JP2013545560A

JP2013545560A - 放射線治療装置、治療計画装置及び治療計画方法

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Publication number: JP2013545560A
Application number: JP2013542403A
Authority: JP
Inventors: ノックス，クリストファー; ボーン，ダンカン; オフェルウェッフ，ヨハン; リートマ，ヤン
Original assignee: Koninklijke Philips NV; Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2010-12-08
Filing date: 2011-12-06
Publication date: 2013-12-26
Anticipated expiration: 2031-12-06
Also published as: US9669238B2; CN103282081A; RU2013131026A; RU2567267C2; CN103282081B; JP5907987B2; EP2648806A1; EP2648806B1; WO2012076150A1; US20130035586A1

Abstract

本願は磁気が像処理装置と共に使用される放射線治療ソースにパワーを分配することに関する問題を取り扱う。そのソースが患者の周りを回転しなければならない場合、そのパワーは、通常、画像品質を劣化させる逸脱した磁場を生じるスリップリング手段により分配される。そこで、本願により提供される放射線治療装置は、患者支持部と、患者支持部の周囲に配置され、それらの間に磁場を形成する磁気コイルと、患者支持部の方に向いた放射ビームを形成し、回転可能な支持部に設けられ、患者支持部の周りを回転する放射線源と、放射線源に電力を与え、患者支持部に設けられ、少なくとも1つの電気遮断部を含むスリップリングとを有する。これは、連続的な円周経路が存在せずかつ電流が一方の側又は他方の側に拘束されるスリップリングをもたらす。対応する治療計画装置及び治療計画を予定する方法も開示される。

Description

本発明は放射線治療を行うための装置等に関連する。

公知の放射線治療装置は、患者の内部のガン細胞を破壊する又は損傷を与えるために、患者の方に向いた放射線ビームを放射する放射線源を有する。通常、ビームは平行化され(コリメートされ)、腫瘍や腫瘍の一部のような患者の中の所望の領域内に、ビームの空間的広がりを制限する。放射線源又はソースは、高エネルギ(MV)x線の線形加速器(又は直線加速器)又はCo−60のような同位体源であってもよい。

様々な多数の方向から所望の領域を治療するために、ソースはしばしば患者の周りに回転させられ、所望の領域付近にある健全な組織に及ぶ放射線量(dose)を減らす。所望の領域の形状はソースが回転するにつれて動的に変化する可能性があり、敏感な領域の付近にある及び/又は複雑な形状の腫瘍に関する複雑な放射線量分布(又は線量分布又はドーズ分布)を形成する。

線量分布が腫瘍の形状通りに非常に接近してくるにつれて及び放射線量の分配精度が向上するにつれて、患者の現在の位置、患者の内臓器官及び腫瘍をかなり正確に知る必要性が生じてくる。その結果、高エネルギ放射線治療源に加えて低エネルギx線源がしばしば装置に設けられ、治療の前又は最中に患者のx線又はCT画像診断を可能にしている。

患者によって減衰した後に放射線治療ビームを検出するポータル撮像装置(portal imager)がしばしば設けられている。いずれも患者に関する或る程度の情報を提供するが、x線画像診断による固有の制約に委ねられ、特に軟組織(soft tissue)の領域では貧弱なコントラストしか取得できない。一般に、x線画像は、骨、軟組織及び空気の間で優れたコントラストを提供することができ、患者の大ざっぱな位置を検出できるが、患者の内部の動き(internal movement)や軟組織内の基礎構造(sub−structure)を検出することは困難である。

従って、放射線源とMRI撮像装置とを結合することを意図した研究が行われている。MRIは軟組織内でもコントラストを提供するので相応しい。しかしながら、これら2つの非常に異なる技術を結合することについては実際上大きな問題がある。

開示される実施の形態の課題は、放射線源とMRI撮像装置とを適切に結合することが可能な装置及び方法等を提供することである。

実施の形態による放射線治療装置は、
患者支持部と、
前記患者支持部の周囲に配置され、それらの間に磁場を形成する磁気コイルを有する磁気共鳴診断システムと、
前記患者支持部の方に向いた放射ビームを形成し、回転可能な支持部に設けられ、前記患者支持部の周りを回転する放射線源と、
前記放射線源に電力を与え、前記患者支持部に設けられ、少なくとも1つの電気中断部を含むスリップリングと
を有する放射線治療装置である。

MRI及び直線加速装置を結合した様子を示す図。従来のスリップリングの影響を説明するための図。本発明におけるスリップリングを示す図。本発明による放射線治療装置を形成する要素の概略図。本発明によるスリップリングの代替的な設計例を示す図。本発明によるスリップリングの代替的な設計例を示す図。スイッチが使用される本発明によるスリップリングを示す図。図7のスリップリングの処理手順を順に示す図。図7のスリップリングの処理手順を順に示す図。図7のスリップリングの処理手順を順に示す図。図7のスリップリングの処理手順を順に示す図。

＜発明の概要＞
磁気共鳴画像診断(magnetic resonant imaging：MRI)スキャナでは、静的な磁場が主要な磁石により生成され、その磁石は通常は電気的に超伝導状態のメイン磁石コイルにより形成されており、静的な磁場は、診断される患者の身体内部の画像を形成する手順と部分的に同じ手順により、核スピンを整列されるために使用される。MRIスキャンの最中では、無線周波数(RF)パルスがRF送信機アンテナ(コイル)により生成され、局所的な磁場の摂動又は変動により、整列した核スピンを傾けるようにする。磁気共鳴信号はRF受信コイルにより取得される。これらの磁気共鳴信号は、磁気共鳴画像を再構築するために使用される。更に、一時的に傾斜した磁場パルス(temporary gradient magnetic field)を生成し、磁気共鳴信号の空間符号化を行うために傾斜コイル(gradient coil)が設けられる。

MRIスキャナ及び放射線治療源を組み合わせる際の実際上の問題の1つは、放射源に対する電力の与え方である。直線加速器又は線形加速器(linear accelerator)はかなり大きな電力を必要とし、典型的には10−14kWの範囲内にある。標準的な415Vツリーフェーズ給電により電力を配分する場合、これは30Aにも及ぶ電流を含む。同位体源(isotopic source)はビームを平行化又はコリメートする等のために電力を必要とするが、それらの電力の需要は通常いくらか低い。ソースが患者の周囲を回転する必要がある場合、その電力は、通常、スリップリング手段を用いて配分される。これは、MRIコイル周囲又は内部において(閉じた)環状経路をなす導体を介して電流が流れることを意味し；特に、これはメイン磁場及び傾斜磁場だけでなく、RF送信アンテナから放射される磁場や、磁気共鳴信号に関連する磁場にも関わる。これは、MRI磁場を乱しかつ画像品質を劣化させる乱れた磁場を生じさせてしまう。

そこで、提案する放射線治療装置は、
患者支持部(patient support)と、
前記患者支持部の周囲に配置され、それらの間に磁場を形成する磁気コイルと、
前記患者支持部の方に向いた放射ビームを形成し、回転可能な支持部(support)に設けられ、前記患者支持部の周りを回転する放射線源と、
前記放射線源に電力を与え、前記患者支持部に設けられ、少なくとも1つの電気中断部を含むスリップリングと
を有する放射線治療装置である。これは、(閉じた)環状の経路が一切無いスリップリングを形成し、すなわち電流は一方の側又は他方の側の経路を通るように強制される。

少なくとも1つの電気中断部(電気的に中断している部分)は、リング内の裂け目又は中断部(break)のような非導電性の部分により形成されてもよい。中断部の適切な形態は、空気層又はギャップ、リングに挿入された非導電性材料の部分、スイッチ、切り替えられる部分又は絶縁体で満たされた中断部等を含む。

放射線治療装置は撮像手段を更に有し、特に撮像手段は磁気共鳴信号を検出しかつ磁気共鳴信号から画像を導出する1つ以上のRF受信アンテナを有するRF受信システムの形式を使用してもよい。しばしばRF受信アンテナはRF受信コイルにより形成されている。特に、磁気共鳴画像は高速フーリエ変換により磁気共鳴信号から再構築される。

制御手段が撮像手段に設けられてもよく、回転可能な支持部が少なくとも1つの非導電性部分に対応する場所に来たことを検出し、撮像手段の動作を抑制するように形成される。これは、リングを流れる電流が経路を変更する際に一時的に撮像手段を乱してしまう一時的な影響を排除する。

放射線源又は放射線ソースは直線加速器を含んでいてもよい。

前記回転可能な支持部は、通常、前記スリップリングに接触するように形成された少なくとも１つのブラシ接触部を含む。ブラシ接触部の各々は、好ましくは、少なくとも１つの非導電性の部分の長さより長い前記スリップリングに沿う方向の長さを有する。或いは、前記少なくとも１つのブラシ接触部は、少なくとも１つの非導電性の部分の長さより短い前記スリップリングに沿う方向の長さを有するが、この場合、加速器に対する電力の一時的な損失又はロスが生じる。

別の実施形態では、前記スリップリングは前記回転可能な支持部と共に回転するように形成され、回転の際に不動の2つ以上のブラシ接触部が、前記スリップリングに接触するように設けられてもよい。これらは少なくとも1つの非導電性の部分の長さより長い距離を隔てていてもよい。

スリップリングは複数の非導電性の部分を有し、複数の電気的に分離したスリップセグメントを規定してもよい。スリップリングセグメントの各々は電源に別々に選択的に結合されてもよい。

別の実施の形態により本発明が提供する治療計画装置は、
患者支持部と、前記患者支持部の周囲に配置され、それらの間に磁場を形成する磁気コイルと、前記患者支持部の方に向いた放射ビームを形成し、回転可能な支持部に設けられ、前記患者支持部の周りを回転する放射線源と、前記放射線源に電力を与え、前記患者支持部に設けられ、少なくとも１つの電気中断部を含むスリップリングとを有する放射線治療装置に相応しい治療計画を立てるように形成された治療計画装置であって、
治療する領域を特定する少なくとも患者の画像データを含む診断パラメータと、前記スリップリングにおける前記少なくとも１つの電気中断部の位置を少なくとも含む形状制約情報とを受信する入力と、
前記診断パラメータ及び前記形状制約情報に少なくとも基づいて治療計画を立てる処理回路であって、回転可能な放射線源の位置が前記少なくとも１つの電気中断部の位置に対応していた場合に、前記放射線源の動作を抑制する処理回路と、
前記治療計画を出力する出力部と
を有する治療計画装置である。

更に別の実施の形態により本発明が提供する治療計画方法は、
患者支持部と、前記患者支持部の周囲に配置され、それらの間に磁場を形成する磁気コイルと、前記患者支持部の方に向いた放射ビームを形成し、回転可能な支持部に設けられ、前記患者支持部の周りを回転する放射線源と、前記放射線源に電力を与え、前記患者支持部に設けられ、少なくとも１つの電気中断部を含むスリップリングとを有する放射線治療装置に相応しい治療計画を立てる治療計画方法であって、
治療する領域を特定する少なくとも患者の画像データを含む診断パラメータと、前記スリップリングにおける前記少なくとも１つの電気中断部の位置を少なくとも含む形状制約情報とを受信するステップと、
前記診断パラメータ及び前記形状制約情報に少なくとも基づいて治療計画を立てるステップであって、回転可能な放射線源の位置が前記少なくとも１つの電気中断部の位置に対応していた場合に、前記放射線源の動作を抑制するステップと、
前記治療計画を出力するステップと
を有する治療計画方法である。

本発明に関する更なる実施の形態では、スリップリングは少なくとも2つのスイッチング手段を有し、2つのスイッチング手段はスリップリングを少なくとも2つの電気的に分離した円弧状セグメント(arc segment)に分ける。回転可能な支持部のスリップリングに対する位置に基づいて複数のスイッチング手段を制御する制御手段が使用されてもよい。これは、回転可能な支持部のスリップリングに対する位置によらず放射線源は連続的に給電されるが、少なくとも1つのスイッチング手段が任意の次元で開放される。回転可能な支持部はスリップリングに接するように形成された少なくとも1つのブラシ接触部により形成されてもよい。

＜実施の形態の詳細な説明＞
本発明の実施の形態は添付図面と共に具体例を参照しながら説明される。

図1は本発明の実施の形態によるシステム2を示し、システム2は放射線治療装置6及び磁気共鳴画像処理装置(MRI)装置4を有する。

システムは装置の中で患者を支持する長いす又はカウチ10を含む。長いす10は水平の並進軸(「I」のラベルが付されている)に沿って動くことが可能であり、長いすの上に乗っている患者が放射線治療MRI装置の中に移動するようにする。一実施形態において、長いす10は、図示されてはいないが、並進軸を横切る中央の垂直回転軸の周りに回転できる。長いす10は片持ち梁部分又はカンチレバ部分を形成し、(図示されていない)支持構造から突出している。一実施形態において、長いす10はカンチレバ部分を形成するように支持構造に対して並進軸に沿って動かされ、すなわち長いすが動かされ及び持ち上げられたまま維持されている場合に、カンチレバ部分の長さは増える。別の実施形態の場合、支持構造及び長いす10が並進軸に沿って動き、カンチレバ部分は実質的に一定の長さのままである(この点については、2007年7月11日に出願された米国特許出願第11/827320号(米国特許出願公開第2009−13468号(特許文献1))に記載されている)。

上述したように、システム2は、長いす10に位置する患者についてのほぼリアルタイムの診断画像を生成するMRI装置4も有する。MRI装置は、磁気共鳴画像診断のための所謂「一次(primary)」磁場を生成する機能を発揮する一次磁石16を含む。すなわち、磁石の作用により形成される磁場の磁力線は、中心の並進軸Iに対して実質的に平行である。一次磁石16は、並進軸Iに平行に沿う中心軸を有する1つ以上のコイルから形成される。1つ以上のコイルは、単独のコイルであってもよいし、或いは異なる直径の複数の同軸コイルであってもよい。(図示の)実施の形態の場合、一次磁石16の1つ以上のコイルは、磁石16の中央ウィンドウ17にコイルが存在しないように隔たっている。別の実施の形態における磁石16のコイルは、放射線治療装置により生成される放射波の波長に対して実質的に透明であるほど充分に薄くてもよい。磁石16は1つ以上のアクティブ遮蔽コイルを更に有し、一次磁石の外部磁場と近似的に大きさが等しく逆の極性である磁場を磁石16の外部に生成してもよい。システム2においてより感度が高い部分(例えば、加速器)は、少なくとも1次のオーダ(次数)で磁場が相殺されている磁石16外部の領域に設けられる。

MRI装置4は、一次磁石の磁場に重ね合わせられる所謂「傾斜(gradient)」磁場を生成する2つの傾斜コイル18、20を更に有する。これらのコイル18、20は結果として生成される磁場に傾斜又は勾配を与え、磁場の傾斜又は勾配は、プロトンの場所を特定できるようにプロトンの空間符号化(spatial encoding of protons)を可能にし、例えば傾斜コイル18、20は取得される画像診断データが特定の方向を有するように制御されることが可能できる。傾斜コイル18、20は一次磁石16と共通する中心軸の周りに設けられ、その中心軸に沿って互いに隔てられている。この隔たりは2つのコイル18、20の間に隙間、ギャップ、窓又はウィンドウを形成する。一次磁石16もコイル同士の間に中央ウィンドウを有する場合、それら2つのウィンドウは互いに整合した位置にある。

RFシステムは、プロトンを磁場に沿って整列させる。RF電磁場が遮断されると、プロトンは元の磁気性列方向に戻る。これらの整列方向の変化は、スキャン又は走査により検出可能な信号をもたらす。RFシステムは、例えば、無線信号の送信及び反射した信号の受信の双方を行う1つのコイル、送信及び受信それぞれに専用のコイル、又は複数の素子によるフェーズドアレーコイルを含んでもよい。制御回路は様々なコイル16、18、20及びRFシステムの動作を制御し、信号処理回路はRFシステムの出力を受信し、それにより長いす10に乗っている患者の画像を生成する。

上述したように、システム2は、長いす10に乗っている患者に放射線を照射する放射線治療装置6を更に有する。放射線源30(例えば、x線源及び線形加速器(又は直線加速器)等)及びマルチリーフコリメータ(multi−leaf collimator：MLC)32を少なくとも含む放射線治療装置6の大部分は、胴体部又はシャーシ28に搭載されている。長いす又はカウチが治療領域に入れられ、1つ以上のシャーシモータにより駆動される場合、シャーシ28は長いす10の周りに連続的に回転することができる。図示の実施形態の場合、放射線検出部36がシャーシ28において放射線源30と反対側に設けられ、それらの間に位置するシャーシの回転軸と共に回転する。放射線治療装置6は制御部を更に有し、制御部は、図1に示すシステム2内部に統合されてもよいし或いはシステム2から隔たっていてもよく、放射線源30、MLC32及びシャーシモータを制御する。

別の実施形態の場合、放射線治療装置6は1つより多いソース(又は放射線源)及び1つより多い各自のマルチリーフコリメータを有していてもよい。特に、ソースの各々が各自に関連するMLCを有し、ソースのビームを制御してもよい。

放射線源30は、2つの傾斜コイル18、20により規定されるウィンドウと一次磁石16により規定されるウィンドウとを通じて放射線のビームを放射するように設けられている。放射線ビームは例えば円錐状ビーム(cone beam)又は扇状ビームであってもよい。

動作の際、患者は長いす10に位置し、長いすは、磁石コイル16、18及びシャーシ28により規定される治療領域に挿入される。制御回路38は放射線源30、MLC32及びシャーシモータを制御し、コイル16、18の間にあるウィンドウを介して患者に放射線を照射する。シャーシ28が患者の周りに回転するようにシャーシモータが制御され、これは放射線が異なる方向から照射されることを意味する。MLC32はビームの軸に垂直方向に向いた複数の細長い要素又はリーフ(leaf)を有し；この点については例えば欧州特許出願第EP−A−0,314,214に図示及び説明されており、説明される実施の形態の完全な理解を読者に更に促すためにその出願の内容は本願のリファレンスに組み入れられている。MLC32のリーフは、様々な方向に関して放射線ビームの全部又は一部を通過させる又は遮断するように制御され、これによりビームが患者に届くようにビームの形状を制御する。患者の周りにシャーシ28を回転させるのと同時に、カウチ10は治療領域の中に又は外に並進軸に沿って(すなわち、シャーシ28の回転軸に平行に)動かされてもよい。この双方の動きにより、螺旋放射分配パターン(helical radiation delivery pattern)を達成でき、高品質の放射線量の分配を行うことができる。

MRI装置4(特に、信号処理回路)はリアルタイムに(又はほぼリアルタイムに近いタイミングで)患者の画像データを制御回路に与える。この情報は制御回路がMLC32の動作を制御できるようにし、例えば患者に照射される放射線が目的の領域の動き(例えば、呼吸による動き)に正確に追従できるようにする。

明らかに、直線加速器又は線形加速器30だけでなくコリメータ32等にも給電する必要があることに主に起因して、放射線治療装置6はかなりの電力を消費することになる。このため、回転するシャーシ28に電力を送る必要があり、通常これはスリップリング(slip ring)により行われる。これらは長手方向に隔たっている多数の導電性の円形リングから成り、それらに電力が固定接続部から給電されかつそれらからブラシ接触部を介して電力が引き出され、ブラシ接触部はリングの外周を滑る又はスライドする(又はスリップする)ことが可能である。ブラシ接触部はシャーシ28に設けられてもよく、その場合電力は固定給電部から回転するシャーシに送られる。これはシャーシが長いす10の周りに連続的に回転することを可能にする。シャーシ28又は放射線治療装置6を固定点に接続する可変の柔軟性のある電線管(又はパイプ)は、放射線治療装置6の角度方向に動く範囲について制限があることを要する。

(場合によっては415Vもの電圧の給電部から)流れる電流は、適切に制御されなかったならば、一次コイル16及び傾斜コイル18、20により形成される磁場に非常に破壊的な影響をもたらしてしまうという問題を、スリップリングは有する。本質的にスリップリングは長いす10の周囲に伸び、従ってコイル状の形状を有し、磁場を形成する。これらのコイルの強度は強くないが、それらを流れる電流はかなり大きいので、これらの電流により生じる磁場は一次コイル16及び傾斜コイル18、20により形成される磁場に大きな影響を与える。従ってこれはMRIシステムにより作成される画像品質に不都合に影響を及ぼしてしまう。

図2を参照するに、電流が、ベース部42からスリップリング導体50に供給されかつリングの様々な地点で可動ブラシ接触部54から取り出されると仮定した場合、電流の流れは、リング50の周りに2つの代替的な方向の選択肢56、58を有する。理論的には、電流は、最小の抵抗値の経路(すなわち、2つの経路のうちの短い方)を主に通り、オームの法則に従ってそれらの長さ(及びそれらの抵抗)に応じて2つのリングに分岐して流れる。しかしながら、実際は、表面に沿うブラシ54の動きによる摩耗や損耗と共にスリップリングには製造ばらつきがあるので、リング導体50は長さに関して完全に均一ではなく、従って電流の分布を完全に予想することはできない。

リング導体50は3つのそのような導体の何れかであり、それは放射線治療装置により使用されるAC供給部の3つの位相の各々に対応していることに留意する必要がある。各々の導体は不均一なばらばらの分布を有し、従って、加算するとゼロになる3つの電流は、(3つの導体の各々について2つの経路があるので)6つの可能性のある経路に別様に分配される様々な局所的な電流(ローカル電流)を含む。

その結果、或る任意の時点でどのような電流パターンが存在するかを正確に予想することは不可能であり、完全に可能であるのは、何らかの時点において長いす10の周りにある円形経路における3つの導体全体により与えられるかなりの正味の電流が存在するかもしれないことである。これは装置の中で長手方向に強い磁場を生じさせ、画像診断処理を妨害してしまう。

このため、本願発明によればスリップリング導体50に中断部(又は裂け目又は遮断部(break))60が設けられている。中断部の位置は特に重要ではなく、製造上の観点から及び放射線治療の観点から適切な任意の場所に設けられてよい。中断部を介する電気的な流れを防止する又は実質的に不可能にする限り、中断部の詳細な特徴(寸法又は形状等)も重要でない。従って、中断部は、空気による隙間でもよいし、非導電性材料の部分をリングに挿入したものでもよいし、スイッチでもよいし、切り替えられる部分でもよい。これは、電流が流れる経路に選択肢はなく、1つの経路56を介してブラシ接触部54に到達してもよいことを意味する。

回転運動の最中に放射線治療装置が中断部60の場所付近を通る場合に、どのように処理を行うかという問題が生じる。これはいくつかの方法により対処できる。

第1に、ブラシ54は(円周方向に)中断部60より長くなっていてもよい。これは、ブラシの末端部が接触しなくなる前にブラシ54の先端部が中断部の反対側に接触することを可能にする。連続的な電流の供給が放射線治療装置に与えられ、患者の周りに回転しながら連続的に動作できるようにする。ブラシ54が中断部60を橋渡しする際に、短期的な過渡的な磁場が生じるので、その間、画像診断システムは非活性化されるべきである或いは画像又はデータを取得する(又は利用する)ことを止めるべきである。

第2に、ブラシ54は(円周方向に)中断部60より短くてもよく、その場合、動作中に放射線治療装置に対する電力の供給が一時的に途絶える。一般に、放射線治療装置を搭載しているシャーシ28に対する回転駆動の動きは、駆動モータにより行われ、駆動モータは固定されているので自身の電源を有していてもよいので、そのような一時的な中断は線形加速器をディセーブルにするにすぎず、放射線治療装置は中断部60の付近で連続的に回転することができる。従って、中断部60に対応する角度に来た場合に(或いは、実際には或る角度範囲内に属する場合に)放射線ビームが一切形成されないという追加的な条件又は制約と共に治療計画システムをプログラムする必要があるだけである。

電力供給について短い中断が予想される場合その他の場合に、バッテリ又はキャパシタ(DCシステムの場合)又はインダクタ(ACシステムの場合)のような電力バッファを回転するシャーシ28に設けることが有利である。図4はそのようアンシステムの概略図を示す。治療計画システム100は、所望の放射線量の分布及び様々な装置の制約(上述したような処理できない角度の情報を含んでもよい)に関する情報と共にロード又は用意されており、特定の放射線方向から照射される放射線量及びビーム形状を含む治療計画を立てる。治療計画は制御装置102に与えられ、制御装置102は放射線治療装置104に命令を送り、駆動モータ108を用いて所望の位置まで線形加速器106を回転させ、望まれるようにコリメータ110を設定する。制御装置102は、MRIの一次コイル112、傾斜コイル114及びrfシステム116を望まれるように指図し、治療の前、最中及び/又は後に患者の画像を取得する。

制御装置102は、上述したように、放射線治療装置が中断部60を横切る場合に、MRIシステムを非活性化する、或いは画像又はデータを取得(又は使用)することを中断してもよい。

図5及び図6は、電力の連続的な供給及び連続的な撮像を可能にするスリップリングにおける中断部の代替例を示す。図5は図1の長手軸方向Iに沿って眺めた場合の装置の概略縦断面図を示す。基礎部又はベースユニット200は床又はその他の適切な基板に固定され、一部円形のスリップリング202が設けられている回転可能なシャーシ(簡明化のため図示されていない)を支持している。シャーシは駆動ローラ204、206により駆動されかつ部分的に支持されている。

従って、この形態の場合スリップリング202は回転するシャーシにより動き、シャーシと共に回転する。電力は、基礎部200に固定的に設けられた2つのブラシ接触部208、210によりスリップリング202に供給される。電力は、スリップリング202の内側表面に固定的に設けられている接触部212により放射線治療装置に供給される。

従って上記の実施形態とは異なり、シャーシが駆動ローラ204、206により回転させられる際に、スリップリング202は、シャーシと共に回転し、リング202を介して基礎部200に接触する。

スリップリング202は、リングのかなりの角度部分(図示の例では、90°)を占める中断部214を有する部分的に円形の形状を有する。ブラシ接触部208、210に損傷を与えてしまう及び/又は破壊してしまうことを避けるために、(中断部に)非導電性の材料が挿入され充填されていてもよい。中断部214の角度の大きさは、2つのブラシ208、210の角度分離間隔(図示の例では約100°)よりもいくらか小さい。

図5に示す位置の場合、中断部214はブラシから遠く離れており、スリップリング202に沿ってブラシ208、210を介し、接触部212を介する放射線治療装置に至る唯1つの可能な電気経路がある。環状の経路は一切存在しておらず、従って不要な磁場も一切生じない。この状態の場合、実施の形態は上記の実施の形態と同様に動作し、スリップリングが静止するのではなく回転することを促す。

シャーシ、放射線治療装置及びスリップリングが回転すると、ついには中断部がブラシ接触部208、210の一方に達する。この段階において、そのブラシ接触部は冗長的になるが、電力は、他方のブラシ接触部を通じてスリップリング202の周りを通って瀬色部212に依然として供給できる。この場合でさえ円形の経路は形成されていない。

そして、更に回転すると、図6に示されるような状態に至り、中断部214が他方のブラシ接触部に到達しつつある(しかし、まだ到達していない)。この段階に関し、中断部214の角度の大きさがブラシ接触部208、210の角度分離間隔より小さいということは、第1のブラシ接触部が、回転するスリップリング202との接触を再び実現することを意味する。従って、少なくとも1つのブラシ接触部が、回転するスリップリング202に電力を常に供給できる。長手方向又は半径方向内側においてブラシ接触部208、210に近づく2つの別個の導体を提供するようにすることで、ブラシ接触部208、210に電力を供給するケーブル又は導体それ自体が円形経路を完成しないことを保証したままにできる。

従って、本発明の一形態では、スリップリング導体50の中に少なくとも2つの切り替え中断部(又はスイッチング中断部)60a及び60bを設け、(スリップリングを)2つの部分又はセクションに分割する。中断部の位置は特別に重要なことではないので、リングを等間隔に分割することが有利である。

また、中断部における電気的な導通を制限できる限り、中断部の詳細な寸法や形状のような特徴は重要でない。従って、中断部は、中断している部分を橋渡ししかつ必要な場合に電流が中断部をバイパス(又は迂回)できるようにするスイッチ62a、62bと共に、空気の隙間でもよいし、リングに挿入された非導電性材料の部分でもよいし、リングの導電性を遮るその他の中断部でもよい。図7に示されているように、スイッチは、単独の経路56だけに利用可能な電流経路を制限するように制御されてもよい。

図8ないし図11は装置の動作手順を示す。図示の例の場合、導電性リング50は、固定されており、いずれも、(各自の軸に沿って眺めた場合に)7時の方向に下位切り替え中断部60a及び1時の方向に上位切り替え中断部60bという理想的な切り替え中断部のパターンを有する。一群のブラシ54が設けられており、AC供給電力の3つの位相各々を供給する3つのリング各々について1つ設けられている。ブラシは全て円周上で実質的に同じ位置にある。従って、図4ないし図7に示されている単独のリング及びブラシは、実際は、3つのリング及びブラシ全ての状況を示している。これらの事情又は要素の全部又は一部が、より複雑なシステムを形成するために好適実施形態において緩和又は変更されてもよいが、説明を意図するのであれば、上記の形態で充分である。

図8において、ブラシ54は、ほぼ2時の位置にあり、反時計回りに上位切り替え中断部60bに向かって動いている。従って、この切り替え中断部60bはブラシ54が通るのを予想して閉じられている。下位切り替え中断部60aは開放されており(すなわち、非導通状態であり)、これにより装置の周りに連続的な環状経路が一切生じないことを保証する。これは、基礎部52から電流がブラシ54に供給される際に唯1つの可能な経路56しか存在しないことを意味する。

ブラシ54が上位切り替え中断部60bを通過すると、図9に示されているように、それは開放され、下位切り替え中断部60aが閉じられる。これは、下位切り替え中断部60aを介して新たな導通経路58を形成し、以前の導通経路を遮断し、これにより装置の周りに連続的な環状経路が一切生じないことを保証する。切り替え及び制御の手段が信頼性高く機能することが可能な場合、2つのスイッチの切り替えは実質的に同時に行われてもよい。或いは下位のスイッチ62aが閉じられる前に上位のスイッチ62bが余裕を持って開放され、これにより電源の短時間の中断は生じるが、装置の周りに連続的な環状経路が一切生じないことを保証することができる。別の実施形態の場合、下位のスイッチ60aが閉じられた後に、上位のスイッチ60bが余裕を持って開放され、これにより、連続的な環状経路が僅かの間存在することを犠牲にして電力の連続性を維持してもよい。後者の場合、画像診断システムに対して生じる可能性がある束の間の断絶が許容される、或いは画像診断が一時的に中断される、或いは切り替えの僅かの時間が画像診断の中断と同時に生じるように調整されてもよい。複数のスイッチを利用することは、当然に、任意の時点で切り替えがなされてもよく、ブラシ54はスイッチ同士の間の関連する区間内にあり、切り替えのタイミングについて或る程度の自由度を許容する。

電力供給の僅かな中断が予想される等の場合、バッテリ又はキャパシタ(DCシステムの場合)又はインダクタ(ACシステムの場合)のような電力バッファを回転するシャーシ28に設けておくことが有利である。

図10は、ブラシ54を更に反時計回りに回転させ、下位切り替え中断部60aに至る直前に来た状況を示す。これは依然として閉じた状態にあり、下位切り替え中断部60aを介する基礎部52からの短い導通経路58が実現される。代替的な導通経路は、上位切り替え中断部60bを開放することで禁止されている。図10は、上述した導通経路の変更が行われることを要する位置を大まかに示す。

図11は、ブラシ54が下位切り替え中断部60aを通過した後の装置の様子を示す。下位のスイッチ62aは開放され、上位のスイッチ62bは閉じられている。上位のスイッチは下位のスイッチ62aが開放された後に閉じられ、ブラシ54は基礎部52からの電流を同様に受けるリング50の部分にあることに留意を要する。従って、様々なスイッチの状態によらず電力を供給できることが保証され、双方の(又は全ての)スイッチが開放される場合も許容可能である。従って、「実行前に遮断(break before make)」する実施形態は、一切複雑化しない点で好ましい。

ブラシ54は反時計回りに回っているので、本手順は以後反復される。当然に、時計回り2回転についての手順は逆になる。ある治療計画は、治療の最初に回転の動きについて変更を求め、第1の期間の間は第1の方向に回転し、その後に反転して反対方向に動かし、(おそらくは)更に反転することを求めるかもしれない。そのような場合、スイッチは、その時点での回転方向に依存して、上記の原則に従って適切に制御されることが可能である。有利なことに、いったん所望の回転の軌跡(又は回転のさせ方)が設定されると、治療計画段階の最中に前もって(又はその後に)切り替えの仕方が決定されてもよいし、或いはスイッチを制御する制御手段に更なる回転に関する情報を流してもよい。

制御装置102は、上述したように、MRIシステムを非活性化する或いは画像又はデータを取得(又は利用)することを防ぐ際に、スイッチ62a、62bは同時に又はほぼ同時に切り替えられてもよい。

このように本発明の実施の形態は、任意の時点において長手軸の周りに環状経路で電流を流さずに、回転する放射線治療装置に適切な電力供給を行うことができる。

本発明の範囲から逸脱することなしに、上記の実施の形態に対して多くの変形がなされてもよいことが当然に理解されるであろう。

米国特許出願公開第２００９−１３４６８号明細書

Claims

患者支持部と、
前記患者支持部の周囲に配置され、それらの間に磁場を形成する磁気コイルを有する磁気共鳴診断システムと、
前記患者支持部の方に向いた放射ビームを形成し、回転可能な支持部に設けられ、前記患者支持部の周りを回転する放射線源と、
前記放射線源に電力を与え、前記患者支持部に設けられ、少なくとも1つの電気中断部を含むスリップリングと
を有する放射線治療装置。
前記電気中断部が少なくとも１つの非導電性の部分により形成されている、請求項１に記載の放射線治療装置。
前記少なくとも１つの非導電性の部分が、空気の隙間である、請求項２に記載の放射線治療装置。
前記少なくとも１つの非導電性の部分が、絶縁体で満たされた中断部である、請求項２に記載の放射線治療装置。
前記磁気共鳴診断システムのための制御手段を更に有し、前記制御手段は、前記回転可能な支持部が前記少なくとも１つの電気中断部に対応する位置にあることを検出し、前記磁気共鳴診断システムの動作を抑制する、請求項１−４の何れか１項に記載の放射線治療装置。
前記回転可能な支持部が、前記スリップリングに接触するように形成された少なくとも１つのブラシ接触部を含む、請求項１−５の何れか１項に記載の放射線治療装置。
前記少なくとも１つのブラシ接触部が、少なくとも１つの非導電性の部分の長さより長い前記スリップリングに沿う方向の長さを有する、請求項６に記載の放射線治療装置。
前記少なくとも１つのブラシ接触部が、少なくとも１つの非導電性の部分の長さより短い前記スリップリングに沿う方向の長さを有する、請求項６に記載の放射線治療装置。
前記スリップリングは前記回転可能な支持部と共に回転するように形成され、当該放射線治療装置は、前記スリップリングに接触するように形成された回転の際に不動の２つ以上のブラシ接触部を更に有する、請求項１−５の何れか１項に記載の放射線治療装置。
前記回転の際に不動の２つ以上のブラシ接触部は、前記少なくとも１つの非導電性の部分の長さより遠く隔たって設けられている、請求項９に記載の放射線治療装置。
前記スリップリングは、複数の電気的に別個のスリップリングセグメントを規定する複数の電気中断部を有する、請求項１−１０の何れか１項に記載の放射線治療装置。
スリップリングセグメントの各々が電源に別個に選択的に結合される、請求項１１に記載の放射線治療装置。
前記スリップリングを少なくとも２つの電気的に分離した弧状部分に選択的に分ける前記電気中断を形成する少なくとも２つのスイッチング手段を、前記スリップリングが有する、請求項１に記載の放射線治療装置。
前記スリップリングに対する前記回転可能な支持部の位置に応じて複数のスイッチング手段を制御する制御手段を更に有する請求項１３に記載の放射線治療装置。
前記放射線源が前記スリップリングに対する前記回転可能な支持部の位置によらずに連続的に給電されるように、前記制御手段は前記複数のスイッチング手段を制御するように形成されている、請求項１４に記載の放射線治療装置。
前記放射線源が直線加速器である、請求項１−１５の何れか１項に記載の放射線治療装置。
１つ以上のRF受信アンテナを有するRF受信システムの形式で磁気共鳴信号を検出しかつ磁気共鳴信号から画像を取得する画像処理手段を更に有する請求項１−１６の何れか１項に記載の放射線治療装置。
患者支持部と、前記患者支持部の周囲に配置され、それらの間に磁場を形成する磁気コイルと、前記患者支持部の方に向いた放射ビームを形成し、回転可能な支持部に設けられ、前記患者支持部の周りを回転する放射線源と、前記放射線源に電力を与え、前記患者支持部に設けられ、少なくとも１つの電気中断部を含むスリップリングとを有する放射線治療装置に相応しい治療計画を立てるように形成された治療計画装置であって、
治療する領域を特定する少なくとも患者の画像データを含む診断パラメータと、前記スリップリングにおける前記少なくとも１つの電気中断部の位置を少なくとも含む形状制約情報とを受信する入力と、
前記診断パラメータ及び前記形状制約情報に少なくとも基づいて治療計画を立てる処理回路であって、回転可能な放射線源の位置が前記少なくとも１つの電気中断部の位置に対応していた場合に、前記放射線源の動作を抑制する処理回路と、
前記治療計画を出力する出力部と
を有する治療計画装置。
患者支持部と、前記患者支持部の周囲に配置され、それらの間に磁場を形成する磁気コイルと、前記患者支持部の方に向いた放射ビームを形成し、回転可能な支持部に設けられ、前記患者支持部の周りを回転する放射線源と、前記放射線源に電力を与え、前記患者支持部に設けられ、少なくとも１つの電気中断部を含むスリップリングとを有する放射線治療装置に相応しい治療計画を立てる治療計画方法であって、
治療する領域を特定する少なくとも患者の画像データを含む診断パラメータと、前記スリップリングにおける前記少なくとも１つの電気中断部の位置を少なくとも含む形状制約情報とを受信するステップと、
前記診断パラメータ及び前記形状制約情報に少なくとも基づいて治療計画を立てるステップであって、回転可能な放射線源の位置が前記少なくとも１つの電気中断部の位置に対応していた場合に、前記放射線源の動作を抑制するステップと、
前記治療計画を出力するステップと
を有する治療計画方法。