JP7220403B2 - 粒子線治療システム、計測粒子線ｃｔ画像生成方法、およびｃｔ画像生成プログラム - Google Patents

Description

本発明は、粒子線をがん患部に照射することでがん治療を行うための粒子線治療システム、および粒子線治療を行う際に用いる計測粒子線ＣＴ画像を生成するための方法やプログラムに関する。

陽子コンピュータ断層撮影に関連する技術の一例として、特許文献１には、陽子の検出は、各陽子についてオブジェクトの前及び後のトラック情報をもたらすことができ、それによってオブジェクト内での各陽子の、可能性が高い経路を求めることが可能になる、と記載されている。

特許５７２６９１０号

粒子線治療では、Ｘ線ＣＴ画像に基づき、患者ごとに粒子線の照射方向やエネルギー、照射量などの設定値を保存した治療計画データを作成する。その際、Ｘ線ＣＴ画像のＣＴ値から水等価厚に変換して粒子線の照射方法を決定するが、変換に伴って粒子線の深さ方向に誤差が発生することが知られている。

この誤差を担保するために、照射領域のマージンを拡大することが考えられるが、これでは良い線量分布が得られない場合がある。また、特許文献１には、治療に用いる粒子線を用いて、直接、阻止能比分布を計測する方法が公開されている。なお、本発明においては、阻止能比とは水の阻止能に対する計測対象の阻止能の比を意味する。

ここで、治療に用いる粒子線（以下、治療ビーム）で阻止能比分布を計測する場合、計測対象を透過するエネルギーのビームが必要となる。しかし、このためには治療ビームに必要な粒子線より大きなエネルギーを加速できる加速器が必要となり、装置が大型化する、との課題がある。

また、炭素線を治療ビームに用いる装置において、治療ビームより軽いイオン種である陽子線（以下、計測ビーム）でＣＴ撮像する場合、装置を大型化することなく計測対象を透過するエネルギーのビームを加速することはできるが、計測ビームに対する阻止能比分布から治療ビームに対する阻止能比分布への変換時に誤差が生じる可能性ある。

このような課題に対して、本発明は、治療装置を大型化することなく、高精度な阻止能比分布の計測が可能な粒子線治療システム、計測粒子線ＣＴ画像生成方法、およびＣＴ画像生成プログラムを提供することを目的とする。

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、被照射体の照射対象に対して荷電粒子線を照射する粒子線治療システムであって、前記荷電粒子線として、第１荷電粒子線と、前記第１荷電粒子線とは粒子の種類が異なる第２荷電粒子線とを照射可能であり、前記第１荷電粒子線および前記第２荷電粒子線を加速する加速器と、前記加速器で加速された前記第１荷電粒子線あるいは前記第２荷電粒子線を前記照射対象に照射する照射装置と、前記被照射体を挟んで対向する位置に配置され、前記第１荷電粒子線のエネルギーを計測するモニタと、前記モニタによって計測されたエネルギーに基づいて前記被照射体の前記第１荷電粒子線に対する第１阻止能比分布を求め、前記第１阻止能比分布に基づいて前記第２荷電粒子線に対する第２阻止能比分布を演算する粒子線ＣＴ画像生成装置と、を備え、前記第１荷電粒子線と前記第２荷電粒子線との組み合わせは、前記第１荷電粒子線が陽子線で前記第２荷電粒子線がヘリウム線の組み合わせ、または、前記第１荷電粒子線がヘリウム線で前記第２荷電粒子線が炭素線である組み合わせ、のいずれかである、ことを特徴とする。

本発明によれば、治療装置を大型化することなく、高精度な阻止能比分布の計測が可能となる。上記した以外の課題、構成および効果は、以下の実施形態の説明により明らかにされる。

本発明の実施形態１の粒子線治療システムの全体構成を示す図である。 実施形態１の粒子線治療システムの照射ノズルの概略を示す図である。 実施形態１の粒子線治療システムによる治療計画作成用の計測粒子線ＣＴ画像作成のフローチャートを示す図である。 本発明の実施形態２の粒子線治療システムにおける阻止能比分布の計測方法の概略を示す模式図である。

以下に本発明の粒子線治療システム、計測粒子線ＣＴ画像生成方法、およびＣＴ画像生成プログラムの実施形態を、図面を用いて説明する。

＜実施形態１＞
本発明の粒子線治療システム、計測粒子線ＣＴ画像生成方法、およびＣＴ画像生成プログラムの実施形態１について図１乃至図３を用いて説明する。

最初に、粒子線治療システムの全体構成について図１を用いて説明する。図１は本実施形態の粒子線治療システムの全体構成を示す図である。

粒子線治療システム１００は、患者５の患部５１に対して荷電粒子線（以下、ビーム９０、あるいは治療ビーム９０Ａ（図２参照）、計測ビーム９０Ｂ（図２参照））を照射するためのシステムであり、図１に示すように、加速器２０と、ビーム輸送系３０と、照射ノズル４０と、治療台５０と、全体制御装置１１と、加速器・ビーム輸送系制御装置１２と、照射ノズル制御装置１３と、残飛程計測装置８１と、計測粒子線ＣＴ画像作成装置８０と、を備えている。

加速器２０は、ビーム９０を生成、加速する装置であり、入射器２１、シンクロトロン加速器２２、イオン源２３Ａ，２３Ｂを備える。

イオン源２３Ａは治療に用いる治療ビーム９０Ａの元となるイオンを生成する。これに対し、イオン源２３Ｂは計測に用いる計測ビーム９０Ｂの元となるイオンを生成する。

本発明では、具体的には、イオン源２３Ａは治療ビーム９０Ａの元としてヘリウムイオンを生成する。この場合、イオン源２３Ｂは計測ビーム９０Ｂの元として陽子を生成する。若しくは、イオン源２３Ａは治療ビーム９０Ａの元として炭素イオンを生成する。この場合、イオン源２３Ｂは計測ビーム９０Ｂの元としてヘリウムイオンを生成する。

ビーム輸送系３０は、患部５１にビーム９０を照射する照射ノズル４０まで加速器２０で加速されたビーム９０を輸送する装置郡であり、加速器２０と照射ノズル４０とを接続している。

加速器２０で必要なエネルギーまで加速されたビーム９０は、ビーム輸送系３０に配置された偏向電磁石３１により真空中を磁場で曲げられながら照射ノズル４０まで輸送される。

照射ノズル４０でビーム９０は照射領域の形状に合致するように整形され、照射対象に照射される。照射対象は、例えば治療台５０に横になった患者５の患部５１（図２参照）などである。

ここで、本発明では、治療ビーム９０Ａの照射エネルギーや照射角度等の各種パラメータを決定する治療計画を作成する際に用いる計測粒子線ＣＴ画像を作成する場合には計測ビーム９０Ｂを照射する。この照射する計測ビーム９０Ｂを照射する場合、照射対象を通過後の計測ビーム９０Ｂの残飛程を残飛程計測装置８１で計測する。

残飛程計測装置８１は、患者５を透過した計測ビーム９０Ｂとしての陽子線のエネルギー、あるいはヘリウム線のエネルギーを計測する装置である。例えば、積層型の放射線計測装置や、シンチレータ等、公知の構成の検出器を適用することができる。

計測粒子線ＣＴ画像作成装置８０は、残飛程計測装置８１によって計測された患者５の陽子線のエネルギーから計測粒子線ＣＴ画像を作成する機能を有している。更に、作成された計測粒子線ＣＴ画像から患者５の陽子線に対する阻止能比分布を求めるとともに、求めた阻止能比分布に基づいてヘリウム線に対する阻止能比分布を演算する阻止能比変換機能を有している。

あるいは、計測粒子線ＣＴ画像作成装置８０は、残飛程計測装置８１によって計測された患者５のヘリウム線のエネルギーから計測粒子線ＣＴ画像を作成する機能を有している。更に、作成された計測粒子線ＣＴ画像から患者５のヘリウム線に対する阻止能比分布を求めるとともに、求めた阻止能比分布に基づいて炭素線に対する阻止能比分布を演算する阻止能比変換機能を有している。

治療計画装置１１０は、計測粒子線ＣＴ画像作成装置８０で作成された計測粒子線ＣＴ画像と、その計測粒子線ＣＴ画像から求められた、治療ビームに対する阻止能比分布の情報を利用して、患部を一様な線量で照射するための照射スポットの位置と各照射スポットに対する目標照射量とを計算する。

全体制御装置１１は、治療計画装置１１０、加速器・ビーム輸送系制御装置１２、照射ノズル制御装置１３、治療台５０、計測粒子線ＣＴ画像作成装置８０などと接続されており、粒子線治療システム１００全体の動作を制御する。

加速器・ビーム輸送系制御装置１２は、加速器２０やビーム輸送系３０を構成する各機器の動作を制御する。

照射ノズル制御装置１３は、照射ノズル４０を構成する各機器の動作を制御する。

これら全体制御装置１１や加速器・ビーム輸送系制御装置１２、照射ノズル制御装置１３、計測粒子線ＣＴ画像作成装置８０、治療計画装置１１０は、中央演算装置（ＣＰＵ）およびＣＰＵに接続されたメモリを有する。

全体制御装置１１は、治療計画装置１１０で作成された治療計画から粒子線治療システム１００を構成する各機器の照射に関係する各種の動作制御プログラムを読み込み、読み込んだプログラムを実行して、加速器・ビーム輸送系制御装置１２、照射ノズル制御装置１３を介して指令を出力することで、粒子線治療システム１００内の各機器の動作を制御する。

計測粒子線ＣＴ画像作成装置８０、治療計画装置１１０は、それぞれ計測粒子線ＣＴ画像作成プログラム、治療計画プログラムがインストールされ、これらのプログラムを実行してＣＴ画像や治療計画を作成する。

なお、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分かれていても良く、更にはそれらの組み合わせでも良い。

また、プログラムの一部またはすべては専用ハードウェアで実現しても良く、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外部記憶メディアによって各装置にインストールされていても良い。

また、各装置は、各々が独立した装置で有線あるいは無線のネットワークで接続されたものであっても、２つ以上が一体化していてもよい。

治療台５０は、患者５を載せるベッドである。治療台５０は全体制御装置１１からの指示に基づき、直交する３軸の方向へ移動することができ、さらにそれぞれの軸を中心として回転する、いわゆる６軸方向に移動することができる。これらの移動と回転により、患者５の患部５１の位置を所望の位置に移動させることができる。

次に、照射ノズル４０の詳細について図２を用いて説明する。図２は照射ノズル４０の概略を示す図である。

図２に示すように、照射ノズル４０内には、走査電磁石４１Ａ，４１Ｂ、線量モニタ４２、位置モニタ４３、リッジフィルタ４４、レンジシフタ４５が配置されている。

また、図２に示すように、照射ノズル制御装置１３は、線量モニタ制御装置７２、位置モニタ制御装置７３、走査電磁石電源制御装置７１に接続されている。

照射ノズル４０は、ビーム９０の通過方向に対して垂直な平面にビーム９０を走査するため走査電磁石４１Ａ，４１Ｂにより二次元平面内にビーム９０を走査する装置である。走査電磁石４１Ａ，４１Ｂにより走査されたビーム９０は、患部５１に照射される。

線量モニタ４２は各スポットに照射されるビーム９０の線量を演算するために、ビーム９０の通過によって生じた電子を収集するためのモニタである。線量モニタ４２の検出信号（電子を収集して得られたパルス信号）は線量モニタ制御装置７２に入力される。

線量モニタ制御装置７２は、線量モニタ４２から入力された検出信号に基づいて各照射スポット５３に照射される照射量を演算し、演算した照射量を照射ノズル制御装置１３に出力する。

位置モニタ４３は、各照射スポット５３の位置（例えば重心の位置）を演算するために、ビーム９０の通過によって生じた電子を収集するためのモニタである。位置モニタ４３の検出信号（電子を収集して得られたパルス信号）は位置モニタ制御装置７３に入力される。

位置モニタ制御装置７３は、位置モニタ４３から入力された検出信号に基づいて各照射スポット５３における線量をカウントし、演算したカウント値を照射ノズル制御装置１３に出力する。

照射ノズル制御装置１３は、位置モニタ制御装置７３に入力された信号に基づきビーム９０の通過位置を求め、求めた通過位置のデータから照射スポット５３の位置および幅の演算を行い、ビーム９０の照射位置を確認する。更には、照射ノズル制御装置１３は、線量モニタ制御装置７２に入力された照射線量に応じてビーム９０の照射の制御を進行する。

リッジフィルタ４４は、ブラッグピークを太らせることが必要な場合に使用することができる。また、レンジシフタ４５は、ビーム９０の到達位置を調整する際に挿入することができる。

本実施形態のようなスキャニング照射では、上述のように、あらかじめ治療計画装置１１０で患部５１を一様な線量で照射するための照射スポット５３の位置と各照射スポット５３に対する目標照射量を計算する。

次に、治療計画作成用の計測粒子線ＣＴ画像を生成する方法と、阻止能比分布の計測時の動作について図３を用いて説明する。図３は計測粒子線ＣＴ画像の生成時、および阻止能比分布計測時のフローチャートを示す図である。

計測ビーム９０Ｂを用いた計測を開始する前に、照射角度の変更ピッチ、照射角度ごとに設置された照射スポットのエネルギー、位置および照射量は予め決定され、全体制御装置１１に照射計画データとして保存されている。ここで、照射角度とは、ビーム輸送系３０が回転ガントリーの場合はガントリー角度を意味し、ビーム輸送系３０が固定照射系の場合は照射対象の設置角度を意味する。

最初に、計測開始がオペレータにより指示される（ステップＳ１０１）。

次に、照射計画データに基づき、全体制御装置１１は、治療台５０、加速器・ビーム輸送系制御装置１２、照射ノズル制御装置１３のパラメータを設定する（ステップＳ１０２）。また、全体制御装置１１は、スポットごとのエネルギーの設定値を計測粒子線ＣＴ画像作成装置８０に対して送る。照射スポット５３の座標値は、照射ノズル制御装置１３において走査電磁石４１Ａ，４１Ｂの励磁電流値に変換されて、図２に示す走査電磁石電源制御装置７１に送られる。

パラメータの設定などが完了した後、オペレータの操作により照射が開始される（ステップＳ１０３）。

照射が開始されると、全体制御装置１１は、加速器・ビーム輸送系制御装置１２にエネルギー変更、ビーム９０の出射信号又は出射停止信号などを出力する。治療計画データに記録された順に従い、Ｎ＝１から順次ある照射スポット５３に対して、定められた照射量のビーム９０を照射する（ステップＳ１０４）。この際、線量モニタ４２からの信号からの信号に基づいて、照射スポット５３への照射が完了したと判定されたときは、残飛程計測装置８１は計測値を計測粒子線ＣＴ画像作成装置８０に送信する。

次に、全体制御装置１１は、先に照射が完了したある照射スポット５３が同じエネルギー内の最後に照射すべきスポットであったか否かを判定する（ステップＳ１０５）。エネルギー内の最終スポットであったと判定されたときは処理をステップＳ１０６に進める。これに対し、エネルギー内の最終スポットでなかったと判定されたときは次の照射スポット５３の照射を実行するために、処理をステップＳ１０４に進める。

次いで、全体制御装置１１は、先に照射が完了したある照射スポット５３が属するエネルギーが最後に照射すべきエネルギーであったか否かを判定する（ステップＳ１０６）。最後のエネルギーであったと判定されたときは処理をステップＳ１０７に進め、最後のエネルギーでなかったと判定されたときはエネルギー変更して次のエネルギーの照射を行うために、処理をステップＳ１０４に進める。

次いで、全体制御装置１１は、先に照射が完了したある照射スポット５３が属する照射角度が最後に照射すべき照射角度であったか否かを判定する（ステップＳ１０７）。最後の照射角度であったと判定されたときは処理をステップＳ１０８に進め、最後の照射角度でなかったと判定されたときは照射角度を変更して次の照射角度の照射を行うために、処理をステップＳ１０３に進める。

これらステップＳ１０１からステップＳ１０７が、患部５１を有する患者５に陽子線、あるいはヘリウム線を照射する照射工程、および照射工程において照射された陽子線、あるいはヘリウム線のうち、患者５を透過した陽子線、あるいはヘリウム線のエネルギーを残飛程計測装置８１により計測する計測工程に相当する。

照射が完了すると、計測粒子線ＣＴ画像作成装置８０は、残飛程計測装置８１で計測した残飛程と、全体制御装置１１から送られたスポットごとのエネルギーの設定値とに基づき、エネルギー損失量の分布を照射角度ごとに算出する（ステップＳ１０８）。さらに、計測粒子線ＣＴ画像作成装置８０は、計測粒子線ＣＴ画像作成機能により陽子線或いはヘリウム線ＣＴ画像を生成するとともに、これらのＣＴ画像を用いて、算出されたエネルギー損失量分布に基づき、計測ビームに対する３次元の阻止能比分布を再構成する。続いて、計測粒子線ＣＴ画像作成装置８０は、阻止能比変換機能を用いて、計測ビームに対する阻止能比分布を治療ビームに対する阻止能比分布に変換する。

このステップ１０８が、残飛程計測装置８１によって計測されたエネルギーに基づいて、陽子線、あるいはヘリウム線に対する患者５の阻止能比分布を求める計測用阻止能比分布演算工程、および計測用阻止能比分布演算工程によって求めた陽子線に対する阻止能比分布に基づいてヘリウム線に対する患者５の阻止能比分布、あるいは求めたヘリウム線に対する阻止能比分布に基づいて炭素線に対する患者５の阻止能比分布を演算する治療用阻止能比分布演算工程に相当する。

最終的に、作成された治療ビームに対する阻止能比分布と計測粒子線ＣＴ画像とが治療計画装置１１０に送られ、治療計画装置１１０により治療計画が作成される（ステップ１０９）。治療計画の作成方法は、公知の方法を用いることができる。その後、処理を終了する。

次に、本実施形態の効果について説明する。

上述した本発明の実施形態１の粒子線治療システム１００では、荷電粒子線として、陽子線およびヘリウム線を照射可能であり、患者５を透過した陽子線のエネルギーを計測する残飛程計測装置８１と、残飛程計測装置８１によって計測された患者５の陽子線に対する阻止能比分布を求め、求めた阻止能比分布に基づいてヘリウム線に対する阻止能比分布を演算する粒子線ＣＴ画像生成装置８０と、を備えている。あるいは、荷電粒子線として、ヘリウム線および炭素線を照射可能であり、患者５を透過したヘリウム線のエネルギーを計測する残飛程計測装置８１と、残飛程計測装置８１によって計測された患者５のヘリウム線に対する阻止能比分布を求め、求めた阻止能比分布に基づいて炭素線に対する阻止能比分布を演算する粒子線ＣＴ画像生成装置８０と、を備えている。

まず、ヘリウム線と陽子線の組合せでの効果について説明する。ヘリウム線と陽子線で比較すると、ＩＣＲＵ ＲＥＰＯＲＴ４９によれば、残飛程が同一のビームでは速度の光速比βがほぼ一致する。

一方、Ｂｅｔｈｅ－Ｂｌｏｃｈの式によると、阻止能Ｓは下記に示す式（１）で表される。

ここで、式（１）中、Ｋ、ｚ、Ｚ、Ａ、ｍ、ｃ、Ｉ、δは、それぞれ、定数、入射粒子の価数、標的原子核の価数、原子量、電子質量、光速、平均イオン化ポテンシャル、密度効果を意味する。

式（１）に示すように、ビームに依存する項は、ｚ^２を除いてβで値が決まる。そこで、残飛程が同一の陽子線とヘリウム線を比較すると、βに依存する項の差が小さく、陽子線に対する阻止能を決定する項は、ｚ^２の項を除いてヘリウム線に対する阻止能とほぼ一致する。これにより、治療ビーム９０Ａにヘリウム線を用い、計測ビーム９０Ｂに陽子線を用いた場合、阻止能比の変換時に生じる誤差が小さくできることが分かる。

治療ビーム９０Ａとして典型的な最大残飛程３０ｃｍのヘリウム線の磁気剛性率は４．５ｍ程度である。一方、磁気剛性率が４．５ｍの陽子線の残飛程は１９９ｃｍ程度であり、計測対象が人体の場合、十分に透過できる残飛程を持つ。つまり、治療ビーム９０Ａとしてヘリウム線を加速できる加速器では、加速器を大型化することなく陽子線を用いた計測ビーム９０Ｂを生成することができる。

これら２つの事実から、治療装置を大型化することなく高精度な阻止能比分布の計測が可能であることが分かる。これを利用することで、粒子線の深さ方向に誤差が発生することを抑制することができ、従来に比べて高精度な治療計画の作成を実現し、高精度な粒子線照射を実現することが可能となる。

次に、炭素線とヘリウム線の組合せについて説明する。

同一の磁気剛性率を持つ炭素線とヘリウム線でも、βはほぼ一致する。また、治療に用いられる炭素線の典型的な磁気剛性率は３．５－６．６ｍ程度であり、この範囲の磁気剛性率を持つヘリウム線の最大残飛程は９３ｃｍである。このため、計測対象が人体の場合、十分に透過できる残飛程を持つことが分かる。

つまり、治療ビーム９０Ａに炭素線を、計測ビーム９０Ｂにヘリウム線を用いた場合、治療ビーム９０Ａのβの値に近い計測ビーム９０Ｂで阻止能比分布が計測可能となり、βに依存する項の差を小さくすることで阻止能比の変換誤差を小さくすることが可能となる。

従って、ヘリウム線と陽子線の組合せの場合と同様に、治療装置を大型化することなく高精度な阻止能比分布の計測が可能となる。

＜実施形態２＞
本発明の実施形態２の粒子線治療システム、計測粒子線ＣＴ画像生成方法、およびＣＴ画像生成プログラムについて図４を用いて説明する。実施形態１と同じ構成には同一の符号を示し、説明は省略する。以下の実施形態においても同様とする。

本実施例では、計測用の照射計画データ作成の際に、照射位置に依存せずに、例えば、図４に示すように、照射方向１の計測ビーム９０Ｂであっても、照射方向２の計測ビーム９０Ｂであっても、残飛程が小さな値で一定になるように、照射位置に応じて計測ビーム９０Ｂのエネルギーを変更する。

ここで小さな値の残飛程とは、例えば１ｃｍ程度である。計測ビーム９０Ｂのエネルギーは、事前に計測されたＸ線ＣＴ画像から計算される計測対象の照射位置ごとの厚みに基づき決定する。

その上で、本実施形態では、図４に示すように、残飛程計測装置８１の上流側にコリメータ８２を設置する。

このコリメータ８２により、計測対象内で散乱された計測ビーム９０Ｂは残飛程計測装置８１に到達することが抑制される。結果として、計画された照射方向を通過した計測ビーム９０Ｂのみの残飛程を計測することが可能となり、エネルギー損失量の分布の精度が向上する。このため、更に計測粒子線ＣＴ画像の精度や阻止能比の精度を上げることができる。

また、残飛程を小さな値で一定とすることにより、残飛程計測装置８１で計測するエネルギーの上限を低減することができ、結果として残飛程計測装置８１を小型化する事が可能となる。

また、残飛程が小さくなることで、コリメータ８２も同様に小型化する事が可能となる。特に散乱Ｘ線除去用グリッドを使用すれば、可動リーフ型コリメータと比較して小型化と低コスト化が可能となる。

更には、阻止能比分布の精度が向上することから、粒子線の深さ方向に誤差が発生することをさらに抑制することができ、更に高精度な治療計画の作成を実現し、高精度な粒子線照射を実現することが可能となる。

その他の構成・動作は前述した実施形態１の粒子線治療システム、計測粒子線ＣＴ画像生成方法、およびＣＴ画像生成プログラムと略同じ構成・動作であり、詳細は省略する。

本発明の実施形態２の粒子線治療システム、計測粒子線ＣＴ画像生成方法、およびＣＴ画像生成プログラムにおいても、前述した実施形態１のそれらとほぼ同様な効果が得られるとともに、残飛程計測装置８１を小型化し、阻止能比分布の精度を向上させることができる。

上述のような本実施形態特有の効果は、治療ビーム９０Ａ，計測ビーム９０Ｂとして同じ粒子線を用いる場合であっても得ることができる。すなわち、粒子線治療システムにおいて、計測粒子線ＣＴ画像を生成する場合に、本実施例のように残飛程計測装置８１の上流側にコリメータ８２を設置することによって、計測ビームと治療ビームとがたとえ同じイオン種である場合にも、エネルギー損失量分布の精度の向上を図ることができ、計測粒子線ＣＴ画像の生成精度を上げることができる。従って、治療計画の精度、粒子線照射の精度の向上を図ることができる。

＜その他＞
なお、本発明は、上記の実施形態に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。上記の実施形態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るものではない。

例えば、計測ビーム９０Ｂの照射法として、スポット間で電流を停止する離散スポット照射法を例に説明したが、スポット間でビーム電流を停止しない連続スポット照射法にも同様に適用することができる。また、この他として、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標的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。同様に、治療ビーム９０Ａの照射方法についても特に限定はない。

また、加速器２０は、実施形態で説明したシンクロトロン加速器２２の他に、サイクロトロン加速器やシンクロサイクロトロン加速器などの様々な公知の加速器を用いることができる。

また、計測ビーム９０Ｂで計測，求める計測対象の物理量について阻止能比を用いる場合について説明したが、阻止能比の替わりに、阻止能または水等価厚とすることも可能である。

５…患者（被照射体）
１１…全体制御装置
１２…加速器・ビーム輸送系制御装置
１３…照射ノズル制御装置
２０…加速器
２１…入射器
２２…シンクロトロン加速器
２３Ａ，２３Ｂ…イオン源
３０…ビーム輸送系
３１…偏向電磁石
４０…照射ノズル
４１Ａ，４１Ｂ…走査電磁石
４２…線量モニタ
４３…位置モニタ
４４…リッジフィルタ
４５…レンジシフタ
５０…治療台
５１…患部（照射対象）
６１Ａ，６１Ｂ…走査電磁石電源
７１…走査電磁石電源制御装置
７２…線量モニタ制御装置
７３…位置モニタ制御装置
８０…計測粒子線ＣＴ画像作成装置
８１…残飛程計測装置（モニタ）
８２…コリメータ
９０…ビーム
９０Ａ…治療ビーム
９０Ｂ…計測ビーム

Claims (6)

1. 被照射体の照射対象に対して荷電粒子線を照射する粒子線治療システムであって、
   前記荷電粒子線として、第１荷電粒子線と、前記第１荷電粒子線とは粒子の種類が異なる第２荷電粒子線とを照射可能であり、
   前記第１荷電粒子線および前記第２荷電粒子線を加速する加速器と、
   前記加速器で加速された前記第１荷電粒子線あるいは前記第２荷電粒子線を前記照射対象に照射する照射装置と、
   前記被照射体を挟んで対向する位置に配置され、前記第１荷電粒子線のエネルギーを計測するモニタと、
   前記モニタによって計測されたエネルギーに基づいて前記被照射体の前記第１荷電粒子線に対する第１阻止能比分布を求め、前記第１阻止能比分布に基づいて前記第２荷電粒子線に対する第２阻止能比分布を演算する粒子線ＣＴ画像生成装置と、を備え、
   前記第１荷電粒子線と前記第２荷電粒子線との組み合わせは、前記第１荷電粒子線が陽子線で前記第２荷電粒子線がヘリウム線の組み合わせ、または、前記第１荷電粒子線がヘリウム線で前記第２荷電粒子線が炭素線である組み合わせ、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。
2. 請求項１に記載の粒子線治療システムにおいて、
   前記モニタは、前記第１荷電粒子線の進行方向に対して上流側にコリメータを備えた
   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、
   前記モニタは、前記第１荷電粒子線のエネルギー損失量分布が計測可能である
   ことを特徴とする粒子線治療システム。
4. 照射対象を有する被照射体に陽子線、あるいはヘリウム線を照射する照射工程と、
   前記照射工程において照射された前記陽子線、あるいは前記ヘリウム線のうち、前記被照射体を透過した前記陽子線、あるいは前記ヘリウム線のエネルギーをモニタにより計測する計測工程と、
   前記モニタによって計測されたエネルギーに基づいて、前記陽子線、あるいは前記ヘリウム線に対する前記被照射体の阻止能比分布を求める計測用阻止能比分布演算工程と、
   前記計測用阻止能比分布演算工程によって求めた前記陽子線に対する阻止能比分布に基づいて前記ヘリウム線に対する前記被照射体の阻止能比分布、あるいは求めた前記ヘリウム線に対する阻止能比分布に基づいて炭素線に対する前記被照射体の阻止能比分布を演算する治療用阻止能比分布演算工程と、を有する
   ことを特徴とする計測粒子線ＣＴ画像生成方法。
5. 請求項４に記載の計測粒子線ＣＴ画像生成方法において、
   前記計測工程では、前記モニタの上流側にコリメータを配置する
   ことを特徴とする計測粒子線ＣＴ画像生成方法。
6. 粒子線ＣＴ画像生成装置に、
   被照射体に照射された第１荷電粒子線のエネルギーと前記被照射体を透過した前記第１荷電粒子線の残飛程とに基づいてエネルギー損失量の分布を照射角度ごとに算出するステップと、
   前記エネルギー損失量に基づいて前記被照射体のＣＴ画像を生成するステップと、
   前記エネルギー損失量と前記ＣＴ画像とに基づいて、前記第１荷電粒子線に対する阻止能比分布である第１阻止能比分布を算出するステップと、
   前記第１阻止能比分布を、前記第１荷電粒子線とは粒子の種類が異なる第２荷電粒子線に対する阻止能比分布である第２阻止能比分布に変換するステップと、を実行させるプログラムであって、
   前記第１荷電粒子線と前記第２荷電粒子線との組み合わせを、前記第１荷電粒子線が陽子線で前記第２荷電粒子線がヘリウム線の組み合わせ、または、前記第１荷電粒子線がヘリウム線で前記第２荷電粒子線が炭素線である組み合わせ、のいずれかとする
   ことを特徴とするＣＴ画像生成プログラム。

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