図面を参照して、本発明による放射線治療システムの実施の形態を記載する。その放射線治療システム1は、図1に示されているように、放射線治療装置制御装置2と放射線治療装置3とクライストロン5とセンサ6と制御装置7とを備えている。放射線治療装置制御装置2は、パーソナルコンピュータに例示されるコンピュータである。放射線治療装置制御装置2は、双方向に情報を伝送することができるように放射線治療装置3に接続されている。クライストロン5は、制御装置7により発振RF強度またはクライストロン加速電圧またはクライストロン電流が制御されて所定の電力の高周波を生成し、導波管8を介してその高周波を放射線治療装置3に出力する。なお、制御対象は、その3項目の全てを対象とする必要はなく、そのうちの一部でも全部でも構わない。以下、記載の各制御対象についても特に記載しない限り同様である。センサ6は、導波管8の状態を計測する装置から形成されている。その装置は、旋回角センサ6−1と走行角センサ6−2とパン角センサ6−3とチルト角センサ6−4と伝送効率センサ6−5とを含んでいる。制御装置7は、センサ6により計測された状態に基づいて、クライストロン5を制御する。
図2は、放射線治療装置3を示している。放射線治療装置3は、旋回駆動装置11とOリング12と走行ガントリ14と首振り機構15と治療用放射線照射装置16とを備えている。旋回駆動装置11は、回転軸17を中心に回転可能にOリング12を土台に支持し、放射線治療装置制御装置2により制御されて回転軸17を中心にOリング12を回転させる。回転軸17は、鉛直方向に平行である。Oリング12は、回転軸18を中心とするリング状に形成され、回転軸18を中心に回転可能に走行ガントリ14を支持している。回転軸18は、鉛直方向に垂直であり、回転軸17に含まれるアイソセンタ19を通る。回転軸18は、さらに、Oリング12に対して固定され、すなわち、Oリング12とともに回転軸17を中心に回転する。走行ガントリ14は、回転軸18を中心とするリング状に形成され、Oリング12のリングと同心円になるように配置されている。放射線治療装置3は、さらに、図示されていない走行駆動装置を備えている。その走行駆動装置は、放射線治療装置制御装置2により制御されて回転軸18を中心に走行ガントリ14を回転させる。
首振り機構15は、走行ガントリ14のリングの内側に固定され、治療用放射線照射装置16が走行ガントリ14の内側に配置されるように、治療用放射線照射装置16を走行ガントリ14に支持している。首振り機構15は、パン軸21およびチルト軸22を有している。チルト軸22は、走行ガントリ14に対して固定され、回転軸18に交差しないで回転軸18に平行である。パン軸21は、チルト軸22に直交している。首振り機構15は、放射線治療装置制御装置2により制御されて、パン軸21を中心に治療用放射線照射装置16を回転させ、チルト軸22を中心に治療用放射線照射装置16を回転させる。
治療用放射線照射装置16は、放射線治療装置制御装置2により制御されて、治療用放射線23を放射する。治療用放射線23は、パン軸21とチルト軸22とが交差する交点を通る直線に概ね沿って放射される。治療用放射線23は、一様強度分布を持つように形成されている。治療用放射線23は、さらに、一部が遮蔽されて治療用放射線23が患者に照射されるときの照射野の形状が制御されている。
治療用放射線23は、このように治療用放射線照射装置16が走行ガントリ14に支持されることにより、首振り機構15で治療用放射線照射装置16がアイソセンタ19に向かうように一旦調整されると、旋回駆動装置11によりOリング12が回転し、または、その走行駆動装置により走行ガントリ14が回転しても、常に概ねアイソセンタ19を通る。即ち、走行・旋回を行うことで任意方向からアイソセンタ19に向けて治療用放射線23の照射が可能になる。
放射線治療装置3は、さらに、複数のイメージャシステムを備えている。すなわち、放射線治療装置3は、診断用X線源24、25とセンサアレイ32、33とを備えている。診断用X線源24は、走行ガントリ14に支持されている。診断用X線源24は、走行ガントリ14のリングの内側に配置され、アイソセンタ19から診断用X線源24を結ぶ線分とアイソセンタ19から治療用放射線照射装置16を結ぶ線分とがなす角が鋭角になるような位置に配置されている。診断用X線源24は、放射線治療装置制御装置2により制御されてアイソセンタ19に向けて診断用X線35を放射する。診断用X線35は、診断用X線源24が有する1点から放射され、その1点を頂点とする円錐状のコーンビームである。診断用X線源25は、走行ガントリ14に支持されている。診断用X線源25は、走行ガントリ14のリングの内側に配置され、アイソセンタ19から診断用X線源25を結ぶ線分とアイソセンタ19から治療用放射線照射装置16を結ぶ線分とがなす角が鋭角になるような位置に配置されている。診断用X線源25は、放射線治療装置制御装置2により制御されてアイソセンタ19に向けて診断用X線36を放射する。診断用X線36は、診断用X線源25が有する1点から放射され、その1点を頂点とする円錐状のコーンビームである。
センサアレイ32は、走行ガントリ14に支持されている。センサアレイ32は、診断用X線源24により放射されてアイソセンタ19の周辺の被写体を透過した診断用X線35を受光して、その被写体の透過画像を生成する。センサアレイ33は、走行ガントリ14に支持されている。センサアレイ33は、診断用X線源25により放射されてアイソセンタ19の周辺の被写体を透過した診断用X線36を受光して、その被写体の透過画像を生成する。センサアレイ32、33としては、FPD(Flat Panel Detector)、X線II(Image Intensifier)が例示される。
このようなイメージャシステムによれば、センサアレイ32、33により得た画像信号に基づき、アイソセンタ19を中心とする透過画像を生成することができる。
放射線治療装置3は、さらに、センサアレイ31を備えている。センサアレイ31は、センサアレイ31と治療用放射線照射装置16とを結ぶ線分がアイソセンタ19を通るように配置されて、走行ガントリ14のリングの内側に固定されている。センサアレイ31は、治療用放射線照射装置16により放射されてアイソセンタ19の周辺の被写体を透過した治療用放射線23を受光して、その被写体の透過画像を生成する。センサアレイ31としては、FPD(Flat Panel Detector)、X線II(Image Intensifier)が例示される。
放射線治療装置3は、さらに、カウチ41とカウチ駆動装置42とを備えている。カウチ41は、放射線治療システム1により治療される患者43が横臥することに利用される。カウチ41は、図示されていない固定具を備えている。その固定具は、その患者が動かないように、その患者をカウチ41に固定する。カウチ駆動装置42は、カウチ41を土台に支持し、放射線治療装置制御装置2により制御されてカウチ41を移動させる。
図3は、治療用放射線照射装置16を示している。治療用放射線照射装置16は、電子ビーム加速装置51とX線ターゲット52と1次コリメータ53とフラットニングフィルタ54と線量計61と2次コリメータ55とマルチリーフコリメータ56とを備えている。電子ビーム加速装置51は、電子を加速して生成される電子ビーム57をX線ターゲット52に照射する。X線ターゲット52は、高原子番号材(タングステン、タングステン合金等)から形成され、電子ビーム57が照射された際の制動放射により生成される放射線59を放出する。放射線59は、X線ターゲット52が内部に有する点である仮想的点線源58を通る直線に概ね沿って放射される。1次コリメータ53は、高原子番号材(鉛、タングステン等)から形成され、所望の部位以外に放射線59が照射されないように放射線59を遮蔽する。フラットニングフィルタ54は、アルミニウム等から形成され、概ね円錐形の突起が形成される板に形成されている。フラットニングフィルタ54は、その突起がX線ターゲット側に面するように配置される。フラットニングフィルタ形状は、本フラットニングフィルタを通過した後に、その放射方向に垂直である平面の所定領域における線量が概ね一様に分布するように形成される。2次コリメータ55は、高原子番号材(鉛、タングステン等)から形成され、放射線60が所望の部位以外に照射されないように放射線60を遮蔽する。このようにして形成された一様強度分布を持つ放射線60は、放射線治療装置制御装置2により制御を受けたマルチリーフコリメータ56により、一部が遮蔽されて、別途構築した治療計画に基づく性状である治療用放射線23を生成することになる。すなわち、マルチリーフコリメータ56は、放射線治療装置制御装置2により制御されて、放射線60の一部を遮蔽して治療用放射線23が患者に照射されるときの照射野の形状を制御する。
線量計61は、透過する放射線の強度を測定する透過型電離箱であり、放射線60が透過するように、1次コリメータ53と2次コリメータ55との間に配置されている。線量計61は、透過する放射線60の線量を測定し、その線量を放射線治療装置制御装置2に出力する。このような線量計61は、非破壊的検証可能である点で好ましい。なお、線量計61は、透過型電離箱と異なる他のX線強度検出器を適用することもできる。そのX線強度検出器としては、半導体検出器、シンチレーション検出器が例示される。半導体検出器またはシンチレーション検出器は、透過型電離箱のように放射線軌道上に代替設置することが困難であるためにその軌道外に配置することが好ましく、たとえば、アイソセンタ19を隔てて治療用放射線照射装置16に対向する位置に配置されるように走行ガントリ14に固定される。電離箱は、一般に、時定数が数秒程度であり、応答性が悪い。半導体検出器またはシンチレーション検出器は、軌道外に配置されるときに電離箱より信号強度が低いという欠点があるが、電離箱より応答性がよくなり、好ましい。
電子ビーム加速装置51は、電子線発生部63と加速管64とを備えている。電子線発生部63は、カソード66とグリッド67とを備えている。加速管64は、円筒形に形成され、その円筒の内部に適切な間隔で並ぶ複数の電極68を備えている。放射線治療装置3は、さらに、カソード電源70とグリッド電源69とを備えている。カソード電源70は、放射線治療装置制御装置2により制御されて、カソード66が加熱されてカソード66から所定の量の電子が放出されるように(すなわち、カソード66が所定の温度で維持されるように)、カソード66に電力を供給する。グリッド電源69は、放射線治療装置制御装置2により制御されて、電子線発生部63から所定の量の電子だけが放出されるように、グリッド67とカソード66との間に所定の電圧を印加する。クライストロン5は、導波管8を介して加速管64に接続されている。クライストロン5は、放射線治療装置制御装置2により制御されて、加速管64が電子線発生部63から放出される電子を所定のエネルギーを有するまで加速するように、導波管8を介して加速管64にマイクロ波を入射する。
クライストロン5は、図4に示されているように、放射線治療装置3が支持される土台に支持されている。導波管8は、クライストロン5により生成される高周波が伝播する導波路を形成している。導波管8は、固定導波管71、72、73とフレキシブル導波管74とロータリージョイント75とを備えている。固定導波管71は、変形しない導波路を形成し、その土台に支持され、一端がクライストロン5に接続されている。固定導波管72は、変形しない導波路を形成し、回転台76に支持されている。回転台76は、旋回駆動装置11により、回転軸17を中心に回転可能に支持され、Oリング12と同体に回転軸17を中心に回転される。このため、固定導波管72は、Oリング12と同体に回転軸17を中心に回転する。固定導波管73は、変形しない導波路を形成し、走行ガントリ14に支持され、走行ガントリ14と同体に運動する。
フレキシブル導波管74は、蛇腹構造(べローズ)に形成され、屈曲および伸縮が可能である導波路を形成している。フレキシブル導波管74は、一端が固定導波管71に接続され、他端が固定導波管72に接続されている。フレキシブル導波管74は、土台に対してOリング12が回転することにより変形し、フレキシブル導波管74の形状は、土台に対するOリング12の旋回角に概ね対応している。すなわち、土台に対して回転軸17を中心にOリング12が回転する旋回角は、フレキシブル導波管74の変形が可能な範囲により制限されている。
ロータリージョイント75は、変形可能である導波路を形成し、回転軸18に重なるように配置されている。ロータリージョイント75は、一端が固定導波管72に接続され、他端が固定導波管73に接続されている。
固定導波管73は、図5に示されているように、ロータリージョイント75に接続されている端の反対側の端が首振り機構15の近傍に配置されている。導波管8は、さらに、図5に示されているように、サーキュレータ77を備えている。サーキュレータ77は、固定導波管73の途中に配置されている。サーキュレータ77は、固定導波管73をクライストロン5から加速管64に向かって進行する高周波に比較して、加速管64からクライストロン5に向かって進行する反射波を減衰させる。
加速管64に入射したマイクロ波の一部は、反射する。この反射率は、加速管の共振度により一定である。また、ロータリージョイント75などの自由導波管では、マイクロ波の一部が反射する。このため、加速管64からの反射波の一部は、ロータリージョイント75で再度反射された後に加速管64に向かう。しかし、サーキュレータ77を配したことで、加速管64からの反射波を系外に配することが可能となるため、結果的にクライストロン5から供給したマイクロ波が、反射マイクロ波と重畳することによる打ち消し・歪みを抑制することが可能となる。
図6は、首振り機構15を示している。首振り機構15は、照射装置支持体81と中間体82とを備えている。照射装置支持体81は、走行ガントリ14に支持され、走行ガントリ14と同体に運動する。チルト軸22は、照射装置支持体81に対して固定されている。中間体82は、チルト軸22を中心に回転可能に照射装置支持体81に支持されている。パン軸21は、中間体82に対して固定されている。治療用放射線照射装置16は、パン軸21を中心に回転可能に中間体82に支持されている。なお、首振り機構15は、治療用放射線23がアイソセンタ19に向かうように調整するために用いることから、パン軸21とチルト軸22は両軸の交点が仮想的点線源58にほぼ一致するように、配することが望ましい。
首振り機構15は、さらに、図示されていないパン軸駆動装置とチルト軸駆動装置とを備えている。そのパン軸駆動装置は、放射線治療装置制御装置2により制御されてパン軸21を中心に治療用放射線照射装置16を回転させる。そのチルト軸駆動装置は、放射線治療装置制御装置2により制御されてチルト軸22を中心に中間体82を回転させる。
導波管8は、さらに、固定導波管84と固定導波管85とフレキシブル導波管86とフレキシブル導波管87とを備えている。固定導波管84は、変形しない導波路を形成し、中間体82に支持され、中間体82と同体に運動する。固定導波管85は、変形しない導波路を形成し、治療用放射線照射装置16に支持され、治療用放射線照射装置16と同体に運動する。固定導波管85は、一端が加速管64に接続されている。フレキシブル導波管86とフレキシブル導波管87とは、蛇腹構造(べローズ)に形成され、屈曲および伸縮が可能である導波路を形成している。フレキシブル導波管86は、チルト軸22に重なるように配置され、一端が固定導波管73に接続され、他端が固定導波管84に接続されている。フレキシブル導波管86は、中間体82に対して治療用放射線照射装置16が回転することにより変形し、フレキシブル導波管86の形状は、中間体82に対する治療用放射線照射装置16のチルト角に概ね対応している。フレキシブル導波管87は、パン軸21に重なるように配置され、一端が固定導波管84に接続され、他端が治療用放射線照射装置16の加速管64に接続されている。フレキシブル導波管87は、照射装置支持体81に対して中間体82が回転することにより変形し、フレキシブル導波管87の形状は、照射装置支持体81に対する中間体82のパン角に概ね対応している。
図7は、ロータリージョイント75を示している。ロータリージョイント75は、第1筒部分91と第2筒部分92とを備えている。第1筒部分91は、回転軸93を中心とする筒状に形成されている。第2筒部分92は、回転軸93を中心とする筒状に形成され、回転軸93を中心に回転可能に第1筒部分91に支持されている。第1筒部分91は、その筒の側面の一部が固定導波管72の一端に接続されている。第2筒部分92は、その筒の側面の一部が固定導波管73の一端に接続されている。ロータリージョイント75は、回転軸93が回転軸18に重なるように、放射線治療装置3に配置されている。すなわち、ロータリージョイント75は、Oリング12に対して走行ガントリ14が回転することにより、第1筒部分91に対して第2筒部分92が回転する。このとき、第1筒部分91に対する第2筒部分92の角度は、Oリング12に対する走行ガントリ14の走行角に対応している。
ロータリージョイント75は、固定導波管72と固定導波管73とを回転可能に連結し、固定導波管72と固定導波管73との間を高周波が伝送可能に連結している。このようなロータリージョイント75は、周知であり、たとえば、特開2005−033463号公報に開示されている。
ここで、旋回角センサ6−1は、土台に対して回転軸17を中心にOリング12が回転する回転角を計測し、その回転角を制御装置7に出力する。走行角センサ6−2は、第1筒部分91に対して回転軸93を中心に第2筒部分92が回転する回転角を計測し、その回転角を制御装置7に出力する。パン角センサ6−3は、中間体82に対してパン軸21を中心に治療用放射線照射装置16が回転する回転角を計測し、その回転角を制御装置7に出力する。チルト角センサ6−4は、照射装置支持体81に対してチルト軸22を中心に中間体82が回転する回転角を計測し、その回転角を制御装置7に出力する。伝送効率センサ6−5は、導波管8のうちの加速管64に近い部分(たとえば、固定導波管85の途中)に配置され、導波管8により伝送される高周波の進行分の電力と反射分の電力とを計測し、導波管8が高周波を伝送する伝送効率を生成する。このような伝送効率センサ6−5は、周知であり、たとえば、方向性結合器を備えたものが例示される。
なお、加速管64の共振度が一定と見做せる場合には、伝送効率センサ6−5は、導波管8により伝送される高周波の進行分の電力のみを計測することで、導波管8が高周波を伝送する伝送効率に相当する物理量の間接評価も可能である。
図8は、制御装置7を示している。制御装置7は、コンピュータであり、図示されていないCPUと記憶装置と入力装置と出力装置とインターフェースとを備えている。そのCPUは、制御装置7にインストールされるコンピュータプログラムを実行して、その記憶装置と入力装置と出力装置とインターフェースとを制御する。その記憶装置は、そのコンピュータプログラムを記録し、そのCPUに利用される情報を記録し、そのCPUにより生成される情報を記録する。その入力装置は、ユーザに操作されることにより生成される情報をそのCPUに出力する。その入力装置としては、キーボード、マウスが例示される。その出力装置は、そのCPUにより生成された情報をユーザに認識可能に出力する。その出力装置としては、そのCPUにより生成された画面を表示するディスプレイが例示される。そのインターフェースは、制御装置7に接続される外部機器により生成される情報をそのCPUに出力し、そのCPUにより生成された情報をその外部機器に出力する。その外部機器は、クライストロン5とセンサ6とを含んでいる。
制御装置7は、コンピュータプログラムである制御データベース101と状態収集部102と制御部103とを備えている。
制御データベース101は、センサ6により計測される計測値とクライストロン5を制御する制御値との関係を示す制御テーブルを他のコンピュータプログラムにより検索可能に記憶装置に記録している。
状態収集部102は、センサ6により計測される計測値をセンサ6から収集する。すなわち、状態収集部102は、土台に対して回転軸17を中心にOリング12が回転する旋回角を旋回角センサ6−1から収集する。状態収集部102は、さらに、第1筒部分91に対して回転軸93を中心に第2筒部分92が回転する走行角を走行角センサ6−2から収集する。状態収集部102は、さらに、中間体82に対してパン軸21を中心に治療用放射線照射装置16が回転するパン角をパン角センサ6−3から収集する。状態収集部102は、さらに、照射装置支持体81に対してチルト軸22を中心に中間体82が回転するチルト角をチルト角センサ6−4から収集する。状態収集部102は、さらに、導波管8により伝送される高周波の進行分の電力と反射分の電力とを伝送効率センサ6−5から収集する。
制御部103は、制御データベース101により記録される制御テーブルを参照して、状態収集部102により収集された計測値に基づいてクライストロン5を制御する。
図9は、制御データベース101により記録される制御テーブルを示している。その制御テーブル104は、旋回角105と走行角106とパン角107とチルト角108とを制御量109に対応付けている。すなわち、旋回角105のうちの任意の要素と走行角106のうちの任意の要素とパン角107のうちの任意の要素とチルト角108のうちの任意の要素との組み合わせは、制御量109のうちの1つの要素に対応している。旋回角105は、フレキシブル導波管74の形状を示し、土台に対して回転軸17を中心にOリング12が回転する回転角を示している。走行角106は、ロータリージョイント75の形状を示し、第1筒部分91に対して回転軸93を中心に第2筒部分92が回転する回転角を示している。パン角107は、フレキシブル導波管87の形状を示し、中間体82に対してパン軸21を中心に治療用放射線照射装置16が回転する回転角を示している。チルト角108は、フレキシブル導波管86の形状を示し、照射装置支持体81に対してチルト軸22を中心に中間体82が回転する回転角を示している。制御量109は、センサ6により旋回角と走行角とパン角とチルト角とが計測された時に、クライストロン5を制御するときに用いられる制御量を示し、発振RF強度またはクライストロン加速電圧またはクライストロン電流を示している。
このとき、制御部103は、制御テーブル104を参照して、状態収集部102により収集される旋回角と走行角とパン角とチルト角との組み合わせに対応する制御量を算出し、クライストロン5の発振RF強度またはクライストロン加速電圧またはクライストロン電流がその制御量が示す発振RF強度またはクライストロン加速電圧またはクライストロン電流にそれぞれ一致するように、クライストロン5を制御する。制御部103は、さらに、状態収集部102により収集される高周波の進行分の電力と反射分の電力とに基づいて、加速管64に所定の電力が供給されるように、発振RF強度またはクライストロン加速電圧またはクライストロン電流をフィードバック制御する。
すなわち、制御テーブル104は、制御装置7が状態収集部102により収集される旋回角と走行角とパン角とチルト角との組み合わせに対応する制御量に基づいてクライストロン5を制御するときに、加速管64に一定の電力が供給されるように、作成される。
放射線治療システム1を用いた放射線治療では、ユーザが、まず、放射線治療装置制御装置2を用いて治療計画を作成する。その治療計画は、患者43の患部に治療用放射線23を照射する照射角度と、その各照射角度から照射する治療用放射線23の線量および性状とを示している。放射線治療装置制御装置2は、追尾動作と照射動作とを繰り返して実行する。その追尾動作では、放射線治療装置制御装置2は、放射線治療装置3のイメージャシステムにより撮像された画像に基づいて患部位置を算出する。その患部位置算出は、患部と異なるランドマークの位置に基づくものでもよい。そのランドマークとしては、その患部と連動して運動する臓器、物体が例示される。その臓器としては、骨(肋骨)、横隔膜、膀胱が例示される。その物体は、イメージャシステムにより検出される材料から形成され、その患部と連動して運動するようにその患者の体内に埋め込まれる。その物体としては、金から形成される球である金マーカが例示される。放射線治療装置制御装置2は、治療用放射線23がその患部位置を透過するように、首振り機構15を用いて治療用放射線照射装置16を移動させる。その照射動作では、放射線治療装置制御装置2は、その追尾動作により治療用放射線照射装置16が移動した直後に治療用放射線照射装置16を用いて治療用放射線23をその患部に照射する。
制御装置7は、その照射動作と並行して動作する。制御装置7は、まず、土台に対して回転軸17を中心にOリング12が回転する旋回角を旋回角センサ6−1から収集する。制御装置7は、さらに、第1筒部分91に対して回転軸93を中心に第2筒部分92が回転する走行角を走行角センサ6−2から収集する。制御装置7は、さらに、中間体82に対してパン軸21を中心に治療用放射線照射装置16が回転するパン角をパン角センサ6−3から収集する。制御装置7は、さらに、照射装置支持体81に対してチルト軸22を中心に中間体82が回転するチルト角をチルト角センサ6−4から収集する。制御装置7は、さらに、導波管8により伝送される高周波の進行分の電力と反射分の電力とを伝送効率センサ6−5から収集する。
制御装置7は、制御テーブル104を参照して、センサ6により計測された旋回角と走行角とパン角とチルト角との組み合わせに対応する制御量を算出する。制御装置7は、クライストロン5の発振RF強度またはクライストロン加速電圧またはクライストロン電流がその制御量が示す発振RF強度またはクライストロン加速電圧またはクライストロン電流にそれぞれ一致するように、クライストロン5を制御する。制御装置7は、さらに、伝送効率センサ6−5により計測された高周波の進行分の電力と反射分の電力とに基づいて、加速管64に所定の電力が供給されるように、発振RF強度またはクライストロン加速電圧またはクライストロン電流をフィードバック制御する。制御装置7は、このような動作を定期的に繰り返し実行する。
図10は、ロータリージョイント75の第1筒部分91に対する第2筒部分92の回転角と高周波の伝送効率との関係を示している。その関係111は、任意の整数nを用いて、回転角度θに対応する伝送効率が、回転角度θ+2πnに対応する伝送効率に等しいことを示し、異なる他の回転角度θ´(θ´≠θ+2πn)に対応する伝送効率と異なる場合があることを示している。すなわち、関係111は、ロータリージョイント75の第1筒部分91と第2筒部分92とが回転することにより、伝送効率が変化することを示している。また、本変動量の絶対値は、逆位相でも同一とは限らず、一般にΔaとΔbは、異なる。このような伝送効率の変化は、理論的に起こり得ないが、構成要素の機械的精度及び組立精度のため、その回転により、ロータリージョイント75の一部(たとえば、第1筒部分91と第2筒部分92との隙間の程度)が変化すること、両筒部分の間の結合係数が変化すること等により発生する。
なお、フレキシブル導波管74、86、87に関してもロータリージョイント75と同様にして、その変形に伴って伝送効率が変化する。すなわち、フレキシブル導波管74は、土台に対して回転軸17を中心にOリング12が回転することにより伝送効率が変化し、その伝送効率は、その旋回角に対応している。フレキシブル導波管86は、照射装置支持体81に対してチルト軸22を中心に中間体82が回転することにより伝送効率が変化し、その伝送効率は、そのチルト角に対応している。フレキシブル導波管87は、中間体82に対してパン軸21を中心に治療用放射線照射装置16が回転することにより伝送効率が変化し、その伝送効率は、そのパン角に対応している。
図11は、導波管8がサーキュレータ77を備えていないときのロータリージョイント75の第1筒部分91に対する第2筒部分92の回転角と高周波の伝送効率との関係を示している。その伝送効率は、導波管8のうちの自由導波管(フレキシブル導波管74、86、87、ロータリージョイント75)より加速管64に近い部分(たとえば、固定導波管85の途中)で計測される。その関係121は、回転角度θに対応する伝送効率が、回転角度θ+2πnに対応する伝送効率に等しいことを示し、異なる他の回転角度θ´(θ´≠θ+2πn)に対応する伝送効率と異なる場合があることを示している。すなわち、関係121は、ロータリージョイント75の第1筒部分91と第2筒部分92とが回転することにより、伝送効率が変化することを示している。このような伝送効率の変化は、理論的に起こり得ないが、構成要素の機械的精度及び組立精度のため、その回転により、ロータリージョイント75の一部(たとえば、第1筒部分91と第2筒部分92との隙間の程度)が変化すること、両筒部分の間の結合係数が変化すること等により発生する。
図11は、さらに、導波管8がサーキュレータ77を備えているときのロータリージョイント75の第1筒部分91に対する第2筒部分92の回転角と高周波の伝送効率との関係を示している。その関係122は、回転角度θに対応する伝送効率が、回転角度θ+2πnに対応する伝送効率に等しいことを示し、異なる他の回転角度θ´(θ´≠θ+2πn)に対応する伝送効率と異なる場合があることを示し、さらに、伝送効率の変動の大きさが関係121により示される伝送効率の大きさより小さいことを示している。すなわち、図11は、導波管8がサーキュレータ77を備えることにより、導波管8により伝送される高周波の伝送効率の変動の大きさを低減することができることを示している。
図12は、制御装置7がセンサ6の計測値に基づいてクライストロン5を制御しないときのロータリージョイント75の回転角とクライストロン5から出力される高周波の電力との関係を示している。その関係112は、その高周波の電力がその回転角に独立であることを示し、その高周波の電力が一定であることを示している。図12は、さらに、フレキシブル導波管74、86、87が変形しない場合で制御装置7がセンサ6の計測値に基づいてクライストロン5を制御するときのロータリージョイント75の回転角とクライストロン5から出力される高周波の電力との関係を示している。その関係113は、その高周波の電力がその回転角に対応していることを示し、回転角度θに対応する高周波の電力が、回転角度θ+2πnに対応する高周波の電力に等しいことを示している。すなわち、制御装置7は、その高周波の電力がその回転角に対応し、回転角度θに対応する高周波の電力が回転角度θ+2πnに対応するように、クライストロン5を制御する。
図13は、クライストロン5が関係112に示されるように高周波を出力するときのロータリージョイント75の回転角と加速管64に入力される電力との関係を示している。その関係114は、回転角度θに対応する電力が回転角度θ+2πnに対応する電力に等しいことを示し、異なる他の回転角度θ´(θ´≠θ+2πn)に対応する電力と異なる場合があることを示している。図12は、さらに、クライストロン5が関係113に示されるように高周波を出力するときのロータリージョイント75の回転角と加速管64に入力される電力との関係を示している。その関係115は、その電力がその回転角に独立であることを示し、その電力が一定であることを示している。
本発明による放射線治療システム1は、加速管64がクライストロン5に対して移動する場合であっても、電力の変動が小さい高周波を加速管64に供給することができ、加速管64により生成される電子ビーム57のエネルギーの変動を小さくすることができ、治療用放射線23のエネルギー(エネルギー分布)の変動を小さくすることができる。その結果、本発明による放射線治療システム1は、治療用放射線23の線量をより高精度に制御することができる。
本発明による放射線治療システムの実施の他の形態は、既述の実施の形態における状態収集部102が他の状態収集部に置換されている。その状態収集部は、放射線治療装置制御装置2から旋回駆動装置11と走行駆動装置とパン軸駆動装置とチルト軸駆動装置とに伝達される状態制御信号を放射線治療装置制御装置2から収集し、その制御信号に基づいて導波管8の状態を算出する。すなわち、その状態収集部は、その状態制御信号に基づいて、土台に対して回転軸17を中心にOリング12が回転する旋回角を算出する。その状態収集部は、その状態制御信号に基づいて、さらに、第1筒部分91に対して回転軸93を中心に第2筒部分92が回転する走行角を算出する。その状態収集部は、その状態制御信号に基づいて、さらに、中間体82に対してパン軸21を中心に治療用放射線照射装置16が回転するパン角を算出する。その状態収集部は、その状態制御信号に基づいて、さらに、照射装置支持体81に対してチルト軸22を中心に中間体82が回転するチルト角を算出する。その状態収集部は、さらに、導波管8により伝送される高周波の進行分の電力と反射分の電力とを伝送効率センサ6−5から収集する。
このような放射線治療システムは、放射線治療システム1と同様にして、電力の変動が小さい高周波を加速管64に供給することができ、加速管64により生成される電子ビーム57のエネルギーの変動を小さくすることができ、治療用放射線23のエネルギー(エネルギー分布)の変動を小さくすることができる。このような放射線治療システムは、さらに、旋回角センサ6−1と走行角センサ6−2とパン角センサ6−3とチルト角センサ6−4とを備える必要がなく、より安価に製造することができる。
本発明による放射線治療システムの実施のさらに他の形態は、既述の実施の形態における制御部103が他の制御部に置換されている。その制御部は、制御テーブル104を参照して、状態収集部102により収集される旋回角と走行角とパン角とチルト角との組み合わせに対応する制御量を算出し、クライストロン5の発振RF強度またはクライストロン加速電圧またはクライストロン電流がその制御量が示す発振RF強度またはクライストロン加速電圧またはクライストロン電流にそれぞれ一致するように、クライストロン5を制御する。
このような放射線治療システムは、放射線治療システム1と同様にして、電力の変動が小さい高周波を加速管64に供給することができ、加速管64により生成される電子ビーム57のエネルギーの変動を小さくすることができ、治療用放射線23のエネルギー(エネルギー分布)の変動を小さくすることができる。このような放射線治療システムは、さらに、伝送効率センサ6−5を備える必要がなく、より安価に製造することができる。
本発明による放射線治療システムの実施のさらに他の形態は、既述の実施の形態における制御部103が他の制御部に置換されている。その制御部は、状態収集部102により収集される高周波の進行分の電力と反射分の電力とに基づいて、加速管64に所定の電力が供給されるように、発振RF強度またはクライストロン加速電圧またはクライストロン電流をフィードバック制御する。
このような放射線治療システムは、導波管8により形成される導波路の形状に基づいてフィードバック制御に用いられる初期値が決定されていないために、放射線治療システム1と比較して応答が遅くなることがあるが、このような放射線治療システムは、放射線治療システム1と同様にして、電力の変動が小さい高周波を加速管64に供給することができ、加速管64により生成される電子ビーム57のエネルギーの変動を小さくすることができ、治療用放射線23のエネルギー(エネルギー分布)の変動を小さくすることができる。
なお、クライストロン5は、他の高周波源に置換することができる。その高周波源としては、マグネトロン、多極管が例示される。そのマグネトロンは、マグネトロン電流が制御されて所定の電力の高周波を生成する。このとき、制御装置7は、そのマグネトロン電流を制御することにより、電子ビーム57のエネルギーの変動を低減し、治療用放射線23のエネルギー(エネルギー分布)の変動を低減することができる。その多極管は、発振RF強度または多極管加速電圧または多極管電流が制御されて所定の電力の高周波を生成する。このとき、制御装置7は、発振RF強度または多極管加速電圧または多極管電流を制御することにより、電子ビーム57のエネルギーの変動を低減し、治療用放射線23のエネルギー(エネルギー分布)の変動を低減することができる。
なお、制御テーブル104は、導波管8による導波路の形状と異なる他の状態の集合を制御量109にさらに対応付けることができる。その状態としては、導波管8の各部分の温度が例示される。このとき、制御装置7は、その導波路の形状とその状態に基づいてクライストロン5を制御することにより、放射線治療システム1より増して、電力の変動が小さい高周波を加速管64に供給することができ、加速管64により生成される電子ビーム57のエネルギーの変動を小さくすることができ、治療用放射線23のエネルギー(エネルギー分布)の変動を小さくすることができる。
なお、制御テーブル104は、フレキシブル導波管74、86、87の変形に独立して、ロータリージョイント75の回転角の集合だけを制御量109にさらに対応付けることができる。フレキシブル導波管は、一般に、ロータリージョイントに比較して、可撓・伸縮範囲、即ち状態変化可能範囲が小さく、変形による伝送効率の変動が十分に小さい。このため、制御装置7は、フレキシブル導波管74、86、87の変形による伝送効率の変動が無視しえるほど十分に小さいときに、ロータリージョイント75の回転角に基づいてクライストロン5を制御することにより、電力の変動が小さい高周波を加速管64に供給することができ、加速管64により生成される電子ビーム57のエネルギーの変動を小さくすることができ、治療用放射線23のエネルギー(エネルギー分布)の変動を小さくすることができる。このとき、放射線治療システムは、さらに、旋回角センサ6−1とパン角センサ6−3とチルト角センサ6−4とを備える必要がなく、より安価に製造することができる。
本発明による放射線治療システムの実施のさらに他の形態は、既述の実施の形態における制御装置7を備えていない。このような放射線治療システムは、既述の実施の形態における放射線治療システム1より、導波管8の伝送効率の変動の程度を低減することができないが、サーキュレータ77により伝送効率の変動の程度が十分に低減されるときに、好適である。
本発明による放射線治療システムの実施のさらに他の形態は、既述の実施の形態における導波管8が他の導波管に置換されている。その導波管は、複数のロータリージョイントと複数のサーキュレータを備えている。その複数のサーキュレータのうちの1つは、複数のロータリージョイントのうちの加速管64に最も近いロータリージョイントと加速管64との間に介設されている。その複数のサーキュレータのうちの残りのサーキュレータは、その複数のロータリージョイントのうちの隣接する2つのロータリージョイントの間に介設されている。その導波管は、複数のロータリージョイントを備えているときに、その複数のロータリージョイントごとに高周波の打ち消しあいおよび波形歪みが発生する。導波管は、複数のロータリージョイントと複数のサーキュレータをこのように備えることにより、その複数のロータリージョイントごとに発生する打ち消しあいおよび波形歪みを防止し、加速管64に供給される電力の変動を低減することができる。
なお、サーキュレータ77は、導波管8をクライストロン5から加速管64に向かって進行する高周波進行分に比較して導波路を加速管64からクライストロン5に向かって進行する高周波反射分を減衰させる他の非可逆回路素子に置換することができる。その非可逆回路素子としては、アイソレータが例示される。そのアイソレータは、サーキュレータと同様にして、伝送効率の変動の程度を低減することができる。サーキュレータは、そのアイソレータに比較して熱除去能力が大きいために、本発明による放射線治療システム1に適用されることがアイソレータより好ましい。
本発明による放射線治療システムの実施のさらに他の形態は、既述の実施の形態における導波管8が他の導波管に置換されている。その導波管121は、図14に示されているように、既述の実施の形態における導波管8のうちの固定導波管71、72とフレキシブル導波管74とが、固定導波管122、123とロータリージョイント124とサーキュレータ125、126とに置換されている。固定導波管122は、変形しない導波路を形成し、その土台に支持され、一端がクライストロン5に接続されている。固定導波管123は、変形しない導波路を形成し、回転台76に支持されている。ロータリージョイント124は、回転軸17上に配置されている。ロータリージョイント124は、一端が固定導波管122に接続され、他端が固定導波管123に接続されている。ロータリージョイント124は、ロータリージョイント75と同様にして、固定導波管122と固定導波管123とを回転軸17を中心に回転可能に連結し、固定導波管122と固定導波管123との間に高周波が伝送可能に連結している。
サーキュレータ125は、固定導波管122の途中に配置されている。サーキュレータ125は、サーキュレータ77と同様にして、固定導波管122をクライストロン5から加速管64に向かって進行する高周波に比較して、加速管64からクライストロン5に向かって進行する反射波を減衰させる。サーキュレータ126は、固定導波管123の途中に配置されている。サーキュレータ126は、サーキュレータ77と同様にして、固定導波管123をクライストロン5から加速管64に向かって進行する高周波に比較して、加速管64からクライストロン5に向かって進行する反射波を減衰させる。
ロータリージョイント75、124は、入射される高周波の一部を反射する。その反射する程度は、固定導波管より大きく、ロータリージョイント75、124による導波路の変形の程度(回転角度)に依存している。サーキュレータ125は、クライストロン5に入射する反射波を低減し、クライストロン5に高周波が入射することによる悪影響を防止している。サーキュレータ126とサーキュレータ77とは、加速管64に向かって進行する高周波とその反射波との打ち消し合いを防止し、その高周波の波形歪みの発生を防止し、導波管121の伝送効率の変動を低減させることができる。すなわち、サーキュレータ126とサーキュレータ77とを設置する目的は、サーキュレータ125を設置する目的と異なっている。
制御装置7は、放射線治療システム1が導波管121を備えるときも、放射線治療システム1が導波管8を備えるときと同様にしてクライストロン5を制御することができ、治療用放射線23の線量をより高精度に制御することができる。
本発明による放射線治療システムの実施のさらに他の形態は、既述の実施の形態における放射線治療装置3が他の放射線治療装置に置換されている。その放射線治療装置131は、図15に示されているように、支持体132、133とベアリング134と照射ヘッド135とを備えている。支持体132は、クライストロン5を支持する土台に支持されている。ベアリング134は、支持体132に対して、回転軸136を中心に回転可能に支持体133を支持している。回転軸136は、水平方向に平行である。支持体133は、照射ヘッド135を支持している。
照射ヘッド135は、加速部137と偏向磁石138とターゲット139とを備えている。加速部137は、加速された電子線141を放出する。電子線141が放出される方向は、回転軸136に平行である。偏向磁石138は、磁界を生成し、その電子線141の向きを偏向する。その向きは、回転軸136に垂直である。ターゲット139は、高原子番号材(タングステン、タングステン合金等)から形成され、電子線141が照射された際の制動放射により生成される治療用放射線142を放出する。
放射線治療装置131は、さらに、導波管151を備えている。導波管151は、固定導波管152、153とロータリージョイント154とサーキュレータ155とを備えている。固定導波管152は、変形しない導波路を形成し、支持体132に支持され、一端がクライストロン5に接続されている。固定導波管153は、変形しない導波路を形成し、支持体133に支持されている。ロータリージョイント154は、回転軸136に重なるように配置されている。ロータリージョイント154は、一端が固定導波管152に接続され、他端が固定導波管153に接続されている。ロータリージョイント154は、ロータリージョイント75と同様にして、固定導波管152と固定導波管153とを回転軸136を中心に回転可能に連結し、固定導波管152と固定導波管153との間に高周波が伝送可能に連結している。
サーキュレータ155は、固定導波管153の途中に配置されている。サーキュレータ155は、サーキュレータ77と同様にして、固定導波管153をクライストロン5から加速管64に向かって進行する高周波に比較して、加速管64からクライストロン5に向かって進行する反射波を減衰させる。サーキュレータ155は、加速管64に向かって進行する高周波とその反射波との打ち消し合いを防止し、その高周波の波形歪みの発生を防止し、導波管151の伝送効率の変動を低減させることができる。
制御装置7は、放射線治療システム1が導波管8を備えるときと同様にして、導波管151の状態を収集し、その状態に基づいてクライストロン5を制御することにより、治療用放射線23の線量をより高精度に制御することができる。
本発明による放射線治療システムの実施のさらに他の形態は、既述の実施の形態における放射線治療装置3が他の放射線治療装置に置換されている。その放射線治療装置161は、図16に示されているように、支持体162、163、164とベアリング165、166と照射ヘッド167とを備えている。支持体162は、クライストロン5を支持する土台に支持されている。ベアリング165は、支持体162に対して回転可能に支持体163を支持している。ベアリング166は、支持体163に対して回転可能に支持体164を支持している。支持体164は、照射ヘッド167を支持している。
放射線治療装置161は、さらに、導波管171を備えている。導波管171は、固定導波管172、173、174とロータリージョイント175、176とを備えている。固定導波管172は、変形しない導波路を形成し、支持体162に支持され、一端がクライストロン5に接続されている。ロータリージョイント175は、ベアリング165の回転軸に重なるように配置されている。ロータリージョイント175は、一端が固定導波管172に接続され、他端が固定導波管173に接続されている。ロータリージョイント175は、ロータリージョイント75と同様にして、固定導波管172と固定導波管173とをベアリング165の回転軸を中心に回転可能に連結し、固定導波管172と固定導波管173との間に高周波が伝送可能に連結している。
固定導波管173は、変形しない導波路を形成し、支持体163に支持されている。ロータリージョイント176は、ベアリング166の回転軸に重なるように配置されている。ロータリージョイント176は、一端が固定導波管173に接続され、他端が固定導波管174に接続されている。ロータリージョイント176は、ロータリージョイント75と同様にして、固定導波管173と固定導波管174とをベアリング166の回転軸を中心に回転可能に連結し、固定導波管173と固定導波管174との間に高周波が伝送可能に連結している。固定導波管174は、変形しない導波路を形成し、支持体164に支持され、一端が照射ヘッド167に接続されている。照射ヘッド167は、クライストロン5から導波管171を介して伝送される高周波を用いて、治療用放射線168を放出する。
導波管171は、さらに、サーキュレータ177とサーキュレータ178とを備えている。サーキュレータ177は、固定導波管173の途中に配置されている。サーキュレータ177は、サーキュレータ77と同様にして、固定導波管173をクライストロン5から照射ヘッド167に向かって進行する高周波に比較して、照射ヘッド167からクライストロン5に向かって進行する反射波を減衰させる。サーキュレータ178は、固定導波管174の途中に配置されている。サーキュレータ178は、サーキュレータ77と同様にして、固定導波管174をクライストロン5から照射ヘッド167に向かって進行する高周波に比較して、照射ヘッド167からクライストロン5に向かって進行する反射波を減衰させる。サーキュレータ177とサーキュレータ178とは、加速管64に向かって進行する高周波とその反射波との打ち消し合いを防止し、その高周波の波形歪みの発生を防止し、導波管171の伝送効率の変動を低減させることができる。
制御装置7は、放射線治療システム1が導波管8を備えるときと同様にして、導波管171の状態を収集し、その状態に基づいてクライストロン5を制御することにより、治療用放射線23の線量をより高精度に制御することができる。
本発明による放射線治療システムの実施のさらに他の形態は、既述の実施の形態における放射線治療装置3が他の放射線治療装置に置換されている。その放射線治療装置181は、図17に示されているように、支持体182、183、184とベアリング185、186と照射ヘッド187とを備えている。支持体182は、クライストロン5を支持する土台に支持されている。ベアリング185は、支持体182に対して回転可能に支持体183を支持している。ベアリング186は、支持体183に対して回転可能に支持体184を支持している。支持体184は、照射ヘッド187を支持している。
放射線治療装置181は、さらに、フレキシブル導波管191とサーキュレータ192とを備えている。フレキシブル導波管191は、蛇腹構造(べローズ)に形成され、屈曲および伸縮が可能である導波路を形成している。フレキシブル導波管191は、一端がクライストロン5に接続され、他端が照射ヘッド187に接続されている。サーキュレータ192は、支持体183に支持され、フレキシブル導波管191の途中に配置されている。サーキュレータ192は、サーキュレータ77と同様にして、フレキシブル導波管191をクライストロン5から照射ヘッド187に向かって進行する高周波に比較して、照射ヘッド187からクライストロン5に向かって進行する反射波を減衰させる。
サーキュレータ192は、照射ヘッド187に向かって進行する高周波とその反射波との打ち消し合いを防止し、その高周波の波形歪みの発生を防止し、フレキシブル導波管191の伝送効率の変動を低減させることができる。
制御装置7は、放射線治療システム1が導波管8を備えるときと同様にして、フレキシブル導波管191の状態を収集し、その状態に基づいてクライストロン5を制御することにより、治療用放射線23の線量をより高精度に制御することができる。