TW202406593A - 荷電粒子束照射系統 - Google Patents

Abstract

本發明提供一種可實現於非為旋轉式機架(gantry)型之荷電粒子束照射裝置中使用X射線之呼吸同步照射的荷電粒子束照射系統。荷電粒子束照射系統具有：荷電粒子束照射裝置，其自加速器射出後，被輸送之荷電粒子束入射，可往向等中心點射出；及第1X射線產生部與第1檢測部、第2X射線產生部與第2檢測部；自第1X射線產生部與第2X射線產生部產生之X射線通過等中心點，並分別由第1檢測部與第2檢測部檢測，第1X射線產生部與第2X射線產生部配置為，夾著由荷電粒子束照射裝置可選擇之荷電粒子束的複數個軌道形成之假想平面，在將荷電粒子束入射至荷電粒子束照射裝置之一側設為上游側、將荷電粒子束自荷電粒子束照射裝置射出之一側設為下游側時，第1檢測部與第2檢測部位於較第1X射線產生部與第2X射線產生部更靠上游或下游之位置。

Description

荷電粒子束照射系統

本發明係關於一種荷電粒子束照射系統。

先前，作為治療癌症之治療法，進行在患部照射質子線或重粒子線（例如，碳線）即荷電粒子束而進行治療的粒子線治療（有時亦稱為質子線治療）。在如此粒子線治療中，使荷電粒子束集中於患部，且為了抑制患部以外之部分受到輻射，藉由自各種方向照射荷電粒子束，提高患部的荷電粒子束劑量。在專利文獻1、專利文獻2中揭示有一種旋轉照射裝置，其係照射荷電粒子之裝置，構成為束的輸送系統與照射部在患者周圍旋轉，使得可對患者自所有方向照射荷電粒子束。另一方面，由於如此旋轉照射裝置（以下稱為旋轉式機架）構成為可於患者周圍旋轉，故而裝置巨大化。因此，在專利文獻3中揭示有一種荷電粒子束照射裝置，其係照射荷電粒子束之裝置，可不使用旋轉照射裝置而自任意角度照射荷電粒子束。藉由不使用裝置巨大化原因之一的旋轉照射部之機構，在專利文獻3所記載之荷電粒子束照射裝置與專利文獻1或專利文獻2之裝置相較，可實現小型化。 [先前技術文獻] [專利文獻] [專利文獻1]日本專利第6523076號公報 [專利文獻2]日本專利第6158334號公報 [專利文獻3]日本專利第6387476號公報

（發明所欲解決之問題） 然而，荷電粒子束必須對患者的治療部位高精度地準確照射。但是，有下述問題：由於患者的臟器因患者的呼吸或搏動等而始終持續變動，因此在荷電粒子束之照射位置上，治療部位始終持續變動。因此，在考量患者之呼吸等而進行的治療中，有稱為呼吸同步照射之照射法。作為實現該照射法之一例，有下述方法：為了確認作為荷電粒子束之照射位置的治療部位，在治療照射時，藉由X射線監視留置於腫瘤及其周邊之標記物或患者內部之臟器的狀態，在適宜定時照射控制荷電粒子束。進行監視之X射線產生部與檢測部需要設置在可實現高精度檢測的較佳位置，但在如上述專利文獻1或專利文獻2之旋轉式機架的情況下，由於設置空間的制約，不得不設置在特定位置的情形較多。例如，可藉由設置X射線產生部和與其對向之檢測部檢測患者內部的臟器狀態，並照射荷電粒子束，以使與荷電粒子束之照射系統同樣地同軸旋轉，且不阻礙荷電粒子束之照射。在使用如專利文獻1所揭示之具有360度以上之旋轉角的旋轉式機架（以下稱為全周式機架）的情況下，一般構成為：在同一面上形成自不同角度照射時產生之各荷電粒子束之照射軸形成的面、與連接X射線產生部與檢測部之軸形成的面。即，隨著照射部之轉動，X射線產生部與檢測部亦轉動。另一方面，如專利文獻2所揭示之未達360度（例如180度）之旋轉式機架（以下稱為半周式機架）的情況下，與全周式機架不同，有時X射線產生部與檢測部設置為不與照射部同時轉動。因不轉動，X射線產生部或檢測部之設置精度、及轉動後X射線產生部與檢測部之反復位置的再現性提高。相反，在與如上述專利文獻3之旋轉式機架不同之荷電粒子束照射裝置的情況下，難以將荷電粒子束之照射軸形成的面、與連接X射線產生部與檢測部之軸形成的面配置於同一面上。例如，當以X射線、質子線在與患者之頭尾方向垂直的截面上行進之方式配置設備時，難以實現照射噴嘴與檢測部即FPD（Flat Panel Detector，平板探測器或平板檢測器）干涉之可能性、或位於地面之X射線產生部與照射裝置干涉。

因此，本發明係鑒於上述問題而作成者，其目的在於提供一種即使非為旋轉式機架時，亦可使用X射線之呼吸同步照射進行治療的荷電粒子束照射系統。

（解決問題之技術手段） 為了解決上述問題，本發明之一態樣之荷電粒子束照射系統具有：荷電粒子束照射裝置，其自加速器射出後，被輸送之荷電粒子束入射，可往向等中心點射出；及第1X射線產生部與第1檢測部、第2X射線產生部與第2檢測部；自第1X射線產生部與第2X射線產生部產生之X射線通過等中心點，分別由第1檢測部與第2檢測部檢測，第1X射線產生部與第2X射線產生部配置為，夾著由荷電粒子束照射裝置可選擇之該荷電粒子束的複數個軌道形成之假想平面，在將該荷電粒子束入射至該荷電粒子束照射裝置之一側設為上游側、將該荷電粒子束自荷電粒子束照射裝置射出之一側設為下游側時，第1檢測部與第2檢測部位於較第1X射線產生部與第2X射線產生部更靠上游或下游之位置。

根據本發明之荷電粒子束照射系統，其即使非為旋轉式機架時，亦可使用X射線之呼吸同步照射進行治療。

為了使所屬技術領域中具有通常識者能夠充分瞭解本發明之技術特徵、內容與優點及其所能達到之功效，茲將本發明配合圖式，並以實施例之表達形式詳細說明如下，而其中所使用之圖式，其主旨僅為示意及輔助說明書之用，未必為本發明實施後之真實比例與精準配置，故不應就所附之圖式的比例與配置關係解讀、侷限本發明於實際實施上的權利範圍，合先敘明。

以下，對本實施形態之荷電粒子束照射系統，參照圖示進行詳細說明。

＜實施形態＞ ＜實施例1＞ 圖1係實施本發明之粒子線治療設施的模式圖。自加速器（未圖示）取出之荷電粒子束通過束輸送系統90，向治療室30輸送。此處，加速器係生成荷電粒子束之裝置，例如藉由同步加速器、回旋加速器或線性加速器實現。束輸送系統90具備有真空管或荷電粒子束調整裝置。再者，荷電粒子束調整裝置根據規格適宜具備有：用於調整束形狀及/或劑量之束狹縫；用於調整荷電粒子束的行進方向之偏轉電磁鐵；用於調整荷電粒子束的束形狀之四極電磁鐵、及用於微調荷電粒子束的束位置之轉向電磁鐵等，以調整荷電粒子束的束形狀或劑量。考量到放射線屏蔽，治療室四周由混凝土等牆壁覆蓋。在束輸送系統末端之治療室內有照射噴嘴，荷電粒子束通過照射噴嘴，對躺在治療台上的患者進行照射。在圖1揭示有可自水平方向（荷電粒子束照射裝置50a的照射噴嘴）與垂直方向（荷電粒子束照射裝置50b的照射噴嘴）之2個方向對治療室進行照射的例子。在實施例1中，將荷電粒子束之水平行進方向設為X，將垂直行進方向設為Y，將分別與X和Y垂直之方向設為Z。沿水平方向與垂直方向各者行進之荷電粒子束在稱為等中心點O（點）相交。照射噴嘴由用於將荷電粒子束掃描成照射目標形狀之掃描電磁鐵、量測劑量之劑量監視器、用於測定束位置之位置監視器、能量調變裝置等構成。進而，在治療室具備有用於進行患者定位之定位裝置。患者定位可為確定患者（治療部位）相對於治療室內的照射噴嘴（相對於荷電粒子束照射裝置）之相對位置關係。定位裝置由X射線發生部20即X射線產生部（X射線管）、由檢測部即平板檢測器（以下稱為FPD）等構成之圖像診斷裝置、或用於進行定位資料的收發之裝置構成。在圖1中，檢測部21以自天花板懸掛（未圖示）之方式設置2台（在圖示中僅1台）。X射線發生部20隔著等中心點O分別設置在與檢測部21成點對稱之位置。在圖1中，2台X射線管（X射線發生部）設置於地板下。在本實施例1中，檢測部21為天花板側，X射線發生部20為地板下，但此並非限制兩者之配置，FPD可為地板側，X射線管（X射線發生部）亦可為天花板側。再者，未圖示之其他圖像診斷裝置，有時亦將X射線CT或MRI設置於治療室內。又，在本實施例中，檢測部21自天花板懸掛，但並非限於此，亦可安裝於治療室內的裝置上。

圖2a係實現實施例1之照射噴嘴附近之側視圖的模式圖，圖2b係實現實施例1之照射噴嘴附近的前視圖。在圖2將水平、垂直2方向之荷電粒子束形成的架空之面定義為假想平面P，等中心點O位於假想平面P內。當將成對的定位裝置設為X射線產生部20a與檢測部21a、X射線產生部20b與檢測部21b時，如圖2a所示，檢測部21a與檢測部21 b設置於較X射線產生部20a與X射線產生部20b更靠荷電粒子束之行進方向的上游側。在本實施例中，檢測部21設置於較X射線產生部20更靠上游側，但檢測部21亦可設置於X射線產生部20的下游側。X射線產生部20a與X射線產生部20b位於關於假想平面P呈面對稱之位置。檢測部21a與檢測部21b位於關於假想平面P呈面對稱之位置。由於X射線產生部20a與檢測部21a、X射線產生部20b與檢測部21b如圖2b所示，分別設置為相對於等中心點O呈點對稱，因此以假想平面P為基準在同一側配置X射線產生部20a與檢測部21b，在其相對側設置X射線產生部20b與檢測部21a。再者，此處顯示了相對於假想平面P面對稱地配置之例，但是X射線產生部20a與X射線產生部20b亦可配置為不相對於假想平面P呈面對稱，作為一例，檢測部21a亦可於圖2b的紙面前後（往裡）方向上，設置於較圖示更靠後側（紙面裡側）。

如圖2所示，Z方向為患者的頭尾方向。雖未圖示，但患者躺在治療台上，進行患者定位或治療照射。在本實施例中，由於夾著假想平面P，分別設置檢測部21a與檢測部21b、X射線產生部20a與X射線產生部20b，因此可對頭尾方向之廣範圍區域進行攝像。當X射線產生部20a與X射線產生部20b、檢測部21a與檢測部21b分別相對於假想平面P配置於同一側時，即，當配置為不相對於假想平面P呈面對稱時，體軸的左右方向側為攝像區域，無法在廣範圍內對人體進行攝像。結果，為了拍攝廣範圍之圖像，使患者沿頭尾方向移動，進行複數次攝像。在本實施例中，由於可一次拍攝廣範圍，因此可減輕由X射線攝像引起之輻射量。又，藉由縮短定位作業時間來提高治療室利用效率，亦有助於增加醫院收益。

在本實施例1中，如圖2a所示，可在水平的照射噴嘴與垂直的照射噴嘴之間設置2個檢測部21（檢測部21a、檢測部21b），可有效利用空間。一般而言，為了在患者定位時放射線技師容易在三維位置捕捉患者的姿勢，以荷電粒子束之照射軸形成的假想平面P、與連接X射線產生部20和檢測部21之軸形成的面彼此為同一面之方式設置X射線產生部20與檢測部21。或者，以使連接X射線產生部20與檢測部21之軸形成的面為較假想平面P更靠水平側傾斜的狀態之方式設置X射線產生部20與檢測部21。即，檢測部21之一設置於束行進方向下游側、治療室內的開放空間側。該情況下，難以自水平束行進方向下游側訪問照射埠，為了防止檢測部21與人之干涉，需要使檢測部21退避等之構成。在本實施例中，可不使檢測部21退避，而自水平束行進方向下游側向上游側訪問，可提高作業效率。藉由無需退避檢測部21，亦可期待設置位置精度之提高，呼吸同步照射等的高精度治療照射。又，當上游側無法設置檢測部21時，在攝像範圍上可能覆蓋治療台，攝像條件恐發生改變。在本實施例中可避免該情況，與治療台的位置無關，可使攝像條件一致，期待治療精度之提高。

＜實施例2＞ 圖3係未配置未配置X射線產生部、與檢測該X射線之檢測裝置之狀態的荷電粒子束照射裝置之狀態的荷電粒子束照射系統之立體圖。圖4a係圖3所示之荷電粒子束照射系統的右側視圖。又，圖4b係同一荷電粒子束照射系統之左側視圖。圖5係圖3所示之荷電粒子束照射系統的前視圖。又，圖6a係圖3所示之荷電粒子束照射系統的平面圖，圖6b係同一荷電粒子束照射系統的後視圖。

如圖3至圖6（特別是圖4）所示，本實施例2之荷電粒子束照射裝置，當自側面看時，其一部分呈切成半圓形狀之形狀，自該半圓之凹部51向位於半圓中心之等中心點O照射荷電粒子束。在該凹部51設有照射噴嘴11，自照射噴嘴11向作為照射目標即患部（等中心點）照射荷電粒子束。照射噴嘴11可沿著設置於荷電粒子束照射裝置之凹部51的導軌52在半圓之範圍內滑動，在該範圍內自各方向照射荷電粒子束。再者，照射噴嘴11非為必需之構成，即使沒有照射噴嘴11，亦可自凹部51之凹面照射荷電粒子束。

此處，使用圖10，對本實施例2中由荷電粒子束照射裝置（非旋轉式機架）進行的荷電粒子束之照射機制，進行簡單說明。再者，在圖10中，省略照射噴嘴11。

圖10a係示意性地顯示自右側面觀察設置於荷電粒子束照射系統的荷電粒子束照射裝置50之偏轉電磁鐵80的荷電粒子束之路徑的模式圖。即，與圖10a、圖4a或後述圖8對應。如圖10a所示，荷電粒子束照射裝置50具備有切割電磁鐵70與偏轉電磁鐵80。

輸入至荷電粒子束照射裝置之荷電粒子束（圖10左端）藉由未圖示之加速器加速，經由未圖示之束輸送系統，被輸入至荷電粒子束照射裝置。關於荷電粒子束照射裝置之更詳細之細節，參照專利文獻3。

在圖10a顯示有就每一偏轉角Ø及會聚角θ而不同的複數個束路徑之例。此處，將荷電粒子束之行進方向設為X軸，將偏轉電磁鐵80所生成之磁場方向設為Z軸，將與X軸及Z軸正交之方向設為Y軸。偏轉電磁鐵80在XY面上將自相對於X軸之偏轉角Ø之廣範圍入射的荷電粒子束會聚至等中心點O。再者，在圖10a中，省略照射噴嘴，為了簡化說明，將等中心點O設為XYZ空間之原點，將上游側（加速器側、圖10a之紙面左側）設為X軸之正方向。

偏轉角Ø的範圍為大於-90度至未達+90度之範圍，正（+Y軸方向）偏轉角範圍與負（-Y軸方向）偏轉角範圍可不同（非對稱）。例如，可將正側的最大偏轉角(Ø＝Ø _MAX)設為10度、15度、20度、25度、30度、35度、40度、45度、50度、60度、70度、80度及85度中之任一者，亦可將負側的最大偏轉角(Ø＝－Ø _MAX)設為-10度、-15度、-20度、-25度、-30度、-35度、-40度、-45度、-50度、-60度、-70度、-80度及-85度中之任一者。再者，偏轉角Ø並非限定於該等角度。

偏轉電磁鐵80具備有1組以上線圈對，該線圈對生成朝向與荷電粒子束之行進方向和荷電粒子束之偏轉角Ø之廣範圍正交之方向（圖中Z軸方向）之均勻磁場（有效磁場區域81a、有效磁場區域81b），且配置為夾著荷電粒子束的路徑。偏轉電磁鐵80之1組線圈對所生成的有效磁場區域如圖10a所示，在XY平面上具有月牙形狀，其詳細細節將於下面敘述。再者，荷電粒子束通過之、對向的線圈對之間的間隙（Z軸方向的距離）與XY面上的荷電粒子束擴展之範圍相較充分小，因此此處不考慮荷電粒子束在Z軸方向之擴展。

圖10b係偏轉電磁鐵80的A-A線剖視圖。偏轉電磁鐵80較佳為具備有至少二組線圈對（第1線圈對84a、第2線圈對84b（線圈））。在第1線圈對84a、第2線圈對84b的內部分別組裝磁極85a、磁極85b，在磁極85a、磁極85b連接有磁軛86。在偏轉電磁鐵80連接有電源裝置（未圖示），藉由自電源裝置向第1線圈對84a、第2線圈對84b供給電流（勵磁電流），偏轉電磁鐵80勵磁，而形成有效磁場區域81a、有效磁場區域81b（統稱為有效磁場區域81）。

再者，有效磁場區域81a之範圍與有效磁場區域81b之範圍亦可不同（非對稱）。例如，若正（+Y軸方向）偏轉角Ø之範圍與負（-Y軸方向）偏轉角Ø之範圍非對稱，則據此有效磁場區域81a、有效磁場區域81b亦非對稱地形成，從而可削減不使用之有效磁場區域。

由切割電磁鐵70偏轉而入射至偏轉電磁鐵80之荷電粒子束之偏轉角Ø的範圍為正的最大偏轉角(Ø＝Ø _MAX)至負的最大偏轉角(Ø＝－Ø _MAX)之範圍，正的最大偏轉角Ø _MAX為10度以上且未達90度之角度，負的最大偏轉角－Ø _MAX為大於-90度且-10度以下之角度。偏轉角Ø及後述照射角θ在XY面上為荷電粒子束之路徑相對於X軸之角度。

以正偏轉角範圍(Ø＝大於0至Ø _MAX)入射之荷電粒子束藉由第1線圈對84a之有效磁場區域81a偏轉，通過照射噴嘴11照射至等中心點O。以負偏轉角範圍(Ø＝未達0至－Ø _MAX)入射之荷電粒子束藉由第2線圈對84b之有效磁場區域81b偏轉，通過照射噴嘴11照射至等中心點O。有效磁場區域81a與有效磁場區域81b之磁場朝向係彼此相反之方向。再者，自切割電磁鐵70以偏轉角Ø＝0入射至偏轉電磁鐵80之荷電粒子束通過有效磁場區域81a、有效磁場區域81b中的任一者或兩區域（有效磁場區域81a、有效磁場區域81b）之間，並通過照射噴嘴（未圖示）會聚至等中心點O。

入射至偏轉電磁鐵80之荷電粒子束的偏轉角Ø由切割電磁鐵70控制。切割電磁鐵70具備有：電磁鐵，其生成朝向與自加速器（未圖示）供給之荷電粒子束的行進方向（圖中X軸）正交之方向（圖中Z軸）的磁場，並偏轉通過的荷電粒子束；及控制部，其控制該磁場及朝向（均未圖示）。切割電磁鐵70藉由控制磁場強度及朝向（Z軸方向），而在XY面上偏轉荷電粒子束，在偏轉起點Q以偏轉角Ø偏轉之荷電粒子束射出至偏轉電磁鐵80。此處，偏轉起點Q與等中心點O位於X軸上（同一水平面上）。

參照圖10c，對用於形成偏轉電磁鐵80之有效磁場區域81a的計算式進行說明。再者，在本實施形態中，由於不考慮荷電粒子束向Z軸方向之偏轉，故而對XY面上有效磁場區域之形成進行說明。對偏轉電磁鐵80之有效磁場區域81a進行說明，但由於有效磁場區域81b亦相同，因此省略其說明。

首先，偏轉電磁鐵80之荷電粒子束之射出側83之有效磁場區域81a的邊界決定為位於距等中心點O等距離r ₁之位置的範圍。接著，偏轉電磁鐵80之荷電粒子束之入射側82之有效磁場區域81a的邊界根據後述關係式(1)至(5)，在位於距等中心點O特定距離L之位置之假想上的偏轉起點Q，以偏轉角Ø偏轉，入射之荷電粒子束決定為會聚於等中心點O。此處，假想上的偏轉起點Q係假設在切割電磁鐵70之中心荷電粒子束於極短距離間接受偏轉角Ø跳動的點。

以偏轉角Ø輸送之荷電粒子束自入射側82的有效磁場區域81a之邊界上的任意點P1進入，在有效磁場區域81a內進行曲率半徑r ₂（半徑）之圓運動（此時的中心角為(Ø＋θ)），自射出側83之有效磁場區域81a之邊界上的點P2輸出，向等中心點O照射。即，點P1與點P2位於曲率半徑r ₂及中心角(Ø＋θ)之圓弧上。

如圖10c所示，假定在XY面上以等中心點O為原點之XY座標系。當將連接射出側83之點P2與等中心點O之直線與X軸所成之角度設為照射角θ時，則入射側82之點P1的坐標(x，y)、偏轉角Ø、及點Q與點P1之間的距離R由以下關係式(1)至(4)求出。

(1) (2) (3) (4)

此處，在有效磁場區域81a生成均勻磁通密度B之磁場，當將荷電粒子束之動量設為p（大致依賴於加速器），電荷設為q時，在磁場中偏轉之荷電粒子束的曲率半徑r ₂由式(5)表示。

(5)

根據上述關係式(1)至(5)，調整偏轉電磁鐵80之第1線圈對84a及磁極85a之形狀及配置，調整流過第1線圈對84a之電流，藉此可調整有效磁場區域81a之邊界形狀。即，確定邊界，以使射出側83之有效磁場區域81a之邊界上的任意點P2與等中心點O之間的距離為等距離r ₁，調整有效磁場區域81a之磁通密度B，自式(5)決定曲率半徑r ₂，並確定入射側82之有效磁場區域81a的邊界，使入射側82之有效磁場區域81a之邊界上的點P1與偏轉起點Q之間的距離R具有式(4)之關係。式(3)Ø之極大值為最大偏轉角Ø _MAX。再者，雖然並非受限定者，但若預先調整偏轉起點Q、偏轉電磁鐵80及等中心點O之配置，使通過偏轉起點Q之荷電粒子束即使不受偏轉電磁鐵80之偏轉亦會聚於等中心點O，則裝置結構更簡單，因此較佳。

如上所述求出之偏轉電磁鐵80之有效磁場區域81a、有效磁場區域81b的邊界係用於使荷電粒子束會聚至等中心點O之理想形狀。再者，實際上，即使存在偏離該理想形狀或磁場分佈不均一，亦可將偏轉電磁鐵80之勵磁量（磁通密度B）就每一偏轉角Ø進行預先微調，使該資訊儲存於電源裝置，並控制該等，使偏轉角Ø與偏轉電磁鐵80之電流量聯動，藉此使荷電粒子束與等中心點O對準而偏轉。又，當可事先預測磁場分佈之不均一性時，藉由修正偏轉電磁鐵80之第1線圈對84a、第2線圈對84b及磁極85a、磁極85b之形狀及配置，亦可微調荷電粒子束之軌道。

藉此，可以所期望之角度對患部（等中心點O）照射荷電粒子束。

圖7係表示在荷電粒子束照射裝置配置X射線產生部20，且配置載置有患者之移動車輛10之狀態之荷電粒子束照射系統的立體圖。再者，圖8係圖7所示之荷電粒子束照射裝置的右側視圖。圖9係圖3所示之荷電粒子束照射系統的前視圖。使用圖7至圖9，說明荷電粒子束照射裝置、X射線產生部及其檢測部之位置關係。再者，在圖7至圖9中，為了容易看見X射線產生部照射裝置或載置有患者之移動車輛10，而未顯示圖3所示之頂面的壁、背面的壁、及荷電粒子束照射裝置50的壁以後之加速器側的結構。

荷電粒子束照射裝置設置於既定治療室內。治療對象之患者U被載置於移動車輛10之治療台15，由自動控制搬運至荷電粒子束照射裝置之治療位置。載置患者U之治療台15與設置於移動車輛10之臂16連接，藉由驅動該臂16（臂16的軸轉動），可使載置於治療台15上之患者U的治療部位移動至荷電粒子束照射裝置之等中心點O的位置。移動車輛10可由程式進行自動控制，或者可藉由遙控器由操作員進行手動控制。

如圖7至圖9所示，荷電粒子束照射系統1具備有荷電粒子束照射裝置50、X射線產生部20（X射線產生部20a、X射線產生部20b）及檢測部21（檢測部21a、檢測部21b)。如上所述，荷電粒子束照射裝置50係可向等中心點照射荷電粒子束之裝置。

又，X射線產生部20係照射X射線之裝置，檢測部21係與X射線產生部20對向，檢測通過患者U體內的X射線，生成X射線圖像之裝置。在圖7至圖9中，藉由虛線示意性地表示X射線。由檢測部21生成之X射線圖像可為動態圖像亦可為靜止圖像。由檢測部21生成之X射線圖像被發送至決定照射荷電粒子束之定時的後述資訊處理裝置100。

如圖7至圖9所示，X射線產生部20（X射線產生部20a、X射線產生部20b）係在配置有荷電粒子束照射裝置之治療室內，自等中心點O觀察，設置於照射噴嘴11側（荷電粒子束之照射源側）之荷電粒子束照射裝置兩側的地板下等地面附近。藉由設置於地板下，例如可抑制車輛10在治療室內之移動或妨礙人的移動。

並且，檢測自該X射線產生部20照射之X射線的檢測部21（檢測部21a、檢測部21b）分別以與X射線產生部20（X射線產生部20a、X射線產生部20b）對向之方式設置於治療室內的天花板附近。即，檢測部21設置於較X射線產生部20更靠荷電粒子束之行進方向的下游側。再者，X射線產生部20與檢測部21之配置位置亦可相反。即，檢測部21亦可配置於較X射線產生部20更靠荷電粒子束之行進方向的上游側。

圖9所示之一點鏈線（假想平面17）表示假想平面17（相當於上述假想平面P），該假想平面17表示荷電粒子束通過之路徑。如圖9所示，荷電粒子束通過穿過圖9的裝置中心而垂直之面即假想平面17。並且，自X射線產生部20照射之X射線以與假想平面17相交之方式照射，通過等中心點O。即，在本實施形態之荷電粒子束照射系統1中，X射線產生部20a與檢測部21b以不夾著假想平面17之方式配置於同一側，X射線產生部20b與檢測部21a亦同樣以不夾著假想平面17之方式配置於同一側。再者，X射線產生部20a與X射線產生部20b亦可不以夾著假想平面17成為對象之方式配置於治療室內，同樣地，檢測部21a與檢測部21b亦可不以夾著假想平面17成為對象之方式配置於治療室內。

圖11係實現本實施例之治療室的俯視圖。治療室內尺寸係約8 m×約6 m，但並不限於此。為了治療時之安全性或減輕患者之心理負擔，荷電粒子束照射裝置50為以下構造：僅包含照射噴嘴11之前端的一部分夾著裝飾壁55而與患者眼睛接觸。由於裝飾壁55多使用薄板，因此一般而言，當使X射線通過裝飾壁55時，攝像畫質劣化。因此，自X射線產生部與檢測部出發，較佳為設置於較裝飾壁55更靠束下游側。當將X射線產生部設置於較裝飾壁55更靠上游側時，由於與檢測部之位置關係，X射線必然通過裝飾壁55，因而不佳。因此，X射線產生部20與檢測部21為了使X射線通過等中心點O，需要設置於較圖11所示之裝飾壁55靠束下游側。進而，在荷電粒子束照射裝置50之邊緣或照射噴嘴11、移動車輛10的臂16及其驅動機構部16’與X射線攝像區域（圖9虛線）產生干涉之情況下，X射線衰減，有效視野變窄。因此，敘述不變更攝像條件，治療室亦不擴大即可對頭尾方向之廣區域進行攝像，可進行呼吸同步照射之設置條件。

如圖12a、圖12b所示，在將自Z方向觀察時X射線產生部與檢測部之位置關係用角度α[deg]表示，將自X方向觀察時X射線產生部與檢測部之位置關係設為角度β[deg]時，確認對檢測出α與β之圖像之有效視野產生的影響。角度α係X射線束相對於XY平面上水平面所成之角度，角度β係X射線束相對於YZ平面上水平面所成之角度。此處，有效視野意指自X射線產生部20產生之X射線束不干涉荷電粒子束照射裝置或治療台（移動車輛）等而由檢測部21檢測出之區域。又，在將全影像區域（檢測部21之檢測範圍整體）設為100時，有效視野所占區域為80時，稱為有效視野80%。

形成理想的有效視野之X射線產生部與檢測部之配置為，2對X射線產生部20與檢測部21連接之軸正交之配置。如圖13a所示，β小於45度時，即，2對X射線產生部20與檢測部21連接之軸的開口越大，與荷電粒子束照射裝置產生之干涉越小。另一方面，α變大時，即，當將攝像系統倒向照射裝置側時，臂16與驅動機構部16’產生之干涉變大，α變小時，即，當將攝像系統倒向地板側時，臂16與驅動機構部16’產生之干涉變小。但是，由於α越小，配置於地板側之X射線產生部20或檢測部21的配置越為超過裝飾壁55之配置，或不收納於治療室內之配置，因此不適合。在圖13b中，研究了在α＝70度以上且β＝45度附近之X射線通量與周邊設備產生的幹擾。

確認將α固定為74度，β值對有效視野之影響，42＜β＜45時有效視野為100%。進而，38＜β＜47時有效視野為80%。

確認將α固定為78度，β值對有效視野之影響，41＜β＜46時有效視野為100%。進而，39＜β＜48時有效視野為80%。

確認將α固定為82度，β值對有效視野之影響，41＜β＜48時有效視野為100%。進而，39＜β＜50時有效視野為80%。

由於有效視野越高，藉由X射線攝像獲得之X射線圖像的攝像範圍越寬，畫質越高，故而有效視野的百分比越大越好。藉由在有效視野80%以上之區域設置X射線產生部與檢測部，可增加呼吸同步照射之功能，且不使裝置大型化地進行高精度之治療照射。再者，此並不意味著必須配置有效視野為80%以上之X射線產生部20與檢測部21。

圖14係用於實施本實施例之系統構成圖。將治療綜合控制系統167作為上位系統，具有用於進行治療照射之照射控制系統166、進行患者定位之室內設備控制系統161。治療綜合控制系統167進行指示，使會聚電磁鐵或照射噴嘴可從所期望之角度進行治療。勵磁會聚電磁鐵，以使可自所期望之角度進行照射，照射噴嘴被驅動以向等中心點O照射荷電粒子束。室內設備控制系統161藉由治療台控制系統164驅動治療台15，將患者移送至進行治療照射之位置。其後，藉由X射線產生部控制系統162進行X射線曝射，由檢測部控制系統163取得圖像。

根據本發明，由於在自照射噴嘴射出之荷電粒子束之行進方向上未設置X射線產生部20或檢測部21，因此在治療照射時無需退避X射線產生部20或檢測部21。結果，由於X射線產生部20與檢測部21之設置精度不會因退避之驅動而改變，因此與以將X射線產生部20和檢測部21收納於天花板或地板下之方式而退避之情況相較，治療精度不會降低。又，X射線產生部20至檢測部21之空間亦不會被照射噴嘴的驅動遮擋。因此，可在變更治療照射角度的同時進行患者定位，可縮短治療時間。結果，可增加每個治療室的治療患者數。

一般而言，為了在患者定位時放射線技師容易在三維位置捕捉患者的姿勢，荷電粒子束之照射軸形成的假想平面17、與連接2對X射線產生部20與連接檢測部21之軸形成的面設置於彼此正交之同一面的水平·垂直束線上。若至少有來自兩個方向的攝像圖像，則可不依賴配置方向而進行定位，因此即使在本發明之X射線產生部20與檢測部21的配置中，亦可獲得與先前相同之患者定位精度。

不僅自垂直於患者長軸方向之截面，而且自非同一面亦照射治療束，對使對正常組織或主要相鄰的重要臟器之劑量降低的非同面照射，本發明有助於提高治療精度。在患者定位後，進行依存於治療台之移動精度的治療，該治療台使治療台繞等中心點旋轉並開始照射，以成為在所期望之非同一面上的照射。在本發明中，由於在患者之長軸方向配置2對X射線產生部20與檢測部21，因此可確保患者周圍的空間大。因此，可確保治療台繞等中心點旋轉之空間，且利用一定的X射線攝像體系確認患者位置，提高非同面照射中的治療精度。

在旋轉機架中，由於2對X射線產生部20與檢測部20旋轉，因此患者定位配置為正側方向、照射中之體內監視器依賴照射角度的配置。在本實施例中，在呼吸同步照射中，在一系列治療中，可不依賴照射角度而以相同的幾何配置評價作為患者定位與照射中之體內監視器取得之圖像。在患者定位時，將呼吸性移動影響小之骨作為界標。接著，在呼吸同步照射中，需要考量呼吸性移動之臟器的運動與骨的相對位置關係之定位，進行2階段的位置確認。又，對受腸內氣體運動影響之前列腺、及在照射中藉由體內之運動照射對象物之運動隨時間變化時之照射亦進行同樣確認。在本發明中，由於患者定位時與體內監視時之2對X射線產生部20與檢測部21的幾何配置相同，因此在要求以呼吸同步照射為代表之臟器的位置再現性之治療中，照射精度提高。

在本實施例中，藉由對於不旋轉之機架於患者長軸方向上設置2對X射線產生部20與檢測部21，機器設置或建築物構造不會變得複雜，可使維護或裝置整體小型化。當在半周式機架中為相同配置時，配置於束上游側的2對X射線產生部20與檢測部21中，分別至少1台配置於筒狀的旋轉機架內。因此，在旋轉機架內需要用於機器設置之複雜的支持器，維護時為旋轉機架內之作業，操作者負擔大。又，藉由照射裝置不旋轉，與需要高度及深度約為10 m的巨大筒狀構造體作為旋轉空間之旋轉機架相較，收納照射裝置之建築物為一半左右的大小，可大幅削減治療裝置的導入成本。

＜實施例3＞ ＜資訊處理裝置之構成＞ 圖15係表示控制荷電粒子束照射系統的資訊處理裝置100之構成例的方塊圖。資訊處理裝置100係控制自荷電粒子束照射裝置對患者治療部位之荷電粒子束的照射之電腦系統，可藉由所謂的伺服器裝置、PC、平板終端等實現，但並非限定於此。如圖15所示，資訊處理裝置100包含通信部110、輸入部120、控制部130、及計算部140。又，資訊處理裝置100亦可具備有輸出部150。

通信部110係可與外部裝置進行通信之通信介面。通信部110例如按照來自控制部130之指示，發送指示資訊，該指示資訊指示對於荷電粒子束照射裝置之照射部照射荷電粒子束之定時。又，根據來自通信部110、控制部130之指示，指示X射線產生部20照射X射線，且指示檢測部21發送X射線圖像。又，通信部110自外部裝置接受與患者相關之資訊，傳遞至控制部130。

輸入部120係具有接受來自資訊處理裝置100之操作員的輸入並向控制部130傳遞之功能的輸入介面。輸入部120例如藉由鍵盤或滑鼠等輸入設備等實現，但並非限定於此。輸入部120例如接受與患者治療有關之資訊的輸入，並將接受之輸入內容傳遞至控制部130。

控制部130係具有控制資訊處理裝置100之各部分之功能的處理器。控制部130藉由執行內置於電腦140之程式，而作為資訊處理裝置100發揮功能。作為資訊處理裝置100應發揮之功能，控制部130具備有治療控制部131與X射線控制部132。治療控制部131具有經由通信部110發送對荷電粒子束照射裝置指示荷電粒子束之照射的指示資訊之功能。X射線控制部132經由通信部110指示X射線產生部20照射X射線，取得由檢測部21檢測出之X射線圖像。X射線控制部132將取得之X射線圖像傳遞至治療控制部131。

計算部140具有對在X射線控制部132取得之X射線圖像進行圖像解析，確定作為治療對象之對象部位相對於患者之相對位置的功能。圖像處理部141對在X射線控制部132取得之X射線圖像進行圖像處理，解析圖像中的特徵量，並計算對象治療部位之位置。此時，執行既有的圖像濾波器（例如噪聲去除濾波器或輪廓強調濾波器）等最佳組合，減輕患者定位時放射線技師之負擔，但此處省略其細節。又，計算部140具有儲存部142。儲存部142係具有儲存資訊處理裝置100在作動上需要的各種程式或各種資料之功能的儲存媒體。儲存部142例如可藉由HDD（Hard Disc Drive，硬碟機）、SSD（Solid State Drive，固態硬碟機）、快閃記憶體等來實現，但並非限定於此。儲存部142儲存用於決定荷電粒子束之照射定時的學習模型143。又，如圖15所示，亦可藉由註冊在學習模型143中之學習模型計算治療部位之位置。學習模型143儲存於儲存部142。

學習模型143之一例係學習X射線圖像與臟器位置之對應關係的學習模型，輸入X射線圖像與表示治療部位之資訊，確定對象部位相對於患者之相對位置。圖像處理部141判定對象治療部位是否位於包含荷電粒子束之照射位置（等中心點）的可照射區域，確定照射定時。因此，學習模型143將與X射線圖像、及表示關於該X射線圖像各種臟器部位的資訊相對應之資訊作為教師資料，並學習複數個教師資料而生成。該學習模型143使用之演算法，除了習知已公開的演算法以外，例如亦可使用線性回歸（+正則化）、支持向量機（+核方法）、隨機森林、神經網路、深度學習或kNN（k最近鄰法）等，但並非限定於此。該學習模型143基本上根據作為治療對象之各患者，理想的是，對學習該患者之X射線圖像與治療對象位置的患者為固有模型，但亦可為學習複數個不同患者之X射線圖像與治療對象位置的通用模型。藉由對各患者準備專門模型，與利用通用模型相較，預計治療精度提高，另一方面，若為通用模型，則亦可在不同患者的每次治療時不準備模型。此處，用於學習之X射線圖像係由在圖7至圖9所示之位置配置之X射線產生部20與檢測部21拍攝的X射線圖像。即為，藉由相對於人體身高方向（長度方向）及相對於人體身高方向的水平方向傾斜地照射X射線而獲得之X射線圖像。藉由將表示在圖像內何種部位為何種臟器之何種部分的資訊（注解）與該X射線圖像對應，形成教師資訊，生成學習模型143。在本實施形態中，較佳為準備與由檢測部21a攝像之X射線圖像對應的第1學習模型143、及與由檢測部21b攝像之X射線圖像對應的第2學習模型143。再者，該注解可由醫療工作者等賦予。又，此處用於學習之圖像亦可為自CT圖像模擬X射線圖像而生成的數字重建放射影像。進而，可在學習模型143中註冊複數個學習模型。作為其他學習模型之例，可列舉以下學習模型：學習成為治療對象之照射部位、或該X射線圖像之曝射條件等與圖像濾波器的對應關係，使圖像濾波器最佳化。對取得的X射線圖像應用於學習模型143中選擇之圖像濾波器，由圖像處理部141解析地進行對象物之檢測。該情況下，亦確定對象部位相對於患者的相對位置，圖像處理部141判定對象治療部位是否到達了包含荷電粒子束之照射位置（等中心點）的可照射區域，可確定確定照射定時之對象部位相對於患者的相對位置。

輸出部150具有輸出自控制部130指定之資訊的功能。輸出部150例如可藉由監視器或揚聲器等實現，但並不限定於此。輸出部150之資訊輸出亦可以自向外部裝置發送資訊之態樣來實現。輸出部150例如亦可根據來自控制部130之指示，輸出與治療部位相關之資訊。

＜資訊處理裝置100之作動＞ 圖16係表示由資訊處理裝置100進行的荷電粒子束之照射控制之作動例之流程圖。

如圖16所示，資訊處理裝置100之通信部110接收X射線圖像。通信部110將接收之X射線圖像傳遞至控制部130。控制部130接受用於進行質子射線治療之呼吸同步之X射線圖像的輸入（步驟S1601）。即，控制部130藉由檢測部21檢測自X射線產生部20曝射之X射線，並接受藉由檢測而獲得之X射線圖像的輸入。如上所述，該X射線圖像非為如先前般使患者的身體與荷電粒子束平行（與由荷電粒子束之照射路徑而形成之假想平面相同的平面）而照射之X射線，而為藉由與由荷電粒子束通過之線形成的假想面交叉而照射之X射線進行攝像者。換言之，該X射線圖像係藉由相對於人體傾斜地照射之X射線進行攝像者。再者，此處接受之X射線圖像只要為可推定體內臟器之狀態的資訊即可，可為流式分佈之動態圖像，可為連續靜止圖像，亦可為每特定時間單位（例如可為0.1秒單位，但不限定於此）之動態圖像。

接著，資訊處理裝置100之通信部110或輸入部120接受與患者治療部位相關之資訊的輸入，並傳遞至控制部130（步驟S1602）。與治療部位相關之資訊，只要是至少可由資訊處理裝置100確定作為治療對象之對象部位相對於患者之相對位置的資訊即可。

控制部130自通信部110逐次接受X射線圖像之輸入，將該X射線圖像及與治療部位相關之資訊輸入至學習模型143（步驟S1603）。藉此，治療控制部131確定應照射荷電粒子束之定時（步驟S1604）。

並且，治療控制部131藉由通信部110向荷電粒子束照射裝置發送指示照射之指示資訊，以在特定定時照射荷電粒子束（步驟S1605）。

藉此，資訊處理裝置100可在適宜定時控制荷電粒子束之照射。

在本實施例中，對呼吸性移動之臟器，藉由在資訊處理裝置100中確定照射對象臟器之相對位置、或其他臟器與照射對象臟器之位置關係，可減少由放射線技師進行之作業，可減少由X射線曝射導致之輻射劑量。例如，作為體內資訊連續地取得呼吸一週期的X射線圖像，藉由設置於外部的複數個體外資訊取得裝置同時取得資訊。作為例子，藉由使呼吸波形或體表面等的運動與體內監視器資訊同步，治療中僅藉由體外資訊，可自資訊處理裝置100預測照射對象臟器之相對位置，或其他臟器與照射對象臟器之位置關係，並以適宜定時照射。因此，無需在照射中進行曝射，可降低患者的輻射量。再者，僅當藉由體外監視器資訊擔憂不穩定的呼吸波形時，亦可進行X射線攝影來確認相對的關係。

圖17係根據儲存於計算部140的儲存部142之資料，預測不穩定的呼吸波形並實施照射之第1控制例，且係示意性地表示X射線之照射、或荷電粒子束之曝射等定時等的時間圖。圖17自上依序表示：體外監視器資訊之波形、基於體外監視器資訊之束導通信號之波形、基於X射線曝射之照射對象位置資訊之波形、X射線曝射導通信號之波形、基於照射對象位置資訊之束導通信號之波形、荷電粒子束之照射波形。體外監視器資訊可為對患者外部進行攝像的影像之資訊，例如可為對患者腹部進行攝像之影像，亦可為根據該等影像示意性地表示腹部擴張程度之波形資訊。由體外監視器資訊產生的束導通信號係表示荷電粒子束之照射指示的資訊，且係由體外監視器資訊產生的患者呼吸穩定時形成之照射指示的資訊。X射線曝射之照射對象位置資訊係藉由進行X射線照射，對患者體內進行攝像，表示治療部位（荷電粒子束之照射對象部分）位置的資訊。又，X射線照射導通信號意指對X射線產生部20指示X射線之曝射的信號。又，照射對象位置資訊之束導通信號意指對藉由X射線曝射確定的治療對象部位指示荷電粒子束之照射的信號。並且，圖17之最下部的照射表示藉由照射對象位置資訊之束導通信號進行的荷電粒子束之照射定時。

首先，圖像處理部141解析治療中的患者體外監視器資訊。體外監視器資訊亦可為患者腹部等的攝像影像。荷電粒子束照射裝置基本上在可根據來自體外監視器資訊之資訊檢測到呼吸穩定之情況下（圖17之體外監視器資訊表示穩定之波系之部位），在患者身體為特定狀態、例如在圖17之例中為體外監視器資訊之值表示正值（特定值以上）時，即，在患者腹膜擴張特定以上之定時，藉由體外監視器資訊使束導通信號導通，執行荷電粒子束之照射。

此時，參照註冊於計算部140之儲存部142的患者體外監視器資訊與此時的呼吸波形資料，事先預測不穩定的呼吸波形。例如，以位於圖17之體外監視器資訊的箭頭部分為起點，預測由呼吸波形之虛線包圍之不穩定的呼吸波形1701。即，將體外監視器資訊作為輸入內容輸入至學習模型143，推定患者是否會發生呼吸紊亂。當產生不穩定的呼吸波形時，無法高精度地進行治療照射。因此，當預測不穩定的呼吸波形時，實施X射線之攝像。即，對X射線產生部20指示開始X射線之曝射、由檢測部21進行之攝像。其後，在由X射線照射檢測之治療部位（照射對象位置資訊）到達照射位置時，執行荷電粒子束之照射。在執行X射線曝射期間，繼續由學習模型143與體外監視器資訊預測呼吸波形。其後，在可根據體外監視器資訊預測呼吸波形穩定之階段（由圖17之虛線1702包圍之區域之階段），停止X射線攝像。藉此，可降低不必要之曝射劑量。其後，返回至根據體外監視器資訊之荷電粒子束的照射控制。再者，返回至根據體外監視器資訊之荷電粒子束的照射控制之定時可為可預測呼吸波形穩定的階段，且亦可為取得根據體外監視器資訊之治療對象部位之位置、與藉由X射線曝射檢測之治療對象部位之位置的同步之定時。根據第1控制例，由於X射線曝射僅在呼吸不穩定之定時進行，因此較治療中持續地曝射X射線更可減輕裝置的處理負擔。又，根據第1控制例，即使在根據體外監視器資訊之治療對象部位的檢測因呼吸紊亂而無法進行之情況下，亦可恢復至根據體外監視器資訊之治療對象部位的檢測。

或者，進而在呼吸同步照射中，僅在照射閘之開始定時與結束定時（呼吸閘的導通信號開始附近與導通信號結束附近之定時）進行X射線攝影，確認照射對象位於既定範圍，當偏離最初之相對關係時，藉由修正呼吸波形之照射定時，亦可減少X射線攝像之曝射劑量。圖18表示在進行基於體外監視器資訊之照射之呼吸閘的導通信號附近與導通信號結束附近之定時，實施X射線攝像的第2控制例。在圖18中各信號的內容與圖17之情況相同，但追加了表示自體外監視器資訊預測之治療對象部位之位置的照射對象位置預測之波形。在第2控制例中，如圖所示，週期性地執行X射線曝射之照射對象位置的檢測。由於患者的呼吸基本上為週期性，故而僅在吸氣與呼氣之定時進行X射線曝射，判定照射對象位置是否存在於所期望之位置。當未預測到不穩定的呼吸時，與第1控制例同樣，根據體外監視器資訊執行荷電粒子束之導通控制。即，在體外監視器資訊為既定值以上之定時，執行荷電粒子束之照射。

另一方面，當可根據X射線圖像檢測出照射對象位置不在所期望之位置時（參照圖18的虛線1801），可檢測出與體外監視器資訊、X射線曝射的週期性定時之相對關係產生偏差。當檢測出如此偏差時，荷電粒子束照射系統將X射線曝射自間歇性曝射切換為持續性曝射。在進行持續性的X射線曝射期間，根據X射線圖像，持續性確定治療對象部位之位置。並且，在治療對象部位來到照射位置之定時，執行荷電粒子束之照射。並且，當患者呼吸穩定時，荷電粒子束照射系統取得由X射線曝射確定之治療對象部位的位置，與自體外資訊確定之治療對象部位之位置的同步，決定週期性地進行X射線曝射之照射定時。當決定該照射定時時，中止持續性的X射線曝射，恢復為間歇性的X射線曝射。

又，當實施例2之具有不旋轉機架之照射束裝置50與實施例3組合時，由於可確保患者周圍之大空間，因此體外資訊取得裝置例如可設置3D照相機或超聲波裝置等。不僅是體外資訊，為了更精密地確定位置，亦可確保設置較大裝置即MRI等不受輻射之裝置的空間。例如，MRI為較X射線圖像之幀率低的幀率，但可自資訊處理裝置100更高精度地確定照射對象臟器之相對位置、或其他臟器與照射對象臟器之位置關係，並在適宜定時進行照射。

圖19a至圖19c係示意性地表示先前之全周式機架、半周式機架中X射線產生部20與檢測部21的相對位置關係、與本發明中X射線產生部與檢測部的相對位置關係之圖。圖19a係表示非為本發明之旋轉機架的荷電粒子束照射系統中X射線產生部與檢測部之配置例的圖，圖19b係表示全周式機架中X射線產生部與檢測部之相對位置關係的圖，圖19c係表示半周式機架中X射線產生部與檢測部之相對位置關係的圖。圖19a至圖19c中的虛線表示自被照射之荷電粒子束之複數個軌道生成的假想平面P（假想平面17）。又，F1、F2分別表示檢測部，X1、X2表示X射線產生部。又，上游、下游，上游為荷電粒子束照射裝置之荷電粒子束的產生源側，下游表示荷電粒子束的射出側。

如若比較圖19a、圖19b及圖19c則可明瞭，本發明之非為旋轉機架之荷電粒子束照射系統與先前之全周式機架或半周式機架在連接X射線產生部（X射線產生部X1、X射線產生部X2）與檢測部（檢測部F1、檢測部F2）之對的軸，即，連接X射線產生部X1與檢測部F1之線，與連接X射線產生部X2與檢測部F2之線（均未圖示）於假想平面P上交叉這一點上係共通的。另一方面，可以說本發明之非旋轉機架之荷電粒子束照射系統與先前之全周式機架或半周式機架，在自裝置上游向下游之朝向相對於假想平面P平行或正交這一點上係不同的。又，如若圖19a與圖19c比較則可明瞭，本發明之非旋轉機架之荷電粒子束照射系統與先前之全周式機架，在所有的檢測部是否位於較X射線產生部更靠上游側這一點上係不同的。進而，如若圖19a與圖19b比較則可明瞭，兩者在X射線產生部（X射線產生部X1、X射線產生部X2）與檢測部（檢測部F1、檢測部F2）是否夾著假想平面P處於同一側上係不同的。綜上所述，本發明之非旋轉機架之荷電粒子束照射系統的特徵之一，可列舉滿足以下2個條件：(i)X射線產生部與檢測部之各者相對於假想平面P不存在於同一側；(ii)所有檢測部（或X射線產生部）相對於X射線產生部（或檢測部）配置於上游側。

＜彙總＞ 在上述實施形態之荷電粒子束照射系統中，作為照射荷電粒子束之裝置，不使用旋轉式機架，將第1X射線產生部與第2X射線產生部配置為與由荷電粒子束照射裝置可選擇之該荷電粒子束的複數個軌道形成之假想平面呈面對稱；在將該荷電粒子束入射至該荷電粒子束照射裝置之一側設為上游側，將該荷電粒子束自該荷電粒子束照射裝置射出之一側設為下游側時，第1檢測部與第2檢測部位於較第1X射線產生部與第2X射線產生部更靠上游或下游之位置，藉此可抑制荷電粒子束照射裝置之巨大化，且使用X射線實現呼吸同步法。

藉由將X射線產生部與檢測部配置於荷電粒子束照射裝置之左右的地面與天花板，並自照射裝置分離，因此在治療束照射時不退避X射線產生部與檢測部，確保患者周圍空間大。因此，X射線產生部與檢測部的設置精度不會因插入/退避之驅動而改變，治療精度不會降低。又，可變更治療照射角度，且進行患者定位，而可縮短治療時間，可增加每一治療室的治療患者數。進而，可確保治療台繞等中心點旋轉之空間，且以一定的幾何配置確認患者位置，提高在非共面照射之治療精度。

在呼吸同步照射中，在一系列治療中，作為患者定位與照射中之體內監視器取得之圖像可以相同的幾何方式評價，而不取決於照射角度。在患者定位時，需要以呼吸性移動影響小之骨為基準，進一步考慮呼吸性移動之臟器的運動與骨的相對位置關係進行定位，進行2階段的位置確認。此時，由於患者定位時與體內監視時之2對X射線發生部與檢測部的幾何配置相同，因此呼吸同步照射之治療精度提高。

＜變化例＞ 上述實施形態所示之荷電粒子照射系統及資訊處理裝置100並非限定於上述實施形態所示之態樣。適宜地，可在本技術領域技術人員之見解內進行變更。以下，對各種變形例進行說明。

(1)上述資訊處理裝置100亦可具備有用於學習學習模型143之學習部。即，可具備有根據複數個教師資料，按照特定演算法進行學習，生成學習模型143之功能。

又，資訊處理裝置100可具備有再學習部，該再學習部對於學習模型143，接收新教師資料之輸入並進行再學習。藉由具備有再學習部，獲得更多教師資料（知識），可提高推定之精度。

(2)在上述實施形態中說明了學習模型143為1個的情況，但學習模型143亦可為複數個。即，學習模型143例如亦可就每一治療對象之臟器而作成。就每一臟器將學習模型143進行細分化，可進行更高精度之學習，可實現高精度荷電粒子束之照射。

(3)在上述實施形態中，學習模型143可就每一接受治療的患者而作成，在該情況下，學習模型143亦可將患者的治療部位作為注解資訊，賦予X射線圖像，進行學習。藉由就每一患者生成學習模型143，可實現更高精度的荷電粒子束之照射。又進一步，學習模型143不僅有自於接受治療之相應患者中，在治療前拍攝之事先圖像資訊等構築之情況，亦有自至今為止實施了治療之不特定患者的X射線圖像等患者資料，在相應患者治療前構築之情況。藉此，可期待藉由學習資料數之增加來提高治療精度。在該方法中，不僅期待伴隨呼吸性移動之臟器在治療時的照射控制，亦期待使用骨的X射線圖像之骨骼定位的定位精度提高。

(4)在上述實施形態中，X射線與假想平面17所成之角度係任意的，X射線產生部20只要係在不妨礙移動車輛10之移動的荷電粒子束照射裝置兩側具備之結構即可。此時，X射線產生部20儘量設置於荷電粒子束照射裝置之附近，可防止治療室之巨大化，但理想的是將荷電粒子束照射裝置之殼體或位於治療位置時之移動車輛10配置於不妨礙X射線圖像之取得的位置。又，在上述實施形態中，顯示設有與2個X射線產生部20對應之檢測部21之例，但此可為一對，亦可設置為較二對更多之與X射線產生部對應的檢測部之對。

(5)本發明之各實施形態的程式可以儲存於資訊處理裝置可讀取之儲存媒體之狀態被提供。儲存媒體可將程式儲存於「非臨時有形媒體」。例如，程式可包含軟體程式或資訊處理裝置程式。

儲存媒體在適宜情況下，可包含1個或複數個基於半導體之、或其他積體電路(IC)（例如，場式可程式閘陣列(FPGA)、特殊應用IC(ASIC)等）、硬碟機(HDD)、混合式硬碟(HHD)、光碟、光碟機(ODD)、光磁碟、光磁碟機、軟碟片、軟碟機、磁帶、固態硬碟器(SSD)、RAM驅動器、安全數位卡或驅動機、任意其他適宜儲存媒體、或可包含該等2種以上之適宜組合。儲存媒體在適宜情況下，可為揮發性、非揮發性或揮發性與非揮發性之組合。

又，本發明之程式亦可經由可傳輸該程式之任意傳輸媒體（通信網路或廣播波等）被提供至資訊處理裝置100。

又，本發明之各實施形態亦可以程式藉由電子傳輸而實現之、嵌入載波中之資料信號的形態來實現。

再者，本發明之程式例如可使用Java Script（注冊商標）、Python等腳本語言、C語言、Go語言、Swift、Koltin、Java（注冊商標）等任意編程語言來實現。

(6)本發明亦可為資訊處理裝置100對來自荷電粒子束照射裝置之荷電粒子束的控制方法。即，本發明之一態樣係一種由荷電粒子束照射系統進行的荷電粒子束之照射控制方法，其包括：荷電粒子照射裝置，其具備有藉由使荷電粒子束偏轉，連續地改變荷電粒子束向等中心點之照射角的偏轉電磁鐵；與沿著該偏轉電磁鐵之有效磁場區域之射出側之形狀連續地移動的照射噴嘴；及照射X射線之X射線產生部、檢測該X射線之檢測部；且自該偏轉電磁鐵射出之荷電粒子束通過該照射噴嘴，並照射至該等中心點，以連接該X射線產生部與該檢測部之假想線、與藉由自該照射噴嘴對該等中心點照射之荷電粒子束形成的假想平面不平行地相交之方式配置該X射線產生部與該檢測部；資訊處理裝置利用接受由該檢測部檢測出之X射線圖像的第1接受步驟、接受由荷電粒子束進行治療之患者的治療部位之資訊的第2接受步驟、學習由該檢測部檢測出之X射線圖像與該X射線圖像中臟器的位置關係之學習模型、在該第1接受步驟中接受之X射線圖像、及在該第2接受步驟中接受之該患者的治療部位之資訊，執行控制照射該荷電粒子束之定時的控制步驟。

(7)圖16所示之流程圖的處理可在獲得同樣結果之範圍內適宜變更。例如，步驟S1601與S1602之處理可先執行步驟S1602之處理，亦可同時執行步驟S1601之處理與步驟S1602之處理。

顯然，本領域的具有通常知識者可以對本發明進行各種改動和變型而不脫離本發明的精神和範圍。這樣，倘若本發明的這些修改和變型屬本發明申請專利範圍及其等同技術的範圍之內，則本發明也意圖包含這些改動和變型在內。

1:荷電粒子束照射系統 10:移動車輛 11:照射噴嘴 15:治療台 16:臂 16’:驅動機構部 17:假想平面 20:X射線產生部 20a:X射線產生部 20b:X射線產生部 21:檢測部 21a:檢測部 21b:檢測部 30:治療室 50:荷電粒子束照射裝置 50a:荷電粒子束照射裝置 50b:荷電粒子束照射裝置 51:凹部 52:導軌 55:裝飾壁 70:切割電磁鐵 80:偏轉電磁鐵 81a:有效磁場區域 81b:有效磁場區域 82:入射側 83:射出側 84a:第1線圈對 84b:第2線圈對 85a:磁極 85b:磁極 86:磁軛 90:束輸送系統 100:資訊處理裝置 110:通信部 120:輸入部 130:控制部 131:治療控制部 132:X射線控制部 140:計算部 141:圖像處理部 142:儲存部 143:學習模型 150:輸出部 161:室內設備控制系統 162:X射線產生部控制系統 163:檢測部控制系統 164:治療台控制系統 165:加速器控制系統 166:照射控制系統 167:治療綜合控制系統 1701:呼吸波形 1702:虛線 1801:虛線 F1:檢測部 F2:檢測部 L:特定距離 O:等中心點 P:假想平面 P1:點 P2:點 Q:偏轉起點 R:距離 r ₁:等距離 r ₂:曲率半徑 U:患者 X1:X射線產生部 X2:X射線產生部 Ø:偏轉角 θ:照射角 α:角度 β:角度 S1601-S1605:步驟

圖1係粒子線治療設施之模式圖； 圖2a係照射噴嘴附近之側視圖； 圖2b係照射噴嘴附近之前視圖； 圖3係未配置X射線產生部之狀態下荷電粒子束照射系統的立體圖； 圖4a係圖3所示之荷電粒子束照射系統的左側視圖； 圖4b係同一荷電粒子束照射系統的右側視圖； 圖5係圖3所示之荷電粒子束照射系統的前視圖； 圖6a係圖3所示之荷電粒子束照射系統的平面圖； 圖6b係同一荷電粒子束照射系統的後視圖； 圖7係配有X射線產生部及其檢測部、載置患者之移動車輛之荷電粒子束照射系統的斜視圖； 圖8係圖7所示之荷電粒子束照射系統的右側視圖； 圖9係圖7所示之荷電粒子束照射系統的前視圖； 圖10係說明由荷電粒子束照射裝置進行的荷電粒子束之照射機制的圖； 圖11係具備有荷電粒子束照射裝置之治療室的俯視圖之一例； 圖12係表示X射線攝像裝置之設置條件的概略圖； 圖13係表示X射線攝像裝置之有效視野與設置角度之關係的圖； 圖14係表示荷電粒子束照射裝置之系統構成例的系統構成圖； 圖15係表示控制由荷電粒子束照射裝置進行之荷電粒子束之照射之資訊處理裝置之構成例的方塊圖； 圖16係表示由資訊處理裝置進行荷電粒子束照射裝置之控制動作例的流程圖； 圖17係進行呼吸波形預測，進行治療照射時之時間圖的一例； 圖18係進行呼吸波形預測，進行治療照射時之時間圖的另一例； 圖19a係表示本實施形態之荷電粒子束照射系統、X射線產生部及檢測部之配置關係的圖； 圖19b係表示在先前之全周式機架中荷電粒子束照射系統、X射線產生部及檢測部之配置關係的圖； 圖19c係表示在先前之半周式機架中荷電粒子束照射系統、X射線產生部及檢測部之配置關係的圖。

1:荷電粒子束照射系統

10:移動車輛

11:照射噴嘴

15:治療台

16:臂

17:假想平面

20:X射線產生部

20a:X射線產生部

20b:X射線產生部

21:檢測部

21a:檢測部

21b:檢測部

50:荷電粒子束照射裝置

U:患者

Claims (4)

1. 一種荷電粒子束照射系統，其具有： 荷電粒子束照射裝置，其自加速器射出後，被輸送之荷電粒子束入射，可往向等中心點射出； 第1X射線產生部與第1檢測部、第2X射線產生部與第2檢測部；且 自第1X射線產生部與第2X射線產生部產生之X射線通過等中心點，並分別由第1檢測部與第2檢測部檢測； 第1X射線產生部與第2X射線產生部配置為，夾著由該荷電粒子束照射裝置可選擇之該荷電粒子束的複數個軌道形成之假想平面； 在將該荷電粒子束入射至該荷電粒子束照射裝置之一側設為上游側，將該荷電粒子束自該荷電粒子束照射裝置射出之一側設為下游側時，第1檢測部與第2檢測部位於較第1X射線產生部與第2X射線產生部更靠上游或下游之位置。
2. 如請求項1之荷電粒子束照射系統，其中，該複數個軌道係自以一定間隔固定設置於該荷電粒子束照射裝置上之照射部而照射者。
3. 如請求項1之荷電粒子束照射系統，其中，該第1X射線產生部與該第2X射線產生部配置為相對於該假想平面呈面對稱。
4. 如請求項1之荷電粒子束照射系統，其中， 該複數個軌道受會聚電磁鐵之影響而形成，該會聚電磁鐵具備有配置為夾著該荷電粒子束之路徑的線圈對； 該會聚電磁鐵構成為， 當向該線圈對輸入電流時，生成磁場朝向與荷電粒子束的行進方向（X軸）正交之方向（Z軸）的有效磁場區域，此處，將與X軸及Z軸兩者正交之軸設為Y軸； 在XY面上， 在偏轉起點Q以相對於X軸之偏轉角Ø偏轉，入射至該有效磁場區域之荷電粒子束由該有效磁場區域偏轉，以相對於X軸之照射角θ照射至等中心點； 該有效磁場區域之荷電粒子束的射出側之邊界上的任意點P2位於距該等中心點等距離r ₁之位置； 該有效磁場區域之荷電粒子束的入射側之邊界上的點P1與該點P2位於曲率半徑r ₂及中心角(θ＋Ø)之圓弧上；且 當將該偏轉起點Q與該等中心點之間的距離設為L時，該偏轉起點Q與該點P1之間的距離R滿足關係式(4)： (4)。