JP7125047B2 - 粒子線治療システム - Google Patents

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Description

本発明は、炭素やヘリウム等の重粒子、陽子等の荷電粒子ビーム（以下、粒子線とも記載）を患部に照射する粒子線治療システムに関する。
照射領域へ予め定められた方向に荷電粒子ビームを照射するように構成された粒子線治療装置の一例として、特許文献１には、予め定められた方向に荷電粒子ビームを向けるように構成された荷電粒子ビーム源と、荷電粒子ビームの照射と同時に照射領域を含む画像化ボリューム内に磁場を発生する磁場発生手段とを備え、磁場発生手段は、照射領域への荷電粒子ビームの進入を可能にし、荷電粒子ビームの照射領域に均一な磁場を生じさせるように構成され、磁場は予め定められた方向にほぼ向けられることが記載されている。
また、非特許文献１には、患者の周りを回転するガントリーに搭載されたＭＲＩを用いて標的の位置を計測し、標的が予め決めた位置（出射許可範囲）にある場合に粒子線を照射するゲート照射を実施する粒子線治療装置について開示されている。
特表２００８－５４３４７１号公報
Bradley M. Oborn et al., "Future of medical physics: Real‐time MRI‐guided proton therapy", Med. Phys. 44(8) 2017
癌などの患者に粒子線を照射する方法が知られている。粒子線を照射する粒子線治療システムは、荷電粒子発生装置とビーム輸送系と治療室とを備えている。
特に、スキャニング照射法を用いる粒子線治療システムでは、加速器で生成・加速された粒子線はビーム輸送系を経て治療室の照射装置に達し、照射装置の走査電磁石により走査されて患者の体内で患部形状に適した線量分布を形成する。
ところで、患部などの照射標的が呼吸などで移動すると、予め計画した線量分布を形成することが難しくなる。
そこで、計画通りの線量分布を形成する方法として、上述した非特許文献１のような、患者の周りを回転するガントリーに搭載されたＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ：磁気共鳴画像）を用いて標的の位置を計測し、標的が予め決めた位置（出射許可範囲）にある場合に粒子線を照射するゲート照射を実施する粒子線治療システムがある。
しかしながら、非特許文献１に記載のようなＭＲＩを搭載したガントリーでは、磁力線がＭＲＩの外側の気中を通過するため、ＭＲＩの外側における磁場強度が強くなる。すなわち、大きな漏洩磁場をもつ。
一方、粒子線の位置と照射量を計測するための粒子線モニタは、その特性上、磁場の影響を受け易い。このため、大きな漏洩磁場のもとでは、粒子線モニタを患者の近くに設置することが困難になるという課題があった。
このような漏洩磁場を避けるために、特許文献１には、磁束を戻すための磁路としての鉄心を備えたＭＲＩを搭載した粒子線治療システムが開示されている。
このような構成では、磁束は主に鉄心を戻る構成になるために、上記の粒子線モニタをはじめとする、磁場の影響を受けやすい機器は配置しやすくなる。しかしながら、荷電粒子線が強磁場中を横切るために、その電磁力によりビーム軌道が影響を受けやすい、という課題があった。
上述の特許文献１では、これを回避するために、ＭＲＩ装置が発生する磁場の向きと、粒子線の入射方向とを平行にするための構造についても開示されている。しかしながら、その構造は複雑で、漏洩磁場は大きくなる課題があった。
本発明は、簡易な構造で、ＭＲＩ装置によって標的の位置を計測するとともに、粒子線モニタによって粒子線の位置と線量を高精度に評価することができる粒子線治療システムを提供する。
本発明は、上記課題を解決する手段を複数含んでいるが、その一例を挙げるならば、荷電粒子ビームを生成して出射する加速器と、前記荷電粒子ビームを照射標的に向けて照射する照射装置と、前記照射装置と共に回転するガントリーと、前記ガントリーと共に回転するＭＲＩ装置と、を備え、前記ＭＲＩ装置は、鉄心および磁束発生源である複数のコイルからなる磁気回路を有し、前記鉄心は、対向配置された２つの磁極と磁極同士を接続する部材で構成され、前記磁極のうち少なくとも１つは空洞を有しており、前記荷電粒子ビームを前記空洞を通過させて前記照射標的に照射することを特徴とする。
本発明によれば、簡易な構造で、ＭＲＩ装置によって標的の位置を計測するとともに、粒子線モニタによって粒子線の位置と線量を高精度に評価することができる。上記した以外の課題、構成および効果は、以下の実施例の説明により明らかにされる。
本発明の粒子線治療システムの全体概略構成を示す図である。 図１において開示される治療室の構造を例示する図である。 照射対象に単一の粒子線を照射した場合に得られる深さ方向の線量分布を示す図である。 照射対象に複数の粒子線を照射した場合に得られる深さ方向の線量分布を示す図である。 照射対象に粒子線を照射した場合に得られる横方向の線量分布を示す図である。 本発明の粒子線治療システムにおける、ガントリー奥にＭＲＩ装置を格納するための動作の途中状況を表す図である。 本発明の粒子線治療システムにおける、ガントリー奥にＭＲＩ装置が格納された状態を示す図である。 本発明の粒子線治療システムによって照射対象に粒子線を照射する手順を示したフローチャートである。 本発明の粒子線治療システムにおける、粒子線の照射制御の手順を示したフローチャートである。
本発明の粒子線治療システムの実施例について図１乃至図９を用いて説明する。
最初に、リターンヨークを備えたＭＲＩをガントリーに搭載した本実施例の粒子線治療システムについて、主に図１および図２を用いて説明する。
図１において、本実施例の粒子線治療システムは、加速器１、ビーム輸送系２、治療室１７および制御装置７を備える。
加速器１は、粒子線を生成して照射装置２１に対して出射する装置であり、イオン源３ａおよび前段荷電粒子ビーム加速装置であるライナック３ｂと、シンクロトロン４と、を有する。
シンクロトロン４は、偏向電磁石７ａ、高周波印加装置５、加速装置６を有する。
偏向電磁石７ａは、シンクロトロン４のビーム周回軌道上に配置されている。高周波印加装置５は、ビーム周回軌道に配置された高周波印加電極８および高周波印加電源９を備えており、高周波印加電極８と高周波印加電源９とはスイッチにより接続されている。加速装置６は、ビームの周回軌道に配置された高周波加速空洞６ａと、高周波加速空洞６ａに高周波電力を印加する高周波電源６ｂとを備えている。出射用デフレクタ１１がシンクロトロン４とビーム輸送系２を接続する。
ビーム輸送系２は、ビーム経路１２，四極電磁石，偏向電磁石１３，１４，１５，１６を有する。ビーム経路１２は、治療室１７内に設置された照射装置２１に接続される。
治療室１７内に略筒状のガントリー１８が設置されている。ガントリー１８には、ビーム輸送系２の一部である偏向電磁石１５，１６、粒子線を照射標的２６に向けて照射する照射装置２１、ＭＲＩ装置５０、Ｘ線発生装置３５、Ｘ線検出器３７が設置されている。ガントリー１８の内部には照射対象２５を設置するために、カウチ２４と呼ばれる治療用ベッドが設置されている。
図２に示すように、ガントリー１８は、モーター１８Ａにより回転可能な構造をしている。ガントリー１８の回転と共に偏向電磁石１５，１６と照射装置２１、ＭＲＩ装置５０、Ｘ線発生装置３５、およびＸ線検出器３７が回転する。このガントリー１８の回転および各機器がこの動きに連動することにより、照射対象２５の照射標的２６に対してガントリー１８の回転軸に垂直な平面内のいずれの方向からも粒子線を照射することができる。
ガントリー１８に備えられた照射装置２１は、走査電磁石３１，走査電磁石３２と粒子線モニタとを内部に有している。粒子線モニタは、位置モニタ３４と線量モニタ３３から構成される。
本実施の粒子線治療システム１００は、照射装置２１内に二台の走査電磁石３１，３２を備えている。これにより、ビーム進行方向と垂直な面内の二つの方向（Ｘ方向，Ｙ方向）にそれぞれ粒子線を偏向して、照射位置を変更する、いわゆるスキャニング照射を実施できるように構成されている。位置モニタ３４は、走査された粒子線の位置と粒子線の広がりを計測する。線量モニタ３３は、照射された粒子線の量を計測する。
ＭＲＩ装置５０は、図２に図示するように、ガントリー１８に設置されている。ＭＲＩ装置５０は、磁束発生源である複数のコイル６１により発生する磁束を鉄心６０により戻す方式のパッシブシールド式の磁石と、磁気共鳴現象を起こしかつその信号を収集するための傾斜磁場コイル６２ａや高周波送受信系６２ｂが格納される部材６２と、コイル６１や傾斜磁場コイル６２ａへの通電制御、高周波送受信系６２ｂの検出値からＭＲＩ画像を生成して制御装置７へ出力する処理部５１と、から構成される。
本実施例のＭＲＩ装置５０は、制御装置７側でＭＲＩ装置５０からの信号を用いないときや、ガントリー１８とともに回転する際や後述するガントリー１８内でＭＲＩ装置５０を退避移動させるときに、消磁可能に構成されている。
ここで、ＭＲＩ装置５０が発生する磁場は、粒子線のビーム軸と同じ方向（平行）に発生させるように設置されている。これにより、ＭＲＩ装置５０のコイル６１が生成する均一磁場内に照射標的２６が入るように照射対象２５が設置され、照射標的２６の周辺のＭＲＩ画像が撮影される。
ＭＲＩ装置５０の鉄心６０は、対向配置された２つの磁極６３Ａ，６３Ｂと、ガントリー１８の奥側で磁極６３Ａ，６３Ｂ同士を接続するリターンヨーク６４と、から構成される。このリターンヨーク６４と磁極６３Ａ，６３Ｂとが磁束の通過経路、すなわち磁気回路となる。
磁極６３Ａ，６３Ｂは同じ形状であり、また同じ材質で構成されている。
また、磁極６３Ａの中心には空洞６５Ａが形成されており、照射装置２１からの粒子線が磁極６３Ａの中心付近を通過できるように構成されている。図２では、照射装置２１が収まる大きさの空洞６５Ａが記載されているが、磁極６３Ａに設けられる空洞６５Ａは、最低でも走査されたビームが通過可能な大きさであればよい。
また、磁極６３Ｂの中心にも、磁極６３Ａに設けられた空洞６５Ａと同じ大きさ，形状の空洞６５Ｂが形成されており、上下の磁極６３Ａ，６３Ｂの対称性を高めてコイル６１が生成する磁場を高める。
なお、図２ではコイル６１により主たる磁束（静磁場）を発生することを意図して図示されているが、主磁束の発生源はコイル６１に限る必要はなく、たとえば、永久磁石によって主磁束が発生される構成であっても構わないことは自明である。
図２に示すように、Ｘ線発生装置３５とフラットパネル型のＸ線検出器３７とは、ＭＲＩ装置５０が生成するガントリー１８内の磁場の向きと垂直な方向にＸ線を発生させるように照射対象２５の両側に設置されている。Ｘ線発生装置３５は、透視用のＸ線を発生させる。Ｘ線検出器３７はＸ線発生装置３５から発生され、照射対象２５の照射標的２６の周辺を通過したＸ線の信号を検出する。
照射対象２５内には照射標的２６があり、粒子線を照射することで照射標的２６を覆うような線量分布を照射対象２５内に形成する。ここで癌などの治療の場合は、照射対象２５は人であり、照射標的２６は腫瘍である。
次に、本実施例の粒子線治療システム１００が備えている制御装置７について、図１を用いて説明する。
制御装置７は、記憶装置であるデータベース４２に接続されており、データベース４２は照射計画装置４１に接続されている。照射計画装置４１はＸ線ＣＴ装置４０および表示装置４３に接続されている。データベース４２には照射計画装置４１が作成した照射に必要なデータ（治療計画）が記録されている。
制御装置７は、また、加速器１、ビーム輸送系２、ガントリー１８、照射装置２１、ＭＲＩ装置５０、Ｘ線発生装置３５、Ｘ線検出器３７に接続されている。この制御装置７は、加速器１や照射装置２１、ビーム輸送系２、ＭＲＩ装置５０、Ｘ線発生装置３５、Ｘ線検出器３７を構成する各機器の動作を制御する装置である。また、制御装置７は、走査電磁石３１，３２の励磁量を出力し、照射装置２１内の各モニタによる検出値の入力を受けている。
本実施例の制御装置７は、特に、ＭＲＩ装置５０の処理部５１から定期的に取得するＭＲＩ画像の信号に基づき、粒子線の照射のＯＮ／ＯＦＦの制御を実行するとともに、照射前の位置合わせの際のカウチ２４の移動の制御を行う。
例えば、粒子線の照射中であれば、照射中に取得したリアルタイムの照射標的２６の３次元位置が予め定められた領域内に入っているか否かを判定し、領域内に入っていると判定されたときは出射用高周波印加指令信号を高周波印加装置５に対して出力し、領域内に入っていないと判定されたときは信号の出力を行わない。
また、照射前であれば、照射標的２６を治療計画時の照射位置に位置決めする際に取得されたＸ線透視画像あるいはＭＲＩ画像から照射標的２６と照射位置との差分を求め、カウチ２４の移動量を演算してカウチ２４を移動させる。
制御装置７や上述した処理部５１は、１または複数のプロセッサ、ＣＰＵ等で構成される。制御装置７や処理部５１による各機器の動作の制御は各種プログラムで実行される。このプログラムは制御装置７内の内部記録媒体や外部記録媒体、データベース４２に格納されており、ＣＰＵによって読み出され、実行される。
なお、制御装置７や処理部５１で実行される動作の制御処理は、１つのプログラムにまとめられていても、それぞれが複数のプログラムに別れていてもよく、それらの組み合わせでもよい。また、プログラムの一部または全ては専用ハードウェアで実現してもよく、モジュール化されていても良い。更には、各種プログラムは、プログラム配布サーバや記憶メディアによって各計算機にインストールされてもよい。
図３および図４を用いて、本実施例による粒子線治療システム１００における照射対象２５の表面を基準とした場合の照射標的２６の深さと粒子線のエネルギーとの関係について説明する。図３および図４は、横軸が照射標的２６の深さ、縦軸が粒子線の線量を示す図である。
図３は、単一エネルギーの粒子線が照射対象内に形成する線量分布を深さの関数として示している。図３におけるピークをブラッグピークと称する。ブラッグピークの位置は粒子線のエネルギーに依存する。そのため、粒子線のエネルギーを調整することでブラッグピークの位置を調整でき、照射標的２６の所望の深さに適切な線量の粒子線を照射することができる。
照射標的２６は深さ方向に厚みを持っているが、ブラッグピークは鋭いピークである。このため、いくつかのエネルギーの粒子線を適切な強度の割合で照射し、ブラッグピークを重ね合わせることで、図４に表すように深さ方向に照射標的２６と同じ厚みを持った一様な高線量領域（ＳＯＢＰ：ｓｐｒｅａｄ－ｏｕｔ Ｂｒａｇｇ ｐｅａｋ、拡大ブラッグピーク）を形成する。
図５を用いて、ビーム軸に垂直な方向（ＸＹ平面の方向）の照射標的２６の横方向の広がりと粒子線の関係について説明する。図５では、横軸に照射標的２６の横方向の広がりを、縦軸に照射スポットにおける線量を示す。ビーム軸に垂直な方向を横方向と呼ぶ。
粒子線は照射装置２１に達した後、互いに垂直に設置された二台の走査電磁石３１，３２によって走査されることで横方向の所望の位置へと到達する。粒子線の横方向の広がりはガウス分布形状で近似することができる。そのため、ガウス分布を等間隔で配置し、その間の距離をガウス分布の標準偏差程度にすることで、図５に示すように、足し合わされた分布は一様な領域を有するものとなる。このように配置されるガウス分布状の線量分布をスポットと呼ぶ。粒子線を走査して複数のスポットを等間隔に配置することで、図５に示すような横方向に一様な線量分布を形成することができる。
以上により、走査電磁石３１，３２による横方向へのビーム走査と、ビームエネルギー変更による深さ方向へのブラッグピークの移動により均一な照射野を形成することができる。なお、同一のエネルギーで照射され、走査電磁石３１，３２による粒子線の走査により横方向へ広がりを持つ照射野の単位をスライスと呼ぶ。
照射計画装置４１は、粒子線を照射標的２６に照射する前に、照射に必要な照射パラメータ、ガントリー角度および照射対象位置情報を決定する。照射パラメータは、スライス数Ｎと、Ｎ個のスライスデータと、により構成される。
ここで、スライスとは、同一のエネルギーで照射するスポットの集合を表す。スライスデータは、スライス番号ｉ、エネルギーＥｉ、スポット数ＮｉおよびＮｉ個のスポットデータを含む。スポットデータはスポット番号ｊ、照射位置（Ｘｉｊ，Ｙｉｊ）、目標照射量Ｄｉｊを含む。
これらの照射パラメータは次のように決定される。
予め照射対象２５をＸ線ＣＴ装置４０にて撮影する。Ｘ線ＣＴ装置４０は照射標的２６が周期的に動くときその動きの位相毎にＣＴ画像を作成する機能を備える。特に患者を撮影する場合、呼吸位相毎のＣＴ画像を取得できる。
Ｘ線ＣＴ装置は照射対象を撮影し、ｎ個の位相に対する照射対象２５のＣＴ画像を作成する。Ｘ線ＣＴ装置は作成したＣＴ画像を照射計画装置４１に送信する。
照射計画装置４１は、受け取った画像データを表示装置４３の画面上に表示する。オペレータは位相毎のＣＴ画像から基準となる位相のＣＴ画像を選択する。例えば呼吸による患部の移動を考える場合、呼気位相を選択する。オペレータが選択したＣＴ画像上で照射標的２６を覆うように照射したい領域を指定する。
照射計画装置４１は、指定された領域に線量分布を形成できるような照射対象の設置位置、ガントリー角度、照射パラメータを求めて決定する。すなわち、照射計画装置４１は、オペレータが入力した照射対象情報に基づいて照射対象設置位置とガントリー照射角度を決定後、照射標的２６（患部）を深さ方向の複数のスライスに分割し、必要となるスライス数Ｎを決定する。
照射計画装置４１は、照射対象設置位置に照射対象を設置したとき、Ｘ線検出器３７に投影される画像を計算し、それを照射対象位置情報とする。
また、照射計画装置４１はそれぞれのスライス（スライス番号ｉ）の深さに応じた照射に適したイオンビームのエネルギーＥｉを求める。照射計画装置４１は、さらに、各スライスの形状に応じてイオンビームを照射する照射スポットの数Ｎｉ，スポット番号ｊ，各スポットの照射位置（Ｘｉｊ，Ｙｉｊ），各スポットの目標照射量ＤｉｊをＭＲＩ装置５０が生成する磁場分布を考慮して決定する。
照射計画装置４１は、決定した各値により照射対象を照射したときの線量分布をＭＲＩ装置５０の磁場を考慮して求め、求めた線量分布を表示装置４３に表示する。
こうして作成するデータはガントリー１８の回転角度の数だけ作成される。作成された照射パラメータ、ガントリー角度および照射対象位置情報はデータベース４２へ送信され、記録される。
ここで、粒子線モニタ（線量モニタ３３や位置モニタ３４）は、上述のように、その仕様上、磁場の影響を受けやすい。
粒子線モニタは、平行平板型の電極を備えており、電極の両側に電圧がかかっている。この粒子線モニタの電極中を粒子線が通過することで、平行平板間に存在している気体が電離される。電離された電子とイオンが電場によって移動し、両電極で収集される。
線量モニタ３３ではひとつの電極で信号を収集し、位置モニタ３４では電極が複数に分かれた構造をしている。
これらの粒子線モニタが磁場内に設置されると、電離された電子とイオンが磁場の影響を受けて電極への経路が変化する。そのため、経路変更に伴う補正が必要となる、或いは、最悪の場合は電極で電子とイオンが収集できなくなる可能性がある。
そこで、本実施例のように、リターンヨーク６４を用いることで、ＭＲＩ装置５０の周囲の磁場強度を下げることができ、粒子線モニタを照射対象２５の近くに設置することができるようになる。このように照射対象２５の近くで計測するほど、照射対象２５の照射標的２６に達した粒子線の位置と量を精度よく計測することができる。
また、同様に、Ｘ線発生装置３５も、その仕様上、磁場の影響を受けやすい。具体的には、Ｘ線発生装置３５は内部で電子線を発生し、その電子線をターゲットに衝突させることでＸ線を発生させている。そのため、磁場中に置かれると電子線の軌道が曲がるため、ターゲットに電子線を衝突させることができない。
そこで、本実施例のようなリターンヨーク６４を用いることで、Ｘ線発生装置３５の周囲の磁場強度を低減することができる。また、Ｘ線発生装置３５を用いた位置決めの後にＭＲＩ装置５０の磁場を励磁することで、磁場のない状態でＸ線発生装置３５によりＸ線透視画像を取得することができる。
このようなケースにおいて照射標的２６に着目した場合、狭い撮像領域においても照射標的２６を撮像することができるが、照射標的２６の周囲の構造については計測を十分に行うことが難しい場合がある。しかし、Ｘ線発生装置３５を備えていることで、治療前に照射対象２５の体表から照射標的２６に至るまでの周囲の構造も確認することができるため、ＭＲＩ装置５０を小型化することができる。
また、ＭＲＩ装置５０は、ガントリー１８の奥の方向に移動する構成とすることで、必要な場合にのみＭＲＩ装置５０を使用するような運用が可能となる。
ＭＲＩ装置５０を用いる場合は、照射標的近傍の画像が取得できる、との利点を有する。しかし、この反面、磁極６３Ａの中心部の空洞６５Ａの大きさにより粒子線の照射野が制限される、との問題が生じる。
そのため、ＭＲＩ装置５０が不要な場合には、ＭＲＩ装置５０をガントリー１８の回転軸方向の奥側に退避させることで、大きな粒子線の照射野も併せて実現することができる。
このような退避動作に一例について図６および図７を用いて説明する。
図２に示した照射室の構成では、照射装置２１はＭＲＩ装置５０に一部挿入されている状態で運転される。そこで、まず、図６に示すように、照射装置２１をＭＲＩ装置５０から引き抜く。そののち、ＭＲＩ装置５０をガントリー１８の奥に引き込む。
ＭＲＩ装置５０をガントリー１８の奥に引き込んだあとは、図７に示すように、再び照射装置２１の位置を戻す。このような構造，動作により、ＭＲＩ装置５０は、不必要な場合にガントリー１８から撤去することで、粒子線の照射野を広げることが可能である。
この図６，図７に示すようなＭＲＩ装置５０の退避動作は、ＭＲＩ装置５０の磁極６３Ａ，６３Ｂの外側の面に複数の車輪７２Ａ，７２Ｂを設けて、車輪７２Ａ，７２Ｂをモーター７４Ａ，７４Ｂによって駆動させてレール７０Ａ，７０Ｂ上を走らせることによって行うが、これに限定されるものではない。
また、照射装置２１の退避動作は、照射装置２１に複数の車輪７２Ｃを設けて、車輪７２Ｃをモーター７４Ｃによって駆動させてレール７０Ｃ上を走らせることによって行うが、これに限定されるものではない。
また、照射装置２１内は、粒子線の広がりを抑えるために、粒子線モニタの直前まで真空となっており、粒子線モニタの下流には真空窓が配置されている。粒子線モニタは照射対象に近いほうが高精度に粒子線を照射することができ、真空領域が患者に近いほど細い粒子線を照射することができる。粒子線が細いほど、照射標的２６に集中して粒子線を照射することができる。
そこで、ＭＲＩ装置５０の磁極６３Ａ，６３Ｂの中心部でできるだけ照射対象の近くまで粒子線モニタと真空を近づけることが好ましい。
また、ＭＲＩ装置５０がガントリー１８の奥に移動する場合の干渉を避けるため、真空窓と粒子線モニタは、粒子線のビーム軸方向に移動できる構造とすることが好ましい。
＜照射手順＞
照射対象２５が患者である場合に、照射計画装置４１により作成した照射パラメータ、照射対象設置情報およびガントリー角度を使用して、患部である照射標的２６に対して線量分布を形成する手順について、図８を用いて説明する。図８は二つの方向から粒子線を照射する場合の例である。
図８において、最初に、治療室１７に患者が入室し、一連の治療を開始する（ステップＳ１０１）。次いで、患者はガントリー１８の外側でカウチ２４上に固定され（ステップＳ１０２）、その後、カウチ２４をガントリー１８の内部へ移動させる。
次いで、Ｘ線発生装置３５およびＸ線検出器３７を用いた位置決めを実施する（ステップＳ１０３）。位置決めでは、Ｘ線発生装置３５を用いて、好ましくは直交する２方向のＸ線透視画像を取得する。２方向から取得するため、例えば、最初に水平方向のＸ線透視画像を取得し、ガントリー１８を９０度回転させた後、垂直方向のＸ線透視画像を取得する。
こうして得られたＸ線透視画像とデータベース４２に記録された照射対象設置情報の画像とを比較して、計画した位置に患者が設置されるようにカウチ２４を移動させる。
なお、撮像領域が大きい場合は、本ステップＳ１０３では、Ｘ線による位置決めの代わりに、ＭＲＩ装置５０を用いて代替することもできる。この場合、後述するステップＳ１０４と本ステップＳ１０３との順序を入れ替える。
また、Ｘ線発生装置３５とＸ線検出器３７との相対位置を変えない状態で、同じ速度で回転させながら透視画像を取得することで多数の方向からの透視画像を取得し、その透視画像からコーンビームＣＴ画像を再構成することもできる。コーンビームＣＴ画像と照射対象設置情報の画像を比較して患者の設置位置を決定することでより高精度な位置決めが可能である。
次いで、ＭＲＩ装置５０を励磁し（ステップＳ１０４）、最初に粒子線を照射する方向に合わせてガントリー１８をＭＲＩ装置５０ごと回転させる（ステップＳ１０５）。
次いで、粒子線を照射する（ステップＳ１０６）。粒子線の照射フローについては後述する。
粒子線の照射が完了すると、次いで照射方向を変更し（ステップＳ１０７）、再度粒子線を照射する（ステップＳ１０８）。
粒子線の照射が完了すると、ＭＲＩ装置５０の磁場を消磁し（ステップＳ１０９）、カウチ２４をガントリー１８から引き出す。患者はカウチ２４から降りて治療室１７から退出して、照射が終了する（ステップＳ１１０）。
次に、上述のステップＳ１０６，ステップＳ１０８の粒子線の照射における制御装置７の動作について図９を用いて説明する。
前提として、オペレータが制御装置７に接続されたコンソール上の照射準備開始ボタンを押す。
制御装置７は、照射準備開始ボタンが押下されたことを認識したときは、データベース４２から照射対象設置情報を受信し、指定されたエネルギーの粒子線を出射するための各電磁石の励磁パターンを準備する。また、照射制御として、照射パラメータを設定し、照射位置とエネルギーから求めた励磁電流値を走査電磁石電源に対して出力する。
図９において、最初に、エネルギー番号ｉ＝１、スポット番号ｊ＝１のスポットから照射を開始する（ステップＳ２０１）。具体的には、制御装置７は、加速器１を制御して、エネルギー番号ｉ＝１のエネルギーＥ１に粒子線を加速する。また、制御装置７は、ＭＲＩ装置５０から一定周期でＭＲＩ画像を取得し、取得した画像から照射標的２６の位置（標的座標）を算出する。
次いで、制御装置７は、イオン源３ａ、ライナック３ｂ、シンクロトロン４を制御して粒子線を加速する（ステップＳ２０２）。具体的には、イオン源３ａで発生させた粒子線をライナック３ｂに導入し、ライナック３ｂによりシンクロトロン４に入射させるのに適したエネルギーまで加速し、シンクロトロン４へ入射させる。シンクロトロン４へ入射された粒子線は、シンクロトロン４の周回軌道を周回しながら、加速装置６を通過するたびに高周波が印加されて第一のスライス番号を照射するためのエネルギーＥ１まで加速される。
次いで、制御装置７は、スポットの照射準備を実施する（ステップＳ２０３）。具体的には、制御装置７は走査電磁石電源を制御して、ｉ＝１，ｊ＝１の照射位置に対応するように走査電磁石３１，３２を励磁する。
次に、制御装置７は、ＭＲＩ画像から求めた照射標的２６の３次元位置が、照射計画装置４１で照射パラメータを作成したときの位置に一致する、又は近づいたか否かを判定し、近づいたと判定されたときに粒子線の照射を開始する（Ｓ２０４）。一致しない、もしくは近づいていないと判定されたときには、一定時間の経過後に再度本ステップＳ２０４を実行する。
具体的には、制御装置７は、高周波印加装置５を制御して、シンクロトロン４内を周回する粒子線に対して高周波を印加する。高周波が印加された粒子線は出射用デフレクタ１１を通過し、ビーム経路１２を通過して治療室１７内の照射装置２１に達する。粒子線は照射装置２１内の走査電磁石３１，３２により走査され、位置モニタ３４および線量モニタ３３を通過した後、照射対象２５内に到達し照射標的２６に線量を付与する。
照射標的２６に到達した粒子線の量は線量モニタ３３で検出される。制御装置７は線量モニタ３３からの信号のカウントと照射パラメータに記載されたｉ＝１，ｊ＝１の目標照射量を比較し、カウントが目標照射量に達すると出射の停止を開始する。その後、制御装置７は、高周波印加装置５を制御して高周波の印加を停止し、出射を停止する。また、制御装置７は、位置モニタ３４が計測した位置と照射パラメータに記載された位置の差が予め設定された閾値以下であることを確認する。
その後、制御装置７は、同一スライスのスポットに照射が完了していないスポットがあるか否かを判定する（ステップＳ２０５）。本ステップでは、スポット番号ｊがｊ＜Ｎｉの場合は照射が完了していないスポットが存在することから、ｊ＋１番目のスポットを照射するために処理をステップＳ２０３に戻す。これに対し、同一スライスのスポットを全て照射したと判定された場合、すなわちｊ＝Ｎｉの場合は、処理をステップＳ２０６に進める。
その後、制御装置７は粒子線を減速させ（ステップＳ２０６）、ライナック３ｂから新たな粒子線を入射できる状態にさせて待機させる。
次いで、制御装置７は、照射が完了していないレイヤーがあるか否かを判定する（ステップＳ２０７）。本ステップでは、照射が完了していないレイヤーが存在する場合、すなわちｉ＜Ｎであると判定されたときは、ｉ＋１番目のレイヤーを照射するため、制御装置７は、処理をステップＳ２０２に戻す。これに対し、全てのレイヤーの照射が完了したと判定された場合、すなわちｉ＝Ｎの場合は、制御装置７は、ステップＳ２０８に処理を進め、照射を完了させる（ステップＳ２０８）。
以上の手順により実施される照射により、照射標的２６に集中して粒子線を照射することができる。
次に、本実施例の効果について説明する。
上述した本実施例の粒子線治療システム１００は、粒子線を生成して出射する加速器１と、粒子線を照射標的２６に向けて照射する照射装置２１と、照射装置２１と共に回転するガントリー１８と、ガントリー１８と共に回転するＭＲＩ装置５０と、を備え、ＭＲＩ装置５０は、鉄心６０および磁束発生源である複数のコイル６１からなる磁気回路を有し、鉄心６０は、対向配置された２つの磁極６３Ａ，６３Ｂと磁極６３Ａ，６３Ｂ同士を接続するリターンヨーク６４で構成され、磁極６３Ａ，６３Ｂは空洞６５Ａ，６５Ｂを有しており、粒子線を空洞６５Ａを通過させて照射標的２６に照射するする。
これにより、磁力線の経路が鉄心６０内を通過することから、ＭＲＩ装置５０の外側での磁場強度を低減することができ、線量モニタ３３や位置モニタ３４を照射対象２５の近くに設置することができる。このため、複雑な構造を採用することなく、粒子線照射中にＭＲＩ装置５０によってリアルタイムで照射標的２６の３次元位置が計測できる。また、粒子線モニタにより高精度に粒子線の位置と照射量を計測しつつ、空洞６５Ａを介して任意の角度から粒子線を高精度に照射することができる。
また、本実施例のような構成によりＭＲＩ装置５０に起因する磁場の領域を必要最小限にすることで、照射計画装置４１が磁場を考慮する領域を最小にすることができる。すなわち、ＭＲＩ装置５０に起因する磁場が粒子線の経路に及ぼす影響は、照射計画装置４１による線量分布の計算時に考慮される必要がある。磁場の領域が小さければ、照射計画装置４１が磁場を考慮する領域を最小限にすることができ、治療計画の計算に要する時間を短縮し、計算用メモリ使用量を削減することができる。
更に、ＭＲＩ画像を用いて粒子線照射中の照射標的２６を撮影することができ、照射標的２６の位置だけでなく、照射標的２６の形状も計測することができる。形状の変化まで計測できることで、高精度に粒子線を照射することができる、との効果が得られる。
その上、ＭＲＩ装置５０による画像を用いることで、照射対象２５の体形変化など照射毎の照射対象の変化を計測することができる。ＭＲＩ画像を用いて治療計画の再作成を実施するアダプティブ治療用に、上述のＭＲＩ装置５０で撮影した画像を用いることもできる。なお、ＭＲＩ画像は、粒子線照射前に撮像したものであっても、照射中に撮像したものであってもどちらでもよい。
また、ＭＲＩ装置５０からの信号に基づき、粒子線の照射のＯＮ／ＯＦＦを制御する制御装置７を更に備えたため、照射標的２６が移動する場合においても、照射標的２６に対して高精度に粒子線を照射することができる。
更に、ＭＲＩ装置５０からの信号に基づき、粒子線の照射前の位置合わせを行う制御装置７を更に備えたことで、照射標的２６を照射位置に高精度に位置決めすることができ、粒子線の照射精度をより向上させることができる。
また、粒子線の進行方向とＭＲＩ装置５０が生成する磁場の向きとが平行であることにより、粒子線を磁場と平行に入射させることができる。このため、ビーム軌道を磁場の影響を受けにくい構成とすることができ、粒子線の照射精度を更に向上させることができる。
更に、照射標的２６を透視するＸ線を発生させるＸ線発生装置３５と、Ｘ線発生装置３５で発生させたＸ線を検出するＸ線検出器３７を更に備えたことで、ＭＲＩ装置５０をより小型にでき、ガントリー１８のサイズを小さくすることができる。なお、ＭＲＩ装置５０を小さくすると、ＭＲＩ装置５０による均一磁場を形成できる領域が小さくなり、撮像領域が小さくなるため、Ｘ線発生装置３５とＸ線検出器３７とによりカウチ２４の位置決めを行うことが望ましい。
また、Ｘ線発生装置３５とＸ線検出器３７とを結ぶ直線は、ＭＲＩ装置５０が生成する磁場の向きと直交することにより、磁場の影響を受けやすいＸ線発生装置３５周囲の磁場強度を低減することができる。これにより、Ｘ線発生装置３５とＸ線検出器３７とによる照射標的２６の位置検出を高精度に実行することができる。
また、ＭＲＩ装置５０の励磁タイミングをＸ線発生装置３５の使用後とすることで、磁場のない状態でＸ線発生装置３５によりＸ線透視画像を取得することができる。
更に、ＭＲＩ装置５０は、ガントリー１８の回転軸の方向に移動できることで、大きな粒子線の照射野を実現するとともに、粒子線の高精度な照射の両立を一つのシステムで実現することができる。
また、ＭＲＩ装置５０は、ＭＲＩ装置５０からの信号を用いないとき、またはガントリー１８内で移動するときに、消磁できることにより、必要なタイミングのみでＭＲＩ装置５０を励磁して、不要なときは消磁することができ、磁場の影響をより低減することができる。
更に、対向配置された磁極６３Ａ，６３Ｂは、同じ位置に同じ形状の空洞６５Ａ，６５Ｂを有していることで、上下の磁極６３Ａ，６３Ｂの対称性を高めてコイル６１が生成する磁場を高精度化することができる。
また、照射装置２１はスキャニング照射できることにより、照射標的２６に対して高精度に粒子線を照射することができる。
＜その他＞
なお、本発明は上記の実施例に限られず、種々の変形、応用が可能なものである。上述した実施例は本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されない。
例えば、上述の実施例の構成では、粒子線の照射方向とＭＲＩ装置５０が生成する主磁場の方向とが平行（同じ方向を向いている）の場合について説明したが、この二つの方向は厳密に平行である必要はなく、±１０°のずれは許容可能である。また、平行である必要は必ずしもなく、直交する体系や直交でも平行でもない体系でも同様に本実施例が可能である。
同様に、Ｘ線発生装置３５およびＸ線検出器３７を結ぶ直線と粒子線の照射方向とが直交している場合について説明したが、この二つの方向は厳密に直交である必要はなく、９０°±１０°のずれは許容可能である。また、直交である必要も必ずしもなく、平行する体系等でも同様に本実施例が可能である。
また、上述の実施例では、鉄心６０が備えるリターンヨーク６４をガントリー１８の奥側に配置した例を用いて説明したが、必ずしもこの配置でなければならないわけではない。
例えば、リターンヨーク６４がガントリー１８の床面や天井面に配置されたものとすることができる。これに合わせて、ビーム入射方向やＸ線発生装置用の空間を各々本発明の趣旨に沿って配置し直すことができる。
また、照射方法として走査電磁石３１，３２を用いるスキャニング方式の場合について説明したが、ワブラー法や二重散乱体法など粒子線の分布を広げた後、コリメータやボーラスを用いて照射標的２６の形状に合わせた線量分布を形成する照射法にも本発明を適用することができる。
また、照射標的２６が狙った位置に来たときのみ粒子線を照射するゲート照射について説明したが、照射標的２６の位置に合わせて走査電磁石の励磁量を変更する追尾照射を実施することもできる。また、ゲート照射と追尾照射を組み合わせることも可能である。
また、上述の実施例では、スポット毎に粒子線の出射を停止するスポットスキャニングを例に説明したが、粒子線の出射を停止しないラスタースキャニングおよびラインスキャニングにも適用することができる。
また、ＭＲＩ装置５０によって照射標的２６を直接検出する場合について説明したが、照射標的２６の位置の代わりに、照射標的２６の近くの代替物や予め埋め込んだマーカーを検出して照射標的２６の位置を間接的に検出することもできる。
また、加速器はシンクロトロンを例に説明したがサイクロトロンやシンクロサイクロトロンなどの他の種類の加速器を用いることができる。サイクロトロンの場合、出射はサイクロトロンからビーム輸送系へ向けてビームが出ることを表す。
また、ビーム輸送系を設けずに、加速器から照射装置へ粒子線を直接輸送することができる。
１…加速器
７…制御装置
１７…治療室
１８…ガントリー
１８Ａ…モーター
２１…照射装置
２４…カウチ
２５…照射対象
２６…照射標的
３１，３２…走査電磁石
３３…線量モニタ
３４…位置モニタ
３５…Ｘ線発生装置
３７…Ｘ線検出器
４０…Ｘ線ＣＴ装置
４１…照射計画装置
４２…データベース
５０…ＭＲＩ装置
５１…処理部
６０…鉄心
６１…コイル
６２…部材
６２ａ…傾斜磁場コイル
６２ｂ…高周波送受信系
６３Ａ，６３Ｂ…磁極
６４…リターンヨーク（部材）
６５Ａ，６５Ｂ…空洞
７０Ａ，７０Ｂ，７０Ｃ…レール
７２Ａ，７２Ｂ，７２Ｃ…車輪
７４Ａ，７４Ｂ，７４Ｃ…モーター
１００…粒子線治療システム

Claims (12)

  1. 荷電粒子ビームを生成して出射する加速器と、
    前記荷電粒子ビームを照射標的に向けて照射する照射装置と、
    前記照射装置と共に回転するガントリーと、
    前記ガントリーと共に回転するＭＲＩ装置と、を備え、
    前記ＭＲＩ装置は、鉄心および磁束発生源である複数のコイルからなる磁気回路を有し、
    前記鉄心は、対向配置された２つの磁極と磁極同士を接続する部材で構成され、
    前記磁極のうち少なくとも１つは空洞を有しており、
    前記荷電粒子ビームを前記空洞を通過させて前記照射標的に照射し、
    前記ＭＲＩ装置は、前記ガントリーの回転軸の方向に移動できる
    ことを特徴とする粒子線治療システム。
  2. 荷電粒子ビームを生成して出射する加速器と、
    前記荷電粒子ビームを照射標的に向けて照射する照射装置と、
    前記照射装置と共に回転するガントリーと、
    前記ガントリーと共に回転するＭＲＩ装置と、を備え、
    前記ＭＲＩ装置は、鉄心および磁束発生源である複数のコイルからなる磁気回路を有し、
    前記鉄心は、対向配置された２つの磁極と磁極同士を接続する部材を有し、
    前記ＭＲＩ装置は、前記ガントリーの回転軸の方向に移動できる
    ことを特徴とする粒子線治療システム。
  3. 請求項１または２に記載の粒子線治療システムにおいて、
    前記ＭＲＩ装置からの信号に基づき、前記荷電粒子ビームの照射のＯＮ／ＯＦＦを制御する制御装置を更に備えた
    ことを特徴とする粒子線治療システム。
  4. 請求項１または２に記載の粒子線治療システムにおいて、
    前記ＭＲＩ装置からの信号に基づき、前記荷電粒子ビームの照射前の位置合わせを行う制御装置を更に備えた
    ことを特徴とする粒子線治療システム。
  5. 請求項１または２に記載の粒子線治療システムにおいて、
    前記荷電粒子ビームの進行方向と前記ＭＲＩ装置が生成する磁場の向きとが平行である
    ことを特徴とする粒子線治療システム。
  6. 請求項１または２に記載の粒子線治療システムにおいて、
    前記照射標的を透視するＸ線を発生させるＸ線発生装置と、前記Ｘ線発生装置で発生させた前記Ｘ線を検出するＸ線検出器を更に備えた
    ことを特徴とする粒子線治療システム。
  7. 請求項６に記載の粒子線治療システムにおいて、
    前記Ｘ線発生装置と前記Ｘ線検出器とを結ぶ直線は、前記ＭＲＩ装置が生成する磁場の向きと直交する
    ことを特徴とする粒子線治療システム。
  8. 請求項６に記載の粒子線治療システムにおいて、
    前記ＭＲＩ装置の励磁タイミングを前記Ｘ線発生装置の使用後とする
    ことを特徴とする粒子線治療システム。
  9. 請求項１または２に記載の粒子線治療システムにおいて、
    前記ＭＲＩ装置は、前記ＭＲＩ装置からの信号を用いないとき、または前記ガントリー内で移動するとき、消磁できる
    ことを特徴とする粒子線治療システム。
  10. 請求項１に記載の粒子線治療システムにおいて、
    前記対向配置された磁極は、同じ位置に同じ形状の前記空洞を有している
    ことを特徴とする粒子線治療システム。
  11. 請求項１または２に記載の粒子線治療システムにおいて、
    前記加速器はシンクロトロン、サイクロトロン、シンクロサイクロトロンのいずれかである
    ことを特徴とする粒子線治療システム。
  12. 請求項１または２に記載の粒子線治療システムにおいて、
    前記照射装置はスキャニング照射できる
    ことを特徴とする粒子線治療システム。
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