JP3993338B2 - 粒子線照射装置 - Google Patents
粒子線照射装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP3993338B2 JP3993338B2 JP13735099A JP13735099A JP3993338B2 JP 3993338 B2 JP3993338 B2 JP 3993338B2 JP 13735099 A JP13735099 A JP 13735099A JP 13735099 A JP13735099 A JP 13735099A JP 3993338 B2 JP3993338 B2 JP 3993338B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- particle beam
- subject
- wobbler
- irradiation
- synchrotron
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Landscapes
- Particle Accelerators (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、高いエネルギーの粒子ビームを例えば癌細胞に照射して癌治療に用いる治療装置に適用される粒子線照射装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
放射線による癌の治療には、Ｘ線、ガンマ線、電子線なとが用いられており、さらに近年では加速器で加速した高エネルギーの荷電粒子（水素、ヘリウム、炭素などのイオン）の粒子ビームを照射することが行われている。このような高エネルギーの荷電粒子を得る方法の一つとしてシンクロトロンが用いられている。
【０００３】
図６はかかるシンクロトロンを用いた粒子ビームによる癌の治療装置の構成図である。入射器１は、イオンを生成しかつ予備加速する。この予備加速されたイオンは、低エネルギービーム輸送系２を通り、入射機器３によってシンクロトロン４に入射される。このシンクロトロン４は、入射したイオンをさらに加速し、癌治療に供すべくエネルギーに達すると、そのイオンを出射機器５を用いて出射する。そして、この高エネルギーのイオンは、高エネルギービーム輸送系６で輸送され、照射系７により癌の病巣に合わせたビーム形状に整形され、その粒子ビームを被検体８である患者に照射される。
【０００４】
ところで、患者の癌病巣への粒子ビームの照射では、患者への一様な放射線照射を数分という短時間のうちに行うことが要求されている。患者への一様な粒子ビームの照射を行うために粒子ビームを用いる治療装置では、照射系７内に設置された一対のワブラー偏向電磁石（偏向電磁石）を用いて粒子ビームをスキャンさせ、かつ散乱体を用いて照射系７に入射した粒子ビーム径を広げ、照射する患部において粒子ビームが一様になるように照射を行っている。
【０００５】
又、このような癌等の治療装置では、コンパクトにしかつ設置面積を小さくするとともに設置コストを安くするために照射系７の長さを短くすることが有効である。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、ワブラー偏向電磁石を用いたワブラー法では、ワブラー偏向電磁石による偏向角に比例して粒子ビームの発散角を大きくするために、ワブラー偏向電磁石の近傍に設置した散乱体の厚さを増やす必要がある。
【０００７】
又、ワブラー法では、図６に示すように粒子ビームの照射野Ｗを得るために、ワブリング円Ｒ上に粒子ビームの中心が移動するようにすなわち円を描くように一対のワブラー偏向電磁石を調整している。そして、このワブリング円Ｒ上に移動させた粒子ビームを散乱体に透過させてビーム径を拡大した粒子ビームＢを得ているが、この場合、粒子ビームの進行する経路の途中に厚い散乱体を配置すると、粒子ビームのエネルギーが減少し、シンクロトロン４から出射された粒子ビームのエネルギーを有効に利用できず、シンクロトロン４の最大定格エネルギーを不必要に大きくしてしまう。
【０００８】
又、粒子ビームを発生させるシンクロトロンの方式としては、準定常的な粒子ビームを発生させる遅い繰り返しのシンクロトロンとパルスビームを発生させる速い繰り返しのシンクロトロンとがあり、このうち５〜４０Ｈｚ程度のパルスビームの出射を行う速い繰り返しのシンクロトロンでは、一対のワブラー偏向電磁石を用いて一様な照射野Ｗを得ることは困難なものとなっている。又、このような速い繰り返しのシンクロトロンでさえ短い治療時間内に照射するパルスビーム数が少ないために一様な照射野Ｗを得ることは困難なものとなっている。
【０００９】
そこで本発明は、短くコンパクトな照射系でも散乱体の厚さを増やすことなく高エネルギーの粒子ビームのエネルギー利用効率を高く維持することができ、そのうえ速い繰り返しのシンクロトロンを用いてもワブラー偏向電磁石を用いて一様な照射野を形成でき、被検体の動きにも対応できる粒子線照射装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明の粒子線照射装置は、荷電粒子を生成して予備加速する入射器と、この入射器からの荷電粒子を所定の高エネルギーの粒子ビームに加速する加速器と、この加速器で加速された荷電粒子を偏向して少なくとも２重の円軌道を描かせる少なくとも２つのワブラー偏向電磁石と、これらワブラー偏向電磁石からの粒子ビーム径を拡大して被検体に照射する散乱体と、各ワブラー偏向電磁石に流れる各励磁電流の位相差及びその電流量を制御する励磁電流制御手段と、被検体の呼吸の動きを検出し、呼気の大きさの推移を呼吸曲線として作成する動き検出手段と、この動き検出手段により検出された被検体の呼吸曲線に基づき被検体の同一位置に高エネルギーの粒子ビームが照射されるように被検体への照射タイミングを制御する照射タイミング制御手段とを具備し、加速器により被検体に照射される粒子ビームのパルスの周波数は、各ワブラー偏向電磁石に供給する励磁電流の周波数の３倍以上１０倍以下であることを特徴とする。
【００１１】
このうち加速器は、シンクロトロン又はサイクルトロンである。シンクロトロンは、５Ｈｚ以上の速い繰り返しである。
【００１２】
又、本発明の粒子線照射装置は、被検体に照射される粒子ビームの線量を測定する線量計と、この線量計により測定された粒子ビームの線量が規定量に達すると、粒子ビームの出射量を制御する出射制御手段とを備えている。
【００１８】
【発明の実施の形態】
(1) 以下、本発明の第１の実施の形態について図面を参照して説明する。なお、図６と同一部分には同一符号を付してその詳しい説明は省略する。
【００１９】
図１は粒子線照射装置の構成図である。
【００２０】
この粒子線照射装置は、入射器１、低エネルギービーム輸送系２、入射機器３、シンクロトロン４、出射機器５及び高エネルギービーム輸送系６を備えている。
【００２１】
照射系１０は、高エネルギービーム輸送系６で輸送された高エネルギーのイオンを、癌の病巣に合わせたビーム形状に整形し、その粒子ビームを被検体８である患者に照射するもので、高エネルギーのイオンを偏向して２重の円軌道を描かせる偏向手段としての２組のワブラー偏向電磁石１１、１２及び散乱体１３から構成されている。
【００２２】
又、制御装置１４は、入射器１から出射されるイオンの出射・停止を制御し、かつ２組のワブラー偏向電磁石１１、１２に流れる各励磁電流の位相差及びその電流量を制御して、被検体８において粒子ビームを２重円を描くように制御する励磁電流制御手段１５としての機能を有している。
【００２３】
具体的に説明すると、２組のワブラー偏向電磁石１１、１２は、水平方向と垂直方向とに粒子ビームを振る。ここで、粒子ビームの中心位置をＸ，Ｙとし、時間をｔ、ワブリング周波数をｆ、位相差をαとすると、
Ｘ＝Ａsinωｔ …(1)
Ｙ＝Ａsin（ωｔ＋α） …(2)
ω＝２πｆ
により表される。
【００２４】
位相差αを９０度とし、この軌道になるようにそれぞれのワブラー偏向電磁石１１、１２を励磁すると、粒子ビームは半径Ａの円軌道を描く。そして、散乱体１３で広がった円状の粒子ビームを回転させることにより広い照射野を得るのがワブラー法である。
【００２５】
従って、２組のワブラー偏向電磁石１１、１２に流れる各励磁電流の位相差及びその電流量を制御することにより、粒子ビームが図２に示すように２重円を描くように第１ワブリング円Ｒ１と第２ワブリング円Ｒ２との上を移動し、照射野Ｗ内が一様になるように粒子ビームの出射・停止及び電流量の制御が行われるようになっている。
【００２６】
次に上記の如く構成された装置の作用について説明する。
【００２７】
入射器１により生成されかつ予備加速されたイオンは、低エネルギービーム輸送系２を通り、入射機器３によってシンクロトロン４に入射され、このシンクロトロン４においてさらに加速され、例えば癌治療に供すべくエネルギーに達すると、出射機器５から出射され、高エネルギービーム輸送系６で輸送されて照射系１０に入射する。
【００２８】
この照射系１０は、高エネルギービーム輸送系６で輸送された高エネルギーのイオンを、患者である被検体８の癌の病巣に合わせたビーム形状に整形し、その粒子ビームを患者に照射するが、このとき制御装置１４の励磁電流制御手段１５によって２組のワブラー偏向電磁石１１、１２に流れる各励磁電流の位相差及びその電流量が制御され、被検体８において粒子ビームの中心が第１ワブリング円Ｒ１と第２ワブリング円Ｒ２との各上を移動し、２重円を描くように制御される。
【００２９】
これにより、第１ワブリング円Ｒ１上を移動する第１粒子ビームＢ１により照射野Ｗの内側がカバーされ、第２ワブリング円Ｒ２上を移動する第２粒子ビームＢ２により照射野Ｗの周辺付近及び外側がカバーされる。このようにして照射野Ｗに対する粒子ビームの照射が行われ、かつ粒子ビームの出射・停止及び電流量の制御により照射野Ｗ内が一様に照射される。
【００３０】
このように上記第１の実施の形態においては、照射系１０における２組のワブラー偏向電磁石１１、１２に流れる各励磁電流の位相差及びその電流量を制御して、被検体８において粒子ビームを２重円を描くように制御したので、ビーム径の小さい粒子ビームで大きな照射野Ｗを得ることができ、このビーム径の小さい粒子ビームにより散乱体１３の厚さが少なくて済み、散乱体１３でのビームロスも少なくでき、かつ散乱体１３から患者までの距離も短くできて、装置サイズや本装置を設置する建屋サイズを小さくできる。
【００３１】
従って、短くコンパクトな照射系１０でも散乱体１３の厚さを増やすことなく高エネルギーの粒子ビームのエネルギー利用効率を高く維持することができ、そのうえ速い繰り返しのシンクロトロン４を用いても、ワブラー偏向電磁石１１、１２を用いて一様な照射野Ｗを形成できる。
【００３２】
(2) 次に、本発明の第２の実施の形態について図面を参照して説明する。なお、図１と同一部分には同一符号を付してその詳しい説明は省略する。
【００３３】
図３は粒子線照射装置の構成図である。
【００３４】
動き検出器２０は、被検体８の動き、例えば患者の呼吸による臓器の動きを検出して図４に示すような呼吸の動きに応じた呼吸曲線を作成し、この呼吸曲線から患者が呼吸動作により例えば癌の病巣が同じ位置にあるときに粒子ビームを照射するようにゲート信号を制御装置１４に送出する機能を有している。
【００３５】
制御装置１４は、上記励磁電流制御手段１５に加えて照射タイミング制御手段２１の機能を有している。この照射タイミング制御手段２１は、動き検出器２０からのゲート信号を受け、患者への照射タイミングが患者の呼吸動作により例えば癌の病巣が同じ位置にあるときに粒子ビームを照射するように入射器１の出射・停止を制御する機能を有している。
【００３６】
次に上記の如く構成された装置の作用について説明する。
【００３７】
入射器１により生成されかつ予備加速されたイオンは、低エネルギービーム輸送系２を通り、入射機器３によってシンクロトロン４に入射され、このシンクロトロン４においてさらに加速され、例えば癌治療に供すべくエネルギーに達すると、出射機器５から出射され、高エネルギービーム輸送系６で輸送されて照射系１０に入射する。
【００３８】
この照射系１０では、高エネルギービーム輸送系６で輸送された高エネルギーのイオンを、患者である被検体８の癌の病巣に合わせたビーム形状に整形し、その粒子ビームを患者に照射するとき、励磁電流制御手段１５によって２組のワブラー偏向電磁石１１、１２に流れる各励磁電流の位相差及びその電流量が制御され、被検体８において粒子ビームの中心が第１ワブリング円Ｒ１と第２ワブリング円Ｒ２との各上を移動し、２重円を描くように制御される。
【００３９】
一方、動き検出器２０は、例えば患者の呼吸による臓器の動きを検出して図４に示すような呼吸の動きに応じた呼吸曲線を作成し、この呼吸曲線から患者が呼吸動作により例えば癌の病巣が同じ位置にあるときに粒子ビームを照射するようにゲート信号を制御装置１４に送出する。
【００４０】
この制御装置１４の照射タイミング制御手段２１は、動き検出器２０からのゲート信号を受け、患者への照射タイミングが患者の呼吸動作により例えば癌の病巣が同じ位置にあるときに粒子ビームを照射するように入射器１の出射・停止を制御する。
【００４１】
このように上記第２の実施の形態においては、動き検出器２０により例えば患者の呼吸による臓器の動きを検出して患者が呼吸動作により例えば癌の病巣が同じ位置にあるときに粒子ビームを照射するようにゲート信号を制御装置１４に送出し、患者への照射タイミングが患者の呼吸動作により例えば癌の病巣が同じ位置にあるときに粒子ビームを照射するように入射器１の出射・停止を制御するようにしたので、上記第１の実施の形態と同様な効果を奏することは言うまでもなく、さらに患者の呼吸によって患部が動く場合でも、同じ位置での粒子ビームの照射ができ、この粒子ビームの照射精度を高くできる。
【００４２】
(3) 次に、本発明の第３の実施の形態について図面を参照して説明する。なお、図１と同一部分には同一符号を付してその詳しい説明は省略する。
【００４３】
図５は粒子線照射装置の構成図である。
【００４４】
照射系１０には、線量計２２が配置されている。この線量計２２は、被検体８である例えば患者に照射される粒子ビームの線量を測定してその線量測定信号を制御装置１４に送出するものとなっている。
【００４５】
この制御装置１４は、上記励磁電流制御手段１５に加えて出射制御手段２３の機能を有している。この出射制御手段２３は、線量計２２から送出された線量測定信号を受け、患者に照射される粒子ビームの線量が規定量に達すると、入射器１を停止又はビーム電流を制御する機能を有している。
【００４６】
次に上記の如く構成された装置の作用について説明する。
【００４７】
入射器１により生成されかつ予備加速されたイオンは、低エネルギービーム輸送系２を通り、入射機器３によってシンクロトロン４に入射され、このシンクロトロン４においてさらに加速され、例えば癌治療に供すべくエネルギーに達すると、出射機器５から出射され、高エネルギービーム輸送系６で輸送されて照射系１０に入射する。
【００４８】
この照射系１０は、高エネルギービーム輸送系６で輸送された高エネルギーのイオンを、患者である被検体８の癌の病巣に合わせたビーム形状に整形し、その粒子ビームを患者に照射する。
【００４９】
このとき線量計２２は、患者に照射される粒子ビームの線量を測定してその線量測定信号を制御装置１４に送出する。
【００５０】
この制御装置１４の出射制御手段２３は、線量計２２から送出された線量測定信号を受け、患者に照射される粒子ビームの線量が規定量に達すると、入射器１を停止又はビーム電流を制御する。
【００５１】
このように上記第３の実施の形態においては、線量計２２により患者に照射される粒子ビームの線量を測定し、患者に照射される粒子ビームの線量が規定量に達すると、入射器１を停止又はビーム電流を制御するようにしたので、上記第１の実施の形態と同様な効果を奏することは言うまでもなく、さらに被検体８への粒子ビームの照射量を制御したり停止してその照射線量の精度を高めることができる。この場合、粒子ビームの照射途中で定格照射線量に達して照射を中断した場合でも、粒子ビームの照射分布の均一性を維持できる。
【００５２】
(4) 次に、本発明の第４の実施の形態について図面を参照して説明する。
【００５３】
この第４の実施の形態は、上記第１の実施の形態で、シンクロトロン４を繰り返しの速さを５Ｈｚ以上の速い繰り返しのシンクロトロンにしたものである。
【００５４】
一般に、ワブラー法は、遅い繰り返しのシンクロトロンで用いられるが、速い繰り返しのシンクロトロンでも一様な照射野Ｗを得ることができる。なお、例えば、シンクロトロンの繰り返しは２０Ｈｚ、ワブリング周波数は２〜６．３Ｈｚとする。
【００５５】
(5) 次に、本発明の第５の実施の形態について図面を参照して説明する。
【００５６】
この第５の実施の形態は、上記第１の実施の形態で、シンクロトロン４をサイクロトロンに置き換えたものである。
【００５７】
サイクロトロンの連続ビームに対しても多重円のワブラーは有効であり、広がりの小さい粒子ビームで大きな照射野Ｗを得ることができる。このような広がりの小さい粒子ビームであれば、散乱体１３の厚さが少なくて済み、この散乱体１３でのビームロスも少なく、かつ散乱体１３から患者までの距離も短くて済み、装置サイズや建屋サイズを小さくできる。
【００５８】
なお、本発明は、上記第１〜第５の実施の形態に限定されるものでなく次の通り変形してもよい。
【００５９】
例えば、粒子ビームは、２重円を描くようにしたが、多重円を描くようにしてもよい。これにより、より広い照射野Ｗを得ることができる。
【００６０】
【発明の効果】
以上詳記したように本発明によれば、被検体の呼吸によって患部が動く場合でも、同じ位置での粒子ビームの照射ができ、この粒子ビームの照射精度を高くでき、かつ短くコンパクトな照射系でも散乱体の厚さを増やすことなく高エネルギーの粒子ビームのエネルギー利用効率を高く維持することができ、そのうえ速い繰り返しのシンクロトロン等の加速器を用いてもワブラー偏向電磁石を用いて一様な照射野を形成できる粒子線照射装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係わる粒子線照射装置の第１の実施の形態を示す構成図。
【図２】同装置による２重円を描く粒子ビームによる照射野を示す模式図。
【図３】本発明に係わる粒子線照射装置の第２の実施の形態を示す構成図。
【図４】同装置による患者の呼吸による臓器の動きに合わせた粒子ビームの照射タイミングを示す図。
【図５】本発明に係わる粒子線照射装置の第３の実施の形態を示す構成図。
【図６】従来の粒子線照射装置の構成図。
【図７】同装置による粒子ビームの照射野を示す模式図。
【符号の説明】
１：入射器、
２：低エネルギービーム輸送系、
３：入射機器、
４：シンクロトロン、
５：出射機器、
６：高エネルギービーム輸送系、
１０：照射系、
１１，１２：ワブラー偏向電磁石、
１３：散乱体、
１４：制御装置、
１５：励磁電流制御手段、
２０：動き検出器、
２１：照射タイミング制御手段、
２２：線量計、
２３：出射制御手段。
【発明の属する技術分野】
本発明は、高いエネルギーの粒子ビームを例えば癌細胞に照射して癌治療に用いる治療装置に適用される粒子線照射装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
放射線による癌の治療には、Ｘ線、ガンマ線、電子線なとが用いられており、さらに近年では加速器で加速した高エネルギーの荷電粒子（水素、ヘリウム、炭素などのイオン）の粒子ビームを照射することが行われている。このような高エネルギーの荷電粒子を得る方法の一つとしてシンクロトロンが用いられている。
【０００３】
図６はかかるシンクロトロンを用いた粒子ビームによる癌の治療装置の構成図である。入射器１は、イオンを生成しかつ予備加速する。この予備加速されたイオンは、低エネルギービーム輸送系２を通り、入射機器３によってシンクロトロン４に入射される。このシンクロトロン４は、入射したイオンをさらに加速し、癌治療に供すべくエネルギーに達すると、そのイオンを出射機器５を用いて出射する。そして、この高エネルギーのイオンは、高エネルギービーム輸送系６で輸送され、照射系７により癌の病巣に合わせたビーム形状に整形され、その粒子ビームを被検体８である患者に照射される。
【０００４】
ところで、患者の癌病巣への粒子ビームの照射では、患者への一様な放射線照射を数分という短時間のうちに行うことが要求されている。患者への一様な粒子ビームの照射を行うために粒子ビームを用いる治療装置では、照射系７内に設置された一対のワブラー偏向電磁石（偏向電磁石）を用いて粒子ビームをスキャンさせ、かつ散乱体を用いて照射系７に入射した粒子ビーム径を広げ、照射する患部において粒子ビームが一様になるように照射を行っている。
【０００５】
又、このような癌等の治療装置では、コンパクトにしかつ設置面積を小さくするとともに設置コストを安くするために照射系７の長さを短くすることが有効である。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、ワブラー偏向電磁石を用いたワブラー法では、ワブラー偏向電磁石による偏向角に比例して粒子ビームの発散角を大きくするために、ワブラー偏向電磁石の近傍に設置した散乱体の厚さを増やす必要がある。
【０００７】
又、ワブラー法では、図６に示すように粒子ビームの照射野Ｗを得るために、ワブリング円Ｒ上に粒子ビームの中心が移動するようにすなわち円を描くように一対のワブラー偏向電磁石を調整している。そして、このワブリング円Ｒ上に移動させた粒子ビームを散乱体に透過させてビーム径を拡大した粒子ビームＢを得ているが、この場合、粒子ビームの進行する経路の途中に厚い散乱体を配置すると、粒子ビームのエネルギーが減少し、シンクロトロン４から出射された粒子ビームのエネルギーを有効に利用できず、シンクロトロン４の最大定格エネルギーを不必要に大きくしてしまう。
【０００８】
又、粒子ビームを発生させるシンクロトロンの方式としては、準定常的な粒子ビームを発生させる遅い繰り返しのシンクロトロンとパルスビームを発生させる速い繰り返しのシンクロトロンとがあり、このうち５〜４０Ｈｚ程度のパルスビームの出射を行う速い繰り返しのシンクロトロンでは、一対のワブラー偏向電磁石を用いて一様な照射野Ｗを得ることは困難なものとなっている。又、このような速い繰り返しのシンクロトロンでさえ短い治療時間内に照射するパルスビーム数が少ないために一様な照射野Ｗを得ることは困難なものとなっている。
【０００９】
そこで本発明は、短くコンパクトな照射系でも散乱体の厚さを増やすことなく高エネルギーの粒子ビームのエネルギー利用効率を高く維持することができ、そのうえ速い繰り返しのシンクロトロンを用いてもワブラー偏向電磁石を用いて一様な照射野を形成でき、被検体の動きにも対応できる粒子線照射装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明の粒子線照射装置は、荷電粒子を生成して予備加速する入射器と、この入射器からの荷電粒子を所定の高エネルギーの粒子ビームに加速する加速器と、この加速器で加速された荷電粒子を偏向して少なくとも２重の円軌道を描かせる少なくとも２つのワブラー偏向電磁石と、これらワブラー偏向電磁石からの粒子ビーム径を拡大して被検体に照射する散乱体と、各ワブラー偏向電磁石に流れる各励磁電流の位相差及びその電流量を制御する励磁電流制御手段と、被検体の呼吸の動きを検出し、呼気の大きさの推移を呼吸曲線として作成する動き検出手段と、この動き検出手段により検出された被検体の呼吸曲線に基づき被検体の同一位置に高エネルギーの粒子ビームが照射されるように被検体への照射タイミングを制御する照射タイミング制御手段とを具備し、加速器により被検体に照射される粒子ビームのパルスの周波数は、各ワブラー偏向電磁石に供給する励磁電流の周波数の３倍以上１０倍以下であることを特徴とする。
【００１１】
このうち加速器は、シンクロトロン又はサイクルトロンである。シンクロトロンは、５Ｈｚ以上の速い繰り返しである。
【００１２】
又、本発明の粒子線照射装置は、被検体に照射される粒子ビームの線量を測定する線量計と、この線量計により測定された粒子ビームの線量が規定量に達すると、粒子ビームの出射量を制御する出射制御手段とを備えている。
【００１８】
【発明の実施の形態】
(1) 以下、本発明の第１の実施の形態について図面を参照して説明する。なお、図６と同一部分には同一符号を付してその詳しい説明は省略する。
【００１９】
図１は粒子線照射装置の構成図である。
【００２０】
この粒子線照射装置は、入射器１、低エネルギービーム輸送系２、入射機器３、シンクロトロン４、出射機器５及び高エネルギービーム輸送系６を備えている。
【００２１】
照射系１０は、高エネルギービーム輸送系６で輸送された高エネルギーのイオンを、癌の病巣に合わせたビーム形状に整形し、その粒子ビームを被検体８である患者に照射するもので、高エネルギーのイオンを偏向して２重の円軌道を描かせる偏向手段としての２組のワブラー偏向電磁石１１、１２及び散乱体１３から構成されている。
【００２２】
又、制御装置１４は、入射器１から出射されるイオンの出射・停止を制御し、かつ２組のワブラー偏向電磁石１１、１２に流れる各励磁電流の位相差及びその電流量を制御して、被検体８において粒子ビームを２重円を描くように制御する励磁電流制御手段１５としての機能を有している。
【００２３】
具体的に説明すると、２組のワブラー偏向電磁石１１、１２は、水平方向と垂直方向とに粒子ビームを振る。ここで、粒子ビームの中心位置をＸ，Ｙとし、時間をｔ、ワブリング周波数をｆ、位相差をαとすると、
Ｘ＝Ａsinωｔ …(1)
Ｙ＝Ａsin（ωｔ＋α） …(2)
ω＝２πｆ
により表される。
【００２４】
位相差αを９０度とし、この軌道になるようにそれぞれのワブラー偏向電磁石１１、１２を励磁すると、粒子ビームは半径Ａの円軌道を描く。そして、散乱体１３で広がった円状の粒子ビームを回転させることにより広い照射野を得るのがワブラー法である。
【００２５】
従って、２組のワブラー偏向電磁石１１、１２に流れる各励磁電流の位相差及びその電流量を制御することにより、粒子ビームが図２に示すように２重円を描くように第１ワブリング円Ｒ１と第２ワブリング円Ｒ２との上を移動し、照射野Ｗ内が一様になるように粒子ビームの出射・停止及び電流量の制御が行われるようになっている。
【００２６】
次に上記の如く構成された装置の作用について説明する。
【００２７】
入射器１により生成されかつ予備加速されたイオンは、低エネルギービーム輸送系２を通り、入射機器３によってシンクロトロン４に入射され、このシンクロトロン４においてさらに加速され、例えば癌治療に供すべくエネルギーに達すると、出射機器５から出射され、高エネルギービーム輸送系６で輸送されて照射系１０に入射する。
【００２８】
この照射系１０は、高エネルギービーム輸送系６で輸送された高エネルギーのイオンを、患者である被検体８の癌の病巣に合わせたビーム形状に整形し、その粒子ビームを患者に照射するが、このとき制御装置１４の励磁電流制御手段１５によって２組のワブラー偏向電磁石１１、１２に流れる各励磁電流の位相差及びその電流量が制御され、被検体８において粒子ビームの中心が第１ワブリング円Ｒ１と第２ワブリング円Ｒ２との各上を移動し、２重円を描くように制御される。
【００２９】
これにより、第１ワブリング円Ｒ１上を移動する第１粒子ビームＢ１により照射野Ｗの内側がカバーされ、第２ワブリング円Ｒ２上を移動する第２粒子ビームＢ２により照射野Ｗの周辺付近及び外側がカバーされる。このようにして照射野Ｗに対する粒子ビームの照射が行われ、かつ粒子ビームの出射・停止及び電流量の制御により照射野Ｗ内が一様に照射される。
【００３０】
このように上記第１の実施の形態においては、照射系１０における２組のワブラー偏向電磁石１１、１２に流れる各励磁電流の位相差及びその電流量を制御して、被検体８において粒子ビームを２重円を描くように制御したので、ビーム径の小さい粒子ビームで大きな照射野Ｗを得ることができ、このビーム径の小さい粒子ビームにより散乱体１３の厚さが少なくて済み、散乱体１３でのビームロスも少なくでき、かつ散乱体１３から患者までの距離も短くできて、装置サイズや本装置を設置する建屋サイズを小さくできる。
【００３１】
従って、短くコンパクトな照射系１０でも散乱体１３の厚さを増やすことなく高エネルギーの粒子ビームのエネルギー利用効率を高く維持することができ、そのうえ速い繰り返しのシンクロトロン４を用いても、ワブラー偏向電磁石１１、１２を用いて一様な照射野Ｗを形成できる。
【００３２】
(2) 次に、本発明の第２の実施の形態について図面を参照して説明する。なお、図１と同一部分には同一符号を付してその詳しい説明は省略する。
【００３３】
図３は粒子線照射装置の構成図である。
【００３４】
動き検出器２０は、被検体８の動き、例えば患者の呼吸による臓器の動きを検出して図４に示すような呼吸の動きに応じた呼吸曲線を作成し、この呼吸曲線から患者が呼吸動作により例えば癌の病巣が同じ位置にあるときに粒子ビームを照射するようにゲート信号を制御装置１４に送出する機能を有している。
【００３５】
制御装置１４は、上記励磁電流制御手段１５に加えて照射タイミング制御手段２１の機能を有している。この照射タイミング制御手段２１は、動き検出器２０からのゲート信号を受け、患者への照射タイミングが患者の呼吸動作により例えば癌の病巣が同じ位置にあるときに粒子ビームを照射するように入射器１の出射・停止を制御する機能を有している。
【００３６】
次に上記の如く構成された装置の作用について説明する。
【００３７】
入射器１により生成されかつ予備加速されたイオンは、低エネルギービーム輸送系２を通り、入射機器３によってシンクロトロン４に入射され、このシンクロトロン４においてさらに加速され、例えば癌治療に供すべくエネルギーに達すると、出射機器５から出射され、高エネルギービーム輸送系６で輸送されて照射系１０に入射する。
【００３８】
この照射系１０では、高エネルギービーム輸送系６で輸送された高エネルギーのイオンを、患者である被検体８の癌の病巣に合わせたビーム形状に整形し、その粒子ビームを患者に照射するとき、励磁電流制御手段１５によって２組のワブラー偏向電磁石１１、１２に流れる各励磁電流の位相差及びその電流量が制御され、被検体８において粒子ビームの中心が第１ワブリング円Ｒ１と第２ワブリング円Ｒ２との各上を移動し、２重円を描くように制御される。
【００３９】
一方、動き検出器２０は、例えば患者の呼吸による臓器の動きを検出して図４に示すような呼吸の動きに応じた呼吸曲線を作成し、この呼吸曲線から患者が呼吸動作により例えば癌の病巣が同じ位置にあるときに粒子ビームを照射するようにゲート信号を制御装置１４に送出する。
【００４０】
この制御装置１４の照射タイミング制御手段２１は、動き検出器２０からのゲート信号を受け、患者への照射タイミングが患者の呼吸動作により例えば癌の病巣が同じ位置にあるときに粒子ビームを照射するように入射器１の出射・停止を制御する。
【００４１】
このように上記第２の実施の形態においては、動き検出器２０により例えば患者の呼吸による臓器の動きを検出して患者が呼吸動作により例えば癌の病巣が同じ位置にあるときに粒子ビームを照射するようにゲート信号を制御装置１４に送出し、患者への照射タイミングが患者の呼吸動作により例えば癌の病巣が同じ位置にあるときに粒子ビームを照射するように入射器１の出射・停止を制御するようにしたので、上記第１の実施の形態と同様な効果を奏することは言うまでもなく、さらに患者の呼吸によって患部が動く場合でも、同じ位置での粒子ビームの照射ができ、この粒子ビームの照射精度を高くできる。
【００４２】
(3) 次に、本発明の第３の実施の形態について図面を参照して説明する。なお、図１と同一部分には同一符号を付してその詳しい説明は省略する。
【００４３】
図５は粒子線照射装置の構成図である。
【００４４】
照射系１０には、線量計２２が配置されている。この線量計２２は、被検体８である例えば患者に照射される粒子ビームの線量を測定してその線量測定信号を制御装置１４に送出するものとなっている。
【００４５】
この制御装置１４は、上記励磁電流制御手段１５に加えて出射制御手段２３の機能を有している。この出射制御手段２３は、線量計２２から送出された線量測定信号を受け、患者に照射される粒子ビームの線量が規定量に達すると、入射器１を停止又はビーム電流を制御する機能を有している。
【００４６】
次に上記の如く構成された装置の作用について説明する。
【００４７】
入射器１により生成されかつ予備加速されたイオンは、低エネルギービーム輸送系２を通り、入射機器３によってシンクロトロン４に入射され、このシンクロトロン４においてさらに加速され、例えば癌治療に供すべくエネルギーに達すると、出射機器５から出射され、高エネルギービーム輸送系６で輸送されて照射系１０に入射する。
【００４８】
この照射系１０は、高エネルギービーム輸送系６で輸送された高エネルギーのイオンを、患者である被検体８の癌の病巣に合わせたビーム形状に整形し、その粒子ビームを患者に照射する。
【００４９】
このとき線量計２２は、患者に照射される粒子ビームの線量を測定してその線量測定信号を制御装置１４に送出する。
【００５０】
この制御装置１４の出射制御手段２３は、線量計２２から送出された線量測定信号を受け、患者に照射される粒子ビームの線量が規定量に達すると、入射器１を停止又はビーム電流を制御する。
【００５１】
このように上記第３の実施の形態においては、線量計２２により患者に照射される粒子ビームの線量を測定し、患者に照射される粒子ビームの線量が規定量に達すると、入射器１を停止又はビーム電流を制御するようにしたので、上記第１の実施の形態と同様な効果を奏することは言うまでもなく、さらに被検体８への粒子ビームの照射量を制御したり停止してその照射線量の精度を高めることができる。この場合、粒子ビームの照射途中で定格照射線量に達して照射を中断した場合でも、粒子ビームの照射分布の均一性を維持できる。
【００５２】
(4) 次に、本発明の第４の実施の形態について図面を参照して説明する。
【００５３】
この第４の実施の形態は、上記第１の実施の形態で、シンクロトロン４を繰り返しの速さを５Ｈｚ以上の速い繰り返しのシンクロトロンにしたものである。
【００５４】
一般に、ワブラー法は、遅い繰り返しのシンクロトロンで用いられるが、速い繰り返しのシンクロトロンでも一様な照射野Ｗを得ることができる。なお、例えば、シンクロトロンの繰り返しは２０Ｈｚ、ワブリング周波数は２〜６．３Ｈｚとする。
【００５５】
(5) 次に、本発明の第５の実施の形態について図面を参照して説明する。
【００５６】
この第５の実施の形態は、上記第１の実施の形態で、シンクロトロン４をサイクロトロンに置き換えたものである。
【００５７】
サイクロトロンの連続ビームに対しても多重円のワブラーは有効であり、広がりの小さい粒子ビームで大きな照射野Ｗを得ることができる。このような広がりの小さい粒子ビームであれば、散乱体１３の厚さが少なくて済み、この散乱体１３でのビームロスも少なく、かつ散乱体１３から患者までの距離も短くて済み、装置サイズや建屋サイズを小さくできる。
【００５８】
なお、本発明は、上記第１〜第５の実施の形態に限定されるものでなく次の通り変形してもよい。
【００５９】
例えば、粒子ビームは、２重円を描くようにしたが、多重円を描くようにしてもよい。これにより、より広い照射野Ｗを得ることができる。
【００６０】
【発明の効果】
以上詳記したように本発明によれば、被検体の呼吸によって患部が動く場合でも、同じ位置での粒子ビームの照射ができ、この粒子ビームの照射精度を高くでき、かつ短くコンパクトな照射系でも散乱体の厚さを増やすことなく高エネルギーの粒子ビームのエネルギー利用効率を高く維持することができ、そのうえ速い繰り返しのシンクロトロン等の加速器を用いてもワブラー偏向電磁石を用いて一様な照射野を形成できる粒子線照射装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係わる粒子線照射装置の第１の実施の形態を示す構成図。
【図２】同装置による２重円を描く粒子ビームによる照射野を示す模式図。
【図３】本発明に係わる粒子線照射装置の第２の実施の形態を示す構成図。
【図４】同装置による患者の呼吸による臓器の動きに合わせた粒子ビームの照射タイミングを示す図。
【図５】本発明に係わる粒子線照射装置の第３の実施の形態を示す構成図。
【図６】従来の粒子線照射装置の構成図。
【図７】同装置による粒子ビームの照射野を示す模式図。
【符号の説明】
１：入射器、
２：低エネルギービーム輸送系、
３：入射機器、
４：シンクロトロン、
５：出射機器、
６：高エネルギービーム輸送系、
１０：照射系、
１１，１２：ワブラー偏向電磁石、
１３：散乱体、
１４：制御装置、
１５：励磁電流制御手段、
２０：動き検出器、
２１：照射タイミング制御手段、
２２：線量計、
２３：出射制御手段。
Claims (4)
- 荷電粒子を生成して予備加速する入射器と、
この入射器からの前記荷電粒子を所定の高エネルギーの粒子ビームに加速する加速器と、
この加速器で加速された前記荷電粒子を偏向して少なくとも２重の円軌道を描かせる少なくとも２つのワブラー偏向電磁石と、
これらワブラー偏向電磁石からの前記粒子ビーム径を拡大して被検体に照射する散乱体と、
前記各ワブラー偏向電磁石に流れる各励磁電流の位相差及びその電流量を制御する励磁電流制御手段と、
前記被検体の呼吸の動きを検出し、呼気の大きさの推移を呼吸曲線として作成する動き検出手段と、
この動き検出手段により検出された前記被検体の前記呼吸曲線に基づき前記被検体の同一位置に前記高エネルギーの前記粒子ビームが照射されるように前記被検体への照射タイミングを制御する照射タイミング制御手段と、
を具備し、
前記加速器における前記被検体に照射される前記粒子ビームのパルスの周波数は、前記各ワブラー偏向電磁石に供給する前記励磁電流の周波数の３倍以上１０倍以下である、
ことを特徴とする粒子線照射装置。 - 前記加速器は、シンクロトロン又はサイクルトロンであることを特徴とする請求項１記載の粒子線照射装置。
- 前記シンクロトロンは、５Ｈｚ以上の速い繰り返しであることを特徴とする請求項２記載の粒子線照射装置。
- 前記被検体に照射される前記粒子ビームの線量を測定する線量計と、
この線量計により測定された前記粒子ビームの前記線量が規定量に達すると、前記粒子ビームの出射量を制御する出射制御手段と、
を備えたことを特徴とする請求項１記載の粒子線照射装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP13735099A JP3993338B2 (ja) | 1999-05-18 | 1999-05-18 | 粒子線照射装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP13735099A JP3993338B2 (ja) | 1999-05-18 | 1999-05-18 | 粒子線照射装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000331799A JP2000331799A (ja) | 2000-11-30 |
| JP3993338B2 true JP3993338B2 (ja) | 2007-10-17 |
Family
ID=15196606
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP13735099A Expired - Fee Related JP3993338B2 (ja) | 1999-05-18 | 1999-05-18 | 粒子線照射装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3993338B2 (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5245193B2 (ja) * | 2005-09-07 | 2013-07-24 | 株式会社日立製作所 | 荷電粒子ビーム照射システム及び荷電粒子ビーム出射方法 |
| US7947969B2 (en) | 2007-06-27 | 2011-05-24 | Mitsubishi Electric Corporation | Stacked conformation radiotherapy system and particle beam therapy apparatus employing the same |
| US8350226B2 (en) * | 2008-10-23 | 2013-01-08 | Varian Medical Systems, Inc. | Methods and systems for treating cancer using external beam radiation |
| JP7465697B2 (ja) | 2020-03-24 | 2024-04-11 | 住友重機械工業株式会社 | 荷電粒子の照射制御装置 |
-
1999
- 1999-05-18 JP JP13735099A patent/JP3993338B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2000331799A (ja) | 2000-11-30 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP5074915B2 (ja) | 荷電粒子ビーム照射システム | |
| JP3912364B2 (ja) | 粒子線治療装置 | |
| JP5002612B2 (ja) | 荷電粒子ビーム照射装置 | |
| CN101642605B (zh) | 放射治疗设备和放射线照射方法 | |
| US3360647A (en) | Electron accelerator with specific deflecting magnet structure and x-ray target | |
| JP4633002B2 (ja) | 荷電粒子ビーム加速器のビーム出射制御方法及び荷電粒子ビーム加速器を用いた粒子ビーム照射システム | |
| JP5745069B2 (ja) | 荷電粒子ビーム照射システムおよび荷電粒子ビーム照射システムの運転方法 | |
| JP2001085200A (ja) | 加速器システム | |
| JP2005332794A (ja) | 荷電粒子ビーム加速器、荷電粒子ビーム加速器を用いた粒子線照射医療システムおよび、粒子線照射医療システムの運転方法 | |
| CN105636331B (zh) | 电子直线加速器 | |
| JP2011523169A (ja) | 荷電粒子癌治療システムと併用する荷電粒子ビーム抽出方法及び装置 | |
| JP2015084886A (ja) | 荷電粒子ビームシステム | |
| JP2005124852A (ja) | 粒子線治療装置 | |
| US8198608B2 (en) | Reducing the widening of a radiation beam | |
| JPWO2012117538A1 (ja) | 粒子線照射システム | |
| JP5944940B2 (ja) | 正に荷電された粒子ビームを抽出する装置及び方法 | |
| WO2019205924A1 (zh) | 放射治疗头及放射治疗装置 | |
| JP2013061295A (ja) | 中性子線照射装置 | |
| JP2012002772A (ja) | 深さ方向線量分布測定装置、粒子線治療装置及び粒子線照射装置 | |
| JP2013062193A (ja) | 中性子線照射装置 | |
| JP3993338B2 (ja) | 粒子線照射装置 | |
| JP2010012056A (ja) | 荷電粒子ビーム照射システム | |
| JP4650382B2 (ja) | 荷電粒子ビーム加速器及びその荷電粒子ビーム加速器を用いた粒子線照射システム | |
| JP3894215B2 (ja) | 荷電粒子ビームの出射方法及び粒子線照射システム | |
| JP2006208200A (ja) | 荷電粒子ビーム照射システム |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20040908 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20060515 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20060523 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20060724 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20070320 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20070521 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20070724 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20070726 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100803 Year of fee payment: 3 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |