WO2010109585A1 - 検出器回動型放射線治療・画像化複合装置 - Google Patents

検出器回動型放射線治療・画像化複合装置 Download PDF

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WO2010109585A1
WO2010109585A1 PCT/JP2009/055701 JP2009055701W WO2010109585A1 WO 2010109585 A1 WO2010109585 A1 WO 2010109585A1 JP 2009055701 W JP2009055701 W JP 2009055701W WO 2010109585 A1 WO2010109585 A1 WO 2010109585A1
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irradiation
radiation
imaging
ring
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泰賀 山谷
英治 吉田
文彦 錦戸
拓 稲庭
秀雄 村山
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独立行政法人放射線医学総合研究所
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    • A61N2005/1087—Ions; Protons

Definitions

  • the present invention does not interfere with the treatment beam and does not interfere with the nucleus during monitoring for detecting annihilation radiation generated from the irradiation field by radiation (also called a beam).
  • the present invention relates to a combined radiotherapy / imaging apparatus capable of measuring the annihilation radiation immediately after irradiation or during irradiation and imaging the irradiation field three-dimensionally by reducing the incidence of fragments on the detector.
  • PET Positron emission tomography
  • a compound labeled with a very small amount of positron emitting nuclide detects annihilation radiation released from the body, which enables glucose metabolism.
  • a metabolic function is imaged to check the presence and degree of disease, and a PET apparatus for implementing this method has been put into practical use.
  • the principle of PET is as follows.
  • the positrons emitted from the positron emitting nuclide by positron decay annihilate with the surrounding electrons, and a pair of 511 keV annihilation radiations generated thereby are measured by a pair of radiation detectors according to the principle of coincidence counting.
  • the nuclide existing position can be specified on one line segment (simultaneous counting line) connecting the pair of detectors.
  • the distribution of nuclides on the plane perpendicular to the body axis is calculated from the data of coincidence lines measured from various directions on the plane. Obtained by dimensional image reconstruction.
  • the initial PET apparatus was composed of a single ring type detector in which detectors were densely arranged in a ring shape so as to surround the field of view on the plane as the field of view.
  • the appearance of a multi-ring detector in which a large number of single-ring detectors are densely arranged in the body axis direction has made the two-dimensional field of view three-dimensional.
  • the development of 3D-mode PET apparatuses with greatly increased sensitivity by performing coincidence measurement between detector rings has been actively conducted.
  • the role of treatment for cancer discovered by PET diagnosis or the like is also important.
  • radiation treatment in which radiation such as X-rays or gamma rays is irradiated to an affected area.
  • particle beam therapy in which a heavy particle beam or proton beam is focused on a cancer site is attracting a great deal of attention as a method having both an excellent therapeutic effect and sharp focused irradiation characteristics.
  • ⁇ Accuracy of patient positioning is the key to achieving treatment that exactly follows the treatment plan.
  • the irradiation field is positioned based on an X-ray image.
  • the contrast between a tumor and a normal tissue is not sufficient in an X-ray image, and it is difficult to align the tumor itself.
  • problems have also been pointed out that the size of the tumor changes from the time the treatment plan is created and that the tumor position changes due to respiration and the like.
  • a method of imaging a radiation field in real time using a PET method has attracted attention.
  • This is a method of imaging annihilation radiation generated through incident nuclear fragmentation reaction, target nuclear fragmentation reaction and photonuclear reaction in the particle beam irradiation and X-ray irradiation by using the principle of PET instead of administering a PET drug. It is. Since the position of the annihilation radiation has a strong correlation with the dose distribution of the irradiation beam, it is said that treatment monitoring is possible (W. Enghardt et al., “Charged hadron tumour therapy monitoring by means of PET,” Nucl. Instrum Methods A 525, pp. 284-288, 2004. S.
  • the apparatus requirements for PET (hereinafter referred to as beam on-line PET) for imaging the irradiation field in real time are summarized in the following four points.
  • the detector should not block the treatment beam.
  • the detector must not degrade due to spallation fragments (charged particles and neutrons generated by collision between the incident particle and the target nucleus).
  • PET measurement can be performed immediately after irradiation or during irradiation so that short-life RI can be measured efficiently. 4).
  • the irradiation field can be imaged three-dimensionally.
  • the nuclide generated by irradiation since the half-life of the nuclide generated by irradiation is very short, such as several tens of seconds to 20 minutes, the nuclide moves in vivo due to the influence of blood flow, etc. Immediate PET measurement during irradiation is required.
  • This opposed gamma camera type device satisfies requirements 1, 2 and 3 because the detector can be placed away from the beam path.
  • the direction of the coincidence line that can be measured is large and information necessary for image reconstruction is lost, the resolution in the vertical direction with respect to the detector surface is significantly reduced, and the requirement 4 cannot be satisfied.
  • FIG. Proposed open PET devices with ring detectors 22 and 24 spaced apart and having a physically open field of view (also referred to as open field of view) (Taiga Yamaya, Taku Inaniwa, Shinichi Minohara, Eiji Yoshida) , Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Kengo Shibuya, Chih Fung Lam and Hide Murayama, “Aproposal of an open PET geometry,” Phy. Med. Biol., 53, pp. 757-773, 2008.).
  • the open field is reconstructed from the coincidence line between both divided detector rings 22, 24.
  • 10 is a bed
  • 12 is a bed frame
  • 26 is a gantry cover.
  • This open-type PET apparatus satisfies requirements 1, 3 and 4, but if the width of the open field is not sufficient, the fragmented fragments 34 generated by the treatment beam 32 incident on the open field from the irradiation port 30 are at both ends of the open field. Is incident on the detector. Therefore, when the treatment intensity is extremely strong, the detector may be activated and the requirement 2 may not be satisfied.
  • the present invention has been made to solve the above-mentioned conventional problems, and measures annihilation radiation immediately after irradiation or during irradiation without interfering with the treatment beam and reducing the incidence of spallation pieces on the detector.
  • An object is to enable the irradiation field to be imaged three-dimensionally.
  • the present invention relates to an imaging apparatus combined with a radiotherapy apparatus, in particular, a PET apparatus, a counter-gamma camera type PET apparatus, or an open type PET apparatus. It is to reduce.
  • the detector avoids interference with the treatment beam and reduces the incidence of spallation pieces to the detector. be able to.
  • the present invention has been made on the basis of the above findings, and a detector is arranged so that secondary radiation generated from an affected area by radiation irradiation can be measured, and radiation applied to the field of view of the detector is measured.
  • a combined radiotherapy / imaging device including an imaging device for imaging an irradiation field after or during irradiation synchronously, and directing radiation toward a portion of the subject located in the field of view of the imaging device Radiation treatment apparatus that irradiates from a predetermined direction, the detector that is arranged so as to be rotatable around the visual field, and mitigation of incidence of spallation fragments that fly forward from the subject in the irradiation direction due to the irradiation.
  • the problem is solved by providing a means for controlling the rotation of the detector.
  • the detector is a group of detectors that are opposed to each other with the subject interposed therebetween so that a pair of annihilation radiations generated from the subject can be simultaneously counted and measured
  • the imaging device includes the subject PET apparatus that performs tomographic imaging.
  • radiation is irradiated in a region where the nuclear fragment is not incident on the detector, and when the detector reaches the region where the nuclear fragment is incident, radiation irradiation is stopped. be able to.
  • the detector group is formed in a discontinuous ring around the subject axis, and a radiation irradiation path for irradiating the subject with radiation is provided so as to pass through the discontinuous ring.
  • a plurality of the discontinuous portions can be provided, and the discontinuous portions straddling the radiation irradiation path can be switched during the radiation irradiation suspension based on a predetermined plan.
  • the detector group is formed in a ring shape around the subject axis, and two of the ring detectors are arranged so as to face each other with a gap therebetween, and the subject is irradiated with radiation in the gap. A radiation irradiation path is provided, and the detector on the ring of the ring-shaped detector can be lost.
  • the detectors on opposite sides on the ring of the ring detector can be missing.
  • the detector can be formed in a ring shape, and when the radiation is irradiated, the ring detector can be continuously rotated to disperse the degree of activation of each detector.
  • the rotation period of the ring detector can be made not to be an integral multiple of the radiation irradiation period.
  • the degree of activation of the detector activated by the nuclear fragment is detected, and when it is detected that the degree of activation of the detection site has reached a predetermined value or more, the ring detector is radiated. It can be retracted by turning a predetermined angle until the position is reduced.
  • the predetermined angle can be set to a preset angle.
  • the detection means detects that the degree of activation of the detection site has reached the first predetermined value or more, and then the activation concentration detected by the detection means is the first concentration.
  • the angle at which the ring-shaped detector is rotated until it reaches a second predetermined value or less, which is a concentration equal to or less than a predetermined value, can be set.
  • two of the ring detectors can be arranged to face each other with a gap therebetween, and a radiation irradiation path for irradiating the subject with radiation can be provided in the gap.
  • the axis of the ring detector can be inclined with respect to the subject axis.
  • the detector group can be arranged facing the side of the subject.
  • the degree of activation of the detector activated by the nuclear fragment is detected, and there are a plurality of discontinuous portions in the ring-shaped detector group, and the degree of activation of the detection site When it is detected that the value has reached a predetermined value or more, discontinuous portions straddling the radiation irradiation path can be switched during radiation irradiation suspension.
  • the degree of activation can be detected from the measured value per unit time calculated for each element of the detector.
  • the detector group can be swung.
  • the swing angle can be 360 ° or less.
  • a detector is rotatably arranged around the subject so that radiation generated from the affected part by radiation irradiation can be measured, and after irradiation in synchronization with radiation irradiated to the field of view of the detector.
  • a control program for a combined radiotherapy / imaging device including an imaging device for imaging an irradiation field during irradiation, to a detector for a fragment of a nuclear fragment that flies forward in the irradiation direction from the subject by the irradiation
  • the control program of the detector rotation type radiotherapy / imaging combined apparatus is provided, which controls the rotation of the detector so as to mitigate the incidence of light.
  • the detector is a group of detectors that are opposed to each other with the subject interposed therebetween so that a pair of annihilation radiations generated from the subject can be simultaneously counted and measured
  • the imaging device includes the subject PET apparatus that performs tomographic imaging.
  • the detector group can be rotated at a preset angle.
  • the concentration of activation to be detected is a concentration equal to or lower than the first predetermined value.
  • the ring-shaped detector can be rotated until the second predetermined value or less.
  • the detector group can be swung at a rocking angle of 360 ° or less.
  • the present invention in the radiotherapy performed by irradiating the affected part with X-rays or particle beams, in monitoring for detecting the annihilation radiation generated from the irradiation field due to the radiation irradiation, it does not interfere with the treatment beam and Incident radiation to the detector can be reduced, annihilation radiation can be measured immediately after irradiation or even during irradiation, and the irradiation field can be imaged three-dimensionally.
  • FIG. 1 Front view and side view showing the open PET apparatus proposed by the applicant Side view showing conventional problems
  • FIG. 1 The block diagram which shows the structure which synchronizes beam irradiation and rotation of a detector in the said embodiment.
  • the flowchart which shows the modification of the procedure of FIG. A time chart showing how the beam irradiation and the rotation of the detector are synchronized in the embodiment to prevent the detector from interfering with the treatment beam or being affected by the fragmented fragments.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view of the centered surface of FIG.
  • the perspective view which shows the principal part of the Example which applied the PET detector rotation by this invention to the open type PET apparatus.
  • the top view which shows the example which has arrange
  • the perspective view which shows the example which applied this invention to the opposing gamma camera type PET apparatus
  • a flowchart showing a typical procedure for detecting the degree of activation and rotating the detector to disperse the incidence of fragments and reduce detector damage.
  • FIG. 15 a perspective view showing a configuration in which an unnecessary gap is filled with a detector to increase the sensitivity of PET measurement.
  • the two detectors installed so as to sandwich the bed have a mechanism that rotates around the bed independently of the irradiation port.
  • the detector may have a planar shape, but here it has an arc shape.
  • the irradiation port may be a rotary type treatment gantry, but here it is a fixed irradiation port.
  • FIG. 2 illustrates a situation where the detector interferes with the treatment beam 32 or is affected by the spallation fragment 34.
  • Wc represents a range (hereinafter referred to as a dangerous area) that the detector should not block when irradiating the beam.
  • ⁇ c 2sin ⁇ 1 (Wc / (2R)).
  • R is the radius of the detector trajectory.
  • the width of the treatment beam itself is about the maximum width of the irradiation field.
  • the fragment is generated from a range shifter (not shown) in the irradiation port 30 or from the body of the patient 8.
  • the spread of 34 is considered to be larger. Therefore, Wc or ⁇ c is defined as a range to which the influence of the fragmented fragment 34 is exerted on the detector trajectory.
  • FIG. 3 shows the configuration of this embodiment.
  • a pair of arc-shaped detectors 40 and 42 are arranged to face each other with a prospective angle as viewed from the rotation center of the detector being ⁇ d.
  • FIG. 4 illustrates a mechanism for synchronizing the beam irradiation and the rotation of the detectors 40 and 42.
  • the irradiation period of the treatment beam 32 is controlled by the accelerator control system 52.
  • the synchrotron 54 is based on intermittent operation in which the beam irradiation is repeatedly turned on and off, but development of a technique for continuously extracting the beam from the synchrotron is also progressing.
  • reference numeral 56 denotes a beam extraction part.
  • the detector rotation control system 60 sends a rotation control signal to the motor controller 62 so that the rotation of the detectors 40 and 42 is synchronized with the synchronization signal received from the accelerator control system 52.
  • Information on the positions and rotational speeds of the detectors 40 and 42 is transmitted from the rotation sensor 64 to the detector rotation control system 60 one by one.
  • Single event data of annihilation radiation detected by a detector is converted into coincidence data specifying a coincidence line by a coincidence counting circuit 44 and sequentially stored in the data collection system 46. Then, after accumulating measurement data for a certain period of time, the image reconstruction system 48 performs image reconstruction calculation to display or save the image of the irradiation field.
  • a time width for accumulating measurement data is called a time frame.
  • the PET measurement data processing system may continue to process and collect measurement data regardless of the accelerator control system 52 and the detector rotation control system 60, but the detector position signal is included in the coincidence data. For example, the absolute position of the coincidence counting line needs to be specified.
  • FIG. 5 shows a typical procedure of beam irradiation synchronized with detector rotation.
  • the detector rotation control system 60 obtains the irradiation preparation command (step 100)
  • the detector rotation control system 60 adjusts the synchrotron operation period and the detector rotation to be synchronized (step 102). Specifically, the period and phase of both may be matched.
  • step 104 when synchronization between irradiation and detector rotation is established (step 104), rotation-synchronized irradiation (step 106) in which irradiation is performed only when the detector is not present in the dangerous area, until the treatment is completed (step 108). repeat.
  • the control for adjusting the detector rotation to the synchrotron operation cycle is shown.
  • the irradiation timing matches the detector rotation after the detector rotation is stabilized.
  • the beam extraction unit 56 may be controlled.
  • FIG. 5 shows a flow in which the rotation control irradiation is controlled by the accelerator control system 52 on the assumption that the irradiation / rotation synchronization is established stably.
  • the detector rotation control system 60 may confirm the detector position and send the irradiation timing information to the accelerator control system 52 (steps 110 and 112).
  • FIG. 7 illustrates the manner in which beam irradiation and detector rotation are synchronized to prevent the detector from interfering with the treatment beam or being affected by spallation fragments.
  • the treatment beam irradiation is performed only when the detector does not enter the dangerous area. When the detector reaches the dangerous area, the treatment beam irradiation is turned off.
  • the lower limit value of ⁇ d is set such that the detector trajectory radius is R and the PET viewing radius is r. ⁇ d ⁇ 2sin ⁇ 1 (r / R) It becomes.
  • the upper limit of ⁇ d is ⁇ d ⁇ ts / T ⁇ 180 ° - ⁇ c It becomes.
  • the beam extraction unit 56 may be controlled so that the irradiation timing matches the detector rotation so that the irradiation is stopped for ts seconds after the irradiation for ti seconds.
  • the time for switching the range shifter can be divided into a rest time of ts seconds.
  • the detector rotation speed can be made variable accordingly.
  • the PET measurement always collects coincidence data, and later retrieves data for a specified time frame and reconstructs the image.
  • the time frame may be specified first, and the PET measurement may be performed only for the specified time frame.
  • the minimum value of the time frame of the irradiation field that can be imaged is T seconds corresponding to 180 degree rotation of the PET detector. It becomes an irradiation clock. If the measurement count of annihilation radiation is small, the time frame may be set longer than T seconds to increase the SN ratio of the measurement data.
  • the imaging apparatus is not necessarily a PET apparatus, and may be a SPECT apparatus using a gamma camera shown in FIG. In that case, in addition to the annihilation radiation, the prompt gamma ray described above can be measured as a signal.
  • 70 is a collimator and 72 is a detector.
  • T 3.3 seconds.
  • the present invention will be described on the assumption that it is applied to HIMAC.
  • Table 1 shows the upper limit value of ⁇ d when the irradiation time ti and the dangerous area width Wc are changed.
  • ts 3.3 ⁇ ti.
  • an upper limit value is less than a lower limit value, it is not materialized as a device (displayed as “impossible” in the table).
  • the present invention can be applied to a case where a plurality of irradiation ports are provided, such as a vertical direction and a horizontal direction. Normally, treatment beam irradiation is not performed simultaneously from a plurality of irradiation ports. Therefore, the PET rotation phase or the beam irradiation phase may be relatively changed in accordance with the movement of the port for beam irradiation. The same applies to the rotary irradiation gantry.
  • FIG. 9 shows an example of realization of the detector rotation type radiotherapy / PET combined apparatus according to the present invention.
  • the PET detectors 40 and 42 rotated by the rotary motor 82 are sandwiched.
  • a carriage portion 84 of the support ring is fixed on a rail 86 installed on the floor of the treatment room.
  • power supply and signal transmission are performed via a slip ring 88.
  • 90 is a ball bearing and 92 is a front end circuit.
  • FIG. 10 is a cross-sectional view of the vicinity of the center in the embodiment of FIG.
  • FIG. 11 shows an example in which the PET detector rotation according to the present invention is applied to an open PET apparatus.
  • the treatment beam can be guided to the irradiation field through the open space without interfering with the detector.
  • the fragment is generated with directivity to the treatment beam, it concentrates on the detectors 22 and 24 arranged in a ring shape near the irradiation port and on the opposite side. In spite of this, fragmented fragments will be incident.
  • insertion of the nuclear fragment can be suppressed by inserting a shielding material between the irradiation port and the detector, such as including a shielding material in the gantry member.
  • the shielding material reduces not only the nuclear fragment but also the annihilation radiation that is a measurement target, it is not preferable to install the shielding material on the front surface of the detector located on the opposite side. Therefore, if the detector rings 22 and 24 are rotated, the degree of activation of the PET detector by the incidence of the nuclear fragment can be dispersed and reduced.
  • the detector rings 22 and 24 are rotated at least during irradiation.
  • continuous rotation may be used, since high-speed rotation as described in the previous example is not necessary, the turn-back rotation at ⁇ 180 ° enables wiring without using a slip ring, thereby simplifying the apparatus.
  • the rotation may be continuous or intermittent at each step, and the speed may be constant or variable. Further, the rotational speed and direction are not necessarily the same between the two rings.
  • This method is characterized in that the method for extracting the treatment beam from the accelerator is not limited, and the treatment beam may be continuously irradiated. When the treatment beam is irradiated with a period of T seconds, it is preferable that the rotation period does not become an integral multiple of T so that the incident fragment of the fragment to the detector is not biased.
  • the irradiation field can be imaged in an arbitrary time frame.
  • the method of rotating the PET detector at least during irradiation or detecting the degree of activation and rotating the detector can be applied to devices other than the open PET apparatus.
  • 12 is a prior example in which a normal PET detector ring 20 is disposed obliquely (P. Crespo, et al., “On the detector arrangement for in-beam PET for hadron therapy monitoring,” Phys. Med. Biol. Magazine. Vol.51 (2006) pp.2143-1163). Although the beam irradiation path is secured, the fragmented fragments 34 enter the detector as shown in the figure.
  • the detector ring 20 is rotated around its center line, or the detector ring 20 is rotated by detecting the degree of activation. If so, it is possible to reduce the damage to the detector by dispersing the incidence of the fragmented pieces 34.
  • FIG. 13 shows an example in which the present invention is applied to a counter gamma camera type PET apparatus (JP 2008-022994, JP 2008-173299) as a prior example.
  • JP 2008-022994, JP 2008-173299 a counter gamma camera type PET apparatus
  • FIG. 14 shows a typical procedure for detecting the degree of activation and rotating the detector to disperse the incidence of fragments and reduce the damage to the detector.
  • the detection of the degree of activation of the detector is characterized in that it can be executed by using a partial function of a normal PET measurement system without providing a specific detection device.
  • background radiation measurement is performed without placing the patient in the field of view and without performing irradiation, that is, without placing any radiation source in the field of view (step 200).
  • the measurement may be coincidence measurement, but in order to efficiently measure so-called single photon radiation other than annihilation radiation, it is desirable to accumulate single event data before taking coincidence.
  • a measurement value per unit time is calculated for each element of the detector such as a block unit.
  • the detector diagnosis it is determined that a detector element whose measured value exceeds a predetermined value is abnormal (step 204). Then, the rotation angle of the detector is calculated so as to move the abnormal detector element away from the incident position of the spallation piece (step 206), and the detector is rotated (step 208).
  • FIG. 15 shows another implementation example in which the rotational PET method according to the present invention is applied to an open PET apparatus.
  • Two devices shown in FIGS. 9 and 10 are arranged apart from each other in the body axis direction of the patient, and control is performed to align the rotational phases of the two PET devices.
  • the partial detector at the center of the PET detectors 40 and 42 shown in FIGS. 9 and 10 may be removed, that is, two rotating PET apparatuses may be physically coupled.
  • the treatment beam can be guided to the irradiation field through the open space without interfering with the detector.
  • a shielding material between the irradiation port and the detector such as including a shielding material in the gantry member. Incident can be suppressed. Therefore, FIG. 15 shows a configuration in which both sides of the detector ring are removed, but only one side of the detector ring is sufficient.
  • FIG. 16 shows a configuration in which an unnecessary gap is filled with a detector to increase the sensitivity of PET measurement.
  • FIG. 17 shows the configuration of the PET apparatus shown in FIG. This is a structure in which an arc-shaped PET detector having a prospective angle ⁇ d ′ viewed from the rotation center of the detector is arranged.
  • FIG. 18 illustrates the manner in which the beam irradiation and the rotation of the detector are synchronized so as to avoid the incidence of spallation pieces on the detector.
  • the PET apparatus is rotated once every 2 T seconds. However, in the present embodiment where the defect of the detector is one place, it needs to be rotated once every T seconds.
  • the lower limit value of ⁇ d is ⁇ d ⁇ 2sin ⁇ 1 (r / R), where R is the detector trajectory radius and r is the PET viewing radius, as in FIG. It becomes.
  • the upper limit of ⁇ d is ⁇ d ⁇ 180 ° -ti / T ⁇ 360 ° - ⁇ c It becomes.
  • the upper limit values of are summarized.
  • the lower limit value of ⁇ d is ⁇ d ⁇ 47.2 °, and if the upper limit value is lower than the lower limit value, the device is not established (displayed as “impossible” in the table).
  • monitoring to detect annihilation radiation generated from the irradiation field by radiation irradiation is performed without causing interference with the treatment beam and entering the nuclear fragment fragments into the detector. It is possible to reduce and measure the annihilation radiation immediately after irradiation or even during irradiation, and the irradiation field can be imaged three-dimensionally.

Abstract

　放射線治療装置に組み合わせた画像化装置、特にＰＥＴ装置や対向ガンマカメラ型ＰＥＴ装置または開放型ＰＥＴ装置において、検出器を回動させることで、検出器への核破砕片の入射を低減する。例えば、対向ガンマカメラ型ＰＥＴ装置においては、ビーム照射と検出器の回動を同期させることによって、検出器が治療ビームと干渉するのを避けると共に、核破砕片の検出器への入射を低減することができる。これにより、治療ビームと干渉せず且つ核破砕片の検出器への入射を低減して、照射直後あるいは照射中に消滅放射線を計測し、照射野を３次元的に画像化できる。

Description

検出器回動型放射線治療・画像化複合装置
　本発明は、Ｘ線や粒子線を患部に照射して行う放射線治療において、放射線（ビームともいう）照射によって照射野から生じる消滅放射線を検出するためのモニタリングに際して、治療ビームと干渉せず且つ核破砕片の検出器への入射を低減して、照射直後あるいは照射中に消滅放射線を計測し、照射野を３次元的に画像化できる放射線治療・画像化複合装置に関する。
　癌の早期診断に有効と注目されている陽電子放射断層撮像法（ＰＥＴ）は、極微量の陽電子放出核種で標識した化合物を投与し、体内から放出される消滅放射線を検出することで、糖代謝等、代謝機能を画像化し、病気の有無や程度を調べる検査法であり、これを実施するためのＰＥＴ装置が実用化されている。
　ＰＥＴの原理は次のとおりである。陽電子崩壊によって陽電子放出核種から放出された陽電子が周囲の電子と対消滅し、それによって生じる一対の５１１ｋｅＶの消滅放射線を、対の放射線検出器で同時計数の原理によって測定する。これにより、核種の存在位置を、対の検出器同士を結ぶ１本の線分（同時計数線）上に特定することができる。患者の頭から足の方向に向かう軸を体軸と定義すると、体軸と垂直に交わる平面上の核種の分布は、その平面上において様々な方向から測定された同時計数線のデータから、２次元画像再構成によって求められる。
　よって、初期のＰＥＴ装置は、視野とする平面上に、視野を囲むように密に検出器をリング状に配置したシングルリング型検出器から構成されていた。その後、多数のシングルリング型検出器を体軸方向に密に配置したマルチリング型検出器の登場によって、２次元の視野が３次元化された。更に１９９０年代に入ると、検出器リング間においても同時計数測定を行うことによって、感度を大幅に高めた３ＤモードのＰＥＴ装置の開発が盛んに行われ、現代に至っている。
　一方、ＰＥＴ診断等で発見された癌に対する治療の役割も重要である。外科手術や薬物治療とは異なる方法として、Ｘ線やガンマ線などの放射線を患部に照射する放射線治療がある。特に、重粒子線や陽子線を癌の部位に絞って照射する粒子線治療は、優れた治療効果と鋭い患部集中照射特性を併せ持つ方法として、大きな注目を集めている。粒子線の照射方法としては、患部に形状を合わせるようにして照射するビームを広げる従来のボーラス照射に加えて、ペンシルビームを患部形状などに合わせて走査させるスポットスキャニング照射が研究されている。いずれも、別途撮影したＸ線ＣＴ画像などに基づいて綿密に計算された治療計画に従って、照射ビームの方向や線量を精密に制御して行う。
　治療計画に正確に従った治療を実現するためには、患者の位置決めの精度が鍵となる。照射野の位置決めはＸ線画像に基づいて行われることが多いが、一般にＸ線画像では腫瘍と正常組織のコントラストが十分ではなく、腫瘍そのものを認識した位置合わせは困難である。このような患者セットアップ時の照射野位置ずれに加え、治療計画作成時から腫瘍の大きさが変化したり、呼吸などによって腫瘍位置が変動したりする問題も指摘されている。しかし現状は、治療計画通りの照射が行われたかどうかを正確に確認することは難しく、もし実際の照射野が治療計画からずれてしまったとしても、それを検知することは容易ではない。
　上記の問題を解決するために、ＰＥＴの方法を用いて、照射野をリアルタイムに画像化する方法が注目されている。これは、ＰＥＴ薬剤を投与するのではなく、粒子線ビーム照射やＸ線照射において、入射核破砕反応、標的核破砕反応や光核反応を通して生じる消滅放射線をＰＥＴの原理を用いて画像化する方法である。消滅放射線の発生位置が、照射ビームの線量分布と強い相関性を持つため、治療モニターが可能であるとされる（W.Enghardt、他、”Charged hadron tumour therapymonitoring by means of ＰＥＴ、” Nucl. Instrum.Methods A 525、 pp. 284－288、2004。S. Janek、他、“Development of dose deliveryverification by ＰＥＴ imaging of photonuclear reactions following high energyphoton therapy，”Phys. Med. Biol.誌、vol. 51 (2006) pp. 5769-5783）。さらに重粒子線治療においては、12Ｃなど通常の安定核の代わりに、11Ｃなど陽電子放出核を直接照射することによって、消滅放射線の発生位置と線量分布のミスマッチをなくすと共にＰＥＴ画像のＳ／Ｎ比を高めることが可能になる。
　照射野をリアルタイムに画像化するＰＥＴ（以下、ビームオンラインＰＥＴと称する）のための装置要件は、以下の４点に集約される。
　１．検出器が治療ビームを遮らないこと。
　２．検出器が核破砕片（入射粒子と標的核との衝突で生じる荷電粒子や中性子）によって性能低下しないこと。
　３．ＰＥＴ画像の高精度化および患者拘束時間の短縮化のために、短寿命ＲＩを効率よく計測できるよう、照射直後もしくは照射中からもＰＥＴ計測が可能であること。
　４．照射野を３次元的に画像化できること。
　前記要件２については、核破砕片が検出器に入射すると、検出器を構成するシンチレータ自身が放射化してしまい、計測対象である消滅放射線を数え落としたり、位置情報に誤差を与えたりする恐れがある。なお、核破砕片としては、重粒子線照射では荷電粒子と中性子の両者が発生するが、陽子線照射では中性子が支配的になると考えられる。いずれも、核破砕片は治療ビームに対し前方指向性を持って生成されるが、広い角度を伴うことが報告されている（N.Matsufuji, et al., "Spatial fragmentation distribution from a therapeuticpencil-like carbon beam in water," Physics in Medicine and Biology 50(2005) 3393-3403、S. Yonai, et al., "Measurement of neutron ambient doseequivalent in passive carbon-ion and proton radiotherapies," MedicalPhysics 35 (2008) 4782-4792）。
　前記要件３については、放射線照射によって生成される核種の半減期は数十秒から２０分程度と非常に短いことに加え、血流などの影響によって生体内で核種が移動してしまうことから、照射中の即時ＰＥＴ計測が求められる。
　ドイツのＧＳＩ研究所及び国立がんセンター東病院では、平面型の２つのＰＥＴ検出器を治療装置のベッドを挟むように設置する対向ガンマカメラ型ＰＥＴ装置を用いて、ビームオンラインＰＥＴを試行している（Ｐ．Ｃrespo、他、“Ｏn　the　detector　arrangement　for　in-beam　ＰＥＴ　for　hadron　therapy　monitoring，”Ｐhys．Ｍed．Ｂiol．誌、vol．51（2006）pp．2143－2163、Ｔ．Nishio、他、“Dose-volumedelivery guided proton therapy using beam ON-LINE PET system、”Med．Phys．誌、vol．33（2006）pp．4190－4197）。この対向ガンマカメラ型装置は、ビーム経路から遠ざけて検出器を配置できるため、要件１、２および３を満足する。しかし、計測できる同時計数線の方向が大きく偏り画像再構成に必要な情報が欠損するため、検出器面に対して垂直方向の分解能が著しく低下してしまい、要件４を満たすことはできない。
　要件４を満たすためには、多方向から同時計数線を計測することが必要である。ＰＥＴ単体装置においては、対向ガンマカメラ型装置を回転させる装置が提案されているが（DavidTownsend、et al., “A Rotating PET Camera using BGO Block Detectors,” ConferenceRecord of the 1991 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical ImagingConference）、放射線治療装置と組み合わせた場合、ＰＥＴ検出器と治療ビームが干渉してしまうため、今度は要件１と２を満たさなくなる。
　治療ビームの照射装置自体が患者の周囲を回転する回転型治療ガントリ上に、対向ガンマカメラ型ＰＥＴを搭載する方法も提案されているが（特開２００８－２２９９４、特開２００８－１７３２９９）、多方向から連続的にビーム照射するような希少例を除いて、対向ガンマカメラ型ＰＥＴを回転できるのはビーム照射後となってしまい、要件３を満たすことはできない。
　治療ビームを通す隙間を有し、且つＰＥＴ装置を回転させることなく３次元の画像化が可能な方法として、出願人は、図１に示すように、患者８の体軸方向に２分割したマルチリング型検出器２２、２４を離して配置し、物理的に開放された視野領域（開放視野とも称する）を有する開放型ＰＥＴ装置を提案している（Ｔaiga　Ｙamaya，Ｔaku　Ｉnaniwa，Ｓhinichi　Ｍinohara，Ｅiji　Ｙoshida，Ｎaoko　Ｉnadama，Ｆumihiko　Ｎishikido，Ｋengo　Ｓhibuya，Ｃhih　Ｆung　Ｌam　and　Ｈideo　Ｍurayama，“Ａproposal　of　an　open　ＰＥＴ　geometry，”Ｐhy．Ｍed．Ｂiol．，53，pp．757-773，2008．）。開放視野は、分割された双方の検出器リング２２、２４間の同時計数線から、画像が再構成される。図において、１０はベッド、１２はベッドの架台、２６はガントリカバーである。この開放型ＰＥＴ装置は、要件１、３および４を満足するが、開放視野の幅が十分でなければ、照射ポート３０から開放視野に入射した治療ビーム３２によって生じる核破砕片３４が開放視野両端の検出器に入射してしまう。よって、治療強度が極端に強い場合、検出器が放射化してしまい、要件２を満たさなくなる恐れがある。
　本発明は、前記従来の問題点を解決するべくなされたもので、治療ビームと干渉せず且つ核破砕片の検出器への入射を低減して、照射直後あるいは照射中に消滅放射線を計測し、照射野を３次元的に画像化できるようにすることを課題とする。
　本発明は、放射線治療装置に組み合わせた画像化装置、特にＰＥＴ装置や対向ガンマカメラ型ＰＥＴ装置または開放型ＰＥＴ装置において、検出器を回動させることで、検出器への核破砕片の入射を低減するものである。
　例えば、対向ガンマカメラ型ＰＥＴ装置においては、ビーム照射と検出器の回動を同期させることによって、検出器が治療ビームと干渉するのを避けると共に、核破砕片の検出器への入射を低減することができる。
　本発明は、上記の知見に基づいてなされたもので、放射線照射によって患部から生じる二次的な放射線を測定し得るように検出器が配設され、該検出器の視野へ照射される放射線に同期して照射後あるいは照射中に照射野の画像化を行う画像化装置を含む放射線治療・画像化複合装置であって、放射線を被検体の該画像化装置の視野に位置する部位に向けて所定方向から照射する放射線治療装置と、前記視野周りに回動可能に配置された前記検出器と、前記放射線照射により被検体から照射方向前方へ飛翔する核破砕片の検出器への入射を緩和するように検出器の回動を制御する手段と、を備えることにより前記課題を解決したものである。
　ここで、前記検出器が、被検体から生じる一対の消滅放射線を同時計数測定し得るように被検体を挟んで対向してペアーを形成する検出器群であり、前記画像化装置が、被検体の断層撮影を行うＰＥＴ装置であることができる。
　又、前記検出器の回動軌道上の領域において、核破砕片が前記検出器に入射しない領域で放射線を照射し、検出器が核破砕片が入射する領域にさしかかると放射線の照射を停止することができる。
　又、前記検出器群を被検体軸周りに不連続なリング状に形成し、被検体に放射線を照射する放射線照射経路を前記不連続リングを通過するように設け、放射線照射中は放射線照射経路を跨ぐ位置にリングの不連続位置があるように検出器群の回動を制御することで、放射線が不連続部を通して被検体に照射されるようにすることができる。
　又、前記不連続部を複数箇所設け、予め定められた計画に基づき放射線照射休止中に前記放射線照射経路を跨ぐ不連続部が入れ替わるようにすることができる。
　又、前記検出器群を被検体軸周りにリング状に形成し、該リング状検出器の二つを互いに隙間を空けて対向するように配設し、その隙間に被検体に放射線を照射する放射線照射経路を設け、前記リング状検出器のリング上の検出器を欠損することができる。
　又、前記リング状検出器のリング上の対向する両側の検出器を欠損することができる。
　又、前記検出器をリング状に形成し、放射線が照射される際に該リング状検出器が連続回転することにより各検出器の放射化の程度を分散させることができる。
　又、放射線が周期的に照射されるとき、前記リング状検出器の回転周期が、放射線の照射周期の整数倍でないようにすることができる。
　又、前記核破砕片により放射化される検出器の放射化の程度を検出し、検出部位の放射化の程度が所定値以上に達したことが検出されると、前記リング状検出器を放射化が緩和される位置まで所定角度回動させ待避させることができる。
　又、前記所定角度を、あらかじめ設定された角度とすることができる。
　又、前記所定角度を、前記検出手段が検出部位の放射化の程度が前記の第一の所定値以上に達したことを検出した後、該検出手段が検出する放射化の濃度が第一の所定値以下の濃度である第二の所定値以下になるまで前記リング状検出器を回動する角度とすることができる。
　又、前記リング状検出器の二つを互いに隙間を空けて対向するように配設し、その隙間に被検体に放射線を照射する放射線照射経路を設けることができる。
　又、前記リング状検出器の軸を被検体軸に対して傾斜させることができる。
　又、前記検出器群を被検体の側方に対向して配設することができる。
　又、前記核破砕片により放射化される検出器の放射化の程度を検出し、前記リング状に形成された検出器群に不連続部が複数箇所あって、前記検出部位の放射化の程度が所定値以上に達したことが検出されると、放射線照射休止中に前記放射線照射経路を跨ぐ不連続部が入れ替わるようにすることができる。
　又、前記放射化の程度を、検出器の要素毎に計算した、単位時間当りの計測値から検出することができる。
　又、前記検出器群を揺動運動させることができる。
　又、前記揺動角度を３６０°以下とすることができる。
　本発明は、又、放射線照射によって患部から生じる放射線を測定し得るように検出器が被検体周りに回動可能に配設され、該検出器の視野へ照射される放射線に同期して照射後あるいは照射中に照射野の画像化を行う画像化装置を含む放射線治療・画像化複合装置の制御プログラムであって、前記放射線照射により被検体から照射方向前方へ飛翔する核破砕片の検出器への入射を緩和するように検出器の回動を制御することを特徴とする検出器回動型放射線治療・画像化複合装置の制御プログラムを提供するものである。
　ここで、前記検出器が、被検体から生じる一対の消滅放射線を同時計数測定し得るように被検体を挟んで対向してペアーを形成する検出器群であり、前記画像化装置が、被検体の断層撮影を行うＰＥＴ装置であることができる。
　又、前記核破砕片により放射化される検出器の放射化の程度が所定値以上に達したことを検出すると、検出器群をあらかじめ設定された角度回動させることができる。
　又、前記核破砕片により放射化される検出器の放射化の程度が第一の所定値以上に達したことを検出すると、検出する放射化の濃度が第一の所定値以下の濃度である第二の所定値以下になるまでリング状検出器を回動させることができる。
　又、前記検出器群を３６０°以下の揺動角度で揺動運動させることができる。
　本願発明によれば、Ｘ線や粒子線を患部に照射して行う放射線治療において、放射線照射によって照射野から生じる消滅放射線を検出するためのモニタリングに際して、治療ビームと干渉せず且つ核破砕片の検出器への入射を低減して、照射直後あるいは照射中からも消滅放射線を計測し、照射野を３次元的に画像化できる。
出願人が提案した開放型ＰＥＴ装置を示す正面図及び側面図 従来の問題点を示す側面図 本発明の実施形態を示す側面図 前記実施形態でビーム照射と検出器の回転を同期させる構成を示すブロック図 本発明による検出器回転に同期したビーム照射の代表的な手順を示すフローチャート 図５の手順の変形例を示すフローチャート 前記実施形態でビーム照射と検出器の回転を同期させて、検出器が治療ビームと干渉したり核破砕片の影響を受けたりするのを避ける様子を示すタイムチャート 本発明の他の実施形態を示す側面図 本発明による検出器回動型放射線治療・ＰＥＴ複合装置の実施例を示す正面から見た縦断面図 図９の中央付面の横断面図 本発明によるＰＥＴ検出器回転を開放型ＰＥＴ装置に適用した実施例の要部を示す斜視図 ＰＥＴ検出器リングを斜めに配置した例を示す平面図 対向ガンマカメラ型ＰＥＴ装置に本発明を適用した例を示す斜視図 本発明により、放射化の程度を検知して検出器を回転させて、破砕片の入射を分散させ検出器のダメージを低減する際の、代表的な手順を示すフローチャート 本発明による回転型ＰＥＴの方法を開放型ＰＥＴ装置に適用したもう一つの実施例の要部を示す斜視図 図１５において、不要な隙間に検出器を充填してＰＥＴ計測の感度を高めた構成を示す斜視図 図１６の側面図 本発明によりビーム照射と検出器の回転を同期させて、核破砕片の検出器への入射を避ける様子を示すタイムチャート
　以下、図面を参照して本発明の実施形態を詳細に説明する。
　本発明の実施形態において、ベッドを挟むように設置した２つの検出器は、照射ポートとは独立して、ベッドを中心にして回転する機構を持つ。検出器は平面型形状でもよいが、ここでは円弧型形状とする。また、照射ポートは、回転型治療ガントリでもよいが、ここでは固定の照射ポートとする。
　図２は、検出器が、治療ビーム３２と干渉したり核破砕片３４の影響を受けたりする状況を図示したものである。Ｗｃは、ビーム照射する際に検出器が遮ってはいけない範囲（以下、危険領域と称する）を示す。検出器の回転中心から見た見込み角をθcとすると、Ｗｃとの関係は、θc=２sin-1（Ｗｃ/(２Ｒ)）で表される。Ｒは、検出器軌道の半径である。粒子線の照射方法としては、患部に形状を合わせるようにビームを広げて照射する従来のボーラス照射に加えて、ペンシルビームを患部形状などに合わせて走査させるスポットスキャニング照射が研究されている。いずれの場合も、治療ビーム自体の幅は、照射野の最大幅程度であるが、実際は、照射ポート３０内部のレンジシフタ（図示省略）などから生じたり、患者８の体内から生じたりする核破砕片３４の広がりのほうが大きいと考えられる。よって、Ｗｃまたはθｃは、検出器軌道上において、上記核破砕片３４の影響が及ぶ範囲として定義する。
　図３は、本実施形態の構成を示したものである。検出器の回転中心から見た見込み角がθdとなる、一対の円弧状の検出器４０、４２を対向して配置した構造となる。
　図４は、ビーム照射と検出器４０、４２の回転を同期させる仕組みを図示したものである。治療ビーム３２の照射周期は、加速器制御システム５２によって制御される。シンクロトロン５４は、ビーム照射のＯＮ・ＯＦＦが繰り返される間欠運転が基本となるが、シンクロトロンから連続的にビームを取り出す技術の開発も進んでいる。図において、５６はビーム取出部である。
　検出器回転制御システム６０は、加速器制御システム５２から受け取る同期信号に検出器４０、４２の回転が同調するように、モーター制御装置６２に回転制御信号を送る。検出器４０、４２の位置や回転速度に関する情報は、回転センサ６４から検出器回転制御システム６０に逐一送信される。
　検出器、例えばＰＥＴ検出器で検出された消滅放射線のシングルイベントデータは、同時計数回路４４にて同時計数線を特定するコインシデンスデータに変換され、データ収集システム４６に順次保存される。そして、一定時間の計測データを蓄積した後、画像再構成システム４８にて画像再構成演算を行い、照射野の画像を表示したり保存したりする。計測データを蓄積する時間幅を時間フレームと呼ぶ。基本的に、ＰＥＴ計測データの処理系は、加速器制御システム５２や検出器回転制御システム６０と関わることなく、計測データの処理や収集を続けていてよいが、コインシデンスデータに検出器位置信号を含めるなどして、同時計数線の絶対位置が特定できるようにする必要がある。
　図５は、検出器回転に同期したビーム照射の代表的な手順を示したものである。検出器回転制御システム６０は、照射準備命令を取得する（ステップ１００）と、シンクロトロンの運転周期と検出器回転が同調するように調整を行う（ステップ１０２）。具体的には、両者の周期と位相を合わせればよい。そして、照射と検出器回転の同期が成立する（ステップ１０４）と、検出器が危険領域に存在しない時のみに照射を行う回転同期照射（ステップ１０６）を、治療が終了する（ステップ１０８）まで繰り返す。ここでは、シンクロトロンの運転周期に検出器回転を合わせる制御を示したが、シンクロトロンから連続的にビームを取り出す場合などは、検出器回転が安定化した後に、検出器回転に照射タイミングが合うように、ビーム取り出し部５６の制御を行っても良い。
　図５は、照射・回転同期が安定して成立しているという前提において、回転同期照射は加速器制御システム５２が制御するフローを示したが、例えば検出器回転が安定しない場合などは、図６に示すように、検出器回転制御システム６０が、検出器位置を確認して照射タイミング情報を加速器制御システム５２に送るようにしてもよい（ステップ１１０、１１２）。
　図７は、ビーム照射と検出器の回転を同期させて、検出器が、治療ビームと干渉したり核破砕片の影響を受けたりするのを避ける様子を図示したものである。検出器が危険領域に入らない時のみ治療ビーム照射を行い、検出器が危険領域にさしかかると治療ビーム照射をＯＦＦにする。治療ビームは、ti秒の照射のあとts秒休止する、Ｔ=ti+ts秒周期で運転されているとする。ＰＥＴ装置は、２Ｔ秒で一回転するとする。このとき、検出器サイズに関わるパラメータであるθdの条件について、以下に述べる。まず、θdの下限値は、検出器軌道半径をＲ、ＰＥＴ視野半径をrとすると、
　　θd≧２sin-1（ｒ／Ｒ）
となる。一方、θdの上限値は、
　　θd ≦ ts／Ｔ×１８０°－θc
となる。
　シンクロトロンから連続的にビームを取り出せる場合などは、ti秒の照射のあとts秒休止するように、検出器回転に照射タイミングが合うように、ビーム取り出し部５６の制御を行っても良い。スポットスキャニング照射においては、レンジシフタを切り替える時間をts秒の休止時間に割り合てることもできる。照射時間tiや休止時間tsが変化する場合は、それに合わせて検出器回転速度を可変にすることもできる。一連の照射が続くような照射パターン、あるいは休止時間tsが極端に短い場合においては、一連の照射に相当する時間をまとめて照射時間tiにあててもよい。
　ＰＥＴ計測は、常にコインシデンスデータを収集しつづけ、後から指定した時間フレーム分のデータを取り出して画像再構成する。あるいは、先に時間フレームを指定し、指定した時間フレーム分のみ、ＰＥＴ計測するようにしてもよい。いずれにしろ、画像再構成には、様々な角度からの同時計数線が必要であるため、画像化できる照射野の時間フレームの最小値は、ＰＥＴ検出器の１８０度回転に相当するＴ秒の照射クロックとなる。消滅放射線の計測カウント数が少ない場合は、時間フレームをＴ秒よりも長く設定して、計測データのＳＮ比を高めればよい。なお、照射中に照射野からは、消滅放射線の他に、即発性のガンマ線（即発ガンマ線）が放出されることが知られており、ＰＥＴ計測にとってはノイズ成分となる偶発同時計数を高めてしまう。この対策法としては、ti秒の照射中にもマイクロ秒オーダーのオン／オフ周期性があることに着眼して、オン状態における計測データは除外し、オフ状態における計測データのみを画像再構成に利用する方法が提案されれている（P.Crespo, et al., "Suppression of random coincidences during in-beam PETmeasurements at ion beam radiotherapy facilities," IEEE TRANSACTIONS ONNUCLEAR SCIENCE, VOL. 52, NO. 4, AUGUST 2005）。
　なお、画像化装置は必ずしもＰＥＴ装置である必要はなく、図８に示すガンマカメラによるＳＰＥＣＴ装置などでもよい。その場合、消滅放射線の他、上記で述べた即発ガンマ線も信号として計測することが可能になると考えられる。図において、７０はコリメータ、７２は検出器である。
　放射線医学総合研究所の重粒子線がん治療装置（ＨＩＭＡＣ）では、Ｔ＝３．３秒周期で治療ビーム制御を行っている。ここでは、ＨＩＭＡＣへの適用を前提として、本発明の説明を行う。検出器軌道半径Ｒ＝５０ｃｍ、ＰＥＴ視野半径ｒ＝２０ｃｍとすると、θdの下限値はθd≧４７．２°である。照射時間ｔｉおよび危険領域幅Ｗｃを変化させた場合の、θdの上限値を表１に示す。ｔｓ＝３．３－ｔｉである。なお、上限値が下限値を下回る場合は、装置として成立しない（表中、不可と表示）。現実的には、ＰＥＴ装置感度を高めるために、θdは最大値を採用することが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　実施例は、照射ポートが１つの場合であったが、本発明は、例えば垂直方向と水平方向など、複数の照射ポートを持つ場合にも対応できる。通常、複数照射ポートから同時に治療ビーム照射を行うことはない。よって、ビーム照射を行うポートの移動に合わせて、ＰＥＴ回転の位相またはビーム照射の位相を相対的に変化させればよい。回転型照射ガントリの場合でも、同様である。
　図９は、本発明による検出器回動型放射線治療・ＰＥＴ複合装置の実現例を示す。両端の支持リング８０の間に、回転モータ８２で回転するＰＥＴ検出器４０、４２が挟まれる。支持リングの台車部分８４が、治療室の床面に設置されるレール８６上に固定される。回転するＰＥＴ検出器４０、４２と支持リング８０間においては、スリップリング８８を介して、電源供給や信号伝達を行う。図において、９０はボールベアリング、９２はフロントエンド回路である。
　図１０は、図９の実施例における、中央付近の断面図である。検出器サイズとして、Ｗｃ＝３０ｃｍ（θｃ＝３４．９°）、ｔｉ＝１．５秒における、最大許容値であるθｄ＝６３．３°を採用した例である。
　図１１は、本発明によるＰＥＴ検出器回転を開放型ＰＥＴ装置に適用した例である。開放型ＰＥＴ装置では、開放空間を通じて、検出器と干渉することなく治療ビームを照射野へ導くことができるが、図１に示したとおり、検出器へ入射する核破砕片には注意しなくてはならない。核破砕片は治療ビームに対し前方指向性を持って生成されるため、リング状に並べられた検出器２２、２４のうち、照射ポートに近い側とその対向側に位置する検出器に、集中的に核破砕片が入射してしまう。照射ポートに近い側の検出器については、ガントリ部材に遮蔽材を含めるなど、照射ポートと検出器の間に遮蔽材を挿入することにより、核破砕片の入射を抑制することができる。しかし、遮蔽材は、核破砕片だけでなく計測対象である消滅放射線も低減してしまうため、対向側に位置する検出器の前面に設置することは好ましくない。そこで、検出器リング２２、２４を回転すれば、核破砕片の入射によるＰＥＴ検出器の放射化の程度を分散し低下することができる。
　具体的には、少なくとも照射中は検出器リング２２、２４を回転させる。連続回転でもよいが、前例で述べたような高速な回転は必要でないため、±１８０°での折り返し回転のほうが、スリップリングを用いることなく配線が可能になるため、装置が簡略化できる。回転は、連続でもステップ毎の断続でもよく、速度も等速でも可変速でもよい。また、回転速度や方向は、２リング同士で必ずしも同じである必要はない。本方式は、加速器からの治療ビームの取り出し方法を限定しない点が特徴であり、連続的に治療ビームを照射してもよい。治療ビームがＴ秒周期で照射される場合、検出器への核破砕片の入射が偏らないように、回転周期がＴの整数倍にならないようにすることが好ましい。
　照射中は回転しないが、核破砕片の入射によるＰＥＴ検出器の放射化の程度を検知して、ダメージ蓄積が均一になるように、検出器リングを回転させて、核破砕片が入射する検出器の位置を変更することもできる。
　図１１で示した方法では、角度方向の検出器の欠損がないため、常に、画像再構成に必要な任意の角度からの同時計数線を計測できる。よって、回転対向ガンマカメラ型の方法とは異なり、任意の時間フレームにおいて、照射野の画像化が可能であるという特徴も有する。
　本発明により、少なくとも照射中はＰＥＴ検出器を回転させる、もしくは放射化の程度を検知して検出器を回転させる方法は、開放型ＰＥＴ装置以外にも適用できる。図１２は、通常のＰＥＴ検出器リング２０を斜めに配置した先行例である（Ｐ．Ｃrespo、他、“Ｏn　the　detector　arrangement　for　in-beam　ＰＥＴ　for　hadron　therapy　monitoring，”Ｐhys．Ｍed．Ｂiol．誌、vol．51（2006）pp．2143－2163）。ビーム照射経路は確保されているが、図に示すように核破砕片３４が検出器に入射してしまう。これに対して、少なくとも照射中は、図中の矢印に示すように、検出器リング２０を、その中心線の回りに回転させる、もしくは放射化の程度を検知して検出器リング２０を回転させれば、核破砕片３４の入射を分散させ検出器のダメージを低減できる。
　図１３は、先行例である対向ガンマカメラ型ＰＥＴ装置（特開２００８－０２２９９４、特開２００８－１７３２９９）に、本発明を適用した例である。装置の感度を高めるためには、ＰＥＴ検出器４０、４２を大型化する必要があるが、ＰＥＴ検出器４０、４２の下端に核破砕片３４が入射してしまう恐れがある。その場合、放射化の程度を検知し、図中の矢印に示すようにＰＥＴ検出器４０、４２を、回転駆動装置４１、４３により９０度あるいは１８０度回転させれば、核破砕片３４の入射を分散させ検出器のダメージを低減できる。
　図１４は、放射化の程度を検知して検出器を回転させて、破砕片の入射を分散させ検出器のダメージを低減する際の、代表的な手順を示す。検出器の放射化の程度の検知は、特に特定の検出装置を設けることなく、通常のＰＥＴ計測システムの一部機能を用いて実行できる点に特徴がある。具体的には、まず、患者を視野に入れず照射も行わない、すなわち視野内に線源を一切置かずに、バックグランドの放射線計測を行う（ステップ２００）。計測は、同時計数測定してもよいが、消滅放射線以外のいわゆる単光子の放射線を効率よく計測するためには、同時計数を取る前の、シングルイベントデータを蓄積することが望ましい。そして一定時間計測を継続した後、ブロック単位など検出器の要素毎に、単位時間当たりの計測値を計算する。検出器診断（ステップ２０２）では、その計測値が既定値を超えた検出器要素を異常であると判断する（ステップ２０４）。そして、異常の検出器要素を核破砕片の入射位置から遠ざけるように検出器の回転角を計算し（ステップ２０６）、検出器を回転させる（ステップ２０８）。
　図１５は、本発明による回転型ＰＥＴの方法を開放型ＰＥＴ装置に適用したもう一つの実現例である。図９及び図１０に示した装置を２台、患者の体軸方向に離して配置し、２台のＰＥＴ装置の回転位相を揃える制御を行う。あるいは、図９及び図１０に示したＰＥＴ検出器４０、４２の中央の一部検出器を取り除く、すなわち２台の回転ＰＥＴ装置が物理的に結合された形態にしてもよい。
　開放型ＰＥＴ装置ではそもそも、開放空間を通じて検出器と干渉することなく治療ビームを照射野へ導くことができる。また、照射ポートに近い側の検出器に核破砕片が入射する問題については、ガントリ部材に遮蔽材を含めるなど、照射ポートと検出器の間に遮蔽材を挿入することにより、核破砕片の入射を抑制することができる。よって、図１５では検出器リングの両側を除去した構成を示したが、検出器リングの欠損は片側のみで十分である。図１６は、不要な隙間に検出器を充填し、ＰＥＴ計測の感度を高めた構成である。
　図１７は、図１６に示すＰＥＴ装置の構成を示したものである。検出器の回転中心から見た見込み角がθd´となる、円弧状のＰＥＴ検出器を配置した構造となる。θdは、検出器の回転中心に対して、点対称にＰＥＴ検出器が存在する範囲であり、θd´＝θd＋１８０°の関係を満たすとする。
　図１８は、ビーム照射と検出器の回転を同期させて、核破砕片の検出器への入射を避ける様子を図示したものである。検出器が危険領域に入らない時のみ治療ビーム照射を行い、検出器が危険領域にさしかかると治療ビーム照射をＯＦＦにする。治療ビームは、ti秒の照射のあとts秒休止する、Ｔ＝ti＋ts秒周期で運転されているとする。図７では、ＰＥＴ装置は２Ｔ秒で一回転するとしたが、検出器の欠損が一箇所である本形態では、Ｔ秒で一回転しなくてはならない。このとき、θdの下限値は、検出器軌道半径をＲ、ＰＥＴ視野半径をrとすると、図７と同様に
　　θd≧２sin-1（ｒ／Ｒ）
となる。一方、θdの上限値は、
　　θd ≦１８０°－ ti／Ｔ×３６０°－θc
となる。
　表２は、同じくビーム照射周期Ｔ＝３．３秒、検出器軌道半径Ｒ＝５０ｃｍ、ＰＥＴ視野半径ｒ＝２０ｃｍの条件下で、照射時間ｔｉおよび危険領域幅Ｗｃを変化させた場合の、θdの上限値をまとめたものである。θdの下限値はθd≧４７．２°であり、上限値が下限値を下回る場合は、装置として成立しない（表中、不可と表示）。現実的には、ＰＥＴ装置感度を高めるために、θdは最大値を採用することが好ましい。なお、検出器の回転中心から見た見込み角θd´は、θd´＝θd＋１８０°である。表１のケースと比較して、ビーム照射周期Ｔが同じ場合、ＰＥＴ検出器の回転速度が２倍になるため、より短い照射時間ｔｉが求められる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000002
産業上の利用の可能性
　Ｘ線や粒子線を患部に照射して行う放射線治療において、放射線照射によって照射野から生じる消滅放射線を検出するためのモニタリングに際して、治療ビームと干渉せず且つ核破砕片の検出器への入射を低減して、照射直後あるいは照射中からも消滅放射線を計測し、照射野を３次元的に画像化できる。

Claims (24)

  1. 　放射線照射によって患部から生じる二次的な放射線を測定し得るように検出器が配設され、該検出器の視野へ照射される放射線に同期して照射後あるいは照射中に照射野の画像化を行う画像化装置を含む放射線治療・画像化複合装置であって、
    　放射線を被検体の該画像化装置の視野に位置する部位に向けて所定方向から照射する放射線治療装置と、
    　前記視野周りに回動可能に配置された前記検出器と、
    　前記放射線照射により被検体から照射方向前方へ飛翔する核破砕片の検出器への入射を緩和するように検出器の回動を制御する手段と、
    　を備えたことを特徴とする検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  2. 　前記検出器が、被検体から生じる一対の消滅放射線を同時計数測定し得るように被検体を挟んで対向してペアーを形成する検出器群であり、前記画像化装置が、被検体の断層撮影を行うＰＥＴ装置であることを特徴とする請求項１に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  3. 　前記検出器の回動軌道上の領域において、核破砕片が前記検出器に入射しない領域で放射線を照射し、検出器が核破砕片が入射する領域にさしかかると放射線の照射を停止することを特徴とする請求項１又は２に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  4. 　前記検出器群が被検体軸周りに不連続なリング状に形成され、被検体に放射線を照射する放射線照射経路が前記不連続リングを通過するように設けられており、放射線照射中は放射線照射経路を跨ぐ位置にリングの不連続位置があるように検出器群の回動を制御することで、放射線が不連続部を通して被検体に照射されることを特徴とする請求項１又は２に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  5. 　前記不連続部が複数箇所設けられており、予め定められた計画に基づき放射線照射休止中に前記放射線照射経路を跨ぐ不連続部が入れ替わることを特徴とする請求項４に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  6. 　前記検出器群は被検体軸周りにリング状に形成されており、該リング状検出器の二つが互いに隙間を空けて対向するように配設され、その隙間に被検体に放射線を照射する放射線照射経路が設けられており、前記リング状検出器のリング上の検出器が欠損されていることを特徴とする請求項３に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  7. 　前記リング状検出器のリング上の対向する両側の検出器が欠損されていることを特徴とする請求項６に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  8. 　前記検出器がリング状に形成され、放射線が照射される際に該リング状検出器が連続回転することにより各検出器の放射化の程度を分散させることを特徴とする請求項１又は２に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  9. 　放射線が周期的に照射されるとき、前記リング状検出器の回転周期が、放射線の照射周期の整数倍でないことを特徴とする請求項８に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  10. 　前記核破砕片により放射化される検出器の放射化の程度を検出し、検出部位の放射化の程度が所定値以上に達したことが検出されると、前記リング状検出器を放射化が緩和される位置まで所定角度回動させ待避させることを特徴とする請求項１又は２に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  11. 　前記所定角度が、あらかじめ設定された角度であることを特徴とする請求項１０に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  12. 　前記所定角度が、前記検出手段が検出部位の放射化の程度が前記の第一の所定値以上に達したことを検出した後、該検出手段が検出する放射化の濃度が第一の所定値以下の濃度である第二の所定値以下になるまで前記リング状検出器を回動する角度であることを特徴とする請求項１０に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  13. 　前記リング状検出器の二つが互いに隙間を空けて対向するように配設され、その隙間に被検体に放射線を照射する放射線照射経路が設けられていることを特徴とする請求項８乃至１２のいずれかに記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  14. 　前記リング状検出器の軸が被検体軸に対して傾斜していることを特徴とする請求項８乃至１３のいずれかに記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  15. 　前記検出器群は被検体の側方に対向して配設されていることを特徴とする請求項８乃至１２のいずれかに記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  16. 　前記核破砕片により放射化される検出器の放射化の程度を検出し、前記リング状に形成された検出器群に不連続部が複数箇所あって、前記検出部位の放射化の程度が所定値以上に達したことが検出されると、放射線照射休止中に前記放射線照射経路を跨ぐ不連続部が入れ替わることを特徴とする請求項１０に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  17. 　前記放射化の程度を、検出器の要素毎に計算した、単位時間当りの計測値から検出することを特徴とする請求項８乃至１６のいずれかに記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  18. 　前記検出器群が揺動運動することを特徴とする請求項１乃至１７のいずれかに記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  19. 　前記揺動角度が３６０°以下であることを特徴とする請求項１８に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置。
  20. 　放射線照射によって患部から生じる放射線を測定し得るように検出器が被検体周りに回動可能に配設され、該検出器の視野へ照射される放射線に同期して照射後あるいは照射中に照射野の画像化を行う画像化装置を含む放射線治療・画像化複合装置の制御プログラムであって、
    　前記放射線照射により被検体から照射方向前方へ飛翔する核破砕片の検出器への入射を緩和するように検出器の回動を制御することを特徴とする検出器回動型放射線治療・画像化複合装置の制御プログラム。
  21. 　前記検出器が、被検体から生じる一対の消滅放射線を同時計数測定し得るように被検体を挟んで対向してペアーを形成する検出器群であり、前記画像化装置が、被検体の断層撮影を行うＰＥＴ装置であることを特徴とする請求項２０に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置の制御プログラム。
  22. 　前記核破砕片により放射化される検出器の放射化の程度が所定値以上に達したことを検出すると、検出器群をあらかじめ設定された角度回動させることを特徴とする請求項２１に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置の制御プログラム。
  23. 　前記核破砕片により放射化される検出器の放射化の程度が第一の所定値以上に達したことを検出すると、検出する放射化の濃度が第一の所定値以下の濃度である第二の所定値以下になるまでリング状検出器を回動させることを特徴とする請求項２１に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置の制御プログラム。
  24. 　前記検出器群を３６０°以下の揺動角度で揺動運動させることを特徴とする請求項２１に記載の検出器回動型放射線治療・画像化複合装置の制御プログラム。
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