JP2008200091A - 放射線治療装置 - Google Patents

Abstract

【課題】照射ヘッドへマイクロ波を伝送する導波管の損失を可及的に少なくした放射線治療装置を提供する。
【解決手段】患部ａに対して放射線Ｘを照射する照射ヘッド５と、照射ヘッド５に対してマイクロ波を供給するクライストロン６と、照射ヘッド５とクライストロン６との間に接続され、マイクロ波を導くための導波管７３，７５，７６とを備え、照射ヘッド５は、走行軸Ｓ２回り及び旋回軸Ｓ１回りに旋回可能とされた放射線治療装置１００において、導波管７は、走行軸Ｓ２回りに回動を許容するロータリジョイント７９を備え、クライストロン６は、照射ヘッド５と同期して旋回軸Ｓ１回りに旋回可能とされていることを特徴とする。
【選択図】図２

Description

本発明は、高周波源を備えた放射線治療装置に関するものである。

腫瘍等の患部に対してＸ線等の放射線を照射して治療する医療装置として、定位放射線治療装置が知られている。このような定位放射線治療装置は、同一の患部に対して多方向から放射線を多数回照射するものである。多方向から放射線を照射するためには、患者の周囲の複数位置に移動させて位置決め可能とされ、前記放射線を出射可能な照射ヘッドを備える必要がある。

Ｘ線を放射する照射ヘッドには、一般に、電子を供給する電子銃と、電子銃からの電子を加速する加速器と、加速器からの電子が衝突してＸ線を放射するターゲットとが設けられている。そして、電子を加速する加速器には、加速用の投入エネルギとして高周波を供給する必要がある。この高周波を発生させる装置としては、マグネトロン、クライストロン、多極管等が知られている。
マグネトロンは、数ｋｇ程度と比較的軽量であるため照射ヘッド近傍に設置することが可能であり、装置全体がコンパクトに構成できる点で有利とされている。しかし、マグネトロンは自励発振のため出力、位相、周波数等(以下「出力等」という。)が不安定であるという欠点を有する。これに対して、クライストロン、多極管等(以下、単にクライストロンのみを表記)は、出力等の安定性に優れている。このため、クライストロンを使用することは、治療用放射線の線量、性状が安定することから、高精度治療を実現するために好適とされている。しかし、クライストロンは、そのトランス部も含めると百ｋｇ超といった重量物である。マグネトロンと同様に照射ヘッドの近傍に設置した場合、クライストロンの自重により照射ヘッドを支持する構造物に変形を生じる。これは、クライストロンを照射ヘッドの近傍に設置した場合には任意位置・方向からの位置決めを高精度で行うことが困難となることを意味する。このため、照射ヘッドとは離して別に床等に設置することが必要になる。
クライストロンを照射ヘッドと離して設置する構成を採用する場合、任意位置・方向からの治療用放射線の照射を行うためには、当該照射ヘッドの移動に追随可能な高周波の導波管を形成させる必要がある。

このような定位放射線治療装置として、例えば、特許文献１に記載されたものが知られている。同文献に記載の放射線治療装置は、２軸回り、例えば水平軸線及び鉛直軸線の回り、に回動可能とされた照射ヘッドが設けられている。この照射ヘッドとクライストロンとの間には導波管が設けられており、この導波管には、水平軸線回りの回動を許容する３つのロータリＲＦカプラ（ロータリジョイント）と、鉛直軸線回りの回動を許容する１つのロータリＲＦカプラとが設けられている。これらの導波管及びロータリＲＦカプラを設けることにより、任意位置・角度からの治療用放射線の照射が可能となる。

特開２００６−２１０４６号公報（図１）

しかし、ロータリＲＦカプラは、固定導波管に比して伝送効率が悪く且つ高価である。また可動部を有するため定期的に保守・交換を要する。したがって、ロータリＲＦカプラの数は少ない方が好ましい。
また、クライストロンは伝送損失、ノイズ発生を低減するために、通常クライストロン用パルス電源と一体に構成される。当該パルス電源部からは、運転時に騒音(磁歪音等)が発生する。本騒音は運転中は連続的に発生し、比較的音量が大きく且つ高音である。このため、クライストロン部(クライストロン及びクライストロン用パルス電源)を患者の近傍に設置した場合、患者の心理に悪影響を及ぼすおそれがある。
また、クライストロンは、電子管構造を有するため運転時に制動Ｘ線が発生する。本対策として、通常はクライストロン部の周囲には鉛板敷設などの遮蔽部が設置されている。しかし、通常はクライストロン部は運転者など人体から隔離した遮蔽室内に設置することを前提としている。このため、一般的な遮蔽対策だけでは、クライストロン部を患者近傍の床などに設置した場合には、人体(特に患者)へ悪影響を及ぼすおそれがある。本遮蔽対策を頑強に行うことは、クライストロン部が高価になるとともに定期的な保守・交換に時間を要することとなる。

本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、照射ヘッドへ高周波を伝送する導波管の損失を可及的に少なくした放射線治療装置を提供することを目的とする。
また、本発明は、安全性に優れ人体の負担が少ない放射線治療装置を提供することを目的とする。

上記課題を解決するために、本発明の放射線治療装置は以下の手段を採用する。
すなわち、本発明の放射線治療装置は、患部に対して放射線を照射する照射ヘッドと、当該照射ヘッドに対して高周波を供給する高周波源と、前記照射ヘッドと前記高周波源との間に接続され、高周波を導くための導波管とを備え、前記照射ヘッドは、水平軸線回り及び鉛直軸線回りに回動可能とされた放射線治療装置において、前記導波管は、前記水平軸線回りに回動を許容する自由導波管を備え、前記高周波源は、前記照射ヘッドと同期して前記鉛直軸線回りに回動可能とされていることを特徴とする。

水平軸線回りの回動を許容する自由導波管が導波管に設けられているので、照射ヘッドが水平軸線回りに回動しても自由導波管を介して当該照射ヘッドに高周波を導くことができる。ここで自由導波管としては回動をコンパクトに実現できる点でロータリジョイントが例示される。ロータリジョイントは蛇腹構造により屈曲及び伸縮が可能とされたフレキシブル導波管にも置換可能である。但し、フレキシブル導波管で軸周りの回動を実現するにはフレキシブル導波管部分を十分長くする必要があるため大型化すること及び回動可能角度に制限を受けるため、自由導波管としてはロータリジョイントを用いることが望ましい。なお、以降は、自由導波管としてロータリジョイントを用いる場合について説明する。
一方、鉛直軸線回りの回動に対しては、高周波源が照射ヘッドと同期して鉛直軸線回りに回動可能とされているので、固定導波管のみで本回動に追従可能である。即ち、従来のように鉛直軸線回りの回動を許容するためのロータリジョイントを設ける必要がない。したがって、鉛直軸線回りの回動を許容するためのロータリジョイントが不要となるため、高周波の伝送損失を低減することができる。更には、前記ロータリジョイントの削減により、低コストで装置を構成できると共に、保守・交換頻度及びその費用も低減できる。
なお、放射線を照射する照射ヘッドとしては、例えばＸ線を放射する照射ヘッドが挙げられる。このような照射ヘッドは、電子を供給する電子銃と、電子銃からの電子を加速する加速器と、加速された電子が衝突してＸ線を放出するターゲットとを備えている。
電子を加速するために加速器に供給される高周波としては、マイクロ波が例示される。また高周波源としてはクライストロンや多極管が例示される。クライストロンや多極管は、伝送損失、ノイズ発生を低減するために、通常駆動用パルス電源と一体に構成されることが多く、この場合には本一体構成物自身を高周波源、クライストロン等と呼称することもある。一般に周波数が高いほど照射ヘッドが小型化可能であるため高精度位置決めが容易になることから、Ｘバンド、Ｃバンドなどの周波数領域であることが望ましい。しかし、本発明はＶＨＦ波など他の高周波を使用する場合にも同様に成立する。
また、照射ヘッドは、患部への照射精度および自由度を向上させるために、独立して２軸の首振り動作（パン及び／又はチルト）が可能とされていることが好ましい。

さらに、本発明の放射線治療装置は、前記照射ヘッドと同期して前記鉛直軸線回りに回動可能とされた回動台を備え、前記高周波源は、前記回動台に取り付けられていることを特徴とする。

回動台を設け、この回動台に高周波源を取り付けることとしたので、クライストロンのような重量物である高周波源を確実に設置することができる。
なお、回動台としては、円板形状に限定されるものではなく、高周波源を支持することができる構成であれば良く、例えば骨組み構造とされた枠体であっても良い。

さらに、本発明の放射線治療装置は、前記回動台には、前記鉛直軸線を挟んだ前記高周波源の反対側の位置に、電源が取り付けられていることを特徴とする。

重量物である電源を、鉛直軸線を挟んだ高周波源の反対側の位置に取り付けることとしたので、高周波源のみを設置した場合に比べて回動台での重量配分の不均一性を緩和できる。これにより、回動運動が円滑になるとともに、回動台を支持する軸部への負担が軽減される。
なお、電源としては、高周波源用パルス電源を駆動するための高周波源駆動用電源、照射ヘッドの電子銃部から電子を出射し且つ加速するための電子銃用電源が挙げられる。

さらに、本発明の放射線治療装置では、前記高周波源に対して全体を包囲するようにカバーを設置し、当該カバーの内側には多孔質材によってラギング処理が施されていることを特徴とする。
上記発明により、高周波源から放射される制動放射線がカバー材により減衰・遮蔽する。また、高周波源から発生する騒音がラギング処理部及びカバー材で減衰する。このため高周波源の近傍に患者がいる場合に、患者に生じる心的影響を緩和可能となる。

さらに、本発明の放射線治療装置では、前記高周波源は、床下に設置されていることを特徴とする。
ここで床とは患者、技師などが本放射線治療装置にアクセスするために使用する歩行用の床を意味する。
高周波源が床下、即ち患者、技師等と隔絶された場所に設置されているので、高周波源及び導波管に患者、技師等が直接接触することを回避できる。このため、当該接触に基づく患者、技師等の転倒、衝突に係る事故を回避し得ると共に装置 (特に導波管) の健全性を担保できる。同時に比較的大型な構造物である高周波源が患者の視野外にあることで患者への圧迫感を排除することができる。また、高周波源が床下に設置されているので、高周波源から放射される制動放射線を遮蔽することができる。更にまた、高周波源が床下に設置されているので、高周波源から発生する騒音を遮蔽することができる。

さらに、本発明の放射線治療装置は、前記水平軸線を中心軸線とするように立設されたガイド用リング体と、該ガイド用リング体の円周方向に沿って回動する略円環形状の回動リング体とを備え、前記ガイド用リング体の下部には、該ガイド用リング体を前記鉛直軸線回りに回動可能とする旋回駆動装置が設けられ、前記ガイド用リング体は、前記旋回駆動装置によって一カ所で支持されて回動され、前記照射ヘッドは、前記回動リング体に固定されていることを特徴とする。

回動リング体はガイド用リング体の円周方向に沿って回動することにより、水平軸線回りに回動することができる。この回動リング体に照射ヘッドが固定されているので、照射ヘッドも水平軸線回りに回動させられることになる。
また、ガイド用リング体は、旋回駆動装置によって鉛直軸線回りに回動するようになっているので、回動リング体を介してガイド用リング体に支持されている照射ヘッドは、鉛直軸線回りに回動可能とされる。
また、ガイド用リング体は、旋回駆動装置によって一カ所で支持されているので、複数カ所で支持する場合のように他の支持部における設置誤差及び各支持部を固定する建屋施工精度（例えば床面の平面度）の影響を受けることなく、任意旋回角度に対して照射ヘッドの床面からの距離及びアイソセンタへの指向性を精度よく保持することができる。
また、水平軸周り及び鉛直軸周りに回動リング体及びガイド用リング体を回動させるための旋回駆動装置及び走行体駆動部も床下部に設置可能であるため、患者、技師等が本駆動機構に接触することで生じる巻き込まれ事故などを回避することにも繋がると共に、前記床部間という空間を有効に使用することで装置全体をコンパクト化できる。

本発明の放射線治療装置によれば、以下の効果を奏する。
鉛直軸線回りの回動を許容するための自由導波管を割愛することができるため、高周波波の伝送損失を低減できると共に、自由導波管に対する保守頻度及び部品点数の低減による低コスト化を実現できる。
また、安定運転及び高精度な照射位置決めが可能な放射線治療装置を実現できる。
また、高周波源及び導波管に対する患者、技師等の直接接触を回避できるため、人体及び装置の健全性を確保可能である。
また、高周波源部から放射されるＸ線及び騒音を患者、技師等に対して遮蔽することができるため、安全性に優れ人体の負担が少ない放射線治療装置が実現できる。

以下に、本発明にかかる実施形態について、図面を参照して説明する。
図１及び図２は、本発明の一実施形態に係る放射線治療装置１００が示されている。
図１には放射線治療装置１００の正面図、図２には放射線治療装置１００の側面図が示されている。
放射線治療装置１００は、患者Ａの同一の患部ａ（図２参照）に対して多方向から放射線Ｘを照射する定位放射線治療装置である。この放射線治療装置１００は、中心軸線が水平となるように立設された略円環形状のＯリング（ガイド用リング体）２１（図２参照）と、このＯリング２１の円周方向に沿って走行（回動）する走行ガントリ（回動リング体）３と、この走行ガントリに設けられた治療用放射線を出射する照射へッド５と備えている。

Ｏリング２１は、その下方に固定されたＯリング支持軸体２２を介して、旋回駆動装置２０に設置されている。本旋回駆動機構は、当該Ｏリング支持軸体２２を、当該Ｏリング支持軸体２２の中心軸周りに走行可能とする部位を具備している。本部位としてはベアリングなどが例示される。すなわち、Ｏリング２１は、下方の一カ所にて旋回駆動装置２０によって支持されている。複数箇所での支持には、当該支持箇所は例えば天井部と床部にベアリングを介した設置や、床部に対して滑動可能な多点の支持部で支持する方法が挙げられる。この場合、各支持部の設置精度及び各支持部を固定する建屋施工精度（例えば床面の平面度）の影響により、任意旋回状態で安定した位置精度を確保することが困難である。しかし、本支持を一カ所で行うことで、旋回時における走行ガントリ上の設置物とアイソセンタの位置関係を旋回角度に依存することなく高精度で保持可能となる。旋回駆動装置２０は、Ｏリング２１を旋回軸（鉛直軸線）Ｓ１軸まわりに旋回駆動する。図１及び図２に示されているように、旋回台（回動台）２の旋回軸Ｓ１軸まわりの回転角は角度θ１で表記される。

旋回駆動装置２０は、患者、技師等が歩行する歩行床ＦＬ１よりも下方に位置する設置床ＦＬ０上に設置されている。本構造としては、例えば図１に示すように、歩行床ＦＬ１に対して設置床ＦＬ０が掘り込まれた掘り込み構造が例示される。これは歩行床ＦＬ１を設置床ＦＬ０よりも高い位置に設ける構造よりも、患者、技師等の放射線治療装置１００へのアクセスが容易になる点で好ましい。この旋回駆動装置２０の上方には、Ｏリング支持軸体２２に固定されるとともに、旋回駆動装置２０によって旋回させられる旋回台２が設けられている。したがって、旋回台２は、Ｏリング２１とともに旋回させられるようになっている。図１に示すように、旋回台２は、歩行床ＦＬ１よりも下方に位置している。

旋回台２上には、照射ヘッド５へマイクロ波（高周波）を供給するクライストロン（高周波源）６と、旋回軸Ｓ１を挟んだクライストロン６の反対側に位置された電源類８（クライストロン駆動用電源、電子銃用電源）が設けられている。したがって、クライストロン６と電源類８とは、旋回軸Ｓ１に関してバランスがとれた位置に設けられている。これにより、旋回台２上における重量分布を改善することができるため、旋回軸Ｓ１回りの旋回運動が円滑になるとともに、旋回台２を支持するＯリング支持軸体２２及び当該Ｏリング支持軸体２２等を旋回させる旋回駆動装置２０への負担が軽減される。
なお、クライストロン本体は伝送損失、ノイズ発生を低減するために、通常クライストロン用パルス電源と一体に構成されるため、ここでは当該一体構成物を便宜上クライストロンと呼称する。

図１に示すように、クライストロン６及び電源類８は、歩行床ＦＬ１よりも下方に位置している。そして、これらクライストロン６及び電源類８の上方には、設置床ＦＬ０上の空間を歩行床ＦＬ１の高さで蓋をするように、旋回床ＦＬ２が設けられている。この旋回床ＦＬ２は、Ｏリング２１とともに旋回する。したがって、クライストロン６は、旋回床ＦＬ２によって床下に収納されることになる。
なお、クライストロン６は定期的に増幅部などの保守・交換が必要になる。前述のようにクライストロン６は重量物であるため、旋回床ＦＬ２には、クライストロン６に対応する位置に、保守用の図示しない蓋を設けることが望ましい。本対応で、保守・交換時には本蓋を外して、本蓋用の開口部から、クレーン等の手段によりクライストロンを旋回床ＦＬ２よりも上方に吊り上げて、作業が容易な歩行床ＦＬ１上に移動させることが可能となる。即ち、本蓋部を設けることで、クライストロンの定期的な保守を容易に行うことが可能となる。このクライストロン電源はパルス運転を行うため、運転時に騒音（磁歪音等）が発生する。またクライストロン６は電子管構造を有するためマイクロ波を増幅する過程で制動放射線を発生する。しかし、上述のように、クライストロン６が患者、技師等と隔絶した床下に設置されているので、患者、技師等に対してクライストロン６から放射される制動放射線及び騒音を遮蔽されることとなる。また、このクライストロン６には、全体を包囲するようにカバーを設置しており、当該カバーの内側にはグラスウール、ロックウール等の多孔質材でラギング処理が施されている。この結果、本多孔質材及びカバー材によりクライストロンから発生する騒音に対する防音効果が発揮される。なお、防音効果を確実に期すために、ラギング処理はクライストロン電源部に直接接触しないように配置されることが有効である。また、ラギング処理に加えて、防振ゴム等の制振材を介在させることで更に防音特性は高まる。カバーの材質としては、防音効果があり且つＸ線の漏洩を防ぐ材料が用いられ、例えば、鋼板、鋼板の間に鉛を挟み込んだもの等が好ましい。

旋回駆動装置２０を動作させることにより、Ｏリング２１は、旋回台２やクライストロン６と一体的に旋回軸Ｓ１回りに旋回する。ここで、Ｏリング２１の中心軸線としての走行軸（水平軸線）Ｓ２は、図２に示すように、水平方向に延在しており、アイソセンタＣにおいて旋回軸Ｓ１と直交している。

走行ガントリ３は、Ｏリング２１に沿って走行軸Ｓ２まわりに走行できるようにＯリング２１に取り付けられている。走行ガントリ３は、図示しない走行体駆動部によって、走行軸Ｓ２回りに走行する。図２に示すように、走行ガントリ３のＯリング２１に対する走行軸Ｓ２まわりの回転角が角度θ２で表される。

図１に示すように、走行ガントリ３には、照射へッド支持部３１を介して、放射線Ｘを照射する照射へッド５が固定されている。図２に示すように、照射ヘッド支持部３１には、走行ガントリ３に対して走行軸Ｓ２に平行な軸としての中間体揺動軸Ｓ３が固定されている。図３に示すように、中間体４及び照射へッド５は、中間体揺動軸Ｓ３方向に間隔を設けて対向する１組の板状部分である照射へッド支持部３１の間に配置されている。

図３及び図４に示すように、照射へッド支持部３１は、中間体４を中間体揺動軸Ｓ３軸まわりに揺動可能なように支持している。中間体駆動部４０（図２参照）は、中間体４を中間体揺動軸Ｓ３まわりに揺動駆動する。照射へッド支持部３１に対する中間体４の揺動角が角度θ３で表される。そして、中間体４は、照射へッド５を照射へッド揺動軸Ｓ４軸まわりに揺動可能なように支持している。
照射へッド５は、照射ヘッド駆動部５０（図１参照）によって、照射へッド揺動軸Ｓ４軸まわりに揺動させられる。中間体４に対する照射へッド５の揺動角が角度θ４で表される。

ここで、中間体揺動軸Ｓ３と、照射へッド揺動軸Ｓ４と、照射へッド５が放射線Ｘを照射する放射線照射軸Ｓ５とは、互いに直交している。中間体揺動軸Ｓ３まわりの揺動と、照射へッド揺動軸Ｓ４まわりの揺動により、照射へッド５の首振り動作が実現される。これにより、患部ａへの照射精度および照射自由度が向上することになる。

図１及び図２に示すように、患者Ａを横臥させるためのカウチ９は、設置床ＦＬ０について定義されたＸ、Ｙ及びＺ方向に移動可能なＸＹＺステージとなっている。カウチ９をＸ、Ｙ及びＺ方向に移動して患部ａの位置を後述するアイソセンタＣに合わせることが可能である。
ここで、Ｘ方向及びＹ方向は、水平方向を向いており、互いに直交している。Ｚ方向は、鉛直上方向を向いており、Ｘ方向及びＹ方向と直交している。

図６に示すように、照射へッド５は、電子銃５１と、加速器５２と、放射線変換ターゲット５３と、透過型線量計５４と、コリメータ５５を備えている。
電子銃５１は、電子銃制御部２０１によって制御される。電子銃制御部２０１が、所望のフィラメント電力、グリッド電圧及び加速電圧を電子銃５１に印加することで、電子銃５１から複数の電子ｅ１が射出される。

線形加速器のような加速器５２は、電子ｅ１を加速して高エネルギの電子ｅ２とする。加速器５２には、クライストロン６からのマイクロ波エネルギが入力される。クライストロン６は、クライストロン制御部３０１によって制御される。
クライストロン制御部３０１は、所望のマイクロ波ＭＷ１をクライストロン６が発生するように直流電圧ＤＣＶ及びRadio - Frequency 電力（以下「ＲＦ電力」という。）ＲＥＰをクライストロン６に対して出力する。クライストロン６は、ＲＦ電力ＲＥＰが示す周波数のマイクロ波ＭＷ１のパルスを発生する。マイクロ波ＭＷ１は、導波管７によって伝送される途中で電力が低下し、マイクロ波ＭＷ２として加速器５２に入力される。主にこの低下は後述するロータリジョイントで生じる。加速器５２は、マイクロ波ＭＷ２として供給された加速エネルギを用いて電子ｅ１を加速する。このようにして、加速器５２が電子ｅ１を加速するためのエネルギは、高周波マイクロ波の形でクライストロン６から導波管７を介して供給される。

加速器５２にて高エネルギとされた電子ｅ２は、高原子番号材（タングステン、タングステン合金、タンタル等）のような材料から構成される放射線変換ターゲット５３に入射する。この際、放射線変換ターゲット５３からは、制動放射線Ｘ1 が射出する。
透過型線量計５４は、放射線Ｘ１の照射線量率を検出して検出照射線量率ＲＳを出力する。
コリメータ５５は、放射線Ｘ１を成形して放射線Ｘとし、放射線Ｘを放射線照射軸Ｓ５に沿って射出する。

図１、図２及び図３に示すように、導波管７は、クライストロン６と照射へッド５との間に設けられており、クライストロン６にて発生したマイクロ波を照射ヘッド５へと導く。
導波管７は、照射ヘッド５からクライストロン６へ向かって、第１導波管７１、第２導波管７２、第３導波管７３、第４導波管７４、第５導波管７５、及び第６導波管７６が順に接続されている。
第１導波管７１は、図３に示すように、一端が照射へッド５に固定されている。
第３導波管７３は、導波管支持体７０３によって中間体４に固定されている。
第５導波管７５は、導波管支持体７０５によって照射へッド支持部３１に固定されている。この第５導波管７５の途中には、図１に示すように、サーキュレータ８２が設けられている。
第６導波管７６は、図１及び図２に示すように、一端がクライストロン６に固定されている。第６導波管７６には、サーキュレータ８１が設けられている。
なお、サーキュレータ８１は、クライストロン６をマイクロ波反射電力から保護する為に設けられており、反射波電力の影響が小さい条件では、省略する事が可能である。

第１導波管７１、第３導波管７３、第５導波管７５、及び第６導波管７６は、矩形断面を有し、金属材料で構成されている。したがって、これら導波管７１，７３，７５，７６は、伸縮または屈曲のような変形をしない剛体とされている。

導波管７は、第５導波管７５と第６導波管７６とを直列に接続するロータリジョイント７９を有している。ロータリジョイント７９は、図１及び図２に示すように、走行軸Ｓ２上に設けられている。ロータリジョイント７９は、図５に示すように、走行軸Ｓ２まわりに相対的に回転する第１筒部分７９ａと、第２筒部分７９ｂとを有している。第１筒部分７９ａには、第６導波管７６のクライストロン６側とは反対の端部が接続されている。第２筒部分７９ｂには、第５導波管７５の端部が接続されている。ロータリジョイント７９は、第６導波管７６から入力された縦モードのマイクロ波ＭＷを円形又は同軸モードのマイクロ波に変換し、縦モードのマイクロ波ＭＷに再変換して第５導波管７５に出力する。

このようにロータリジョイント７９を設けているので、走行ガントリ３が旋回台２に対して走行軸Ｓ２まわりに角度θ２だけ走行しても、第５導波管７５及び第２筒部分７９ｂは、第６導波管７６及び第１筒部分７９ａに対して角度θ２だけ走行することができる。したがって、導波管７は、走行ガントリ３がＯリング２１に対して走行してもマイクロ波を伝送することができる。

導波管７は、図３に示すように、第３導波管７３と第５導波管７５とを直列に接続する第４導波管７４と、第１導波管７１と第３導波管７３とを直列に接続する第２導波管７２とを有している。第２導波管７２及び第４導波管７４は、蛇腹構造により屈曲及び伸縮が可能とされたフレキシブル導波管となっている。
したがって、中間体４が走行ガントリ３に対して中間体揺動軸Ｓ３回りに揺動した場合であってもマイクロ波を伝送することが可能である。また、照射へッド５が中間体４に対して照射へッド揺動軸Ｓ４まわりに揺動した場合であってもマイクロ波を伝送することが可能である。つまり、導波管７は、照射へッド５の首振り動作に対応してマイクロ波を伝送することが可能となっている。中間体４の中間体揺動軸Ｓ３まわりの揺動と、照射へッド５の照射へッド揺動軸Ｓ４まわりの揺動は、揺動角が数度程度に過ぎないので、フレキシブル導波管が好適に用いられる。

上記構成の放射線治療装置１００は、以下のように使用される。
先ず、患者Ａをカウチ９上に横臥させ、Ｏリング２１の中央に設けられた開口へと導くようにカウチ９を移動させる。
そして、患者Ａの患部ａがアイソセンタＣに位置するように、カウチ９の位置を制御する。必要に応じて、放射線Ｘが患部を通過するように、中間体揺動軸Ｓ３及び照射ヘッド揺動軸Ｓ４回りに照射ヘッド５を揺動させる。即ち、患部に放射線Ｘを照射するために角度θ１、θ２、θ３及びθ４が調整される。
走行ガントリ３は、治療計画によって決定される照射角度に照射ヘッド５が位置するように走行軸Ｓ２回りに走行された後に位置決めされる。この状態で、照射ヘッド５から放射線Ｘが患部に向けて照射される。肺等のように患部が照射時に変位する場合には、照射ヘッド５がその変位に追随するように、中間体揺動軸Ｓ３及び照射ヘッド揺動軸Ｓ４回りに照射ヘッド５が動的に駆動される。
所定の線量が照射されると、放射線Ｘの照射を停止した後、走行ガントリ３を走行させ、治療計画によって決定される次の照射角度に照射ヘッド５が位置するように位置決めされる。そして、上記と同様に放射線Ｘが患部に向けて照射される。
また、必要に応じて、旋回駆動装置２０を動作させてＯリング２１を旋回軸Ｓ１回りに旋回させることにより、所望の角度から放射線Ｘを照射する。このとき、クライストロン３は、旋回台２上に設置されているので、走行ガントリ３に取り付けられた照射ヘッド５と同期して旋回することになる。

本実施形態によれば、以下の作用効果を奏することができる。
走行軸Ｓ２回りの走行を許容するロータリジョイント７９が導波管７に設けられているので、照射ヘッド５が走行軸Ｓ２回りに走行してもロータリジョイント７９を介してマイクロ波を導くことができる。また、ロータリジョイント７９を走行軸Ｓ２上に設けることとしたので、１つのロータリジョイントのみで走行軸Ｓ２回りの走行を許容することができる。
一方、旋回軸Ｓ１回りの旋回に対しては、クライストロン６が旋回台２上に設けられているため照射ヘッド５と同期して旋回軸Ｓ１回りに旋回可能とされているので、旋回軸Ｓ１回りの旋回を許容するためのロータリジョイントを設ける必要がない。したがって、旋回軸Ｓ１回りの旋回を許容するロータリジョイントが不要となるため、高周波の伝送損失を低減することができる。更には、前記ロータリジョイントの削除により、低コストで装置を構成できると共に、保守・交換頻度及びその費用も低減できる。
また、重量物である電源類８を、鉛直軸Ｓ１線を挟んだクライストロン６の反対側の位置に取り付けることとしたので、クライストロン６のみを設置した場合に比べて旋回台２での重量配分の不均一性を緩和できる。これにより、旋回運動が円滑になるとともに、旋回台を支持するＯリング支持軸体２２への負担が軽減される。
また、クライストロン６には、全体を包囲するようにカバーを設け、そしてその内側にはラギング処理が施されているため、クライストロンから発生する騒音に対する防音効果及びＸ線に対する遮蔽効果が得られる。
また、クライストロン６が床下、即ち患者、技師等と隔絶された場所に設置されているので、クライストロンから発生する騒音に対する防音効果及びＸ線に対する遮蔽効果が得られる。更に、クライストロン６及び導波管７に患者、技師等が直接接触することを回避できる。このため、当該接触に基づく患者、技師等の転倒、衝突に係る事故を回避し得ると共にクライストロン６及び導波管７、特に導波管７の健全性を担保できる。同時に比較的大型な構造物であるクライストロン６が患者の視野外にあることで患者への圧迫感を排除することができる。
また水平軸周り及び鉛直軸周りに回動リング体及びガイド用リング体を回動させるための旋回駆動装置及び走行体駆動部も床下部に設置可能であるため、患者、技師等が本駆動機構に接触することで生じる巻き込まれ事故などを回避することにも繋がると共に、前記床部間という空間を有効に使用することで装置全体をコンパクト化できる。

本発明の一実施形態にかかる放射線治療装置を示した正面図である。 図１の放射線治療装置の側面図である。 照射ヘッドの取付け状態を示した斜視図である。 中間体が設けられた照射ヘッドを示した斜視図である。 ロータリジョイントを示した斜視図である。 照射ヘッドおよびその制御部を示したブロック図である。

符号の説明

２ 旋回台（回動台）
３ 走行ガントリ（回動リング体）
５ 照射ヘッド
６ クライストロン
７ 導波管
８ 電源類（電源）
２０ 旋回駆動装置
２１ Ｏリング（ガイド用リング体）
７９ ロータリジョイント
１００ 放射線治療装置
ＦＬ１ 歩行床（床）

Claims (6)

1. 患部に対して放射線を照射する照射ヘッドと、
   該照射ヘッドに対して高周波を供給する高周波源と、
   前記照射ヘッドと前記高周波源との間に接続され、高周波を導くための導波管と、を備え、
   前記照射ヘッドは、水平軸線回り及び鉛直軸線回りに回動可能とされた放射線治療装置において、
   前記導波管は、前記水平軸線回りに回動を許容する自由導波管を備え、
   前記高周波源は、前記照射ヘッドと同期して前記鉛直軸線回りに回動可能とされていることを特徴とする放射線治療装置。
2. 前記照射ヘッドと同期して前記鉛直軸線回りに回動可能とされた回動台を備え、
   前記高周波源は、前記回動台に取り付けられていることを特徴とする請求項１記載の放射線治療装置。
3. 前記回動台には、前記鉛直軸線を挟んだ前記高周波源の反対側の位置に、電源が取り付けられていることを特徴とする請求項２記載の放射線治療装置。
4. 前記高周波源の全体を包囲するカバーが設けられ、
   該カバーの内側には、多孔質材によってラギング処理が施されていること
   を特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の放射線治療装置。
5. 前記高周波源は、床下に設置されていることを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載の放射線治療装置。
6. 前記水平軸線を中心軸線とするように立設されたガイド用リング体と、
   該ガイド用リング体の円周方向に沿って回動する略円環形状の回動リング体と、を備え、
   前記ガイド用リング体の下部には、該ガイド用リング体を前記鉛直軸線回りに回動可能とする旋回駆動装置が設けられ、
   前記ガイド用リング体は、前記旋回駆動装置によって一カ所で支持されて回動され、
   前記照射ヘッドは、前記回動リング体に固定されていることを特徴とする請求項１から５のいずれかに記載の放射線治療装置。

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