TWI532515B - 粒子線照射裝置，及具有該粒子線照射裝置的粒子線治療裝置 - Google Patents

Description

粒子線照射裝置，及具有該粒子線照射裝置的粒子線治療裝置

本發明係關於一種將粒子線照射於腫瘤等患部以進行治療之粒子線治療裝置中，用來將粒子線配合患部3維形狀進行照射的粒子線照射裝置。

在粒子線的治療法中，係使用加速至光速之約70%的陽子線或碳線等高能源的粒子線。此等高能量的粒子線在照射於體內時，具有以下的特徵。第一，所照射的粒子幾乎都會停在與粒子能量之約1.7乘方成比例的深度位置。第二，對於所照射之粒子在體內停止為止前通過的路徑所賦予的能量密度(稱為線量)係在粒子的停止位置具有最大值。沿著粒子線所通過之路徑所形成之特有的深部線量分布曲線係被稱為布拉格曲線(Bragg curve)，而線量值最大的位置則被稱為布拉格峰值(Bragg peak)。

3維的粒子線照射系統係將該布拉格峰值的位置配合腫瘤的3維形狀進行掃描，一面調整各掃描位 置的峰值線量，一面致力於在屬於預先以圖像診斷所決定之標的的腫瘤區域中，形成預定的3維線量分布。粒子線之停止位置的掃描，有在與粒子線之照射方向大致垂直之橫方向(X、Y方向)、及屬於粒子線之照射方向之深度方向(Z方向)的掃描。橫方向的掃描，有使患者相對於粒子線移動的方法、及使用電磁鐵等使粒子線之位置移動的方法，一般係使用電磁鐵的方法。深度方向的掃描，唯一方法係改變粒子能量的方法。在改變能量的方法中，有以加速器改變能量的方法、及使用設置於射束輸送系統或照射系統之被稱為射程移位器(range shifter)(屬於能量變更與分析裝置之被稱為Energy Selection System的裝置)之能量變更裝置的2種方法。最多使用的係為使用射程移位器的方法。

在相對於粒子線之行進方向垂直之方向，亦即在橫方向使粒子線掃描的方法大致上區分為2種基本的方法。一種是照射粒子線，在預定照射位置之照射線量到達計劃值時，暫時減弱粒子線強度(通常設為零)，之後再以使粒子線位置照射至下一個照射位置之方式，變更掃描電磁鐵的電流值，再增加粒子線強度(或從加速器再度射出)進行照射粒子線的光點掃描(spot scanning)照射法。例如，非專利文獻1中揭示有該例。另外一種是將經過計劃的粒子線量照射於各計劃之位置，基本的方式雖無不同，但係一種在使粒子線位置移動至下一個照射位置時，不停止粒子線，而是一面照射粒子線一面掃描粒子線的複合掃 描(hybrid scanning)照射法。例如，非專利文獻2中所揭示者即為該照射法的一例。

此外，也有一種在橫方向實施2維掃描粒子線，形成具有預定分布的橫方向線量分布，而深度方向係變更粒子能量，在照射區域之不同的深度位置形成複數個具有層狀預定分布的橫方向線量分布，且使該等層狀線量分布重疊，而將預定的3維線量分布製作於照射區域的方法。此時，各層狀線量分布係以設為均勻的線量分布較多。因此，各層中之預先決定之照射位置的計劃照射粒子線，係在治療計劃中計算。

在上述任一方法中，若要形成預定的2維或3維線量分布，都要以治療計劃裝置等決定所計劃之各照射位置的計劃照射線量。

[先前技術文獻] [專利文獻]

專利文獻1：日本專利第3874766號公報

專利文獻2：美國專利公開第US2006/0231775A1號說明書

[非專利文獻]

非專利文獻1：T. Inaniwa et al., Medical Physics 34(2007)3302

非專利文獻2：J. H. Kang et al.,“Demonstration of scan path optimization in proton therapy”Medical Physics 34(9)2007, page 3457-3464

在專利文獻1所記載的粒子線掃描照射裝置中，必須將在掃描照射所照射之各光點(spot)(位置)之計劃照射粒子數(照射線量)設為預設(preset)值，預先記憶於照射裝置的預定記憶體，同時相當於各光點之位置的資訊(例如電磁鐵的激磁電流對(IXi，IYi)，i=1,2,3˙˙˙Nspot等)也預先記憶於照射裝置的預定記憶體。再者，於實施照射時，係構成為以射束監控器(beam monitor)等來計數各照射位置的照射線量，而於該計數值達到與該位置對應之預設值時，即判斷為完成該位置的照射，而移至下一個照射位置的照射。以往的粒子線、或X射線之治療裝置中的照射位置，係藉由對照該預設值與計數值的方法來建構。

綜上所述，在以往的粒子線治療裝置中的粒子線照射裝置中，必須要有在照射粒子線於各照射位置時，將以射束監控器計數照射於該位置之粒子量的計數值與預設值進行對照的動作。通常，將計數值與預設值進行對照的動作需要數10μ秒。在增強粒子線，欲於短時間內照射所有照射位置時，對照計數值與預設值的動作會有成為高速化瓶頸的情形。因此，在以往的照射裝置中，會留下難以實現極高線量率(每單位時間可照射的線量)的課題。

本發明係有鑑於解決此種習知之粒子線照射裝置之課題而研創者，其目的為提供一種可充分活用粒子線治療裝置的射束電流，且可在短時間內完成照射之線量率高的粒子線治療裝置及粒子線照射裝置。

本發明提供一種粒子線照射裝置，其特徵為具備：掃描電磁鐵，係用以使粒子線掃描照射對象；掃描資訊記憶部，用以記憶關於粒子線掃描照射對象時之複數個掃描位置的掃描位置資訊、及屬於掃描複數個掃描位置之順序的掃描順序資訊；及掃描電磁鐵控制部，根據記憶於該掃描資訊記憶部的掃描位置資訊與掃描順序資訊來控制掃描電磁鐵；記憶於掃描資訊記憶部的掃描位置資訊，係包含相鄰之順序的掃描位置資訊成為相同掃描位置資訊的部分。

依據本發明之裝置，由於係包含相鄰之順序之掃描位置資訊成為相同掃描位置資訊的部分，因此可提供一種可在短時間內完成照射之線量率高的粒子線照射裝置。

1‧‧‧粒子線

2‧‧‧掃描電磁鐵

3‧‧‧掃描電磁鐵驅動電源

4‧‧‧掃描資訊記憶部

5‧‧‧掃描電磁鐵電源控制部

6‧‧‧粒子線監控感測器

7‧‧‧監控脈衝產生部

8‧‧‧掃描電磁鐵控制部

9‧‧‧粒子線監控器

10‧‧‧治療計劃裝置

11‧‧‧被照射體

21‧‧‧X方向掃描電磁鐵

22‧‧‧Y方向掃描電磁鐵

Ai、Ai+1、Ai+2‧‧‧照射位置

ID‧‧‧掃描資訊

IX‧‧‧激磁電流

IY‧‧‧激磁電流

k‧‧‧掃描順序

Q0‧‧‧電荷量

第1圖係為顯示本發明之實施形態之粒子線照射裝置之概略構成的方塊圖。

第2圖係為顯示治療計劃裝置中所計劃之掃描位置與 計劃照射線量之例之表的圖。

第3圖係為顯示記憶於本發明之實施形態之粒子線照射裝置之掃描資訊記憶部之掃描資訊之例之表的圖。

第4圖係為用以說明本發明之粒子線照射裝置之動作的概念圖。

第5圖係為顯示本發明之實施形態之粒子線照射裝置之另一概略構成的方塊圖。

第1圖係為顯示本發明之實施形態1之粒子線照射裝置之概略構成的方塊圖。其係構成為在未圖示之粒子線加速器產生且藉由未圖示之粒子線輸送系統所輸送之粒子線1，藉由使粒子線1朝一方向偏向的X方向掃描電磁鐵21、及使粒子線1朝與該一方向垂直之一方向偏向的Y方向掃描電磁鐵22，掃描患者之患部等的被照射體11。在此，將X方向掃描電磁鐵21與Y方向掃描電磁鐵22統稱為掃描電磁鐵2。

掃描電磁鐵2係藉由被掃描電磁鐵電源控制部5所控制之掃描電磁鐵驅動電源3來驅動。在掃描資訊記憶部4中，係記憶有關於複數個掃描位置的掃描位置資訊與屬於要掃描之順序的掃描順序資訊以作為掃描資訊。掃描電磁鐵電源控制部5係接受由監控脈衝產生部7與經由粒子線監控感測器(monitor sensor)6所檢測出之粒子線量對應而輸出的監控脈衝來控制掃描電磁鐵驅動電源3，而掃描電磁鐵驅動電源3則根據記憶於掃描資訊記憶部 4的資訊來驅動掃描電磁鐵2。茲將掃描電磁鐵驅動電源3與掃描電磁鐵電源控制部5統稱為掃描電磁鐵控制部8，粒子線監控感測器6與監控脈衝產生部統稱為粒子線監控器9。

第2圖係為顯示本實施形態之粒子線照射裝置之對於各掃描位置所計劃之計劃照射線量之例之清單的圖。第3圖係為顯示儲存在本實施形態之粒子線照射裝置之掃描資訊記憶部4之掃描資訊之內容之例的概念圖。第4圖係顯示本實施形態之粒子線照射裝置之監控脈衝產生部7與自粒子線監控感測器6所輸入之固定的電荷量(例如Q0)對應而輸出之監控脈衝及其列、及儲存在掃描資訊記憶部4之掃描資訊的例。

以下使用第1圖至第4圖來說明本發明之實施形態之粒子線照射裝置的動作。首先，根據患者的CT資料等訂定治療計劃，且在第1圖的被照射體11中決定複數個全照射位置(在第1圖中，為了之後的說明，係在照射位置Ai、照射位置Ai+1、照射位置Ai+2的3個照射位置附上符號)、掃描照射位置的順序、及各個照射位置的計劃照射線量。作為與照射位置對應的位置資訊，有其橫方向的位置座標與被照射體體內的深度位置。橫方向的位置資訊，基本上係由掃描電磁鐵2之X方向掃描電磁鐵21的激磁電流IX及Y方向掃描電磁鐵22之激磁電流IY等所定義。深度位置資訊係可以射入至被照射體11之粒子線的粒子能量來定義。此係由於粒子線在體內停止，亦即粒子 線照射的深度位置係由粒子的能量所決定之故。

將粒子線照射於被照射體11的方法，有掃描照射法、均勻掃描(uniform scanning)、模擬散射(simulated scattering)等許多種方法，不論任何情形，都是在治療計劃裝置10決定複數個照射位置、掃描照射位置的順序、及各照射位置中照射的照射線量(此可單純視為所照射之粒子線之粒子的個數)。依據照射方法，會在照射位置的個數、賦予方式、照射順序、各照射位置中之照射線量等有所不同。在此，雖係以掃描照射法為例進行以下的說明，但本發明當然亦可適用在指定複數個照射位置、掃描照射位置的順序、及各照射位置中的照射線量進行照射的其他照射方法。

在掃描照射法中，係重複以使粒子線停留在各照射位置且使照射線量成為該照射位置中之計劃照射線量之方式照射粒子線，再以使粒子線移動至下一個照射位置且使照射量成為該照射位置中之計劃照射線量之方式照射粒子線的動作，而在被治療計劃裝置10所決定的全照射位置照射粒子線。在粒子線治療中，照射位置的個數有多達數千的情形。以下，以順序照射之深度方向位置為相同數個的照射位置(以下稱掃描位置)為例，來說明本發明之實施形態之粒子線照射裝置的動作。

治療計劃裝置10所計劃之各掃描位置的照射線量，亦即計劃照射線量的例係顯示於第2圖的表中。如第2圖所示，以掃描位置Ai之計劃照射線量為1單位、 掃描位置Ai+1之計劃照射線量為3單位、掃描位置Ai+2之計劃照射線量為2單位之方式，在治療計劃決定應照射於各掃描位置的計劃照射線量。再者，根據該第2圖之表中所示之各掃描位置的計劃照射線量，在例如治療計劃裝置10中作成例如第3圖所示之掃描資訊的清單，並記憶於掃描資訊記憶部4。

如第3圖所示，記憶於掃描資訊記憶部4的掃描資訊，係包括顯示掃描位置的掃描位置資訊與掃描資訊ID、亦即顯示該掃描位置之掃描順序的掃描順序資訊。例如，儲存有與掃描位置Ai對應之X與Y之成對的資訊(1.5,1.5)，作為掃描資訊ID為k，亦即掃描順序為第k個的掃描位置資訊。該(1.5,1.5)係為與掃描電磁鐵2之掃描位置Ai對應之X方向掃描電磁鐵21的激磁電流IX_i、及Y方向掃描電磁鐵22的激磁電流IY_i的對(IX_i,IY_i)。亦即，當設定X方向掃描電磁鐵21的激磁電流為1.5，且設定Y方向掃描電磁鐵的激磁電流為1.5時，粒子線1即會照射掃描位置Ai。

接下來，在掃描順序第k+1個、第k+2個、及第k+3個中，係儲存有X方向掃描電磁鐵之激磁電流IX_i+1與Y方向掃描電磁鐵之激磁電流IY_i+1的對(2.0,1.5)，作為與掃描位置Ai+1對應的掃描位置資訊。由於第2圖之例所示之掃描位置Ai的計劃照射線量為1，因此在第3圖的掃描資訊清單中，與掃描位置Ai對應之掃描位置資訊，僅第k個的1個。由於掃描位置Ai+1的計劃照 射線量為3，因此在掃描順序為第k+1個、第k+2個、第k+3個之連續的3個掃描順序的掃描位置資訊中，儲存有與掃描位置Ai+1對應之相同激磁電流的對(2.0,1.5)。同樣地，關於掃描位置Ai+2，由於計劃照射線量為2，因此在第k+4個、第k+5個之連續的2個掃描順序的掃描位置資訊中，儲存有與掃描位置Ai+2對應之相同的激磁電流對(2.5,1.5)。如此，在本發明之粒子線照射裝置中，記憶於掃描資訊記憶部4的掃描位置資訊，係包括相鄰之順序之掃描位置資訊成為相同掃描位置資訊的部分。再者，照射時係掃描電磁鐵控制部8每接收監控脈衝，就依據記憶於掃描資訊記憶部4之第3圖之掃描資訊清單的順序將掃描電磁鐵2激磁，使粒子線掃描。

在第4圖中係顯示具體上如何將掃描電磁鐵2激磁。在第4圖中，係顯示照射途中之照射位置Ai、照射位置Ai+1、照射位置Ai+2的順序掃描粒子線時的例。在粒子線1照射中，粒子線1通過粒子線監控感測器6而照射於被照射體11。當粒子線1通過粒子線監控感測器6時，在粒子線監控感測器6產生與所通過之粒子個數成正比的電離電流。

該電離電流在監控脈衝產生部7積分，當積分值一到達固定量的電荷量Q0，監控脈衝產生部7就輸出一個監控脈衝。藉由適當設定監控脈衝產生部7的增益(gain)，即可依所需之Q0的值而輸出監控脈衝。使用本實施形態之粒子線照射裝置於粒子線治療裝置時，作為Q0的值雖以 0.01pC至100pC為典型的例，但不限定於此。

由監控脈衝產生部7，亦即粒子線監控器9所輸出的監控脈衝，係輸入於第1圖之掃描電磁鐵控制部8的掃描電磁鐵電源控制部5。掃描電磁鐵電源控制部5每當被輸入監控脈衝，就輸出指令信號至掃描電磁鐵驅動電源3，而掃描電磁鐵驅動電源3則將激磁電流值依序更新為與記憶於掃描資訊記憶部4之掃描資訊清單之下一個順序(k,k+1,k+2,k+3，˙˙˙)對應的激磁電流值，且依序更新掃描電磁鐵2的激磁量，再使粒子線1在被照射體11中掃描。藉由此方式，粒子線監控器9所輸出之監控脈衝即成為一種時鐘脈衝(clock pulse)，亦即線量時鐘(dose clock)脈衝，而依每一線量時鐘脈衝，按照屬於掃描資訊清單之掃描位置資訊的激磁電流而依序激磁掃描電磁鐵2。結果，不須直接計數各照射位置中之照射粒子的量，即可將與計劃照射線量相同或與其成正比的粒子線照射於各照射位置。結果，在被照射體11中，可形成按照治療計劃的線量分布。

在上述中，雖除掃描電磁鐵驅動電源3之外又另設置掃描電磁鐵電源控制部5，但也可以是不設置掃描電磁鐵電源控制部5，而掃描電磁鐵驅動電源3本身具有控制功能的構成。第5圖係顯示該構成。此時，掃描電磁鐵驅動電源3即成為掃描電磁鐵控制部8。在第5圖之粒子線照射裝置的構成中，係依掃描電磁鐵驅動電源3每接收粒子線監控器9所輸出的監控脈衝，掃描電磁鐵驅動 電源3本身由掃描資訊記憶部4依序取出掃描位置資訊，亦即X方向掃描電磁鐵21之激磁電流及Y方向掃描電磁鐵22之激磁電流的資訊，並驅動掃描電磁鐵2。

此外，在上述中，雖以記憶於掃描資訊記憶部4的掃描位置資訊為掃描電磁鐵之激磁電流之對的情形為例進行了說明，但以記憶於掃描資訊記憶部4的掃描位置資訊而言，也可為例如以等角點(isocenter)為基準的座標位置本身，此時，掃描電磁鐵驅動電源3只要具有座標位置與掃描電磁鐵2之激磁電流的對應表即可。此外，以掃描位置資訊而言，也可為磁場強度。例如，只要具備分別測量藉由X方向掃描電磁鐵21及Y方向掃描電磁鐵22所產生之磁場的磁場感測器，以磁場感測器之輸出成為掃描位置資訊之磁場強度之方式驅動X方向掃描電磁鐵21及Y方向掃描電磁鐵22即可。再者，以電場進行粒子線的偏向，亦即藉由掃描電極使粒子線偏向之構成的情形下，以掃描位置資訊而言，只要設為電場強度或電極電壓即可。

如上所述，本實施形態之粒子線照射裝置，首先，係使各照射位置之計劃照射線量反映於記憶於掃描資訊記憶部4的掃描位置資訊。使用從粒子線監控器9所輸出的監控脈衝，藉由儲存於掃描資訊記憶部4的掃描位置資訊來直接驅動掃描電磁鐵驅動電源3，可將所計劃的粒子線量照射於各掃描位置。因此，不再如習知的粒子線治療裝置必須將與各照射位置之計劃照射線量對應的 監控預設值儲存於控制裝置，甚至也不需要將粒子線監控感測器6的輸出進行與預設值比較的動作。因此，可更高速地掃描粒子線而進行照射。結果，具有可縮短治療時間的效果。此外，由於可提高屬於每單位時間之照射線量的線量率，因此在照射呼吸移動性標的(腫瘤)時，可在短時間內結束照射，因此可期待減少因為位置變動所導致的線量誤差的效果。結果，可提供一種更高精確度的粒子線治療裝置。

此外，本發明在該發明的範圍內可適當地將實施形態予以變形、省略。

1‧‧‧粒子線

2‧‧‧掃描電磁鐵

3‧‧‧掃描電磁鐵驅動電源

4‧‧‧掃描資訊記憶部

5‧‧‧掃描電磁鐵電源控制部

6‧‧‧粒子線監控感測器

7‧‧‧監控脈衝產生部

8‧‧‧掃描電磁鐵控制部

9‧‧‧粒子線監控器

10‧‧‧治療計劃裝置

11‧‧‧被照射體

21‧‧‧X方向掃描電磁鐵

22‧‧‧Y方向掃描電磁鐵

Ai、Ai+1、Ai+2‧‧‧照射位置

Claims (6)

1. 一種粒子線照射裝置，其特徵為具備：掃描電磁鐵，係用以使粒子線掃描照射對象；掃描資訊記憶部，用以記憶關於粒子線掃描前述照射對象時之複數個掃描位置的掃描位置資訊、及屬於掃描前述複數個掃描位置之順序的掃描順序資訊；及掃描電磁鐵控制部，根據記憶於該掃描資訊記憶部的前述掃描位置資訊與前述掃描順序資訊來控制前述掃描電磁鐵；記憶於前述掃描資訊記憶部的前述掃描位置資訊，係包含相鄰之順序的前述掃描位置資訊成為相同掃描位置資訊的部分。
2. 如申請專利範圍第1項所述之粒子線照射裝置，其中，連續記憶有前述相同掃描位置資訊時之該相同掃描位置資訊的連續個數，係與該相同掃描位置資訊所對應之掃描位置中之粒子線的計劃照射量成正比。
3. 如申請專利範圍第2項所述之粒子線照射裝置，係具備每通過預定量的前述粒子線就產生監控脈衝(monitor pluse)的粒子線監控器，前述掃描電磁鐵控制部係於每次產生前述監控脈衝就取出記憶於前述掃描資訊記憶部之下一個順序的掃描位置資訊，並根據該下一個順序的掃描位置資訊來控制前述掃描電磁鐵。
4. 如申請專利範圍第1至3項中任一項所述之粒子線照 射裝置，其中，前述掃描位置資訊係為與前述掃描電磁鐵之前述掃描位置對應的激磁電流值。
5. 如申請專利範圍第1至3項中任一項所述之粒子線照射裝置，其中，前述掃描位置資訊係為與前述掃描電磁鐵產生之前述掃描位置對應的磁場強度。
6. 一種粒子線治療裝置，係具備申請專利範圍第2或3項所述之粒子線照射裝置，且具備用以決定前述複數個掃描位置、掃描前述複數個掃描位置的順序、及每一前述掃描位置之前述粒子線之計劃照射線量的治療計劃裝置。