帶電粒子束治療裝置
本申請主張基於2017年3月14日申請之日本專利申請第2017-048881號的優先權。該申請的全部內容藉由參閱援用於本說明書中。 本發明係有關一種帶電粒子束治療裝置。
以往，已知有一種藉由向患者的患部照射帶電粒子束而進行治療之帶電粒子束治療裝置。在專利文獻1中，記載有一種利用掃描用電磁鐵掃描在離子源中生成且從加速器射出之帶電粒子束之後向患者的患部照射之帶電粒子束產生裝置。 (先前技術文獻) (專利文獻) 專利文獻1：日本特開2002-143328號公報
(本發明所欲解決之課題) 關於被帶電粒子束照射之患部，有時其位置會與患者的呼吸聯動而發生變化。因此，為了抑制帶電粒子束向患部以外的部分照射，有時使用僅在呼吸的特定的時序(timing)照射帶電粒子束之方法。然而，該種方法中，在停止帶電粒子束向患部的照射之期間，有時加速器的內部(尤其，離子源)的狀態發生變化，在重新開始照射時從加速器射出之帶電粒子束的強度變得不穩定(強度過衝)。因此，無法得到所希望的劑量分佈，而存在無法按照治療計劃照射帶電粒子束之可能性。 本發明係為了解決上述課題而完成者，其目的在於，提供一種能夠實現帶電粒子束的強度的穩定化之帶電粒子束治療裝置。 (用以解決課題之手段) 本發明的一形態之帶電粒子束治療裝置具備：離子源，生成帶電粒子；加速器，對在離子源中生成之帶電粒子進行加速並射出帶電粒子束；照射部，向被照射體照射帶電粒子束；及控制部，控制離子源，控制部記憶中斷了向被照射體照射帶電粒子束時的離子源的動作參數，在重新開始向被照射體照射帶電粒子束時，控制部依據已記憶之動作參數使離子源工作。 該帶電粒子束治療裝置的控制部記憶中斷了向被照射體照射帶電粒子束時的離子源的動作參數。而且，在重新開始向被照射體照射帶電粒子束時，控制部依據已記憶之動作參數使離子源工作。藉此，在中斷了照射帶電粒子束之期間，即使離子源的狀態發生變化，亦能夠將離子源控制為與剛剛中斷帶電粒子束的照射之前相同的動作參數。因此，能夠抑制帶電粒子束的強度的過衝等，而實現帶電粒子束的強度的穩定化。 一形態之帶電粒子束治療裝置還具備測量從加速器射出之帶電粒子束的強度之強度測量部，控制部亦可以依據藉由強度測量部測量出之帶電粒子束的強度控制離子源的動作。依該結構，由於能夠依據射出之帶電粒子束的強度控制離子源，因此能夠更加有效地實現帶電粒子束的強度的穩定化。 在一形態之帶電粒子束治療裝置中，照射部亦可以沿著預先設定好之軌道連續照射帶電粒子束。依該結構，即使在使用了容易受到帶電粒子束的強度變化的影響之所謂行掃描方式之情況下，亦能夠實現帶電粒子束的強度的穩定化。 (發明之效果) 依本發明，提供一種能夠實現帶電粒子束的強度的穩定化之帶電粒子束治療裝置。
以下，參閱圖式，對各種實施形態進行詳細說明。另外，在各圖式中對相同或相當的部分標註相同的符號，並省略重複之說明。 圖1係示意地表示一實施形態之帶電粒子束治療裝置的結構之圖。圖1中所示之帶電粒子束治療裝置1係利用於基於放射治療法之癌治療等之裝置，其具備：離子源10，生成帶電粒子；加速器3，對在離子源10中生成之帶電粒子進行加速並射出帶電粒子束；照射部2，向患者15的腫瘤(被照射體)照射帶電粒子束；及控制部7，控制帶電粒子束治療裝置1整體。並且，帶電粒子束治療裝置1具備：射束傳輸線路41，向照射部2傳輸從加速器3射出之帶電粒子束；強度測量部20，測量從加速器3射出之帶電粒子束的強度；呼吸同步系統40，檢測患者15的呼吸；及旋轉支架5，設置成環繞治療台4。照射部2安裝於旋轉支架5。控制部7具有記憶離子源10的動作參數之記憶部60。 圖2係圖1的帶電粒子束治療裝置的照射部及控制部的概略結構圖。另外，在以下的說明中，使用“X方向”、“Y方向”、“Z方向”這一術語來進行說明。“Z方向”係指，帶電粒子束B的基軸AX所延伸之方向，係帶電粒子束B的照射的深度方向。另外，“基軸AX”係指，設為未利用後述的掃描電磁鐵6進行變更時的帶電粒子束B的照射軸。圖2中，示出沿著基軸AX而照射帶電粒子束B之情況。“X方向”係指與Z方向正交之平面內之一個方向。“Y方向”係指，在與Z方向正交之平面內與X方向正交之方向。 首先，參閱圖1及圖2，對本實施形態之帶電粒子束治療裝置1的概略結構進行說明。帶電粒子束治療裝置1係有關掃描法之照射裝置。另外，對掃描方式並無特別限定，亦可以採用行掃描、光柵掃描、點掃描等。如圖2所示，帶電粒子束治療裝置1具備加速器3、照射部2、射束傳輸線路41及控制部7。 加速器3係對在離子源10中生成之帶電粒子進行加速並射出帶電粒子束B之裝置。作為加速器3，例如可舉出回轉加速器、同步加速器、同步回轉加速器、直線加速器等。該加速器3與控制部7連接且其動作藉由控制部7被控制，藉此控制射出之帶電粒子束B的強度。在加速器3中產生之帶電粒子束B藉由射束傳輸線路41而向照射噴嘴9傳輸。射束傳輸線路41連接加速器3和照射部2，並向照射部2傳輸從加速器3射出之帶電粒子束。另外，在本實施形態中，離子源10設置於加速器3的外部，但離子源10亦可以設置於加速器3的內部。 帶電粒子束治療裝置1還具備設置於加速器3內並截斷從離子源10射出之帶電粒子束B之射束選擇器16。射束選擇器16藉由使帶電粒子束B偏向而從加速軌道脫離，而截斷帶電粒子束B。在射束選擇器16的工作狀態(ON)下，成為從離子源10射出之帶電粒子束B被截斷而未從加速器3射出之狀態。在射束選擇器16的停止狀態(OFF)下，成為從離子源10射出之帶電粒子束B不被截斷而從加速器3射出之狀態。射束選擇器16的工作狀態及停止狀態藉由射束選擇器開關(未圖示)來切換。另外，作為切換帶電粒子束的照射、非照射之手法亦可以使用射束選擇器以外之構件。例如，亦可以在射束傳輸線路41中設置光閘並利用光閘來截斷帶電粒子束B。該情況下，藉由使光閘侵入帶電粒子束B的加速軌道，從而截斷帶電粒子束B。或者，亦可以僅在利用設置於加速器3內之致偏板(電磁鐵)而照射帶電粒子束B時，使帶電粒子束B從加速器3射出。並且，亦可以藉由使離子源10的電源停止來截斷帶電粒子束B。 照射部2係對患者15的體內的腫瘤(被照射體)14照射帶電粒子束B者。帶電粒子束B係指，對帶電荷之粒子進行高速加速者，例如可舉出質子束、重粒子(重離子)束、電子束等。具體而言，照射部2係向腫瘤14照射帶電粒子束B之裝置，該帶電粒子束B係從對在離子源(未圖示)中生成之帶電粒子進行加速之加速器3射出並利用射束傳輸線路41傳輸者。照射部2具備掃描電磁鐵(掃描部)6、四極電磁鐵8、剖面(profile)監視器11、劑量監視器12、平坦度(flatness)監視器13a、13b及降能器30。掃描電磁鐵6、各監視器11、12、13a、13b、四極電磁鐵8及降能器30收容於照射噴嘴9。 掃描電磁鐵6包括X方向掃描電磁鐵6a及Y方向掃描電磁鐵6b。X方向掃描電磁鐵6a及Y方向掃描電磁鐵6b分別由一對電磁鐵構成，並根據從控制部7供給之電流使一對電磁鐵之間的磁場發生變化而掃描通過該電磁鐵之間之帶電粒子束B。X方向掃描電磁鐵6a沿X方向掃描帶電粒子束B，Y方向掃描電磁鐵6b沿Y方向掃描帶電粒子束B。該些掃描電磁鐵6在基軸AX上以該順序配置在比加速器3更靠帶電粒子束B的下游側。 四極電磁鐵8包括X方向四極電磁鐵8a及Y方向四極電磁鐵8b。X方向四極電磁鐵8a及Y方向四極電磁鐵8b根據從控制部7供給之電流縮小帶電粒子束B而使其收斂。X方向四極電磁鐵8a在X方向上使帶電粒子束B收斂，Y方向四極電磁鐵8b在Y方向上使帶電粒子束B收斂。藉由使向四極電磁鐵8供給之電流發生變化而使縮小量(收斂量)發生變化，能夠使帶電粒子束B的光束尺寸發生變化。四極電磁鐵8在基軸AX上以該順序配置在加速器3與掃描電磁鐵6之間。另外，光束尺寸係指，XY平面上之帶電粒子束B的大小。並且，射束形狀係指，XY平面上之帶電粒子束B的形狀。 為了初始設定時的對位，剖面監視器11檢測帶電粒子束B的射束形狀及位置。剖面監視器11在基軸AX上配置在四極電磁鐵8與掃描電磁鐵6之間。劑量監視器12檢測帶電粒子束B的強度，並向強度測量部20發送訊號。劑量監視器12在基軸AX上配置在掃描電磁鐵6的下游側。平坦度監視器13a、13b檢測並監視帶電粒子束B的射束形狀及位置。平坦度監視器13a、13b在基軸AX上配置在比劑量監視器12更靠帶電粒子束B的下游側。各監視器11、12、13a、13b向控制部7輸出檢測出之檢測結果。 降能器30使所通過之帶電粒子束B的能量下降而進行該帶電粒子束B的能量的微調。本實施形態中，降能器30設置於照射噴嘴9的前端部9a。另外，照射噴嘴9的前端部9a係指，帶電粒子束B的下游側的端部。照射噴嘴9內的降能器30亦能夠省略。 控制部7例如藉由CPU、ROM及RAM等構成。該控制部7依據從各監視器11、12、13a、13b輸出之檢測結果控制加速器3、掃描電磁鐵6及四極電磁鐵8。並且，在本實施形態中，控制部7對各監視器11、12、13a、13b的檢測結果進行反饋，且控制四極電磁鐵8，以使帶電粒子束B的光束尺寸成為恆定。並且，控制部7依據藉由強度測量部20測量出之帶電粒子束B的強度，控制離子源10的動作，以使離子源10的輸出成為恆定。 並且，帶電粒子束治療裝置1的控制部7與進行帶電粒子束治療裝置的治療計劃之治療計劃裝置100連接。治療計劃裝置100在治療之前利用CT等測量患者15的腫瘤14，並對腫瘤14的各位置中之劑量分佈(應照射之帶電粒子束的劑量分佈)進行計劃。具體而言，治療計劃裝置100對腫瘤14製作治療計劃表。治療計劃裝置100向控制部7發送製作出之治療計劃表。 在進行基於掃描法之帶電粒子束的照射之情況下，將腫瘤14沿Z方向虛擬地分割成複數個層，在一個層上掃描帶電粒子束並進行照射。而且，在該一個層之帶電粒子束的照射結束之後，進行相鄰之下一個層之帶電粒子束的照射。 藉由圖2所示之帶電粒子束治療裝置1，在藉由掃描法進行帶電粒子束B的照射之情況下，將四極電磁鐵8設為工作狀態(ON)以使通過之帶電粒子束B收斂。 接著，在離子源10中生成離子。在離子源10中生成之離子在加速器3的內部被加速，並從加速器3作為帶電粒子束B而射出。射出之帶電粒子束B藉由掃描電磁鐵6的控制掃描。藉此，帶電粒子束B會在沿Z方向設定之一個層之照射範圍內對腫瘤14進行掃描並且進行照射。若對於一個層之照射結束，則向下一個層照射帶電粒子束B。 參閱圖3(a)及圖3(b)，對與控制部7的控制相應之掃描電磁鐵6的帶電粒子束照射圖像進行說明。圖3(a)示出在深度方向上虛擬地劃分成複數個層之被照射體，圖3(b)示出從深度方向觀察之一個層之帶電粒子束的掃描圖像。 如圖3(a)所示，被照射體在照射的深度方向上被虛擬地劃分成複數個層，本例中，從較深的(帶電粒子束B的射程較長的)層依次被虛擬地劃分成層L
1、層L
2、……層L
n-1、層L
n、層L
n+1、……層L
N-1及層L
N，亦即，被虛擬地劃分成N層。並且，如圖3(b)所示，帶電粒子束B一邊描繪射束軌道TL，一邊對層Ln的複數個照射點照射。亦即，被控制部7控制之帶電粒子束B在射束軌道TL上移動。 接著，再次參閱圖1，對呼吸同步系統40及控制部7進行詳細說明。呼吸同步系統40使用感測器來檢測患者15的呼吸，並生成與患者15的呼吸同步之閘訊號。閘訊號例如能夠藉由向患者15的腹部照射雷射光並檢測腹部的膨脹的變化而生成。在呼吸同步系統40中生成之閘訊號被輸出至時序系統50。時序系統50依據閘訊號來判定是否應照射帶電粒子束B，並生成表示照射帶電粒子束B的時序的脈衝訊號。在時序系統50中生成之脈衝訊號被輸出至控制部7。控制部7依據脈衝訊號切換射束選擇器16的工作狀態及停止狀態。藉此，能夠根據患者15的呼吸切換向患者15的腫瘤照射帶電粒子束B之照射狀態以及中斷向患者15的腫瘤照射帶電粒子束B之中斷狀態。因此，為了抑制向腫瘤以外的部分的照射帶電粒子束B，能夠僅在呼吸的特定的時序照射帶電粒子束B。 控制部7的記憶部60記憶中斷了向患者15的腫瘤照射帶電粒子束B時的離子源10的動作參數。而且，在重新開始向患者15的腫瘤照射帶電粒子束B時，控制部7利用於記憶部60記憶之動作參數使離子源10工作。作為離子源10的動作參數，例如，可舉出在離子源10的煙筒(chimney)內產生之電弧的電流及電壓以及在煙筒內的燈絲流通之電流及電壓等。另外，在本實施形態中，記憶部60設置於控制部7的外部，但記憶部60亦可以與控制部7一體設置。 接著，參閱圖4及圖5，對本實施形態之帶電粒子束治療裝置1的作用進行說明。圖4係用於說明比較例之帶電粒子束治療裝置的作用之圖。圖5係用於說明本實施形態之帶電粒子束治療裝置的作用之圖。圖4及圖5的(a)、(b)、(c)分別表示帶電粒子束的強度、離子源的輸出的強度、時序訊號。在比較例之帶電粒子束治療裝置中，對離子源設定初始參數，並依據帶電粒子束的強度而進行反饋控制，以使向患者的腫瘤照射帶電粒子束期間，離子源的輸出成為恆定。然而，檢測帶電粒子束的強度之劑量監視器設置於照射部內，因此在中止帶電粒子束的照射期間，無法藉由劑量監視器檢測帶電粒子束。因此，在中止帶電粒子束的照射期間，未進行反饋控制，在重新開始照射帶電粒子束之時序T，再次對離子源設定初始參數。因此，如圖4(b)所示，在時序T之後的離子源的輸出變得不穩定。其結果，如圖4(a)所示，有時帶電粒子束的強度相對於所希望的強度A變得不穩定，如帶電粒子束的強度過衝等。 相對於此，在本實施形態之帶電粒子束治療裝置1中，控制部7的記憶部60記憶中斷了照射帶電粒子束B時的離子源10的動作參數，並在重新開始照射帶電粒子束B時，控制部7利用於記憶部60記憶之動作參數使離子源10工作。因此，在重新開始照射時，離子源10的動作狀態成為接近剛剛停止之前的狀態，因此如圖5(b)所示，能夠實現在重新開始照射帶電粒子束B之時序T之後的離子源10的輸出的穩定化。並且，能夠使時序T之後的離子源10的輸出接近中斷照射帶電粒子束B之前的離子源10的輸出。因此，如圖5(a)所示，能夠將帶電粒子束B的強度控制為接近所希望的強度A之值，而實現穩定化。 如以上說明那樣，帶電粒子束治療裝置1的控制部7的記憶部60記憶中斷了向患者15的腫瘤(被照射體)照射帶電粒子束B時的離子源10的動作參數。而且，在重新開始向患者15的腫瘤(被照射體)照射帶電粒子束B時(時序T)，控制部7利用於記憶部60記憶之動作參數使離子源10工作。藉此，在中斷照射帶電粒子束B期間，即使離子源10的狀態發生變化之情況下，亦能夠將離子源10控制為與剛剛中斷帶電粒子束B的照射之前相同的動作參數。亦即，在重新開始照射時，能夠將離子源10的動作狀態設為接近剛剛停止之前的狀態。因此，能夠抑制帶電粒子束B的強度的過衝等，從而實現電粒子束B的強度的穩定化。 並且，帶電粒子束治療裝置1還具備測量從加速器3射出之帶電粒子束B的強度之強度測量部20，控制部7依據藉由強度測量部20測量出之帶電粒子束B的強度控制離子源10的動作。藉此，能夠依據射出之帶電粒子束B的強度控制離子源10，因此能夠更加有效地實現帶電粒子束B的強度的穩定化。 並且，在帶電粒子束治療裝置1中，照射部2按照預先設定好之射束軌道TL連續照射帶電粒子束B。如此，在使用容易受到帶電粒子束B的強度變化的影響之所謂行掃描方式之情況下，亦能夠實現帶電粒子束B的強度的穩定化。 以上，對本發明的實施形態進行了說明，但本發明並不限定於上述實施形態，能夠採用各種變形態樣。例如，在上述實施形態中，照射部2使用所謂行掃描方式照射了帶電粒子束B，但照射部2亦可以使用所謂點掃描方式等其他的照射方式而照射帶電粒子束B。 並且，在上述實施形態中，強度測量部20依據由劑量監視器12測量出之值測量了帶電粒子束B的強度，但對測量帶電粒子束B的強度之部位並無特別限定。例如，強度測量部20亦可以依據在射束傳輸線路41的中途測量出之值測量帶電粒子束B的強度。 並且，在上述實施形態中，以根據患者的呼吸而中斷帶電粒子束B的照射之情況為例進行了說明，但中斷帶電粒子束B的照射之結構並不限定於上述內容。例如，亦包含在帶電粒子束治療裝置1中檢測到設備的動作不良等時中斷帶電粒子束B的照射之情況等。 並且，在上述實施形態中，在重新開始向患者15的腫瘤(被照射體)照射帶電粒子束B時(時序T)，控制部7利用於記憶部60記憶之動作參數使離子源10工作，但並不限定於與於記憶部60記憶之動作參數嚴格一致者。例如，亦可以利用於記憶部60記憶之動作參數加算或減算預先設定之值而得之值或於記憶部60記憶之動作參數乘以預先設定之係數而得之值而使離子源工作。亦即，在重新開始向患者15的腫瘤(被照射體)照射帶電粒子束B時(時序T)，控制部7依據於記憶部60記憶之動作參數使離子源10工作。
1：帶電粒子束治療裝置 2：照射部 3：加速器 4：治療台 5：旋轉支架 6：掃描電磁鐵 7：控制部 8：四極電磁鐵 9：照射噴嘴 10：離子源 11：剖面監視器 12：劑量監視器 15：患者 16：射束選擇器 20：強度測量部 30：降能器 40：呼吸同步系統 41：射束傳輸線路 50：時序系統 60：記憶部 100：治療計劃裝置 B：帶電粒子束 TL：射束軌道
圖1係示意地表示本發明的一實施形態之帶電粒子束治療裝置之圖。 圖2係圖1的帶電粒子束治療裝置的照射部及控制部的概略結構圖。 圖3係表示對腫瘤設定之層之圖。 圖4係用於說明比較例之帶電粒子束治療裝置的作用之圖。 圖5係用於說明本實施形態之帶電粒子束治療裝置的作用之圖。
2：照射部 3：加速器 4：治療台 5：旋轉支架 7：控制部 10：離子源 15：患者 20：強度測量部 40：呼吸同步系統 41：射束傳輸線路 50：時序系統 60：記憶部
