JP6643830B2 - 患者位置決定システム - Google Patents

Description

本開示は、一般に、陽子治療などの医療用途において使用するための患者位置決定システムに関する。

いくつかの粒子治療システムは、腫瘍などの苦痛を治療するための粒子ビームを発生させる加速器を使用する。いくつかの粒子治療システムにおいて、粒子は、磁場の存在下で空洞内の軌道を加速され、引き出しチャネルを通じて空洞から取り出される。磁場再生器は、空洞外部の近傍において磁場バンプを発生させ、いくつかの軌道のピッチ及び角度を変化させて引き出しチャネルの方へ、そして最終的には引き出しチャネル内へ歳差運動させる。粒子からなるビーム（「粒子ビーム」）は、引き出しチャネルを出る。

粒子ビームは患者を治療するのに使用される。典型的には、腫瘍は、その全てまたは一部を破壊するために、粒子ビームのターゲットとなる。粒子ビームを適切な個所に印加することは、ビームがターゲットに印加できるように患者を位置決定することを含む。

治療のために患者を位置決定するための例示的な方法は、基準を患者と関連付ける段階と、患者が治療台上にいるときに、基準及び照射ターゲットの画像を取得する段階であって、画像が、治療が実行される治療室において取得される、画像を取得する段階と、治療室内の基準の位置を判断する段階と、画像内の基準の位置を判断する段階と、治療室内の基準の位置及び画像内の基準の位置に基づいて、治療システムに対する照射ターゲットの位置を判断する段階と、照射ターゲットの位置に基づいて、治療台を治療室内の治療位置に移動させる段階と、を含みうる。例示的な方法は、以下の特徴の１つまたは複数を、単独でまたは組み合わせて含みうる。

画像は、患者の内部画像及び基準の内部画像を取得するように構成された撮像システムを用いて取得されうる。治療室内の基準の位置を判断する段階は、基準の外部画像を取得するように構成された撮像システムを用いて実行されうる。

画像は、Ｘ線放射線画像、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）装置によって取得されたＣＴ画像、磁気共鳴撮影（ＭＲＩ）装置によって取得されたＭＲＩ画像、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）装置によって取得されたＰＥＴ画像、ビデオ表面撮像装置によって取得された画像、またはＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置によって取得された画像の１つまたは複数を含みうる。画像は、３次元（３Ｄ）画像または２次元（２Ｄ）画像を含みうる。

例示的な方法は、患者を治療位置において治療する段階をさらに含んでもよい。患者を治療する段階は、粒子加速器システムを含む治療システムを用いて、患者に陽子を照射する段階を含みうる。粒子加速器システムはアイソセンターを有してもよく、アイソセンターは治療位置を含みうる。

治療システムに対する照射ターゲットの位置を判断する段階は、画像から、基準の位置に対する照射ターゲットの位置を判断する段階と、画像の外部の参照座標系に対する基準の位置を判断する段階と、参照座標系に対する基準の位置及び画像からの照射ターゲットの位置に基づいて、治療システムに対する照射ターゲットの位置を判断する段階と、を含みうる。治療システムはアイソセンターを有しうる。治療台を治療位置に移動させる段階は、照射ターゲットの位置がアイソセンターの位置に対応するように、治療台を移動させる段階を含みうる。画像の外部の参照座標系は、治療システムを含む実世界空間の一部でありうる。

例示的な方法は、患者を、基準に対して治療台に固定する段階、または基準を患者に対して固定する段階をさらに含みうる。

治療台を治療位置に移動させる段階は、患者が治療台上にいる状態で、治療台を、画像が取得される撮影位置から治療位置まで自動的に移動させるロボット機構を用いて実行されうる。治療台を移動させる段階は、患者が治療台上にいる状態で、手動で実行されうる。

基準を患者に関連付ける段階は、患者上に基準を配置する段階を含みうる。基準を患者に関連付ける段階は、患者上の解剖学的ランドマークを特定する段階と、基準となる解剖学的ランドマークを指定する段階と、を含みうる。基準を患者に関連づける段階は、患者の少なくとも一部の上に枠を配置する段階と、基準を枠に固定する段階と、を含みうる。

例示的な方法は、治療室内の基準の位置及び画像内の基準の位置に基づいて照射ターゲットの方向を判断する段階と、照射ターゲットの方向に基づいて、治療の方向を設定する段階と、をさらに含みうる。

例示的な方法は、経時的に基準の移動を追跡する段階と、基準の移動に基づいて、治療台の移動を制御する段階及び／または基準の移動に基づいて治療を制御する段階と、をさらに含みうる。基準の画像を取得する段階は、画像を異なる時間において取得する段階を含みうる。例示的な方法はさらに、異なる時間における基準の異なる位置に基づいて基準の移動を識別する段階と、移動に基づいて治療を制御する段階と、を含みうる。

例示的な治療システムは、患者を保持するための治療台と、患者に関連付けられた基準と、患者が治療台上にいる状態で、基準及び照射ターゲットの画像を取得するための撮像システムであって、画像が、治療が行われる治療室内で取得される、撮像システムと、治療台を移動させるための機構と、基準の位置を、画像内の基準に位置合わせし、基準の位置及び画像に基づいて治療システムに対する照射ターゲットの位置を判断するようにプログラムされたコンピュータシステムと、を含む。治療台の治療室内における治療位置への移動は、照射ターゲットの位置に基づくものでありうる。例示的な治療システムは、以下の特徴の１つまたは複数を、単独でまたは組み合わせて含みうる。

撮像システムは、患者及び基準の内部画像を取得するように構成されうる。撮像システムは第１の撮像システムを含んでもよく、治療システムはさらに、基準の外部画像を取得するように構成された第２の撮像システムを含みうる。

撮像システムは、放射線画像を取得するＸ線装置、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像を取得するＣＴ装置、磁気共鳴撮影（ＭＲＩ）画像を取得するＭＲＩ装置、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）画像を取得するＰＥＴ装置、ビデオ表面撮像装置によって取得された画像、またはＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置によって取得された画像の１つまたは複数を含みうる。画像は、３次元（３Ｄ）画像または２次元（２Ｄ）画像を含みうる。

例示的な治療システムは、治療位置において患者を治療するための粒子加速器システムをさらに含んでもよい。患者の治療は、粒子加速器システムによって出力される陽子の患者への照射を含みうる。粒子加速器システムはアイソセンターを有してもよく、アイソセンターが治療位置を含む。

治療システムに対する照射ターゲットの位置の判断は、画像から、基準の位置に対する照射ターゲットの位置の判断と、画像の外部の参照座標系に対する基準の位置の判断と、参照座標系及び画像からの照射ターゲットの位置に対する基準の位置に基づいた、治療システムに対する照射ターゲットの位置の判断と、を含みうる。

治療システムはアイソセンターを有しうる。治療台の治療位置への移動は、照射ターゲットの位置がアイソセンターの位置に対応するように治療台を移動させることを含みうる。

画像の外部の参照座標系は、治療システムを含む実世界空間の一部でありうる。例示的なシステムは、患者を治療台に固定するための拘束部を含みうる。機構はロボット機構を含んでもよく、ロボット機構は、治療台を、画像が取得される撮像位置から、治療位置まで、患者が治療台上に位置したままで自動的に移動させるように構成される。

機構は、患者が治療台上に位置したままで治療台を手動で移動させるように制御可能でありうる。基準は、患者上に配置されうる。基準は、患者の解剖学的ランドマークを含みうる。患者の少なくとも一部の上には枠が存在してもよく、基準は枠に固定されうる。

コンピュータシステムは、照射ターゲットの方向を、治療室内の基準及び画像内の基準の位置に基づいて判断する段階と、治療を、照射ターゲットの方向に基づいて方向づける段階と、を含む動作を実行するようにプログラムされうる。コンピュータシステムは、基準の経時的な移動を追跡する段階と、基準の移動に基づいて治療台の移動を制御する段階と、を含む動作を実行するようにプログラムされうる。コンピュータシステムは、基準の経時的な移動を追跡する段階と、基準の移動に基づいて治療を制御する段階と、を含む動作を実行するようにプログラムされうる。基準の画像の取得は、異なる時間における画像の取得を含んでもよく、コンピュータシステムは、異なる時間の基準の異なる位置に基づいて、基準の移動を特定する段階と、移動に基づいて治療を制御する段階と、を含む動作を実行するようにプログラムされうる。

この概要の節で説明されたものを含む本開示で説明される特徴の２つ以上は、本明細書で具体的に説明されていない実装形態を形成するように結合されてもよい。

本明細書で説明される様々なシステムの制御またはその一部は、１つまたは複数の非一時機械可読格納媒体に格納された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てもよく、１つまたは複数の処理デバイス（例えばマイクロプロセッサ、特定用途集積回路、フィールドプログラマブルゲートアレイのようなプログラムされた論理回路など）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てもよい。本明細書で説明され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及び記載された機能の制御を実装するための実行可能な命令を格納するためのコンピュータメモリを含みうる装置、方法または電子システムとして実装されてもよい。

１つまたは複数の実装形態の詳細は、添付された図面及び以下の説明に記述される。その他の特徴、対象及び利点は、説明及び図面から、並びに特許請求の範囲から明らかになるであろう。

治療空間における治療システムの斜視図を示す図である。 治療台及びその上に配置された基準の斜視図を示す図である。 図１の治療システムに使用されうる撮像装置の斜視図である。 図１の治療システムによって実行されうるプロセスを示すフロー図である。 図１の治療システムの斜視図を示す図である。 画像を取得する構成における、図１の治療システムの斜視図を示す図である。 治療を実行する構成における、図１の治療システムの斜視図を示す図である。 粒子治療システムに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。 例示的な粒子ビーム走査システムの側面図である。 例示的な粒子ビーム走査システムの構成要素の斜視図である。 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。 シンクロサイクロトロンに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使用するための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。 治療室内において、例示的な粒子治療システムの例示的な内部ガントリー内に位置する患者を示す。 可変エネルギー粒子加速器を使用し得る例示的な粒子治療システムの概念図である。 可変エネルギー粒子加速器に使用されうる例示的な磁石システムの斜視分解図である。 磁場の変化及び粒子加速器内の距離に対するエネルギー及び電流を示す例示的なグラフである。 粒子ビームの各エネルギーレベルに対する周波数範囲に渡ってディープレートに印加される電圧を掃引し、粒子ビームエネルギーが変化したときに周波数範囲を変化させるための例示的な構造の側面図である。

様々な図の同様の参照符号は、同様の要素を示す。

本明細書において、医学的治療のために患者を位置決定するためのシステムの例を説明する。いくつかの実装形態において、例示的なシステムは、陽子またはイオン治療などの放射線治療を用いた治療のために、患者を位置決定するために使用される。いくつかの実装形態において、陽子またはイオン治療は、以下に説明されるようなシステムを使用して実施されてもよい。しかし、本明細書に説明される例示的なシステムは、任意の種類の医学的治療のために患者を位置決定するために使用されうるものであり、放射線治療または陽子もしくはイオン治療の使用に限定されない。

図１は、治療空間１２の例を示す。一般的に、治療空間は、患者の治療が実行される場所である。例えば、それは単一の部屋または複数の部屋であってもよい。この例において、治療空間１２は、他の物体とともに、治療台１３、撮像システム１４及び陽子治療システム１５を含む。他の実装形態において、本明細書に説明されたものとは異なる、及び／または追加的な構成要素が存在してもよい。

この例において、治療台１３は、患者が配置されうるプラットフォームを含む。プラットフォームはまた、台の移動の間及び治療の間に患者を正しい位置に保持するための１つまたは複数の拘束部（図示されない）を含んでもよい。プラットフォームは、患者の一部の形状に対応する形状（例えば凹み）に詰め物をされ及び／またはその形状を有してもよく、またはそうでなくてもよい。例えば、治療に先立ち、患者は患者の後ろ半分の起伏を確認する型に入れられてもよく、そのようにして得られた型押しされた構造は、治療台のプラットフォームに組み込まれてもよい。このように、治療台に組み込まれた型は、治療台の移動の間及び治療の間の患者の動きを低減しうる。

移動機構は、治療台を、治療空間１２内の１つの位置から治療空間１２の別の位置まで自動的に移動させてもよい。例えば、移動機構は、以下に説明するように患者を６軸自由度で移動させるように制御可能であるロボットアーム１６を含んでもよい。いくつかの実装形態において、手動で動かせるアームのような手動機構が、ロボットアームと置き換えられ、治療台を手動で位置決定するために使用されてもよい。いくつかの実装形態において、治療台はロボットによるものでなくてもよい。いくつかの実装形態において、治療台の移動は、ロボット及び手動による位置決定の組み合わせを含んでもよい。治療台の移動は典型的には、患者が治療台の上にいる状態のままで行われる。例えば、治療台は、患者が上にいる状態で、撮像位置１８と治療位置１９との間を移動されてもよい。撮像位置において、患者の画像が取得される。以下により詳細に説明するように、この画像は、治療位置における治療のために患者を位置決定するのに使用される。

その際、治療システムは、腫瘍などの照射ターゲットの位置を判断し、照射ターゲットが陽子治療システム１５によって印加されることとなる治療のための適切な位置にあるように患者を位置決定するように構成される。この目的のために、（ロボットアーム１６などの）移動機構は、治療台１３を撮像位置１８と治療位置１９との間で、典型的には患者が治療台の上にいる状態のままで移動させるように構成され、これらの位置は共に治療空間１２内にある。移動は自動的（例えば、手動で介入しない）であってもよく、または手動構成要素を含んでもよい。いくつかの実装形態において、本明細書で説明される例示的なシステムは、一度患者が撮像のために治療台上に配置されると、治療が完了するまで患者が治療台から動いて出る必要がない。移動機構は、患者を治療位置に比較的正確に位置決定することができるように、以下に説明するように、コンピュータシステム（図１には図示されない）からの命令を受けてもよい。

いくつかの実装形態において、撮像システムは３次元（３Ｄ）撮像システムとすることができる。いくつかの実装形態において、撮像システムは２次元（２Ｄ）撮像システムとすることができる。いくつかの実装形態において、撮像システム１４は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムとすることができるが、他の実装形態では、ＣＴシステムではなく、またはＣＴシステムに加えて、様々な種類の撮像システムが使用されてもよい。例えば、撮像システムは、以下の種類の撮像システム、すなわちＣＴシステム、放射線画像を取得するＸ線装置、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）画像を取得するＭＲＩ装置、陽電子放出断層撮像（ＰＥＴ）画像を取得するＰＥＴ装置、ＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置（ＳＰＥＣＴとは、単光子放出コンピュータ断層撮像である）及び／もしくはビデオ表面撮像装置、またはこれらの撮像装置の任意の組み合わせ（例えば、ＰＥＴ／ＣＴ、ＰＥＴ／ＭＲＩ及び／またはＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置の組み合わせ）の１つもしくは複数であってよく、または１つもしくは複数を含んでもよい。いくつかの実装形態において、画像は、例えば呼吸などの患者の動きに起因する基準の移動を追跡することが可能となるように、経時的に異なる点で取得されてもよい。

いくつかの実装形態において、撮像システム１４は、患者を受容し、患者の３Ｄ画像を取得するための領域（例えば、穴）を含む。ＣＴの例において、画像は臓器、腫瘍、骨などの内部解剖学的構造を含んでもよく、それらのいずれも照射ターゲット（または以下に説明するように基準）であってよい。撮像システム１４は、患者または患者の選択された部分、典型的には陽子治療が施されることとなる患者の部分の１つまたは複数の画像を取得する。これらの画像は、治療のために患者を位置決定するために使用される。

いくつかの実装形態において、治療台はその上に配置された１つまたは複数の基準を含んでもよい。基準２０の例が図２に示されている。これらの基準は典型的にはＣＴ画像などの画像上で良く見える金属または他の材料からなる。基準は、患者の周囲の領域、及び／または、例えば、陽子治療が施されることとなる患者の部分の周囲に配置される。いくつかの実装形態において、少なくとも３つの基準が患者に対して配置され、ＣＴ画像と実世界空間の両方において照射ターゲットを配置するための三角測量工程を使用することができる。他の実装形態においては、より多くのまたはより少ない基準が使用されてもよい。例えば、いくつかの実装形態においては、１個、２個、４個、５個、６個、７個、８個、９個、１０個などの基準が使用されてもよい。

いくつかの実装形態において、基準は、治療台に直接固定されてもよい。いくつかの実装形態において、基準は、患者に直接固定されてもよい。いくつかの実装形態において、基準は、治療台に統合されてもよい。いくつかの実装形態において、枠（図に示されている）が、患者の少なくとも一部の上に配置されてもよく、基準は枠に固定されてもよい。いくつかの実装形態において、基準は患者の上または内部の解剖学的ランドマークであってもよい。例えば、システムは人間の解剖学上の構造的要素、例えば歯や骨などを特定し、これらの構造的要素を基準として指定してもよい。いくつかの実装形態において、基準は以下の、例えば解剖学的構造及び／または治療台、患者、枠などに固定された構造的要素の任意の２つまたはそれ以上の組み合わせであってもよい。

基準は、任意の適切な形状を有してもよいが、これらは患者上または内部、及び治療台上または内部の他の構造からは識別可能である。例えば、基準は球形、立方体形状または多面体形状であってもよい。いくつかの例において、基準は、例えば患者または治療台の移動に応じて動かないように、治療台に堅固に固定される。基準の配置は、照射ターゲットの場所、行われる治療の種類、取得される画像の種類などに依存してもよい。撮像システム１４は、患者及び基準の画像を取得する。これらの画像は、治療のために患者を位置決定するために使用される。

前述のように、いくつかの実装形態において、ロボットアーム１６が治療台１３を撮像位置１８から治療位置１９に移動させる。そこで、治療台上の患者（図１には図示されない）は少なくともこの例示的な実装形態では陽子治療法を用いて治療される。治療が施される場所は、部分的には、撮像システム１４によって取得された画像に基づいて判断される。その際、例示的な実装形態では、（ｉ）患者が治療台上にいる状態のままで撮像装置が基準及び照射ターゲットの画像を撮影し、（ｉｉ）画像が取得された後にロボットアームが治療台を治療位置まで移動させ、（ｉｉｉ）コンピュータシステムが、治療台の移動後の基準の実世界位置の判断、基準の位置の、画像内の基準位置への位置合わせ、基準の位置及び画像に基づく治療システムに対する照射ターゲットの位置の決定、及び治療台（及びすなわち照射ターゲット）を、例えば陽子治療システムのアイソセンターでありうる治療位置に移動させるようなロボットアームの動作の制御を含む動作を実行する。いくつかの実装形態では、照射ターゲットのアイソセンターは、治療計画段階において特定されてもよく、陽子治療システムのアイソセンターに配置される。

いくつかの実装形態において、第２の撮像システムが、図１の治療システムに、（例えば、治療システムの一部としてまたは治療システムに接続されて）関連付けられる。第２の撮像システムは、治療空間内の画像を取得するように構成されてもよく、患者の内部構造の画像の取得ができることを必ずしも必要としないが、第２の撮像システムはいくつかの場合には患者の内部構造の画像を取得するように構成されてもよい。第２の撮像システムは、単独で、または治療空間内の基準の実世界における位置を検出するコンピュータシステムと協働して用いられてもよい。基準の位置は、治療空間を画定する３Ｄ空間における１つまたは複数の参照点に対して検出される。例えば、治療空間は、３Ｄ座標系内に画定されてもよく、基準の位置は、その座標系内の適切な座標で特定されてもよい。そのため、いくつかの実装形態において、基準の位置は参照座標系に対して検出される。

図３は、撮像システム１４として機能し得る可搬ＣＴスキャナー２１の例を示している。この例において、可搬ＣＴスキャナー２１は、ＮｅｕｒｏＬｏｇｉｃａ社のＢｏｄｙＴｏｍ（登録商標）スキャナーである。しかし、他の実装形態において、異なる種類の可搬性である、または可搬性でない撮像装置が使用されてもよい。他の実装形態において、撮像装置は、ＣＴスキャナーではなく、陽子治療システム上に、またはその近傍に搭載されてもよい。撮像装置は、実世界の座標系における基準を特定するために使用され、座標系内の基準の位置を特定するためのコンピュータシステム（図３に示されていない）と通信するために使用されるカメラなどを含んでもよい。コンピュータシステムは、１つまたは複数の処理装置を含んでもよく、その例は以下に説明されており、ＣＴスキャナー、陽子治療システム、第２の撮像システム、治療台の移動機構などを含む治療システムの構成要素の全てまたは一部と情報を交換して通信してもよい。

基準はまた、局所的３Ｄ座標系内にも配置される。この局所的３Ｄ座標系の位置及び方向は、コンピュータメモリ内に格納される。治療台（すなわち患者）の移動の間、この局所的座標系は、治療空間の３Ｄ座標系に位置合わせされる。

図４を参照すると、例示的なプロセスは、治療システム内で定位画像を取得すること及びこれらの画像を、治療のために患者を位置決定するのに使用することに関して示されている。また図５も参照すると、この例示的な実装形態では、患者（図示されない）は、治療台１３上に配置され（３１）、治療される患者の部分近傍の（例えば照射ターゲット近傍の）治療台上の位置に直接基準が配置されて固定される（３２）。照射ターゲットの基準に近接させることは、ターゲットの大きさ、行われる治療の種類及びその他の因子に応じて変更してもよい。基準の配置は、典型的には治療空間内で行われ、これは撮像システム１４及び陽子治療システム１５の両方を含む（例えば、図１を参照）。上記説明したように、基準は他の部分に配置されてもよく、または解剖学的構造が基準として使用されてもよい。

図２及び５の例において、基準２０は治療台に固定された構造を用いて治療台に直接固定されてもよい。図６を参照すると、治療台１３はロボットアーム１６によって撮像位置１８に移動されてもよい。この例において、撮像位置は、ＣＴスキャナー２１の開口部２８を含む。撮像システム１４は、患者が治療台上にいる状態のままで、基準及び照射ターゲット（例えば腫瘍）の１つまたは複数の画像を取得する（３３）。画像は、治療空間、例えば陽子治療システム１５によって治療が行われるのと同じ部屋で取得される。取得された画像はメモリに格納され、メモリは撮像システム１４上、治療システムに関連付けられたコンピュータシステム（図示されない）上、またはその他の場所にあってもよい。

この例において、単独でまたは組み合わせて、画像が３Ｄ空間内の基準の位置及び照射ターゲットの位置についての情報を提供するように、画像は本質的に３Ｄである。情報はまた、基準と照射ターゲットとの相対的な位置並びに個々の基準間及び個々の基準と照射ターゲットとの間の角度及び距離を示すものであってもよい。いくつかの例示的な実装形態において、この情報は、画像内の基準及び照射ターゲットを特定し、画像を分析して基準の位置並びに基準の位置に基づいて（またいくつかの場合には、基準の大きさ及び／または形状に基づいて）照射ターゲットの大きさ及び位置を判断することにより、得られる（３４）。この情報は、メモリ内に格納されてもよく、メモリは、撮像システム１４上、治療システムに関連付けられたコンピュータシステム（図示されない）上またはその他の場所にあってもよい。

いくつかの実装形態において、治療台は、撮像位置から治療位置１９に向かって移動されうる（３５）。例えば、治療台は、撮像システムに近い位置から、陽子治療システムに近い位置まで移動されうる。しかし、照射ターゲットの位置が治療台の位置決定を制御するコンピュータシステムにまだ知られていないので、治療台はまだ治療位置にはない。むしろ、治療台は、第２の撮像システムが基準を検出できる位置に移動される。いくつかの実装形態において、撮像位置では、治療台は既に第２の撮像システムが基準を検出できる位置にあってもよい。そのため、移動（３５）は必須でなくてもよい。いずれにせよ、治療台、特に基準を含む治療台の部分は、（実世界（３Ｄ座標）空間の基準の位置を検出するのに使用される）第２の撮像システム内の撮像装置の視野内に移動され、またはその視野内にとどまる。

図に示された例示的な実装形態において、カメラ（図示されない）が、実世界治療空間における基準の位置を判断する（３６）ために使用される。カメラは、少なくとも基準の画像を取得することができる１つまたは複数の適切な撮像装置を含んでもよい。これは、治療台がカメラの視野内にあるときに、基準の画像を取得することによってなされてもよい。その結果得られる画像は、治療空間内の基準の位置を判断するために分析されてもよい。例えば、治療空間は、３Ｄ座標系（例えば、ＸＹＺデカルト座標系）の一部であってもよく、またはこれを画定してもよい。治療空間は、コンピュータシステム内に、適切な座標において治療システムの様々な構成要素とともにモデル化されてもよい。カメラによって取得された基準の画像は、３Ｄ座標系において、基準が実際に位置する場所を特定するために分析されてもよい。例えば、治療室の３Ｄ座標空間における基準の座標が格納されてもよい。この情報はメモリに格納されてもよく、メモリは第２の撮像システム１４上、治療システムに関連付けられたコンピュータシステム（図示されない）上、またはその他の場所にあってもよい。

３Ｄ座標系における基準の実際の位置は、ＣＴ画像の基準の位置に位置合わせされる（３７）。より具体的には、ＣＴ画像からの基準は、３Ｄ座標系内の実際の基準の位置に置かれ、ＣＴ画像からのその他の構造は、基準に対して３Ｄ座標系内の適切な位置に置かれる。これは、例えば、治療空間の仮想シミュレーション（例えば、レンダリング）中でなされてもよい。例えば、基準の実際の位置は、シミュレーションで特定されてもよく、ＣＴ画像からの基準は、ＣＴ画像からの他の構造とともに、シミュレーション内の適切な点に配置されてもよい。ＣＴ画像からの基準及びその他の構造を３Ｄ座標系内に置くことによって、３Ｄ座標系内、すなわち治療システムの実世界空間内の構造の位置を決定することが可能となる。さらに、治療計画において確立された局所的な３Ｄ座標系は、実世界空間の３Ｄ座標系に位置合わせされ、これによって実世界空間内の基準の位置の検出を容易にする。

より具体的には、実世界空間（例えば、３Ｄ座標系）内の基準の位置が分かり、ＣＴ画像からの基準及び、照射ターゲットを含む構造が、シミュレーション内の３Ｄ座標系にマップされる。マッピングの一部として、ＣＴ画像からの基準が、実世界（３Ｄ座標）空間内の基準の位置に位置合わせされる。さらに、ＣＴ画像内の基準に対する照射ターゲットの位置が分かる。例えば、各基準に対する照射ターゲットの距離及び角度が分かる。この情報が分かれば、実世界（３Ｄ座標）空間内の基準の位置に基づいて、実世界（３Ｄ座標）空間内の照射ターゲットの位置を判断することができる。具体的には、実世界（３Ｄ座標）空間内の照射ターゲットの位置は、基準からの距離及び角度が、照射ターゲットのＣＴ画像内の基準からの距離及び角度と同じである。そのため、ＣＴ画像からの情報を使用して、実世界空間内の基準の位置、実世界空間内の照射ターゲットの位置を判断することができる。そのため、治療システムに対する照射ターゲットの位置の判断は、ＣＴ画像から、ＣＴ画像内の基準の位置に対する照射ターゲットの位置を判断する段階と、（例えば、参照座標系に対して）ＣＴ画像の外部である３Ｄ座標空間内の参照点に対する基準の位置を判断する段階と、参照点に対する（例えば、参照座標系に対する）基準の位置及びＣＴ画像からの照射ターゲットの位置に基づいて、治療システムに対する照射ターゲットの位置を判断する段階と、を含む。本明細書で用いられるように、位置は、基準及び／またはターゲットの方向を含んでもよく、または含まなくてもよい。この場合、方向は、空間内の角度位置を含むがそれに限定されない。

前述のように、いくつかの実装形態において、複数の基準を使用することで、コンピュータシステムは、照射ターゲットの位置を判断するための三角測量を使用することができる。しかし、任意の適切な１つまたは複数のプロセスが、照射ターゲットの位置を判断するために使用されてもよい。さらに、ＣＴ画像は、照射ターゲットの形状をモデル化する。照射ターゲットの形状は、規則的（例えば、実質的に球状）または不規則であってもよい。基準はまた、実世界（３Ｄ座標）空間内の照射ターゲットの表面の位置を判断することによって、照射ターゲットの形状を判断するために使用されてもよい。より具体的には、様々な基準と照射ターゲットの表面との間の距離及び角度は、ＣＴ画像から得られてもよく、その情報は、前述のように、実世界（例えば３Ｄ座標）空間内の照射ターゲットの表面の位置を判断するために使用されてもよい。この情報は、陽子ビームの照射ターゲットへの印加を制御できるように、陽子治療システムを制御するコンピュータシステムに提供されてもよい。

その際、いくつかの陽子治療システムが、照射ターゲットの断面深さ方向に渡って陽子ビームを走査する。照射ターゲットの形状及びその実世界空間内の位置は、陽子ビームが印加される位置を、水平方向及び長手方向の両方に対して判断するために使用される。いくつかの陽子治療システムは、陽子ビームを照射ターゲットに渡って散乱させる。これらのシステムでは、照射ターゲットの形状及び実世界空間におけるその位置もまた、散乱された陽子ビームが印加される位置を判断するために使用される。

図７を参照すると、実世界空間内の照射ターゲットの位置が分かった後に、照射ターゲットが適切な治療位置にあるように治療台を移動させる（３８）ことが可能である。いくつかの実装形態において、治療位置は、陽子治療システム１５のアイソセンターである。このアイソセンターの位置は、実世界（３Ｄ座標）空間内に予め画定されてもよい。そのため、治療台を移動させるために、コンピュータシステムは、照射ターゲットの現在の位置（またはターゲットの点）とアイソセンターとの間の距離を判断し、移動機構、すなわちロボットアーム１６を制御し、治療台が照射ターゲットを治療位置まで移動させる。さらに、移動の一部として、治療計画において確立された局所的な３Ｄ座標系が、実世界空間の３Ｄ座標系に位置合わせされ、それによってターゲットの適切な方向を確立する。

いくつかの実装形態において、移動は、治療システムを制御するコンピュータシステムによって自動的にかつ単独で制御されてもよい。いくつかの実装形態において、移動は、例えば技術者によって手動で動作を開始され、それに引き続いてコンピュータシステムによって自動的にまたは相互作用しつつ制御されてもよい。

治療台、すなわち患者の照射ターゲットが治療位置にくると、治療（３９）が実行されてもよい。この例示的な実装形態において、治療は、陽子治療システム１５を使用して陽子を患者に照射することを含む。他の実装形態において、異なる種類の粒子治療システムが使用されてもよい。他の実装形態において、治療は、粒子治療システム以外のシステムまたは非放射線治療システムを用いて実行されてもよい。

いくつかの実装形態において、治療台は、照射ターゲットの位置に基づいて、治療の間移動されてもよい。他の実装形態において、治療台は治療中に移動可能でない。その際、いくつかの実装形態において、画像が経時的に異なる点において取得され、治療は取得された画像に基づいて制御される。例えば、照射ターゲットの位置は、患者が呼吸する際に（例えば、患者の胸の動きに応じて）変化しうる。患者の呼吸のリズムが検出されてもよく、治療が、特定の時間、例えば呼吸の間の時間にのみ陽子治療を提供するように制御されてもよい。

いくつかの実装形態において、照射ターゲットの位置または方向は、さらなるシステム調整を必要とする可能性がある。例えば、いくつかの実装形態において、６自由度があってもよく、それを通して治療台の位置、すなわち患者の位置が制御されてもよい。６自由度は典型的には、３つの直交軸周りの、ヨー、ピッチ、ロールと呼ばれる回転とともに、前方／後方移動、上方／下方移動、左方／右方移動（すなわち３つの直交軸の並進）として表現される。この方法による患者の治療台の移動は、例えば、患者の移動の事象において有利でありうる。例えば、患者の移動が検出されると、または照射ターゲットが予期される位置にないと、患者の治療台はそれに従って調整されうる。

いくつかの実装形態において、第２の撮像システムが、患者の画像を規則的に取得してもよい。これらの画像は、患者が動いたかどうかを判断するために、先行する画像と比較されてもよい。移動が検出されれば、前述のように、患者の治療台の調整がなされうる。このように、システムは、患者の動きを追跡し、適切な調整を加えてもよい。例えば、システムは、粒子ビームが照射ターゲットの正しい領域に衝突するように、照射ターゲットの方向を判断し、適切な回転及び／または並進調整を患者の治療台に加えてもよい。他の例において、システムは、照射ターゲットが治療のための適切な位置、この例ではシステムのアイソセンターにあるように、基準が経時的に動いたことを判断し（例えば、異なる時間に得られた２つの画像を比較することによって）、適切な調整を患者の治療台に加えてもよい。

陽子治療システム１５などのシステムにおいて使用するための粒子加速器の例を、以下に説明する。この例示的な粒子治療システムは、ガントリーに取り付けられた粒子加速器、この例ではシンクロサイクロトロンを含む。ガントリーは、以下でより詳細に説明するように、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。いくつかの実装形態において、ガントリーは鋼鉄製であり、患者の両側に置かれた２つのそれぞれのベアリング上で回転するために取り付けられた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に渡る十分な長さを有し、両端においてガントリーの回転脚部に取り付けられた鋼鉄製トラスによって支えられる。患者の周囲にガントリーが回転する結果、粒子加速器も回転する。

例示的な実装形態において、粒子加速器（例えば、シンクロサイクロトロン）は、磁場（Ｂ）を発生させる電流をそれぞれ流すための１つまたは複数の超伝導コイルを保持するクライオスタットを含む。この例において、クライオスタットは、各コイルを超伝導温度、例えば４ケルビン（Ｋ）に維持するために液体ヘリウム（Ｈｅ）を使用する。磁気ヨークまたはより小さな磁極片は、クライオスタットの内部に配置され、粒子が加速される空洞を画定する。

この例示的な実装形態において、粒子加速器は、プラズマ柱を空洞内に供給するための粒子源（例えば、ペニングイオンゲージ、ＰＩＧ源）を含む。水素ガスが電離されて、プラズマ柱を発生させる。電圧源は、プラズマ柱から粒子のパルスを加速させるために、空洞内に高周波（ＲＦ）電圧を供給する。

前述のように、一例において、粒子加速器はシンクロサイクロトロンである。そのため、ＲＦ電圧は、プラズマ柱からの粒子を加速する際に、粒子の相対論的効果（例えば、粒子質量の増加）に対応するために、ある周波数範囲に渡って掃引される。超伝導コイルを通して電流を流すことにより発生する磁場は、プラズマ柱から加速された粒子を、空洞内の軌道で加速する。他の実装形態において、シンクロサイクロトロン以外の粒子加速器が使用されてもよい。例えば、サイクロトロン、シンクロトロン、線形加速器などが、本明細書で説明されたシンクロサイロトロンと置き換えられてもよい。

例示的なシンクロサイクロトロンにおいて、磁場再生器（「再生器」）は、空洞の外側近くに配置され（例えば、その内側の縁部）、空洞内に存在する磁場を調整し、それによって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、間隔及び角度）を変化させ、最終的に、粒子が、クライオスタットを通る引き出しチャネルに出力される。再生器は、空洞内のある点における磁場を増大させてもよく（例えば、空洞内のある領域に磁場「バンプ」を発生させてもよく）、それによってその点における粒子の連続的な軌道のそれぞれを、引き出しチャネルに到達するまで引き出しチャネルの入口の点まで外側に摂動させる。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取り、受け取った粒子を空洞から粒子ビームとして出力する。

超伝導（「主」）コイルは、相対的に高い磁場を発生させることができる。主コイルによって発生する磁場は、４Ｔから２０Ｔの範囲またはそれ以上であってもよい。例えば、主コイルは、以下の、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またはそれ以上の大きさの１つまたは複数の、またはこれを超える磁場を発生させるために使用されてもよい。さらに、主コイルは、具体的に上に列挙されていない、４Ｔから２０Ｔの範囲（またはそれより大きく、それより小さい）内の磁場を発生させるために使用されてもよい。

図８及び９に示される実装形態などのいくつかの実装形態において、大きな強磁性磁気ヨークが、超伝導コイルによって発生した迷磁場のための帰還として働く。例えば、いくつかの実装形態において、超伝導磁石は例えば４Ｔまたはそれより大きな、比較的高い磁場を発生させることができ、その結果、かなりの迷磁場を発生させている。図８及び９に示されるようないくつかのシステムにおいて、比較的大きな強磁性帰還ヨーク１００が、超伝導コイルによって発生させた磁場のための帰還として使用される。磁気シールドがヨークを取り囲む。帰還ヨーク及びシールドは共に迷磁場を打ち消し、それによって迷磁場が加速器の動作に悪影響を及ぼす可能性を低減させる。

いくつかの実装形態において、帰還ヨーク及びシールドは、能動帰還システムによって置き換えられ、または追加されうる。例示的な能動帰還システムは、主超伝導コイルを通る電流と反対の方向の電流を流す１つまたは複数の能動帰還コイルを含む。いくつかの例示的な実装形態において、各超伝導コイルに対して能動帰還コイルが、例えば、２つの能動帰還コイルが、超伝導コイル（「主」コイルと呼ぶ）のそれぞれに対して１つ、存在する。能動帰還コイルのそれぞれも、対応する主超伝導コイルの外側を取り囲む超伝導コイルであってもよい。

電流は、主コイルを通る電流の方向と反対方向に、能動帰還コイルを通過する。そのため、能動帰還コイルを通過する電流は、主コイルによって発生する磁場とは極性が逆の磁場を発生させる。その結果、能動帰還コイルによって発生した磁場は、対応する主コイルに起因する比較的強い迷磁場の少なくとも幾分かを打ち消すことができる。いくつかの実装形態において、各能動帰還は、２．５Ｔから１２Ｔの間またはそれ以上の磁場を発生させるために使用されてもよい。

図１０を参照すると、粒子加速器１０５（図８及び９に示される構成を有しうる）の引き出しチャネル１０２の出力部において、少なくとも照射ターゲットの一部に渡って粒子ビームを走査するために使用されうる例示的な走査システム１０６が存在する。図１１もまた、走査システムの構成要素の例を示している。これらは、走査磁石１０８、イオンチャンバー１０９及びエネルギーデグレーダー１１０を含むがそれに限定されない。例えば、ビームスポットの大きさを変化させるための１つまたは複数の散乱器を含む、走査システムに組み込まれうるその他の構成要素は図１１に示されていない。

例示的な動作において、走査磁石１０８は、照射ターゲットの一部（例えば、断面）に渡って粒子ビームを導くために、２次元（例えば、デカルトＸＹ次元）に制御可能である。イオンチャンバー１０９は、ビームの線量を検出し、ビームの移動を調整するために制御システムにその情報をフィードバックする。エネルギーデグレーダー１１０は、粒子ビームのエネルギー及びそのため粒子ビームが照射ターゲットに侵入する深さを変化させるために、物体（例えば、１つまたは複数の個別の平板）を、粒子ビームの経路に導入し、また経路から取り除くように制御可能である。このようにして、エネルギーデグレーダーは、２次元で走査するための照射ターゲットの深さ方向の層を選択する。

いくつかの実装形態において、イオンチャンバー１０９は、照射ターゲット上の位置に粒子ビームによって付与された線量（例えば、１つまたは複数の個別の線量）を、入射放射線によって発生する気体内に生成されたイオン対の数を検出することによって検出する。イオン対の数は、粒子ビームによって得られる線量に対応する。その情報はコンピュータシステムにフィードバックされ、線量が与えられる時間とともにメモリ内に格納される。この情報はドーズが与えられた位置と相関し、またその位置に関連付けて格納されてもよい。

本明細書で説明されたプロセスは、単一の粒子加速器で使用されてもよく、本明細書に説明されたその特徴の任意の２つまたはそれ以上が、単一の粒子加速器と共に使用されてもよい。粒子加速器は、任意の種類の医療または非医療用途で使用されてもよい。使用されうる粒子治療システムの一例を以下に示す。特に、本明細書で説明される概念は、具体的に説明されていないその他のシステムにも使用されうる。

図１２を参照すると、荷電粒子放射治療システム４００の例示的な実装形態は、患者４０６に向かって加速器筐体から直線的に向けられた（すなわち、本質的に直接）出力を有して、回転ガントリー４０４に搭載可能であるように、十分小さな重量及び大きさを有するビーム生成粒子加速器４０２（例えば、図８、９の粒子加速器）を含む。粒子加速器４０２はまた、本明細書で説明される種類の走査システム（例えば、図１０及び１１）を含む。

いくつかの実装形態において、鋼鉄製ガントリーは、患者の両面に配置された２つのそれぞれのベアリング４１２、４１４上で回転するように搭載された２つの脚部４０８、４１０を有する。加速器は、患者が横たわる治療領域４１８に渡るほど十分長く（例えば、患者の任意の所望のターゲット領域をビーム線内に維持したまま空間内を完全に回転できるように、背が高い人の２倍）、ガントリーの回転脚部の両方の端部に安定的に取り付けられる鋼鉄製トラス４１６によって支えられる。

いくつかの例において、ガントリーの回転は３６０°未満の範囲４２０、例えば約１８０°に制限され、治療システムを患者の治療領域に収容するボールト４２４の壁から床４２２が延設することを可能にする。ガントリーの回転半径が制限されると、（例えば壁４３０のようにビームに直接当たらない）壁のいくつかの必要な厚さも低減することとなり、この壁は治療領域外の人間の放射線遮蔽を提供する。ガントリーの１８０°の回転範囲は、全ての治療到達角度をカバーするには十分であるが、より大きな移動範囲を提供する方が便利になる可能性がある。例えば、回転範囲は１８０°から３３０°の間でありえ、それでも治療床空間に対して間隔を提供する。他の実装形態において、回転は上述のように限定されない。

ガントリーの水平方向の回転軸４３２は、患者及び医療従事者が治療システムを扱う床の上方、公称１メートルに位置する。この床は、治療システムの遮蔽されたボールトの底部の床から約３メートル上方に位置する。加速器は、回転軸の下方から、治療ビームの供給のための上げ床の下を動くことができる。患者の治療台はガントリーの回転軸に対して平行な実質的に水平な平面内を移動し、回転する。治療台はこの構成では水平な平面において約２７０°の範囲４３４を通して回転することができる。このガントリーと患者の回転範囲及び自由度の組み合わせにより、医療従事者は、ビームに対する任意の到達角度を事実上選択することができる。必要であれば、患者は治療台上に、反対方向に配置されることができ、このとき全ての可能な角度を使用することができる。

いくつかの実装形態において、加速器は、高磁場超伝導電磁構造を有するシンクロサイクロトロン構成を使用する。所与の運動エネルギーの荷電粒子の曲げ半径は印加される磁場の増大に正比例して減少するので、高磁場超伝導磁気構造によって、加速器をより小さく、軽く作ることができる。シンクロサイクロトロンは、回転角度が均一であり、半径が増大するにしたがって強度が低下する磁場を使用する。そのような磁場形状は、磁場の強度に関係なく達成することができ、理論的には、シンクロサイクロトロンで使用可能な磁場強度（すなわち固定半径で得られる粒子エネルギー）に上限は存在しない。

シンクロサイクロトロンは、ビームが直接患者に対して発生するように、ガントリー上に支持される。ガントリーは、患者の内部または近傍にある点（アイソセンター４４０）を含む水平回転軸の周りにシンクロサイクロトロンを回転させることができる。回転軸に対して平行な分割トラスは、シンクロサイクロトロンをその両側で支持する。

ガントリーの回転範囲は、いくつかの例示的な実装形態では制限されているので、患者を支持する領域は、アイソセンターの周囲の幅広い領域に収容可能である。床はアイソセンターの周囲に広く延設可能なので、患者を支持するテーブルはアイソセンターを通る垂直軸４４２に対して移動し、垂直軸４４２の周りに回転するように配置することができ、ガントリーの回転並びにテーブルの移動及び回転の組み合わせによって、患者の任意の部分への任意のビーム方向の角度を達成することができる。いくつかの実装形態では、２つのガントリーアームが、背の高い患者の高さの２倍を超える間隔に離隔され、患者がいる治療台を、上げ床の上の水平面で回転させ、並進させることができる。

ガントリーの回転角を制限することにより、治療室を取り囲む壁の少なくとも１つの厚さを減少させることができる。典型的にはコンクリートで作られた厚い壁は、治療室の外の人間に対する放射線防護を提供する。停止する陽子ビームの下流の壁は、同等レベルの防護を提供するために、部屋の反対側の端の壁の約２倍の厚さでありうる。ガントリーの回転範囲を制限することによって、治療室は３面において地表よりも低く位置させることができ、その一方、治療室の建設コストを低減する最も薄い壁に隣接する占有領域を可能にする。

図１２に示される例示的な実装形態において、超伝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ギャップに８．８テスラのピーク磁場を有するように動作する。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させる。いくつかの実装形態において、シンクロサイクロトロンは、可変エネルギーの機械であり、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。いくつかの実装形態において、シンクロサイクロトロンは、固定エネルギーを有するビームを発生してもよい。いくつかの実装形態において、磁場強度は４Ｔから２０Ｔの範囲であることができ、陽子のエネルギーは１５０から３００ＭｅＶの範囲であることができる。

この例で説明される放射線治療システムは、陽子放射線治療に関して使用されるが、同じ原理及び詳細を、重イオン（イオン）治療システムに使用するための類似のシステムに適用することもできる。

図８、９、１２、１３及び１４に示されるように、例示的なシンクロサイクロトロン１０（例えば、図１２における４０２）は、粒子源１９０、高周波駆動システム１９１及びビーム引き出しシステムを含む磁石システム１２２を含む。この例において、磁石システムによって確立される磁場は、分離された一対の円形超伝導コイル１４０、１４２及び一対の成形された強磁性（例えば、低炭素鋼）磁極面１４４、１４６を組み合わせて使用して、内部にあ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つの超伝導磁石のコイルは、共通軸を中心とし、軸に沿って離隔している。Ｎｂ_３Ｓｎ系超伝導コイルは、０．８ｍｍの直径の（最初に、銅シースによって取り囲まれたニオブスズコアを含む）ストランドによって形成され、縒り合せたチャネル内ケーブル導体の幾何形状に形成される。７つの個別のストランドが１つのケーブルとされた後、それらは加熱され、ワイヤーの最終的な（もろい）超伝導材料を形成する反応を引き起こす。材料が反応した後、ワイヤーは銅チャネル（外径３．１８×２．５４ｍｍ、内径２．０８×２．０８ｍｍ）にはんだ付けされ、絶縁体（この例では、織られたガラス繊維材料）で覆われる。次いで、ワイヤーを含む銅チャネルは、長方形断面を有するコイルに巻きつけられる。次いで巻きつけられたコイルはエポキシ化合物で真空含侵させられる。完成したコイルは、円形ステンレス鋼リバースボビンに搭載される。ヒーターブランケットが、磁石クエンチの事象においてアセンブリーを保護するために、巻線の層の間に配置されてもよい。

次いで、コイル全体を、熱伝導性及び機械的安定性を提供するために銅シートで覆うことができ、次いで、エポキシの追加的な層を含めることができる。コイルの予圧縮が、ステンレス鋼リバースボビンを加熱し、コイルをリバースボビン内に合わせることにより提供可能である。リバースボビンの内径は、質量全体が４Ｋに冷却されたときに、リバースボビンがコイルと接触したままであり、ある程度の圧縮力を提供するように選択される。ステンレス鋼リバースボビンを約５０℃に加熱し、コイルを１００ケルビンで合わせることにより、これを達成できる。

コイルの幾何形状は、コイルにエネルギーが加えられたときに発生する歪力に対して働く復元力を作用させるために「リバース」長方形ボビン内にコイルを搭載することにより維持される。図１４に示されるように、いくつかの実装形態において、コイルの位置は、高温部−低温部支持ストラップ４０２、４０４、４０６のセットを使用して、対応する磁極片及びクライオスタットに対して維持される。薄いストラップで低温質量を支持することにより、剛体支持システムにより低温質量に付与される熱漏洩を低減する。ストラップは、磁石がガントリー上で回転する際に、コイルへの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、磁石ヨークに対して完全に対称的な位置からずらされるときにコイルに引き起こされる大きな偏心力を組み合わせた効果に耐える。さらに、リンクは、位置が変化するときにガントリーが加速し、減速する際にコイルに働く動的な力を低減させる働きをする。高温部−低温部支持のそれぞれは、１つのＳ２ガラス繊維リンク及び１つの炭素繊維リンクを含んでもよい。炭素繊維リンクは、高温側ヨークと中間温度（５０から７０Ｋ）の間のピンに渡って支持され、Ｓ２ガラス繊維リンク４０８は、中間温度ピンと低温質量に取り付けられたピンとに渡って支えられる。それぞれのピンは、高強度ステンレス鋼から作られてもよい。

図８を参照すると、半径の関数としての磁場強度プロファイルは、コイルの幾何形状及び磁極面形状の選択によって大部分決定される。透磁性ヨーク材料の磁極面１４４、１４６は、確実に粒子ビームが加速の間集束された状態を維持できるように、磁場の形状を高精度に調整するために起伏を設けることができる。

支持点１７１、１７３の限られたセットの部分を除いて、コイル構造の周りの自由空間を提供する真空排気された円形のアルミニウムまたはステンレス鋼クライオスタットチャンバー１７０（クライオスタット）の内部にコイルアセンブリー（コイル及びボビン）を収容することにより、超伝導コイルは絶対零度近くの温度（例えば約４ケルビン）に保持される。代替的な型（例えば図９）では、クライオスタットの外壁は、磁場のための追加的な帰還磁束経路を提供するために、低炭素鋼からなるものであってもよい。

いくつかの実装形態において、絶対零度近くの温度は、１つの単段ギフォード・マクマホンクライオ冷却器及び３つの２段ギフォード・マクマホンクライオ冷却器を用いて達成され、維持される。２段クライオ冷却器のそれぞれは、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段低温端を有する。いくつかの実装形態において、絶対零度近傍の温度は、液体ヘリウムを含む冷却流路（図示されない）を用いて達成され、維持され、これは超伝導コイル支持構造（例えばリバースボビン）内に形成され、流路内の液体ヘリウムと対応する超伝導コイルとの間の熱接続を含む。

いくつかの実装形態において、コイルアセンブリー及びクライオスタットチャンバーは、ピルボックス形状の磁石ヨーク１００の２つの半分の部分１８１、１８３の内部に搭載され、完全に閉鎖されている。ヨーク１００は、外部の磁気的影響が体積内の磁場の形状を乱すことを防ぐために、磁極面１４４、１４６の間の帰還磁束１８４の経路を提供し、体積１８６を磁気的に遮蔽する。ヨークはまた、加速器近傍の迷磁場を低減する働きもする。他の実装形態において、コイルアセンブリー及びクライオスタットチャンバーは、非磁性容器内に搭載されて完全に閉鎖され、帰還磁束のための経路は能動帰還システムを用いて実装され、その例は前述されている。

図９、１４及び１５に示されるように、シンクロサイクロトロンは、磁石構造の幾何学的中心１９２の近傍に位置するペニングイオンゲージ形状の粒子源１９０を含む。粒子源は、以下に説明される。

粒子源１９０は、気体水素を運ぶガスライン３９３及びチューブ３９４を通して水素の供給部３９９から供給される。電気ケーブル２９４は、磁場に合わせて配置されたカソード３９２、３９０から電子の放電を促すために、電流源から電流を伝搬する。

この例において、放電された電子は、磁石構造及び１つのダミーディープレートによって閉鎖された空間の半分に渡る１つの半円形（Ｄ字形状）高周波プレートによって加速するために、陽イオン（陽子）の供給を発生させるために、チューブ３９４から小さい穴を通して出るガスをイオン化する。いくつかの実装形態は、遮断粒子源を使用してもよい。遮断粒子源の場合には、プラズマを含むチューブの全て（または実質的な部分、例えば大部分）が加速領域では除去される（存在しない）。

図１６に示されるように、ディープレート５００は、空間５０７を閉鎖する２つの半円形表面５０３、５０５を有する中空金属構造であり、空間５０７の内部では、磁石構造によって閉鎖された空間の周囲を半周回転する間に陽子が加速される。空間５０７の内部に開口するダクト５０９は、容器（例えば、ヨークまたは磁極）を通して、真空ポンプが空間５０７及び加速器が占める真空チャンバー内の残りの空間を排気するために取り付けることが可能な外部位置に延設する。ダミーディー５０２は、ディープレートの露出した縁の近くで間隔をあけられた長方形の金属リングを含む。ダミーディーは、真空チャンバー及び磁石ヨークにアースされる。ディープレート５００は空間５０７に電場を作用させるために高周波伝送線の端部に印加される高周波信号によって駆動される。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距離を増すにつれて、経時的に変化するように形成される。

外側に螺旋を描き始めると、粒子源構造をクリアにするために、中心に配置された粒子源から現れるビームに関して、大きな電圧差が高周波プレートに渡って印加されてもよい。２００００ボルトが、高周波プレートに渡って印加される。いくつかの場合には８０００から２００００ボルトが高周波プレートに渡って印加されてもよい。この大きな電圧を駆動するために必要な電力を低減するために、磁石構造は高周波プレートとグランドとの間の静電容量を低減するように構成される。これは、高周波構造から、外側のヨーク及びクライオスタット筐体を通して十分な空間を有する穴を形成し、磁極面間に十分な間隔を形成することによって達成されうる。

ディープレートを駆動する高電圧交番電位は、陽子の相対論的質量の増加及び磁場の低下に対応するために加速サイクルの間、低下するように掃引される周波数を有する。ダミーディーは、真空チャンバーの壁に沿った接地電位にあるので、中空半円筒構造を必要としない。異なる電気的位相または基本周波数の複数倍で駆動される一対より多い加速電極などのその他のプレート構成が使用可能である。ＲＦ構造は、例えば、相互にかみ合う回転ブレード及び固定ブレードを有する回転キャパシタを使用することにより、必要な周波数掃引の間、Ｑ値を高く保つように調整可能である。ブレードのかみ合いのそれぞれの間、静電容量が増加し、ＲＦ構造の共振周波数を低くする。ブレードは、必要な正確な周波数掃引を作り出せるように成形可能である。回転コンデンサーのための駆動モーターは、正確な制御のためにＲＦ発生器に位相固定可能である。粒子の１つのバンチは、回転コンデンサーのブレードのそれぞれのかみ合いの際に加速されうる。

加速が行われる真空チャンバーは、一般に中央で薄く縁の部分で厚い円筒型の容器である。真空チャンバーは、ＲＦプレート及び粒子源を閉じ込め、真空ポンプによって排気される。高真空を保つことにより、加速するイオンがガス分子に衝突して失われない可能性を低減し、ＲＦ電圧を、グランドとアーク放電させることなくより高いレベルに保つことが可能になる。

陽子（またはその他のイオン）は、粒子源において始まるほぼ螺旋形の軌道経路を通る。螺旋経路の各周回の半分において、陽子はＲＦ電場を通過する際にエネルギーを得る。陽子がエネルギーを得ると、周回の半径が磁極面の最大半径に到達するまで、その螺旋経路の連続する周回のそれぞれの中心軌道の半径が、それまでの周回よりも大きくなる。その位置において、磁場及び電場の摂動が、陽子を磁場が急速に減少する領域に導き、陽子は高磁場領域を離れて、本明細書では引き出しチャネルと称する排気されたチューブを通過して導かれ、シンクロサイクロトロンを脱出する。磁場再生器が、陽子を導くように磁場摂動を変化させるために使用されてもよい。脱出する陽子は、シンクロサイクロトロン周囲の室内に存在する、顕著に磁場の低い領域に入ると拡散する傾向にある。引き出しチャネル１３８（図１４）内のビーム成形要素５０７、５０８は陽子を再び導いて、それらを制限された空間的広がりの直線状のビームに保つ。

ビームが引き出しチャネルを出ると、本明細書で説明する種類の走査システムを含みうるビーム形成システム５２５（図１４）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部ガントリーとともに使用されてもよい。

シンクロサイクロトロンから出た迷磁場は、磁石ヨーク（遮蔽としても働く）及び個別の磁気遮蔽５１４（例えば、図８）の両方によって制限されうる。個別の磁気遮蔽は、ピルボックスヨークを閉鎖する、空間５１６によって離隔された強磁性体材料（例えば、鋼鉄または鉄）の層５１７を含む。ヨーク、空間及び遮蔽のサンドイッチを含むこの構成は、より軽い重量で所定の漏洩磁場に対する適切な遮蔽を達成する。前述のように、いくつかの実装形態において、能動帰還システムが、磁気ヨーク及び遮蔽の動作に代えて、またはそれを増大させるために使用されてもよい。

図１２を参照すると、ガントリーによって、シンクロサイクロトロンは水平回転軸４３２の周りに回転可能になる。トラス構造４１６は、２つのほぼ平行なスパン４８０、４８２を有する。シンクロサイクロトロンは、脚部の間のほぼ中間でスパン間にゆりかご状に取り付けられる。ガントリーは、トラスと反対側の脚部の端部に取り付けられたカウンターウェイト６２２、６２４を使用して、ベアリングの周りの回転についてバランスされる。

ガントリーは、ガントリー脚部の一方または両方に取り付けられ、駆動歯車によってベアリング筐体に接続された電気モーターによって回転するように駆動される。ガントリーの回転位置は、ガントリー駆動モーター及び駆動歯車に組み込まれた軸角度エンコーダーによって提供される信号から判断される。

イオンビームがシンクロサイクロトロンを脱出する位置において、ビーム形成システム５２５がイオンビームに作用して、患者の治療に適切な特性をビームに与える。例えば、ビームは拡散して、所定のターゲット体積に渡って均一な放射線を提供するようにその侵入深さが変化されてもよい。ビーム形成システムは、本明細書に説明するように能動走査要素を含んでもよい。

シンクロサイクロトロンの能動システムの全て（例えば、電流駆動超伝導コイル、ＲＦ駆動プレート、真空加速チャンバー及び超伝導コイル冷却チャンバー用真空ポンプ、電流駆動粒子源及び水素ガス源、並びにＲＦプレート冷却器）は、適切なシンクロサイクロトロン制御電子機器（図示されない）で制御されてもよく、この機器は例えば制御を効果的にするために非一時メモリからの命令を実行する１つまたは複数の処理デバイスを含んでもよい。

前述のように、図１７のシステム６０２を参照すると、この場合シンクロサイクロトロン６０４であるビーム生成粒子加速器（本明細書で説明された任意の及び全ての特徴を含みうる）は、回転ガントリー６０５上に搭載されてもよい。回転ガントリー６０５は本明細書で説明された種類のものであり、患者支持部６０６の周囲に角度回転可能である。この特徴により、シンクロサイクロトロン６０４が様々な角度から患者に対して本質的に直接粒子ビームを提供することができる。例えば、図１７に示すように、シンクロサイクロトロン６０４が患者支持部６０６の上方にある場合には、粒子ビームは患者に向かって下方に向けられうる。代替的に、シンクロサイクロトロン６０４が患者支持部６０６の下にある場合には、粒子ビームは患者に向かって上方に向けられうる。粒子ビームは、中間ビーム経路制御機構が必要ないという意味で、患者に本質的に直接印加される。経路制御機構は、この場合、成形機構または寸法制御機構がビームの経路を再設定せずむしろビームのほぼ同じ軌道を維持しながらビームの大きさ及び／または形状を変化させるという点で、成形機構または寸法制御機構とは異なる。

可変エネルギー粒子加速器
本明細書で説明された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ってよく、その例は、以下に説明される。

引き出された粒子ビーム（加速器から出力された粒子ビーム）のエネルギーが、治療中の粒子ビームの使用に影響を与えることができる。いくつかの機械において、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させることはない。しかし、エネルギーは引き出し後かつ治療前に、治療の必要性に基づいて低減されうる。図１８を参照すると、例示的な治療システム９１０は、加速器９１２、例えばシンクロサイクロトロンを含み、可変エネルギーを有する粒子（例えば陽子）ビーム９１４がそこから引き出されて、体９２２のターゲット体積９２４を照射する。任意選択的に、走査ユニット９１６または散乱ユニット９１６、１つまたは複数の監視ユニット９１８及びエネルギーデグレーダー９２０等の１つまたは複数の追加的な装置が、照射方向９２８に沿って配置される。これらの装置は、引き出されたビーム９１４の断面を妨害し、治療のために、引き出されたビームの１つまたは複数の特性を変化させる。

治療のために粒子ビームによって照射されるべきターゲットの体積（照射ターゲット）は、典型的には３次元的構成を有する。いくつかの例において、治療を実施するために、ターゲット体積は、照射が層ごとにできるように、粒子ビームの照射方向に沿って複数の層に分割される。陽子などの特定の種類の粒子に関して、ターゲット体積内への侵入深さ（またはビームが到達する層）は、粒子ビームのエネルギーによって主に決定される。所与のエネルギーの粒子ビームは、実質的にはそのエネルギーに関する対応する侵入深さを超えて到達しない。ターゲット体積の１つの層から別の層にビーム照射を移動させるためには、粒子ビームのエネルギーが変更される。

図１８に示された例において、ターゲット体積９２４は、照射方向９２８に沿って９つの層９２６ａから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から開始し、一度に１つの層を、徐々に浅い層に向かい、最も浅い層９２６ａで終了する。体９２２への印加の前に、粒子ビームが所望の層、例えば層９２６ｄで停止し、更に体の内部またはターゲット体積、例えば層９２６ｅから９２６ｉまたは体のさらに深い部分へ実質的に侵入しないように、粒子ビーム９１４のエネルギーがあるレベルになるように制御される。いくつかの例において、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より浅くなるにつれて減少する。いくつかの例において、ターゲット体積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であるが、その他の差も、例えば層の厚さ及びビームの特性に応じて可能でありうる。

いくつかの実装形態において、粒子ビームが加速器９１２から引き出された後に追加的なエネルギー変更が必要ないように、ターゲット体積９２４の異なる層を治療するためのエネルギーの変化は、加速器９１２において実行されてもよい（例えば、加速器がエネルギーを変更することができる）。そのため、治療システム１０内の任意選択的なエネルギーデグレーダー９２０がシステムから排除されうる。いくつかの実装形態において、加速器９１２は約１００ＭｅＶから約３００ＭｅＶの間、例えば、約１１５ＭｅＶから約２５０ＭｅＶの間で変化するエネルギーを有する粒子ビームを出力することができる。変化は連続的または非連続的であり、例えば一度に１ステップであることができる。いくつかの実装形態において、連続的または非連続的な変化は、例えば１秒間に約５０ＭｅＶまで、または１秒間に約２０ＭｅＶまでの比較的高いレートで行うことができる。非連続的な変化は、約１０ＭｅＶから約９０ＭｅＶのステップの大きさで、一度に１ステップを行うことができる。

照射が１つの層で完了すると、加速器９１２は、次の層を照射するためにビームのエネルギーを、例えば数秒または１秒未満で変化させることができる。いくつかの実装形態において、ターゲット体積９２４の治療は、実質的に妨げられることなく、または全く妨げられることなく続けることができる。いくつかの状況において、非連続的なエネルギー変化のステップの大きさは、ターゲット体積９２４の２つの隣接する層を照射するのに必要なエネルギー差に対応するように選択される。例えば、ステップの大きさが、エネルギー差と同じまたはその分数とすることができる。

いくつかの実装形態において、加速器９１２及びデグレーダー９２０が共にビーム９１４のエネルギーを変化させる。例えば、加速器９１２は粗調整を提供し、デグレーダー９２０は微調整を提供する、またはその反対となる。この例において、加速器９１２は約１０から８０ＭｅＶの変更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、デグレーダー９２０は約２から１０ＭｅＶの変更ステップでビームのエネルギーを調整する（例えば、低下させる）。

飛程変調器などの、エネルギーデグレーダーの使用を低下させる（または使用しない）と、加速器からの出力ビームの特性及び質、例えばビーム強度を維持することができる。粒子ビームの制御は、加速器で実施可能である。例えば、粒子ビームがデグレーダー９２０を通過する際に発生する中性子からの副作用は低減または排除可能である。

粒子ビーム９１４のエネルギーは、ターゲット体積９２４内の治療を完了した後、別の体または体の一部９２２’内の別のターゲット体積９３０を治療するために調整されうる。ターゲット体積９２４、９３０は、同じ体内（または患者）にあってもよく、異なる患者内にあってもよい。体９２２’の表面からのターゲット体積９３０の深さＤは、ターゲット体積９２４のそれと異なるものとすることができる。いくらかのエネルギー調整がデグレーダー９２０によってなされてもよいが、デグレーダー９１２はビームエネルギーを低下させるのみであり、ビームエネルギーを増加させなくてもよい。

その際、いくつかの場合には、治療するターゲット体積９３０に必要なビームエネルギーは、ターゲット体積９２４を治療するために必要なビームエネルギーよりも大きい。そのような場合には、加速器９１２は、ターゲット体積９２４を治療した後であって、ターゲット体積９３０を治療する前に出力ビームエネルギーを増加させてもよい。他の場合には、ターゲット体積９３０を治療するために必要なビームエネルギーは、ターゲット体積９２４を治療するために必要なビームエネルギーよりも小さい。デグレーダー９２０はエネルギーを低下させることができるが、加速器９１２はデグレーダー９２０の使用を低減させ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可能である。ターゲット体積９２４、９３０の複数の層への分割は、異なるものとすることができ、または同じものとすることができる。ターゲット体積９３０は、ターゲット体積９２４の治療に基づいて層ごとに同様に治療することができる。

同じ患者における異なるターゲット体積９２４、９３０の治療は、実質的に連続に、例えば２つの体積の間の停止時間が約３０分以下、例えば２５分以下、２０分以下、１５分以下、１０分以下、５分以下、または１分以下よりも短い時間で、実質的に連続であってもよい。本明細書で説明されるように、加速器９１２は、可動ガントリーに搭載可能であり、ガントリーの移動によって、異なるターゲット体積をターゲットとするために加速器を移動させることができる。いくつかの状況において、加速器９１２は、ターゲット体積９２４の治療を完了した後であってターゲット体積９３０の治療を開始する前に、治療システムが調整を行う（ガントリーを移動させるなど）時間の間、出力ビーム９１４のエネルギー調整を完了させることができる。加速器及びターゲット体積９３０の位置合わせの後、治療が、調整された、所望のビームエネルギーで開始可能である。異なる患者に対するビームエネルギーの調整もまた、比較的効率的に完了させることができる。いくつかの例において、ビームエネルギーの増加／低下及び／またはガントリーの移動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。

ターゲット体積の同一の層において、照射線量は、走査ユニット９１６を使用して、層の２次元表面に渡ってビームを動かすことによって（走査ビームと呼ばれることがある）、印加してもよい。代替的に、層は、引き出されたビームを散乱ユニット１６の１つまたは複数の散乱器に通過させることによって（散乱ビームと呼ばれることがある）、照射可能である。

エネルギーや強度などのビーム特性は、治療前に選択可能であり、または加速器９１２並びに／または散乱ユニット／散乱器９１６、デグレーダー９２０及び図示されていないその他のものなどの他のデバイスを制御することによって、治療の間に調整可能である。例示的な実施形態において、システム９１０はコンピュータなどの、システム内の１つまたは複数の装置と通信するコントローラー９３２を含む。制御は、１つまたは複数のモニター９１８によって行われる監視、例えば、ビーム強度、線量、ターゲット体積内のビームの位置などの監視結果に基づくことができる。モニター９１８は装置９１６とデグレーダー９２０との間にあるように示されているが、１つまたは複数のモニターが、ビーム照射経路に沿った他の適切な位置に位置することもできる。コントローラー９３２は、（同じ患者及び／または異なる患者に関する）１つまたは複数のターゲット体積についての治療計画を保存することもできる。治療計画は、治療が開始する前に決定することができ、ターゲット体積の形状、照射層の数、各層の照射線量、各層が照射される回数などのパラメータを含むことができる。システム９１０内のビーム特性の調整は、治療計画に基づいて実施可能である。追加的な調整は、治療中に、例えば治療計画からの逸脱が検出されると、行うことができる。

いくつかの実装形態において、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。１つの例示的な実装形態において、１つまたは複数の組のコイルが、空洞内に可変磁場を発生させるための可変電流を受け取る。いくつかの例において、１つの組のコイルが固定された電流を受け取り、その一方、１つまたは複数の他の組のコイルが可変電流を受け取り、コイルの組によって受け取られた電流の合計が変化する。いくつかの実装形態において、全ての組のコイルが超伝導である。他の実装形態において、固定電流のための組などのいくつかの組のコイルが超伝導であり、可変電流のための１つまたは複数の組などの他の組のコイルが非超伝導である。いくつかの例において、全ての組のコイルは非超伝導である。

一般的に、磁場の強度は電流の大きさとともに変化させることができる。所定の範囲でコイルの全電流を調整することで、対応する所定の範囲で変化する磁場を発生させることができる。いくつかの例において、電流の連続的な調整は、磁場の連続的な変化及び出力ビームエネルギーの連続的な変化をもたらすことができる。代替的に、コイルに印加される電流が非連続的、段階的に調整されると、磁場及び出力ビームエネルギーもそれに従って非連続的に（段階的に）変化する。電流に対する磁場の大きさの変化により、ビームエネルギーの変化を、入力電流以外の微調整が実施されうる場合はあるが、比較的正確に実行することができるようになる。

いくつかの実装形態において、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、各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渡って掃引する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させ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渡って掃引することができる。他の例において、連続的なビームエネルギー変化に対応して、ＲＦ電圧は連続的に変化する周波数範囲に渡って掃引する。異なる周波数範囲は、異なる周波数の下限及び／または上限を有してもよい。

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発生した異なるエネルギー範囲に適合するように構成されてもよい。例えば、引き出しチャネルは、粒子加速器によって発生する最大エネルギー及び最低エネルギーをサポートするほど十分大きくてもよい。すなわち、引き出しチャネルは、そのエネルギー範囲内の粒子を受け取り、通過させるような大きさであってよく、またはそうでなければそのように構成されてもよい。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化させることなく、加速器９１２から引き出すことができる。他の実装形態において、可変粒子エネルギーに適合するために、再生器が移動して前述のように異なる粒子軌道を妨げる（例えば変化させる）ことができ、及び／または鉄の棒（磁気シム）が再生器によって提供される磁場バンプを変化させるために追加され、または除去されることができる。より具体的には、異なる粒子エネルギーは、典型的には空洞内の異なる粒子軌道となる。再生器を移動することによって、特定のエネルギーで粒子軌道を妨げることができ、それにより、その軌道の正確な摂動を提供し、それにより特定のエネルギーの粒子が引き出しチャネルに到達する。いくつかの実装形態において、再生器の移動（及び／または磁気シムの追加／除去）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変化に適合するようにリアルタイムに行われる。他の実装形態において、粒子エネルギーは治療ごとに調整され、再生器の移動（及び／または磁気シムの追加／除去）は治療に先立って行われる。いずれかの場合において、再生器の移動（及び／または磁気シムの追加／除去）は、コンピュータ制御されてもよい。例えば、コンピュータは、再生器及び／または磁気シムの移動を達成する１つまたは複数のモーターを制御してもよい。

いくつかの実装形態において、再生器は適切な位置に移動させるように制御可能な１つまたは複数の磁気シムを使用して実装されてもよい。

例として、表１は例示的な加速器９１２が粒子ビームを出力することができる３つの例示的なエネルギーレベルを示す。３つのエネルギーレベルを発生させるのに必要な対応するパラメータも列挙する。この場合、磁石電流は、加速器９１２の１つまたは複数の組のコイルに印加される全電流を指し、最大及び最小周波数はＲＦ電圧が掃引する範囲を画定し、「ｒ」はその位置の、粒子が加速される空洞の中心への半径方向距離である。

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詳細を以下に説明する。加速器はシンクロサイクロトロンとすることができ、粒子は陽子であってよい。粒子はパルスビームとして出力してもよい。粒子加速器から出力されるビームのエネルギーは、患者内の１つのターゲット体積の治療中に変化させることができ、または同じ患者若しくは異なる患者の異なるターゲット体積の治療の間に変化させることができる。いくつかの実装形態において、加速器の設定は、ビーム（または粒子）が加速器から出力されていないときにビームエネルギーを変更するように変化される。エネルギーの変更は、所望の範囲に渡って連続的または非連続的とすることができる。

図８（及び図１２）に示された例を参照すると、前述の加速器９１２のような可変エネルギー粒子加速器でありうる粒子加速器は、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てもよい。可変エネルギーの範囲は、約２００ＭｅＶから約３００ＭｅＶまたはそれより高く、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、もしくは約３００ＭｅＶまたはそれより高い上限を有することができる。この範囲はまた、約１００ＭｅＶまたはそれ未満から約２００ＭｅＶ、例えば、約１００ＭｅＶまたはそれ未満、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である下限を有することもできる。

いくつかの例において、変化は非連続的であり、変化のステップは約１０ＭｅＶまたはそれ未満、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、もしくは約８０ＭｅＶまたはそれより高い大きさを有することができる。エネルギーを１ステップの大きさだけ変化させるのに、３０分、例えば、約２５分またはそれ未満、約２０分またはそれ未満、約１５分またはそれ未満、約１０分またはそれ未満、約５分またはそれ未満、約１分またはそれ未満、または約３０秒またはそれ未満かからないようにすることができる。他の例において、変化は連続的であり、加速器は、例えば最大１秒あたり約５０ＭｅＶ、最大１秒あたり約４５ＭｅＶ、最大１秒あたり約４０ＭｅＶ、最大１秒あたり約３５ＭｅＶ、最大１秒あたり約３０ＭｅＶ、最大１秒あたり約２５ＭｅＶ、最大１秒あたり約２０ＭｅＶ、最大１秒あたり約１５ＭｅＶ、または最大１秒あたり約１０ＭｅＶの比較的高いレートで粒子ビームのエネルギーを調整することができる。加速器は、連続的及び非連続的の両方で粒子エネルギーを調整するように構成可能である。例えば、連続的な変化及び非連続的な変化の組み合わせは、１つのターゲット体積の治療または異なるターゲット体積の治療において使用可能である。柔軟な治療計画及び柔軟な治療を達成することができる。

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、正確な照射治療を提供し、治療のために使用される追加的な装置（加速器以外）の数を低減させることができる。例えば、出力粒子ビームのエネルギーを変更するためのデグレーダーの使用が、治療の全てまたは一部において取り除かれまたは排除されうる。強度、収束などの粒子ビームの特性は粒子加速器で制御可能であり、粒子ビームは追加的な装置からの実質的なかく乱を受けることなくターゲット体積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更レートは、治療時間を低減させることができ、治療システムの効率的な使用を可能にすることができる。

いくつかの実装形態において、図８のシンクロサイクロトロンのような加速器は、加速器内の磁場を変化させることによって可変エネルギーレベルで粒子または粒子ビームを加速することができ、これは、磁場を発生させるためのコイルに印加される電流を変更することによって達成可能である。前述のように、例示的なシンクロサイクロトロン（例えば、図８のシンクロサイクロトロン）は、粒子源、高周波駆動システム及びビーム引き出しシステムを含む磁石システムを含む。図１９は、可変エネルギー加速器に使用されうる磁石システムの例を示している。この例示的な実装形態において、磁石システム１０１２によって確立される磁場は、コイル４０ａ及び４０ｂ並びに４２ａ及び４２ｂの２つの組が発生させることができる磁場の最大値の約５％から約３５％だけ変化させることができる。磁石システムによって確立される磁場は、２つの組のコイル及び一対の成形された強磁性体（例えば、低炭素鋼）構造を組み合わせて使用する、内部の陽子ビームの集束を維持するための適切な形状を有しており、その例は上記提示されている。

各組のコイルは、電流を受け取るための円形コイルの分離した対であってよい。いくつかの状況において、両方の組のコイルが超伝導である。他の状況において、一組のコイルのみが超伝導であり、他の組が非超伝導または常伝導である（さらに以下でも議論される）。両方の組のコイルが非超伝導であることも可能である。コイルに使用するための適切な超電導材料は、ニオブ３スズ（Ｎｂ３Ｓｎ）及び／またはニオブ−チタンを含む。他の常伝導材料は銅を含むことができる。コイルの組の製造例は、以下にさらに説明される。

２つの組のコイルは、電気的に直列または並列に接続することができる。いくつかの実装形態において、２つの組のコイルによって受け取られる全電流は、約２００万アンペアターンから約１０００万アンペアターン、例えば、約２５０万から７５０万アンペアターンまたは約３７５万から約５００万アンペアターンを含むことができる。いくつかの例において、１つの組のコイルは、全可変電流のうちの固定（または一定）部分を受け取るように構成され、その一方他の組のコイルは全電流の可変部分を受け取るように構成される。２つの組のコイルの全電流は、１つの組のコイルの電流の変化とともに変化する。他の状況において、両方の組のコイルに印加される電流が変化可能である。２つの組のコイルにおける可変全電流は、可変強度を有する磁場を発生させることができ、これが今度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させる。

一般に、コイルによって発生する磁場の強度は、コイルに印加される全電流の強度に対して大きさが変えられる。大きさの変化に基づいて、いくつかの実装形態では、磁場強度の線形的変化が、コイルの組の全電流を線形的に変化させることによって達成可能である。全電流は、磁場及びビームエネルギーの比較的高レートの調整をもたらす、比較的高レートで調整可能である。

前述の表１に反映される例において、電流値とコイルリングの幾何中心における磁場の値との間の比は、１９９０：８．７（約２８８．７：１）、１９２０：８．４（約２８８．６：１）、１７６０：７．９（約２２２．８：１）である。従って、超伝導コイルに印加される全電流の大きさの調整は、磁場の強度を比例的に（比に基づいて）調整することができる。

表１の例における全電流に対する磁場の大きさの変化は、図２０のプロットにも示されており、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した半径方向距離である。磁場は幾何学的中心で最も高い値を有し、距離Ｒが増加するにつれて低下する。曲線１０３５、１０３７は、異なる全電流を受け取る同一のコイルの組によって発生した磁場を表しており、それぞれ１７６０アンペア及び１９９０アンペアである。引き出された粒子の対応するエネルギーは、それぞれ２１１ＭｅＶ及び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。結果的に、曲線１０３５または曲線１０３７のいずれかが、線形的にシフトさせて他の曲線に実質的に一致させることができ、これは磁場がコイルの組に印加される全電流に対して大きさが変化することを示している。

いくつかの実装形態において、磁場の全電流に対する大きさの変化は完全でない場合がある。例えば、表１に示された例に基づいて計算された磁場と電流との間の比は、一定ではない。また、図２０に示されるように、１つの曲線の線形シフトは、他の曲線に完全に一致しない場合がある。いくつかの実装形態において、全電流は、完全な拡大縮小可能性の仮定のもとに、コイルの組に印加される。ターゲット磁場（完全な拡大縮小可能性の仮定における）は、コイルの特徴、例えば幾何形状を追加的に変更して拡大縮小性の不完全性を打ち消すことにより発生させることができる。１つの例として、強磁性体（例えば、鉄）の棒（磁気シム）が、１つまたは両方の磁気構造（例えばヨーク、磁極片など）に挿入されまたはそれらから除去されることができる。磁場調整のレートが、拡大縮小可能性が完全であり電流のみを調整する必要があるような状況と比較して、実質的に影響されないように、コイルの特徴は比較的高レートで変更可能である。鉄の棒の例において、棒は数秒または数分の時間規模で、例えば５分以内、１分以内、３０秒未満または１秒未満で追加されまたは除去されることができる。

いくつかの実装形態において、コイルの組に印加される電流などの加速器の設定は、コイルの組における全電流に対する磁場の実質的な拡大縮小可能性に基づいて選択可能である。

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つの組のコイルに印加される任意の適切な電流の組み合わせが使用可能である。一例において、コイルの組４２ａ、４２ｂは、磁場の所望の範囲の下限に対応する固定電流を受け取るように構成可能である。表１に示された例において、固定電流は１７６０アンペアである。さらに、コイルの組４０ａ、４０ｂは、所望の磁場の範囲の上限と下限との間の差に対応する上限を有する可変電流を受け取るように構成可能である。表１に示される例において、コイルの組４０ａ、４０ｂは、０アンペアから２３０アンペアの間で変化する電流を受け取るように構成される。

他の例において、コイルの組４２ａ、４２ｂは磁場の所望の範囲の上限に対応する固定電流を受け取るように構成可能である。表１に示される例において、固定電流は１９９０アンペアである。さらに、コイルの組４０ａ、４０ｂは、磁場の所望の範囲の下限と上限との間の差に対応する上限を有する可変電流を受け取るように構成可能である。表１に示される例において、コイルの組４０ａ、４０ｂは、−２３０アンペアから０アンペアの間で変化する電流を受け取るように構成される。

粒子を加速するために可変全電流によって発生する全可変磁場は、４テスラよりも大きく、例えば、５テスラよりも大きく、６テスラよりも大きく、７テスラよりも大きく、８テスラよりも大きく、９テスラよりも大きく、または１０テスラよりも大きく、また最大約２０テスラまたはそれより高く、例えば最大約１８テスラ、最大約１５テスラ、または最大約１２テスラである最大強度を有することができる。いくつかの実装形態において、コイルの組の全電流の変化は、約０．２テスラから約４．２テスラまたはそれ以上、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、磁場を変化させることができる。いくつかの状況において、磁場の変化量は、最大強度に対して比例することができる。

図２１は、粒子ビームの各エネルギーレベルに対するＲＦ周波数範囲に渡るディープレート５００上での電圧の掃引のため、及び粒子ビームエネルギーが変化したときに周波数範囲を変化させるための例示的な高周波構造を示す。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内に収容される。高電圧は、電源を内部導体に接続する電源接続装置１３０４を通して、電源（図示されない、例えば振動電圧入力）から、ディープレート５００に印加される。いくつかの実装形態において、結合装置１３０４が内部導体１３００上に配置され、電源からディープレート５００への電力の伝送を提供する。さらに、ディープレート５００は、各粒子エネルギーレベルに対するＲＦ周波数の掃引を実施し、異なる粒子エネルギーレベルに対するＲＦ周波数範囲を変更するための可変受動素子１３０６、１３０８に結合される。

可変受動素子１３０６はモーター（図示されない）によって回転可能な複数のブレード１３１０を有する回転キャパシタとすることができる。ＲＦ掃引の各周期において、ブレード１３１０をかみ合わせ、またはかみ合わせを解除することにより、ＲＦ構造の静電容量が変化し、それがＲＦ構造の共振周波数を変化させる。いくつかの実装形態において、モーターの各４分の１周期の間、ブレード１３１０は互いにかみ合う。ＲＦ構造の静電容量が増加し、共振周波数が低下する。プロセスは、ブレード１３１０がかみ合わせを解除すると、逆になる。その結果、ディープレート１０３に印加される高電圧を発生するるために必要な電力及びビームを加速するために必要な電力を大きく削減することができる。いくつかの実装形態において、ブレード１３１０の形状は、必要な共振周波数の時間依存を形成するように機械加工される。

ＲＦ周波数の発生は、共振器におけるＲＦ電圧の位相を検出することによりブレードの回転と同期され、ディープレートにおける交流電圧をＲＦ空洞の共振周波数と近い状態に保つ（ダミーディーは接地され、図２１には示されていない）。

可変受動素子１３０８は、内部導体１３００のプレート１３１２及び表面１３１６によって形成されたキャパシタとすることができる。プレート１３１２は、表面１３１６に向かうまたは表面１３１６から離れる方向１３１４に沿って移動可能である。キャパシタの静電容量は、プレート１３１２と表面１３１６との間の距離Ｄが変化するにつれて変化する。１つの粒子エネルギーに関して掃引される各周波数範囲に関して、距離Ｄは設定された値にあり、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対応して動かされる。

いくつかの実装形態において、内部導体１３００及び外部導体１３０２は、銅、アルミニウムまたは銀などの金属材料で形成される。ブレード１３１０及びプレート１３１２もまた導体１３００、１３０２と同じかまたは異なる金属材料で形成可能である。結合装置１３０４は、導電体とすることができる。可変受動素子１３０６、１３０８は他の形態を有することができ、ＲＦ周波数掃引及び周波数範囲の変更を実施するために他の方法でディープレート１００に結合することができる。いくつかの実装形態において、単一の可変受動素子が、可変受動素子１３０６及び１３０８の両方の機能を実施するように構成可能である。他の実装形態において、２つより多くの可変受動素子を使用することができる。

治療行為を実施するためのガントリー、患者の支持、能動ビーム成形要素、及びシンクロサイクロトロンの制御は、適切な治療制御電子機器（図示されない）によって達成される。

本明細書で説明される粒子治療システムの制御及びその様々な特徴は、ハードウェアまたはハードウェアとソフトウェアの組み合わせを用いて実装されうる。例えば、本明細書で説明されるものと同様のシステムは、様々な点に位置する様々なコントローラー及び／または処理装置を含んでもよい。中央コンピュータは、様々なコントローラーまたは処理装置の間で動作を連係させうる。中央コンピュータ、コントローラー及び処理装置は、試験及び較正の制御及び連係を実現するために、様々なソフトウェアルーチンを実行してもよい。

システムの動作は、少なくとも部分的には、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、コンピューター、複数台のコンピューター及び／またはプログラム可能な論理構成要素によって実行するために、またはそれらの動作を制御するために１つまたは複数の非一時機械可読媒体に有形に実装された、例えば１つまたは複数のコンピュータプログラムを用いて制御可能である。

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ープリター言語を含む任意の形態のプログラミング言語で書かれたものであってよく、独立型プログラム、またはモジュール、コンポーネント、サブルーチンもしくはその他のコンピューティング環境で使用するのに適したユニットを含む、任意の形態で実装可能である。コンピュータプログラムは、１つのコンピュータまたは１つの場所もしくは複数の場所に渡って分散されネットワークによって相互接続された複数のコンピュータ上で実行されるように実装可能である。

本明細書に記載された粒子治療システムの動作の全てまたは一部を実装することに関連した動作は、本明細書で説明される機能を実施するための１つまたは複数のコンピュータプログラムを実行する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施可能である。動作の全てまたは一部は、特定用途のロジック回路、例えばＦＰＧＡ（フィールドプログラマブルゲートアレイ）及び／またはＡＳＩＣ（特定用途集積回路）を用いて実装することができる。

コンピュータプログラムを実行するのに適したプロセッサは、例として、汎用マイクロプロセッサ及び特殊用途マイクロプロセッサの両方と、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、読み出し専用格納領域もしくはランダムアクセス格納領域またはその両方から命令及びデータを受け取ることとなる。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つまたは複数のプロセッサと、命令及びデータを格納するための１つまたは複数の格納領域とを含む。一般的に、コンピュータはまた、例えば磁気ディスク、磁気光学ディスクまたは光学ディスクなど、データを格納するための大型ＰＣＢなどの１つまたは複数の機械可読格納媒体を含み、またはその機械可読格納媒体からデータを読み出し、もしくはデータをその機械可読格納媒体に伝送し、もしくはその両方を行うように動作可能に結合されることとなる。コンピュータプログラム命令及びデータを実現するのに適した非一時機械可読格納媒体は、例として、例えばＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ及びフラッシュ格納領域装置などの半導体格納領域装置、例えば内部ハードディスクもしくは取り外し可能なディスクなどの磁気ディスク、磁気光学ディスク、並びにＣＤ−ＲＯＭ及びＤＶＤ−ＲＯＭディスクを含む、全ての形態の不揮発性格納領域を含む。

本明細書で使用されるように、全ての「電気的接続」は、直接的な物理接続または、介在する構成要素を含むが、それでも接続された構成要素間に電気信号を流すことができる接続を意味するものであってよい。本明細書で言及される電気回路を伴う全ての「接続」は、そうでないものと明言されていなければ、電気的接続であり、「電気」という用語が「接続」を修飾するために用いられているか否かに関わらず、必ずしも直接的な物理接続というわけではない。

任意の２つ以上の前述の実装形態は、適切な粒子加速器（例えば、シンクロサイクロトロン）において適切な組み合わせで使用されてもよい。同様に、前述の実装形態の任意の２つ以上の個別の特徴は、適切な組み合わせで使用されてもよい。

本明細書で説明される異なる実装形態の要素は、具体的に記載しなかった他の実装形態を形成するために組み合わせられてもよい。要素は、その動作に悪影響を及ぼさない範囲で、本明細書で説明されたプロセス、システム、装置などから取り外されてもよい。様々な個別の要素は、本明細書で説明された機能を実行するために、１つまたは複数の個別の要素に組み合わせられてもよい。

本明細書で説明された例示的な実装形態は、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た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、例示的な実装形態は、加速された粒子を出力に導く任意の適切なシステムで使用可能である。

本明細書で具体的に説明されていない他の実装形態も、以下の特許請求の範囲内にある。

１２ 治療空間
１３ 治療台
１４ 撮像システム
１５ 陽子治療システム
１６ ロボットアーム
１８ 撮像位置
１９ 治療位置
２０ 基準
２１ ＣＴスキャナー
２８ 開口部
４０ａ、４０ｂ コイル
４２ａ、４２ｂ コイル
１００ 帰還ヨーク
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 イオンチャンバー
１１０ エネルギーデグレーダー
１２２ 磁石システム
１３８ 引き出しチャネル
１４０ コイル
１４２ コイル
１４４ 磁極面
１４６ 磁極面
１７０ クライオスタットチャンバー
１７１ 支持点
１７３ 支持点
１９０ 粒子源
１９１ 高周波駆動システム
３９３ ガスライン
３９４ チューブ
３９９ 水素供給部
４００ 治療システム
４０２ 粒子加速器
４０４ ガントリー
４０６ 患者
４０８ 脚部
４１０ 脚部
４１２ ベアリング
４１４ ベアリング
４１６ トラス構造
４１８ 治療領域
４２２ 床
４２４ ボールト
４３２ 回転軸
４４２ 垂直軸
５００ ディープレート
５０２ ダミーディー
５０３ 半円形表面
５０５ 半円形表面
５０７ 空間
５０９ ダクト
５１４ 磁気遮蔽
５１６ 空間
５１７ 強磁性体材料の層
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 回転ガントリー
６０６ 患者支持部
６２２ カウンターウェイト
６２４ カウンターウェイト
９１０ 治療システム
９１２ 加速器
９１４ 粒子ビーム
９１６ 走査ユニットまたは散乱ユニット
９１８ 監視ユニット
９２０ エネルギーデグレーダー
９２２ 体
９２４ ターゲット体積
９２６ａ〜ｉ 層
９２８ 照射方向
９３０ ターゲット体積
９３２ コントローラー
１０１２ 磁石システム
１３００ 内部導体
１３０２ 外部導体
１３０４ 結合装置
１３０６ 可変受動素子
１３０８ 可変受動素子
１３１０ ブレード
１３１２ プレート
１３１６ 表面

Claims (34)

1. 粒子治療システムを用いた治療のために患者を位置決定するために、前記粒子治療システムを含む治療システムを制御するために、コンピュータシステムによって実行される方法であって、前記コンピュータシステムが、
   前記患者が治療台上にいるときに、前記患者に関連付けられた基準及び照射ターゲットの第１の画像を取得するために、撮像位置に配置された第１の撮像システムを制御する段階であって、前記撮像位置が、前記粒子治療システムを用いた治療が実行される治療室内に配置される、第１の撮像システムを制御する段階と、
   前記患者が前記治療台上にいるときに、前記治療台を前記撮像位置から、前記粒子治療システムを用いた治療が実行される治療位置に向けて移動するように前記治療台を制御する段階であって、前記治療位置が、前記撮像位置とは異なり、前記治療室内にある、前記治療台を制御する段階と、
   前記治療台の移動後に、前記患者が前記治療台上にいるときに、前記治療室内の前記基準の第２の画像を取得するために第２の撮像システムを制御する段階と、
   前記第１の画像及び前記第２の画像の両方に基づいて、前記治療室内の前記基準の位置を判断する段階と、
   前記治療室内の前記基準の位置及び前記第１の画像内の前記基準の位置に基づいて、前記粒子治療システムに対する前記照射ターゲットの位置を判断する段階と、
   前記照射ターゲットの位置に基づいて、前記治療台を前記治療室内の前記治療位置に移動させるように前記治療台を制御する段階と、を含む動作を実行し、
   前記患者が、前記第１の画像を取得し、前記治療台を前記治療位置に向けて移動し、前記第２の画像を取得し、前記治療台を前記治療位置に移動する間、前記治療台上に維持される、方法。
2. 前記第１の撮像システムが、前記患者の内部画像及び前記基準の内部画像を取得するように構成され、
   前記第２の撮像システムが、前記基準の外部画像を取得するように構成された、請求項１に記載の方法。
3. 前記第１の画像が、Ｘ線放射線画像、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）装置によって取得されたＣＴ画像、磁気共鳴撮影（ＭＲＩ）装置によって取得されたＭＲＩ画像、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）装置によって取得されたＰＥＴ画像、ビデオ表面撮像装置によって取得された画像、またはＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置によって取得された画像の１つまたは複数を含む、請求項１に記載の方法。
4. 前記コンピュータシステムが、前記患者を前記治療位置において治療するための前記粒子治療システムを制御する段階を含む動作を実行し、
   前記粒子治療システムを制御する段階が、前記粒子治療システムを用いて、前記患者に陽子を照射するように、前記粒子治療システムを制御する段階を含む、請求項１に記載の方法。
5. 前記粒子治療システムがアイソセンターを有し、前記アイソセンターが前記治療位置を含む、請求項４に記載の方法。
6. 前記粒子治療システムに対する前記照射ターゲットの位置が、前記治療室内の参照座標系に基づいて判断される、
   請求項１に記載の方法。
7. 前記粒子治療システムがアイソセンターを有し、前記治療台を前記治療位置に移動させるように前記治療台を制御する段階が、前記照射ターゲットの位置が前記アイソセンターの位置に対応するように、前記治療台を移動させるように前記治療台を制御する段階を含む、請求項６に記載の方法。
8. 前記参照座標系が、前記粒子治療システムを含む実世界空間の一部である、請求項６に記載の方法。
9. 前記治療台を前記治療位置に移動させるように前記治療台を制御する段階が、前記患者が前記治療台上にいる状態で、前記治療台を、前記撮像位置から前記治療位置まで自動的に移動させるロボット機構を用いて実行される、請求項１に記載の方法。
10. 前記コンピュータシステムが、前記患者上の解剖学的ランドマークを特定する段階と、前記基準となる前記解剖学的ランドマークを指定する段階と、を含む動作を実行する、請求項１に記載の方法。
11. 前記第１の画像が、３次元（３Ｄ）画像または２次元（２Ｄ）画像を含む、請求項１に記載の方法。
12. 前記コンピュータシステムが、
    前記治療室内の前記基準の位置及び前記第１の画像内の前記基準の位置に基づいて前記照射ターゲットの方向を判断する段階と、
    前記照射ターゲットの方向に基づいて、前記治療の方向を設定する段階と、を含む動作を実行する、請求項１に記載の方法。
13. 前記コンピュータシステムが、
    前記第１及び第２の画像に基づいて、経時的に前記基準の移動を追跡する段階と、
    前記基準の移動に基づいて、前記治療台の移動を制御する段階と、を含む動作を実行する、請求項１に記載の方法。
14. 前記コンピュータシステムが、
    前記第１及び第２の画像に基づいて、経時的に前記基準の移動を追跡する段階と、
    前記基準の移動に基づいて前記粒子治療システムを制御する段階と、を含む動作を実行する、請求項１に記載の方法。
15. 前記第１の画像を取得するために前記第１の撮像システムを制御する段階が、前記第１の画像を異なる時間において取得するように、前記第１の撮像システムを制御する段階を含み、
    前記コンピュータシステムが、
    異なる時間における前記基準の異なる位置に基づいて前記基準の移動を識別する段階と、
    前記移動に基づいて前記粒子治療システムを制御する段階と、を含む動作を実行する、請求項１に記載の方法。
16. 患者を保持するための治療台と、
    患者に関連付けられた基準と、
    前記患者が前記治療台上にいる状態で、前記基準及び照射ターゲットの第１の画像を取得するための、撮像位置に配置された第１の撮像システムであって、前記第１の撮像システムが、粒子治療システムを用いた治療が行われる治療室内に配置される、第１の撮像システムと、
    前記患者が前記治療台上にいる状態で、前記治療台を前記撮像位置から、前記粒子治療システムを用いた治療が行われる治療位置に向けて移動させるための機構であって、前記治療位置が前記撮像位置とは異なり、前記治療室内にある、前記治療台を移動させるための機構と、
    前記治療台を前記治療位置に向けて移動した後であって、前記患者が前記治療台上にいる状態で、前記治療室内で、前記基準の第２の画像を取得するための第２の撮像システムと、
    前記第２の画像内の基準の位置を、前記治療室内の位置に位置合わせし、前記第１の画像内の基準の位置を前記治療室内の位置に位置合わせし、前記治療室内の前記基準の位置及び前記第１の画像内の前記基準の位置に基づいて前記粒子治療システムに対する前記照射ターゲットの位置を判断するようにプログラムされたコンピュータシステムと、を含み、
    前記治療台を移動するための機構が、前記照射ターゲットが前記治療位置にあるように前記照射ターゲットの位置に基づいて前記治療台を移動させるように制御可能であり、
    前記患者が、前記第１の画像を取得し、前記治療台を前記治療位置に向けて移動し、前記第２の画像を取得する間、前記治療台上に維持される、治療システム。
17. 前記第１の撮像システムが、前記患者及び前記基準の内部画像を取得するように構成され、
    前記第２の撮像システムが、前記基準の外部画像を取得するように構成された、請求項１６に記載のシステム。
18. 前記第１の撮像システムが、放射線画像を取得するＸ線装置、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像を取得するＣＴ装置、磁気共鳴撮影（ＭＲＩ）画像を取得するＭＲＩ装置、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）画像を取得するＰＥＴ装置、ビデオ表面撮像装置によって取得された画像、またはＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置によって取得された画像の１つまたは複数を含む、請求項１６に記載のシステム。
19. 前記粒子治療システムが、前記治療位置において前記患者を治療するための粒子加速器システムをさらに含み、
    前記患者の治療が、前記粒子加速器システムによって出力される陽子の前記患者への照射を含む、請求項１６に記載のシステム。
20. 前記粒子治療システムがアイソセンターを有し、前記アイソセンターが前記治療位置を含む、請求項１９に記載のシステム。
21. 前記粒子治療システムに対する前記照射ターゲットの位置が、前記治療室の参照座標系に基づいて判断される、請求項１６に記載のシステム。
22. 前記粒子治療システムがアイソセンターを有し、
    前記治療台の前記治療位置への移動が、前記照射ターゲットの位置が前記アイソセンターの位置に対応するように前記治療台を移動させることを含む、請求項２１に記載のシステム。
23. 前記参照座標系が、前記治療システムを含む実世界空間の一部である、請求項２１に記載のシステム。
24. 前記患者を前記治療台に固定するための拘束部をさらに含む、請求項１６に記載のシステム。
25. 前記機構が、ロボット機構を含み、前記ロボット機構が、前記治療台を、前記撮像位置から、前記治療位置まで、前記患者が前記治療台上に位置したままで自動的に移動させるように構成される、請求項１６に記載のシステム。
26. 前記機構が、前記患者が前記治療台上に位置したままで前記治療台を手動で移動させるように制御可能である、請求項１６に記載のシステム。
27. 前記基準が前記患者上に配置される、請求項１６に記載のシステム。
28. 前記基準が前記患者の解剖学的ランドマークを含む、請求項１６に記載のシステム。
29. 前記患者の少なくとも一部の上に枠をさらに含み、前記基準が前記枠に固定される、請求項１６に記載のシステム。
30. 前記第１の画像が３次元（３Ｄ）画像または２次元（２Ｄ）画像を含む、請求項１６に記載のシステム。
31. 前記コンピュータシステムが、
    前記照射ターゲットの方向を、前記治療室内及び前記第１の画像内の基準の位置に基づいて判断する段階と、
    前記治療を、前記照射ターゲットの方向に基づいて方向づける段階と、を含む動作を実行するようにプログラムされた、請求項１６に記載のシステム。
32. 前記コンピュータシステムが、
    前記基準の経時的な移動を追跡する段階と、
    前記基準の移動に基づいて前記治療台の移動を制御する段階と、を含む動作を実行するようにプログラムされた、請求項１６に記載のシステム。
33. 前記コンピュータシステムが、
    前記基準の経時的な移動を追跡する段階と、
    前記基準の移動に基づいて前記治療を制御する段階と、を含む動作を実行するようにプログラムされた、請求項１６に記載のシステム。
34. 前記第１の画像の取得が、異なる時間における第１の画像の取得を含み、
    前記コンピュータシステムが、
    異なる時間の前記基準の異なる位置に基づいて、前記基準の移動を特定する段階と、
    前記移動に基づいて治療を制御する段階と、を含む動作を実行するようにプログラムされた、請求項１６に記載のシステム。

Images