を考慮するように（又は、これに対応して、ガントリーの位置は患者に対する相対的な走査マグネットの位置に対応しているので、ガントリーの位置を考慮するように）較正し得る。走査マグネットの挙動を、ガントリーの複数の異なる回転位置（角度）について決定し、必要であれば修正し得て、これは、例えば、回転位置に基づいて印加電流を増大又は減少させることによって行われる。

一部実施形態では、走査マグネットは、空気及び強磁性体（例えば鉄）の両方から成るコアを有し得る。このような実施形態では、コア中の空気及び強磁性体の量及び構成は、上述の要因を考慮して決定され得る。

一部実施形態では、電流センサー１１８が、走査マグネット１０８に接続されるか、又は他の方法で付随し得る。例えば、電流センサーは、走査マグネットと通信するが、接続されていないものとなり得る。一部実施形態では、電流センサーは、マグネットに印加された電流をサンプリングし、その電流は、Ｘ方向におけるビーム走査を制御するためのコイルの電流、及び／又は、Ｙ方向におけるビーム走査を制御するためのコイルの電流を含み得る。電流センサーは、粒子ビームにおけるパルスの発生に対応する時点において、又はパルスが粒子ビームにおいて発生する率を超えた率において、マグネットを流れる電流をサンプリングし得る。後者の場合、マグネット電流を識別するサンプルを、後述の電離箱によるパルスの検出と相関させる。例えば、電離箱（後述する）を用いてパルスが検出される時点を、電流センサーからのサンプルと時間に関して相関させることによって、パルスの時点におけるマグネットコイル内の電流を識別し得る。マグネット電流を用いることで、各パルス、つまりは粒子の線量が伝達された照射ターゲットの箇所（例えば、照射ターゲットの深さ方向の層の箇所）を決定することが可能となる。深さ方向の層の位置は、ビーム経路内のエネルギーディグレーダの位置（例えば、プレートの数）に基づいて、決定され得る。

動作中に、マグネット電流の大きさ（例えば値）が、線量が伝達された各箇所について、その線量の量（例えば強度）と共に記憶され得る。コンピュータシステムが、加速器上に存在するか、又は加速器から遠隔で存在し得て、メモリ及び一つ以上の処理デバイスを含み得て、照射ターゲット内部の座標にマグネット電流を相関させ得て、その座標が、線量の量と共に記憶され得る。例えば、その箇所は、深さ方向の層の番号及びＸＹデカルト座標によって、又はＸＹＺデカルト座標（層がＺ座標に対応する）によって識別され得る。一部実施形態では、マグネット電流の大きさ及び座標箇所の両方が、各箇所における線量と共に記憶され得る。その情報は、加速器上の又は加速器から遠隔のメモリに記憶され得る。以下で詳細に説明するように、この情報を用いて、走査中に、目標累積線量を達成するために同じ箇所に多数回で線量を適用することができる。

一部実施形態では、電離箱１０９が、入射放射によって生じたガス内部に生成されるイオン対の数を検出することによって、照射ターゲットの位置に粒子ビームが付与した線量（例えば、一つ以上の個別の線量）を検出する。イオン対の数は、粒子ビームによって与えられた線量に対応する。この情報は、コンピュータシステムにフィードバックされて、その線量が与えられた時点と共にメモリに記憶される。この情報を、上述のように、線量が与えられた箇所、及び／又は、その時点におけるマグネット電流の大きさと相関させるか、又はそれらに関連付けて記憶し得る。

以下で詳細に説明するように、一部実施形態では、走査システムをオープンループで作動させ、この場合、照射がターゲットを実質的にカバーするように照射ターゲットにわたって粒子ビームを自由に中断させずに移動させる。放射が伝達されると、粒子治療制御システムによって行われる線量測定が、箇所毎の放射の量と、放射が伝達された箇所に対応する情報とを記録（例えば記憶）する。照射が伝達された箇所は、座標として、又は一つ以上のマグネット電流値として記録され得て、伝達された放射の量は、グレイ単位での線量として記録され得る。システムをオープンループで作動させるので、放射の伝達は、粒子加速器の動作と同期されない（例えば、ＲＦサイクルに関して）。しかしながら、線量測定は、粒子加速器の動作と同期され得る。より具体的には、線量測定では、線量が伝達されると（つまり、技術上の制限を前提として、可能な限り伝達時間に近く）、伝達された各線量の量及び箇所を記録する。線量が加速器の動作と同期して伝達されるので（例えば、ＲＦサイクル毎に一つのパルスが伝達される）、一部実施形態では、線量及び箇所を記録する線量測定が、ターゲットに対する放射線量の伝達と同期して、又は実質的に同期して動作し、つまりは、粒子加速器の動作（ＲＦサイクル等）と同期して動作する。

図７は、エネルギーディグレーダ１１０の実施形態の一例である範囲変調器（レンジモジュレータ）１１５を示す。図７に示されるような一部実施形態では、範囲変調器は、一組のプレート１１６を含む。プレート１１６は、以下の例示的な物質のうち一つ以上で形成され得る：炭素、ベリリウム、又は他の低原子番号の物質。しかしながら、これらの例示的な物質の代わりに又はこれらに加えて、他の物質も使用可能である。

一つ以上のプレートが、ビーム経路の中又は外に移動可能であり、粒子ビームのエネルギー、つまりは粒子ビームが照射ターゲット内部に侵入する深さに影響を与える。例えば、粒子ビームの経路内に移動させられるプレートが多くなるほど、プレートによって吸収されるエネルギーが多くなり、粒子ビームが有するエネルギーが少なくなる。逆に、粒子ビームの経路内に移動させられるプレートが少なくなるほど、プレートによって吸収されるエネルギーが少なくなり、粒子ビームが有するエネルギーが多くなる。高エネルギー粒子ビームは、典型的には、低エネルギー粒子ビームよりも照射ターゲット内部に深く浸入する。ここで、“高”、“低”とは、相対的な用語であり、特定の数値的意味合いを有するものではない。

プレートは、粒子ビームの経路の中又は外に物理的に移動させられる。例えば、図８に示されるように、プレート１１６ａが、粒子ビームの経路内の位置と粒子ビームの経路外の位置との間で矢印１１７の方向に沿って移動する。プレートはコンピュータ制御される。一般的に、粒子ビームの経路内に移動させられるプレートの数は、照射ターゲットの走査が行われる深さに対応する。例えば、照射ターゲットを複数の断面又は深さ方向の層に分割することができて、その各々が照射深さに対応する。範囲変調器の一つ以上のプレートを、照射ターゲットに向かうビーム経路の中又は外に移動させて、照射ターゲットの断面又は深さ方向の層の各々を照射するのに適切なエネルギーを達成することができる。範囲変調器は、粒子ビームの経路の中又は外に移動するプレートを除いては、照射ターゲットの一部（例えば断面）の走査中において、粒子ビームに対して相対的に静止し得る。代わりに、図７及び図８の範囲変調器を、少なくとも一部の時間において粒子ビームの移動を追跡することによってより少ないプレートの使用を可能にする範囲変調器に置き換えることができる。

上述のタイプの範囲変調器を用いる実施形態では、ビーム経路内に移動されるプレートの数が、走査される照射ターゲットの深さ方向の層を決定／設定する。例えば、二枚のプレートをビーム経路内に移動させると、ビーム経路内に一枚のプレートを移動させる場合又はプレートを移動させない場合よりも、層は浅いものとなる。ビーム経路内に移動させるプレートの数に基づいて、層を識別するか、メモリに記憶し得る。一部実施形態では、複数のプレートは異なる厚さを有し得る。このような実施形態では、多様なプレートの厚さも、どの層が走査されるのか（例えば、どの程度深く粒子ビームがターゲットに侵入するのか）について影響する。

一部実施形態では、粒子加速器は、特許文献２（その内容は参照として本願に組み込まれる）に記載されている例示的な粒子加速器等の可変エネルギー粒子加速器であり得る。可変エネルギー粒子加速器が使用される例示的なシステムでは、粒子ビームのエネルギーレベルを粒子加速器によって制御することができるので、本願で説明されるタイプのエネルギーディグレーダの必要性が低くなり得る。例えば、可変エネルギー粒子加速器を採用した一部システムでは、エネルギーディグレーダが必要とされなくなり得る。可変エネルギー粒子加速器を採用した一部システムでは、依然として、エネルギーディグレーダを使用して、ビームのエネルギーレベルを変化させ得る。

一部実施形態では、照射ターゲットを治療するのに先立って、治療計画が定められる。粒子治療システムの動作を制御するコンピュータシステムにアクセス可能なメモリに、治療計画が記憶され得る。治療計画は、どのようにして放射線治療を粒子治療システムが提供するのかについての情報を含み得る。例えば、治療計画は、特定の照射ターゲット用にどのようにして走査を行うかを指定し得る。一部実施形態では、治療計画は、ラスタ走査を行うことを指定する。ラスタ走査は、照射ターゲットにわたって中断されない粒子ビームの移動を生じさせることを含む。例えば、照射ターゲットにわたる粒子ビームの走査（例えば、移動）を行うように、走査マグネットを連続的に動かして、照射ターゲットの層の少なくとも一部に対して中断されない粒子ビームの移動を生じさせるようにする。その移動は、照射ターゲットの層全体にわたって、又は層の一部のみにわたって中断されないものとなり得る。一部実施形態では、照射ターゲットの層の全て又は一部に沿って一定速度でビームを移動させ得る。一部実施形態では、照射ターゲットの層の全て又は一部に沿ってビームを移動させる速度が変化し得る。例えば、層の内側部分においては、層の縁よりも速く粒子ビームが移動し得る。移動速度は治療計画において指定され得る。

一部実施形態では、治療計画は、照射ターゲットの層の多様な位置に適用される放射（粒子）の目標累積線量も指定し得る。線量は、一回以上の粒子の線量の付与を介して達成され得るという意味において累積的である。例えば、照射ターゲットの同じ箇所（例えばＸＹＺ空間内において）に対して１０回照射を行い得て、各回で目標累積線量の１０％の照射を行い、目標累積線量を達成する。一部実施形態では、治療計画が、各箇所に対する線量の量、その箇所や、その箇所に対して照射を行う回数を指定する必要がない。つまり、一部実施形態では、そうした情報が治療計画から省略され得る。むしろ、一部実施形態では、粒子ビームの強度が、照射毎に特定の線量の放射を提供するように事前に設定され得る。そして、次の箇所に移動するためのフィードバックを必要とせずに、オープンループで、粒子ビームで照射ターゲットの層を走査し得る。粒子ビームの走査にあわせて、ビームの箇所が決定されて、その箇所における対応する線量が決定される。その決定は、走査及び伝達とほぼ同時に（つまり、技術上の制限を前提として、可能な限り伝達時点近くで）行われ得る。その箇所における累積線量は、現在の線量、並びに現在の治療の間において以前に伝達された線量を含み、治療計画による目標累積線量と比較される。両者が一致しない場合には、後続の走査中において、その箇所に追加の線量が付与され得る。走査毎にどの位の放射が或る箇所に伝達されるのかは常に正確にわかる訳ではないので、或る箇所を走査する回数を事前に設定できないこともある。同様に、或る箇所に対して走査毎に実際に伝達される放射の量には変動があり得るので、走査毎の正確な放射の量が、必ずしも事前に設定される訳ではない。従って、一部実施形態では、そのような情報を治療計画に含ませる必要がない。

一部実施形態では、治療計画が、一つ以上のパターンも含み得て、層毎にそのパターンを粒子ビームで走査し得る。また、治療計画が、特定のエネルギーレベル／層を得るようにエネルギーディグレーダのプレートの数を指定し得る。他の実施形態は、上述のものに加えて又は代わりの情報を含み得る。

一部実施形態では、照射ターゲットの全体的な治療計画は、照射ターゲットの異なる複数の断面（層）についての異なる複数の治療計画を含み得る。異なる断面についての治療計画は、上述のもの等の同じ情報又は異なる情報を含み得る。

一部実施形態では、走査システムは、粒子ビームをコリメートするためのコリメータ１２０（図３）を含み得て、そのコリメータ１２０は、粒子ビームの広がりを制限して、照射ターゲットに適用されるスポットの形状を変更するように照射ターゲットに対して相対的に配置可能な開口を含み得る。例えば、コリメータは、エネルギーディグレーダのビーム下流であって、粒子ビームが照射ターゲットに当たる前のビーム経路中に配置され得る。コリメータは、粒子ビームが通過する領域（例えば、孔や透過性物質）と、粒子ビームの通過を抑制又は防止するためのその孔の周りの他の物質（例えば、真鍮）を含み得る。

一部実施形態では、コリメータは縁を画定する構造を含み得る。その構造は、真鍮等の物質を含み得て、粒子ビームの透過を抑制する。その構造は、その構造の少なくとも一部が粒子ビームの少なくとも一部と照射ターゲットとの間に存在するように、照射ターゲットに対して相対的に二次元内で移動するように制御可能である。例えば、その構造は、粒子ビームと交差し且つ治療されている放射ターゲットの断面に平行又は実質的に平行である平面のＸ方向及びＹ方向において移動可能である。このようなコリメータの使用は、患者に到達する粒子ビームの断面形状をカスタマイズして、放射目標を超える粒子ビームの量を制限するのに使用可能であるという点おいて有益である。使用可能なコリメータ及びエネルギーディグレーダの例は、参照として本願に組み込まれる特許文献３に記載されている。

上述のように、一部実施形態では、走査がオープンループで行われ、例えば、粒子治療システムを制御するコンピュータデバイス等の一つ以上の処理デバイスを用いて実現可能なオープンループ制御システムによって行われる。この例では、オープンループ走査は、放射がターゲットを実質的にカバーするように照射ターゲットにわたって粒子ビームを移動させることを含む。一部実施形態では、移動は、加速器の動作、例えばＲＦ周波数と同期されず、むしろ、加速器が動作している際において加速器の動作とは独立して行われる。例えば、粒子ビームの移動は中断されず、粒子加速器のＲＦサイクルに依存しないものとなり得る。中断されない移動は、照射ターゲットの層の全て又は一部にわたって行われ得る。しかしながら、本願で説明されるように、線量測定は、照射ターゲットに対する粒子ビームのパルスの伝達と同期され得る。線量測定が粒子ビームのパルスの伝達と同期される例では、線量測定が、加速器の動作とも同期される（例えば、イオン源のプラズマ柱から粒子ビームのパルスを引き出すのに用いられるＲＦ周波数と同期される）。

個々の粒子ビームの線量（例えば、加速器からの個々のパルス）の放射線レベルは事前に設定され得る。例えば、各線量がグレイ単位で指定され得る。個々の線量は、照射ターゲットのある箇所（例えばＸＹＺ座標）に付与される目標累積線量の或るパーセンテージであるか、又はこれに対応し得る。一部実施形態では、個々の線量が目標累積線量の１００％であり、結果として、照射ターゲットの箇所毎に一回の線量の放射（例えば、一つ又は複数の粒子パルス）を伝達するのに一回の走査のみが必要とされ得る。一部実施形態では、個々の線量は、目標累積線量の１００％未満であり得て、照射ターゲットに対する複数回の線量の放射を伝達するのに、同じ箇所を複数回走査する必要が生じる。個々の線量は、目標累積線量の適切なパーセンテージとなり得て、例えば、１％、２％、３％、４％、５％、６％、７％、８％、９％、１０％、１１％、１２％、１３％、１４％、１５％、１６％、１７％、１８％、１９％、２０％、２５％、３０％、３５％、４０％、４５％、５０％、５５％、６０％、６５％、７０％、７５％、８０％、８５％、９０％、９５％、又は、これらの値の間の任意のパーセンテージとなり得る。

走査マグネット電流は、照射ターゲットの深さ方向の層を走査するように、治療計画に従って制御され得る。その層は、粒子ビームの経路内に範囲補償器から一つ以上のエネルギーディグレーダを適切に位置決めすることによって、及び／又は、可変エネルギー粒子加速器のエネルギーレベルを設定することによって選択される。層が走査されると、電流センサーが走査マグネットに印加された電流をサンプリングする。マグネット電流の量は、記録（例えばメモリに記憶）され得る。複数のマグネット又はマグネットコイルが使用される場合、マグネット電流の量は、マグネット又はコイルの識別と共に記憶され得る。また、電流を、照射ターゲット内部の座標（例えば、ＸＹＺデカルト座標）と相関させ得て、その座標が、対応するマグネット電流に加えて又は代えて、記憶され得る。上述のように、電流センサーは、マグネット電流をサンプリングして、そのサンプリング時点を、照射線量（例えばパルス）が伝達された時点と相関させ得る。

この点に関して、電離箱１０９は、線量が伝達されると、照射ターゲットに伝達された線量の強度を検出し得る。各線量の強度は、各伝達線量の箇所と共に記録（例えばメモリに記憶）され得る。上述のように、各伝達線量の箇所は、座標、マグネット電流、他の適切な測定基準で記憶され得る。上述のように、線量測定（線量確認）は、線量の伝達に同期され得て、つまりは加速器の出力（上述のようにＲＦ周波数に対応する）に同期され得る。従って、一部実施形態では、線量が伝達される各時点において、その線量の強度がほぼ即座に決定されて、線量が付与された箇所がほぼ即座に決定される。この情報は、一つ以上のテーブル（例えば、層毎に一つのテーブル、又は層毎に複数のテーブル）、又は他の適切なコンピュータストレージ構造に記憶され得る。

一部実施形態では、追加の線量が伝達されると、テーブルが更新され得る。例えば、テーブルは、各箇所に伝達された線量の量の継続的な追跡を保ち得る。そうすると、一回目の走査パスにおいて、ビーム線量が“Ｘ”グレイである場合、テーブルは或る箇所についてＸグレイを記録し得る。二回目の走査パスにおいて、テーブルは２Ｘグレイを記録し得て、目標累積線量に到達するまで続けられる。

この点に関して、加速器に付随する処理デバイス（例えば、粒子治療システムを制御するコンピュータシステム）は、各箇所について、上述のようなテーブルからの累積線量を、目標累積線量と比較し得る。累積線量が目標累積線量に一致すれば、その箇所（又は層）に対する治療が完了したと考えられる。累積線量が目標累積線量に一致しなければ、追加の治療が行われる。例えば、テーブルから得られる同じ箇所において、層又は箇所が再び走査される。マグネット電流と空心マグネットの使用によって生じるビーム移動との間の線形相関は、走査中にビームが複数回通過する間の同じ箇所における繰り返しの走査を比較的正確に促進し得る。

各箇所において目標累積線量に達するまでの適切な回数で、同じ箇所の走査を繰り返すことができる。この点に関して、層の異なる箇所についての目標累積線量に応じて、層全体を再走査するか、又は層の一部のみを選択的に再走査し得る。一部実施形態では、粒子ビームの強度は走査と走査の間で変更されない。他の実施形態では、粒子ビームの強度が走査と走査の間で変更され得て、特に、目標累積線量に到達するための仕上げの累積線量のために小さな線量が必要とされる場合に、変更され得る。イオン源の動作を変更すること（例えば、プラズマ電離を増大させること）、ＲＦ周波数の掃引を変更すること、又は他の適切な方法によって、線量の強度の増減を行うことができる。線量の強度を変更する方法の例は、特許文献４（参照として本願に組み込まれる）に記載されている。

上述のように、走査を層全体に対して、又は層の一部分のみに対して繰り返し得る。一部実施形態では、層全体、又はその一部が、他の層を治療する前に完全に治療され得る。つまり、他の層を治療する前に、一つの層の各箇所についての総累積線量に到達するまで走査を繰り返し得る。一部実施形態では、各層が順に部分的に治療されて（例えば一回走査される）、次に、順に再び走査され得る。一部実施形態では、他の層を治療する前に、指定された複数の層を完全に治療し得る。一部実施形態では、ターゲット全体を一回だけ走査して、これに、適切な総累積線量が各箇所に伝達されるまでターゲット全体の連続的な走査が続く。

層と層の間の移動中に、ビームがオフにされ得る。例えば、層と層の間の移動中に、イオン源をオフにして、ビームの出力を中断し得る。層と層の間の移動中に、粒子加速器のＲＦ掃引をオフにして、ビームの取り出し（つまりは出力）を中断し得る。一部実施形態では、層と層の間の移動中に、イオン源及びＲＦ掃引を生じさせる回路の両方をオフにし得る。一部実施形態では、層と層との間の移動中にイオン源及び／又はＲＦ掃引をオフにするのではなくて、キッカーマグネット（図示せず）又は走査マグネットを用いて、ビームをビーム吸収材に向けて偏向させ得る。

多様な治療計画に応じて、照射ターゲットの多様な断面を走査し得る。上述のように、走査深さを制御するためにエネルギーディグレーダが使用される。一部実施形態では、エネルギーディグレーダの設定中に、粒子ビームを中断させるか、その方向を変え得る。他の実施形態では、その必要がない。

以下、照射ターゲットの断面を治療する例を説明する。断面は、粒子ビームの方向に略垂直な断面であり得る。しかしながら、本願で説明されるコンセプトは、粒子ビームの方向に垂直な断面ではない照射ターゲットの他の部分を治療することにも同等に適用可能である。例えば、照射ターゲットを、球形、立方体、又は他の形状のボリュームに分割し得て、そうしたボリュームを、本願で説明される例示的なプロセス、システム及び／又はデバイスを用いて治療し得る。

図９は、本願で説明される走査プロセスの例示的な実施形態を示すフローチャートである。図９のプロセス２００は、本願で説明されるハードウェアに関連して説明されるが、プロセス２００は任意の適切なハードウェアを用いて実行され得る。プロセス２００に示される工程は、示されるのと同じ順で、又は適切であれば異なる順で実行され得る。

プロセス９００によると、治療計画が記憶される（２０１）。治療計画は上述の治療計画であり得る。例えば、治療計画は、走査のタイプ（例えば、中断されないラスタ走査）、及び、照射ターゲットの各層の各箇所に伝達される放射の総累積線量を指定し得る。治療計画は、例えば、個々の箇所において各走査で伝達される線量、その強度、各箇所に伝達される線量の回数、箇所の識別等を省略し得る。

エネルギーディグレーダを設定して、層を選択し（２０２）、マグネットに電流を印加して、例えば治療計画で与えられたパターンに従って層を走査するように粒子ビームを移動させる（２０３）ように電流を制御し得る。電流制御が、荷電粒子の線量を伝達するように照射ターゲットの少なくとも一部にわたってビームの中断されない移動を生じさせ得る。照射ターゲットの層２３３にわたるビーム移動２３０のパターンの一例が図１０に示されている。ビームが移動すると、ビームの各パルスが、或る線量の放射をターゲットに伝達する。線量は、加速器に事前に設定され得る又は走査中に設定され得る強度を有し、特定の位置に伝達される。線量が伝達される正確な位置を事前に設定する必要はなく、むしろ、ビームの移動及びパルス出力の組み合わせによって達せられる。

線量が伝達される位置についての情報が記憶され（２０４）（又は記録され）、この情報が、箇所及びその箇所に伝達される線量の量を識別する。この情報は、典型的には線量が伝達された後に記憶される。上述のように、その情報は、粒子ビームの強度（例えば、線量の量）を決定する電離箱と、線量が伝達される箇所を決定する走査マグネット上の電流センサーとを用いて、線量の伝達に可能な限り近く決定され得る。上述のように、一部実施形態では、伝達と同期させて、照射ターゲットに伝達された粒子ビームの線量を識別する情報が、線量が伝達された座標と線量が伝達されたマグネット電流とのうちの少なくとも一方と共に記憶される。上述のように、この情報はテーブルに記憶され得て、そのテーブルを、照射ターゲットの多様な層の位置に付与される放射の累積線量を記憶するのに用いることができる。

上述のように、層全体を走査して、その情報を記録するか、又は、層の一部のみを走査して、その情報を記録し得る。走査中の或る点で、各位置に伝達された累積線量が、その位置についての目標累積線量と比較される。例えば、これは、その位置を含む層の一部を走査した後、層全体を走査した後、一組の層を走査した後、又は、照射ターゲットの全ての層を走査した後に行われ得る。特定の位置における現在の累積線量が目標累積線量に一致しているかどうかが決定される（２０５）。特定の位置における現在の累積線量が目標累積線量に一致すれば、それらの位置についての走査が完了する（２０７）。特定の位置における現在の累積線量が目標累積線量に一致しなければ、それらの位置についての対応する目標累積線量に対する記録線量（例えば、現在の累積線量）の不足を補償するように、走査システムを作動させる。例えば、特定の位置における現在の累積線量が目標累積線量に一致しなければ、それら特定の位置に追加の線量を伝達するようにビームを移動させる（２０６）ために、走査マグネットを制御し得る。

上述のように、一部実施形態では、１００％の線量が、層の一回の走査（例えば、粒子の一回の伝達）中に付与され得る。この場合、層毎に複数回の走査は必要とされない。他の実施形態では、１００％未満の線量が、一回の走査中に付与され得る。この場合、層毎に複数回の走査が必要となる。このため、走査プロセスに従って、線量が付与される位置について、各位置における現在の累積線量が対応する位置における目標累積線量に一致しなければ、より多くの線量を必要とする位置に追加の線量を伝達するようにビームを移動させるために、マグネット電流を制御する。つまり、層の全ての位置についての目標累積線量に到達するまでの適切な回数で層を再走査し得る。一部実施形態では、一回の走査又は複数回の走査において、実際に伝達された線量が目標累積線量の１００％を超え得る。どの位の線量を伝達するのかは、適切な治療者によって指定され得る。

上述のように、任意の適切な点、例えば、層の一部に対する現在の走査を完了した後、層全体に対する現在の走査を完了した後、一組の層に対する走査を完了した後、又は、全ての層に対する走査を完了した後に層を再走査し得る。再走査中に、照射ターゲットの位置の全て又はいくつかのサブセットについて目標累積線量に到達するまで、上述のプロセスが繰り返される。一部実施形態では、粒子ビームの強度を、例えば最後の走査について、調整する必要があり得る。例えば、強度を目標累積線量の２５％に設定したが、各走査で２０％しか伝達されないと、目標累積線量に到達するために、２５％未満の低強度の五回目（及び、可能性としては六回目）の線量が必要とされる。

本願で説明されるプロセスは、単一の粒子加速器で使用され得て、また、本願で説明される特徴のうちいずれか二つ以上が単一の粒子加速器で使用され得る。粒子加速器は、あらゆるタイプの医療応用又は非医療応用において使用され得る。使用可能な粒子治療システムの一例を以下説明する。本願で説明されるコンセプトは、本願で具体的に説明されない他のシステムにおいても使用可能である点に留意されたい。

図１１を参照すると、例示的な一実施形態の荷電粒子放射線治療システム４００は、ビーム生成粒子加速器４０２（例えば、図１、図２の粒子加速器）を含み、そのビーム生成粒子加速器４０２は、回転ガントリー４０４に取り付けることができるのに十分小さな重量及びサイズを有し、その粒子加速器の出力は、加速器筐体から患者４０６に直線的に（つまり、実質的に直接的に）向けられる。粒子加速器４０２は、本願で説明されるタイプの走査システムも含む（例えば、図３から図１０）。

一部実施形態では、鋼鉄ガントリーが、患者の両側に存在する二つの個々のベアリング４１２、４１４上で回転するように取り付けられた二つのレッグ４０８、４１０を有する。加速器は鋼鉄トラス４１６によって支持され、そのトラスは、患者が横たわる治療領域４１８に広がるのに十分長く（例えば、長身の人間の二倍の長さであり、患者の所望のターゲット領域をビームライン内に残したままで、その人間を空間内で完全に回転させることができる）、その両端がガントリーの回転レッグに安定に取り付けられる。

一部例では、ガントリーの回転が、３６０度未満の範囲４２０に制限され（例えば略１８０度）、患者治療領域内に治療システムを収容するボールト４２４の壁から、床４２２が延伸することができる。また、ガントリーの制限された回転範囲は、治療領域の外側の人間の放射線シールドを提供する壁のうちいくつかの壁（ビームが直接向けられない壁、例えば、壁４３０）に必要とされる厚さを低減する。ガントリーの回転の１８０度の範囲は、全ての治療アプローチ角度をカバーするのに十分なものであるが、より大きな移動範囲を提供することが有用になり得る。例えば、回転の範囲が１８０度から３３０度の間であっても、治療床の空間用の隙間が提供される。他の実施形態では、回転は、上述のように制限されない。

ガントリーの水平回転軸４３２は、公称で、患者及び治療者が治療システムとやり取りする床の上１メートルに位置する。この床は、治療システムのシールドされたボールトの底床の上略３メートルに位置する。回転軸の下方からの治療ビームの伝達のために、加速器は、上げ床の下に回転することができる。患者用カウチは、ガントリーの回転軸に平行である実質的に水平面内で移動及び回転する。この構成において、カウチは、水平面内で略２７０度の範囲４３４内で回転することができる。このガントリー及び患者の回転範囲と自由度との組み合わせが、治療者がビーム用の事実上任意のアプローチ角度を選択することを可能にする。必要であれば、患者を反対向きでカウチの上に配置して、可能な全ての角度を用いることができる。

一部実施形態では、加速器は、高磁場超伝導電磁構造を有するシンクロサイクロトロンの構成を用いる。所定の運動エネルギーの荷電粒子の曲げ半径は、粒子に印加される磁場の増大に正比例して、減少するので、高磁場超伝導磁気構造は、加速器を小型で軽量にすることを可能にする。シンクロサイクロトロンは、回転角度に対して均一であり且つ半径の増大と共に強度が落ちる磁場を用いる。このような磁場の形は、磁場の大きさにかかわらず、達成可能であるので、理論的には、シンクロサイクロトロンにおいて使用可能な磁場強度（結果として、固定半径における粒子エネルギー）に上限がない。

シンクロサイクロトロンは、ビームが患者と一直線で直接生じるようにガントリー上で支持される。ガントリーは、患者内部又は近傍の点（アイソセンター４４０）を含む水平回転軸周りでシンクロサイクロトロンを回転させることができる。分岐したトラスは、回転軸に平行であり、シンクロサイクロトロンを両側から支持する。

一部実施形態では、ガントリーの回転角度が制限されるので、患者支持領域がアイソセンターの周りの広い領域に提供され得る。床がアイソセンターの周りに広範に広がり得るので、患者支持台を、アイソセンターを通る垂直軸４４２周りで移動及び回転させて位置決めすることができ、ガントリーの回転と台の移動及び回転との組み合わせによって、患者のあらゆる部分に対するビーム方向の任意の角度を達成することができる。一部実施形態では、二本のガントリーアームを、長身の患者の身長よりも二倍以上離して、患者が載ったカウチを、上げ床の上方の水平面内において回転及び並進移動させることができる。

ガントリーの回転角度を制限することで、治療室を取り囲む壁のうち少なくとも一つの厚さを低減することができる。厚い壁は、典型的にはコンクリートから成り、治療室の外部に居る人間の放射線保護を提供する。ストッピングプロトンビームの下流の壁は、等価なレベルの保護を提供するためには、その部屋の反対側の壁の略二倍の厚さとなり得る。ガントリーの回転範囲を制限することで、治療室の三面を地下に配置する一方で、治療室の建築費を下げる最も薄い壁に隣接した占有領域を可能にする。

図１１に示される例示的な実施形態では、超伝導シンクロサイクロトロン４０２は、８．８テスラのシンクロサイクロトロンの磁極ギャップ内のピーク磁場で動作する。シンクロサイクロトロンは、２５０ＭｅＶのエネルギーを有するプロトンのビームを発生させる。一部実施形態では、シンクロサイクロトロンは可変エネルギー装置であり、異なるエネルギーを有するプロトンビームを出力することができる。一部実施形態では、シンクロサイクロトロンは、固定エネルギーを有するビームを発生させ得る。一部実施形態では、磁場強度は４Ｔから２０Ｔの範囲内となり得て、プロトンエネルギーは１５０から３００ＭｅＶの範囲内となり得る。

この例で説明される放射線治療システムは、プロトン放射線治療に用いられるが、同じ原理及び細部は、重イオン（イオン）治療システムを使用する類似システムにも適用可能である。

図１、図２、図１２、図１３及び図１４に示されるように、例示的なシンクロサイクロトロン１０（例えば、図１１の４０２）は、粒子源１９０と、無線周波数駆動システム１９１と、ビーム取り出しシステムとを含むマグネットシステム１２２を有する。この例では、環状超電導コイル１４０、１４２のスプリット対と、強磁性（例えば低炭素鋼）磁極面１４４、１４６の対とを用いて、マグネットシステムが発生させる磁場は、それに含まれるプロトンビームの集束を維持するのに適した形状を有する。

二つの超伝導マグネットコイルは、中心が共通の軸上に置かれ、その軸に沿って離隔されている。コイルは、Ｎｂ_３Ｓｎベースの直径０．８ｍｍの超伝導ストランドによって形成され得て、そのストランドは、元々は銅シースによって取り囲まれたニオブ‐錫コアを備え、捩られたチャネル内ケーブル（ｃａｂｌｅ‐ｉｎ‐ｃｈａｎｎｅｌ）導体形状で配置される。七本の個々のストランドをケーブルにした後、加熱して、ワイヤの最終的な（脆い）超伝導体を形成する反応を生じさせる。超伝導体が反応した後、ワイヤを銅チャネル（外寸３．１８ｍｍ×２．５４ｍｍ、内寸２．０８ｍｍ×２．０８ｍｍ）内にはんだ付けして、絶縁体（この例では、ガラス繊維織物）で覆う。ワイヤを含む銅チャネルを、矩形断面を有するコイルへと巻いていく。巻きコイルにエポキシ化合物を真空含浸させる。完成したコイルを、環状のステンレス鋼逆ボビンに取り付ける。ヒータブランケットを、巻線の層に間隔を空けて配置して、マグネットのクエンチの際にアセンブリを保護し得る。

そして、コイル全体を銅シートで被い、熱伝導性及び機械的安定性を与え、追加のエポキシ層内に包むことができる。ステンレス鋼逆ボビンを加熱して、コイルを逆ボビン内に嵌めることによって、コイルの予圧を提供することができる。逆ボビンの内径は、全体を４Ｋに冷却した際に、逆ボビンがコイルに接触したままで同じ圧力を提供するように選択される。ステンレス鋼逆ボビンを略５０℃に加熱して、１００Ｋの温度でコイルを嵌めることで、これが達成可能である。

コイルの形状は、コイルを励磁した際に生じる歪みの力に対抗する復元力を与えるように“逆”矩形ボビン内にコイルを取り付けることによって維持される。図１３に示されるように、一部実施形態では、一組の温冷支持ストラップ４０２、４０４、４０６を用いて、コイルの位置が、対応する磁極片及びクライオスタットに対して相対的に維持される。細いストラップで冷たい質量部を支持することで、リジッドな支持システムが冷たい質量部に与える熱放散が低減される。ストラップは、ガントリー上のマグネットが回転すると変化するコイルの重力に耐えることができるように配置される。ストラップは、マグネットヨークに対して完璧に対称な位置からずれた際にコイルに働く重力及び遠心力が組み合わさった効果に耐える。また、リンクは、位置を変更する際にガントリーが加速又は減速するとコイルに働く動的な力を低減する機能を有する。各温冷支持体は、一つのＳ２ガラス繊維リンクと、一つの炭素繊維リンクとを含み得る。炭素繊維リンクは、温ヨークのピンと中間温度（５０〜７０Ｋ）のピンの間にわたって支持され、Ｓ２ガラス繊維リンク４０８は、中間温度のピンと、冷たい質量部に取り付けられたピンとの間にわたって支持される。各ピンは、高強度ステンレス鋼製であり得る。

図１を参照すると、半径の関数としての磁場強度のプロファイルは、コイルの形状及び磁極面の形状の選択によって決められるところが大きい。加速中に粒子ビームが集束したままであることを保証するように磁場の形状を微調整するために、透磁性ヨーク物資の磁極面１４４、１４６の輪郭を定めることができる。

限られた一組の支持点１７１、１７３の除いてはコイル構造の周りに自由空間を提供するアルミニウム又はステンレス鋼の真空環状低温チャンバ１７０（クライオスタット）内にコイルアセンブリ（コイルとボビン）を封入することによって、超伝導コイルを絶対零度付近の温度（例えば４ケルビン）に維持する。代替例（例えば図２）では、クライオスタットの外壁を低炭素鋼製にして、磁場用の追加的なリターン磁束経路を提供し得る。

一部実施形態では、一つの一段階式ギフォード・マクマホン低温冷却器と、三つの二段階式ギフォード・マクマホン冷温冷却器を用いて、絶対零度付近の温度が達成及び維持される。各二段階式低温冷却器は、ヘリウム蒸気を液体ヘリウムに再液化する液化装置に取り付けられた第二段階冷却端を有する。一部実施形態では、冷却チャネル（図示せず）を用いて、絶対零度付近の温度が達成及び維持され、その冷却チャネルは、超伝導コイル支持構造（例えば、逆ボビン）内部で形成される液体ヘリウムを含み、またチャネル内の液体ヘリウムと対応する超伝導コイルとの間の熱接続を含む。使用可能な上述のタイプの液体ヘリウム冷却システムの一例が、特許文献５に記載されている。

一部実施形態では、コイルアセンブリ及び低温チャンバが、ピルボックス状の磁気ヨーク１００の半分１８１、１８３内部に取り付けられて完全に封入される。ヨーク１００は、リターン磁束１８４用の経路を提供し、磁極面１４４、１４６の間のボリューム１８６を磁気的に遮断して、外部からの磁気的な影響がそのボリューム内部の磁場の形を乱すことを防止する。また、ヨークは、加速器近傍の漂遊磁場を低減する機能も有する。他の実施形態では、コイルアセンブリ及び低温チャンバを非磁性筐体内部に取り付けて完全に封入し、例えば上述のような活性リターンシステムを用いて、リターン磁束用の経路を実現する。

図１及び図１５に示されるように、シンクロサイクロトロンは、マグネット構造の幾何学的中心１９２付近に位置するペニングイオンゲージ型の粒子源１９０を含む。その粒子源は、後述されるようなものであり得るか、又は特許文献６（参照として本願に組み込まれる）に記載されているタイプのものであり得る。

粒子源１９０には、供給源３９９から、ガス状水素を伝達するガスライン３９３及びチューブ３９４を通して水素が供給される。電気ケーブル２９４は、電流源からの電流を流して、磁場と整列させたカソード３９２、３９０からの電子放出を刺激する。

この例では、放出された電子が、チューブ３９４からの小さな孔を通って出て行くガスを電離し、マグネット構造に取り囲まれた空間の半分に広がる一つの半円（Ｄ字形）無線周波数プレートと、一つのダミーＤ字形プレートとによって加速される陽イオン（プロトン）の供給源を提供する。中断される断続的な粒子源の場合（その一例は特許文献６に記載されている）、プラズマを含むチューブの全て（又は実質的な部分、例えば大部分）が、加速領域において取り出される。

図１６に示されるように、Ｄ字形プレート５００は、中空の金属構造であり、マグネット構造に取り囲まれた空間の周りでの回転の半分の間においてプロトンが加速される空間５０７を取り囲む二つの半円表面５０３、５０５を有する。空間５０７内に通じるダクト５０９は、筐体（例えば、ヨークや磁極片）を通って外部位置へと延伸し、その外部位置に、空間５０７及び加速が行われる真空チャンバ内の残りの空間を真空排気する真空ポンプを取り付けることができる。ダミーＤ字体５０２は、Ｄ字形プレートの露出されたリム近くに間隔を空けて配置される矩形金属リングを備える。ダミーＤ字体は真空チャンバ及びマグネットヨークに対して接地される。Ｄ字形プレート５００には、無線周波数伝送ラインの端部に印加される無線周波数信号が流されて、空間５０７内に電場を生じさせる。無線周波数電場は、加速粒子ビームの距離が幾何学中心から増大するのにあわせて時間と共に変化するようにされる。無線周波数電場は、特許文献７（その内容は参照として本願に組み込まれる）に記載されているようにして制御され得る。

ビームが外側へ螺旋運動して中心に位置する粒子源から出て行き、粒子源構造を通過するようにするため、無線周波数プレート間には、大きな電圧が印加され得る。２００００ボルトが無線周波数プレート間に印加される。場合によっては、８０００から２００００ボルトが無線周波数プレート間に印加され得る。この大きな電圧を生じさせるのに必要な電力を減らすため、無線周波数プレートと接地部との間のキャパシタンスを減らすようにマグネット構造が配置構成される。これは、無線周波数構造から外側ヨーク及びクライオスタット筐体を通る十分な隙間を有する孔を形成して、マグネットの磁極面と磁極面の間に十分な空間を設けることによって、為され得る。

Ｄ字形プレートに印加される高電圧の交流電位は、プロトンの相対論的質量の増大及び磁場の減少を考慮するように加速サイクル中に下方に掃引される周波数を有する。ダミーＤ字体は、真空チャンバ壁と共に接地電位にあるので、中空の半シリンダー状構造を必要としない。他のプレート配置構成も使用可能であり、例えば、複数対の加速電極に、異なる電気相又は基本周波数の倍数を与える。必要とされる周波数掃引中にＱ値を高く保つようにＲＦ構造を微調整することができ、例えば、互いにかみ合う回転ブレード及び静止ブレードを有する回転キャパシタを使用することによって微調整される。ブレードがかみ合う度に、キャパシタンスが増大し、ＲＦ構造の共鳴周波数を低下させる。ブレードを、必要とされる正確な周波数掃引を生じさせるような形状にすることができる。回転キャパシタを回転させるための駆動モーターを、正確な制御のためにＲＦ発生器に対してフェーズロックし得る。回転キャパシタのブレードがかみ合う度に、粒子の一バンチ（一団）が加速される。

真空チャンバ（その中で加速が生じる）は、一般的に、シリンダー状容器であり、中心で薄く、リムで厚い。真空チャンバは、ＲＦプレート及び粒子源を封入し、真空ポンプによって真空排気される。高真空を維持することで、加速イオンがガス状分子と衝突して失われる可能性が減り、接地部とのアーク放電が生じずに、ＲＦ電圧を高レベルに維持することができる。

プロトン（又は他のイオン）は、粒子源から略螺旋経路で伝わる。螺旋経路の各ループの半分において、プロトンは、ＲＦ電場を通るとエネルギーを得る。プロトンがエネルギーを得ると、プロトンの螺旋経路の連続的な各ループの中心軌道の半径が、ループの半径が磁極面の最大半径に到達するまで、以前のループよりも大きくなる。その位置における電磁場の摂動が、磁場が急速に減少している領域内にプロトンを向けて、プロトンが、高磁場の領域から逸れて、真空チューブ（取り出しチャネルと称される）に向けられて、シンクロサイクロトロンから出て行く。磁気再発生器を用いて、プロトンを方向付ける磁場の摂動を変化させてもよい。出て行ったプロトンは、シンクロサイクロトロンの周りの部屋に存在する顕著に低下した磁場の領域に入ると、散逸する傾向にある。取り出しチャネル１３８（図１３）内のビーム成形素子５０７、５０９が、空間的に限られた広がりの直線ビームのままであるようにプロトンの方向を変える。

ビームは取り出しチャネルを出ると、本願で説明されるタイプの走査システムを含み得るビーム形成システム５２５（図１３）に通される。ビーム形成システム５２５は、ビームの適用を制御する内側ガントリーと共に使用され得る。

シンクロサイクロトロンから出て行く漂遊磁場を、マグネットヨーク（シールドとしても機能する）及び別途の磁気シールド５１４（例えば、図１）の両方を用いて、制限することができる。別途の磁気シールドは、間隔５１６を空けてピルボックス状ヨークを取り囲む強磁性体（例えば、鋼鉄や鉄）の層５１７を含む。ヨークと空間とシールドのサンドイッチ構造を含むこの構成によって、所定の漏れ磁場対する適切なシールドが軽量で達成される。上述のように、一部実施形態では、磁気ヨーク及びシールドの動作に代えて又はこれを補強して、活性リターンシステムを使用し得る。

図１１を参照すると、ガントリーは、水平回転軸４３２周りでシンクロサイクロトロンを回転させることを可能にする。トラス構造４１６は二つの略平行なスパン４８０、４８２を有する。シンクロサイクロトンは、レッグとレッグとの略中間のスパンとスパンとの間において懸架される。トラスに対向するレッグの端部に取り付けられたカウンターウェイト６２２、６２４を用いて、ガントリーのベアリング周りの回転のバランスを取る。

電気モーターによってガントリーを動かして回転させ、その電気モーターはガントリーのレッグの一方又は両方に取り付けられ、また、駆動ギアによってベアリング筐体に接続される。ガントリー駆動モーター及び駆動ギアに組み込まれたシャフト角度エンコーダによって提供される信号から、ガントリーの回転位置を導出する。

イオンビームがシンクロサイクロトロンを出て行く箇所において、ビーム形成システム５２５がイオンビームに作用して、患者の治療に適した特性をイオンビームに与える。例えば、ビームを広げてその侵入深さを変更して、所定のターゲットボリュームにわたる均一な放射を提供することができる。ビーム形成システムは、上述のような活性走査素子を含み得る。

シンクロサイクロトロンの活性システムの全て（例えば、電流駆動超伝導コイル、ＲＦ駆動プレート、真空加速チャンバ用の真空ポンプ、超伝導コイル冷却チャンバ用の真空ポンプ、電流駆動粒子源、水素ガス源、ＲＦプレート冷却器）を、適切なシンクロサイクロトロン制御電子機器（図示せず）によって制御し得て、その制御電子機器は、例えば、制御を行う非一時的メモリからの命令を実行する一つ以上の処理デバイスを含み得る。

上述のように、図１７のシステム６０２を参照すると、ビーム生成粒子加速器、ここではシンクロサイクロトロン６０４（本願で説明される特徴のいずれか又は全てを含み得る）は、回転ガントリー６０５に取り付けられ得る。回転ガントリー６０５は、本願で説明されるタイプのものであり、患者支持台６０６の周りの角度で回転することができる。この特徴によって、多様な角度から実質的に直接患者に向かう粒子ビームをシンクロサイクロトロン６０４が提供することができる。例えば、図１７のように、シンクロサイクロトロン６０４が患者支持台６０６の上方にある場合、粒子ビームを患者の方へと下方に向け得る。代わりに、シンクロサイクロトロン６０４が患者支持台６０６の下方にある場合、粒子ビームを患者の方へと上方に向け得る。中間的なビームルーティング機構が必要とされないという意味合いにおいて、粒子ビームは実質的に直接患者に適用される。本願において、ルーティング機構は、成形機構又はサイズ決め機構とは、成形機構又はサイズ決め機構はビームをリルートするものではなく、ビームのほぼ同じ軌跡を維持しながらビームをサイズ決め及び／又は成形するものであるという点において、異なる。

上述のシステムの例示的な実施形態に関する更なる詳細を、特許文献８及び特許文献９に見出すことができる。特許文献８及び特許文献９の内容は参照として本願に組み込まれる。一部実施形態では、シンクロサイクロトロンは、特許文献２（その内容は参照として本願に組み込まれる）に記載されているような可変エネルギーデバイスであり得る。

［可変エネルギー粒子加速器］
本願で説明される例示的な粒子治療システム及び例示的な走査システムにおいて使用される粒子加速器は、可変エネルギー粒子加速器であり得て、その一例を以下説明する。

取り出された粒子ビーム（加速器から出力された粒子ビーム）のエネルギーは、治療中の粒子ビームの使用に影響し得る。一部の機器では、粒子ビーム（又は粒子ビーム内の粒子）のエネルギーは、取り出し後に増大しない。しかしながら、治療の必要性に基づいて、取り出しの後であって治療の前に、エネルギーを低下させ得る。図１８を参照すると、例示的な治療システム９１０は、加速器９１２（例えばシンクロサイクロトロン）を含み、その加速器から、可変エネルギーを有する粒子（例えばプロトン）ビーム９１４が取り出されて、体９２２のターゲットボリューム９２４に照射される。任意で、走査ユニット９１６又は散乱ユニット９１６、一つ以上の監視ユニット９１８、エネルギーディグレーダ９２０等の一つ以上の追加デバイスが、照射方向９２８に沿って配置される。これらデバイスは、取り出されたビーム９１４の断面を遮り、取り出されたビームの一つ以上の特性を治療用に変更する。

治療用の粒子ビームで照射されるターゲットボリューム（照射ターゲット）は、三次元構成を有する。一部の例では、治療を行うため、ターゲットボリュームを粒子ビームの照射方向に沿った層に分割して、照射を層毎に行うことができる。プロトン等の特定のタイプの粒子については、ターゲットボリューム内部への侵入深さ（どの層にビームが到達するのか）は、粒子ビームのエネルギーによって決定されるところが大きい。所定のエネルギーの粒子ビームは、そのエネルギーに対応する侵入深さを実質的に越えて到達しない。ターゲットボリュームの一つの層から他の層へとビーム照射を移動させるため、粒子ビームのエネルギーを変更する。

図１８に示される例では、ターゲットボリューム９２４が照射方向９２８に沿った九層９２６ａ〜９２６ｉに分割される。例示的なプロセスでは、照射が最も深い層９２６ｉから始まり、一層毎に浅い層に向かい、最も浅い層９２６ａで終わる。体９２２に適用する前に、粒子ビーム９１４のエネルギーを制御して、所望の層（例えば、層９２６ｄ）で粒子ビームが停止することができるレベルになるようにして、体又はターゲットボリューム内に実質的に更に侵入しないように（例えば層９２６ｅ〜９２６ｉに）、又は体の深くに侵入しないようにする。一部の例では、粒子ビーム９１４の所望のエネルギーが、治療層が粒子加速に対して浅くなるにつれて、減少する。一部の例では、ターゲットボリューム９２４の隣接する層を治療するためのビームエネルギー差は、略３ＭｅＶから略１００ＭｅＶの間、例えば、略１０ＭｅＶから略８０ＭｅＶの間であるが、例えば、層の厚さ及びビームの特性に応じて、他の差も考えられる。

ターゲットボリュームの異なる層を治療するためのエネルギー変更は、加速器９１２において行うことができるので（例えば、加速器がエネルギーを変更することができる）、一部実施形態では、粒子ビームが加速器９１２から取り出された後における追加のエネルギー変更は必要とされない。そこで、治療システム１０内の任意のエネルギーディグレーダ９２０をシステムから省略し得る。一部実施形態では、加速器９１２は、略１００ＭｅＶから略３００ＭｅＶの間、例えば略１１５ＭｅＶから略２５０ＭｅＶの間で変化するエネルギーを有する粒子ビームを出力することができる。その変更は連続的又は不連続となり得て、例えば、段階的になる。一部実施形態では、その変更（連続的又は不連続）は比較的高速で行われ得て、最大で毎秒略５０ＭｅＶや毎秒略２０ＭｅＶとなる。不連続な変更は段階的に行われ得て、ステップサイズは略１０ＭｅＶから略９０ＭｅＶとなる。

一つの層における照射が完了すると、例えば数秒以内に又は１秒未満で、加速器９１２は、次の層を照射するために粒子ビームのエネルギーを変更することができる。一部実施形態では、中断がほとんど又は全くなく、ターゲットボリューム９２４の治療を続けることができる。場合によっては、不連続なエネルギー変更のステップサイズは、ターゲットボリューム９２４の二つの隣接する層の照射に必要とされるエネルギー差に対応するように選択される。例えば、ステップサイズは、エネルギー差と同じであるか、その何分の一かになり得る。

一部実施形態では、加速器９１２及びディグレーダ９２０が共同してビーム９１４のエネルギーを変更する。例えば、加速器９１２が粗い調整を提供し、ディグレーダ９２０が微細な調整を提供し、又はこの逆となる。この例では、加速器９１２が、略１０〜８０ＭｅＶの変更ステップでエネルギーを変更し、ディグレーダ９２０が、略２〜１０ＭｅＶの変更ステップでビームのエネルギーを変更する（例えば、低下させる）。

エネルギーディグレーダ（範囲変調器等）の使用を減らすこと（又は使用しないこと）は、加速器から出力されるビームの特性及び質（例えば、ビーム強度）を維持するのに役立つ。加速器において粒子ビームの制御を行うことができる。例えば、粒子ビームがディグレーダ９２０を通過する際に生じる中性子からの副作用を減らすかなくすことができる。

ターゲットボリューム９２４の治療が完了した後に、粒子ビーム９１４のエネルギーを調節して、他の体又は体の部分９２２’の他のターゲットボリューム９３０を治療し得る。ターゲットボリューム９２４、９３０は同じ体（又は患者）内に存在するか、又は異なる患者内に存在し得る。体９２２’の表面からのターゲットボリューム９３０の深さＤは、ターゲットボリューム９２４のものと異なる可能性がある。ディグレーダ９２０によってある程度のエネルギー調整を行い得るが、ディグレーダ９２０はビームエネルギーを減少させるだけで、ビームエネルギーを増大させることができない。

この点に関し、場合によっては、ターゲットボリューム９３０を治療するのに必要とされるビームエネルギーは、ターゲットボリューム９２４を治療するのに必要とされるビームエネルギーよりも大きい。こうした場合、加速器９１２は、ターゲットボリューム９２４を治療した後であってターゲットボリューム９３０を治療する前に、出力ビームエネルギーを増大させ得る。他の場合では、ターゲットボリューム９３０を治療するのに必要とされるビームエネルギーは、ターゲットボリューム９２４を治療するのに必要とされるビームエネルギーよりも小さい。ディグレーダ９２０がエネルギーを減少させることができるが、より低いビームエネルギーを出力するように加速器９１２を調整して、ディグレーダ９２０の使用を減らす又は省略することができる。ターゲットボリューム９２４、９３０の層への分割は異なるものでも同じものでもあり得る。ターゲットボリューム９２４の治療と同様に、ターゲットボリューム９３０を層毎に治療することができる。

同じ患者の異なるターゲットボリューム９２４、９３０の治療は、実質的に連続的になり得て、例えば、二つのボリューム間での停止時間は、略３０分間以内（例えば、２５分間以内、２０分間以内、１５分間以内、５分間以内、１分間以内）となる。上述のように、加速器９１２は可動ガントリーに取り付けられ得て、ガントリーの移動が、異なるターゲットボリュームを狙うように加速器を移動させることができる。場合によっては、ターゲットボリューム９２４の治療が完了した後であってターゲットボリューム９３０の治療を開始する前に治療システムを調整している（例えばガントリーの移動）間に、加速器９１２が、出力ビーム９１４のエネルギー調整を完了させることができる。加速器及びターゲットボリューム９３０の整列後、調整された所望のビームエネルギーで治療を開始することができる。異なる患者についてのビームエネルギー調整も比較的効率的に完了させることができる。一部の例では、ビームエネルギーの増減及び／又はガントリーの移動を含む全ての調整が、略３０分間以内（例えば、略２５分間以内、略２０分間以内、略１５分間以内、略１０分間以内、略５分間以内）で行われる。

ターゲットボリュームの同じ層において、走査ユニット９１６を用いて、層の二次元表面にわたるビームの移動（このビームを走査ビームと称することもある）によって或る照射線量を付与することができる。代わりに、取り出しビームを散乱ユニット１６の一つ以上の散乱体に通して（このビームを散乱ビームと称することもある）、層に照射することもできる。

加速器９１２及び／又は他のデバイス（走査ユニット／散乱体９１６、ディグレーダ９２０、図示されていない他のもの等）を制御することによって、エネルギー及び強度等のビーム特性を、治療の前に選択したり、治療中に調整したりすることができる。例示的な実施形態では、システム９１０は、システム内の一つ以上のデバイスと通信するコンピュータ等の制御装置９３２を含む。制御は、一つ以上の監視装置９１８によって行われる監視の結果に基づいたものとなり得て、例えば、ビーム強度、線量、ターゲットボリューム内のビーム位置等を監視する。監視装置９１８はデバイス９１６とディグレーダ９２０との間に示されているが、一つ以上の監視装置を、ビーム照射経路に沿った他の適切な位置に配置することができる。また、制御装置９３２は、一つ以上のターゲットボリューム（同じ患者及び／又は異なる患者）についての治療計画も記憶することができる。治療計画は、治療開始前に決定され得て、ターゲットボリュームの形状、照射層の数、各層についての照射線量、各層の照射回数などのパラメータを含むことができる。システム９１０内部でのビーム特性の調整を、治療計画に基づいて行うことができる。治療中に追加の調整を行うことができ、例えば、治療計画からの逸脱が検出された場合に行われる。

一部実施形態では、加速器９１２は、磁場（その中で粒子ビームが加速される）を変更することによって出力粒子ビームのエネルギーを変更するように構成される。例示的な一実施形態では、一組以上のコイルが可変電流を受けて、キャビティ内に可変磁場を生じさせる。一部の例では、一組のコイルが固定電流を受ける一方、一組以上の他のコイルが可変電流を受けて、コイルの組が受ける総電流が変化する。一部実施形態では、全ての組のコイルが超伝導である。他の実施形態では、固定電流用の組等の一部の組のコイルが超伝導である一方で、可変電流用の一組以上等の他の組のコイルは非超伝導である。一部の例では、全ての組のコイルが非超伝導である。

一般的に、磁場の大きさは、電流の大きさでスケーリング可能な（測ることができる）ものである。所定の範囲内でコイルの総電流を調節することで、それに応じた所定の範囲内で変化する磁場を発生させることができる。一部の例では、電流の連続的な調整が、磁場の連続的な変化、及び出力ビームエネルギーの連続的な変化をもたらすことができる。代わりに、コイルに印加される電流が不連続で段階的に調整される場合、磁場及び出力ビームエネルギーも、それに応じて不連続に（段階的に）変化する。電流に対する磁場のスケーリングが、ビームエネルギーの変更を比較的正確に行うことを可能にするが、場合によっては、入力電流以外の微調整が為され得る。

一部実施形態では、可変エネルギーを有する粒子ビームを出力するため、加速器９１２は、異なる複数の周波数範囲にわたって掃引するＲＦ電圧を印加するように構成され、各範囲が異なる出力ビームエネルギーに対応する。例えば、加速器９１２が三つの異なる出力ビームエネルギーを生成するように構成される場合、ＲＦ電圧は、三つの異なる周波数範囲にわたって掃引可能である。他の例では、連続的なビームエネルギーの変動に対応して、ＲＦ電圧が、連続的に変化する周波数範囲にわたって掃引する。異なる周波数範囲は、異なる下限周波数及び上限周波数を有し得る。

取り出しチャネルは、可変エネルギー粒子加速器が発生させる異なるエネルギーの範囲を受け入れるように構成され得る。例えば、取り出しチャネルは、粒子加速器が発生させる最大エネルギー及び最低エネルギーをサポートするのに十分大きくなり得る。つまり、取り出しチャネルは、そのエネルギー範囲内の粒子を受け取って伝達させるようなサイズにされるか、そのように構成され得る。単一のエネルギーを有する粒子ビームを取り出すのに用いられる再発生器の特徴を変更せずに、異なるエネルギーを有する粒子ビームを加速器９１２から取り出すことができる。他の実施形態では、可変粒子エネルギーを受け入れるため、上述のようにして異なる粒子軌道を乱す（例えば変化させる）ように再発生器を移動させることができ、及び／又は、再発生器が発生させる磁場バンプを変化させるように鉄ロッド（磁気シム）を追加するか又は取り外すことができる。より具体的には、異なる粒子エネルギーは、典型的に、キャビティ内部の異なる粒子軌道におけるものである。再発生器を移動させることによって、特定のエネルギーにおける粒子軌道を遮って、その特定のエネルギーにおける粒子が取り出しチャネルに到達するようにその軌道の正確な摂動を与えることができる。一部実施形態では、再発生器の移動（及び／又は磁気シムの追加／除去）を実時間で行って、加速器によって出力される粒子ビームエネルギーの変化に実時間で合わせる。他の実施形態では、粒子エネルギーが処理毎の基準で調整されて、再発生器の移動（及び／又は、磁気シムの追加／除去）を治療の前に行う。いずれの場合でも、再発生器の移動（及び／又は、磁気シムの追加／除去）はコンピュータ制御され得る。例えば、コンピュータは、再発生器及び／又は磁気シムの移動に影響を与える一つ以上のモーターを制御し得る。

一部実施形態では、適切な箇所に移動させるように制御可能な一つ以上の磁気シムを用いて、再発生器が実現される。

一例として、表１は、例示的な加速器９１２が粒子ビームを出力することができる三つの例示的なエネルギーレベルを示す。三つのエネルギーレベルを生じさせるための対応するパラメータも挙げられている。この点に関して、マグネット電流は、加速器９１２中の一つ以上のコイルの組に印加される総電流を指称する。最大周波数及び最小周波数は、ＲＦ電圧が掃引する範囲を定め、ｒは、粒子が加速されるキャビティの中心からの或る箇所の半径方向距離である。

以下、可変エネルギーを有する荷電粒子を生成する例示的な粒子加速器に含まれ得る細部について説明する。加速器はシンクロサイクロトロンであり得て、粒子はプロトンであり得る。粒子はパルスビームとして出力され得る。粒子加速器から出力されるビームのエネルギーは、患者の一つのターゲットボリュームの治療中に、又は同じ患者又は別の患者の異なるターゲットボリュームの治療と治療との間に変化し得る。一部実施形態では、ビーム（又は粒子）が加速器から出力されない際に、ビームエネルギーを変更するように加速器の設定を変更する。エネルギーの変化は、所望の範囲にわたって連続的にも非連続にもなり得る。

図１に示される例を参照すると、粒子加速器（上述のような可変エネルギー粒子加速器型の加速器９１２であり得る）は、可変エネルギーを有する粒子ビームを出力するように構成され得る。可変エネルギーの範囲は、略２００ＭｅＶから略３００ＭｅＶ又はこれ以上の上限、例えば、２００ＭｅＶ、略２０５ＭｅＶ、略２１０ＭｅＶ、略２１５ＭｅＶ、略２２０ＭｅＶ、略２２５ＭｅＶ、略２３０ＭｅＶ、略２３５ＭｅＶ、略２４０ＭｅＶ、略２４５ＭｅＶ、略２５０ＭｅＶ、略２５５ＭｅＶ、略２６０ＭｅＶ、略２６５ＭｅＶ、略２７０ＭｅＶ、略２７５ＭｅＶ、略２８０ＭｅＶ、略２８５ＭｅＶ、略２９０ＭｅＶ、略２９５ＭｅＶ、若しくは略３００ＭｅＶ又はこれ以上の上限を有し得る。また、その範囲は、略１００ＭｅＶ又はこれ以下から略２００ＭｅＶの下限、例えば、略１００ＭｅＶ又はこれ以下、略１０５ＭｅＶ、略１１０ＭｅＶ、略１１５ＭｅＶ、略１２０ＭｅＶ、略１２５ＭｅＶ、略１３０ＭｅＶ、略１３５ＭｅＶ、略１４０ＭｅＶ、略１４５ＭｅＶ、略１５０ＭｅＶ、略１５５ＭｅＶ、略１６０ＭｅＶ、略１６５ＭｅＶ、略１７０ＭｅＶ、略１７５ＭｅＶ、略１８０ＭｅＶ、略１８５ＭｅＶ、略１９０ＭｅＶ、略１９５ＭｅＶ、略２００ＭｅＶの下限を有し得る。

一部の例では、変化は不連続であり、変化のステップは、略１０ＭｅＶ若しくはこれ以下、又は、略１５ＭｅＶ、略２０ＭｅＶ、略２５ＭｅＶ、略３０ＭｅＶ、略３５ＭｅＶ、略４０ＭｅＶ、略４５ＭｅＶ、略５０ＭｅＶ、略５５ＭｅＶ、略６０ＭｅＶ、略６５ＭｅＶ、略７０ＭｅＶ、略７５ＭｅＶ、略８０ＭｅＶ若しくはこれ以上のステップサイズを有し得る。１つのステップサイズでのエネルギーの変化は、３０分間以下で行われ得て、例えば、略２５分間以下、略２０分間以下、略１５分間以下、略１０分間以下、略５分間以下、略１分間以下、又は略３０秒間以下で行われ得る。他の例では、その変化は連続的であり、比較的高い率で粒子のエネルギーを調整することができ、例えば最大毎秒略５０ＭｅＶ、最大毎秒略４５ＭｅＶ、最大毎秒略４０ＭｅＶ、最大毎秒略３５ＭｅＶ、最大毎秒略３０ＭｅＶ、最大毎秒略２５ＭｅＶ、最大毎秒略２０ＭｅＶ、最大毎秒略１５ＭｅＶ、又は最大毎秒略１０ＭｅＶの率で調整することができる。連続的及び非連続の両方で粒子エネルギーを調整するように加速器を構成することができる。例えば、連続的変化及び不連続の変化の組み合わせを、一つのターゲットボリュームの治療、又は異なるターゲットボリュームの治療において使用することができる。柔軟な治療計画及び柔軟な治療が達成可能である。

可変エネルギーを有する粒子ビームを出力する粒子加速器は、照射治療を正確にし、治療に用いられる追加のデバイス（加速器以外のデバイス）の数を減らすことができる。例えば、出力粒子ビームのエネルギーを変化させるためのディグレーダの使用を、治療全体又は一部において低減又は省略することができる。強度や焦点（集束）等の粒子ビームの特性を、粒子加速器において制御することができ、粒子ビームが、追加のデバイスから実質的に乱されることなく、ターゲットボリュームに到達することができる。ビームエネルギーの比較的高い変化率が治療時間を短くして、治療システムの効率的な使用を可能にする。

一部実施形態では、図１のシンクロサイクロトロン等の加速器は、加速器内の磁場を変化させることによって可変エネルギーレベルで粒子又は粒子ビームを加速させるが、これは、磁場を発生させるためにコイルに印加させる電流を変化させることによって達成可能である。上述のように、例示的なシンクロサイクロトロン（例えば、図１のシンクロサイクロトロン）は、粒子源と、無線周波数駆動システムと、ビーム取り出しシステムとを含むマグネットシステムを有する。図１９は、可変エネルギー加速器において使用可能なマグネットシステムの一例を示す。この例示的な実施形態では、マグネットシステム１０１２が発生させる磁場は、二組のコイル４０ａと４０ｂ、４２ａと４２ｂが発生させることができる磁場の最大値の略５％から略３５％で変化することができる。マグネットシステムが発生させる磁場は、二組のコイル及び一対の成形強磁性（例えば、低炭素鋼）構造（上記で例示したもの）を用いて、磁場の中に含まれるプロトンビームの焦点（集束）を維持するのに適した形状を有する。

各組のコイルは、電流を受け取るためのスプリットペアの環状コイルであり得る。場合によっては、両方の組のコイルが超伝導である。他の場合では、一組のコイルのみが超伝導であり、他の組のコイルは非超伝導であるか又は通常の導体である（後述する）。また、両方の組のコイルが非超伝導であることも可能である。コイルで使用される適切な超伝導体は、ニオブ３錫（Ｎｂ_３Ｓｎ）及び／又はニオブ‐チタンを含む。他の通常の導体は銅を含むことができる。以下、コイルの組の構成の例を説明する。

二組のコイルは直列又は並列で電気的に接続可能である。一部実施形態では、二組のコイルが受け取る総電流は、略２００万アンペアターンから略１０００万アンペアターン、例えば、略２５０万アンペアターンから７５０万アンペアターンや、略３７５万アンペアターンから略５００万アンペアターンとなり得る。一部の例では、一組のコイルが、可変である総電流のうち固定部分を受け取るように構成され、他方の組のコイルが、総電流の可変部分を受け取るように構成される。二組のコイルの総電流は、一組のコイルの電流の変化と共に変化する。他の場合では、両方の組のコイルに印加される電流が変化し得る。二組のコイルの可変総電流が、可変大きさを有する磁場を発生させることができて、これは、粒子の加速経路を変化させて、可変エネルギーを有する粒子を発生させる。

一般的に、コイルが発生させる磁場の大きさは、コイルに印加される総電流の大きさでスケーリング可能な（測ることができる）ものである。このスケーリング性に基づいて、一部実施形態では、磁場強度の線形変化を、コイルの組の総電流を線形に変化させることによって達成することができる。総電流を比較的高い率で調整することができ、これは、比較的高い率での磁場及びビームエネルギーの調整をもたらす。

上記表１を反映した例では、電流の値とコイルリングの幾何学的中心における磁場の値との間の比は、１９９０：８．７（略２２８．７：１）、１９２０：８．４（略２２８．６：１）、１７６０：７．９（略２２２．８：１）である。従って、超伝導コイルに印加される総電流の大きさを調整することで、磁場の大きさを（その比に基づいて）比例的に調整することができる。

表１の例における総電流に対する磁場のスケーリング性は図２０のプロットにも示されていて、ＢｚはＺ方向に沿った磁場であり、Ｒは、Ｚ方向に垂直な方向に沿ったコイルリングの幾何学的中心から測った半径方向距離である。磁場は、その幾何学的中心において最高値を有し、距離Ｒが増大すると共に減少する。曲線１０３５、１０３７は、それぞれ１７６０アンペアと１９９０アンペアという異なる総電流を受け取る同じコイルの組が発生させる磁場を表す。取り出された粒子の対応するエネルギーはそれぞれ２１１ＭｅＶ、２５０ＭｅＶである。二つの曲線１０３５、１０３７は実質的に同じ形状を有し、曲線１０３５、１０３７の異なる部分は実質的に平行である。結果として、曲線１０３５又は曲線１０３７のいずれか一方を線形にシフトさせると、他方の曲線と実質的に一致し、これは、磁場がコイルの組に印加される総電流に対してスケーリング可能であることを示している。

一部実施形態では、総電流に対する磁場のスケーリング性は完全ではなくなり得る。例えば、表１に示される例に基づいて計算される磁場と電流との間の比が一定ではなくなる。また、図２０に示されるようには、一方の曲線の線形なシフトが、他の曲線に完全に一致しないものとなり得る。一部実施形態では、完全なスケーリング性を仮定して、総電流がコイルの組に印加される。スケーリング性の不完全性に対抗するようにコイルの特徴（例えば、幾何学的形状）を追加的に変更することによって、（完全なスケーリング性の仮定のもとでの）目標磁場を発生させることができる。一例として、強磁性（例えば、鉄）ロッド（磁気シム）を、一方又は両方の磁気構造（例えば、ヨーク、磁極片等）に挿入するか、又はそこから除去し得る。コイルの特徴を比較的高い率で変更して、スケーリング性が完全であって電流のみを調整する必要がある場合と比較して磁場調整の率が実質的に影響を受けないようにする。鉄ロッドの例では、ロッドを、秒単位又は分単位の時間スケール、例えば、５分間以内、１分間以内、３０秒間未満、１秒間未満で追加又は除去することができる。

一部実施形態では、コイルの組に印加される電流等の加速器の設定を、コイルの組の総電流に対する磁場の実質的なスケーリング性に基づいて選択することができる。

一般的に、所望の範囲内で変化する総電流を発生させるため、二つのコイルの組に印加される電流の任意の適切な組み合わせを用いることができる。例えば、コイルの組４２ａ、４２ｂを、磁場の所望の範囲の下限に対応する固定電流を受け取るように構成し得る。表１に示される例では、固定電流は１７６０アンペアである。また、コイルの組４０ａ、４０ｂを、磁場の所望の範囲の上限と下限との間の差に対応する上限を有する可変電流を受け取るように構成し得る。表１に示される例では、コイルの組４０ａ、４０ｂは、０アンペアと２３０アンペアとの間で変化する電流を受け取るように構成される。

他の例では、コイルの組４２ａ、４２ｂを、磁場の所望の範囲の上限に対応する固定電流を受け取るように構成し得る。表１に示される例では、固定電流は１９９０アンペアである。また、コイルの組４０ａ、４２ｂを、磁場の所望の範囲の下限と上限との間の差に対応する上限を有する可変電流を受け取るように構成し得る。表１に示される例では、コイルの組４０a、４０ｂは、−２３０アンペアと０アンペアとの間で変化する電流を受け取るように構成される。

粒子を加速させるために可変総電流が発生させる総可変磁場は、４テスラよりも大きく（例えば、５テスラよりも大きい、６テスラよりも大きい、７テスラよりも大きい、８テスラよりも大きい、１０テスラよりも大きい）、最大略２０テスラ又はこれ以上（例えば、最大略１８テスラ、最大１５テスラ、最大１２テスラ）の最大強度を有し得る。一部実施形態では、コイルの組の総電流の変化が、略０．２テスラから略４．２テスラ又はこれ以上、例えば、略０．２テスラから略１．４テスラ、又は略０．６テスラから略４．２テスラで磁場を変化させることができる。場合によっては、磁場の変化量は最大強度に比例し得る。

図２１は、粒子ビームの各エネルギーレベルについてのＲＦ周波数範囲にわたってＤ字形プレート５００に対する電圧を掃引し、粒子ビームエネルギーを変更した際に周波数範囲を変更するための例示的なＲＦ構造を示す。Ｄ字形プレート５００の半円表面５０３、５０５は、内側導体１３００に接続されて、外側導体１３０２内に収容される。電源（図示せず、例えば、振動電圧入力）から電力結合デバイス１３０４を通して高電圧がＤ字形プレート５００に印加され、その電力結合デバイス１３０４は電源を内部導体に結合する。一部実施形態では、結合デバイス１３０４が内側導体１３００上に配置されて、電源からＤ字形プレート５００への電力伝達を提供する。また、Ｄ字形プレート５００は可変リアクタンス素子１３０６、１３０８に結合されて、各粒子エネルギーレベルについてのＲＦ周波数掃引を行い、異なる粒子エネルギーレベルについてＲＦ周波数範囲を変化させる。

可変リアクタンス素子１３０６は、モーター（図示せず）によって回転可能な複数のブレード１３１０を有する回転キャパシタであり得る。ＲＦ掃引の各サイクル中にブレード１３１０をかみ合わせるか又はかみ合わせを解くことによって、ＲＦ構造のキャパシタンスが変化し、これが、ＲＦ構造の共鳴周波数を変化させる。一部実施形態では、モーターの四半サイクル毎に、ブレード１３１０が互いにかみ合う。ＲＦ構造のキャパシタンスが増大し、共鳴周波数が減少する。ブレード１３１０をかみ合わせを解くと、プロセスが逆になる。結果として、Ｄ字形プレート１０３に印加される高電圧を発生させ、ビームを加速させるのに必要な電力を大幅に減らすことができる。一部実施形態では、ブレード１３１０の形状は、必要とされる共鳴周波数の時間依存性を生じさせるように機械加工される。

共鳴器のＲＦ電圧の位相を感知することによって、ＲＦ周波数の発生をブレードの回転と同期させて、Ｄ字形プレートの交流電圧を、ＲＦキャビティの共鳴周波数に近付けたままにする（ダミーＤ字体が接地されるが、図２１には示されていない）。

可変リアクタンス素子１３０８は、プレート１３１２と内部導体１３００の表面１３１６とによって形成されたキャパシタであり得る。プレート１３１２は、表面１３１６に向かう又は離れる方向１３１４に沿って移動可能である。プレート１３１２と表面１３１６との間の距離Ｄが変化すると、キャパシタのキャパシタンスが変化する。一つの粒子エネルギーに対して掃引される各周波数範囲について、距離Ｄは或る設定された値にあり、周波数範囲を変化させるため、出力ビームのエネルギーの変化に対応させてプレート１３１２を移動させる。

一部実施形態では、内側導体１３００及び外部導体１３０２は、銅、アルミニウム、銀等の金属物質製である。ブレード１３１０及びプレート１３１２も、導体１３００、１３０２と同じ又は異なる金属物質製となり得る。結合デバイス１３０４は導電体であり得る。可変リアクタンス素子１３０６、１３０８は、他の方法でＲＦ周波数掃引及び周波数範囲変更を行い得るように他の形状を有し得て、Ｄ字形プレート１００に結合し得る。一部実施形態では、単一の可変リアクタンス素子が、可変リアクタンス素子１３０６、１３０８両方の機能を行うように構成され得る。他の実施形態では、二つよりも多くの可変リアクタンス素子が使用され得る。

治療セッションを行うためのガントリー、患者支持台、活性ビーム成形素子、及びシンクロサイクロトロンの制御は、適切な治療制御電子機器（図示せず）によって達成される。

本願で説明される粒子治療システム及びその多様な特徴の制御は、ハードウェアを用いて、又はハードウェア及びソフトウェアの組み合わせを用いて実現可能である。例えば、本願で説明されるようなシステムは、多様な点に配置された多様な制御装置及び／又は処理デバイスを含み得る。中央コンピュータが、多様な制御装置や処理デバイス間の動作を調整し得る。中央コンピュータ、制御装置、及び処理デバイスは、多様なソフトウェアルーチンを実行して、試験及び較正の制御及び調整を行い得る。

システム動作を、一つ以上のコンピュータプログラム製品を用いて少なくとも部分的に制御することができ、そのコンピュータプログラム製品は、例えば、一つ以上の非一時的機械可読媒体に一時的に具現された一つ以上のコンピュータプログラムであり、一つ以上のデータ処理装置（例えば、プログラマブルプロセッサ、一つのコンピュータ、複数のコンピュータ、及び／又はプログラマブル論理コンポーネント）によって実行され、又はそのデータ処理装置の動作を制御する。

コンピュータプログラムは、コンパイラ型言語又はインタープリタ型言語を含むプログラミング言語の形式で書かれ得て、スタンドアローン型プログラムとして、又は、モジュール、コンポーネント、サブルーチン、コンピュータ環境における使用に適した他のユニットとして等といった任意の形式で展開され得る。一つのコンピュータ、又は、一つのサイトにある複数のコンピュータ若しくは複数のサイトに分布していてネットワークによって相互接続された複数のコンピュータで実行されるように、コンピュータプログラムを展開することができる。

本願で説明される粒子治療システムの動作の全て又は一部を実施するのに関するアクションを、本願で説明される機能を行うように一つ以上のコンピュータプログラムを実行する一つ以上のプログラマブルプロセッサによって行うことができる。動作の全て又は一部を、特別仕様の論理回路、例えば、ＦＰＧＡ（ｆｉｅｌｄ ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｇａｔｅ ａｒｒａｙ，フィールドプログラマブルゲートアレイ）及び／又はＡＳＩＣ（ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ‐ｓｐｅｃｉｆｉｃ ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ ｃｉｒｃｕｉｔ，特定用途向け集積回路）を用いて実行することができる。

コンピュータプログラムを実行するのに適したプロセッサとして、例えば、一般仕様のマイクロプロセッサ及び特別仕様のマイクロプロセッサの両方、任意のタイプのデジタルコンピュータの一つ以上のプロセッサが挙げられる。一般的に、プロセッサはリードオンリーストレージエリア若しくはランダムアクセスストレージエリア又はそれら両方から命令及びデータを受信する。コンピュータ（サーバを含む）の要素は、命令を実行するための一つ以上のプロセッサと、命令及びデータを記憶するための一つ以上のストレージエリアデバイスを含む。また、一般的に、コンピュータは、一つ以上の機械可読ストレージ媒体、例えば、データを記憶するための複数のＰＣＢ、磁気ディスク、磁気光学ディスク、光学ディスクを含むか、又は、こうした機械可読ストレージ媒体に対してデータの受信、送信又はそれら両方を行うように動作可能に結合される。コンピュータプログラムの命令及びデータを具現するのに適した非一時的機械可読ストレージ媒体は、全ての形式の不揮発性ストレージエリアを含み、例えば、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、フラッシュストレージエリアデバイス等の半導体ストレージエリアデバイス、内蔵ハードディスク又はリムーバブルディスク等の磁気ディスク、ＣＤ‐ＲＯＭディスク、ＤＶＤ‐ＲＯＭディスク等の磁気光学ディスクが挙げられる。

本願で用いられる“電気的接続”という用語は、直接的な物理的接続、又は、介在する構成要素を含むが接続された構成要素間で電気信号を流すことができる接続を意味し得る。本願で言及される電気回路を含む“接続”は、特に断らない限り、“電気的”との用語が“接続”を修飾しているかどうかに関わらず、電気的接続であるが、必ずしも直接的な物理的接続ではない。

上述の実施形態のうち任意の二つ以上を、適切な粒子加速器（例えば、シンクロサイクロトロン）において適切な組み合わせで用いることができる。同様に、上述の実施形態のうち任意の二つ以上の個々の特徴を、適切な組み合わせで用いることができる。

本願で説明される異なる実施形態の要素を組み合わせて、上記で具体的には与えられていない他の実施形態を形成することができる。要素を、本願で説明されるプロセス、システム、装置等から、それらの動作に悪影響を与えずに除外することができる。多様な別々の要素を一つ以上の個々の要素に組み合わせて、本願で説明される機能を実行することができる。

本願で説明される例示的な実施形態は、粒子治療システムでの使用に限定されるものではなく、本願で説明される例示的な粒子治療システムでの使用に限定されるものでもない。むしろ、例示的な実施形態は、加速された粒子を出力部に向ける任意の適切なシステムにおいて使用可能である。

本願で説明されるようなシステムにおいて使用可能な粒子加速器の例示的な実施形態の設計に関する追加情報は、米国仮出願第６０／７６０７８８号（“Ｈｉｇｈ‐Ｆｉｅｌｄ Ｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ Ｓｙｎｃｈｒｏｃｙｃｌｏｔｒｏｎ”、２００６年１月２０日出願）、米国特許出願第１１／４６３４０２号（“Ｍａｇｎｅｔ Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ Ｆｏｒ Ｐａｒｔｉｃｌｅ Ａｃｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ”、２００６年８月９日出願）、米国仮出願第６０／８５０５６５号（“Ｃｒｙｏｇｅｎｉｃ Ｖａｃｕｕｍ Ｂｒｅａｋ Ｐｎｅｕｍａｔｉｃ Ｔｈｅｒｍａｌ Ｃｏｕｐｌｅｒ”、２００６年１０月１０日出願）に見出すことができ、これら全ては参照として本願に組み込まれる。

以下の出願は参照として本願に組み込まれる：米国仮出願第６１／７０７４６６号（“ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧ ＩＮＴＥＮＳＩＴＹ ＯＦ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ”）、米国仮出願第６１／７０７５１５号（“ＡＤＪＵＳＴＩＮＧ ＥＮＥＲＧＹ ＯＦ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ”）、米国仮出願第６１／７０７５４８号（“ＡＤＪＵＳＴＩＮＧ ＣＯＩＬ ＰＯＳＩＴＩＯＮ”）、米国仮出願第６１／７０７５７２号（“ＦＯＣＵＳＩＮＧ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ ＵＳＩＮＧ ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＦＩＥＬＤ ＦＬＵＴＴＥＲ”）、米国仮出願第６１／７０７５９０号（“ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＦＩＥＬＤ ＲＥＧＥＮＥＲＡＴＯＲ”）、米国仮出願第６１／７０７７０４号（“ＦＯＣＵＳＩＮＧ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ”）、米国仮出願第６１／７０７６２４号（“ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＴＨＥＲＡＰＹ”）、米国仮出願第６１／７０７６４５（“ＣＯＮＴＲＯＬ ＳＹＳＴＥＭ ＦＯＲ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＡＣＣＥＬＥＲＡＴＯＲ”）。

以下のものも参照として本願に組み込まれる：米国特許第７７２８３１１号明細書（２０１０年６月１日発行）、米国特許出願第１１／９４８３５９号（２００７年１１月３０日出願）、米国特許出願第１２／２７５１０３号（２００８年１１月２０日出願）、米国特許出願第１１／９４８６６２号（２００７年１１月３０日出願）、米国仮出願第６０／９９１４５４号（２００７年１１月３０日出願）、米国特許第８００３９６４号明細書（２０１１年８月２３日発行）、米国特許第７２０８７４８号明細書（２００７年４月２４日出願）、米国特許第７４０２９６３号明細書（２００８年７月２２日発行）、米国特許出願第１３／１４８０００号（２０１０年２月９日出願）、米国特許出願第１１／９３７５７３号（２００７年１１月９日出願）、米国特許出願第１１／１８７６３３号（“Ａ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｗａｖｅｆｏｒｍ Ｇｅｎｅｒａｔｏｒ ｆｏｒ ａ Ｓｙｎｃｈｒｏｃｙｃｌｏｔｒｏｎ”、２００５年７月２１日出願）、米国仮出願第６０／５９００８９号（２００４年７月２１日出願）、米国特許出願第１０／９４９７３４号（“Ａ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｐａｒｔｉｃｌｅ Ｓｃａｔｔｅｒｅｒ ｆｏｒ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｔｈｅｒａｐｙ Ｂｅａｍ Ｆｏｒｍａｔｉｏｎ”、２００４年９月２４日出願）、米国仮出願第６０／５９００８８号（２００５年７月２１日出願）。

本願の特徴を以下の出願の一つ以上の適切な特徴と組み合わせることができる：米国仮出願第６１／７０７４６６号（“ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧ ＩＮＴＥＮＳＩＴＹ ＯＦ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ”）、米国仮出願第６１／７０７５１５号（“ＡＤＪＵＳＴＩＮＧ ＥＮＥＲＧＹ ＯＦ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ”）、米国仮出願第６１／７０７５４８号（“ＡＤＪＵＳＴＩＮＧ ＣＯＩＬ ＰＯＳＩＴＩＯＮ”）、米国仮出願第６１／７０７５７２号（“ＦＯＣＵＳＩＮＧ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ ＵＳＩＮＧ ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＦＩＥＬＤ ＦＬＵＴＴＥＲ”）、米国仮出願第６１／７０７５９０号（“ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＦＩＥＬＤ ＲＥＧＥＮＥＲＡＴＯＲ”）、米国仮出願第６１／７０７７０４号（“ＦＯＣＵＳＩＮＧ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ”）、米国仮出願第６１／７０７６２４号（“ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＴＨＥＲＡＰＹ”）、米国仮出願第６１／７０７６４５号（“ＣＯＮＴＲＯＬ ＳＹＳＴＥＭ ＦＯＲ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＡＣＣＥＬＥＲＡＴＯＲ”）、米国特許第７７２８３１１号明細書（２０１０年６月１日発行）、米国特許出願第１１／９４８３５９号（２００７年１１月３０日出願）、米国特許出願第１２／２７５１０３号（２００８年１１月２０日出願）、米国特許出願第１１／９４８６６２号（２００７年１１月３０日出願）、米国仮出願第６０／９９１４５４号（２００７年１１月３０日出願）、米国特許出願第１３／９０７６０１号（２０１３年５月３１日出願）、米国特許出願第１３／９１６４０１号（２０１３年６月１２日出願）、米国特許第８００３９６４号明細書（２０１１年８月２３日発行）、米国特許第７２０８７４８号明細書（２００７年４月２４日発行）、米国特許第７４０２９６３号明細書（２００８年７月２２日発行）、米国特許出願第１３／１４８０００号（２０１０年２月９日出願）、米国特許出願第１１／９３７５７３号（２００７年１１月９日出願）、米国特許出願第１１／１８７６３３号（“Ａ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｗａｖｅｆｏｒｍ Ｇｅｎｅｒａｔｏｒ ｆｏｒ ａ Ｓｙｎｃｈｒｏｃｙｃｌｏｔｒｏｎ”、２００５年７月２１日出願）、米国仮出願第６０／５９００８９号（２００４年７月２１日出願）、米国特許出願第１０／９４９７３４号（“Ａ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｐａｒｔｉｃｌｅ Ｓｃａｔｔｅｒｅｒ ｆｏｒ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｔｈｅｒａｐｙ Ｂｅａｍ Ｆｏｒｍａｔｉｏｎ”、２００４年９月２４日出願）、米国仮出願第６０／５９００８８号（２００５年７月２１日出願）。

本願で具体的に説明されていない他の実施形態も添付の特許請求の範囲に含まれるものである。

１０ 粒子治療システム
１００ ヨーク
１０２ 取り出しチャネル
１０５ 粒子加速器
１０６ 走査システム
１０８ 走査マグネット
１０９ 電離箱
１１０ エネルギーディグレーダ
１１１ コイル
１１２ コイル
１１５ 範囲変調器
１１６ プレート
１１８ 電流センサー
１２０ コリメータ

Claims (27)

1. 荷電粒子のビームを出力する粒子加速器と、
   照射ターゲットの少なくとも一部を前記ビームで走査する走査システムとを備えた粒子治療システムであって、
   前記走査システムが、
   走査中に前記ビームを移動させる走査マグネットであって、前記ビームの位置が該走査マグネットの電流に対応する、走査マグネットと、
   （ｉ）照射ターゲットの少なくとも一部にわたって前記ビームを中断させずに移動させて、荷電粒子の線量を伝達するように前記電流を制御し、（ｉｉ）粒子ビームが線量を伝達した位置について、伝達された線量の箇所及び量を識別する情報を記憶し、（ｉｉｉ）各位置に伝達された累積線量を目標累積線量と比較し、（ｉｖ）特定の位置における累積線量が目標累積線量に一致しない場合に、前記ビームを移動させて前記特定の位置に追加の線量を伝達するように前記電流を制御する制御システムとを備える、粒子治療システム。
2. 前記粒子加速器が、ＲＦサイクルに従って荷電粒子のパルスを出力するように構成されていて、前記荷電粒子のパルスが前記ビームを形成し、
   前記照射ターゲットの少なくとも一部にわたるビームの移動が、前記ＲＦサイクルに依存していない、請求項１に記載の粒子治療システム。
3. 前記制御システムが、前記ＲＦサイクルに実質的に同期させて、各位置に伝達された累積線量を測定するように構成されている、請求項２に記載の粒子治療システム。
4. 前記制御システムが、各位置における線量の伝達に実質的に同期させて、各位置に伝達された累積線量を測定するように構成されている、請求項２に記載の粒子治療システム。
5. 前記情報が、
   各位置に伝達された線量の量、及び、
   前記照射ターゲット内部における各位置の箇所と、前記照射ターゲット内部における各位置に対応するマグネット電流とのうち少なくとも一方を備える、請求項１に記載の粒子治療システム。
6. 前記箇所が、前記照射ターゲット内部における三次元座標に対応する、請求項１に記載の粒子治療システム。
7. 前記粒子治療システムが、各位置について、粒子ビームの目標累積線量を識別する治療計画を記憶するメモリを更に備え、前記治療計画が、走査中に各位置に伝達される各線量についての情報を省略している、請求項１に記載の粒子治療システム。
8. 前記走査システムが、前記照射ターゲットに前記ビームを出力する前に前記ビームのエネルギーを変化させるディグレーダを更に備え、前記ディグレーダが、前記粒子加速器に対して相対的に前記走査マグネットのビーム下流にあり、
   前記制御システムが、前記ビームの経路の中又は外への前記ディグレーダの少なくとも一部の移動を制御して、前記ビームのエネルギーに影響を与え、荷電粒子が伝達される照射ターゲットの層を設定するように構成されている、請求項１に記載の粒子治療システム。
9. 前記粒子加速器が、プラズマを提供するイオン源を備え、前記プラズマから前記ビームのパルスが取り出され、
   前記ディグレーダの移動の少なくとも一部の間、前記イオン源がオフにされる、請求項８に記載の粒子治療システム。
10. 前記粒子加速器が、
    プラズマを提供するイオン源であって、前記プラズマから前記ビームのパルスが取り出される、イオン源と、
    前記プラズマからの粒子を加速するキャビティにＲＦ電圧を提供する電圧源とを備え、
    前記キャビティが、プラズマ柱から加速された粒子を前記キャビティ内部で軌道運動させる磁場を有し、
    前記ディグレーダの移動の少なくとも一部の間、前記電圧源がオフにされる、請求項８に記載の粒子治療システム。
11. 前記ディグレーダの移動の少なくとも一部の間、前記粒子源が前記電圧源と同時にオフにされる、請求項１０に記載の粒子治療システム。
12. 前記粒子加速器が可変エネルギー粒子加速器であり、
    前記制御システムが、走査の前に前記粒子加速器のエネルギーレベルを設定するように構成されている、請求項１に記載の粒子治療システム。
13. 前記粒子加速器が可変エネルギー粒子加速器であり、
    前記制御システムが、走査中に前記粒子加速器のエネルギーレベルを設定するように構成されている、請求項１に記載の粒子治療システム。
14. 粒子ビームが線量を伝達する位置について、各線量の伝達が総累積線量の或るパーセンテージである、請求項１に記載の粒子治療システム。
15. 前記パーセンテージが総累積線量の１００％未満である、請求項１４に記載の粒子治療システム。
16. 前記パーセンテージが総累積線量の略１００％である、請求項１４に記載の粒子治療システム。
17. 前記走査マグネットが空心を有する、請求項１に記載の粒子治療システム。
18. 前記走査マグネットが強磁性コアを有する、請求項１に記載の粒子治療システム。
19. 荷電粒子のビームを出力する粒子加速器と、
    照射ターゲットの少なくとも一部を前記ビームで走査する走査システムとを備えた粒子治療システムであって、
    前記走査システムが、
    走査中に前記ビームを移動させる走査マグネットと、
    （ｉ）前記照射ターゲットの深さ方向の層の少なくとも一部にわたって前記ビームを中断させずに移動させて、前記照射ターゲットに荷電粒子の線量を伝達するように前記走査マグネットを制御し、（ｉｉ）線量の伝達に同期させて、前記深さ方向の層に沿って異なる位置に実際に伝達された線量を識別する情報を決定する制御システムとを備える、粒子治療システム。
20. 前記粒子加速器が、ＲＦサイクルに従って荷電粒子のパルスを出力するように構成されていて、前記荷電粒子のパルスが前記ビームを形成し、
    前記ビームの移動が前記ＲＦサイクルに依存していない、請求項１９に記載の粒子治療システム。
21. 荷電粒子のビームを出力する粒子加速器と、
    照射ターゲットの少なくとも一部を前記ビームで走査する走査システムとを備えた粒子治療システムであって、
    前記走査システムが、
    走査中にビームを移動させる走査マグネットであって、前記ビームの位置が前記走査マグネットの電流に対応する、走査マグネットと、
    （ｉ）照射ターゲットの層の少なくとも一部にわたって粒子ビームを中断させずに移動させるように前記電流を制御し、（ｉｉ）伝達と同期させて、前記照射ターゲットに伝達された粒子ビームの線量、及び、前記線量が伝達された座標と前記線量が伝達されたマグネット電流とのうちの少なくとも一方を記録し、（ｉｉｉ）対応する目標累積線量に対する記録された線量の不足を補償するオープンループ制御システムとを備える、粒子治療システム。
22. 前記粒子加速器が、
    プラズマ柱から粒子を加速するキャビティにＲＦ電圧を提供する電圧源であって、前記キャビティが、前記プラズマ柱から加速された粒子を前記キャビティ内部で軌道運動させるための磁場を有する、電圧源と、
    前記プラズマ柱から加速された粒子を受け取り、受け取った粒子を前記キャビティから前記走査システムに出力する取り出しチャネルと、
    前記キャビティ内部に磁場バンプを提供し、前記プラズマ柱から加速された粒子の連続的な軌道を変化させて、最終的に粒子を前記取り出しチャネルに出力する再発生器とを備え、
    前記磁場が４テスラから２０テスラの間であって、前記磁場バンプが最大２テスラであり、
    前記照射ターゲットの層の少なくとも一部にわたる粒子ビームの中断されない移動が、ＲＦ周波数に依存しない、請求項２１に記載の粒子治療システム。
23. 前記走査マグネットが空心を備え、
    前記粒子治療システムが、前記粒子加速器及び前記走査システムが取り付けられたガントリーを更に備え、前記ガントリーが、前記照射ターゲットの周りで前記粒子加速器及び前記走査システムを移動させるように構成されていて、
    前記走査マグネットの電流が、前記ガントリーの位置に基づいて調整される、請求項２１に記載の粒子治療システム。
24. 前記粒子加速器がシンクロサイクロトロンである、請求項２１に記載の粒子治療システム。
25. 粒子ビームの中断されない移動が、前記層全体にわたって行われる、請求項２１に記載の粒子治療システム。
26. 粒子ビームの中断されない移動が、前記層全体よりも少なく行われる、請求項２１に記載の粒子治療システム。
27. 前記走査マグネットに付随する電流センサーを更に備え、
    前記線量が伝達された座標を記録することが、前記電流センサーの出力をサンプリングして、該出力を座標と相関させることを備え、
    前記粒子治療システムが、前記走査マグネットと前記照射ターゲットとの間に電離箱を更に備え、
    前記照射ターゲットに伝達された粒子ビームの線量を記録することが、各線量について前記電離箱の出力をサンプリングすることを備える、請求項２１に記載の粒子治療システム。