JP6341521B2 - コリメータおよびエネルギーデグレーダ - Google Patents

Description

本開示は、一般的に、コリメータおよびエネルギーデグレーダなどの、粒子ビーム走査システムの要素に関する。

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、粒子は、磁場の存在下で空洞内の軌道に沿って加速され、引き出しチャネルを通して空洞から取り出される。磁場再生器は、空洞の外側の近くに磁場バンプを生成して幾つかの軌道のピッチおよび角度を歪め、これらの軌道が引き出しチャネルの方へ歳差運動をし、最終的に引き出しチャネル内に入るようにする。粒子からなるビームは、引き出しチャネルを出る。

走査システムは、引き出しチャネルのビーム下流側（ｄｏｗｎ−ｂｅａｍ）にある。この文脈において、「ビーム下流側」は、照射ターゲットに（ここでは、引き出しチャネルに対して）より近いことを意味する。走査システムは、ビームを照射ターゲットの少なくとも一部にわたって動かし、照射ターゲットの様々な部分をビームに曝す。例えば、腫瘍を治療するために、粒子ビームが腫瘍の異なる断面の上で「走査」され得る。

米国特許出願第１３／９０７，６０１号明細書 米国特許出願第１３／９１６，４０１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、名称「Ｍａｔｃｈｉｎｇ Ａ Ｒｅｓｏｎａｎｔ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｏｆ Ａ Ｒｅｓｏｎａｎｔ Ｃａｖｉｔｙ Ｔｏ Ａ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｏｆ Ａｎ Ｉｎｐｕｔ Ｖｏｌｔａｇｅ」 米国特許第７，７２８，３１１号明細書 米国特許出願第１２／２７５，１０３号明細書 米国仮出願第６０／７６０，７８８号、名称「Ｈｉｇｈ−Ｆｉｅｌｄ Ｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ Ｓｙｎｃｈｒｏｃｙｃｌｏｔｒｏｎ」 米国特許出願第１１／４６３，４０２号、名称「Ｍａｇｎｅｔ Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ Ｆｏｒ Ｐａｒｔｉｃｌｅ Ａｃｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ」 米国仮出願第６０／８５０，５６５号、名称「Ｃｒｙｏｇｅｎｉｃ Ｖａｃｕｕｍ Ｂｒｅａｋ Ｐｎｅｕｍａｔｉｃ Ｔｈｅｒｍａｌ Ｃｏｕｐｌｅｒ」 米国仮出願第６１／７０７，４６６号明細書、名称「ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧ ＩＮＴＥＮＳＩＴＹ ＯＦ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ」 米国仮出願第６１／７０７，５１５号明細書、名称「ＡＤＪＵＳＴＩＮＧ ＥＮＥＲＧＹ ＯＦ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ」 米国仮出願第６１／７０７，５４８号、名称「ＡＤＪＵＳＴＩＮＧ ＣＯＩＬ ＰＯＳＩＴＩＯＮ」 米国仮出願第６１／７０７，５７２号明細書、名称「ＦＯＣＵＳＩＮＧ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ ＵＳＩＮＧ ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＦＩＥＬＤ ＦＬＵＴＴＥＲ」 米国仮出願第６１／７０７，７０４号明細書、名称「ＦＯＣＵＳＩＮＧ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ」 米国仮出願第６１／７０７，６２４号明細書、名称「ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＴＨＥＲＡＰＹ」 米国仮出願第６１／７０７，６４５号明細書、名称「ＣＯＮＴＲＯＬ ＳＹＳＴＥＭ ＦＯＲ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＡＣＣＥＬＥＲＡＴＯＲ」 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「Ａ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｗａｖｅｆｏｒｍ Ｇｅｎｅｒａｔｏｒ ｆｏｒ ａ Ｓｙｎｃｈｒｏｃｙｃｌｏｔｒｏｎ」 米国仮出願第６０／５９０，０８９号明細書 米国仮出願第６０／５９０，０８８号明細書 米国特許出願第１０／９４９，７３４号明細書、名称「Ａ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｐａｒｔｉｃｌｅ Ｓｃａｔｔｅｒｅｒ ｆｏｒ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｔｈｅｒａｐｙ Ｂｅａｍ Ｆｏｒｍａｔｉｏｎ」

例示的な粒子治療システムは、粒子ビームを出力する粒子加速器と、粒子ビームを照射ターゲットの少なくとも一部にわたって走査させる粒子加速器用の走査システムとを備える。走査システムは粒子ビームを粒子ビームの方向に対してある角度を成す２次元内で走査するように構成される。構造体が縁を画成する。構造体は、構造体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あるように照射ターゲットに対して２次元内で移動するように制御可能である。構造体は、粒子ビームの透過を抑制する材料を含む。例示的な粒子治療システムは、以下の特徴のうちの１つまたは複数を、単独で、または組み合わせて含み得る。

構造体は、縁が照射ターゲットの異なる部分と粒子ビームとの間で移動され得るように少なくとも２次元内で回転可能であり得る。縁は、構造体の少なくとも一方の側で変化する半径を有する湾曲部を備え得る。湾曲部は、雲形定規の形であり得る。構造体は、開口を画成することができ、縁は、開口の縁を含み得る。構造体は、粒子ビームの方向を辿るように移動可能であり得る。構造体は、縁のサイズを変化させるように調整可能である複数の要素を備え得る。複数の要素は、照射ターゲットに対して個別に移動可能であるフィンガを備え得る。

構造体は、コリメータシステムの一部であってよい。構造体は、コリメータシステム内の第１の構造体を含むものとしてよく、縁は、第１の縁を含むものとしてよい。コリメータシステムは、第２の縁を含む第２の構造体を備え得る。第１の縁および第２の縁は、照射ターゲットの異なる縁に沿って移動するように制御可能であり得る。

走査システムは、粒子ビームの移動を制御して粒子ビームを走査するための少なくとも１つの磁石を備え得る。少なくとも１つの磁石は、印加される電流に応答して磁場を発生するためのものであってよい。磁場は、移動に影響を及ぼし得る。

走査システムは、照射ターゲットの縁よりも、照射ターゲットの内側部分においてより速く粒子ビームを走査するように構成され得る。粒子ビームは、構造体の配置のところの平面の領域の範囲内で移動可能であるものとしてよい。構造体は、平面の面積未満の面積を有し得る。構造体は、平面の面積の半分未満の面積を有し得る。構造体は、平面の面積の１／４未満の面積を有し得る。構造体は、平面の面積の１／８未満の面積を有し得る。構造体は、粒子ビームの断面積の１０倍未満の面積を有し得る。

走査システムは、異なる入射角から粒子ビームを走査するように構成され得る。構造体は、粒子ビームが異なる入射角から走査されるときの粒子ビームの移動に基づき移動するように制御可能であるものとしてよい。走査システムは、粒子ビームを照射ターゲットの少なくとも一部にわたって走査するように粒子ビームの方向に影響を及ぼす磁石と、粒子ビームを照射ターゲットに出力する前にビームのエネルギーを変えるデグレーダであって、粒子加速器に対して磁石のビーム下流側にある、デグレーダとを備え得る。粒子加速器は、可変エネルギーデバイスとすることができる。

粒子加速器は、高周波（ＲＦ）電圧を空洞に印加してプラズマ柱からの粒子を加速するための電圧源であって、空洞は、プラズマ柱から加速された粒子が空洞内で軌道上を移動することを引き起こす磁場を有する、電圧源と、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と、空洞内に磁場バンプを設け、それによりプラズマ柱から加速される粒子の連続的軌道を変化させ、最終的に、粒子が引き出しチャネルに出力されるようにする、再生器とを備え得る。磁場は、４テスラ（Ｔ）から２０Ｔの間とすることができ、また磁場バンプは、最大２テスラである。

例示的な粒子治療システムは、粒子ビームを出力するための粒子加速器と、粒子加速器から粒子ビームを受け、粒子ビームで照射ターゲットの少なくとも一部の走査を実行するための走査システムとを備える。走査システムは、縁を画成する構造体を備える。構造体は、縁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あるように２次元内で移動し、また粒子ビームの移動に基づき移動するように制御可能である。構造体は、粒子ビームの透過を抑制する材料を含む。例示的なシステムは、粒子加速器および走査システムが取り付けられているガントリーも備える。ガントリーは、粒子加速器および走査システムを照射ターゲットの周りで移動するように構成され得る。

例示的な粒子治療システムは、粒子ビームを出力するためのシンクロサイクロトロンと、粒子ビームを照射ターゲットの断面にわたって移動するように粒子ビームの方向に影響を及ぼす磁石と、粒子ビームを照射ターゲットの断面にわたって移動する前に粒子ビームのエネルギーを変えるデグレーダであって、シンクロサイクロトロンに対して磁石のビーム下流側にある、デグレーダと、デグレーダが照射平面のところで粒子ビームの移動を少なくとも部分的に辿るようにデグレーダの移動を制御するための１つまたは複数の処理デバイスとを備える。例示的な粒子治療システムは、以下の特徴のうちの１つまたは複数を、単独で、または組み合わせて含み得る。

粒子ビームは、デグレーダの配置のところの平面の領域の範囲内で移動可能であるものとしてよい。デグレーダは、平面の面積未満の面積を有し得る。デグレーダは、複数の個別部品を備えるものとしてよく、各個別部品はビームエネルギー吸収材料からなり、各個別部品は粒子ビームの経路内に移動可能である。１つまたは複数の処理デバイスは、照射ターゲットに印加する粒子ビームのエネルギーを受け、ビームエネルギー吸収材料の個別部品の１つまたは複数を粒子ビームの経路内に移動して粒子ビームのその結果得られるエネルギーが照射ターゲットに印加する粒子ビームのエネルギーに近くなるようにプログラムされ得る。１つまたは複数の処理デバイスは、粒子ビームの移動を少なくとも部分的に移動するようにビームエネルギー吸収材料の１つまたは複数の個別部品の移動を制御するようにプログラムされ得る。

デグレーダは、平面の面積の半分未満の面積を有し得る。デグレーダは、平面の面積の１／４未満の面積を有し得る。粒子ビームは、デグレーダの配置のところでスポットサイズを有し、デグレーダは、スポットサイズの面積の１０倍未満の面積を有し得る。デグレーダは、スポットサイズの面積の２倍未満の面積を有し得る。

粒子治療システムは、治療計画を記憶するためのメモリを備え得る。治療計画は、照射ターゲットに対する走査パターンを定義するための情報を含み得る。走査パターンは、デグレーダが粒子ビームの移動を少なくとも部分的に辿るように２次元における粒子ビームの移動およびデグレーダの移動を定義することができる。

シンクロサイクロトロンは、高周波（ＲＦ）電圧を空洞に印加してプラズマ柱からの粒子を加速するための電圧源であって、空洞はプラズマ柱から加速された粒子が空洞内で軌道上を移動することを引き起こす磁場を有する、電圧源と、プラズマ柱から加速された粒子を受け、粒子ビームの一部として受けた粒子を空洞から出力する引き出しチャネルと、空洞内に磁場バンプを設け、それによりプラズマ柱から加速される粒子の連続的軌道を変化させ、最終的に、粒子が引き出しチャネルに出力されるようにする、再生器とを備え得る。磁場は、４テスラ（Ｔ）から２０Ｔの間とすることができ、また磁場バンプは、最大２テスラであってよく、シンクロサイクロトロンは、可変エネルギーデバイスとすることができる。

磁石およびデグレーダは、走査システムの一部であってよい。粒子治療システムは、シンクロサイクロトロンおよび走査システムが取り付けられているガントリーを備えるものとしてよい。ガントリーは、シンクロサイクロトロンおよび走査システムを照射ターゲットの周りで移動するように構成され得る。

走査システムは、ラスター走査システム、スポット走査システム、または任意の他の種類の走査システムであってよい。

例示的な粒子治療システムは、粒子ビームを出力する粒子加速器と、シンクロサイクロトロンから粒子ビームを受け、粒子ビームで照射ターゲットの少なくとも一部の走査を実行するための走査システムとを備え得る。走査システムは、照射ターゲットの少なくとも一部を走査する前に粒子ビームのエネルギーを変えるデグレーダを備え得る。デグレーダは、シンクロサイクロトロンに対して磁石のビーム下流側にあるものとしてよい。例示的な粒子治療システムは、デグレーダが移動中粒子ビームの移動を少なくとも部分的に辿るようにデグレーダの移動を制御するための１つまたは複数の処理デバイスと、粒子加速器および走査システムが取り付けられているガントリーとを備えることができる。ガントリーは、シンクロサイクロトロンおよび走査システムを照射ターゲットの周りで移動するように構成され得る。例示的な粒子治療システムは、以下の特徴のうちの１つまたは複数を、単独で、または組み合わせて含み得る。

粒子ビームは、デグレーダの配置のところの平面の領域の範囲内で移動可能であるものとしてよい。デグレーダは、平面の面積未満の面積を有し得る。デグレーダは、複数の個別部品を備えるものとしてよく、各個別部品はビームエネルギー吸収材料からなり、各個別部品は粒子ビームの経路内に移動可能である。１つまたは複数の処理デバイスは、照射ターゲットに印加する粒子ビームのエネルギーを受け、ビームエネルギー吸収材料の個別部品の１つまたは複数を粒子ビームの経路内に移動して粒子ビームのその結果得られるエネルギーが照射ターゲットに印加する粒子ビームのエネルギーに近くなるようにプログラムされ得る。１つまたは複数の処理デバイスは、粒子ビームの移動を少なくとも部分的に移動するようにビームエネルギー吸収材料の１つまたは複数の個別部品の移動を制御するようにプログラムされ得る。

デグレーダは、平面の面積の半分未満の面積を有し得る。デグレーダは、平面の面積の１／４未満の面積を有し得る。粒子ビームは、デグレーダの配置のところでスポットサイズを有し、デグレーダは、スポットサイズの面積の１０倍未満の面積を有し得る。デグレーダは、スポットサイズの面積の２倍未満の面積を有し得る。粒子加速器は、可変エネルギーシンクロサイクロトロンとすることができる。

例示的な陽子治療システムは、前述の粒子加速器および走査システムと、粒子加速器および走査システムが取り付けられているガントリーとを備え得る。ガントリーは、患者の位置に対して回転可能である。陽子は、実質的に粒子加速器から走査システムを通じて患者などの照射ターゲットの位置に直接出力される。粒子加速器は、シンクロサイクロトロンであってよい。

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つまた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、またはその一部の制御は、１つまたは複数の非一時的機械可読記憶媒体に記憶され、１つまたは複数の処理デバイス上で実行可能である命令を収めた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、またはその一部は、１つまたは複数の処理デバイスおよ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記憶するためのメモリを含み得る装置、方法、または電子システムとして実装され得る。

１つまたは複数の実施例の詳細が、添付した図面および以下の説明で記述される。他の特徴、目的、および利点は、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。

粒子治療システムにおいて使用するための例示的なシンクロサイクロトロンの断面図である。 粒子治療システムにおいて使用するため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。 スポットサイズ変化のための散乱材料を除く、例示的な走査システムの構成要素の斜視図である。 図３および図４に示されている種類の走査システムで使用するための例示的な磁石の正面図である。 図３および図４に示されている種類の走査システムで使用するための例示的な磁石の斜視図である。 図３および図４に示されている種類の走査システムで使用するための例示的なエネルギーデグレーダ（飛程変調装置）の斜視図である。 粒子ビームの経路内でエネルギーデ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。 例示的な粒子ビームおよびコリメータの側面図である。 照射ターゲットの例示的な断面、断面の縁に沿って移動可能である例示的なコリメータ、および照射ターゲットの内側に沿って経路を走査する例示的なビームを示す上面図である。 例示的なコリメータの上面図である。 例示的なコリメータの構成要素の上面図である。 例示的なコリメータを形成するために組み合わされた図１２の構成要素を示す上面図である。 照射ターゲットの例示的な断面と粒子ビーム走査中に断面の縁に沿って移動可能である例示的な多葉コリメータとを示す上面図である。 照射ターゲットの例示的な断面と粒子ビーム走査中に断面の縁に沿って移動可能であり回転可能である例示的な直線状コリメータとを示す上面図である。 照射ターゲットの例示的な断面、粒子ビーム走査中に断面の縁に沿って移動可能である例示的なマルチパートコリメータ（ｍｕｌｔｉ−ｐａｒｔ ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）、および照射ターゲットの内側に沿って経路を走査する例示的なビームを示す上面図である。 例示的な湾曲コリメータの上面図である。 照射ターゲットの例示的な断面の一例と、照射ターゲット上で強度変調陽子治療が実施される仕方の一例とを示す上面図である。 粒子ビーム走査システムの例示的な照射場の斜視図である。 照射ターゲットへのビーム経路内の例示的なエネルギーデグレーダの複数の個別部品の斜視図である。 粒子ビームの走査を辿るためのエネルギーデグレーダの個別部品の移動を示す斜視図である。 粒子ビームの走査を辿るために、エネルギーデグレーダの個別部品の移動が必要である、および必要でない状況を示す斜視図である。 例示的な治療システムの斜視図である。 粒子治療システムにおいて使用するため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。 シンクロサイクロトロンにおいて使用するため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において使用するための例示的なディープレートおよび例示的なダミーディーの斜視図である。 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。 可変エネルギー粒子加速器を使用することができる例示的な粒子治療システムの概念図である。 磁場および粒子加速器内の距離の変動に対するエネルギーおよび電流を示す例示的なグラフである。 粒子ビームのそれぞれのエネルギー準位について一定の周波数範囲にわたってディープレート上で電圧を掃引し、粒子ビームエネルギーが変化するときに周波数範囲を変化させるための例示的な構造体の側面図である。 可変エネルギー粒子加速器で使用され得る例示的な磁石システムの分解斜視図である。

様々な図面内の類似の参照記号は、類似の要素を示す。

本明細書では、陽子またはイオン治療システムなどのシステムにおいて使用するための粒子加速器の一例について説明する。例示的な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−−を備える。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）を発生する電流を各々伝導するための、１つまたは複数の超電導コイルを保持する低温保持装置を備える。この例では、低温保持装置は、各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。磁気ヨークまたはより小さい磁極片は、低温保持装置の内側に配置され、粒子が加速される空洞を画成する。

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）を備える。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のパルスをプラズマ柱から加速する。

指摘されているように、一例では、粒子加速器はシンクロサイクロトロンである。したがって、プラズマ柱から粒子を加速するときに、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。超電導コイルに電流を流すこと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。他の実施例では、シンクロサイクロトロン以外の粒子加速器が使用され得る。例えば、サイクロトロン、シンクロトロン、直線加速器などは、本明細書で説明されているシンクロサイクロトロンの代替えとなり得る。

シンクロサイクロトロンにおいて、磁場再生器（「再生器」）は、空洞の外側の近く（例えば、その内縁）に位置しており、空洞の内側の既存の磁場を調整し、これにより、プラズマ柱から加速された粒子の連続的な軌道の位置（例えば、ピッチおよび角度）を変更し、最終的に、粒子は低温保持装置を通る引き出しチャネルに出力される。再生器は、空洞内のある地点における磁場を増大し（例えば、空洞のある領域において磁場「バンプ」を作り出し）、これにより、その地点の粒子のそれぞれの連続的軌道が引き出しチャネルの入口点の方へ外向きに、引き出しチャネルに到達するまで歳差運動し得る。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、粒子ビームとして受けた粒子を空洞から出力する。

超電導（「主」）コイルは、比較的高い磁場を発生することができる。主コイルによって生成される磁場は、４Ｔから２０Ｔまたはそれ以上の範囲内にあり得る。例えば、主コイルは、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、もしくはそれ以上のうちの１つまたは複数の大きさの、またはこれらを超える大きさの磁場を発生するために使用され得る。さらに、主コイルは、上に特には挙げられていない４Ｔから２０Ｔ（またはそれ以上、またはそれ以下）の範囲内にある磁場を発生するために使用され得る。

図１および図２に示されている実施例などの、幾つかの実施例では、大型の強磁性磁気ヨークは、超電導コイルによって生成される漂遊磁場に対する帰還として働く。例えば、幾つかの実施例では、超電導磁石は、例えば、４Ｔまたはそれ以上の比較的高い磁場を発生することができ、その結果、かなりの漂遊磁場が生じる。図１および図２に示されているような幾つかのシステムでは、比較的大型の強磁性帰還ヨーク１００は、超電導コイルによって生成される磁場に対する帰還として使用される。磁気シールドがヨークを囲む。帰還ヨークおよびシールドは、一緒になって漂遊磁場を散逸させ、それによって、漂遊磁場が加速器の動作に悪影響を及ぼす確率を低減する。

幾つかの実施例では、帰還ヨークおよびシールドは、能動的帰還システムによって置き換えられるか、または増強され得る。例示的な一能動的帰還システムは、主超電導コイルを通る電流と反対の方向に電流を流す１つまたは複数の能動的帰還コイルを備える。幾つかの例示的な実施例では、それぞれの超電導コイルに対して能動的帰還コイルがある、例えば、２つの能動的帰還コイル−−それぞれの超電導コイルに対して１つ−−がある（「主コイル」と称される）。それぞれの能動的帰還コイルは、対応する主超電導コイルの外側を囲む超電導コイルであってもよい。

電流は、主コイルを通過する電流の方向と反対の方向で能動的帰還コイルを通過する。これにより、能動的帰還コイルを通過する電流は、主コイルによって生成される磁場と極性が反対である磁場を発生する。その結果、能動的帰還コイルによって生成される磁場は、対応する主コイルから結果として生じる比較的強い漂遊磁場の少なくとも一部を散逸することができる。幾つかの実施例では、それぞれの能動的帰還は、２．５Ｔから１２Ｔまたはそれ以上の磁場を発生するために使用され得る。使用され得る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。

図３に表すように、粒子加速器１０５（図１および図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１０２の出力のところに、照射ターゲットの少なくとも一部にわたって粒子ビームを走査するために使用され得る例示的な一走査システム１０６がある。図４は、走査システムの構成要素の例を示している。これらは、限定はしないが、走査磁石１０８、電離箱１０９、およびエネルギーデグレーダ１１０を含む。走査システム内に組み込まれ得る他の構成要素は、図４には示されていないが、例えば、ビームスポットサイズを変えるための１つまたは複数の散乱体を含む。

動作例において、走査磁石１０８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。電離箱１０９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してビーム移動を調整する。エネルギーデグレーダ１１０は、材料を粒子ビームの経路内におよび経路外に移動させて、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５および図６は、例示的な走査磁石１０８を示している。走査磁石１０８は、Ｘ方向の粒子ビーム移動を制御する２つのコイル１１１と、Ｙ方向の粒子ビーム移動を制御する２つのコイル１１２とを備える。制御は、幾つかの実施例では、一方のコイルの組また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、照射ターゲット全体にわたってＸおよび／または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）。幾つかの実施例では、走査磁石は、粒子ビームを連続的に移動するように制御可能であるものとしてよい。他の実施例では、走査磁石は、間隔を置いて、または特定の時刻に制御可能である。幾つかの実施例では、Ｘおよび／またはＹ方向のビームの移動を制御するために異なる走査磁石があり得る。幾つかの実施例では、Ｘおよび／またはＹ方向のいずれかのビームの部分的な移動を制御するために異なる走査磁石があり得る。

幾つかの実施例では、電離箱１０９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（図示せず）は、メモリおよび１つまたは複数の処理デバイスを備えるものとしてよく、電離箱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、粒子ビームの発生および／または出力を中断し、および／また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。例えば、粒子ビームの出力を妨げるか、または修正するために、コンピュータシステムは、イオン源をオフ／オンする、ＲＦ掃引の周波数を変更する、１つまたは複数のメカニズム（高速キッカーマグネット（図示せず）など）をアクティブ化してビームを吸収体材料に逸らし、それによってビーム出力を防ぐなどのことを行うことができる。

図７は、エネルギーデグレーダ１１０の例示的な一実施例である、飛程変調装置１１５を示している。図７に示されているような幾つかの実施例では、飛程変調装置は、一連のプレート１１６を備える。これらのプレートは、炭素、ベリリウム、または低原子番号の他の材料のうちの１つまたは複数から作ることができる。しかしながら、これらの例示的な材料の代わりに、またはそれに加えて、他の材料も使用され得る。

これらのプレートのうちの１つまたは複数は、ビーム経路内に移動可能であるか、または経路から外に移動可能であり、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浸透深さに影響を及ぼす。例えば、粒子ビームの経路内に移動す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多くなり、粒子ビームが帯びるエネルギーは少なくなる。逆に、粒子ビームの経路内に移動す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少なくなり、粒子ビームが帯びるエネルギーは多くなる。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浸透する。この文脈において、「より高い」および「より低い」は、相対語としての意味であり、いかなる特定の数値的な含意も有するわけではない。

プレートは、粒子ビームの経路内におよび経路外へ物理的に移動される。例えば、図８に示されているように、プレート１１６ａ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の矢印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するプレートの数は、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つまたは複数のプレートは、照射ターゲットへのビーム経路内にまたはビーム経路外へ移動することができ、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。従来、飛程変調装置は、粒子ビームの経路内におよび経路外に移動する粒子を除き、照射ターゲットの一部（例えば、断面）の走査中に粒子ビームに対して静止していた。

幾つかの実施例では、図７および図８の飛程変調装置は、少なくともときには、粒子ビームの移動を辿る飛程変調装置で置き換えられ得る。この種類のエネルギーデグレーダは、以下でより詳しく説明される。

幾つかの実施例では、粒子加速器は、参照により本明細書に組み込まれている、２０１３年６月１２日に出願した米国特許出願第１３／９１６，４０１号明細書で説明されている例示的な粒子加速器などの、可変エネルギー粒子加速器とされる場合がある。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準位が粒子加速器によって制御され得るので、本明細書で説明されている種類のエネルギーデグレーダが必要になることは少ないと思われる。例えば、可変エネルギー粒子加速器を採用する幾つかのシステムでは、エネルギーデグレーダが必要とされない場合がある。可変エネルギー粒子加速器を採用する幾つかのシステムでは、エネルギーデグレーダは、それでも、ビームエネルギー準位を変えるために使用されることがある。

幾つかの実施例では、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、スポット走査またはラスター走査）、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、スポットサイズ、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移動するプレートまたは他の種類の個別部品、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、ラスター走査は、照射ターゲットの端から端まで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、ラスター走査とスポット走査の両方に適用される。

幾つかの実施例では、照射ターゲットの治療計画全体は、照射ターゲットの異なる断面に対する異なる治療計画を含む。異なる断面に対する治療計画は、上で与えられているような、同じ情報または異なる情報を含み得る。

幾つかの実施例では、走査システムは、粒子ビームを平行光線にするコリメータ１２０（図３）を備えるものとしてよく、これは粒子ビームの範囲を制限し、それによって照射ターゲットに適用されるスポットの形状を変化させるために照射ターゲットに対して配置可能である開口を備えるものとしてよい。例えば、コリメータは、エネルギーデグレーダのビーム下流側の、粒子ビームが照射ターゲットに当たる前の、ビーム経路内に配置され得る。コリメータは、粒子ビームが通過する領域（例えば、穴または透過材料）および粒子ビームの通過を抑制するか、または妨げる穴の周りの他の材料（例えば、真鍮）を含み得る。

幾つかの実施例では、コリメータは、縁を画成する構造体を備え得る。構造体は、粒子ビームの透過を抑制する、真鍮などの材料を含み得る。構造体は、構造体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あるように照射ターゲットに対して２次元内で移動するように制御可能であるものとしてよい。例えば、構造体は、粒子ビームと交差し、治療される照射ターゲットの断面に平行である、または実質的に平行である平面のＸおよびＹ方向に移動可能であり得る。このようにしてコリメータを使用することは、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、それによって照射ターゲットを超えて伸長する粒子ビームの量を制限するために使用することができるという点で有益であり得る。例えば、図９に示されているように、コリメータ内の構造体２２０は、粒子ビーム２２２の一部分２２１がターゲット２２４に到達するのを妨げ、それによって、ビームを照射ターゲットに制限し、健常組織２２５の放射線被曝を低減する。縁のある構造体を粒子ビームの一部と患者との間に置くことによって、例示的なコリメータは、また、患者に到達する粒子ビーム部分への定められたまたは鋭い縁を与え、それによってより正確な線量適用を推進する。

コリメータの位置決めおよび移動は、本明細書で説明されている粒子治療システムの他の特徴を制御する制御コンピュータシステムによって制御され得る。例えば、コリメータは、照射ターゲットの少なくとも一部にわたって粒子ビームの運動を辿る（例えば、追随する）ように治療計画に従って制御され得る。幾つかの実施例では、コリメータの軌跡は、照射ターゲットに対する粒子ビームのすべての運動を辿るように制御される。例えば、幾つかの実施例では、コリメータは、照射ターゲットの全体を通して、例えば、照射ターゲットの縁および照射ターゲットの内側の両方で、粒子ビームの運動を辿るように制御され得る。幾つかの実施例では、コリメータは、照射ターゲットに対する粒子ビームの一部の運動のみを辿るように制御される。例えば、コリメータは、粒子ビームが照射ターゲットの縁に到達したときに対して照射ターゲットの縁に沿ってのみ粒子ビームの移動を辿るように制御され得る。

図１０に表すように、例えば、粒子ビームは、矢印付き線２３０によって示されている照射ターゲット２２９内の経路に従うものとしてよい。コリメータ２３１は、照射ターゲット２２９の内側２３３上の粒子ビームの運動を辿り得ない。しかし、コリメータ２３１は、照射ターゲットの縁にのみ沿って（例えば、おおよそ矢印２３２に沿って）粒子ビームの運動を辿るものとしてよい。例えば、粒子ビームが照射ターゲットの縁２３４に到達する毎に、コリメータは移動し得るか、またはすでに移動している可能性があり、縁のところで粒子ビームをインターセプトし、それによって、周辺組織２３５のビームへの被爆を制限することができる。コリメータがいつどれだけ移動するかは、粒子ビーム断面（スポット）のサイズ、および粒子ビームがスキャンする速度に依存し得る。この例では、照射ターゲットの内側で粒子ビームへの被曝を制限する必要はなく、したがって、コリメータは、内側でビームを辿る必要はない。

コリメータの移動は、様々な方法で制御され得る。例えば、磁石１０８中を流れる電流は、磁石による粒子ビームの偏向に、したがって、照射ターゲット上の粒子ビームスポットの配置に対応し得る。したがって、例えば、磁石中を流れる電流および磁石に対する照射ターゲットの配置を知ることで、走査システムの動作を制御するコンピュータシステムは、放射スポットの投射配置を決定することができる。および、本明細書で説明されているように、放射スポットの配置を知ることで、コンピュータシステムは、走査システム、特にコリメータを制御して、運動のすべてまたは一部に沿って照射スポットの移動を辿ることができる。幾つかの実施例では、コンピュータシステムは、走査システム、特にコリメータを制御することを、以下でより詳しく説明されているように、コリメータが粒子ビームスポットが配置に届く前にその配置に届くように行うことができる。

上で説明されているような、コリメータの使用には都合のよい点があり得る。例えば、幾つかの場合において、粒子ビーム走査の目標は、照射ターゲットの縁のところでの精度および照射ターゲットの内側の線量または被覆率の均一さを達成することを含み得る。コリメータの使用は、比較的大きい粒子ビームスポットを走査のために使用することを可能にすることによってこれらの目標を推進するのに役立ち得る。この文脈において、スポットサイズは、照射ターゲットの領域の指定されたパーセンテージ範囲内にある領域を有する場合に「大きい」と考えられ得る。このパーセンテージは、典型的には、２．５％であり得るが、例えば、０．２５％から２５％の間の値も使用することが可能である。比較的大きいスポットサイズを使用する走査は、各ビームパルスに対する照射ターゲットの分数面積被覆率（ｆｒａｃｔｉｏｎａｌ ａｒｅａｌ ｃｏｖｅｒａｇｅ）を高める。典型的には、このスポットのサイズが大きければ大きいほど、ターゲット（患者）の運動によりターゲットの均一さに及ぼされる悪影響は小さい。しかしながら、縁では、コリメータは、側方半影を低減することによって大きいスポットからの照射が照射ターゲットの外側の組織（例えば、健常組織）に影響を及ぼす確率を低減する。従来、より小さいスポットサイズが好まれたが、それは、より大きいスポットサイズに比べて、縁においてより正確な投与を可能にするからであった。しかし、平行にされた縁と比較して、それらのより小さいスポットサイズは結果として、与えられた治療容積に対する治療時間が遅延し、縁における解像度の低下および半影の増加のせいで縁における正角性が小さくなり得る。

コリメータは、任意の数の異なる形状または構成を有することができ、１つまたは複数の可動部分を含む、または含み得ない。例示的な一実施例では、コリメータは、真鍮および／または他の放射線遮蔽材からなり、数センチメートル程度の厚さを有する。しかしながら、異なるコリメータは、異なる組成および厚さを有し得る。

例示的な実施例では、コリメータは、１つまたは複数の画成された縁を有する構造体である。例えば、コリメータは、開口を含む構造体、すなわち穴であってよい。図１１は、この種類のコリメータ２３９の一例を示している。コリメータ２３９は、開口が中にある、適切な任意の形状を有するものとしてよい。開口の縁は、例えば図９に示されているように、粒子ビームの印加を制限するために使用されるものとしてよく、それによって、ビーム２２２を照射ターゲット２２４に印加することを許し、他の何らかの形でビーム経路内にあるコリメータ２２０によって被覆される組織に印加することを許さない。上で説明されているように、開口は、走査動作の全体を通してまたは一部において粒子ビームを辿り得る（例えば、追随し得る）。例えば、開口は、照射ターゲットの縁でのみまたは粒子ビームの運動全体を通して粒子ビームの移動を辿り得る。すなわち、コリメータそれ自体が、照射ターゲットの縁に沿って移動し、粒子ビームの移動を辿り得る（例えば、それにより、コリメータの配置が、粒子ビームが照射ターゲットの縁に到達したときに粒子ビームと一致する）。

幾つかの実施例では、コリメータは、重なり合い、それによって特定のサイズをもたらすように制御される２つまたはそれ以上の開口を備え得る。例えば、図１２に示されているように、開口２４４および２４５は、それぞれの構造体２４６および２４７の一部である。構造体は、図１３に示されているように互いに対して移動し、それによって、開口２４４、２４５が重なり合い、サイズを変え、幾つかの場合において、粒子ビームが通過することを許されるその結果得られる穴２４８の形状を変えることを引き起こす。図示されているもの以外の形状も、使用され得る。

幾つかの実施例では、コリメータは、照射ターゲットの内側での粒子ビームの運動における粒子ビームの移動を辿ることができる。例えば、幾つかの実施例では、開口は、粒子ビームスポットの直径未満の直径を有し得る。幾つかのシステムでは、すべての照射位置（照射ターゲットの内側の位置を含む）で特定の直径を有するスポットを使用することが望ましい場合がある。したがって、これらのシステムでは、開口は、治療に適切な粒子ビームスポット直径を達成するために粒子ビームのすべての移動を辿り得る。幾つかの実施例では、コリメータの開口は、サイズおよび／または形状が異なり得る。例えば、コリメータは、１つまたは複数の可動部分を有し、開口のサイズおよび形状を変化させることができる（例えば、その直径、表面積、または同様のものを縮小する）。

例示的な実施例では、コリメータは、１つまたは複数の真っ直ぐな縁を有する構造体であってよい。例えば、コリメータは、正方形、矩形、または実質的に直線状の構造体を備え、各々粒子ビームの経路内に配置され得る少なくとも１つの縁を有する。

真っ直ぐな縁を使用する例示的な一実施例では、コリメータは、図１４のように、多葉構造体を有し得る。図１４では、コリメータ２５０は、照射ターゲット２５１の縁に沿って移動を辿る。フィンガ２５２は、上もしくは下、または照射ターゲットの方へ、もしくは照射ターゲットから遠ざかって移動し、照射ターゲットの縁の形状と実質的にマッチし、粒子ビームを健常組織（または照射されるべきでない組織）に到達しないよう遮蔽する縁の形状２５３を形成し得る。例えば、各フィンガは、上もしくは下に移動されるか、または伸長され、引っ込められるか、または縁の形状に実質的にマッチするそのような移動の組合せがなされ得る。コリメータそれ自体は、照射ターゲット２５１の縁に沿って（例えば、おおよそ矢印２５５の方向に）移動し、粒子ビームの移動を辿り得る（例えば、それにより、コリメータの配置が、粒子ビームが照射ターゲットの縁に到達したときに粒子ビームと一致する）。幾つかの実施例では、コリメータ２５０は、走査動作中に照射ターゲットの内側内に移動することも、移動しないこともあり得る。

従来の多葉コリメータは、照射ターゲットに対して静止し、互いに向き合い互いに対して移動して適切な平行を実現する２セットのフィンガを備える。このようなコリメータに使用されるフィンガは数十個、数百個、さらには数千個もあり得、そのサイズは、照射場それ自体と同程度の大きさであるものとしてよい。幾つかの実施例では、照射場は、平面によって画成されるものとしてよく、これはビームに対してある角度を成し、粒子ビームが照射ターゲットに対してＸおよびＹ方向に移動することができる最大の範囲を定める。しかしながら、本明細書で説明されている例示的な実施例では、コリメータは、照射ターゲットに対して移動し（例えば、照射ターゲットの縁に沿って辿るかまたは移動し）、スポットがその点に当たる、また当たるときの照射ターゲットの点のところで定められた縁をもたらすだけでよい。したがって、多葉コリメータ（単一セットのフィンガのみであることに加えて）は、従来のその対応物に比べてかなり小さくされ得る。例えば、本明細書で説明されている多葉コリメータは、１０個以下（例えば、２、３、４、５、６、７、８、または９個）のフィンガ（または必要ならばそれ以上）を備え得る。

図１５に示されているように、真っ直ぐな縁を使用する例示的な一実施例では、コリメータ２６０は、形状が矩形で、照射ターゲット２６１の縁に沿って移動するものとしてよい。コリメータ２６０は、照射ターゲットの縁に沿って移動し、粒子ビームの移動を辿り得る（例えば、それにより、コリメータの配置が、粒子ビームが照射ターゲットの縁に到達したときに粒子ビームと一致する）。照射ターゲットの縁に沿って運動しているときに、コリメータ２６０は、２または３次元内で、例えば、矢印２６２のＸＹ次元内、またＺ次元内でも回転し得る。この回転は、コリメータ２６０の縁の少なくとも一部が照射ターゲットの縁と比較的よくマッチすることを可能にする。したがって、コリメータ２６０は、粒子ビームが照射ターゲットの縁に到達したときに、コリメータが縁を越えて伸長する組織を遮蔽する。その結果、コリメータは、照射ターゲットに対して定められた放射線縁（ｒａｄｉａｔｉｏｎ ｅｄｇｅ）をもたらし、隣接する組織を放射線粒子ビームから保護する。照射ターゲットの縁上の適切な点へのコリメータの移動は、粒子ビームの移動と一致するか、または粒子ビームの移動に先行するものとしてよい。

幾つかの実施例では、コリメータは、図１５に示されているように、１つまたは複数の真っ直ぐな縁を有する単一構造体を含み得る。他の実施例では、コリメータは、図１６に示されているように、照射ターゲットの異なる（例えば、対向する）縁のところで２つまたはそれ以上のそのような構造体を備え得る。そこでは、コリメータは、２つの構造体２６５、２６６を備える。構造体２６５および２６６の各々は、粒子ビームの移動を辿る。すなわち、構造体２６５は、構造体２６５の配置が、粒子ビームが照射ターゲットの縁２６９に到達したときに粒子ビームと一致するように移動し、構造体２６６は、構造体２６６の配置が、粒子ビームが照射ターゲットの縁２７０に到達したときに粒子ビームと一致するように移動する。照射ターゲットの縁上の適切な点への各構造体の移動は、粒子ビームの移動と一致するか、または粒子ビームの移動に先行するものとしてよい。例えば、構造体２６６は、スポットが矢印２７１の方向に走査されるときに移動されるものとしてよく、したがって、構造体２６６は、スポットが縁２７０に戻ったときに適切な配置にあり、構造体２６５は、スポットが矢印２７２の方向に走査されるときに移動されるものとしてよく、したがって、構造体２６５は、スポットが縁２６９に戻ったときに適切な配置にある。構造体２６５および２６６は、同時に、異なる時刻に移動し得るか、またはその移動の時間に重なりがあり得る。この種類の配置構成は、粒子ビームが照射ターゲットの縁から縁まで移動されることを可能にし、コリメータは両方の縁において定められた照射場を可能にする。そして、コリメータは、複数の構造体から成るので、走査速度は、コリメータの移動を待って著しく低速にされる必要はない。幾つかの実施例では、コリメータは、図１６に示されている種類および動作の２つよりも多い（例えば、３、４つなど）構造体を備え得る。幾つかの実施例では、コリメータを構成する２つまたはそれ以上の構造体は、図１１に示されているものなどの、穴を備える構造体であってよい。２構造体コリメータの動作は、さもなければ上で説明されている通りである。

幾つかの実施例では、コリメータは、図１７に示されているように、真っ直ぐな縁を有する必要はなく、むしろ、その縁は湾曲していてもよい。コリメータは、ただ１つのそのような構造体または２つもしくはそれ以上のそのような構造体を備え得る。幾つかの実施例では、コリメータを構成する２つまたはそれ以上の構造体は、湾曲した縁を備える構造体であってよい。例えば、図１７に示されている種類の２つの構造体は、図１６の２つの構造体を置き換え得る。２構造体コリメータの動作は、さもなければ上で説明されている通りである。

この点で、例示的な実施例では、コリメータは、その縁に沿って連続的に変化する曲率半径を有する湾曲した形状を有する構造体であってよく、それによって、縁の少なくとも一部が直接的に、または縁を適切な角度に回転させることによって、のいずれかで、照射ターゲットの縁とよくマッチするようにできる。この例では、コリメータ２７５は、部分的にまたは完全に、のいずれかで、ビームを辿るように移動され得る、また照射ターゲットに対して２または３次元内で回転させて粒子ビームの印加を制御することができる雲形定規の形状をとる。適切な湾曲を有する構造体が、コリメータ内に備えられ得る。上記の場合と同様に、コリメータ２７５は、照射ターゲットの縁に沿って移動し、粒子ビームの移動を辿ることしかできない（例えば、それにより、コリメータの配置が、粒子ビームが照射ターゲットの縁に到達したときに粒子ビームと一致する）。上記の場合と同様に、コリメータは、照射ターゲットの内側で粒子ビームの移動を辿る場合も辿らない場合もある。

コリメータは、図１７に示されている種類のただ１つの構造体を含み得るか、またはコリメータは、２つまたはそれ以上のそのような構造体を含み得る。例えば、図１７に示されている種類の２つの構造体は、図１６の２つの構造体を置き換え得る。２構造体コリメータの動作は、さもなければ上で説明されている通りである。

幾つかの実施例では、治療計画システムは、照射ターゲットの内側での走査速度（例えば、粒子ビームスポットが照射ターゲットを横断する速度）が照射ターゲットの縁での走査速度と異なるように設計され得る。例えば、走査速度は、照射ターゲットの縁のところに比べて、照射ターゲットの内側でより高速であり得る。この配置構成は、照射ターゲットの内側と比べて、照射ターゲットの縁のところでの走査精度をより高くすることができる。この種類の可変速度走査は、本明細書で説明されているものを含む、適切な任意の種類のコリメータを使用して実装され得るか、またはこの種類の可変速度走査は、いかなるコリメータをも使用することなく実装され得る。いずれの場合も、照射ターゲットの縁のところでの速度を遅くすることは、そこでのより正確な走査を可能にし、それにより、粒子ビームが照射ターゲットの外側に影響を及ぼす確率を低減することができる。

幾つかの実施例では、本明細書で説明されているコリメータは、強度変調陽子治療プロセスにおいて使用され得る。そのようなプロセスでは、陽子ビームは、線量全体のうちのあるパーセンテージの線量が各方向から送達されるように異なる方向から照射ターゲットに投射される。その結果、照射ターゲットの外側の容積部に送達される線量の量は、低減され得る。例えば、図１８は、３つの異なる角度から照射ターゲット２８１に印加される粒子ビーム２８０を示している。この例では、全線量の１／３が、１つの角度から印加されるものとしてよく、全線量の１／３が、別の角度から印加されるものとしてよく、全線量の１／３が、さらに別の角度から印加されるものとしてよい。すなわち、粒子ビームは、水平２８５に対して角度２８２で走査され、線量の１／３を印加するものとしてよく、粒子ビームは、角度２８３で走査され、線量の１／３を印加するものとしてよく、粒子ビームは、角度２８４で走査され、線量の１／３を印加するものとしてよい。その結果、周辺組織２８７に印加される放射線の量は、適切な角度で広げられ、それによって、周辺組織が有害な量の放射線に曝される確率を低減する。任意の適切な数の角度および角度当たりの適切な線量が使用され得る。

腫瘍などの照射ターゲットは、典型的には対称的でない。したがって、粒子ビームの異なる印加角度に対して異なるビーム平行が典型的には必要である。本明細書で説明されている例示的なコリメータは、照射の角度が与えられた場合に照射ターゲットの縁（上で説明されているような）に沿った適切な配置に位置決めされ、適切な平行をもたらし得る。幾つかの実施例では、例示的なコリメータは、照射ターゲットの縁でのみ、またはすべての印加角度での粒子ビームの運動の一部（または全部）全体にわたって、のいずれかで、粒子ビームの運動を辿ることができる。

幾つかの実施例では、本明細書で説明されている例示的なコリメータは、粒子ビームを遮蔽することによって周辺組織への粒子ビームの透過を防ぐ。幾つかの実施例では、例示的なコリメータは、粒子ビームの部分的透過を可能にし、それによって、結果として、周辺組織への放射線レベルを照射ターゲットへの放射線レベルよりも低くすることができる。本明細書で説明されている例示的なコリメータはどれも、このように生産され得る。

本明細書で説明されている例示的なコリメータは、１つまたは複数のコンピュータ制御ロボットアームまたは他の構造体に取り付けられ、それにより、照射ターゲットに対するその移動を制御することができる。コリメータは、走査システムそれ自体にも取り付けられ得る。典型的には、コリメータは、粒子ビーム走査システムの他の要素に対して本特許に最も近い位置に取り付けられる（例えば、走査システムの他の要素のビーム下流側）。コリメータが複数の個別部品を備える実施例では（例えば、図１６）、治療計画に従ってコリメータの異なる個別部品を独立制御するため複数のロボットアームまたは他の構造体があり得る。幾つかの実施例では、単一のロボットアームが、コリメータの異なる個別部品を制御するか、または事前に組み立てられた個別部品の組合せを制御するように構成され得る。

幾つかの実施例では、エネルギーデグレーダも、粒子ビームの運動を辿るように構成され得る。この点で、図７および図８に関して説明されている例示的な実施例などの、幾つかの実施例では、エネルギーデグレーダは、ビームのエネルギーの量を制御し、それによってビーム粒子が照射ターゲットを貫通する深さを制御するように粒子ビームの経路内に移動可能である複数のプレートを備え得る。この方法で、エネルギーデグレーダは、照射ターゲット内の深さ走査（ビーム粒子の方向またはＺ方向）を実行するために使用される。典型的には、各プレートは、一定量の粒子ビームのエネルギーを吸収する。したがって、粒子ビームの前に置かれるプレートが多ければ多いほど、ビームが有するエネルギーが少なくなり、ビームが照射ターゲット内に貫通する深さはより小さくなる。逆に、粒子ビームの前に置かれるプレートが少なければ少ないほど、ビームが有するエネルギーが大きくなり（プレートによって吸収されるエネルギーが少ないので）、ビームが照射ターゲット内に貫通する深さはより大きくなる。幾つかの実施例では、各プレートは、ほぼ同じ厚さを有し、したがって、ほぼ同じ量のビームエネルギーを吸収する。他の実施例では、異なるプレートは、異なる厚さを有する可能性があり、プレートの厚さはプレートが吸収するエネルギーの量に対応する。

幾つかの実施例では、プレートは各々、照射場のほぼサイズである表面積を有する。この文脈において、照射場は、粒子ビームが照射ターゲットに対してＸおよびＹ方向に移動することができる最大の範囲を定める平面によって画成され得る。例えば、図１９は、照射ターゲット２９１の前にある照射場２９０を示している。物理的なシステム制限により、粒子ビームは、照射場を画成する平面にわたって、ただし、それを超えることなく、移動可能である。したがって、エネルギーデグレーダが照射場内の任意の配置に施され得ることを確実にするために、幾つかの実施例では、エネルギーデグレーダ内のプレートは各々、少なくとも照射場のサイズ程度の大きさ、および場合によってはそれを超える大きさの表面積を有する。しかしながら、この構成は、結果として、大きい（場合によっては１平方メートルまたは数平方メートルの）、および重く、比較的移動が遅いプレートをもたらし得る。プレートの低速移動は、結果として、治療を遅くする可能性がある。

幾つかの実施例では、エネルギーデグレーダは、照射場のサイズよりも小さく、粒子ビームの運動の少なくとも一部を辿り得る。その結果、エネルギーデグレーダは、比較的軽く、それにより、粒子ビームの経路内のエネルギーデグレーダプレートを位置決めするのに要する時間を短縮することができ、したがって治療時間を短縮することができる。エネルギーデグレーダは、２つの方向（例えば、ＸＹ）または３つの方向（例えば、ＸＹＺ）で粒子ビームを辿ることができる。すなわち、エネルギーデグレーダは、粒子ビームに垂直な平面内で移動し得るか、またはエネルギーデグレーダは、粒子ビームに垂直な平面内で、粒子ビームの縦方向に沿って移動し得る。この点で、本明細書で説明されているどのコリメータも、粒子ビームに垂直な平面内で移動し得るか、または本明細書で説明されているどのコリメータも、粒子ビームに垂直な平面内で、粒子ビームの縦方向に沿って移動し得る。コリメータおよびエネルギーデグレーダの移動は、独立しているか、または調整され得る。

例えば、エネルギーデグレーダは、複数の個別部品から成るものとしてよく、これは治療中に粒子ビームエネルギーを吸収するように製作されたプレートまたは他の構造体とすることができる。各個別部品は、同じ面積（ＸＹ）および厚さ（Ｚ）を有するか、または異なる個別部品は、異なる面積および厚さを有し得る。図２０に表すように、同じまたは異なる厚さを有する２つまたはそれ以上の個別部品２９４は、特定の量のエネルギー吸収を達成するために粒子ビーム２９３の経路内の照射ターゲット２９５の前に配置され得る。代替的に、指定された厚さを有する単一個別部品は、特定の量のエネルギー吸収を達成するためにビームの前に配置され得る。さらに、特定のエネルギー吸収が必要な場合、制御コンピュータは、その吸収を達成するために適切な厚さを有する個別部品を選択し得る。

２つまたはそれ以上の個別部品がビームの前に配置される例では、これらの個別部品は、配置の前に組み立てられるか、または配置のときに動的に組み立てられ得る。例えば、制御コンピュータは、２つの個別部品を選択し、それらを配置構成し、次いで、２つの個別部品の組合せをビーム経路内に移動することができる。代替的に、制御コンピュータは、２つの個別部品を選択し、次いで、それら２つの個別部品の組合せをビーム経路内に同時に移動するが、組み合わせては移動し得ない（例えば、各々が別のロボットアームで移動され得る）。

エネルギーデグレーダは、またはその個別部品は、照射場の少なくとも一部にわたって粒子ビームの移動を辿り、照射ターゲット上の様々な点で、適切なエネルギー吸収、したがってビーム深さ貫通（ｂｅａｍ ｄｅｐｔｈ ｐｅｎｅｔｒａｔｉｏｎ）を達成し得る。治療計画では、エネルギーデグレーダが治療中の特定の時刻にどこにある必要があるかを指定することができ、また電離箱からのフィードバックが、必要ならば、位置決めおよび位置補正に使用され得る。幾つかの実施例では、エネルギーでグレーが粒子ビームを辿る際の必要とされる精度は、デグレーダのサイズと、粒子ビームがエネルギーデグレーダと交差する点における粒子ビームのスポットサイズとに基づいている。

より具体的には、幾つかの例では、エネルギーデグレーダの表面積が小さければ小さいほど、粒子ビームの移動を辿るべきエネルギーデグレーダの移動はより精密になる。逆に、他の例では、エネルギーデグレーダの表面積が大きければ大きいほど、粒子ビームの移動を辿る必要のあるエネルギーデグレーダの移動はあまり精密でなくなる。例えば、図２１に表すように、エネルギーデグレーダ２９９が、粒子ビームがエネルギーデグレーダと交差する点においてスポット３００の表面積に近い表面積を有する場合、エネルギーデグレーダは、エネルギーデグレーダが治療中の適切な時刻に照射ターゲット３０１に対して粒子ビームの前にあることを確実にするために粒子ビームの運動をかなり精密に辿るべきである。例えば、配置３０２から配置３０３への粒子ビーム３０４の運動も、スポットおよびデグレーダの面積が比較的近いサイズであるので、エネルギーデグレーダ２９９が矢印３０５の方向に移動し、ビーム経路内に留まることを必要とする。指示されているように、粒子ビームの運動は、治療計画によって指定され、電離箱の使用および制御コンピュータへのフィードバックを通じて検出され得る。この情報も、エネルギーデグレーダの移動を制御するために使用され得る。

幾つかの実施例では、移動可能なエネルギーデグレーダは、粒子ビームスポットよりもかなり大きいものとしてよい。これらの場合、エネルギーデグレーダは、エネルギーデグレーダが治療中の適切な時刻において粒子ビームの前にあることを確実にするために粒子ビームの運動を精密に辿る必要はない。実際、エネルギーデグレーダのサイズによっては、エネルギーデグレーダは、粒子ビームが移動する幾つかの場合において全く移動する必要はない。すなわち、粒子ビームの一部の運動について、エネルギーデグレーダは、静止したままであってよく、粒子ビームの他の運動については、エネルギーデグレーダは、粒子ビームをインターセプトするようにも移動する。例えば、図２２は、エネルギーデグレーダ３１０が、粒子ビームがエネルギーデグレーダと交差する点において粒子ビームスポット３１１よりもかなり大きい場合を示している。粒子ビームが点３１４ａから点３１４ｂに移動するときに、エネルギーデグレーダは、エネルギーデグレーダが移動していなくてもビーム経路内に留まる。制御コンピュータシステムは、デグレーダのサイズおよび２つのスポット位置を知って、この場合にはエネルギーデグレーダを移動しない。したがって、この場合に、エネルギーデグレーダは、粒子ビームスポットの移動を辿る必要はない。しかしながら、スポットが点３１４ｃに移動したときに、エネルギーデグレーダ（またはその個別部品）は、ビーム経路内に留まるように、移動してビームを辿りインターセプトする。したがって、ビームスポットに対するエネルギーデグレーダのサイズは、いつ、どれだけ、エネルギーデグレーダが走査中に移動することが要求されるかを決定する際の一要因である。

幾つかの実施例では、エネルギーデグレーダは、複数の部分または個別部品を含み得る。例えば、照射ターゲットの一部にわたって粒子ビームの移動を辿るために一方の部分または個別部品が使用されるものとしてよく（例えば、照射ターゲットの頂部から印加される照射）、照射ターゲットの別の部分にわたって粒子ビームの移動を辿るために別の部分または個別部品が使用され得る（例えば、ターゲットの底部から印加される照射）。

エネルギーデグレーダ（またはその個別部品）は、任意の形状、例えば、正方形、矩形、円形、長円形、不規則な形状、規則正しい形状、多角形、球形、立方体、四面体などの形状を有し得る。エネルギーデグレーダ（またはその個別部品）は、任意の適切なサイズを有し得る。例えば、エネルギーデグレーダ（またはその個別部品）は、照射場の面積未満、照射場の面積の３／４未満、照射場の面積の１／２未満、照射場の面積の１／３未満、照射場の面積の１／４未満、照射場の面積の１／５未満、などの表面積を有し得る。エネルギーデグレーダ（またはその個別部品）は、照射場における粒子ビームスポットの面積の２０倍未満、照射場における粒子ビームスポットの面積の１５倍未満、照射場における粒子ビームスポットの面積の１０倍未満、照射場における粒子ビームスポットの面積の９倍未満、照射場における粒子ビームスポットの面積の８倍未満、照射場における粒子ビームスポットの面積の７倍未満、照射場における粒子ビームスポットの面積の６倍未満、照射場における粒子ビームスポットの面積の５倍未満、照射場における粒子ビームスポットの面積の４倍未満、照射場における粒子ビームスポットの面積の３倍未満、または照射場における粒子ビームスポットの面積の２倍未満、表面積を有し得る。幾つかの実施例では、エネルギーデグレーダ（またはその個別部品）は、スポットサイズの倍数、例えば、スポットサイズの２倍、スポットサイズの３倍、スポットサイズの５倍、スポットサイズの１０倍、などの表面積を有し得る。

幾つかの実施例では、各個別部品（例えば、複数の層からなる層）は、同じサイズ、形状、厚さ、および組成を有する。他の実施例では、異なる個別部品は、異なるサイズ、形状、厚さ、および組成を有し得る。

本明細書で説明されている例示的なエネルギーデグレーダの移動は、様々な方法で制御され得る。例えば、磁石１０８中を流れる電流は、磁石による粒子ビームの偏向に、したがって、照射ターゲット上の粒子ビームスポットの配置に対応し得る。したがって、例えば、磁石中を流れる電流および磁石に対する照射ターゲットの配置を知ることで、走査システムの動作を制御するコンピュータシステムは、照射スポットの投射配置を決定することができる。および、本明細書で説明されているように、放射スポットの配置、およびスポットサイズに対するエネルギーデグレーダのサイズを知ることで、コンピュータシステムは、エネルギーデグレーダを制御して、その運動の全部または一部に沿って照射スポットの移動を（必要ならば）辿ることができる。

本明細書で説明されている例示的な移動可能なエネルギーデグレーダは、走査システムの要素も含む１つまたは複数のコンピュータ制御ロボットアームまたは他の構造体に取り付けられ、それにより、照射ターゲットに対する移動を制御することができる。エネルギーデグレーダが複数の個別部品（例えば、多数の個別部品またはプレート）を備える実施例では、治療計画に従ってエネルギーデグレーダの異なる個別部品を独立制御するため複数のロボットアームがあり得る。幾つかの実施例では、単一のロボットアームは、異なる個別部品を独立制御するように構成され得る。

照射ターゲットの異なる断面は、異なる治療計画に従って走査され得る。上で説明されているように、走査深さを制御するためにエネルギーデグレーダが使用される。幾つかの実施例では、粒子ビームは、エネルギーデグレーダの構成時に中断されるか、または向きを変えられ得る。他の実施例では、これは必ずしもその場合である必要はない。

本明細書では、照射ターゲットの断面を治療する例が説明されている。これらは、粒子ビームの方向に対しておおよそ垂直である断面であり得る。しかしながら、本明細書で説明されている概念は、粒子ビームの方向に対して垂直である断面ではない照射ターゲットの他の部分を治療するステップにも等しく適用可能である。例えば、照射ターゲットは、球体、立方体、または他の形状の容積部にセグメント分割され、それらの容積部は本明細書で説明されている例示的なプロセス、システム、および／またはデバイスを使用して治療され得る。

本明細書で説明されているプロセスは単一の粒子加速器とともに使用され、本明細書で説明されているこれらの特徴の任意の２つまたはそれ以上は単一の粒子加速器とともに使用され得る。粒子加速器は、任意の種類の医療または非医療用途に使用され得る。使用することができる粒子治療システムの一例が、以下に提示されている。とりわけ、本明細書で説明されている概念は、特には説明されていない他のシステムでも使用され得る。

図２３に表すように、荷電粒子線治療システム４００の例示的な実施例は、ビーム発生粒子加速器４０２を備えており、ビーム発生粒子加速器４０２の重量および大きさは、ビーム発生粒子加速器４０２の出力が加速器ハウジングから患者４０６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、回転式ガントリー４０４に取り付け可能とされる大きさである。粒子加速器４０２は、本明細書で説明されている種類の走査システム（例えば、図３から図２２）も備える。

幾つかの実施例では、鋼製ガントリーは、２つの脚部４０８、４１０を有しており、２つの脚部４０８、４１０は、患者の両側に配設された２つの軸受４１２、４１４それぞれに回転するように取り付けられている。加速器は、患者が横たわる治療領域４１８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、例えば当該ヒトの身長の２倍の長さとされる）鉄骨トラス４１６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４０４の回転が３６０°未満の範囲４２０、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４２４の壁から患者治療領域内部に至るまで床４２２を延在させることができる。また、ガントリー４０４の回転範囲４２０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の幾つかの壁（ビームと直接的には整列されない、例えば、壁４３０）の必要な厚さを薄くすることができる。ガントリー４０４の回転範囲４２０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４２０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。他の実施例では、回転は、上で説明されているように制限されない。

ガントリー４０４の水平回転軸線４３２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４００を遮蔽しているボールト４２４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４０２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４０４の回転軸線４３２に対して略平行とされる水平面内において移動および回転する。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４３４にわたって回転可能とされる。ガントリー４０４および患者の回転範囲４２０、４３４と自由度との組合せによって、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４０２は、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、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。

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、患者の体内の点または患者の近傍の点（アイソセンター４４０）を含む水平回転軸線を中心としてシンクロ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、シンクロサイクロトロンをその両側で支持している。

幾つかの例示的な実施例ではガントリーの回転範囲は制限されているので、患者支持領域は、等角点の周りの広い領域内に収容され得る。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４４２に対して相対的に移動するように、かつ垂直軸線４４２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および回転との組合せによって、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。幾つかの実施例では、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およ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（ｅａｒｔｈ ｇｒａｄｅ）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２３に示されている例示的な実施例では、超電導シンクロサイクロトロン４０２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。幾つかの実施例では、シンクロサイクロトロンは、可変エネルギー機械であり、異なるエネルギーを有する陽子ビームを出力することができる。幾つかの実施例では、シンクロサイクロトロンは、固定されたエネルギーを有するビームを発生することができる。幾つかの実施例では、場の強度は、４Ｔから２０Ｔ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、同じ原理および詳細は、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１、図２、図２４、図２５、および図２６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２３の４０２）は、粒子源１９０を収容する磁石システム１２２、高周波駆動システム１９１、およびビーム引き出しシステム３１８を含む。この例では、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１４０、１４２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１４４、１４６のペアとの組合せを使用して、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１４７を中心とし、この軸に沿って相隔てて並ぶ。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（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）から形成され得る。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および内径２．０８×２．０８ｍｍ）内にハンダ付けされ、絶縁体（この例では、ガラス繊維織布）で覆われる。次いで、ワイヤを収容する銅チャネルコイル状に巻き取られ、これは矩形の断面を有する。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上に取り付けられる。ヒーターブランケット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し得る。

次いで、コイル全体を銅板で覆って熱伝導性およ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を与えることによって維持される。図２５に示されているように、幾つかの実施例では、コイル位置は、一組の高温−低温支持ストラップ４０２、４０４、４０６を使用して対応する磁極片およ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み得る。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、中間温度ピンおよび低温質量に取り付けられたピン上で支持される。それぞれのピンは、高張力ステンレス鋼から作ることができる。

図１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およ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１４４、１４６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１７１、１７３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またはステンレス製低温保持槽１７０（低温保持装置）の内側にコイルアセンブリ（コイルおよびボビン）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（例えば、図２）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。幾つかの実施例では、液体ヘリウムを収容する冷却チャネル（図示せず）を使用して絶対零度に近い温度が達成され、維持されるが、この冷却チャネルは超電導コイル支持構造体（例えば、リバースボビン）の内側に形成され、チャネル内の液体ヘリウムと対応する超電導コイルとの間の熱的接続部を含む。上で説明されている種類の、使用され得る、液体ヘリウム冷却システムの一例は、米国特許出願第１３／１４８，０００号（Ｂｅｇｇら）において説明されている。

幾つかの実施例では、コイルアセンブリおよび低温保持槽は、ピルボックス形状の磁石ヨーク１００の２つの半分１８１、１８３内に取り付けられ、完全に封じ込められる。ヨーク１００は、帰還磁束１８４に対する経路となり、磁極面１４４、１４６の間の容積部１８６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。他の実施例では、コイルアセンブリおよび低温保持槽は、非磁気エンクロージャ内に取り付けられ、それによって完全に封じ込められ、帰還磁束は、能動的帰還システムを使用して実装され、その一例は上で説明されている。

図１および図２７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１８２の幾何学的中心１９２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１９０を含む。粒子源は、以下に説明されている通りであるか、または粒子源は、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１９０は、水素の供給部３９９からガス管路３９３および気体水素を送達する管３９４を通して供給される。電気ケーブル２９４は電流源から電流を運び、磁場４００の方向に揃えられた陰極３９２、３９０からの電子の放出を刺激する。

この例では、放出される電子は、管３９４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（または実質的な部分、例えば大半）が加速領域で取り除かれる。

図２８に示されているように、ディープレート５００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５０７を囲む２つの半円形表面５０３、５０５を有する中空金属構造体である。空間５０７内に開いているダクト５０９は、エンクロージャ（例えば、ヨークまたは磁極片）を通り、真空ポンプ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５０７および、加速が行われる真空槽内の空間の残り部分を真空にする。ダミーディー５０２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、真空槽および磁気ヨークに接地される。ディープレート５００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５０７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対して変化させられる。高周波電場は、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１１／９４８，３５９号、名称「Ｍａｔｃｈｉｎｇ Ａ Ｒｅｓｏｎａｎｔ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｏｆ Ａ Ｒｅｓｏｎａｎｔ Ｃａｖｉｔｙ Ｔｏ Ａ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｏｆ Ａｎ Ｉｎｐｕｔ Ｖｏｌｔａｇｅ」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印加され得る。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およ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得る。

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また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およ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得る。

加速が行われる真空槽は、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プレートおよび粒子源を封じ込め、真空ポンプ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る確率が低減され、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（または他のイオン）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、ＲＦ電場を通過するときにエネルギーを獲得する。陽子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、磁場および電場摂動は陽子を磁場が急速に減少する領域内に導き、陽子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に通され、シンクロサイクロトロンから出る。磁場摂動を変えて陽子の向きを決めるために磁気再生器が使用され得る。出て来る陽子は、シンクロ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１３８（図２５）内のビーム成形要素６０７、６０９は、陽子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陽子の向きを変える。

ビームが引き出しチャネルから出るときに、ビームは本明細書で説明されている種類の走査システムを備え得る、ビーム形成システム５２５（図２５）を通過する。ビーム形成システム５２５は、ビームの印加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る漂遊磁場は、磁石ヨーク（シールドとしても働く）と別の磁気シールド５１４（例えば、図１）の両方によって制限され得る。別の磁気シールドは、空間５１６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（例えば、鋼または鉄）の層５１７を含む。ヨーク、空間、およ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。上で説明されているように、幾つかの実施例では、能動的帰還システムが、磁気ヨークおよびシールドの動作の代わりに、または増強するために使用され得る。

図２３に表すように、ガントリーは、シンクロサイクロトロンを水平回転軸線４３２を中心として回転させる。トラス構造体４１６は、２つの略平行なスパン４８０、４８２を有する。シンクロサイクロトロンは、脚部と脚部との間における略中央にかつスパン５８０、５８２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の端部に取り付けられた釣合いおもり６２２、６２４を利用することによって軸受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４０４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４０４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４０４の回転位置は、ガントリー４０４の駆動モータおよ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。

イオンビームがシンクロ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５２５はイオンビームに作用し、患者治療に適した特性をそれに与える。例えば、ビームを拡散させ、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、本明細書で説明されているような能動的走査要素を備え得る。

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、電流駆動超電導コイル、ＲＦ駆動プレート、真空加速室および超電導コイル冷却室用の真空ポンプ、電流駆動粒子源、水素ガス源、およびＲＦプレート冷却装置）は、例えば、メモリからの命令を実行して制御を行う１つまたは複数の処理デバイスを含むものとしてよい、適切なシンクロサイクロトロン制御電子機器（図示せず）によって制御され得る。

上で説明されているように、図２９のシステム６０２に表すように、ビーム発生粒子加速器が、この場合シンクロサイクロトロン６０４（本明細書で説明されている任意のおよびすべての特徴を含み得る）が回転式ガントリー６０５に取り付けられ得る。回転式ガントリー６０５は、本明細書で説明されている種類のものであり、患者支持体６０６の周りで角度的に回転することができる。この特徴は、シンクロサイクロトロン６０４が様々な角度から粒子ビームを患者に本質的に直接照射することを可能にする。例えば、図２９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本質的に直接印加される。本発明では、成形また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および／また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またはサイズ決定機構と相違する。

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号明細書および米国特許出願第１２／２７５１０３号に開示されている。これら特許文献の内容は、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。

可変エネルギー粒子加速器
本明細書で説明されている例示的な粒子治療システムおよ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るものとしてよく、その一例は以下で説明される。

引き出される粒子ビーム（加速器から出力される粒子ビーム）のエネルギーは、治療時の粒子ビームの使用に影響を及ぼし得る。幾つかの機械では、粒子ビーム（または粒子ビーム中の粒子）のエネルギーは、引き出し後に増加しない。しかし、エネルギーは、引き出し後と治療前に治療の必要性に基づき低減され得る。図３０に表すように、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備え、そこから可変エネルギーを有する粒子（例えば、陽子）ビーム９１４が引き出され、身体９２２のターゲット容積部９２４に照射される。適宜、走査ユニット９１６もしくは散乱ユニット９１６、１つまたは複数の監視ユニット９１８、およびエネルギーデグレーダ９２０などの、１つまたは複数の追加のデバイスが、照射方向９２８に沿って置かれる。これらのデバイスは、引き出されたビーム９１４の断面をインターセプトし、治療用の引き出されたビーム１つまたは複数の特性を変える。

治療のため粒子ビームを照射されるターゲット容積部（照射ターゲット）は、典型的には、３次元構成を有する。幾つかの例では、治療を実施するために、ターゲット容積部は、照射が層毎に行われるように粒子ビームの照射方向に沿って幾つかの層に分割される。陽子などの幾つかの種類の粒子について、ターゲット容積部内の貫入深さ（またはビームが到達する層）は、もっぱら、粒子ビームのエネルギーによって決定される。所定のエネルギーの粒子ビームは、そのエネルギーに対する対応する貫入深さを実質的に超えて到達することはない。ターゲット容積部の一方の層から他方の層にビーム照射を移動するために、粒子ビームのエネルギーが変えられる。

図３０に示されている例において、ターゲット容積部９２４は、照射方向９２８に沿って９つの層９２６ａ〜９２６ｉに分割される。例示的なプロセスにおいて、照射は、最も深い層９２６ｉから始まり、１回に層１つずつ徐々により浅い層に進み、最も浅い層９２６ａで終わる。身体９２２に印加する前に、粒子ビーム９１４のエネルギーは、実質的に身体またはターゲット容積部、例えば、層９２６ｅ〜９２６ｉの中にさらに、または身体のさらに奥深くまで貫入することなく、粒子ビームが所望の層、例えば、層９２６ｄで停止できるレベルに制御される。幾つかの例では、粒子ビーム９１４の所望のエネルギーは、治療層が粒子加速に対して浅くなって行くにつれ減少する。幾つかの例では、ターゲット容積部９２４の隣接する層を治療するためのビームエネルギーの差は、約３ＭｅＶから約１００ＭｅＶ、例えば、約１０ＭｅＶから約８０ＭｅＶであるけれども、他の差も、例えば、層の厚さおよびビームの特性に応じて可能である。

ターゲット容積部９２４の異なる層を治療するためのエネルギー変化は、幾つかの実施例では、加速器９１２から粒子ビームが引き出された後に追加のエネルギー変化が不要になるように加速器９１２において実行され得る（例えば、加速器側でエネルギーを変化させることができる）。したがって、治療システム１０内のオプションのエネルギーデグレーダ９２０は、システムから排除され得る。幾つかの実施例では、加速器９１２は、約１００ＭｅＶから約３００ＭｅＶまでの間、例えば、約１１５ＭｅＶから約２５０ＭｅＶまで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。変化は、連続的または非連続的、例えば、１回１ステップずつであってよい。幾つかの実施例では、連続的な、または非連続的な変化は、比較的高い率、例えば、毎秒約５０ＭｅＶまでまたは毎秒約２０ＭｅＶまでの率で生じ得る。非連続的変化は、約１０ＭｅＶから約９０ＭｅＶのステップサイズで１回に１ステップずつ実行され得る。

１つの層で照射が完了すると、加速器９１２は、次の層を照射するために、例えば、数秒以内、または１秒未満の間に、粒子ビームのエネルギーを変化させることができる。幾つかの実施例では、ターゲット容積部９２４の治療は、実質的な中断なしで、またはいかなる中断も伴わずに、継続することができる。幾つかの状況において、非連続的エネルギー変化のステップサイズは、ターゲット容積部９２４の２つの隣接する層を照射するために必要とされるエネルギーの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、エネルギーの差と同じであるか、または何分の１かであってよい。

幾つかの実施例では、加速器９１２およびデグレーダ９２０は、一体となって、ビーム９１４のエネルギーを変化させる。例えば、加速器９１２で粗調整を行い、デグレーダ９２０で微調整を行う、またはその逆を行う。この例では、加速器９１２は、約１０〜８０ＭｅＶの変化ステップでエネルギーを変化させる粒子ビームを出力することができ、デグレーダ９２０は、約２〜１０ＭｅＶの変化ステップでビームのエネルギーを調整する（例えば、低減する）。

飛程変調装置などの、エネルギーデグレーダの使用を減らす（か、または使用しない）ことで、加速器からの出力ビームの特性および品質、例えば、ビーム強度を維持しやすくできる。粒子ビームの制御は、加速器で実行され得る。副作用、例えば、粒子ビームがデグレーダ９２０を通るときに発生する中性子からの副作用が低減されるか、または排除され得る。

粒子ビーム９１４のエネルギーは、ターゲット容積部９２４における治療の完了後に別の身体または身体部分９２２’内の別のターゲット容積部９３０を治療するように調整され得る。ターゲット容積部９２４、９３０は、同じ身体（または患者）内にあるか、または異なる患者にあってもよい。身体９２２’の表面からのターゲット容積部９３０の深さＤは、パレット容積部９２４の深さと異なることがあり得る。デグレーダ９２０によって何らかのエネルギー調整が実行され得るが、デグレーダ９１２は、ビームエネルギーを低減するだけであって、ビームエネルギーを増大させることはあり得ない。

この点で、幾つかの場合において、ターゲット容積部９３０を治療するのに必要なビームエネルギーは、ターゲット容積部９２４を治療するのに必要なビームエネルギーより大きい。このような場合に、加速器９１２は、ターゲット容積部９２４を治療した後、ターゲット容積部９３０を治療する前に、出力ビームエネルギーを増大させることができる。他の場合には、ターゲット容積部９３０を治療するのに必要なビームエネルギーは、ターゲット容積部９２４を治療するのに必要なビームエネルギーより小さい。デグレーダ９２０は、エネルギーを低減し得るけれども、加速器９１２は、デグレーダ９２０の使用を減らすか、または排除するためにより低いビームエネルギーを出力するように調整することができる。ターゲット容積部９２４、９３０の幾つかの層への分割は、異なることも、同じであることもあり得る。ターゲット容積部９３０は、ターゲット容積部９２４の治療と層毎に類似の仕方で治療され得る。

同じ患者の異なるターゲット容積部９２４、９３０の治療は、実質的に連続的である、例えば、停止時間を２つの容積部が約３０分以内より長くない、例えば、２５分以内、２０分以内、１５分以内、１０分以内、５分以内、または１分以内となるものとしてよい。本明細書で説明されているように、加速器９１２は、移動可能なガントリー上に取り付けることができ、ガントリーの移動で、加速器を異なるターゲット容積部を目指して移動させることができる。幾つかの状況において、加速器９１２は、治療システムがターゲット容積部９２４の治療を完了した後、およびターゲット容積部９３０の治療を開始する前に（ガントリーを移動するなどの）調整を行っているときに出力ビーム９１４のエネルギー調整を完了することができる。加速器とターゲット容積部９３０との整列の後、治療は調整された所望のビームエネルギーで開始することができる。異なる患者に対するビームエネルギー調整は、比較的効率よく完了させることもできる。幾つかの例において、ビームエネルギーを増大／低減するステップおよび／またはガントリーを移動するステップを含む、すべての調整は、約３０分以内、例えば、約２５分以内、約２０分以内、約１５分以内、約１０分以内、または約５分以内に行われる。

容積部の同じ層において、走査ユニット９１６を使用してビームを層の２次元表面の端から端まで移動する（走査ビームとも称される）ことによって照射線量が印加され得る。あるいは、層は、散乱ユニット１６の１つまたは複数の散乱体に引き出されたビーム（散乱ビームとも称される）を通すことによって照射を受けるものとしてよい。

エネルギーおよび強度などの、ビーム特性は、治療前に選択され得るか、または治療中に、加速器９１２および／または、走査ユニット／散乱体９１６、デグレーダ９２０、および図示されていない他のものなどの、他のデバイスを制御することによって調整され得る。例示的な実施例では、システム９１０は、システム内の１つまたは複数のデバイスと通信する、コンピュータなどの制御装置９３２を備える。制御は、１つまたは複数のモニター９１８によって実行される監視、例えば、ビーム強度、線量、ターゲット容積部内のビーム配置、などの監視の結果に基づくものとしてよい。モニター９１８は、デバイス９１６とデグレーダ９２０との間にあるものとして図示されているけれども、１つまたは複数のモニターをビーム照射経路に沿った他の適切な配置に置くことができる。制御装置９３２は、（同じ患者および／または異なる患者の）１つまたは複数のターゲット容積部に対する治療計画を格納することもできる。治療計画は治療が開始する前に決定され、ターゲット容積部の形状、照射層の数、それぞれの層に対する照射線量、それぞれの層が照射を受ける回数、などのパラメータを備えることができる。システム９１０内のビーム特性の調整は、治療計画に基づき実行され得る。追加の調整は、治療時、例えば、治療計画からの逸脱が検出されたときに実行され得る。

幾つかの実施例では、加速器９１２は、粒子ビームが加速される磁場を変化させることによって出力粒子ビームのエネルギーを変化させるように構成される。例示的な一実施例では、１つまたは複数のコイルセットが、変動電流を受けて、空洞内に変動磁場を発生する。幾つかの例では、１つのコイルセットが固定電流を受けるが、１つまたは複数の他のコイルセットはコイルセットが受ける全電流が変化するように変動電流を受ける。幾つかの実施例では、すべてのコイルセットが超電導である。他の実施例では、固定電流に対するセットなどの幾つかのコイルセットは、超電導であるが、変動電流に対する１つまたは複数のセットなどの他のコイルセットは、非超電導である。幾つかの例では、すべてのコイルセットが非超電導である。

一般的に、磁場の大きさは、電流の大きさと共に一定の比率で増減し得る。コイルの全電流を所定の範囲内に調整することで、対応する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。幾つかの例では、電流の連続的調整により、磁場の連続的変動および出力ビームエネルギーの連続的変動を引き起こすことができる。あるいは、コイルに印加される電流が、非連続的な段階的様式で調整される場合、磁場および出力ビームエネルギーも、それに応じて非連続的な（段階的）様式で変化する。磁場を電流に応じて一定の比率で増減させることにより、ビームエネルギーを比較的正確に変化させることができるけれども、ときには、入力電流以外の微調整を実施することができる。

幾つかの実施例では、可変エネルギーを有する粒子ビームを出力するために、加速器９１２は、それぞれの範囲が異なる出力ビームエネルギーに対応する、異なる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る。例えば、加速器９１２が、３つの異なる出力ビームエネルギーを発生するように構成されている場合、ＲＦ電圧は、３つの異なる周波数範囲にわたって掃引することができる。別の例では、連続的ビームエネルギー変化に対応することで、ＲＦ電圧は、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、異なる下限周波数境界および／または上限周波数境界を有することができる。

引き出しチャネルは、可変エネルギー粒子加速器によってもたらされる異なるエネルギーの範囲に適応するように構成され得る。例えば、引き出しチャネルは、粒子加速器によって生成される最高および最低のエネルギーを支える十分に大きいものとしてよい。すなわち、引き出しチャネルは、エネルギーのその範囲内で粒子を受け、透過するようなサイズであり得るか、またはそのように他の何らかの形で構成され得る。異なるエネルギーを有する粒子ビームは、単一のエネルギーを有する粒子ビームを引き出すために使用される再生器の特徴を変えることなく加速器９１２から引き出され得る。他の実施例では、可変粒子エネルギーに適応するために、再生器を移動して上で説明されている様式で異なる粒子軌道を乱し（例えば、変化させて）、および／または鉄製ロッド（磁気シム）を加えるか、または取り外して再生器によってもたらされる磁場バンプを変化させることができる。より具体的には、異なる粒子エネルギーは、典型的には、空洞内で異なる粒子軌道にある。再生器を移動することによって、粒子軌道を指定されたエネルギーのところでインターセプトし、それによって、指定されたエネルギーにおける粒子が引き出しチャネルに到達するようにその軌道の正しい摂動をもたらすことが可能である。幾つかの実施例では、再生器の移動（および／または磁気シムの追加／取り外し）は、加速器によって出力される粒子ビームエネルギーのリアルタイムの変化とリアルタイムで一致するように実行される。他の実施例では、粒子エネルギーは、治療毎に調整され、再生器の移動（および／または磁気シムの追加／取り外し）は、治療の前に実行される。いずれの場合も、再生器の移動（および／または磁気シムの追加／取り外し）は、コンピュータ制御され得る。例えば、コンピュータは、再生器および／または磁気シムの移動を引き起こす１つまたは複数のモータを制御することができる。

幾つかの実施例では、再生器は、適切な配置に移動するように制御可能である１つまたは複数の磁気シムを使用して実装される。

例えば、Ｔａｂｌｅ １（表１）は、例示的な加速装置９１２が粒子ビームを出力することができる３つの例示的なエネルギー準位を示している。３つのエネルギー準位を生成するための対応するパラメータも一覧に挙げてある。この点で、磁石電流は、加速器９１２内の１つまたは複数のコイルセットに印加される全電流を指しており、最高および最低周波数は、ＲＦ電圧が掃引する範囲を定義し、「ｒ」は、場所から粒子が加速される空洞の中心までの径方向距離である。

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以下で説明する。加速器はシンクロサイクロトロンであり、粒子は陽子であるものとしてよい。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、患者体内の一方のターゲット容積部を治療している間、または同じ患者もしくは異なる患者の異なるターゲット容積部の治療から次の治療までの間に、変化させることができる。幾つかの実施例では、加速器のセッティングは、加速器からビーム（または粒子）が出力されないときにビームエネルギーを変化させるように変更される。エネルギー変化は、所望の範囲にわたって連続的または非連続的であってよい。

図１に示されている例に表すように、上で説明されている粒子加速器９１２のような可変エネルギー粒子加速器であってよい、粒子加速器（例えば、シンクロサイクロトロン５０２）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、約２００ＭｅＶから約３００ＭｅＶ以上、例えば、２００ＭｅＶ、約２０５ＭｅＶ、約２１０ＭｅＶ、約２１５ＭｅＶ、約２２０ＭｅＶ、約２２５ＭｅＶ、約２３０ＭｅＶ、約２３５ＭｅＶ、約２４０ＭｅＶ、約２４５ＭｅＶ、約２５０ＭｅＶ、約２５５ＭｅＶ、約２６０ＭｅＶ、約２６５ＭｅＶ、約２７０ＭｅＶ、約２７５ＭｅＶ、約２８０ＭｅＶ、約２８５ＭｅＶ、約２９０ＭｅＶ、約２９５ＭｅＶ、または約３００ＭｅＶ以上である上限境界を有することができる。この範囲は、約１００ＭｅＶ以下から約２００ＭｅＶまで、例えば、約１００ＭｅＶ以下、約１０５ＭｅＶ、約１１０ＭｅＶ、約１１５ＭｅＶ、約１２０ＭｅＶ、約１２５ＭｅＶ、約１３０ＭｅＶ、約１３５ＭｅＶ、約１４０ＭｅＶ、約１４５ＭｅＶ、約１５０ＭｅＶ、約１５５ＭｅＶ、約１６０ＭｅＶ、約１６５ＭｅＶ、約１７０ＭｅＶ、約１７５ＭｅＶ、約１８０ＭｅＶ、約１８５ＭｅＶ、約１９０ＭｅＶ、約１９５ＭｅＶ、約２００ＭｅＶである下限境界も有することができる。

幾つかの例では、この変化は、非連続的であり、変化ステップは、約１０ＭｅＶ以下、約１５ＭｅＶ、約２０ＭｅＶ、約２５ＭｅＶ、約３０ＭｅＶ、約３５ＭｅＶ、約４０ＭｅＶ、約４５ＭｅＶ、約５０ＭｅＶ、約５５ＭｅＶ、約６０ＭｅＶ、約６５ＭｅＶ、約７０ＭｅＶ、約７５ＭｅＶ、または約８０ＭｅＶ以上のサイズを有することができる。エネルギーを１ステップサイズだけ変化させるのに要する時間は、３０分以内、例えば、約２５分以内、約２０分以内、約１５分以内、約１０分以内、約５分以内、約１分以内、または約３０秒以内であり得る。他の例では、この変化は、連続的であり、加速器は粒子ビームのエネルギーを比較的高い率、例えば、毎秒最大約５０ＭｅＶまで、毎秒最大約４５ＭｅＶまで、毎秒最大約４０ＭｅＶまで、毎秒最大約３５ＭｅＶまで、毎秒最大約３０ＭｅＶまで、毎秒最大約２５ＭｅＶまで、毎秒最大約２０ＭｅＶまで、毎秒最大約１５ＭｅＶまで、または毎秒最大約１０ＭｅＶまでに調整することができる。加速器は、粒子エネルギーを、連続的にも、非連続的にも調整するように構成され得る。例えば、連続的変化と非連続的変化の組合せを、一方のターゲット容積部の治療に、または異なるターゲット容積部の治療に使用することができる。柔軟な治療計画および柔軟な治療が実現され得る。

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、照射治療を正確にすることができ、また治療に使用される追加のデバイス（加速器以外）の数を減らすことができる。例えば、治療の全部または一部について出力粒子ビームのエネルギーを変化させるためのデグレーダの使用が低減されるか、または使用しないようにできる。強度、集束などの粒子ビームの特性は、粒子加速器側で制御され、粒子ビームは、追加のデバイスからの実質的な妨害を受けることなくターゲット容積部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は、治療時間を短縮し、治療システムの効率的な使用を可能にし得る。

幾つかの実施例では、図１のシンクロサイクロトロン５０２などの、加速器は、加速器内の磁場を変化させることによって粒子または粒子ビームを可変エネルギー準位まで加速するが、これは、磁場を発生させるためにコイルに印加される電流を変化させることによって実現され得る。上で説明されているように、例示的なシンクロサイクロトロン（例えば、図１の５０２）は、粒子源を収容する磁石システム、高周波駆動システム、およびビーム引き出しシステムを備える。図３３は、可変エネルギー加速器で使用され得る磁石システムの一例を示している。この例示的な実施例では、磁石システム１０１２によって確立される磁場は、２つのコイルセット４０ａと４０ｂ、および４２ａと４２ｂが発生することができる磁場の最大値の約５％から約３５％まで変化し得る。磁石システムによって確立される磁場は、２つのコイルセットと成形された強磁性（例えば、低炭素鋼）構造体のペアとの組合せを使用して収容されている陽子ビームの集束を維持するのに適切な形状を有し、その例は上に提示されている。

それぞれのコイルセットは、電流を受けるための環状コイルの分割ペアであってよい。幾つかの状況において、両方のコイルセットが超電導である。他の状況では、ただ１つのコイルセットのみが超電導であり、他のセットは非超電導または常電導である（以下でさらに説明されているように）。また、両方のコイルセットが非超電導であることも可能である。コイルに使用するのに適した超電導体は、ニオブ３スズ（Ｎｂ_３Ｓｎ）および／またはニオブチタンを含む。他の常電導体は、銅を含むことができる。コイルセットの作製例について以下でさらに説明する。

２つのコイルセットは、直列または並列に電気的に接続され得る。幾つかの実施例では、２つのコイルセットが受ける全電流は、約２００万アンペア回数から約１０００万アンペア回数、例えば、約２５０万から約７５０万アンペア回数、または約３７５万アンペア回数から約５００万アンペア回数までを含み得る。幾つかの例では、一方のコイルセットは、全可変電流の固定（または一定）部分を受けるように構成され、他方のコイルセットは、全電流の可変部分を受けるように構成される。２つのコイルセットの全電流は、一方のコイルセット内の電流の変化と共に変化する。他の状況では、両方のコイルセットに印加される電流は変化し得る。２つのコイルセット内の可変全電流は、変化する大きさを有する磁場を発生することができ、次いで、これは、粒子の加速経路を変化させ、可変エネルギーを有する粒子を発生する。

一般的に、コイルによって生成される磁場の大きさは、コイルに印加される全電流の大きさに応じて一定の比率で増減し得る。この一定の比率の増減に基づき、幾つかの実施例では、磁場強度の直線的変化はコイルセットの全電流を直線的に変化させることによって実現され得る。全電流は比較的高速で調整することができ、これにより、磁場およびビームエネルギーが比較的高速で調整される。

上記のＴａｂｌｅ １（表１）に反映されている例では、コイルリングの幾何学的中心における電流の値と磁場の値との比は、１９９０：８．７（約２２８．７：１）、１９２０：８．４（約２２８．６：１）、１７６０：７．９（約２２２．８：１）である。したがって、超電導コイルに印加される全電流の大きさを調整することで、磁場の大きさを比例調整することができる（比に基づき）。

Ｔａｂｌｅ １（表１）の例における全電流に対する磁場の一定の比率の増減も、図３１のプロットに示されており、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定された径方向距離である。磁場は、幾何学的中心に最高値を有し、距離Ｒが増大するにつれ減少する。曲線１０３５、１０３７は、それぞれ１７６０アンペアおよび１９９０アンペアである異なる全電流を受ける同じコイルセットによって生成される磁場を表す。引き出される粒子の対応するエネルギーは、それぞれ、２１１ＭｅＶおよび２５０ＭｅＶである。２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または曲線１０３７のいずれかが、他方の曲線と実質的に一致するように直線的にシフトされるものとしてよく、これは磁場がコルセットに印加される全電流に応じて一定の比率で増減し得ることを示す。

幾つかの実施例では、全電流に対する磁場の一定の比率の増減は、完全でない場合がある。例えば、磁場とＴａｂｌｅ １（表１）に示されている例に基づき計算された電流との間の比は一定でない。また、図３１に示されているように、一方の曲線を直線的にシフトさせても、他方の曲線と完全には一致し得ない。幾つかの実施例では、全電流は、一定の比率の増減が完全であるという仮定の下でコイルセットに印加される。ターゲット磁場（一定の比率の増減が完全であるという仮定の下）は、それに加えてコイルの特徴、例えば、幾何学的形状を、一定の比率の増減の不完全さを相殺するように変えることによって生成され得る。一例では、強磁性体（例えば、鉄）のロッド（磁気シム）を磁気構造体（例えば、ヨーク、磁極片など）の一方または両方から挿入するか、または取り出すことができる。コイルの特徴は、一定の比率の増減が完全であり電流のみを調整すればよいという状況と比較して磁場調整の速度が実質的な影響を受けないように比較的高速に変えることができる。鉄製ロッドの例では、ロッドは、秒または分の時間尺度、例えば、５分以内、１分以内、３０秒未満、または１秒未満の時間で追加または取り外しを行うことができる。

幾つかの実施例では、コイルセットに印加される電流などの、加速器のセッティングは、コイルセット内の全電流に対する磁場の一定の比率の実質的な増減に基づき選択され得る。

一般的に、所望の範囲内で変化する全電流を発生させるために、２つのコイルセットに印加される電流の適切な組合せが使用され得る。一例において、コイルセット４２ａ、４２ｂは、磁場の所望の範囲の下限境界に対応する固定された全電流を受けるように構成され得る。Ｔａｂｌｅ １（表１）に示されている例では、固定された電流は、１７６０アンペアである。それに加えて、コイルセット４０ａ、４０ｂは、磁場の所望の範囲の上限境界と下限境界との間の差に対応する上限境界を有する可変電流を受けるように構成され得る。Ｔａｂｌｅ １（表１）に示されている例では、コイルセット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るように構成される。

別の例では、コイルセット４２ａ、４２ｂは、磁場の所望の範囲の上限境界に対応する固定された電流を受けるように構成され得る。Ｔａｂｌｅ １（表１）に示されている例では、固定された電流は、１９９０アンペアである。それに加えて、コイルセット４０ａ、４０ｂは、磁場の所望の範囲の下限境界と上限境界との間の差に対応する上限境界を有する可変電流を受けるように構成され得る。Ｔａｂｌｅ １（表１）に示されている例では、コイルセット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るように構成される。

粒子を加速するための可変全電流によって生成される全可変磁場は、４テスラより大きい、例えば５テスラより大きい、６テスラより大きい、７テスラより大きい、８テスラより大きい、９テスラより大きい、または１０テスラより大きく、最大約２０テスラまで、例えば、最大約１８テスラまで、最大約１５テスラまで、または最大約１２テスラまでの、最大の大きさを有するものとしてよい。幾つかの実施例では、コイルセット内の全電流の変化により、磁場は約０．２テスラから約４．２テスラ以上、例えば、約０．２テスラから約１．４テスラまたは約０．６テスラから約４．２テスラだけ変化し得る。幾つかの状況において、磁場の変化量は、最大の大きさに比例し得る。

図３２は、粒子ビームのそれぞれのエネルギー準位について一定のＲＦ周波数範囲にわたってディープレート５００上で電圧を掃引し、粒子ビームエネルギーが変化するときに周波数範囲を変化させるための例示的なＲＦ構造体を示している。ディープレート５００の半円形表面５０３、５０５は、内部導体１３００に接続され、外部導体１３０２内に収納される。電源を内部導体に結合する電力結合デバイス１３０４を通して電源（図示せず、例えば、振動する電圧入力）から高電圧がディープレート５００に印加される。幾つかの実施例では、結合デバイス１３０４は、内部導体１３００上に位置し、電源からディープレート５００への電力伝送を行う。それに加えて、ディープレート５００は可変リアクタンス素子１３０６、１３０８に結合されており、それぞれの粒子エネルギー準位についてＲＦ周波数掃引を実行し、異なる粒子エネルギー準位についてＲＦ周波数範囲を変更する。

可変リアクタンス素子１３０６は、モータ（図示せず）によって回転可能である複数のブレード１３１０を有する回転コンデンサであってよい。ＲＦ掃引のそれぞれのサイクルにおいてブレード１３１０をかみ合わせるか、またはかみ合わせを外すことによって、ＲＦ構造体のキャパシタンスが変化し、そのため、ＲＦ構造体の共振周波数が変化する。幾つかの実施例では、モータの１／４サイクル毎に、ブレード１３１０は互いにかみ合う。ＲＦ構造体のキャパシタンスが大きくなり、共振周波数が下がる。このプロセスは、ブレード１３１０のかみ合わせが外れるときに逆転する。結果として、ディープレート１０３に印加される高電圧を発生させるために要求される、またビームを加速するために必要な電力を、大幅に減らすことができる。幾つかの実施例では、ブレード１３１０の形状を、時間に対する共振周波数の必要な依存性を生じるように機械加工する。

ＲＦ周波数の発生は、共振器内のＲＦ電圧の位相を感知し、ＲＦ空洞の共振周波数の近くでディープレート上の交流電圧を維持することによってブレード回転と同期する。（ダミーディーは、接地されるが、図３２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るコンデンサであるものとしてよい。プレート１３１２は、表面１３１６に向かう、または表面１３１６から遠ざかる方向１３１４に沿って移動可能である。コンデンサのキャパシタンスは、プレート１３１２と表面１３１６との間の距離Ｄが変化すると変化する。１つの粒子エネルギーについて掃引されるそれぞれの周波数範囲について、距離Ｄは設定値にあり、周波数範囲を変化させるために、プレート１３１２は出力ビームのエネルギーの変化に応じて移動される。

幾つかの実施例では、内部導体１３００および外部導体１３０２は、銅、アルミニウム、または銀などの、金属材料から形成される。ブレード１３１０およびプレート１３１２も、導体１３００、１３０２と同じ、または異なる金属材料から形成され得る。結合デバイス１３０４は、導電体とすることができる。可変リアクタンス素子１３０６、１３０８は他の形態を有することができ、他の方法でディープレート１００に結合し、それによりＲＦ周波数掃引および周波数範囲変更を実行することができる。幾つかの実施例では、単一の可変リアクタンス素子は、両方の可変リアクタンス素子１３０６、１３０８の機能を実行するように構成され得る。他の実施例では、２つよりも多い可変リアクタンス素子が使用され得る。

治療セッションを実行するガントリー、患者支持体、能動的ビーム整形要素、およ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。

本明細書で説明されている粒子治療システムおよびその様々な特徴の制御は、ハードウェアまたはハードウェアとソフトウェアとの組合せを使用して実施され得る。例えば、本明細書で説明されているようなシステムは、様々な地点に配置された様々なコントローラおよび／または処理デバイスを備え得る。中央コンピュータは、様々なコントローラまたは処理デバイスの間の動作を調整することができる。中央コンピュータ、コントローラ、および処理デバイスは、テストおよび較正の制御および調整を行わせるために様々なソフトウェアルーチンを実行し得る。

システム動作は、少なくとも一部は、１つまたは複数のデータ処理装置、例えば、プログラム可能なプロセッサ、コンピュータ、複数のコンピュータ、および／またはプログラム可能な論理構成要素による実行のため、またはその動作を制御するために、１つまたは複数のコンピュータプログラム製品、例えば、１つまたは複数の非一時的機械可読媒体中に明確に具現化された１つまたは複数のコンピュータプログラムを使用することで制御され得る。

コンピュータプログラムは、コンパイル言語また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得、スタンドアロンプログラム、またはモジュール、コンポーネント、サブルーチン、また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、任意の形態で配備され得る。コンピュータプログラムは、１つのコンピュータ上で、または１つのサイトにあるか、また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備され得る。

本明細書で説明されている粒子治療システムの動作の全部または一部を実施するステップに関連するアクションは、１つまたは複数のコンピュータプログラムを実行して本明細書で説明されている機能を実行する１つまた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。これらの動作の全部または一部は、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）、および／またはＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）を使用して実施され得る。

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は、例として、汎用マイクロプロセッサと専用マイクロプロセッサを共に、および任意の種類のデジタルコンピュータの任意の１つまたは複数のプロセッサを含む。一般的に、プロセッサは、リードオンリー記憶領域またはランダムアクセス記憶領域またはその両方から命令およびデータを受け取る。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１つまたは複数のプロセッサならびに命令およびデータを記憶するための１つまた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、データを記憶するための大容量ＰＣＢなどの１つまた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、または光ディスクも備え、またはこれらからデータを受け取るか、もしくはこれらにデータを転送するか、もしく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およびデータを具現化するのに好適な非一時的機械可読記憶媒体は、例として、半導体記憶領域デバイス、例えば、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、およ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またはリムーバブルディスク、光磁気ディスク、ならびにＣＤ−ＲＯＭおよび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。

本明細書で使用されているような任意の「電気的接続」は、直接的物理的接続、または介在する構成要素を含むが、それにもかかわらず、電気的信号が接続されている構成要素間を流れることを許す接続を暗示するものとしてよい。本明細書において言及されている電気回路を伴う任意の「接続」は、断りのない限り、電気的接続であり、「電気的」という単語が「接続」を修飾するために使用されているかどうかに関係なく必ずしも直接的物理的接続ではない。

前述の実施例のうちのさらに２つが、適切な粒子加速器（例えば、シンクロサイクロトロン）において適切な組合せで使用され得る。同様に、前記の実施例のうちのさらに２つの個別の特徴が、適切な組合せで使用され得る。

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つまた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施例は、粒子治療システムと共に使用すること、また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。むしろ、例示的な実施例は、加速された粒子を出力に導く適切なシステム内で使用され得る。

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−Ｆｉｅｌｄ Ｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ Ｓｙｎｃｈｒｏｃｙｃｌｏｔｒｏｎ」、２００６年８月９日に出願した米国特許出願第１１／４６３，４０２号、名称「Ｍａｇｎｅｔ Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ Ｆｏｒ Ｐａｒｔｉｃｌｅ Ａｃｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ」、および２００６年１０月１０日に出願した米国仮出願第６０／８５０，５６５号、名称「Ｃｒｙｏｇｅｎｉｃ Ｖａｃｕｕｍ Ｂｒｅａｋ Ｐｎｅｕｍａｔｉｃ Ｔｈｅｒｍａｌ Ｃｏｕｐｌｅｒ」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「ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧ ＩＮＴＥＮＳＩＴＹ ＯＦ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ」（出願第６１／７０７，４６６号）、米国仮出願、名称「ＡＤＪＵＳＴＩＮＧ ＥＮＥＲＧＹ ＯＦ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ」（出願第６１／７０７，５１５号）、米国仮出願、名称「ＡＤＪＵＳＴＩＮＧ ＣＯＩＬ ＰＯＳＩＴＩＯＮ」（出願第６１／７０７，５４８号）、米国仮出願、名称「ＦＯＣＵＳＩＮＧ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ ＵＳＩＮＧ ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＦＩＥＬＤ ＦＬＵＴＴＥＲ」（出願第６１／７０７，５７２号）、米国仮出願、名称「ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＦＩＥＬＤ ＲＥＧＥＮＥＲＡＴＯＲ」（出願第６１／７０７，５９０号）、米国仮出願、名称「ＦＯＣＵＳＩＮＧ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ」（出願第６１／７０７，７０４号）、米国仮出願、名称「ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＴＨＥＲＡＰＹ」（出願第６１／７０７，６２４号）、および米国仮出願、名称「ＣＯＮＴＲＯＬ ＳＹＳＴＥＭ ＦＯＲ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＡＣＣＥＬＥＲＡＴＯＲ」（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「Ａ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｗａｖｅｆｏｒｍ Ｇｅｎｅｒａｔｏｒ ｆｏｒ ａ Ｓｙｎｃｈｒｏｃｙｃｌｏｔｒｏｎ」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「Ａ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｐａｒｔｉｃｌｅ Ｓｃａｔｔｅｒｅｒ ｆｏｒ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｔｈｅｒａｐｙ Ｂｅａｍ Ｆｏｒｍａｔｉｏｎ」、および２００５年７月２１日に出願した米国仮出願第６０／５９０，０８８号。

本出願の特徴は、以下の１つまた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「ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧ ＩＮＴＥＮＳＩＴＹ ＯＦ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ」（出願第６１／７０７，４６６号）、米国仮出願、名称「ＡＤＪＵＳＴＩＮＧ ＥＮＥＲＧＹ ＯＦ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ」（出願第６１／７０７，５１５号）、米国仮出願、名称「ＡＤＪＵＳＴＩＮＧ ＣＯＩＬ ＰＯＳＩＴＩＯＮ」（出願第６１／７０７，５４８号）、米国仮出願、名称「ＦＯＣＵＳＩＮＧ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ ＵＳＩＮＧ ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＦＩＥＬＤ ＦＬＵＴＴＥＲ」（出願第６１／７０７，５７２号）、米国仮出願、名称「ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＦＩＥＬＤ ＲＥＧＥＮＥＲＡＴＯＲ」（出願第６１／７０７，５９０号）、米国仮出願、名称「ＦＯＣＵＳＩＮＧ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＢＥＡＭ」（出願第６１／７０７，７０４号）、米国仮出願、名称「ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＴＨＥＲＡＰＹ」（出願第６１／７０７，６２４号）、および米国仮出願、名称「ＣＯＮＴＲＯＬ ＳＹＳＴＥＭ ＦＯＲ Ａ ＰＡＲＴＩＣＬＥ ＡＣＣＥＬＥＲＡＴＯＲ」（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日に発行した米国特許第８，００３，９６４号、２００７年４月２４日に発行した米国特許第７，２０８，７４８号、２００８年７月２２日に発行した米国特許第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「Ａ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｗａｖｅｆｏｒｍ Ｇｅｎｅｒａｔｏｒ ｆｏｒ ａ Ｓｙｎｃｈｒｏｃｙｃｌｏｔｒｏｎ」、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「Ａ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｐａｒｔｉｃｌｅ Ｓｃａｔｔｅｒｅｒ ｆｏｒ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｔｈｅｒａｐｙ Ｂｅａｍ Ｆｏｒｍａｔｉｏｎ」、および２００５年７月２１日に出願した米国仮出願第６０／５９０，０８８号。

本明細書で特に説明されていない他の実装も、以下の請求項の範囲内に収まる。

１０ 治療システム
１００ 磁石ヨーク
１０２ 引き出しチャネル
１０５ 粒子加速器
１０６ 走査システム
１０８ 走査磁石
１０９ 電離箱
１１０ エネルギーデグレーダ
１１１、１１２ コイル
１１５ 飛程変調装置
１１６ プレート
１１６ａ プレート
１１７ 矢印
１２０ コリメータ
１２２ 磁石システム
１３８ 引き出しチャネル
１４０ 環状超電導コイル
１４２ 環状超電導コイル
４０ａ、４０ｂ、４２ａ、４２ｂ コイルセット
１４４ 磁極面
１４６ 磁極面
１４７ 共通軸
１７０ 低温保持槽
１７１ 支持点
１７３ 支持点
１８１、１８３ 半分
１８４ 帰還磁束
１８６ 容積部
１９０ 粒子源
１９１ 高周波駆動システム
１９２ 幾何学的中心
２２０ 構造体
２２１ 一部分
２２２ 粒子ビーム
２２４ ターゲット
２２５ 健康な組織
２２９ 照射ターゲット
２３０ 矢印付き線
２３２ 矢印
２３３ 内側
２３４ 縁
２３５ 周辺組織
２３９ コリメータ
２４４、２４５ 開口
２４６、２４７ 構造体
２４８ 穴
２５０ コリメータ
２５１ 照射ターゲット
２５２ フィンガ
２５３ 縁の形状
２５５ 矢印
２６０ コリメータ
２６１ 照射ターゲット
２６２ 矢印
２６５、２６６ 構造体
２６９、２７０ 縁
２７１ 矢印
２７２ 矢印
２８０ 粒子ビーム
２８１ 照射ターゲット
２８２ 角度
２８３ 角度
２８４ 角度
２８５ 水平
２８７ 周辺組織
２９０ 照射場
２９１ 照射ターゲット
２９３ 粒子ビーム
２９４ 個別部品
２９４ 電気ケーブル
２９５ 照射ターゲット
２９９ エネルギーデグレーダ
３００ スポット
３０１ 照射ターゲット
３０２ 配置
３０３ 配置
３０４ 粒子ビーム
３０５ 矢印
３１０ エネルギーデグレーダ
３１１ 粒子ビームスポット
３１４ａ 点
３１４ｂ 点
３１４ｃ 点
３１８ ビーム引き出しシステム
３９０ 陰極
３９２ 陰極
３９３ ガス管路
３９４ 管
３９９ 水素の供給部
４００ 磁場
４００ 荷電粒子線治療システム
４０２、４０４、４０６ 高温−低温支持ストラップ
４０２ ビーム発生粒子加速器
４０４ 回転式ガントリー
４０６ 患者
４０８ Ｓ２ガラス繊維リンク
４０８、４１０ 脚部
４１２、４１４ 軸受
４１６ 鉄骨トラス、トラス構造体
４１８ 治療領域
４２０ 回転範囲
４２２ 床
４２４ ボールト
４３２ 水平回転軸線
４４２ 垂直軸線
４８０、４８２ 略平行なスパン
５００ ディープレート
５０２ ダミーディー
５０３、５０５ 半円形表面
５０７ 空間
５０９ ダクト
５０７、５０９ ビーム成形要素
５１４ 磁気シールド
５１６ 空間
５１７ 強磁性体（例えば、鋼または鉄）の層
５２５ ビーム形成システム
６０２ システム
６０４ シンクロサイクロトロン
６０５ 回転式ガントリー
６０６ 患者支持体
６２２、６２４ 釣合いおもり
９１０ 治療システム
９１２ 加速器
９１４ 粒子（例えば、陽子）ビーム
９１６ 走査ユニット
９１６ 散乱ユニット
９１８ 監視ユニット
９２０ エネルギーデグレーダ
９２２ 身体
９２２’ 身体または身体部分
９２４ ターゲット容積部
９２６ａ〜８２６ｉ 層
９２８ 照射方向
９３０ ターゲット容積部
９３２ 制御装置
１０１２ 磁石システム
１０３５、１０３７ 曲線
１３００ 内部導体
１３０２ 外部導体
１３０４ 電力結合デバイス
１３０６、１３０８ 可変リアクタンス素子
１３１０ ブレード
１３１２ プレート
１３１４ 方向
１３１６ 表面

Claims (14)

1. 粒子ビームを出力するための粒子加速器と、
   前記粒子ビームを患者内の照射ターゲットの少なくとも一部にわたって走査させる粒子加速器用の走査システムであって、前記粒子ビームを前記照射ターゲットの少なくとも一部にわたって少なくとも２次元内で走査するように構成される、走査システムと、
   前記粒子ビームが前記照射ターゲットの少なくとも一部にわたって走査される際に、前記粒子ビームの移動を辿るように走査する間に、前記粒子ビームに対して少なくとも２次元内で移動するように制御可能である複数の要素を含むコリメータであって、前記複数の要素が、前記粒子ビームの透過を抑制する材料を含み、前記複数の要素のそれぞれが、１次元または２次元内で伸縮可能であり、前記コリメータの縁を画定するフィンガを含み、前記コリメータが、前記粒子ビームの第１の部分が患者に到達することを妨げつつ、前記粒子ビームの第２の部分が前記照射ターゲットの少なくとも一部に到達可能にするために、前記粒子ビームの前記第１の部分と前記患者との間に移動可能である、コリメータと、を備える粒子治療システム。
2. 前記複数の要素のそれぞれが回転可能である、請求項１に記載の粒子治療システム。
3. 前記フィンガが前記縁の大きさを変更するように調整可能である、請求項１に記載の粒子治療システム。
4. 前記フィンガが照射ターゲットに対して個別に移動可能である、請求項１に記載の粒子治療システム。
5. 前記複数の要素は第１の要素および第２の要素を含み、前記第１の要素は前記縁を画定し、前記縁は第１の縁であり、前記第２の要素は第２の縁を画定し、
   前記第１の縁および前記第２の縁は前記照射ターゲットに対して移動するように制御可能である請求項１に記載の粒子治療システム。
6. 前記走査システムは、前記粒子ビームの移動を制御して前記粒子ビームを走査するための少なくとも１つの磁石を備え、前記少なくとも１つの磁石は印加される電流に応答して磁場を発生するためのものであり、前記磁場は前記移動に影響を及ぼす請求項１に記載の粒子治療システム。
7. 前記走査システムは、前記照射ターゲットの辺縁部よりも、前記照射ターゲットの内側部分においてより速く前記粒子ビームを走査するように構成される請求項１に記載の粒子治療システム。
8. 前記粒子ビームは、平面の領域内で移動可能であり、
   前記走査システムは、前記平面の面積未満の面積を有するエネルギーデグレーダを含む、請求項１に記載の粒子治療システム。
9. 前記エネルギーデグレーダは、前記平面の前記面積の１／２未満の面積を有する、請求項８に記載の粒子治療システム。
10. 前記エネルギーデグレーダは、前記平面の前記面積の１／４未満の面積を有する、請求項８に記載の粒子治療システム。
11. 前記エネルギーデグレーダは、前記平面の前記面積の１／８未満の面積を有する、請求項８に記載の粒子治療システム。
12. 前記エネルギーデグレーダは、前記粒子ビームの断面積の１０倍未満の面積を有する、請求項８に記載の粒子治療システム。
13. 前記走査システムは、異なる入射角から前記粒子ビームを走査するように構成され、
    前記複数の要素は、前記粒子ビームが異なる入射角から走査されるときの前記粒子ビームの移動に基づき移動するように制御可能である請求項１に記載の粒子治療システム。
14. 前記走査システムは、
    前記粒子ビームを照射ターゲットの少なくとも一部にわたって走査するように前記粒子ビームの方向に影響を及ぼす磁石と、
    前記粒子ビームを前記照射ターゲットに出力する前に前記粒子ビームのエネルギーを変えるデグレーダであって、前記粒子加速器に対して前記磁石のビーム下流側にあるデグレーダとを備え、
    前記粒子加速器は、可変エネルギーシンクロサイクロトロンである請求項１に記載の粒子治療システム。

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