WO2021261033A1 - 粒子線治療システムおよびその制御方法 - Google Patents

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coil
therapy system
control device
septum coil
particle beam
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French (fr)
Inventor
隆光 羽江
文章 野田
Original Assignee
株式会社日立製作所
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05H—PLASMA TECHNIQUE; PRODUCTION OF ACCELERATED ELECTRICALLY-CHARGED PARTICLES OR OF NEUTRONS; PRODUCTION OR ACCELERATION OF NEUTRAL MOLECULAR OR ATOMIC BEAMS
    • H05H13/00—Magnetic resonance accelerators; Cyclotrons
    • H05H13/02—Synchrocyclotrons, i.e. frequency modulated cyclotrons

Definitions

  • the present invention relates to a particle beam therapy system and a control method thereof.
  • a circular accelerator that orbits a beam and accelerates it is often used for particle beam therapy.
  • a synchrocyclotron using a superconducting coil is effective in reducing the size and cost of a treatment facility.
  • the beam in the synchrocyclotron orbits in a temporally constant main magnetic field.
  • the beam gains energy each time it passes through an accelerating gap in which an accelerating high-frequency electric field is generated during its orbit. Since the main magnetic field is a non-isochronous magnetic field, it is necessary to modulate the frequency of the accelerated high frequency electric field in order to maintain the acceleration conditions. Therefore, a certain frequency modulation pattern is repeated in an acceleration cycle on the order of msec.
  • a beam with a pulsed time structure is incident into the accelerator. When the incident beam is accelerated to reach the maximum energy, the pulsed beam is emitted out of the accelerator.
  • the emitted beam is irradiated to the affected part of the patient via the irradiation device.
  • the beam is scanned by a scanning coil in a direction perpendicular to the beam traveling direction according to the shape of the affected area.
  • the beam traveling direction the beam is irradiated according to the shape of the affected area by adjusting the range by changing the energy of the beam.
  • the energy of the emitted beam is constant at the maximum value. Therefore, the energy of the beam is adjusted by passing the beam through a scatterer installed in the high energy beam transport system to cause energy loss.
  • the wedge-shaped scatterer is mechanically moved to change the path length of the beam through the scatterer.
  • This accelerator has a main electromagnet, an ion source for incident a beam between the magnetic poles of the main electromagnet, and an accelerating electrode for applying a frequency-modulated accelerating high frequency.
  • the beam orbit of this accelerator is an orbit in which the orbital radius increases with beam acceleration due to the main magnetic field generated by the main electromagnet.
  • this accelerator has a narrow beam aggregation point for extracting the beam to the outside and a beam emission point of a plurality of different energies, and uses a high frequency having a frequency different from the acceleration high frequency for beam emission.
  • a septum coil whose magnetic field strength can be changed according to energy is installed on the outer peripheral side of the main magnetic pole in the accelerator. ..
  • the main electromagnet is a superconducting electromagnet from the viewpoint of miniaturization, the main magnetic pole becomes saturated, and the leakage magnetic field to the outer peripheral side space of the main magnetic pole on which the septum coil is installed increases.
  • a strong septum magnetic field is required to form a beam emission path through which the entire beam of the energy band required for treatment can pass in this leakage magnetic field.
  • pulse operation intermittent operation in which excitation and non-excitation are repeated
  • the septum coil reduces the duty and reduce the heat load.
  • pulse operation it is necessary to emit a beam of a certain energy while the exciting current of the septum coil reaches the flat top.
  • the irradiation timing determined by the treatment plan and the patient's condition and the septum coil are used. If the timing of excitation is deviated, there is a problem that the time during which the beam cannot be emitted increases and the dose rate decreases.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to provide a particle beam therapy system capable of efficiently using a septum coil and a control method thereof.
  • the particle beam therapy system is a particle beam therapy system having an accelerator and a control device for controlling the accelerator, and the accelerator is a beam between a main electromagnet and a magnetic pole of the main electromagnet. It is equipped with an ion source that incidents on the beam, an accelerating electrode that applies a high frequency to accelerate the beam, and a septum coil.
  • the control device has and drives the septum coil by a plurality of different timing signals.
  • the septum coil can be driven by a plurality of timing signals, timing control for efficiently exciting the septum coil becomes possible.
  • Explanatory drawing including a cross-sectional structure of an accelerator of a particle beam therapy system.
  • Explanatory drawing which shows the beam orbit of each energy in an accelerator.
  • Control sequence diagram from incident to acceleration and emission of the beam Schematic diagram of the septum coil.
  • Explanatory drawing which shows the example of the operation control of a septum coil.
  • Block diagram of a particle beam therapy system including an accelerator with a septum coil.
  • the energization time of the septum coil is shortened to suppress heat generation, and the accelerator having the septum coil is efficiently operated.
  • the heat load generated in the septum coil can be reduced by lowering the duty.
  • the septum coil when the septum coil is pulse-operated, it is necessary to emit a beam accelerated to a certain energy while the septum exciting current reaches the flat top. Therefore, if the irradiation timing determined by the treatment plan or the patient's condition and the timing of exciting the septum coil deviate from each other, the time during which the beam cannot be emitted increases.
  • the present embodiment by controlling the septum coil with a plurality of timing signals, timing control for efficiently exciting the septum coil becomes possible. Therefore, in the present embodiment, it is possible to reduce the time during which the beam cannot be emitted. As a result, according to the present embodiment, the dose rate of the emitted beam can be increased, and the patient throughput of the particle beam therapy system can be improved.
  • the first embodiment will be described with reference to FIGS. 1 to 6.
  • the circular accelerator 39 of this embodiment accelerates a proton beam by a frequency-modulated high-frequency electric field in a main magnetic field having a constant intensity in time, and the energy of the emitted beam is, for example, 70 MeV to 235 MeV.
  • FIG. 1 is an explanatory diagram including a cross-sectional configuration of the circular accelerator 39.
  • the beam energy can be arbitrarily changed between 70 MeV and 235 MeV and emitted from the accelerator 39. Therefore, in this embodiment, an eccentric orbital accelerator 39 in which a main magnetic field is formed so as to eccentric the beam orbit toward the inlet 82 of the beam emission path is used as an example of the “accelerator”.
  • FIG. 2 shows the beam orbit of each energy. A method of realizing an eccentric orbit will be described with reference to FIG. In FIG. 2, the beam orbits are shown by solid lines with 50 types of energy orbits at intervals of magnetic rigidity of 0.04 Tm from the maximum energy of 235 MeV.
  • the dotted line is a line connecting the same orbital phases of each orbit, and this line is called an equal orbital phase line.
  • the equicircumferential phase lines are plotted every orbital phase ⁇ / 20 from the aggregated region.
  • the acceleration gap 11 formed between the dee electrode 12 and the dummy dee electrode 13 facing the dee electrode 12 is installed along a certain circumferential phase line.
  • Ions from the ion source 53 are incident on the acceleration gap 11 of the accelerator 39 from the incident portion 52.
  • the ion source 53 and the incident portion 52 are shown at the same location.
  • the beam orbit becomes close to the concentric orbit centered on the vicinity of the incident portion 52 of the ion, similar to the cyclotron.
  • the beam trajectories are densely concentrated in the vicinity of the inlet 82 of the beam emission path, while the trajectories of the respective energies are in a positional relationship in the vicinity of the inner conductor 14.
  • the points where the orbits are densely gathered are called the aggregate region, and the regions where the orbits are discrete are called the discrete regions. With such an orbital arrangement, it is possible to easily realize beam emission with variable energy.
  • the main electromagnet 40 includes, for example, a main magnetic pole 38, a yoke 41, and a main coil 42.
  • the main coil 42 is installed along the inner wall of the yoke 41.
  • the main coil 42 is a superconducting coil.
  • a cryostat 60 is installed around the main coil 42, and the cryostat 60 cools the main coil 42.
  • a main magnetic pole 38 forming a main magnetic field is installed on the inner peripheral side of the main coil 42.
  • a high-frequency kicker 70, a peeler magnetic field region 44, a regenerator magnetic field region 45, a septum coil 43, and a high-energy beam transport system 47 are used for beam emission.
  • the high frequency kicker 70 is installed near the aggregation region where the beam trajectories of all the emitted energies are aggregated.
  • the peeler magnetic field region 44 and the regenerator magnetic field region 45 are arranged on both sides of the high frequency kicker 70.
  • the septum coil 43 and the coil for adjusting optical parameters (not shown) arranged in the high energy beam transport system 47 need to change the exciting current according to the emitted beam energy. Therefore, for these coils, an air core structure or a laminated steel plate core is used, and the coil is pulsed and energized for several turns to several tens of turns.
  • the septum coil 43 may be divided into two or more in the beam traveling direction and arranged.
  • a plurality of through holes 46, 48, 49, 50 are formed in the yoke 41.
  • the beam through hole 46 is a through hole for emitting an accelerated beam.
  • the coil through hole 48 is a through hole for pulling out various coil conductors inside the yoke 41 to the outside.
  • the evacuation through hole 49 is a through hole for sucking the inside of the accelerator 39 by a vacuum pump (not shown).
  • the high frequency system through hole 50 is a through hole for a high frequency acceleration cavity and is provided on the connection surface of the upper and lower magnetic poles.
  • the high frequency acceleration cavity is a ⁇ / 2 resonance type cavity.
  • the high-frequency acceleration cavity includes, for example, a dee electrode 12, an inner conductor 14 connected to the dee electrode 12, an outer conductor 15 connected to the dummy dee electrode 13, an input coupler 20, and a rotary capacitor 30.
  • An accelerating high frequency power supply 25 is connected to the input coupler 20.
  • the rotary capacitor 30 changes the capacitance formed between the rotary electrode 33 and the fixed electrode 32 over time by rotating the rotary electrode 33 with the motor 31.
  • the rotating capacitor 30 changes the resonance frequency of the high-frequency accelerating cavity by changing the capacitance between the rotating electrode 33 and the fixed electrode 32 over time, and forms a frequency modulation pattern.
  • An acceleration voltage frequency-modulated by the rotating capacitor 30 is generated in the acceleration gap 11 between the dee electrode 12 and the dummy dee electrode 13.
  • the acceleration gap 11 shown in FIG. 1 shows the case where the number of harmonics is “1”, and is formed according to the orbital shape of the beam.
  • Reference numeral 80 indicates the maximum energy orbit.
  • Reference numeral 81 indicates the lowest emission energy trajectory.
  • the circular accelerator 39 of this embodiment can emit a variable energy beam without using a scatterer. Therefore, according to this embodiment, the beam utilization efficiency can be increased and a high dose rate can be realized.
  • the time required for energy switching is shorter than that of the method of mechanically moving the scatterer.
  • the above-mentioned main magnetic field distribution can be formed by the main magnetic pole 38 and the trim coil and the magnetic pole piece (neither of which is shown) installed on the surface of the main magnetic pole 38. These components for forming the main magnetic field distribution are arranged symmetrically with respect to the orbital plane. Therefore, the main magnetic field has only the magnetic field component in the direction perpendicular to the orbital plane on the orbital plane.
  • the vertical axis of the upper characteristic line indicates the cavity resonance frequency f cav and the high frequency kicker frequency ext .
  • the vertical axis of the characteristic line in the middle stage shows the acceleration voltage Vacc and the high frequency kicker voltage Vext .
  • the vertical axis of the lower characteristic line shows the value of the beam current.
  • the horizontal axis of the three characteristic lines indicates time.
  • One acceleration cycle starts from the start of the acceleration high frequency at time T0.
  • the beam is incident at the subsequent time T1, the high frequency capture of the beam ends at the time T2 after the time t1 elapses from the incident, and the captured beam begins to be accelerated.
  • the cutoff of the accelerated high frequency is started, and at the time T4 when the time t2 has elapsed from the time T3, the accelerated high frequency is turned off.
  • the accelerated high frequency is turned off, and at the same time, the high frequency voltage is started to be applied to the high frequency kicker 70.
  • the high-frequency voltage to the high-frequency kicker 70 rises quickly with a response of several ⁇ s or less if the high-frequency kicker 70 is not a resonator structure and is designed so that the capacitance is an appropriate value.
  • the frequency of the high frequency voltage is set to be equal to the product ⁇ r ⁇ f rev of the fractional part ⁇ r of the horizontal tune ⁇ r of the maximum energy beam and the orbital frequency f rev of the maximum energy beam.
  • a septum coil 43 is installed at the entrance 82 of the beam emission path. However, when a turn separation that greatly exceeds the thickness of the coil conductor installed on the inner peripheral side of the septum coil 43 can be obtained, the beam becomes a septum coil. It is guided to the inside of 43.
  • the accelerator 39 of this embodiment it is possible to control the emission and stop of the beam by turning on / off the application of the high frequency voltage to the high frequency kicker 70. Then, one acceleration cycle ends when the orbital charge disappears by repeating the beam emission.
  • One acceleration period is usually several ms to several tens of ms long.
  • FIG. 4 shows a cross-sectional view of the septum coil 43 used in the accelerator 39.
  • FIG. 4 shows a case where the septum coil 43 is configured as a dipole type air core coil.
  • FIG. 4 shows the hollow conductors 67a and 67b, the correction coil 68, the holder 69, and the cooling flow paths 66, 66a and 66b.
  • the side of the hollow conductor 67a is the beam orbit side.
  • the correction coil 68 is installed to cancel an unnecessary magnetic field that leaks from the septum coil to the beam orbit side and disturbs the orbit.
  • the correction coil 68 may be composed of a plurality of turns in addition to the upper and lower turns of the correction coil 68 as shown in FIG. Further, the correction coil 68 may have a refrigerant flow path such as a hollow conductor inside.
  • Each coil constituting the septum coil 43 is supported and fixed by a holder 69 made of a non-magnetic material so as to withstand an electromagnetic force.
  • FIG. 5 shows an example of a timing signal used for controlling the septum coil 43.
  • FIG. 6 shows a block diagram of a particle beam therapy system using the accelerator 39.
  • the particle beam therapy system includes, for example, a circular accelerator 39 having a septum coil 43, a septum coil power supply 65, a rotary gantry 190, a control device 191 and an irradiation device 192, and a treatment table 201.
  • the patient 200 is placed on the treatment table 201.
  • the irradiation device 192 includes a beam measurement system for measuring the position of the beam, the irradiation dose, and the like, and also includes a target position measurement system 193.
  • the control device 191 controls the particle beam therapy system.
  • the control device 191 receives the command values of the emission energy and the irradiation dose. Further, the control device 191 receives a target position signal indicating the position of the affected area from the target position measurement system 193. Then, the control device 191 transmits a septum coil excitation signal to the septum coil power supply 65 and an emission signal to the high frequency kicker power supply 71. Further, the control device 191 transmits a control signal to the rotary gantry 190 and the irradiation device 192. As a result, the control device 191 irradiates the affected area with a predetermined dose of beam while rotating the rotating gantry 190 based on the information from the beam measurement system, the target position signal, the treatment plan, and the like.
  • the target position measurement system 193 monitors the affected area or the body surface position that moves in conjunction with it as a target position signal, and transmits it to the control device 191.
  • the control device 191 raises the septum coil excitation signal and transmits it to the septum coil power supply 65 to excite the septum coil. Start.
  • the control device 191 raises the emission signal and transmits it to the high frequency kicker power supply 71 to start beam emission.
  • the control device 191 holds in advance a set of the excitable time ⁇ t1 and the exciting stop time ⁇ t3 of the septum coil, which is determined by the thermal limitation of the septum coil 43, as data in a predetermined table (not shown) for each emission energy.
  • the control device 191 calls the exciting possible time ⁇ t1 and the exciting stop time ⁇ t3 corresponding to the values from the table.
  • the control device 191 starts the excitation current cutoff of the septum coil by shutting down the septum coil excitation signal at the time (TEE ) when an appropriate excitable time ⁇ t1 has elapsed from the time T ES. Further, the control device 191 stops the beam emission by lowering the emission signal when the target position signal indicates the position PB again ( TGE).
  • the position PB is a position defined so that the temporal position change of the target due to the patient's respiration or the like is within the permissible value determined from the treatment plan or the like. That is, beam irradiation is possible when the target position is below the position PB.
  • the position PA corresponds to the target position at the time retroactive by the exciting current lamp-up time ⁇ t2 of the septum coil 43 from the time of the position PB.
  • the position PB can be calculated by calculating the average value of the time derivative of the target position signal near the position PB from the target position signals for a plurality of respiratory cycles.
  • the exciting current lamp-up time ⁇ t2 is usually several hundred ms or less, but it may be changed depending on the emission energy.
  • the control device 191 also holds the value of ⁇ t2 as data in another predetermined table (not shown) for each emission energy, and immediately calculates the position PA when the command value of the emission energy is given. And ask.
  • the control device 191 generates an emission signal which is an AND condition between the septum coil excitation signal and the irradiable signal. While the emission signal is rising, a series of steps of incident beam incident, accelerated beam emission, and accelerated beam emission are repeated, and the affected portion is irradiated with the beam.
  • the septum coil 43 can be excited to the minimum necessary in synchronization with the patient's respiration, and the beam cannot be emitted. Time can be minimized. Therefore, according to this embodiment, the irradiation dose rate can be improved.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiment. Those skilled in the art can make various additions and changes within the scope of the present invention.
  • the configuration is not limited to the configuration example shown in the attached drawings. The configuration and processing method of the embodiment can be appropriately changed within the range of achieving the object of the present invention.
  • each component of the present invention can be arbitrarily selected, and the invention having the selected configuration is also included in the present invention. Further, the configurations described in the claims can be combined in addition to the combinations specified in the claims.
  • the particle beam therapy system disclosed in this embodiment can also be expressed as follows, for example. "It ’s a particle therapy system.
  • An accelerator 39 having a septum coil 43 and The treatment table 201 on which the treatment target 200 is placed, and An irradiation device 192 that irradiates the treatment target 200 with a beam from the accelerator 39, and an irradiation device 192.
  • a rotating gantry 190 that rotates and moves the irradiation device 192 around the treatment target 200,
  • the accelerator 39, the rotary gantry 190, the irradiation device 191 and the control device 191 for controlling the treatment table 201 are provided.
  • the accelerator 39 is Main electromagnet 40 and An ion source 53 that incidents a beam between the magnetic poles 11 of the main electromagnet 40, and Acceleration electrodes 12 and 13 that apply high frequencies to accelerate the beam, and Equipped with a septum coil 43,
  • the beam has an orbit in which the orbital radius increases with the acceleration of the beam due to the main magnetic field generated by the main electromagnet 40.
  • the control device 191 operates the septum coil 43 by a plurality of different timing signals. Particle therapy system. "
  • Transport system 48: Coil through hole, 49: Vacuum drawing through hole, 50: High frequency system through hole, 52: Ion incident part, 53: Ion source, 60: Cryostat, 65; Septum coil power supply, 66, 66a , 66b: Cooling channel, 67a, 67b: Hollow conductor, 68: Correction coil, 69: Holder, 70: High frequency kicker, 71: High frequency kicker power supply, 80: Maximum energy trajectory, 81: Minimum emission energy trajectory, 82: Beam Exit path entrance, 190: Rotating gantry, 191: Control device, 192: Irradiation device, 193: Target position measurement system, 200: Patient, 201: Treatment table

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Abstract

セプタムコイルを効率よく使用することができるようにした粒子線治療システムおよびその制御方法を提供すること。粒子線治療システムは、加速器（３９）と加速器（３９）を制御する制御装置（１９１）とを有する粒子線治療システムであって、加速器（３９）は、主電磁石（４０）と、主電磁石（４０）の磁極間へビームを入射するイオン源（５３）と、ビームを加速する高周波を印加する加速電極（１２），（１３）と、セプタムコイル（４３）とを備え、ビームは、主電磁石（４０）により発生される主磁場によって、ビームの加速と共に軌道半径が増加する周回軌道を有し、制御装置（１９１）は、セプタムコイル（４３）を異なる複数のタイミング信号により駆動させる。

Description

粒子線治療システムおよびその制御方法
　本発明は、粒子線治療システムおよびその制御方法に関する。
　粒子線治療には、ビームを周回させて加速する円形加速器がよく用いられる。特に、超電導コイルを用いたシンクロサイクロトロンは、治療施設の小型化および低コスト化に有効である。シンクロサイクロトロン中のビームは、時間的に一定の主磁場中を周回する。そのビームは、周回中に、加速高周波電場が生じる加速間隙を通過する度に、エネルギーを得る。主磁場が非等時性磁場であるため、加速条件を維持するには、加速高周波電場の周波数を変調する必要がある。したがって、或る周波数変調パターンがmsecオーダの加速周期で繰り返される。一加速周期の間に、パルス状の時間構造を持つビームが、加速器内へ入射される。入射されたビームが加速されて最高エネルギーに達すると、パルス状ビームが加速器外へ出射される。
　出射されたビームは、照射装置を経て患者の患部へ照射される。粒子線治療で一般的なスキャニング照射方式では、患部の形状に合わせて、スキャニングコイルによりビーム進行方向と垂直な方向にビームを走査する。ビーム進行方向には、ビームのエネルギーを変えて飛程を調整することにより、患部の形状に合わせてビームを照射する。
　非特許文献１に記載のシンクロサイクロトロンでは、出射されたビームのエネルギーは最大値で一定である。したがって、ビームを、高エネルギービーム輸送系に設置される散乱体に通して、エネルギー損失を引き起こさせることにより、そのビームのエネルギーを調整する。ビームのエネルギーを変更する際は、楔形の散乱体を機械的に移動させて、ビームが散乱体内を通過する経路長を変える。
特開２０１９－１３３７４５号公報
W. Kleeven, "The IBA Superconducting SynchrocyclotronSynchrocyclotronProject S2C2", Proceedings of Cyclotrons 2013
　スキャニング照射では、患部への過少なビーム照射および過大なビーム照射を防ぐため、照射スポットごとに高精度な線量制御が求められる。一方、非特許文献１に記載のシンクロサイクロトロンでは、前述の散乱体によってビームのエネルギーを調整するため、ビーム電荷に損失が生じる。したがって、シンクロサイクロトロンでは、ビームが低エネルギーになるほどビームの電荷量が減少する。さらに、炭素線などの重粒子線の場合には、散乱体によるビーム電荷の損失に加えて、核破砕による照射線量の減少も生じる。この他、散乱体の設置に伴う装置の大型化、散乱体の放射化などの課題もある。
　これらの課題を解決すべく、特許文献１に記載の固定磁場可変エネルギー加速器が提案されている。この加速器は、主電磁石と、主電磁石の磁極間にビームを入射するイオン源と、周波数変調された加速高周波を印加する加速電極を有する。この加速器のビーム軌道は、主電磁石が発生する主磁場によってビーム加速と共に軌道半径が増加する周回軌道である。さらに、この加速器は、ビームを外部に取り出すための狭小のビーム集約点と複数の異なるエネルギーのビーム出射点とを有し、加速高周波とは周波数の異なる高周波をビーム出射に用いる。
　固定磁場可変エネルギー加速器では、例えば陽子線治療において代表的に７０ＭｅＶ～２３０ ＭｅＶのビームを取り出すために、エネルギーに応じて磁場強度を変更可能なセプタムコイルを加速器内の主磁極の外周側に設置する。また、主電磁石は、小型化の観点から超伝導電磁石とする場合、主磁極が飽和状態となり、セプタムコイルを設置する主磁極の外周側空間への漏洩磁場が多くなる。この漏洩磁場中に、治療に必要なエネルギー帯の全ビームが通行可能なビーム出射経路を形成するには、強力なセプタム磁場が必要となる。よって、セプタムコイルは、パルス運転（励磁と非励磁を繰り返す間欠運転）としデューティを下げて熱負荷を下げる対策が有効である。パルス運転の際は、セプタムコイルの励磁電流がフラットトップに達した状態で、あるエネルギーのビームを出射する必要があるが、その場合、治療計画や患者の状態より定まる照射タイミングと、セプタムコイルを励磁するタイミングがずれてしまうと、ビーム出射不能となる時間が多くなり、線量率が低下するという課題がある。
　本発明は、上記課題に鑑みてなされたもので、その目的は、セプタムコイルを効率よく使用することができるようにした粒子線治療システムおよびその制御方法を提供することにある。
　上記課題を解決すべく、本発明に従う粒子線治療システムは、加速器と前記加速器を制御する制御装置とを有する粒子線治療システムであって、加速器は、主電磁石と、主電磁石の磁極間へビームを入射するイオン源と、ビームを加速する高周波を印加する加速電極と、セプタムコイルとを備え、ビームは、主電磁石により発生される主磁場によって、ビームの加速と共に軌道半径が増加する周回軌道を有し、制御装置は、セプタムコイルを異なる複数のタイミング信号により駆動させる。
　本発明によれば、セプタムコイルを複数のタイミング信号で駆動させることができるため、セプタムコイルを効率よく励磁するタイミング制御が可能となる。
粒子線治療システムの加速器の断面構造を含む説明図。 加速器における各エネルギーのビーム周回軌道を示す説明図。 ビームの入射から加速、出射までの制御シーケンス図。 セプタムコイルの概略図。 セプタムコイルの運転制御の例を示す説明図。 セプタムコイルを有する加速器を含む粒子線治療システムのブロック図。
　以下、図面に基づいて、本発明の実施の形態を説明する。本実施形態では、セプタムコイルを複数のタイミング信号で駆動させることにより、セプタムコイルの通電時間を短くして発熱を抑え、セプタムコイルを有する加速器を効率よく運転させる。
　固定磁場可変エネルギー加速器において、セプタムコイルをパルス運転する際は、デューティを低下させることにより、セプタムコイルに生じる熱負荷を小さくすることができる。
　前述のとおり、セプタムコイルをパルス運転する場合、セプタム励磁電流がフラットトップに達した状態で、あるエネルギーまで加速されたビームを出射する必要がある。したがって、治療計画または患者の状態により定まる照射タイミングと、セプタムコイルを励磁するタイミングとがずれてしまうと、ビームを出射できない時間が多くなる。
　そこで、本実施形態では、複数のタイミング信号によりセプタムコイルを制御することにより、セプタムコイルを効率よく励磁するタイミング制御が可能となる。したがって、本実施形態では、ビームが出射不能となる時間を低減することができる。この結果、本実施形態によれば、出射されるビームの線量率を増加させることができ、粒子線治療システムの患者スループットを向上させることができる。
　図１～図６を用いて第１実施例を説明する。本実施例の円形加速器３９は、時間的に一定強度の主磁場中を、周波数変調した高周波電場によって陽子のビームを加速するものであり、その出射ビームのエネルギーは一例として７０ＭｅＶ～２３５ＭｅＶである。
　図１は、円形加速器３９の断面構成を含む説明図である。本実施例では、ビームエネルギーを７０ＭｅＶから２３５ＭｅＶの間で任意に変えて、加速器３９から出射することができる。このため本実施例では、ビーム軌道をビーム出射経路の入口８２の側に偏芯させるように主磁場を形成した偏芯軌道型加速器３９を「加速器」の一例として用いる。
　図２は、各エネルギーのビーム周回軌道を示す。図２を用いて、偏芯軌道の実現方法を説明する。図２では、ビーム周回軌道を、最大エネルギー２３５ＭｅＶから磁気剛性率０．０４Ｔｍおきに、５０種類のエネルギーの軌道を実線で示している。
　点線は、各軌道の同一の周回位相を結んだ線であり、この線を等周回位相線と呼ぶ。等周回位相線は、集約領域から周回位相π／２０ごとにプロットしている。ディー電極１２とディー電極１２に対向するダミーディー電極１３との間に形成される加速間隙１１は、ある等周回位相線に沿って設置される。
　イオン源５３からのイオンは入射部５２から加速器３９の加速間隙１１へ入射される。図１では、便宜上、イオン源５３と入射部５２とを同一箇所で示している。
　ビームのエネルギーが低い領域では、サイクロトロンと同様に、ビーム軌道は、イオンの入射部５２の付近を中心とする同心軌道に近くなる。ビームのエネルギーが大きい領域では、ビーム軌道は、ビーム出射経路の入口８２の付近で密に集約する一方、内導体１４の付近では各エネルギーの軌道が互いに離れた位置関係にある。軌道が密に集まっている点を集約領域と呼び、軌道が離散した領域を離散領域と呼ぶ。このような軌道配置とすることにより、エネルギー可変のビーム出射を容易に実現できる。
　図１に戻る。主電磁石４０は、例えば、主磁極３８と、ヨーク４１と、主コイル４２とを含む。主コイル４２は、ヨーク４１の内壁に沿って設置される。主コイル４２は超電導コイルである。主コイル４２の周囲にはクライオスタット６０が設置されており、クライオスタット６０により主コイル４２は冷却される。主コイル４２の内周側には、主磁場を形成する主磁極３８が設置されている。
　次に、ビームの出射方法について説明する。ビームの出射には、高周波キッカ７０と、ピーラ磁場領域４４と、リジェネレータ磁場領域４５と、セプタムコイル４３と、高エネルギービーム輸送系４７とを用いる。
　高周波キッカ７０は、すべての出射エネルギーのビーム軌道が集約する集約領域付近に設置される。ピーラ磁場領域４４およびリジェネレータ磁場領域４５は、高周波キッカ７０の両隣に配置される。
　セプタムコイル４３と、高エネルギービーム輸送系４７に配置される光学パラメータ調整用のコイル（不図示）とは、出射するビームエネルギーに応じて励磁電流を変える必要がある。したがって、これらのコイルについては、空芯構造または積層鋼板コアを用い、数ターンから数十ターン程度のコイルに対してパルス通電する構成とする。セプタムコイル４３は、ビーム進行方向に２つ以上に分割して配置されてもよい。
　ヨーク４１には、複数の貫通孔４６，４８，４９，５０が形成される。ビーム用貫通孔４６は、加速されたビームを出射するための貫通孔である。コイル用貫通孔４８は、ヨーク４１内部の種々のコイル導体を外部に引き出すための貫通孔である。真空引き用貫通孔４９は、図外の真空ポンプにより加速器３９内を吸引するための貫通孔である。高周波系用貫通孔５０は、高周波加速空胴のための貫通孔であり、上下磁極の接続面上に設けられている。
　高周波加速空胴は、λ／２共振型空胴である。高周波加速空胴は、例えば、ディー電極１２とそれに連なる内導体１４、ダミーディー電極１３とそれに連なる外導体１５、入力カプラ２０、回転コンデンサ３０より成る。入力カプラ２０には、加速高周波電源２５が接続されている。
　回転コンデンサ３０は、回転電極３３をモータ３１にて回転させることにより、回転電極３３と固定電極３２との間に形成される静電容量を時間的に変動させる。回転コンデンサ３０は、回転電極３３と固定電極３２との間の静電容量を時間変化させることにより、高周波加速空胴の共振周波数を変えて、周波数変調パターンを形成する。回転コンデンサ３０によって周波数変調された加速電圧が、ディー電極１２とダミーディー電極１３との間の加速間隙１１に発生する。図１に示した加速間隙１１は、ハーモニクス数”１”の場合を示しており、ビームの軌道形状に応じて形成される。
　符号８０は、最大エネルギー軌道を示す。符号８１は、最低出射エネルギー軌道を示す。
　以上の構成とすることで、本実施例の円形加速器３９は、散乱体を用いずに可変エネルギーのビームを出射することができる。したがって、本実施例によれば、ビーム利用効率を高くすることができ、高い線量率を実現できる。
　本実施例によれば、電気的に出射エネルギーを変更できるため、散乱体を機械的に移動させる方式に比べて、エネルギー切替えに要する時間が短い。
　上述の主磁場分布は、主磁極３８と、主磁極３８の表面に設置するトリムコイルおよび磁極片（いずれも図示せず）とによって形成することができる。主磁場分布を形成するためのこれらの構成要素は、軌道平面に対し対称に配置される。したがって、主磁場は、軌道平面上において、軌道平面と垂直な方向の磁場成分のみを持つ。
　図３を用いてビームの出射手順について説明する。図３において、上段の特性線の縦軸は、空洞共振周波数ｆｃａｖおよび高周波キッカ周波数ｆｅｘｔを示す。中段の特性線の縦軸は、加速電圧Ｖａｃｃおよび高周波キッカ電圧Ｖｅｘｔを示す。下段の特性線の縦軸は、ビーム電流の値を示す。３つの特性線の横軸は時間を示す。
　一加速周期は、時刻Ｔ０での加速高周波の立ち上げから始まる。その後の時刻Ｔ１においてビームが入射され、入射から時間ｔ１経過後の時刻Ｔ２においてビームの高周波捕獲が終了し、捕獲されたビームが加速され始める。
　ビームが最大エネルギーである２３５ＭｅＶに達した時刻Ｔ３で、加速高周波の遮断を開始し、時刻Ｔ３から時間ｔ２が経過した時刻Ｔ４において、加速高周波はオフ状態となる。
　時刻Ｔ４において加速高周波をオフ状態にすると同時に、高周波キッカ７０への高周波電圧印加を開始する。高周波キッカ７０への高周波電圧は、高周波キッカ７０が共振器構造でなく、静電容量が適切な値となるように設計されていれば、数μs以下の応答で素早く立ち上がる。
　ここで、高周波電圧の周波数は、最大エネルギービームの水平方向チューンνｒの小数部Δνｒと、最大エネルギービームの周回周波数ｆｒｅｖとの積Δνｒ×ｆｒｅｖと等しくなるようにしておく。その結果、水平方向ベータトロン振動の振幅は共鳴的に増大し続け、やがてピーラ磁場領域４４とリジェネレータ磁場領域４５にビームが到達する。
　ビームは、ピーラ磁場領域４４を通過すると外周側にキックされ、リジェネレータ領域４５を通過すると逆に内周側にキックされる。ピーラ磁場領域４４およびリジェネレータ領域４５のいずれもが径方向に磁場勾配を有するので、ビームが複数周回するうちに、キック量が次第に増えていき、ターンセパレーションが増大する。つまり、２νｒ＝２のベータトロン振動の共鳴条件を利用することで、ターンセパレーションを増大させることができる。
　ビーム出射経路入口８２にはセプタムコイル４３が設置されているが、やがてセプタムコイル４３の内周側に設置されるコイル導体の厚みを大きく超えるターンセパレーションが得られるようになると、ビームは、セプタムコイル４３内部へと導かれる。
　本実施例の加速器３９では、高周波キッカ７０への高周波電圧印加をオン／オフさせることにより、ビームの出射と停止とを制御することができる。そして、ビーム出射を繰り返すことによって周回電荷がなくなった段階で、一加速周期が終了する。一加速周期は、通常数ｍｓから数十ｍｓの長さである。
　図４に、加速器３９に用いるセプタムコイル４３の断面図を示す。図４は、セプタムコイル４３を、ダイポール型の空芯コイルとして構成した場合を示す。図４には、ホローコンダクタ６７ａ，６７ｂと、補正コイル６８と、ホルダ６９と、冷却流路６６，６６ａ，６６ｂとが示されている。
　ホローコンダクタ６７ａの側がビーム周回軌道側である。補正コイル６８は、セプタムコイルからビーム周回軌道側に漏洩して周回軌道を乱す不要磁場をキャンセルするために設置される。補正コイル６８は、図４に示したように上下１ターンずつで構成するほかに、複数ターンで構成してもよい。また、補正コイル６８は、内部にホローコンダクタのような冷媒流路を有するものでもよい。セプタムコイル４３を構成する各コイルは、非磁性体製のホルダ６９により、電磁力に耐えられるように支持されて固定される。
　図５に、セプタムコイル４３の制御に用いるタイミング信号の一例を示す。図６に、加速器３９を用いた粒子線治療システムのブロック図を示す。
　先に粒子線治療システムの概略を説明する。粒子線治療システムは、例えば、セプタムコイル４３を有する円形加速器３９と、セプタムコイル電源６５と、回転ガントリ１９０と、制御装置１９１と、照射装置１９２と、治療台２０１とを備える。治療台２０１には、患者２００が載置される。照射装置１９２は、ビームの位置や照射線量などを計測するビーム計測系を備えると共に、標的位置計測システム１９３を備える。
　制御装置１９１は、粒子線治療システムを制御する。制御装置１９１は、出射エネルギーと照射線量の指令値を受信する。さらに、制御装置１９１は、標的位置計測システム１９３から患部の位置を示す標的位置信号を受信する。そして、制御装置１９１は、セプタムコイル電源６５に、セプタムコイル励磁信号を、高周波キッカ電源７１に出射信号を送信する。さらに、制御装置１９１は、回転ガントリ１９０と照射装置１９２とに制御信号を送信する。これにより、制御装置１９１は、ビーム計測系からの情報や標的位置信号、および治療計画等に基づいて、回転ガントリ１９０を回転させながら患部へ所定線量のビームを照射させる。
　標的位置計測システム１９３は、患部、あるいはそれに連動して動く体表位置などを標的位置信号としてモニタし、制御装置１９１へ伝送する。
　制御装置１９１は、図５に示すように、標的位置信号が位置ＰＡを示した時（TES）に、セプタムコイル励磁信号を立ち上げ、セプタムコイル電源６５に送信することでセプタムコイルの励磁を開始する。制御装置１９１は、標的位置信号が位置ＰＢに達した時（TGS）に、出射信号を立ち上げ、高周波キッカ電源７１に送信することでビーム出射を開始する。
　制御装置１９１は、出射エネルギー別に、セプタムコイル４３の熱的な制限から定まるセプタムコイルの励磁可能時間Δｔ１と励磁停止時間Δｔ３の組をあらかじめ所定のテーブル（不図示）にデータとして保持している。制御装置１９１は、出射エネルギー指令値が与えられると、その値に対応した励磁可能時間Δｔ１と励磁停止時間Δｔ３をテーブルから呼び出す。
　そして、制御装置１９１は、時刻TESから適切な励磁可能時間Δｔ１が経過した時刻（TEE）に、セプタムコイル励磁信号を立ち下げることで、セプタムコイルの励磁電流遮断を開始する。さらに、制御装置１９１は、標的位置信号が再び位置ＰＢを示した時（TGE）に、出射信号を立ち下げることで、ビーム出射を停止する。
　ここで、標的位置信号における位置ＰＡと位置ＰＢとの定め方について説明する。位置ＰＢは、患者の呼吸等による標的の時間的な位置変動が、治療計画等から定まる許容値以内となるように定められた位置である。つまり、標的位置が位置ＰＢよりも下にある場合に、ビーム照射が可能となる。
　位置ＰＡは、位置ＰＢの時刻から、セプタムコイル４３の励磁電流ランプアップ時間Δｔ２だけ遡った時刻の標的位置に相当する。位置ＰＢは、複数の呼吸周期分の標的位置信号から、位置ＰＢ付近の標的位置信号の時間微分の平均値を算出することにより計算することができる。
　なお励磁電流ランプアップ時間Δｔ２は、通常は数百ms以下であるが、出射エネルギーにより変化させてもよい。変化させる場合は、制御装置１９１は、出射エネルギー別に、Δｔ２の値も他の所定のテーブル（不図示）にデータとして保持しておき、出射エネルギーの指令値が与えられると速やかに位置ＰＡを演算して求める。
　制御装置１９１は、セプタムコイル励磁信号と照射可能信号とのアンド条件である出射信号を生成させる。この出射信号が立ち上がっている間に、前述したビームの入射、入射されたビームの加速、加速されたビームの出射という一連の段階が繰り返され、患部にビームが照射される。
　以上のように制御することで、セプタムコイル４３をパルス通電せざるを得ない場合であっても、患者の呼吸に同期させてセプタムコイル４３を必要最低限に励磁することができ、ビーム出射不能時間を最小化できる。したがって、本実施例によれば、照射線量率を向上させることができる。
　なお、本発明は、上述した実施形態に限定されない。当業者であれば、本発明の範囲内で、種々の追加や変更等を行うことができる。上述の実施形態において、添付図面に図示した構成例に限定されない。本発明の目的を達成する範囲内で、実施形態の構成や処理方法は適宜変更することが可能である。
　また、本発明の各構成要素は、任意に取捨選択することができ、取捨選択した構成を具備する発明も本発明に含まれる。さらに特許請求の範囲に記載された構成は、特許請求の範囲で明示している組合せ以外にも組み合わせることができる。
　本実施例に開示された粒子線治療システムは、例えば、以下のように表現することもできる。
「粒子線治療システムであって、
　セプタムコイル４３を有する加速器３９と、
　治療対象２００を載置する治療台２０１と、
　前記加速器３９からのビームを前記治療対象２００へ照射する照射装置１９２と、
　前記照射装置１９２を前記治療対象２００の周囲で回転移動させる回転ガントリ１９０と、
　前記加速器３９と前記回転ガントリ１９０と前記照射装置１９１と前記治療台２０１とを制御する制御装置１９１とを備え、
　前記加速器３９は、
　　主電磁石４０と、
　　前記主電磁石４０の磁極１１間へビームを入射するイオン源５３と、
　　前記ビームを加速する高周波を印加する加速電極１２，１３と、
　　セプタムコイル４３とを備え、
　　前記ビームは、前記主電磁石４０により発生される主磁場によって、前記ビームの加速と共に軌道半径が増加する周回軌道を有し、
　前記制御装置１９１は、前記セプタムコイル４３を異なる複数のタイミング信号により運転させる、
粒子線治療システム。」
　１１：加速間隙、１２：ディー電極、１３：ダミーディー電極、１４：内導体、１５：外導体、２０：入力カプラ、２５：加速高周波電源、３０：回転コンデンサ、３１：モータ、３２：固定電極、３３：回転電極、４０：主電磁石、４１：ヨーク、４２：出力コイル、４３：セプタムコイル、４４：ピーラ磁場領域、４５：リジェネレータ磁場領域、４６：ビーム用貫通孔、４７：高エネルギービーム輸送系、４８：コイル用貫通孔、４９：真空引き用貫通孔、５０：高周波系用貫通孔、５２：イオン入射部、５３：イオン源、６０：クライオスタット、６５；セプタムコイル電源、６６，６６ａ，６６ｂ：冷却流路、６７ａ，６７ｂ：ホローコンダクタ、６８：補正コイル、６９：ホルダ、７０：高周波キッカ、７１：高周波キッカ電源、８０：最大エネルギー軌道、８１：最低出射エネルギー軌道、８２：ビーム出射経路入口、１９０：回転ガントリ、１９１：制御装置、１９２：照射装置、１９３：標的位置計測システム、２００：患者、２０１：治療台

Claims (14)

  1. 　加速器と前記加速器を制御する制御装置とを有する粒子線治療システムであって、
    　前記加速器は、
    　　主電磁石と、
    　　前記主電磁石の磁極間へビームを入射するイオン源と、
    　　前記ビームを加速する高周波を印加する加速電極と、
    　　セプタムコイルとを備え、
    　　前記ビームは、前記主電磁石により発生される主磁場によって、前記ビームの加速と共に軌道半径が増加する周回軌道を有し、
    　前記制御装置は、前記セプタムコイルを異なる複数のタイミング信号により運転させる、
    粒子線治療システム。
  2. 　前記制御装置は、前記セプタムコイルを、前記異なる複数のタイミング信号によりパルス運転させる、
    請求項１に記載の粒子線治療システム。
  3. 　前記制御装置は、前記異なる複数のタイミング信号を、ビーム照射対象の患部標的の位置に基づいて設定する、
    請求項２に記載の粒子線治療システム。
  4. 　前記制御装置は、
    　　前記患部標的の位置を示す患部標的位置信号と、熱の観点からコイルへの通電を制限するコイル通電制限時間との、両方に基づいて生成されるセプタムコイル励磁可能信号と、前記患部標的位置信号から生成される照射可能信号とを用いるものであって、
    　前記セプタムコイル励磁可能信号と前記照射可能信号との論理積である出射信号が出力される期間中に、前記ビームの入射と加速および出射を実行する、
    請求項３に記載の粒子線治療システム。
  5. 　前記制御装置は、前記セプタムコイル励磁可能信号の立上り時に前記セプタムコイルの励磁を開始させる、
    請求項４に記載の粒子線治療システム。
  6. 　前記制御装置は、前記セプタムコイル励磁可能信号の立下り時に前記セプタムコイルの励磁を停止させる、
    請求項５に記載の粒子線治療システム。
  7. 　前記制御装置は、前記出射信号の立ち下がり時に前記セプタムコイルの励磁を停止させる、
    請求項５に記載の粒子線治療システム。
  8. 　前記セプタムコイルは、ｃｏｓθ分布でコイル巻き線されている、
    請求項１～７のいずれか一項に記載の粒子線治療システム。
  9. 　加速器を有する粒子線治療システムの制御方法であって、
    　前記粒子線治療システムは、
    　　主電磁石と、前記主電磁石の磁極間へビームを入射するイオン源と、前記ビームを加速する高周波を印加する加速電極と、セプタムコイルとを有する加速器と、
    　　前記加速器を制御する制御装置とを備え、
    　前記ビームは、前記主電磁石により発生される主磁場によって、前記ビームの加速と共に軌道半径が増加する周回軌道を有し、
    　前記制御装置により、前記セプタムコイルを異なる複数のタイミング信号により運転させる、
    粒子線治療システムの制御方法。
  10. 　前記制御装置により、前記セプタムコイルを、前記異なる複数のタイミング信号によりパルス運転させる、
    請求項９に記載の粒子線治療システムの制御方法。
  11. 　前記制御装置により、前記異なる複数のタイミング信号を、ビーム照射対象の患部標的の位置に基づいて設定する、
    請求項１０に記載の粒子線治療システムの制御方法。
  12. 　前記患部標的の位置を示す患部標的位置信号と熱の観点からコイルへの通電を制限するコイル通電制限時間との両方に基づいて生成されるセプタムコイル励磁可能信号と、前記患部標的位置信号から生成される照射可能信号との、論理積である出射信号が出力される期間中に、前記ビームの入射と加速および出射を実行させる、
    請求項１１に記載の粒子線治療システムの制御方法。
  13. 　前記セプタムコイル励磁可能信号の立上り時に前記セプタムコイルの励磁を開始させる、
    請求項１２に記載の粒子線治療システムの制御方法。
  14. 　前記セプタムコイル励磁可能信号の立下り時、または、前記出射信号の立ち下がり時のいずれかで前記セプタムコイルの励磁を停止させる、
    請求項１３に記載の粒子線治療システムの制御方法。
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