WO2021059633A1 - 粒子線治療システム、および、磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

ＭＲＩ装置を搭載した粒子線照射システムであって、粒子線モニタをＭＲＩ装置に近接して配置できる構成を提供する。　照射標的２６を搭載するベッド２４と、粒子線を照射標的に向けて照射する照射装置と２１、照射対象２５の画像を撮影する磁気共鳴イメージング装置１５０とを有する。磁気共鳴イメージング装置１５０は、照射標的２６が配置される撮像空間５５に静磁場を発生する磁石５０と、撮像空間５５以外に配置され、磁石５０が発生した磁場の磁束が通過するヨーク６０とを備える。照射装置２１は、撮像空間５５から見てヨーク６０の背面側に配置され、ヨーク６０に設けた貫通孔、または、ヨークに設けた間隙から粒子線を照射標的に照射する。粒子線が撮像空間に進入する方向と、撮像空間に磁石により印加される静磁場の向きは、交差している。

Description

粒子線治療システム、および、磁気共鳴イメージング装置

　本発明は、陽子線及び炭素線等の荷電粒子ビーム（以下、粒子線と呼ぶ）を患部に照射する治療装置に関する。

　患者の癌などを標的として、粒子線を照射する粒子線照射装置が知られている。粒子線照射装置は、加速器によって荷電粒子を加速して粒子線を生成し、ビーム輸送系で輸送し、治療室内の照射装置から患者の患部に向かって照射する。このとき、照射装置に備えられた走査電磁石により粒子線を走査することにより、患者の体内で患部形状に適した線量分布を形成するスキャニング照射法が用いられることもある。

　ところで、患部などの照射標的が、患者の呼吸動などで移動すると、予め計画しておいた患部形状に適した線量分布で患部に照射することが難しくなる。そこで計画通りの線量分布を形成するために、非特許文献１では、粒子線照射装置において照射装置を搭載して患者の周りを回転するガントリーに、磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩと呼ぶ）装置をさらに搭載し、ＭＲＩ装置により標的の位置を撮像する技術が開示されている。撮像されたＭＲＩ画像から、標的が予め決めた位置（出射許可範囲）にあることが検出されたならば、そのタイミングで粒子線を照射する（ゲート照射）。

　また、特許文献１および特許文献２には、ＭＲＩ装置と粒子線照射装置とを組み合わせたシステムにおいて、ＭＲＩ装置が撮像領域に印加する静磁場の向きと粒子線の入射方向とを略平行にすることで、ＭＲＩ装置の静磁場が粒子線の軌道に与える影響を緩和する技術が開示されている。

特表２００８－５４３４７１号公報 特許第６５１９９３２号公報

B. M. Oborn, et al. Med. Phys. 44(8) 2017

　非特許文献１に記載された技術のように、粒子線照射装置のガントリーにＭＲＩ装置を搭載した構成は、ＭＲＩ装置が発生する静磁場が、ＭＲＩ装置の周囲に漏れ、粒子線照射装置に影響を与えるという問題が生じ得る。例えば、標的に照射する粒子線の位置と照射量を計測するために、照射装置には粒子線モニタが配置される。この粒子線モニタは、粒子線モニタ通過後の粒子線の広がりを小さくするため、できるだけ標的に近い位置に配置することが望ましい。しかしながら、粒子線モニタは、粒子線により電離した気体のイオンと電子を検出する構成であるため、磁場の影響を受けやすく、ＭＲＩ装置の漏洩磁場がある場合、ＭＲＩ装置に近づけて配置すると検出精度が低下する。

　一方、特許文献２の技術では、ＭＲＩ装置の磁石（コイル）の中心を通して粒子線を標的に向かって照射するために、磁石の上面の磁気シールドに貫通孔をあけ、貫通孔に粒子線を通過させている。この構成では、粒子線の照射野サイズが貫通孔サイズに依存し、照射野を大きくするためには、貫通孔サイズを大きくする必要があるが、貫通孔サイズを大きくすると、磁石の磁場が磁気シールドの外側に漏れる。このため、粒子線モニタを磁石に近づけることが困難になる。また、磁気シールドの貫通孔から磁石の磁場が漏れると、撮像領域の均一磁場を確保することが難しくなるという問題も生じる。

　本発明の目的は、ＭＲＩ装置を搭載した粒子線照射システムであって、粒子線モニタをＭＲＩ装置に近接して配置できる構成を提供することにある。

　上記課題を解決するために、本発明によれば、照射標的を搭載するベッドと、粒子線を照射標的に向けて照射する照射装置と、照射対象の画像を撮影する磁気共鳴イメージング装置とを有する。磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生装置を含み、静磁場発生装置は、照射標的が配置される撮像空間に静磁場を発生する磁石と、撮像空間以外に配置され、磁石が発生した磁場の磁束が通過するヨークとを備える。照射装置は、撮像空間から見てヨークの背面側に配置され、ヨークに設けた貫通孔、または、ヨークに設けた間隙から粒子線を照射標的に照射する。粒子線が撮像空間に進入する方向と、撮像空間に磁石により印加される静磁場の向きは、交差している。

　本発明によれば、ヨークを磁束が通過することから、ヨークの外側の漏れ磁場の強度を低減することができるため、粒子線モニタをヨークの外側に配置することにより、照射標的の近くに粒子線モニタを設置することができる。これにより、磁場の影響を抑制して、粒子線モニタにより粒子線を精度よく計測できる。

実施形態の粒子線照射システムの全体構成を示すブロック図である。 （ａ）実施形態の粒子線照射システムの回転ガントリ１８と磁石５０とヨーク６０の配置を示す回転軸方向に平行なＡ－Ａ’断面図、（ｂ）回転ガントリ１８の正面図である。 実施形態の粒子線照射システムの照射装置の構成を示すブロック図である。 （ａ）および（ｂ）照射対象に粒子線を照射した場合に得られる深さ方向の線量分布を示す図である。 照射対象に粒子線を照射した場合に得られる横方向の線量分布を示す図である。 実施形態１において照射対象に粒子線を照射する手順を示したフローチャートである。 粒子線照射システムが粒子線を照射する手順を示したフローチャートである。 実施形態２の２本の柱状のリターンヨークの配置例を表す断面図である。 実施形態２の1本のリターンヨークの配置例を表す断面図である。 （ａ）実施形態３のＭＲＩ装置を搬送する構成を示すガントリの回転軸方向に平行な面の断面図であり、（ｂ）消磁の際の残留磁束密度を示すグラフである。 実施形態４の粒子線照射システムの照射装置の構成を示すブロック図である。 （ａ）実施形態５の粒子線照射システムの回転ガントリ１８と磁石５０とヨーク６０の配置を示す回転軸方向に平行な面の断面図、（ｂ）回転ガントリ１８の正面図である。 実施形態６において、磁場を反転させて粒子線の湾曲の向きを反転させた例を示す説明図である。 実施形態７の粒子線治療システムの磁石５０とヨーク６０の斜視図である。

　以下、実施形態のＭＲＩ装置を備えた粒子線治療システムについて、図面を用いて説明する。

　＜概要＞
　実施形態の粒子線治療システムの概要について、図１～図３を用いて説明する。

　実施形態の粒子線治療システムは、図１のように、照射対象（患者）２５を搭載するベッド２４と、粒子線２０を照射対象２５内の照射標的２６に向かって照射する照射装置２１と、照射対象２５の画像を撮影するＭＲＩ装置１５０とを少なくとも備えている。

　ＭＲＩ装置１５０は、静磁場発生装置を含み、静磁場発生装置は、図２に示すように照射標的２６が配置される撮像空間５５に静磁場を発生する磁石５０と、ヨーク６０を備えている。ヨーク６０は、磁性体からなり、撮像空間５５から外れた位置に配置されている。このような配置にすることにより、ヨーク６０には、磁石５０が発生した磁場の磁束が通過する。なお、図１では、一例として磁石５０は撮像空間５５を挟んで配置された一対の磁石であり、ヨーク６０は、一対の磁石５０の間に配置され、一対の磁石５０をつなぐ柱状である。

　照射装置２１は、撮像空間５５から見てヨーク６０の背面側に配置され、ヨーク６０に設けた貫通孔６１、または、ヨーク６０に設けた間隙６２（図８参照）から粒子線２０を照射標的２６に照射する。

　貫通孔６１または間隙を通過した粒子線２０が撮像空間５５に進入する方向と、撮像空間５５に磁石により印加される静磁場５３の向きは、交差するように磁石５０および照射装置２１の向きが設定されている。

　これにより、一対の磁石５０の間の磁力線はヨーク６０を通過するため、漏洩磁場は、ヨーク６０の背面に配置された照射装置２１には到達しにくい。しかも、粒子線２０の軸方向が静磁場５３の向きと交差しているため、柱状のヨーク６０の貫通孔６１や間隙６２から漏れ出る漏洩磁場は、粒子線２０の軸方向と静磁場５３の向きが一致する場合よりも抑制される。よって、照射装置２１は、磁石５０の漏洩磁場が抑制された空間に配置されるため、図３のように照射装置２１の粒子線の中心軸上に配置される粒子線モニタ３０をヨーク６０に接近して配置することができる。したがって、磁場の影響を抑制して、粒子線モニタ３０により粒子線２０を精度よく計測できる。また、粒子線モニタ３０が照射標的２６に近いため、粒子線モニタ３０通過後の粒子線の散乱による照射標的２６到達時の粒子線２０の広がりを抑制できる。よって、粒子線２０のスポット径の小さい粒子線２０を照射標的に照射することができる。

　なお、ヨーク６０に貫通孔６１や間隙６２を設けない構成としてもよい。すなわち、照射装置２１は、撮像空間５５から見てヨーク６０の背面側に配置され、ヨーク６０の脇から粒子線２０を照射標的２６に照射する（図９参照）。ヨーク６０の脇を通過した粒子線２０が撮像空間５５に進入する方向と、撮像空間５５に磁石により印加される静磁場５３の向きは、交差するように磁石５０および照射装置２１の向きが設定されている。このような構成の場合もヨーク６０の背面側に照射装置２１を配置することにより、漏洩磁場が照射装置２１に到達しにくく、一定の効果が得られる。

　＜＜実施形態１＞＞
　以下、本実施形態１の粒子線治療システムを図１等を用いて詳細に説明する。

　本実施形態の粒子線治療システムは、図１のように、荷電粒子ビーム発生装置１，ビーム輸送系２，放射線治療室１７及び制御装置７を備えている。

　荷電粒子ビーム発生装置１は、イオン源、前段荷電粒子ビーム加速装置であるライナック３、及び、シンクロトロン４を有する。シンクロトロン４は、シンクロトロン４の周回軌道に配置され、荷電粒子に高周波を印加する高周波印加装置５と、荷電粒子を加速する加速装置６と、出射用デフレクタ１１とを備えている。高周波印加装置５は、高周波印加電極８及び高周波印加電源９を備え、高周波印加電極８は、スイッチを介して高周波印加電源９に接続されている。加速装置６は、粒子線の周回軌道に配置された高周波加速空洞と、高周波加速空洞に高周波電力を印加する高周波電源を備え、荷電粒子を加速する。出射用デフレクタ１１は、加速された荷電粒子をシンクロトロン４から出射させ、接続されているビーム輸送系２に入射させる。

　ビーム輸送系２は、ビーム経路１２，四極電磁石，偏向電磁石１４、１５、１６を有する。ビーム経路１２は、治療室１７内に設置された照射装置２１に接続される。

　治療室１７内には、略筒状のガントリー１８が設置されている。ガントリー１８には、ビーム輸送系２の一部である偏向電磁石１５、１６と、照射標的２６に荷電粒子ビームを照射する照射装置２１と、ＭＲＩ装置１５０がそれぞれ搭載されている。

　また、ガントリー１８の内部には、照射対象２５を搭載するカウチと呼ばれる治療用ベッド２４が設置される。

　ガントリー１８は、図示しないモーター等の駆動機構により回転可能である。ガントリー１８の回転と共に、ガントリーに搭載されている偏向電磁石１５、１６と照射装置２１とＭＲＩ装置１５０がベッド２４の周囲を回転（回動）する。このように、ガントリー１８の回転に伴って、搭載されている各機器が連動して回転することにより、照射対象２５に対してガントリー１８の回転軸に垂直な平面内のいずれの方向からも粒子線を照射することができる。

　照射装置２１は、図３に示すように、走査電磁石３１および走査電磁石３２が備えられた真空チェンバ３５と、粒子線モニタ３０と、ヘリウムチェンバ３６とを粒子線２０の中心軸に沿って、粒子線２０の進行方向に順に配置した構成である。

　二台の走査電磁石３１，３２はそれぞれ、粒子線２０の進行方向に対して垂直な面内の二つの方向（Ｘ方向，Ｙ方向）に粒子線を偏向する。これにより、粒子線２０の照射標的２６における照射位置が走査電磁石３１，３２によって変更される。

　粒子線モニタ３０は、位置モニタ３４と線量モニタ３３から構成される。粒子線モニタは、平行平板型の電極を備えており、電極の両側に電圧がかかっている。粒子線が通過することで、内部の気体が電離される。電離された電子とイオンが電場によって移動し、両電極で収集される。線量モニタ３３では、ひとつの電極で信号を収集し、位置モニタでは、電極が複数に分かれた構造をしている。位置モニタ３４は、粒子線の位置と粒子線の広がりを計測する。線量モニタ３３は、照射された粒子線の量を計測する。

　照射標的２６に線量を集中させるため、ビーム径の細い粒子線２０を照射標的２６に照射することが好ましい。しかしながら、粒子線２０は、大気や構造物を通過すると散乱されて、その太さは太くなる。そのため、粒子線２０の通過経路上の物質は少なくすることが好ましく、照射装置２１には、モニタの直前まで粒子線２０が真空中を通過するように真空チェンバ３５が配置されている。

　また、粒子線２０は、真空チェンバ３５の出口に設置された真空窓を通過して粒子線モニタ３０に到達する。粒子線モニタ３０は、粒子線２０により気体が電離する作用を利用してビームの位置と量を計測するため、大気中に設置し、モニタ電極となる薄膜を備えている。

　ヘリウムチェンバ３６は、粒子線モニタ３０を通過した粒子線２０が、照射標的２６に到達するまでの間に、大気により散乱するのを軽減するために配置されている。ヘリウムチェンバ３６には、ヘリウムが充填されている。ヘリウムチェンバ３６の代わりに真空チェンバを用いることもできるが、真空チェンバは、粒子線２０が真空窓を通過するため、その厚みにより、粒子線２０が散乱され易い。本実施形態では、大気と同等の圧力のヘリウムチェンバ３６を用いることで、ヘリウムチェンバ３６の窓の厚みを薄くすることができる。よって、粒子線２０の散乱を低減することができ、細い粒子線２０を照射標的２６に照射することができる。

　また、本実施形態では、図３のように、照射標的２６と粒子線モニタ３０の間に、ＭＲＩ装置１５０のヨーク６０が配置される。

　ＭＲＩ装置１５０について、図２（ａ），（ｂ）を用いて説明する。磁石５０は、撮像空間５５を挟んで配置された一対の円板状の磁極５２の、撮像空間５５側の面に設けられた円環状の溝に、コイル５１を巻回した構成である。一対の磁極５２の端部には、柱状のヨーク６０が配置されている。これにより、コイル５１に電流を供給することにより、例えば、上方の磁石５０の磁極５２から下方の磁石６０の磁極へ向かう磁束５３ａが生じて撮像空間５５に均一な静磁場５３が形成され、下方の磁石６０の磁極５２へ入った磁束５３ａは、ヨーク６０を通って、上側の磁石５０の磁極５２に戻るパッシブシールド式の磁石５０が構成される。ヨーク６０は、鉄などの磁性体で構成されており、リターンヨークとも呼ばれる。

　本実施形態では、ヨーク６０の幅方向の中央には、図２（ａ）のように粒子線２０が通過するための貫通孔６１が設けられている。照射装置２１のヘリウムチェンバ３６は、図３のように貫通孔３６に挿入してもよい。粒子線２０は、ヘリウムチェンバ３６内を通過し、先端の窓から照射標的２６に向かって照射される。

　このとき、磁石５０が発生する磁場５３は、粒子線２０の中心軸と交差（垂直またはほぼ垂直）になるように、磁石５０と照射装置２１のガントリー１８への搭載する向きが設定されている。

　また、図２（ａ），（ｂ）には図示していないが、磁石５０の撮像空間５５側には、撮像空間５５において３方向の傾斜磁場をそれぞれ印加する傾斜磁場コイルと、照射対象２５に高周波を照射して核磁気を励起する送信コイル、照射対象２５から生じる核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）を受信する受信コイルが配置される。これにより、受信コイルが受信するＮＭＲ信号は、傾斜磁場の大きさに応じて、３方向の位置を示す位相情報が付加される。

　照射対象２５は、ＭＲＩ装置１５０の撮像空間５５内に入るようにベッド２４により配置される。

　なお、図３では、磁石５０が、コイル５１を備える構成であるが、磁束５３ａの発生源はコイル５１に限る必要はなく、例えば、永久磁石を磁石５０として用いることも可能である。また、コイル５１として超電導コイルを用いてもよい。この場合、上下の磁極５２にそれぞれクライオスタットを接触させて超電導コイル５１を冷却する構成とし、断熱のために一対の磁石５０およびヨークを真空容器で覆ってもよい。

　つぎに、本実施形態の粒子線照射システムが備えている制御システム７について、図１を用いて説明する。制御システム７は、記憶装置であるデータベース４２に接続されている。データベース４２には、Ｘ線ＣＴ装置４０に接続された照射計画装置４１に接続されている。照射計画装置４１は、Ｘ線ＣＴが撮影した照射対象２５の画像や粒子線２０のビーム径等を用いて、照射標的２６のどの位置にどれくらいの線量を照射するか定めた照射計画を作成し、データベース４２に格納する。制御装置７は、この照射計画を読みだして、その計画に沿って粒子線２０を順次照射する。そのため、制御装置７は、荷電粒子ビーム発生装置１、ビーム輸送系２、ガントリー１８、走査電磁石３１，３２を励磁する走査電磁石電源、照射装置２１内の各モニタ、ＭＲＩ装置の各部に接続され、これらを制御する。

　一方、ＭＲＩ装置１５０の各部には、ＭＲＩ装置制御装置５７が接続されている。ＭＲＩ装置制御装置５７は、制御装置７の指示に応じて、ＭＲＩ装置１５０の各部に所定のパルスシーケンスを実行させることにより、ＭＲＩ画像の撮像を実行させる。具体的には、送信コイルから高周波パルスを撮像空間の照射対象に照射して、核磁気を励起し、傾斜磁場コイルから傾斜磁場を掛けながら、受信コイルによって核磁気共鳴信号を収集する。得られた核磁気共鳴信号は、受信コイルからＭＲＩ画像再構成装置に送信され、画像が再構成される。

　図４、図５を用いて、照射対象２５の表面を基準とした場合の照射標的２６の深さと、照射すべき粒子線２０のエネルギーとの関係について説明する。図４は、横軸が照射標的２６の深さ、縦軸が粒子線の線量を示す図である。図５のように、粒子線２０を照射することにより、照射標的２６全体に所定値以上の線量の粒子線が照射されるように照射すべき粒子線２０の位置およびエネルギーを照射計画装置４１は決定する。ここで癌などの治療の場合は、照射対象２５は人であり照射標的２６は腫瘍である。

　図４（ａ）は、単一エネルギーの粒子線が照射対象内に形成する線量分布を深さの関数として示している。図４（ａ）におけるピークをブラッグピークと呼ばれる。ブラッグピークの位置は粒子線のエネルギーに依存する。そのため、粒子線２０のエネルギーを調整することでブラッグピークの位置を調整でき、照射標的２６の所望の深さに適切な線量の粒子線を照射することができる。照射標的２６は深さ方向に厚みを持っているが、ブラッグピークは鋭いピークであるので、図４（ｂ）に表すようにいくつかのエネルギーの粒子線を順に適切な強度の割合で照射し、ブラッグピークを重ね合わせることで深さ方向に照射標的２６と同じ厚みを持った一様な高線量領域（ＳＯＢＰ）を形成することができる。

　図５を用いて、ビーム軸に垂直な方向（ＸＹ平面の方向）の照射標的２６の横方向の広がりと粒子線の関係についてさらに説明する。図５は、横軸に照射標的２６の横方向の広がりを、縦軸は照射スポットにおける線量を示す。ビーム軸に垂直な方向を横方向と呼ぶ。粒子線２０は照射装置２１に達した後、互いに垂直に設置された二台の走査電磁石３１，３２により２方向に走査することができるため、横方向の所望の位置へと到達させることができる。粒子線の横方向の広がりはガウス分布形状で近似することができる。ガウス分布を等間隔で配置し、その間の距離をガウス分布の標準偏差程度にすることで、足し合わされた分布は一様な領域を有する。このように配置されるガウス分布状の線量分布をスポットと呼ぶ。粒子線を走査し複数のスポットを等間隔に配置することで横方向に一様な線量分布を形成することができる。これにより、走査電磁石３１，３２による横方向へのビーム走査と、粒子線２０のシンクロトロン４から出射されるビームエネルギーの変更による深さ方向へブラッグピークを移動させ、均一な照射野を形成することができる。なお、同一のエネルギーで照射され、走査電磁石による粒子線の走査により横方向へ広がりを持つ照射野の単位をスライスと呼ぶ。

　照射計画装置４１は、粒子線を照射標的２６に照射する前に、照射に必要な照射パラメータ、ガントリー角度及び照射対象位置情報を決定する。照射パラメータはスライス数ＮとＮ個のスライスデータにより構成される。スライスは、同一のエネルギーで照射するスポットの集合を表す。スライスデータはスライス番号ｉ、エネルギーＥｉ、スポット数Ｎｉ及びＮｉ個のスポットデータを含む。スポットデータはスポット番号ｊ、照射位置（Ｘｉｊ，Ｙｉｊ）、目標照射量Ｄｉｊを含む。照射計画装置４１が、これらの照射パラメータを含む照射計画を作成する手順について以下説明する。

　予め照射対象２５をＸ線ＣＴ装置４０にて撮影しておく。Ｘ線ＣＴ装置４０は照射標的２６が周期的に動くときその動きの位相毎にＣＴ画像を作成する機能を備える。特に患者を撮影する場合、呼吸位相毎のＣＴ画像を取得できる。Ｘ線ＣＴ装置４０は、照射対象を撮影し、ｎ個の位相に対する照射対象２５のＣＴ画像を作成する。Ｘ線ＣＴ装置４０は、作成したＣＴ画像を照射計画装置４１に送信する。

　照射計画装置４１は、受け取った画像データを表示装置（不図示）の画面上に表示する。オペレータは位相毎のＣＴ画像から基準となる位相のＣＴ画像を選択する。例えば呼吸による患部の移動を考える場合、呼気位相を選択する。

　オペレータは、選択したＣＴ画像上で照射標的２６としたい領域を指定する。照射計画装置４１は、指定された領域に線量分布を形成できるような照射対象の設置位置、ガントリー角度、照射パラメータを求めて決定する。すなわち、照射計画装置４１は、オペレータが入力した照射対象情報に基づいて照射対象設置位置とガントリー照射角度を決定後、照射標的２６（患部）を深さ方向の複数のスライスに分割し、必要となるスライス数Ｎを決定する。照射計画装置４１は、それぞれのスライス（スライス番号ｉ）の深さごとに、照射に適した粒子線のエネルギーＥｉを求める。

　照射計画装置４１は、さらに、各スライスの形状に応じて粒子線２０を照射する照射スポットの数Ｎｉ，スポット番号ｊ，各スポットの照射位置（Ｘｉｊ，Ｙｉｊ），各スポットの目標照射量Ｄｉｊを決定する。粒子線２０はＭＲＩ装置が生成する磁場の影響を受けて曲がるため、その影響を考慮して上記パラメータを決定する。

　照射計画装置４１は、決定した各値により照射対象を照射したときの線量分布をＭＲＩ装置の磁場を考慮して算出し、求めた線量分布を表示装置に表示する。

　こうして作成するデータはガントリー角度の数だけ作成される。作成された照射パラメータ、ガントリー角度及び照射対象位置情報は、照射計画として、データベース４２へ送信されデータベース４２に記録される。

　以上の手順により作成した照射パラメータ、照射対象設置情報及びガントリー角度を使用して、照射対象２５が患者である場合に、患部である照射標的２６に対して、粒子線２０を照射して、所望する線量分布を形成する手順を、図６を用いて説明する。図６は二つの方向から粒子線を照射する場合の例である。

　Ｓ１０１において治療室に患者が入室し、一連の治療を開始する。

　Ｓ１０２において、患者はベッド２４の上にオペレータによって固定される。具体的には、オペレータは、ガントリー１８の外側でベッド２４に患者を固定し、その後、ベッド２４をガントリー１８の内部へ移動させる。

　Ｓ１０３において、制御装置７は、ＭＲＩ装置制御装置５７に指示し、撮像を行わせ、さらに、ＭＲＩ画像再構成装置５８において画像再構成させ、ＭＲＩ画像を取得し、照射標的２６の位置決めを実施する。位置決めでは、得られたＭＲＩ画像とデータベース４２に記録されている照射対象設置情報の画像とを比較して、計画した位置に患者が設置されるようにベッド２４を移動させる。

　Ｓ１０４にて、制御装置７は、最初に粒子線を照射する方向に合わせるようにガントリーを回転させる。

　Ｓ１０５にて、制御装置７は、粒子線を照射する。粒子線の照射フローについては後述する。

　粒子線の照射が完了すると、制御装置７は、次のＳ１０６にて照射方向を変更し、Ｓ１０７にて再度粒子線を照射する。

　粒子線の照射が完了すると、Ｓ１０８にてオペレータは、ベッド２４をガントリーから引き出す。患者はカウチから降りて治療室から退出する。

　この一連の治療の間、ＭＲＩ装置の磁石５０は、磁場が常に励磁された状態であるが、後述するように、画像を取得するときのみ励磁するといった運用も可能である。

　次に、上記Ｓ１０５とＳ１０７における、制御装置７による粒子線の照射について、図７を用いて説明する。

　オペレータが制御装置７に接続されたコンソール上で、照射準備開始ボタンを押すと、制御装置７はデータベース４２から照射対象設置情報を受信し、指定されたエネルギーの荷電粒子ビームを出射するために、シンクロトロン４の各電磁石の励磁パターンを準備する。また、制御装置７は、データベース４２から照射パラメータを設定し、照射位置とエネルギーから求めた励磁電流値を走査電磁石３１，３２の電源に設定する。

　ステップ２０１において制御装置７は、エネルギー番号i=１、スポット番号j=１の粒子線２０のスポットから照射を開始する。制御装置７は、シンクロトロン４を制御してエネルギー番号i=１のエネルギーE1に粒子線を加速して、出射させる。

　また、制御装置７は、ＭＲＩ装置成語装置５７に対して、一定周期でＭＲＩ画像を撮像し、ＭＲＩ画像再構成装置５８に画像再構成を行うように指示する。

　制御装置７は、取得したＭＲＩ画像から照射標的２６の位置（標的座標）を算出する。

　ステップ２０２においてシンクロトロン４は、加速を開始する。制御装置７はイオン源、ライナック３、シンクロトロン４を制御して粒子線２０を加速する。イオン源において発生した粒子線はライナック３により加速されシンクロトロン４へ入射される。入射された粒子線は加速装置６から高周波を印加され第一のスライス番号を照射するためのエネルギーE1まで加速される。

　ステップ２０３において、制御装置７は粒子線２０のスポットの照射準備を実施する。制御装置７は走査電磁石３１，３２の電源を制御して、i=1,j=1の照射位置に対応するように走査電磁石３１，３２を励磁する。次に、制御装置７は、ＭＲＩ画像を受け取って、画像内の標的位置が、照射計画装置４１で照射パラメータを作成したときの位置に一致する、又は近づいたかどうか判定し、一致または近づいた場合、制御装置は、Ｓ２０４で粒子線の照射を開始する。

　ステップ２０４において制御装置７は高周波印加装置５を制御して、粒子線２０に高周波を印加する。高周波を印加された粒子線２０は、出射用デフレクタ１１を通過し、ビーム経路２を通過して治療室１７内の照射装置２１に達する。粒子線２０は照射装置２１内の走査電磁石３１，３２により走査され、位置モニタ３４及び線量モニタ３３を通過して照射対象内に到達し、照射標的２６に照射される。

　照射標的２６に到達した粒子線２０の線量は、線量モニタ３３で検出される。制御装置７は線量モニタ３３からの信号のカウントと照射パラメータに記載されたｉ＝１，ｊ＝１の目標照射量を比較し、カウントが目標照射量に達すると出射の停止を開始する。制御装置７は、高周波印加装置５を制御して高周波の印加を停止し、出射を停止する。また、制御装置は、位置モニタが計測した位置と照射パラメータに記載された位置の差が予め設定された閾値以下であることを確認する。

　ステップ２０５において、同一スライスのスポットに照射が完了していないスポットがある場合、すなわちスポット番号ｊがｊ＜Ｎｉの場合、ｊ＋１番目のスポットを照射するためステップ２０３に戻る。同一スライスのスポットを全て照射した場合、すなわちｊ＝Ｎｉの場合、ステップ２０６に進む。

　ステップ２０６において、制御装置は粒子線を減速させ、ライナックから新たな粒子線を入射できる状態になる。

　ステップ２０７において照射が完了していないレイヤーがある場合、すなわちｉ＜Ｎのとき、ｉ＋１番目のレイヤーを照射するためステップ２０２に進む。全てのレイヤーの照射が完了した場合、すなわちｉ＝Ｎの場合、ステップ２０８に進み、照射完了となる。

　以上の手順により、粒子線２０を照射標的２６に照射することにより、照射標的２６に照射計画に沿って粒子線２０を照射することができる。

　粒子線モニタ３０は、平行平板型の電極を備えており、電極の両側に電圧がかかっている。粒子線が通過することで、内部の気体が電離される。電離された電子とイオンが電場によって移動し、両電極で収集される。

　粒子線モニタ３０は、線量モニタ３３では、ひとつの電極で信号を収集し、位置モニタ３４では、複数に分かれた電極ごとに信号を収集する。これらの粒子線モニタ３０が磁場内に設置されると、電離された電子とイオンが磁場の影響を受けて電極への経路が変化するため、経路変更に伴う補正が必要となる。或いは、電極で電子とイオンが収集できなくなる可能性がある。今回の実施形態のような構成にすることで、ＭＲＩの周囲の磁場強度を下げることができ、粒子線モニタを患者の近くに設置することができる。患者の近くで計測するほど、患者に達した粒子線の位置と量を精度よく計測することができる。

　以上のように、本実施形態１の構成により、広い領域をＭＲＩで画像化しつつ、広い領域を細い粒子線で照射することができる。また、広い領域をＭＲＩで画像化できることで、粒子線が体内に入射した位置から標的までの領域をすべて画像化することができる。患者体内における粒子線の経路をすべて画像化できることで、ＭＲＩ画像を単独または治療計画時に撮像したＸ線ＣＴ画像と併用することにより、線量分布の計算に用いることができる。これにより、照射前または照射後の線量シミュレーションや、照射位置と量を治療直前に最適化するアダプティブ照射にも適用することができる。また、広い領域を照射できることで、大きな標的や長い標的に対して、患者を動かすことなく標的全体を照射することができる。

　ＭＲＩ画像を用いて粒子線照射中の標的を撮影することで、標的の位置だけでなく、形状を計測することができる。形状の変化まで計測できることで、高精度に粒子線を照射することができる。

　また、本実施形態では、粒子線モニタ３０を照射標的２６に近い位置に配置できるため、粒子線２０のビーム径の広がりを抑制して、小さなスポットの粒子線２０を照射標的２６に照射できる。これにより、照射標的２６に線量を集中させることができる。

　また、本実施形態では、磁極５２に貫通孔をあける必要がなく、リターンヨーク６０の貫通孔６１を通すため、大きなMRIの視野と大きな粒子線の照射野を両立することができる。

　なお、図３では、ヘリウムチェンバ３６の先端は、ヨーク６０の貫通孔６１に挿入された構成を示したが、ヘリウムチェンバ３６の先端は、貫通孔６１から外側に退避していてもよい。例えば、ヘリウムチェンバ３６を蛇腹構造にすることにより、貫通孔６１に挿入したり、外側に退避させたりすることができる。

　＜＜実施形態２＞＞
　実施形態２のＭＲＩ装置を備えた粒子線治療システムについて説明する。

　実施形態１では、ＭＲＩ装置のリターンヨーク６０は、１本の柱状であったが、図８に示すような２本の柱状や図９のように貫通孔のない柱状であってもよい。

　図８のように、２本の柱状のリターンヨーク６０を用いる場合、貫通孔６１を形成せず、２本のヨーク６０の間の間隙６２から粒子線２０を照射することができる。

　なお、間隙６２は、２本のヨーク６０の間に形成する構成に限られず、１本のヨーク６０内にスリット状の間隙６２を設ける構成してもよい。

　また、図９のように、１本のヨーク６０の場合には、貫通孔６１を設けず、照射装置２１が、柱６０のわきから粒子線２０を撮像空間５５に照射してもよい。この場合もヨーク６０の背面側に照射装置２１を配置することにより、漏洩磁場が照射装置２１に到達しにくく、一定の効果が得られる。

　他の構成は、実施形態１と同様である。

　＜＜実施形態３＞＞
　実施形態３のＭＲＩ装置を備えた粒子線治療システムについて説明する。

　実施形態３では、図１０（ａ）のように、ＭＲＩ装置１５０の磁石５０の磁場を消磁してＭＲＩ装置１５０を退避させる。

　すなわち、回転ガントリー１８には、ＭＲＩ装置１５０を着脱可能に支持する支持機構１８１と、回転ガントリー１８から取り外されたＭＲＩ装置を、ベッド２４から離れる方向へ移動させる搬送機構（レール）１８２とが備えられている。搬送機構１８２がＭＲＩ装置１５０を搬送する方向は、回転ガントリー１８の軸方向である。

　このように、ＭＲＩ装置１５０を退避させることにより、粒子線２０の照射野が広がるというメリットがある。また、ベッド２４の角度を変えて、粒子線２０を照射することも可能になり、照射対象２５の照射標的２６に所望の方向から粒子線２０を照射できる。

　なお、ＭＲＩ装置１５０は、ヘリウムチェンバ３６と共に退避させてもよいし、ヘリウムチェンバ３６を粒子線のビーム軸方向に退避させてからＭＲＩ装置１５０のみを単独で搬送（退避）させてもよい。このとき、ヘリウムチェンバ３６に蛇腹等の伸縮機構を設けておくことにより、ヘリウムチェンバ３６を縮めることで、ヘリウムチェンバ３６の全体を退避させることなく、貫通孔６１からヘリウムチェンバ３６の先端のみを抜き、ＭＲＩ装置１５０を単独で搬送（退避）してもよい。

　なお、磁石５０を消磁する際には、磁石５０のコイル５１に流している電流（または永久電流）を停止させればよい。このとき、図１０（ｂ）の点Ａに示すように、コイル５１の電流を切り、発生する磁場をゼロにしても、磁極５２やヨーク６０に残留磁場（残留磁束密度）が生じゼロにはならない。そのため、コイル５１に流す電流をゼロにした後、逆向きの電流をコイル５１に電流を流し（点Ｂ）、徐々に電流をゼロに近づけることにより、磁極５２やヨーク６０に残留磁場（残留磁束密度）をゼロにすることができる。これにより、磁石５０を消磁して搬送機構１８２により搬送することができる。

　＜＜実施形態４＞＞
　実施形態４のＭＲＩ装置を備えた粒子線治療システムについて説明する。

　なお、実施形態４のＭＲＩ装置は、図１１に示すように、粒子線２０を２方向に走査する電磁石としては、一つで２方向に走査可能な一体型走査電磁石３９を用いる。このような、一体型走査電磁石３９は、粒子線２０の軸方向の長さが短いため、走査電磁石３９と粒子線モニタ３０間、及び粒子線モニタ３０とＭＲＩ装置１５０のヨーク６０間のそれぞれの距離を確保しつつ、照射標的２６から走査電磁石３９までの距離を短くすることができる。

　このように、標的２６から走査電磁石３９までの距離を短くすることにより、ビーム輸送系２の最も照射装置に近い偏向電磁石１６の出口から標的２６までの距離が短くできる。よって、ガントリー１８を小さく構成することができるため、装置を小型化することができる。

　このような、一体型走査電磁石３９は、公知の構成（特開２０１６－０８３３４４号およびＵＳ８３７８３１２参照）であるのでその詳細な構造の説明は省略する。
　＜＜実施形態５＞＞
　実施形態５のＭＲＩ装置を備えた粒子線治療システムについて説明する。

　図１２に示すように、実施形態５の粒子線治療システムは、実施形態１の粒子線治療システムと同様に貫通孔６１が、柱状のヨーク６０の幅方向の中央に設けられているが、ヨーク６０の貫通孔６１の両脇に、幅または奥行きを貫通孔６１が配置されていない部分よりも大きくする突起１２１が設けられている。

　突起１２１を設けることにより、貫通孔６１の両脇のヨーク６０の磁気抵抗を低下させることができるため、磁束は、突起１２１がない場合よりもヨーク６０を流れやすくなり、漏洩磁場を実施形態１よりもさらに低減できる。

　＜＜実施形態６＞＞
　実施形態６のＭＲＩ装置を備えた粒子線治療システムについて図１３を用いて説明する。

　本実施形態では、ＭＲＩ装置１５０の磁石５０の磁極５２を励磁するコイル５１に流す電流を、標的２６の位置によって、反転させる。これにより、図１３のように、粒子線２０の湾曲の向きを反転させることができる。

　よって、標的２６の周囲に、照射線量を低くしたい正常組織がある場合には、その組織を粒子線が避けて湾曲するように、磁石５０の磁場の向きを決めることで、その照射線量を低くしたい正常組織の線量を低くすることができる。

　＜＜実施形態７＞＞
　実施形態７のＭＲＩ装置を備えた粒子線治療システムについて図１４を用いて説明する。

　実施形態７の粒子線治療システムは、磁石５０が円筒形であり、円筒形の磁石５０の内部に撮像空間５５が形成される。このとき、ヨーク６０は、円筒形の磁石５０の外側面に配置されている。ヨーク６０の貫通孔６１が設けられている位置には、円筒形の磁石５０に貫通孔６０と重なるように第２の貫通孔１５１が設けられている。粒子線２０は、第１および第２の貫通孔６１，１５１を通過して撮像空間５５内の照射標的２６に照射される。

　このように、磁石５０が円筒形であっても、外周面にヨーク６０を配置することにより、磁石５０の外周側の漏れ磁場を低減できる。よって、ヨーク６０の位置に図３と同様に照射装置２１を配置することにより、粒子線モニタ３０をＭＲＩ装置１５０に接近して配置できる。

　なお、図１４では、ヨーク６０が柱状である場合について示したが、ヨーク６０を円筒形とし、円筒形の磁石５０の全体を覆うように配置した場合も、図１４の構成よりもより効果的に外周側への漏れ磁場を低減できる。

　また、円筒形の磁石５０の外側にヨーク６０を配置した場合には、漏れ磁場を防ぐことができるため、撮像空間５５の静磁場の強度および均一性をヨーク６０を配置しない構成よりも向上させることができる。

　＜変形例１＞
　上述してきた各実施形態において、荷電粒子を加速する加速器として、シンクロトロン４を用いる例を説明したが、サイクロトロンを用いることももちろん可能である。

　実施形態１ではスポット毎に粒子線２０の出射を停止するスポットスキャニングを例に説明したが、粒子線の出射を停止しないラスタースキャニング及びラインスキャニングにも適用することができる。

　実施形態１では、標的が狙った位置に来たときのみ粒子線を照射するゲート照射について説明したが、標的の位置に合わせて走査電磁石の励磁量を変更する追尾照射を実施することもできる。また、ゲート照射と追尾照射を組み合わせることも可能である。

　＜変形例２＞
　なお、粒子線が磁場により曲がる影響を考慮して、照射装置に入射する粒子線の角度、走査電磁石の位置、ヨークの貫通孔または間隙の中心を調整することが有効である。MRI装置がない場合、ビームは、ガントリーの回転軸に対して垂直に照射装置へ入射する。そのビーム軸上に走査電磁石があり、照射野の中心はビーム軸上の点と一致する。一方、MRI装置の磁場の影響により粒子線が曲がるため、曲がることを前提に照射装置への入射角度、走査電磁石の位置、ヨークの貫通孔または間隙の中心を決める。これらにより、必要な照射野の大きさを実現するための走査電磁石に必要な励磁量と、ヨークの貫通孔または間隙のサイズを最小にすることができる。照射装置への入射角度は、偏向電磁石16の励磁量により調整することができる。

１ 荷電粒子ビーム発生装置  
２ ビーム輸送系  
３ ライナック  
４ シンクロトロン  
５ 高周波印加装置  
６ 加速装置  
７ 制御システム（制御装置）  
１１ 出射用デフレクタ  
１２ ビーム経路  
１４，１５，１６ 偏向電磁石  
１７ 治療室  
２１ 照射装置  
２４ カウチ（ベッド）  
２５ 照射対象  
２６ 照射標的  
３０　粒子線モニタ
３１，３２ 走査電磁石  
３３ 線量モニタ  
３４ 位置モニタ  
４０ Ｘ線ＣＴ装置  
４１ 照射計画装置  
４２ データベース  
５０　磁石
５１　コイル
５２　磁極
６０ ヨーク
１５０ ＭＲＩ装置

Claims (16)

1. 　照射対象を搭載するベッドと、前記照射対象内の照射標的に向かって粒子線を照射する照射装置と、前記照射対象の画像を撮影する磁気共鳴イメージング装置とを有し、
   　前記磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生装置を含み、
   　前記静磁場発生装置は、前記照射標的が配置される撮像空間に静磁場を発生する磁石と、前記撮像空間以外に配置され、前記磁石が発生した磁場の磁束が通過するヨークとを備え、
   　前記照射装置は、前記撮像空間から見て前記ヨークの背面側に配置され、前記ヨークに設けた貫通孔、または、前記ヨークに設けた間隙から前記粒子線を前記照射標的に照射し、
   　前記粒子線が前記撮像空間に進入する方向と、前記撮像空間に前記磁石により印加される静磁場の向きは、交差していることを特徴とする粒子線治療システム。
2. 　請求項１に記載の粒子線治療システムであって、前記磁石は一対であり、前記撮像空間を挟んで対向して配置され、前記ヨークは、前記一対の磁石の間に配置された柱状であることを特徴とする粒子線治療システム。
3. 　請求項１に記載の粒子線治療システムであって、前記照射装置を搭載して前記ベッドの周囲を回動させる回転ガントリーをさらに有し、
   　前記磁気共鳴イメージング装置は、前記回転ガントリーの内側の空間に配置され、前記回転ガントリーにより支持され、前記照射装置とともに前記ベッドの周囲を回動することを特徴とする粒子線治療システム。
4. 　請求項１に記載の粒子線治療システムであって、前記照射装置を搭載して前記ベッドの周囲を回動させる回転ガントリーをさらに有し、
   　前記磁気共鳴イメージング装置は、前記回転ガントリーの内側の空間に配置され、
   　前記照射装置は、前記粒子線の中心軸上に配置されて前記粒子線を検出する粒子線モニタを備え、前記粒子線モニタは、前記ヨークと前記回転ガントリーとの間に配置されていることを特徴とする粒子線治療システム。
5. 　請求項４に記載の粒子線治療システムであって、前記照射装置は、前記粒子線モニタと前記ヨークとの間の前記粒子線の中心軸上には、ガスが充てんされたチェンバがさらに配置され、前記チェンバは、前記粒子線モニタを通過した前記粒子線を前記貫通孔に導き、前記チャンバの先端から前記粒子線を前記照射標的に向けて出射することを特徴とする粒子線治療システム。
6. 　請求項５に記載の粒子線治療システムであって、前記チェンバの先端は、前記貫通孔に挿入されていることを特徴とする粒子線治療システム。
7. 　請求項５に記載の粒子線治療システムであって、前記チェンバには、前記先端は、前記貫通孔から外側に退避させる構造が備えられていることが可能な構成であることを特徴とする粒子線治療システム。
8. 　請求項２に記載の粒子線治療システムであって、前記貫通孔は、前記柱状のヨークの幅方向の中央に設けられ、前記貫通孔の両脇の前記柱状のヨークには、幅または奥行きを、前記貫通孔が配置されていない部分よりも大きくする突起が設けられていることを特徴とする粒子線治療システム。
9. 　請求項３に記載の粒子線治療システムであって、前記回転ガントリーには、前記磁気共鳴イメージング装置を着脱可能に支持する支持機構と、前記回転ガントリーから取り外された前記磁気共鳴イメージング装置を、前記ベッドから離れる方向へ移動させる搬送機構とが備えられていることを特徴とする粒子線治療システム。
10. 　請求項９に記載の粒子線治療システムであって、前記搬送機構が前記磁気共鳴イメージング装置を搬送する方向は、前記回転ガントリーの軸方向であることを特徴とする粒子線治療システム。
11. 　請求項１に記載の粒子線治療システムであって、前記磁気共鳴イメージング装置で撮像された画像に基づき、前記粒子線の照射タイミングを制御する制御部をさらに有することを特徴とする粒子線治療システム。
12. 　請求項１０に記載の粒子線治療システムであって、前記磁石は、超電導コイルを含む超電導磁石または常伝導コイルを含む常伝導磁石であり、
    　前記磁気共鳴イメージング装置は、前記搬送機構が当該磁気共鳴イメージング装置を搬送する場合、前記超電導コイルまたは常伝導コイルに流れる電流を停止させて前記磁石を消磁する消磁装置を備えることを特徴とする特徴とする粒子線治療システム。
13. 　請求項１に記載の粒子線治療システムであって、前記ベッドは、前記照射標的の位置を前記照射装置から照射される粒子線に位置合わせするために前記照射標的を移動させる移動機構と、前記移動機構を制御する移動機構制御部とを備え、
    　前記移動機構制御部は、前記粒子線の進入方向と前記静磁場とが交差することによる前記粒子線の湾曲量を求め、前記湾曲量に基づいて、湾曲した前記粒子線が照射される位置に前記照射標的を配置するように前記移動機構による前記照射標的の移動量を設定することを特徴とする粒子線治療システム。
14. 　請求項１３に記載の粒子線治療システムであって、前記磁石の磁場の向きを反転させて、前記粒子線の湾曲の向きを変更する磁場反転装置をさらに備えることを特徴とする粒子線治療システム。
15. 　請求項１に記載の粒子線治療システムであって、前記磁石は円筒形であり、前記円筒形の磁石の内部に前記撮像空間が形成され、
    　前記ヨークは、前記円筒形の磁石の外側面に配置され、前記ヨークの前記貫通孔が設けられている位置には、前記円筒形の磁石には前記貫通孔と重なるように第２の貫通孔が設けられ、前記粒子線は、前記第１および第２の貫通孔を通過して前記撮像空間内の照射標的に照射されることを特徴とする粒子線治療システム。
16. 　粒子線の照射標的が配置される撮像空間に静磁場を発生する磁石と、前記磁石から発生した磁束が通過するヨークとを備え、
    　前記ヨークには、前記粒子線を通過させる貫通孔が設けられ、
    　前記貫通孔を通過した前記粒子線の前記撮像空間への進入方向と、前記撮像空間に前記磁石により印加される静磁場の向きは、交差していることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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