TWI404549B - 膠塊土、膠塊土之製造方法、粒子束治療裝置，及治療計劃裝置 - Google Patents

膠塊土、膠塊土之製造方法、粒子束治療裝置，及治療計劃裝置 Download PDF

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Description

膠塊土、膠塊土之製造方法、粒子束治療裝置，及治療計劃裝置
本發明係關於在使用帶電粒子射束的粒子束治療裝置中，為了將帶電粒子射束的能量分佈因應照射對象加以調整所使用的膠塊土及其製造方法、使用該膠塊土的粒子束治療裝置以及用以決定該膠塊土的樣式的治療計畫裝置。
粒子束治療係對作為治療對象的患部照射帶電粒子射束，以對患部組織造成破壞來進行治療者，其為廣義的放射線治療的一種。即使在放射線之中，質子束及重離子束等帶電粒子射束亦不同於以往的γ射線、X光，其在體內深部中賦予劑量可急遽地達到最大。該賦予劑量之峰值係被稱作布勒格尖峰(Bragg peak)，其發生的位置(到達深度)係藉由帶電粒子的能量來決定。其原因在於，因為帶電粒子具有在通過物質時能量會逐漸地消失，而在運動能量成為0時賦予較多劑量的性質。因此，在粒子束治療中，不僅是藉由控制平面形狀，藉由控制能量分佈亦可控制深度方向之照射範圍。因此，為了能夠控制周邊組織的曝露程度，且賦予患部組織充分的劑量，而要求一種能適切地控制平面及深度方向的照射範圍(以下均稱為照射場(illumination field))的粒子束治療裝置。
在粒子束治療裝置的射束照射方式中，現在被廣泛採用之被稱作寬射束(broad beam)照射法的照射方式中，除了將從加速器供應的細射束加以擴大外，並且藉由穿透用以形成平面形狀的射線調準器(collimator)以及用以形成能量分佈的膠塊土的方法，以進行照射場的成形(參照例如專利文獻1至專利文獻4)。此時，於膠塊土中，在射束穿透時會對應其穿透長度(厚度)而使能量衰減，故為了能補償從照射對象的身體表面到照射部位的深度分佈，而設定有厚度分佈。例如，將照射對象的深部(Distal)側的面當作設定基準時，即以將射束視為平行光，使深部側的面進入到膠塊土的方式，嚴格來說，以將膠塊土從深部側的面重疊於位在身體表面側的組織時會形成一定厚度的方式，來設定膠塊土的厚度。或者考慮到點光源的擴散性，而將膠塊土以朝面方向依預定倍率擴大的膠塊土加以重疊時會成為一定厚度的方式予以設定。
(先前技術文獻) (專利文獻)
專利文獻1：日本特開平10-255707號公報(段落0009至0020、第1圖、第5圖)
專利文獻2：日本特開2006-166947號公報(段落0015至0016、第1圖)
專利文獻3：再公表發明專利WO2006/082651號公報(段落0012至0013、第4圖)
專利文獻4：日本特開2007-54537號公報(段落0017、第1圖)
如上所述，習知的膠塊土係僅考慮到粒子射束為平行光或者點光源之擴散性來設定厚度分佈。然而，即使是寬射束的照射法，亦如專利文獻1、專利文獻2所示，以利用電磁鐵的掃描將射束擴大的情形中，在垂直於射束軸的面內，在兩個方向分別需要電磁鐵，例如x方向電磁鐵及y方向電磁鐵。因此，實際的粒子射束在x方向及y方向開始擴散的起點會變得不同。因此，若不考慮到因方向所致的擴散方式的不同，而僅想到平行光及點光源，以設定膠塊土的厚度時，會有無法正確地形成適於照射對象的深度方向形狀的照射場的問題。
本發明係為了解決前述問題所研創者，其目的為獲得一種能正確地形成適於照射對象的深度方向形狀之照射場的膠塊土以及粒子束治療裝置。
本發明之膠塊土係設置於粒子束治療裝置，用以按照被照射部來調整粒子束的能量分佈之膠塊土，其係在從該膠塊土之上游側入射到該膠塊土的粒子束的射束軸上，設定第一基準點以及位在較前述第一基準點下游側的第二基準點，將前述第一基準點當作起點，並藉由相對於前述射束軸之第一傾斜度與第二傾斜度來定義穿透該膠塊土而到達前述被照射部的粒子束的照射軌道，該第一傾斜度係以垂直於前述射束軸且包含前述第一基準點的第一軸為中心，該第二傾斜度則以垂於前述射束軸及前述第一軸或垂直且包含前述第二基準點的第二軸為中心；並且對於預先設定的前述第一傾斜度與前述第二傾斜度的複數個組合設定該膠塊土的形狀，俾使分別定義的照射軌道中粒子束在該膠塊土內的路徑長度，得以補償從較前述被照射部更上游側的身體表面到前述被照射部為止的路徑長度。
另外，本發明之膠塊土的製造方法，係具備：對於前述第一傾斜度與前述第二傾斜度的組合之各者，取得屬於從前述身體表面到前述被照射部為止的路徑長度的體內深度資料的步驟；設定膠塊土的形狀，使之成為用以補償前述所取得的體內深度資料的路徑長度之步驟；依據前述所設定的膠塊土的形狀，產生膠塊土的加工資料的步驟；以及依據前述所產生的加工資料來加工膠塊土的步驟。
另外，本發明之粒子束治療裝置，係具備有：照射嘴，係以沿著從加速器所供給的粒子束的行進方向相連繫，並且掃描方向分別相異的兩個電磁鐵，掃描前述粒子束，並以擴大照射場的方式進行照射；以及上述膠塊土，係配置在從前述照射嘴所照射的粒子束中；而前述膠塊土係配置成：用以設定該膠塊土之形狀的前述第一軸與前述兩個電磁鐵中之上游側電磁鐵的掃描軸一致，並且前述第二軸則與另一方電磁鐵的掃描軸一致。
另外，本發明之治療計畫裝置，係具備有：三維資料產生單元，係從包含前述被照射部的照射對象的影像資料產生三維資料；照射條件設定單元，係依據所產生的三維資料來設定照射條件；以及膠塊土資料產生單元，係依據所設定的照射條件，產生上述粒子束治療裝置之膠塊土的形狀資料；而前述三維資料產生單元係使用至少由前述上游側的電磁鐵的偏向角所形成的前述第一傾斜度、以及由前述另一方電磁鐵的偏向角所形成的前述第二傾斜度來產生前述三維資料。
依據本發明之膠塊土、膠塊土之製造方法、粒子束治療裝置及治療計畫裝置，由於係按照穿透膠塊土而到達照射對象的粒子射束方向所產生導致的擴散方式的不同來設定膠塊土的形狀，故能正確地形成適於照射對象的深度方向形狀之照射場。
(第一實施形態)
以下，說明關於本發明第一實施形態之膠塊土及粒子束治療裝置的構成。第1圖至第5圖係用以說明關於本發明第一實施形態之膠塊土及粒子束治療裝置的構成以及膠塊土的製造方法者，而第1圖係顯示具備膠塊土的粒子束治療裝置的照射系統的構成之圖。第2圖係為用以顯示粒子束治療裝置及膠塊土的構成之從對於第1圖之帶電粒子射束的中心(z方向)垂直的方向觀視之圖，第2圖(a)係從y方向觀視之側面圖，而第2圖(b)從x方向觀視之側面圖。第3圖係用以說明粒子束照射裝置的照射系統中，射束的線束形狀者，第3圖(a)係顯示射束線束整體的外觀之圖，第3圖(b)及第3圖(c)係從對於第3圖(a)之帶電粒子射束的中心(z方向)垂直的方向觀視之圖，第3圖(b)係從y方向觀視之側面圖，而第3圖(c)從x方向觀視之側面圖。第4圖係為了說明關於考慮到射束的擴散方式的膠塊土的厚度設定，將射束線束中的膠塊土與包含屬於照射對象的患部之患者身體的部分加以抽出而顯示者，第4圖(a)係顯示射束線束中的膠塊土與照射對象的外觀之圖，第4圖(b)及第4圖(c)係從對第4圖(a)之帶電粒子射束的中心(z方向)垂直的方向觀視之圖，第4圖(b)係從y方向觀視之側面圖，而第4圖(c)係從x方向觀視之側面圖。另外，第5圖係為用以說明膠塊土的製造方法之流程圖。
以詳細地說明膠塊土的構成之前提而言，首先說明關於包含膠塊土，以用來形成照射場的粒子束治療裝置的照射系統。如第1圖及第2圖所示，粒子束治療裝置10係為將從未圖示之加速器所供給的帶電粒子射束B，按照屬於照射對象的患者K的患部IS，予以加工並照射的裝置。因此，具備有：搖擺電磁鐵1(上游1a、下游1b)，藉由將從加速器所供給的所謂筆尖(pencil tip)狀的帶電粒子射束B在圓軌道掃描的動作，以擴大照射場的照射嘴(nozzle)而發揮功能；脊形波導濾膜(ridge filter)2，用以按照患部IS的厚度，使布勒格尖峰的寬度擴大；變幅移位器(range shifter)3，按照距離照射對象IS的身體表面的深度(體內深度)，改變帶電粒子射束B的能量(射程)；阻擋射線調準器(block collimator)4，將經擴大的照射場的面(xy)方向的擴散加以限制在預定範圍，以防止對正常組織進行多餘的照射；多片型射線調準器(multi-leaf collimator)5，以複數個片板與分別驅動各片板的片板驅動機構所構成，用以使照射場之面方向形狀以配合照射對象IS之面方向形狀的方式來限制；及膠塊土6，將帶電粒子射束B的射程，以配合照射對象IS的深度(z)方向的形狀的方式加以限制。
接著，說明關於在藉由使用了搖擺法的照射嘴使照射場擴大的照射系統中的動作及原理。
受到未圖示之加速器所加速，並穿透輸送系統的帶電粒子射束B係做為直徑數mm左右的所謂的筆尖射束被往照射系統引導。被引導至照射系統的帶電粒子射束B係利用以搖擺電磁鐵1以描繪圓軌道的方式進行掃描。搖擺電磁鐵1一般而言係如圖所示準備有x方向用電磁鐵1a及y方向用電磁鐵1b，並將兩個電磁鐵以沿著帶電粒子射束B的中心軸XB 相連繫的方式配置。於此，為了讓說明更明確而定義x方向及y方向。雖在各種各樣的規格中都定義有座標系統，然於本說明書中係按照下述的方式。將帶電粒子射束B的行進方向設為z軸的正方向。而x軸與y軸係為正交於z軸之軸，而x軸與y軸亦相互正交。接著，xyz座標系統係採用右手座標系統的方式。在第1圖及第2圖的例子中，上游搖擺電磁鐵1a係往x方向進行射束掃描，而下游搖擺電磁鐵1b係朝y方向進行射束掃描。藉由兩個電磁鐵1a、1b的掃描，照射場係成為往xy方向(面方向)擴散。
照射場被擴大的帶電粒子射束B係通過脊形波導濾膜2。脊形波導濾膜2係將例如錐狀體或剖面為三角形的板，形成在面內排列有多數個的方式，當將照射場內分割為例如多個小區域時，即按每個小區域存在有通過不同的厚度之射束。於圖中，為了便於理解，係記載為圓錐以劍山的方式排列。藉此，布勒格尖峰的寬度SOBP(Spread-Out Bragg Peak)受到擴大。亦即，藉由脊形波導濾膜2，照射場係變成亦往z方向擴散。接著，照射場經擴散的帶電粒子射束B係通過變幅移位器3。變幅移位器3係用以轉換帶電粒子射束B的能量之裝置。藉由變幅移位器3可將受到擴大的照射場照射到期望的體內深度。接著，通過了變幅移位器3的射束係會通過阻擋射線調準器4。阻擋射線調準器4係為設有通過孔PH的金屬塊等，以限制照射場的平面方向(xy面)的擴散。若事先限制照射場，則可用來防止對正常組織進行無謂的照射。
接著，帶電粒子射束B係通過多片型射線調準器5。多片型射線調準器5係利用藉複數個片板5L 的位置所形成的穿透形狀PS，將照射場的垂直於射束軸XB 之面(xy)方向之形狀配合屬於照射對象之患部IS的形狀予以限制者。亦即，照射場係藉由多片型射線調準器5以進行朝xy方向的限制、成形者。此外，在多片型射線調準器5係至少具備有片板5L 及驅動各片板5L 的片板驅動機構5D 。然而，片驅動機構5D ，只要能規定片板的驅動軌道，則其本身的構成不是重要的因素，以圖記載片驅動裝置5D 本身時，要顯示片板5L 的構成就變得困難，故在上述第1圖、第2圖及以後的圖中，為了簡略化，而在多片型射線調準器5之中，係以僅將片板5L 或片板5L 集合而成的形態加以抽出的方式呈現。
最後，帶電粒子射束B係通過膠塊土6。膠塊土6係為由樹脂等所做成的限制器，其係形成為例如將患部的末端(Distal)面距離身體表面的深度加以補正的形態，作為就患部IS的深度形狀。於此，照射場，其能量係受到限制(在z方向成形)，並成為具有與末端形狀相同的形狀。亦即，照射場係做成為藉由膠塊土6朝深度(z)方向予以限制、成形。此外，所謂的末端面係從患部IS的身體表面所見的深部側的面，也會考慮到補償對稱性地指向淺部側的尾端的(Proximal)面的深度的情形。另外，關於於膠塊土6中進行深度方向的限制、成形的原理及作用，將在後文詳細地敘述。
粒子束治療裝置之照射系統的作用，係將要照射的照射場配合患部IS而成形者。就此方法而言，在本第一實施形態之粒子束治療裝置採用的搖擺法中，係僅藉由搖擺電磁鐵1來將面方向照射場加以擴大。該方法的具體例子，係例如為顯示於專利文獻1之「螺旋射束掃描之大面積均勻照射法」，在搖擺法中，亦被稱為螺旋搖擺法。螺旋搖擺法，簡單來說，為將射束(註：以下並不限於本實施形態之粒子束治療裝置，亦包含一般而言在裝置使用的帶電粒子射束時，係只稱作「帶電粒子射束」，再者，使用在帶電粒子射束的放射方向等的說明的情形，係稱作「射束」)以螺旋狀掃描以擴大照射場者。藉由對其照射場內的掃描軌道(掃描軌跡)進行鑽研以確保平坦度。此外，利用螺旋搖擺法之射束的掃描軌道，可見於專利文獻1的第1圖等。
另一方面，在搖擺法而言，一般稱為搖擺法的情形，多為指單圓搖擺法的情形，這樣的情形下，在照射場的擴大上係藉由散射體來確保平坦度。因此，即使是同樣的搖擺法，亦有使用與未使用散射體者，而射束的方向性亦因為散射體的有無而不同。在使用散射體的情形，相對於同樣大小的照射場，射束的掃描角相較於掃描法為小即可。因此，即使如以往的方式假定為平行射束或者點光源式擴散的射束以製作膠塊土也不會產生那麼大的問題。另一方面，在本第一實施形態使用的螺旋搖擺法般未使用散亂體，僅以掃描電磁鐵來擴散射束的情形，通過某一點之射束的照射方向係為主要由距離掃描電磁鐵的位置來決定的一個方向。
第3圖係為顯示本第一實施形態之粒子束治療裝置10的照射系統內的二連式搖擺電磁鐵1之帶電粒子射束B的擴散方法(射束束FB 的形狀)之示意圖。由於運用螺旋搖擺法，故帶電粒子射束B係如第3圖所示的方式擴散，而不會成為點光源形式。為了簡化，將顯示於第3圖的帶電粒子射束B之擴散方法稱作「二連掃描式擴散」。在射束不是點光源，而是二連掃描式擴散的情形時，有設計適用於此方法的限制器的必要。
關於二連掃描式擴散，在此稍微加以詳細的說明。
如第3圖所示，帶電粒子射束B係從上方朝下方(z方向)照射。帶電粒子射束B原本係以被稱為筆尖型射束的較細的狀態供給。在射束軸XB 上係設定了基準點CPa及基準點CPb。基準點CPa係可視為為配置有上游搖擺電磁鐵1a(嚴格的來說係掃描軸Asa )的位置，同樣地，基準點CPb係可視為為配置有下游搖擺電磁鐵1b(嚴格的來說係掃描軸Asb )的位置。
配置於基準點CPa之上游搖擺電磁鐵1a係將基準點CPa當作基準來進行帶電粒子射束B的掃描。上游搖擺電磁鐵1a的帶電粒子射束B之掃描方向，係為朝第3圖(b)的面內(xz面)掃描的方向，而通過射束軸XB 上的基準點CPa，垂直於射束軸XB 的軸Asa 係成為上游搖擺電磁鐵1a的作用軸(掃描軸)。另外，配置於基準點CPb之下游搖擺電磁鐵1b係將基準點CPb當作基準來進行帶電粒子射束B的掃描。下游搖擺電磁鐵1b的帶電粒子射束B之掃描方向，係為朝第3圖(c)的面內(yz面)掃描的方向，並通過射束軸XB 上的基準點CPb，而垂直於射束軸XB 及軸Asa 之Asb 成為下游搖擺電磁鐵1b的作用軸(掃描軸)。也就是，上游搖擺電磁鐵1a的掃描方向(x)與下游搖擺電磁鐵1b的掃描方向(y)係垂直於射束軸XB ，下游搖擺電磁鐵1b的掃描方向(y)與上游搖擺電磁鐵1a的掃描方向(x)係成為垂直。
再來，使用第3圖以幾何學之角度說明關於上述射束FB 的形狀。
如第3圖(b)所示，畫出將基準點CPa當作上端點的鉛直(z方向)的線段，並在線段上的基準點CPa以外的位置設置基準點CPb。在使基準點CPa當作中心將線段旋轉±α度時，會得到線段所通過的扇形Fsa。該扇形Fsa係相當於僅使用上游搖擺電磁鐵1a時的帶電粒子射束B之擴散程度。接著，藉由通過基準點CPb的基準軸Asb ，將扇形Fsa分為上部分及下部分。使扇形Fsa的下部份藉基準軸Asb 旋轉±β度時，會獲得扇形Fsa的下半部分所通過的區域。該區域，在第3圖(c)中，看起來好像是扇形Fsb的區域。該區域為顯示帶電粒子射束B的擴散法(帶電粒子射束B得以通過的區域：射束FB )者。也就是，帶有二連掃描式擴散的射束FB 的形狀係在x方向與y方向呈曲率半徑相異的扇形。
為了說明與伴隨著上述照射系統的構成所形成的帶電粒子射束B的擴散方式相對應的膠塊土的技術特徵，首先說明關於膠塊土的原理。
帶電粒子射束，如先前技術欄所述，係與γ射線、X光等其他放射線不同，在體內深部中的賦予劑量會急遽地變為最大。該賦予劑量的尖峰係被稱為「布勒格尖峰」，該布勒格尖峰的產生位置(到達深度)係依帶電粒子的能量來決定。其原因是，因為帶電粒子係具有在通過物質時能量逐漸地消失，在運動能量成為0時賦予較多的劑量的性質。那麼，一般來說，粒子束治療裝置的同步加速器(Synchrotron)等的加速器，係將帶電粒子以成為一定能量的方式來加速。因此，若什麼限制器都不用而直接進行照射的話，則會在按照加速器所加速的能量的到達深度賦予劑量。然而，實際上作為照射對象的患部的形狀係為三維性的，而在深度方向並非固定。因此，使用膠塊土作為限制器。
說明關於上述膠塊土的原理及習知的膠塊土製造方法的關係。
膠塊土，一般而言，係將樹脂塊加以削切加工來製作，然在通過該膠塊土時，帶電粒子射束係按照通過物質、密度及其厚度，其運動能量被減少。此時，原子序號越大的物質，以相同的厚度比較時，運動能量會減少得較多。另外，因此，即使在空氣中照射，運動能量亦幾乎不會減少。為了簡化，假設為在樹脂中通過1公分、以及在體內通過1公分，會消費相同份量的運動能量。另外，亦假設現在藉由加速器所加速、供給的帶電粒子射束直接照射時，以在距離身體表面深度15公分的位置產生布勒格尖峰(到達深度15公分)的方式來調整能量。
為了簡化，所照射的帶電粒子射束係假定為屬於平行射束的情形。當相對於帶電粒子射束的入射方向呈垂直的面方向設置膠塊土時，帶電粒子射束所入射到膠塊土的部分A的膠塊土的厚度為3公分的情形時，穿透了膠塊土的帶電粒子射束的到達深度係成為12公分(=15-3)。另外，所入射的部分B的膠塊土的厚度為4公分的情形時，穿透了膠塊土的帶電粒子射束的到達深度係成為11公分(=15-4)。因此，成為在部分A的正下方距離身體表面深度12公分的位置產生布勒格尖峰，在部分B的正下方的距離身體表面深度11公分的位置產生布勒格尖峰。因此，當將膠塊土的面方向的任意的位置(x,y)的厚度設為tb (x,y)，而將膠塊土的正下方的照射目標部分距離身體表面的深度，亦即從身體表面到照射目標部分的厚度設為tk (x,y)時，若以滿足式(1)的方式設定膠塊土的厚度分佈，則能在患部的照射目標部分的面上將帶電粒子射束的能量集中性地放出，亦即對患部組織給予破壞。
tB (x,y)+tK (x,y)=R　‧‧‧(1)
然而，R係為入射到膠塊土的粒子束的到達深度，而在上述假定中成為15公分。
亦即，膠塊土的厚度分佈係以補償正下方的患部之距離身體表面的深度分佈(簡略來說係形狀)的方式來設定。在此厚度設定中，習知係假定成帶電粒子射束為平行射束或者點光源式地擴散的射束，以製作膠塊土。此外，於上述厚度設定中，也有將身體組織視為水，並將膠塊土的厚度換算為相當於水之厚度的「水等價厚度」來表示的情形，然那種情形亦為相同。
在本發明之實施形態之膠塊土中，帶電粒子射束B的射束的擴散係對應於二連掃描的情形，而設定厚度分佈，嚴格來說係設定路徑長度分佈。更具體而言，係使用第4圖來說明。於圖中，將屬於照射對象的患部IS的照射目標部分的某個點設為目標照射位置P。例如，該目標照射位置P係設為在患部IS內，距離患者身體K的身體表面fK 成為最深處的面的某一點。當假定為二連掃描式的射束擴散時，為了到達目標照射位置P，帶電粒子射束B會在通過基準點CPa的作用軸Asa 上相對於射束軸XB 偏向達角度αp ，而在通過基準點CPb的作用軸Asb 上相對於射束軸XB 偏向達角度βp ，而求得自基準點Cpa偏向的角度αp 及自作用軸Asb 偏向的角度βp 。
於此，角度αp 的起點並非設為作用軸Asa ，而是基準點CPa，其理由係從加速器1所供給的狀態之帶電粒子射束B為筆尖狀，可視為全部會通過屬於作用軸Asa 與射束軸XB 的交點的基準點CPb的緣故。另外，帶電粒子射束B會通過作用軸Asb 中的哪個點，係由根據基準點CPa的掃描角αp 及基準點CPa及基準點CPb間的距離無岐義地決定。如此，先假定二連掃描式的射束擴散(透過範圍)，射束到達目標照射位置P所需的彎曲線，意即「射束照射軌道TB 」，即能以基準點CPa、作用軸Asa 及掃描角αp 與βp 來定義及描繪。
該射束照射軌道TB 在到達目標照射位置P之前，係穿透膠塊土6及患者K(至少是從身體表面fK 側到目標照射位置P為止)。在帶電粒子射束B穿透膠塊土6及患者K時，消失的運動能量係只要設為與藉由加速器所加速的能量相同即可。亦即，係以帶電粒子射束所消失的運動能量與加速能量相同的方式，來設定用以決定該穿透的部分之路徑長度的膠塊土厚度。於此，將射束照射軌道TB 以根據基準點CPa的掃描角度α、以及根據通過位在離開基準點CPa的位置之基準點CPb的作用軸Asb 的掃描角度β來定義。接著，將到達被照射部IS為止的膠塊土6內的穿透路徑長度設為LB ，從身體表面fK 到被照射部IS為止的路徑長度設為LK ，並將帶電粒子射束B的能量以與式(1)相同地，以到達深度R表示時，以滿足式(2)的關係的方式，來設定膠塊土6的形狀即可。
LB (α,β)+LK (α,β)=R　‧‧‧(2)
也就是，膠塊土的形狀係以由兩個基準點CPa與CPb來規定為前提，並以由掃描角α、β及路徑長度LB 所形成的三個參數(座標)直接定義(設定)。亦即，嚴密的來說，膠塊土的形狀係並非藉由厚度分佈，而是藉由路徑長度分佈來定義。此時，例如，在對射束軸XB 大幅傾斜的區域中，係有無法單純地以傾斜角度對厚度t補正的情形。然而，若以(α,β,L)座標來定義，則能正確地定義膠塊土之形狀。接著，例如從板材以削切加工形成膠塊土時，削切加工的機械若其旋轉軸的方向為可變，則將其旋轉軸的方向以掃描角α、β來定義，並將削切深度以根據路徑長度LB 的四則運算所得到的單純運算值來定義，則能產生直接膠塊土的加工資料。
另一方面，如就即使以厚度分佈當作定義，與路徑長度相比較，其形狀也不會產生變化的情形中，就不一定要拘泥用路徑長度分佈。此情形時，設定膠塊土6的形狀時，係除了規定膠塊土6從基準點Cpa起算的路徑長度LB 分佈之外，亦可以例如(x,y,z)座標的方式變換設定為面方向的厚度分佈。藉由變換到厚度分佈，即使是穿透習知的加工裝置也能製作考慮了帶電粒子射束的擴散的正確的能量分佈得以實現的膠塊土。此外，關於座標變換的具體的例子，會在後面的實施形態說明。
另外，如上文所述，從加速器所供給的帶電粒子射束B，實際上，係藉由脊形波導濾膜2及變幅移位器3，調整布勒格尖峰的寬度及到達深度後才入射到膠塊土6，故，此時，「被加速的能量」只要改唸成「入射到膠塊土6時的能量」即可。
亦即，如第5圖所示，具備有以下的程序：體內深度資料取得程序，按α、β兩個變數的每個組合，取得體內路徑長度LK (α,β)，亦即體內深度資料(步驟S10)；膠塊土形狀設定程序，補償所取得的體內路徑深度資料LK (α、β)，亦即計算出滿足式(2)的路徑長度LB (α,β)(步驟S20)，並在需要所計算出資料的座標變換時(步驟S30，「Y」)變換為正交資料(步驟S40)設定膠塊土形狀作為厚度分佈(步驟S100)，而在不需要座標變換的情形時，(步驟S30，「N」)，直接以該座標設定膠塊土形狀(步驟S100)；產生程序，依據所設定的膠塊土的形狀產生膠塊土的加工資料(步驟S110)之步驟；以及加工程序，依據所產生的加工資料將膠塊土加工(步驟S120)的程序，藉此能獲得上文所述的膠塊土6，並能在目標照射位置確實地使布勒格尖峰發生。
同樣地，多片型射線調準器5亦只要是考慮藉由如上述之掃描方向相異的兩個掃描電磁鐵1a、1b來擴大照射場所產生的帶有射束的二連掃描式擴散的射束FB 的形狀，來設定驅動軌道及片板的形狀、配置即可。
另外，就擴大照射場的方法而言，雖說明了掃描軌道成為螺旋的螺旋搖擺法，然如在後文的實施形態進行的說明，亦可是其他的螺旋搖擺法，再者亦不限定於螺旋搖擺法。另外，當作照射嘴提供功能的電磁鐵亦不限於搖擺電磁鐵1，只要是藉由掃描方向相異的兩個電磁鐵將照射場加以擴大的照射嘴即可。
如上文所述，依據本第一實施形態之膠塊土6係為：設於粒子束治療裝置10，並用以將屬於帶電粒子射束B的粒子束B的能量分佈按照被照射部IS加以調整的膠塊土6。在較該膠塊土6更上游側入射到該膠塊土6的粒子束B之射束軸XB 上決定第一基準點CPa、以及較該第一基準點CPa更下游側的第二基準點CPb，並將第一基準點CPa當作起點，以第一傾斜度α及第二傾斜度β來定義穿透該膠塊土6到達被照射部IS的粒子束B的照射軌道TB ，該第一傾斜度α係相對於垂直於射束軸XB 並以包含第一基準點CPa的第一軸Asa 當作中心的射束軸XB 的傾斜角度，第二傾斜度β則為相對於垂直於射束軸XB 及第一軸Asa 並以包含第二基準點CPb的第二軸Asb 為中心的射束軸XB 的傾斜角度，並在第一傾斜度α及第二傾斜度β的組合之中，相對於具有覆蓋被照射部IS的必要的數值範圍、解析度等的預定範圍的組合，以在分別所定義的照射軌道TB 之粒子束B的該膠塊土6內的路徑長度LB ，能補償從較被照射部IS更上游側的身體表面fK 到被照射部IS為止的路徑長度LK 的方式，來設定膠塊土6的形狀，故即使在面內方向射束的擴散方式不同，也能對應其擴散方式，正確地形成適於作為照射對象之被照射部IS的深度方向的形狀的照射場。
尤其是，第一傾斜度設為α，第二傾斜度設為β，在以第一傾斜度α及第二傾斜度β的組合所定義的照射軌道TB 中該粒子束B在該膠塊土6內的路徑長度設為LB (α,β)，以第一傾斜度α及第二傾斜度β的組合所定義的照射軌道TB 中該粒子束B從身體表面fK 到被照射部IS為止的路徑長度設為LK (α,β)，相當於入射到膠塊土6的粒子束B的能量的到達深度設為R時，以能滿足「LB (α,β)+LK (α,β)=R」的關係的方式，來設定膠塊土6的形狀，故實際的照射軌道TB 與膠塊土形狀的定義係以相同的座標來進行，而能更正確地形成得以補償被照射部IS的深度分佈的膠塊土。
另外，依據本發明第一實施形態之膠塊土的製造方法，係以具備下列程序的方式構成：對於第一傾斜度α及第二傾斜度β的組合之各者，取得屬於從身體表面fK 到被照射部IS的路徑長度的體內深度資料之程序(步驟S10)以成為得以補償所取得的體內深度資料的路徑長度的方式設定膠塊土的形狀的程序(步驟S20至S100)；依據所設定的膠塊土的形狀，產生膠塊土的加工資料的程序(步驟S110)；以及依據所產生的加工資料加工膠塊土的程序(步驟S120)，故可獲得在目標照射位置P確實地產生布勒格尖峰的膠塊土。
另外，依據本發明第一實施形態之粒子束治療裝置10，其構成係具備：照射嘴1，以沿著從加速器所供給的粒子束B的行進方向相連繫，並且以掃描方向分別相異的兩個電磁鐵1a、1b掃描粒子束B，以擴大照射場的方式照射；以及膠塊土6，配置於從照射嘴1所照射的粒子束B中，該膠塊土6的配置方式，係使用以設定該膠塊土6的形狀第一軸與兩個電磁鐵中的上游側的電磁鐵1a之掃描軸Asa 一致，並且第二軸與另一方的電磁鐵1b的掃描軸Asb 一致，故藉由二連掃描式擴散，即使在面內方向射束擴散方式不同，也能確實地對應其擴散方式，並正確地形成適於作為照射對象的被照射部IS的深度方向的形狀的照射場。
(第二實施形態)
於第一實施形態中，係敘述了將射束以螺旋狀掃描的螺旋搖擺法的運用。然而，在射束的照射場內之掃描軌道形狀(掃描軌跡)並非用以限定本發明之技術性思想者，即使在其他的射束掃描軌跡中，二連掃描式擴散的進行亦會發揮效果。因此，於本第二實施形態中，係敘述關於在具有代表性的其他的射束掃描軌跡的照射系統運用了本發明的膠塊土的情形。
首先，說明關於利用在第一實施形態所使用的螺旋搖擺法所產生的射束掃描軌跡。如於專利文獻1所記載，螺旋狀的掃描軌跡係藉由包含以下的三個等式的式(3)所賦予。
(數學式1)
但是，將時間t=0之時的半徑設為Rmin 、將時間t=T之時的半徑設為Rmax 、將掃描旋轉數設為N。另外，r(t)係半徑方向的座標，θ(t)係角度方向的座標，並利用極座標系統來表現。
藉由上述的式(3)所賦予的射束掃描軌跡係呈螺旋(sprial)形狀，對於在圓區域內掃描並獲得均勻的劑量分佈而言，為有效的形狀。然而，為了獲得均勻的劑量分佈，不需要將射束掃描軌跡限定在螺旋狀。用以藉由兩個電磁鐵的掃描或獲得均勻的劑量分佈的射束掃描軌跡，係推測可分類為有幾種典型的型態式。
搖擺法係為連續性地掃描射束以成形均勻的劑量分佈者。亦即，於搖擺法之射束掃描軌跡係希望為連續性且週期性者。因此，檢討了關於將射束軌道以極座標表示，並使r(t)及θ(t)連續週期性地變化的型態。
(典型型態之一)
在第一個型態中，係定義為使r(t)及θ(t)如下文所述地分別連續性且週期性地變化的函數。
r(t)=連續性且週期性的函數(週期T1 )
θ(t)=連續性且週期性的函數(週期T2 )
此外，此時，r(t)及θ(t)的週期係亦可使用不同者。另外，應注意角度θ係以360為一周並視為0度。亦即，360度及0度係連續。若以弧度(radian)表示，則2π係視為0。
就實現如上文所述之型態的例子而言，可列舉有如包含以下的三個等式的式(4)所示的射束掃描軌。
惟，τ(t)係為以參數來表示的上述式(4)的參數，並為時間的函數。ωr 係決定r(t)的角速度，r(t)的週期係成為2π/ωγ 。ψγ 係為初始相位。ωθ 係用以決定θ(t)的角速度，而θ(t)的週期係成為2π/ωθ 。
將利用式(4)所製作的射束掃描軌跡ST1的例子顯示於第6圖。第6圖係為顯示垂直於射束軸的某個平面上之掃描軌跡者，而橫軸成為x、縱軸成為y，且分別將x與y加以規格化者。此外，於式(4)中，沒有把時間t當作參數，是因為設成為可依場所將描繪速度進行變更之故。例如，於第6圖中，在座標上成為(0,0)的射束軸中心部的附近射束掃描係變得集中且密集，故在如靠近於中心部部分之軌跡集中的部分，係作了使掃描速度更快的措施，以獲得均勻的劑量分佈。
(典型型態之二)
於第二個型態中，係將用以定義複數個描繪圖案的函數加以組合以形成射束掃描軌跡。例如在描繪較大的圓的函數中，係將描繪較小的圓的函數加以組合。將其一例顯示在包含以下三個等式的式(5)。
然而，x(τ)分別為射束掃描軌跡的x座標、y座標，並為正交座標系式。將利用式(5)所製作的射束掃描軌跡的例子顯示於第7圖。第7圖亦與第6圖相同地為顯示垂直於射束軸的某個平面上之掃描軌跡者，而橫軸為x、縱軸為y，為分別將x與y加以規格化者。
在玩具中，有在內部形成有齒的圓形孔內設置齒輪狀的圓盤，對在設於圓盤內預定位置之小孔插入筆尖，使圓盤沿著圓形孔旋轉，以描繪幾何學的圖案的器具，以該器具所製作的幾何學圖案也屬於此種類。此外，以此器具所描繪的曲線，係稱做長短幅內擺線(Hypotrochoid，內餘擺線)，在幾何學而言，係定義為半徑為r的圓一邊內接於半徑為kr的圓周一邊轉動而不滑動之時，以離開動中圓的中心距離lr的某個定點描繪的軌跡。另外，在多數的攪拌裝置中，此種曲線亦採用在攪拌部的驅動型態中。此外，沒有將參數化之參數當作時間t之原因，係與先前的例子相同，因為描繪速度係可根據場所來變更之故。
如上文所述，在藉由搖擺電磁鐵描繪連續性且週期性的圖樣(線描)的方法中，其圖樣係不限於螺旋。然而，不使用散射體，而藉由對射束軌道進行鑽研以實現大面積的均勻照射的想法係起源自「螺旋搖擺法」，故顯示於第二實施形態之該等方法也有被廣義地稱為螺旋搖擺法的情形。於是，在該等廣義的螺旋搖擺法中，射束的擴散終究不是點光源式，而是二連掃描式。
亦即，在具有使用本第二實施形態之廣義的螺旋搖擺法的照射系統之粒子束治療裝置中，在運用第一實施形態所示之膠塊土6方面，能將穿透膠塊土6內的粒子束的能量衰減分佈予以設定，以補償對應於帶電粒子射束B之射束FB 擴散的照射對象深度分佈。因此，可根據電磁鐵的幾何學配置，正確地形成適於照射對象的深度方向的形狀的照射場。因此，消除了在使用二連掃描式電磁鐵時所引起的補償精度的偏差，而能形成高精度的照射場。
(第三實施形態)
於上述第一及第二實施形態中，係敘述了對利用搖擺法的情形時的運用。然而，如上文所述，照射方法本身係非本質性的，不應據以限定本發明之技術思想。於粒子束治療裝置中，已有利用二連掃描電磁鐵進行帶電粒子射束的掃描，而對照射對象作點描繪式進行點照射之點掃描(spot scanning)法的提案。於點掃描法的情形中，射束的擴散方法亦為二連掃描式。因此，於點掃描中使用膠塊土的情形中，可發揮上文所述的形成高精度照射場的效果。
(第四實施形態)
於第三實施形態中，係敘述了本發明實施形態之膠塊土運用於點掃描法的情形。與點掃描相同地，也有利用二連式掃描電磁鐵以進行射束的掃描，而對照射對象一筆完成式地進行行式照射的行式掃描(raster scanning)法。在行式掃描的情形中，射束的擴散方法亦為二連掃描式。因此，在行式掃描中使用膠塊土的情形中，本發明之上文所述的實施形態之膠塊土6可發揮效果。亦即，即使是點掃描或行式掃描等利用掃描法來擴大照射場的情形中，使用本發明實施形態之膠塊土6時，即得以發揮上文所述的能高精度地形成照射場的效果。
(第五實施形態)
於粒子束治療裝置中，已提案有例如於專利文獻2所記載的方式，利用對偏向電磁鐵的控制方法進行鑽研，而在兩個掃描電磁鐵中省略其中一方的設計。然而，即使在此種照射系統的情形中，由於用來改變軌道方向(與上述各第一至第四實施形態所說明的照射軌道TB 不同，係為射束軸本身的方向)的偏向電磁鐵係代替所省略的掃描電磁鐵進行帶電粒子的掃描，故射束係變為具有二連掃描的擴散，而使上文所述的實施形態之膠塊土得以發揮高精度地形成照射場的效果。
第8圖係顯示包含第五實施形態之粒子束治療裝置之膠塊土206的照射系統部分者。圖中，從水平方向(x方向)所供給的帶電粒子射束B係藉由偏向電磁鐵201a使射束軸朝垂直方向偏向，在經由掃描電磁鐵201b後，與第一實施形態相同地，經過脊形波導濾膜2、變幅移位器3、阻擋射線調準器4、多片型射線調準器5、膠塊土206，而朝照射對象照射。接著，於本第五實施形態之粒子束治療裝置210中，除了設置偏向電磁鐵201a以代替第一實施形態之粒子束治療裝置10之掃描電磁鐵1a，並且膠塊土206的形狀(路徑長度分佈)的設定基準不同以外，係成為與第一實施形態相同的構成。
在圖中，從水平方向所供給的帶電粒子射束B係在偏向電磁鐵201a的內部，使其射束軸PX 一邊描弧一邊往z方向偏向。此時，通常的偏向電磁鐵的情形，係以磁場成為固定的方式來控制，故雖然帶電粒子射束B的射束不會擴散，但藉由偏向電磁鐵21週期性的變化其磁場，可將帶電粒子射束B朝x方向進行掃描，而將射束從PE1 至PE2 朝x方向擴散。亦即，偏向電磁鐵201a承擔了第一實施形態之上游的掃描電磁鐵1a的作用。接下來的部分，基本上係與第一實施形態相同地，掃描電磁鐵201b朝x方向擴散的射束進一步往y方向擴散。
該射束的擴散方法，可視為猶如在第8圖的等價基準點EA 存在有上游偏向電磁鐵201a的掃描軸，而以使沿著射束軸EX 從上方照射的射束(包含z方向成分)朝x方向掃描，從EE1 至EE2 朝x方向擴散者。此外，於偏向電磁鐵201a內，射束軸係伴隨著射束的行進而緩緩地偏向，故入口側的射束軸與出口側的射束軸(=射束軸EXB )會不相同，而掃描軸EAsa 係變為存在於從偏向電磁鐵201a本體脫離的位置。然而，入射到膠塊土206的射束軸係為射束軸EXB ，故就思考上而言，界定掃描線EAs 的位置的基準點CPa係可視為在到膠塊土206的射束之射束軸上，而掃描線“EAsa ”亦可視為垂直於入射到膠塊土206的射束之射束軸EXB 。因此，即使在此種一方的進行掃描之電磁鐵兼用為偏向電磁鐵的照射系統中，只要將入射到膠塊土的射束之射束軸EXB 當作基準，以從射束的擴散方法計算出等價掃描軸“EAsa ”，並從等價掃描軸EAsa 與掃描軸Asb (基準點CPb)，以與第一實施形態相同地設定膠塊土206的路徑長度分佈即可。
從第8圖可知，在省略一方的掃描電磁鐵，並使用軌道彎曲的偏向電磁鐵201a取代所省略的掃描電磁鐵之照射系統的情形，界定等價掃描線EAsa 的(等價)基準點CPa與基準點CPb的間隔，相較於以掃描專用的電磁鐵(例如第一實施形態之1a、1b)所掃描的通常之照射系統，係變得較寬。因此，在假定為點光源性的射束擴散方式之膠塊土中，實際的經過路徑與計算上的經過路徑的偏差所產生的問題會更顯著地顯現。但是，由於本發明第五實施形態之膠塊土206的形狀已考慮到實際射束的擴散以設定路徑長度，故能正確地形成深度方向的照射場。
如上文所述，於本第五實施形態之粒子束治療裝置210中，係構成為在兩個方向x、y的掃描中，以使射束軸方向加以偏向的偏向電磁鐵201a來進行一方的掃描(x或者y)，且將用以設定基準點CPa、CPb的射束軸視為通過入射到膠塊土206的帶電粒子射束B之射束軸EXB 上的一點，而與第一軸或第二軸一致之方式來設定膠塊土206的形狀與配置，故發揮能形成高精度的照射場的效果。
(第六實施形態)
於上述第一至第五實施形態中，係說明了關於膠塊土，以及使用了膠塊土的照射系統的構成及其射束軌道。於本第六實施形態中，係說明關於本發明之上述各實施形態之膠塊土及粒子束治療裝置中，用以設定動作條件及膠塊土的製作資料等之治療計畫裝置。
於此，在說明關於治療計畫裝置之前，說明關於以治療計畫裝置實施的治療計畫為前提的醫療行為。一般而言，醫療行為係可看作由數個階段(stage)所構成。第9圖係為將該醫療行為的階段(流程)加以圖式化，並且顯示在各個階段使用的裝置者。依據第9圖，說明關於醫療的流程。
具體而言，醫療行為可以說大致上係由預防性診斷階段(MS1)、診斷階段(MS2)、治療計畫階段(MS3)、治療階段(MS4)以及復健(rehabilitation)、過程觀察階段(MS5)的各階段所構成。接著，特別是於粒子束治療等中，在上述各階段使用的裝置係為如第9圖右側的裝置。例如，在診斷階段(MS2)使用的裝置係為X光攝影裝置、CT(Computed Tomography，電腦斷層掃描)、MRI(Magnetic Resonance Imaging，磁共振造影)等，在治療計畫階段(MS3)使用的裝置為被稱作治療計畫裝置之裝置。接著，在治療階段(MS4)所使用的裝置為放射線治療裝置或粒子束治療裝置。
接著，說明關於各階段。
所謂的預防性診斷階段(MS1)係指不論發病的有無，而進行預防性的診斷的階段。相當於例如定期健康檢查或短期綜合體檢等，對於癌症而言，為人所知的有利用X光等的透視攝影的方法、PET(Positron Emission Tomography，正子放射斷層掃描)、利用PET/CT等的斷層攝影方法、以及利用遺傳基因檢查(免疫檢查)的方法等。
所謂的診斷階段(MS2)係指在發病後以治療為前提而進行診斷的階段。粒子束治療的情形，為了進行治療，則需要患部的位置‧形狀的三維資訊。因此，使用有能獲得患部的三維資料之各種CT、MRI裝置。
所謂的治療計畫階段(MS3)，係指依據前述診斷的結果，以建立治療的計畫的階段。粒子束治療的情形中，係於該階段依據本第六實施形態之治療計畫裝置製作治療計畫。關於治療計畫裝置的詳細的說明，將在後文中繼續敘述關於其餘的階段之說明。
所謂的治療階段(MS4)係指依據前述治療計畫的結果進行實際的治療之階段。粒子束治療的情形，係於該階段使用粒子束治療裝置。本發明之上述實施形態的膠塊土係在粒子束治療裝置的照射系統中使用在用以成形照射場。此外，治療階段雖有在一次的照射下就結束的情形，但通常係在某個期間內進行複數次照射。
所謂的復健、過程觀察階段(MS5)，如字面所述，係指進行復健並進行是否復發的過程觀察之階段。癌症的情形中，在該階段的過程觀察，係與預防性診斷階段相同地使用X光等透視影像的方法、PET、利用PET/CT等的斷層攝影方法、以及利用遺傳基因檢查(免疫檢查)的方法等。
如以上所述，醫療行為中，治療計畫是在診斷階段之後、治療階段之前進行的一連串作業。於粒子束治療裝置中，係依據藉由治療計畫裝置所求得的治療計畫來進行帶電粒子射束的照射，故粒子束治療之治療計畫裝置係大約具備有扮演以下的任務之單元。
任務A：從事先所取得的照射對象之複數個影像資訊產生三維資料之單元。
任務B：根據所給予的要件來產生最適當的照射條件(治療計畫案)之單元。
任務C：對最適化結果(治療計畫案)進行最終性的劑量分佈模擬並顯示之單元。
亦即，具有擔任以下任務D的單元：接受診斷的結果，以設定對治療而言必要的照射條件的任務，再依據所設定的條件產生粒子束治療裝置等的控制資料。
為了達成上述任務，具體而言治療計畫裝置係具備如以下的功能。
(任務A)
功能a：從診斷階段所獲得的斷層攝影圖像產生三維資料的功能。
功能b：將所產生的三維資料進行如三維CAD般從各種視點顯示的功能。
功能c：在所產生的三維資料中，將患部與正常組織加以區別並記憶的功能。
任務B)
功能d：設定在治療階段使用的粒子束治療裝置的參數，以進行照射的模擬的功能。
功能e：在該裝置的使用者設定的要件下，進行照射的最適化的功能。
(任務C)
功能f：與前述三維資料重疊地將所最適化的照射結果加以顯示的功能。
(任務D)
功能g：設定用以實現前述最適化照射之多片型射線調準器及膠塊土形狀的功能。(設想為寬射束照射的情形中，則包含多門照射)
功能h：設定用以實現前述最適化照射之射束的照射軌道的功能。(設想為掃描照射的情形)
功能i：產生用以實現前述射束的照射軌道之粒子束治療裝置的驅動碼的功能。
(其他)
功能j：將以該裝置所產生的各種資料加以保存的功能。
功能k：讀取過去所保存的各種資料，並將過去的資訊加以再利用的功能。
繼說明關於用以實現上述各功能的治療計畫裝置的系統構成。近年，治療計畫裝置的製造商幾乎沒有設計製造所應有的硬體，大多是以市面上販賣的Unix(登錄商標)工作站(workstation)或個人電腦(PC)為基礎，且周邊機器亦使用通用機器的情形。亦即，治療計畫裝置的製造商係只集中在開發及製造販賣治療計畫軟體。在治療計畫軟體中，例如用以實現功能a至功能k的各功能之模組(module)，係以從主程式(main program)叫出副程式(sub program)的形態作準備。治療計畫裝置的使用者可按照需要將功能a至功能k的流程加以省略，或變更要件後再執行，而一邊將必要的模組叫出一邊制訂治療計畫方案。
接著，進行各功能或關於實現各功能的模組的說明，並說明關於本發明實施形態之治療計畫裝置。
功能a(模組a)係從在診斷階段所獲得的一連串的斷層攝影圖像來產生三維資料。讀取斷層攝影圖像時，可設成為亦對應讀取的患者ID等患者的資訊及掃描資訊(斷層(slice)間隔、斷層厚度、FOV、斷層攝影條件等)的方式。於此所謂的三維資料係指對將包含患部的攝影對象在治療計畫裝置內假想性且以三維重現所必要的資訊。一般而言，係採取先定義治療計畫裝置內的假想空間，並在前述假想空間內以等間隔且格子狀地進行照射點配置，並使之與從斷層攝影圖像所求得的該點之材質資訊對應的方法。本功能為必要的理由，係治療計畫裝置的最大的目的之一為模擬治療，因此，有將成為照射對象的患部及其周邊組織加以重現的必要。
功能b(模組b)係將所產生的三維資料如三維CAD般從各種視點進行顯示。
功能c(模組c)係在所產生的三維資料中，將患部與正常組織加以區別並記憶。例如，假設斷層攝影圖像係藉由X光CT所獲得者。此時，在功能a使用的「材質資訊」係相當於X光的穿透難易度。亦即，從該斷層攝影圖像重現於假想空間的三維模型，係由X光穿透難易度相異的物質所構成的三維的物體之形狀。該「材質資訊」，亦即X光穿透難易度，在治療計畫裝置的假想空間上，係將例如色彩及輝度加以改變並顯示。再者，從該「材質資訊」可知道在假想空間重現的三維模型的該部分係相當於骨骼、或者該部分係相當於腫瘍，以區別患部與正常組織。經區別患部與正常組織的結果，係可記憶於治療計畫裝置的記憶裝置(硬碟等)。
功能d(模組d)係設定在治療階段使用的粒子束治療裝置的參數，以模擬照射。粒子束治療裝置的參數係指粒子束治療裝置的幾何學性資訊、及關於照射場的資訊。幾何學性資訊係包含有等角點(isocenter)位置與病床的位置等。關於照射場的資訊係包含有上文所述之「基準點CPa與基準點CPb的座標」等。另外，亦包含膠塊土6或206(以下僅顯示6做為代表)的距離基準點CPa與基準點CPb的位置與配置方向。
功能e(模組e)係在該治療計畫裝置之使用者所設定的要件下進行照射的最適化。
功能f(模組f)係與前述三維資料重疊地將所最適化的照射結果加以顯示。
功能g(模組g)係設定用以實現前述所最適化的照射之多片型射線調準器5及膠塊土6的形狀。本功能係設想為寬射束照射之功能，並包含多門照射之情形。
功能h(模組h)係設定用以實現前述所最適化的照射之射束的照射軌道。本功能係設想為點線掃描或行式掃描等的掃描之功能。
功能i(模組i)係產生用以實現前述射束之照射軌道之粒子束治療裝置的驅動碼。此時，當採用如後文所述地對應於二連掃描式擴散的座標系統時，如第一實施形態所示者，使用對應於二連掃描式之多片型射線調準器5的情形中，可以輕易地產生用以實現因應所求得的最適之照射計畫的開口形狀(穿透形狀SP)的驅動碼。
功能j(模組j)係將以該裝置所設定及產生的各種資料加以保存。
功能k(模組k)係可讀取過去所保存的各種資料，俾將過去的資訊加以再利用。
<對應於二連性擴散的座標系統>
在習知的治療計畫裝置中，在上述功能a及以後的功能所使用的三維資料，一般而言係以正交座標系統(xyz座標系統)來表現。在整體形狀為以習知的長方體的多片型射線調準器或垂直於射束軸的面內的厚度分佈來界定形狀的膠塊土的情形中，由於其配置及片板的驅動方向、膠塊土的加工資料(例如NC資料)亦是正交座標方向(例如x方向與y方向)，故三維資料的正交座標系統表現很方便。因為用來配合患部的形狀以產生開口部的形狀之形狀資料與片板驅動資料、或者是膠塊土的形狀資料係與加工資料為一致之故。
另一方面，將本發明各實施形態之膠塊土6以對於射束的擴散忠實地補償深度分佈的方式製作的情形中，係如上文所述，在垂直於射束軸XB 的面方向的厚度(加工深度)分佈中，有無法正確地表現的情形。因此，用以製作膠塊土的資料，較佳係給予以基準點為中心的角度。亦即，用以將膠塊土從板材加以切削加工製造的形狀資料，如在式(2)所說明者，係希望以相對於以基準點為中心的角度的長度來表現。
因此，本發明第六實施形態之治療計畫裝置係設成為以特殊的座標系統來顯示患部三維資料的方式。
具體而言，即為顯示在以下的定義(D1)之特殊座標系統。
[ψa ,ψb ,rb ]…(D1)
然而，ψa 係為垂直於射束軸XB 且通過基準點CPa的基準軸(Asa )為中心的射束之偏向角度(對應於式(2)之α)，ψb 係為垂直於射束軸XB 與基準軸Asa 且以通過基準點CPb的基準軸(Asb )為中心的射束之偏向角度(對應於式(2)之β)，rb 係從基準點CPa(或基準軸Asb 內的點)到該照射點P為止的距離。三維空間內的任意的點係可利用上述的三個資訊唯一地表示。然而，有按照掃描電磁鐵1a、1b的配置，事先決定基準點CPa及基準點CPb的必要。
於此，將屬於照射基準的等角點當作xyz座標系統的原點，並假定基準點CPa與基準點CPb各者的xyz座標為以下的座標。
基準點CPa：(0,0,-la )
基準點CPb：(0,0,-lb )
接著，如第1圖至第3圖所示，假定上游的掃描電磁鐵1a為x方向掃描電磁鐵，下游的掃描電磁鐵1b為y方向掃描電磁鐵。此時，某一點的座標係以顯示於定義(D1)的特殊座標系統所表示的[ψa ,ψb ,rb ]來賦予之時，該某一點的xyz座標係分別以下的式(6)來表示。
(數學式2)
於此，若將式(6)中的Rotx (ψb )與Roty (ψa )定義成如(D2)般，則某一點的xyz座標係可獲得如式(7)所示。
(數學式3)
相反地，從xyz座標系統求取特殊座標系統的方法係如以下所示。
由於lb 係照射系統固有的賦予值，故可從式(7)之y與z的關係，如式(8)所示地求得ψb 。
(數學式4)
另外，由於la 也是於照射系統固有的賦予值，故可進一步從式(7)之y與z的關係定義成如定義(D3)所示。
由式(7)之z的關係與定義(D3)，可藉由式(9)求得ψa 。
(數學式5)
最後，可藉由式(10)來求得rb 。
(數學式6)
從功能a的階段開始使用與上文所述的二連掃描式射束的擴散對應的座標系統[ψa ,ψb ,rb ]，也就是，在功能a中，或作為用以執行功能a的輔助功能，具備有朝設想有二連掃描的特殊座標系統進行變換之座標變換功能。
例如，第10圖係將本發明第六實施形態之治療計畫裝置的任務(單元)及功能(模組)的特徵的部分以方塊圖顯示者。於圖中，治療計畫裝置20係具備有：三維資料產生單元21，係從作為照射對象的患部之影像資料產生三維資料；照射條件設定單元22，係依據所產生的三維資料來設定照射條件；以及膠塊土資料產生單元23，依據所設定的照射條件而產生膠塊土形狀資料與製作用加工資料資料。此外，如上文所述，該等單元及模組係利用軟體形成在計算機內者，並不是顯示物理性地形成有這樣的部分。
接著，三維資料產生單元21係具備有：三維資料產生模組21M1 ，係從影像資料產生患部及身體形狀等的三維資料當作功能a；座標變換模組21M2 ，係從所產生的三維資料變換成以設想有二連掃描的定義(D1)來表示的座標系統[ψa ,ψb ,rb ]的資料；顯示用資料產生模組21M3 ，係根據所變換的資料產生顯示用資料當作功能b；以及照射對象分離模組21M4 ，係根據所變換的資料將屬於照射對象的患部與正常組織加以區別，俾從影像資訊產生以定義(D1)表示的座標系統所形成之三維資料作為任務A。
接著，照射條件設定單元22係根據以定義(D1)表示的座標系統所形成之三維資料設定最適之照射條件，作為任務B的功能d、e。接著，膠塊土資料產生單元23為了實現任務D的功能g，至少具備有：形狀設定模組23M1 ，係根據所設定的照射條件，以患部IS的深度Lk 與在膠塊土6的路徑長度LB 之和係滿足式(2)的關係的方式，設定膠塊土的形狀(路徑長度分佈資料)；以及加工資料產生模組23M2 ，係根據所設定的形狀產生膠塊土的加工資料。
藉此，於三維資料產生單元21及照射條件設定單元22中，由用以確定照射位置的定義(D1)所示的座標系統之三維資料，係使用：至少以垂直於射束軸XB 且以通過基準點CPa的基準軸(Asa )為中心的射束之偏向角度α(ψa )；以及垂直於射束軸XB 與基準軸Asa ，且以通過CPb的基準軸(Asb )為中心的射束之偏向角度β(ψb )及距離rb，來加以界定。
因此，於式(2)之從身體表面fK 到目標照射位置P為止的路徑長度LK 係藉由相對於同樣的α、β值之身體表面fK 的rb 值與目標照射位置P的rb 值的差所獲得。同樣地，膠塊土的穿透路徑長度LB 係藉由相對於同樣的α、β值之膠塊土的入射側的面之rb 值與射出側之面的rb值之差所獲得。接著，在使用軸角度為可變的加工裝置時，可藉由按照所獲得的膠塊土對應於α、β的路徑長度LB 的分佈來設定切削深度。
亦即，於本發明第六實施形態之治療計畫裝置20中，對於粒子射束能產生二連掃描式擴散的照射系統，使用正確地補償深度分佈的膠塊土6、206的粒子束治療裝置而言，在治療計畫裝置20內輸入輸出的三維資料可以直接加以利用以產生製作膠塊土所需的加工資料。另一方面，有以厚度分佈來標示的必要的情形時，則變換為x、y、z座標，而加工資料亦依據這些座標而按照對應於x、y的厚度t(z方向)來設定切削深度。
另外，在使用上述的座標系統的情形時，關於多片型射線調準器5之驅動碼方面，成為將按照以照射條件設定單元22所求得的最適照射計畫之開口形狀(穿透形狀SP)本身亦成為用以實現其形狀的驅動碼。因此，在射束為二連掃描式擴散的照射系統中，能輕易地產生將多片型射線調準器5作最適控制的驅動碼。
如上文所述，依據本第六實施形態之治療計畫裝置20，係具備有：三維資料產生單元21，係從包含被照射部IS之照射對象的影像資料產生三維資料；照射條件設定單元22，係根據所生成的三維資料來設定照射條件；及膠塊土資料產生單元23，係根據所設定的照射條件，來產生上述各實施形態之粒子束治療裝置之膠塊土6的形狀資料；而三維資料產生單元21係使用：至少藉由上游側電磁鐵1a的掃描所產生之第一傾斜度α、以及藉由另一方的電磁鐵1b的掃描所產生之第二傾斜度β來產生前述三維資料。亦即，其構成方式係使用將垂直於射束軸XB 且以通過基準點CPa的基準軸Asa 當作中心的射束偏向角度ψa 、以及垂直於前述射束軸XB 與基準軸Asa 且以通過基準點CPb的基準軸(Asb )當作中心的射束偏向角度ψb ，來產生三維資料。因此，在治療計畫裝置20內輸入輸出的三維資料可直接加以利用，以產生將作為照射對象的患部的深度正確地補償的膠塊土的形狀資料及加工資料。亦即，在膠塊土資料產生單元23中，能以兩個偏向角度ψa 、ψb 及距離rb 來規定前述控制資料，故對於粒子射束為產生二連掃描式擴散的照射系統，能僅以相對於相同的ψa 、ψb 值組合的單純距離rb 的差正確的形成照射場的帶電粒子射束B進行照射。
1．．．照射嘴
1a．．．x方向(上游)掃描電磁鐵
1b．．．y方向(下游)掃描電磁鐵
2．．．脊形波導濾膜
3．．．變幅移位器
4．．．阻擋射線調準器
5．．．多片型射線調準器
5L ．．．片板
5D ．．．片板驅動機構
6、206．．．膠塊土
10．．．粒子束治療裝置
20．．．治療計畫裝置
21．．．三維資料產生單元
21M1 ．．．三維資料產生模組
21M2 ．．．座標變換模組
21M3 ．．．顯示用資料產生模組
21M4 ．．．照射對象分離模組
22．．．照射條件設定單元
23．．．膠塊土資料產生單元
23M1 ．．．形狀設定模組
23M2 ．．．加工資料產生模組
201a．．．偏向電磁鐵
201b．．．掃描電磁鐵
210．．．粒子束治療裝置
Asa ．．．上游掃描電磁鐵的掃描軸(第一軸)
Asb ．．．下游掃描電磁鐵的掃描軸(第二軸)
B．．．帶電粒子射束
CPa．．．第一基準點
CPb．．．第二基準點
EAs ．．．假想軸
EXB ．．．射入於膠塊土之射束的射束軸
FB ．．．粒子射束的線束(擴散)
fK ．．．身體表面
Fsa．．．扇形
Fsb．．．扇形
K．．．患者
LB ．．．膠塊土內的路徑長度
LK ．．．到被照射部為止的路徑長度(體內深度)
IS．．．患部
P．．．目標照射位置
SP．．．穿透形狀
R．．．到達深度
ST1．．．粒子射束的掃描軌跡
TB ．．．照射軌道
XB ．．．粒子射束之射束軸
α．．．第一傾斜度
αp 、βp ．．．角度
β．．．第二傾斜度
(元件符號中百位的數字係表示實施形態的變形例)
第1圖係為用以說明具備有本發明第一實施形態之膠塊土的粒子束治療裝置的照射系統之構成圖。
第2圖之(a)及(b)係為用以說明從對射束的中心成垂直的兩個方向觀察具備有本發明第一實施形態之膠塊土的粒子束治療裝置的照射系統之構成之側面圖。
第3圖之(a)至(c)係為用以說明本發明第一實施形態之粒子束治療裝置的照射系統之膠塊土及帶電粒子射束的狀態之圖。
第4圖之(a)至(c)係為用以說明本發明第一實施形態之粒子束治療裝置之照射系統之膠塊土及帶電粒子射束的射束束的狀態之圖。
第5圖係為用以說明本發明第一實施形態之膠塊土的製造方法之流程圖。
第6圖係為顯示本發明第二實施形態之粒子束治療裝置之射束掃描軌跡之一例圖。
第7圖係為顯示本發明第二實施形態之粒子束治療裝置之射束掃描軌跡之另一例圖。
第8圖係為用以說明本發明第五實施形態之粒子束治療裝置及多片型射線調準器的構成圖。
第9圖係為醫療行為的流程之說明圖。
第10圖係為用以說明本發明第六實施形態之治療計畫裝置的構成之方塊圖。
6．．．膠塊土
Asa ．．．上游掃描電磁鐵的掃描軸(第一軸)
Asb ．．．下游掃描電磁鐵的掃描軸(第二軸)
B．．．帶電粒子射束
CPa．．．第一基準點
CPb．．．第二基準點
fK ．．．身體表面
LB ．．．膠塊土內的路徑長度
LK ．．．到被照射部為止的路徑長度(體內深度)
IS．．．患部
P．．．目標照射位置
TB ．．．照射軌道
XB ．．．粒子射束之射束軸
αp ．．．角度

Claims (12)

  1. 一種膠塊土，係設置於粒子束治療裝置，用以按照被照射部來調整粒子束的能量分佈者，且在從該膠塊土之上游側入射到該膠塊土的粒子束的射束軸上，設定第一基準點及位在較前述第一基準點下游側的第二基準點；將前述第一基準點當作起點；藉由第一傾斜度與第二傾斜度來定義穿透該膠塊土而到達前述被照射部的粒子束的照射軌道，該第一傾斜度係相對於以垂直於前述射束軸且包含前述第一基準點的第一軸為中心的前述射束軸，該第二傾斜度則相對於以垂直於前述射束軸及前述第一軸且包含前述第二基準點的第二軸為中心的前述射束軸，並且對於預先設定的前述第一傾斜度與前述第二傾斜度的複數個組合設定該膠塊土的形狀，俾使分別定義的照射軌道中粒子束在該膠塊土內的路徑長度，得以補償從較前述被照射部更上游側的身體表面到前述被照射部為止的路徑長度。
  2. 如申請專利範圍第1項所述之膠塊土，其中，當設前述第一傾斜度為α；前述第二傾斜度為β；以前述第一傾斜度與前述第二傾斜度的組合所定義的照射軌道中粒子束在該膠塊土內的路徑長度為LB (α,β)；以前述第一傾斜度與前述第二傾斜度的組合所定義的照射軌道中粒子束從前述身體表面到前述被照射部為止的路徑長度為LK (α,β)；相當於入射到前述膠塊土的粒子束的能量的到達深度為R時，以滿足LB (α,β)+LK (α,β)=R的關係的方式來設定前述膠塊土的形狀。
  3. 一種膠塊土的製造方法，係用以製造記載於申請專利範圍第1項或第2項之膠塊土的方法，且具備：對於前述第一傾斜度與前述第二傾斜度的組合之各者，取得屬於從前述身體表面到前述被照射部為止的路徑長度的體內深度資料的步驟；設定膠塊土的形狀，使之成為用以補償前述所取得的體內深度資料的路徑長度之步驟；依據前述所設定的膠塊土的形狀，產生膠塊土的加工資料的步驟；以及依據前述所產生的加工資料來加工膠塊土的步驟。
  4. 一種粒子束治療裝置，具備有：照射嘴，係以沿著從加速器所供給的粒子束的行進方向相連繫，並且掃描方向分別相異的兩個電磁鐵，掃描前述粒子束，並以擴大照射場的方式進行照射；以及記載於申請專利範圍第1項的膠塊土，係配置在從前述照射嘴所照射的粒子束中；而前述膠塊土係配置成：用以設定該膠塊土之形狀的前述第一軸與前述兩個電磁鐵中之上游側電磁鐵的掃描軸一致，前述第二軸則與另一方電磁鐵的掃描軸一致。
  5. 一種粒子束治療裝置，具備有：照射嘴，係以沿著從加速器所供給的粒子束的行進方向相連繫，並且掃描方向分別相異的兩個電磁鐵，掃描前述粒子束，並以擴大照射場的方式進行照射；以及記載於申請專利範圍第2項的膠塊土，係配置在從前述照射嘴所照射的粒子束中；而前述膠塊土係配置成：用以設定該膠塊土之形狀的前述第一軸與前述兩個電磁鐵中之上游側電磁鐵的掃描軸一致，前述第二軸則與另一方電磁鐵的掃描軸一致。
  6. 如申請專利範圍第4項所述之粒子束治療裝置，其中，前述照射嘴係藉由螺旋搖擺法來擴大前述照射場。
  7. 如申請專利範圍第5項所述之粒子束治療裝置，其中，前述照射嘴係藉由螺旋搖擺法來擴大前述照射場。
  8. 如申請專利範圍第4項所述之粒子束治療裝置，其中，前述照射嘴係藉由掃描法來擴大前述照射場。
  9. 如申請專利範圍第5項所述之粒子束治療裝置，其中，前述照射嘴係藉由掃描法來擴大前述照射場。
  10. 如申請專利範圍第4項所述之粒子束治療裝置，其中，前述兩個方向的掃描中之一方的掃描係以用以使射束軸偏向的偏向電磁鐵來進行，並將前述偏向電磁鐵的掃描軸視為通過入射到前述膠塊土的粒子束的射束軸上的一點，而與前述第一軸或前述第二軸一致。
  11. 如申請專利範圍第5項所述之粒子束治療裝置，其中，前述兩個方向的掃描中之一方的掃描係以用以使射束軸偏向的偏向電磁鐵來進行，並將前述偏向電磁鐵的掃描軸視為通過入射到前述膠塊土的粒子束的射束軸上的一點，以使前述第一軸或前述第二軸一致。
  12. 一種治療計畫裝置，具備有：三維資料產生單元，係從包含前述被照射部的照射對象的影像資料產生三維資料；照射條件設定單元，係依據所產生的三維資料來設定照射條件；以及膠塊土資料產生單元，係依據所設定的照射條件，來產生申請專利範圍第4項至第11項中任一項所述之粒子束治療裝置之膠塊土的形狀資料；而前述三維資料產生單元係使用至少由前述上游側的電磁鐵的偏向角所形成的前述第一傾斜度、以及由前述另一方電磁鐵的偏向角所形成的前述第二傾斜度來產生前述三維資料。
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