JP5124046B2 - ボーラス、ボーラスの製造方法、粒子線治療装置、および治療計画装置 - Google Patents

Description

本発明は、荷電粒子ビームを用いた粒子線治療装置において、照射対象に応じて荷電粒子ビームのエネルギー分布を変調するために用いられるボーラスとその製造方法、当該ボーラスを用いた粒子線治療装置、および当該ボーラスの仕様を定める治療計画装置に関する。

粒子線治療は、治療対象となる患部に荷電粒子ビームを照射して、患部組織にダメージを与えて治療を行うものであり、広義の放射線治療のひとつである。放射線の中でも、陽子線や重イオン線等の荷電粒子ビームは、従来のγ線、Ｘ線と異なり、体内深部で線量付与が急峻に最大になる。この線量付与のピークはブラッグピークと呼ばれ、その生じる位置（到達深度）は、荷電粒子のエネルギーによって決まる。なぜならば、荷電粒子は物質を通過する際に次第にエネルギーを消失していき、運動エネルギーが０になるときに線量を多く付与するという性質があるからである。そのため、粒子線治療では、平面形状だけでなく、エネルギー分布を制御することで、深さ方向における照射範囲も制御することができる。そこで、周辺組織の被曝を抑制しつつ、患部組織に十分な線量を与えるため、平面および深さ方向の照射範囲（以降、照射野と称する）を適切に制御できる粒子線治療装置が求められている。

粒子線治療装置におけるビームの照射方式のうち、現在多用されているブロード法と呼ばれる照射方式では、加速器から供給された細いビームを拡大したうえで、平面形状を形成するためのコリメータと、エネルギー分布を形成するためのボーラスを透過させることにより、照射野の成形を行っている（例えば、特許文献１ないし４参照。）。このとき、ボーラスでは、ビームが透過する際にその透過長（厚み）に応じてエネルギーが減衰するので、照射対象の体表面からの深さ分布を補償するように厚み分布が設定されている。例えば、照射対象の深部（Ｄｉｓｔａｌ）側の面を設定基準とすると、ビームを平行光とみなして、深部側の面がボーラスに入り込むように、厳密には、深部側の面から体表面側にある組織にボーラスを重ね合わせると一定の厚みになるように、ボーラスの厚みが設定されていた。あるいは、点光源からの広がりを考慮して、ボーラスを面方向に所定倍率で拡大したものを重ね合わせると一定の厚みになるように設定されていた。

特開平１０−２５５７０７号公報（段落０００９〜００２０、図１、図５） 特開２００６−１６６９４７号公報（段落００１５〜００１６、図１） 再公表特許ＷＯ２００６/０８２６５１号公報（段落００１２〜００１３、図４） 特開２００７−５４５３７号公報（段落００１７、図１）

このように、従来のボーラスは粒子ビームが平行光あるいは点光源からの広がりを考慮して厚み分布を設定するのみであった。しかしながら、ブロード法でも、特許文献１、２に示すように、電磁石による走査でビームを拡大する場合、ビーム軸に垂直な面内で、例えば、ｘ方向電磁石とｙ方向電磁石のように、２つの方向に対してそれぞれ電磁石が必要となる。したがって、実際の粒子ビームは、ｘ方向とｙ方向では広がり始める起点が異なることになる。そのため、方向による広がり方の違いを考慮せずに平行光や点光源を想定してボーラスの厚みを設定した場合、正確に照射対象の深さ方向の形状に適した照射野に成形することができないという問題があった。

本発明は、上記のような課題を解決するためになされたもので、正確に照射対象の深さ方向の形状に適した照射野に成形することができるボーラス、および粒子線治療装置を得ることを目的とする。

本発明のボーラスは、粒子線治療装置に設置され、粒子線のエネルギー分布を被照射部に応じて変調するためのボーラスであって、当該ボーラスより上流側で当該ボーラスに入射する粒子線のビーム軸上に、第１の基準点と、前記第１の基準点より下流側の第２の基準点とを定め、前記第１の基準点を起点とし、前記ビーム軸に垂直で前記第１の基準点を含む第１の軸、を中心とする前記ビーム軸に対する第１の傾きと、前記ビーム軸および前記第１の軸に垂直で前記第２の基準点を含む第２の軸、を中心とする前記ビーム軸に対する第２の傾きとで、当該ボーラスを透過して前記被照射部に至る粒子線の照射軌道を定義し、前記第１の傾きと前記第２の傾きとの組合せのうち所定範囲の組合せに対して、それぞれ定義した照射軌道における粒子線の当該ボーラス内での経路長が、前記被照射部より上流側の体表面から前記被照射部までの経路長を補償するように、当該ボーラスの形状が設定される、ことを特徴とする。

また、本発明のボーラスの製造方法は、前記第１の傾きと前記第２の傾きとの組合せのそれぞれに対して、前記体表面から前記被照射部までの経路長である体内深さデータを取得する工程と、前記取得した体内深さデータを補償するような経路長となるようにボーラスの形状を設定する工程と、前記設定したボーラスの形状に基づいて、ボーラスの加工データを生成する工程と、前記生成した加工データに基づいてボーラスを加工する工程と、を備えたことを特徴とする。

また、本発明の粒子線治療装置は、加速器から供給された粒子線の進行方向に沿って連なるとともに、それぞれ走査方向が異なる２つの電磁石で、前記粒子線を走査して照射野を拡大するように照射する照射ノズルと、前記照射ノズルから照射された粒子線中に配置された上述するボーラスと、を備え、前記ボーラスは、当該ボーラスの形状を設定するための前記第１の軸が前記２つの電磁石のうちの上流側の電磁石の走査軸に一致するとともに、前記第２の軸が他方の電磁石の走査軸に一致するように配置されている、ことを特徴とする。

また、本発明の治療計画装置は、前記被照射部を含む照射対象の画像データから３次元データを生成する３次元データ生成ユニットと、生成した３次元データに基づいて、照射条件を設定する照射条件設定ユニットと、設定した照射条件を基に、上述する粒子線治療装置におけるボーラスの形状データを生成するボーラスデータ生成ユニットと、を備え、前記３次元データ生成ユニットは、前記３次元データを少なくとも前記上流側の電磁石の走査による前記第１の傾きと、前記他方の電磁石の走査による前記第２の傾きとを用いて生成する、ことを特徴とする。

本発明のボーラス、ボーラスの製造方法、粒子線治療装置、および治療計画装置によれば、ボーラスを透過して照射対象に到達する粒子ビームの方向による広がり方の違いに応じてボーラスの形状を設定するので、正確に照射対象の深さ方向の形状に適した照射野に成形することができる。

本発明の実施の形態１に係るボーラスを備えた粒子線治療装置の照射系の構成を説明するための図である。 本発明の実施の形態１に係るボーラスを備えた粒子線治療装置の照射系の構成を説明するためのビームの中心に対して垂直な２つの方向から見た側面図である。 本発明の実施の形態１に係る粒子線治療装置の照射系における荷電粒子ビームのビーム束の状態を説明するための図である。 本発明の実施の形態１に係る粒子線治療装置の照射系におけるボーラスおよび荷電粒子ビームのビーム束の状態を説明するための図である。 本発明の実施の形態１に係るボーラスの製造方法を説明するためのフローチャートである。 本発明の実施の形態２に係る粒子線治療装置におけるビームの走査軌跡の例を示す図である。 本発明の実施の形態２に係る粒子線治療装置におけるビームの走査軌跡の他の例を示す図である。 本発明の実施の形態５に係る粒子線治療装置およびマルチリーフコリメータの構成を説明するための図である。 医療行為のフローを説明するための図である。 本発明の実施の形態６に係る治療計画装置の構成を説明するためのブロック図である。

実施の形態１．
以下、本発明の実施の形態１にかかるボーラスおよび粒子線治療装置の構成について説明する。図１〜図５は本発明の実施の形態１にかかるボーラスと粒子線治療装置の構成、およびボーラスの製造方法について説明するためのもので、図１はボーラスを備えた粒子線治療装置の照射系の構成を示す図、図２は粒子線治療装置およびボーラスの構成を示すための図１における荷電粒子ビームの中心（ｚ方向）に対して垂直な方向から見た図であって、図２（ａ）はｙ方向から見た側面図、図２（ｂ）はｘ方向から見た側面図である。図３は粒子線照射装置の照射系におけるビームの線束の形状を説明するためのもので、図３（ａ）はビーム線束全体の外観を示す図、図３（ｂ）と図３（ｃ）は図３（ａ）における荷電粒子ビームの中心（ｚ方向）に対して垂直な方向から見た図であって、図３（ｂ）はｙ方向から見た側面図、図３（ｃ）はｘ方向から見た側面図である。図４はビームの広がり方を考慮したボーラスの厚み設定について説明するために、ビーム線束中のボーラスと照射対象である患部を含む患者体の部分を抽出して示すもので、図４（ａ）はビーム線束中のボーラスと照射対象の外観を示す図、図４（ｂ）と図４（ｃ）は図４（ａ）における荷電粒子ビームの中心（ｚ方向）に対して垂直な方向から見た図であって、図４（ｂ）はｙ方向から見た側面図、図４（ｃ）はｘ方向から見た側面図である。また、図５は、ボーラスの製造方法を説明するためのフローチャートである。

ボーラスの構成の詳細な説明をする前提として、はじめに、ボーラスを含め、照射野を形成するための粒子線治療装置の照射系について説明する。図１、図２に示すように、粒子線治療装置１０は、図示しない加速器から供給された荷電粒子ビームＢを照射対象である患者Ｋの患部ＩＳに応じて加工して照射する装置である。そのため、加速器から供給されたいわゆるペンシル状の荷電粒子ビームＢを円軌道に走査することにより、照射野を拡大する照射ノズルとして機能するワブラ電磁石１（上流１ａ、下流１ｂ）と、照射対象ＩＳの厚さに応じて、ブラッグピークの幅を拡大させるためのリッジフィルタ２と、照射対象ＩＳの体表面からの深さ（体内深さ）に応じて、荷電粒子ビームＢのエネルギー（飛程）を変えるためのレンジシフタ３と、拡大した照射野の面（ｘｙ）方向の広がりを所定範囲に制限し、正常組織への余分な照射を防ぐためのブロックコリメータ４と、複数のリーフ板とリーフ板のそれぞれを駆動するリーフ駆動機構で構成され、照射野の面方向の形状を照射対象ＩＳの面方向の形状に合わせるように制限するためのマルチリーフコリメータ５と、荷電粒子ビームＢの飛程を、照射対象ＩＳの深さ（ｚ）方向の形状に合わせるように制限するボーラス６と、を備えている。

次に、ワブラ法を用いた照射ノズルにより照射野を拡大させる照射系での動作及び原理について説明する。
図示しない加速器により加速され、輸送系を介して荷電粒子ビームＢは、直径数ｍｍ程度のいわゆるペンシルビームとして照射系へと導かれる。照射系に導かれた荷電粒子ビームＢは、ワブラ電磁石１によって円軌道を描くように走査される。ワブラ電磁石１は、一般的に図に示すようにｘ方向用電磁石１ａとｙ方向用電磁石１ｂとを用意し、２つの電磁石を荷電粒子ビームＢの中心軸Ｘ_Ｂに沿って連なるように配置する。ここで、説明を明瞭にするため、ｘ方向及びｙ方向を定義する。さまざまな規格において、座標系が定義されているが、本明細書では以下に従う。荷電粒子ビームＢの進行方向をｚ軸の正方向とする。ｘ軸とｙ軸とは、ｚ軸に直交する軸であり、ｘ軸とｙ軸もお互いに直交する。そして、ｘｙｚ座標系は、右手座標系となるようにとる。図１、２の例では、上流ワブラ電磁石１ａはｘ方向、下流ワブラ電磁石１ｂはｙ方向にビーム走査する。２つの電磁石１ａ、１ｂの走査により、照射野はｘｙ方向（面方向）に広げられることになる。

照射野を拡大された荷電粒子ビームＢは、リッジフィルタ２を通過する。リッジフィルタは、例えば錐状体や断面が三角形の板を面内に多数並べたように形成され、照射野内を例えば多数の小領域に分割したとすると、小領域毎に異なる厚みを通過するビームが存在するようになっている。図では、理解しやすいように円錐が剣山のように並べられたように記載している。これにより、ブラッグピークの幅ＳＯＢＰ（Spread-Out Bragg Peak）が拡大される。すなわち、リッジフィルタ２により、照射野はｚ方向にも広げられたことになる。次に、照射野を拡大された荷電粒子ビームＢは、レンジシフタ３を通過する。レンジシフタ３は、荷電粒子ビームＢのエネルギーを変えるための装置である。レンジシフタ３によって、拡大された照射野を、所望の体内深さに照射することができる。次に、レンジシフタ３を通過したビームは、ブロックコリメータ４を通過する。ブロックコリメータ４は、通過孔ＰＨが設けられた金属ブロック等であり、照射野の平面方向（ｘｙ面）の広がりを制限する。予め照射範囲を制限すれば、正常組織への余分な照射を防ぐことができるためである。

次に、荷電粒子ビームＢは、マルチリーフコリメータ５を通過する。マルチリーフコリメータ５は、複数のリーフ板５_Ｌの位置により形成された透過形状ＰＳによって、照射野のうち、ビーム軸Ｘ_Ｂに垂直な面（ｘｙ）方向の形状を照射対象である患部ＩＳの形状に合わせ制限するためのものである。すなわち、照射野は、マルチリーフコリメータ５によってｘｙ方向への制限・成形がなされることになる。なお、マルチリーフコリメータ５には、少なくともリーフ板５_Ｌと各リーフ板５_Ｌを駆動するリーフ駆動機構５_Ｄとを備えている。しかし、リーフ駆動機構５_Ｄはリーフの駆動軌道を規定できれば、そのもの自体の構成は重要ではなく、リーフ駆動機構５_Ｄそのものを図で記載するとリーフ板５_Ｌの構成を示すのが困難となる。そのため、上記図１、２および以降の図においては、簡略化のため、マルチリーフコリメータ５のうち、リーフ板５_Ｌおよびリーフ板５_Ｌが集合した形態のみを抽出して記載している。

最後に、荷電粒子ビームＢは、ボーラス６を通過する。ボーラス６は、樹脂等で作られた制限器であり、患部ＩＳの深さ形状として、例えば、患部ＩＳのディスタル（Ｄｉｓｔａｌ）面の体表面からの深さを補償するような形態に形成されている。ここで、照射野はエネルギーが制限（ｚ方向で成型）され、ディスタル形状と同じ形状を有するようになる。すなわち、照射野は、ボーラス６によって深さ（ｚ）方向への制限・成形がなされることになる。なお、ディスタル面とは、患部ＩＳの体表面側から見た深部側の面であり、対称的に浅部側を指すプロキシマル（Ｐｒｏｘｉｍａｌ）面の深さを補償する場合も考えられる。また、ボーラス６において深さ方向の制限・成形を行う原理および作用については、後に詳しく述べる。

粒子線治療装置の照射系の役割は、照射する照射野を患部ＩＳに合わせて成形することである。その方法として本実施の形態１にかかる粒子線治療装置で採用するワブラ法では、ワブラ電磁石１のみで面方向の照射野を拡大している。この方法の具体的な例は、例えば、特許文献１に示した「スパイラル・ビーム走査による大面積均一照射法」であり、ワブラ法の中でもスパイラルワブラ法と呼ばれる。スパイラルワブラ法は、簡単に言えば、ビーム（以降、本実施の形態にかかる粒子線治療装置に限らず、一般的な装置で扱う荷電粒子ビームも含めての場合については、単に「荷電粒子ビーム」と称し、さらに荷電粒子ビームの放射方向等の説明に用いる場合は「ビーム」と称する）をらせん状に走査して照射野を拡大するものであり、その照射野内での走査軌道（走査軌跡）を工夫することによって平坦度を確保している。なお、スパイラルワブラ法によるビームの走査軌道は、特許文献１の図１等に見ることができる。

一方、ワブラ法でも、一般的にワブラ法と称する場合には、単円ワブラ法を指す場合が多く、その場合、照射野の拡大において散乱体によって平坦度を確保している。したがって、同じワブラ法でも散乱体を用いているものと用いていないものがあり、ビームの方向性も散乱体の有無によって異なってくる。散乱体を用いた場合には、同じ大きさの照射野に対して、ビームの走査角はスキャニング法に比べて小さくてよい。そのため、従来のように平行ビーム若しくは点光源的な広がりのビームを仮定してボーラスを作成してもさほどの問題は生じていなかった。一方、本実施の形態１で用いるスパイラルワブラ法のように散乱体を用いず、走査電磁石のみでビームを広げる場合、ある点を通過するビームの照射方向は、主に走査電磁石からの位置によって決まるひとつの方向となる。

図３は、本実施の形態１に係る粒子線治療装置１０の照射系内での２連の走査電磁石１による荷電粒子ビームＢの広がり方（ビーム束Ｆ_Ｂの形状）を示した模式図である。スパイラルワブラ法を適用しているので、荷電粒子ビームＢは図３に示したように広がり、点光源的とはならない。簡単のため、図３に示した荷電粒子ビームＢの広がり方を「２連走査的な広がり」と呼ぶことにする。ビームが点光源ではなく、２連走査的な広がりをする場合には、それに適した制限器を設計する必要がある。

２連走査的な広がりについて、ここで少し詳しい説明を加える。
図３に示すように、荷電粒子ビームＢは上方より下方へ（ｚ方向）と照射されている。荷電粒子ビームＢは、もともとはペンシルビームと呼ばれる細い状態で供給される。ビーム軸Ｘ_Ｂ上には基準点ＣＰａと基準点ＣＰｂとを設定している。基準点ＣＰａは、上流のワブラ電磁石１ａ（厳密には、走査軸Ａ_ｓａ）が配置される場所と考えてよく、同様に、基準点ＣＰｂは、下流のワブラ電磁石１ｂ（厳密には、走査軸Ａ_ｓｂ）が配置される場所と考えてよい。

基準点ＣＰａに配置された上流のワブラ電磁石１ａは、基準点ＣＰａを基準として荷電粒子ビームＢを走査する。上流のワブラ電磁石１ａの荷電粒子ビームＢの走査方向は、図３（ｂ）の面内（ｘｚ面）に走査する方向であり、ビーム軸Ｘ_Ｂ上の基準点ＣＰａを通り、ビーム軸Ｘ_Ｂに垂直な軸Ａ_ｓａが、上流ワブラ電磁石１ａの作用軸（走査軸）となる。また、基準点ＣＰｂに配置された下流のワブラ電磁石１ｂは、基準点ＣＰｂを基準として荷電粒子ビームＢを走査する。下流のワブラ電磁石１ｂの荷電粒子ビームＢの走査方向は、図３（ｃ）の面内（ｙｚ面）に走査する方向であり、ビーム軸Ｘ_Ｂ上の基準点ＣＰｂを通り、ビーム軸Ｘ_Ｂおよび軸Ａ_ｓａに垂直な軸Ａ_ｓｂが、下流ワブラ電磁石１ｂの作用軸（走査軸）となる。つまり、上流ワブラ電磁石１ａの走査方向（ｘ）と、下流ワブラ電磁石１ｂの走査方向（ｙ）は、ビーム軸Ｘ_Ｂに垂直であり、下流ワブラ電磁石１ｂの走査方向（ｙ）と、上流ワブラ電磁石１ａの走査方向（ｘ）とは垂直となる。

さらに、上記ビーム束Ｆ_Ｂの形状について図３を用いて幾何学的に説明する。
図３（ｂ）に示すように、基準点ＣＰａを上端点とした鉛直（ｚ方向）な線分を引き、線分上の基準点ＣＰａ以外の位置に基準点ＣＰｂを設ける。基準点ＣＰａを中心に線分を±α度だけ回転させたときに線分が通過する扇形Ｆｓａを得る。この扇形Ｆｓａが、上流ワブラ電磁石１ａのみを用いたときの、荷電粒子ビームＢの広がりに相当する。つぎに、基準点ＣＰｂを通る基準軸Ａ_ｓｂにより、扇形Ｆｓａを上部分と下部分とに分ける。扇形Ｆｓａの下部分を、基準軸Ａ_ｓｂにより±β度だけ回転させたときに扇型Ｆｓａの下半分が通過する領域を得る。この領域は、図３（ｃ）において、扇型Ｆｓｂに見える領域であり、この領域が、荷電粒子ビームＢの広がり方（荷電粒子ビームＢが通過し得る領域：ビーム束Ｆ_Ｂ）を示したものである。つまり、２連走査的な広がりをもつビーム束Ｆ_Ｂの形状は、ｘ方向とｙ方向で極率半径が異なる扇型となっている。

上記照射系の構成に伴って形成される荷電粒子ビームＢの広がり方に対応したボーラスの技術的特徴を説明するため、まずはボーラスの原理について説明する。
荷電粒子ビームは、背景技術で述べたように、γ線、Ｘ線といった他の放射線と異なり、体内深部で線量付与が急峻に最大になる。この線量付与のピークは、「ブラッグピーク」とよばれ、このブラッグピークの生じる位置（到達深度）は、荷電粒子のエネルギーによって決まる。なぜならば、荷電粒子は物質を通過する際に次第に運動エネルギーを消失していき、運動エネルギーが０となるときに線量を多く付与するという性質を有するからである。さて、一般に粒子線治療装置のシンクロトン等の加速器は、荷電粒子を一定のエネルギーになるよう加速する。したがって、何の制限器も用いずに直接照射を行えば、加速器により加速されたエネルギーに応じた到達深度で、線量が付与される。しかし、実際には照射対象である患部の形状は３次元的であり、深さ方向に一定ではない。そこで、制限器であるボーラスを用いる。

上記ボーラスの原理と従来のボーラスの製造方法との関係について説明する。
ボーラスは一般に樹脂ブロックを切削加工して作成するが、当該ボーラスを通過する際に、荷電粒子ビームは通過物質、密度及びその厚みに応じて運動エネルギーが減らされる。このとき、原子番号の大きい物質ほど、同じ厚みで比較した場合、運動エネルギーが多く減る。また、このため、空気中を照射しても運動エネルギーはほとんど減らない。簡単のため、樹脂中を１ｃｍ通過するのと、体内を１ｃｍ通過するのとで、同じ量の運動エネルギーが消費されるとする。また、今、加速器により加速され、供給された荷電粒子ビームがそのまま、照射された場合、体表面から深さ１５ｃｍの位置でブラッグピークが生じる（到達深度１５ｃｍ）ようにエネルギーが調整されているとする。

簡単のため、照射される荷電粒子ビームは平行ビームである場合を仮定する。荷電粒子ビームの入射方向に対して垂直な面方向にボーラスを設置すると、荷電粒子ビームがボーラスに入射した部分Ａのボーラス厚みが３ｃｍの場合、ボーラスを透過した荷電粒子ビームの到達深度は１２ｃｍ（＝１５−３）になる。また、入射した部分Ｂのボーラスの厚みが４ｃｍの場合、ボーラスを透過した荷電粒子ビームの到達深度は１１ｃｍ（＝１５−４）というようになる。したがって、部分Ａの直下の体表面から深さ１２ｃｍの位置にブラッグピークが生じ、部分Ｂの直下の体表面から深さ１１ｃｍの位置にブラッグピークが生じることになる。したがって、ボーラスの面方向の任意の位置（ｘ，ｙ）における厚みをｔ_Ｂ（ｘ，ｙ）、ボーラス直下の照射目標部分の体表面からの深さ、つまり、体表面から照射目標部分までの厚みをｔ_Ｋ（ｘ，ｙ）とすると、式（１）を満足するようにボーラスの厚み分布を設定すれば、患部の照射目標部分の面において荷電粒子ビームのエネルギーを集中的に放出、つまりダメージを与えることができる。
ｔ_Ｂ（ｘ，ｙ）＋ｔ_Ｋ（ｘ，ｙ）＝Ｒ ・・・（１）
ただし、Ｒはボーラスに入射する粒子線の到達深度であり、上記仮定において１５ｃｍになる。

つまり、ボーラスの厚み分布は、直下の患部の体表面からの深さ分布（簡略的には形状）を補償するように設定する。この厚み設定において、従来は、荷電粒子ビームが平行ビーム若しくは点光源的な広がりのビームと仮定し、ボーラスを製作している。なお、上記厚み設定において、体組織を水とみなし、ボーラスの厚みを水と等価な厚みに換算した水等価厚みとして表記する場合もあるが、その場合も同様である。

本発明の実施の形態にかかるボーラスでは、荷電粒子ビームＢのビームの広がりが２連走査的であることに対応して厚み分布、厳密には経路長分布を設定している。より具体的には、図４を用いて説明する。図において、照射対象である患部ＩＳの照射目標部分のある点を目標照射位置Ｐとする。例えば、この目標照射位置Ｐは、患部ＩＳの内、患者体Ｋの体表面ｆ_Ｋから最深部となる面のある１点であるとする。２連走査的なビームの広がりを仮定すると、目標照射位置Ｐに到達するためには、荷電粒子ビームＢは基準点ＣＰａを通る作用軸Ａ_ｓａにおいてビーム軸Ｘ_Ｂに対して角度α_Ｐだけ偏向し、基準軸ＣＰｂを通る作用軸Ａ_ｓｂにおいてビーム軸Ｘ_Ｂに対して角度β_Ｐだけ偏向する、といった基準点ＣＰａでの角度α_Ｐと作用軸Ａ_ｓｂでの角度β_Ｐとが求まる。

ここで、角度α_Ｐの起点を作用軸Ａ_ｓａではなく、基準点ＣＰａとしたのは、加速器１から供給された状態の荷電粒子ビームＢはペンシル状であり、全てが作用軸Ａ_ｓａとビーム軸Ｘ_Ｂの交点である基準点ＣＰａを通過するとみなせるからである。また、荷電粒子ビームＢが作用軸Ａ_ｓｂ中のどの点を通過するかは、基準点ＣＰａからの走査角α_Ｐと基準点ＣＰａと基準点ＣＰｂ間の距離により一義的に決まる。このように、２連走査的なビームの広がり（通過範囲）を仮定して、目標照射位置Ｐにビームが到達するための折れ線、すなわち「ビーム照射軌道Ｔ_Ｂ」は、基準点ＣＰａと作用軸Ａ_ｓｂおよび走査角α_Ｐとβ_Ｐとで定義し、描くことができる。

このビーム照射軌道Ｔ_Ｂは、目標照射位置Ｐに到達するまでに、ボーラス６と患者体Ｋ（少なくとも体表面ｆ_Ｋ側から目標照射位置Ｐまで）を透過する。ボーラス６と患者体Ｋを荷電粒子ビームＢが透過する際に消失する運動エネルギーが、加速器により加速されたエネルギーと同じようにすればよい。すなわち、荷電粒子ビームが消失する運動エネルギーが加速エネルギーと同じになるよう、この透過する部分の経路長を決めるボーラスの厚みを設定する。ここで、ビーム照射軌道Ｔ_Ｂを基準点ＣＰａからの走査角度αと、基準点ＣＰａから離れた位置にある基準点ＣＰｂを通る作用軸Ａｓｂからの走査角度βで定義する。そして、被照射部ＩＳに到達するまでのボーラス６内での透過経路長をＬ_Ｂ、体表面ｆ_Ｋから被照射部ＩＳまでの経路長をＬ_Ｋとし、荷電粒子ビームＢのエネルギーを式（１）と同様、到達深度Ｒで表わすと、式（２）の関係を満足するように、ボーラス６の形状を設定すればよい。
Ｌ_Ｂ（α，β）＋Ｌ_Ｋ（α，β）＝Ｒ ・・・（２）

つまり、ボーラスの形状は、２つの基準点ＣＰａとＣＰｂが規定されていることを前提とし、走査角α、βと経路長Ｌ_Ｂからなる３つのパラメータ（座標）で直接定義（設定）することになる。つまり、厳密には、ボーラスの形状は、厚み分布ではなく、経路長分布で定義することになる。この場合、例えば、ビーム軸Ｘ_Ｂに対して大きく傾いた領域では、単純に傾きの角度で厚みｔに補正できない場合がある。しかし、（α、β、Ｌ）座標で定義すれば、正確にボーラスの形状を定義することができる。そして、例えば板材から切削加工でボーラスを形成する際、切削加工する機械が回転軸の向きを可変できるならば、その回転軸の向きを走査角α、βで定義し、切削深さを経路長Ｌ_Ｂからの四則演算による単純な換算値で定義すれば、直接ボーラスの加工データを生成できる。

一方、厚み分布として定義としても経路長分布と比較して形状が変化しないような場合、必ずしも経路長分布にこだわる必要はない、その場合、ボーラスＢの形状を設定する際は、ボーラスＢの基準点ＣＰａからの経路長Ｌ_Ｂの分布を規定したうえで、例えば（ｘ，ｙ，ｚ）座標のように面方向での厚み分布に変換して設定してもよい。厚み分布に変換することにより、従来からの加工装置でも荷電粒子ビームの広がりを考慮した正確なエネルギー分布を実現するボーラスを製作することができる。なお、座標変換の具体的な例については、後の実施の形態にて説明する。

また、上述したように、加速器から供給された荷電粒子ビームＢは、実際には、リッジフィルタ２やレンジシフタ３により、ブラッグピークの幅や到達深度を調整してからボーラス６に入射されることになるので、この場合、「加速されたエネルギー」は、「ボーラス６に入射する際のエネルギー」と読み替えればよい。

つまり、図５に示すように、α、βの２つの変数の組合せ毎に、体内経路の長さＬ_ｋ（α，β）、つまり体内深さデータを取得（ステップＳ１０）する工程と、取得した体内深さデータＬ_ｋ（α，β）を補償する、つまり式（２）を満たすような経路長データＬ_Ｂ（α，β）を算出（ステップＳ２０）して、算出したデータの座標変換が必要な場合（Ｓ３０で「Ｙ」）は直交データに変換（ステップＳ４０）して、厚み分布としてボーラス形状を設定（ステップＳ１００）し、座標変換不要の場合（Ｓ３０で「Ｎ」）は、そのままの座標でボーラス形状を設定（ステップＳ１００）するボーラス形状設定工程と、設定したボーラスの形状に基づいて、ボーラスの加工データを生成（ステップＳ１１０）する工程と、生成した加工データに基づいてボーラスを加工（ステップＳ１２０）する工程と、を備えることにより、上述したボーラス６を得ることができ、目標照射位置Ｐにてブラッグピークを確実に生じさせることができる。

同様に、マルチリーフコリメータ５も、上記のように走査方向の異なる２つの走査電磁石１ａ、１ｂにより照射野を拡大することで生ずるビームの２連走査的な広がりを持つビーム束Ｆ_Ｂの形状を考慮して、駆動軌道やリーフの形状、配置を設定すればよい。

また、照射野を拡大する方法として走査軌跡が螺旋となるスパイラルワブラ法で説明したが、後の実施の形態で説明するように、その他のスパイラルワブラ法でもよく、さらにはスパイラルワブラ法に限定されることもない。また、照射ノズルとして機能する電磁石もワブラ電磁石１に限ることはなく、走査方向の異なる２つの電磁石により照射野を拡大する照射ノズルであればよい。

以上のように、本実施の形態１にかかるボーラス６によれば、粒子線治療装置１０に設置され、荷電粒子ビームＢである粒子線Ｂのエネルギー分布を被照射部ＩＳに応じて変調するためのボーラス６であって、当該ボーラス６より上流側で当該ボーラス６に入射する粒子線Ｂのビーム軸Ｘ_Ｂ上に、第１の基準点ＣＰａと、第１の基準点ＣＰａより下流側の第２の基準点ＣＰｂとを定め、第１の基準点ＣＰａを起点とし、ビーム軸Ｘ_Ｂに垂直で第１の基準点ＣＰａを含む第１の軸Ａ_ｓａ、を中心とするビーム軸Ｘ_Ｂに対する第１の傾きαと、ビーム軸Ｘ_Ｂおよび第１の軸Ａ_ｓａに垂直で第２の基準点ＣＰｂを含む第２の軸Ａ_ｓｂ、を中心とするビーム軸Ｘ_Ｂに対する第２の傾きβとで、当該ボーラス６を透過して被照射部ＩＳに至る粒子線Ｂの照射軌道Ｔ_Ｂを定義し、第１の傾きαと第２の傾きβとの組合せのうち被照射部ＩＳをカバーするのに必要な数値範囲、分解能等を有する所定範囲の組合せに対して、それぞれ定義した照射軌道Ｔ_Ｂにおける粒子線Ｂの当該ボーラス６内での経路長Ｌ_Ｂが、被照射部ＩＳより上流側の体表面ｆ_ｋから被照射部ＩＳまでの経路長Ｌ_ｋを補償するように、当該ボーラス６の形状が設定される、ように構成したので、面内方向でビームの広がり方が異なっても、その広がり方に対応して、正確に照射対象である被照射部ＩＳの深さ方向の形状に適した照射野に成形することができる。

とくに、第１の傾きをα、第２の傾きをβ、第１の傾きαと第２の傾きβの組合せで定義した照射軌道Ｔ_Ｂにおける粒子線Ｂの当該ボーラス６内での経路長をＬ_Ｂ(α，β)、第１の傾きαと第２の傾きβの組合せで定義した照射軌道Ｔ_Ｂにおける粒子線Ｂの体表面ｆ_ｋから被照射部ＩＳまでの経路長をＬ_ｋ（α，β）、ボーラス６に入射する粒子線Ｂのエネルギーに相当する到達深度をＲ、とすると、「Ｌ_Ｂ（α，β）＋Ｌ_Ｋ（α，β）＝Ｒ」の関係を満たすように、ボーラス６の形状が設定される、ように構成したので、実際の照射軌道Ｔ_Ｂとボーラス形状の定義が同じ座標で行え、さらに正確に被照射部ＩＳの深さ分布を補償するようなボーラスを形成することができる。

また、本発明の実施の形態１にかかるボーラスの製造方法によれば、第１の傾きαと第２の傾きβとの組合せのそれぞれに対して、体表面ｆ_ｋから被照射部ＩＳまでの経路長である体内深さデータを取得する工程（Ｓ１０）と、取得した体内深さデータを補償するような経路長となるようにボーラスの形状を設定する工程（Ｓ２０〜Ｓ１００）と、設定したボーラスの形状に基づいて、ボーラスの加工データを生成する工程（Ｓ１１０）と、生成した加工データに基づいてボーラスを加工する工程（Ｓ１２０）と、を備えるように構成したので、目標照射位置Ｐにてブラッグピークを確実に生じさせることができるボーラスを得ることができる。

また、本発明の実施の形態１にかかる粒子線治療装置１０によれば、加速器から供給された粒子線Ｂの進行方向に沿って連なるとともに、それぞれ走査方向が異なる２つの電磁石１ａ，１ｂで、粒子線Ｂを走査して照射野を拡大するように照射する照射ノズル１と、照射ノズル１から照射された粒子線Ｂ中に配置されたボーラス６と、を備え、ボーラス６は、当該ボーラス６の形状を設定するための第１の軸が２つの電磁石のうちの上流側の電磁石１ａの走査軸Ａ_ｓａに一致するとともに、第２の軸が他方の電磁石１ｂの走査軸Ａ_ｓｂに一致するように配置されている、ように構成したので、２連走査的な広がりにより、面内方向でビームの広がり方が異なっても、その広がり方に的確に対応して、正確に照射対象である被照射部ＩＳの深さ方向の形状に適した照射野に成形することができる。

実施の形態２．
実施の形態１においては、ビームをらせん状に走査するスパイラルワブラ法への適用について述べた。しかし、ビームの照射野内における走査軌道形状（走査軌跡）は本発明の技術的思想を限定するものではなく、他のビーム走査軌跡においても、２連走査的な広がりの場合は効果を発揮する。そこで、本実施の形態２では、代表的な他のビーム走査軌跡を有する照射系に本発明のボーラスを適用した場合について述べる。

はじめに、実施の形態１で用いたスパイラルワブラ法によるビーム走査軌跡について説明する。特許文献１に記載されているように、螺旋状の走査軌跡は、以下の３つの等式を含む式（３）によって与えられている。

ただし、時間ｔ＝０の時の半径をＲ_ｍｉｎ、時間ｔ＝Ｔの時の半径をＲ_ｍａｘ、走査回転数をＮとする。また、ｒ（ｔ）は半径方向の座標、θ（ｔ）は角度方向の座標であり、極座標系による表現である。

上記の式（３）によって与えられるビーム走査軌跡は、螺旋（スパイラル）形状をなし、円領域内にビームを走査して均一な線量分布を得るのに、有効な形状である。しかし、均一な線量分布を得るため、ビーム走査軌跡をスパイラルに限る必要はない。均一な線量分布を２つの電磁石の走査によって得るためのビーム走査軌跡は、いくつかの典型的なパターンに分類できると考えられる。

ワブラ法は、継続的にビームを走査して均一な線量分布を成形するものである。すなわち、ワブラ法におけるビーム走査軌跡は連続的かつ周期的なものが望ましい。そこで、ビーム軌道を極座標系で表し、ｒ（ｔ）とθ（ｔ）を連続周期的に変化させるパターンについて検討した。

＜典型的なパターンその１＞
一つ目のパターンでは、ｒ（ｔ）とθ（ｔ）を以下のように、各々、連続的かつ周期的に変化させる関数として定義する。
ｒ（ｔ）＝連続的かつ周期的な関数（周期Ｔ_１）
θ（ｔ）＝連続的かつ周期的な関数（周期Ｔ_２）
なお、このときｒ（ｔ）とθ（ｔ）の周期は、異なるものを用いてもよい。また、角度θは、３６０度で１周して０度とみなせることに注意する。つまり、３６０度と０度は連続している。ラジアンで表現すれば、２πは０とみなせる。

上記のようなパターンを実現する例としては、以下の３つの等式を含む式（４）に示すようなビーム走査軌跡があげられる。
ｒ（τ）＝ｒ_１＋ｒ_２sin（ω_ｒτ＋φ_ｒ）
θ（τ）＝ω_θτ ・・・（４）
τ＝τ（ｔ）
ただし、τ（ｔ）はパラメータ表示した上記式（４）のパラメータであり、時間の関数である。ω_ｒはｒ（ｔ）を決める角速度であり、ｒ（ｔ）の周期は２π／ω_ｒとなる。φ_ｒは初期位相である。ω_θはθ（ｔ）を決める角速度であり、θ（ｔ）の周期は２π／ω_θとなる。

式（４）により作成されたビーム走査軌跡ＳＴ１の例を図６に示す。図６は、ビーム軸に垂直な、ある平面における走査軌跡を示したもので、横軸がｘ、縦軸がｙとなり、ｘとｙをそれぞれ規格化したものである。なお、式（４）において、パラメータを、時間ｔとしなかったのは、描画速度を場所により変更できるようにしたためである。例えば、図６において、座標で（０，０）となるビーム軸中心部の近傍にはビーム走査が集中して密となるため、中心部に近い部分のように軌跡が集中する部分では走査速度を早くする等の工夫をして、均一な線量分布を得る。

＜典型的なパターンその２＞
２つ目のパターンでは、複数の描画パターンを定義する関数を組み合わせてビーム走査軌跡を形成する。例えば、大きな円を描く関数に、小さな円を描く関数を組み合わせる。その一例を以下の３つの等式を含む式（５）に示す。
ｘ（τ）＝ｒ_１cos（ω_１τ＋φ_１）＋ｒ_２cos（ω_２τ＋φ_２）
ｙ（τ）＝ｒ_１sin（ω_１τ＋φ_１）＋ｒ_２sin（ω_２τ＋φ_２）・・・（５）
τ＝τ（ｔ）
ただしｘ（τ）それぞれビーム走査軌跡のｘ座標、ｙ座標であり、直交座標系式である。式（５）により作成されたビーム走査軌跡の例を図７に示す。図７も図６と同様にビーム軸に垂直な、ある平面における走査軌跡を示したもので、横軸がｘ、縦軸がｙとなり、ｘとｙをそれぞれ規格化したものである。

玩具で、内部に歯が形成された円形穴内に歯車状の円盤を設置し、円盤内の所定位置に設けられた小孔にペン先を差し込んで、円盤を円形穴に沿って転がせて、幾何学的模様を描く道具があったが、当該道具で作成される幾何学模様もこの部類に属する。なお、この道具で描かれる曲線はハイポトロコイド（内余擺線）と呼ばれ、幾何学的には、半径ｒの円が半径ｋｒの円周に内接しながら滑ることなく転がるとき、動円の中心から距離ｌｒにある定点が描く軌跡として定義される。また、多くの攪拌装置において、攪拌部の駆動パターンに採用されている。なお、パラメータ表示のパラメータを、時間tとしなかったのは、前の例と同様、描画速度を場所により変更できるようにしたためである。

以上のように、ワブラ電磁石で連続的かつ周期的な模様（線描）を描かせる方法において、その模様はスパイラル（らせん）に限らない。しかし、散乱体を用いず、ビーム軌道を工夫することによって大面積の均一照射を実現する発想は「スパイラルワブラ法」に端を発していることから、実施の形態２に示したこれらの方法も広義のスパイラルワブラ法と呼ばれることがある。そして、これら広義のスパイラルワブラ法においても、やはりビームの広がりは点光源的ではなく、２連走査的である。

つまり、本実施の形態２における広義のスパイラルワブラ法を用いる照射系を有する粒子線治療装置においても、実施の形態１で示したボーラス６を適用する事で、ボーラス６内を透過する粒子線のエネルギー減衰分布を、荷電粒子ビームＢのビーム束Ｆ_Ｂの広がりに対応した照射対象の深さ分布を補償するように設定できる。そのため、電磁石の幾何学的な配置に基づいて、正確に照射対象の深さ方向の形状に適した照射野に成形することができる。したがって、２連の走査電磁石を用いるときに起きる補償精度のずれを解消し、高精度な照射野形成が可能となる。

実施の形態３．
上記実施の形態１および２においては、ワブラ法による照射の場合への適用について述べた。しかし、上述したように照射方法自体は本質的ではなく、本発明の技術思想を限定するものではない。粒子線治療装置においては、２連のスキャニング電磁石により荷電粒子ビームを走査して、照射対象に対して点描画的にスポット照射をするスポットスキャニング法が提案されている。スポットスキャニングの場合にも、ビームの広がり方は２連走査的である。したがって、スポットスキャニングにおいてボーラスを用いる場合は、上述した高精度な照射野形成が可能となるという効果を発揮する。

実施の形態４．
実施の形態３においては、スポットスキャニング法への本発明の実施の形態に係るボーラスの適用について述べた。スポットスキャニングと同様に、２連のスキャニング電磁石によりビームを走査して、照射対象に対して一筆書き的にラスター照射をするラスタースキャニング法がある。ラスタースキャニングの場合にも、ビームの広がり方は２連走査的である。したがって、ラスタースキャニングにおいてボーラスを用いる場合は、本発明の上述した実施の形態にかかるボーラス６は効果を発揮する。つまり、スポットスキャニングやラスタースキャニングなど、スキャニング法により照射野を拡大する場合でも、本発明の実施の形態にかかるボーラス６を用いる場合は、上述した高精度な照射野形成が可能となるという効果を発揮する。

実施の形態５．
粒子線治療装置においては、例えば、特許文献２に記載されているように、偏向電磁石の制御方法を工夫することによって、２つの走査電磁石のうち、一方を省略するものが提案されている。しかし、このような照射系の場合においても、軌道方向（上記各実施の形態１〜４で説明した照射軌道Ｔ_Ｂと異なり、ビーム軸自体の方向）を変えるための偏向電磁石が、省略された走査電磁石の代わりに荷電粒子ビームを走査するので、ビーム束は２連走査的な広がりをもつことになり、上述した実施の形態におけるボーラスが高精度な照射野形成に効果を発揮する。

図８は、実施の形態５における粒子線治療装置におけるボーラス２０６を含む照射系部分を示すものである。図中、水平方向（ｘ方向）から供給された荷電粒子ビームＢは、偏向電磁石２０１ａにより、ビーム軸を垂直方向に偏向され、走査電磁石２０１ｂを経由した後、実施の形態１と同様に、リッジフィルタ２、レンジシフタ３、リングコリメータ４、マルチリーフコリメータ５、ボーラス２０６を経て、照射対象に向けて照射される。そして、本実施の形態５における粒子線治療装置２１０では、実施の形態１の粒子線治療装置１０における走査電磁石１ａの代わりに偏向電磁石２０１ａを設けたことと、ボーラス２０６の形状（経路長分布）の設定基準が異なること以外は、実施の形態１と同様の構成となる。

図において、水平方向から供給された荷電粒子ビームＢは、偏向電磁石２０１ａの内部で、ビーム軸Ｐ_Ｘが弧を描きながらｚ方向に偏向されていく。このとき、通常の偏向電磁石の場合は、磁場が一定になるように制御するので、荷電粒子ビームＢのビーム束が広がることはないが、この偏向電磁石２１は磁場を周期的に変化させることにより、荷電粒子ビームＢをｘ方向に走査してビーム束をＰ_Ｅ１からＰ_Ｅ２にかけてｘ方向に広げることができる。つまり、偏向電磁石２０１ａが実施の形態１における上流の走査電磁石１ａの役割を担っていることになる。以降の部分は、基本的に実施の形態と同様であり、走査電磁石２０１ｂがｘ方向に広がったビーム束をさらにｙ方向に広げる。

このビームの広がり方は、あたかも図８の等価基準点Ｅ_Ａｓに上流の走査電磁石２０１ａの走査軸が存在し、ビーム軸Ｅ_Ｘに沿って上方から照射されたビームが（ｚ方向成分を含む）ｘ方向に走査され、Ｅ_Ｅ１からＥ_Ｅ２にかけてｘ方向に広がったものとみなすことができる。なお、偏向電磁石２０１ａ内では、ビームの進行に伴いビーム軸が徐々に偏向していくので、入口側のビーム軸と出口側のビーム軸（＝ビーム軸Ｅ_ＸＢ）とが異なっており、走査軸Ｅ_Ａｓａは偏向電磁石２０１ａ本体から外れた位置に存在することになる。しかし、ボーラス２０６に入射するビームの軸は、ビーム軸Ｅ_ＸＢであるので、考え方としては、走査軸Ｅ_Ａｓａの位置を規定する基準点ＣＰａは、ボーラス２０６に入射するビームのビーム軸上にあるとみなすことができ、走査軸Ｅ_Ａｓａもボーラス２０６に入射するビームのビーム軸Ｅ_ＸＢに垂直であるとみなすことができる。したがって、このような一方の走査を行う電磁石が偏向電磁石を兼ねる照射系においても、ボーラスに入射するビームのビーム軸Ｅ_ＸＢを基準に、ビームの広がり方から等価走査軸Ｅ_Ａｓａを算出し、等価走査軸Ｅ_Ａｓａと走査軸Ａ_ｓｂ（基準点ＣＰｂ）から、実施の形態１と同様にボーラス２０６の経路長分布を設定すればよい。

図８からわかるように、一方の走査電磁石を省略し、省略した走査電磁石の代用に軌道を曲げる偏向電磁石２０１ａを用いた照射系の場合、等価走査軸Ｅ_Ａｓａを規定する（等価）基準点ＣＰａと基準点ＣＰｂとの間隔は、走査専用の電磁石（例えば実施の形態１の１ａ，１ｂ）で走査する通常の照射系に比べて広くなる。したがって、点光源的なビームの広がり方を仮定したボーラスでは、実際の経路と計算上の経路とのずれが生じる問題がより顕著に現れる。しかし、本発明の実施の形態５にかかるボーラス２０６の形状は、実際のビームの広がりを考慮して経路長を設定しているので、正確に深さ方向の照射野を形成することができる。

以上のように、本実施の形態５にかかる粒子線治療装置２１０では、２つの方向ｘ、ｙの走査のうち、一方の走査（ｘまたはｙ）をビーム軸の方向を偏向する偏向電磁石２０１ａで行い、基準点ＣＰａ、ＣＰｂを設定するビーム軸をボーラス２０６に入射する荷電粒子線Ｂのビーム軸Ｅ_ＸＢ上の一点を通るとみなして第１の軸または第２の軸と一致するように、ボーラス２０６の形状および配置を設定するように構成したので、高精度な照射野形成が可能となるという効果を発揮する。

実施の形態６．
上記各実施の形態１〜５においては、ボーラスおよびボーラスを用いた照射系の構成やそのビーム軌道について説明した。本実施の形態６においては、本発明の上記各実施の形態にかかるボーラスや粒子線治療装置において、動作条件やボーラスの製作データ等を設定する治療計画装置について説明する。

ここで、治療計画装置について説明する前に、治療計画装置が実施する治療計画の前提となる医療行為について説明する。一般に医療行為は、いくつかのステージから構成されていると考えられる。図９は、この医療行為のステージ（フロー）を図式化するとともに、ステージごとに使用する装置を示したものである。図９に基づいて、医療のフローについて説明する。
具体的には、医療行為は大きく予防的診断ステージ（ＭＳ１）、診断ステージ（ＭＳ２）、治療計画ステージ（ＭＳ３）、治療ステージ（ＭＳ４）、およびリハビリ・経過観察ステージ（ＭＳ５）の各ステージから構成されているといえる。そして、特に、粒子線治療等においては、上記各ステージで使用する装置は、図９の右側のような装置である。例えば、診断ステージ（ＭＳ２）で使用する装置は、Ｘ線撮像装置、ＣＴ（Computed Tomography）、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）等であり、治療計画ステージ（ＭＳ３）で使用する装置が治療計画装置とよばれる装置である。そして、治療ステージ（ＭＳ４）で使用される装置が、放射線治療装置や粒子線治療装置である。

つぎに、各ステージについて説明する。
予防的診断ステージ（ＭＳ１）とは、発病の有無に拠らず、予防的に診断をする段階をいう。例えば、定期健康診断や人間ドックなどが該当し、癌に対しては、レントゲン等の透視画像による方法、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）、ＰＥＴ／ＣＴ等の断層撮影による方法、ならびに遺伝子検査（免疫検査）による方法などが知られている。

診断ステージ（ＭＳ２）とは、発病後に、治療を前提とした診断をする段階をいう。粒子線治療の場合、治療のためには患部の位置・形状の３次元情報が必要である。そのため、患部の３次元データが得られる各種ＣＴ，ＭＲＩ装置が用いられる。

治療計画ステージ（ＭＳ３）とは、前記診断の結果に基づいて、治療の計画を立てる段階をいう。粒子線治療の場合、当該ステージに、本実施の形態６にかかる治療計画装置によって治療計画を作成する。治療計画装置についての詳細な説明は、後述するとして、残りのステージについての説明を続ける。

治療ステージ（ＭＳ４）とは、前記治療計画の結果に基づいて、実際の治療を行う段階をいう。粒子線治療の場合、当該ステージには粒子線治療装置が用いられる。本発明の上記各実施の形態にかかるボーラスは、粒子線治療装置の照射系において照射野成形のために用いられる。なお、治療ステージは、１回の照射で終了する場合もあるが、通常はある期間をおいて複数回照射を行う。

リハビリ・経過観察ステージ（ＭＳ５）とは、文字通り、リハビリを行ったり、再発していないか経過観察を行ったりする段階をいう。癌の場合、当該ステージでの経過観察は、予防的診断ステージと同様に、レントゲン等の透視画像による方法、ＰＥＴ、ＰＥＴ／ＣＴ等の断層撮影による方法、ならびに遺伝子検査（免疫検査）による方法などが用いられる。

以上のように医療行為の中でも、治療計画は、診断ステージの後、治療ステージの前に行う一連の作業である。粒子線治療装置では、治療計画装置で求めた治療計画に基づいて荷電粒子ビームを照射するので、粒子線治療における治療計画装置は、概ね以下の役割を担うユニットを備えている。
役割Ａ：あらかじめ取得した照射対象の複数の画像情報から、３次元データを生成するユニット。
役割Ｂ：与えられた要件のもと、最適な照射条件（治療計画案）を生成するユニット。
役割Ｃ：最適化結果（治療計画案）に対して、最終的な線量分布を模擬し、表示するユニット。
すなわち、診断の結果を受けて、治療に必要な照射条件を設定する役割があり、さらに設定した条件を基に、粒子線治療装置等の制御データを生成する役割Ｄを担うユニットを有する。

上記役割を果たすため、治療計画装置には、具体的に以下のような機能を備えている。
＜役割Ａ＞
機能ａ：診断ステージで得られた断層撮影画像から、３次元データを生成する機能。
機能ｂ：生成した３次元データを、３次元ＣＡＤのように様々な視点からの表示をする機能。
機能ｃ：生成した３次元データにおいて、患部と正常組織とを区別して記憶する機能。
＜役割Ｂ＞
機能ｄ：治療ステージで用いる粒子線治療装置のパラメータを設定し、照射を模擬する機能。
機能ｅ：当該装置のユーザが設定する要件下で、照射の最適化を行う機能。
＜役割Ｃ＞
機能ｆ：前記３次元データに重ね合わせて、最適化された照射結果を表示する機能。
＜役割Ｄ＞
機能ｇ：前記最適化された照射を実現するための、マルチリーフコリメータ及びボーラスの形状を設定する機能。（ブロードビーム照射を想定した場合、多門照射を含む）
機能ｈ：前記最適化された照射を実現するための、ビームの照射軌道を設定する機能。（スキャニング照射を想定した場合）
機能ｉ：前記ビームの照射軌道を実現するための、粒子線治療装置の駆動コードを生成する機能。
＜その他＞
機能ｊ．当該装置で生成した各種データを保存する機能。
機能ｋ．過去に保存された各種データを読み込んで、過去の情報を再利用できる機能。

上記各機能を実現するための、治療計画装置のシステム構成について説明する。近年、治療計画装置のメーカが固有のハードウエアを設計製造することはほとんどなく、市販のＵｎｉｘ（登録商標）ワークステーション又はＰＣをベースとし、さらに周辺機器においても汎用の機器を用いることが多い。すなわち、治療計画装置のメーカは、専ら治療計画ソフトウエアを開発し、製造販売する。治療計画ソフトウエアでは、例えば、機能ａ〜機能ｋの各機能を実現するモジュールが、メインプログラムから呼び出されるサブプログラムとして用意される。治療計画装置のユーザは、機能ａ〜機能ｋへのフローを、必要に応じて省略したり要件を変えて再実行したりして、必要なモジュールを呼び出しながら治療計画を立案することができる。

つぎに、各機能あるいは各機能を実現するモジュールについて説明を進め、本発明の実施の形態にかかる治療計画装置について説明する。
機能ａ（モジュールａ）は、診断ステージで得られた一連の断層撮影画像から、３次元データを生成する。断層撮影画像を読込むとき、患者ＩＤ等患者の情報や、スキャン情報（スライス間隔、スライス厚、ＦＯＶ、断層撮影条件など）も対応して読込むようにするとよい。ここで３次元データとは、患部を含めた撮影対象を、治療計画装置内で仮想的かつ３次元的に再現するのに必要な情報を言う。一般には、治療計画装置内の仮想空間を定義し、前記仮想空間内に等間隔かつ格子状に点を配置し、断層撮影画像から求めたその点における材質情報を対応させる方法がとられる。本機能が必要な理由は、治療計画装置の最大の目的の１つが、治療を模擬することであり、そのためには、照射対象となる患部およびその周辺組織を再現する必要があるためである。

機能ｂ（モジュールｂ）は、生成した３次元データを、３次元ＣＡＤのように様々な視点からの表示をする。

機能ｃ（モジュールｃ）は、生成した３次元データにおいて、患部と正常組織とを区別して記憶する。例えば、断層撮影画像がＸ線ＣＴにより得られたものであるとする。この場合、機能ａで用いる「材質情報」は、Ｘ線の透過しやすさに相当する。すなわち、この断層撮影画像から仮想空間に再現する３次元モデルは、Ｘ線の透過度合いの異なる物質からなる３次元の物体の形状である。この「材質情報」、すなわちＸ線の透過しやすさは、治療計画装置の仮想空間上では例えば色彩や輝度を変えて表示する。さらにこの「材質情報」から、仮想空間に再現する３次元モデルのこの部分は骨に相当するとか、この部分は腫瘍に相当するということがわかり、患部と正常組織を区別する。患部と正常組織とを区別した結果は、治療計画装置の記憶装置（ハードディスク等）に記憶することができる。

機能ｄ（モジュールｄ）は、治療ステージで用いる粒子線治療装置のパラメータを設定し、照射を模擬する。粒子線治療装置のパラメータとは、粒子線治療装置の幾何学的な情報や、照射野に関する情報を意味する。幾何学的な情報は、アイソセンタ位置と寝台の位置などが含まれる。照射野に関する情報は、上述した「基準点ＣＰａと基準ＣＰｂの座標」などが含まれる。また、ボーラス６あるいは２０６（代表して以降６のみ表示）の基準点ＣＰａと基準ＣＰｂからの位置と配置方向も含まれる。

機能ｅ（モジュールｅ）は、当該治療計画装置のユーザが設定する要件下で、照射の最適化を行う。

機能ｆ（モジュールｆ）は、前記３次元データに重ね合わせて、最適化された照射結果を表示する。

機能ｇ（モジュールｇ）は、前記最適化された照射を実現するための、マルチリーフコリメータ５及びボーラス６の形状を設定する。本機能は、ブロードビーム照射を想定した機能であり、多門照射の場合を含む。

機能ｈ（モジュールｈ）は、前記最適化された照射を実現するための、ビームの照射軌道を設定する。本機能は、スポットスキャンやラスタースキャンなどのスキャニングを想定した機能である。

機能ｉ（モジュールｉ）は、前記ビームの照射軌道を実現するための、粒子線治療装置の駆動コードを生成する。このとき、後述するように２連走査的な広がりに対応した座標系を採用すると、実施の形態１で示したように、２連走査に対応したマルチリーフコリメータ５を用いた場合、求めた最適な照射計画に応じた開口形状（透過形状ＳＰ）を実現するような駆動コードを容易に生成することができる。

機能ｊ（モジュールｊ）は、当該装置で設定および生成した各種データを保存する。

機能ｋ（モジュールｋ）は、過去に保存された各種データを読み込んで、過去の情報を再利用できる。

＜２連走査的な広がりに対応した座標系＞
従来の治療計画装置において、上記機能ａおよびそれ以降の機能で使用する３次元データは、一般的に直交座標系（ｘｙｚ座標系）で表現されている。全体形状が従来の直方体のマルチリーフコリメータやビーム軸に垂直な面内での厚み分布で形状を規定したボーラスの場合、その配置やリーフの駆動方向、ボーラスの加工データ（例えばＮＣデータ）も直交座標方向（例えば、ｘ方向やｙ方向）であるため、３次元データの直交座標系表現は都合がよい。患部の形状に合わせて開口部の形状を生成するための形状データとリーフ駆動データ、あるいはボーラスの形状データと加工データとが一致するためである。

一方、本発明の各実施の形態にかかるボーラス６をビームの広がりに対して忠実に深さ分布を補償するように製作する場合、上述したように、ビーム軸Ｘ_Ｂに垂直な面方向での厚み（加工深さ）分布では、正確に表現できない場合がある。そのため、ボーラスを製作するためのデータは、基準点を中心とした角度で与えるのが望ましい。すなわち、ボーラスを板材から切削加工して製造するための形状データを、式（２）で説明したように、基準点を中心とした角度に対する長さで表現したい。

そこで、本発明の実施の形態６にかかる治療計画装置は、特殊な座標系で患部３次元データを表示するようにする。
具体的には、以下の定義（Ｄ１）に示す特殊座標系である。
［ψ_ａ，ψ_ｂ，ｒ_ｂ］ ・・・・・（Ｄ１）
ただし、ψ_ａはビーム軸Ｘ_Ｂに垂直で基準点ＣＰａを通る基準軸（Ａｓａ）を中心とするビームの偏向角度（式（２）のαに対応）であり、ψ_ｂはビーム軸Ｘ_Ｂと基準軸Ａ_ｓａに垂直で基準点ＣＰｂを通る基準軸（Ａ_ｓｂ）を中心とするビームの偏向角度（式（２）のβに対応）であり、ｒ_ｂは基準点ＣＰａ（あるいは基準軸Ａ_ｓｂ内の点）から当該照射ポイントＰまでの距離である。３次元空間内の任意の点は、上記３つの情報によってユニークに表すことができる。ただし、走査電磁石１ａ、１ｂの配置に応じて、基準点ＣＰａ及び基準点ＣＰｂは決めておく必要はある。

ここで、照射基準であるアイソセンタを、ｘｙｚ座標系の原点とし、基準点ＣＰａと基準点ＣＰｂそれぞれのｘｙｚ座標が、以下であったと仮定する。
基準点ＣＰａ：（０，０，−ｌ_ａ）
基準点ＣＰｂ：（０，０，−ｌ_ｂ）
そして、図１〜３で示したように、上流の走査電磁石１ａがｘ方向走査電磁石、下流の走査電磁石１ｂがｙ方向走査電磁石だと仮定する。このとき、ある点の座標が定義（Ｄ１）に示した特殊座標系で表した［ψ_ａ，ψ_ｂ，ｒ_ｂ］で与えられたとき、このある点のｘｙｚ座標は、それぞれ、以下の式（６）で表わされることになる。

ここで、式（６）中のRot_ｘ（ψ_ｂ）とRot_ｙ（ψ_ａ）を（Ｄ２）のように定義すれば、ある点のｘｙｚ座標は式（７）のように得られる。

逆に、ｘｙｚ座標系から特殊座標系を求める方法を、以下に示す。
ｌ_ｂは照射系に固有の与えられた値であるから、式（７）におけるｙとｚの関係から式（８）のようにψ_ｂを求めることができる。

また、ｌ_ａも照射系に固有の与えられた値であるから、さらに式（７）におけるｙとｚの関係から定義（Ｄ３）のように定義でき、
Λ：＝ｙ^２＋（ｚ＋ｌ_ｂ）^２＋（ｌ_ａ−ｌ_ｂ） ・・・（Ｄ３）
＝（ｌ_ａ―ｌ_ｂ＋ｒ_ｂ）cosψ_ａ
式（７）におけるｚの関係と定義（Ｄ３）より、式（９）によりψ_ａが求められる。

最後に、式（１０）により、ｒ_ｂを求めることができる。

上述した２連走査的なビームの広がりに対応した座標系［ψ_ａ，ψ_ｂ，ｒ_ｂ］を機能ａの段階から用いる、つまり、機能ａにおいて、あるいは機能ａを実行するための補助機能として、２連走査を想定した特殊な座標系への変換を行う座標変換機能を備えるようにした。

例えば、図１０は、本発明の実施の形態６にかかる治療計画装置の役割（ユニット）や機能（モジュール）の特徴的な部分をブロック図で表示したものである。図において、治療計画装置２０は、照射対象である患部の画像データから３次元データを生成する３次元データ生成ユニット２１と、生成した３次元データに基づいて、照射条件を設定する照射条件設定ユニット２２と、設定した照射条件を基に、ボーラスの形状データや製作用の加工データを生成するボーラスデータ生成ユニット２３とを備えている。なお、上述したように、これらのユニットやモジュールは、計算機内にソフトウエアによって形成されたものであるので、物理的にこのような部分が形成されていることを示すものではない。

そして、３次元データ生成ユニット２１は、機能ａとして画像データから患部や体形状などの３次元のデータを生成する３次元データ生成モジュール２１_Ｍ１と、生成した３次元データから２連走査を想定した定義（Ｄ１）で示す座標系［ψ_ａ，ψ_ｂ，ｒ_ｂ］のデータに変換する座標変換モジュール２１_Ｍ２と、変換したデータを基に機能ｂとして表示用データを生成する表示用データ生成モジュール２１_Ｍ３と、変換したデータを基に照射対象である患部と正常組織とを区別する照射対象分離モジュール２１_Ｍ４と、を備え、役割Ａとして、画像情報から定義（Ｄ１）で示す座標系による３次元データを生成する。

そして、照射条件生成ユニット２２は、定義（Ｄ１）で示す座標系による３次元データを基に、役割Ｂの機能ｄ，ｅとして、最適な照射条件を設定する。そして、ボーラスデータ生成ユニット２３は、役割Ｄの機能ｇを実現するため、少なくとも、設定した照射条件に基づき、患部ＩＳの深さＬ_ｋとボーラス６での経路長Ｌ_Ｂの和が式（２）を満たす関係となるように、ボーラスの形状（経路長分布データ）を設定する形状設定モジュール２３_Ｍ１と、設定した形状に基づき、ボーラスの加工データを生成する加工データ生成モジュール２３_Ｍ２と、を備えている。

これにより、３次元データ生成ユニット２１や照射条件設定ユニット２２において、照射位置を特定するための定義（Ｄ１）で示す座標系の３次元データを、少なくともビーム軸Ｘ_Ｂに垂直で基準点ＣＰａを通る基準軸（Ａ_ｓａ）を中心とするビームの偏向角度α（ψ_ａ）と、ビーム軸Ｘ_Ｂと基準軸Ａ_ｓａに垂直で基準点ＣＰｂを通る基準軸（Ａ_ｓｂ）を中心とするビームの偏向角度β（ψ_ｂ）および距離ｒ_ｂを用いて規定することになる。

そのため、式（２）における体表面ｆ_Ｋから目標照射位置Ｐまでの経路長Ｌ_Ｋは、同じα、β値に対する体表面ｆ_ｋのｒ_ｂの値と目標照射位置Ｐのｒ_ｂの値の差で得られる。同様にボーラスの透過経路長Ｌ_Ｂは、同じα、β値に対するボーラスの入射側の面のｒ_ｂの値と出射側の面のｒ_ｂの値の差で得られる。そして、軸角度が可変の加工装置を用いた場合は、得られたボーラスα、βに対応する経路長Ｌ_Ｂの分布に応じて切削深さを設定する事で得られる。

つまり、本発明の実施の形態６にかかる治療計画装置２０では、粒子ビームが２連走査的な広がりを生じる照射系に対して、正確に深さ分布を補償するボーラス６、２０６を用いた粒子線治療装置に対し、ボーラスを製作するための加工データを、治療計画装置２０内で入出力する３次元データをそのまま利用して生成することができる。一方、厚み分布で表記する必要がある場合は、ｘ，ｙ，ｚ座標に変換し、加工データもそれに基づいてｘ、ｙに対応する厚みｔ（ｚ方向）に応じて切削深さを設定する。

また、上述した座標系を用いた場合は、マルチリーフコリメータ５に関する駆動コードにおいても、照射条件設定ユニット２２で求めた最適な照射計画に応じた開口形状（透過形状ＳＰ）自身が、その形状を実現するための駆動コードとなる。したがって、２連走査的にビームが広がる照射系においてマルチリーフコリメータ５を最適に制御する駆動コードも容易に生成する事ができる。

以上のように、本実施の形態６にかかる治療計画装置２０によれば、被照射部ＩＳを含む照射対象の画像データから３次元データを生成する３次元データ生成ユニット２１と、生成した３次元データに基づいて、照射条件を設定する照射条件設定ユニット２２と、設定した照射条件を基に、上記各実施の形態にかかる粒子線治療装置におけるボーラス６の形状データを生成するボーラスデータ生成ユニット２３と、を備え、３次元データ生成ユニット２１は、前記３次元データを少なくとも上流側の電磁石１ａの走査による第１の傾きαと、他方の電磁石１ｂの走査による第２の傾きβとを用いて生成する、ように構成した。つまり、ビーム軸Ｘ_Ｂに垂直で基準点ＣＰａを通る基準軸Ａ_ｓａを中心とするビームの偏向角度ψ_ａと、ビーム軸Ｘ_Ｂと基準軸Ａ_ｓａに垂直で基準点ＣＰｂを通る基準軸（Ａ_ｓｂ）を中心とするビームの偏向角度ψ_ｂと、を用いて３次元データを生成するように構成した。そのため、照射対象である患部の深さを正確に補償するボーラスの形状データや加工データを、治療計画装置２０内で入出力する３次元データをそのまま利用して生成することができる。つまり、ボーラスデータ生成ユニット２３では、前記制御データを２つの偏向角度ψ_ａとψ_ｂと距離ｒ_ｂで規定できるので、粒子ビームが２連走査的な広がりを生じる照射系に対して、同じψ_ａ、ψ_ｂ値の組合せに対する単純な距離ｒ_ｂの差のみで正確な照射野に成形した荷電粒子ビームＢで照射することができる。

１ 照射ノズル（１ａ：ｘ方向（上流）走査電磁石、１ｂ：ｙ方向（下流）走査電磁石）、 ２ リッジフィルタ、 ３ レンジシフタ、 ４ リングコリメータ、 ５ マルチリーフコリメータ、 ６ ボーラス、
１０ 粒子線治療装置、 ２０ 治療計画装置、 ２１ ３次元データ生成ユニット、 ２２ 照射条件設定ユニット、 ２３ ボーラスデータ生成ユニット、
Ａ_ｓａ 上流走査電磁石の走査軸（第１の軸）（Ｅ_Ａｓ 仮想軸）、 Ａ_ｓｂ 下流走査電磁石の走査軸（第２の軸）、 ＣＰａ 第１の基準点、 ＣＰｂ 第２の基準点、 Ｆ_Ｂ 粒子ビームの線束（広がり）、 Ｌ_Ｂ ボーラス内の経路長、 Ｌ_ｋ 被照射部までの体内の経路長（体内深さ）、 ＰＳ 透過形状、 Ｒ 到達深度、 ＳＴ 粒子ビームの走査軌跡、 Ｔ_Ｂ 照射軌道、 Ｘ_Ｂ 粒子ビームのビーム軸（Ｅ_Ｘ ボーラスに入射するビームのビーム軸）、 α 第１の傾き、 β 第２の傾き、
百位の数字は実施形態による変形例を示す。

Claims (8)

1. 粒子線治療装置に設置され、粒子線のエネルギー分布を被照射部に応じて変調するためのボーラスであって、
   当該ボーラスより上流側で当該ボーラスに入射する粒子線のビーム軸上に、第１の基準点と、前記第１の基準点より下流側の第２の基準点とを定め、
   前記第１の基準点を起点とし、
   前記ビーム軸に垂直で前記第１の基準点を含む第１の軸、を中心とする前記ビーム軸に対する第１の傾きと、
   前記ビーム軸および前記第１の軸に垂直で前記第２の基準点を含む第２の軸、を中心とする前記ビーム軸に対する第２の傾きとで、
   当該ボーラスを透過して前記被照射部に至る粒子線の照射軌道を定義し、
   前記第１の傾きと前記第２の傾きとの組合せのうち所定範囲の組合せに対して、それぞれ定義した照射軌道における粒子線の当該ボーラス内での経路長が、前記被照射部より上流側の体表面から前記被照射部までの経路長を補償するように、当該ボーラスの形状が設定される、
   ことを特徴とするボーラス。
2. 前記第１の傾きをα、
   前記第２の傾きをβ、
   前記第１の傾きと前記第２の傾きの組合せで定義した照射軌道における粒子線の当該ボーラス内での経路長をＬ_Ｂ(α，β)、
   前記第１の傾きと前記第２の傾きの組合せで定義した照射軌道における粒子線の前記体表面から前記被照射部までの経路長をＬ_ｋ（α，β）、
   前記ボーラスに入射する粒子線のエネルギーに相当する到達深度をＲ、とすると、
   Ｌ_Ｂ（α，β）＋Ｌ_Ｋ（α，β）＝Ｒ の関係を満たすように、前記ボーラスの形状が設定される、
   ことを特徴とする請求項１に記載のボーラス。
3. 請求項１または２に記載のボーラスを製造する方法であって、
   前記第１の傾きと前記第２の傾きとの組合せのそれぞれに対して、前記体表面から前記被照射部までの経路長である体内深さデータを取得する工程と、
   前記取得した体内深さデータを補償するような経路長となるようにボーラスの形状を設定する工程と、
   前記設定したボーラスの形状に基づいて、ボーラスの加工データを生成する工程と、
   前記生成した加工データに基づいてボーラスを加工する工程と、
   を備えたことを特徴とするボーラスの製造方法。
4. 加速器から供給された粒子線の進行方向に沿って連なるとともに、それぞれ走査方向が異なる２つの電磁石で、前記粒子線を走査して照射野を拡大するように照射する照射ノズルと、
   前記照射ノズルから照射された粒子線中に配置された請求項１または２に記載のボーラスと、を備え、
   前記ボーラスは、当該ボーラスの形状を設定するための前記第１の軸が前記２つの電磁石のうちの上流側の電磁石の走査軸に一致するとともに、前記第２の軸が他方の電磁石の走査軸に一致するように配置されている、
   ことを特徴とする粒子線治療装置。
5. 前記照射ノズルは、スパイラルワブラ法により、前記照射野を拡大することを特徴とする請求項４に記載の粒子線治療装置。
6. 前記照射ノズルは、スキャニング法により、前記照射野を拡大することを特徴とする請求項４に記載の粒子線治療装置。
7. 前記２つの方向の走査のうちの一方の走査を、ビーム軸の方向を偏向する偏向電磁石で行い、前記偏向電磁石の走査軸を前記ボーラスに入射する粒子線のビーム軸上の一点を通るとみなして前記第１の軸または前記第２の軸と一致させたことを特徴とする請求項４に記載の粒子線治療装置。
8. 前記被照射部を含む照射対象の画像データから３次元データを生成する３次元データ生成ユニットと、
   生成した３次元データに基づいて、照射条件を設定する照射条件設定ユニットと、
   設定した照射条件を基に、請求項４ないし７のいずれか１項に記載の粒子線治療装置におけるボーラスの形状データを生成するボーラスデータ生成ユニットと、を備え、
   前記３次元データ生成ユニットは、前記３次元データを少なくとも前記上流側の電磁石の走査による前記第１の傾きと、前記他方の電磁石の走査による前記第２の傾きとを用いて生成する、
   ことを特徴とする治療計画装置。

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