JP2017192796A

JP2017192796A - 粒子治療の制御

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Publication number: JP2017192796A
Application number: JP2017132664A
Authority: JP
Inventors: ケネス・ピー・ガル; P Gall Kenneth; スタンレー・ローゼンタール; Rosenthal Stanley; トーマス・シー・ソブジンスキー; C Sobczynski Thomas; アダム・シー・モルツァン; C Molzahn Adam; チャールズ・ディー・オニール・サード; D O'neal Charles Iii; ジェームズ・クーリー; Cooley James
Original assignee: Mevion Medical Systems Inc
Current assignee: Mevion Medical Systems Inc
Priority date: 2012-09-28
Filing date: 2017-07-06
Publication date: 2017-10-26
Anticipated expiration: 2033-09-27
Also published as: US9545528B2; TW201438787A; EP2900326B1; WO2014052734A1; JP6776194B2; CN104812443A; CN104812443B; US10155124B2; JP6246216B2; EP3581243A1; JP2015530194A; ES2739634T3; US20140094643A1; US20170014649A1; EP2900326A1

Abstract

【課題】本開示は、一般的に、粒子治療の制御に関する。
【解決手段】例示的な粒子治療システムは、患者の位置に対して回転可能であるガントリーと、ガントリーに取り付けられ、粒子ビームを患者の位置に実質的直接的に出力するための粒子加速器と、処方箋を受け取り、粒子治療システムの１つ又は複数の動作特性を構成するための機械命令を生成する制御システムとを備える。これらの動作特性のうちの少なくとも１つは、患者の位置に対するガントリーの回転角に関係する。
【選択図】図３０

Description

関連出願の相互参照
本明細書では、２０１２年９月２８日に出願した米国仮出願第６１／７０７，６２４号明細書の優先権が主張される。米国仮出願第６１／７０７，６２４号明細書の内容は、参照により本開示に組み込まれる。

本開示は、一般的に、粒子治療の制御に関する。

粒子治療システムは、加速器を使用して、腫瘍などの苦痛を治療するための粒子ビームを発生する。動作時に、粒子ビームは、粒子加速器の空洞内で加速され、引き出しチャネルを通して空洞から取り出される。粒子ビームを集束し、患者の適切な領域に照射するために様々な要素が使用される。

異なる患者には、異なる治療計画が必要になることがある。処方箋により、治療計画を実施するために使用され得る、粒子治療システムの様々な動作特性が定められる。処方箋に記載される情報は、この処方箋によって必要とされる動作特性を粒子治療システムが実現するように構成するために使用される様々な機械命令に翻訳される。

米国特許出願第１３／９０７，６０１号明細書米国特許出願第１１／９４８，６６２号明細書米国特許出願第１１／９４８，３５９号明細書米国仮出願第６０／７６０，７８８号明細書、名称「Ｈｉｇｈ−ＦｉｅｌｄＳｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇＳｙｎｃｈｒｏｃｙｃｌｏｔｒｏｎ」米国特許出願第１１／４６３，４０２号明細書、名称「ＭａｇｎｅｔＳｔｒｕｃｔｕｒｅＦｏｒＰａｒｔｉｃｌｅＡｃｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ」、米国仮出願第６０／８５０，５６５号明細書、名称「ＣｒｙｏｇｅｎｉｃＶａｃｕｕｍＢｒｅａｋＰｎｅｕｍａｔｉｃＴｈｅｒｍａｌＣｏｕｐｌｅｒ」米国特許第７，７２８，３１１号明細書米国特許出願第１３／９１６，４０１号明細書米国仮出願第６１／７０７，４６６号明細書、名称「ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧＩＮＴＥＮＳＩＴＹＯＦＡＰＡＲＴＩＣＬＥＢＥＡＭ」米国仮出願第６１／７０７，５１５号明細書、名称「ＡＤＪＵＳＴＩＮＧＥＮＥＲＧＹＯＦＡＰＡＲＴＩＣＬＥＢＥＡＭ」米国仮出願第６１／７０７，５４８号明細書、名称「ＡＤＪＵＳＴＩＮＧＣＯＩＬＰＯＳＩＴＩＯＮ」米国仮出願第６１／７０７，５７２号明細書、名称「ＦＯＣＵＳＩＮＧＡＰＡＲＴＩＣＬＥＢＥＡＭＵＳＩＮＧＭＡＧＮＥＴＩＣＦＩＥＬＤＦＬＵＴＴＥＲ」米国仮出願第６１／７０７，５９０号明細書、名称「ＭＡＧＮＥＴＩＣＦＩＥＬＤＲＥＧＥＮＥＲＡＴＯＲ」米国仮出願第６１／７０７，７０４号明細書、名称「ＦＯＣＵＳＩＮＧＡＰＡＲＴＩＣＬＥＢＥＡＭ」米国仮出願第６１／７０７，６４５号明細書、名称「ＣＯＮＴＲＯＬＳＹＳＴＥＭＦＯＲＡＰＡＲＴＩＣＬＥＡＣＣＥＬＥＲＡＴＯＲ」米国特許出願第１２／２７５，１０３号明細書米国仮出願第６０／９９１，４５４号明細書米国特許第８，００３，９６４号明細書米国特許第７，２０８，７４８号明細書米国特許第７，４０２，９６３号明細書米国特許出願第１３／１４８，０００号明細書米国特許出願第１１／９３７，５７３号明細書米国特許出願第１１／１８７，６３３号明細書、名称「ＡＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＲａｄｉｏＦｒｅｑｕｅｎｃｙＷａｖｅｆｏｒｍＧｅｎｅｒａｔｏｒｆｏｒａＳｙｎｃｈｒｏｃｙｃｌｏｔｒｏｎ」米国仮出願第６０／５９０，０８９号明細書米国特許出願第１０／９４９，７３４号明細書、名称「ＡＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＰａｒｔｉｃｌｅＳｃａｔｔｅｒｅｒｆｏｒＲａｄｉａｔｉｏｎＴｈｅｒａｐｙＢｅａｍＦｏｒｍａｔｉｏｎ」米国仮出願第６０／５９０，０８８号明細書

例示的な粒子治療システムは、患者の位置に対して回転可能であるガントリーと、ガントリーに取り付けられ、粒子ビームを患者の位置に実質的に直接出力するための粒子加速器と、処方箋を受け取り、粒子治療システムの１つ又は複数の動作特性を構成するための機械命令を生成する制御システムとを含む。これらの動作特性のうちの少なくとも１つは、患者の位置に対するガントリーの回転角に関係するか、又は回転角の影響を受ける。例示的な粒子治療システムは、以下の特徴のうちの１つ又は複数を、単独で、又は組み合わせて含み得る。

粒子治療には、電離プラズマのパルスを空洞に送り込むための粒子源が含まれ得る。粒子源のパルスは、パルスを発生させるための粒子源の動作の持続時間に対応するパルス幅を有するものとしてよい。少なくとも１つの動作特性は、ガントリーの回転位置に基づく、またパルス幅に適用される乗数であるものとしてよい。

これらの動作特性のうちの少なくとも１つは、粒子加速器によって出力される粒子の線量であるものとしてよい。

これらの動作特性のうちの少なくとも１つは、粒子加速器によって出力される粒子の線量率であるものとしてよい。例示的な粒子治療システムは、電離プラズマのパルスを空洞に送り込むための粒子源であって、粒子源のそれぞれのパルスは、対応するパルスを発生させるための粒子源の動作の持続時間に対応するパルス幅を有する、粒子源と、異なる厚さを有する変調ホイールであって、それぞれの厚さは変調ホイールの異なる外周長に渡って延在する、変調ホイールとを含むことができる。線量率を構成するステップは、変調ホイールの回転位置に基づきパルス幅を変化させるステップを含み得る。

これらの動作特性のうちの少なくとも１つは、患者の位置であってよい。例示的な粒子治療システムは、患者が横たわる構造体を含むことができ、この構造体は、患者の位置に対応する。患者の位置を構成するステップは、１つ又は複数の座標位置に対して構造体を移動するステップを含み得る。

これらの動作特性のうちの少なくとも１つは、粒子加速器によって出力される粒子ビームの照射領域の大きさであるものとしてよい。例示的な粒子治療システムは、粒子ビームの照射領域の大きさを変更するための異なる構成を有する散乱デバイスを含むことができる。照射領域の大きさを構成するステップは、粒子ビームの経路内に移動する散乱デバイスの１つを選択するステップと、選択された散乱デバイスを粒子ビームの経路内に移動するステップとを含み得る。

これらの動作特性のうちの少なくとも１つは、粒子加速器によって出力される粒子ビームの深さ（患者体内の中への）であるものとしてよい。例示的な粒子治療システムは、粒子ビームを吸収するための異なる厚さを有する吸収体を含むことができる。深さを構成するステップは、特定の厚さ部分を粒子ビームの経路内に置くために吸収体を制御するステップを含み得る。

例示的な粒子治療システムは、１つ又は複数の変調ホイールを含み得る。それぞれの変調ホイールは、異なる厚さを有するものとしてよい。それぞれの厚さは変調ホイールの異なる外周長に渡って延在するものとしてよい。深さを構成するステップは、粒子ビームの経路内に移動する変調ホイールを選択するステップを含み得る。

例示的な粒子治療システムには、電離プラズマのパルスを空洞に送り込むための粒子源が含まれ得る。粒子源のそれぞれのパルスは、対応するパルスを発生させるための粒子源の動作の持続時間に対応するパルス幅を有する。深さを構成するステップは、選択された変調ホイールの回転位置に基づきパルス幅を変化させるための命令を収めたファイルを選択するステップを含み得る。粒子ビームの深さの程度を構成するステップは、変調ホイールの特定の回転位置で粒子源をオフにするステップを含み得る。

これらの動作特性のうちの少なくとも１つは、粒子加速器によって出力される粒子ビームの形状を含む。例示的な粒子治療システムは、異なる形状に対応する１つ又は複数の開口を備えるものとしてよい。粒子ビームの形状を構成するステップは、幾つかの開口のうちの１つを選択するステップと、選択された開口を粒子ビームの経路内に移動するステップとを含み得る。

これらの動作特性のうちの少なくとも１つは、粒子加速器によって出力される粒子ビームの深さ方向の形状を含む。例示的な粒子治療システムは、飛程補償ボーラスを含み得る。粒子ビームの深さ方向の形状を構成するステップは、飛程補償ボーラスを粒子ビームの経路内に移動するステップを含み得る。

前述の動作特性は、個別に、又は任意の適切な組み合わせで構成され得る。

制御システムは、粒子治療システムの要素を制御するようにプログラムされ、機械命令に基づき動作特性を制御する１つ又は複数のコンピューティングデバイスを含むことができる。

粒子治療システムは、走査システムを含むものとしてよく、動作特性のうちの１つ又は複数は、この走査システムに関係するものとしてよい。粒子治療システムの１つ又は複数の動作特性を構成するステップは、開ループ制御を使用して、又は閉ループ制御を使用して実行され得る。

粒子治療システムの１つ又は複数の動作特性を構成するステップは、マイクロアブソーバーホイールの位置を調整するステップと、粒子加速器内の超電導磁石の磁流を調整するステップと、加速器から出力される粒子パルスのパルス幅を変えるステップとを含み得る。

発明の概要の節で説明されているものを含む、本開示で説明されている特徴のうちの２つ又はそれ以上を組み合わせることで、本明細書では具体的に説明されていない実施例を形成することができる。

本明細書で説明されている様々なシステム、又はその一部の制御は、１つ又は複数の非一時的機械可読記憶媒体に格納され、１つ又は複数の処理デバイス上で実行可能である命令を含むコンピュータプログラム製品を介して実装され得る。本明細書で説明されているシステム、又はその一部は、１つ又は複数の処理デバイス及び述べられている機能の制御を実装する実行可能命令を格納するためのメモリを含み得る装置、方法、又は電子システムとして実装され得る。

１つ又は複数の実施形態の詳細は、添付した図面及び以下の説明で記述される。他の特徴、目的、及び利点は、説明と図面、さらには特許請求の範囲から明らかになるであろう。

例示的な治療システムの斜視図である。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ロンの断面図である。例示的なシンクロサイクロトロンの断面図である。例示的なシンクロサイクロトロンの断面図である。例示的なシンクロサイクロトロンの斜視図である。例示的なリバースボビン及び巻線の一部の断面図である。例示的なケーブルインチャネル複合導体の断面図である。例示的な粒子源の断面図である。例示的なディープレート及び例示的なダミーディーの斜視図である。例示的なボールトの斜視図である。ボールトを備える例示的な治療室の斜視図である。例示的な粒子加速器の隣りの患者を示す図である。例示的な治療室内の例示的な内部ガントリーの中に位置決めされた患者を示す図である。患者の上から陽子又はイオンビームを照射するように位置決めされた例示的な外部及び内部ガントリーを示す斜視図である。例示的な加速器によって照射される粒子ビームの形状を示す図である。患者の下から陽子又はイオンビームを照射するように位置決めされた例示的な外部及び内部ガントリーを示す斜視図である。例示的な内部ガントリーの構成要素を示す図である。例示的な粒子源の側面図である。ダミーディーに対して図示されている例示的な粒子源の切欠側面図である。加速空洞及び引き出しチャネルの上面図である。超電導磁石の低温保持装置の例示的な一部の断面の図と共に、磁場強度対プラズマ柱からの径方向距離を示すグラフである。移動して引き出しチャネルに入る軌道を示す、例示的な加速空洞及び引き出しチャネルの上面図である。引き出しチャネル内の粒子ビームのエネルギーを変えるために使用される例示的な構造体の斜視図である。図２４の構造体の側面図である。様々なブラッグピーク及び拡大ブラッグピークを形成する累積効果を示すグラフである。異なる深さ及び強度レベルでブラッグピークを形成するための変調ホイールの側面図である。図２７の変調ホイールの上面図である。周波数掃引及び周波数掃引の期間において出力されるイオン源のパルス幅を示すグラフである。患者体内の異なる深さにおける拡大ブラッグピークを示すグラフである。図３０の拡大ブラッグピークに対する変調ホイールの角度に対するイオン源のパルス幅を示すグラフである。変調ホイール、散乱体、吸収体、及び電離チャンバーを含むビーム経路を示す側面図である。開口、飛程補償ボーラス、及び粒子ビームによって治療されている腫瘍の側面図である。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斜視図である。例示的な走査システムにおいて使用され得る例示的な走査磁石の正面図である。例示的な走査システムにおいて使用され得る例示的な走査磁石の斜視図である。例示的な走査システムにおいて使用され得る例示的な飛程変調装置の斜視図である。飛程変調装置からビーム経路の中に入る／外に出るプレートの運動を示す斜視図である。

様々な図面内の類似の参照符号は、類似の要素を示す。

概要
本明細書では、陽子又はイオン治療システムなどの、粒子治療システムの一例について説明する。粒子治療システムは、ガントリー上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。ガントリーは、以下に詳述するように、加速器を患者の位置の周りに回転させることを可能にする。幾つかの実施例では、ガントリーは鋼製であり、患者の両側に配設された２つの軸受それぞれに回転するように取り付けられた２つの脚部を有する。粒子加速器は、患者が横たわる治療領域を跨設するに十分に長い鉄骨トラスによって支持されており、鉄骨トラスは、その両端においてガントリーの回転式脚部に安定して取り付けられている。患者の周りをガントリーが回転する結果、粒子加速器も回転する。

例示的な一実施例において、粒子加速器（例えば、シンクロサイクロトロン）は、磁場（Ｂ）を発生する電流を伝導するための超電導コイルを保持する低温保持装置を含む。この例では、低温保持装置は、コイルを超電導温度、例えば４ケルビン（Ｋ）に維持するために液体ヘリウム（Ｈｅ）を使用する。磁気ヨークは、低温保持装置に隣接し（例えば、その周囲にあり）、粒子が加速される空洞を画成する。低温保持装置は、ストラップなどを通じて磁気ヨークに取り付けられる。

この例示的な実施例では、粒子加速器は、プラズマ柱を空洞に供給するために粒子源（例えば、ペニングイオンゲージ−−ＰＩＧ源）を含む。水素ガスは電離されてプラズマ柱を生成する。電圧源は、高周波（ＲＦ）電圧を空洞に印加して粒子をプラズマ柱から加速する。指摘されているように、この例では、粒子加速器はシンクロサイクロトロンである。したがって、プラズマ柱から粒子を引き出すときに、粒子に対する相対論的効果（例えば、粒子質量が増加する）を考慮してＲＦ電圧が一定範囲の周波数にわたって掃引される。コイルによって発生した磁場により、プラズマ柱から加速された粒子は空洞内の軌道上で加速する。磁場再生器は、空洞の内側の既存の磁場を調整するように空洞内に位置決めされ、この磁場再生器を使用して、プラズマ柱から加速された粒子の連続的軌道の配置が変更され、これにより最終的に粒子がヨーク内を通る引き出しチャネルに出力され得る。引き出しチャネルは、プラズマ柱から加速された粒子を受け、受けた粒子を空洞から出力する。引き出しチャネルの内側と外側の両方の要素は粒子ビームを成形し、集束して照射する。

粒子ビームは、特定の治療計画に従って患者に照射される。処方箋により、治療計画を実施するために使用される粒子治療システムの動作特性が定められる。粒子治療システムの一部であるものとしてよい、制御システムは、この処方箋を、限定はしないが、コマンド、パラメータ、及び／又は他の機械使用可能情報を含む、機械命令に翻訳する。

この点で、制御システムは、粒子治療システムの様々な動作態様を制御するために処方箋から翻訳された命令を使用するようにプログラムされた１つ又は複数のコンピュータ、処理デバイス、及び同様のものを備え得る。幾つかの実施例では、翻訳は、以下で説明されているように、数学的プロセス及び／又はルックアップテーブル（ＬＵＴ）を使用して実行される。処方箋では特定の粒子治療システムに適している任意の数の動作特性を指定することができるけれども、一実施例では、この処方箋では、粒子の線量、粒子の線量率、患者の位置（患者が横たわっている「カウチ」によって画定される）、患者のカウチの回転角、ガントリーの回転角、ビームの照射領域の大きさ、ビーム深さ、ビーム深さの程度、粒子ビームの面積を制限するために使用される開口の構成、及び粒子ビームの貫入深さをカスタマイズするために使用される飛程補償ボーラス（又は、単に、「ボーラス」）の構成のうちの１つ又は複数を指定する。これらの動作特性のそれぞれについて、以下でさらに詳しく説明される。

制御システムが、機械命令を取得した後、制御システムは、それらの機械命令を使用して、粒子治療システムを、治療計画に適した動作特性を有するように構成する。粒子治療システムは、ケースバイケースで構成可能である。

粒子治療を制御するための本明細書で説明されている技術は、特定の粒子治療システムとの併用に限定されず、むしろ、任意の適切な粒子治療システムにおいて使用されるものとしてよい。前述の技術は、他の適切な医学的処置又は診断システムでも使用され得る。

本明細書で説明されている技術が使用され得る粒子治療システムの一例を以下に提示する。

例示的な粒子治療システム
図１に表すように、荷電粒子線治療システム５００は、ビーム発生粒子加速器５０２を備えており、ビーム発生粒子加速器５０２の重量及び大きさは、ビーム発生粒子加速器５０２の出力が加速器ハウジングから患者５０に向かう直線方向に（すなわち、実質的に直接）方向づけられている状態において、向けられた出力を有する回転式ガントリー５０４に取り付け可能とされる大きさである。

幾つかの実施例では、鋼製ガントリー５０４は、２つの脚部５０８、５１０を有しており、２つの脚部５０８、５１０は、患者の両側に配設された２つの軸受５１２、５１４それぞれに回転するように取り付けられている。ビーム発生粒子加速器５０２は、患者が横たわる治療領域５１８を跨設するに十分に長い（患者の所望のターゲット領域をビームライン上に維持した状態で空間内において背の高いヒトを完全に回転させることができるように、例えば当該背の高いヒトの身長の２倍の長さとされる）鉄骨トラス５１６によって支持されており、その両端においてガントリーの回転式脚部に安定に取り付けられている。

幾つかの実施例では、ガントリー５０４の回転が３６０°未満の範囲５２０、例えば、約１８０°に制限され、これにより、治療システムを収納するボールト５２４の壁から患者治療領域内部に至るまで床５２２を延在させることができる。また、ガントリー５０４の回転範囲５２０が制限されることによって、患者治療領域の外側に居る人々を放射線から遮蔽するための壁のうち幾つかの壁の必要な厚さを薄くすることができる。ガントリー５０４の回転範囲５２０を１８０°とすれば、すべての治療アプローチ角に対応するのに十分であるが、移動範囲を拡大することは優位である。例えば、回転範囲５２０は、１８０°〜３３０°としても、依然として治療のための床面積に対するクリアランスを確保することができる。

ガントリー５０４の水平回転軸線５３２は、患者と療法士とが治療システムをインタラクティブに操作する場所の床より公称１メートル上方に配置されている。この床は、荷電粒子線治療システム５００を遮蔽しているボールト５２４の最下床より約３メートル上方に位置決めされている。ビーム発生粒子加速器５０２は、治療ビームを回転軸線の下方から照射するために高床の下方において旋回可能とされる。患者用カウチは、ガントリー５０４の回転軸線５３２に対して略平行とされる水平面内において移動及び回転する。カウチは、このような構成によって水平面内において約２７０°の範囲５３４にわたって回転可能とされる。ガントリー５０４及び患者の回転範囲５２０、５３４と自由度との組み合わせによって、療法士は、ビームについての任意のアプローチ角を実質的に選択することができる。必要に応じて、患者を反対の向きでカウチに載置することによって、想定し得るすべての角度が利用可能となる。

幾つかの実施例では、ビーム発生粒子加速器５０２は、超高磁界超電導電磁構造体を有しているシンクロサイクロトロンを利用する。所定の運動エネルギーを具備する荷電粒子の曲率半径は、当該荷電粒子に印加される磁場の増大に正比例して小さくなるので、超高磁界磁場超電導磁気構造体を利用することによって、加速器を小型かつ軽量にすることができる。シンクロサイクロトロンは、回転角度が一様とされる磁場であって、半径が大きくなるに従って強度が低下する磁場を利用する。このような磁場形状は、磁場の規模に関係なく実現されるので、シンクロサイクロトロン内で利用可能とされる磁場の強度（ひいては、固定された半径において結果として得られる粒子エネルギー）についての上限は理論上存在しない。

非常に高い磁場の存在下において、超電導体はその超電導特性を失う。非常に高い磁場を実現するために、高性能な超電導線からなる巻線が利用される。

超電導体は、一般に、その超電導特性が得られる低温状態に至るまで冷却される必要がある。本明細書で説明されている幾つかの実施例では、超電導コイル巻線を絶対零度近傍の温度に冷却するために、冷凍機が利用される。冷凍機を利用することによって、複雑性及びコストが低減される。

シンクロサイクロトロンは、ビームが患者に対して直接生成されるようにガントリーに支持されている。ガントリーは、患者の体内の点又は患者の近傍の点（アイソセンター５４０）を含む水平回転軸線を中心としてサイクロトロンを回転させることができる。水平回転軸線に対して平行とされる分割式トラスが、サイクロトロンをその両側で支持している。

ガントリーの回転範囲は、制限されているので、アイソセンターを中心とする広い領域内に患者支持領域を収容することができる。アイソセンターを中心として広範囲にわたって床を延在させることができるので、患者支持台は、アイソセンターを通過する垂直軸線５４２に対して相対的に移動するように、かつ垂直軸線５４２を中心として回転するように位置決めされ、ガントリーの回転と患者支持台の移動及び回転との組み合わせによって、患者の任意の部位に向けて任意の角度でビームを方向づけることができる。２つのガントリーアームは、背の高い患者の身長の２倍を超える長さで離隔されているので、高床の上方に位置する水平面内において、患者を乗せたカウチを回転及び並進運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によって、治療室を囲む壁のうちの少なくとも１つの壁の厚さを低減することができる。一般にコンクリートから構成された厚肉の壁によって、治療室の外に居るヒトは放射線から防護される。陽子ビームを阻止するための下流側の壁は、同等のレベルの防護を実現するために、治療室の反対側の壁の約２倍の厚さとされる場合がある。ガントリーの回転を制限することによって、治療室を３つの側面においてアースグレード（ｅａｒｔｈｇｒａｄｅ）より低く設定することができる一方、占有領域を最も薄肉の壁に隣接させることができるので、治療室を建築するコストを低減することができる。

図１に示されている例示的な実施例において、超電導シンクロサイクロトロン５０２は、シンクロサイクロトロンの磁極間隙において８．８テスラ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陽子ビームを発生する。他の実施例では、場の強度は、４から２０テスラ又は６から２０テスラの範囲内とすることが可能であり、陽子エネルギーは、１５０から３００ＭｅＶの範囲内とすることが可能である。

この例で説明されている放射線治療システムは陽子放射線治療に使用されるが、同じ原理及び詳細は、重イオン（イオン）治療システムで使用するための類似のシステムにおいて適用され得る。

図２、図３、図４、図５、及び図６に示されているように、例示的なシンクロサイクロトロン１０（例えば、図１の５０２）は、粒子源９０を収容する磁石システム１２、高周波駆動システム９１、及びビーム引き出しシステム３８を含む。磁石システムによって確立される磁場は、環状超電導コイル４０、４２の分割されたペアと成形された強磁性（例えば、低炭素鋼）磁極面４４、４６のペアとの組み合わせを使用して、内部に存在する陽子ビームの集束を維持するのに適切な形状を有する。

２つの超電導磁気コイルは、共通軸４７を中心とし、この軸に沿って相隔てて並ぶ。図７及び図８に示されているように、コイルは、撚り合わせたケーブルインチャネル導体形態で配設される直径０．８ｍｍのＮｂ_３Ｓｎ系超電導線４８（最初に、銅シースによって囲まれているニオブスズコアを備える）から形成される。７本の個別の線がまとめられてケーブルにされた後、これらは加熱され、ワイヤ状の最終（脆い）超電導体を形成する反応を引き起こす。材料が反応した後、ワイヤは銅チャネル（外径３．１８×２．５４ｍｍ及び内径２．０８×２．０８ｍｍ）内にハンダ付けされ及び、絶縁体５２（この例では、ガラス繊維織布）で覆われる。次いで、ワイヤ５３を収容する銅チャネルコイル状に巻き取られ、これは８．５５ｃｍ×１９．０２ｃｍの矩形の断面を有し、２６の層を有し、層毎に４９回の巻き数を有する。次いで、この巻きコイルは、エポキシ化合物で真空含浸される。完成したコイルは、環状ステンレスリバースボビン５６上に取り付けられる。ヒーターブランケット５５は間隔をあけて巻線の層内に入れられ、磁石クエンチが生じた場合にアセンブリを保護する。

次いで、コイル全体を銅板で覆って熱伝導性及び機械的安定性を付与し、次いで、追加エポキシ層内に収容する。コイルの事前圧縮は、ステンレス製リバースボビンを加熱し、コイルをリバースボビン内に嵌め込むことによって行われ得る。リバースボビンの内径は、質量全体が４Ｋまで冷却されたときに、リバースボビンがコイルと接触したままになり、ある程度の圧縮をもたらすように選択される。ステンレス製のリバースボビンを約５０℃に加熱し、コイルを１００度のケルビン温度でコイルを嵌合すると、これが達成され得る。

コイルの幾何学的形状は、コイルを矩形リバースボビン５６内に取り付けて、コイルが通電されたときに発生する歪みを起こす力に抗して作用する復元力６０を与えることによって維持される。図５に示されているように、コイル位置は、一組の高温−低温支持ストラップ４０２、４０４、４０６を使用して磁石ヨーク及び低温保持装置に対して維持される。低温質量を細いストラップで支持することにより、剛体支持システムによって低温質量に与えられる熱漏洩が低減される。ストラップは、磁石が搭載された状態でガントリーを回転するときにコイルにかかる変化する重力に耐えるように構成される。これらは、重力と、磁気ヨークに対して完全対称位置から摂動したときにコイルによって生じる大きな偏心力との複合効果に耐える。それに加えて、リンクは、位置が変わった場合にガントリーが加減速する際にコイルに与えられる動的な力を低減する働きをする。それぞれの高温−低温支持体は、１つのＳ２ガラス繊維リンクと１つの炭素繊維リンクとを含む。炭素繊維リンクは、高温のヨークと中間温度（５０〜７０Ｋ）との間のピン上で支持され、Ｓ２ガラス繊維リンク４０８は、中間温度ピン及び低温質量に取り付けられたピン上で支持される。それぞれのリンクは長さ５ｃｍ（ピン中心からピン中心までの間）、幅１７ｍｍである。リンクの厚さは、９ｍｍである。それぞれのピンは、高張力ステンレス鋼から作られ、直径は４０ｍｍである。

図３を参照すると、半径の関数としての場の強度プロファイルは、大部分がコイルの幾何学的形状及び磁極面の形状の選択によって決定され、透磁性ヨーク材料の磁極面４４、４６は、磁場の形状を微調整して加速時に粒子ビームの収束を確実に保つように、起伏が付けられ得る。

超電導コイルは、限定された一組の支持点７１、７３を除き、コイル構造体の周りに自由空間を設ける真空にされた環状アルミニウム又はステンレス製低温保持槽７０の内側にコイルアセンブリ（コイル及びボビン）を封じ込めることによって絶対零度近くの温度（例えば、約４ケルビン）に維持される。代替的バージョン（図４）において、低温保持装置の外壁は、低炭素鋼で作られ、磁場に対する追加の帰還磁路をもたらすことができる。

幾つかの実施例では、絶対零度近くの温度は、１つの単段ギフォードマクマホン冷凍機と３つの２段ギフォードマクマホン冷凍機とを使用して達成され、維持される。それぞれの２段冷凍機は、ヘリウム蒸気を液体ヘリウムに再凝縮する凝縮器に取り付けられた第２段低温端部を有する。冷凍機のヘッドには、圧縮機から圧縮ヘリウムが供給される。単段ギフォードマクマホン冷凍機は、電流を超電導巻線に供給する高温（例えば、５０〜７０ケルビン）のリード線を冷却するように構成される。

幾つかの実施例では、絶対零度近くの温度は、コイルアセンブリ上の異なる位置に配置された２つのギフォードマクマホン冷凍機７２、７４を使用して達成され、維持される。それぞれの冷凍機は、コイルアセンブリと接触する低温端部７６を有する。冷凍機のヘッド７８には、圧縮機８０から圧縮ヘリウムが供給される。他の２つのギフォードマクマホン冷凍機７７、７９は、電流を超電導巻線に供給する高温（例えば、６０〜８０ケルビン）のリード線を冷却するように構成される。

コイルアセンブリ及び低温保持槽は、ピルボックス形状の磁石ヨーク８２の２つの半分８１、８３内に取り付けられ、完全に封じ込められる。この例では、コイルアセンブリの内径は、約７４．６ｃｍである。鉄ヨーク８２は、帰還磁束８４に対する経路となり、磁極面４４、４６の間の容積部８６を磁気遮蔽して外部からの磁気的影響がその容積部内の磁場の形状を摂動するのを防ぐ。ヨークは、加速器の付近の漂遊磁場を減少させる働きもする。幾つかの実施例では、シンクロサイクロトロンは、漂遊磁場を低減する能動的帰還システムを有するものとしてよい。能動的帰還システムの一例は、その内容が参照により本明細書に組み込まれている、２０１３年５月３１日に出願した米国特許出願第１３／９０７，６０１号で説明されている。能動的帰還システムにおいて、本明細書で説明されている比較的大きな磁気ヨークは、磁極片と称される、より小さな磁気構造体で置き換えられる。超電導コイルは、本明細書で説明されている主コイルの反対側に電流を流し、磁気帰還をもたらし、それによって、漂遊磁場を低減する。

図３及び図９に示されているように、シンクロサイクロトロンは、磁気構造体８２の幾何学的中心９２の近くに配置されているペニングイオンゲージ形態の粒子源９０を含む。粒子源は、以下に説明されている通りであるか、又は粒子源は、参照により本明細書に組み込まれている米国特許出願第１１／９４８，６６２号で説明されている種類のものであってよい。

粒子源９０は、水素の供給部９９からガス管路１０１及び気体水素を送達する管１９４を通して供給される。電気ケーブル９４は電流源９５から電流を運び、磁場２００の方向に揃えられた陰極１９２、１９０からの電子の放出を刺激する。

幾つかの実施例では、ガス管１０１内のガスは、水素と１つ又は複数の種類の他のガスとの混合物を含み得る。例えば、混合物は、水素と希ガス、例えば、ヘリウム、ネオン、アルゴン、クリプトン、キセノン、及び／又はラドンのうちの１つまたは複数を含み得る（混合物は希ガスとの使用に制限されない）。幾つかの実施例では、混合物は、水素とヘリウムとの混合物であってもよい。例えば、混合物は、水素を約７５％以上、ヘリウムを約２５％以下（残留ガスが含まれ得る）含有することができる。別の例では、混合物は、水素を約９０％以上、ヘリウムを約１０％以下（残留ガスが含まれ得る）含有することができる。例えば、水素／ヘリウム混合物は、＞９５％／＜５％、＞９０％／＜１０％、＞８５％／＜１５％、＞８０％／＜２０％、＞７５％／＜２０％などのうちのどれかであってよい。

粒子源中で希ガス（又は他のガス）を水素と組み合わせて使用する利点として考えられるのは、ビーム強度の増大、陰極の寿命の増加、及びビーム出力の定常性の増大である。

この例では、放出される電子は、管１９４から小さな穴を通して出て来るガスを電離し、磁石構造体と１つのダミーディープレート１０２とによって囲まれた空間の半分にかかる１つの半円形（ディー形状）高周波プレート１００によって加速する陽イオン（陽子）の供給部を形成する。遮断された粒子源の場合（その一例は、米国特許出願第１１／９４８，６６２号で説明されている）、プラズマを収容する管の全部（又は実質的な部分）が加速領域で取り除かれ、これにより、比較的高い磁場内でイオンをより高速に加速することができる。

図１０に示されているように、ディープレート１００は、磁石構造体によって囲まれた空間の周りの回転の半分において陽子が加速される空間１０７を囲む２つの半円形表面１０３、１０５を有する中空金属構造体である。空間１０７内に開いているダクト１０９は、ヨークを通り、真空ポンプ１１１が取り付けられ得る外部の場所に延在し、これにより、空間１０７及び、加速が行われる真空槽１１９内の空間の残り部分を真空にする。ダミーディー１０２は、ディープレートの露出されている縁の近くに間隔をあけて並ぶ矩形の金属リングを備える。ダミーディーは、真空槽及び磁気ヨークに接地される。ディープレート１００は、高周波伝送路の終端部に印加される高周波信号によって駆動され、電場を空間１０７内に発生させる。高周波電場は、加速された粒子ビームが幾何学的中心からの距離を増やすにつれ時間に関して変化させられる。高周波電場は、その内容が参照により本明細書に組み込まれている米国特許出願第１１／９４８，３５９号、名称「ＭａｔｃｈｉｎｇＡＲｅｓｏｎａｎｔＦｒｅｑｕｅｎｃｙＯｆＡＲｅｓｏｎａｎｔＣａｖｉｔｙＴｏＡＦｒｅｑｕｅｎｃｙＯｆＡｎＩｎｐｕｔＶｏｌｔａｇｅ」で説明されているように制御され得る。

ビームが中央に配置された粒子源から現れて粒子源構造体をクリアし、外向きに螺旋を描き始めると、高い電圧差が高周波プレート上に必要になる。高周波プレートに２０，０００Ｖが印加される。幾つかのバージョンでは、８，０００から２０，０００ボルトが高周波プレートに印加され得る。この高い電圧を駆動するために必要な電力を低減するために、磁石構造体は、高周波プレートと接地との間の静電容量を減らすように構成される。これは、高周波構造から外側ヨーク及び低温保持装置ハウジングまで十分な間隔をあけて穴を形成し、磁極面の間に十分な空間を確保することによって行われる。

ディープレートを駆動するこの高電圧の交流電位は加速サイクルにおいて、陽子の増大する相対論的質量と減少する磁場とを考慮して、周波数が低くなるように掃引される。ダミーディーは、真空槽壁と共に接地電位にあるので中空半円筒形構造体を必要としない。基本周波数の異なる位相又は倍数の周波数で駆動される加速電極の複数のペアなどの、他のプレート構成も使用することが可能である。ＲＦ構造は、例えば、互いにかみ合う回転及び静止ブレードを有する回転コンデンサを使用することによって、必要な周波数掃引においてＱを高く保つように調整することができる。ブレードのかみ合い毎に、静電容量が増加し、したがって、ＲＦ構造の共振周波数が下がる。ブレードは、必要な正確な周波数掃引がもたらされる形状に成形され得る。回転コンデンサ用の駆動モータは、正確な制御を行うためにＲＦ発生器に位相固定され得る。一群の粒子が、回転コンデンサのブレードのかみ合い毎に加速される。

加速が行われる真空槽１１９は、中央が薄く、縁が厚い、一般的に円筒形の容器である。真空槽は、ＲＦプレート及び粒子源を封じ込め、真空ポンプ１１１によって真空にされる。高真空を維持することで、加速するイオンが気体分子との衝突で失われないことが保証され、アーク地絡を生じることなくＲＦ電圧をより高いレベルに保つことが可能になる。

陽子は、粒子源から始まる一般的に螺旋状の軌道経路を横断する。螺旋経路のそれぞれのループの半分において、陽子は、空間１０７内のＲＦ電場を通過するときにエネルギーを獲得する。イオンがエネルギーを獲得すると、螺旋経路のそれぞれの連続するループの中心軌道の半径は、ループ半径が磁極面の最大半径に達するまで前のループより大きくなる。その位置で、磁場及び電場摂動はイオンを磁場が急速に減少する領域内に導き、イオンは高い磁場の領域から出て、本明細書では引き出しチャネルと称される真空管３８に通され、サイクロトロンのヨークから出る。磁場摂動を変えてイオンの向きを決めるために磁気再生器が使用され得る。サイクロトロンから出たイオンは、サイクロトロンの周りの部屋内に存在する著しく減少する磁場の領域に入ると分散する傾向を有する。引き出しチャネル３８内のビーム成形要素１０７、１０９は、イオンが空間的広がりを制限された真っ直ぐなビーム状態を保つようにイオンの向きを変える。

磁極間隙内の磁場は、加速するときに真空槽内にビームを維持する幾つかの特性を有している必要がある。磁場指数ｎは、式
ｎ＝ −（ｒ／Ｂ）ｄＢ／ｄｒ
で表され、この「弱い」集束を維持するように正に保たれなければならない。ここで、ｒはビームの半径であり、Ｂは磁場である。それに加えて、幾つかの実施例では、磁場指数は、０．２未満に維持される必要があるが、それは、この値では、ビームの径方向振動及び鉛直方向振動の周期がｖｒ＝２ｖ_ｚの共振で一致するからである。ベータトロン周波数は、ｖ_ｒ＝（１−ｎ）^１／２及びｖ_ｚ＝ｎ^１／２によって定義される。強磁性磁極面は、磁場指数ｎが所定の磁場内で２５０ＭｅＶのビームと一致する最小の直径において正に維持され、０．２未満となるようにコイルによって生成される磁場を成形するように設計される。

ビームが引き出しチャネルから出るときに、ビームはビームに対する走査、散乱、及び／又は飛程変調の所望の組み合わせを形成するようにプログラム可能に制御され得るビーム形成システム１２５（図５）に通される。その目的のために有用なビーム形成システムの例は、米国特許において説明されている。ビーム形成システム１２５は、ビームを患者に導くために内側ガントリー６０１（図１４）と共に使用され得る。

動作時に、プレートは、プレートの表面に沿った導通抵抗の結果として、印加される高周波場からエネルギーを吸収する。このエネルギーは、熱として現れ、熱交換器１１３（図３）内に熱を放出する水冷管路１０８を使用してプレートから取り出される。

サイクロトロンから出る漂遊磁場は、ピルボックス磁石ヨーク（シールドとしても働く）と別の磁気シールド１１４の両方によって制限される。別の磁気シールドは、空間１１６によって隔てられる、ピルボックスヨークを囲む強磁性体材料（例えば、鋼又は鉄）の層１１７を含む。ヨーク、空間、及びシールドのサンドイッチを含むこの構成は、より低い重量で所定の漏れ磁場に対する適切な遮蔽を形成する。

上述のように、ガントリー５０４は、シンクロサイクロトロンを水平回転軸線５３２を中心として回転させる。トラス構造体５１６は、２つの略平行なスパン５８０、５８２を有する。シンクロサイクロトロンは、脚部５０８、５１０同士の間における略中央にかつスパン５８０、５８２同士の間に配設されている。ガントリーは、トラスの反対側に位置する脚部５０８、５１０の端部に取り付けられた釣合いおもり１２２、１２４を利用することによって軸受５１２、５１４を中心として回転するようにバランスされている。

ガントリー５０４は電気モータによって回転駆動され、電気モータはガントリー５０４の少なくとも１つの脚部に取り付けられており、駆動歯車を介して軸受ハウジングに接続されている。ガントリー５０４の回転位置は、ガントリー５０４の駆動モータ及び駆動歯車に組み込まれた軸角エンコーダによって付与される信号から導き出される。

イオンビームがサイクロトロンから出る位置において、ビーム形成システム１２５は、患者の治療に適した特性をイオンビームに付与するようにイオンビームに作用する。例えば、ビームを拡散させ、当該ビームの貫入深さを変化させることによって、所定の目標体積に対して均一に放射することができる。ビーム形成システムは、能動的走査要素に加えて、受動的散乱要素を備えている場合がある。

シンクロサイクロトロンの能動的システムのすべて（例えば、電流駆動式超電導コイル、ＲＦ駆動式プレート、真空加速室のための真空ポンプ、超電導コイル冷却室のための真空ポンプ、電流駆動式粒子源、水素ガス源、及びＲＦプレート冷却装置）が、例えば制御を効果的に実施するために適切なプログラムでプログラムされた１つ以上のコンピュータを含む、適切なシンクロサイクロトロンを制御するための電子機器（図示しない）によって制御される。

ガントリー、患者支持体、能動的ビーム成形要素、及びシンクロサイクロトロンは、適切な治療を制御するための電子機器（図示しない）によって、治療セッションを実施するために制御される。

図１、図１１、及び図１２に表すように、ガントリー５０４の軸受５１２、５１４は、サイクロトロンのボールト５２４の壁によって支持されている。ガントリー５０４は、患者の上方位置、側方位置、及び下方位置を含む１８０°（又は１８０°以上）の回転範囲５２０にわたって、サイクロトロンを旋回させることができる。ボールト５２４は、ガントリー５０４の運動の上端及び下端点においてガントリー５０４が通過可能とされるのに十分な高さを有している。壁１４８、１５０を側面とする迷路１４６は、療法士及び患者のための出入り口経路とされる。少なくとも１つの壁１５２は、サイクロトロンからの直接的な陽子ビームの照射範囲に存在しないので、当該壁は、比較的薄くすることができ、依然として遮蔽機能を発揮させることができる。治療室の他の３つの側壁１５４、１５６、１５０／１４８は、遮蔽を比較的厳重にする必要があり、盛り土（図示しない）に埋設されている。土自体が必要な遮蔽の一部分を果たすことができるので、側壁１５４、１５６、１５８の必要な厚さは低減される。

図１２及び図１３に表すように、安全上及び美観上の理由から、治療室１６０は、ボールト５２４の内部に構成されている。治療室１６０は、旋回するガントリーが通過可能とされるように、かつ、治療室の床面積１６４の範囲を最大限に拡張するように、壁１５４、１５６、１５０及び収容室の基部１６２からガントリー５０４の脚部５０８、５１０同士の間に形成された空間の内部に向かって片持ち梁として形成されている。ビーム発生粒子加速器５０２の定期的整備は、高床の下方の空間内で実施可能とされる。ビーム発生粒子加速器５０２がガントリー５０４の下方位置に至るまで回転された場合、治療領域から離隔された空間内において、加速器全体に対してアクセス可能とされる。電源、冷却機器、真空ポンプ、及び他の支援機器は、当該離隔された空間内において高床の下方に配置されている。患者支持体１７０は、支持体を上下動させると共に患者を様々な位置及び向きに回転及び移動させることができる様々な態様で、治療室１６０の内部に取り付け可能とされる。

図１４に表すシステム６０２では、本明細書で説明されているタイプのビーム発生粒子加速器が、当該実施例ではシンクロサイクロトロン６０４が回転式ガントリー６０５に取り付けられている。回転式ガントリー６０５は、本明細書で説明されているタイプのものであり、患者支持体６０６の周りで角度的に回転することができる。この特徴によって、シンクロサイクロトロン６０４は、様々な角度から粒子ビームを患者に直接照射することができる。例えば、図１４に表すように、シンクロサイクロトロン６０４が患者支持体６０６の上方に位置している場合には、粒子ビームは患者に向かって下方に方向づけられている。代替的には、シンクロサイクロトロン６０４が患者支持体６０６の下方に位置している場合には、粒子ビームは患者に向かって上方に方向づけられている。中間ビーム経路指定機構が必要ないという意味では、粒子ビームは患者に直接印加される。本発明では、成形又はサイズ決定機構がビームの経路変更をするのではなく、同一かつ一般的なビーム軌道を維持しつつビームのサイズ及び／又は形状を決定するという点において、中間ビーム経路指定機構は成形又はサイズ決定機構と相違する。

さらに図１５に表すように、内部ガントリー６０１は、システム６０２に含まれている場合がある。この実施例では、内部ガントリー６０１は、図示の如く、略Ｃ字状に形成されている。内部ガントリー６０１は、アプリケータ６１０を含んでいる。アプリケータ６１０が（図１２に表わす患者支持体とは相違するタイプの支持体である）患者支持体６０６に対して相対的に内部ガントリー６０１の表面６１１に沿って移動可能とされるように、アプリケータ６１０は取り付けられている。これにより、アプリケータ６１０は、例えば患者の周囲の半円内の任意の位置に、例えば患者６０７の上方、側方、又は下方の任意の位置に位置決め可能とされる。アプリケータ６１０は、シンクロサイクロトロン６０４によって供給される粒子ビームを修正することができる。より具体的には、図１６に表わすように、シンクロサイクロトロン６０４のビーム成形システムによって供給される粒子ビーム６１１が拡散すると、粒子ビームはシンクロサイクロトロン６０４の出力から離れ得る。アプリケータ６１０は、シンクロサイクロトロン６０４の出力から粒子ビームを受け、粒子ビームの特性を変えることができる。例えば、アプリケータ６１０は、粒子ビームを実質的にコリメートするための開口部及び／又は他のビーム集束機構を備えている場合がある。その結果として、粒子ビームは、より正確に患者のターゲットに照射される。例えば粒子ビームは、特定の大きさ及び／又は形状の腫瘍を治療可能とする大きさ及び／又は形状とされる。この点において、アプリケータ６１０は、粒子ビームをコリメートすることに限定されない。例えば、アプリケータ６１０は、ビームをコリメートしつつ、粒子ビームの大きさを縮小することもできる。アプリケータ６１０は、粒子ビームの大きさを設定するための、及び／又は、粒子ビームの形状を成形するための多葉コリメータとされる場合がある。また、アプリケータ６１０は、粒子ビームを変化させることなく単に通過させることができる。アプリケータ６１０は、ビームの大きさ及び／又は形状に所望の如く影響を及ぼすようにコンピュータ制御される場合がある。

アプリケータ６１０及びシンクロサイクロトロン６０４は、患者支持体６０６（ひいては患者）に対して相対的に、且つ、互いに対して相対的に移動する。例えば、アプリケータ６１０の移動がガントリー６０５の回転と略同時に発生するか、又は一方が他方に追従するので、シンクロサイクロトロン６０４の出力がアプリケータ６１０の入力に整列される。図１５及び図１７は、ガントリー６０５の移動及び内部ガントリー６０１に沿ったアプリケータ６１０の移動を表わす。より具体的には、図１７は、シンクロサイクロトロン６０４が患者支持体６０６の下方においてボールトの内部に位置するようにガントリー６０５が回転される場合を表わす。図１７では、シンクロサイクロトロン６０４は、治療室の床６１２の下方に位置しており、床はコンクリート製である。従って、シンクロサイクロトロン６０４は、図１７に図示されていない。この場合には、アプリケータ６１０は、アプリケータ６１０がシンクロサイクロトロン６０４の出力に整列されるように内部ガントリー６０１に沿って移動される。図１７には、シンクロサイクロトロン６０４が図示されていないので、このような整列も図示されていない。それにも関わらず、シンクロサイクロトロン６０４から出力される粒子ビームは、内部ガントリー６０１のカバー６１４及び床の対応する穴（図示しない）を通過した後に、アプリケータ６１０によって受けられる。アプリケータ６１０は、粒子ビームを変化させ、当該粒子ビームを患者６０７に到達させる。

ガントリー６０５（ひいてはシンクロサイクロトロン６０４）は、矢印６１５の方向において患者に対して相対的に回転可能とされる。アプリケータ６１０は、矢印６１６の方向において内部ガントリー６０１に沿って移動可能とされる。図１５は、矢印６１５，６１６によって示す移動の後におけるシンクロサイクロトロン６０４及びアプリケータ６１０それぞれの配置を表わす。図１５では、シンクロサイクロトロン６０４及びアプリケータ６１０は両方とも、患者支持体６０６の上方に（ひいては患者６０７の上方に）位置している。このような構成では、シンクロサイクロトロン６０４は、粒子ビームを患者に向かって下方に方向づける。アプリケータ６１０は、粒子ビームを受けて、粒子ビームを変化（例えばコリメート）させ、その結果得られた粒子ビームを患者に到達させる。

患者支持体６０６は、内部ガントリー６０１に対して相対的に移動可能とされるので、内部ガントリー６０１の頂部６２１が患者の上方に位置するように、且つ、内部ガントリー６０１の底部６２２が患者の下方に位置するように、患者を移動させることができる。患者支持体６０６の移動がガントリー６０５及びアプリケータ６１０の移動と共に発生するので、患者の腫瘍及び／又は他の治療領域を比較的正確に標的にすることができる。

図１８は、内部ガントリー６０１の例示的な構成を表わす。当該実施例では、内部ガントリー６０１は、構造溶接部６１７と、精密リニア軸受レール６１８（例えばＴＨＫ製のレール）と、カバー６１４と、伸長駆動部６１９及びシータ駆動部６２０を具備するアプリケータ６１０を含んでいる。内部ガントリー６０１は、図示の特徴に加えて若しくは図示の特徴の代わりに特徴を含んでおり、又はその両方を含んでいる。

構造溶接部６１７は、例えば金属材料、プラスチック材料、又はこれらに類する物のような、アプリケータ６１０の重量を支持することができる任意の高剛性材料から構成されている。当該実施例では、構造溶接部６１７は、略Ｃ字状に形成されている（これにより、内部ガントリー６０１の形状が形成される）。しかしながら、構造溶接部６１７は、他の形状であっても良い。例えば構造溶接部６１７は、伸長又は短縮されている場合がある。基本的に、構造溶接部６１７は、患者の上方の位置と患者の下方の位置との間においてアプリケータ６１０が比較的阻害されないで連続的に移動することができることを条件として、任意の形状とすることができる。

構造溶接部６１７は、１つ以上の軸受レール６１８を含んでいる。使用されるレールの本数は、アプリケータ６１０のために必要とされる接続部に依存する。アプリケータ６１０は、構造溶接部６１７の頂部６２１と構造溶接部６１７の底部６２２との間において軸受レール６１８に沿って移動する。当該移動は、連続的な移動であっても、所定の間隔単位による移動であっても良いが、患者の位置に対するアプリケータ６１０の理想的な位置を得るために、軸受レール６１８に沿った任意の地点において停止される。

カバー６１４は、カバー６１４が存在しなければ床６１２の下方の領域に対して開口している、穴を覆っている（図１７参照）。穴及びカバーによって、粒子ビームは、シンクロサイクロトロンからアプリケータに到達可能とされる。しかしながら、カバー６１４は、物体及び／又は他の材料がその穴を通じて落下することを防止するので、例えばシンクロサイクロトロンのような精密機器の損傷を防止することができる。カバー６１４は、軸受レール６１８に沿ったアプリケータ６１０の移動を補助するか、又は制御することができる。すなわち、カバー６１４は、構造溶接部６１７の頂部６２１と底部６２２との間の経路に沿って転動するようになっている。図１８に表わすように、カバー６１４は端部６２４及び／又は６２５において巻き上げられる。

アプリケータ６１０は、伸長駆動部６１９及びシータ駆動部６２０を含んでいる。伸長駆動部６１９は、患者に向かって又は患者から離隔するように、例えば矢印６２６に沿って開口部６２５を移動させる。このような移動によって、伸長駆動部６１９は、患者への開口部６２５の突出を修正することができる。例えば、開口部の大きさを大きくするか、又は小さくすることができる。同様に、開口部の形状も、円状、長円状、多角形状等に変更することができる。シータ駆動部６２０は、構造溶接部６１７の頂部６２１と底部６２２との間においてレール６１８に沿ってアプリケータ６１０を移動させる。カバー６１４はアプリケータ６１０と共に移動する。

伸長駆動部６１９及びシータ駆動部６２０の全体又は一部分がコンピュータ制御されている。例えば、伸長駆動部６１９及び／又はシータ駆動部６２０は、ガントリー６０５を制御するために使用されている同一のハードウェア及び／又はソフトウェアによって制御されている。

本発明における開口部は、当該開口部の大きさ及び／又は形状が変化されるように制御されている。例えば、開口部の大きさを大きくするか、又は小さくすることができる。同様に、開口部の形状も、例えば円状、長円状、多角形状等に変更することができる。

上述の開口部は、手動で位置決め及び／又は制御されている。例えば、スタンド（図示しない）は、開口部を保持するために利用される。開口部は、大きさ及び／又は形状を決定され、スタンドに形成されている。スタンド及び開口部の両方が、シンクロサイクロトロンによって供給される粒子ビームと一致するように、患者に対して相対的に位置決めされている。開口部を保持するための任意の機構が利用可能とされる。幾つかの実施例では、開口部及び／又は開口部を保持するために使用されるデバイスは、シンクロサイクロトロン自体に取り付けられている。

内部ガントリーは、当該内部ガントリーが外部ガントリーの回転に要求される精度を低減させることができる点において優位である。例えば、内部ガントリーは、ミリメートル未満のビーム位置決めを可能にする。内部ガントリーによって精度がさらに高められるので、外部ガントリーがサブミリメータの精度を実現する必要はなく、むしろ、その精度は１ミリメートル以上であっても良い。外部ガントリーは、内部ガントリーが存在しなければ高い精度を得るために必要とされるであろう大きさにする必要もない。

本明細書で説明されている粒子加速器の設計に関する追加の情報は、参照により本明細書に組み込まれている米国特許出願第１１／４６３，４０２号明細書及び米国仮出願第６０／８５０，５６５号明細書に記載されている。

上述のシステムの例示的な実施例に関するさらなる詳細は、米国特許第７７２８３１１号明細書に開示されている。この特許文献の内容は、参照により本明細書に組み込まれている。幾つかの実施例では、シンクロサイクロトロンは、米国特許出願第１３／９１６４０１号明細書で説明されている可変エネルギーデバイスとされる場合がある。当該特許文献の内容は、参照により本明細書に組み込まれている。

例示的な実施例
図３を参照すると、粒子源９０は、粒子がシンクロサイクロトロンの中間面に存在し、そこでＲＦ電圧場の作用を受け得るようにシンクロサイクロトロン１０の磁気中心の近くに配設される。上述のように、粒子源は、ペニングイオンゲージ（ＰＩＧ）形態を有するものとしてよい。ＰＩＧ形態では、２つの高電圧陰極が、直線上に揃うように互いにほぼ対向する形で配置される。例えば、一方の陰極は、加速領域の片側にあり、もう一方の陰極は、加速領域の他方の側にあり、磁力線と一致するものとしてよい。ガス管１０１は、粒子源の近くの加速領域に向かって延在する。比較的少量のガス（例えば、水素／Ｈ_２）が陰極の間の管内の領域を占有する場合、電圧を陰極に印加することによってプラズマ柱がガスから形成され得る。印加された電圧により、電子は、実質的に管壁に平行な、磁力線に沿って流れ、管の内側に集中している気体分子を電離する。背景磁場は、電離ガス粒子の散乱を妨げ、陰極の間にプラズマ柱を生成する。

シンクロサイクロトロン１０で使用され得るＰＩＧ形態粒子源７００の一例は、図１９及び図２０に示されている。図２０を参照すると、粒子源７００は、ガス（例えば、水素（Ｈ_２））を受けるためのガス供給部７０２を収容する放射体側７０１、及び反射体側７０４を含む。ハウジング、又は管７０６は、ガスを保持する。図１６は、ダミーディー７１０を通過し、能動的（ＲＦ）ディー７１１に隣接する粒子源７００を示している。動作時に、能動的ディー７１１とダミーディー７１０との間の磁場により、粒子（例えば、陽子）は外向きに加速する。加速は螺旋状であり、プラズマ柱の周りに軌道を描き、粒子−プラズマ−柱の半径は徐々に増大する。これらの螺旋の曲率半径は、粒子の質量、ＲＦ場によって粒子に与えられるエネルギー、及び磁場の強度に依存する。

磁場が高いときには、加速時に最初の回転で粒子源の物理的ハウジングをクリアするため十分に大きな曲率半径を有するように十分なエネルギーを粒子に与えることは困難な場合がある。磁場は、粒子源の領域内で比較的高い、例えば、２テスラ（Ｔ）以上（例えば、４Ｔ、５Ｔ、６Ｔ、８Ｔ、８．８Ｔ、８．９Ｔ、９Ｔ、１０．５Ｔ、又はそれ以上）のオーダーとなる。この比較的高い磁場の結果、初期粒子−イオン源半径は、低いエネルギー粒子については比較的小さく、低いエネルギー粒子は、プラズマ柱から最初に引き出される粒子を含む。例えば、そのような半径は、１ｍｍのオーダーであってよい。半径は非常に小さいので、少なくとも最初には、幾つかの粒子が粒子源のハウジング領域と接触し、それによって、そのような粒子のさらなる外向きの加速が妨げられ得る。したがって、粒子源７００のハウジングは、図１６に示されているように、遮断されるか、又は分離されて２つの部分を形成する。すなわち、粒子源のハウジングの一部は、加速領域７１４で、例えば、粒子が粒子源から引き出されるおおよその地点で完全に取り除かれ得る。この遮断は、図２０にラベル７１５を付けて示されている。ハウジングは、加速領域の上、及び下の距離についても取り除かれ得る。代替的実施例において、ＰＩＧ源ハウジングの全部ではなく実質的部分（例えば、３０％、４０％、５０％以上）が取り除かれ、プラズマビームは部分的に露出されたままとなる。したがって、ＰＩＧハウジングの一部分は、対となる一方の部分から分離されるが、上記の場合と同様に完全な分離はない。

明細書で説明されているシンクロサイクロトロンにおいて、粒子ビームは、共振引き出しシステムを使用して引き出される。すなわち、ビームの径方向振動の振幅は、これらの振動と共振する、加速器の内側の磁気摂動によって増大される。共振引き出しシステムが使用される場合、引き出し効率は、内部ビームの位相空間の範囲を制限することによって改善される。磁場及びＲＦ場発生構造の設計に注意すると、引き出し時のビームの位相空間範囲は、加速開始時（例えば、粒子源からの出現時）の位相空間範囲によって決定される。その結果、引き出しチャネルの入口で失われるビームは比較的小さく、加速器からの背景放射線が低減され得る。

陰極７１７は、「冷」陰極であってよい。冷陰極は、外部熱源によって加熱されない陰極であるものとしてよい。また、陰極はパルス動作し得る、すなわち、プラズマバーストを連続的にではなく周期的に出力する。プラズマバーストが出力される持続時間は、本明細書では、イオン（又は粒子）源のパルス幅と称される。陰極が冷たく、パルス動作する場合、陰極は損耗の影響を受けにくく、したがって、比較的長く持ちこたえることができる。さらに、陰極をパルス動作させることで、陰極を水冷する必要がなくなる。一実施例において、陰極７１７は、比較的高い電圧で、例えば、約１ｋＶから約４ｋＶでパルス動作し、約５０ｍＡから約２００ｍＡのピーク陰極放電電流を約０．１％から約１％又は２％の範囲のデューティサイクル、約２００Ｈｚから約１ＫＨｚの範囲の繰り返し率に抑える。しかし、粒子源は、これらの値に限定されない。

図２１は、上で説明されている通りのものであってよい、粒子源７００から粒子が軌道上で（例えば、外向きの螺旋状軌道内で）加速される空洞８００の一部の上面図を示している。荷電粒子は磁気再生器８０２の方へ軌道内で外向きに加速して、最終的に磁気再生器８０２に到達する。この例示的な実施例では、再生器８０２は、例えば、鋼鉄、鉄、又は他の種類の強磁性体材料から作られる強磁性構造体である。再生器８０２は、外向きの軌道上の加速を引き起こす背景磁場を変化させる。この例では、再生器８０２は、その磁場を増大させる（例えば、場にバンプをもたらす）。背景磁場内のバンプは、軌道を引き出しチャネル８０３の方へ外向きに移動させる形で粒子軌道に影響を及ぼす。最終的に、軌道は、引き出しチャネル８０３に入り、そこから出る。

さらに詳しく述べると、粒子ビーム軌道は、再生器８０２に接近し、相互作用する。磁場の増大の結果、粒子ビームはそこで少し向きを変え、円形である代わりに、引き出しチャネルへ歳差運動する。図２２は、粒子源７００に関して半径（ｒ）に対してプロットされた磁場（Ｂ）を示している。図２２に示されているように、この例では、Ｂは約９テスラ（Ｔ）から約−２Ｔまで変化する。９Ｔは、空洞８００のほぼ中心のところで出現する。磁場の極性は、磁場が超電導コイルを横切った後に変化し、その結果コイルの外に約−２Ｔが生じ、最終的に、約０まで減少して行く。磁場バンプ８０５は、再生器の地点に生じる。図２２は、２つの超電導コイル８０９、８１０の間に引き出しチャネル８０３を有するボビン８０６の断面に関する磁場のプロットも示している。

図２３に表すように、再生器８０２は、軌道８１０の角度及びピッチの変化を、引き出しチャネル８０３への移動が行われるように引き起こす。引き出しチャネルの地点で、磁場の強度は、粒子ビームが引き出しチャネル内に入り、その中を進行することを可能にする十分な低さである。また図２１に表すように、引き出しチャネル８０３は、双極子場への加算及び／又は減算を行い、入ってくる粒子ビームを引き出しチャネル８０３に通しビーム成形要素に導くための様々な磁気構造体８１１を収容する。

出口点に到達するために、粒子ビームは適切な量のエネルギーを有しているべきである。その地点に到達するために必要なエネルギーの量は、例えば、加速器のサイズ及び引き出しチャネルの長さ（この例では、引き出しチャネルの長さは約１．７又は２メートルである）に基づき変化し得る。この点で、引き出しチャネル８０３の少なくとも一部は、超電導コイルの上にある。そのようなものとして、引き出しチャネル内の磁場は、加速器の回転に応答してわずかに変化する。したがって、粒子ビームが引き出しチャネルを横断するのに必要なエネルギーの量は、粒子加速器の回転に応答して顕著に変化しない。

超電導コイルは、ガントリーの回転時に移動する。再生器８０２の影響を受ける軌道は、コイルの重力による移動のために変化する。この移動は、１０分の１ミリメートルとわずかであり得る。しかしながら、結果として、引き出しチャネルに入る粒子ビームのエネルギーは、チャネル全体を横断するのに必要なエネルギーと異なることがある。引き出しチャネルに入る粒子のエネルギーのこの変化を調整するために、構造体８１５を引き出しチャネル８０３の内側、又は入口点に置くとよい。この構造体は、粒子ビームの過剰なエネルギーを吸収するために使用され得る。この例では、構造体８１５は、車輪に似た形状を有するものとしてよい、回転可能な変厚くさびである。構造体８１５の一例は、図２４及び図２５に示されている。これらの図に示されているように、構造体８１５は、連続的に変化する厚さを有することができる。代替的に、厚さは階段状に変化してもよい。

構造体は、引き出しチャネル内の／引き出しチャネルに入る粒子ビームから適切な量のエネルギーを吸収するように移動させる（例えば、回転させる）ことができる。この実施例では、構造体のより厚い部分８１５ａは、より薄い部分８１５ｂに比べて多くのエネルギーを吸収する。したがって、構造体は、粒子ビームにおいて異なる量のエネルギーを吸収するように移動させる（例えば、回転させる）ことができる。幾つかの実施例では、構造体は、粒子ビームが変化することなく通過することを許す、物質を収容しない（例えば、厚さ「ゼロ」の）部分を有するものとしてよい。代替的に、そのような場合に、構造体は、ビーム経路から完全に又は一部だけ移動されてもよい。幾つかの実施例では、最大の厚さは、数センチメートルのオーダーであってよいが、最大の厚さは、例えば、エネルギー吸収の必要性に基づき、システム毎に異なる。図２５は、例えば、検出されたガントリー位置に応答して、構造体８１５を回転させる軸を制御するモータ８１６も示している。

構造体は、粒子ビームのエネルギーを吸収することができる任意の適切な材料から作ることができる。上で指摘されているように、理想的には、この構造体は引き出しチャネル内の粒子ビームの散乱を最小限度に抑えるが、実際には、存在し、許容可能である散乱の量があり得る。以下でより詳しく説明されるように、幾つかの実施例では、この散乱体を構成する粒子治療システムの要素に調整が行われ得る。この構造体に使用され得る材料の例として、限定はしないが、ベリリウム、水素を含むプラスチック、及び炭素が挙げられる。これらの材料は、単独で、組み合わせて、又は他の材料と組み合わせて使用することができる。

構造体の移動（例えば、回転）は、より幅広い粒子治療システムの一部である制御システムを使用してコンピュータ制御され得る。コンピュータ制御は、運動を発生させるアクチュエータ及びモータなどの、機械的デバイスの移動を制御するための１つ又は複数の制御信号を発生するステップを含み得る。構造体８１５の回転は、粒子加速器が取り付けられているガントリーの回転位置（例えば、ガントリーの回転を示している図１、図１１、及び図１２を参照）によって測定されるような、粒子加速器の回転位置に基づき制御され得る。ガントリーの位置に一対一に対応して構造体の回転位置を設定するために使用される様々なパラメータは、経験的に測定され、制御システムのコンピュータにプログラムされ得る。

引き出しチャネルの下流（例えば、引き出しチャネルの後）で、様々なデバイスが、粒子ビームの出力に影響を及ぼすために使用される。このようなデバイスの１つは、粒子ビームのブラッグピークを拡大して患者体内の深さの範囲において実質的に均一な粒子ビーム線量を実現するように構成される。ｗｉｋｉｐｅｄｉａ．ｏｒｇには、以下のように説明されている。「高速荷電粒子は、物体を通って移動するときに、その物質の原子を電離し、その経路に沿って線量を付与する。荷電粒子のエネルギーが減少するにつれ相互作用断面積が増大するのでピークが生じる。」「ブラッグピークは、物体中を進行するときの電離性放射線のエネルギー損失をプロットするブラッグ曲線上の顕著なピークである。陽子について．．．ピークは、粒子が停止する直前に出現する。」図２６は、陽子治療の特定の線量及び深さに対するブラッグピーク９００を示す例示的なブラッグ曲線である。

深さの範囲において粒子治療の比較的均一な線量を実現するために、変調デバイスは、図２６のグラフに沿って粒子ビームのブラッグピークを移動し、移動された位置でブラッグピークの強度を変えるように構成される。粒子治療は累積的であるため、その結果生じる線量が加算されて、実質的に均一な線量が得られる。例えば、図２６に表すように、点９０１における線量は、ブラッグ曲線９０３上の点９０２、ブラッグ曲線９０５上の点９０４、及びブラッグ曲線９０７上の点９０６における線量の総和である。理想的には、結果は、深さ９０８ａから９０８ｂへの実質的に均一な線量である。これは、患者体内に深さに対して延在する、「拡大ブラッグピーク」と称される。

幾つかの実施例では、ブラッグピークを拡大するために使用される変調デバイスは、外周に沿って異なる配置において異なる厚さを有する、変調ホイールなどの構造体である。したがって、変調ホイールは、特定の深さ及び面積に対する適切な粒子の強度をもたらすために粒子ビームに対して回転可能である。

図２７は、例示的な変調ホイール９１０の斜視図を示し、図２８は、変調ホイール９１０の上面図を示している。図示されているように、変調ホイールは、多数のステップ９１１を有し、それぞれのステップは異なる厚さを有する（例えば、ゼロ又は実質的にゼロの厚さから数センチメートル以上のオーダーの厚さまで変化する）。これらの厚さは、対応するブラッグピークの深さを変化させるために使用される。例えば、最小量の厚さでは最大の深さを有するブラッグピークを発生し、最大量の厚さでは最小の深さを有するブラッグピークを発生し、などとなる。図２８に示されているように、様々なステップの角度（例えば、９１２、９１３など）も変化し、その結果、これらのステップの少なくとも幾つか、及び場合によっては、すべてに対して異なる外周長が得られる。それぞれのステップの角度は、対応するブラッグピークが患者体内をどの程度包含するかを調整する。例えば、最大強度を有するブラッグピーク（例えば、図２６のブラッグピーク９００）は、最大の範囲を定めるピークである。したがって、対応するステップ９１４は、最大角度を有する。次に大きい強度を有するブラッグピーク（例えば、図２６のブラッグピーク９０４）は、次に大きな範囲を定めるピークである。したがって、対応するステップ９１５は、次に大きな角度を有する、というように続く。

変調ホイールは、処方箋に対する適切なブラッグピークをもたらすために一定の、実質的に一定の、又は可変の回転を有することができる。幾つかの実施例では、粒子治療システムは、図２７及び図２８に示されている種類の複数の変調ホイールを含むことができる。変調ホイールは、特定の患者の深さにおける所望の粒子ビーム線量を実現するためにビーム経路内に、またビーム経路から外へ切り替え可能であるものとしてよい。例えば、第１の変調ホイールは第１の深さ又は深さの範囲（例えば、１０ｃｍから１５ｃｍ）に対して使用され、第２の変調ホイールは第２の深さ又は深さの範囲（例えば、１５ｃｍから２０ｃｍ）に対して使用され、第３の変調ホイールは第３の深さ又は深さの範囲（例えば、２０ｃｍから２５ｃｍ）に対して使用され、というように続き得る。幾つかの実施例では、１２個の変調ホイールがあるものとしてよいが、他の実施例では、１２個より多い、又は少ない変調ホイールが使用され得る。治療深さは、粒子ビーム強度にも依存し、これは以下で説明されているようにイオン（又は粒子）源のパルス幅の関数になっている。

変調ホイールは、上で指摘されているように、ビーム経路内に、又はビーム経路から外に切り替え可能であるものとしてよい。例えば、変調ホイールはレールに沿って移動可能であり、ビーム経路内に、又は経路から外に移動されるようにモータ制御され得る。他の実施例では、レールはビーム経路の下にあるものとしてよく、適切な変調ホイールがビーム経路の近くに位置決めされ、この後、別のモータ又は他の制御システムを通じてビーム経路内に移動され得る。

変調ホイールは、最大の深さから患者の体表面まで（例えば、患者の皮膚の外層まで）均一な拡大ブラッグピークをもたらすように設計され得る。線量の深さをカスタマイズするために、望ましくない配置にある（例えば、図２６の領域９１７内にある）ブラッグピークは「オフにされ」得る。これは、変調ホイールのそれぞれの回転において適切な時刻にＲＦ源をオフにするか、イオン源をオフにするか、又はその両方をオフにすることによって実行され得る。

イオン源のパルス幅も、拡大ブラッグピークの均一さに影響を及ぼす。背景として、粒子源が間欠的に（例えば、周期的に）作動される時間の長さが変えられ、それによって、異なる期間に対するプラズマ柱をもたらし、異なる数の粒子の引き出しを可能にする。例えば、パルス幅を増やした場合、引き出される粒子の数は増加し、パルス幅を減らした場合、引き出される粒子の数は減少する。幾つかの実施例では、粒子源がオンになっている時間と粒子ビームの強度との間に線形的な関係がある。例えば、この関係は、１対１の関係にオフセットを追加したものとしてよい。例示的な一実施例において、粒子源は、約１３５ＭＨｚの最高周波数から約９５ＭＨｚ又は９０ＭＨｚの最低周波数までの間の周波数掃引において出現する周波数窓内でパルス動作し得る。例えば、粒子源は、一定期間、１３２ＭＨｚから１３１ＭＨｚまでの間でパルス動作し得る。一実施例において、この期間は約４０μｓであるが、これらの値は、他の実施例では変化するか、又は異なることがある。この周波数窓を外れて粒子源をパルス動作することはできないので、プラズマ柱から粒子を引き出すことは抑制され得る。

図２９は、最高周波数（例えば、１３５ＭＨｚ）から最低周波数（例えば、９０ＭＨｚ又は９５ＭＨｚ）までの時間の経過に関する共振空洞内の電圧掃引を示すグラフである。引き出し窓９２０は、この例では、１３２ＭＨｚから１３１ＭＨｚの間で出現する。パルス９２１の幅（イオン源パルス幅）を変化させて、粒子加速器によって出力される粒子ビームの強度を制御することができる。

イオン源のパルス幅は、拡大ブラッグピークにおける実質的な均一さを実現するために調整可能であるものとしてよい。この点で、粒子ビーム強度などの様々な要因が、ブラッグピークが患者に貫入する深さに寄与し得る。選択された変調ホイールは、異なる深さに対して異なるブラッグ曲線を生成することができる。例えば、図３０は、３つの異なる深さに対するブラッグ曲線を示している。ブラッグ曲線９５０は、変調ホイールに対する公称（又はあらかじめ定義された）深さについてのものであり、ブラッグ曲線９５１は、変調ホイールに対する最大深さについてのものであり、ブラッグ曲線９５２は、変調ホイールに対する最小深さについてのものである。理想的には、拡大ブラッグピークは、深さに関係なくほぼ公称レベルにあるべきである。

図３０に示されているように、ブラッグ曲線９５１及び９５２は、傾いた拡大ブラッグピークを有する。ブラッグ曲線９５２については、傾きは正であり、ブラッグ曲線９５１については、傾きは負である。点ｂにおいて公称ブラッグピークレベルをより精密に近似するために、粒子ビームの強度は、点ａにおいて高められ（点ａにおけるブラッグピークを点ｂにおけるレベルに上げる）、粒子ビームの強度は、点ｃにおいて低くされる（点ｃにおけるブラッグピークを点ｂのレベルに下げる）。粒子ビームの強度は、ａ及びｃより前の点でも調整され、少なくともある程度は、公称ブラッグピークの対応するレベルと一致するようにそれらの点におけるブラッグピークを上げるか、又は下げる。粒子ビームの強度は、イオン源のパルス幅を変えることによって変更され得る。しかし、ブラッグ曲線９５１及び９５２に沿った異なる点は、曲線９５０の公称拡大ブラッグピークを近似するために異なる調整量を必要とする。したがって、それぞれの場合において、パルス幅は、変調ホイールの回転に基づき変えられる。例えば、点ａにおいて、変調ホイールが粒子ビームに衝突する場合、パルス幅は、ブラッグ曲線９５１に沿ったａの前の点よりも増大され得る。同様に、点ｃにおいて、変調ホイールが粒子ビームに衝突する場合、パルス幅は、ブラッグ曲線９５２に沿ったｃの前の点よりも減少され得る。例えば、図３１は、ブラッグ曲線９５０、９５１、及び９５２に対する変調ホイールのパルス幅と回転角との間の関係を示すプロットである。値は、それぞれの場合に特有なので、省略している。

パルス幅の変化は、ブラッグピークの始まりと終わりにおける適切なパルス幅を取得し、これら２つを線形補間して間の変化を取得することによって決定され得る。他のプロセスも、以下で説明されているように、使用することができる。総線量を増減するために、すべてのパルス幅が、指定された倍率で増減され得る。

図３２に表すように、変調ホイール９１０の出力９５５は、ガウス分布を有する散乱粒子ビームである（粒子の大半はビームの中心にある）。散乱体９５６は、変調ホイールの下流にある（例えば、変調ホイール９１０と患者の位置との間）。散乱体９５６は、粒子ビームが実質的に一定の幅（ｗ）を有するように粒子ビームを再成形する。例えば、粒子ビームは、円形の断面を有していてもよい。この実施例において、散乱体９５６は、全部又は一部が鉛などの金属で作られ得る散乱箔である。図示されているように、散乱体９５６は、凸形状の側部を有し、その中心よりも縁のところで鉛が多くなっている。より大きな照射領域のビームサイズを実現するためにはより厚い鉛が使用され、またその逆も言える。この点で、粒子治療システムは、複数の散乱体を含むものとしてよく、これは、粒子ビームの照射領域サイズ（断面積）を得るために粒子ビームの経路内に、又は経路から外に切り替えられ得る。散乱体は、変調ホイールを粒子ビームの経路内に、又は経路から外に切り替えるために上で説明されているような機構を使用して粒子ビームの経路内に、又は経路から外に切り替えられ得る。

吸収体９５７は、散乱体の近くに配置され、ビームエネルギーを吸収するために、例えば、その貫入深さを小さくするために使用され得る。吸収体は、プラスチック又は他の材料から作ることができる。例えば、ビームの貫入が１０ｃｍ未満である場合、１０ｃｍのプラスチックが使用され得る。吸収体は、異なる厚さを有するホイールであってよい。適切な厚さ部が、処方箋で指定された深さに基づき粒子ビーム経路内に回して入れられ得る。モータ又は他の機構でホイールを制御することができる。他の実施例では、粒子治療システムは、複数の吸収体を含むものとしてよく、これは、粒子ビームの経路内に、又は経路から外に切り替えられ得る。吸収体は、変調ホイールを粒子ビームの経路内に、又は経路から外に切り替えるために上で説明されているような機構を使用して粒子ビームの経路内に、又は経路から外に切り替えられ得る。

吸収体９５７の下流に、治療時に照射される粒子の総線量を決定するために使用される電離チャンバー９５８がある。幾つかの実施例では、電離チャンバーは、導電体（カプトン膜に蒸着された金）の平行な平面を含む。動作時に、電圧がこの平行な平面に印加される。陽子は、平行な平面の間の空気を電離し、その結果、平行な平面に電荷が蓄積する。電荷の量は、陽子の量に比例する。電荷の量があるレベルを超えた場合、電流が出力され、カウンターをトリガーする。電離チャンバー及びカウンターは、カウンターの１回のクリックが粒子ビームの指定された線量（グレイ単位）に対応するように較正される。制御機構（例えば、回路、コンピューティングデバイス、又は同様のもの）が、カウンターからのクリックの数に基づき線量の経過を追跡する。その線量が規定量を超えた場合、粒子ビームはオフにされる（例えば、ＲＦ源をオフにする、イオン源をオフにする、又はその両方をオフにすることによって）。

電離チャンバー９５８の下流に、上で説明されている開口６３５などの開口９６０がある。図３３に示されているように、開口９６０は、所望の領域の外側の粒子ビームの部分を遮断することによって患者に照射される粒子ビーム９６１の断面領域の範囲を制限する。この領域は、規則正しい形（例えば、円形）又は不規則な形であってよい。ボーラス９６２は、図３３に示されているように、開口の近くに取り付けられる。ボーラス９６２は、治療される腫瘍の遠位表面９６５の３次元（３Ｄ）表面形状に対応する３Ｄ表面形状９６４を有する。ボーラスは、プラスチックなどのビームエネルギー吸収材料から作られ、理想的には、患者体内への粒子ビームの最大貫入を腫瘍の遠位表面に制限する。一般に、ボーラスの形状は、処方箋から腫瘍に関して与えられる情報に基づき決定される。制御システムは、そのボーラスを作製するフライス盤に対してボーラスの形状を識別するファイルを出力する。

本明細書で説明されている例示的な実施例において、処方箋では、粒子の線量、粒子の線量率、患者の位置、患者のカウチの回転角、ガントリーの回転角、ビームの照射領域の大きさ、ビーム深さ、ビーム深さの程度、粒子ビームの面積を制限するために使用される開口の構成、及びボーラスの構成を指定する。他の実施例では、処方箋は、これらの特性のすべてを含む必要はなく、治療又は診断システムの他の、若しくは異なる動作特性を含み得る。

処方箋は、ＤＩＣＯＭＲＴＩＯＮ形式で送信され得る。本明細書で説明されている粒子治療システムの一部であり得る、制御システムは、処方箋を収めたファイルを受信し、そのファイルの内容を解釈し、その処方箋に従って粒子治療システムを構成する。制御システムは、構成プロセスを実行するために粒子治療システムの様々なサブシステムに入出力（Ｉ／Ｏ）を供給するように構成されている１つ若しくは複数の処理デバイス及び／又は他の電子機器、プログラム可能論理回路などを備えることができる。以下では、前述の例示的な処方箋において指定された様々な動作特性に対する例示的な構成プロセスを説明する。

処方箋では、患者に照射される粒子の線量を指定することができる。線量は、上で説明されている電離チャンバー９５８を使用して制御され得る。すなわち、粒子ビームは、最初にオンにされる。制御機構（例えば、回路又はコンピューティングデバイス）は、電離チャンバーからの出力によってトリガーされるカウンターからのクリックの数に基づき線量の経過を追跡する。線量が規定量を超えた場合、粒子ビームはオフにされる（例えば、ＲＦ源をオフにする、イオン源をオフにする、又はその両方をオフにすることによって）。粒子ビームがオンにされるか、又はオフにされるかで、それぞれ線量を増やしたり減らしたりできる。

幾つかの場合において、線量は、ビームの照射領域の大きさ（断面積）に依存し得る。一実施例において、３つの異なるビームの照射領域の大きさを生成するために３つの異なる散乱体があるものとしてよい。他の実施例では、これがそうでないか、又は異なる数の散乱体がある場合もある。それぞれの散乱体は、対応する散乱体で生成される粒子ビームによって記録されるクリックの数を掛けた、異なる係数Ａ、Ｂ、Ｃに関連付けられ得る。例えば、Ａに対する係数は１０，０００であり、Ｂに対する係数は４０，０００であり、Ｃに対する係数は７５００であるものとしてよい。クリックの数に適切な係数を掛けた値が適切な閾値に達した場合、ビームはオフにされる。上で指摘されているもの以外の散乱体係数に対する値も使用され得る。

処方箋では、患者に照射される粒子に対する線量率を指定することができる。本発明における線量率は、患者体内の深さの範囲にわたって与えられる線量（例えば、拡大ブラッグピークの形状）に対応する。この点で、粒子治療システムは、所定のビームの照射領域の大きさを有する公称線量率に対してイオン源の公称パルス幅を設定する。図３０に関して上で説明されているように、ブラッグ曲線の形状は、患者体内の異なる深さに対して変化し得る。したがって、異なる深さに対して均一なブラッグピークを有する線量レベルを近似するためにＬＵＴを使用して変調ホイールが回転するときのイオン源のパルス幅の変化量を決定することができる。またシステムは、電離チャンバーの出力を使用して線量率を監視し、線量率レベルを維持するか、又は変化させるためにイオン源のパルス幅を調整する。例えば、線量が低すぎると判定された場合、すべてのパルス幅が一定量だけ増大され、線量レベルを上げることができる。これは、拡大ブラッグピークの形状を変化させるためにホイール変調の回転と共にパルス幅を変化させることに加えて行われる。

幾つかの実施例では、構造体８１５（図２４及び図２５）は、粒子ビームを散乱させる。この散乱は、線量率に影響を及ぼし得る。上で説明されているように、構造体８１５の回転は、ガントリーの回転に依存する。したがって、構造体８１５によって引き起こされる散乱を補償するために、ガントリーの回転角に基づく、乗数が選択され得る。乗数はイオン源のパルス幅に適用され、パルス幅を増減し、それによって、粒子ビームの強度を増減することができる。例示的な一実施例において、乗数は値「２」であり、ガントリーが９０度の角度にあるときに、その乗数がイオン源のパルス幅に適用され得る（それによってパルス幅が倍になる）。他の実施例では、異なる乗数（分数乗数）が使用されるか、乗数はいっさい使用されないか、又は多数の異なる乗数が異なるガントリーの回転角に対して使用され得る。

処方箋で、患者が横たわるカウチの配置によって定められる、患者の位置を指定することができる。幾つかの実施例では、カウチの位置は、直交座標Ｘ、Ｙ、及びＺに関して指定される。制御システムは、これらの座標を受信し、カウチを適切なＸＹＺ位置に置くように１つ若しくは複数のモータ又は他の移動機構を制御することができる。処方箋では、カウチの回転位置（Φ）を指定することもできる。この点で、カウチは、定義済み平面（例えば、ＸＹ平面）に対して回転可能である。Φは、その平面に関するカウチに対する回転の量を示す。

処方箋では、ガントリーの回転位置を指定することができる。これは、角度Θを用いて処方箋において指定される。この点で、ガントリー（粒子加速器が載せられる）は、上で説明されているように、治療が施される地点まで軸を中心に回転され得る。制御システムは、処方箋に記載されているこの回転位置（Θ）を識別し、ガントリーをしかるべく移動する。

処方箋では、ビームの照射領域の大きさ（例えば、患者に照射される粒子ビームの断面積）を指定することができる。幾つかの実施例では、粒子ビームの断面領域は、円形である。他の実施例では、粒子ビームの断面領域は、他の形状、例えば、卵形、矩形、などの形状をとり得る。いずれの場合も、ビームの照射領域の大きさは、ＸＹ座標に関して指定され得る。制御システムは、これらのＸＹ座標を受信し、ビームの経路内に置く適切な散乱体（例えば、９５６）を選択することによってビームの照射領域の大きさを制御する。上で説明されているように、異なる散乱体は、異なるビームの照射領域の大きさをもたらす。この点で、様々な散乱体が、ビーム経路内に特定の散乱体を位置決めするためにビーム経路に対して移動可能であるトレイ上に位置決めされ得る。一実施例において、トレイは、３つの独立した散乱体及び穴（別のデバイスを埋め込まれ得る）を備える。他の実施例では、選択可能な散乱体がさらに多い場合も少ない場合もある。

幾つかの実施例では、粒子ビームは、ガントリーの角度に応じて中心を外れて散乱体に当たり得る。これは、構造体８１５によって生じる散乱よって引き起こされ得る。したがって、散乱体の位置は、例えば、処方箋に従って制御されるものとしてよく、これにより、粒子ビームは、散乱体の中心、散乱体の中心の近く、又は散乱体上の他の適切な位置に当たる。この様式で散乱体を移動することで、ビームの照射領域の大きさの予想外の差異を低減することができる。

処方箋では、粒子ビームが患者に貫入すべき深さを指定することができる。深さは、少なくとも一部は、１つ又は複数のビーム吸収体をビーム経路内に（例えば、散乱体の一部として）組み込むことによって制御され得る。例えば、上で説明されているように、吸収体９５７はプラスチックであり、貫入深さが低減される量に正比例する厚さを有することができる。例えば、貫入深さが１０ｃｍ低減される場合、吸収体は、均一な１０ｃｍの厚さを有することができる。上で指摘されているように、吸収体は、異なる厚さを有するホイールであってよい。適切な厚さ部が、処方箋で指定された深さに基づき粒子ビーム経路内に回して入れられ得る。モータ又は他の機構でホイールを制御することができる。他の実施例では、異なる構造体及び移動機構が使用され得る。

指定された深さでは、適切な変調ホイールを選択することが必要になることもある。より具体的には、上で説明されているように、それぞれの変調ホイールは、一定範囲のブラッグピーク深さを形成するように構成される。上で説明されているように、線形補間を使用して、異なる深さで拡大ブラッグピークを補正するために使用され得るパルス幅の変化を決定することができる。他の実施例では、パルス幅は、以下のように調整され得る。上で指摘されているように、図３１は、異なるブラッグピークａ、ｂ、及びｃに対する回転角についてプロットされたパルス幅を示している。図３１に示されているように、点ａにおいて、パルス幅が最大（及び増加）になっているが、それは点ａを公称レベルにするために粒子ビーム強度の増加が必要だからである。点ｃにおいて、パルス幅が最小（及び減少）になっているが、それは点ｃを公称レベルにするために粒子ビーム強度の減少が必要だからである。

幾つかの実施例では、変調ホイールのパルス幅及び対応する回転角は、ａにおける最も深い深さとｂにおける設計深さとの間の中間（ｅ）、及び最も浅い深さｃと設計深さｂとの間の中間（ｄ）でのブラッグピークに対して決定される。パルス幅と回転角との間の関係は、これらの中間点に対して決定される。また、適切なパルス幅調整曲線ｂ、ｄ、又はｅ（図３１）は、ａ、ｂ、又はｃに対するブラッグピークの位置に基づき選択される。例えば、ブラッグピークが、ｃとｄとの間にある場合に、曲線ｃが選択され、ブラッグピークが、ｂとｄとの間にある場合に、曲線ｂが選択され、ブラッグピークが、ｅとａとの間にある場合に、曲線ａが選択され、ブラッグピークが、ｂとｅとの間にある場合に、曲線ｂが選択される。異なる回転角に対してパルス幅を指定するために使用される曲線は、ビーム電流変調（ＢＣＭ）ファイルの一部であってよい。一実施例において、変調ホイール毎に２つのＢＣＭファイルと、１２個の変調ホイールとがあるが、異なる実施例には、異なる数のＢＣＭファイル及び変調ホイールがあってもよい。

したがって、要約すると、粒子ビームが患者体内に貫入する深さを指定するＬＵＴは、どの変調ホイールを選択すべきか、どの吸収体を使用すべきか、及びどのＢＣＭファイルを使用すべきかを示す情報を提供し得る。

処方箋では、患者体内への深さの程度（例えば、患者体内の拡大ブラッグピークの長さ）を指定することができる。より具体的には、上で示されているように、それぞれの変調ホイールは、最大の深さから患者の体表面まで（例えば、患者の皮膚の外層まで）均一な拡大ブラッグピークをもたらすように設計され得る。線量の深さをカスタマイズするために、望ましくない配置にある（図２６の領域９１７内にある）ブラッグピークは「オフにされ」得る。これは、変調ホイールのそれぞれの回転において適切な時刻にＲＦ源をオフにするか、イオン源をオフにするか、又はその両方をオフにすることによって実行され得る。結果として、処方箋に基づきブラッグピークの長さをカスタマイズすることが可能である。

処方箋では、粒子ビームの特定の形状を指定することができる。形状は、粒子ビームが通過する適切な開口を選択することによって制御され得る。開口が選択され、自動的に（例えば、モータ、ロボット、若しくは同様のものを使用して）、又は手動で取り付けられ得る。

処方箋では、粒子治療法によって治療される腫瘍の遠位形状を指定することができる。形状は不規則であってもよく、この形状で粒子ビームの可変深さを実質的に指定することができる。上で説明されているように、ボーラスは、腫瘍の遠位形状に対応する最大の粒子ビームの深さが得られるように、手動で、又は自動的に、製造され取り付けられ得る。

上で説明されているように、構造体の移動（例えば、回転）は、より大きな粒子治療システムの一部である制御システムを使用してコンピュータ制御され得る。コンピュータ制御は、運動を発生させるアクチュエータ及びモータなどの、機械的デバイスの移動を制御するための１つ又は複数の制御信号を発生するステップを含み得る。構造体８１５の回転は、粒子加速器が取り付けられているガントリー（例えば、ガントリーの回転を示している図１、図１１、及び図１２を参照）の回転位置によって測定されるような、粒子加速器の回転位置に基づき制御され得る。ガントリーの位置に対して構造体の回転位置を設定するために使用される様々なパラメータは、経験的に測定され、制御システムのコンピュータにプログラムされ得る。

この点で、重力の効果は、異なる角度にわたって粒子ビームの定常性に影響を及ぼし得る。例えば、ガントリーは、患者の周りに粒子加速器を回転させる。その結果、加速器は、異なる角度から粒子ビームを照射しなければならない。これらの角度における重力の異なる効果により、粒子ビームは異なる角度において異なる特性を有し得る。本明細書で説明されている例示的なシステムにおいて、制御システムコンピュータは、重力の効果を考慮し、これらの効果を相殺する調整をシステムに加えるようにプログラムされ得る。例えば、一実施例において、ガントリーのそれぞれの回転角について指定される一組のパラメータを（例えば、処方箋の一部である、又は一部でないルックアップテーブルの中で）設定することができる。制御システムコンピュータは、ガントリーの現在の角度を判定し、その角度に対応するテーブルからパラメータを読み取り、それらのパラメータに基づき適切な調整を行うことができる。

例示的な一実施例において、ルックアップテーブルは、１０度の角度増分、例えば、１０°、２０°、３０°、４０°などのガントリーの角度に対するパラメータを含む。ガントリーの角度がこれら１０度増分の間に入っている場合、制御コンピュータシステムは、間にあるガントリーの角度より大きい、及び小さい角度に対するパラメータ値の間で補間することができる。幾つかの実施例では、角度増分は、１０度未満であってもよく、例えば、角度増分は、１度、２度、５度などとすることができる。

幾つかの実施例では、ガントリーに依存し、ガントリーの角度と共に変化する１つ又は複数のルックアップテーブル（若しくは他のデータ構造）に含まれ得るパラメータは、限定はしないが、構造体８１５（「マイクロアブソーバーホイール」）の回転、所定の角度に適切な磁石電流オフセット、所定の角度に適切なイオン（ビーム）電流オフセット、所定の角度に対する粒子のパルス幅（例えば、イオン源からの粒子のパルスの幅／持続時間）、所定の角度に対する周波数振幅変調テーブル、粒子ビームを患者に導くための加速器の出力におけるステアリングコイルに対する位置の値、並びに主コイル及び能動帰還コイルを含むコイルの位置を含む。

幾つかの実施例では、制御システムコンピュータは、開ループ補正プロセスを使用し、他の実施例では、制御システムコンピュータは、閉ループ補正プロセスを使用する。例示的な開ループ補正プロセスでは、制御システムコンピュータは、特定の角度に対するルックアップテーブルからパラメータを取得し、取得されたパラメータにシステムを設定するオペレーションを実行する。例えば、システムは、所定のガントリーの角度に対する磁石電流を取得し、適切な量の電流を磁石に流すための信号を出力することができる。例示的な閉ループ補正プロセスでは、制御システムコンピュータは、そのルックアップテーブルに対するパラメータを取得し、パラメータに対応する現在値を決定し、現在値が取得された値に達するまで適切な調整を行う。例えば、フィードバックシステム及び／又はフィードバック回路を使用して、現在値及びその値への調整を測定することができ、制御システムコンピュータは、そのパラメータに対する適切な値に達するまで調整を行い続けるものとしてよい。

幾つかの実施例では、粒子治療システムは、粒子加速器の出力のところに走査システムを備える。この点で、図３４に表すように、粒子加速器（図１及び図２に示されている構成を有するものとしてよい）の引き出しチャネル１００２の出力のところに、ビーム形成システム１２５などのビーム形成システムがある。ビーム形成システムは、走査システムであってよい。例示的な走査システム１００６が図３４に示されており、これは粒子ビームを照射ターゲットの少なくとも一部に走査するために使用され得る。図３５は、走査磁石１００８、イオンチャンバー１００９、及びエネルギーデグレーダ１０１０を備える走査システムのコンポーネントの例を示している。走査システムの他のコンポーネントは、図３５に示されていない。

動作例において、走査磁石１００８は、２次元内で制御可能であり（例えば、直交座標のＸＹ次元）、これにより、粒子ビームを照射ターゲットの一部（例えば、断面）に導く。イオンチャンバー１００９では、ビームの線量を検出し、その情報を制御システムにフィードバックする。エネルギーデグレーダ１０１０は、材料を粒子ビームの経路内に出し入れして、粒子ビームのエネルギー、したがって粒子ビームが照射ターゲットを貫通する深さを変化させるように制御可能である。

図３６及び図３７は、例示的な走査磁石１００８の図である。走査磁石１００８は、Ｘ方向の粒子ビーム移動を制御する２つのコイル１０１１と、Ｙ方向の粒子ビーム移動を制御する２つのコイル１０１２とを含む。制御は、幾つかの実施例では、一方のコイルの組又は両方の組を通る電流を変化させ、それによって、発生する磁場を変化させることによって達成される。磁場を適切に変化させることによって、粒子ビームは、照射ターゲット上をＸ及び／又はＹ方向に移動することができる。幾つかの実施例では、走査磁石は、粒子加速器に対して物理的に移動可能でない。他の実施例では、走査磁石は、加速器に対して移動可能であるものとしてよい（例えば、ガントリーによってもたらされる移動に加えて）。

この例では、イオンチャンバー１００９は、入射放射線によって引き起こされるガス内に形成されるイオン対の数を検出することによって、粒子ビームによって印加される線量を検出する。イオン対の数は、粒子ビームによってもたらされる線量に対応する。その情報は、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フィードバックされる。コンピュータシステム（図示しない）は、メモリ及び１つ又は複数の処理デバイスを含むものとしてよく、イオンチャンバーによって検出された線量が意図された線量であるかどうかを判定する。その線量が意図された通りでない場合、コンピュータシステムは、加速器を制御して、粒子ビームの発生及び／又は出力を中断し、及び／又は走査磁石を制御して照射ターゲットへの粒子ビームの出力を妨げることができる。

図３８は、エネルギーデグレーダ１０１０の例示的な一実施例である、飛程変調装置１０１５を示している。図３８に示されているような幾つかのそのような実施例において、飛程変調装置は、一連のプレート１０１６を含む。これらのプレートは１つ又は複数のエネルギー吸収材料で作ることができる。

これらのプレートのうちの１つ又は複数は、ビーム経路内に出入りすることができ、それによって、粒子ビームのエネルギーに、したがって照射ターゲット内への粒子ビームの貫入深さに影響を及ぼす。例えば、粒子ビームの経路内に入るプレートが多ければ多いほど、プレートによって吸収されるエネルギーが大きくなり、粒子ビームが有するエネルギーは小さくなる。逆に、粒子ビームの経路内に入るプレートが少なければ少ないほど、プレートによって吸収されるエネルギーは小さくなり、粒子ビームが有するエネルギーは大きくなる。エネルギーが高い粒子ビームは、エネルギーが低い粒子ビームよりも照射ターゲット内により深く貫入する。この記述において、「より高い」及び「より低い」は、相対語としての意味であり、特定の数値的な含意を有するわけではない。

プレートは、粒子ビームの経路内に物理的に入り、そして出る。例えば、図３９に示されているように、プレート１０１６ａは、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を矢印１０１７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入るプレートの数は、照射ターゲットの走査が行われるべき深さに対応する。例えば、照射ターゲットは、幾つかの断面に分割され、それぞれの断面は照射深さに対応するものとしてよい。飛程変調装置の１つ又は複数のプレートは、照射ターゲットへのビーム経路内を出入りすることができ、これにより、照射ターゲットの断面のそれぞれを照射する適切なエネルギーを得ることができる。

幾つかの実施例では、走査を使用して照射ターゲットを治療する前に治療計画が立てられる。治療計画では、特定の照射ターゲットに対し走査をどのように実行すべきかを指定することができる。幾つかの実施例では、治療計画で指定する情報は、走査の種類（例えば、スポット走査又はラスタ走査）、走査配置（例えば、走査すべきスポットの配置）、走査配置当たりの磁石電流、スポット当たりの線量、照射ターゲット断面の配置（例えば、深さ）、断面当たりの粒子ビームエネルギー、それぞれの粒子ビームエネルギーに対するビーム経路内に入るプレート又は他の種類の片、などである。一般的に、スポット走査は、照射ターゲット上の飛び飛びのスポットに照射を行うことを伴い、ラスタ走査は、照射ターゲットに渡って照射スポットを移動することを伴う。したがって、スポットサイズのコンセプトは、ラスタ走査とスポット走査の両方に適用される。

上で説明されているものを含む、走査システムの構成要素は、加速器の移動の結果生じる重力の影響を受ける可能性がある。したがって、走査システムの前述の構成要素のどれか、又はすべては、重力の効果を補償するように制御され得る。この点で、レンジ変調は、一般に加速器と共に回転しないが、レンジ変調が回転するシステムでは、レンジ変調も同様に制御され得る。開ループと閉ループの両方の制御を使用して、走査システムに対する重力の効果を補償することができる。走査システムに関連するパラメータは、ルックアップテーブル内に組み込まれ、上で説明されているように制御コンピュータによって取得され得る。

処方箋による粒子治療システムの構成は、コンピュータ制御され得る。コンピュータ制御は、１つ又は複数のコンピュータから粒子治療システム上の、又は粒子治療システムに関連する様々な電子機器に出力される１つ又は複数の信号を通じて行うことができる。この点で、制御システムによって実装される構成プロセス及びその様々な修正（これ以降、「プロセス」と称する）のすべて又は一部は、少なくとも一部は、データ処理装置、例えば、プログラム可能なプロセッサ、１つのコンピュータ、若しくは複数のコンピュータによる実行のため、又はこれらのオペレーションを制御するために、コンピュータプログラム製品として、すなわち、１つ又は複数の情報媒体内に、例えば、１つ又は複数の有形の、非一時的な機械可読記憶媒体内に明確に具現化されるコンピュータプログラムとして実装され得る。

コンピュータプログラムは、コンパイル言語又はインタプリタ言語を含む、任意の形態のプログラミング言語で書かれ、スタンドアロンプログラム、又はモジュール、コンポーネント、サブルーチン、又はコンピューティング環境において使用するのに適している他のユニットを含む、任意の形態で配置され得る。コンピュータプログラムは、１つのコンピュータ上で、又は１つのサイトにあるか、又は複数のサイトにまたがって分散され、ネットワークによって相互接続されている複数のコンピュータ上で実行されるように配置され得る。

これらのプロセスを実装することに関連する動作は、１つ又は複数のコンピュータプログラムを実行して較正プロセスの機能を実行する１つ又は複数のプログラム可能なプロセッサによって実行され得る。これらのプロセスのすべて又は一部は、専用論理回路、例えば、ＦＰＧＡ（フィールドプログラマブルゲートアレイ）、及び／又はＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）として実装され得る。

コンピュータプログラムの実行に適しているプロセッサとしては、例えば、汎用マイクロプロセッサ、専用マイクロプロセッサ、及び任意の種類のデジタルコンピュータの任意の１つ又は複数のプロセッサが挙げられる。一般的に、プロセッサは、読み出し専用記憶領域又はランダムアクセス記憶領域又はその両方から命令及びデータを受け取る。コンピュータ（サーバーを含む）の要素は、命令を実行するための１つ又は複数のプロセッサ並びに命令及びデータを格納するための１つ又は複数の記憶領域デバイスを含む。一般的に、コンピュータは、データを格納するための大容量記憶装置デバイスなどの１つ又は複数の機械可読記憶媒体、例えば、磁気ディスク、磁気光ディスク、又は光ディスクも備え、これらからデータを受け取るか、又はこれらにデータを転送するか、又はその両方を行うように動作可能なように結合される。コンピュータプログラムの命令及びデータを具現化するのに好適な機械可読記憶媒体は、例えば、半導体記憶領域デバイス、例えば、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、及びフラッシュ記憶領域デバイス、磁気ディスク、例えば、内蔵ハードディスク又はリムーバブルディスク、光磁気ディスク、並びにＣＤ−ＲＯＭ及びＤＶＤ−ＲＯＭディスクを含む、あらゆる形態の不揮発性記憶領域を含む。

前述の実施例のうちのさらにいずれか２つを、引き出しチャネル内の粒子ビームのエネルギーに影響を及ぼすために適切な組み合わせで使用することができる。同様に、前述の実施例のうちのさらにいずれか２つの個別の特徴は、同じ目的のために適切な組み合わせで使用され得る。

本明細書で説明されている異なる実施例の要素は、特に上で述べていない他の実施例を形成するように組み合わせることもできる。要素は、その動作に悪影響を及ぼすことなく本明細書で説明されているプロセス、システム、装置などから外してもよい。本明細書で説明されている機能を実行するために、様々な別々の要素を１つ又は複数の個別の要素に組み合わせることができる。

本明細書で説明されている例示的な実装は、粒子治療システムと共に使用すること、又は本明細書で説明されている例示的な粒子治療システムと共に使用することに限定されない。

本明細書で説明されているようなシステム内で使用され得る粒子加速器の例示的な実施例の設計に関する追加の情報は、参照により本明細書に組み込まれている２００６年１月２０日に出願した米国仮出願第６０／７６０，７８８号、名称「Ｈｉｇｈ−ＦｉｅｌｄＳｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇＳｙｎｃｈｒｏｃｙｃｌｏｔｒｏｎ」、２００６年８月９日に出願した米国特許出願第１１／４６３，４０２号、名称「ＭａｇｎｅｔＳｔｒｕｃｔｕｒｅＦｏｒＰａｒｔｉｃｌｅＡｃｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ」、及び２００６年１０月１０日に出願した米国仮出願第６０／８５０，５６５号、名称「ＣｒｙｏｇｅｎｉｃＶａｃｕｕｍＢｒｅａｋＰｎｅｕｍａｔｉｃＴｈｅｒｍａｌＣｏｕｐｌｅｒ」に記載されている。

以下の出願は、参照により本出願に組み込まれている。米国仮出願、名称「ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧＩＮＴＥＮＳＩＴＹＯＦＡＰＡＲＴＩＣＬＥＢＥＡＭ」（出願第６１／７０７，４６６号）、米国仮出願、名称「ＡＤＪＵＳＴＩＮＧＥＮＥＲＧＹＯＦＡＰＡＲＴＩＣＬＥＢＥＡＭ」（出願第６１／７０７，５１５号）、米国仮出願、名称「ＡＤＪＵＳＴＩＮＧＣＯＩＬＰＯＳＩＴＩＯＮ」（出願第６１／７０７，５４８号）、米国仮出願、名称「ＦＯＣＵＳＩＮＧＡＰＡＲＴＩＣＬＥＢＥＡＭＵＳＩＮＧＭＡＧＮＥＴＩＣＦＩＥＬＤＦＬＵＴＴＥＲ」（出願第６１／７０７，５７２号）、米国仮出願、名称「ＭＡＧＮＥＴＩＣＦＩＥＬＤＲＥＧＥＮＥＲＡＴＯＲ」（出願第６１／７０７，５９０号）、米国仮出願、名称「ＦＯＣＵＳＩＮＧＡＰＡＲＴＩＣＬＥＢＥＡＭ」（出願第６１／７０７，７０４号）、米国仮出願、名称「ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧＰＡＲＴＩＣＬＥＴＨＥＲＡＰＹ」（出願第６１／７０７，６２４号）、及び米国仮出願、名称「ＣＯＮＴＲＯＬＳＹＳＴＥＭＦＯＲＡＰＡＲＴＩＣＬＥＡＣＣＥＬＥＲＡＴＯＲ」（出願第６１／７０７，６４５号）。

以下の参考文献も、参照により本出願に組み込まれている。２０１０年６月１日に発行された米国特許第７，７２８，３１１号、２００７年１１月３０日に出願した米国特許出願第１１／９４８，３５９号、２００８年１１月２０日に出願した米国特許出願第１２／２７５，１０３号、２００７年１１月３０日に出願した米国特許出願第１１／９４８，６６２号、２００７年１１月３０日に出願した米国仮出願第６０／９９１，４５４号、２０１１年８月２３日に発行された米国特許第８，００３，９６４号、２００７年４月２４日に発行された米国特許第７，２０８，７４８号、２００８年７月２２日に発行された米国特許第７，４０２，９６３号、２０１０年２月９日に出願した米国特許出願第１３／１４８，０００号、２００７年１１月９日に出願した米国特許出願第１１／９３７，５７３号、２００５年７月２１日に出願した米国特許出願第１１／１８７，６３３号、名称「ＡＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＲａｄｉｏＦｒｅｑｕｅｎｃｙＷａｖｅｆｏｒｍＧｅｎｅｒａｔｏｒｆｏｒａＳｙｎｃｈｒｏｃｙｃｌｏｔｒｏｎ」２００４年７月２１日に出願した米国仮出願第６０／５９０，０８９号、２００４年９月２４日に出願した米国特許出願第１０／９４９，７３４号、名称「ＡＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＰａｒｔｉｃｌｅＳｃａｔｔｅｒｅｒｆｏｒＲａｄｉａｔｉｏｎＴｈｅｒａｐｙＢｅａｍＦｏｒｍａｔｉｏｎ」、及び２００５年７月２１日に出願した米国仮出願第６０／５９０，０８８号。

本出願の任意の特徴は、以下の１つ又は複数の適切な特徴と組み合わせることができる。米国仮出願、名称「ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧＩＮＴＥＮＳＩＴＹＯＦＡＰＡＲＴＩＣＬＥＢＥＡＭ」（出願第６１／７０７，４６６号）、米国仮出願、名称「ＡＤＪＵＳＴＩＮＧＥＮＥＲＧＹＯＦＡＰＡＲＴＩＣＬＥＢＥＡＭ」（出願第６１／７０７，５１５号）、米国仮出願、名称「ＡＤＪＵＳＴＩＮＧＣＯＩＬＰＯＳＩＴＩＯＮ」（出願第６１／７０７，５４８号）、米国仮出願、名称「ＦＯＣＵＳＩＮＧＡＰＡＲＴＩＣＬＥＢＥＡＭＵＳＩＮＧＭＡＧＮＥＴＩＣＦＩＥＬＤＦＬＵＴＴＥＲ」（出願第６１／７０７，５７２号）、米国仮出願、名称「ＭＡＧＮＥＴＩＣＦＩＥＬＤＲＥＧＥＮＥＲＡＴＯＲ」（出願第６１／７０７，５９０号）、米国仮出願、名称「ＦＯＣＵＳＩＮＧＡＰＡＲＴＩＣＬＥＢＥＡＭ」（出願第６１／７０７，７０４号）、米国仮出願、名称「ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧＰＡＲＴＩＣＬＥＴＨＥＲＡＰＹ」（出願第６１／７０７，６２４号）、及び米国仮出願、名称「ＣＯＮＴＲＯＬＳＹＳＴＥＭＦＯＲＡＰＡＲＴＩＣＬＥＡＣＣＥＬＥＲＡＴＯＲ」（出願第６１／７０７，６４５号）、２０１０年６月１日に発行された米国特許第７，７２８，３１１号、２００７年１１月３０日に出願した米国特許出願第１１／９４８，３５９号、２００８年１１月２０日に出願した米国特許出願第１２／２７５，１０３号、２００７年１１月３０日に出願した米国特許出願第１１／９４８，６６２号、２００７年１１月３０日に出願した米国仮出願第６０／９９１，４５４号、２０１３年５月３１日に出願した米国特許出願第１３／９０７，６０１号、２０１３年６月１２日に出願した米国特許出願第１３／９１６，４０１号、２０１１年８月２３日に発行された米国特許第８，００３，９６４号、２００７年４月２４日に発行された米国特許第７，２０８，７４８号、２００８年７月２２日に発行された米国特許第７，４０２，９６３号、２０１０年２月９日に出願した米国特許出願第１３／１４８，０００号、２００７年１１月９日に出願した米国特許出願第１１／９３７，５７３号、２００５年７月２１日に出願した米国特許出願第１１／１８７，６３３号、名称「ＡＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＲａｄｉｏＦｒｅｑｕｅｎｃｙＷａｖｅｆｏｒｍＧｅｎｅｒａｔｏｒｆｏｒａＳｙｎｃｈｒｏｃｙｃｌｏｔｒｏｎ」、２００４年７月２１日に出願した米国仮出願第６０／５９０，０８９号、２００４年９月２４日に出願した米国特許出願第１０／９４９，７３４号、名称「ＡＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＰａｒｔｉｃｌｅＳｃａｔｔｅｒｅｒｆｏｒＲａｄｉａｔｉｏｎＴｈｅｒａｐｙＢｅａｍＦｏｒｍａｔｉｏｎ」、及び２００５年７月２１日に出願した米国仮出願第６０／５９０，０８８号。

本特許出願が優先権を主張する仮出願及び上で参照により組み込まれている文献を除き、他のいかなる文献も参照により本特許出願に組み込まれない。

本明細書で特に説明されていない他の実施例も、以下の請求項の範囲内に収まる。

１０シンクロサイクロトロン
１２磁石システム
３８ビーム引き出しシステム
４０環状超電導コイル
４２環状超電導コイル
４４磁極面
４６磁極面
４７共通軸
４８Ｎｂ_３Ｓｎ系超電導線
５２絶縁体
５３ワイヤ
５５ヒーターブランケット
５６環状ステンレスリバースボビン、矩形リバースボビン
６０復元力
７０低温保持槽
７１支持点
７２ギフォードマクマホン冷凍機
７３支持点
７４ギフォードマクマホン冷凍機
７６低温端部
７７ギフォードマクマホン冷凍機
７８ヘッド
７９ギフォードマクマホン冷凍機
８０圧縮機
８１半分
８２磁石ヨーク、鉄ヨーク、磁気構造体
８３半分
８４帰還磁束
８６容積部
９０粒子源
９１高周波駆動システム
９２幾何学的中心
９４電気ケーブル
９５電流源
９９水素の供給部
１００ディープレート
１０１ガス管路、ガス管
１０２ダミーディープレート
１０３、１０５半円形表面
１０７空間
１０８水冷管路
１０９ダクト
１１１真空ポンプ
１１３熱交換器
１１４磁気シールド
１１６空間
１１９真空槽
１２２釣合いおもり
１２４釣合いおもり
１２５ビーム形成システム
１４６迷路
１４８壁、側壁
１５０壁、側壁
１５２壁
１５４壁、側壁
１５６壁、側壁
１６０治療室
１６２基部
１６４床面積
１７０患者支持体
１９０陰極
１９２陰極
１９４管
２００磁場
４０２高温−低温支持ストラップ
４０４高温−低温支持ストラップ
４０６高温−低温支持ストラップ
４０８Ｓ２ガラス繊維リンク
５００荷電粒子線治療システム
５０２シンクロサイクロトロン
５０４回転式ガントリー
５０８脚部
５１０脚部
５１２軸受
５１４軸受
５１６鉄骨トラス、トラス構造体
５１８治療領域
５２０範囲
５２２床
５２４ボールト
５３２水平回転軸線
５３４範囲
５４０アイソセンター
５８０スパン
５８２スパン
６０１内部ガントリー
６０２システム
６０４シンクロサイクロトロン
６０５ガントリー
６０６患者支持体
６０７患者
６１０アプリケータ
６１１表面
６１４カバー
６１５矢印
６１６矢印
６１７構造溶接部
６１８精密リニアベアリングレール
６１９伸長駆動部
６２０シータ駆動部
６２１頂部
６２２底部
６２４、６２５端部
６２６矢印
６３５開口
７００粒子源
７１７陰極
８００空洞
８０２磁気再生器
８０３引き出しチャネル
８０５磁場バンプ
８０６ボビン
８０９、８１０超電導コイル
８１１磁気構造体
８１５構造体
８１５ａより厚い部分
８１５ｂより薄い部分
８１６モータ
９０１点
９０２点
９０３ブラッグ曲線
９０４点
９０５ブラッグ曲線
９０６点
９０７ブラッグ曲線
９０８ａから９０８ｂ深さ
９１０変調ホイール
９１１ステップ
９１４ステップ
９１５ステップ
９１７領域
９５０ブラッグ曲線
９５１ブラッグ曲線
９５２ブラッグ曲線
９５５出力
９５６散乱体
９５７吸収体
９５８電離チャンバー
９６０開口
９６１粒子ビーム
９６２ボーラス
９６４３次元（３Ｄ）表面形状
１００２引き出しチャネル
１００８走査磁石
１００９イオンチャンバー
１０１０エネルギーデグレーダ

Claims

患者の位置に対して回転可能であるガントリーと、
前記ガントリーに取り付けられ、粒子ビームを前記患者の位置に実質的に直接出力するための粒子加速器と、
粒子治療システムの１つ又は複数の動作特性を構成するための機械命令を生成する制御システムであって、前記動作特性のうちの少なくとも１つが前記患者の位置に対する前記ガントリーの回転角に関係するか、又は回転角の影響を受ける、制御システムとを備える、粒子治療システム。
前記動作特性のうちの少なくとも１つが前記ガントリーの角度位置を含む、請求項１に記載の粒子治療システム。
電離プラズマのパルスを空洞に送り込むための粒子源をさらに備え、前記粒子源のパルスが、前記パルスを発生させるための前記粒子源の動作の持続時間に対応するパルス幅を有し、
前記動作特性のうちの少なくとも１つが、前記ガントリーの回転位置に基づくとともに、前記パルス幅に適用される、乗数を含む、請求項１に記載の粒子治療システム。
前記動作特性のうちの少なくとも１つが、前記粒子加速器によって出力される粒子の線量を含む、請求項１に記載の粒子治療システム。
前記動作特性のうちの少なくとも１つが、前記粒子加速器によって出力される粒子の線量率を含む、請求項１に記載の粒子治療システム。
電離プラズマのパルスを空洞に送り込むための粒子源であって、前記粒子源の各パルスが、前記対応するパルスを発生させるための前記粒子源の動作の持続時間に対応するパルス幅を有する、粒子源と、
異なる厚さを有する変調ホイールであって、それぞれの厚さが前記変調ホイールの異なる外周長に渡って延在する、変調ホイールとをさらに備え、
前記線量率を構成するステップが、前記変調ホイールの回転位置に基づきパルス幅を変化させるステップを含む、請求項５に記載の粒子治療システム。
前記動作特性のうちの少なくとも１つが患者の位置を含む、請求項１に記載の粒子治療システム。
前記患者の位置に対応する、前記患者が横たわる構造体をさらに備え、
前記患者の前記位置を構成するステップが、１つ又は複数の座標位置に対して前記構造体を移動するステップを含む、請求項７に記載の粒子治療システム。
前記動作特性のうちの少なくとも１つが、前記粒子加速器によって出力される粒子ビームの照射領域の大きさを含む、請求項１に記載の粒子治療システム。
前記粒子ビームの前記照射領域の大きさを変化させるための異なる構成を有する散乱デバイスをさらに備え、
前記照射領域の大きさを構成するステップが、前記粒子ビームの経路内に移動する前記散乱デバイスの１つを選択するステップと、前記選択された散乱デバイスを前記粒子ビームの前記経路内に移動するステップとを含む、請求項９に記載の粒子治療システム。
前記動作特性のうちの少なくとも１つが、前記粒子加速器によって出力される粒子ビームの深さを含む、請求項１に記載の粒子治療システム。
粒子ビームを吸収するための異なる厚さを有する吸収体をさらに備え、
前記深さを構成するステップは、特定の厚さ部分を前記粒子ビームの経路内に置くために前記吸収体を制御するステップを含む、請求項１１に記載の粒子治療システム。
それぞれの変調ホイールが異なる厚さを有し、それぞれの厚さが、前記変調ホイールの異なる外周長に渡って延在する、複数の変調ホイールをさらに備え、
前記深さを構成するステップが、前記粒子ビームの経路内に移動する変調ホイールを選択するステップを含む、請求項１１に記載の粒子治療システム。
電離プラズマのパルスを空洞に送り込むための粒子源であって、前記粒子源のそれぞれのパルスが、前記対応するパルスを発生させるための前記粒子源の動作の持続時間に対応するパルス幅を有する、粒子源をさらに備え、
前記深さを構成するステップが、選択された変調ホイールの回転位置に基づきパルス幅を変化させるための命令を収めたファイルを選択するステップをさらに含む、請求項１３に記載の粒子治療システム。
前記動作特性のうちの少なくとも１つが、前記粒子加速器によって出力される粒子ビームの深さの程度を含む、請求項１に記載の粒子治療システム。
電離プラズマのパルスを空洞に送り込むための粒子源であって、前記粒子源のパルスが、前記対応するパルスを発生させるための前記粒子源の動作の持続時間に対応するパルス幅を有する、粒子源と、
異なる厚さを有する変調ホイールであって、それぞれの厚さが、前記変調ホイールの異なる外周長に渡って延在する、変調ホイールとをさらに備え、
粒子ビームの前記深さの前記程度を構成するステップは、前記変調ホイールの特定の回転位置で前記粒子源をオフにするステップを含む、請求項１５に記載の粒子治療システム。
前記動作特性のうちの少なくとも１つが、前記粒子加速器によって出力される粒子ビームの形状を含む、請求項１に記載の粒子治療システム。
異なる形状に対応する１つ又は複数の開口をさらに備え、
粒子ビームの前記形状を構成するステップが、前記開口のうちの１つを選択するステップと、前記選択された開口を前記粒子ビームの経路内に移動するステップとを含む、請求項１７に記載の粒子治療システム。
前記動作特性のうちの少なくとも１つが、前記粒子加速器によって出力される粒子ビームの深さ方向の形状を含む、請求項１に記載の粒子治療システム。
飛程補償ボーラスをさらに備え、
粒子ビームの前記深さ方向の形状を構成するステップが、前記飛程補償ボーラスを前記粒子ビームの経路内に移動するステップを含む、請求項１９に記載の粒子治療システム。
前記制御システムが、粒子治療システムの要素を制御するようにプログラムされ、前記機械命令に基づき前記動作特性を制御する１つ又は複数のコンピューティングデバイスを備える、請求項１に記載の粒子治療システム。
走査システムを含み、前記動作特性のうちの１つ又は複数が前記走査システムに関係する、請求項１に記載の粒子治療システム。
前記粒子治療システムの１つ又は複数の動作特性を構成するステップが、開ループ制御を使用して実行される、請求項１に記載の粒子治療システム。
前記粒子治療システムの１つ又は複数の動作特性を構成するステップが、閉ループ制御を使用して実行される、請求項１に記載の粒子治療システム。
前記粒子治療システムの１つ又は複数の動作特性を構成するステップは、マイクロアブソーバーホイールの位置を調整するステップと、前記粒子加速器内の超電導磁石の磁流を調整するステップと、前記加速器から出力される粒子パルスのパルス幅を変えるステップとを含む、請求項１に記載の粒子治療システム。