TWI433697B - 呼吸引導裝置、粒子線治療裝置及記錄有呼吸引導程式的記錄媒體 - Google Patents

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TWI433697B
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Description

呼吸引導裝置、粒子線治療裝置及記錄有呼吸引導程式的記錄媒體
本發明有關於使包含陽子線和碳線等之重粒子線之帶電粒子射束，照射在癌等之患部用來進行治療之醫療裝置之粒子線治療裝置，特別有關於用來引導患者之呼吸之呼吸引導裝置。
粒子線治療是對成為治療對象之患部照射帶電粒子射束(以下稱為粒子射束)，對患部組織施加破壞用來進行治療者，必須對成為照射對象之患部組織施加充分之劑量，和抑制對周邊組織之劑量。因此，提案有一種治療計劃，係依照預先測定之照射對象之形狀抑制照劑量和照射範圍(以下稱為照射視野)。但是，治療計劃之前提是照射對象之形狀和位置不變形(變位)，所以在照射對象隨著呼吸而變位之情況時，不能進行如計劃之照射。因此，提案有粒子線治療裝置(例如，參照專利文獻1和2)，對於隨著呼吸而變位之照射對象，計測呼吸相位，在位置和形態穩定之呼吸相位下照射粒子射束，即利用所謂之呼吸同步來控制射束照射。
另外，提案一種具有呼吸引導功能之粒子線治療裝置(例如，參照專利文獻3至6)，著眼於可有意識地控制呼吸，提示呼氣和吸氣之時序，以既定之週期引導患者之呼吸。(患者，Patient，一般有稱為病人的情形，本文中稱為患者)
(先前技術文獻) (專利文獻)
專利文獻1：日本專利特開2006-288875號公報(段落0037至0040，第7圖至第9圖)
專利文獻2：國際公開號碼WO2006/082651A1(段落0092至0096，第16圖)
專利文獻3：日本專利特開2001-346773號公報(段落0013至0015，第1圖)
專利文獻4：日本專利特開2008-119449號公報(段落0014至0020，第4圖，第5圖)
專利文獻5：日本專利特開2008-259604號公報(段落0058至0059，第3圖)
專利文獻6：國際公開號碼WO2009/150708A1(段落0021至0026，第1圖、第6圖)
上述方式之呼吸引導功能記載有：以使患者之呼吸適於加速器等之運轉週期之週期之方式，有效地進行射束照射以進行引導，在實際之呼吸相對於提示之時序有偏移之情況時，進行修正其緩急和深度等之指示等。但是，在任一粒子線治療裝置中，在呼吸評估時以呼吸信號之時間變化之呼吸波形之頂點或底邊之位置(最大/最小值)，或超過(或小於)呼吸波形中之臨限值之部分之位置和長度等作為評估對象，除此以外之部分不作為評估對象。因此，例如，在呼吸成為不規則之情況時或有雜訊之情況等，在產生有想像外之波形之情況時，不能正確地評估呼吸，且不能實行適當之控制或指示。亦即不能以最適於呼吸之時序進行照射。
本發明係用來解決之上述之問題而研創者，其目的在於獲得一種經由正確地評估呼吸，可以適當地引導呼吸之呼吸引導裝置及粒子線治療裝置。
本發明之呼吸引導裝置係在粒子線治療時，用來引導患者之呼吸；其中，具備有：目標呼吸信號產生部，用來產生用以引導上述患者之呼吸之目標呼吸信號；實呼吸測定部，用來測定上述患者之實呼吸，並輸出所測定到實呼吸信號；呼吸評估部，以上述目標呼吸信號之1個週期份之資料作為計算單位，計算一種三角函數之係數，該三角函數之係數為與分別對上述目標呼吸信號以及與上述目標呼吸信號同步收集之上述實呼吸信號進行傅立葉級數展開時之一次項相當而成對者，並比較從所計算之係數求得之各個之增益與相位，以評估上述實呼吸對於上述目標呼吸信號之偏移；以及修正資訊產生部，根據上述呼吸評估部之評估結果，產生用來修正上述實呼吸之偏移的修正資訊。
另外，本發明之粒子線治療裝置係具備有：加速器，用來產生粒子射束；複數個治療室；粒子射束之輸送路徑，用來連結上述加速器和上述複數個治療室之各個；切換裝置，設置在上述輸送路徑中，用來切換上述粒子射束之軌道，使上述加速器所產生之粒子射束供給到上述複數個治療室之任一個治療室；呼吸引導裝置，設置在上述複數個治療室之各個；以及照射裝置，設置在上述複數個治療室之各個，使被供給之粒子射束成形在與照射對象對應之照射視野，並且至少與上述目標呼吸信號同步地控制對上述照射對象之照射。
另外，本發明之記錄媒體係記錄有呼吸引導程式，該程式係在粒子線治療時，將用來引導患者之呼吸之呼吸引導裝置構建在電腦上，並且在電腦上實行：目標呼吸信號產生步驟，用來產生用以引導患者之呼吸之目標呼吸信號；實呼吸測定步驟，用來測定上述患者之實呼吸，並輸出所測定之實呼吸信號；呼吸評估步驟，以上述目標呼吸信號之1個週期份之資料作為計算單位，計算一種三角函數之係數，該三角函數之係數為與分別對上述目標呼吸信號以及與上述目標呼吸信號同步收集之上述實呼吸信號進行傅立葉級數展開時之一次項相當而成對者，並比較從所計算之係數求得之各個之增益與相位，以評估上述實呼吸對於上述目標呼吸信號之偏移；以及修正資訊產生步驟，根據上述呼吸評估步驟之評估結果，產生用來修正上述實呼吸之偏移的修正資訊。
依照本發明之呼吸引導裝置及粒子線治療裝置，其目的可獲致一種呼吸引導裝置及粒子線治療裝置，其係利用與傅立葉級數展開之1次項相當之成對之三角函數之係數算出信號資料之增益和相位來評估呼吸，所以藉由正確地評估呼吸而可適當地引導呼吸，而該信號資料係以明確之週期函數之目標呼吸信號之週期收集實呼吸信號和目標呼吸信號之各個所得者。
 實施形態1
以下說明本發明實施形態1之呼吸引導裝置(呼吸導行裝置)和具備有呼吸引導裝置之粒子線治療裝置之構造。第1圖至第7圖是用來說明本發明實施形態1之呼吸引導裝置和粒子線治療裝置之構造者，第1圖係表示粒子線治療裝置整體之構造的圖，第2圖係用來說明與粒子線治療裝置之控制有關之構造的功能方塊圖，第3圖用來表示在呼吸引導時所使用之(目標)呼吸信號與評估函數和呼吸閘信號之關係的波形圖，第4圖係用來表示使用評估函數評估呼吸信號時之增益和相位之關係的複數平面圖，第5圖係表示在構成呼吸引導裝置之呼吸資訊教導裝置中呼吸引導時所顯示之顯示畫面例的圖。另外，第6圖係用來說明呼吸引導裝置之構造的方塊圖，第7圖係用來說明呼吸引導裝置之部分之呼吸評估部之構造的方塊圖，第8圖係用來說明呼吸引導裝置之動作的流程圖。
首先使用第1圖用來說明粒子線治療裝置之大致構造。在該圖中粒子線治療裝置具備有：屬於同步加速器之圓形加速器1(以下簡稱為加速器)，作為帶電粒子射束之供給源；照射系統2，具備有設在每一個治療室之照射裝置；輸送系統3，用來連接加速器1和各個治療室，將帶電粒子射束從加速器輸送到各個治療室之照射裝置；和控制系統4，用來連繫並控制該等之各個系統。另外，本發明實施形態之粒子線治療裝置之特徵之構造是在被設於各個治療室之呼吸引導裝置中，依照週期被規定之目標呼吸信號之週期，對實呼吸信號進行資料收集，從傅立葉級數展開時之與1次項相當之成對之三角函數之係數，導出實呼吸信號之時間性位置之相位和深度之增益，而可進行呼吸引導用之目標呼吸信號之定量之比較。定量之比較及根據比較結果之控制將於後面進行詳細之說明，以下移行至各個構造之說明。
＜加速器＞
加速器1具備有：真空導管11，成為供帶電粒子射束圍繞之軌道路徑；射入裝置12，用來使從前段加速器5供給之帶電粒子射入到真空導管11；偏向電磁鐵13a、13b、13c、13d(統稱為13)，用來使帶電粒子之軌道偏向，以形成供帶電粒子沿著真空導管11內之圍繞軌道的帶電粒子射束；收斂用電磁鐵14a、14b、14c、14d(統稱為14)，以使形成在圍繞軌道上之帶電粒子射束不會發散之方式收斂；高頻加速器空洞15，對圍繞之帶電粒子施加同步之高頻電壓而進行加速；射出裝置16，用來將在加速器1內被加速之帶電粒子射束取出到加速器1外，將其射出到輸送系統3；以及六極電磁鐵17，為了從射出裝置16射出帶電粒子射束而在帶電粒子射束之圍繞軌道激發共鳴。
另外，在偏向電磁鐵13具備有用來控制偏向電磁鐵13之激磁電流之偏向電磁鐵控制裝置，且在高頻加速器空洞15具備有用來對高頻加速器空洞15供給高頻電壓之高頻源、及用來控制高頻源之高頻控制裝置，以此方式具備有用以控制各個部分之未圖示之裝置，在控制部4內具備有加速器控制裝置41，其係用來控制偏向電磁鐵控制裝置、高頻控制裝置及收斂用電磁鐵14等其他之組件，藉以控制加速器1整體。但是，在本發明之技術思想中，因為並不限定加速器1本身之控制，所以並不只限於上述之構造，只要是可以將帶電粒子射束穩定地射出到輸送系統3者，當然亦可容許有各種之變形。
另外，前段加速器5在圖中為了簡化記載成為一個機器，但是實際上具備有用來產生陽子、碳(重粒子)等之帶電粒子(離子)之離子源(離子射束產生裝置)，以及用來對所產生之帶電粒子進行初期加速之線性加速器系統。另外，從前段加速器5射入到加速器1之帶電粒子係被高頻之電場加速，利用磁鐵使其彎曲，同時加速至光速之70至80%。
＜輸送系統＞
利用加速器1加速之帶電粒子射束係射出到被稱為HEBT(高能量射束輸送：High Energy Beam Transport)系之輸送系統3。輸送系統3具備有：真空導管(主導管31m、治療室A用導管31A，治療室B用導管31B，統稱為真空導管31)，作為帶電粒子射束之輸送路徑；切換電磁鐵32，作為用來切換帶電粒子射束之射束軌道之切換裝置；以及偏向電磁鐵33，用來使射束偏向既定角度。另外，利用加速器1施加充分之能量，使在真空導管31所作成之輸送路徑內前進之帶電粒子射束，利用變換電磁鐵32依照需要變換軌道(31A方向、31B方向)，將其引導至設在指定之治療室之照射裝置。
＜照射系統＞
照射系統2具備有：照射裝置21，將從輸送系統3供給之帶電粒子射束成形為依照照射對象之患者之患部之大小和深度的照射視野，對患部進行照射；以及呼吸引導裝置7，具有呼吸導行功能，用來進行照射時之呼吸引導。另外，將對屬於照射對象之患部之照射之ON/OFF控制成與呼吸引導和實呼吸連動(依照目標呼吸信號和實呼吸信號之相位)。另外，在輸送系統之說明中記載為「設在所指定之治療室之照射裝置」，從治療效率之觀點來看，粒子線治療裝置一般具備有複數個治療室(在圖中為6A、6B。統稱為治療室6)。亦即，此處所示之照射系統2是將照射裝置21和呼吸引導裝置7設在每一個治療室6，例如，治療室6A用之照射系統2A具備有照射裝置21A和呼吸引導裝置7A。
為了實現呼吸導行(以下在機器之構造中稱為「呼吸引導」，在單獨使用之情況時，稱為一般使用之「呼吸導行」)功能時，呼吸引導裝置7具備有：呼吸測定裝置7a，用來測定患者之呼吸狀態；呼吸引導裝置本體7c，根據呼吸測定裝置7a所測定到之實呼吸波形和呼吸引導用之目標呼吸波形，用來判斷是否對患者之粒子線照射，並且管理呼吸引導裝置7整體；以及呼吸資訊教導裝置7b，用來對患者教導關於呼吸同步之資訊。特別是在呼吸引導裝置本體7c具備有呼吸評估部7cE，其係在呼吸狀態之評估時，如後面所述之方式，根據從實呼吸波形和呼吸引導用之目標呼吸波形數學式算出之相位和振幅(增益)定量地評估呼吸狀態，根據其評估結果判斷是否進行呼吸引導之修正。
＜治療室＞
另外，在圖中治療室A(6A)是旋轉照射室，亦稱為旋轉門，從偏向電磁鐵33G部分使包含照射裝置21A之照射系統整體以患者(治療台)為中心進行旋轉，並且使對患者之粒子射束之照射角度可以自由旋轉。另外，治療室B(6B)是水平照射室，對坐在可自由設定角度和位置之椅子之患者，從照射裝置21B水平方向地照射粒子射束。例如，雖記載有不同型式之2個治療室，但是呼吸導行功能與治療室之型式無關，可以適用相同功能者。因此，即使是記載以外之型式之治療室或治療室數不同亦可適用。
＜控制系統＞
依照此種方式之由複數個副系統所構成之大型之複雜系統之控制系統，一般而言大多是由專門控制各個副系統之副控制器及用以指揮並控制整體之主控制器所構成。在本發明實施形態1之粒子線治療裝置之控制系統4中，採用該主控制器和副控制器之構造。為了簡化，在粒子線治療裝置之控制系統中，說明有關於加速器1、輸送系統3、照射系統2之3個副系統之控制之控制系統，亦即，如圖所示，說明具備有加速器控制部41、輸送系統控制部43、照射系統控制部42和整體控制部40之控制系統4。
對於控制系統4，使用示意性表示控制系統之構造之第2圖進行說明。然而，在粒子線治療裝置之控制器中，一般是使用工作站和電腦。因此，大多將控制器稱為「計算機」。例如，第2圖之主控制器40在形態上被稱為照射系統共同計算機大多是電腦上之功能，但是在此處作為具有某功能之控制器進行動作。另外，機器控制計算機相當於進行屬於副系統之照射系統2之控制之副控制器42，在與分散配置在各個治療室6A、6B之照射系統2A、2B對應之控制器之對應部分，以42A、42B區別。依照此種方式，在粒子線治療裝置(系統)之控制系統4中，具備有主控制器40、成為加速器1用之控制器，照射系統2用之控制器、及屬於輸送系統3用之控制器之副控制器41、42、43。
另外，各個副控制器41、42、43係利用設在主控制器40內之時序指示功能，連帶進行控制動作。另外，時序指示功能本身亦可以輸出同步用之時序信號。另外，在第1圖和第2圖中，副控制器之位置等不同，亦即在第1圖中，統一記載為具有控制功能之部分的控制器4，在第2圖中係以控制對象為基準來記載，不是表示實體上之位置是否不同。亦即作為控制器之實體上如何配置並不是本質之問題。另外，裝設在用以構成該等控制器之計算機之程式和其程式之模組等構造於後面進行說明。
連接到機器控制計算機(副控制器42A、42B)之「操作桌」是所謂之鍵盤或顯示器等，或控制盒等之終端機，且為人機介面部。操作桌係設置在治療室6、及與治療室分離設置之多個照射操作室。在機器控制計算機之下位部，連接有控制盤。控制盤係如具體地以具有括弧之方式記載，為控制對象之各種機器之驅動器、放大器及PLC(可程式控制器，Programmable Logic Controller)等。經由控制盤更在下位部連接有機器。該機器係包含用來使治療台之各軸動作之馬達、及用來驅動照射裝置內之X線攝像裝置之馬達等，通常亦包含上述之照射裝置21和呼吸引導裝置7。另外，在旋轉門型之治療室6A中，有關於照射系統整體之旋轉位置等之控制之馬達等亦成為對象。
在此，於本實施形態1之粒子線治療裝置中，與呼吸引導裝置7有關之控制係不經由設置在各個治療室6之控制盤而是以主控制器40直接控制。亦即在後面所述方式之本實施形態1之粒子線治療裝置中，可以定量地評估呼吸狀態。因此，特別是可正確地掌握呼吸相位，所以在一個治療室中不但可使呼吸導行最佳化，並且可與加速器之運轉週期同步地進行呼吸引導，或是與其他之治療室中之呼吸引導同步地進行連帶控制時，即可更進一步地發揮其真正之價值。藉由使經由之機器減少，可以避免由於浪費時間(延遲)之發生所造成之時序之偏移，且可以順利地進行連帶控制。但是，如此直接連接並非必須要件，在連帶動作之情況時，只要能夠獲得時序，當然亦可以適當地變更。
照射系統共同計算機(主控制器40)之其他作用是用來指揮此種粒子線治療裝置之整體，與加速器系統1和輸送系統3同步之控制成為必要之機器之控制，本身擔任副控制器42之功能。第1圖中將42括弧表示。
依照此種方式，在副控制器42中，與呼吸引導裝置7有關之控制功能係由主控制器40擔任，其他之例如使驅動旋轉門型和治療台之各軸動作用之馬達、及驅動照射裝置內之X線攝像裝置之馬達等之機器，通常經由副控制器42進行控制。該等之門型和治療台用之馬達、X線攝影裝置用之馬達係在射束照射中不動作。亦即，無須與加速器系統1和輸送系統3之控制同步地進行控制。照射系統共同計算機(主控制器40)和照射系統之機器控制計算機(副控制器42)之交接，係利用表示哪一個治療室6之照射系統2定位完成而可以照射之狀態的Ready信號、及告知以哪一個治療室6之照射系統2照射射束而照射完成之信號等，其目的是互相告知狀態。簡單而言為進行順序事件之影像。亦即與副控制器42有關之照射系統共同計算機(主控制器40)之作用是管理「哪一個治療室6之照射系統2互相取得來自加速器之射束」之照射，在其決定後即可決定每一個治療室6之副控制器42之中之順序。
然而，如後面所述之方式，為了使可以適當導行呼吸之本發明實施形態1之粒子線治療裝置之特性活性化，與其他治療室之呼吸引導和加速器之運轉週期同步地控制呼吸引導。亦即，在不能只以每一個治療室之副控制器來決定順序之情況時，對呼吸引導裝置7之指令值可以不是來自機器控制計算機(副控制器42)而是直接從照射系統共同計算機(主控制器40)送來。
另外，照射系統2之功能中之形成照射視野之功能不是本發明之本質部分。因此，對於照射裝置21之構造將其記載省略。另一方面，對於與呼吸導行連動之對照射對象之照射之ON/OFF控制之射束閘，因為需要與輸送系統3同步，所以在第2圖中未記載，而利用主控制器40直接控制。另外，與加速器系統1同步控制所需之抖動電磁鐵或掃描電磁鐵等亦為照射裝置21之機器，因此以同樣之理由利用直接照射系統之共同計算機40進行控制。
＜呼吸之定量評估＞
藉由具備有上述方式之構造，使從加速器供給之所謂之鉛筆狀之粒子射束成為依照照射對象之位置和形狀之照射視野而可進行照射。另一方面，在照射對象隨著呼吸而變位之情況時，必須利用呼吸導行功能來計測呼吸狀態，且控制成以位置和形態穩定之呼吸相位來照射粒子射束。在此，會成為問題者是成為控制之基準之呼吸之狀態以何種方式定量評估。呼吸評估之目的是評估照射對象之變位，評估項目是對被引導之節奏(目標呼吸波形)之延遲或前進(時序之偏移)、和大小(深度)之偏移。
呼吸因為基本上考慮到週期運動，所以根據以呼吸感測器等所測定到之呼吸信號之長期變化之呼吸波形，評估週期、相位、振幅，而可用來定量地評估呼吸。但是，在先前技術之呼吸導行中，如先前技術所述之方式，只有在呼吸波形中之成為最大值或最小值之位置，或超過或小於臨限值之位置，評估相位和增益。亦即，因為只以Peak to Peak之方式，以呼吸波形中之特定位置作為評估對象，所以，例如在途中即使有悶氣，亦不能評估該種狀態。另外，例如，在搭載有雜訊，或在呼吸波形中產生有複數之尖峰，或由於身體姿勢之偏移等使校正變化之情況時，或在感測器飽和產生表示一定值之部分之情況時，成為不能評估本身。
另一方面，一般人之呼吸之週期並不一定，其長度亦因個人而有差異。而且呼吸波形不是美觀之正弦波，所以只是簡單地數學式處理呼吸波形整體時，難以獲得所希望之相位和增益。但是，假如依照呼吸之特性進行適當之處理時，可以數學式評估不穩定之呼吸。因此，在本發明中，呼吸雖由自律神經所掌管，但還是可能會有例外之意識動作，因此，通常不規則之呼吸如同呼吸導行裝置，提示既定之節奏(目標呼吸波形)進行呼吸引導，著眼於可在至少一定週期引導之特性。亦即，在呼吸引導之情況時，藉由將實呼吸波形視為與呼吸引導所使用之目標呼吸波形相同週期之波形，發現可進行後面所述之數學式之評估，而可定量地評估實呼吸波形之相位和振幅。
在此，為了使本發明之說明明暸化，和數學式處理呼吸波形(形成呼吸波形之呼吸信號)，對於數個用語和重要之概念嚴密地定義。
＜呼吸信號，目標呼吸信號和實呼吸信號＞
呼吸信號：(Respiratory signal)R(t)係為表示呼吸之狀態之信號，藉由以感測器測定呼氣之動作，伴隨呼氣之溫度變化、伴隨呼吸之例如腹部之動作等，而可將呼吸狀態作為信號。具體而言，所考慮之方式是利用流動感測器檢測呼氣之流動，或使用熱敏感測器和紅外線攝影機之影像處理來計測伴隨吸氣之鼻腔附近之溫度變化，或使用位置敏感檢測器(位置感測器)檢測安裝在腹部之雷射光源以檢測患者之腹部之動作，利用雷射變位計將患者之腹部之動作信號化。表示該呼吸信號之經時性變化者為呼吸波形。另外，將在呼吸引導時成為目標之信號作為目標呼吸信號，將表示其經時性變化者作為目標呼吸波形。為了使說明明暸化，在目標呼吸信號附加「tj (trajectory之簡寫)」以Rtj (t)表示，實呼吸信號附加「rl (real之簡寫)」以Rrl (t)表示。
＜目標呼吸信號之取得＞
在使用呼吸導行裝置之粒子線治療時，大致需要2個階段。一個是取得目標呼吸信號之階段，另外一個是利用其進行治療之階段。在進行治療之階段的實呼吸信號、亦即呼吸引導時之評估對象是根據目標呼吸信號Rtj (t)測定呼吸引導時之患者之呼吸狀態所得之實呼吸信號Rrl (t)。但是，目標呼吸信號Rtj (t)本身亦根據在治療前測定患者之呼吸所測定到之所謂之實呼吸信號(以下稱為原實呼吸信號)取得。
下面說明取得目標呼吸信號之階段。目標呼吸信號之取得係使用與一般進行者同樣之手法，例如，可以利用專利文獻6之0031至0037段落所記載之手法取得。但是，在本發明實施形態之粒子線治療裝置之呼吸引導中，目標呼吸信號不只是用來引導呼吸之時序設定用，並且作為如後面所述之對實呼吸信號之相位和振幅進行定量評估時之比較對象，所以在取得時需要嚴守以下之各點。
＜目標呼吸信號取得時之嚴守事項＞
1：使用與測定治療時之實呼吸信號之感測器相同之感測器，以相同之方法取得原實呼吸信號。2：進行必要之平均化處理、調整週期用之伸縮處理、及切去處理。3：原則上從治療患者本身之原實呼吸信號作成目標呼吸信號。另外，例外者亦有從他人之呼吸信號作成，或以artificial(人工)作成之情形。但是在此種情況下，治療對象之患者和呼吸動作可以視為使用相同程度者，或是當在後面所述之增益和相位產生既定之差之情況時，保持該值作為補正值，在呼吸狀態之評估時，必須設為可考慮「既定之差」之方式。另外，在本實施形態中，以此方式作成(取得)之目標呼吸信號Rtj (t)係以與加速器同步之時序，利用呼吸導行裝置所教導。
接著，定義用以評估與呼吸和呼吸引導有關之以上述方式定義之呼吸信號的參數。
＜呼吸之頻率、週期＞
呼吸之週期：Tres
廣義之呼吸之週期是指「吸吐」之1個循環所需要之時間。本發明實施形態之呼吸引導裝置之呼吸導行之目標呼吸信號Rtj (t)係具有既定之週期，使用能以週期函數(f(t)=f(t+T))表現之信號。因此，狹義之呼吸之週期是指該週期式之信號之週期T。亦即，週期性之目標呼吸信號Rtj (t)之1個循環所需要之時間。其單位使用一般之時間之單位之[sec]。
呼吸之頻率：Fres
呼吸之週期Tres 之倒數(Fres =1/Tres )。單位為[1/sec]。另外，將呼吸之頻率設為2π倍者(ωres =2πFres )係成為呼吸之角頻率。
＜呼吸之增益和相位、記述函數＞
呼吸之增益：Gres
呼吸信號R(t)之增益簡稱為「呼吸之增益」。在此，必須對增益施加嚴密之定義。假如呼吸信號R(t)為以三角函數被賦予時，該增益成為所謂之振幅
Gres =A if R(t)=Acos (ωres t+ψres )
呼吸之相位：ψres
呼吸信號之相位ψres 簡稱為「呼吸之相位」。數學上表示上述式中之對cos(ωres t)之相位前進，單位使用角度單位之「弧度」或「度(°)」。另外，「相位前進」之相反者係以「相位延遲」表示。
但是，以上所述，呼吸信號R(t)並不是美觀之三角函數，但是，至少目標呼吸信號Rtj (t)為一定週期之信號，所以考慮將目標呼吸信號Rtj (t)變換為最接近目標呼吸信號Rtj (t)之三角函數，以算出增益和相位。因此，例如，在如式(1)所示地將目標呼吸信號Rtj (t)進行傅立葉級數展開之情況時所展開之0次項至n次項中，如式(2)所示，算出與其一次項相當之成對之三角函數之係數a1、b1，將所算出之係數a1、b1規定作為表示呼吸信號之狀態之記述函數。亦即，計算構成目標呼吸波形中之除了常數項和高頻成分外之基本波形成分的餘弦函數和正弦函數之係數a1、b1。第3圖表示由目標呼吸信號Rtj (t)及以式(2)所獲得之a1、b1構成之記述函數。
【數1】
由構成以上述方式抽出之函數的a1、b1可獲得式(3)所示之增益Gres 及式(4)所示之相位ψres 。在第4圖中表示從係數a1、b1獲得之目標呼吸信號Rtj (t)之增益Gres 及相位ψres 之複數平面上之關係。
【數2】
＜積分範圍和計算頻度＞
在此，如上述之方式，因為可以從目標呼吸信號Rtj(t)數學式地抽出記述函數，以算出增益Gres 和相位ψres ，所以目標呼吸信號Rtj(t)成為具有一定之角頻率ωres 之週期函數。另外，依照式(2)時，增益和相位之計算所需之積分範圍為ωres t：0→2π。亦即，t：0→2π/ωres t=Tres ，成為呼吸週期Tres 之計算所需之積分範圍，亦即計算單位。
另一方面，實呼吸信號Rr1 (t)為上述方式之不規則信號。但是，當根據目標呼吸信號Rtj (t)進行呼吸引導時，實呼吸信號Rrl (t)亦成為具有與目標呼吸信號Rtj (t)相同週期之週期函數。利用其呼吸特性，對於實呼吸信號Rrl (t)，亦與目標呼吸信號Rtj (t)同樣地，如式(2)所示進行傅立葉級數展開之情況時，可以計算由與一次項相當之成對之三角函數之係數a1、b1所構成之記述函數。
在呼吸導行時，例如為了要有效地活用粒子射束時，目標呼吸信號Rtj (t)係以與加速器同步之時序所教導。在此種情況時，不只要把握實呼吸而且要使患者之呼吸與預定之時序同步。因此從裝置側輸出之規則之目標呼吸信號Rtj (t)和實際測定患者之呼吸狀態所獲得之實呼吸信號Rrl (t)，在第5圖所示之共同之時間軸上顯示成在現在時點tp之過去側或未來側，用來進行區別。當進行此種呼吸導行時，通常不規則之實呼吸信號Rrl (t)亦被視為與如圖所示之目標呼吸信號Rtj (t)相同之呼吸週期Tres 之函數。因此，各個增益Gtj ，Grl 和相位ψtj ，ψrl 均可以以共同之時間軸「t」計算。亦即，成為與加速器同步之時序之基礎，以共同之時間軸「t」之1個週期Tres 部分作為積分範圍(計算視窗)，成為適用上述各式。
此時，計算目標呼吸信號Rtj (t)和實呼吸信號Rrl (t)之增益Gtj 、Grl 及相位ψtj 、ψrl 之頻度大致考慮2個，第1個是在共同之時間軸上，依每一個呼吸週期Tres 進行計算之情況時，此時之計算之視窗係從週期中之一定之相位開始，例如，當將週期之開頭(相位0)設為起點時，經常以0至2π作為計算窗。第2個是在依每一個取樣週期進行計算之情況時，此種情況之計算視窗成為(取樣時間點-2π)至(取樣時間點)。
在第1個之情況時，計算視窗在每一個呼吸週期出現，經常從相位0開始。在第2個之情況時，長度為呼吸週期Tres之視窗經常以現在時刻結束之方式滑動。必要之相位是相對於目標呼吸信號之相對值，在上述之各式中，因為計算窗之起點可以設定在任何點，所以任何之進行方法皆可。另一方面，在如同先前技術之從週期中之特異點求得相位之情況時，因為需要以特異點作為基準來設定評估之起點，所以只能進行每一個呼吸週期之評估。
另外，在第2個之情況時，記載有「依每一個取樣週期進行計算」。取樣是從時間性連續變化之信號，離散時間性地取出信號。式(2)表示離散時間之式，但是實際計算時，離散時間性地進行。一般進行此種計算之計算機只能離散時間性地處理信號。
接著，依照上述方式定義，對於使用有決定評估方法之呼吸信號之呼吸導行之具體之方法，使用先前之說明所使用之第5圖及評估呼吸信號用之功能方塊圖進行說明。
目標呼吸信號最後從來自加速器之規格等，以所希望之週期Tres 設計。然後，所設定之目標呼吸信號Rtj (t)係使用式(3)、式(4)求得增益Gtj 及相位ψtj 。利用此種方式，可以將所設定之目標呼吸信號Rtj (t)本身為何種大小和時序進行定量化，例如，在後面所述之呼吸評估部7c2可以定量地評估實呼吸信號用之基準(比較對象)。
＜呼吸導行之具體方法＞
呼吸導行當然可以藉由視覺，亦可藉由聽覺更加期待效果。具體而言，以「吐至，吸至」之聲音指示。另外，在效果上除了上述聲音指示外，亦可以如第5圖所示加添節拍器之聲音。在此處本實施形態之粒子線治療裝置所使用之目標呼吸信號Rtj (t)係以計劃之所希望週期Tres 設計，另外，使用式(3)、式(4)，求得增益Gtj 及相位ψtj 。從該呼吸週期Tres 和1個週期份之信號計算所得之相位(資訊)，可以加添節拍器之聲音。節拍器之聲音例如，以呼吸週期Tres 作為1小節，將其分解成為8部音符而鳴響，亦即目標呼吸信號Rtj (t)之相位每前進45度就鳴響。另外，配合節拍器之聲音，呼吸引導裝置亦可以顯示圖像跳動球BB。圖像跳動球是與節拍器連動之球之動畫。該動畫不只限於圖像跳動球，亦可以使節拍器視覺化。
這時，在實際之治療階段係如第5圖所示，目標呼吸信號Rtj (t)之波形、及患者之實呼吸信號Rrl (t)之波形以共同之時間軸表示，以識別過去和未來而對患者教導。另外，對於此種方法，例如，如專利文獻6之段落0038至0045之詳細記載，利用此種方式，患者可以容易自覺地感覺到自己之呼吸狀態和目標呼吸信號之偏移，而容易配合目標呼吸信號。但是，患者以高齡者居多，未必容易自己確認並修正該偏移，而有修正需要直接之指示的問題。因此，在本發明之實施形態之呼吸引導裝置及粒子線治療裝置中，更以上述方式定量地算出呼吸之增益和相位，根據所算出之增益和相位發出修正指示。
第6圖用來說明設在本實施形態1之粒子線治療裝置之各個治療室之呼吸引導裝置之構造。在該圖中，呼吸引導裝置7具備有：呼吸引導裝置本體7c；呼吸測定裝置7a，用來測定患者之呼吸(信號)、亦稱為呼吸同步感測器；呼吸資訊教導裝置7b，具有將關於上述呼吸同步之資訊視覺性地教導患者之作為顯示畫面之顯示器、及以聽覺傳達之作為聲音等指示部之揚聲器；以及介面7d，具有該呼吸導行裝置之操作者進行用來選擇顯示畫面之佈置等有關呼吸引導之設定及與該裝置之交接用之作為輸入I/F之鍵盤、滑鼠、及補助性將上述聲音等指示輸入到該裝置用之作為聲音等輸入部之麥克風等。
另外，呼吸引導裝置本體7c具備有輸入輸出部7cI/O，用來進行與粒子線治療裝置之資訊信號之輸入輸出，例如，在根據來自介面7d之輸入資訊開始呼吸引導(呼吸導行)之情況時，從粒子線治療裝置側之治療計劃裝置之資料庫，取得呼吸引導所需之目標呼吸波形之至少1個週期份之目標呼吸信號資料。然後，以所取得之目標呼吸波形與粒子線治療裝置側之加速器同步之方式，產生目標呼吸信號Rtj (t)，從呼吸資訊顯示裝置7b顯示，並且在呼吸測定裝置7a測定患者之實呼吸狀態，用來取得所測定之實呼吸信號Rrl (t)。
然後，設在呼吸引導裝置本體7c內之呼吸評估部7Ce係如第7圖所示，具備有：呼吸評估資訊算出部7cE1，對同步輸入之實呼吸信號Rrl (t)及目標呼吸信號Rtj (t)，分別利用式(3)、(4)算出增益Gtj ，Grl 及相位ψtj，ψrl，並且算出增益之比(Grl /Gtj )及相位之差(ψrl-ψtj)；呼吸狀態評估部7cE2，根據所算出之呼吸評估資訊，評估呼吸狀態；以及導行修正資訊產生部7cE3，根據呼吸狀態之評估結果Iev ，產生呼吸導行之修正資訊Imd 。修正資訊Imd 係輸出到呼吸引導控制部7cC，例如，被利用在產生用來顯示在第5圖所示之顯示裝置的顯示資料時。另外，在呼吸引導裝置7具備有判斷功能，根據實呼吸信號和目標呼吸信號判斷是否對患者進行粒子線照射，該功能係由呼吸引導控制部7cC擔任。
另外，在導行修正資訊產生部7cE3中，根據所算出之相位之差，亦產生用來修正呼吸之相位(前進/延遲)和增益(深/淺)的具體之指示。例如，當判斷為相位延遲假定程度以上時，就產生用來表示需要使呼吸變快之訊息的修正資訊Imd 。利用此種方式控制呼吸資訊教導裝置7b，例如，產生用來在第5圖之訊息欄顯示「請使呼吸稍快」的影像資料，及產生用來以聲音傳達相同之內容的聲音資料。另外，在顯示增益者之情況時，以顯示將目標呼吸信號之增益設為100時之值之方式，將增益之比之資料加在修正資訊Imd 而進行輸出。呼吸引導控制部7cC係產生影像資料，以將上述資訊以數字或圖形等顯示。利用此種方式，顯示之方法亦可以直接顯示數值，亦能以位準量規之方式圖形化，在呼吸引導控制部7cC中，例如，亦能以來自輸入I/F之輸入所指定之方法進行顯示。
但是，依照上述之方式，即使在使目標呼吸波形和實呼吸波形在相同之時間軸上即時顯示之情況時，一般人不管如何都會產生時間延遲，造成不能配合目標呼吸信號。此時，在呼吸評估資訊算出部7cE1中計算所得之實呼吸信號之相位ψrl 與目標呼吸信號之相位ψtj 比較時，經常延遲大約達θ，亦即，在數週期之期間、相位之差維持一定值(一θ)。在此種情況下，可將延遲之原因視為對聽覺和視覺之指示造成不良，亦即不能配合患者之特性。亦即，實呼吸經常延遲相位達θ時，可以發出快該部分之指示。亦即，在呼吸狀態評估部7cE2中判斷為相位延遲或前進為一定值之狀態之情況時，除了該評估結果Iev 外，在導行修正資訊產生部7cE3中亦將實呼吸信號之相位延遲(或前進)回授到呼吸導行計算機，以使指示變快之方式產生並輸出修正資訊Imd 。利用此種方式，患者本身不需要變更對目標呼吸之配合方法，即可不會勉強地配合呼吸。
以下說明呼吸信號之相位資訊之使用方法，當然利用增益資訊可期待有良好之效果。根據報告人類在睡眠時會有呼吸變淺之傾向。呼吸之增益是表示該呼吸之深度(大小)之指標。因此，比較目標呼吸與實呼吸之增益，可輸出「更大」等之指示。相反地假如實呼吸比目標呼吸之增益大時，就發出「變小」之指示。另外，該等之指示亦可配合聲音顯示在第5圖之顯示畫面例之訊息部。
以下使用第8圖之流程圖用來說明上述動作。
在該圖中，當開始進行呼吸導行動作(navigation)時，首先根據從控制部4輸入之時序信號和週期資訊來設定同步時序和週期，俾使進行呼吸導行之時序與加速器1之運轉同步(步驟S10)。接著，根據對該患者所取得之目標呼吸波形之資料和與所設定之週期同步之同步時序，產生目標呼吸信號Rtj (t)，並提示目標呼吸波形(步驟S20)。當患者依照目標呼吸波形開始呼吸時，測定實呼吸信號Rrl (t)(步驟S30)。從實呼吸信號Rrl (t)和目標呼吸信號Rtj (t)算出至少包含有增益G和相位ψ之呼吸評估資訊(步驟S40)，根據所算出之呼吸評估資訊評估呼吸狀態(步驟S50)，假如評估實呼吸信號和目標呼吸信號之偏移之資訊之增益Gres之比與相位之差△ψ在容許範圍時(步驟S60為「Y」)，就繼續進行呼吸導行。
在偏移超過容許範圍之情況時(步驟S60為「N」)，更判斷是否有波形之修正之必要(步驟S200)，例如，當相位之偏移△ψ在一定值之情況，於判斷為有需要修正所提示之目標呼吸波形之相位時(步驟S200為「Y」)，就以△ψ份補正提示波形之時序(步驟S230)，並移行到步驟S20。另一方面，例如，在只進行希望使增益G變大之指示即可之狀態時(步驟S200為「N」)，產生提示內容(步驟S210)，並輸出追加指示(步驟S220)，繼續進行呼吸導行(步驟S100)。另外，在呼吸導行中，根據實呼吸信號和目標呼吸信號，繼續實行判斷可否對患者進行照射之動作，但是在該流程中因為記載成為特化呼吸導行和實呼吸之偏移之評估，所以對於可否照射之判斷等，將其記載省略。
亦即，呼吸評估資訊算出部7cE1對同步輸入之實呼吸信號Rrl (t)和目標呼吸信號Rtj (t)，利用數學式處理對配合目標呼吸信號Rtj (t)之週期取樣之目標呼吸信號Rtj (t)和實呼吸信號Rrl (t)之各個算出增益Gtj ，Grl 和相位ψtj ，ψrl ，並且在呼吸狀態評估部7cE2中根據所算出之定量之呼吸評估資訊評估呼吸狀態，所以定量地評估實呼吸相對於目標呼吸之偏移，患者可以無意識地修正呼吸，且能以此方式修正呼吸引導之時序，並輸出適當之指示。
接著，算出用來進行上述呼吸之狀態評估用之定量之資訊，不只是呼吸之狀態，亦可以評估患者之生理狀態。以下說明根據呼吸評估資訊之患者之生理狀態之評估。一般而言，粒子線治療時1次之治療時間為15至30分，其中照射時間為1至2分之左右。照射以外之時間係花費在患部之定位和用來使實呼吸配合目標呼吸。在此種方式之治療時間中，在患者睡眠或咳嗽之情況時當然可能發生。在呼吸引導時，有用於從患者之實呼吸波形檢測患者之睡眠或咳嗽等之狀態。
患者在正常地使實呼吸相對於目標呼吸配合之情況時，一般而言有使實呼吸之增益和相位逐漸接近目標呼吸之增益和相位之傾向。然而，當患者陷入睡眠狀態時，實呼吸之增益會逐漸變小，且實呼吸信號之相位變成與目標呼吸信號之相位無關。因此，在呼吸狀態評估部7cE2中具備有判斷功能，亦即當實呼吸信號Rtj (t)之增益Gtj 在預先設定之值以下時，判斷為睡眠狀態之可能性較高。在此種情況下，呼吸狀態評估部7cE2係輸出患者有可能進入睡眠狀態之訊息之評估結果Iev ，導行修正資訊產生部7cE3係產生修正資訊Imd ，俾在顯示畫面顯示睡眠狀態之可能性較高之訊息，或是以喚醒之方式輸出聲音用來修正顯示。
在粒子線治療裝置中，大多是進行治療之醫生或技師等在與治療室分開之另一照射操作室，可以觀看與患者看到之顯示畫面相同內容之另一顯示畫面。在此種情況時，看到該訊息時，即使在照射操作室等待，看到該信息之醫生或技師等可以利用對講機等手段與患者講話用來喚醒患者。
依照上述之方式，進行治療之醫生或技師等為了避免被粒子線照射，在與治療室分開之另一照射操作室等待。治療室和照射操作室可以利用對講機等手段互相對話，在大多之情況下，利用攝影機監視器可以看到或聽到患者之狀況。因此，在患者咳嗽之情況時，在照射操作室等待之醫生‧技師等利用該對講機等手段可以知道。另外，當患者正常地對目標呼吸波形追隨呼吸之情況時，一般是實呼吸信號之增益和相位會緩慢地變化，同時接近目標呼吸波形之增益和相位。然而，在患者之咳嗽之情況時，實呼吸信號之增益和相位係發生激烈之變化。因此，在呼吸狀態評估部7cE2中具有判斷功能，亦即當實呼吸信號Rtj (t)之增益Gtj 和相位ψtj 之變化率超過預先設定之範圍時，判斷為咳嗽之可能性較高。在此種情況時，呼吸狀態評估部7cE2係輸出患者之咳嗽之可能性較高之訊息之評估結果，導行修正資訊產生部7cE3係產生修正資訊Imd ，俾在顯示畫面顯示咳嗽之可能性較高之訊息。
在此種情況時，進行治療之醫生或技師等在與治療室分開之另外一個之照射操作室看到該訊息時，即使在照射操作室等待，看到上述信息之醫生‧技師等利用對講機等手段與患者會話用來使患者放鬆並使其咳嗽停止，視情況可以暫時休息。
另外，利用以式(3)，(4)獲得之呼吸之增益和相位亦有其他之優點。實呼吸信號係利用呼吸感測器測定而得，目標呼吸信號基本上從利用相同之感測器所測定之值取得。但是，即使使用任何之感測器，在目標呼吸信號取得時和實呼吸信號取得時，校正會成為不同。校正是式(1)中之「a0 /2」：校正項(亦稱為偏移項、DC成分、0次項等)之部分。亦即與時間無關之常數項。例如，在利用雷射變位計測定腹部之動作之情況時，相當於距離腹部之平均距離。然而，在本手法中因為只使用式(1)中之1次項，所以與偏置項之值無關地，可以求得增益和相位。亦即，粒子線之飛程(體內之黑尖峰之位置)是依據離開體表面之深度。當與空氣中之傳播距離比較時，離開體表面之多少之深度比較重要。因此，依照本手法時，利用呼吸同步感測器之測定信號使偏置項變成不那麼重要，即使不進行呼吸同步感測器之偏置調整，亦可以開始實呼吸測定並且可以評估實呼吸狀態。
依照上述方式之本實施形態1之呼吸引導裝置7時，在粒子線治療裝置中之引導患者之呼吸之呼吸引導裝置7，因為構成為具備有：呼吸引導控制部7cC，具有作為目標呼吸信號產生部之功能，用來產生引導患者之呼吸用之目標呼吸信號Rtj (t)；實呼吸測定部7a，測定患者之實呼吸，用來輸出所測定之實呼吸信號Rrl (t)；以及呼吸評估部7cE，以目標呼吸信號Rtj (t)之1個週期Tres 份之資料作為計算單位，對目標呼吸信號Rtj (t)之資料、及與目標呼吸信號Rtj (t)之資料同步收集到之實呼吸信號Rrl (t)之資料，分別計算進行傅立葉級數展開時之與一次項相當之成對之三角函數之係數a1、b1，並比較從計算所得之係數a1、b1求得之各個增益Gtj 、Grl 與相位ψtj 、ψrl ，對目標呼吸信號Rtj (t)評估實呼吸(嚴格地講為實呼吸測定值之實呼吸信號Rrl (t))之偏移；所以藉由正確地評估呼吸，可以適當地引導呼吸。另外，在取得目標呼吸波形用之實呼吸之測定和治療時之實呼吸之測定時，即使在偏置具有偏移時，亦不會對評估結果造成影響，所以可以不調整校正地進行治療。
另外，呼吸評估部7cE係利用比較後之目標呼吸信號之相位ψtj 與實呼吸信號ψrl 之相位之差△ψ、及/或比較後之目標呼吸信號之增益Gtj 與實呼吸信號ψrl 之增益Grl 之比之變化率，來判斷實呼吸之狀態，所以可以掌握患者處於睡眠狀態或咳嗽之生理狀態。
特別是呼吸評估部7cE在判斷為相位之差△ψ於既定時間維持一定之值時，產生修正資訊Imd ，俾修正以導行提示之目標呼吸信號之相位，而作為目標呼吸信號產生部之呼吸引導控制部7cC係根據修正資訊Imd 產生使目標呼吸信號之相位偏移一定之值，所以患者即使是無意識亦可以自然地使實呼吸配合目標呼吸。
另外，依照本實施形態1之粒子線治療裝置，因為具備有：加速器1，用來產生粒子射束；複數個治療室6；粒子射束之輸送路徑3，用來連結加速器1和複數個治療室6；切換電磁鐵32，成為切換裝置，設在輸送路徑3中，用來將加速器1所產生之粒子射束供給到複數個治療室6之任一個治療室，以切換粒子射束之軌道；上述之呼吸引導裝置7，設在複數個治療室6之各個；以及照射裝置21，設在複數個治療室6之各個，將被供給之粒子射束形成在與照射對象對應之照射視野，並且至少與目標呼吸信號Rtj (t)同步地控制對照射對象之照射；所以藉由正確地評估呼吸，可以適當地引導呼吸進行正確之照射。
另外，目標呼吸信號產生部7cC係與加速器1之動作同步地產生目標呼吸信號Rtj (t)，所可以使呼吸正確地配合加速器之特性，而可正確地進行有效之照射。
或是切換裝置32係根據複數個治療室6之各個之呼吸評估部7cE所評估之實呼吸相對於目標呼吸信號之偏移之資訊Iev ，切換粒子射束之軌道，所以在其時間帶內可以選擇能夠正確照射之治療室進行治療。
實施形態2.
在上述實施形態1之呼吸引導裝置7中，例如，為了進行第8圖所示之動作，可以使用專用之硬體來構成第6圖之方塊圖所示之各個部分。但是，在第6圖所示之部分中，除了呼吸同步感測器7a之外，其他之部分係利用汎用電腦或工作站而可顯現呼吸引導裝置7之功能。亦即，呼吸導行之大部分之功能係以使用汎用電腦或工作站作為前提，使用以該等電腦進行動作之程式而可容易地實現。因此，在本實施形態2中，以在電腦上實現呼吸引導裝置用之程式進行說明。在此處將該程式稱為「本發明實施形態之呼吸引導程式」。另外，顯示器和揚聲器等係以橫狀態之患者容易看到之方式，實際上會有自訂(使用專用之硬體)之情況，在所謂之顯示之功能中，因為與附屬在通常之電腦之顯示器等相同，所以除了呼吸同步感測器7a外之部分，藉由將程式安裝在電腦而可實現呼吸引導裝置。另外，在安裝有上述程式之電腦之記錄媒體，記錄有上述程式。另外，藉由將上述程式在安裝用之形態記錄在記錄媒體，即可容易地將程式在安裝在所希望之電腦。
大型複雜之程式分割成為功能單位之「模組」地設計‧開發。在此處分成作為呼吸引導程式之一般之必須之模組(基本模組)、及追加在本發明實施形態之呼吸引導程式之模組(追加模組)，使用包含與實施形態1所說明之對應程式之第9圖之模組構造圖，進行說明。
就基本模組而言，必須有：模組A(相當於7cC)，用來控制呼吸導行動作整體，特別是用來同步控制各個模組(在圖中以「Md表示」)；模組C(相當於7cC)，產生顯示資料Sd，該顯示資料Sd係用來將從模組A輸出之目標呼吸信號Rtj (t)顯示在顯示畫面，或以聲音進行引導；以及模組B(相當於7cI/O)，導入入利用同步呼吸感測器7a所測定之實呼吸信號Rrl (t)。另外，對於模組C最好復具備有產生顯示資料Sd之功能，為了使患者自己能感覺到呼吸之偏移，將實呼吸信號Rrl (t)和目標呼吸信號Rtj (t)以相同之時間軸顯示在顯示畫面。另外，根據實呼吸信號Rrl (t)及目標呼吸信號Rtj (t)判斷是否對患者進行粒子線照射之產生閘信號之功能，在第9圖中由模組A擔任。
就追加之模組而言，具備有：模組D(相當於7cE1)，從呼吸信號R(t)(目標呼吸信號Rtj (t)及實呼吸信號Rrl (t))計算用以評估呼吸狀態之呼吸評估資訊之增益G和相位ψ；模組E(相當於7cE2)，從計算所得之呼吸信號之增益G及相位ψ來評估呼吸狀態，用來產生對導行呼吸有用之資訊之評估結果Iev ；和模組F(相當於7cE3)，根據評估結果Iev 用來產生修正呼吸導行用之導行修正資訊Imd 。另外，藉由追加該等之追加模組可以適當地修正基本模組之構造。
在此，「對導行呼吸有用之資訊」是指例如以下所說明者。假如是實呼吸信號之增益Gtj ，目標呼吸信號之增益Grl 為100時之值為評估結果Iev ，且亦成為修正資訊Imd ，且成為以位準量規等顯示在顯示畫面之資訊。假如是實呼吸信號之相位ψtj ，則成為將相對於目標呼吸信號之相位ψrl 之相位前進或相位延遲影像化而顯示在顯示畫面之資訊。另外，亦包含使該等之值與既定值進行比較時之判斷資訊。同樣地亦包含增益和相位之變化率，及變化率是否超過既定之判斷資訊。另外，在後面所述之各個實施形態中，所說明之顯示在顯示畫面項目及其方法、利用聲音等指示部指示之項目及其方法，亦包含在該有用之資訊。
以下以與實施形態1之說明所使用之第8圖之流程圖之各個步驟具有相關性之方式，說明具備有上述模組之呼吸引導程式之動作。
模組A係為了使進行呼吸引導之時序與加速器1之運轉週期同步，而根據從控制部4輸入之時序信號SS及週期資訊，設定同步時序和週期(步驟S10)。接著，模組A係根據對患者取得之目標呼吸波形之資料和設定之週期同步之時序，產生目標呼吸信號Rtj (t)，利用模組C提示目標呼吸波形(步驟S20)。模組B係開始患者之依照目標呼吸波形之呼吸時，即測定實呼吸信號Rrl (t)(步驟S30)。
如此一來，模組D從實呼吸信號Rrl (t)和目標呼吸信號Rtj (t)算出至少包含增益G和相位ψ之呼吸評估資訊(步驟S40：一直重複進行)。模組E係根據所算出之呼吸評估資訊評估呼吸狀態，並輸出評估結果Iev (步驟S50)，模組F當實呼吸信號和目標呼吸信號之偏移在容許範圍時(步驟S60為「Y」)，以繼續導行之方式產生修正資訊Imd 。當偏移超過容許範圍時(步驟S60為「N」)，判斷是否要更進一步地進行波形之修正(步驟S200)，例如，在判斷為需要修正使相位之偏移△ψ成為一定值時(步驟S200為「Y」)，以△ψ份補正提示波形之時序之方式產生修正資訊Imd (步驟S230)，然後移行到步驟S20。另一方面，例如，在希望使增益G變大之指示之狀態時(步驟S200為「N」)，產生用以提示指示之修正資訊Imd (步驟S210)。如此一來模組A以產生用以進行修正之提示之顯示資料Sd之方式，對模組C發出指示(步驟S220)，繼續導行(步驟S100)。另外，呼吸導行中之根據實呼吸信號Rrl (t)及目標呼吸信號Rtj (t)之是否對患者進行照射之判斷動作，由模組A繼續實行。
如上述之方式，依照本實施形態2之記錄有呼吸引導程式之記錄媒體時，在粒子線治療時，將用來引導患者之呼吸之呼吸引導裝置建構在電腦上成為呼吸引導程式，因為建成為包含有：目標呼吸信號產生步驟S20，用來產生引導患者之呼吸用之目標呼吸信號Rtj (t)；實呼吸測定步驟S30，測定患者之實呼吸，並輸出所測定之實呼吸信號Rrl (t)；以及呼吸評估步驟S40至S220，以目標呼吸信號Rtj (t)之1個週期Tres 份之資料作為計算單位，對目標呼吸信號Rtj (t)之資料、及與目標呼吸信號Rtj (t)之資料同步收集之實呼吸信號Rrl (t)之資料，分別計算與進行傅立葉級數展開時之一次項相當之成對之三角函數之係數a1、b1，並比較從計算所得之係數a1、b1求得之各個之增益Gtj、Grl與相位ψtj 、ψrl ，以評估實呼吸(嚴格地講，實呼吸之測定值之實呼吸信號Rrl (t))相對於目標呼吸信號Rtj (t)之偏移；所以藉由正確地評估呼吸，可以適當地引導呼吸，在用以取得目標呼吸波形之實呼吸之測定、及治療時之實呼吸之測定時，即使其偏置有偏移亦不會對評估結果造成影響，所以可以不需偏置調整地進行治療，可以將呼吸引導裝置建構在電腦上。
實施形態3.
在本實施形態3中，在呼吸之定量評估時，除了實施形態1、2所示之增益和相位外，復進行綜合之評估。最直接之評估實呼吸之方法是式(5)所示之評估實呼吸信號Rrl (t)和目標呼吸信號Rtj (t)之誤差之方法。
【數3】
在此處Jres為評估函數。
另外，在式(5)中是以連續時間施加評估函數Jres ，但是亦可以如實施形態1之以「每一個取樣週期之計算」說明之方式，實際上離散地計算。另外，用來算出該評估函數Jres 之式(5)亦與式(2)同樣地，使積分範圍成為1個呼吸週期Tres 。因此，計算之頻度亦與式(2)同樣地，在每一個呼吸週期Tres 、及每一個取樣週期視為如2所示。但是，本評估因為增益和相位可以獨立地計算，所以演算所使用之信號彼此能在相同之時間帶收集(同步)，不一定要配合式(2)之計算和收集時序。
因為利用上述式(5)進行計算，所以在本實施形態3之呼吸引導裝置中，如第10圖所示，在呼吸評估部307c設置評估函數演算功能部。另外，其結果Jres 如第11圖所示，例如，設置顯示框架FEV，將經時性資料Jres (t)以從過去起之履歷之圖形表示，或是將現在時間點之值Jres (tp)以數字表示，或以位準錶LM表示。利用此種方式，患者和醫生等能以數字或感覺用來辨識實呼吸相對於目標呼吸綜合上達到何種程度之一致。
依照本實施形態3之呼吸引導裝置307和具備有該呼吸引導裝置307之粒子線治療裝置時，呼吸評估部307cE係算出既定時間內之實呼吸信號Rrl (t)及目標呼吸信號Rtj (t)間之誤差Jres ，包含所算出之信號資料間之誤差Jres ，以評估實呼吸相對於目標呼吸信號Rtj (t)之偏移，因為以此種方式構成，所以可以綜合地評估實呼吸之偏移之大小，且可以更進一步地提高治療之有效性和劑量分佈之妥當性。例如，對患者之效果是實呼吸有多接近目標呼吸，以一數值得知。對醫生或技師等之效果是帶電粒子射束是否為可照射狀態，以一個數字定量地得知。亦即，可以更有效地實現排除患者之呼吸對臟器移動之影響之照射。
實施形態4.
在實施形態3中，記載除了利用增益和相位之評估外，評估實呼吸有多接近目標呼吸之評估方法。實呼吸越接近成為治療計劃之前提之目標呼吸時，成為越理想之狀況。但是，並不一定要呼吸波形完全相同。因此，在實施形態4中，說明除了利用增益和相位之評估外亦進行實呼吸之綜合評估，亦即使條件比實施形態3寬鬆而綜合地評估呼吸之方法。
在此，使用在評估者是呼吸閘信號，根據實呼吸信號和目標呼吸信號控制可否對患者照射粒子線。為了使說明明瞭化，定義「呼吸閘信號」。利用實施形態1之說明所使用之第3圖進行說明。第3圖表示呼吸信號中藉由上述函數D1(t)使目標呼吸信號Rtj (t)近似之圖，但是對於實呼吸信號Rr1 (t)亦同，所以使目標呼吸信號Rtj (t)換讀為共同之呼吸信號R(t)進行說明。在第3圖中，橫軸為時間軸，越向右表示時間越向未來。第3圖之上段之縱軸表示呼吸之狀態，上面表示「吸氣」，下面表示「呼氣(吐氣)」之狀態。一般而言，患者之臟器在「呼氣(吐氣)」之狀態下變為穩定。因此，在粒子線治療時，治療計劃和實際之治療均是設定為在患者之呼吸為「呼氣」狀態時進行照射。因此，對呼吸信號R(t)設定臨限值L，判斷呼吸信號R(t)是否未達該臨限值L。表示該呼吸信號R(t)是否未達該臨限值L之信號係使用呼吸閘信號P(t)。
在此，使呼吸閘信號P(t)，在呼吸信號R(t)未達預先設定之臨限值L時成為ON，在其以外之情況時，成為OFF，當以此定義時，呼吸閘信號P(t)係以式(6)表示，其值以2進制(1位元)表示。
【數4】
在此，對目標呼吸信號Rtj (t)產生之呼吸閘信號係以Ptj (t)表示，對實呼吸信號Rrl (t)產生之呼吸閘信號係以Prl (t)表示，用來區別。
在本實施形態4中，使用以上述方式定義之呼吸閘信號P(t)進行呼吸之綜合評估。具體而言，係算出式(7)所示之評估函數Jres2 進行評估，以作為根據目標呼吸信號及實呼吸信號分別產生之呼吸閘信號P(t)之誤差。
【數5】
另外，在式(7)中，以連續時間施加評估函數Jres2 ，但是即使在實施形態3所說明之方式亦離散地計算。另外，算出該評估函數Jres2 之式(7)亦與式(2)相同，積分範圍為1個呼吸週期Tres 。因此，計算之頻度亦與式(2)相同，每一個呼吸週期Tres 及每一個取樣週期視為大致如2。但是，本評估因為增益和相位可以獨立地計算，所以只要演算用之信號彼此能在相同之時間帶收集(同步)，並不一定要配合式(2)之計算和收集時序。
為了利用式(7)進行計算，在本實施形態4之呼吸引導裝置係如第12圖所示，在呼吸評估407c設置評估函數功能部。另外，其結果Jres2 亦如實施形態3所說明之方式，可以利用呼吸引導裝置對患者顯示。另外，在第12圖中，所記載者是利用呼吸評估資訊算出部407cE1進行從呼吸信號R(t)以式(6)演算呼吸閘信號P(t)之功能，但是對於呼吸閘信號P(t)亦可以使用以呼吸引導控制部7cC演算者。
依照上述方式之本實施形態4之呼吸引導裝置407及具備有該呼吸引導裝置407之粒子線治療裝置，因為構成為具備有呼吸引導裝置407或呼吸引導控制部，其係作為呼吸閘信號變換部發揮功能，對目標呼吸信號Rtj (t)和實呼吸信號Rrl (t)之各個，變換成為用以表示是否小於預定之臨限值的呼吸閘信號Prl (t)、Ptj (t)，呼吸評估部407cE係算出經變換之呼吸閘信號P(t)間之誤差Jres2 ，以評估實呼吸相對於包含算出之誤差Jres2 之目標呼吸信號Rtj (t)之偏移，所以在實際之治療所需之呼吸之「呼氣」之狀態附加權重，可以綜合地評估實呼吸之偏移之大小，且可更進一步地提高治療之有效性和劑量分佈等之妥當性。另外，因為可以轉用照射控制所使用之呼吸閘信號，而且可以簡化成2進制，所以可以容易地進行演算處理。
實施形態5.
在上述之實施形態4中所示之方法是呼吸之綜合評估，使用呼吸閘信號P(t)而重視呼氣之時序的方法。在本實施形態5中所示之方法是使用記述函數而重視呼吸之增益和相位之資訊之方法。
記述函數係在實施形態1中說明將呼吸信號R(t)之1週期份之資料進行傅立葉級數展開時之1次項D1 (t)，在本實施形態5中，使用從D1 (t)算出之增益Gres 和相位ψres ，並使用以式(8)定義之記述函數D2 (t)。D2 (t)=Gres cos(ωres t+ψres )…(8)在此，對目標呼吸信號Rtj (t)產生之記述函數以D2tj (t)表示，對實呼吸信號Rrl (t)產生之記述函數以D2rl (t)表示，用來區別。
使用以上述方式定義之記述函數D2 (t)來說明進行呼吸之評估之方法。具體而言，算出並評估式(9)所示之評估函數Jres 3，以作為根據目標呼吸信號和實呼吸信號分別產生之記述函數D2tj (t)和D2rl (t)之誤差。
【數6】
另外，在式(9)中，以連續時間施加評估函數Jres3 ，即使為實施形態3所說明之方式亦離散地計算。另外，算出該評估函數Jres3 之式(9)亦與式(2)同樣地，積分範圍為1個呼吸週期Tres 。因此，計算之頻度亦與式(2)同樣地，每一個呼吸週期Tres 和每一個取樣週期視為大致如2。
為了進行式(8)之記述函數D2 (t)之定義和利用式(9)之計算，在本實施形態5之呼吸引導裝置中，如第1圖5所示，在呼吸評估部507c設有記述函數定義功能部和評估函數演算功能部。另外，其結果Jres3 亦如實施形態3、4所說明之方式，可利用呼吸引導裝置對患者顯示。
依照上述方式之本實施形態5之呼吸引導裝置507及具備有該呼吸引導裝置507之粒子線治療裝置，呼吸評估部507Ce係對目標呼吸信號Rtj (t)和實呼吸信號Rrl (t)之各個使用所算出之增益Gtj 、Grl 及相位ψtj 、ψrl ，定義各個之三角函數D2 (t)=Gres cos(ωres t+ψres )，算出所定義之各個三角函數D2rl (t)、D2tj (t)間之誤差Jres3 ，評估實呼吸相對於包含算出之誤差Jres3 之目標呼吸信號Rtj (t)之偏移，因為成為上述構造，所以在呼吸之波形之狀態之增益和相位附加權重，可以綜合地評估實呼吸之偏移之大小，可以更進一步地提高治療之有效性和劑量分佈等之妥當性。
另外，在上述之各個實施形態1至5中，所說明之方法是依每一個治療室根據呼吸評估資訊進行照射控制，或修正導行之時序。但是，照射控制和導行之時序控制不一定要依每一個治療室進行，例如，在粒子線治療裝置之共同之控制部(第1圖之元件符號4)，亦可綜合地進行。換言之只要是可以進行呼吸評估本身亦不會產生時序之偏移等信號處理者，則亦能以粒子線治療裝置之共同之控制部4綜合地進行。在此種情況時，只要編成信號系統而使在各個治療室之呼吸引導裝置所測定之呼吸信號及所評估之呼吸評估資訊及同步信號等與控制部交接即可。利用此種方式，藉由在共同之控制部進行演算等，不需要接受複數個進行複雜演算之裝置。另外，例如，在複數個治療室於相同之時間帶進行治療之情況時，可以控制成比較各個治療室之呼吸評估結果，並選擇最佳呼吸狀態(實呼吸和目標呼吸之偏移最小)之治療室作為治療對象。在此種情況時，以粒子線被引導到所選擇之治療室之方式，由控制器控制行程切換偏向電磁鐵。或是，例如，可容易地以複數個治療室同步地進行呼吸引導。
亦即，因為根據實呼吸相對於複數個治療室6之各個之呼吸評估部7cE所評估之目標呼吸信號之偏移之資訊Iev ，使切換裝置32切換粒子射束之軌道，所以在該時間帶可選擇能進行正確照射之治療室進行治療。
1．．．加速器(同步加速器)
2．．．照射系統
3．．．輸送系統
4．．．控制系統(控制器)
5．．．前段加速器
6、6A、6B．．．治療室
7、7A、7B．．．呼吸引導裝置
7a．．．呼吸測定裝置(呼吸同步感測器)
7b．．．呼吸引導教導裝置
7c．．．呼吸引導裝置本體
7cC．．．呼吸引導裝置控制部(目標呼吸信號產生部、呼吸閘信號變換部)
7cE．．．呼吸評估部(呼吸閘信號變換部)
7cI/O．．．輸入輸出部
7d．．．輸入輸出I/F
11．．．真空導管
12．．．射入裝置
13a、13b、13c、13d．．．偏向電磁鐵
14a、14b、14c、14d．．．收斂用電磁鐵
15．．．高頻加速器空洞
16．．．射出裝置
17．．．六極電磁鐵
21．．．照射裝置
21A、21B．．．照射裝置
22a．．．呼吸測定裝置
31．．．輸送路徑
31A．．．治療室A用導管
31B．．．治療室B用導管
31m．．．主導管
32．．．切換電磁鐵(切換裝置)
33、33G．．．偏向電磁鐵
40．．．全體控制部
40．．．主控制器
41．．．加速器控制部
42．．．照射系統控制部
43．．．輸送系統控制部
Jres ．．．誤差
Gres ．．．增益
P(t)．．．呼吸閘信號
R(t)．．．呼吸信號
Tres ．．．呼吸週期
ψres ．．．相位
註：百位之數字依照實施形態而不同。
第1圖係用來說明具備有本發明實施形態1之呼吸引導裝置之粒子線治療裝置之整體構造的圖。
第2圖係用來說明具備有本發明實施形態1之呼吸引導裝置之粒子線治療裝置之控制系統之構造的功能方塊圖。
第3圖係用來表示本發明實施形態1之呼吸引導裝置所使用之目標呼吸信號與評估函數及呼吸閘信號之關係的波形圖。
第4圖係用來表示在本發明實施形態1之呼吸引導裝置中使用評估函數評估呼吸信號時之增益和相位之關係的複數平面圖。
第5圖係表示用來表示在本發明實施形態1之呼吸引導裝置之呼吸資訊教導裝置中顯示呼吸引導時之顯示畫面例的圖。
第6圖係用來說明本發明實施形態1之呼吸引導裝置之構造的方塊圖。
第7圖係用來說明本發明實施形態1之呼吸引導裝置之部分之呼吸評估部之構造的方塊圖。
第8圖係用來說明本發明實施形態1之呼吸引導裝置及實施形態2之呼吸引導程式之動作的流程圖。
第9圖係用來說明為了實現本發明實施形態2之呼吸引導裝置而建構在電腦上之呼吸引導程式之構造的方塊圖。
第10圖係用來說明本發明實施形態3之呼吸引導裝置之部分之呼吸評估部之構造的方塊圖。
第11圖係表示用來表示在本發明實施形態3之呼吸引導裝置之呼吸資訊教導裝置中顯示呼吸引導時之顯示畫面例的圖。
第12圖係用來說明本發明實施形態4之呼吸引導裝置之部分之呼吸評估部之構造的方塊圖。
第13圖係用來說明本發明實施形態5之呼吸引導裝置之部分之呼吸評估部之構造的方塊圖。
1．．．加速器
4．．．控制系統
5．．．前段加速器
6A、6B．．．治療室
7A、7B．．．呼吸引導裝置
7a．．．同步呼吸感測器
7b．．．呼吸資訊教導裝置
7c．．．呼吸引導裝置本體
11．．．真空導管12射入裝置
13a、13b、13c、13d．．．偏向電磁鐵
14a、14b、14c、14d．．．收斂用電磁鐵
15．．．高頻加速器空洞
16．．．射出裝置
17．．．六極電磁鐵
21A、21B．．．照射裝置
31A．．．治療室A用導管
31B．．．治療室B用導管
31m．．．主導管
32．．．切換電磁鐵(切換裝置)
33、33G．．．偏向電磁鐵
40．．．全體控制部
41．．．加速器控制部
42．．．照射系統控制部
43．．．輸送系統控制部

Claims (11)

  1. 一種呼吸引導裝置，係在粒子線治療時，用來引導患者之呼吸者；其中具備有：目標呼吸信號產生部，用來產生用以引導上述患者之呼吸之目標呼吸信號；實呼吸測定部，用來測定上述患者之實呼吸，而輸出所測定之實呼吸信號；呼吸評估部，以上述目標呼吸信號之1個週期份之資料作為計算單位，計算一種三角函數之係數，該三角函數之係數為與分別對上述目標呼吸信號以及與上述目標呼吸信號同步收集之上述實呼吸信號進行傅立葉級數展開時之一次項相當而成對者，並比較從所計算之係數求得之各個之增益與相位，以評估上述實呼吸對於上述目標呼吸信號之偏移；以及修正資訊產生部，根據上述呼吸評估部之評估結果，產生用來修正上述實呼吸之偏移的修正資訊。
  2. 如申請專利範圍第1項所述之呼吸引導裝置，其中，上述呼吸評估部係依照上述目標呼吸信號和上述實呼吸信號間之相位之差、及/或上述目標呼吸信號和上述實呼吸信號間之增益之比之變化率，來判斷上述實呼吸之狀態。
  3. 如申請專利範圍第1項所述之呼吸引導裝置，其中，當上述呼吸評估部判斷上述目標呼吸信號和上述實呼吸信號間之相位之差在既定時間維持一定之值時，上述修正資訊產生部係產生上述修正資訊，俾使上述目標呼吸信號產生部使目標呼吸信號之相位偏移上述一定之值而產生。
  4. 如申請專利範圍第2項所述之呼吸引導裝置，其中，當上述呼吸評估部判斷上述目標呼吸信號和上述實呼吸信號間之相位之差在既定時間維持一定之值時，上述修正資訊產生部係產生上述修正資訊，俾使上述目標呼吸信號產生部使目標呼吸信號之相位偏移上述一定之值而產生。
  5. 如申請專利範圍第1項所述之呼吸引導裝置，其中，上述呼吸評估部係算出既定時間內之上述目標呼吸信號和上述實呼吸信號間之誤差，以評估實呼吸對於包含所算出之誤差之上述目標呼吸信號的偏移。
  6. 如申請專利範圍第1項所述之呼吸引導裝置，其中，具備有呼吸閘信號變換部，其係對上述目標呼吸信號和上述實呼吸信號之各個，變換成為表示是否在預設之臨限值以下之呼吸閘信號；上述呼吸評估部係算出所變換之各個之呼吸閘信號間之誤差，以評估實呼吸對於包含所算出之誤差之上述目標呼吸信號的偏移。
  7. 如申請專利範圍第1項所述之呼吸引導裝置，其中，上述呼吸評估部係對上述目標呼吸信號和上述實呼吸信號之各個，使用所算出之增益和相位定義各個之三角函數，並算出所定義之各個之三角函數間之誤差，以評估實呼吸相對於包含所算出之誤差之上述目標呼吸信號的偏移。
  8. 一種粒子線治療裝置，係具備有：加速器，用來產生粒子射束；複數個治療室；粒子射束之輸送路徑，連結上述加速器和上述複數個治療室之各個；切換裝置，設置在上述輸送路徑中，用來切換上述粒子射束之軌道，以使上述加速器所產生之粒子射束供給到上述複數個治療室之任一之治療室；申請專利範圍第1至7項中任一項所述之呼吸引導裝置，係設置在上述複數個治療室之各個；以及照射裝置，設置在上述複數個治療室之各個，使所供給之粒子射束成形在與照射對象對應之照射視野，並且至少與上述目標呼吸信號同步地控制對上述照射對象之照射。
  9. 如申請專利範圍第8項所述之粒子線治療裝置，其中，上述目標呼吸信號產生部係與上述加速器之動作同步地產生上述目標呼吸信號。
  10. 如申請專利範圍第8項所述之粒子線治療裝置，其中，上述切換裝置係根據上述複數個治療室之各個之呼吸評估部所評估之上述實呼吸對上述目標呼吸信號的偏移，切換上述粒子射束之軌道。
  11. 一種記錄有呼吸引導程式的記錄媒體，係在粒子線治療時，將用來引導患者之呼吸之呼吸引導裝置建構在電腦上，並且在電腦上實行以下步驟：目標呼吸信號產生步驟，用來產生用以引導患者之呼吸之目標呼吸信號；實呼吸測定步驟，用來測定上述患者之實呼吸，而輸出所測定之實呼吸信號；呼吸評估步驟，以上述目標呼吸信號之1個週期份之資料作為計算單位，計算一種三角函數之係數，該三角函數之係數為與分別對上述目標呼吸信號以及與上述目標呼吸信號同步收集之上述實呼吸信號進行傅立葉級數展開時之一次項相當而成對者，並比較從所計算之係數求得之各個之增益與相位，以評估上述實呼吸相對於上述目標呼吸信號之偏移；以及修正資訊產生步驟，根據上述呼吸評估步驟之評估結果，產生用來修正上述實呼吸之偏移的修正資訊。
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