JP3746744B2 - Radiation therapy equipment - Google Patents

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Description

【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、腫瘍部を定位多軌道照射法により放射線治療する等に好適な放射線治療装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
放射線治療法の一つに、患部に対し多方向から放射線を集中照射して治療効果を上げると共に患部の周囲組織は被曝量が最小限に抑制され得る定位多軌道照射法がある。
【0003】
この定位多軌道照射法は、原発性良性脳腫瘍部、大きさが3cm以下の単発の転移性脳腫瘍部、手術が難しい頭蓋底転移のような脳内の小病変部、動脈奇形部又は静脈奇形部等の如き患部の治療に有効とされている。
【0004】
かかる定位多軌道照射法が実施可能な放射線治療装置として、従来、位置決め手段を用いて照射ヘッドを患部に対して位置合せした後に放射線を照射するものが知られているが、医者又は補助者が照射野を直接見て病巣の位置を確認した上で放射線を照射するものではないので、放射線の高精度照射は望めない。
【0005】
これに対し、特表平6−502330号公報及び特表平8−504347号公報には、X線CT装置の回転ドラム内にリニアアクセラレータを組込むことで、放射線治療装置をX線CT装置と組み合わせた構成が開示されている。この構成では照射野の画像を確認しながら放射線の照射を行うことが可能である。
【0006】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、これらの装置は、リニアアクセラレータをX線CT装置の回転ドラム内に組み込んだ構造であることから、1回転軸周りの照射に止まると共にアイソセントリック照射のみに限られている。
【0007】
本発明の目的は、優れた治療性能を有する放射線治療装置を提供することにある。
【0008】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために本発明は、電子銃、線形加速器及びターゲットからなる治療用放射線発生部と同治療用放射線発生部を首振りさせるジンバル機構を有する照射ヘッドと、この照射ヘッドを予め定めた球面座標上で支持し且つ移動させる支持移動機構と、前記照射ヘッドに供給すべきマイクロ波を発生する、静止位置に配置されるマイクロ波発振器と、一端部が前記マイクロ波発振器に電磁気的に接続され、他端部が前記線形加速器に電磁気的に接続される導波管部とを具備する放射線治療装置において前記ジンバル機構に搭載される前記導波管部の導波管と、前記マイクロ波発振器からの前記導波管部の導波管とを、フレキシブル導波管により連結したことを特徴とする。
【0009】
【発明の実施の形態】
(第1実施形態)
図1〜図3に示すように、本実施形態に係る放射線治療装置6は、患者4を載置する天板8を有する寝台7と、患者4に設定され得る照射野5に治療用放射線を照射する照射ヘッド10と、患部である照射野5の断層画像を取得するX線CT装置30とを備える。
【0010】
天板8は寝台7に内蔵された駆動機構により寝台長手方向(X軸方向)と寝台幅方向(Y軸方向)と寝台上下方向(Z軸方向)との3軸に移動可能である。また、天板8は画像取得装置の撮影画像データに基づいて患部である照射野5がアイソセンタ5aに位置するように、システム制御装置80により統合制御された天板8により位置が調整されるようになっている(図9参照)。天板8は、X線CT装置やPET(Positron Emission Tomography)装置等の画像取得装置に適した材質及び形状が選定される。
【0011】
照射ヘッド10は、傾倒軸26による(G1)回転、周回移動機構68および第1及び第2の首振り機構131,132によりアイソセンタ5aを中心とする上半部後方の二分の一球(1/2球)の範囲内で任意の照射位置がとれるようにガイドレール9に可動に支持されている。周回移動機構68は、図2に示すように照射ヘッド10をガイドレール9に沿って周回移動(H1)させるものであり、ラック・アンド・ピニオン方式やベルト方式を採用することができる。図10と、図11(a)〜(d)に示すように第1の首振り機構131は照射ヘッド10を第1の軸S1まわりに首振り動作させるサーボモータを備え、第2の首振り機構132は照射ヘッド10を第2の軸S2まわりに首振り動作させるサーボモータを備えている。
【0012】
また、照射ヘッド10は、図2に示す導波管系11のロータリRFカプラ16に首振り可能に連結される。図11(a)に示すジンバル機構上の導波管51及びロータリRFカプラ50によりマイクロ波発生源70(クライストロン)に接続されている。
【0013】
第1の首振り機構131は、図2及び図11(a)に示すように、照射ヘッド10をガイドレール9上でロータリRFカプラ16まわりに首振り(S1)させる機構である。ロータリRFカプラ16は、照射ヘッド10が首振りしたときの慣性力が小さくなるように、照射ヘッド10の慣性中心をほぼ通る軸上に設けられている。
【0014】
第2の首振り機構132は、図1及び図11(a)に示すように、照射ヘッド10をガイドレール9上でロータリRFカプラ50A,50Bまわりに首振り(S2)させる機構である。ロータリRFカプラ50A,50Bは、照射ヘッド10が首振りしたときの慣性力が小さくなるように、照射ヘッド10の慣性中心をほぼ通る軸上に設けられている。ちなみに、照射ヘッド10は、全長が500〜600mm、幅500mm×深さ300mm、重量が60〜80kgである。
【0015】
ガイドレール9は、図2及び図3に示すように天板8より上半分の円弧状をなす半円リングからなり、天板8を幅方向に跨ぐように設けられている。このガイドレール9は、傾動機構により傾動可能に支持されている。傾動機構は、ガイドレール9を図2の傾動軸26まわりに0°〜180°の範囲内で図1に示すように傾ける(G1)ものである。ガイドレール9は、例えばステンレス鋼のように剛性の大きい材料でつくられ、幅が200〜400mm、厚みが20〜50mm、アイソセンタ5aからの半径が800〜1000mmである。
【0016】
上記の2軸の駆動(G1,H1)により照射ヘッド10はアイソセンタ5aを中心とする1/2球殻上でアイソセントリックな動きが可能になる。さらに、上記の2軸の駆動(S1,S2)により照射ヘッド10は1/4球殻上で擬似的にノンアイソセントリックな動きが可能となる。この擬似ノンアイソセントリック動作は、照射ヘッド10の慣性中心まわりの首振り運動であるため、アイソセントリック動作と比べて格段に素早い動きとなる。擬似ノンアイソセントリックな高応答性の迅速な追尾モーションにより、例えば心鼓動等の早い動きに対しても照射ヘッド照準を高応答かつ精密に追従させることが可能となる。
【0017】
X線CT装置30に、図1に示す画像取得装置傾射機構20により所定角度に傾斜した(例えば垂直軸に対して20°〜30°の傾き)姿勢で支持されている。画像取得装置傾斜機構20を駆動させると、X線CT装置30は軸まわりに傾動(K1)し、画像取得用X線3bの照射角が変えられるようになっている。なお、X線CT装置30とガイドレール9は機械的に密に結合されており、共通の座標基準を持つ。
【0018】
X線CT装置30がガイドレール9及び照射ヘッド10が干渉しないように制御される。画像取得装置としてX線透視装置を用いる場合には、分解能やコントラストの点で問題があり、小型の金プレートを照射野の付近に埋め込んでマーカとしてこれを基準に照射野を標識する方がよい。
【0019】
図2中に示すSAD(Source Axis Distance)は、アイソセンタ5aから照射ヘッド内のターゲット121(図4(a)参照)までの距離に相当するものである。本実施形態では基準となるSAD1を80cm〜100cmに設定している。
【0020】
図6、図7及び図8に示すように照射野の移動に追従して照射するには、画像データから得られるシフト量DV1,DV2と所定の算式とを用いてS1首振りドライブ軸まわりの微小変位角θ1とS2首振りドライブ軸まわりの微小変位角θ2とをそれぞれ求める。該演算結果に従って首振り機構131,132の駆動をそれぞれ制御し、照射ヘッド10を微小変位角θ1および微小変位角θ2の分だけ高速首振りさせる。これにより頚部以下の呼吸や心鼓動、蠕動や膀胱内の尿量等、臓器の運動や状態の影響を受けて動く腫瘍等の患部5に対して照射ヘッド10の照準が迅速かつ高応答に追随し、放射線を高精度に照射することが可能となる。
【0021】
図2中の符号14a〜14c,16は、加速用マイクロ波を軸回転で伝えるロータリRFカプラ50を内部に有する導波管系である。図12に示すように、リンクアーム13,15のなかには導波管51が設けられ、関節部14a〜14c,16内のロータリRFカプラ50により導波管51が電磁気的に連通している。図13に示すように、ロータリRFカプラ50はフランジ継手53,54により導波管51の各々に接続されている。符号21はサーキュレータ、22はダミーロードである。
【0022】
また、図14に示すように、導波管51の導波路55a,55bはロータリRFカプラ50の回転部材56,57に取り囲まれた回転スペースに連通し、この中を管内モード2a(2b)でマイクロ波が導かれるようになっている。なお、図中にて符号58は軸受を示し、符号59はλ/4波長チョークを示す。このようなロータリRFカプラ50と導波管51との組み合わせにより、床等に固定されたクライストロン等の加速マイクロ波源70から移動する照射ヘッド10へ加速用のマイクロ波を円滑に供給することができる。
【0023】
導波管系11は、第1の関節部14a、第1のアーム12、第2の関節部14b、第2のアーム13、第3の関節部14c、第3のアーム15、第4の関節部16、照射ヘッド10を互いに連結してなるリンク機構である。第1の関節部14aのみがY軸に沿って設けられ、第2〜第4の関節部14b,14c,16はそれぞれX軸に沿って設けられている。なお、リンク先端の照射ヘッド10は、周回移動機構68によりガイドレール9に沿ってスライドし、また、第1の首振り機構131により第4の関節部16まわりに首振りされるようになっている。
【0024】
システム制御装置80は、X線CT装置30から照射野5のCT断層診断画像データが入力されると、このデータに基づいて周回移動機構68、レール傾動機構、天板8の駆動をそれぞれ制御することにより、アイソセンタ5aにある照射野5に照射ヘッド10の照準を合わせる。
【0025】
さらに、照射野5が動いた場合には、システム制御装置80はX線CT装置30からの入力データに基づいて画像追尾のための演算を行い、その演算結果に基づいて第1及び第2の首振り機構131,132の動作をそれぞれ制御して照射ヘッド10を首振りさせる。なお、照射ヘッド10の首振り動作中はインターロックがはたらいて放射線が照射されないようになっているので、近傍部位の被曝量は最小限に抑えられる。
【0026】
なお、本実施形態では検査装置としてX線CT装置30を放射線治療装置と組合せた場合について説明したが、本発明はこれのみに限定されることなく、X線透視装置、特殊な用途ではPET(Positron Emission Tomography)等の他の非磁気型画像取得装置を放射線治療装置と組合せることが可能である。
【0027】
通常型のX線透視装置の場合には、異なる目視線をもつ2つ以上のカメラが必要である。また、コントラストの低い軟部組織等はイメージングできないため、骨組織等のコントラストの高いランドマークをもとに予めX線CT装置やMRI等で照射野の位置決めができるようにしておくか、小型の金プレート等を照射野付近に埋め込んでマーカとするか、若しくはDSA(Digital Subtraction Angiography)のように造影剤や差分画像処理により画像強調できるような工夫が必要となる。また、X線CT装置やPETではリアルタイムイメージングが必要であり、高速のリアルタイム画像再構成計算が必要となる。
【0028】
次に、図4(a)〜(c)、図5及び図10、図11(a)〜(d)を参照しながら照射ヘッド10について詳しく説明する。
【0029】
照射ヘッド10は、4MeV〜10MeVの電子エネルギを有し、治療用のX線3aを発生する小型の電子リニアックからなり、アイソセンタ5aを中心とする上半後部の1/2球殻の範囲内で三次元移動して多方向から放射線を照射できるように、ガイドレール9に可動支持されるとともに、導波管系11のロータリRFカプラ16に首振り可能に連結されたものである。
【0030】
照射ヘッド10は、カバー101で本体部が覆われ、本体部の先端側に放射線を出射するための出射部120が取り付けられている。照射ヘッド本体部を覆うカバー101内には電気回路/冷却水回路116、加速器110、RF窓52、導波管51、ロータリRFカプラの一部50B、排気管107、真空ポンプ112、ターゲット排気室119、ターゲット121、冷却板122が設けられている。
【0031】
加速器尾部の絶縁碍子103から外部電源に接続されたケーブル(図示せず)がカバー101内に導入され、電子銃104のカソード105に接続されている。このカソード105と向き合ってアノード106が配置されている。カソード105とアノード106との間は真空ポンプ112に連通する排気管107により排気されるようになっている。電子銃104の電源はシステム制御装置80により制御されるものである。なお、電子銃104から加速器110に続き、さらに加速器110から出射部120に続いている。なお、絶縁碍子103から加速器110の先端までの長さは約360mmである。
【0032】
図5に示すように、電子銃104のアノード106の中央孔は加速器110のバンチャ空洞109に連通している。加速器110は、電子銃104から出射された電子線を加速させ、高エネルギの電子ビームをX線ターゲット121に衝突させるものである。加速器110の内部には電子ビーム通過用の中央孔を有する加速空胴111bがつながって配置されている。加速空胴111bはサイドカップルキャビティ111aを介して左右一対の側方排気管108にそれぞれ連通し、左右一対の側方排気管108は真空ポンプ112に接続されて真空排気されるようになっている。すなわち、加速器110の内部は側方のサイドカップルキャビティ111aおよび側方排気管108を介して真空ポンプ112により真空排気されるものである。
【0033】
加速器110には導波管51が連通している。導波管51はセラミック製のRF窓52およびロータリRFカプラ50A,50Bを経由してマイクロ波発振器70に連通している。RF窓52は、導波管51内に封入されたSF6ガスの漏洩を防ぐとともに、マイクロ波を加速器110へ導入させる入口である。なお、マイクロ波発振器70は出力安定性に優れたクライストロン方式のものである。マイクロ波発振器70の電源回路はシステム制御装置80に接続されている。
【0034】
出射部120は、カバー101で覆われた照射ヘッド本体部の先端に設けられ、X線ターゲット121、ターゲット冷却板122、一次コリメータ123、フラットニングフィルタ124を備えている。電子銃104から加速器110を経てフラットニングフィルタ124に至るまでは電子ビームの光軸に沿って直列に並び、加速された電子線はターゲット排気室119を通って出射部120のターゲット121に入射するようになっている。
【0035】
X線ターゲット121は、高エネルギの加速電子が入射して制動ふく射X線を出射するものであるため熱損傷を受けやすく、その対策として冷却板122が取り付けられ、冷却されている。なお、ターゲット121にはタングステン、タンタル等の高融点金属単体またはこれらの合金を用いる。
【0036】
一次コリメータ123は、タングステンなどの放射線に対する遮蔽性に優れ、かつ熱中性子発生の少ない材料でつくられ、ターゲット121からのX線をフラットニングフィルタ124に導くものである。
【0037】
フラットニングフィルタ124は、ターゲット121から出射されるX線の強度を平均化して均一なドーズ分布をもつ治療用放射線3aとするためのものである。
【0038】
さらに、出射部120の先端側には二次コリメータ125および線量計測用電離箱126が取り付けられている。二次コリメータ125は、治療用のX線3aが透過できないタングステンなどの遮蔽性の高い材料でつくられ、中空部を通って線量計測用電離箱126に治療用放射線3aが送られるようになっている。この二次コリメータ125は一次コリメータ123の端面部に着脱可能にネジ込まれている。
【0039】
線量計測用電離箱126は、二次コリメータ125の先端に取り付けられ、所定成分のガスが封入された電離箱であり、放電電荷を検出する検出回路(図示せず)が接続されている。この検出回路はシステム制御装置80の入力側に接続されている。システム制御装置80は、線量計測用電離箱126からの入力信号に基づいて照射ヘッド10から出射されるX線の線量を算出し、患者4が受ける治療用ドーズデータとしてメモリに保存するようになっている。
【0040】
次に、図9を参照して本実施形態装置の制御システムについて説明する。
【0041】
本実施形態装置の制御システムは、天板8、照射ヘッド10、X線CT装置30、信号処理装置31、マイクロ波発振器70、システム制御装置80、システムユーティリティ90からなり、システム制御装置80が全体を統括して制御するシステム構成となっている。
【0042】
システム制御装置80は、システム制御計算機、システム管理アルゴリズム、画像追尾アルゴリズム、治療計画アルゴリズム、治療管理アルゴリズム、グラフィカルユーザインターフェイス、治療データベース、インターロックアルゴリズム及びシステムモニタを含むものであり、これを中心として他のシステムブロックがそれぞれ接続され、入出力信号のやりとりがなされるようになっている。
【0043】
X線CT装置30は、信号処理装置31を経由してシステム制御装置80に接続されている。これにより画像診断が治療中にリアルタイムでなされ、医師はコンピュータディスプレイ上に表示された診断画像を観ながら治療を行うことができるようになっている。
【0044】
マイクロ波発振器70は、クライストロンモジュレータ・アンド・リニアックシステム制御装置、クライストロン及びRFドライバを具備している。クライストロンは、導波管系11を介して照射ヘッド10に接続され、加速器110にマイクロ波を供給する供給源にあたる。
【0045】
照射ヘッド10のアイソセントリック駆動機構および首振り駆動機構の各ドライバはシステム制御装置80に接続され、アイソセントリック照射時における照射ヘッド10の周回駆動68および擬似ノンアイソセントリック照射時における照射ヘッド10の2軸首振り駆動がそれぞれ制御されるようになっている。
【0046】
次に、図10〜図11および図6〜図8を参照して照射ヘッドの2軸の首振り機構について詳しく説明する。
【0047】
図10に示すように、照射ヘッドカバー101のジンバル構造の支持フレーム102に支持されている。支持フレーム102は照射ヘッド10の慣性中心を含むS1軸およびS2軸が通る位置座標に取り付けられている。
【0048】
図11Aに示すように、支持フレーム102には、導波管系11のロータリRFカプラ16、一対のロータリRFカプラ50A,50B、S1首振り駆動用サーボモータ131、S2首振り駆動用サーボモータ132がそれぞれ各辺に取り付けられている。
【0049】
導波管系11のロータリRFカプラ16は支持フレーム102の一方側長辺の中央に取り付けられ、これと向き合うようにS1首振り駆動用サーボモータ131の駆動軸131aがフレーム102の対向長辺の中央に取り付けられている(図11B参照)。サーボモータ駆動軸131aを回転駆動させると、図8に示すようにS1ドライブ軸まわりに照射ヘッド10が首振りするようになっている。
【0050】
また、一対のロータリRFカプラ50A,50Bは支持フレーム102の一方側短辺の中央に取り付けられ(図11(d)参照)、これと向き合うようにS2首振り駆動用サーボモータ132の駆動軸132aがフレーム102の対向短辺の中央に取り付けられている(図11C参照)。すなわち、サーボモータ132の本体は支持フレーム側のブラケット102aに固定支持され、モータ駆動軸132aは軸受133を介して支持フレーム102に回転可能に支持されている。サーボモータ駆動軸132aを回転駆動させると、図7に示すように、S2ドライブ軸まわりに照射ヘッド10が首振りするようになっている。
【0051】
図11Aに示すように、導波管系11の各リンクアーム13,15内には導波管51が設けられ、各関節部14,16内にはロータリRFカプラ50が設けられ、さらに一対のロータリRFカプラ50A,50Bを通って照射ヘッド内の加速器110にマイクロ波が導入されるようになっている。
【0052】
図6〜図8に示すように、画像診断データから得られるシフト量DV1,DV2と所定の算式とを用いてS1首振りドライブ軸まわりの微小変位角θ1とS2首振りドライブ軸まわりの微小変位角θ2とをそれぞれ求め、その演算結果に従って首振り機構131,132の駆動をそれぞれ制御し、照射ヘッド10を微小変位角θ1および微小変位角θ2の分だけ高速首振りさせる。そして、首振り動作中に照射ヘッド10から放射線を出射する。これにより頚部以下の呼吸や心鼓動、蠕動や膀胱内の尿量等、臓器の運動や状態の影響を受けて動く腫瘍等の患部5に対しても照射ヘッド10の照準が迅速かつ高応答に追随する。ちなみに、診断画像の処理時間を含めて0.1秒以内に照射ヘッド10を高速で首振り動作させることができ、照射野(患部)の動きに対して迅速に追随させることができる。
【0053】
次に、図15のタイミングチャートを参照しながら本実施形態の放射線治療装置の動作について、特に治療用放射線の直接線、漏洩線及び散乱線の画像取得装置検出器への影響を防止し、イメージングと治療用放射線の照射の時分割リアルタイムを実現する方法を説明する。
【0054】
先ず放射線治療装置6のメインスイッチをONすると、治療用寝台システム7、照射ヘッド10、X線CT装置30、マイクロ波発振器70、システム制御装置80、システムユーティリティ90の電源がそれぞれ待機状態となる。治療用寝台システム7が作動して患者4が天板8とともに治療エリア内に移動し、画像取得装置を作動させて患部5が治療装置のアイソセンタ5aに一致するように天板8を動かせて位置合わせする。このアイソセントリック位置合わせ完了後、X線CT装置30によるリアルタイム画像診断と照射ヘッド10による放射線治療とを開始する。
【0055】
図15中の時間t0において、X線CT装置30は、照射野5に向けて画像取得用X線3bの照射を開始する。その透過像を図15に示す時間t0〜t1において取得画像として検出する。なお、被曝を最小限度とするため画像取得用X線3bの照射時間も時間t0〜t1の間に限定する。また、少なくとも画像取得用X線3bを照射している時間t0〜t1において、治療用放射線3aの直接線、漏洩線及び散乱線が検出器に影響を与えないようにするため、照射ヘッド10は、治療用放射線3aを出射しないようにインターロックされている。
【0056】
検出された取得画像は、時間t1〜t2において取り込まれる(収録される)。取り込まれた取得画像の追尾画像データなどの情報は、時間t2〜t3において信号処理装置31やシステム制御装置80で処理され、処理画像をディスプレイ上に表示される。また、この画像追尾計算の結果、処理された情報は、位置補正データとして、首振り機構131,132に送られる。そして、時間t0〜t3までと同じ画像取得から画像処理までのサイクルが、時間t3以降、繰返される。
【0057】
時間t3〜t5にかけて次の画像検出と画像取り込みが行なわれている間に、首振り機構131,132の首振りサーボは、位置補正データとして送られてきた画像追尾計算の結果を基に、微小首振り角θ1及びθ2、駆動される。首振り機構131,132を駆動させている時間t3〜t5の間、治療用放射線3aを照射しないように、照射ヘッド10は、安全性を考慮してインターロックされている。
【0058】
首振り機構131,132が停止する時間t5において、照射ヘッド10のインターロックは、解除され、治療用放射線3aは、照射されはじめる。治療用放射線3aの照射時間は、次に首振り機構131,132が駆動されるまでの、時間t5〜t6である。また、この時間t5〜t6と同期して、時間t3〜t5の間に取得された取得画像の追尾画像データの画像追尾計算が実行される。時間t6において、3回目の画像検出と2回目の首振りサーボ駆動が開始され、2回目の画像追尾計算と1回目の治療用放射線3aの照射が完了する。
【0059】
治療用放射線3aの照射停止後、時間t6に画像取得用X線3bの照射を開始し、時間t6から始まる次の取得画像処理サイクルに移行する。時間t0から3回目の画像取り込み後のタイミングt8に照射ヘッド10のインターロックが解除され、2回目の治療用放射線3aの照射が再開される。
【0060】
このように、画像処理のサイクルと首振り及び照射のサイクルとは、互いにオーバーラップしている。ある画像処理のサイクルの間に行なわれる首振りヘッドの駆動及び治療用放射線3aの照射を行うサイクルは、この画像処理のサイクルの1つ前に行なわれた画像処理のサイクルの情報に基づいて行なわれる。
【0061】
なお、心鼓動などの早い動きに追従する場合、画像検出の開始から、照射ヘッド10を首振りさせて、治療用放射線3aを照射し終わるまでの時間t0〜t6は、0.1秒以内が一つの目安とされている。そこで、図15に示すタイムチャートは、画像処理の1サイクル及び首振り及び照射の1サイクルをそれぞれ0.05秒とした場合を示している。したがって、図15に示すタイムチャート中の時間は、一例であって、これ以外の時間間隔で実施されてもよい。
【0062】
また、画像取得や画像追尾計算に異常が生じた場合、その時点で治療用放射線3aの照射を停止するようにインターロックをかけ、安全性を向上させる。なお、本実施形態の放射線治療装置6では、照射ヘッド10の首振り及び位置決めが正常に行われたことを確認してから治療用放射線3aの照射がなされるよう構成されている。
【0063】
このように本実施形態の放射線治療装置6において、画像検出のサイクル、画像取込のサイクル、画像追尾計算のサイクル、それに基づくヘッド首振り制御のサイクル、治療用放射線3aの照射のサイクルが繰返され、寝台の1/2球殻の位置から照射野5への追従照射による治療が行われる。
【0064】
次に、図15及び図16を参照して本発明の擬似ノンアイソセントリック型放射線治療装置を用いた治療の手順について説明する。
【0065】
放射線治療においては医師が治療計画を立てる。その治療計画は術前に行われる種々の検査に基づくものであるが、さらに医師は手術中において本発明の装置を用いることにより患部の病巣を直接的にリアルタイムで画像診断することにより高精度で確実性の高い放射線治療を行うことができる。
【0066】
図16の(a)に示すように、X線CT装置30のみを用いて照射野5及びその近傍領域の診断画像を構成する。システム画面で治療野5の各断面図を確認して、画像追尾のための輪郭線を定義する。治療開始に先立って照射野5のマッピングは終了しており、これを参考に複数のスライスで照射野5の輪郭を定義する。
【0067】
図16の(b)に示すように、放射線治療装置の画像追尾システムが、実際の照射野5の画像の輪郭抽出を行い、定義された輪郭線とのパターンマッチングを行って画像追尾を開始する。医師は画像追尾状況を目視で確認する。
【0068】
図16の(c)に示すように、画像追尾が安定した後に、医師はマスターアームスイッチ(Master Arm SW)を操作して、システムをARMED状態にする。システムは照準をクロスヘアラインで照射ボリュームを赤色で画像上に表示する。画像追尾が継続しているため、照準及び照射ボリュームは照射野の移動とともに自動的に追従する。
【0069】
図16の(d)に示すように、医師のトリガ操作で治療用放射線3aの照射を開始する。治療計画の段階で予定の照射時間は決まっており、画面上ではカウントダウンが開始され、カウントゼロ(時刻t4)になると治療用放射線は自動的に停止する。画面上には線量分布が継続的に表示され、医師はこれを確認しながらトリガを引き続けて照射を継続する。システムは画像のサンプリング、治療用放射線の照射を高速に交互に続け、画像追尾と治療用放射線の照射とをリアルタイムで継続する。カウントダウンがゼロになる前であっても、医師がトリガを離せば、そのタイミングで直ちに治療用放射線は停止するので、安全性は十分に確保される。
【0070】
図16の(e)に示すように、医師はマスターアームスイッチ(Master Arm SW)をSAFE位置としてシステムを安全な状態にし、照射ヘッド10を次の照射位置へ移動させる。各ポータルにおける照射終了後と一連の照射終了後に医師は累積被曝線量の総計にあたるトータルドウズ(Total Dose)を確認する。累積線量および1クール内の累積線量分布が画面に表示され、患者毎に作成される治療ファイルに記憶される。
【0071】
本実施形態の治療装置によれば、画像処理時間を含めて0.1秒以内に照射ヘッドを高速首振り動作させ、照射野(患部)の動きに対して追随させることができるので、高精度に放射線を照射することができる。このように患部の動きに対応して高応答かつ高精度にノンアイソセントリック照射することが可能であるので、頚部以下の呼吸や心鼓動、蠕動や膀胱内の尿量等、臓器の運動や状態の影響を受けて腫瘍等の照射対象が移動する部位を治療対象とすることができるようになる。
【0072】
本実施形態によれば、照射ヘッド部全体のアイソセントリックな動きに加えて、照射ヘッド部自体をその慣性中心等の適当な回転中心のまわりに1軸又は2軸の首振り動作することにより、擬似的にノンアイソセントリックな照射治療が可能となり、その効果は完全にノンアイソセントリックな照射治療装置に対して全く遜色の無いレベルものが得られる。また、所要の首振り角は、約3°(±1.5°)であり、呼吸や心鼓動による照射野の移動に対応して高速に追従可能である。
【0073】
本実施形態によれば、剛性の点で問題の多い片持型のロボットアームと異なり、高強度・高剛性の照射ヘッド支持構造を採用することができ、高い絶対精度を機械的に保証することが可能となる。このため、ロボットアームを使用して所要の位置決め精度を確保する場合に必要となるティーチングが不要となり、
効率的な治療が可能となる。
【0074】
ノンアイソセントリックな照射治療に所要の自由度を遙かに超える過剰な自由度を持つ汎用の産業用ロボットアームを適用するのは患者の安全性の点で問題がある。即ち、ロボットアームの誤動作等の事故の際に、ロボットアームもしくはその先端の照射ヘッドが患者に接触して、患者に対して外傷的な危害が及ぶ可能性がある。これに対して、本実施形態では、照射ヘッド支持機構及び照射ヘッド自体が機械的に可動範囲が制限されており、患者に対する絶対的な安全性が確保できる。
【0075】
従来技術では、照射治療中に照射野をリアルタイムに監視することができず、推定に基づく照射を余儀なくされたが、本発明によれば、通常のX線透視装置や、X線CT装置、PET、DSA等の画像取得装置で、照射治療中に照射野をリアルタイムで監視することが可能となり、信頼性・安全性の高い照射治療が可能となる。
【0076】
また、リアルタイムに得られる上記の照射野画像を基にして画像追尾を行い、移動する照射野への追従照射が可能となる。
【0077】
本発明の実施形態に示される医師とのマンマシン・インタフェイスにより、安全性・信頼性に優れた確実な放射線治療が可能となる。
【0078】
(第2の実施形態)
次に、図17および図18を参照して本発明の第2の実施形態について説明する。なお、本実施形態が上記の実施形態と重複する部分の説明は省略する。
【0079】
本実施形態の装置6Aでは、回転ドラム(治療用ガントリ)99上に治療用の照射ヘッド10、画像取得用X線源(CT用X線管)97およびセンサアレイ98を搭載している。すなわち、装置全体構造としては、上記第1実施形態の回転型のX線CT装置30のドラム部の上に照射ヘッド10を装備した構造としている。回転ドラム(治療用ガントリ)99の回転中心はアイソセンタ5aとされている。照射ヘッド10は、4MeV〜10MeVの電子リニアックからなり、図示のように2軸(S1,S2)に首振りでき、これらの首振り動作によってドラム回転軸周りにノンアイソセントリックな照射が可能である。なお、S2軸の首振りには、ドラムの回転に伴う照準角度補正も含める必要がある。一方、S1軸の首振りに関しての照準角度補正は不要である。
【0080】
画像取得用X線源97およびセンサアレイ98は照射ヘッド10と干渉を生じない箇所にそれぞれ取り付けられ、画像取得用X線源97とセンサアレイ98とは互いに向き合っている。検出用のX線センサアレイ98はマルチ配列(Multi row)タイプの多列センサである。なお、X線CT装置やPETではリアルタイムイメージングが必要であり、高速のリアルタイム画像再構成計算処理が必要となる。
【0081】
(第3の実施形態)
次に、図19を参照して本発明の第3の実施形態について説明する。なお、本実施形態が上記の実施形態と重複する部分の説明は省略する。
【0082】
本実施形態の装置6Bでは、回転ドラム(治療用ガントリ)99上に照射ヘッド10、通常のX線透視装置を構成する2組のX線源97A,97B及びセンサアレイ98A,98Bのセットが装備されている。すなわち、上記第2実施形態とは異なり、回転ドラム99にはX線CT装置用のX線源とセンサアレイが装備されているのではなく、本実施形態では通常のX線透視装置を構成する2組のX線源97A,97B及びセンサアレイ98A,98Bを装備しており、X線透視装置のセットの目視線は互いに一致しないようになっている。これにより患者4の体内のランドマーク若しくは微小の金プレート等のマーカのX線透視画像を2軸方向について取得し、患部位置の動きを把握するようにしている。なお、X線透視画像の画像強調方式としては、造影剤を用いてDSAのような画像処理を行う方式も考えられる。
【0083】
照射ヘッド10は、4MeV〜10MeVの電子リニアックからなり、図示のように2軸(S1,S2)に首振りでき、これらの首振り動作によってドラム回転軸周りにノンアイソセントリックな照射が可能である。なお、S2軸の首振りには、ドラムの回転に伴う照準角度補正も含める必要がある。一方、S1軸の首振りに関しての照準角度補正は不要である。
【0084】
(第4実施形態)
次に、図20〜図28を参照して本発明の第4実施形態に係る放射線治療装置を説明する。
【0085】
図20に示すように、本実施形態の放射線治療装置は、治療室200側に配置される要素と、隔壁201により治療室200から隔離された操作室202に配置される要素とからなる。
【0086】
治療室200に配置される要素は、支持移動機構210と、この支持移動機構210により予め定めた第1球面座標上で支持され且つ移動する照射ヘッド220と、マイクロ波発振器230と、照射ヘッド220内の治療用放射線発生部221にマイクロ波発振器230で発生させたマイクロ波電力を伝送するマイクロ波伝送系である固定導波管部240、移動導波管部250及びヘッド内導波管部260と、寝台部270とである。
【0087】
操作室202に配置される要素は、システム制御卓280である。
【0088】
支持移動機構210は、治療室200の床に固定される一対の基台211,212と、この基台211,212に設けられた一対の傾動機構213,214と、照射ヘッド220を支持且つ移動させるための半円弧状軌道が形成されたガイドレール215と、一対のウエイト216,217とを含む。すなわち、ガイドレール215の中間部に前記軌道215Aが形成されると共にその両端215B1,215B2は、基台211,212に設けた傾動機構213,214により支持される。傾動機構213,214を駆動することにより、アイソセンタ300を中心に符号301に示す方向にガイドレール215は回転駆動される。
【0089】
照射ヘッド220は、電子銃、加速器、ターゲット、コリメータ、真空ポンプ等からなる治療用放射線発生部221と、ラック・アンド・ピニオン、ベルト及びプーリ等の機構により照射ヘッド220を軌道215Aに沿って符号302に示す方向に周回移動させる周回移動機構222と、治療用放射線発生部221を符号303に示す直行2方向に首振りさせるジンバル機構223とを有する。ここに、傾動機構213,214及び周回移動機構222の動作により、照射ヘッド220を、アイソセンタ300をアイソセントリック回転させることができる。また、後述するジンバル機構223の動作は、照射ヘッド220を疑似ノンアイソセントリックな回転をさせることができる。
【0090】
マイクロ波発振器230は、クライストロンの如きマイクロ波電子管からなる。このマイクロ波発振器230、マイクロ波伝送系及び治療用放射線発生部221は、従来の小型電子リニアックの如き放射線治療装置では回転体である照射ヘッドを含むガントリ内に一体化されて組み込まれているものがあったが、本実施形態の放射線治療装置においては、重量物であるマイクロ波発振器230を治療室200の床に設置することで、軽量化された照射ヘッドを実現している。このような軽量化された照射ヘッド220であることと、特徴的な支持移動機構210との組合せにより、照射ヘッド220を、治療室200の空間上で規定される球面座標系上での任意位置への移動を可能としている。
【0091】
移動導波管部250は、第1,第2直線形導波管251,252と、第1,第2,第3ロータリRFカプラ253,254,255を含むパンタグラフ機構であり、固定導波管部240とヘッド内導波管部260とを連結する。すなわち、同種の第1,第2,第3ロータリRFカプラ253,254,255のうち、代表として第2ロータリRFカプラ254を第1,第2直線形導波管251,252を含めて、図21を参照して説明する。
【0092】
図21において、第2ロータリRFカプラ254は、一端側に第1直線導波管251が接続される第1筒体254Aと、この第1筒体254Aと同一の軸芯を持ち第1筒体254Aの他端側に一端側がベアリング254Cを介して回転可能に組み合わされ且つ他端側に第2直線導波管252が接続される第2筒体254Bとを含む。尚、第1,第2筒体254A,254Bの軸心方向と、第1,第2直線導波管251,252の伸長方向とは直角である。
【0093】
また、第1,第2筒体254A,254Bの開口部には、2つの開口を形成してなる帯域フィルタ板254Dが設けられている。さらに第1筒体254Aと第2筒体254Bとの間には磁性シール機構254Eが設けられている。この磁性シール機構254Eは気密封止のためOリングに代わるものであり、一対の電磁石254E1,254E2により磁性流体254E3を挟みこんだ構造である。このような磁性シール機構254Eを第1筒体254Aと第2筒体254Bとの間に設けていることにより、従来のような劣化に伴う定期交換を必要とするOリングに比べて、保守管理の面で有利である。
【0094】
このような第2ロータリRFカプラ254及び第1,第2直線形導波管251,252によれば、第1直線導波管251の伸長方向から伝送されたマイクロ波電力は、第2ロータリRFカプラ254の入口で直角に曲げられて、出口で再度直角に曲げられて第2直線導波管252の伸長方向に伝送される。また、第2ロータリRFカプラ254の第1筒体254A,第2筒体254Bは互いに回転可能であるので、第1,第2筒体254A,254Bに直角に接続された第1直線導波管251と第2直線導波管252とを互いに異なる方向に回転させることができる。
【0095】
従って、移動導波管部250は、第2ロータリRFカプラ254に一端部が接続された第1直線導波管251の他端部を、第2ロータリRFカプラ254と同様の構造を有しガイドレール215の端部に固定された第1ロータリカプラ253に接続し、第2ロータリRFカプラ254に一端部が接続された第2直線導波管252の他端部を、第2ロータリRFカプラ254と同様の構造を有し照射ヘッド220に固定された第3ロータリRFカプラ255に接続しているので、照射ヘッド220の移動に伴って、第1,第2,第3ロータリRFカプラ253,254,255それぞれの第1,第2筒体254A,254Bが回転して第1,第2直線導波管251,252を、第2ロータリRFカプラ254を中心に開閉することができる。これは、第1,第2直線形導波管251,252と、第1,第2,第3ロータリRFカプラ253,254,255とを含む移動導波管部250が、パンタグラフ機構であることを示している。
【0096】
また、図22は、2つのロータリRFカプラ254,254′と、5本の導波管とを用いて、曲がった伝送経路を形成する例を示している。この例では、図21と同様のロータリRFカプラ254及び直線導波管256,257と、これと同様のロータリRFカプラ254′及び直線導波管256′,257′とを、ベンド形導波管258により連結した構成である。
【0097】
このように、図21に示すロータリRFカプラ254及び複数の導波管の組を複数製作し、これらをベンド形導波管により連結することにより、曲がった伝送経路を容易に形成することができる。
【0098】
次に図23を参照して、照射ヘッド220と移動導波管部250との関係を説明する。すなわち、図20においてアイソセンタ300を規定したとき、照射ヘッド220は、支持移動機構210により治療室200の空間上で規定される球面座標系上での任意位置への移動を可能としている。この球面座標系を図23において、P1(r1,θ1,φ1)で示すことができる。この場合、r1は、アイソセンタ300とターゲットとの間の距離とする。また、移動導波管部250の第3ロータリRFカプラ255は、照射ヘッド220が球面座標系P1(r1,θ1,φ1)で移動すると、この座標系に応動してP2(r2,θ2,φ2)で示す球面座標系上での移動が行われる。r2は、アイソセンタ300と第3ロータリRFカプラ255の軸心との間の距離とする。
【0099】
このように本実施形態の放射線治療装置によれば、照射ヘッド220が移動する球面座標系P1に従って移動導波管部250を球面座標系P2上で移動することができ、移動導波管部250の動きを照射ヘッド220の動きに追従させることができる。
【0100】
次に、固定導波管部240について説明する。すなわち、固定導波管部240は、移動導波管部250で用いた直線形導波管と同様の導波管、図24に示す両端にフランジ241,242が設けられたEベント形導波管243、図25に示す両端にフランジ244,245が設けられたHベント形導波管245、移動導波管部250で用いたロータリRFカプラ253,254,255と同様のロータリカプラを含み、マイクロ波発振器230と移動導波管部250とを連結する。図20において、固定導波管部240は、マイクロ波発振器230の出力端から基台212内を通ってガイドレール215の端部215B2に設けた第1ロータリRFカプラ253に接続されている。
【0101】
次に、図26(a)及び(b)を参照して、照射ヘッド220及びヘッド内導波管部260について説明する。照射ヘッド220は、図20で説明したように、治療用放射線発生部221、周回移動機構222、ジンバル機構223を有すると共にヘッド内導波管部260を付設している。なお、図26(a)及び(b)においては、図面に周回移動機構222は現れない。ジンバル機構223のフレーム223Aに直行2方向に首振りさせるサーボ機構223B,223Cが設けられており、周回移動機構で位置決めされた位置で、フレーム223A全体を首振りさせる。フレーム223Aには、電子銃221A,Cバンド定在波線形加速器の如き加速器221B,ターゲット221C,コリーメータ221D及び加速器221Bに連結される真空ポンプ221Eが搭載されている。
【0102】
このような治療用放射線発生部221は、電子銃221Aから発射した電子線を加速器221Bより加速して、該加速した電子線をターゲット221Cに衝突させて放射線を発生させ、また該放射線をコリーメータ221Dで成形して、治療用放射線を照射ヘッド220から図示しない患者に照射する。また。
【0103】
上記において加速器221Bにはヘッド内導波管部260が接続されている。このヘッド内導波管部260は、RF窓262を内部に有しつ且つ一端側が加速器221Bに接続されたロータリRFカプラ261を有する。このロータリRFカプラ261の他端側には、ベンド形導波管263が接続されている。RF窓262を内部に有するロータリRFカプラ261及びベンド形導波管263は、ジンバル機構223のフレーム223Aに搭載されている。
【0104】
ここにRF窓262から加速器221Bまでの導波管部262Aと、電子銃221Aと、加速器221Bと、ターゲット221とによる空間は真空ポンプ221Eにより真空引きされる。また、RF窓262からマイクロ波発振器230までのヘッド内導波管部260、固定導波管部240及び移動導波管部250の内部は、SF6ガス等の電気絶縁ガスが、0.1〜0.2MPaGの圧力で充填されている。
【0105】
また、周回移動機構側には、導波管265,266,267が設けられ、導波管267は移動導波管部250の第3ロータリRFカプラ255に接続されている。ここにジンバル機構223のフレーム223Aに搭載されたベンド形導波管263と、周回移動機構側に設けられた導波管265とは、詳細を図27に示すフランジ264A,264Bを有するフレキシブル導波管264により連結されている。なお、図24,図25,図27におけるフランジは、図28に示すフランジ268を用いることができる。なお、ヘッド内導波管部260においても、曲った伝送路を構成する場合には、図24に示す両端にフランジ241,242が設けられたEベント形導波管243、図25に示す両端にフランジ244,245が設けられたHベント形導波管245を用いることができる。
【0106】
図20に示す、寝台部270は、患者272を載置しつつZ方向(垂直方向)と、X,Y方向(水平方向)とのうち少なくとも一方に移動する天板271を有する。この天板271の移動は、寝台部270に備わる図示しない移動機構により行われる。
【0107】
図20に示す、システム制御卓280は、傾動機構213,214、照射ヘッド220の治療用放射線発生部221、周回移動機構222、ジンバル機構223、マイクロ波発振器230及び寝台部270を、自動又は手動により々制御する。
【0108】
以上のように構成された本実施形態の放射線治療装置によれば、次のよう効果がある。すなわち、重量物であるマイクロ波発振器230を治療室200の床に設置して軽量化された照射ヘッド220を実現し且つ特徴的な支持移動機構210との組合せにより、照射ヘッド220を、治療室200の空間上で規定される球面座標系P1上での任意位置に移動することが可能となる。
【0109】
また、本実施形態の放射線治療装置によれば、照射ヘッド220が移動する球面座標系P1に従って移動導波管部250を球面座標系P2上で移動することができ、移動導波管部250の動きを照射ヘッド220の動きに追従させることができ、任意の位置における照射ヘッド220に対しマイクロ波電力を容易に供給することができる。
【0110】
さらに、移動導波管部250は、第1,第2直線形導波管251,252と、第1,第2,第3ロータリRFカプラ253,254,255とによりパンタグラフ機構を構成しているので、第2ロータリRFカプラ254を中心に第1直線形導波管251と第2直線形導波管252とを容易に開閉し且つ移動量を吸収することができ、患者272への干渉を未然に防止とすることができる。
【0111】
また、固定導波管部240及びヘッド内導波管部260は、直線形導波管と共にEベント形導波管243、Hベント形導波管245、ロータリRFカプラ253,254,255と同様のロータリRFカプラを用いて構成しているので、曲がった伝送路を最短距離で形成することができ、小型化に寄与するものとなる。
【0112】
さらに、ロータリRFカプラ254の第1筒体254Aと第2筒体254Bとの間には磁性シール機構254Eを設けていることにより、従来のOリングに比べて、摩耗に伴うリーク発生を抑制することができ、また劣化に伴う交換サイクルを延ばすことができる。
【0113】
また、ヘッド内導波管部260におけるジンバル機構223に搭載されるベンド形導波管263と、周回移動機構側に設けられた導波管265とは、フレキシブル導波管264により連結しているので、ジンバル機構223によりベンド形導波管263を含む治療用放射線発生部221が首振り動作により微少角変位しても、この首振り動作の伴う治療用放射線発生部221の位置ずれは容易にフレキシブル導波管264により吸収することができる。これにより、治療用放射線発生部221に所定のマイクロ波電力を供給しつつジンバル機構223により、照射ヘッド220を円滑に疑似ノンアイソセントリック回転させることが可能となる。
【0114】
さらに、本実施形態の放射線治療装置においては、マイクロ波発振器230と加速器221Bとの間におけるマイクロ波伝送系において、マイクロ波を利用する部分である加速器221Bの近傍にRF窓262を設けているので、真空にする必要がある部分は、RF窓262から加速器221Bまでの導波管部262Aと、電子銃221Aと、加速器221Bと、ターゲット221とによる、加速器221Bの近傍の狭い空間だけとなるので、真空ポンプ221Eは小容量のものを用いることができ、照射ヘッド220の小型化且つ軽量化に大きく寄与する。また、真空にする必要がある部分が加速器221Bの近傍の狭い空間であるので高真空度到達が達成され放電リスクが軽減される。さらに、真空にする必要がある部分が加速器221Bの近傍の狭い空間であるので真空漏れの発生頻度は低減され得る。
【0115】
また、RF窓262からマイクロ波発振器230までのマイクロ波伝送系、つまりヘッド内導波管部260、固定導波管部240及び移動導波管部250の内部は、SF6ガス等の電気絶縁ガスが、0.1〜0.2MPaGの圧力で充填されているので、マイクロ波伝送系内の内圧により、マイクロ波伝送系の保全能力が向上する。
【0116】
【発明の効果】
以上述べたように本発明によれば、ジンバル機構により、導波管を含み電子銃、線形加速器及びターゲットからなる治療用放射線発生部が首振り動作により微少角変位しても、この首振り動作の伴う治療用放射線発生部の位置ずれは容易にフレキシブル導波管により吸収することができ、これにより、治療用放射線発生部に所定のマイクロ波電力を供給しつつジンバル機構により、照射ヘッドを円滑に回転させることが可能となり、優れた治療性能を有する放射線治療装置を提供することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の第1実施形態に係る放射線治療装置を寝台軸に直交する方向から見た構成図。
【図2】同実施形態の放射線治療装置を寝台軸方向から見た構成図。
【図3】同実施形態の放射線治療装置による放射線治療を説明する斜視図。
【図4】本発明の第2実施形態に係る放射線治療装置における照射ヘッドを示し、(a)は正面から見た部分断面図、(b)は(a)におけるIVB−IVBに沿う断面図、(c)は(a)におけるIVC−IVCに沿う断面図。
【図5】同実施形態の放射線治療装置における照射ヘッドに備わる超小型C−Band加速器を示す構成図。
【図6】同実施形態の放射線治療装置による擬似ノンアイソセントリックで放射線治療を行う際の照射ヘッド及び患者を示す斜視図。
【図7】同実施形態の放射線治療装置による擬似ノンアイソセントリックで放射線治療を行う際の照射ヘッドの首振り動作の一例を説明するものであって、図6におけるVII−VIIに沿う部分断面図。
【図8】同実施形態の放射線治療装置による擬似ノンアイソセントリックで放射線治療を行う際の照射ヘッドの首振り動作の他例を説明するものであって、図5におけるVIII−VIIIに沿う部分断面図。
【図9】同実施形態に係る放射線治療装置のブロック図。
【図10】同実施形態に係る放射線治療装置の照射ヘッドを示す斜視図。
【図11】図11は同実施形態における首振り機構を示し、(a)は導波管と首振り機構及び駆動モータを示す斜視図、(b)は(a)におけるXIB−XIBに沿う断面図、(c)は(a)におけるXIC−XICに沿う断面図、(d)は(a)におけるXID−XIDに沿う断面図。
【図12】同実施形態の放射線治療装置における導波管系及びロータリRFカプラを示す斜視図。
【図13】同実施形態の放射線治療装置におけるロータリRFカプラ及び導波管を示す斜視図。
【図14】同実施形態の放射線治療装置におけるロータリRFカプラを説明する図。
【図15】同実施形態における動作を示すタイミングチャート。
【図16】同実施形態における放射線治療の操作手順を、モニタ画面の変化で示す図。
【図17】本発明の第2実施形態に係る放射線治療装置を、寝台軸の方向から見た構成図。
【図18】同実施形態に係る放射線治療装置を、寝台軸の方向から見た構成図。
【図19】本発明の第3実施形態に係る放射線治療装置を、寝台軸の方向から見た構成図。
【図20】本発明の第4実施形態に係る放射線治療装置を示す斜視図。
【図21】同実施形態におけるロータリRFカプラの断面図。
【図22】同実施形態におけるロータリRFカプラ及び導波管を組み合わせた伝送系を示す図。
【図23】同実施形態における照射ヘッドに係る球面座標系と移動導波管部に係る球面座標系との関係を示す図。
【図24】同実施形態におけるEベンド形導波管を示す図。
【図25】同実施形態におけるHベンド形導波管を示す図。
【図26】同実施形態における照射ヘッドを示し、(a)は正面図、(b)は側面図。
【図27】同実施形態におけるフレキシブル導波管を示す図。
【図28】同実施形態におけるフランジを示す図。
【符号の説明】
200…治療室
201…隔壁
202…操作室
210…支持移動機構
211,212…基台
213,214…傾動機構
215…ガイドレール
215A…軌道
216,217…ウエイト
220…照射ヘッド
221…治療用放射線発生部
222…周回移動機構
223…ジンバル機構
230…マイクロ波発振器
240…固定導波管部
250…移動導波管部
260…ヘッド内導波管部
270…寝台部
280…システム制御卓
[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiotherapy apparatus suitable for, for example, radiotherapy of a tumor site by a stereotactic multi-orbital irradiation method.
[0002]
[Prior art]
As one of the radiotherapy methods, there is a stereotactic multi-orbital irradiation method that increases the therapeutic effect by intensively irradiating the affected area with radiation from multiple directions and can reduce the exposure dose to the surrounding tissue to the minimum.
[0003]
This stereotactic multi-orbital irradiation method is used for primary benign brain tumors, single metastatic brain tumors of 3 cm or less, small lesions in the brain such as skull base metastases that are difficult to operate, arterial malformations or venous malformations It is effective for the treatment of affected areas such as
[0004]
As a radiotherapy apparatus capable of performing such a stereotactic multi-orbital irradiation method, there is conventionally known a device that irradiates radiation after positioning an irradiation head with respect to an affected part using a positioning means. Since radiation is not irradiated after confirming the position of the lesion by directly looking at the irradiation field, high-precision irradiation of radiation cannot be expected.
[0005]
In contrast, Japanese Patent Publication No. 6-502330 and Japanese Patent Publication No. 8-504347 disclose a combination of a radiotherapy apparatus and an X-ray CT apparatus by incorporating a linear accelerator in the rotating drum of the X-ray CT apparatus. The configuration is disclosed. With this configuration, it is possible to perform radiation irradiation while confirming an image of the irradiation field.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
However, since these apparatuses have a structure in which a linear accelerator is incorporated in a rotating drum of an X-ray CT apparatus, the irradiation is limited to only about one rotation axis and is limited to isocentric irradiation.
[0007]
The objective of this invention is providing the radiotherapy apparatus which has the outstanding therapeutic performance.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
To achieve the above object, the present invention provides an electron gun, a linear accelerator, and a target. Gimbal mechanism that swings the therapeutic radiation generator and the therapeutic radiation generator An irradiation head, a support moving mechanism for supporting and moving the irradiation head on a predetermined spherical coordinate, and a micro to be supplied to the irradiation head Wave Occurs, stationary position A microwave oscillator arranged at one end, and a waveguide section having one end electromagnetically connected to the microwave oscillator and the other end electromagnetically connected to the linear accelerator And Radiation therapy equipment In , The waveguide of the waveguide unit mounted on the gimbal mechanism and the waveguide of the waveguide unit from the microwave oscillator are connected by a flexible waveguide. The
[0009]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
(First embodiment)
As shown in FIGS. 1 to 3, the radiotherapy apparatus 6 according to the present embodiment delivers therapeutic radiation to a bed 7 having a top plate 8 on which a patient 4 is placed and an irradiation field 5 that can be set on the patient 4. X-ray CT apparatus for acquiring a tomographic image of an irradiation head 10 for irradiation and an irradiation field 5 as an affected part Set 3 0.
[0010]
The top plate 8 can be moved in three axes, that is, a bed longitudinal direction (X-axis direction), a bed width direction (Y-axis direction), and a bed vertical direction (Z-axis direction) by a driving mechanism built in the bed 7. Further, the position of the top board 8 is adjusted by the top board 8 integrated and controlled by the system control device 80 so that the irradiation field 5 as the affected part is located at the isocenter 5a based on the captured image data of the image acquisition device. (See FIG. 9). Top plate 8 is X-ray CT equipment Place A material and shape suitable for an image acquisition apparatus such as a PET (Positron Emission Tomography) apparatus are selected.
[0011]
The irradiation head 10 is rotated by (G1) by the tilting shaft 26, the orbital movement mechanism 68, and the first and second swing mechanisms 131, 132 by a half ball (1 / 2), the guide rail 9 is movably supported so that an arbitrary irradiation position can be obtained. As shown in FIG. 2, the orbiting movement mechanism 68 moves the irradiation head 10 around the guide rail 9 (H1), and a rack and pinion method or a belt method can be adopted. As shown in FIG. 10 and FIGS. 11A to 11D, the first swing mechanism 131 includes a servo motor that swings the irradiation head 10 around the first axis S1, and the second swing is made. The mechanism 132 includes a servo motor that swings the irradiation head 10 about the second axis S2.
[0012]
The irradiation head 10 is connected to the rotary RF coupler 16 of the waveguide system 11 shown in FIG. It is connected to a microwave generation source 70 (klystron) by a waveguide 51 and a rotary RF coupler 50 on the gimbal mechanism shown in FIG.
[0013]
The first swing mechanism 131 is a mechanism for swinging (S1) the irradiation head 10 around the rotary RF coupler 16 on the guide rail 9, as shown in FIGS. The rotary RF coupler 16 is provided on an axis substantially passing through the center of inertia of the irradiation head 10 so that the inertial force when the irradiation head 10 swings is reduced.
[0014]
As shown in FIGS. 1 and 11A, the second swing mechanism 132 is a mechanism that swings (S2) the irradiation head 10 around the rotary RF couplers 50A and 50B on the guide rail 9. The rotary RF couplers 50A and 50B are provided on an axis that substantially passes through the center of inertia of the irradiation head 10 so that the inertial force when the irradiation head 10 swings becomes small. Incidentally, the irradiation head 10 has a total length of 500 to 600 mm, a width of 500 mm × a depth of 300 mm, and a weight of 60 to 80 kg.
[0015]
As shown in FIGS. 2 and 3, the guide rail 9 is composed of a semicircular ring having an arc shape that is half the upper half of the top plate 8, and is provided so as to straddle the top plate 8 in the width direction. The guide rail 9 is supported to be tiltable by a tilting mechanism. The tilting mechanism tilts the guide rail 9 around the tilting shaft 26 in FIG. 2 within a range of 0 ° to 180 ° (G1) as shown in FIG. The guide rail 9 is made of a material having high rigidity such as stainless steel, and has a width of 200 to 400 mm, a thickness of 20 to 50 mm, and a radius from the isocenter 5a of 800 to 1000 mm.
[0016]
The above-described two-axis drive (G1, H1) allows the irradiation head 10 to move in an isocentric manner on a ½ spherical shell centered on the isocenter 5a. Furthermore, the above-described two-axis drive (S1, S2) enables the irradiation head 10 to move in a pseudo non-isocentric manner on the ¼ spherical shell. This pseudo non-isocentric operation is a swinging motion around the center of inertia of the irradiation head 10 and thus is much faster than the isocentric operation. The pseudo-non-isocentric high-response quick tracking motion enables the irradiation head aiming to be followed with high response and precision even for fast movement such as heartbeat.
[0017]
The X-ray CT apparatus 30 is supported in a posture inclined at a predetermined angle (for example, an inclination of 20 ° to 30 ° with respect to the vertical axis) by the image acquisition device tilting mechanism 20 shown in FIG. When the image acquisition apparatus tilt mechanism 20 is driven, the X-ray CT apparatus 30 tilts (K1) about the axis, and the irradiation angle of the image acquisition X-ray 3b can be changed. The X-ray CT apparatus 30 and the guide rail 9 are mechanically closely coupled and have a common coordinate reference.
[0018]
The X-ray CT apparatus 30 is controlled so that the guide rail 9 and the irradiation head 10 do not interfere with each other. When using an X-ray fluoroscopy device as an image acquisition device, there is a problem in terms of resolution and contrast, and it is better to embed a small gold plate near the irradiation field and mark the irradiation field as a reference using this as a marker. .
[0019]
The SAD (Source Axis Distance) shown in FIG. 2 corresponds to the distance from the isocenter 5a to the target 121 (see FIG. 4A) in the irradiation head. In this embodiment, the standard SAD1 is set to 80 cm to 100 cm.
[0020]
To irradiate following the movement of the irradiation field as shown in FIGS. 6, 7, and 8, the shift amounts DV1, DV2 obtained from the image data and a predetermined formula are used to determine the position around the S1 swing drive shaft. A minute displacement angle θ1 and a minute displacement angle θ2 around the S2 swing drive axis are obtained. The driving of the swing mechanisms 131 and 132 is controlled according to the calculation result, and the irradiation head 10 is swung at a high speed by the minute displacement angle θ1 and the minute displacement angle θ2. As a result, the aim of the irradiation head 10 quickly and rapidly responds to the affected area 5 such as a tumor moving under the influence of the movement and state of the organ such as breathing and heartbeat below the neck, peristalsis, and urine volume in the bladder. In addition, it becomes possible to irradiate radiation with high accuracy.
[0021]
Reference numerals 14a to 14c and 16 in FIG. 2 denote a waveguide system having a rotary RF coupler 50 for transmitting an acceleration microwave by axial rotation. As shown in FIG. 12, a waveguide 51 is provided in the link arms 13 and 15, and the waveguide 51 is electromagnetically communicated by a rotary RF coupler 50 in the joint portions 14 a to 14 c and 16. As shown in FIG. 13, the rotary RF coupler 50 is connected to each of the waveguides 51 by flange joints 53 and 54. Reference numeral 21 is a circulator, and 22 is a dummy load.
[0022]
Further, as shown in FIG. 14, the waveguides 55a and 55b of the waveguide 51 communicate with the rotation space surrounded by the rotation members 56 and 57 of the rotary RF coupler 50, and this is the in-tube mode 2a (2b). Microwave is guided. In the figure, reference numeral 58 denotes a bearing, and reference numeral 59 denotes a λ / 4 wavelength choke. By such a combination of the rotary RF coupler 50 and the waveguide 51, the acceleration microwave can be smoothly supplied to the irradiation head 10 moving from the acceleration microwave source 70 such as a klystron fixed to the floor or the like. .
[0023]
The waveguide system 11 includes a first joint portion 14a, a first arm 12, a second joint portion 14b, a second arm 13, a third joint portion 14c, a third arm 15, and a fourth joint. This is a link mechanism in which the portion 16 and the irradiation head 10 are connected to each other. Only the first joint portion 14a is provided along the Y axis, and the second to fourth joint portions 14b, 14c, and 16 are provided along the X axis, respectively. The irradiation head 10 at the tip of the link is slid along the guide rail 9 by the circular movement mechanism 68 and is swung around the fourth joint portion 16 by the first swing mechanism 131. Yes.
[0024]
The system controller 80 is an X-ray CT device. Set 3 When CT tomographic diagnostic image data of the irradiation field 5 is input from 0, the irradiation field 5 in the isocenter 5a is controlled by controlling the rotation movement mechanism 68, the rail tilting mechanism, and the top plate 8 based on this data. Aim the irradiation head 10 at the same time.
[0025]
Further, when the irradiation field 5 moves, the system control device 80 sets the X-ray CT apparatus. Set 3 Calculation for image tracking is performed based on input data from 0, and the irradiation head 10 is swung by controlling the operations of the first and second swing mechanisms 131 and 132 based on the calculation result. During the swinging operation of the irradiation head 10, the interlock works so that no radiation is irradiated, so that the exposure dose in the vicinity can be minimized.
[0026]
In this embodiment, an X-ray CT apparatus is used as an inspection apparatus. Set 3 Although the case where 0 is combined with a radiotherapy apparatus has been described, the present invention is not limited to this, and other non-magnetic type image acquisition such as an X-ray fluoroscopic apparatus and PET (Positron Emission Tomography) in special applications. It is possible to combine the device with a radiotherapy device.
[0027]
In the case of a normal type fluoroscope, two or more cameras having different lines of sight are required. In addition, since soft tissues with low contrast cannot be imaged, the irradiation field can be positioned in advance using an X-ray CT apparatus, MRI, or the like based on landmarks with high contrast such as bone tissue, or small gold It is necessary to devise a technique such as embedding a plate or the like in the vicinity of the irradiation field to be used as a marker, or image enhancement by contrast agent or differential image processing such as DSA (Digital Subtraction Angiography). In addition, real-time imaging is required for X-ray CT apparatuses and PET, and high-speed real-time image reconstruction calculation is required.
[0028]
Next, the irradiation head 10 will be described in detail with reference to FIGS. 4A to 4C, FIGS. 5 and 10, and FIGS. 11A to 11D.
[0029]
The irradiation head 10 is composed of a small electronic linac that has an electron energy of 4 MeV to 10 MeV and generates X-rays 3a for treatment, and is within the range of a half spherical shell in the upper half rear part centering on the isocenter 5a. The guide rail 9 is movably supported and connected to the rotary RF coupler 16 of the waveguide system 11 so as to be capable of swinging so that radiation can be irradiated from multiple directions by moving in three dimensions.
[0030]
The irradiation head 10 has a main body covered with a cover 101, and an emission part 120 for emitting radiation is attached to the distal end side of the main body. An electric circuit / cooling water circuit 116, an accelerator 110, an RF window 52, a waveguide 51, a part of a rotary RF coupler 50B, an exhaust pipe 107, a vacuum pump 112, and a target exhaust chamber are disposed in a cover 101 that covers the irradiation head main body. 119, a target 121, and a cooling plate 122 are provided.
[0031]
A cable (not shown) connected from the insulator 103 at the tail of the accelerator to an external power source is introduced into the cover 101 and connected to the cathode 105 of the electron gun 104. An anode 106 is disposed so as to face the cathode 105. The space between the cathode 105 and the anode 106 is exhausted by an exhaust pipe 107 communicating with a vacuum pump 112. The power source of the electron gun 104 is controlled by the system controller 80. The electron gun 104 continues from the accelerator 110 to the accelerator 110 and further from the accelerator 110 to the emission unit 120. Note that the length from the insulator 103 to the tip of the accelerator 110 is about 360 mm.
[0032]
As shown in FIG. 5, the central hole of the anode 106 of the electron gun 104 communicates with the buncher cavity 109 of the accelerator 110. The accelerator 110 accelerates the electron beam emitted from the electron gun 104 and causes a high-energy electron beam to collide with the X-ray target 121. Inside the accelerator 110, an acceleration cavity 111b having a central hole for passing an electron beam is connected. The acceleration cavity 111b communicates with a pair of left and right side exhaust pipes 108 via side-coupled cavities 111a, and the pair of left and right side exhaust pipes 108 are connected to a vacuum pump 112 to be evacuated. . That is, the inside of the accelerator 110 is evacuated by the vacuum pump 112 via the side-coupled cavity 111a and the side exhaust pipe 108 on the side.
[0033]
A waveguide 51 communicates with the accelerator 110. The waveguide 51 communicates with the microwave oscillator 70 through a ceramic RF window 52 and rotary RF couplers 50A and 50B. The RF window 52 is an entrance through which the microwave is introduced into the accelerator 110 while preventing leakage of SF6 gas sealed in the waveguide 51. The microwave oscillator 70 is of a klystron type with excellent output stability. A power supply circuit of the microwave oscillator 70 is connected to the system controller 80.
[0034]
The emission unit 120 is provided at the tip of the irradiation head main body covered with the cover 101, and includes an X-ray target 121, a target cooling plate 122, a primary collimator 123, and a flattening filter 124. From the electron gun 104 through the accelerator 110 to the flattening filter 124, they are arranged in series along the optical axis of the electron beam, and the accelerated electron beam enters the target 121 of the emitting unit 120 through the target exhaust chamber 119. It is like that.
[0035]
The X-ray target 121 is susceptible to thermal damage because high-energy accelerated electrons are incident and emit braking radiation X-rays, and a cooling plate 122 is attached and cooled as a countermeasure. Note that the target 121 is made of a refractory metal such as tungsten or tantalum or an alloy thereof.
[0036]
The primary collimator 123 is made of a material having excellent shielding properties against radiation such as tungsten and generating less thermal neutrons, and guides X-rays from the target 121 to the flattening filter 124.
[0037]
The flattening filter 124 is for averaging the intensity of the X-rays emitted from the target 121 to obtain the therapeutic radiation 3a having a uniform dose distribution.
[0038]
Further, a secondary collimator 125 and a dose measuring ionization chamber 126 are attached to the distal end side of the emitting unit 120. The secondary collimator 125 is made of a highly shielding material such as tungsten that cannot transmit the therapeutic X-rays 3a, and the therapeutic radiation 3a is sent to the dosimetry ionization chamber 126 through the hollow portion. Yes. The secondary collimator 125 is detachably screwed into the end surface portion of the primary collimator 123.
[0039]
The dose measurement ionization chamber 126 is an ionization chamber attached to the tip of the secondary collimator 125 and filled with a gas of a predetermined component, and connected to a detection circuit (not shown) for detecting discharge charges. This detection circuit is connected to the input side of the system controller 80. The system controller 80 calculates the X-ray dose emitted from the irradiation head 10 based on the input signal from the dose measurement ionization chamber 126 and stores it in the memory as treatment dose data received by the patient 4. ing.
[0040]
Next, the control system of the present embodiment device will be described with reference to FIG.
[0041]
The control system of the present embodiment device includes a top plate 8, an irradiation head 10, an X-ray CT device 30, a signal processing device 31, a microwave oscillator 70, a system control device 80, and a system utility 90, and the system control device 80 as a whole. It is a system configuration that controls and controls.
[0042]
The system control device 80 includes a system control computer, a system management algorithm, an image tracking algorithm, a treatment planning algorithm, a treatment management algorithm, a graphical user interface, a treatment database, an interlock algorithm, and a system monitor. These system blocks are connected to each other so that input / output signals can be exchanged.
[0043]
The X-ray CT apparatus 30 is connected to the system control apparatus 80 via the signal processing apparatus 31. As a result, image diagnosis is performed in real time during treatment, and a doctor can perform treatment while viewing the diagnostic image displayed on the computer display.
[0044]
The microwave oscillator 70 includes a klystron modulator and linac system controller, a klystron, and an RF driver. The klystron is connected to the irradiation head 10 via the waveguide system 11 and is a supply source for supplying microwaves to the accelerator 110.
[0045]
Each driver of the isocentric drive mechanism and the swing drive mechanism of the irradiation head 10 is connected to the system control device 80, and the circular drive 68 of the irradiation head 10 at the time of isocentric irradiation and the irradiation head at the time of pseudo non-isocentric irradiation Each of the ten biaxial swing drives is controlled.
[0046]
Next, the two-axis swing mechanism of the irradiation head will be described in detail with reference to FIGS.
[0047]
As shown in FIG. 10, the irradiation head cover 101 is supported by a support frame 102 having a gimbal structure. The support frame 102 is attached to the position coordinates through which the S1 axis and the S2 axis including the center of inertia of the irradiation head 10 pass.
[0048]
As shown in FIG. 11A, the support frame 102 includes a rotary RF coupler 16 of the waveguide system 11, a pair of rotary RF couplers 50A and 50B, an S1 swing drive servomotor 131, and an S2 swing drive servomotor 132. Are attached to each side.
[0049]
The rotary RF coupler 16 of the waveguide system 11 is attached to the center of one long side of the support frame 102, and the drive shaft 131 a of the S1 swing drive servomotor 131 faces the long side of the frame 102 so as to face this. It is attached to the center (see FIG. 11B). When the servo motor drive shaft 131a is rotationally driven, the irradiation head 10 swings around the S1 drive shaft as shown in FIG.
[0050]
Further, the pair of rotary RF couplers 50A and 50B are attached to the center of one short side of the support frame 102 (see FIG. 11D), and the drive shaft 132a of the S2 swing drive servomotor 132 faces this. Is attached to the center of the opposing short side of the frame 102 (see FIG. 11C). That is, the main body of the servo motor 132 is fixedly supported by the bracket 102a on the support frame side, and the motor drive shaft 132a is rotatably supported by the support frame 102 via the bearing 133. When the servo motor drive shaft 132a is rotationally driven, the irradiation head 10 swings around the S2 drive shaft as shown in FIG.
[0051]
As shown in FIG. 11A, a waveguide 51 is provided in each of the link arms 13 and 15 of the waveguide system 11, a rotary RF coupler 50 is provided in each of the joint portions 14 and 16, and a pair of Microwaves are introduced into the accelerator 110 in the irradiation head through the rotary RF couplers 50A and 50B.
[0052]
As shown in FIGS. 6 to 8, using the shift amounts DV1 and DV2 obtained from the diagnostic imaging data and a predetermined formula, the minute displacement angle θ1 around the S1 swing drive axis and the minute displacement around the S2 swing drive axis Each of the angles θ2 is obtained, and the driving of the swing mechanisms 131 and 132 is controlled according to the calculation results, so that the irradiation head 10 is swung at high speed by the minute displacement angle θ1 and the minute displacement angle θ2. Then, radiation is emitted from the irradiation head 10 during the swinging motion. As a result, the aim of the irradiation head 10 can be promptly and highly responsive to the affected part 5 such as a tumor moving under the influence of the movement and state of the organ, such as breathing, heartbeat, peristalsis, and urine volume in the bladder. Follow. Incidentally, the irradiation head 10 can be swung at a high speed within 0.1 seconds including the processing time of the diagnostic image, and can quickly follow the movement of the irradiation field (affected area).
[0053]
Next, with reference to the timing chart of FIG. 15, the operation of the radiotherapy apparatus according to the present embodiment is particularly effective in preventing the influence of direct rays, leakage lines, and scattered rays of therapeutic radiation on the image acquisition device detector. A method for realizing time-division real-time irradiation of therapeutic radiation will be described.
[0054]
First, when the main switch of the radiotherapy apparatus 6 is turned on, the power of the treatment bed system 7, the irradiation head 10, the X-ray CT apparatus 30, the microwave oscillator 70, the system control apparatus 80, and the system utility 90 is in a standby state. The treatment couch system 7 is activated, the patient 4 is moved into the treatment area together with the top plate 8, the image acquisition device is activated, and the top plate 8 is moved so that the affected part 5 coincides with the isocenter 5a of the treatment device. Match. After this isocentric alignment is completed, real-time image diagnosis by the X-ray CT apparatus 30 and radiation therapy by the irradiation head 10 are started.
[0055]
At time t <b> 0 in FIG. 15, the X-ray CT apparatus 30 starts irradiating the image acquisition X-ray 3 b toward the irradiation field 5. The transmitted image is detected as an acquired image at times t0 to t1 shown in FIG. In order to minimize the exposure, the irradiation time of the image acquisition X-ray 3b is also limited to the time t0 to t1. In order to prevent direct rays, leakage rays, and scattered rays of the therapeutic radiation 3a from affecting the detector at least at times t0 to t1 during which the image acquisition X-ray 3b is irradiated, the irradiation head 10 is Interlocking is performed so as not to emit the therapeutic radiation 3a.
[0056]
The detected acquired image is captured (recorded) at time t1 to t2. Information such as the tracking image data of the acquired acquired image is processed by the signal processing device 31 and the system control device 80 at time t2 to t3, and the processed image is displayed on the display. Also, information processed as a result of this image tracking calculation is sent to the swing mechanisms 131 and 132 as position correction data. Then, the same cycle from image acquisition to image processing as from time t0 to t3 is repeated after time t3.
[0057]
While the next image detection and image capture are performed from time t3 to time t5, the swing servos of the swing mechanisms 131 and 132 are based on the result of the image tracking calculation sent as position correction data. Swing angles θ1 and θ2 are driven. The irradiation head 10 is interlocked in consideration of safety so as not to irradiate the therapeutic radiation 3a during the time t3 to t5 during which the head swing mechanisms 131 and 132 are driven.
[0058]
At time t5 when the head swing mechanisms 131 and 132 are stopped, the interlock of the irradiation head 10 is released, and the therapeutic radiation 3a starts to be irradiated. The irradiation time of the therapeutic radiation 3a is time t5 to t6 until the swing mechanism 131, 132 is driven next. Further, in synchronization with the times t5 to t6, the image tracking calculation of the tracking image data of the acquired image acquired during the times t3 to t5 is executed. At time t6, the third image detection and the second swing servo drive are started, and the second image tracking calculation and the first irradiation with the therapeutic radiation 3a are completed.
[0059]
After the irradiation of the therapeutic radiation 3a is stopped, the irradiation of the image acquisition X-ray 3b is started at time t6, and the process proceeds to the next acquired image processing cycle starting from time t6. At time t8 after the third image capture from time t0, the interlock of the irradiation head 10 is released, and the second irradiation of the therapeutic radiation 3a is resumed.
[0060]
As described above, the image processing cycle and the swing and irradiation cycle overlap each other. The cycle of driving the swing head and irradiating the therapeutic radiation 3a performed during a certain image processing cycle is performed based on information on the cycle of the image processing performed immediately before this image processing cycle. It is.
[0061]
When following a fast movement such as a heartbeat, the irradiation head 1 starts from the start of image detection. 0 The time t0 to t6 from when the head is swung to the end of the irradiation with the therapeutic radiation 3a is set to be within 0.1 seconds. Therefore, the time chart shown in FIG. 15 shows a case where one cycle of image processing and one cycle of swing and irradiation are each 0.05 seconds. Therefore, the time in the time chart shown in FIG. 15 is an example, and may be implemented at other time intervals.
[0062]
In addition, when an abnormality occurs in image acquisition or image tracking calculation, the safety is improved by applying an interlock so that the irradiation of the therapeutic radiation 3a is stopped at that time. Note that the radiation therapy apparatus 6 according to the present embodiment is configured to irradiate the therapeutic radiation 3a after confirming that the irradiation head 10 has been swung and positioned normally.
[0063]
As described above, in the radiotherapy apparatus 6 of the present embodiment, the image detection cycle, the image capture cycle, the image tracking calculation cycle, the head swing control cycle based on the cycle, and the irradiation cycle of the therapeutic radiation 3a are repeated. The treatment by the follow-up irradiation to the irradiation field 5 from the position of the half spherical shell of the bed is performed.
[0064]
Next, a treatment procedure using the pseudo non-isocentric radiotherapy apparatus of the present invention will be described with reference to FIGS. 15 and 16.
[0065]
In radiation therapy, a doctor makes a treatment plan. The treatment plan is based on various examinations performed before surgery, and doctors can use the apparatus of the present invention during surgery to perform image diagnosis of the affected lesion directly and in real time with high accuracy. Highly reliable radiation therapy can be performed.
[0066]
As shown in FIG. 16A, a diagnostic image of the irradiation field 5 and its vicinity region is constructed using only the X-ray CT apparatus 30. Each sectional view of the treatment field 5 is confirmed on the system screen, and an outline for image tracking is defined. Prior to the start of treatment, the mapping of the irradiation field 5 has been completed, and the contour of the irradiation field 5 is defined by a plurality of slices with reference to this.
[0067]
As shown in FIG. 16B, the image tracking system of the radiotherapy apparatus extracts the contour of the image of the actual irradiation field 5, performs pattern matching with the defined contour line, and starts image tracking. . The doctor visually confirms the image tracking status.
[0068]
As shown in FIG. 16C, after the image tracking is stabilized, the doctor operates the master arm switch (Master Arm SW) to set the system to the ARMED state. The system displays the aim on the image with a crosshairline and the irradiation volume in red. Since image tracking continues, the aiming and irradiation volume automatically follow as the irradiation field moves.
[0069]
As shown in FIG. 16 (d), the irradiation of the therapeutic radiation 3a is started by the trigger operation of the doctor. The scheduled irradiation time is determined at the stage of the treatment plan, the countdown starts on the screen, and the therapeutic radiation automatically stops when the count reaches zero (time t4). The dose distribution is continuously displayed on the screen, and the doctor keeps pulling the trigger while confirming this, and continues the irradiation. The system continues to alternately sample images and irradiate therapeutic radiation at high speed, and continue image tracking and therapeutic radiation in real time. Even before the countdown reaches zero, if the doctor releases the trigger, the therapeutic radiation is immediately stopped at that timing, so safety is sufficiently ensured.
[0070]
As shown in FIG. 16E, the doctor sets the system in a safe state by setting the master arm switch (Master Arm SW) to the SAFE position, and moves the irradiation head 10 to the next irradiation position. After the end of irradiation at each portal and after the end of the series of irradiations, the doctor checks the total dose, which is the total cumulative dose. The accumulated dose and the accumulated dose distribution within one course are displayed on the screen and stored in a treatment file created for each patient.
[0071]
According to the treatment apparatus of this embodiment, the irradiation head can be swung at a high speed within 0.1 seconds including the image processing time, and can follow the movement of the irradiation field (affected area). Can be irradiated with radiation. In this way, it is possible to perform non-isocentric irradiation with high response and high accuracy corresponding to the movement of the affected part, so that the movement of organs such as breathing and heartbeat, peristalsis and urine volume in the bladder etc. A site where an irradiation target such as a tumor moves under the influence of the state can be set as a treatment target.
[0072]
According to the present embodiment, in addition to the isocentric movement of the entire irradiation head unit, the irradiation head unit itself swings one or two axes around an appropriate rotation center such as the center of inertia. As a result, it becomes possible to perform pseudo-non-isocentric irradiation treatment, and the effect is completely comparable to that of a completely non-isocentric irradiation treatment apparatus. Further, the required swing angle is about 3 ° (± 1.5 °), and it can follow the movement of the irradiation field by breathing or heartbeat at high speed.
[0073]
According to the present embodiment, unlike a cantilever type robot arm that is problematic in terms of rigidity, it is possible to adopt an irradiation head support structure with high strength and high rigidity, and mechanically guarantee high absolute accuracy. Is possible. This eliminates the need for teaching that is required when using a robot arm to ensure the required positioning accuracy.
Efficient treatment is possible.
[0074]
It is problematic in terms of patient safety to apply a general-purpose industrial robot arm having an excessive degree of freedom far exceeding that required for non-isocentric irradiation treatment. In other words, in the event of an accident such as a malfunction of the robot arm, the robot arm or the irradiation head at the tip of the robot arm may come into contact with the patient, causing traumatic harm to the patient. On the other hand, in the present embodiment, the movable range of the irradiation head support mechanism and the irradiation head itself is mechanically limited, and absolute safety for the patient can be ensured.
[0075]
In the prior art, the irradiation field could not be monitored in real time during irradiation treatment, and irradiation based on estimation was forced. However, according to the present invention, a normal X-ray fluoroscope, X-ray CT apparatus, PET With an image acquisition device such as DSA, the irradiation field can be monitored in real time during irradiation treatment, and irradiation treatment with high reliability and safety is possible.
[0076]
Further, image tracking is performed based on the above-described irradiation field image obtained in real time, and follow-up irradiation to a moving irradiation field becomes possible.
[0077]
The man-machine interface with the doctor shown in the embodiment of the present invention enables reliable radiotherapy with excellent safety and reliability.
[0078]
(Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. In addition, description of the part which this embodiment overlaps with said embodiment is abbreviate | omitted.
[0079]
In the apparatus 6A of the present embodiment, a treatment irradiation head 10, an image acquisition X-ray source (CT X-ray tube) 97, and a sensor array 98 are mounted on a rotating drum (treatment gantry) 99. That is, the overall structure of the apparatus is the rotary X-ray CT apparatus of the first embodiment. Set 3 The irradiation head 10 is provided on the zero drum portion. The rotation center of the rotary drum (treatment gantry) 99 is the isocenter 5a. The irradiation head 10 is composed of an electronic linac of 4 MeV to 10 MeV, and can swing around two axes (S1 and S2) as shown in the figure. By these swinging operations, non-isocentric irradiation around the drum rotation axis is possible. is there. The swing of the S2 axis needs to include aiming angle correction accompanying the rotation of the drum. On the other hand, the aiming angle correction for the swing of the S1 axis is not necessary.
[0080]
The image acquisition X-ray source 97 and the sensor array 98 are respectively mounted at locations where the irradiation head 10 does not interfere with each other, and the image acquisition X-ray source 97 and the sensor array 98 face each other. The X-ray sensor array 98 for detection is a multi-row type multi-row sensor. The X-ray CT apparatus and PET require real-time imaging, and high-speed real-time image reconstruction calculation processing is required.
[0081]
(Third embodiment)
Next, a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. In addition, description of the part which this embodiment overlaps with said embodiment is abbreviate | omitted.
[0082]
In the apparatus 6B of the present embodiment, a set of two sets of X-ray sources 97A and 97B and sensor arrays 98A and 98B constituting an irradiation head 10, a normal X-ray fluoroscopic apparatus, is provided on a rotating drum (treatment gantry) 99. Has been. That is, unlike the second embodiment, the rotary drum 99 is not equipped with an X-ray source and a sensor array for an X-ray CT apparatus, but constitutes a normal X-ray fluoroscopic apparatus in this embodiment. Two sets of X-ray sources 97A and 97B and sensor arrays 98A and 98B are provided so that the lines of sight of the set of X-ray fluoroscopes do not coincide with each other. Thereby, X-ray fluoroscopic images of markers such as landmarks or minute gold plates in the body of the patient 4 are acquired in two axial directions, and the movement of the affected area is grasped. As an image enhancement method for a fluoroscopic image, a method of performing image processing such as DSA using a contrast agent is also conceivable.
[0083]
The irradiation head 10 is composed of an electronic linac of 4 MeV to 10 MeV, and can swing around two axes (S1 and S2) as shown in the figure. By these swinging operations, non-isocentric irradiation around the drum rotation axis is possible. is there. The swing of the S2 axis needs to include aiming angle correction accompanying the rotation of the drum. On the other hand, the aiming angle correction for the swing of the S1 axis is not necessary.
[0084]
(Fourth embodiment)
Next, a radiation therapy apparatus according to the fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
[0085]
As shown in FIG. 20, the radiotherapy apparatus according to the present embodiment includes elements arranged on the treatment room 200 side and elements arranged in an operation room 202 isolated from the treatment room 200 by a partition wall 201.
[0086]
Elements disposed in the treatment room 200 include a support moving mechanism 210, an irradiation head 220 supported and moved on a first spherical coordinate set in advance by the support moving mechanism 210, a microwave oscillator 230, and an irradiation head 220. The fixed waveguide section 240, the moving waveguide section 250, and the in-head waveguide section 260, which are microwave transmission systems that transmit the microwave power generated by the microwave oscillator 230 to the therapeutic radiation generation section 221 of the inside. And the bed part 270.
[0087]
The element arranged in the operation room 202 is a system control console 280.
[0088]
The support moving mechanism 210 supports and moves a pair of bases 211 and 212 fixed to the floor of the treatment room 200, a pair of tilting mechanisms 213 and 214 provided on the bases 211 and 212, and the irradiation head 220. A guide rail 215 formed with a semicircular arc-shaped track and a pair of weights 216 and 217. That is, the track 215A is formed in the middle portion of the guide rail 215, and both ends 215B1, 215B2 thereof are supported by tilt mechanisms 213, 214 provided on the bases 211, 212. By driving the tilting mechanisms 213 and 214, the guide rail 215 is rotationally driven in the direction indicated by reference numeral 301 around the isocenter 300.
[0089]
The irradiation head 220 includes a therapeutic radiation generation unit 221 including an electron gun, an accelerator, a target, a collimator, a vacuum pump, and the like, and a mechanism such as a rack and pinion, a belt, and a pulley. 302 has a revolving mechanism 222 that revolves in the direction indicated by 302, and a gimbal mechanism 223 that swings the therapeutic radiation generator 221 in two orthogonal directions indicated by reference numeral 303. Here, the operation of the tilting mechanisms 213 and 214 and the circular movement mechanism 222 can cause the irradiation head 220 to rotate the isocenter 300 in an isocentric manner. Further, the operation of the gimbal mechanism 223, which will be described later, can cause the irradiation head 220 to rotate in a pseudo non-isocentric manner.
[0090]
The microwave oscillator 230 includes a microwave electron tube such as a klystron. The microwave oscillator 230, the microwave transmission system, and the therapeutic radiation generator 221 are integrated and incorporated in a gantry including an irradiation head that is a rotating body in a conventional radiotherapy apparatus such as a small electronic linac. However, in the radiotherapy apparatus of this embodiment, a light irradiation head is realized by installing the microwave oscillator 230, which is a heavy object, on the floor of the treatment room 200. By combining the light-weighted irradiation head 220 with the characteristic support movement mechanism 210, the irradiation head 220 can be placed at an arbitrary position on the spherical coordinate system defined in the space of the treatment room 200. It is possible to move to.
[0091]
The moving waveguide section 250 is a pantograph mechanism including first and second linear waveguides 251 and 252 and first, second and third rotary RF couplers 253, 254 and 255, and is a fixed waveguide. The portion 240 and the in-head waveguide portion 260 are connected. That is, among the first, second, and third rotary RF couplers 253, 254, and 255 of the same type, the second rotary RF coupler 254 is representatively shown including the first and second linear waveguides 251 and 252. This will be described with reference to FIG.
[0092]
In FIG. 21, the second rotary RF coupler 254 has a first cylindrical body 254A to which the first linear waveguide 251 is connected on one end side, and the first cylindrical body having the same axis as the first cylindrical body 254A. 254A includes a second cylindrical body 254B, one end of which is rotatably combined via a bearing 254C and the other end of which is connected to the second straight waveguide 252. The axial direction of the first and second cylindrical bodies 254A and 254B is perpendicular to the extending direction of the first and second linear waveguides 251 and 252.
[0093]
In addition, a band-pass filter plate 254D formed with two openings is provided in the openings of the first and second cylinders 254A and 254B. Further, a magnetic seal mechanism 254E is provided between the first cylinder 254A and the second cylinder 254B. The magnetic seal mechanism 254E replaces the O-ring for hermetic sealing, and has a structure in which the magnetic fluid 254E3 is sandwiched between a pair of electromagnets 254E1 and 254E2. By providing such a magnetic seal mechanism 254E between the first cylindrical body 254A and the second cylindrical body 254B, maintenance management can be performed as compared with an O-ring that requires periodic replacement due to deterioration as in the prior art. This is advantageous.
[0094]
According to the second rotary RF coupler 254 and the first and second linear waveguides 251 and 252 as described above, the microwave power transmitted from the extending direction of the first linear waveguide 251 is the second rotary RF. The light is bent at a right angle at the inlet of the coupler 254 and is bent again at a right angle at the outlet and transmitted in the extending direction of the second straight waveguide 252. Further, since the first cylindrical body 254A and the second cylindrical body 254B of the second rotary RF coupler 254 are rotatable relative to each other, the first linear waveguide connected to the first and second cylindrical bodies 254A and 254B at a right angle. 251 and the second straight waveguide 252 can be rotated in different directions.
[0095]
Accordingly, the moving waveguide section 250 has a structure similar to that of the second rotary RF coupler 254, with the other end of the first linear waveguide 251 having one end connected to the second rotary RF coupler 254 as a guide. The other end of the second linear waveguide 252 connected to the first rotary coupler 253 fixed to the end of the rail 215 and connected to the second rotary RF coupler 254 is connected to the second rotary RF coupler 254. Are connected to the third rotary RF coupler 255 fixed to the irradiation head 220, and the first, second, and third rotary RF couplers 253 and 254 are moved with the movement of the irradiation head 220. , 255 can rotate to open and close the first and second linear waveguides 251 and 252 with the second rotary RF coupler 254 as the center. This is because the movable waveguide section 250 including the first and second linear waveguides 251 and 252 and the first, second and third rotary RF couplers 253, 254 and 255 is a pantograph mechanism. Is shown.
[0096]
FIG. 22 shows an example in which a curved transmission path is formed using two rotary RF couplers 254 and 254 ′ and five waveguides. In this example, a rotary RF coupler 254 and linear waveguides 256 and 257 similar to those in FIG. 21 and a rotary RF coupler 254 ′ and linear waveguides 256 ′ and 257 ′ similar to those shown in FIG. It is the structure connected by H.258.
[0097]
In this manner, a plurality of sets of the rotary RF coupler 254 and the plurality of waveguides shown in FIG. 21 are manufactured, and these are connected by the bend type waveguides, whereby a bent transmission path can be easily formed. .
[0098]
Next, the relationship between the irradiation head 220 and the moving waveguide section 250 will be described with reference to FIG. That is, when the isocenter 300 is defined in FIG. 20, the irradiation head 220 can be moved to an arbitrary position on the spherical coordinate system defined in the space of the treatment room 200 by the support moving mechanism 210. This spherical coordinate system can be represented by P1 (r1, θ1, φ1) in FIG. In this case, r1 is a distance between the isocenter 300 and the target. Further, the third rotary RF coupler 255 of the moving waveguide section 250 moves in response to the coordinate system P2 (r2, θ2, φ2) when the irradiation head 220 moves in the spherical coordinate system P1 (r1, θ1, φ1). ) On the spherical coordinate system. r2 is a distance between the isocenter 300 and the axis of the third rotary RF coupler 255.
[0099]
As described above, according to the radiotherapy apparatus of this embodiment, the moving waveguide unit 250 can be moved on the spherical coordinate system P2 in accordance with the spherical coordinate system P1 in which the irradiation head 220 moves, and the moving waveguide unit 250 can be moved. Can be made to follow the movement of the irradiation head 220.
[0100]
Next, the fixed waveguide section 240 will be described. That is, the fixed waveguide section 240 is a waveguide similar to the linear waveguide used in the moving waveguide section 250, and an E bent waveguide having flanges 241 and 242 provided at both ends shown in FIG. A pipe 243, an H bent waveguide 245 provided with flanges 244, 245 at both ends shown in FIG. 25, and a rotary coupler similar to the rotary RF couplers 253, 254, 255 used in the moving waveguide section 250; The microwave oscillator 230 and the moving waveguide unit 250 are connected. In FIG. 20, the fixed waveguide section 240 is connected from the output end of the microwave oscillator 230 to the first rotary RF coupler 253 provided at the end 215B2 of the guide rail 215 through the base 212.
[0101]
Next, with reference to FIGS. 26A and 26B, the irradiation head 220 and the in-head waveguide section 260 will be described. As described with reference to FIG. 20, the irradiation head 220 includes a therapeutic radiation generation unit 221, a circling movement mechanism 222, and a gimbal mechanism 223, and an in-head waveguide unit 260 is additionally provided. In FIGS. 26A and 26B, the circular movement mechanism 222 does not appear in the drawing. Servo mechanisms 223B and 223C for swinging in two directions perpendicular to the frame 223A of the gimbal mechanism 223 are provided, and the entire frame 223A is swung at the position positioned by the circular movement mechanism. On the frame 223A, an electron gun 221A, an accelerator 221B such as a C-band standing wave linear accelerator, a target 221C, a collimator 221D, and a vacuum pump 221E connected to the accelerator 221B are mounted.
[0102]
Such a therapeutic radiation generator 221 accelerates the electron beam emitted from the electron gun 221A from the accelerator 221B, causes the accelerated electron beam to collide with the target 221C, and generates radiation. The patient is molded with 221D and irradiated with therapeutic radiation from the irradiation head 220 to a patient (not shown). Also.
[0103]
In the above, the in-head waveguide section 260 is connected to the accelerator 221B. This in-head waveguide section 260 has a rotary RF coupler 261 having an RF window 262 inside and one end connected to the accelerator 221B. A bend waveguide 263 is connected to the other end of the rotary RF coupler 261. A rotary RF coupler 261 and a bend-shaped waveguide 263 having an RF window 262 inside are mounted on a frame 223A of the gimbal mechanism 223.
[0104]
Here, the space by the waveguide section 262A from the RF window 262 to the accelerator 221B, the electron gun 221A, the accelerator 221B, and the target 221 is evacuated by the vacuum pump 221E. Further, the inside of the in-head waveguide section 260, the fixed waveguide section 240, and the movable waveguide section 250 from the RF window 262 to the microwave oscillator 230 are electrically insulating gas such as SF6 gas is 0.1 to 0.1%. It is filled at a pressure of 0.2 MPaG.
[0105]
Further, waveguides 265, 266, 267 are provided on the side of the circular movement mechanism, and the waveguide 267 is connected to the third rotary RF coupler 255 of the movement waveguide unit 250. Here, the bend type waveguide 263 mounted on the frame 223A of the gimbal mechanism 223 and the waveguide 265 provided on the side of the revolving mechanism are flexible waveguides having flanges 264A and 264B shown in detail in FIG. They are connected by a tube 264. 24, 25, and 27, the flange 268 shown in FIG. 28 can be used. In addition, in the in-head waveguide section 260, when a bent transmission path is formed, an E-bent waveguide 243 provided with flanges 241 and 242 at both ends shown in FIG. 24, and both ends shown in FIG. An H-bent waveguide 245 provided with flanges 244 and 245 can be used.
[0106]
A bed portion 270 shown in FIG. 20 includes a top plate 271 that moves in at least one of the Z direction (vertical direction) and the X and Y directions (horizontal direction) while placing the patient 272 thereon. The top plate 271 is moved by a moving mechanism (not shown) provided in the bed part 270.
[0107]
A system control console 280 shown in FIG. 20 is configured to automatically or manually operate the tilting mechanisms 213 and 214, the therapeutic radiation generation unit 221 of the irradiation head 220, the orbital movement mechanism 222, the gimbal mechanism 223, the microwave oscillator 230, and the bed unit 270. More control.
[0108]
According to the radiation therapy apparatus of the present embodiment configured as described above, the following effects are obtained. That is, the microwave oscillator 230, which is a heavy object, is installed on the floor of the treatment room 200 to realize the lightened irradiation head 220, and in combination with the characteristic support moving mechanism 210, the irradiation head 220 is changed into the treatment room. It is possible to move to an arbitrary position on the spherical coordinate system P1 defined in the 200 space.
[0109]
Further, according to the radiotherapy apparatus of the present embodiment, the moving waveguide unit 250 can be moved on the spherical coordinate system P2 in accordance with the spherical coordinate system P1 to which the irradiation head 220 moves. The movement can follow the movement of the irradiation head 220, and the microwave power can be easily supplied to the irradiation head 220 at an arbitrary position.
[0110]
Further, the moving waveguide section 250 constitutes a pantograph mechanism by the first and second linear waveguides 251 and 252 and the first, second and third rotary RF couplers 253, 254 and 255. Therefore, the first linear waveguide 251 and the second linear waveguide 252 can be easily opened and closed with the second rotary RF coupler 254 as the center, and the amount of movement can be absorbed, and interference with the patient 272 can be prevented. It can be prevented beforehand.
[0111]
The fixed waveguide section 240 and the in-head waveguide section 260 are similar to the E bent waveguide 243, the H bent waveguide 245, and the rotary RF couplers 253, 254, and 255 together with the straight waveguide. Therefore, a bent transmission path can be formed with the shortest distance, which contributes to downsizing.
[0112]
Further, by providing a magnetic seal mechanism 254E between the first cylinder 254A and the second cylinder 254B of the rotary RF coupler 254, the occurrence of leakage due to wear is suppressed compared to the conventional O-ring. And replacement cycles associated with degradation can be extended.
[0113]
Further, the bend-type waveguide 263 mounted on the gimbal mechanism 223 in the in-head waveguide section 260 and the waveguide 265 provided on the circumferential movement mechanism side are connected by a flexible waveguide 264. Therefore, even if the therapeutic radiation generating unit 221 including the bend-shaped waveguide 263 is displaced by a slight angle by the swinging operation by the gimbal mechanism 223, the positional deviation of the therapeutic radiation generating unit 221 accompanying the swinging operation is easy. Absorption by the flexible waveguide 264 is possible. As a result, the irradiation head 220 can be smoothly rotated in a pseudo non-isocentric manner by the gimbal mechanism 223 while supplying predetermined microwave power to the therapeutic radiation generator 221.
[0114]
Furthermore, in the radiotherapy apparatus according to the present embodiment, in the microwave transmission system between the microwave oscillator 230 and the accelerator 221B, the RF window 262 is provided in the vicinity of the accelerator 221B, which is a part that uses microwaves. The only part that needs to be evacuated is the narrow space in the vicinity of the accelerator 221B formed by the waveguide section 262A from the RF window 262 to the accelerator 221B, the electron gun 221A, the accelerator 221B, and the target 221. The vacuum pump 221E can be used with a small capacity, which greatly contributes to the reduction in size and weight of the irradiation head 220. In addition, since the portion that needs to be evacuated is a narrow space near the accelerator 221B, reaching a high degree of vacuum is achieved and the risk of discharge is reduced. Furthermore, since the portion that needs to be evacuated is a narrow space near the accelerator 221B, the frequency of occurrence of vacuum leakage can be reduced.
[0115]
The microwave transmission system from the RF window 262 to the microwave oscillator 230, that is, the inside of the in-head waveguide section 260, the fixed waveguide section 240, and the movable waveguide section 250 has an electrically insulating gas such as SF6 gas. However, since it is filled at a pressure of 0.1 to 0.2 MPaG, the maintenance capability of the microwave transmission system is improved by the internal pressure in the microwave transmission system.
[0116]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, Even if the therapeutic radiation generator including the waveguide, which includes the waveguide, and the electron gun, the linear accelerator, and the target is displaced by a slight angle by the swinging operation, the positional deviation of the therapeutic radiation generating unit accompanying the swinging motion is not caused by the gimbal mechanism. It can be easily absorbed by the flexible waveguide, which makes it possible to smoothly rotate the irradiation head by the gimbal mechanism while supplying a predetermined microwave power to the therapeutic radiation generator, It is possible to provide a radiotherapy apparatus having excellent therapeutic performance.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram of a radiotherapy apparatus according to a first embodiment of the present invention viewed from a direction orthogonal to a bed axis.
FIG. 2 is a configuration diagram of the radiotherapy apparatus of the embodiment viewed from the bed axis direction.
FIG. 3 is a perspective view for explaining radiotherapy by the radiotherapy apparatus of the embodiment.
4A and 4B show an irradiation head in a radiotherapy apparatus according to a second embodiment of the present invention, in which FIG. 4A is a partial cross-sectional view seen from the front, and FIG. 4B is a cross-sectional view taken along IVB-IVB in FIG. (C) is sectional drawing which follows IVC-IVC in (a).
FIG. 5 is a configuration diagram showing an ultra-compact C-Band accelerator provided in an irradiation head in the radiation therapy apparatus according to the embodiment.
FIG. 6 is a perspective view showing an irradiation head and a patient when performing radiation therapy in a pseudo non-isocentric manner by the radiation therapy apparatus of the embodiment.
7 is a partial cross-sectional view taken along the line VII-VII in FIG. 6 for explaining an example of the swinging operation of the irradiation head when performing radiation treatment in a pseudo non-isocentric manner by the radiation treatment apparatus of the embodiment; Figure.
FIG. 8 is a diagram for explaining another example of the swinging operation of the irradiation head when performing radiation treatment in a pseudo non-isocentric manner by the radiation therapy apparatus of the embodiment, and is a portion along VIII-VIII in FIG. Sectional drawing.
FIG. 9 is a block diagram of the radiation therapy apparatus according to the embodiment.
FIG. 10 is a perspective view showing an irradiation head of the radiotherapy apparatus according to the embodiment.
11A and 11B show a swing mechanism in the embodiment, FIG. 11A is a perspective view showing a waveguide, a swing mechanism, and a drive motor, and FIG. 11B is a cross section taken along XIB-XIB in FIG. The figure, (c) is sectional drawing which follows XIC-XIC in (a), (d) is sectional drawing which follows XID-XID in (a).
FIG. 12 is a perspective view showing a waveguide system and a rotary RF coupler in the radiation therapy apparatus of the embodiment.
FIG. 13 is a perspective view showing a rotary RF coupler and a waveguide in the radiation therapy apparatus according to the embodiment.
FIG. 14 is a view for explaining a rotary RF coupler in the radiation therapy apparatus according to the embodiment;
FIG. 15 is a timing chart showing an operation in the embodiment;
FIG. 16 is a view showing the operation procedure of radiotherapy in the embodiment by a change of the monitor screen.
FIG. 17 is a configuration diagram of a radiotherapy apparatus according to a second embodiment of the present invention viewed from the direction of the bed axis.
FIG. 18 is a configuration diagram of the radiotherapy apparatus according to the embodiment viewed from the direction of the bed axis.
FIG. 19 is a configuration diagram of a radiation therapy apparatus according to a third embodiment of the present invention viewed from the direction of a bed axis.
FIG. 20 is a perspective view showing a radiation therapy apparatus according to the fourth embodiment of the present invention.
FIG. 21 is a sectional view of a rotary RF coupler according to the embodiment.
FIG. 22 is a diagram showing a transmission system in which a rotary RF coupler and a waveguide are combined in the embodiment.
FIG. 23 is a view showing a relationship between a spherical coordinate system related to the irradiation head and a spherical coordinate system related to the moving waveguide unit in the same embodiment;
FIG. 24 is a view showing an E-bend waveguide in the same embodiment;
FIG. 25 is a view showing an H-bend waveguide in the same embodiment.
FIG. 26 shows an irradiation head in the same embodiment, where (a) is a front view and (b) is a side view.
FIG. 27 is a view showing a flexible waveguide in the same embodiment;
FIG. 28 is a view showing a flange in the same embodiment;
[Explanation of symbols]
200 ... treatment room
201 ... partition wall
202 ... operation room
210 ... Supporting movement mechanism
211, 212 ... Base
213, 214 ... Tilt mechanism
215 ... Guide rail
215A ... orbit
216, 217 ... Weight
220 ... Irradiation head
221 ... Radiation generator for treatment
222. Circulating movement mechanism
223 ... Gimbal mechanism
230 ... Microwave oscillator
240 ... fixed waveguide section
250 ... Moving waveguide part
260: In-head waveguide section
270 ... Sleeper
280 ... System control console

Claims (12)

電子銃、線形加速器及びターゲットからなる治療用放射線発生部と同治療用放射線発生部を首振りさせるジンバル機構を有する照射ヘッドと、
この照射ヘッドを予め定めた球面座標上で支持し且つ移動させる支持移動機構と、
前記照射ヘッドに供給すべきマイクロ波を発生する、静止位置に配置されるマイクロ波発振器と、
一端部が前記マイクロ波発振器に電磁気的に接続され、他端部が前記線形加速器に電磁気的に接続される導波管部とを具備する放射線治療装置において、
前記ジンバル機構に搭載される前記導波管部の導波管と、前記マイクロ波発振器からの前記導波管部の導波管とを、フレキシブル導波管により連結したことを特徴とする放射線治療装置
An irradiation head having a gimbal mechanism for swinging the therapeutic radiation generating unit and a therapeutic radiation generating unit including an electron gun, a linear accelerator, and a target;
A support moving mechanism for supporting and moving the irradiation head on a predetermined spherical coordinate;
A microwave oscillator disposed at a stationary position for generating a microwave to be supplied to the irradiation head;
One end portion electromagnetically connected to the microwave oscillator, in a radiation therapy apparatus comprising a waveguide portion to which the other end portion is electromagnetically connected to the linear accelerator,
A radiotherapy characterized in that a waveguide of the waveguide section mounted on the gimbal mechanism and a waveguide of the waveguide section from the microwave oscillator are connected by a flexible waveguide. Equipment .
前記照射ヘッド位置する前記導波管部に設けられるRF窓から前記線形加速器までの導波管部内部と、前記電子銃と前記線形加速器と前記ターゲットとを内装する容器内とを真空排気する真空ポンプを具備する請求項1の放射線治療装置。Vacuum and internal waveguide portion to the linear accelerator from RF window provided, and a vessel for interior and said and said electron gun and said linear accelerator target to the waveguide section you located in the irradiation head The radiotherapy apparatus according to claim 1, further comprising a vacuum pump for exhausting. 前記真空ポンプは、前記照射ヘッド内に配置される請求項2の放射線治療装置。  The radiotherapy apparatus according to claim 2, wherein the vacuum pump is disposed in the irradiation head. 前記照射ヘッド位置する前記導波管部に設けられるRF窓から前記マイクロ波発振器までの導波管部に電気絶縁ガスが充填される請求項1乃至3いずれかの放射線治療装置。Claims 1 to 3 or of the radiotherapy apparatus electrically insulating gas into the waveguide section to the microwave oscillator from the RF window provided in the waveguide section you located in the irradiation head is filled. 前記導波管部は第1の前記球面座標に従う第2の球面座標で移動する手段を備える請求項1乃至4いずれかの放射線治療装置。  The radiotherapy apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein the waveguide unit includes means for moving in a second spherical coordinate according to the first spherical coordinate. 前記導波管部は、導波管及びロータリRFカプラを含む請求項1乃至5いずれかの放射線治療装置。  The radiotherapy apparatus according to claim 1, wherein the waveguide section includes a waveguide and a rotary RF coupler. 前記波管部のうち少なくとも一つは、ベンド導波管を含む請求項1乃至6いずれかの放射線治療装置。Wherein at least one of the guide Namikan section, one of the radiation therapy apparatus according to claim 1 or 6 including the bend waveguide. 前記波管部のうち少なくとも一つは、フレキシブル導波管を含む請求項1乃至7いずれかの放射線治療装置。Wherein at least one of the guide Namikan section, one of the radiation therapy apparatus according to claim 1 to 7 including a flexible waveguide. 前記ロータリRFカプラは、一端側に導波管が接続される第1筒体と、この第1筒体と同一の軸芯を持ち前記第1筒体の他端側に一端側が回転可能に組み合わされ且つ他端側に別の導波管が接続される第2筒体とを含む請求項6の放射線治療装置。  The rotary RF coupler has a first cylinder having a waveguide connected to one end thereof, and a shaft having the same axis as the first cylinder, and the other end of the first cylinder is rotatably combined at one end. And a second cylinder having another waveguide connected to the other end. 前記ロータリRFカプラは、内部の真空及び前記電気絶縁ガスのうち少なくとも一方をシールする磁気シールを含む請求項6又は9いずれかの放射線治療装置。  The radiotherapy apparatus according to claim 6, wherein the rotary RF coupler includes a magnetic seal that seals at least one of an internal vacuum and the electrically insulating gas. 前記照射ヘッドをアイソセンタを中心に回転させるアイソセントリック回転機構と、
前記アイソセントリック回転機構により前記照射ヘッドが所定角回転した位置で前記照射ヘッドの首振りを行う疑似ノンアイソセントリック回転機構とを更に具備する請求項1乃至10いずれかの放射線治療装置。
An isocentric rotation mechanism for rotating the irradiation head around an isocenter;
The radiotherapy apparatus according to claim 1, further comprising a pseudo non-isocentric rotation mechanism that swings the irradiation head at a position where the irradiation head is rotated by a predetermined angle by the isocentric rotation mechanism.
前記照射ヘッドは、少なくとも直行する2軸方向に首振りさせるジンバル機構を具備する請求項11の放射線治療装置。  The radiotherapy apparatus according to claim 11, wherein the irradiation head includes a gimbal mechanism that swings at least in two orthogonal directions.
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