粒子射線治療裝置及粒子射線治療裝置的調整方法

專利名稱：粒子射線治療裝置及粒子射線治療裝置的調整方法
技術領域：
本發明涉及以治療癌等為目的來照射質子射線、重離子射線的粒子射線治療裝置及粒子射線治療裝置的調整方法，特別涉及應用點掃描、光柵掃描等掃描式照射的粒子射線治療裝置。
背景技術：
若從體外照射X射線、Y射線，則在身體的表面附近劑量最大，之后，隨著深度變深而逐漸減小。因此，若想對位于深處的癌病灶照射足夠的劑量，則會對位于比癌病灶要淺的正常細胞造成較大的損傷。另外，在粒子射線照射中，存在被稱為布喇格峰值的現象，該布喇格峰值現象是指由照射能量決定進入人體內的深度、在該深度前后急劇地放出能量后停止的現象。因此，若利用該現象來適當地調節粒子射線的能量，則能夠抑制對位于從體表到癌病灶為止的路徑上的正常細胞的影響，能夠僅殺傷腫瘤細胞。因而，由于能夠使粒子射線集中照射到癌病灶，因此，可以將其期待作為一種對患者的負擔較少且對高齡者也較為有利的治療方法。另一方面，在粒子射線照射中，由于需要如加速器那樣大規模的射線源，因此，不能像X射線源那樣射線源(beam-source)本身容易移動，因而，為了以適當的角度來照射至患部，而提出有各種提案。例如，在治療位于腦或眼球中的腫瘤的情況下，一般是患者坐在椅子型的患者保持裝置中，利用水平照射室來水平照射帶電粒子束。提出有一種用于放射線治療的椅子型患者保持裝置，設計該椅子型患者保持裝置，使得將帶電粒子束照射到被稱為等中心的照射目標位置，且患部的定位是通過一邊觀看X射線攝影圖像一邊移動椅子型的患者保持裝置來實現的(例如，參照專利文獻1)。另外，還提出有在椅子型患者保持裝置中包括能將患部移動到旋轉中心的調節裝置(例如，參照專利文獻2)。另外，在粒子射線照射中，即使如上所述具有布喇格峰值，但是從體外進行照射的帶電粒子束還是會對身體表面側造成一定程度的影響。因此，在粒子射線治療裝置中，為了避免照射到重要的正常組織，要求能夠根據患部來適當地設定照射角度。另外，提出有以下方案即，從多個方向向癌病灶進行照射的多門照射，并已知有能夠減小對正常組織進行照射的效果。然而，在使用現有的椅子型患者保持裝置的水平照射方法中，在改變照射角度時， 需要在患者乘坐后對每個椅子型患者保持裝置改變姿勢，因此，存在會對患者產生負擔的問題。例如，在椅子型患者保持裝置向前方或橫向傾倒時，特別會對高齡的患者帶來較大的負擔。因此，為了實現高自由度的照射角度，眾所周知還有不使用固定端口照射 (fix-port-irradiation)、而使用被稱為旋轉機架的旋轉照射型的粒子射線治療裝置與床型患者保持裝置(bed-type patient holding apparatus)相組合的方法。然而，在該方法中，裝置變得十分大型化，會產生需要最初成本(導入費用)、運轉成本、及為了進行設置而占用較大的空間等問題。此外，在使用旋轉機架的粒子射線治療裝置中，常使用質子射線，但在使用碳離子等重離子作為帶電粒子的情況下，由于使射束軌道彎曲的曲率半徑變大， 需要使巨大的電磁鐵旋轉，因此，難以實現裝置化。另外，盡管能使用旋轉機架進行多門照射，但為了在改變照射角度時同時旋轉驅動旋轉機架和照射裝置，存在技師必須進入照射室來確認照射裝置和患者不會發生碰撞之后才能改變照射角度的問題。因此，為了不使用旋轉機架也能使照射角度具有自由度，提出有以下射束照射裝置，該射束照射裝置使照射噴頭、掃掠電磁鐵相對于由偏轉電磁鐵規定的多條射束軌道的每條射束軌道進行移動(例如，參照專利文獻3、4)。此處，若對粒子射線治療裝置的照射系統進行說明，大致需要以下兩種功能。一種是用于將帶電粒子束以所希望的角度向著所希望的位置進行照射的功能，另一種是用于對選擇性地照射腫瘤等照射對象用的照射形狀進行整形的功能。而且，根據用于對照射形狀進行整形的功能的實現方式，粒子射線治療裝置大致可分為兩類。一種是使用由擺動電磁鐵(wobbler magnet)、散射體、射程調節器、患者準直器、患者團塊(patient bolus)等構成的照射噴頭來同時進行照射的廣域照射型，另一種是使用掃掠電磁鐵等對較小的照射區域進行掃描、來階梯式地對照射區域進行照射的掃掠照射型。無論是哪一種情況，由于粒子射線從照射噴頭或掃掠電磁鐵向著照射對象以沿著發散方向不斷變寬的方式前進，因此，若照射噴頭或掃掠電磁鐵與照射對象之間的距離較近，則發散角變大，即使照射到同一照射對象，但與發散角較小的情況相比，帶電粒子通過體表的面積要小，因此，體表的照射密度變大，對正常組織的體表的損傷增大。現有技術文獻專利文獻專利文獻1日本國專利特開2007-899 號公報(第0012段，圖1)專利文獻2日本國專利特開平5-111540號公報(第0018段，圖3)專利文獻3日本國專利特開2002-113118號公報(第0013段，圖1)專利文獻4日本國專利特表2003-528659號公報(第0055段，圖6)

發明內容
如上所述，在使照射噴頭、掃掠電磁鐵按照由偏轉電磁鐵規定的射束軌道移動的情況下，將照射噴頭、掃掠電磁鐵設置在偏轉電磁鐵的下游。因此，不得不減小從照射噴頭或掃掠電磁鐵到照射對象的距離。因而，由于粒子射線的發散角增大，因此存在體表的照射密度增大、照射到正常組織的照射量增大的問題。而且，為了移動很重的照射噴頭或掃掠電磁鐵，而存在裝置變復雜的問題。本發明是為了解決上述問題而完成的，其目的在于獲得一種照射自由度較高、能夠減小照射到正常組織的照射量的粒子射線治療裝置。本發明的粒子射線治療裝置包括掃描電磁鐵，該掃描電磁鐵對所提供的帶電粒子束進行掃描，使其整形為基于治療計劃的三維的照射形狀；以及偏轉電磁鐵，該偏轉電磁鐵切換上述帶電粒子束的軌道，以使得由上述掃描電磁鐵進行了掃描后的帶電粒子束經過從上述掃描電磁鐵到等中心之間設定的多條射束軌道中的、所選擇的一條射束軌道，而到達上述等中心。另外，本發明的粒子射線治療裝置的調整方法包括設定射束軌道、并設置射束測量部的步驟，該射束測量部根據所設定的射束軌道來測量帶電粒子束的實際照射位置坐標；讀入步驟，該讀入步驟讀入互不相同的多個照射控制值；測量步驟，該測量步驟根據所讀入的照射控制值來實際照射帶電粒子束，并測量上述等中心部中的上述帶電粒子束的實際照射位置坐標；以及設定步驟，該設定步驟基于所測量出的實際照射位置坐標的多個測量結果和上述多個照射控制值的組合，來設定上述逆映射數學式模型的未知參數。另外，本發明的粒子射線治療裝置還包括逆映射計算部，該逆映射計算部執行以下步驟讀入步驟，該讀入步驟讀入互不相同的多個照射控制值；測量步驟，該測量步驟對根據讀入的照射控制值進行實際照射的帶電粒子束在上述等中心部中的實際照射位置坐標進行測量；以及設定步驟，該設定步驟基于測量出的實際照射位置坐標的多個測量結果和上述多個照射控制值的組合，來設定上述逆映射數學式模型的未知參數。本發明的粒子射線治療裝置由于將掃掠電磁鐵設置在切換射束軌道的偏轉電磁鐵的上游側，因此，能夠延長帶電粒子束的發散距離，從而能夠獲得照射自由度高、能夠減少對正常組織的照射量的粒子射線治療裝置。另外，利用本發明的粒子射線治療裝置的調整方法，由于讀入對于每個射束軌道的照射控制值的數據列來實際照射帶電粒子束，基于等中心部的帶電粒子束的實際照射位置坐標的數據列和照射控制值的數據列的組合來設定從照射位置坐標到控制值的逆映射模型的未知參數，因此，能夠獲得無論選擇哪條軌道都能進行正確照射的粒子射線治療裝置。


圖1是表示本發明的實施方式1中的粒子射線治療裝置的結構圖。圖2是表示本發明的實施方式1中的粒子射線治療裝置的功能的框圖。圖3是表示本發明的實施方式2中的粒子射線治療裝置的結構圖。圖4是表示本發明的實施方式2中的粒子射線治療裝置的功能的框圖。圖5是表示本發明的實施方式2中的粒子射線治療裝置的調整方法的流程圖。圖6是表示本發明的實施方式2的變形例中的粒子射線治療裝置的調整方法的流程圖。圖7是表示本發明的實施方式3中的粒子射線治療裝置的結構圖。圖8是表示本發明的實施方式3中的粒子射線治療裝置的功能的框圖。圖9是表示本發明的實施方式3的變形例中的粒子射線治療裝置的結構圖。
圖10是表示本發明的實施方式4中的粒子射線治療裝置的結構圖。圖11是表示本發明的實施方式5中的粒子射線治療裝置的結構圖。圖12是表示本發明的實施方式5的變形例中的粒子射線治療裝置的結構圖。附圖標記1射束輸送管道2掃掠電磁鐵(掃描電磁鐵)2a X方向掃掠電磁鐵2b Y方向掃掠電磁鐵3射束射出窗
6
4射束切換偏轉電磁鐵(第一偏轉電磁鐵)5偏轉電磁鐵(第二偏轉電磁鐵)5a偏轉電磁鐵(射束軌道7a用)5b偏轉電磁鐵(射束軌道7b用)15v偏轉電磁鐵(移動式)6椅子型患者保持裝置7 射束軌道:7a, 7va, 7b, 7vb, 7c, 7vc8照射控制部9照射計劃指示部10射束測量部IOaUOb射束剖面監控器IOc水模體20、30射束輸送管道C等中心函數fi1逆映射數學式模型Ia、Ib、Eb 控制值(Ia、Ib、Eb)照射控制值(χ,γ,ζ)照射位置坐標
具體實施例方式實施方式1.下面，說明本發明的粒子射線治療裝置的實施方式1。圖1、圖2用于說明本發明的實施方式1的粒子射線治療裝置，圖1是表示粒子射線治療裝置的整體結構的圖，圖2是表示粒子射線治療裝置的功能的框圖。如圖1所示，粒子射線治療裝置包括射束輸送管道1，該射束輸送管道1用于輸送加速后的帶電粒子束Be。而不使其發生擴散；掃掠電磁鐵 2 (加、2b)，該掃掠電磁鐵2以夾著射束輸送管道1的方式配置在射束輸送管道1的外側，使輸送的帶電粒子束Be。進行掃描；射束射出窗3，該射束射出窗3用于射出掃描后的帶電粒子束Be。；偏轉電磁鐵4，該偏轉電磁鐵4配置在掃掠電磁鐵2的下游，用于將從射束射出窗 3射出的帶電粒子束Bee切換到之后的多條射束軌道(7a、7b、7c)；偏轉電磁鐵5 (fe、5b (7c 中不需要))，該偏轉電磁鐵5用于使帶電粒子束禮。偏轉，以在多條射束軌道(7a、7b、7c)中照射到最終照射目標位置的等中心C ；以及椅子型患者保持裝置6，該椅子型患者保持裝置 6用于保持患者K在座位上。而且，粒子射線治療裝置還包括照射控制部8，該照射控制部8用于根據照射計劃指示部9所指示的照射方法，來控制未圖示的上流側的帶電粒子束提供部的動作，以調整上述掃掠電磁鐵2(h、2b)、偏轉電磁鐵4、偏轉電磁鐵5(fe、5b)的動作、及帶電粒子束Bec 的動能。接下來，參照圖2說明各部分的控制。在本實施方式1中，照射計劃指示部9是獨立于粒子射線治療裝置的裝置，包括治療計劃裝置9a，該治療計劃裝置9a針對患部生成適當的治療計劃；以及服務器％，該服務器9b保持各種數據，根據生成的治療計劃，輸出具體的照射角度、照射形狀的等數據。而且，在本實施方式1的粒子射線治療裝置的照射控制部8中，根據基于從照射計劃指示部9輸出的照射角度(射束軌道)、照射形狀等而生成的目標照射坐標(x，y，z)的點序列數據等數據，以綜合控制部8a為中心來進行照射控制。為了實現對等中心C中形成所指定的照射形狀的坐標(X，y，ζ)進行照射，照射控制部8的控制值生成部8b從目標照射坐標(x，y，z)根據照射角度(射束軌道7a、7b、7c)來選擇用于計算掃描電磁鐵加、213及帶電粒子束Bee的能量(帶電粒子的動能)的控制值(Ia，Ib, Eb) 的函數fjx，y，ζ)。而且，控制值生成部8b使用根據射束軌道(7a、7b、7c)所選擇的函數 (函數也可以是查找表)，從目標照射坐標(x，y，z)計算出控制值(Ia, Ib，&)，將計算出的控制值(Ia，Ib，&)輸出到綜合控制部8a，最后控制掃掠電磁鐵2( , 2b)和加速器。此處，目標照射坐標(X，1，ζ)是由與照射對象即等中心C附近的射束軌道中心軸垂直的平面內的坐標軸x，y、和照射深度方向上的坐標軸ζ構成的坐標系中的坐標。另外，控制值包括對用于實現照射形狀的掃掠電磁鐵2( ，2b)進行控制的控制值(Ia，Ib)、及對決定帶電粒子束Be。的能量的加速器進行控制的控制值(Eb)，特別在下文中將三維的控制值(Ia，Ib，&) 稱為照射控制值。而且，為了設定射束軌道(7a、7b、7c)，綜合控制部8a向射束切換控制部8c輸出對于偏轉電磁鐵4、fe、5b的控制指示信號。另外，由控制值生成部8b生成的照射控制值(Ia， Ib, Eb)被分別輸出到掃描電磁鐵h、2b、及帶電粒子束提供部即加速器。作為補充，對于掃描電磁鐵 、2b的控制值，具體而言，是在考慮了電流值、磁滯的基礎上進行了校正計算而獲得的電流值或設定磁場強度等，對于加速器的控制值，具體而言，是帶電粒子的目標動能寸。此外，盡管未圖示，但是椅子型患者保持裝置6能夠以通過等中心C的旋轉軸為中心進行旋轉，也能夠由綜合控制部8a控制其旋轉角度、高度等位置、及姿勢。接下來，對動作進行說明。由未圖示的加速器進行了加速的帶電粒子束I。經由未圖示的輸送系統而被引導至射束輸送管道1。被引導至射束輸送管道1的帶電粒子束禮。利用掃掠電磁鐵2進行掃描(掃描(例如，利用加進行X方向的掃描，利用2b進行y方向的掃描))控制，對上述掃描電磁鐵2輸入控制值(Ia，Ib)，為了實現選擇性地且以所希望的劑量來照射腫瘤等照射對象的照射形狀。進行了掃描控制后的帶電粒子束Be。從射束射出窗 3射出，此處被弓I導向射束軌道切換用的偏轉電磁鐵4。利用偏轉電磁鐵4使被弓I導至偏轉電磁鐵4的帶電粒子束&。根據所設定的軌道發生偏轉。此處，在軌道7a的情況下，向圖中的上方偏轉，在軌道7b的情況下，向圖中的下方偏轉，在軌道7c的情況下，不發生偏轉而變成直線前進。在軌道7a的情況下，偏轉電磁鐵fe工作，使帶電粒子束Be。向下方發生偏轉， 從上方向等中心C進行照射。在軌道7b的情況下，偏轉電磁鐵恥工作，使帶電粒子束Bee 向上方發生偏轉，從下方向等中心C進行照射。在軌道7c的情況下，從水平方向向等中心 C照射帶電粒子束Be。。S卩，由于將掃描電磁鐵2a、2b配置在規定射束軌道的偏轉電磁鐵4、5ajb的上游側，上述掃掠電磁鐵h、2b用于將帶電粒子束&。整形為三維的照射形狀，因此即使最短，帶電粒子束禮。也會在從射束射出窗3到等中心C之間這較長的距離間發散。例如，在等中心 C的照射區域的大小為10cm、從射束射出窗3到等中心C之間的距離為5m的情況下，發散角成為2. 3度，在從射束射出窗3到等中心C之間的距離為IOm的情況下，發散角成為1. 1度。另外，如專利文獻3、4所示，在將掃掠單元配置在偏轉電磁鐵的下游的情況下，由于若想延長從開始發散的位置到等中心C位置之間的距離，則裝置會變成大型化，因此，實際上難以使上述從開始發散的位置到等中心C位置之間的距離變長。因此，在例如上述距離成為Im的情況下，發散角擴大至11度，在距離拉近至50cm的情況下，發散角擴大至23度。 在這種情況下，例如在將粒子射線照射到距離體表為IOcm深度的患部時，關于這時的體表部分的照射密度比(體表的照射密度/患部的照射密度)，如本實施方式那樣在距離為IOm 或5m的情況下，都分別為1. 0，但是在該距離為Im的情況下，該照射密度比增大至1. 2，該距離為50cm的情況下，該照射密度比增大至1. 6，對正常組織的損傷變大。另外，在本實施方式1的粒子射線治療裝置中，由于無需增大利用掃掠電磁鐵2a、 2b使射束彎曲的角度，因此，能夠減小掃掠電磁鐵的大小，也能夠降低功耗。如上所述，根據本實施方式1的粒子射線治療裝置，由于包括掃描(掃掠)電磁鐵h、2b，該掃描電磁鐵2a、2b對所提供的帶電粒子束Bee進行掃描，使得將其整形為基于治療計劃的三維的照射形狀；以及偏轉電磁鐵4、fe、5b，該偏轉電磁鐵4、5ajb切換帶電粒子束Be。的軌道，使得利用掃描電磁鐵2a、2b進行了掃描后的帶電粒子束Be。經過在掃描電磁鐵h、2b到等中心C之間設定的多條射束軌道7a、7b、7c中的被選擇的一條射束軌道后到達等中心C，因此，帶電粒子束I。從遠離照射對象即等中心的位置就開始發散，從而能夠抑制發散角。因此，照射自由度增加，能夠防止體表的照射密度增大，能夠降低對正常組織的照射量。S卩，通過在以往配置在最下游側的掃掠電磁鐵2的下游側配置偏轉電磁鐵4、5，從而能夠不使用大型的旋轉機架，就能夠獲得照射角度的自由度較高的、緊湊型的粒子射線治療裝置。由于照射角度的自由度較高，因此不需要改變患者的姿勢(也可以進行改變，但與現有的固定端口的水平照射相比，無需進行較大的改變)，能夠獲得對于高齡的患者的負擔也較少的粒子射線治療裝置。另外，無需使用大型的旋轉機架，或也無需移動掃掠電磁鐵，就能夠獲得照射自由度較高的緊湊型的粒子射線治療裝置。特別是包括照射控制部8，該照射控制部8使用根據所選擇的射束軌道7a、7b、7c 而設定的函數來轉換形成三維的照射形狀的照射位置坐標(X，1，Z)，轉換后獲得照射控制值(Ia, Ib, Eb)，使用該轉換后的照射控制值(Ia, Ib, Eb)來控制掃描電磁鐵h、2b及帶電粒子束Be。的能量。實施方式2中將詳細敘述生成控制值的具體方法，但即使是在具有形成照射形狀的功能的掃描電磁鐵不是位于最下游的復雜系統中，在射束軌道有多條的情況下，也能夠生成用于實現對目標照射坐標進行高精度的照射的控制值。由此，由于無論選擇哪條軌道都能進行正確的照射，因此，能夠保持高照射精度，并能夠具有照射系統設備在配置上的自由度。而且，由于用于切換位于掃描電磁鐵2的下游的射束軌道的偏轉電磁鐵包括第一偏轉電磁鐵即射束切換電磁鐵4，該射束切換電磁鐵4使得從掃描電磁鐵2輸出的進行了掃描后的帶電粒子束I。根據所選擇的軌道(7a，7b，7c)進行偏轉；以及第二偏轉電磁鐵即偏轉電磁鐵fe，5b(對軌道7c無需配置，但是基本上稱為對每條軌道都進行設置)，該偏轉電磁鐵5a，5b位于射束切換電磁鐵4的下游，對多條射束軌道的每條軌道進行設置，使得由射束切換電磁鐵4進行了偏轉的帶電粒子束Be。向著等中心C發生偏轉，因此，在切換射束
9軌道時無需移動位置，就能容易地切換照射角度。另外，根據上述實施方式，無需根據多條射束軌道來準備多個掃掠電磁鐵2，或者不需使其能夠移動。而且，由于不具備如使用旋轉機架方式那樣的在改變照射角度時在患者的附近進行驅動的照射部，因此，能夠獲得一種每次改變照射角度時無需技師進入照射室內、而遠程進行多門照射的粒子射線治療裝置。此外，在本實施方式1的粒子射線治療裝置中，舉例示出了 作為偏轉電磁鐵5是在紙面的上下方向配置兩個偏轉電磁鐵fe、5b，且偏轉電磁鐵4僅改變紙面的上下方向的軌道，但是本發明并不限于此。例如，可以改變紙面的上下方向的軌道的數量，也可以將電磁鐵如、恥配置在以軌道7c為中心的圓周方向的任何位置。在這種情況下，也可以根據所設定的射束軌道，使射束切換偏轉電磁鐵4以軌道7c為中心進行適當地旋轉。另外，在本實施方式1中，未特別明確示出函數的導出方法，但是可以根據偏轉電磁鐵4、5的性質來對每條射束軌道進行仿真，從而進行設定。另外，也可以如后述的實施方式2那樣，使用基于實測值所生成的逆映射數學式模型(inverse-map mathematical expression model)。實施方式2·下面，說明本發明的實施方式2的粒子射線治療裝置及粒子射線治療裝置的調整方法。圖3 圖5用于說明本發明的實施方式2的粒子射線治療裝置及粒子射線治療裝置的調整方法，圖3是表示粒子射線治療裝置的整體結構的圖，圖4是表示粒子射線治療裝置的功能的框圖，圖5是表示粒子射線治療裝置的調整方法的流程圖。在實施方式2的粒子射線治療裝置中，對以下情況進行了詳細記載即，作為用于根據射束軌道、基于形成照射形狀的目標照射坐標(x，y，z)的點序列數據來計算三維的照射控制值(Ia，Ib, Eb)的函數， 而使用基于實測值的逆映射數學式模型fT ；以及用于設定逆映射數學式模型的未知參數的功能，其他部分與實施方式1相同。另外，在圖3中，省略了在說明粒子射線治療裝置的調整中未使用的患者K和椅子型患者保持裝置6。在本實施方式2中，包括射束測量部10(射束剖面監控器10a、10b及水模體 IOc)，該射束測量部10用于測量等中心C的附近的粒子射線束Bee的照射位置(與射束軌道的中心垂直的平面內的坐標(X，y)、及與射束軌道平行的深度Ζ)；以及逆映射計算部12， 該逆映射計算部12基于照射控制值和實測值來對每條軌道的逆映射數學式模型ff1設定未知參數。射束測量部10是對每條射束軌道都進行設置的，在圖3中僅示出了測量射束軌道 7a的照射形狀的情況。設置射束測量部10，使得連接10a、10b、IOc的各中心的線(射束測量部10的ζ軸)基本上與射束軌道的中心一致，配置水模體，使得能夠包含等中心C并能夠覆蓋整個照射范圍，射束剖面監控器IOa和IOb配置在射束軌道上的水模體IOc的上流側、且其沿著射束軌道方向的深度(ζ方向)不同的位置，對與射束軌道方向相垂直的平面內的射束的位置(將紙面中與ζ方向相垂直的方向設為X，將與紙面垂直的方向設為y)進行測量。此外，在圖3、4中示出了以下情況即，配置逆映射計算部12，使其獨立于照射控制部8及照射計劃指示部9，將由逆映射計算部12計算出的逆映射數學式模型ff1的未知參數保存在數據服務器9b中，在進行實際治療時，控制值生成部8b將保存在數據服務器9b中的逆映射數學式模型Γ1的未知參數調出進行使用。然而，也可將逆映射計算部12內置于照射控制部8及照射計劃指示部9內，只要能獲得或使用逆映射數學式模型ff1的未知參數，則保存地點和數據的傳送方法等可以是任何方式。而且，由于利用逆映射數學式模型 ff1來將照射形狀(x，y，z)轉換為照射控制值(Ia、Ib、&)的情況與實施方式1的使用函數 f的情況相同，因此，此處僅對獲取逆映射數學式模型fT的未知參數進行說明。將X方向掃掠電磁鐵加的控制值設為Ia，將Y方向掃掠電磁鐵2b的控制值設為 Ib，將與帶電粒子束的能量相關的控制值設為&，將進行照射的帶電粒子束的照射位置設為 (x，y，z)。若不改變帶電粒子束禮。對掃掠電磁鐵加的入射點，則由于如果決定了(Ia，Ib， K)，也就唯一決定了(x，y，z)，因此，能夠將該物理現象考慮為從(Ia，Ib，K)向(x，y，z)進行映射。若用于對照射形狀進行整形的功能(例如掃掠電磁鐵)位于最下游(離開等中心 C最近)，則能夠直觀地理解該映射，且獲得簡單的映射。因此，一直以來將用于對照射形狀進行整形的功能配置在最下游。然而，在本發明的粒子射線治療裝置中，由于為了抑制發散角，使得用于對照射形狀進行整形的掃掠電磁鐵和等中心C之間的距離變長，或使偏轉電磁鐵位于其之間，因此，在實施方式1中，是例如利用仿真等來求出函數f\作為映射。另一方面，在本發明的實施方式2中，如圖3、4所示，是基于實測值來求出逆映射數學式模型ff1 的未知參數，上述逆映射數學式模型fT基于形成所希望的照射形狀的目標照射坐標(X， 1，ζ)的點序列數據而生成假設的照射控制值(Iae，Ibe, Ebe)。接下來，說明具體的校準方法(粒子射線治療裝置的調整方法)。此外，在本實施方式2中，使用圖5的流程圖說明作為逆映射計算部12進行用于獲得逆映射數學式模型 fi1的未知參數的主控制的一個例子。在使逆映射計算部12起動來開始校準(步驟ST10)時，設定射束軌道，并設置射束測量部10，該射束測量部根據所設定的射束軌道來測量帶電粒子束的實際照射位置(步驟ST20)。射束測量部10的設置可以是手動的，也可以通過設置未圖示的裝置，以根據逆映射計算部12的指令來進行設定，上述未圖示的裝置能夠以等中心C為中心進行旋轉，根據所設定的射束軌道使中心軸(通過各射束剖面監控器10a、射束剖面監控器10b、水模體 IOc的中心的直線)與射束軌道的中心一致。接著，從數據服務器9讀入校準所需的互不相同的多個照射控制值(Ia，Ib, Eb)的組合(數據列(式1))(步驟S100)，沿著讀入的數據列，依次(i = 0 η)進行實際照射 (步驟S110)并測量實際照射位置坐標(步驟S120)。具體而言，例如，按照數據編號(i) 的順序，綜合控制部8a向掃描控制部8d發送照射控制值，掃描控制部8d根據照射控制值 (Iai，Ibi，Ebi)(在第i個的情況)來控制掃描電磁鐵2a、％及帶電粒子束的能量，進行實際的試照射。式 權利要求
1.一種粒子射線治療裝置，包括掃描電磁鐵，該掃描電磁鐵對所提供的帶電粒子束進行掃描，使其整形為基于治療計劃的三維的照射形狀；以及偏轉電磁鐵，該偏轉電磁鐵切換所述帶電粒子束的軌道，以使得由所述掃描電磁鐵進行了掃描后的帶電粒子束經過從所述掃描電磁鐵到等中心之間設定的多條射束軌道中的、 所選擇的一條射束軌道，而到達所述等中心。
2.如權利要求1所述的粒子射線治療裝置，其特征在于，包括照射控制部，該照射控制部使用根據所述選擇的射束軌道而設定的函數來轉換形成所述三維的照射形狀的照射位置坐標，使用轉換后得到的控制值來控制所述掃描電磁鐵及所述帶電粒子束的能量。
3.如權利要求2所述的粒子射線治療裝置，其特征在于， 作為根據所述射束軌道而設定的函數，使用從基于照射控制值和實際照射位置坐標的測量值而獲得的照射位置坐標轉換為照射控制值的逆映射數學式模型，所述照射控制值包括對于所述掃描電磁鐵的二維的控制值及所述帶電粒子束的能量的控制值，所述實際照射位置坐標的測量值是使用所述照射控制值進行控制的所述帶電粒子束在所述等中心部中的實際照射位置坐標的測量值。
4.如權利要求1至3的任一項所述的粒子射線治療裝置，其特征在于， 所述偏轉電磁鐵包括第一偏轉電磁鐵，該第一偏轉電磁鐵設置于所述掃描電磁鐵的下游，使得由所述掃描電磁鐵進行了掃描后的帶電粒子束根據所述選擇的軌道發生偏轉；以及第二偏轉電磁鐵，該第二偏轉電磁鐵位于所述第一偏轉電磁鐵的下游，對所述多條射束軌道的每條射束軌道進行設置，使得由所述第一偏轉電磁鐵進行了偏轉后的帶電粒子束向著所述等中心發生偏轉。
5.如權利要求1至3的任一項所述的粒子射線治療裝置，其特征在于， 所述偏轉電磁鐵包括第一偏轉電磁鐵，該第一偏轉電磁鐵設置于所述掃描電磁鐵的下游，使得由所述掃描電磁鐵進行了掃描后的帶電粒子束根據所述選擇的軌道發生偏轉；第三偏轉電磁鐵，該第三偏轉電磁鐵位于所述第一偏轉電磁鐵的下游，根據所選擇的射束軌道進行移動，使得由所述第一偏轉電磁鐵進行了偏轉后的帶電粒子束向著所述等中心發生偏轉。
6.如權利要求4所述的粒子射線治療裝置，其特征在于，從所述第一偏轉電磁鐵到所述等中心設置有與所述多條射束軌道相對應的輸送管道。
7.如權利要求5所述的粒子射線治療裝置，其特征在于，從所述第一偏轉電磁鐵到所述等中心設置有與所述選擇的射束軌道相對應地進行移動或移動變形的輸送管道。
8.一種粒子射線治療裝置的調整方法，是權利要求3所述的粒子射線治療裝置的調整方法，其特征在于，包括 設定射束軌道、并設置射束測量部的步驟，該射束測量部根據所設定的射束軌道來測量所述實際照射位置坐標；讀入步驟，該讀入步驟讀入互不相同的多個照射控制值；測量步驟，該測量步驟根據所讀入的照射控制值來實際照射帶電粒子束，并測量所述等中心部中的所述帶電粒子束的實際照射位置坐標；以及設定步驟，該設定步驟基于所測量出的實際照射位置坐標的多個測量結果和所述多個照射控制值的組合，來設定所述逆映射數學式模型的未知參數。
9.如權利要求3所述的粒子射線治療裝置，其特征在于，包括逆映射計算部，該逆映射計算部執行以下步驟讀入步驟，該讀入步驟讀入互不相同的多個照射控制值；測量步驟，該測量步驟對根據讀入的照射控制值進行實際照射的帶電粒子束在所述等中心部中的實際照射位置坐標進行測量；以及設定步驟，該設定步驟基于所測量出的實際照射位置坐標的多個測量結果和所述多個照射控制值的組合，來設定所述逆映射數學式模型的未知參數。
全文摘要
本發明的目的在于獲得一種照射自由度較高、能夠減小照射到正常組織的照射量的粒子射線治療裝置。包括掃描電磁鐵(2)，該掃描電磁鐵(2)對所提供的帶電粒子束Bec進行掃描輸出，使其整形為基于治療計劃的三維的照射形狀；以及偏轉電磁鐵(4、5)，該偏轉電磁鐵(4、5)切換所述帶電粒子束Bec的軌道，以使得由掃描電磁鐵(2)進行了掃描后輸出的帶電粒子束Bec經過從掃描電磁鐵(2)到等中心C之間設定的多條軌道(7a、7b、7c)中的、所選擇的一條軌道，而到達等中心C。
文檔編號A61N5/10GK102292122SQ20098015548
公開日2011年12月21日 申請日期2009年6月9日 優先權日2009年6月9日
發明者原田久, 巖田高明 申請人:三菱電機株式會社