TWI420538B

TWI420538B - 粒子線照射裝置及粒子線治療裝置

Info

Publication number: TWI420538B
Application number: TW100120109A
Authority: TW
Inventors: Takaaki Iwata; Yuehu Pu
Original assignee: Mitsubishi Electric Corp
Priority date: 2010-07-14
Filing date: 2011-06-09
Publication date: 2013-12-21
Also published as: CN102917755A; WO2012008190A1; EP2594316A4; EP2594316B1; WO2012008025A1; TW201214465A; US20120132826A1; US8389952B2; CN102917755B; EP2594316A1

Description

粒子線照射裝置及粒子線治療裝置

本發明是關於一種將帶電粒子束照射在腫瘤等患部而進行治療的粒子線治療裝置中，配合患部的三次元形狀而照射帶電粒子束的粒子線照射裝置。[帶電粒子束，帶電荷的粒子射線束之簡稱]

利用粒子線的治療法係使用被加速至光速之大約70%的質子及碳粒子線等高能量的帶電粒子束。這些高能量的帶電粒子束照射在體內時，具有以下的特徵。第一，所照射的帶電粒子幾乎都會停在與帶電粒子能量之大約1.7平方成比例的深度位置。第二，對於在所照射的帶電粒子於體內停止之前通過的路徑賦予的能量密度(稱為劑量)是在帶電粒子的停止位置具有最大值。沿著所通過之路徑而形成的特有深部劑量分布曲線稱為布拉格曲線。劑量值最大的位置稱為布拉格峰(Bragg Peak)。

三次元的粒子線照射系統是設法配合腫瘤的三次元形狀掃描該布拉格峰的位置，並且一邊調整各掃描位置之峰值劑量，一邊在事先藉由影像診斷所決定的目標腫瘤區域形成既定的三次元劑量分布。帶電粒子束的掃描有大致與帶電粒子束之照射方向垂直的橫向(X、Y方向)、以及帶電粒子束之照射方向的深度方向(Z方向)的掃描。橫向的掃描有使患者相對於帶電粒子束移動的方法、以及使用電磁鐵等使帶電粒子束之位置移動的方法，一般是採用使用電磁鐵的方法。深度方向的掃描則以改變帶電粒子的能量為唯一的方法。改變能量的方法有藉由加速器改變帶電粒子之能量的方法、以及在帶電粒子束通過的路徑插入能量衰減體，使衰減體的衰減量變化的方法。

使用電磁鐵而使帶電粒子束位置移動(亦稱為掃描)的方法例如記載於專利文獻1。如專利文獻1的第2圖所示，在習知粒子線治療裝置的粒子線照射系統中，進行射束點之位置移動的手段是採用使帶電粒子束朝向與射束行進方向(Z軸方向)垂直之方向、即X-Y方向偏向的掃描磁鐵(掃描電磁鐵)。

而專利文獻2所記載的粒子線照射裝置是以如下方式構成：在最終偏向電磁鐵與其射入側的偏向電磁鐵之間配置複數個X方向、Y方向獨立的掃描電磁鐵，然後藉由利用該複數個掃描電磁鐵之突跳(kick)的疊合而形成平行照射野。

專利文獻3揭示一種在使用旋轉支架的粒子線照射裝置中，將照射野移動用電磁鐵設在偏向電磁鐵的上游，將一組X方向、Y方向的掃描電磁鐵設在下游，再利用照射野移動電磁鐵使照射野大幅地移動，並且在移動的區域利用掃描電磁鐵將射束朝X方向、Y方向掃描的構造。

(先技術文獻) (專利文獻)

專利文獻1：日本特開2008-154627號公報(段落「0024」及第2圖)

專利文獻2：日本特開2002-22900號公報

專利文獻3：日本特開平8-257148號公報

專利文獻1之第2圖所記載的粒子線照射系統係在將粒子線之掃描速度設為高速的情況下，掃描電磁鐵X及掃描電磁鐵Y的電感與掃描速度成正比，因而需要大容量的掃描電磁鐵電源。因此，粒子線照射系統的電源容量會隨著所要求的照射野尺寸(與照射目標尺寸成正比)以及所要求的掃描速度而增加。而專利文獻2所記載的粒子線照射裝置是使用複數個掃描電磁鐵來掃描粒子線，但是其構造的特徵為：帶電粒子束在照射位置會形成平行照射的平行照射野，且照射野形成的自由度小。此外，專利文獻3所記載的粒子線照射裝置係為在上游配置照射野移動用的電磁鐵，使照射野大幅地移動，並且利用配置在下游的掃描電磁鐵來掃描帶電粒子束的構造，照射野移動用電磁鐵及掃描電磁鐵係僅揭示出個別使其動作的技術思想。

本發明之目的在於提供一種針對如上所述的習知帶電粒子束之掃描方法，使複數個掃描電磁鐵各自發揮其最大限度的能力，以增加帶電粒子束的掃描自由度，而可實現高精度、且從低速到高速之自由度高的帶電粒子束之掃描的粒子線照射裝置。

本發明之粒子線照射裝置是使所射入的帶電粒子束在與帶電粒子束之行進方向垂直的X方向及Y方向兩個方向的目標軌道進行掃描，而照射在照射對象者，其中，具備複數組使帶電粒子束朝兩個方向進行掃描的掃描電磁鐵組，目標軌道是由對應於時間之目標照射位置所決定的時序(按時間系列之順序，簡稱為時序)目標軌道資料所提供，並且根據對時序目標軌道資料進行頻率分割後的複數個資料，生成複數組掃描電磁鐵之各個掃描電磁鐵的指令值。

本發明之粒子線照射裝置係可發揮以下效果：可使複數組掃描電磁鐵各自發揮其最大限度的能力，而可實現高精度、且從低速到高速之自由度高的帶電粒子束之掃描。

實施形態1.

第1圖是包含本發明實施形態1的粒子線照射裝置的粒子線治療裝置之概略構成的方塊圖。第1圖中，從加速器1會輸出質子線或碳粒子線等帶電粒子束2，並藉由電磁鐵群等所構成的射束輸送系統3將帶電粒子束2引導至射束照射系統4。在射束照射系統4設有兩組掃描電磁鐵，這兩組掃描電磁鐵是使所射入的帶電粒子束2朝向與帶電粒子束2之行進方向垂直的方向、即X-Y方向二次元地進行掃描的第一掃描電磁鐵5及第二掃描電磁鐵6。第一掃描電磁鐵5具有X方向掃描電磁鐵52及Y方向掃描電磁鐵51，第二掃描電磁鐵6具有X方向掃描電磁鐵62及Y方向掃描電磁鐵61。如上所述，第一掃描電磁鐵5及第二掃描電磁鐵6是由X方向掃描電磁鐵及Y方向掃描電磁鐵兩個電磁鐵組所構成。第一掃描電磁鐵5是藉由第一掃描電磁鐵電源53來驅動各個激磁線圈，第二掃描電磁鐵6是藉由第二掃描電磁鐵電源63來驅動各個激磁線圈。第一掃描電磁鐵電源53及第二掃描電磁鐵電源63是藉由用來控制加速器1及射束照射系統4等整個粒子線治療裝置的粒子線治療裝置控制器9所具備的協調控制用掃描控制部7進行控制，使第一掃描電磁鐵5及第二掃描電磁鐵6協調而掃描帶電粒子束。協調控制用掃描控制部7是從例如在治療計畫階段作成資料的治療計畫裝置8等，接收要照射帶電粒子束之位置的時序資料，然後在治療階段(或是治療準備階段)藉由頻率分離部71對該資料進行頻率分離，並利用指令值變換部72轉換成對於第一掃描電磁鐵電源53及第二掃描電磁鐵電源63的激磁線圈之激磁電流的指令值。藉由第一掃描電磁鐵5及第二掃描電磁鐵6而掃描的帶電粒子束21會照射在照射對象22的既定位置及時間在此，利用第一掃描電磁鐵5的帶電粒子束之掃描區域係比利用第二掃描電磁鐵6的帶電粒子束之掃描區域狹窄。亦即，利用第一掃描電磁鐵5使帶電粒子束偏向的最大偏向角度係比利用第二掃描電磁鐵6的最大偏向角度小。而且，一般來說，最好是掃描電磁鐵所產生的偏向角度越小，電磁鐵所產生的磁場越小，以小的電磁鐵、也就是流通的電流及電感小的電磁鐵為佳。第一掃描電磁鐵5比起第二掃描電磁鐵6可採用電感小的電磁鐵。例如，第一掃描電磁鐵5可由空芯線圈所構成，因而第一掃描電磁鐵5的構成較為簡單。電感小的電磁鐵可將磁場變成快速，因此第一掃描電磁鐵5比起第二掃描電磁鐵6可將磁場變得更快速。若要以電氣特性來表現，則第一掃描電磁鐵5比起第二掃描電磁鐵更為快速，頻率響應則具有更高頻的響應特性。

又，第1圖是將最大偏向角度較小的第一掃描電磁鐵5配置成比最大偏向角度較大的第二掃描電磁鐵6更靠近帶電粒子束2的上游側。一般而言，最大偏向角度小的電磁鐵較能使形狀縮小，因此若考慮到帶電粒子束對於各電磁鐵的射入開口，則將最大偏向角度較小的第一掃描電磁鐵5配置在上游側，比較容易設計其配置及電磁鐵形狀，因此較為理想。然而，亦可將最大偏向角度較大的第二掃描電磁鐵6配置在帶電粒子束2的上游側。

第2圖是顯示利用第1圖的粒子線照射裝置使帶電粒子束進行掃描之狀況的概略圖，第2圖(a)是側面圖，表示Y方向。第2圖(b)是正面圖，表示X方向。第2圖(c)是第2圖(b)之A-A面的帶電粒子束之掃描範圍等的示意圖。又，第3圖是用來說明利用一組X方向及Y方向的掃描電磁鐵使帶電粒子束進行掃描之狀況的影像圖。第3圖(A)是鳥瞰圖，第3圖(B)是以正面圖及側面圖來顯示該鳥瞰圖的圖。例如，第一掃描電磁鐵5是在上游側配置有朝Y方向掃描帶電粒子束的Y方向掃描電磁鐵51，在下游側配置有朝X方向掃描的X方向掃描電磁鐵52。所射入的帶電粒子束2首先會以上游側之Y方向掃描電磁鐵51所產生的帶電粒子束的掃描作用軸100為中心朝Y方向偏向。偏向的帶電粒子束會以下游側之X方向掃描電磁鐵52所產生的帶電粒子束的掃描作用軸200為中心朝X方向偏向。如此，帶電粒子束會照射在朝X-Y之二次元擴展的區域。本發明之實施形態1是跨越兩段地進行第3圖所示的掃描。

以下，參照第1圖及第2圖來說明本發明實施形態1的粒子線照射裝置之動作。帶電粒子束首先在第一掃描電磁鐵5及第二掃描電磁鐵6不動作、也就是帶電粒子束不會因為兩個掃描電磁鐵而產生偏向作用的情況下，以朝向屬於基準點的等角點O照射之方式使構成機器定位。以符號20顯示此時之帶電粒子束的射束軸。射束軸20係顯示第一及第二掃描電磁鐵5、6不動作時之帶電粒子束通過的軌跡。又，為了決定帶電粒子束的照射位置，可設定座標系統。例如，如第1圖所示，以等角點O為原點，在與射束軸垂直的方向設定X軸、Y軸，在射束軸方向設定Z軸。此外，第2圖的X、Y、Z僅表示方向。

所射入的帶電粒子束2係利用第一掃描電磁鐵5及第二掃描電磁鐵6朝X-Y二次元方向進行掃描。射束照射位置之Z方向的設定是藉由調整帶電粒子的能量使路徑改變，也就是改變布拉格峰的位置來控制而進行。在該情況下，Z方向的照射位置是以所照射的劑量分布的代表點、例如布拉格峰的位置來表示。

在第一掃描電磁鐵5及第二掃描電磁鐵6不作用的狀態下，射束照射位置是被設定在等角點O。在此，僅使第一掃描電磁鐵5作用，並考量可掃描射束的範圍。利用Y方向掃描電磁鐵52，如第3圖所示，射束可在Y軸方向之擴展成扇形的範圍進行掃描。利用X方向掃描電磁鐵51，此時可在X軸方向之擴展成扇形的範圍進行掃描。結果，可掃描範圍就是第2圖(c)之符號24的斜線所示的區域、即第一掃描電磁鐵5的掃描區域(預設值)。

接下來，說明使位於下游的第二掃描電磁鐵6作用時，前述掃描區域24會如何變化。同樣地，利用Y方向掃描電磁鐵61，射束可在Y軸方向之擴展成扇形的範圍內進行掃描。而利用X方向掃描電磁鐵62，射束可在X軸方向之擴展成扇狀的範圍內進行掃描。最後，前述掃描區域會移動至第2圖(c)之斜線所示的區域25。並且，使第一掃描電磁鐵5及第二掃描電磁6作用而可進行掃描的區域就會變成符號23所示的區域。

輸入僅使第一掃描電磁鐵5動作的指令值時，射束照射位置會以O→P₁ 之方式移動。此時之射束照射位置的移動量OP₁ 是僅藉由第一掃描電磁鐵5所產生的移動量。接下來，輸入使第二掃描電磁鐵6作用的指令值時，最終的射束照射位置會變成P₂ 。最終的射束照射位置的移動量OP₂ 可用以下式子來表示。

【數1】

OP₂ =OP₁ +P₁ P₂ 　(1)

亦即，射束移動量係可分成第一掃描電磁鐵5所產生的移動量以及第二掃描電磁鐵6所產生的移動量。

第4圖是利用方塊線圖以圖式顯示上述說明。第4圖中，輸入的指令值是掃描電磁鐵之激磁線圈的激磁電流的值，藉由該激磁電流的值驅動掃描電磁鐵後的射束照射位置的移動量即成為輸出。第4圖係顯示第一掃描電磁鐵5的指令值(I_1x 、I_1y )時，第一掃描電磁鐵5所產生的移動量為OP₁ ，且設為第二掃描電磁鐵6的指令值(I_2x 、I_2y )時，最後的射束照射位置的移動量為OP₂ (射束照射位置P2的座標(x,y))。如此，只要決定對各掃描電磁鐵的指令值，OP₁ (x₁ ,y₁ )、OP₂ (x,y)就會是唯一的結果。如此可得到由物理現象所決定之4輸入4輸出的映射。

再者，對實際治療而言有意義的是最後的射束照射位置。在哪個位置照射多少的劑量，可依各個患者由治療計畫裝置進行計算。根據治療計畫裝置的計算結果，可更進一步計算出射束照射位置的目標軌道。

若是掃描電磁鐵為一組，只要提供射束照射位置的目標軌道即已足夠，但本發明的掃描電磁鐵為複數組，因此得到目標軌道的解答不只一個。亦即，為了實現某個射束照射位置，第一掃描電磁鐵5及第二掃描電磁鐵6的角色分擔可能有無限種。因為滿足式子(1)之OP₂ (左邊)的OP₁ 、P₁ P₂ 的組合可能有無限種。

第5圖是本發明實施形態1的協調控制用掃描控制部7之頻率分離部71的方塊圖。從治療計畫裝置送來的目標軌道是使對應於時間[時間的系列順序，以下簡稱為時序]的目標照射位置時序地排列的資料。亦即，目標軌道是例如第5圖之左側所示的時序資料(=訊號)。第5圖所示的訊號是針對一個座標來表示，但其存在有X座標份及Y座標份。該目標軌道是利用光點掃描照射方法所產生的目標軌道之例，亦即反覆進行以下動作且照射廣大範圍區域：使射束在既定位置滯留一定時間地照射之後，使射束移動至其他位置，然後在該位置使其滯留一定時間地照射。對於該目標軌道，為了獲得第一掃描電磁鐵5及第二掃描電磁鐵6的位置指令值，係考慮第一掃描電磁鐵5及第二掃描電磁鐵6的特性而進行以下動作。使用濾波器將頻率分離部71之輸入、即第5圖之左側所示的目標軌道的訊號分離成第一掃描電磁鐵5用及第二掃描電磁鐵6用。第一掃描電磁鐵5是小型且高速，並具有較高頻的響應特性，因此負責目標軌道的高頻成分。第二掃描電磁鐵6為大型且掃描幅度大，並具有較低頻的響應特性，因此負責低頻成分等。第5圖是使用濾波器將目標軌道的訊號分離的示意圖。在此，最終獲得的目標軌道必須是當初計畫的軌道。因此，如第5圖所示，在此所使用的濾波器是使用互補的(F(s)+G(s)=1)濾波器。

第5圖的F(s)是第二掃描電磁鐵6用的濾波器，即低通濾波器73、G(s)(=1-F(s))是第一掃描電磁鐵5用的濾波器，且為高通濾波器74。由這些濾波器分離後的目標軌道的訊號(位置指令值)是第5圖之右側所示的兩個訊號。又，如第6圖所示，亦可僅設置低通濾波器73而不設置高通濾波器，並且利用演算器76從輸入訊號的目標軌道之訊號減去由低通濾波器73分離後的低頻成分之訊號而獲得高頻成分。反之，亦可僅設置高通濾波器而不設置低通濾波器，並且從輸入訊號的目標軌道之訊號減去由高通濾波器分離後的高頻成分之訊號而獲得低頻成分。

指令值變換部72是輸出各個掃描電磁鐵的激磁電流作為指令值，並且控制第一掃描電磁鐵電源53及第二掃描電磁鐵電源63，俾使各個掃描電磁鐵所產生的射束位置形成各個的位置指令值。第7圖顯示出最簡單的指令值變換部72的構成。其係近似直線地獲得目標照射座標與掃描電磁鐵之激磁電流指令值的關係，並且在指令值演算部721至724中對各個電磁鐵演算出指令值的推測值。例如，演算第一掃描電磁鐵之X方向電磁鐵的指令值之推測值的指令值演算部721是藉由以下式子求出指令值的推測值。但是，K_1x 為比例常數，是近似直線的直線之傾斜度。

【數2】

又，第8圖是指令值變換部72之其他例的方塊圖。符號725至728是用換算表來保持目標照射座標與掃描電磁鐵之激磁電流指令值的關係的查閱表(速查換算表)。近似直線下無法獲得充分之精度的目標照射座標與掃描電磁鐵之激磁電流指令值的關係時，是形成近似曲線，再利用查閱表取得變換結果。這些指令值變換(生成)方法雖是一般的方法，但在位置精度上還有改善的空間。適當的指令值變換(生成)方法將在實施形態5敘述。

此處之目標軌道是顯示點掃描照射法的例子，但是本發明實施形態1的粒子線照射裝置並不限於點掃描照射法，而可適用在各種目標軌道。因此，根據實施形態1的粒子線照射裝置，可藉由僅對目標軌道之訊號進行頻率分離的單純構成來作成利用兩組掃描電磁鐵實現各種目標軌道所需之對於各電磁鐵的指令值，且可實現從低速到高速之自由度高的帶電粒子束之掃描。而且，只要將該粒子線照射裝置運用在粒子線治療裝置，便可依各個患者形成適當的目標軌道，且可實現顧慮到各組掃描電磁鐵之特性的掃描，因此可謀求掃描時間的縮短。

實施形態2.

第9圖是本發明實施形態2的粒子線照射裝置之協調控制用掃描控制器7中的頻率分離部71之構成的方塊圖。實施形態1是使用兩組掃描電磁鐵，但本實施形態2是在第1圖的射束照射系統4從帶電粒子束的上游到下游配置第一掃描電磁鐵、第二掃描電磁鐵、第三掃描電磁鐵三組掃描電磁鐵。例如，第一掃描電磁鐵是最大偏向角度小但是可快速地變更磁場的電磁鐵，第三掃描電磁鐵雖是最大偏向角度大且可掃描較大的區域，但只能在低速下進行磁場之變更的電磁鐵，第二掃描電磁鐵是最大偏向角度及磁場的變更速度具有第一掃描電磁鐵與第三掃描電磁鐵之中間特性的電磁鐵。因此，各個掃描電磁鐵的電感是依第一掃描電磁鐵、第二掃描電磁鐵、第三掃描電磁鐵的順序變大，各個電磁鐵的頻率響應特性也各不相同。

使用這三組掃描電磁鐵掃描帶電粒子束時，協調控制用掃描控制部7的頻率分離部71會將從治療計畫裝置8接收的目標軌道之訊號分離成三組掃描電磁鐵的位置指令訊號。在該情況下，如第9圖所示，使用三個濾波器分割目標軌道的訊號。第9圖中，F(s)是第三掃描電磁鐵用的濾波器，且為低通濾波器73，H(s)是第二掃描電磁鐵用的濾波器，且為帶通濾波器75，G(s)(=1-F(s)-H(s))是第一掃描電磁鐵用的濾波器，且為高通濾波器74。指令值變換部72是輸出各個掃描電磁鐵的激磁電流作為指令值，並且控制各個掃描電磁鐵電源，以形成由這些濾波器分離後的目標軌道之訊號(位置指令值)。

此外，與實施形態1之說明同樣地，即使沒有低通濾波器73、帶通濾波器75、高通濾波器74任一個，也可藉由從目標軌道之訊號減去由其他兩個濾波器分離後的訊號，而獲得與由省略的濾波器分離之訊號相同的訊號。

如以上所述，本實施形態2說明了使用三組掃描電磁鐵的情況，但是亦可使用更多組的掃描電磁鐵。如此，本發明可適用在使用複數組掃描電磁鐵的情況，且可藉由單純的構成來作成利用複數組掃描電磁鐵實現各種目標軌道所需之對於各電磁鐵的指令值，且可實現從低速到高速之自由度高的帶電粒子束之掃描。

實施形態3.

第10圖是本發明實施形態3的粒子線照射裝置之概略構成的方塊圖。第10圖中，與第1圖相同的符號代表相同或相當的部分。實施形態1是將從治療計畫裝置8輸出的目標軌道訊號暫時轉送‧保存在粒子線治療裝置控制器9，並且在治療階段中，在前述粒子線治療裝置控制器9所具備的協調控制用掃描控制部7利用濾波器進行頻率分割，然後即時地作成第一掃描電磁鐵53的位置指令值及第二掃描電磁鐵63的位置指令值。本實施形態3是在治療計畫裝置80的內部設置具有作成對於第一掃描電磁鐵電源53及第二掃描電磁鐵電源63之指令值之功能的協調控制用掃描控制部7。協調控制用掃描控制部7是從位於治療計畫裝置80之內部的治療計畫部81接收目標軌道訊號，再利用頻率分離部71的濾波器進行頻率分割，而作成第一掃描電磁鐵5之位置指令值及第二掃描電磁鐵6之位置指令值，並且在指令值變換部72中，將這些位置指令值變換成對於各個掃描電磁鐵電源的指令值。亦即，治療計畫裝置8會在治療計畫階段事先生成第一掃描電磁鐵5及第二掃描電磁鐵6的各指令值。

如此，利用濾波器對由治療計劃作成的目標軌道訊號進行頻率分割，並生成掃描磁鐵各個的指令值的動作可在任何部分進行，亦可在習知粒子線照射裝置所具備的計算機內部設置實施形態1或2所說明的頻率分離部71。

實施形態4.

實施形態4是說明本發明也可適用在患部會隨著呼吸等而移動或變形的情況。第11圖及第12圖是本發明實施形態4的粒子線治療裝置之概略構成的方塊圖。第11圖及第12圖中，與第1圖相同的符號代表相同或相當的部分。使用粒子線治療裝置的治療中，作為照射對象的患部有時會隨著患者的呼吸等生理活動而移動或變形。因此，提案各種「呼吸同步照射」或「患部追蹤照射」等為了進行有效並且安全之治療的研究。

第11圖是具備用來監視患者之體表面之動作的攝影機30的粒子線治療裝置之構成圖。此外，第11圖僅顯示出一組監視攝影機，但是為了獲得患部的三次元位置資訊，通常會使用兩組或兩組以上。在患者的體表面可事先進行複數個標記，並將該標記作為所謂的地標，再利用影像處理裝置31求出三次元位置資訊。協調控制用掃描控制部7是根據由影像處理裝置31求出的地標之三次元位置資訊來推測患部的位置‧姿勢，並修正目標照射位置。由協調控制用掃描控制部7修正後的目標照射位置也可利用頻率分離部71進行頻率分離，因此第一掃描電磁鐵及第二掃描電磁鐵可協調而進行射束位置之控制。

第12圖是以與第11圖相同之目的構成的粒子線治療裝置的構成圖。第12圖是使用由X線管32、FPD(Fat Panel Detector：平面偵測器)33、以及包含影像處理功能的X線控制裝置34等所構成的X線攝像裝置。此外，第12圖僅顯示出一組X線攝像裝置，但是為了獲得患部的三次元位置資訊，通常會使用兩組或兩組以上。若使用X線攝像裝置，則可獲得包含患部的周邊部的透視影像。因此，在該情況下，骨頭之具有特徵形狀的部分等就會形成地標。之後由X線控制裝置34求出地標之三次元位置資訊的後續流程與前述第11圖的情況相同。

本實施形態4的粒子線治療裝置是以上述方式檢測出作為照射對象的患部之動作，並依該動作修正目標照射位置，也就是進行反饋補償的構成，因此可實現更高精度的照射。

實施形態5.

實施形態1至4說明了對於由複數組掃描電磁鐵所構成的射東照射系統，生成對於各個掃描電磁鐵之指令值所需的各掃描電磁鐵之目標掃描量的決定方法。具體而言，是使用濾波器生成各個掃描電磁鐵所要分擔的射束掃描量，以達成最終所給予的目標軌道。乍看之下會以為，只要決定各個掃描電磁鐵所要分擔的射束掃描量，便容易生成對於各個掃描電磁鐵的指令值。然而，即使射束掃描量決定，要正確地求出會達成該射束掃描量之對於掃描電磁鐵的指令值(激磁電流的值)實際上也不容易。尤其，設在下游的掃描電磁鐵會受到上游掃描電磁鐵的影響，因此必須在其指令值的生成下工夫。因此，本實施形態5是針對不容易求出用以達成目標軌道之指令值的課題加以詳細說明，並且更進一步針對解決該課題的手段加以說明。

根據實施形態1所說明的第4圖，針對為了達成目標軌道之不容易求出對於掃描電磁鐵之指令值的技術性課題加以說明。第4圖的左側表示有指令值輸入至各掃描電磁鐵(主要原因)。第4圖的右側表示結果射束會進行掃描(照射位置移動)，並且輸出唯一的照射位置(結果)。該物理現象整體來說可稱為4輸入4輸出的「映射」。

而且，由於是有主因而產生結果的思考方式，也就是有「因果律」的順序，因此特別稱為「正向映射」或「正映射」。然而，此處所謂的「指令值」是指以下所述者。用以使掃描電磁鐵驅動的控制量一般是電流。因此，此處所謂的指令值是控制量的目標值，一般而言是以電流的單位提供。

該物理現象除了第4圖之外，也可如第13圖來解釋。第4圖中，正映射的輸入及輸出是在如第14圖所示的表1中。如表1所示，從四個輸入可獲得四個輸出，因此成為4輸入4輸出的映射。又，輸出1及輸出2是僅由第一掃描電磁鐵所決定，也就是僅由輸入1及輸入2所決定，因此部分是2輸入2輸出。然而，以整體來看，可獲得4輸入4輸出。在此，根據式子(1)，OP₁ 、OP₂ 、P₁ P₂ 是只要知道三個向量中任兩個向量就可計算出剩下的一個向量。第4圖所示的正映射是以輸出作為OP₁ 、OP₂ 之兩個向量，但是亦可如第13圖將正映射的輸出視為OP₁ 、P₁ P₂ 兩個向量。第15圖所示的表2代表第13圖所示的映射之輸出入。

在此顯示出用來說明技術性課題的簡單例1。假設以某掃描量使射束進行掃描，並且在某照射位置照射射束。相對於此，可視為使用下游的掃描電磁鐵，使照射位置朝例如X方向移動+1cm。此時，依據上游掃描電磁鐵使射束在何處掃描，為了要達成之下游掃描電磁鐵的控制量並不相同。亦即，上游掃描電磁鐵不作用，而使位於原點的射束的照射位置朝X方向移動+1cm的指令值、與上游掃描電磁鐵作用並使例如在X方向位於10cm之位置的射束的照射位置再朝X方向移動+1cm(=11cm)的指令值並不相同。經驗上已知會產生如上述指令值之偏差的現象。

顯示用來說明技術性課題之其他的簡單例2。假設在下游掃描電磁鐵未作用的狀態下，使位於原點的射束的照射位置之X座標移動至2cm的位置所需之對於上游X方向掃描電磁鐵的控制量為2[A]。又，假設在上游掃描電磁鐵未作用的狀態下，使位於原點的射束的照射位置之X座標移動至2cm的位置所需之對於下游X方向掃描電磁鐵的控制量為2[A]。此時，在對上游X方向掃描電磁鐵提供2[A]之控制量，對下游X方向掃描電磁鐵提供2[A]之控制量的情況時，射束的照射位置之X座標並不一定會在4cm的位置。反而一般不會是4cm。經驗上已知會產生如上述射束照射位置之偏移的現象。

如上所述，物理現象之主要原因的控制量(電流)以及物理現象之結果的射束位置必須經常地使概念明確並且先加以區別。上述例1中，結果(射束位置)的加法法則係為在對應的主要原因(控制量)下並不成立的例子。例2中，主要原因(控制量)的加法法則係為在對應的結果(射束位置)下並不成立的例子。這是由於顯示出物理現象的正映射並非線形所產生。

要顯示生成嚴密之指令值的難度時必須也考慮以下這點。掃描電磁鐵是安裝成可使射束朝向與射束軸垂直的X方向及Y方向分別進行掃描。理想的情況是，射束位置的X座標成分最好可單純藉由X方向用的掃描電磁鐵來實現，射束位置的Y座標成分可單純藉由Y方向用的掃描電磁鐵來實現。然而，實際上，難以使射束照射位置的X座標成分及Y座標成分完全獨立來進行控制。例如，在利用Y方向用掃描電磁鐵掃描射束而使射束位置的Y座標成為3cm的狀態下，若繼續利用X方向用掃描電磁鐵掃描射束時，經驗上已知射束照射位置的軌跡並無法單純地與X軸平行，而Y座標會從3cm逐漸偏移。其原因之一應該是掃描電磁鐵的安裝誤差等，但是並不限於此。如上所述，將無法利用單一的掃描電磁鐵使射束位置之控制獨立成X座標成分及Y座標成分而單一進行的情況表示成「有X與Y的干擾項」、「有X與Y的交叉項」等。

X與Y的干擾項的問題在利用一組掃描電磁鐵掃描光物時已經發生。本發明之射束照射系統4是使用上游的第一掃描電磁鐵5及下游的第二掃描電磁鐵6至少兩組掃描電磁鐵。因此，X與Y的干擾項的問題在本發明中會變得更複雜。在思考掃描電磁鐵有兩組以上的情況之前，首先針對一組X方向及Y方向之掃描電磁鐵的情況加以敘述。

如上所述，發現以一組掃描電磁鐵時之X與Y的干擾項的問題作為課題。為了解決課題，在指令值變換部72中，使其具有從帶電粒子束的目標照射位置座標分別生成用以實現該照射的X方向掃描電磁鐵的X方向指令值及Y方向掃描電磁鐵的Y方向指令值之X方向及Y方向逆映射數式模式。而且，該X方向及Y方向逆映射數式模式也分別包含以兩變數表示帶電粒子束的照射位置平面之目標照射位置座標時的兩變數之任一個。

針對假定一組掃描電磁鐵的逆映射數式模式與假定兩組掃描電磁鐵的逆映射數式模式如何對應加以說明。如前所述，利用第一掃描電磁鐵5所產生的射束移動量OP₁ 係僅取決於第一掃描電磁鐵5。因此在第4圖及第13圖任一映射的想法中，OP₁ 部分也是2輸入2輸出。亦即，對於第一掃描電磁鐵5的指令值輸入至第一掃描電磁鐵5後輸出OP₁ 的部分，在利用兩組掃描電磁鐵的射束照射系統中，亦可視為與表示利用一組掃描電磁鐵的射束照射系統之物理現象的正映射同等。

另一方面，利用位於第一掃描電磁鐵5之下游的第二掃描電磁鐵6所產生的射束移動量P₁ P₂ (第13圖之映射的輸出)及最終的射束移動量OP₂ (第4圖之映射的輸出)係取決於第一掃描電磁鐵5及第二掃描電磁鐵6兩者。因此，輸出第二掃描電磁鐵6之射束移動量P₁ P₂ 的映射可說是局部性4輸入2輸出(第13圖、表2：輸入1、輸入2、輸入3、輸入4→輸出3、輸出4)。或是，輸出最後的射束移動量OP₂ 的映射可說是局部性4輸入2輸出(第4圖、表1：輸入1、輸入2、輸入3、輸入4→輸出3、輸出4)。此處所謂的部分可說是使用兩組掃描電磁鐵的射束照射系統特有的性質。整體而言，表示輸出OP₁ 及P₁ P₂ 、或是OP₁ 及OP₂ 的兩組掃描電磁鐵的射束照射系統之物理現象的正映射，整體可說是4輸入4輸出。

「正映射」的物理現象是只要決定了對於掃描電磁鐵的指令值，射束照射位置就只有唯一的結果，第4圖及第13圖是利用箭頭符號顯示出其順序。然而，實際上裝置之功能所必須者是先給予目標射束照射位置，並對其求出用以實現該目標射束照射位置的掃描電磁鐵的指令值。亦即，是與物理現象相反的方法。

在具有一組掃描電磁鐵的射束照射系統的情況也同樣需要相反的方法。為了達成與該物理現象相反的方法，係使指令值變換部72具備逆映射數式模式。逆映射數式模式例如可為如以下所示的多項式構造。

【數3】

【數4】

但是，各變數、係數等是如第16圖所示的表3所示。

此外，式子(3)及式子(4)雖是最高次數=2的多項式，但是最高次數要用到多少或是要採用何種項亦可依映射的非線形程度等來適當決定。本說明書的主旨並非將指令值變換部72所使用的逆映射限定於式子(3)或式子(4)者。

又，要使用式子(3)或式子(4)求出指令值的推測值，必須在事前求出未知參數(多項式的係數)。例如，可事先在沒有患者的狀態下進行試照射，並且從實測的資料利用最小平方法或加權最小平方法求出該未知參數。並且將這種作業稱為校準。

第17圖及第18圖是以方塊線圖來表示使用兩組掃描電磁鐵的射束照射系統的情況下，利用指令值變換部72達成與該物理現象相反之方法的「逆映射」。第17圖是對應於第4圖之正映射的逆映射的方塊線圖。而第18圖是對應於第13圖之正映射的逆映射的方塊線圖。本發明之粒子線照射裝置的指令值變換部72具備第17圖或第18圖所示的逆映射的數式模式。

如第17圖或第18圖所示，求出第二掃描電磁鐵6(下游的掃描電磁鐵)的指令值之推測值的逆映射2已知皆為4輸入2輸出。亦即，需要與式子(3)及式子(4)所示的2輸入2輸出不同的數式模式。因此，本發明之實施形態5是使用以下所示的數式模式。

對應於第17圖之逆映射的數式模式是如例如以下之式子(5)、式子(6)。

【數5】

【數6】

但是，各變數、係數等是如第19圖的表4所示。

對應於第18圖之逆映射的數式模式是如例如以下式子(7)、式子(8)。

【數7】

【數8】

但是，各變數、係數等是如第20圖的表5所示。

此外，式子(5)至(8)雖是表示最高次數=2的多項式，但是最高次數要用到多少或是要採用何種項亦可依映射的非線形程度等來適當決定。本說明的主旨並非將指令值變換部72所使用的逆映射限定於式子(5)至(8)者。

要使用式子(5)至(8)求出指令值的推測值時，也必須在事前求出未知參數(多項式的係數)。該未知參數只要事先在沒有患者的狀態進行試照射，並且從實測的資料利用最小平方法或加權最小平方法求出即可。此外，為了與該試照射作區別，進行患者之治療的照射稱為「正式照射」。求出未知參數的作業(包含試照射)稱為校準。

本實施形態5中，如上所述，協調控制用掃描控制部是具有假設將兩個掃描電磁鐵相連的照射系統之正映射的其逆映射模式，並且從校準時的試照射的實測資料求出逆映射模式的未知參數，因此可解決要求出掃描電磁鐵的指令值時因物理現象(正映射)之非線形性所產生的加法法所無法解決的問題，並解決X與Y之干擾項的問題。再者，只要在逆映射的數式模式採用多項式模式，利用加法及減法即已足夠，因此可發揮快速演算出指令值的推測值的特別效果。

實施形態6.

第21圖是本發明實施形態6的粒子線照射裝置之構成的方塊圖。第21圖中，與第1圖相同的符號表示相同或相當的部分或零件。本實施形態6中，使粒子線2朝X方向偏向而進行掃描的掃描電磁鐵係僅設有一個X方向掃描電磁鐵620。又，使粒子線2朝Y方向偏向而進行掃描的掃描電磁鐵僅設有一個Y方向掃描電磁鐵610。X方向掃描電磁鐵620的激磁線圈雖然只有一個，但是可利用第一X方向掃描電磁鐵電源535及第二X方向掃描電磁鐵電源635兩個電源來驅動該一個激磁線圈。同樣地，Y方向掃描電磁鐵610的激磁線圈雖然只有一個，但是可利用第一Y方向掃描電磁鐵電源536及第二Y方向掃描電磁鐵電源636兩個電源來驅動該一個激磁線圈。又，X方向掃描電磁鐵620與實施形態1之第二掃描電磁鐵6的X方向掃描電磁鐵62同樣具有可使粒子線2偏向至目標之最大幅度的能力。第二X方向掃描電磁鐵電源635是可輸出大電流，但是因為電壓低，而且X方向掃描電磁鐵620之激磁線圈的電感值大，因此成為無法使電流快速地變化的電源、也就是低電壓大電流電源。雖第一X方向掃描電磁鐵電源535可輸出的電流值小，但是可輸出高電壓，即使X方向掃描電磁鐵620之激磁線圈的電感值大，也可成為使電流快速變化的高電壓小電流電源。在X方向掃描電磁鐵620的激磁線圈是以來自第一X方向掃描電磁鐵電源535及第二X方向掃描電磁鐵電源635雙方之電源的電流重疊而流通的方式構成。

同樣地，Y方向掃描電磁鐵610的激磁線圈雖然只有一個，但是可利用第一Y方向掃描電磁鐵電源536及第二Y方向掃描電磁鐵電源636兩個電源來驅動該一個激磁線圈。又，Y方向掃描電磁鐵610與實施形態1之第二掃描電磁鐵6的Y方向掃描電磁鐵61同樣具有可使粒子線2偏向至目標之最大幅度的能力。第二Y方向掃描電磁鐵電源636雖可輸出大電流，但是由於為低電壓，而且Y方向掃描電磁鐵610之激磁線圈的電感值大，因此成為無法使電流快速變化的電源、也就是低電壓大電流電源。雖第一Y方向掃描電磁鐵電源536可輸出的電流值小，但是可輸出高電壓，即使Y方向掃描電磁鐵610之激磁線圈的電感值大，也可成為使電流快速變化的高電壓小電流電源。在Y方向掃描電磁鐵610的激磁線圈是以來自第一Y方向掃描電磁鐵電源536及第二Y方向掃描電磁鐵電源636雙方之電源的電流重疊而流通的方式構成。

本實施形態6的粒子線照射裝置是利用第一X方向掃描電磁鐵電源535及X方向掃描電磁鐵620來進行相當於實施形態1所說明的第一掃描電磁鐵電源53及第一掃描電磁鐵5之X方向掃描電磁鐵52的動作，並利用第二X方向掃描電磁鐵電源635及X方向掃描電磁鐵620來進行相當於實施形態1所說明的第二掃描電磁鐵電源63及第二掃描電磁鐵6之X方向掃描電磁鐵62的動作。同樣地，利用第一Y方向掃描電磁鐵電源536及Y方向掃描電磁鐵610來進行相當於實施形態1所說明的第一掃描電磁鐵電源53及第一掃描電磁鐵5之Y方向掃描電磁鐵51的動作，並利用第二Y方向掃描電磁鐵電源636及Y方向掃描電磁鐵610來進行相當於實施形態1所說明的第二掃描電磁鐵電源63及第二掃描電磁鐵6之X方向掃描電磁鐵61的動作。亦即，如實施形態1所說明，根據利用頻率分離部71從目標軌道之訊號分離後的高頻成分，在指令值變換部72中求出對於第一X方向掃描電磁鐵電源535及第一Y方向掃描電磁鐵電源536的指令值。同樣地，根據利用頻率分離部71從目標軌道之訊號分離後的低頻成分，在指令值變換部72中求出對於第二X方向掃描電磁鐵電源635及第二Y方向掃描電磁鐵電源636的指令值。

如以上所述，根據實施形態6的粒子線照射裝置，對於X方向及Y方向各為一個的掃描電磁鐵，可藉由僅使目標軌道之訊號頻率分離的單純構造來作成對於高速及低速之響應速度分別不同的兩個掃描電磁鐵電源的指令值，而可實現從低速到高速之自由度高的帶電粒子束之掃描。而且，只要將該粒子線照射裝置運用在粒子線治療裝置，便可依患者形成適當的目標軌道，且可實現顧及各組掃描電磁鐵之特性的掃描，因此可謀求掃描時間的縮短。

此外，亦可將與實施形態2之說明相同的技術思想適用在本實施形態6。亦即，亦可形成對於X方向及Y方向各為一個的掃描電磁鐵分別設有高速、中速及低速三個電源或是響應速度不同的四個以上之電源的構成。又，關於指令值之作成等，除了實施形態1之外，當然亦可將實施形態3、實施形態4及實施形態5適用在本實施形態6。

實施形態7.

第22圖是本發明實施形態7的粒子線照射裝置之構成的方塊圖。第22圖中，與第1圖及第21圖相同的符號表示相同或相當的部分、零件。本實施形態7中，使粒子線2朝X方向偏向而進行掃描的掃描電磁鐵係僅設有一個X方向掃描電磁鐵621。然而，X方向掃描電磁鐵621係在同一個鐵心捲繞有第一X方向激磁線圈625及第二X方向激磁線圈626兩個激磁線圈。在此，第二X方向激磁線圈626的線圈數比第一X方向激磁線圈625多，具有較大的電感，而第一X方向激磁線圈625的電感較小。第一X方向激磁線圈625係由響應速度快的第一X方向掃描電磁鐵電源535所驅動，第二X方向激磁線圈626係由響應速度比第一X方向掃描電磁鐵電源535慢的第二X方向掃描電磁鐵電源635所驅動。

第一X方向激磁線圈625由第一X方向掃描電磁鐵電源535所驅動，使X方向掃描電磁鐵621激磁，使粒子線2偏向而可掃描的範圍，係與可利用實施形態1之第一掃描電磁鐵5之X方向掃描電磁鐵52掃描的範圍相同。而且，第二X方向激磁線圈626由第二X方向掃描電磁鐵電源635所驅動，使X方向掃描電磁鐵621激磁，使粒子線2偏向而可掃描的範圍，係與可利用實施形態1之第二掃描電磁鐵6之X方向掃描電磁鐵62掃描的範圍相同。亦即，利用第二X方向掃描電磁鐵電源635驅動的第二X方向激磁線圈626，雖可使粒子線2大幅地偏向而進行掃描，但是無法快速的掃描。利用第一X方向掃描電磁鐵電源535驅動的第一X方向激磁線圈625，雖可快速的掃描粒子線2，但是無法大範圍地掃描。

同樣地，Y方向掃描電磁鐵611在同一個鐵心捲繞有第一Y方向激磁線圈615及第二Y方向激磁線圈616兩個激磁線圈。在此，第二Y方向激磁線圈616的線圈數比第一Y方向激磁線圈615多，具有較大的電感，而第一Y方向激磁線圈615的電感較小。第一Y方向激磁線圈615係由響應速度快的第一Y方向掃描電磁鐵電源536所驅動，第二Y方向激磁線圈616係由響應速度比第一Y方向掃描電磁鐵電源536慢的第二Y方向掃描電磁鐵電源636所驅動。

第一Y方向激磁線圈615由第一Y方向掃描電磁鐵電源536所驅動，使Y方向掃描電磁鐵611激磁，使粒子線2偏向而可掃描的範圍，係與可利用實施形態1之第一掃描電磁鐵5之Y方向掃描電磁鐵51掃描的範圍相同。又，第二Y方向激磁線圈616由第二Y方向掃描電磁鐵電源636所驅動，使Y方向掃描電磁鐵611激磁，使粒子線2偏向而可掃描的範圍，係與可利用實施形態1之第二掃描電磁鐵6之Y方向掃描電磁鐵61掃描的範圍相同。亦即，利用第二Y方向掃描電磁鐵電源636驅動的第二Y方向激磁線圈616，雖可使粒子線2大幅地偏向而進行掃描，但是無法快速的掃描。利用第一Y方向掃描電磁鐵電源536驅動的第一Y方向激磁線圈615雖可快速的掃描粒子線2，但是無法大範圍地掃描。

本實施形態7的粒子線照射裝置是利用第一X方向掃描電磁鐵電源535及X方向掃描電磁鐵621的第一X方向激磁線圈625來進行相當於實施形態1所說明的第一掃描電磁鐵電源53及第一描電磁鐵5之X方向掃描電磁鐵52的動作，並利用第二X方向掃描電磁鐵電源635及X方向掃描電磁鐵621的第二X方向激磁線圈626來進行相當於實施形態1所說明的第二掃描電磁鐵電源63及第二掃描電磁鐵6之X方向掃描電磁鐵62的動作。同樣地，利用第一Y方向掃描電磁鐵電源536及Y方向掃描電磁鐵611的第一Y方向激磁線圈615來進行相當於實施形態1所說明的第一掃描電磁鐵電源53及第一掃描電磁鐵5之Y方向掃描電磁鐵51的動作，並利用第二Y方向掃描電磁鐵電源636及Y方向掃描電磁鐵611的第二Y方向激磁線圈616來進行相當於實施形態1所說明的第二掃描電磁鐵電源63及第二掃描電磁鐵6之Y方向掃描電磁鐵61的動作。亦即，如實施形態1所說明，根據利用頻率分離部71從目標軌道之訊號分離後的高頻成分，在指令值變換部72中求出對於第一X方向掃描電磁鐵電源535及第一Y方向掃描電磁鐵電源536的指令值。同樣地，根據利用頻率分離部71從目標軌道之訊號分離後的低頻成分，在指令值變換部72中求出對於第二X方向掃描電磁鐵電源635及第二Y方向掃描電磁鐵電源636的指令值。

如以上所述，根據實施形態7的粒子線照射裝置，對於X方向及Y方向各為一個的掃描電磁鐵，可分別捲繞電感較小及電感較大的兩個激磁線圈，並藉由僅使目標軌道之訊號頻率分離的單純構造來作成對於各個掃描電磁鐵電源的指令值，而可實現從低速到高速之自由度高的帶電粒子束之掃描。而且，只要將該粒子線照射裝置運用在粒子線治療裝置，便可依患者形成適當的目標軌道，且可實現顧及各掃描電磁鐵電源及各激磁線圈之特性的掃描，因此可謀求掃描時間的縮短。

此外，亦可將與實施形態2之說明相同的技術思想運用在本實施形態7。亦即，亦可形成對於X方向及Y方向各為一個的掃描電磁鐵分別設有小電感、大電感以及這些中間之電感的三個激磁線圈，或是電感不同的四個以上之激磁線圈的構成。又，關於指令值之作成等，除了實施形態1之外，當然亦可將實施形態3、實施形態4及實施形態5運用在本實施形態7。

1．．．加速器

2．．．帶電粒子束

3．．．射束輸送系統

4．．．射束照射系統

5．．．第一掃描電磁鐵

6．．．第二掃描電磁鐵

7．．．協調控制用掃描控制部

8、80．．．治療計畫裝置

9．．．粒子線治療裝置控制器

20．．．射束軸

21．．．掃描的帶電粒子束

22．．．照射對象

23．．．整個射束照射系統的掃描區域

24．．．第一掃描電磁鐵的掃描區域(預設值)

30．．．攝影機

31．．．影像處理裝置

32．．．X線管

33．．．平面偵測器

34．．．X線控制裝置

51、61、610、611．．．Y方向掃描電磁鐵

52、62、620、621．．．X方向掃描電磁鐵

53．．．第一掃描電磁鐵電源

63．．．第二掃描電磁鐵電源

71．．．頻率分離部

72．．．指令值變換部

73．．．低通濾波器

74．．．高通濾波器

75．．．帶通濾波器

81．．．治療計畫部

535．．．第一X方向掃描電磁鐵電源

536．．．第一Y方向掃描電磁鐵電源

615．．．第一Y方向激磁線圈

616．．．第二Y方向激磁線圈

625．．．第一X方向激磁線圈

626．．．第二X方向激磁線圈

635．．．第一X方向掃描電磁鐵電源

636．．．第一Y方向掃描電磁鐵電源

O．．．等角點

第1圖是顯示包含本發明實施形態1的粒子線照射裝置的粒子線治療裝置之概略構成的方塊圖。

第2圖(a)至(c)是顯示利用本發明實施形態1的粒子線照射裝置使帶電粒子束進行掃描之狀況的概略圖。

第3圖(A)及(B)是用來說明利用一組X方向及Y方向的掃描電磁鐵使帶電粒子束進行掃描之狀況的示意圖。

第4圖是用來說明掃描電磁鐵之指令值與帶電粒子束之移動量的關係的方塊線圖。

第5圖是本發明實施形態1的粒子線照射裝置之頻率分離部的方塊圖。

第6圖是本發明實施形態1的粒子線照射裝置之其他頻率分離部的方塊圖。

第7圖是本發明實施形態1的粒子線照射裝置之指令值變換部的方塊圖。

第8圖是本發明實施形態1的粒子線照射裝置之其他指令值變換部的方塊圖。

第9圖是本發明實施形態2的粒子線照射裝置之頻率分離部的方塊圖。

第10圖是本發明實施形態3的粒子線照射裝置之概略構成的方塊圖。

第11圖是本發明實施形態4的粒子線照射裝置之概略構成的方塊圖。

第12圖是顯示本發明實施形態4的其他粒子線照射裝置之概略構成的方塊圖。

第13圖是用來說明掃描電磁鐵之指令值與帶電粒子束之移動量的關係，並且與第4圖不同的方塊線圖。

第14圖是第4圖之輸入及輸出的例示圖表。

第15圖是第13圖之輸入及輸出的例示圖表。

第16圖是式子(3)及式子(4)之各變數、係數等的圖表。

第17圖是本發明實施形態5的粒子線照射裝置之指令值變換部之一例的方塊圖。

第18圖是本發明實施形態5的粒子線照射裝置之指令值變換部之其他例的方塊圖。

第19圖是式子(5)及式子(6)之各變數、係數等的圖表。

第20圖是式子(7)及式子(8)之各變數、係數等的圖表。

第21圖是包含本發明實施形態6的粒子線照射裝置的粒子線治療裝置之概略構成的方塊圖。

第22圖是包含本發明實施形態7的粒子線照射裝置的粒子線治療裝置之概略構成的方塊圖。