TWI418378B - 粒子線照射裝置及粒子線治療裝置 - Google Patents

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Description

粒子線照射裝置及粒子線治療裝置
本發明係關於使以碳等之重粒子線或質子線為代表之帶電粒子線(以下稱為「粒子線」)照射在癌等之患部以進行治療之醫療裝置(以下稱為「粒子線治療裝置」)。
在比粒子線治療裝置早開發出來之使用X射線等放射線來進行治療之醫療裝置中，提案有一種從多個方向照射調整過強度的放射線來均等地以高劑量治療患部，而減輕周邊組織之曝射之方案。在此，將從多個方向對患部進行照射之作法稱為「多門照射」。
在多門照射方面，有幾種手法曾經提出，例如：以西門子(Siemens)為中心之進行step and shoot(步繞照射)之IMRT(Intensity-Modulated Radiotherapy：強度調控放射線治療)(非專利文獻1中之文獻1、2)、以及以ELEKTA為中心之IMAT(Intensity-Modulated Arc Therapy)(非專利文獻1中之文獻3)等。
另外，專利文獻1中揭示一種：具備有複數個依各照射方向使X射線的強度分佈的空間模式變化而只對患部給予高吸收劑量之補償器(compansator)，且在每個照射方向自動地變更補償器而進行多門照射之放射線照射裝置。
[先前技術文獻] 〔專利文獻〕
(專利文獻1)日本特開2005-37214號公報(第17圖至第21圖)
[非專利文獻]
(非專利文獻1)　平榮　組合矩形旋轉照射與固定多門照射之放射線治療(Cutting Field-IMRT) MEDICAL REVIEW NO. 87 2002；44-48.
(非專利文獻2)　有關強度調控放射線治療之緊急聲明.JASTRO NEWSLETTER 2002；63(3)：4-7.
在X射線等放射線治療裝置中，IMRT在頭頸部及攝護腺等方面有很大量的臨床應用，且有很良好的成績，不過在過度照射等的問題上也受到不少的指摘。依據非專利文獻2所提出的警告：IMRT係依治療計劃內容而定，不論是在很注意一次劑量或總劑量的情況下而增加或不增加照射劑量，結果都會因為過度照射而對正常組織造成損害，反之，若太過保守，則會有由於過少劑量照射而造成不充分的治療效果之危險性。
上述過度照射的原因之一，可能是因為照射自由度不足所致。非專利文獻1中之文獻1至3以及非專利文獻2所揭示之X射線等放射線治療裝置所進行的IMRT的最終的照射野，係以(1)照射能量、(2)照射角度、(3)由多葉式準直儀(multileaf collimator，以下稱為「MLC」)等所決定之橫方向的照射野限制、以及(4)照射劑量(份量)作為參數，將複數個照射疊加起來而實現。其中，並沒有深度方向的照射野限制器。
深度方向的照射野限制器，可舉出的例子有粒子線治療裝置中使用的組織補償物(bolus)。深度方向之患部的變化形狀係稱為端末形狀(distal shape)。組織補償物係配合端末形狀而加工的能量調變器，係針對每個患者來進行聚乙烯或蠟的加工而作成。具備有組織補償物之照射裝置，可例如專利文獻1的第21圖所示，使照射野的形狀與患部的端末形狀一致。
然而，在粒子線治療裝置中並無法將一個組織補償物直接用於多門照射。首先，IMRT之情況，必須針對複數個照射方向分別準備組織補償物。專利文獻1之放射線照射裝置雖可自動地使相當於組織補償物之補償器移動，但卻有組織補償物的加工很花工夫及費用之問題。再者，IMAT之情況則更困難，必須使組織補償物的形狀隨著無時無刻在變化之照射角度而動態地變化。目前，並無法在組織補償物實現如此之動態的形狀變化。
因此，將X射線等放射線治療裝置使用的IMRT技術，直接應用於習知之具有搖擺機系統(wobbler system)的粒子線治療裝置時，會同樣地存在有必須使用複數個組織補償物之問題。由於不使用組織補償物就無法限制深度方向的照射野，亦即無法提高照射自由度，所以不使用組織補償物便無法解決過度照射問題。
本發明係以解決此等課題為其目的者。亦即，以解決在粒子線治療裝置中之IMRT的過度照射問題為其目的者。更具體言之，係不使用組織補償物而提高在深度方向之照射自由度，藉此來解決在粒子線治療裝置中之IMRT的過度照射問題。
一種具備有使經加速器予以加速過之帶電粒子束掃描之掃描照射系統，且搭載於使帶電粒子束的照射方向旋轉之旋轉筒架(rotation gantry)之粒子線照射裝置。此粒子線照射裝置具備有使帶電粒子束的布拉格峰(Bragg peak)擴大，以生成柱狀的照射野之柱狀照射野生成裝置。
本發明之粒子線照射裝置，係以讓柱狀的照射野(將帶電粒子束的布拉格峰予以擴大而形成者)生成在與照射對象的端末形狀對應之深度之方式進行照射，所以可不使用組織補償物而提高在深度方向之照射自由度，藉此而解決在粒子線治療裝置中之IMRT的過度照射問題。
 實施形態1.
首先，考慮以本發明的特徵之柱狀掃描照射進行之IMRT。一般的點狀掃描(spot scanning)方式，係在三維的空間中以好像是用點在描畫一樣照射患部。點狀掃描雖然是如此之自由度高的照射方法，但相反地卻需要用很長的時間來照射患部整體。而且，IMRT係多門照射，所以會需要更長的照射時間。因此，使照射點的布拉格峰BP(Bragg Peak)往深度方向擴大，來生成柱狀的照射野。
第1圖係顯示本發明實施形態1之粒子線照射裝置之構成圖。粒子線照射裝置58具備有：使布拉格峰往深度方向擴大，來生成柱狀的照射野之柱狀照射野生成裝置4；使帶電粒子束1在X方向及Y方向(與帶電粒子束1垂直之方向)掃描之X方向掃描電磁鐵10及Y方向掃描電磁鐵11；位置監測器12a,12b；劑量監測器13；掃描電磁鐵電源32；以及控制粒子線照射裝置58的照射系統之照射控制裝置33。X方向掃描電磁鐵10、Y方向掃描電磁鐵11、掃描電磁鐵電源32係構成使帶電粒子束1掃描之掃描照射系統34。此外，帶電粒子束1的行進方向係為Z方向。柱狀照射野生成裝置4具有：使帶電粒子束的能量從近端往帶電粒子束的行進方向降低而變更成所希望的能量，來調整在作為照射對象之患部40中之布拉格峰BP之深度方向(Z方向)的位置(飛程)之能量變更裝置2；以及變更帶電粒子束1的能量的寬度，使布拉格峰BP往深度方向擴大之深度方向照射野擴大裝置3。在該患部40的深度方向、亦即在照射方向之寬度經擴大之布拉格峰BP，係稱為擴大布拉格峰SOBP(Spread-Out Bragg Peak)。在此，將擴大布拉格峰SOBP之在照射方向的寬度稱為SOBP的寬度。
X方向掃描電磁鐵10係使帶電粒子束1在X方向掃描之掃描電磁鐵，Y方向掃描電磁鐵11係使帶電粒子束1在Y方向掃描之掃描電磁鐵。位置監測器12a,12b係檢測在X方向掃描電磁鐵10及Y方向掃描電磁鐵11的作用下進行掃描之帶電粒子束1通過時的通過位置。劑量監測器13檢測帶電粒子束1的劑量。照射控制裝置33係根據由未圖示的治療計劃裝置所作成之治療計劃資料，控制在患部40中的柱狀照射野及其照射位置，且在由劑量監測器13所檢測的劑量達到目標劑量時使帶電粒子束停止。掃描電磁鐵電源32係根據從照射控制裝置33所輸出之要給X方向掃描電磁鐵10及Y方向掃描電磁鐵11的控制輸入(指令)而使X方向掃描電磁鐵10及Y方向掃描電磁鐵11的設定電流變化。
第2圖係顯示能量變更裝置之構成圖。第3圖係顯示深度方向照射野擴大裝置之構成圖。能量變更裝置2具備有：厚度在寬度方向(X方向)呈階段狀變化之幅度偏移器(range shifter)9；構成為使帶電粒子束1通過幅度偏移器9的位置移動之上游側偏向電磁鐵對之偏向電磁鐵5,6；使上游側偏向電磁鐵對激磁之第一偏向電磁鐵電源20；構成為使通過幅度偏移器9之帶電粒子束1回歸到原來的軌道之下游側偏向電磁鐵對之偏向電磁鐵7,8；使下游側偏向電磁鐵對激磁之第二偏向電磁鐵電源21；以及根據從照射控制裝置33輸進來之能量指令值而算出上游側偏向電磁鐵對要使帶電粒子束的軌道移動之移動量，並將激磁電流值傳送至第一偏向電磁鐵電源20之變更控制裝置22。變更控制裝置22也控制第二偏向電磁鐵電源21。
帶電粒子束1係在線束軸14(Z軸)上朝向上游側偏向電磁鐵對5,6而入射。帶電粒子束1的軌道會在第2圖的紙面的水平方向(X方向)移動。偏向電磁鐵5係為軌道變 更用的偏向電磁鐵，偏向電磁鐵6係為軌道平行用的偏向電磁鐵。軌道變更用的偏向電磁鐵5，係使入射的帶電粒子束1的軌道偏向而相對於Z軸傾斜達預定的角度θ。軌道平行用的偏向電磁鐵6，係藉由軌道變更用的偏向電磁鐵5使相對於Z軸而傾斜之軌道往與Z軸平行之軌道偏向。在幅度偏移器9的下游側，藉由軌道變更用的偏向電磁鐵7以及軌道平行用的偏向電磁鐵8使帶電粒子束1回歸到線束軸14(Z軸)。軌道變更用的偏向電磁鐵7，係使帶電粒子束1的軌道偏向而相對於Z軸傾斜達(360度-預定的角度θ)。軌道平行用的偏向電磁鐵8，係藉由軌道變更用的偏向電磁鐵7使相對於Z軸而傾斜之軌道往Z軸上的軌道偏向。
以下，針對能量變更裝置2的動作進行說明。導入能量變更裝置2之帶電粒子束1，係藉由上游側偏向電磁鐵對5,6而在與Z軸平行的軌道(在X方向與Z軸相隔預定的距離之平行的軌道)上行進。然後，帶電粒子束1通過預定的厚度之幅度偏移器9的部份，使得帶電粒子束1的能量降低達與該厚度正成比之份量而成為所希望的能量。經此而變更為所希望的能量之帶電粒子束1，係藉由下游側偏向電磁鐵對7,8而回歸到射入至能量變更裝置2時之原本的軌道的延長線上。能量變更裝置2具有在變更能量以變更飛程之際不會產生驅動幅度偏移器的驅動音之優點。由下游側偏向電磁鐵對7,8而偏向之帶電粒子束1的軌道，並不限於回歸到線束軸14上之情況，亦可為與線束軸 14平行而朝向線束軸14回歸之情況，或亦可為未與線束軸14平行而朝向線束軸14回歸的狀態。
第3圖係顯示深度方向照射野擴大裝置之構成圖。深度方向照射野擴大裝置3具備有：由在寬度方向(X方向)之不同高度的概略三角柱所構成，亦即構成為具有複數個不同厚度分佈的山之脊狀過濾器(ridge filter)19；構成為使帶電粒子束1通過脊狀過濾器19之位置移動之上游側偏向電磁鐵對之偏向電磁鐵15,16；使上游側偏向電磁鐵對激磁之第一偏向電磁鐵電源23；構成使通過脊狀過濾器19之帶電粒子束1回歸到原來的軌道上之下游側偏向電磁鐵對之偏向電磁鐵17,18；使下游側偏向電磁鐵對激磁之第二偏向電磁鐵電源24；以及根據從照射控制裝置33輸進來之SOBP指令值而算出上游側偏向電磁鐵對要使帶電粒子束的軌道移動之移動量，並將激磁電流值傳送至第一偏向電磁鐵電源23之變更控制裝置25。變更控制裝置25也控制第二偏向電磁鐵電源24。
帶電粒子束1係在線束軸14(Z軸)上朝向上游側偏向電磁鐵對15,16而入射。帶電粒子束1的軌道會在第3圖的紙面的水平方向(X方向)移動。偏向電磁鐵15係軌道變更用的偏向電磁鐵，偏向電磁鐵16係軌道平行用的偏向電磁鐵。軌道變更用的偏向電磁鐵15，係使入射的帶電粒子束1的軌道偏向而相對於Z軸傾斜達預定的角度θ。軌道平行用的偏向電磁鐵16，係藉由軌道變更用的偏向電磁鐵15使相對於Z軸而傾斜之軌道往與Z軸平行之軌道偏向。 在脊狀過濾器19的下游側，藉由軌道變更用的偏向電磁鐵17以及軌道平行用的偏向電磁鐵18使帶電粒子束1回歸到線束軸14(Z軸)上。軌道變更用的偏向電磁鐵17，係使帶電粒子束1的軌道偏向而相對於Z軸傾斜達(360度-預定的角度θ)。軌道平行用的偏向電磁鐵18，係藉由軌道變更用的偏向電磁鐵17使相對於Z軸而傾斜之軌道往Z軸上的軌道偏向。
以下，針對深度方向照射野擴大裝置3的動作進行說明。導入深度方向照射野擴大裝置3之帶電粒子束1，係藉由上游側偏向電磁鐵對15,16而在與Z軸平行的軌道(在X方向與Z軸相隔預定的距離之平行的軌道)上行進。然後，帶電粒子束1通過具有預定的厚度分佈之脊狀過濾器19的部份，使得帶電粒子束1的能量降低與厚度成正比之份量，結果成為強度有變化的多種能量相混合而成之粒子線束。SOBP的寬度可依帶電粒子束1所通過之脊狀過濾器19的山的高度而變更。經此而變更為所希望的SOBP的寬度之帶電粒子束1，係藉由下游側偏向電磁鐵對17,18而回歸到射入至深度方向照射野擴大裝置3時之原本的軌道的延長線上。深度方向照射野擴大裝置3具有在變更SOBP的寬度之際不會產生驅動脊狀過濾器的驅動音之優點。藉由下游側偏向電磁鐵對17,18而偏向之帶電粒子束1的軌道，並不限於回歸到線束軸14上之情況，亦可為在與線束軸14平行而朝向線束軸14回歸之情況，或亦可為未與線束軸14平行而朝向線束軸14回歸的狀態。
藉由將粒子線照射裝置58搭載於旋轉筒架(rotation gantry)，就可使粒子線照射裝置58的照射系統繞著患者台而自由旋轉，而可從多個方向對患部40進行照射。旋轉筒架係使粒子線照射裝置58的照射系統旋轉，來使照射方向旋轉。亦即，藉此就可進行多門照射。此外，使用粒子線照射裝置58中之脊狀過濾器19來使照射野在Z方向(相較於XY方向)大幅地擴大，而可用柱狀的劑量分佈(參照第5圖)來對患部40照射粒子線束。
接著，說明以柱狀掃描照射來進行IMRT之方法。第4圖係顯示用於本發明之粒子線照射裝置之治療計劃的作成方法之流程圖。第5圖係用來說明第4圖中的步驟ST1之圖。第6圖係用來說明如何求出治療計劃的最佳化計算的初始狀態之示意圖。第5圖及第6圖係以四門(90度間隔)進行照射時之例。用來作成治療計劃之治療計劃裝置具有：依據帶電粒子束1所要照射的患部(照射對象)40的端末形狀而配置柱狀的照射野，並且將柱狀的照射野配置成鋪滿患部(照射對象)40的整個內側之照射野配置部；以及以藉由照射野配置部而鋪滿柱狀的照射野之狀態作為初始狀態，調整柱狀的照射野的配置俾使對於患部(照射對象)40的照射劑量落在預定的範圍內之最佳化計算部。治療計劃中包含粒子線照射裝置58及旋轉筒架的動作條件，粒子線照射裝置58及旋轉筒架係依據治療計劃而一體地動作。
首先，如第5圖所示，配合患部40的端末形狀而鋪設柱狀照射野(柱狀的照射野)44a,44b,44c,44d(步驟ST1)。針對所有的門(照射方向)都進行這個步驟。此時，柱狀的照射野即使相重疊也沒有關係。關於重疊的部份，將在後面說明。第5圖(a)係顯示配合從照射方向43a進行照射時之患部40的端末形狀而鋪設柱狀照射野44a之例，第5圖(b)顯示照射方向為照射方向43b時之柱狀照射野44b，第5圖(c)顯示照射方向為照射方向43c時之柱狀照射野44c，第5圖(d)顯示照射方向為照射方向43d時之柱狀照射野44d。針對所有的門(照射方向)之鋪設配置都完成時之照射野的配置例係如第6圖(a)所示。
針對所有的門(照射方向)之鋪設配置都完成後，就判斷是否還有剩餘的照射對象之區域(步驟ST2)。若沒有剩餘的照射對象之區域就前進到步驟ST5。若還有剩餘的照射對象之區域，就針對剩餘的照射對象之區域，以配合剩餘的照射對象的端末形狀之方式進行第二周之鋪設作業(步驟ST3)。如第6圖(b)所示，照射方向為照射方向43c之情況係進行柱狀照射野45c之鋪設。此時，第二周之柱狀照射野亦可變更為具有與第一周之柱狀照射野不同的SOBP的寬度。針對所有的門(照射方向)之鋪設配置都完成時之照射野的配置例係如第6圖(c)所示。在第6圖(c)中，柱狀照射野45a係照射方向為照射方向43a之情況，柱狀照射野45b係照射方向為照射方向43b之情況，柱狀照射野45d係照射方向為照射方向43d之情況。
第二周之針對所有的門(照射方向)之鋪設配置都完成後，就判斷是否還有剩餘的照射對象之區域(步驟ST4)。若還有剩餘的照射對象之區域就前進到步驟ST3，重複以上的步驟直到柱狀的照射野覆蓋整個患部。若沒有剩餘的照射對象之區域，則前進到步驟ST5。
在步驟ST5中，係以將柱狀的照射野鋪滿之照射計劃作為初始值而進行最佳化計算。最佳化計算結束後，就利用評估函數(evaluation function)來進行評估(步驟ST6)。對於評估函數之值是否為臨床上可容許者進行判定，若判定為不容許者就回到步驟ST5，再進行最佳化計算。若評估函數之值在臨床上可容許的範圍內就結束整個流程。
步驟ST5及步驟ST6所示之治療計劃的最佳化作業，係為了防止劑量超過(overdose)而以可讓對於患部40的照射劑量落在預定的範圍內之方式調整柱狀的照射野的配置。前述之柱狀的照射野重疊的部份，會變得劑量超過(overdOse)，所以最佳化作業係以可讓柱狀的照射野重疊的部份消除或減少之方式變更柱狀的照射野的配置。
步驟ST1至ST4之作業，係首先在治療計劃裝置的照射野配置部進行。接著，針對治療計劃裝置進行說明。關於治療計劃裝置，“以醫療安全為前提之放射線治療計劃裝置的運用指南(熊谷孝三、日本放射線技師會出版會)”中有詳細的說明。治療計劃裝置的作用很廣，但簡單地說就是作為治療模擬器(simulator)之用。此外，治療計劃裝置的作用之一係為最佳化計算。步驟ST5及步驟ST6所示之治療計劃的最佳化作業，係在治療計劃裝置的最佳化計算部進行。最佳化計算係使用於IMRT的反向治療計劃(inverse planning)中之最合適的線束強度之檢索。
根據前述的運用指南，到目前為止，曾嘗試用如下的方法來進行最佳化計算。亦即，在初期的IMRT最佳化計算中使用之濾波反投影法(filtered backprojection Algorithm)；分類為機率法(probabilistic method)之模擬退火法(simulated annealing)、基因演算法(genetic algorithm)、隨機搜尋技術(random search technique)；以及目前很多的治療計劃裝置都有安裝之分類為決定論法(deterministic method)之梯度法(gradient method)。
梯度法雖然計算速度很快，但具有陷入局部的最小(極小)便無法脫離之性質。雖然如此，就目前而言，梯度法仍然為實施臨床IMRT治療計劃之很多治療計劃裝置所採用。
就梯度法而言，在防止陷入與所想求出的最佳解不同之其他的極小值之方法上，將梯度法與其他的基因演算法或隨機搜尋技術組合而使用之方法也很有效。此外，最佳化計算的初始值(作為解的候選值而首先給定的值)，就經驗上來講，只要接近所想求出的最佳解即可。
因此，在本發明中係將步驟ST1至ST4所作成之照射計劃使用作為最佳化計算的初始值。與以往的IMRT相比，本發明係在深度方向的照射自由度很高俾符合患部的端末形狀，因此步驟ST1至ST4所作成之照射計劃與最佳的照射十分接近。
最佳化計算一定是計算可以讓某一評估函數為最小之解。在治療計劃裝置之情況時，如前述之運用指南所示，作為物理性的最佳化的基準之評估函數係如以下所示。
其中，Dmin ,Dmax 係指定的劑量限制。u係相對於Dmin 之加權係數(weighting factor)，w係相對於Dmax 之加權係數。b(式(1)中雖標註有箭號，但在說明書中並不加箭號，以下與式(1)相關之說明都相同)係射束(beamlet)的強度之函數，di(b)係設為射束的強度之函數b之體元(voxel)i的劑量。[x]+ 在x>0時為x，除此之外則為0。N係體元之最大數。
如上所述，由於在治療計劃裝置中進行最佳化計算，所以即使例如在初始值中柱狀的照射野重疊而變得劑量超過(overdose)，也可在得到的治療計劃中加以調整。
形成為如以上所述之構成，則根據實施形態1之治療計劃裝置，就可不使用組織補償物而提高在深度方向之照射自由度，可解決在粒子線治療裝置中之IMRT的過度照射問題。
接著，針對以柱狀的劑量分佈來照射線束之效果進行說明。說起來，在以從一方向之照射為前提之以往的粒子線治療裝置中，其照射系統中之劑量分佈形成係採用以下之方法。以搖擺機法(wobbler method)為例來進行說明，則朝XY方向，係藉由搖擺電磁鐵及散射體來使照射野均勻地擴大，並根據患部的XY平面剖面形狀(或投影在XY平面上之形狀等)而利用MLC來進行限制。朝Z方向，則是藉由脊狀過濾器來使照射野均勻地擴大，並利用組織補償物來進行限制俾符合患部的端末形狀(最深層形狀)。
如前所述，在粒子線照射裝置之多門照射中必須使用複數個組織補償物，所以組織補償物的加工很花工夫及費用，而且無法使組織補償物的形狀做動態的變化，而無法適用於IMAT。假如，在粒子線治療裝置之多門照射中，不使用組織補償物也可如同有組織補償物一般以符合患部的端末形狀(最深層形狀)之方式來限制照射野的話，就可解決組織補償物的加工很花工夫及費用之問題，而且可適用於IMAT，可顯著地減低IMRT的過度照射問題，亦即可顯著減低對於正常組織之不必要的照射。基於這樣的假設，造就了以柱狀的劑量分佈來照射線束之發明。本發明之以柱狀的劑量分佈來照射線束之最大的效果之一，係為：即使不使用組織補償物也能夠以符合患部40的端末形狀(最深層形狀)之方式限制照射野，可顯著減低對於正常組織之不必要的照射。
本發明之以柱狀的劑量分佈來照射線束之另一個最大的效果，係為：即使不進行X射線等放射線治療裝置中使用的強度調控也可形成照射野。此處之強度調控的原理，簡單地說，就是從多方向照射具有弱劑量分佈的照射野，並藉由重疊而使最終之有更多的劑量重疊之部位成為發揮治療效果的照射野而得到劑量分佈之原理。
本發明中之照射野的形成係如第6圖所示，可將柱狀的劑量組合起來而進行。此雖為補充說明，但在本發明中亦可使照射野重疊而進行照射。雖說對於患部的各部份的劑量不足(underdose)及劑量超過(overdose)都是不容許的，但在臨床上可容許的劑量是有範圍的。因此，以最終的劑量分佈對於患部的各部份來說為可容許的之方式，藉由治療計劃裝置訂定照射計劃。不必如以往的X射線等放射線治療裝置一般進行強度調控，俾使最終的照射野符合患部的端末形狀，所以不需要利用治療計劃裝置來進行強度調控之最佳化的計算，亦即可解決以往的治療計劃所需的時間很長之問題。此外，以柱狀的劑量分佈來照射線束，具有與點狀照射相比照射時間較短之優點。
可在使用實施形態1的治療計劃裝置之粒子線治療裝置進行多門照射之優點雖然很多，但主要為以下兩點。一個在於：在照射同一患部之情況時，多門照射者之粒子線之通過的體表面積較廣，所以可減低對於正常組織、亦即體表面的傷害。另一個在於：可避免對於絕對不能照射之危險部位(脊髓、眼球等)的照射。
根據如以上所述之實施形態1的粒子線照射裝置，係具備有掃描經加速器予以加速過之帶電粒子束1之掃描照射系統34，且搭載於使帶電粒子束1的照射方向旋轉之旋轉筒架之放射線照射裝置58，且放射線照射裝置58具備有使帶電粒子束1的布拉格峰擴大，以生成柱狀的照射野之柱狀照射野生成裝置4，所以能以讓帶電粒子束的布拉格峰經過擴大而生成之柱狀的照射野，在與照射對象的端末形狀對應之深度生成之方式進行照射，可不使用組織補償物而提高往深度方向之照射自由度，可解決在粒子線治療裝置中之IMRT的過度照射問題。
實施形態2.
第7圖係顯示本發明實施形態2之能量變更裝置之構成圖。本實施形態之能量變更裝置2b與實施形態1之能量變更裝置2a之不同點在於：使用複數個吸收體26a,26b,26c,26d，來使帶電粒子束1的能量降低而變更為所希望的能量，以調整在作為照射對象之患部40中之布拉格峰BP的深度方向(Z方向)的位置(飛程)之點。
能量變更裝置2b係具有由驅動裝置27a,27b,27c,27d加以驅動之複數個吸收體26a,26b,26c,26d。吸收體26a,26b,26c,26d為厚度不同之吸收體。藉由吸收體26a,26b,26c,26d的各種不同的組合，就可使吸收體的合計的厚度變化。變更控制裝置22係控制驅動裝置27a,27b,27c,27d，使帶電粒子束1通過或不通過與各驅動裝置對應之吸收體26a,26b,26c,26d。帶電粒子束1的能量會降低達與通過的吸收體的合計的厚度成正比之份量而成為所希望的能量。
具有實施形態2的能量變更裝置2b之粒子線照射裝置(參照第1圖)係與實施形態1同樣地，可使布拉格峰BP往深度方向擴大，來生成柱狀的照射野。實施形態2的能量變更裝置2b因為無需使帶電粒子束1偏向，所以與實施形態1之能量變更裝置2a相比，沒有偏向電磁鐵5至8，可縮短在帶電粒子束1的照射方向(Z方向)之裝置的長度L1。由於可縮短裝置的長度L1，所以可將能量變更裝置做成小型化。第2圖中之裝置的長度L1，係為從偏向電磁鐵5的上游側端部到偏向電磁鐵8的下游側端部之長度。
具有實施形態2的能量變更裝置2b之粒子線照射裝置(參照第1圖)，可根據與實施形態1所示之治療計劃裝置所作成的治療計劃對應之治療計劃而執行多門照射，所以與實施形態1同樣地，可不使用組織補償物而提高往深度方向之照射自由度，而可解決在粒子線治療裝置中之IMRT的過度照射問題。
實施形態3.
第8圖係顯示本發明實施形態3之深度方向照射野擴大裝置之構成圖。本實施形態之深度方向照射野擴大裝置3b與實施形態1之深度方向照射野擴大裝置3a之不同點在於：使用複數個脊狀過濾器28a,28b,28c,28d，來使帶電粒子束1的能量成為由多種能量混合成的狀態，亦即變更帶電粒子束1的能量的寬度，使布拉格峰BP往深度方向擴大之點。
深度方向照射野擴大裝置3b係具有由驅動裝置29a,29b,29c,29d所驅動之複數個脊狀過濾器28a,28b,28c,28d。脊狀過濾器28a,28b,28c,28d為厚度不同之脊狀過濾器。藉由脊狀過濾器28a,28b,28c,28d的各種不同的組合，就可使脊狀過濾器的合計的厚度變化。變更控制裝置25係控制驅動裝置29a,29b,29c,29d，使帶電粒子束1通過或不通過與各驅動裝置對應之脊狀過濾器28a,28b,28c,28d。帶電粒子束1的能量的寬度會擴大達與通過的脊狀過濾器的合計厚度成正比之份量而成為所希望的SOBP的寬度。
具有實施形態3的深度方向照射野擴大裝置3b之粒子線照射裝置(參照第1圖)係與實施形態1同樣地，可使布拉格峰BP往深度方向擴大，來生成柱狀的照射野。實施形態3的深度方向照射野擴大裝置3b因為無需使帶電粒子束1偏向，所以與實施形態1之深度方向照射野擴大裝置3a相比，沒有偏向電磁鐵15至18，可縮短在帶電粒子束1的照射方向(Z方向)之裝置的長度L2。由於可縮短裝置的長度L2，所以可將深度方向照射野擴大裝置做成小型化。第3圖中之裝置的長度L2，係為從偏向電磁鐵15的上游側端部到偏向電磁鐵18的下游側端部之長度。
具有實施形態3的深度方向照射野擴大裝置3b之粒子線照射裝置(參照第1圖)，可根據與實施形態1所示之治療計劃裝置所作成的治療計劃對應之治療計劃而執行多門照射，所以與實施形態1同樣地，可不使用組織補償物而提高往深度方向之照射自由度，而可解決在粒子線治療裝置中之IMRT的過度照射問題。
實施形態4.
第9圖係顯示本發明實施形態4之柱狀照射野生成裝置之構成圖。本實施形態之柱狀照射野生成裝置4b與實施形態1之柱狀照射野生成裝置4a之不同點在於：將能量變更裝置2a及深度方向照射野擴大裝置3a予以一體化之點。
柱狀照射野生成裝置4b具備有：兩個幅度偏移器9a,9b；兩個脊狀過濾器19a,19b；構成為使帶電粒子束1通過幅度偏移器9a,9b及脊狀過濾器19a,19b之位置移動之上游側偏向電磁鐵對的偏向電磁鐵5,6；使上游側偏向電磁鐵對激磁之第一偏向電磁鐵電源20；構成使通過幅度偏移器9a,9b及脊狀過濾器19a,19b之帶電粒子束1回歸到原來的軌道上之下游側偏向電磁鐵對的偏向電磁鐵7,8；使下游側偏向電磁鐵對激磁之第二偏向電磁鐵電源21；以及根據從照射控制裝置33輸進來之能量指令值而算出上游側偏向電磁鐵對要使帶電粒子束的軌道移動之移動量，並將激磁電流值傳送至第一偏向電磁鐵電源20之變更控制裝置22。變更控制裝置22也控制第二偏向電磁鐵電源21。各機器的動作與實施形態1一樣，故不重複說明。
幅度偏移器9a,9b係相同形狀、材料者，脊狀過濾器19a,19b係分別由不同高度的概略三角柱所構成之例。脊狀過濾器19b的概略三角柱的高度係比脊狀過濾器19a的概略三角柱的高度為高，所以可使得帶電粒子束1通過脊狀過濾器19b時的SOBP的寬度，比帶電粒子束1通過脊狀過濾器19a時的SOBP的寬度為寬。
實施形態4之柱狀照射野生成裝置4b，係使帶電粒子束1以其能量的寬度可為兩種類的SOBP的寬度之方式變更為所希望的能量，所以可使兩種類的柱狀照射野具有所希望的飛程。由於不用針對幅度偏移器9a,9b及脊狀過濾器19a,19b而分別設置上游側偏向電磁鐵對及下游側偏向電磁鐵對，只要設置一組上游側偏向電磁鐵對及下游側偏向電磁鐵對即可，因此與實施形態1之柱狀照射野生成裝置4a相比，可縮短在帶電粒子束1的照射方向(Z方向)之裝置的長度。另外，由於使用上游側偏向電磁鐵對及下游側偏向電磁鐵對以其能量的寬度可為兩種類的SOBP的寬度之方式將帶電粒子束1變更為所希望的能量，所以具有在變更SOBP的寬度及飛程之際不會產生驅動幅度偏移器及脊狀過濾器的驅動音之優點。再者，為了使比兩種類多之多種類的SOBP的寬度一致，則只要配置與該種類數對應之數目的幅度偏移器9及脊狀過濾器19即可。
具有實施形態4的柱狀照射野生成裝置4b之粒子線照射裝置(參照第1圖)，可根據與實施形態1所示之治療計劃裝置所作成的治療計劃對應之治療計劃而執行多門照射，所以與實施形態1同樣地，可不使用組織補償物而提高往深度方向之照射自由度，而可解決在粒子線治療裝置中之IMRT的過度照射問題。
實施形態5.
在實施形態1至4中，針對照射野之往Z方向的擴大、亦即SOBP為藉由脊狀過濾器19,28而實現之例進行了說明。在實施形態5中，則將針對為了使照射野在Z方向擴大得比XY方向為大，而使用幅度調變輪RMW(Range Modulation Wheel)時之實施形態進行說明。
RMW係照射系統之裝置，亦即用於粒子線照射裝置之裝置，係用來使照射野在線束行進方向擴大以生成SOBP者。RMW有使用於雙重散射體法、搖擺機法等之先使線束的照射野擴大再使用準直儀(collimator)或組織補償物來限制照射野之寬線束(broad beam)照射法之情況。在雙重散射體法中使用RMW之例，係揭示於日本特開2007-222433號公報中。以下，利用第10圖及第11圖來說明依據本發明實施形態5之本發明的RMW。
第10圖係顯示本發明實施形態5之RMW之外觀圖，第11圖係顯示本發明實施形態5之深度方向照射野擴大裝置之構成圖。RMW 35具有配置有複數片能量吸收體(葉片)之構成，其中該能量吸收體(葉片)係由軸方向的厚度在周方向呈階梯狀地增大或減少之複數個台所構成之形成為楔型形狀者。在第10圖的例子中，RMW 35具有三個葉片37a,37b,37c。各葉片37a,37b,37c分別具有六個台36a,36b,36c,36d,36e,36f，且形成為其軸方向的厚度從台36a朝向台36f沿著順時針的圓周方向階段性地減少之形狀。以台36來表現RMW 35的話，係如以下所述。RMW 35具有沿著周方向配置有軸方向的厚度呈階段性不同之複數個台36a至36f之能量吸收體37，且藉由讓帶電粒子束1通過複數個台36a至36f而使能量產生寬度。葉片37a,37b,37c分別配置在0°至120°,120°至240°,240°至360°(0°)之角度範圍。六個台36a,36b,36c,36d,36e,36f分別配置在20°間隔之角度範圍。RMW 35係配置在粒子線照射裝置內的線束路徑，且在與線束路徑垂直的面內旋轉。RMW 35係配置在例如第1圖所示之掃描照射系統34的上游。
接著，說明藉由RMW 35來形成SOBP的原理。在例如RMW 35正在旋轉中之狀態下，帶電粒子束1通過葉片的較薄部份(例如台36f)時，線束能量的衰減較少，布拉格峰BP會在體內深處產生。帶電粒子束1通過葉片的較厚部份(例如台36a)時，線束能量會大幅衰減，使得布拉格峰BP會在患者之接近體表面的較淺部份產生。由於RMW 35之旋轉(旋繞)，所以布拉格峰BP的位置的變動會周期性地進行，結果就時間積分來看，可得到從接近體表面之較淺部份到體內深處之寬廣且平坦的劑量分佈(SOBP)。
選擇相鄰接之複數個台，使帶電粒子束1只通過所選的台，就可形成複數個SOBP的寬度。使選擇例如台36e,36f時的SOBP的寬度為SOBP寬度1。與SOBP寬度1同樣地，將選擇台36d至36f之情況、選擇台36c至36f之情況、選擇台36b至36f之情況、選擇台36a至36f之情況中的SOBP的寬度分別設為SOBP寬度2、SOBP寬度3、SOBP寬度4、SOBP寬度5。在第10圖所示的RMW 35的例子中，在必定包含台36f之情況，可形成五個SOBP的寬度。從此等複數個SOBP的寬度中選擇，就可自由地變更SOBP的寬度。
本發明中之RMW 35，係為了使布拉格峰BP相較於以往的點(spot)往深度方向擴大，來生成柱狀照射野44,45(參照第6圖)而使用。與實施形態5有關之粒子線照射裝置係為如第1圖所示之構成。亦即，從帶電粒子束1的上游側算起，具備有柱狀照射野生成裝置4、成一組之掃描 電磁鐵10,11、位置監測器12a,12b、以及劑量監測器13，且由照射控制裝置33所控制。其中，柱狀照射野生成裝置4係為具備有RMW 35之深度方向照射野擴大裝置3(3c)。
實施形態5中之柱狀照射野生成裝置4係具有能量變更裝置2及深度方向照射野擴大裝置3(3c)。以下，使用第11圖來說明深度方向照射野擴大裝置3c。深度方向照射野擴大裝置3c具有：RMW 35；使RMW 35旋轉之旋轉軸64；驅動旋轉軸64之馬達(旋轉驅動裝置)62；檢測出旋轉軸64的旋轉角度之角度感測器61；以及根據由角度感測器61所檢測出的旋轉角度而將用來控制帶電粒子束1的射出開始及射出停止之控制訊號Sig1發送至照射控制裝置33之照射野擴大控制裝置65。配置在不會與帶電粒子束1干涉的位置之馬達62及旋轉軸64，係藉由例如斜齒輪(連結裝置)63a,63b而相連結。照射野擴大控制裝置65係控制馬達62的旋轉。在此，係以讓RMW 35以預定的一定速度持續旋轉的方式進行控制。RMW 35、旋轉軸64、馬達62、斜齒輪(連結裝置)63a,63b、及角度感測器61係構成RMW裝置66。RMW裝置66係使帶電粒子束1通過之RMW 35的位置變化來使能量產生寬度。照射野擴大控制裝置65係以讓帶電粒子束1通過複數個台36a至36f的方式進行控制。
接著，針對深度方向照射野擴大裝置3c的動作進行說明。就治療計劃中指定之某一柱狀照射野44中的SOBP的寬度係為例如上述SOBP寬度4的情況進行說明。SOBP寬度4係藉由使帶電粒子束1通過與台36b至36f的位置對應之角度而形成。另外，柱狀照射野44係在治療計劃所指定的劑量屆滿(達到目標劑量)之前，使帶電粒子束1照射於該柱狀照射野44。帶電粒子束1係在柱狀照射野44的劑量屆滿之前，至少通過一次設有台36a至36f之葉片37。RMW 35係受控制成藉由馬達62而在旋轉方向68所示之方向旋轉。
帶電粒子束1對於柱狀照射野44的射出開始，係藉由角度感測器61將台36b的角度範圍20°至40°之中相當於射出開始角度之角度範圍開始角度20°(140°、260°)予以檢測出而進行。藉由角度感測器61檢測到射出開始角度時，照射野擴大控制裝置65就將控制訊號Sig1(例如第一電壓位準)予以輸出。照射控制裝置33係接收控制訊號Sig1，並對加速器的射出裝置下達射出開始指示，以讓帶電粒子束1射出到粒子線照射裝置58。加速器的射出裝置接收到射出開始指示，就將帶電粒子束1射出到粒子線照射裝置58(線束射出程序)。接著，當由角度感測器61檢測到射出停止角度(120°、240°、360°(0°))時，照射野擴大控制裝置65就使控制訊號Sig1停止(變更到例如第二電壓位準)。照射控制裝置33係接收控制訊號Sig1之停止，並對加速器的射出裝置下達射出停止指示，以讓帶電粒子束1停止射出到粒子線照射裝置58。加速器的射出裝置接收到射出停止指示，就讓粒子線照射裝置58往帶電粒子束1的射出停止(線束停止程序)。
接著，亦在下一個葉片37重複進行線束射出程序及線束停止程序，直到由劑量監測器檢測出劑量屆滿為止。當由劑量監測器檢測到劑量屆滿時，照射控制裝置33就會接收到劑量屆滿的訊息，而對加速器的射出裝置下達射出停止指示，以讓帶電粒子束1往粒子線照射裝置58之射出停止。加速器的射出裝置接收到射出停止指示，就使帶電粒子束1往粒子線照射裝置58之射出停止(柱狀照射野停止程序)。然後，移行至形成下一個柱狀照射野之程序。形成柱狀照射野之程序係為上述之線束射出程序、線束停止程序、柱狀照射野停止程序。
具有實施形態5之深度方向照射野擴大裝置3c之粒子線照射裝置58，能夠以讓帶電粒子束的布拉格峰經過擴大而生成之柱狀的照射野生成在與照射對象的端末形狀對應之深度之方式進行照射，所以可不使用組織補償物而提高往深度方向之照射自由度，而可解決在粒子線治療裝置中之IMRT的過度照射問題。
RMW 35具有脊狀過濾器所沒有之有利的效果。如第6圖所示，會有第二周的柱狀照射野45必須依照患部40的形狀變更為與第一周的柱狀照射野44不同的SOBP的寬度之情況。使用脊狀過濾器來變更SOBP的寬度之情況時，必須如第8或第9圖所示準備複數個脊狀過濾器。另一方面，RMW的情況時，則只要根據RMW 35的旋轉角度而控制帶電粒子束1的射出開始及射出停止，就可自由地變更SOBP的寬度。亦即，如上所述，使RMW 35的旋轉與線束射出的時序(timing)同步，就可用一個RMW 35來自由地控制SOBP的寬度。因此，在形成複數個SOBP的寬度之情況時，可使柱狀照射野生成裝置4的構成變得較簡單。
實施形態6.
第12圖係顯示本發明實施形態6之深度方向照射野擴大裝置之構成圖。本發明實施形態之深度方向照射野擴大裝置3d與實施形態5之深度方向照射野擴大裝置3c之不同點在於：具有可選擇的SOBP的寬度互不相同之複數個RMW裝置之點。第12圖所示之深度方向照射野擴大裝置3d係具有兩個RMW裝置66a,66b之例。RMW裝置66a之RMW 35a之可選擇的SOBP的寬度的數目係比RMW裝置66b之RMW 35b多。照射野擴大控制裝置65係對於要使用RMW裝置66a及RMW裝置66b的哪一個進行選擇，且進行用以驅動RMW裝置66a之驅動裝置67a及用以驅動RMW裝置66b之驅動裝置67b的控制。照射野擴大控制裝置65係接收RMW裝置66a的角度感測器61的訊號及RMW裝置66b的角度感測器61的訊號，而輸出控制訊號Sig1或停止輸出控制訊號Sig1。
為了使可選擇的SOBP的寬度之數目增多，可藉由使葉片37的台36的數目增多來實現。例如，RMW 35具有兩個葉片37a,37b，各葉片37a,37b分別具有九個台36a至36i。在此情況下，各葉片的角度範圍為180°，各台的角度範圍與實施形態5一樣為20°。此外，亦可為只有一個葉片37，且RMW 35的各個台36的厚度皆不同之形態。亦可在適用RMW 35之實施形態中，使RMW 35的各個台36的厚度皆不同。
實施形態6之深度方向照射野擴大裝置3d，具有可選擇的SOBP的寬度互不相同之複數個RMW裝置66a,66b，所以可形成比實施形態5之深度方向照射野擴大裝置3c更廣範圍之SOBP的寬度。因而，具有深度方向照射野擴大裝置3d之粒子線照射裝置58，可形成及照射比實施形態5之粒子線照射裝置58更多種類的柱狀照射野，且可有效率地執行對於患部40之多門照射。
實施形態7.
第13圖係顯示本發明實施形態7之柱狀照射野生成裝置之構成圖。本實施形態之柱狀照射野生成裝置4c與具有實施形態5的深度方向照射野擴大裝置3c之柱狀照射野生成裝置4a之不同點在於：將能量變更裝置2(2a)與深度方向照射野擴大裝置3c予以一體化之點。
柱狀照射野生成裝置4c具備有：兩個幅度偏移器9a,9b；兩個RMW裝置66a,66b；構成為使帶電粒子束1通過幅度偏移器9a,9b及RMW裝置66a,66b之位置移動之上游側偏向電磁鐵對的偏向電磁鐵5,6；使上游側偏向電磁鐵對激磁之第一偏向電磁鐵電源20；構成使通過幅度偏移器9a,9b及RMW裝置66a,66b之帶電粒子束1回歸到原來的軌道上之下游側偏向電磁鐵對的偏向電磁鐵7,8；使下游側偏向電磁鐵對激磁之第二偏向電磁鐵電源21；以及根據從照射控制裝置33輸進來之能量指令值而算出上游側偏向電磁鐵對要使帶電粒子束的軌道移動之移動量，並將激磁電流值傳送至第一偏向電磁鐵電源20之變更控制裝置30。變更控制裝置30也控制第二偏向電磁鐵電源21。此外，變更控制裝置30也具有實施形態5之照射野擴大控制裝置65的功能。幅度偏移器9a係以位在從RMW 35a的旋轉軸64a到RMW 35a的外周之範圍內的形態配置在RMW裝置66a的上游側。幅度偏移器9b係以位在從RMW 35b的旋轉軸64b到RMW 35b的外周之範圍內的形態配置在RMW裝置66b的上游側。各機器的動作係與實施形態1及5一樣故不重複說明。
幅度偏移器9a,9b係為相同形狀、材料者，RMW裝置66a的RMW 35a與RMW裝置66b的RMW 35b其可選擇的SOBP的寬度並不相同。如實施形態6中所說明，可使RMW裝置66a的RMW 35a之可選擇的SOBP的寬度的數目比RMW裝置66b的RMW 35b多。
實施形態7之柱狀照射野生成裝置4c，具有可選擇的SOBP的寬度互不相同之複數個RMW裝置66a,66b，所以可形成比實施形態5之深度方向照射野擴大裝置3c廣範圍之SOBP的寬度。因而，具有柱狀照射野生成裝置4c之粒子線照射裝置58，可形成及照射比實施形態5之粒子線照射裝置58更多種類的柱狀照射野，且可有效率地執行對於患部40之多門照射。
實施形態7之柱狀照射野生成裝置4c，亦可在形成柱狀照射野44,45之際以不重複進行帶電粒子束1的射出及 停止之方式進行控制。為了方便起見，將此例之柱狀照射野生成裝置稱為柱狀照射野生成裝置4d，俾與上述說明中之柱狀照射野生成裝置4c相區別。在形成柱狀照射野44,45之際不重複進行帶電粒子束1的射出及停止，就可進行適於呼吸同步照射之帶電粒子束1的照射。例如，RMW 35a的台36的數目可與實施形態6中所說明者一樣，RMW 35b的台36的數目可與實施形態5中所說明者一樣。在形成柱狀照射野44,45之際，使帶電粒子束1通過RMW 35a或RMW 35b的台36直到劑量屆滿為止。藉此，使帶電粒子束1通過RMW 35a時的SOBP的寬度(SOBP寬度a)為一種類，使帶電粒子束1通過RMW 35b時的SOBP的寬度(SOBP寬度b)為一種類。而且可使SOBP寬度b比SOBP寬度a為寬。此外，以絕對不重複進行帶電粒子束1的射出及停止之方式來形成柱狀照射野44,45之情況時，變更控制裝置30無需生成控制訊號Sig1，所以可使變更控制裝置30的構成簡化。
實施形態7之柱狀照射野生成裝置4d，係以其能量的寬度可為兩種類的SOBP的寬度之方式將帶電粒子束1變更為所希望的能量，所以可將兩種類的照射野設為所希望的飛程。在形成柱狀照射野44,45之際，不重複進行帶電粒子束1的射出及停止，就可進行適於呼吸同步照射之帶電粒子束1的照射。再者，為了使比兩種類多之多種類的SOBP的寬度一致，則只要配置與該種類數對應之數目的幅度偏移器9及RMW裝置66即可。
實施形態7之柱狀照射野生成裝置4c,4d，並不分別針對幅度偏移器9a,9b及RMW裝置66a,66b而設置上游側偏向電磁鐵對及下游側偏向電磁鐵對，而是只設置一組上游側偏向電磁鐵對及下游側偏向電磁鐵對，所以與實施形態1之柱狀照射野生成裝置4a相比，可縮短在帶電粒子束1的照射方向(Z方向)之裝置的長度。
具有實施形態7之柱狀照射野生成裝置4c,4d之粒子線照射裝置(參照第1圖)，可根據與實施形態1所示之治療計劃裝置所作成的治療計劃對應之治療計劃而執行多門照射，所以與實施形態1一樣，可不使用組織補償物而提高往深度方向之照射自由度，而可解決在粒子線治療裝置中之IMRT的過度照射問題。
實施形態8.
至此說明的是：實施形態1至7所示的粒子線照射裝置，係在柱狀照射野生成裝置4變更帶電粒子束1的能量之例。然而，帶電粒子束1的能量之變更，亦可藉由變更同步加速器(synchrotron)54的參數來實現。在此，說明將同步加速器54的參數及深度方向照射野擴大裝置3予以組合，來生成柱狀照射野44,45之例。第14圖係顯示本發明實施形態8之粒子線照射裝置之構成圖。實施形態8之粒子線照射裝置60與實施形態1至7所示的粒子線照射裝置之不同點在於：即使在柱狀照射野生成裝置4未設置能量變更裝置2，亦在同步加速器54變更帶電粒子束1的能量來生成柱狀照射野44,45。
粒子線照射裝置60的柱狀照射野生成裝置4(4e)係具有深度方向照射野擴大裝置3。深度方向照射野擴大裝置3係為上述之深度方向照射野擴大裝置3a,3b,3c,3d中的任一者。照射控制裝置33係將能量指令值輸出至作為加速器之同步加速器54，俾在形成柱狀照射野44,45之際，能夠讓照射野形成在治療計劃中計劃的該柱狀照射野44,45的深度方向的位置。同步加速器54接收到能量指令值，就依照該能量指令值而變更帶電粒子束1的能量。成為預定值能量之帶電粒子束1經過離子束輸送系統59而入射至粒子線照射裝置60。在柱狀照射野生成裝置4(4e)，變更帶電粒子束1的能量的寬度，俾成為治療計劃中計劃的預定之SOBP的寬度，以在患部40的預定位置形成預定的柱狀照射野44,45。
實施形態8之粒子線照射裝置60，可根據與實施形態1所示之治療計劃裝置所作成的治療計劃對應之治療計劃而執行多門照射，所以與實施形態1一樣，可不使用組織補償物而提高往深度方向之照射自由度，而可解決在粒子線治療裝置中之IMRT的過度照射問題。此外，粒子線照射裝置60還可產生柱狀照射野生成裝置4(4e)所採用的深度方向照射野擴大裝置3a,3b,3c,3d的效果。
實施形態9.
本發明之實施形態9係具備有實施形態1至8所示的粒子線照射裝置之粒子線治療裝置。第15圖係顯示本發明實施形態9之粒子線治療裝置之概略構成圖。粒子線治療裝置51具備有：離子束產生裝置52、離子束輸送系統59、以及粒子線照射裝置58a,58b(60a,60b)。離子束產生裝置52具有離子源(未圖示)、前段加速器53、以及同步加速器54。粒子線照射裝置58b係設置於旋轉筒架(未圖示)。粒子線照射裝置58a係設置於不具有旋轉筒架之治療室。離子束輸送系統59的作用在於同步加速器54與粒子線照射裝置58a,58b間之連絡。離子束輸送系統59的一部份係設置於旋轉筒架(未圖示)，在該部份具有複數個偏向電磁鐵55a,55b,55c。
在離子源產生之質子線等的粒子線、亦即帶電粒子束，係由前段加速器53使之加速然後入射至同步加速器54。帶電粒子束係經加速至預定的能量。從同步加速器54射出之帶電粒子束，係經由離子束輸送系統59而輸送至粒子線照射裝置58a,58b(60a,60b)。粒子線照射裝置58a,58b(60a,60b)係將帶電粒子束照射至患者的患部(未圖示)。
實施形態9之粒子線治療裝置51，係根據實施形態1所示之治療計劃裝置所作成之治療計劃，使粒子線照射裝置58(60)動作，讓帶電粒子束照射至患者的患部，所以可不使用組織補償物而提高往深度方向之照射自由度，而可解決在粒子線治療裝置中之IMRT的過度照射問題。
實施形態9之粒子線治療裝置51係以柱狀的劑量分佈照射粒子線束，所以與點狀照射的粒子線束相比具有照射時間較短之優點。而且，可進行多門照射，所以在照射同一患部之情況時，可減低對於正常組織、亦即體表面之傷害，可避免對於絕對不能照射之危險部位(脊髓、眼球等)的照射。
再者，在實施形態9之粒子線治療裝置51中，具有以遠端搖控的方式進行多門照射之優點。所謂的遠距多門照射，係指技師等不必進入治療室內操作旋轉筒架，而是從治療室外以遠端搖控的方式使對於患部的照射方向做多個方向的變化而照射粒子線者。如前所述，在本發明之粒子線治療裝置中，照射系統係為無需MLC或組織補償物之簡單的照射系統，所以沒有必要做組織補償物的更換作業及MLC的形狀確認作業。結果，可得到能進行遠端多門照射，治療時間大幅縮短之效果。
另外，在具有能量變更裝置2及深度方向照射野擴大裝置3之柱狀照射野生成裝置4中，柱狀照射野生成裝置4亦可使用實施形態2所示之能量變更裝置2b及實施形態3所示之深度方向照射野擴大裝置3b。
至此，在實施形態5至7中，說明的是：深度方向照射野擴大裝置係以使RMW 35以預定的一定速度旋轉，並使帶電粒子束1只通過所選擇的台之方式重複進行帶電粒子束1的射出及射出停止來形成複數個SOBP的寬度之例。使用RMW 35來形成複數個SOBP的寬度之方法還有其他的方法。例如，以形成SOBP寬度1(選擇台36e,36f而得到的SOBP的寬度)之情況來進行說明。馬達62係使用伺服馬達或步進馬達等。使RMW 35旋轉至帶電粒子束1會通過台36f之位置，使帶電粒子束1之照射開始。經過一定時間後，利用馬達62使RMW 35旋轉至帶電粒子束1會通過台36e之位置。再經過一定時間後，使RMW 35旋轉至帶電粒子束1會通過台36f之位置。以每經過一定時間就在台36e,36f的位置間往復之方式進行變更，就可形成SOBP寬度1。形成SOBP寬度5(選擇台36a至36f而得到的SOBP的寬度)之情況時，只要以每經過一定時間就在台36a至36f的位置間往復之方式進行變更即可。另外，亦可每經過一定時間就使帶電粒子束1停止然後才變更帶電粒子束1所會通過的台36之位置，再在此變更後使帶電粒子束1射出，並重複進行以上的動作。不使帶電粒子束1停止而以於台36a至36f的位置往復之方式進行變更之情況時，也可用於呼吸同步照射。
(產業上之可利用性)
本發明之粒子線照射裝置及粒子線治療裝置係很適合利用於醫療中。本發明尤其可解決過度照射之IMRT之問題，對於醫療產業的的發展很有助益。
1．．．帶電粒子束
2、2a、2b．．．能量變更裝置
3、3a、3b、3c、3d．．．深度方向照射野擴大裝置
4、4a、4b、4c、4d、4e．．．柱狀照射野生成裝置
5、6、7、8．．．偏向電磁鐵
9、9a、9b．．．幅度偏移器
10．．．X方向掃描電磁鐵
11．．．Y方向掃描電磁鐵
12a、12b．．．位置監測器
13．．．劑量監測器
14．．．線束軸
15、16、17、18．．．偏向電磁鐵
19、19a、19b．．．脊狀過濾器
22．．．變更控制裝置
25．．．照射野擴大控制裝置
26a、26b、26c、26d．．．吸收體
27a、27b、27c、26d．．．驅動裝置
28a、28b、28c、28d．．．脊狀過濾器
29a、29b、29c、29d．．．驅動裝置
30．．．變更控制裝置
32．．．掃描電磁鐵電源
33．．．照射控制裝置
34．．．掃描照射系統
35．．．RMW(幅度調變輪)
36a、36b、36c、36d、36e、36f．．．台
37a、37b、37c．．．葉片(能量吸收體)
40．．．患部
44a、44b、44c、44d、45a、45b、45c、45d．．．柱狀照射野
52．．．離子束產生裝置
54．．．同步加速器
58、58a、58b．．．粒子線照射裝置
59．．．離子束輸送系統
60、60a、60b．．．粒子線照射裝置
61．．．角度感測器
62．．．馬達
65．．．照射野擴大控制裝置
66、66a、66b．．．RMW裝置
67a、67b．．．驅動裝置
第1圖係顯示本發明實施形態1之粒子線照射裝置之構成圖。
第2圖係顯示第1圖中的能量變更裝置之構成圖。
第3圖係顯示第1圖中的深度方向照射野擴大裝置之構成圖。
第4圖係顯示用於本發明之粒子線照射裝置中之治療計劃的作成方法之流程圖。
第5圖(a)至(d)係用來說明第4圖中的步驟ST1之圖。
第6圖(a)至(c)係用來說明如何求出本發明的治療計劃的最佳化計算的初始狀態之示意圖。
第7圖係顯示本發明實施形態2之能量變更裝置之構成圖。
第8圖係顯示本發明實施形態3之深度方向照射野擴大裝置之構成圖。
第9圖係顯示本發明實施形態4之柱狀照射野生成裝置之構成圖。
第10圖係顯示本發明實施形態5之RMW之外觀圖。
第11圖係顯示本發明實施形態5之深度方向照射野擴大裝置之構成圖。
第12圖係顯示本發明實施形態6之深度方向照射野擴大裝置之構成圖。
第13圖係顯示本發明實施形態7之柱狀照射野生成裝置之構成圖。
第14圖係顯示本發明實施形態8之粒子線照射裝置之構成圖。
第15圖係顯示本發明實施形態9之粒子線治療裝置之構成圖。
1．．．帶電粒子束
2．．．能量變更裝置
3．．．深度方向照射野擴大裝置
4、4a．．．柱狀照射野生成裝置
10．．．X方向掃描電磁鐵
11．．．Y方向掃描電磁鐵
12a、12b．．．位置監測器
13．．．劑量監測器
32．．．掃描電磁鐵電源
33．．．照射控制裝置
34．．．掃描照射系統
40．．．患部
58．．．粒子線照射裝置

Claims (23)

  1. 一種粒子線照射裝置，係具備有使經加速器加速過的帶電粒子束掃描之掃描照射系統，且搭載於使前述帶電粒子束的照射方向旋轉之旋轉筒架，前述粒子線照射裝置具備有：以與照射對象的末端形狀配合之方式，來生成因應前述照射對象的末端形狀使前述帶電粒子束的布拉格峰(Bragg peak)擴大而得之柱狀的照射野之柱狀照射野生成裝置。
  2. 如申請專利範圍第1項所述之粒子線照射裝置，其中，前述柱狀照射野生成裝置具備有使前述帶電粒子束的能量變更之能量變更裝置、以及使前述帶電粒子束的布拉格峰擴大之深度方向照射野擴大裝置。
  3. 如申請專利範圍第1項所述之粒子線照射裝置，其中，前述柱狀照射野生成裝置具備有使前述帶電粒子束的布拉格峰擴大之深度方向照射野擴大裝置，前述帶電粒子束的能量係藉由前述加速器而變更。
  4. 如申請專利範圍第2項所述之粒子線照射裝置，其中，前述能量變更裝置具備有：幅度偏移器，在前述帶電粒子束通過的方向之厚度係依場所而異，使通過的帶電粒子束的能量依照前述厚度而降低；上游側偏向電磁鐵對，使前述帶電粒子束之在前述幅度偏移器之通過位置移動；下游側偏向電磁鐵對，使前述帶電粒子束的軌道往入射至該能量變更裝置之線束軸的方向回歸；以及變更控制裝置，控制前述上游側偏向電磁鐵對及前述下 游側偏向電磁鐵對，俾使前述帶電粒子束通過前述幅度偏移器的預定厚度。
  5. 如申請專利範圍第2至4項中任一項所述之粒子線照射裝置，其中，前述深度方向照射野擴大裝置具備有：脊狀過濾器，其所具有的厚度分佈會使得前述帶電粒子束所喪失的能量依通過的位置而異；上游側偏向電磁鐵對，使前述帶電粒子束之在前述脊狀過濾器之通過位置移動；下游側偏向電磁鐵對，使前述帶電粒子束的軌道往入射至該深度方向照射野擴大裝置之線束軸的方向回歸；以及照射野擴大控制裝置，控制前述上游側偏向電磁鐵對及前述下游側偏向電磁鐵對，俾使前述帶電粒子束通過前述脊狀過濾器的預定厚度分佈。
  6. 如申請專利範圍第2項所述之粒子線照射裝置，其中，前述能量變更裝置具備有：複數個吸收體，使前述帶電粒子束的能量依照其通過的厚度而降低；複數個驅動裝置，驅動前述吸收體之各者；以及變更控制裝置，驅動前述驅動裝置來控制前述帶電粒子束所通過的前述吸收體的合計厚度。
  7. 如申請專利範圍第2、3、4及6項中任一項所述之粒子線照射裝置，其中，前述深度方向照射野擴大裝置具備有：複數個脊狀過濾器，使前述帶電粒子束的能量的寬度依照其通過的厚度而變更；複數個驅動裝置，驅動前述脊狀過濾器之 各者；以及照射野擴大控制裝置，驅動前述驅動裝置來控制前述帶電粒子束所通過的前述脊狀過濾器的合計厚度。
  8. 如申請專利範圍第1項所述之粒子線照射裝置，其中，前述柱狀照射野生成裝置具備有：幅度偏移器，在前述帶電粒子束通過的方向的厚度係依場所而異，使通過的帶電粒子束的能量依照前述厚度而降低；脊狀過濾器，配置於前述幅度偏移器的下游側，且其具有的厚度分佈會使得前述帶電粒子束所喪失的能量依通過的位置而異；上游側偏向電磁鐵對，使前述帶電粒子束之在前述幅度偏移器及前述脊狀過濾器之通過位置移動；下游側偏向電磁鐵對，使前述帶電粒子束的軌道往入射至該柱狀照射野生成裝置之線束軸的方向回歸；以及變更控制裝置，控制前述上游側偏向電磁鐵對及前述下游側偏向電磁鐵對，俾使前述帶電粒子束通過前述幅度偏移器的預定厚度及前述脊狀過濾器的預定厚度分佈。
  9. 如申請專利範圍第2或第3項所述之粒子線照射裝置，其中，前述深度方向照射野擴大裝置具備有：使前述帶電粒子束通過的位置改變以使能量產生寬度之RMW裝置、以及控制前述RMW裝置之照射野擴大控制裝置，前述RMW裝置具有：RMW，具有將軸方向的厚度有 階段性差異之複數個台配置在周方向之能量吸收體，讓前述帶電粒子束通過前述複數個台從而使能量產生寬度；以及使前述RMW旋轉之旋轉驅動裝置；前述照射野擴大控制裝置係以讓前述帶電粒子束通過前述複數個台之方式控制前述旋轉驅動裝置。
  10. 如申請專利範圍第9項所述之粒子線照射裝置，其中，前述深度方向照射野擴大裝置具備有用來檢測前述RMW的旋轉角度之角度感測器，前述照射野擴大控制裝置係以讓前述RMW持續旋轉之方式控制前述旋轉驅動裝置，且根據前述角度感測器所檢測出之前述旋轉角度，控制前述帶電粒子束的射出開始及射出停止，而讓前述帶電粒子束通過前述複數個台。
  11. 如申請專利範圍第9項所述之粒子線照射裝置，其中，前述深度方向照射野擴大裝置具備有：複數個前述RMW裝置、以及使前述RMW裝置移動到前述帶電粒子束會通過的位置或不會通過的位置之驅動裝置。
  12. 如申請專利範圍第1項所述之粒子線照射裝置，其中，前述柱狀照射野生成裝置具備有：幅度偏移器，在前述帶電粒子束通過的方向的厚度係依場所而異，使通過的帶電粒子束的能量依照前述厚度而降低；RMW裝置，配置於前述幅度偏移器的下游側，使前述帶電粒子束通過的位置改變以使能量產生寬度； 上游側偏向電磁鐵對，使前述帶電粒子束之在前述幅度偏移器及前述RMW裝置之入射位置移動；下游側偏向電磁鐵對，使前述帶電粒子束的軌道往入射至該柱狀照射野生成裝置之線束軸的方向回歸；以及變更控制裝置，控制前述上游側偏向電磁鐵對及前述下游側偏向電磁鐵對，俾使前述帶電粒子束通過前述幅度偏移器的預定厚度，且藉由前述RMW裝置來使能量產生寬度，前述RMW裝置具有：RMW，具有將軸方向的厚度有階段性差異之複數個台配置在周方向之能量吸收體，讓前述帶電粒子束通過前述複數個台從而使能量產生寬度；以及使前述RMW旋轉之旋轉驅動裝置，前述變更控制裝置係以讓前述帶電粒子束通過前述複數個台之方式進行控制來形成預定之SOBP的寬度。
  13. 一種粒子線治療裝置，係具備有：使帶電粒子束產生，並藉由加速器將之加速到預定能量之離子束產生裝置；用來輸送經前述離子束產生裝置加速過的帶電粒子束之離子束輸送系統；將利用前述離子束輸送系統加以輸送之帶電粒子束照射至照射對象之粒子線照射裝置；以及使前述粒子線照射裝置的照射方向旋轉之旋轉筒架，其特徵在於：前述粒子線照射裝置係為申請專利範圍第1、2、3、4、6、8及12項中任一項記載之粒子線照射裝置。
  14. 如申請專利範圍第13項所述之粒子線治療裝置，其 中，具備有：用來作成包含前述粒子線照射裝置及前述旋轉筒架的動作條件之治療計劃之治療計劃裝置，前述治療計劃裝置具有：照射野配置部，依照前述帶電粒子束所要照射的照射對象的端末形狀而配置前述柱狀的照射野，並且在前述照射對象的內側鋪滿配置前述柱狀的照射野；以及最佳化計算部，以藉由前述照射野配置部而鋪滿前述柱狀的照射野之狀態作為初始狀態，而調整前述柱狀的照射野的配置以使對於前述照射對象的照射劑量落在預定範圍內。
  15. 如申請專利範圍第14項所述之粒子線治療裝置，其中，前述照射野配置部係在依照前述照射對象的端末形狀而配置前述柱狀的照射野之後，依照前述照射對象之尚未配置前述柱狀的照射野之內側的形狀而配置前述柱狀的照射野。
  16. 如申請專利範圍第14項所述之粒子線治療裝置，其中，前述照射野配置部係使用複數個屬於在前述柱狀的照射野之照射方向的寬度的SOBP之寬度。
  17. 如申請專利範圍第10項所述之粒子線照射裝置，其中，前述深度方向照射野擴大裝置具備有：複數個前述RMW裝置、以及使前述RMW裝置移動到前述帶電粒子束會通過的位置或不會通過的位置之驅動裝置。
  18. 一種粒子線治療裝置，係具備有：使帶電粒子束產生，並藉由加速器將之加速到預定的能量之離子束產生裝 置；用來輸送經前述離子束產生裝置加速過的帶電粒子束之離子束輸送系統；將利用前述離子束輸送系統加以輸送之帶電粒子束照射至照射對象之粒子線照射裝置；以及使前述粒子線照射裝置的照射方向旋轉之旋轉筒架，其特徵在於：前述粒子線照射裝置係為申請專利範圍第5項記載之粒子線照射裝置。
  19. 一種粒子線治療裝置，係具備有：使帶電粒子束產生，並藉由加速器將之加速到預定的能量之離子束產生裝置；用來輸送經前述離子束產生裝置加速過的帶電粒子束之離子束輸送系統；將利用前述離子束輸送系統加以輸送之帶電粒子束照射至照射對象之粒子線照射裝置；以及使前述粒子線照射裝置的照射方向旋轉之旋轉筒架，其特徵在於：前述粒子線照射裝置係為申請專利範圍第7項記載之粒子線照射裝置。
  20. 一種粒子線治療裝置，係具備有：使帶電粒子束產生，並藉由加速器將之加速到預定的能量之離子束產生裝置；用來輸送經前述離子束產生裝置加速過的帶電粒子束之離子束輸送系統；將利用前述離子束輸送系統加以輸送之帶電粒子束照射至照射對象之粒子線照射裝置；以及使前述粒子線照射裝置的照射方向旋轉之旋轉筒架，其特徵在於：前述粒子線照射裝置係為申請專利範圍第9項記 載之粒子線照射裝置。
  21. 一種粒子線治療裝置，係具備有：使帶電粒子束產生，並藉由加速器將之加速到預定的能量之離子束產生裝置；用來輸送經前述離子束產生裝置加速過的帶電粒子束之離子束輸送系統；將利用前述離子束輸送系統加以輸送之帶電粒子束照射至照射對象之粒子線照射裝置；以及使前述粒子線照射裝置的照射方向旋轉之旋轉筒架，其特徵在於：前述粒子線照射裝置係為申請專利範圍第10項記載之粒子線照射裝置。
  22. 一種粒子線治療裝置，係具備有：使帶電粒子束產生，並藉由加速器將之加速到預定的能量之離子束產生裝置；用來輸送經前述離子束產生裝置加速過的帶電粒子束之離子束輸送系統；將利用前述離子束輸送系統加以輸送之帶電粒子束照射至照射對象之粒子線照射裝置；以及使前述粒子線照射裝置的照射方向旋轉之旋轉筒架，其特徵在於：前述粒子線照射裝置係為申請專利範圍第11項記載之粒子線照射裝置。
  23. 如申請專利範圍第15項所述之粒子線治療裝置，其中，前述照射野配置部係使用複數個屬於在前述柱狀的照射野之照射方向之寬度的SOBP之寬度。
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