JP4395460B2 - 高周波周波数同調装置、電子加速装置、放射線治療装置及び高周波周波数同調方法 - Google Patents

Description

本発明は、高周波が共振空洞で共振するように周波数を同調させる装置に関する。

高周波を空洞で共振させ、その高周波によって電子を加速させる装置が知られている。加速された電子は、例えば金属ターゲットに照射されてＸ線を生成するために用いられる。生成されたＸ線は、例えば放射線治療装置において人体の患部に照射される。

高周波を空洞で共振させるためには、高周波の周波数を空洞の共振周波数に高い精度で一致させる必要がある。共振周波数は、環境の条件や、高周波を空洞に導入することによる温度の変化などによって変化するため、共振周波数の変化を考慮に含めて周波数を調節することが求められる。

非特許文献１の１０２〜１０４ページには、加速空洞においてマイクロ波が共振するように自動的に周波数を制御する技術が開示されている。この従来技術においては、加速空洞への進行波の位相とその加速空洞からの反射波の位相の位相差が、−９０°〜９０°の狭い範囲にある場合は制御可能であるが、それを超える場合は制御できない。更に、特にＱ値が高い加速空洞に対しては、−９０°〜９０°の位相差の範囲内に入る高周波の周波数が非常に狭い範囲となる為、−９０°〜９０°の制御可能な位相差を実現することが困難であった。
Ｃａｒｚｍａｒｋ，Ｃ．Ｊ．，Ｃｒａｉｇ Ｓ．Ｎｕｎａｎ ａｎｄ Ｅｉｊｉ Ｔａｎａｂｅ，１９９３．Ｍｅｄｉｃａｌ Ｅｌｅｃｔｒｏｎ Ａｃｃｅｌｅｒａｔｏｒｓ．ＭｃＧｒａｗ−Ｈｉｌｌ．

本発明の目的は、Ｑ値の高い空洞において高周波が共振するように周波数を調節することを容易にする高周波周波数同調装置を提供することである。
本発明の他の目的は、Ｑ値の高い空洞において高周波が共振するように周波数を調節することを高速にする高周波周波数同調装置を提供することである。
本発明の更に他の目的は、共振空洞における高周波の周波数の調節を電気的なノイズに対してロバストな制御によって行う高周波周波数同調装置を提供することである。

以下に、［発明を実施するための最良の形態］で使用される番号を括弧付きで用いて、課題を解決するための手段を説明する。これらの番号は、［特許請求の範囲］の記載と［発明を実施するための最良の形態］との対応関係を明らかにするために付加されたものである。ただし、それらの番号を、［特許請求の範囲］に記載されている発明の技術的範囲の解釈に用いてはならない。

本発明による高周波周波数同調装置は、パルス状高周波を生成する高周波発振部（２２）と、高周波が導入される空洞を有する共振空洞部（３０）と、空洞において高周波の進行波の位相と反射波の位相との位相差の符号を示す符号データを生成する位相検波部（４６）と、符号データを用いてパルス毎に位相差が小さくなるように高周波の周波数を制御する制御部（４５）とを備える。

本発明による高周波周波数同調装置において、位相検波部（４６）は、位相差の絶対値が所定値よりも小さいときに位相差がゼロであることを示す符号データを生成する。

本発明による高周波周波数同調装置は、第１刻み値（ｐ１）を格納する記憶部（３８）を備える。制御部（４５）は、パルス毎に符号データに示される符号が反転するまで高周波の周波数を第１刻み値（ｐ１）を単位として繰り返し変更する第１制御動作を行う。

本発明による高周波周波数同調装置において、記憶部（３８）は更に、第１刻み値（ｐ１）よりも小さい第２刻み値（ｐ２）を格納する。制御部（４５）は、第１制御動作の後に、符号データに示される符号が反転するまで高周波の周波数を第２刻み値（ｐ２）を単位としてパルス毎に繰り返し変更する。

本発明による電子加速装置（３）は、電子線を発生する電子供給部（２６）と、電子線を高周波によって加速する加速部（３）とを備える。加速部（３）は、高周波を生成する高周波発振部（２２）と、高周波が導入される空洞を有する共振空洞部（３０）と、空洞において高周波の進行波の位相と反射波の位相との位相差の符号を示す符号データを生成する位相検波部（４６）と、符号データを用いて位相差が小さくなるように高周波の周波数を制御する制御部（４５）とを備える。

本発明による放射線治療装置（１）は、電子線を発生する電子供給部（２６）と、電子線を高周波によって加速する加速部（３）と、加速部（３）によって加速された電子線が照射されることによりＸ線を発生する金属ターゲット部（３４）とを備える。加速部（３）は、高周波を生成する高周波発振部（２２）と、高周波が導入され電子線の加速を行う空洞を有する共振空洞部（３０）と、空洞において高周波の進行波の位相と反射波の位相との位相差の符号を示す符号データを生成する位相検波部（４６）と、符号データを用いて位相差が小さくなるように高周波の周波数を制御する制御部（４５）とを備える。

本発明による高周波周波数同調方法は、高周波を空洞に導入するステップ（Ｓ４）と、空洞において高周波の進行波と反射波との位相差の符号を示す符号データを生成するステップ（Ｓ８）と、符号データを用いて位相差が小さくなるように高周波の周波数を制御するステップ（Ｓ１６）とを備える。

本発明によれば、Ｑ値の高い空洞において高周波が共振するように周波数を調節することを容易にする高周波周波数同調装置が提供される。
更に本発明によれば、Ｑ値の高い空洞において高周波が共振するように周波数を調節することを高速にする高周波周波数同調装置が提供される。
更に本発明によれば、共振空洞における高周波の周波数の調節を電気的なノイズに対してロバストな制御によって行う高周波周波数同調装置が提供される。

以下、図面を参照しながら本発明を実施するための最良の形態について詳細に説明する。

図１は、本実施の形態における放射線治療装置を示す。放射線治療装置１は、中空のリング４を備えている。リング４は、水平もしくは垂直等の概ねリングの直径を貫く回転軸１１の周りに回転可能である。リング４には周回軌道１５が設けられている。リング４には放射線発生装置２を搭載したジンバル機構５が取り付けられている。この放射線発生装置２はＱ値の高い小型Ｃバンド定在波型電子加速器である。ジンバル機構５は、周回軌道１５に沿って移動する。ジンバル機構５は、放射線発生装置２が放射線を照射する方向Ａを、図にＵ軸（周回軌道１５に垂直な方向）、Ｖ軸（周回軌道１５に沿った方向）で示される２軸に沿って変える首振り運動をする。リング４の中心付近には、放射線が集中して照射されるアイソセンタ１０がある。放射線治療装置１は、患者Ｐが横たえられる治療台９を備えている。治療台９に横たえられた患者Ｐの身体の患部は、アイソセンタ１０に位置する。

図２には、放射線発生装置２の構成が示されている。放射線発生装置２は、電子供給部２６、加速部３及び金属ターゲット部３４を備えている。電子供給部２６は電子を発生し加速部３に供給する。加速部３は供給された電子を加速する。金属ターゲット部３４は、加速部３が出力する電子線３２を受けてＸ線３６を発する。

加速部３は、高周波発振部２２を備える。高周波発振部２２は、３００ＭＨｚ〜３００ＧＨｚ程度の高周波（あるいはマイクロ波）を発生する。発生する高周波は、例えばＳバンド（２８５６ＭＨｚ帯域）、Ｃバンド（５７１２帯域）等である。加速部３は更に、高周波発振部２２が発生した高周波が導入される空洞を有する共振空洞部３０、記憶部３８、制御部４５及び位相検波部４６を備える。

記憶部３８は、第１刻み値ｐ１、第２刻み値ｐ２、第３刻み値ｐ３及び第４刻み値ｐ４を記憶する。次の関係が成り立つ：ｐ１＞ｐ２＞ｐ３＞ｐ４。ｐ１〜ｐ４は、周波数を調節するときに変更するピッチを示す。例えば、ｐ１＝４００ＫＨｚ、ｐ２＝２００ＫＨｚ、ｐ３＝１００ＫＨｚ、ｐ４＝５０ＫＨｚである。

位相検波部４６は高周波発振部２２から共振空洞部３０に供給される高周波の進行波と共振空洞部３０から高周波発振部２２の方に戻る高周波の反射波との位相差を検出する。位相検波部４６は更に、比較器を備える。比較器は、検出された位相差の符号に応じて異なる信号を出力する。あるいは比較器は、位相差の絶対値が所定値よりも小さいときは合致を示す信号を出力し、そうでないときは位相差の符号に応じて進相を示す信号あるいは遅相を示す信号を出力する。

制御部４５は位相検波部４６が出力した３値化された位相差と記憶部３８に記憶されている刻み値とを用いて高周波発振部２２が発生する高周波の周波数を調節する。最近の高周波供給装置では、原発振器にＰＬＬ制御（Ｐｈａｓｅ Ｌｏｃｋｅｄ Ｌｏｏｐ）のシンセサイザ方式を用いるものが多く、周波数を刻み値ごとに変化させる調節は容易である。

図３（ａ）は、共振空洞部３０の共振周波数が５７１２ＭＨｚの場合において、高周波発振部２２が供給する高周波２４の周波数（横軸）と、進行波の位相φ_Ｆと反射波の位相φ_Ｂとの位相差φ_Ｂ−φ_Ｆ（縦軸）との関係を示している。位相差φ_Ｂ−φ_Ｆは周波数に対して単調に減少する。共振周波数よりも周波数が小さい領域では、位相差φ_Ｂ−φ_Ｆは正である。共振周波数よりも周波数が大きい領域では、位相差φ_Ｂ−φ_Ｆは負である。

周波数の単位量の変化に対する位相差の変化は、共振周波数の付近で大きく、共振周波数から離れるほど小さい。共振空洞部３０の共振空洞のＱ値が高いと、共振周波数の付近の領域での位相差の変化が急峻であり、共振周波数から少し離れた領域では位相差が＋１８０度あるいは−１８０度の付近でほとんど一定である。放射線治療装置で用いられる粒子加速器などにおいてはＱ値は非常に高い。

図３（ｂ）は、位相差φ_Ｂ−φ_Ｆ（縦軸）と、位相検波部４６が検出するＦＢｓｉｎ（φ_Ｂ−φ_Ｆ）（横軸）との関係を示す。ＦＢは所定の係数である。図３（ｂ）によれば、一つのＦＢｓｉｎ（φ_Ｂ−φ_Ｆ）に対して、二つのφ_Ｂ−φ_Ｆの値が対応している。そのため、高周波２４の周波数が共振周波数からある程度以上大きくずれている可能性があると、位相検波部４６が検出する値ＦＢｓｉｎ（φ_Ｂ−φ_Ｆ）から位相差φ_Ｂ−φ_Ｆを一意的に知ることはできない。そのため、高周波２４を共振周波数にするために位相差φ_Ｂ−φ_Ｆを用いたフィードバック制御をすることができない。

更に、高周波が共振周波数から離れるほど、周波数の単位量の変化に対する位相差の変化が小さくなるため、ＦＢｓｉｎ（φ_Ｂ−φ_Ｆ）の変化も小さくなる。そのため、高周波の周波数が共振周波数付近でないときは、ＦＢｓｉｎ（φ_Ｂ−φ_Ｆ）の測定値に基づいて共振周波数からのずれを計算することが困難である。特にＱ値が高い場合には、高周波が共振周波数の付近のごく狭い領域に入っていなければ、ＦＢｓｉｎ（φ_Ｂ−φ_Ｆ）の測定値に基づいたフィードバック制御をすることは困難である。

図３（ｃ）は、位相差φ_Ｂ−φ_Ｆと、位相検波部４６が出力する３値化された位相差（横軸のＣｏｍｐａｒａｔｏｒ出力）との関係を示す。位相検波部４６は、位相差φ_Ｂ−φ_Ｆの絶対値が所定値よりも小さいとき、進行波と反射波の位相が合致していることを示す信号（図の“Ｚｅｒｏ”）を出力する。この所定値は、共振空洞のＱ値が高いほど小さい値に設定される。

位相検波部４６は、位相差φ_Ｂ−φ_Ｆが正で、かつ絶対値が所定値よりも大きいとき、進相であることを示す信号（図の“Ｈｉｇｈ”）を出力する。位相検波部４６は、位相差φ_Ｂ−φ_Ｆが負で、かつ絶対値が所定値よりも大きいとき、遅相であることを示す信号（図の“Ｌｏｗ”）を出力する。位相波検波部４６の出力する信号によって、高周波の周波数を共振周波数に近づけるためには周波数をいずれの方向に調節したらよいかを判断することができる。

次に、本実施の形態における放射線治療装置の動作について説明する。まず、患者Ｐが治療台９の上に配置される。回転軸１１の周りのリングの回転、周回軌道１５に沿った放射線発生装置２の移動、ジンバル機構５の首振り運動、治療台９の移動などにより、放射線治療装置２から発せられる放射線の中心軸Ａが患者Ｐの患部に向くように調節される。

次に、高周波２４が周波数を調節されながら共振空洞部３０に供給される。この調節は、以下のようになされる。高周波発振部２２からあるパルスが入力されたときに位相検波部４６が「進相」であると判定したら、周波数を１刻み加算する。供給周波数が共振周波数より低い場合には位相検波部４６の出力は常に「進相」であり、共振周波数を超えるまで周波数の加算が続く。逆に、供給周波数が共振周波数よりも高い場合には位相検波部４６の出力は常に「遅相」であり、共振周波数より小さくなるまで周波数の減算が続く。位相差の判定結果が進相から遅相へ、または遅相から進相へ変化したら、刻み値をより小さいものに切り換えて同様の処理を行う。

なお、これらの動作において、最小の刻み値が十分小さい時、合致を判断するための所定値の絶対値を０（零）とし、進相と遅相の２値化された符号のみで周波数を制御することも可能である。

こうした周波数同調の動作は、図４に詳細に示されている。以下の動作は、記憶部３８に記憶されているプログラムの手順に従って、制御部４５が備えるコンピュータが実行する。

まず、選択されるべき刻み値を指定する変数ｎが１に設定される（ステップＳ２）。高周波発振部２２が発生する高周波２４が共振空洞部３０の空洞に導入される（ステップＳ４）。位相検波部４６は、高周波発振部２２から共振空洞部３０に向かう進行波の位相と共振空洞部３０から高周波発振部２２に返ってくる反射波の位相との位相差を検出する。検出される量は、図３（ｂ）のＦＢｓｉｎ（φ_Ｂ−φ_Ｆ）に相当する量である（ステップＳ６）。

位相検波部４６は、検出された位相差に対応する図３（ｃ）のＣｏｍｐａｒａｔｏｒ出力の信号を出力する（ステップＳ８）。ステップＳ６における位相差の検出が２回目以降であるとき、ステップＳ８で３値化された位相差が前回と今回とで反転（すなわち、進相から遅相へ、または遅相から進相へ変化）しているか否かが判定される。位相差が反転していなかったとき、処理はステップＳ１６に移行する（ステップＳ１０ＮＯ）。位相差が反転していたとき、処理はステップＳ１２に移行する（ステップＳ１０ＹＥＳ）。

記憶部３８に第ｎ＋１刻み値が記憶されているか否かが判定される。記憶されていないとき、すなわち、今の例ではｎ＝４であって記憶部３８に第５刻み値が記憶されていないとき、処理はステップＳ１６に移行する（ステップＳ１２ＮＯ）。記憶部３８に第ｎ＋１刻み値が記憶されているとき、例えばｎ＝１であって記憶部３８に第２刻み値４２が記憶されているとき（ステップＳ１２ＹＥＳ）、ｎに１が加えられて（ステップＳ１４）、処理はステップＳ１６に移行する。

ステップＳ８において３値化された位相差に基づいて、位相差が小さくなる方向に、第ｎ刻み値のピッチで、高周波２４の周波数が調節される（ステップＳ１６）。例えばｎ＝１で進相であるときには、周波数が第１刻み値ｐ１＝４００ＫＨｚだけ増やされる。ｎ＝２で遅相であるときには、周波数が第２刻み値ｐ２＝２００ＫＨｚだけ減らされる。位相差が合致であったときは、周波数の変更は行われない。この処理が行われた後、処理はステップＳ６に移行する。

以上のように調節された高周波は、共振空洞部３０において共振する。電子供給部２６において発生した電子は、共振空洞部３０において高周波によって加速され、金属ターゲット部３４に供給される。電子線３２を受け取った金属ターゲット部３４からはＸ線３６が放射される。Ｘ線３６は患者Ｐの患部に照射される。

患者Ｐに対してＸ線３６の照射が行われている間、図４を参照して説明された周波数を調節する動作は、一旦周波数の同調が行われてからも継続的に行われる。

こうした方法による周波数の同調制御の速度は、高周波発振部２２が発生する高周波のパルスの繰り返し周波数と、目標とする同調精度に依存する。例えば、２．８５６ＧＨｚの電子リニアックで目標とする同調精度が５０ＫＨｚである場合、周波数の加算及び減算は５０ＫＨｚ刻みとする必要がある。加算、減算の刻みを５０ＫＨｚで一定であるとして、パルス繰り返し周波数が１００ＰＰＳ（Ｐｕｌｓｅ ｐｅｒ Ｓｅｃｏｎｄ）であれば、５ＭＨｚ離調した周波数から開始した場合、１秒で同調状態に至る。加算、減算の刻み値として５０ＫＨｚ、１００ＫＨｚ、２００ＫＨｚ及び４００ＫＨｚの４種類を切り換えて使用した場合、１５〜２０パルス、すなわち０．１５〜０．２秒で同調状態に至り、極めて高速の同調制御が可能となる。

この方法により、空洞への進行波の位相とその空洞からの反射波の位相の位相差が、−１８０°〜１８０°の広い範囲にある場合、つまりどのような位相においても、高速に最適な周波数同調制御が可能になる。

また、本実施の形態の場合のように高周波の共振空間を粒子加速器等に用いる場合、大電力の高周波パルスを供給することになり、電気的なノイズや放電等の突発現象が発生する。その場合、位相差φ_Ｂ−φ_Ｆに基づく比例制御などの通常のフィードバック制御を行うと、擾乱を受けてロバスト性に欠ける。これを是正するためにフィードバック制御ループに大きな時定数を持たせると、応答性に欠ける問題が生じる。

本実施の形態に示された周波数の調節方法によれば、あるパルスで放電等の突発事象が発生したとしても、突発事象がそのパルスで終息すれば、１刻み分の周波数制御でエラーが出るのみであり、次のパルスからは正常な制御に戻るため、極めてロバストな制御が可能である。通常、粒子加速器等では、突発事象は１パルス以内程度の短時間で終息するのが通常であるため、本実施の形態における周波数の調節方法は粒子加速器等の周波数同調装置に適した方法である。

図１は、放射線治療装置の構成を示す。 図２は、放射線発生装置の構成を示す。 図３は、位相検波部が出力する信号を説明するための図である。 図４は、制御部の動作を示すフローチャートである。

符号の説明

１…放射線治療装置
２…放射線発生装置
３…加速部
４…リング
５…ジンバル機構
９…治療台
１０…アイソセンタ
１５…周回軌道
２２…高周波発振部
２４…高周波
２６…電子供給部
２８…電子
３０…共振空洞部
３２…電子線
３４…金属ターゲット部
３６…Ｘ線
３８…記憶部
４５…制御部
４６…位相検波部
ｐ１…第１刻み値
ｐ２…第２刻み値
ｐ３…第３刻み値
ｐ４…第４刻み値

Claims (7)

1. 高周波を生成する高周波発振部と、
   前記高周波が導入される空洞を有する共振空洞部と、
   前記高周波の進行波の位相と反射波の位相との位相差の符号を示す符号データを生成する位相検波部と、
   前記符号データを用いて前記位相差が小さくなるように前記高周波の周波数を制御する制御部と、
   第１刻み値を格納する記憶部とを具備し、
   前記制御部は、前記符号データに示される符号が反転するまで前記高周波の周波数を前記第１刻み値を単位として繰り返し変更する第１制御動作を行う
   高周波周波数同調装置。
2. 請求項１に記載された高周波周波数同調装置であって、
   前記位相検波部は、前記位相差の絶対値が所定値よりも小さいときに前記位相差がゼロであることを示す前記符号データを生成する
   高周波周波数同調装置。
3. 請求項１又は２に記載された高周波周波数同調装置であって、
   前記制御部は、前記位相差の値を用いずに前記符号データに示される符号に基づいて前記第１制御動作を行う
   高周波周波数同調装置。
4. 請求項３に記載された高周波周波数同調装置であって、
   前記記憶部は更に、前記第１刻み値よりも小さい第２刻み値を格納し、
   前記制御部は、前記第１制御動作の後に、前記符号データに示される符号が反転するまで前記高周波の周波数を前記第２刻み値を単位として繰り返し変更する
   高周波周波数同調装置。
5. 電子線を発生する電子供給部と、
   前記電子線を高周波によって加速する加速部
   とを具備し、
   前記加速部は、
   前記高周波を生成する高周波発振部と、
   前記高周波が導入される空洞を有する共振空洞部と、
   前記空洞において前記高周波の進行波の位相と反射波の位相との位相差の符号を示す符号データを生成する位相検波部と、
   前記符号データを用いて前記位相差が小さくなるように前記高周波の周波数を制御する制御部と、
   第１刻み値を格納する記憶部とを具備し、
   前記制御部は、前記符号データに示される符号が反転するまで前記高周波の周波数を前記第１刻み値を単位として繰り返し変更する第１制御動作を行う
   電子加速装置。
6. 電子線を発生する電子供給部と、
   前記電子線を高周波によって加速する加速部と、
   前記加速部によって加速された前記電子線が照射されることによりＸ線を発生する金属ターゲット部
   とを具備し、
   前記加速部は、
   前記高周波を生成する高周波発振部と、
   前記高周波が導入される空洞を有する共振空洞部と、
   前記空洞において前記高周波の進行波の位相と反射波の位相との位相差の符号を示す符号データを生成する位相検波部と、
   前記符号データを用いて前記位相差が小さくなるように前記高周波の周波数を制御する制御部と、
   第１刻み値を格納する記憶部とを具備し、
   前記制御部は、前記符号データに示される符号が反転するまで前記高周波の周波数を前記第１刻み値を単位として繰り返し変更する第１制御動作を行う
   放射線治療装置。
7. 高周波を空洞に導入するステップと、
   前記空洞において前記高周波の進行波と反射波との位相差の符号を示す符号データを生成するステップと、
   前記符号データを用いて前記位相差が小さくなるように前記高周波の周波数を制御するステップと、
   前記符号データに示される符号が反転するまで前記高周波の周波数を記憶部に格納された第１刻み値を単位として繰り返し変更するステップ
   とを具備する
   高周波周波数同調方法。

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