WO2024034239A1 - 荷電粒子ビーム照射システム - Google Patents

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WO2024034239A1
WO2024034239A1 PCT/JP2023/020710 JP2023020710W WO2024034239A1 WO 2024034239 A1 WO2024034239 A1 WO 2024034239A1 JP 2023020710 W JP2023020710 W JP 2023020710W WO 2024034239 A1 WO2024034239 A1 WO 2024034239A1
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WO
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charged particle
particle beam
ray
irradiation
beam irradiation
Prior art date
Application number
PCT/JP2023/020710
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English (en)
French (fr)
Inventor
洋介 原
佳樹 久保田
伸一 蓑原
Original Assignee
株式会社ビードットメディカル
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Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社ビードットメディカル filed Critical 株式会社ビードットメディカル
Publication of WO2024034239A1 publication Critical patent/WO2024034239A1/ja

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Classifications

    • 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

Definitions

  • the present invention relates to a charged particle beam irradiation system.
  • particle beam therapy (sometimes called proton beam therapy) has been used as a treatment method for cancer, in which the affected area is treated by irradiating charged particle beams such as proton beams or heavy particle beams (e.g. carbon rays). It's being done.
  • the dose of the charged particle beam to the affected area is reduced by irradiating the charged particle beam from various directions in order to concentrate the charged particle beam on the affected area while suppressing exposure to areas other than the affected area.
  • enhance Patent Documents 1 and 2 disclose an apparatus for irradiating a charged particle beam, in which a beam transport system and an irradiation unit are configured to rotate around the patient so that the patient can be irradiated with the charged particle beam from all directions.
  • Patent Document 3 discloses a charged particle beam irradiation device that can irradiate a charged particle beam from any angle without using a rotating irradiation device.
  • the charged particle beam irradiation device described in Patent Document 3 is smaller than those in Patent Documents 1 and 2 by not using a mechanism for rotating the irradiation unit, which is one of the causes of the device becoming large. has been realized.
  • the charged particle beam must be accurately irradiated onto the treatment area of the patient.
  • respiratory gated irradiation which is a treatment that takes the patient's breathing into consideration.
  • One example of implementing this irradiation method is to use X-rays to monitor the condition of markers placed in the tumor and its surroundings as well as organs inside the patient during treatment irradiation to confirm the treatment area as the irradiation position of the charged particle beam.
  • the X-ray generating part and the detecting part that perform monitoring need to be installed in suitable positions that can realize high-precision detection, but in the case of a rotating gantry like the one disclosed in Patent Document 1 and Patent Document 2, the installation space is limited. There are restrictions and it is often necessary to install it in a specific location. For example, by providing an X-ray generation section and a detection section facing it so as to rotate on the same axis as the charged particle beam irradiation system and so as not to obstruct the irradiation of the charged particle beam, it is possible to It can detect the state of organs and irradiate them with charged particle beams.
  • a rotating gantry (hereinafter referred to as a full gantry) having a rotation angle of 360 degrees or more as disclosed in Patent Document 1 is used, the irradiation axis of each charged particle beam generated when irradiating from different angles is formed.
  • the surface formed by the axis connecting the X-ray generating section and the detecting section is formed on the same plane. That is, as the irradiation section rotates, the X-ray generation section and the detection section are also rotated.
  • the X-ray generation part and the detection part are the irradiation part. It may be installed without rotating at the same time. By not rotating, the installation accuracy of the X-ray generating section and the detecting section and the repeated position repeatability of the X-ray generating section and the detecting section after rotation are improved.
  • the equipment is arranged so that the X-rays or proton beams travel in a cross section perpendicular to the patient's cranio-caudal direction, there is a possibility that the irradiation nozzle and the FPD (Flat Panel Detector) will interfere with each other, or if the This was difficult to achieve because the X-ray generator and the irradiation device interfered with each other.
  • FPD Full Panel Detector
  • the present invention has been made in view of the above problems, and aims to provide a charged particle beam irradiation system that can perform treatment using respiratory gated irradiation using X-rays even when a rotating gantry is not used. purpose.
  • a charged particle beam irradiation system provides a charged particle beam irradiation system in which a charged particle beam that is transported after being emitted from an accelerator is incident and can be emitted toward an isocenter. It has a particle beam irradiation device, a first X-ray generating section and a first detecting section, a second X-ray generating section and a second detecting section, and a first X-ray generating section and a second detecting section.
  • the X-rays generated from the X-ray generating section pass through the isocenter and are detected by the first detecting section and the second detecting section, respectively, and the first X-ray generating section and the second X-ray generating section are
  • the charged particle beam irradiation device is arranged to sandwich a virtual plane formed by a plurality of selectable trajectories of the charged particle beam, and the side where the charged particle beam enters the charged particle beam irradiation device is the upstream side, and When the side from which the charged particle beam is emitted from the charged particle beam irradiation device is defined as the downstream side, the first detection section and the second detection section are connected to the first X-ray generation section and the second X-ray generation section. located upstream or downstream from the
  • treatment using respiratory gated irradiation using X-rays can be performed even when a rotating gantry is not used.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of a particle beam therapy facility.
  • FIG. 2(a) is a side view of the vicinity of the irradiation nozzle
  • FIG. 2(b) is a front view of the vicinity of the irradiation nozzle.
  • FIG. 3 is a perspective view of the charged particle beam irradiation system without the X-ray generation section.
  • 4(a) is a left side view of the charged particle beam irradiation system shown in FIG. 3
  • FIG. 4(b) is a right side view of the same charged particle beam irradiation system.
  • FIG. 5 is a front view of the charged particle beam irradiation system shown in FIG. 3.
  • FIG. 6(a) is a top view of the charged particle beam irradiation system shown in FIG. 3, and FIG. 6(b) is a rear view of the same charged particle beam irradiation system.
  • FIG. 7 is a perspective view of a charged particle beam irradiation system including an X-ray generating section, an X-ray detecting section, and a moving vehicle on which a patient is placed.
  • FIG. 8 is a right side view of the charged particle beam irradiation system shown in FIG. 7.
  • FIG. 9 is a front view of the charged particle beam irradiation system shown in FIG. 7.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating a mechanism of charged particle beam irradiation by a charged particle beam irradiation device.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating a mechanism of charged particle beam irradiation by a charged particle beam irradiation device.
  • FIG. 11 is an example of a top view of a treatment room equipped with a charged particle beam irradiation device.
  • FIG. 12 is a schematic diagram showing the installation conditions of the X-ray imaging device.
  • FIG. 13 is a diagram showing the relationship between the effective field of view and the installation angle of the X-ray imaging device.
  • FIG. 14 is a system configuration diagram showing an example of the system configuration of a charged particle beam irradiation device.
  • FIG. 15 is a block diagram showing a configuration example of an information processing device that controls charged particle beam irradiation by a charged particle beam irradiation device.
  • FIG. 16 is a flowchart showing an example of the control operation of the charged particle beam irradiation device by the information processing device.
  • FIG. 12 is a schematic diagram showing the installation conditions of the X-ray imaging device.
  • FIG. 13 is a diagram showing the relationship between the effective field of view and the installation angle of the X-ray imaging device.
  • FIG. 14 is
  • FIG. 17 is an example of a timing chart when a respiratory waveform is predicted and therapeutic irradiation is performed.
  • FIG. 18 is another example of a timing chart when a respiratory waveform is predicted and therapeutic irradiation is performed.
  • FIG. 19(a) is a diagram showing the arrangement relationship between the charged particle beam irradiation system, the X-ray generation section, and the detection section according to the present embodiment
  • FIG. 19(b) is a diagram showing the charged particle beam irradiation system in the conventional full gantry.
  • FIG. 19(c) is a diagram showing the arrangement relationship between the irradiation system, the X-ray generation section, and the detection section
  • FIG. 19(c) shows the arrangement relationship between the charged particle beam irradiation system, the FIG.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of a particle beam therapy facility implementing the present invention.
  • a charged particle beam extracted from an accelerator passes through a beam transport system 90 and is transported to the treatment room 30.
  • the accelerator is a device that generates a charged particle beam, and is realized by, for example, a synchrotron, a cyclotron, or a linear accelerator.
  • the beam transport system 90 includes a vacuum duct and a charged particle beam adjustment device.
  • the charged particle beam adjustment device includes a beam slit for adjusting the beam shape and/or dose, a bending electromagnet for adjusting the traveling direction of the charged particle beam, and a quadrupole electromagnet for adjusting the beam shape of the charged particle beam. , and a steering electromagnet for finely adjusting the beam position of the charged particle beam according to specifications, and adjusting the beam shape and dose of the charged particle beam.
  • the treatment room is covered on all sides with concrete walls for radiation shielding purposes. There is an irradiation nozzle in the treatment room at the end of the beam transport system, and the charged particle beam passes through the irradiation nozzle and is irradiated to the patient lying on the treatment table.
  • the treatment room can be irradiated from two directions: horizontally (irradiation nozzle of charged particle beam irradiator 50a) and vertically (irradiator nozzle of charged particle beam irradiator 50b). ing.
  • the horizontal traveling direction of the charged particle beam is X
  • the vertical traveling direction is Y
  • the direction perpendicular to each of X and Y is Z.
  • Charged particle beams traveling in the horizontal and vertical directions intersect at a point O called the isocenter.
  • the irradiation nozzle includes a scanning electromagnet for scanning the charged particle beam in the shape of the irradiation target, a dose monitor for measuring the dose, a position monitor for measuring the beam position, an energy modulation device, and the like.
  • the treatment room is equipped with a positioning device for positioning the patient. Patient positioning may mean specifying the relative positional relationship of the patient (treatment site) with respect to the irradiation nozzle (with respect to the charged particle beam irradiation device) in the treatment room.
  • the positioning device includes an X-ray tube as the X-ray generator 20, an image diagnostic device including a flat panel detector (hereinafter referred to as FPD) as the detector, and a device for transmitting and receiving positioning data.
  • FPD flat panel detector
  • two FPDs 21 are installed so as to be suspended from the ceiling (not shown).
  • the X-ray tubes 20 are installed at positions symmetrical to the FPD 21 with the point O in between.
  • two X-ray tubes are installed under the floor.
  • the FPD 21 is placed on the ceiling side and the X-ray tube 20 is placed under the floor, but this does not limit the arrangement of the two, and the FPD may be placed on the floor side and the X-ray tube placed on the ceiling side.
  • an X-ray CT or MRI may be installed in the treatment room as other image diagnostic equipment.
  • the FPD 21 is suspended from the ceiling, but the present invention is not limited to this, and may be attached to a device in the treatment room.
  • FIG. 2(a) is a schematic side view of the vicinity of the irradiation nozzle that realizes the first embodiment
  • FIG. 2(b) is a front view of the vicinity of the irradiation nozzle that realizes the first embodiment.
  • an imaginary surface formed by charged particle beams in two directions, horizontal and vertical is defined as a virtual plane P
  • a point O is within the virtual plane P.
  • the paired positioning devices are the X-ray tube 20a and the FPD 21a, and the X-ray tube 20b and the FPD 21b
  • the FPD 21a and the FPD 21b generate more charged particle beams than the X-ray tube 20a and the X-ray tube 20b, as shown in FIG. 2(a).
  • the FPD 21 is installed upstream of the X-ray tube 20 in this embodiment, the FPD 21 may be installed downstream of the X-ray tube 20.
  • the X-ray tube 20a and the X-ray tube 20b are at symmetrical positions with respect to the virtual plane P.
  • the FPD 21a and the FPD 21b are located at symmetrical positions with respect to the virtual plane P.
  • the X-ray tube 20a and the FPD 21a, and the X-ray tube 20b and the FPD 21b are installed symmetrically with respect to the point O as shown in FIG.
  • the tube 20a and the FPD 21b are arranged, and the X-ray tube 20b and the FPD 21a are arranged on the opposite side.
  • the X-ray tubes 20a and 20b are arranged symmetrically with respect to the virtual plane P
  • the X-ray tube 20a and the X-ray tube 20b do not have to be arranged symmetrically with respect to the virtual plane P.
  • the FPD 21a may be provided on the rear side (backward side of the paper) than shown in the drawing in the front-rear (depth) direction of the paper of FIG. 2(b).
  • the Z direction is the cranio-caudal direction of the patient.
  • the patient lies on the treatment table, and patient positioning and treatment irradiation are performed.
  • the FPD 21a and the FPD 21b and the X-ray tube 20a and the X-ray tube 20b are installed with the virtual plane P in between, a wide area in the cranio-caudal direction can be imaged.
  • FIG. 2(a) it is possible to install two FPDs 21 (21a, 21b) between the horizontal irradiation nozzle and the vertical irradiation nozzle, making the space effective. It is possible to utilize it.
  • an axis connecting the X-ray tube 20 and the FPD 21 is formed by a virtual plane P formed by the irradiation axis of the charged particle beam.
  • the X-ray tube 20 and the FPD 21 are installed so that their surfaces are flush with each other.
  • the X-ray tube 20 and FPD 21 are installed such that the plane formed by the axis connecting the X-ray tube 20 and FPD 21 is inclined with respect to the horizontal side with respect to the virtual plane P. That is, one of the FPDs 21 will be installed on the downstream side in the beam traveling direction and on the open space side in the treatment room. In this case, it becomes difficult to access the irradiation port from the downstream side in the horizontal beam traveling direction, and a configuration such as retracting the FPD 21 is required to prevent interference between the FPD 21 and a person. In this embodiment, it is possible to access from the downstream side to the upstream side in the horizontal beam traveling direction without retracting the FPD 21, and it is possible to improve work efficiency.
  • the FPD 21 does not need to be evacuated, it is expected that the accuracy of the installation position will be improved, and highly accurate therapeutic irradiation such as respiratory gated irradiation will be possible. Further, if the FPD 21 cannot be installed on the upstream side, the treatment table may cover the imaging range, and there is a possibility that the imaging conditions may change. In this embodiment, this can be avoided, the imaging conditions can be made uniform regardless of the position of the treatment table, and it is expected that the treatment accuracy will be improved.
  • FIG. 3 is a perspective view of a charged particle beam irradiation system in a state in which an X-ray generating section and a detection device for detecting the X-rays are not arranged, and a charged particle beam irradiation device is not arranged.
  • FIG. 4(a) is a right side view of the charged particle beam irradiation device shown in FIG. 3.
  • FIG. 4(b) is a left side view of the same charged particle beam irradiation device.
  • FIG. 5 is a front view of the charged particle beam irradiation device shown in FIG. 3.
  • 6(a) is a top view of the charged particle beam irradiation device shown in FIG. 3, and
  • FIG. 6(b) is a rear view of the same charged particle beam irradiation device.
  • the charged particle beam irradiation device As shown in FIGS. 3 to 6 (particularly FIG. 4), when viewed from the side, the charged particle beam irradiation device according to the second embodiment has a semicircular shape with a portion cut out. A charged particle beam is irradiated from the semicircular recess 51 toward the isocenter O located at the center of the semicircle. An irradiation nozzle 11 is provided in the recess 51, and a charged particle beam is irradiated from the irradiation nozzle 11 to an affected area (isocenter) that is an irradiation target.
  • the irradiation nozzle 11 is slidable within a semicircular range along a guide rail 52 provided in a recess 51 of the charged particle beam irradiation device, and irradiates the charged particle beam from various directions within this range. Note that the irradiation nozzle 11 is not an essential component, and the charged particle beam can be irradiated from the concave surface of the recess 51 even without the irradiation nozzle 11.
  • Example 2 the mechanism of charged particle beam irradiation by the charged particle beam irradiation device (non-rotating gantry) in Example 2 will be briefly described using FIG. 10. Note that in FIG. 10, the irradiation nozzle 11 is omitted.
  • FIG. 10(a) is a schematic view schematically showing the path of the charged particle beam when the deflecting electromagnet 80 provided in the charged particle beam irradiation device 50 of the charged particle beam irradiation system is viewed from the right side. That is, FIG. 10(a) corresponds to FIG. 4(a) or FIG. 8, which will be described later.
  • the charged particle beam irradiation device 50 includes a distribution electromagnet 70 and a deflection electromagnet 80.
  • the charged particle beam input to the charged particle beam irradiation device (left end in FIG. 10) is accelerated by an accelerator (not shown), and input to the charged particle beam irradiation device via a beam transport system (not shown).
  • an accelerator not shown
  • a beam transport system not shown
  • FIG. 10(a) shows an example of a plurality of beam paths that differ for each deflection angle ⁇ and convergence angle ⁇ .
  • the traveling direction of the charged particle beam is the X-axis
  • the direction of the magnetic field generated by the bending electromagnet 80 is the Z-axis
  • the direction perpendicular to the X-axis and the Z-axis is the Y-axis.
  • the deflection electromagnet 80 is configured to converge, on the isocenter O, a charged particle beam incident from a wide range of deflection angles ⁇ with respect to the X axis in the XY plane. Note that in FIG.
  • the irradiation nozzle is omitted, and to simplify the explanation, the isocenter O is the origin of the XYZ space, and the upstream side (accelerator side, left side of the paper in FIG. 10(a)) is It is in the positive direction of the axis.
  • the range of the deflection angle ⁇ is from more than -90 degrees to less than +90 degrees, and the positive (+Y-axis direction) deflection angle range and the negative (-Y-axis direction) deflection angle range may be different (asymmetrical). ).
  • the deflection angle ⁇ is not limited to these angles.
  • the deflection electromagnet 80 includes one or more coil pairs, and the coil pairs are oriented in a direction (Z-axis direction in the figure) perpendicular to the traveling direction of the charged particle beam and the spread direction of the deflection angle ⁇ of the charged particle beam. They generate a uniform magnetic field (effective magnetic field regions 81a, 81b) and are arranged to sandwich the path of the charged particle beam.
  • the effective magnetic field area generated by one coil pair of the bending electromagnet 80 has a crescent shape in the XY plane, as shown in FIG. 10(a), and the details thereof will be described later. Note that the gap between the opposing coil pairs through which the charged particle beam passes (distance in the Z-axis direction) is sufficiently small compared to the range in which the charged particle beam spreads in the XY plane. Directional spread is not considered.
  • FIG. 10(b) is a cross-sectional view of the bending electromagnet 80 taken along the line AA.
  • Bending electromagnet 80 preferably includes at least two coil pairs 84a, 84b. Magnetic poles 85a and 85b are incorporated inside the coils 84a and 84b, respectively, and a yoke 86 is connected to the magnetic poles 85a and 85b.
  • a power supply device (not shown) is connected to the deflection electromagnet 80, and when current (excitation current) is supplied from the power supply device to the coil pair 84a, 84b, the deflection electromagnet 80 is excited, and the effective magnetic field area 81a, 81b (also collectively referred to as effective magnetic field region 81) is formed.
  • the range of the effective magnetic field region 81a and the range of the effective magnetic field region 81b may be different (asymmetrical). For example, if the range of the positive (+Y-axis direction) deflection angle ⁇ and the range of the negative (-Y-axis direction) deflection angle ⁇ are asymmetric, the effective magnetic field regions 81a and 81b can also be formed asymmetrically accordingly. , the unused effective magnetic field area can be reduced.
  • the positive maximum deflection angle ⁇ MAX is an angle of 10 degrees or more and less than 90 degrees
  • the negative maximum deflection angle - ⁇ MAX is an angle of more than -90 degrees and less than -10 degrees.
  • the deflection angle ⁇ and the irradiation angle ⁇ which will be described later, are angles of the path of the charged particle beam with respect to the X axis in the XY plane.
  • the directions of the magnetic fields in the effective magnetic field region 81a and the effective magnetic field region 81b are opposite to each other.
  • the deflection angle ⁇ of the charged particle beam incident on the deflection electromagnet 80 is controlled by the distribution electromagnet 70.
  • the sorting electromagnet 70 generates a magnetic field oriented in a direction (Z-axis in the figure) perpendicular to the traveling direction (X-axis in the figure) of a charged particle beam supplied from an accelerator (not shown), and directs the charged particle beam to pass through. It includes an electromagnet that deflects the magnetic field, and a control unit that controls the strength and direction of the magnetic field (both not shown).
  • the distribution electromagnet 70 deflects the charged particle beam in the XY plane by controlling the strength and direction (Z-axis direction) of the magnetic field, and the deflection electromagnet 80 deflects the charged particle beam deflected at the deflection angle ⁇ at the deflection origin Q. emitted to.
  • the deflection origin Q and the isocenter O are on the X axis (on the same horizontal plane).
  • a calculation formula for forming the effective magnetic field region 81a of the bending electromagnet 80 will be explained with reference to FIG. 10(c). Note that in this embodiment, since the deflection of the charged particle beam in the Z-axis direction is not considered, the formation of the effective magnetic field region in the XY plane will be described. The effective magnetic field area 81a of the bending electromagnet 80 will be described, but the same applies to the effective magnetic field area 81b, so the description will be omitted.
  • the boundary of the effective magnetic field region 81a on the charged particle beam output side 83 of the deflection electromagnet 80 is determined to be a range equidistant r1 from the isocenter O.
  • the boundary of the effective magnetic field region 81a on the incident side 82 of the charged particle beam of the deflection electromagnet 80 is determined based on the relational expressions (1) to (5) described later, at a virtual position at a predetermined distance L from the isocenter O.
  • the incident charged particle beam is deflected at a deflection angle ⁇ at a deflection starting point Q, and is determined to converge on an isocenter O.
  • the virtual deflection starting point Q is a point at which the charged particle beam is assumed to receive a kick with a deflection angle ⁇ at the center of the distribution electromagnet 70 over a very short distance.
  • the charged particle beam transported at a deflection angle ⁇ enters from an arbitrary point P1 on the boundary of the effective magnetic field region 81a on the incident side 82, and performs a circular motion with a radius of curvature r2 within the effective magnetic field region 81a (at this time, The central angle is ( ⁇ + ⁇ ).)
  • the beam exits from a point P2 on the boundary of the effective magnetic field region 81a on the output side 83 and is irradiated toward the isocenter O. That is, point P1 and point P2 are on a circular arc with radius r2 and central angle ( ⁇ + ⁇ ).
  • a magnetic field with a uniform magnetic flux density B is generated in the effective magnetic field region 81a, and if the momentum of the charged particle beam is p (approximately depends on the accelerator) and the electric charge is q, the electric charge deflected in the magnetic field is The radius of curvature r2 of the particle beam is expressed by equation (5).
  • the boundary of the effective magnetic field area 81a can be adjusted.
  • the shape can be adjusted. That is, the boundary is determined so that the distance between any point P2 on the boundary of the effective magnetic field region 81a on the output side 83 and the isocenter O is equal distance r1, and the magnetic flux density B of the effective magnetic field region 81a is adjusted.
  • the boundary between the effective magnetic field regions 81a and 81b of the bending electromagnet 80 determined as described above has an ideal shape for converging the charged particle beam to the isocenter O.
  • the amount of excitation (magnetic flux density B) of the bending electromagnet 80 is finely adjusted for each deflection angle ⁇ , and the information is
  • the charged particle beam can be deflected in accordance with the isocenter O by storing this in the power supply and controlling the deflection angle ⁇ and the amount of current of the deflection electromagnet 80 so that they are linked.
  • the trajectory of the charged particle beam can be finely adjusted by correcting the shape and arrangement of the coil pairs 84a, 84b and the magnetic poles 85a, 85b of the bending electromagnet 80. It is also possible.
  • the charged particle beam can be irradiated onto the affected area (isocenter O) at a desired angle.
  • FIG. 7 is a perspective view showing a charged particle beam irradiation system in which an X-ray generating unit 20 is arranged in the charged particle beam irradiation device, and a mobile vehicle 10 on which a patient is placed is arranged.
  • FIG. 8 is a right side view of the charged particle beam irradiation device shown in FIG. 7.
  • FIG. 9 is a front view of the charged particle beam irradiation system shown in FIG. 3.
  • the positional relationship between the charged particle beam irradiation device, the X-ray generation section, and its detection section will be explained using FIGS. 7 to 9.
  • FIGS. 7 to 9 the top wall and back wall shown in FIG. 3 and the charged particle beam irradiation device are shown in order to make it easier to see the X-ray generator irradiation device and the moving vehicle 10 in which the patient is placed.
  • the structure on the accelerator side after the 50th wall is not shown.
  • the charged particle beam irradiation device is installed within a predetermined treatment room.
  • the patient U to be treated is placed on the treatment table 15 of the mobile vehicle 10 and transported under automatic control to the treatment position of the charged particle beam irradiation device.
  • the treatment table 15 on which the patient U is placed is connected to an arm 16 provided on the mobile vehicle 10, and when this arm 16 is driven (the axis of the arm 16 rotates), the patient U is placed on the treatment table 15.
  • the placed treatment site of the patient U can be moved to the position of the isocenter O of the charged particle beam irradiation device.
  • the mobile vehicle 10 may be automatically controlled by a program or manually controlled by an operator using a remote control.
  • the charged particle beam irradiation system 1 includes a charged particle beam irradiation device 50, an X-ray generation section 20 (20a, 20b), and a detection section 21 (21a, 21b).
  • the charged particle beam irradiation device 50 is a device that can irradiate a charged particle beam toward the isocenter.
  • the X-ray generating section 20 is a device that irradiates X-rays
  • the detecting section 21 is located opposite to the X-ray generating section 20 and detects the X-rays that have passed through the body of the patient U to generate an X-ray image. It is a device that generates.
  • X-rays are schematically indicated by dotted lines.
  • the X-ray image generated by the detection unit 21 may be a moving image or a still image.
  • the X-ray image generated by the detection unit 21 is transmitted to the information processing device 100, which will be described later, which determines the timing of irradiation with the charged particle beam.
  • the X-ray generation unit 20 (20a, 20b) is located in the treatment room where the charged particle beam irradiation device is arranged, and is located on the irradiation nozzle 11 side (charged They are installed near the floor surface, such as under the floor, on both sides of the charged particle beam irradiation device (on the particle beam irradiation source side). By providing it under the floor, for example, it can be prevented from interfering with the movement of the vehicle 10 or the movement of people within the treatment room.
  • the detection units 21 (21a, 21b) that detect the X-rays emitted from the X-ray generation unit 20 are located near the ceiling in the treatment room so as to face the X-ray generation unit 20 (20a, 20b), respectively. established in That is, the detection section 21 is installed on the downstream side of the X-ray generation section 20 in the traveling direction of the charged particle beam. Note that the arrangement positions of the X-ray generating section 20 and the detecting section 21 may be reversed. That is, the detection section 21 may be arranged upstream of the X-ray generation section 20 in the traveling direction of the charged particle beam.
  • a dashed line (17) shown in FIG. 9 indicates a virtual plane 17 (corresponding to the above-mentioned virtual plane P) indicating a path through which the charged particle beam passes.
  • the charged particle beam passes through the center of the apparatus in FIG. 9 and passes through a virtual plane 17 that is a vertical plane.
  • the X-rays emitted from the X-ray generator 20 are emitted so as to intersect with the virtual plane 17 and pass through the isocenter O.
  • the X-ray generation section 20a and the detection section 21b are arranged on the same side so as not to sandwich the virtual plane 17, and the X-ray generation section 20b and the detection section 21a are also arranged on the same side. Similarly, they are arranged on the same side so as not to sandwich the virtual plane 17 between them.
  • the X-ray generating section 20a and the X-ray generating section 20b do not need to be arranged in the treatment room so that they are located on both sides of the virtual plane 17, and similarly, the detecting section 21a and the detecting section 21b are arranged on both sides of the virtual plane 17. It does not have to be placed in the treatment room so that it can be targeted.
  • FIG. 11 is a top view of a treatment room that implements this embodiment.
  • the interior dimensions of the treatment room are approximately 8 m x approximately 6 m, but are not limited thereto.
  • the charged particle beam irradiation device 50 has a structure in which only a portion of the tip, including the irradiation nozzle 11, is visible to the patient's eyes with a decorative wall 55 in between. There is. Since the decorative wall 55 is often made of plywood, the quality of captured images generally deteriorates when X-rays are passed through the decorative wall 55. Therefore, it is preferable to install the beam downstream of the decorative wall 55 from the X-ray generating section and the detecting section.
  • the X-ray generating section 20 and the detecting section 21 need to be installed on the downstream side of the beam from the decorative wall 55 shown in FIG. 11 in order to allow the X-rays to pass through the isocenter O.
  • the edge of the charged particle beam irradiation device 50, the irradiation nozzle 11, the arm 16 of the moving vehicle 10 and its drive mechanism 16' interfere with the X-ray imaging area (broken line in FIG. 9), the X-rays are attenuated. The effective field of view will be narrowed. Therefore, we will describe the installation conditions that allow imaging of a wide area in the craniocaudal direction without changing the imaging conditions or expanding the treatment room, and that allows for respiratory synchronized irradiation.
  • the positional relationship between the X-ray generation section and the detection section when viewed from the Z direction is expressed as an angle ⁇ [deg]
  • the X-ray generation when viewed from the X direction is expressed as an angle ⁇ [deg].
  • ⁇ and ⁇ on the effective field of view of the detected image when the positional relationship between the detection unit and the detection unit was set at an angle ⁇ [deg].
  • the angle ⁇ is the angle formed by the X-ray flux with respect to the horizontal plane on the XY plane
  • the angle ⁇ is the angle formed by the X-ray flux with respect to the horizontal plane on the YZ plane.
  • the effective field of view refers to an area where the X-ray flux generated from the X-ray generation section 20 is detected by the detection section 21 without interfering with the charged particle beam irradiation device, the treatment table (mobile vehicle), or the like. Further, when the entire screen area (the entire detection range by the detection unit 21) is 100, and the area occupied by the effective field of view is 80, it is assumed that the effective field of view is 80%.
  • the arrangement of the X-ray generating section and the detecting section to form an ideal effective field of view is to arrange the axes connecting the two pairs of X-ray generating sections 20 and the detecting section 21 to be perpendicular to each other. As shown in FIG. 13(a), when ⁇ becomes smaller than 45 degrees, that is, the larger the difference between the axes connecting the two pairs of X-ray generators 20 and detectors 21, the less interference with the charged particle beam irradiation device. becomes smaller.
  • the effective visual field was 100% when 42 ⁇ 45. Further, when 38 ⁇ 47, the effective visual field was 80%. When ⁇ was fixed at 78 degrees and the influence of the value of ⁇ on the effective visual field was checked, the effective visual field was 100% when 41 ⁇ 46. Further, when 39 ⁇ 48, the effective visual field was 80%. When ⁇ was fixed at 82 degrees and the influence of the value of ⁇ on the effective visual field was checked, the effective visual field was 100% when 41 ⁇ 48. Further, when 39 ⁇ 50, the effective visual field was 80%.
  • the higher the effective field of view the wider the imaging range of the X-ray image obtained by X-ray imaging and the better the image quality, so the larger the percentage of the effective field of view is, the better.
  • the X-ray generation unit and detection unit in an area that covers more than 80% of the effective field of view, it is possible to add the function of respiratory gated irradiation and perform highly accurate therapeutic irradiation without increasing the size of the device. Note that this does not mean that the arrangement of the X-ray generating section 20 and the detecting section 21 that provides an effective field of view of 80% or more is essential.
  • FIG. 14 is a system configuration diagram for implementing this embodiment.
  • the treatment integrated control system 167 is the upper system, and there are an irradiation control system 166 for performing treatment irradiation and an indoor equipment control system 161 for positioning the patient.
  • the treatment general control system 167 instructs the focusing electromagnet and irradiation nozzle to enable treatment from a desired angle.
  • the focusing electromagnet is excited to perform irradiation from a desired angle, and the irradiation nozzle is driven to irradiate the isocenter O with a charged particle beam.
  • the indoor equipment control system 161 drives the treatment table 15 using the treatment table control system 164, and transports the patient to a position where treatment irradiation is performed.
  • the X-ray generator control system 162 performs X-ray exposure
  • the detector control system 163 acquires an image.
  • the X-ray generating section 20 and the detecting section 21 are not installed in the traveling direction of the charged particle beam emitted from the irradiation nozzle, it is necessary to evacuate the X-ray generating section 20 and the detecting section 21 during treatment irradiation. There isn't. As a result, the installation accuracy of the X-ray generating section 20 and the detecting section 21 does not change due to the drive due to evacuation, compared to the case where the X-ray generating section 20 and the detecting section 21 are retracted to be stored in the ceiling or under the floor. Therefore, treatment accuracy does not decrease.
  • the space from the X-ray generating section 20 to the detecting section 21 is not obstructed by driving the irradiation nozzle. Therefore, it is possible to position the patient while changing the treatment irradiation angle, and it is possible to shorten the treatment time. As a result, the number of patients treated per treatment room can be increased.
  • a virtual plane 17 formed by the irradiation axis of the charged particle beam and two pairs of the X-ray generating section 20 and the detecting section 21 are used. It is installed on horizontal and vertical beam lines where the planes formed by the connecting axes are perpendicular to each other and on the same plane. As long as there are images taken from at least two directions, positioning is possible regardless of the arrangement direction, so that the same patient positioning accuracy as in the prior art can be obtained even in the arrangement of the X-ray generating section 20 and the detecting section 21 of the present invention.
  • the present invention is applicable to non-coplanar irradiation, in which the treatment beam is irradiated not only in a section perpendicular to the longitudinal direction of the patient but also from a non-coplanar plane to reduce the dose to normal tissues and major adjacent vital organs. Contributes to improving accuracy.
  • the treatment table is rotated around the isocenter and irradiation is started so that irradiation is performed on the desired non-coplanar surface. Treatment is performed depending on the accuracy of movement of the treatment table.
  • the two pairs of X-ray generation section 20 and detection section 21 are arranged in the long axis direction of the patient, a wide space around the patient is secured. Therefore, the patient's position can be confirmed with a fixed X-ray imaging system while ensuring a space for the treatment table to rotate around the isocenter, improving treatment accuracy in non-coplanar irradiation.
  • the two pairs of X-ray generators 20 and detectors 21 rotate, so the patient positioning arrangement is in the forward direction, and the in-vivo monitor during irradiation is arranged depending on the irradiation angle.
  • images acquired as an in-body monitor during patient positioning and irradiation during a series of treatments can be evaluated with the same geometrical arrangement regardless of the irradiation angle.
  • positioning the patient use bones that are less affected by respiratory movement as landmarks.
  • respiratory gated irradiation positioning is required in consideration of the movement of respiratory organs and the relative positional relationship of bones, and two-step position confirmation is performed.
  • the building that houses the irradiation equipment is about half the size of a rotating gantry, which requires a huge cylindrical structure with a height and depth of about 10 meters as a rotating space. Therefore, the cost of introducing treatment equipment can be significantly reduced.
  • FIG. 15 is a block diagram showing a configuration example of an information processing apparatus 100 that controls a charged particle beam irradiation system.
  • the information processing device 100 is a computer system that controls irradiation of a charged particle beam from a charged particle beam irradiation device to a treatment area of a patient, and may be realized by a so-called server device, a PC, a tablet terminal, etc. It is not limited.
  • the information processing device 100 includes a communication section 110, an input section 120, a control section 130, and a calculation section 140. Further, the information processing device 100 may include an output unit 150.
  • the communication unit 110 is a communication interface that can communicate with external devices.
  • the communication unit 110 transmits instruction information that instructs the irradiation unit of the charged particle beam irradiation device to irradiate the charged particle beam, for example, in accordance with an instruction from the control unit 130. Further, according to instructions from the communication section 110 and the control section 130, the X-ray generation section 20 is instructed to irradiate X-rays, and the detection section 21 is instructed to transmit an X-ray image.
  • the communication unit 110 also receives information regarding patient treatment from an external device and transmits it to the control unit 130.
  • the input unit 120 is an input interface that has the function of receiving input from the operator of the information processing device 100 and transmitting it to the control unit 130.
  • the input unit 120 may be implemented by, for example, an input device such as a keyboard or a mouse, but is not limited to these.
  • the input unit 120 receives, for example, input of information regarding patient treatment, and transmits the received input content to the control unit 130.
  • the control unit 130 is a processor that has a function of controlling each unit of the information processing device 100.
  • the control unit 130 functions as the information processing device 100 by executing a program included in the calculation unit 140.
  • the control unit 130 includes a treatment control unit 131 and an X-ray control unit 132 as functions to be performed by the information processing apparatus 100.
  • the treatment control unit 131 has a function of transmitting, via the communication unit 110, instruction information that instructs the charged particle beam irradiation device to irradiate a charged particle beam.
  • the X-ray control unit 132 instructs the X-ray generation unit 20 to irradiate X-rays via the communication unit 110, and acquires the X-ray image detected by the detection unit 21.
  • the X-ray control unit 132 transmits the acquired X-ray image to the treatment control unit 131.
  • the calculation unit 140 has a function of analyzing the X-ray image acquired by the X-ray control unit 132 and identifying the relative position of the target region to be treated with respect to the patient.
  • the image processing unit 141 performs image processing on the X-ray image acquired by the X-ray control unit 132, analyzes the feature amount in the image, and calculates the position of the target treatment region. At this time, an optimal combination of existing image filters (for example, noise removal filters and contour enhancement filters) is executed to reduce the burden on the radiologist when positioning the patient, but the details are omitted here.
  • the calculation section 140 has a storage section 142.
  • the storage unit 142 is a storage medium that has a function of storing various programs and various data necessary for the operation of the information processing apparatus 100.
  • the storage unit 142 can be realized by, for example, an HDD (Hard Disc Drive), an SSD (Solid State Drive), a flash memory, etc., but is not limited to these.
  • the storage unit 142 stores a learning model 143 for determining the irradiation timing of the charged particle beam. Further, as shown in FIG. 15, the position of the treatment site may be calculated using a learning model registered in the learning model 143.
  • the learning model 143 is stored in the storage unit 142.
  • An example of the learning model 143 is a learning model that has learned the correspondence between X-ray images and the positions of organs, and uses the X-ray images and information indicating the treatment area as input to identify the relative position of the target area with respect to the patient. do.
  • the image processing unit 141 determines whether the target treatment region is located in an irradiation possible region including the irradiation position (isocenter) of the charged particle beam, and specifies the irradiation timing. Therefore, the learning model 143 is generated by learning a plurality of pieces of teacher data, using information in which an X-ray image and information indicating the parts of various organs associated with the X-ray image are associated with each other as teacher data.
  • This learning model 143 is basically a patient-specific model that has learned the patient's X-ray image and treatment target position according to each patient. It may be a general-purpose model that has learned X-ray images and treatment target positions. While preparing a model specialized for each patient can be expected to improve the accuracy of treatment compared to using a general-purpose model, a general-purpose model does not require preparing a model each time a different patient is treated. get well.
  • the X-ray images used for learning are the X-ray images taken by the X-ray generating section 20 and the detecting section 21 arranged at the positions shown in FIGS. 7 to 9. That is, it is an X-ray image obtained by irradiating X-rays obliquely with respect to the human body height direction (longitudinal direction) and the horizontal direction with respect to the human body height direction.
  • This X-ray image is associated with information (annotation) indicating which part is which part of which organ in the image, thereby forming training data and generating a learning model 143.
  • a first learning model 143 corresponding to the X-ray image captured by the detection unit 21a and a second learning model 143 corresponding to the X-ray image captured by the detection unit 21b are prepared. It is preferable to keep it. Note that the annotation may be added by a medical professional or the like. Further, the image used for learning here may be a digital reconstructed radiograph generated by simulating an X-ray image from a CT image. Furthermore, a plurality of learning models may be registered in the learning model 143. Another example of a learning model is a learning model that optimizes the image filter by learning the correspondence between the irradiation region to be treated, the exposure conditions of the X-ray image, and the image filter.
  • the image filter selected by the learning model 143 is applied to the acquired X-ray image, and the image processing unit 141 analytically detects the target object.
  • the relative position of the target region with respect to the patient is specified, and the image processing unit 141 determines whether the target treatment region has arrived at the irradiation possible region including the irradiation position (isocenter) of the charged particle beam.
  • the output unit 150 has a function of outputting information specified by the control unit 130.
  • the output unit 150 may be realized by, for example, a monitor or a speaker, but is not limited thereto.
  • the output of information by the output unit 150 may be realized by transmitting the information to an external device.
  • the output unit 150 may output information regarding the treatment site under instructions from the control unit 130.
  • FIG. 16 is a flowchart illustrating an operation example of charged particle beam irradiation control by the information processing apparatus 100.
  • the communication unit 110 of the information processing device 100 receives an X-ray image.
  • the communication unit 110 transmits the received X-ray image to the control unit 130.
  • the control unit 130 receives input of an X-ray image for performing respiratory synchronization of proton beam therapy (step S1601). That is, the control section 130 detects the X-rays emitted from the X-ray generation section 20 by the detection section 21, and receives the input of the X-ray image obtained by the detection.
  • the X-ray image is obtained by irradiating the patient's body with X-rays parallel to the charged particle beam (the same plane as the virtual plane formed by the irradiation path of the charged particle beam).
  • the image is taken not with a line but with an X-ray irradiated in a manner that intersects a virtual plane formed by a line through which the charged particle beam passes.
  • the image is taken using X-rays irradiated obliquely onto the human body.
  • the X-ray images accepted here only need to be information that can estimate the state of internal organs in the body, and may be streaming videos, continuous still images, or It may be a video in units of time (for example, it may be in units of 0.1 seconds, but is not limited to this).
  • the communication unit 110 or the input unit 120 of the information processing device 100 receives input of information regarding the patient's treatment area and transmits it to the control unit 130 (step S1602).
  • the information regarding the treatment site may be information that allows the information processing device 100 to specify at least the relative position of the target site to be treated with respect to the patient.
  • the control unit 130 successively receives input of X-ray images from the communication unit 110, and inputs the X-ray images and information regarding the treatment site to the learning model 143 (step S1603). Thereby, the treatment control unit 131 specifies the timing at which the charged particle beam should be irradiated (step S1604).
  • the treatment control unit 131 transmits instruction information that instructs the charged particle beam irradiation device to perform irradiation via the communication unit 110 so that the charged particle beam is irradiated at a specific timing (step S1605).
  • the information processing device 100 can control the irradiation of the charged particle beam at appropriate timing.
  • the information processing device 100 specifies the relative position of the irradiation target organ and the positional relationship between the irradiation target organ and other organs for organs that move respirably, thereby reducing the work required by the radiologist. , the exposure dose due to X-ray exposure can be reduced.
  • X-ray images for one breathing cycle are continuously acquired as in-vivo information, and the information is simultaneously acquired using a plurality of external in-vivo information acquisition devices.
  • information processing can be performed to determine the relative position of the irradiated organ and the positional relationship between the irradiated organ and other organs using only external information during treatment.
  • FIG. 17 shows a first control example in which an unstable respiratory waveform is predicted from the data accumulated in the storage unit 142 of the calculation unit 140 and irradiation is performed.
  • 3 is a timing chart schematically showing the timing etc. of FIG.
  • FIG. 17 shows the waveform of the external monitor information, the waveform of the beam ON signal based on the external monitor information, the waveform of the irradiation target position information by X-ray irradiation, the waveform of the X-ray exposure ON signal, and the irradiation target position information.
  • the waveform of the beam ON signal and the irradiation waveform of the charged particle beam are shown.
  • the external monitor information may be information about images taken outside the patient, for example, images taken of the patient's abdomen, and based on those images, the degree of expansion of the abdomen is schematically shown. It may be waveform information.
  • the beam ON signal based on the external monitor information is information indicating an instruction to irradiate a charged particle beam, and is information about an irradiation instruction made when the patient's breathing is stable based on the external monitor information.
  • Irradiation target position information by X-ray exposure is information that is obtained by imaging the inside of a patient's body by performing X-ray exposure, and indicates the position of a treatment region (a portion to be irradiated with a charged particle beam).
  • the X-ray exposure ON signal is a signal that instructs the X-ray generation section 20 to emit X-rays.
  • the beam ON signal based on irradiation target position information is a signal that instructs irradiation of a charged particle beam to a treatment target region specified by X-ray irradiation.
  • the irradiation at the bottom of FIG. 17 shows the irradiation timing of the charged particle beam performed by the beam ON signal based on the irradiation target position information.
  • the image processing unit 141 analyzes the external monitor information of the patient undergoing treatment.
  • the external monitor information may be a captured image of the patient's abdomen or the like.
  • the charged particle beam irradiation device can detect that breathing is stable based on the information from the external monitor (the part where the external monitor information shows a stable wave system in Figure 17), , when the patient's body is in a predetermined state, for example, in the example of FIG. 17, when the value of the external monitor information shows a positive value (a predetermined value or more), that is, at a timing when the patient's peritoneum is expanded beyond a predetermined value,
  • the beam ON signal is turned ON based on the external monitor information, and charged particle beam irradiation is executed.
  • the patient's external monitor information registered in the storage unit 142 of the calculation unit 140 and the respiratory waveform data at that time are referred to, and unstable respiratory waveforms are predicted in advance.
  • an unstable respiratory waveform 1701 surrounded by a broken line of the respiratory waveform starting from the arrow part in the external monitor information in FIG. 17 is predicted. That is, the external monitor information is input to the learning model 143 to estimate whether or not the patient's breathing disturbance is likely to occur.
  • an unstable respiratory waveform occurs, accurate therapeutic irradiation cannot be performed. Therefore, when the occurrence of an unstable respiratory waveform is predicted, imaging using X-rays is performed.
  • the X-ray generating section 20 instructs the X-ray generating section 20 to start emitting X-rays and the detecting section 21 to take an image. Then, when the treatment site (irradiation target position information) detected by X-ray irradiation comes to the irradiation position, irradiation with the charged particle beam is executed. While performing X-ray exposure, prediction of the respiratory waveform based on the learning model 143 and external monitor information is continued. Then, the X-ray imaging is stopped at the stage when it is predicted that the respiratory waveform will be stabilized from the external monitor information (the stage in the area surrounded by the dotted line 1702 in FIG. 17). This makes it possible to reduce unnecessary exposure doses.
  • the timing to return to the charged particle beam irradiation control based on the external monitor information is when it is predicted that the respiratory waveform will stabilize, and the position of the treatment target area based on the external monitor information and the X-ray exposure
  • the timing may be synchronized with the position of the treatment target region detected by radiation.
  • FIG. 18 shows a second control example in which X-ray imaging is performed at timings near the ON signal and near the end of the ON signal of the breathing gate that performs irradiation based on external monitor information. The contents of each signal in FIG. 18 are the same as those in FIG.
  • a waveform for irradiation target position prediction indicating the position of the treatment target region predicted from the external monitor information is added.
  • detection of the irradiation target position by X-ray exposure is performed periodically. Since the patient's breathing is basically periodic, X-rays are irradiated only at the timing of inhalation and exhalation, and it is determined whether the irradiation target position exists at a desired position.
  • the ON control of the charged particle beam is executed based on the external monitor information, as in the first control example. That is, irradiation with the charged particle beam is executed at the timing when the external monitor information is equal to or higher than a predetermined value.
  • the external monitor information if it is detected that the irradiation target position is not at the desired position based on the X-ray image (see dotted line 1801 in FIG. 18), the external monitor information, the periodic timing of X-ray irradiation, and It is possible to detect that there is a shift in the relative relationship between the two. If such a shift can be detected, the charged particle beam irradiation system switches the X-ray exposure from intermittent exposure to continuous exposure. During continuous X-ray exposure, the position of the treatment target region is continuously identified based on the X-ray images. Then, irradiation with the charged particle beam is performed at the timing when the treatment target region reaches the irradiation position.
  • the charged particle beam irradiation system synchronizes the position of the treatment target area identified by X-ray exposure with the position of the treatment target area identified from the external monitor information, The irradiation timing of periodic X-ray exposure is determined. Once the irradiation timing is determined, continuous X-ray exposure is stopped and intermittent X-ray exposure is resumed.
  • a large space around the patient can be secured, so that an external information acquisition device such as a 3D camera or an ultrasound device can be installed. can.
  • an external information acquisition device such as a 3D camera or an ultrasound device
  • space can also be secured for installing a relatively large device such as an MRI that does not involve exposure to radiation, in order to pinpoint the location more precisely.
  • the information processing device 100 can identify the relative position of the irradiation target organ and the positional relationship between the irradiation target organ and other organs with higher precision, and It is possible to irradiate at the appropriate timing.
  • FIG. 19 is a diagram schematically showing the relative positional relationship between the X-ray generating section 20 and the detecting section 21 in the conventional full gantry and half gantry, and the relative positional relationship between the X-ray generating section and the detecting section in the present invention.
  • FIG. 19(a) is a diagram showing an example of the arrangement of the X-ray generating section and the detecting section in a charged particle beam irradiation system that is not a rotating gantry according to the present invention
  • FIG. 19(b) is a diagram showing an example of the arrangement of the FIG. 19C is a diagram showing the relative positional relationship between the X-ray generating part and the detecting part in the half gantry.
  • 19(a) to 19(c) indicate a virtual plane P(17) generated from a plurality of trajectories of the irradiated charged particle beam.
  • F1 and F2 each indicate a detection section
  • X1 and X2 indicate an X-ray generation section.
  • the upstream side is the charged particle beam generation source side of the charged particle beam irradiation device
  • the downstream side is the charged particle beam emission side.
  • the charged particle beam irradiation system that is not a rotating gantry according to the present invention is different from the conventional full gantry and half gantry.
  • an axis connecting the pair of X-ray generating sections (X1, X2) and detecting sections (F1, F2) that is, a line connecting X-ray generating section X1 and detecting section F1, and an axis connecting X-ray generating section X2 and detecting section F2. They are common in that lines connecting them (both not shown) intersect on the virtual plane P.
  • the direction from upstream to downstream of the device is parallel to the virtual plane P.
  • the direction from upstream to downstream of the device is parallel to the virtual plane P.
  • the charged particle beam irradiation system, which is not a rotating gantry, according to the present invention, and the conventional full gantry all the detection parts The difference is whether or not it is located upstream of the X-ray generating section.
  • FIG. 19(a) and FIG. 19(c) all the detection parts The difference is whether or not it is located upstream of the X-ray generating section.
  • the X-ray generating section (X1, X2) and the detecting section (F1, F2) are located with the virtual plane P in between. They differ depending on whether they are on the same side or not.
  • one of the features of the charged particle beam irradiation system that is not a rotating gantry according to the present invention is that (i) the X-ray generation section and the detection section are not located on the same side with respect to the virtual plane P; (ii) All detection units (or X-ray generation units) are arranged upstream of the X-ray generation unit (or detection unit). .
  • the first X-ray generation section and the second X-ray generation section are charged and
  • the particle beam irradiation device is arranged in plane symmetry with respect to a virtual plane formed by a plurality of selectable trajectories of the charged particle beam, and the side where the charged particle beam enters the charged particle beam irradiation device is the upstream side, and the charged particle
  • the side from which the beam is emitted from the charged particle beam irradiation device is defined as the downstream side
  • the first detecting section and the second detecting section are located closer to each other than the first X-ray generating section and the second X-ray generating section.
  • the X-ray generator and detector By placing the X-ray generator and detector on the ground and ceiling to the left and right of the charged particle beam irradiation device, they are separated from the irradiator, so there is no need to evacuate the X-ray generator and detector during treatment beam irradiation. Ample space is secured around the patient. Therefore, the installation precision of the X-ray generating section and the detecting section does not change due to insertion/retraction driving, and the treatment precision does not deteriorate. Furthermore, it is possible to perform patient positioning while changing the treatment irradiation angle, which makes it possible to shorten treatment time and increase the number of patients to be treated per treatment room. Furthermore, while ensuring a space for the treatment table to rotate around the isocenter, the patient's position can be confirmed with a fixed geometrical arrangement of X-ray images, improving treatment accuracy in non-coplanar irradiation.
  • the information processing device 100 may include a learning section for learning the learning model 143. That is, the learning model 143 may be provided with a function of performing learning according to a predetermined algorithm based on a plurality of teacher data and generating the learning model 143.
  • the information processing device 100 may include a relearning unit that receives input of new teacher data and relearns the learning model 143.
  • a relearning unit that receives input of new teacher data and relearns the learning model 143.
  • the above embodiment describes a case where there is one learning model 143, there may be a plurality of learning models 143. That is, the learning model 143 may be created for each organ to be treated, for example. By subdividing the learning model 143 for each organ, more accurate learning can be performed, and highly accurate charged particle beam irradiation can be achieved.
  • the learning model 143 may be created for each patient receiving treatment, and in that case, the learning model 143 adds the patient's treatment area to the X-ray image as annotation information, It may also be something for learning.
  • the learning model 143 can be constructed not only from prior image information etc. taken before the treatment of the patient to be treated, but also from X-ray images etc. of unspecified patients who have been treated so far. In some cases, it is constructed from patient data before the patient is treated. This can be expected to improve treatment accuracy by increasing the number of learning data. This approach is expected to improve the accuracy of skeletal positioning using X-ray images of bones, as well as irradiation control during treatment of organs that involve respiratory movement.
  • the angle formed between the X-rays and the virtual plane 17 is arbitrary, and the X-ray generating unit 20 is provided on both sides of the charged particle beam irradiation device so as not to interfere with the movement of the moving vehicle 10. It should be . At this time, it is better to install the X-ray generator 20 as close to the charged particle beam irradiation device as possible to prevent the treatment room from becoming too large. It is desirable that the moving vehicle 10 be placed in a position that does not interfere with the acquisition of X-ray images.
  • the program of each embodiment of the present disclosure may be provided in a state stored in a storage medium readable by an information processing device.
  • the storage medium may be a "non-transitory tangible medium" capable of storing the program.
  • the program may include, for example, a software program or an information processing device program.
  • the storage medium may, where appropriate, include one or more semiconductor-based or other integrated circuits (ICs) (e.g., field programmable gate arrays (FPGAs), application specific integrated circuits (ASICs), etc.), hard drives, etc.
  • ICs semiconductor-based or other integrated circuits
  • Storage media may be volatile, non-volatile, or a combination of volatile and non-volatile, where appropriate.
  • the program of the present disclosure may be provided to the information processing device 100 via any transmission medium (communication network, broadcast wave, etc.) that can transmit the program.
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  • the present invention may be a method of controlling a charged particle beam from a charged particle beam irradiation device by the information processing device 100. That is, one aspect of the present invention includes a deflecting electromagnet that continuously changes the irradiation angle of the charged particle beam to the isocenter by deflecting the charged particle beam; a charged particle beam irradiation device comprising: an irradiation nozzle that moves continuously with a beam; an X-ray generation section that irradiates X-rays; and a detection section that detects the X-rays; The particle beam passes through the irradiation nozzle and is irradiated to the isocenter, and the virtual line connecting the X-ray generation section and the detection section is a virtual line formed by the charged particle beam irradiated from the irradiation nozzle to the isocenter.
  • step S1601 and step S1602 may be performed first, or the processing in step S1601 and the processing in step S1602 may be performed simultaneously.

Abstract

回転式ガントリータイプではない荷電粒子ビーム照射装置においてＸ線を用いた呼吸同期照射を、実現できる荷電粒子ビーム照射システムを提供する。　荷電粒子ビーム照射システムは、加速器から出射されたのち、輸送された荷電粒子ビームが入射して、アイソセンタに向かって出射することができる荷電粒子ビーム照射装置と、第１のＸ線発生部と第１の検出部、第２のＸ線発生部と第２の検出部とを有しており、第１のＸ線発生部と第２のＸ線発生部から発生するＸ線はアイソセンタを通過して、それぞれ第１の検出部と第２の検出部により検出され、第１のＸ線発生部と第２のＸ線発生部は、荷電粒子ビーム照射装置が選択できる荷電粒子ビームの複数の軌道により形成される仮想平面を挟むように配置され、荷電粒子ビームが荷電粒子ビーム照射装置に入射する側を上流側、荷電粒子ビームが荷電粒子ビーム照射装置から出射される側を下流側としたときに、第１の検出部と第２の検出部は、第１のＸ線発生部と第２のＸ線発生部よりも上流または下流に位置する。

Description

荷電粒子ビーム照射システム
　本発明は、　荷電粒子ビーム照射システムに関する。
　従来、がん治療の治療法として、患部に陽子線や重粒子線（例えば、炭素線）といった荷電粒子ビームを照射して治療する粒子線治療（陽子線治療と呼称されることもある）が行われている。このような粒子線治療においては、荷電粒子ビームを患部に集中させつつ、患部以外の部分の被ばくを抑制すべく、荷電粒子ビームを様々な方向から照射することで患部の荷電粒子ビームの線量を高める。特許文献１、２には、荷電粒子ビームを照射する装置であって、患者を全方向から荷電粒子ビームを照射できるように、ビームの輸送系と照射部が患者の周囲を回転するように構成された回転照射装置が開示されている。一方でこのような回転照射装置（以下、回転式ガントリー）は、患者の周囲を回転できるように構成する関係上、装置が巨大化する。そこで、特許文献３には、荷電粒子ビームを照射する装置であって、回転照射装置を用いずに任意の角度から荷電粒子ビームを照射することができる荷電粒子ビーム照射装置が開示されている。装置の巨大化の一つの原因である照射部を回転させる機構を用いないことで、特許文献３に記載の荷電粒子ビーム照射装置は、特許文献１や特許文献２のものと比して小型化が実現できている。
特許第６５２３０７６号公報 特許第６１５８３３４号 特許第６３８７４７６号
　ところで、荷電粒子ビームは患者の治療部位に対して精度よく正確に照射されなければならない。しかし、患者の臓器は患者の呼吸や拍動等により常に変動し続けるため荷電粒子ビームの照射位置において治療部位が常に変動し続けるという問題がある。そこで、患者の呼吸等を考慮して行う治療に呼吸同期照射と呼ばれる照射法がある。当該照射法を実現する一例として、荷電粒子ビームの照射位置としての治療部位を確認すべく治療照射時にＸ線により腫瘍やその周辺に留置したマーカーや患者内部の臓器の状態をモニタし、適切なタイミングで荷電粒子ビームを照射制御する方法がある。モニタを行うＸ線発生部と検出部は高精度な検出が実現可能な好適な位置に設置する必要があるが、上記特許文献１や特許文献２のような回転式ガントリーの場合、設置スペースの制約があり、特定の位置に設置せざるを得ないことが多い。例えば、荷電粒子ビームの照射系と同様に同軸で回転するように、かつ、荷電粒子ビームの照射を阻害しないように、Ｘ線発生部と、それに対向する検出部を設けることで、患者内部の臓器の状態を検出し、荷電粒子ビームを照射することができる。特許文献１に開示されるような、３６０度以上の回転角を有する回転式ガントリー（以下、フルガントリー）を用いた場合、異なる角度から照射した際に生じるそれぞれの荷電粒子ビームの照射軸が形成する面とＸ線発生部と検出部を結ぶ軸が形成する面とが同一面上に形成されるように構成されるのが一般的である。即ち、照射部の回動に伴って、Ｘ線発生部と検出部も回動させる。一方で、特許文献２に開示されるような、３６０度未満（例えば１８０度）の回転式ガントリー（以下、ハーフガントリー）の場合、フルガントリーとは異なりＸ線発生部と検出部が照射部と同時に回動せずに設置される場合がある。回動しないことでＸ線発生部や検出部の設置精度、及び、回動後のＸ線発生部や検出部の繰り返しの位置再現性は向上する。これに対して、上記特許文献３のような回転式ガントリーとは異なる荷電粒子ビーム照射装置の場合、荷電粒子ビームの照射軸が形成する面と、Ｘ線発生部と検出部を結ぶ軸が形成する面を同一面上に配置することが困難であった。例えば、患者の頭尾方向に垂直な断面をＸ線、陽子線が進行するように機器を配置した場合、照射ノズルと検出部であるＦＰＤ（Flat Panel Detector）が干渉する可能性や、床面にあるＸ線発生部と照射装置とが干渉してしまい、実現することが困難であった。
　そこで、本発明は上記問題に鑑みてなされたものであり、回転式のガントリーでない場合であっても、Ｘ線による呼吸同期照射を用いた治療が可能な荷電粒子ビーム照射システムを提供することを目的とする。
　上記問題に対応するために、本発明の一態様に係る荷電粒子ビーム照射システムは、加速器から出射されたのち、輸送された荷電粒子ビームが入射して、アイソセンタに向かって出射することができる荷電粒子ビーム照射装置と、第１のＸ線発生部と第１の検出部、第２のＸ線発生部と第２の検出部とを有しており、第１のＸ線発生部と第２のＸ線発生部から発生するＸ線はアイソセンタを通過して、それぞれ第１の検出部と第２の検出部により検出され、第１のＸ線発生部と第２のＸ線発生部は、前記荷電粒子ビーム照射装置が選択できる前記荷電粒子ビームの複数の軌道により形成される仮想平面を挟むように配置され、前記荷電粒子ビームが前記荷電粒子ビーム照射装置に入射する側を上流側、前記荷電粒子ビームが前記荷電粒子ビーム照射装置から出射される側を下流側としたときに、第１の検出部と第２の検出部は、第１のＸ線発生部と第２のＸ線発生部よりも上流または下流に位置する。
　本発明に係る荷電粒子ビーム照射システムによれば、回転式のガントリーでない場合であっても、Ｘ線による呼吸同期照射を用いた治療ができる。
図１は、粒子線治療施設の模式図である。 図２（ａ）は、照射ノズル近傍の側面図であり、図２（ｂ）は、照射ノズル近傍の正面図である。 図３は、Ｘ線発生部が配置されていない状態の荷電粒子ビーム照射システムの斜視図である。 図４（ａ）は、図３に示す荷電粒子ビーム照射システムの左側面図であり、図４（ｂ）は、同荷電粒子ビーム照射システムの右側面図である。 図５は、図３に示す荷電粒子ビーム照射システムの正面図である。 図６（ａ）は、図３に示す荷電粒子ビーム照射システムの天面図であり、図６（ｂ）は、同荷電粒子ビーム照射システムの背面図である。 図７は、Ｘ線発生部とその検出部、患者を載置した移動車両とを配した荷電粒子ビーム照射システムの斜視図である。 図８は、図７に示す荷電粒子ビーム照射システムの右側面図である。 図９は、図７に示す荷電粒子ビーム照射システムの正面図である。 図１０は、荷電粒子ビーム照射装置による荷電粒子ビームの照射の仕組みを説明する図である。 図１１は、荷電粒子ビーム照射装置を備える治療室の上面図の一例である。 図１２は、Ｘ線撮像装置の設置条件を示す概略図である。 図１３は、Ｘ線撮像装置の有効視野と設置角度の関係を示す図である。 図１４は、荷電粒子ビーム照射装置のシステム構成例を示すシステム構成図である。 図１５は、荷電粒子ビーム照射装置による荷電粒子ビームの照射を制御する情報処理装置の構成例を示すブロック図である。 図１６は、情報処理装置による荷電粒子ビーム照射装置の制御動作例を示すフローチャートである。 図１７は、呼吸波形予測を行って、治療照射を行う場合のタイミングチャートの一例である。 図１８は、呼吸波形予測を行って、治療照射を行う場合のタイミングチャートの他の一例である。 図１９（ａ）は、本実施形態に係る荷電粒子ビーム照射システムとＸ線発生部と検出部との配置関係を示す図であり、図１９（ｂ）は、従来のフルガントリーにおける荷電粒子ビーム照射システムとＸ線発生部と検出部との配置関係を示す図であり、図１９（ｃ）は、従来のハーフガントリーにおける荷電粒子ビーム照射システムとＸ線配置部と検出部との配置関係の際を示す図である。
　以下、本実施形態に係る荷電粒子ビーム照射システムについて、図面を参照しながら、詳細に説明する。
＜実施形態＞
＜実施例１＞
　図１は本発明を実施する粒子線治療施設の模式図である。加速器（図示せず）から取り出された荷電粒子ビームはビーム輸送系９０を通り、治療室３０へと輸送される。ここで加速器は、荷電粒子ビームを生成する装置であって、例えば、シンクロトロン、サイクロトロン、又は線形加速器により実現される。ビーム輸送系９０は真空ダクトや荷電粒子ビーム調整装置を備える。なお、荷電粒子ビーム調整装置は、ビーム形状及び／ 又は線量を調整するためのビームスリット、荷電粒子ビームの進行方向を調整するための偏向電磁石、荷電粒子ビームのビーム形状を調整するための四極電磁石、並びに、荷電粒子ビームのビーム位置を微調整するためのステアリング電磁石などを、仕様に応じて適宜備え、荷電粒子ビームのビーム形状や線量を調整する。治療室は放射線遮蔽を考慮し、四方をコンクリート等の壁で覆われている。ビーム輸送系末端の治療室内には照射ノズルがあり、荷電粒子ビームは照射ノズルを通過し、治療台に横たわる患者への照射が行われる。図１には治療室に対し、水平方向（荷電粒子ビーム照射装置５０ａの照射ノズル）と垂直方向（荷電粒子ビーム照射装置５０ｂの照射ノズル）との２方向からの照射が可能な例を開示している。実施例１においては、荷電粒子ビームの水平進行方向をＸ、垂直進行方向をＹ、ＸとＹそれぞれに垂直な方向をＺとしている。水平方向、垂直方向のそれぞれに進む荷電粒子ビームはアイソセンタと呼ばれる点Ｏにおいて交わる。照射ノズルには、荷電粒子ビームを照射標的形状に走査するための走査電磁石、線量を計測する線量モニタ、ビーム位置を測定するための位置モニタ、エネルギー変調装置等から構成される。さらに、治療室には患者位置決めを行うための位置決め装置が備えられる。患者位置決めとは、治療室内の照射ノズルに対する（荷電粒子ビーム照射装置に対する）患者（治療部位）の相対位置関係を特定することであってよい。位置決め装置は、Ｘ線発生部２０としてＸ線菅や、検出部としてフラットパネルディテクタ（以下、ＦＰＤ）等で構成される画像診断装置や、位置決めデータの送受信を行うための装置から構成される。図１ではＦＰＤ２１は天井から吊り下げられる（図示せず）ように２台（図示では１台のみ）設置されている。Ｘ線管２０は点Ｏを挟んでＦＰＤ２１と点対称な位置にそれぞれ設置される。図１においては２台のＸ線管が床下に設置されている。本実施例１ではＦＰＤ２１は天井側、Ｘ線管２０は床下となっているが、これは両者の配置を制限するものではなくＦＰＤが床側、Ｘ線管が天井側でもよい。なお、図示しないがその他の画像診断装置としてＸ線ＣＴやＭＲＩが治療室内に設置される場合もある。また、本実施例ではＦＰＤ２１は天井から吊り下げられるとしているが、その限りではなく、治療室内の装置に取り付けられるとしてもよい。
　図２（ａ）は実施例１を実現する照射ノズル近傍の側面図の模式図であり、図２（ｂ）は、実施例１を実現する照射ノズル近傍の正面図である。図２では水平、垂直の２方向の荷電粒子ビ－ムが形成する架空の面を仮想平面Ｐと定義し、点Ｏは仮想平面Ｐ内にある。対となる位置決め装置をＸ線管２０ａとＦＰＤ２１ａ、Ｘ線管２０ｂとＦＰＤ２１ｂとすると、図２（ａ）に示したようにＦＰＤ２１ａとＦＰＤ２１ｂはＸ線管２０ａとＸ線管２０ｂよりも荷電粒子ビ－ムの進行方向の上流側に設置される。本実施例ではＦＰＤ２１がＸ線管２０よりも上流側に設置されるが、ＦＰＤ２１がＸ線管２０の下流側に設置されてもよい。Ｘ線管２０ａとＸ線管２０ｂは仮想平面Ｐに関して面対称な位置にある。ＦＰＤ２１ａとＦＰＤ２１ｂは仮想平面Ｐに関して面対称な位置にある。Ｘ線管２０ａとＦＰＤ２１ａ、Ｘ線管２０ｂとＦＰＤ２１ｂは図２（ｂ）に示したように点Ｏに対しそれぞれが点対称に設置されるため、仮想平面Ｐを基準にして同一側にＸ線管２０ａとＦＰＤ２１ｂが配置され、その反対側にＸ線管２０ｂとＦＰＤ２１ａが設置されることとなる。なお、ここでは、仮想平面Ｐに対して面対称に配する例を示しているが、Ｘ線管２０ａとＸ線管２０ｂとは、仮想平面Ｐに対して面対称に配されなくともよく、一例として、ＦＰＤ２１ａは、図２（ｂ）の紙面前後（奥行き）方向で、図示よりも後側（紙面奥側）に設けられてもよい。
　図２に示したようにＺ方向が患者の頭尾方向となる。図示はしていないが患者は治療台の上に横たわり、患者位置決めや治療照射を行う。本実施例では仮想平面Ｐを挟み、ＦＰＤ２１ａとＦＰＤ２１ｂ、Ｘ線管２０ａとＸ線管２０ｂがそれぞれ設置されているため頭尾方向の広範囲な領域を撮像することができる。Ｘ線管２０ａとＸ線管２０ｂ、ＦＰＤ２１ａとＦＰＤ２１ｂがそれぞれ仮想平面Ｐに対し同一側に配置される場合、即ち仮想平面Ｐに対し面対称に配置されない場合は体軸の左右方向側が撮像領域となり、人体を広範囲で撮像することができない。結果、広範囲を撮像するためには頭尾方向に患者を移動させ複数回撮像することとなる。本実施例では、一度に広範囲を撮像可能なため、Ｘ線撮像による被ばく量を軽減することが可能である。また、位置決め作業時間を短縮することで治療室利用効率を向上させ、病院の収益増加にも資する。
　本実施例１においては、図２（ａ）に示したように水平の照射ノズルと垂直の照射ノズルとの間に２つのＦＰＤ２１（２１ａ、２１ｂ）を設置することが可能であり、スペースを有効活用することが可能である。一般的には、患者位置決め時に放射線技師が患者の姿勢を３次元位置で捉えやすくするために、荷電粒子ビームの照射軸が形成する仮想平面ＰとＸ線管２０とＦＰＤ２１を結ぶ軸が形成する面とが互いに同一面になるようにＸ線管２０とＦＰＤ２１は設置される。あるいはＸ線管２０とＦＰＤ２１を結ぶ軸が形成する面が仮想平面Ｐよりも水平側に対し傾いた状態となるように、Ｘ線管２０とＦＰＤ２１は設置される。即ち、ＦＰＤ２１の１つはビーム進行方向下流側、治療室内の開放空間側に設置されることとなる。この場合、水平ビーム進行方向下流側から照射ポートにアクセスすることが難しくなり、ＦＰＤ２１と人との干渉を防ぐためにＦＰＤ２１を退避させる等の構成が必要となる。本実施例においてはＦＰＤ２１を退避させることなく、水平ビーム進行方向下流側から上流側へアクセスすることが可能であり、作業効率を向上させることが可能である。ＦＰＤ２１の退避が不要となることで、設置位置精度の向上も期待され、呼吸同期照射等の高精度な治療照射が可能である。また、上流側にＦＰＤ２１が設置できない場合、撮像範囲に治療台が被ることがあり得、撮像条件が変わる恐れがある。本実施例ではそれを避けることができ、治療台の位置に関わらず撮像条件を揃えることができ、治療精度の向上が期待される。
＜実施例２＞
　図３は、Ｘ線発生部と、そのＸ線を検出する検出装置とを配置していない状態の荷電粒子ビーム照射装置を配置していない状態の荷電粒子ビーム照射システムの斜視図である。図４（ａ）は、図３に示す荷電粒子ビーム照射装置の右側面図である。また、図４（ｂ）は、同荷電粒子ビーム照射装置の左側面図である。図５は、図３に示す荷電粒子ビーム照射装置の正面図である。また、図６（ａ）は、図３に示す荷電粒子ビーム照射装置の天面図であり、図６（ｂ）は、同荷電粒子ビーム照射装置の背面図である。
　図３～図６（特に図４）に示すように、本実施例２に係る荷電粒子ビーム照射装置は、側面から見ると、その一部を半円形状に切り欠いた形状をしており、その半円の凹部５１から、半円の中心にあるアイソセンタＯに向けて荷電粒子ビームが照射される。当該凹部５１には、照射ノズル１１が設けられており、照射ノズル１１から荷電粒子ビームが照射標的である患部（アイソセンタ）に照射される。照射ノズル１１は、荷電粒子ビーム照射装置の凹部５１に設けられたガイドレール５２に沿って半円の範囲内で摺動可能であり、この範囲内で様々な方向から荷電粒子ビームを照射する。なお、照射ノズル１１は必須の構成ではなく、照射ノズル１１がなくとも、凹部５１の凹面から荷電粒子ビームを照射することができる。
　ここで、図１０を用いて、本実施例２における荷電粒子ビーム照射装置（非回転式ガントリー）による荷電粒子ビームの照射の仕組みについて簡単に説明する。なお、図１０においては、照射ノズル１１は省略している。
　図１０（ａ）は、荷電粒子ビーム照射システムの荷電粒子ビーム照射装置５０に設けられる偏向電磁石８０を右側面から見た荷電粒子ビームの経路を模式的に示した模式図である。即ち、図１０（ａ）は、図４（ａ）、あるいは、後述する図８に対応する。図１０（ａ）に示すように、荷電粒子ビーム照射装置５０は、振分電磁石７０と、偏向電磁石８０を備える。
　荷電粒子ビーム照射装置に入力される荷電粒子ビーム（図１０左端）は、図示しない加速器により加速され、図示しないビーム輸送系を介して、荷電粒子ビーム照射装置に入力される。荷電粒子ビーム照射装置の更なる詳細については特許文献３を参照されたい。
　図１０（ａ）には偏向角φ及び収束角θごとに異なる複数のビーム経路の例を示している。ここで、荷電粒子ビームの進行方向をＸ軸、偏向電磁石８０が生成する磁場の方向をＺ軸、Ｘ軸及びＺ軸に直交する方向をＹ軸とする。偏向電磁石８０は、ＸＹ面において、Ｘ軸に対する偏向角φの広い範囲から入射する荷電粒子ビームを、アイソセンタＯに収束させるよう構成されている。なお、図１０（ａ）においては、照射ノズルは省略し、説明を簡単にするために、アイソセンタＯをＸＹＺ空間の原点とし、上流側（加速器側、図１０（ａ）の紙面左側）をＸ軸の正の方向としている。
　偏向角φの範囲は、－９０度超～＋９０度未満の範囲にあり、プラス（＋Ｙ軸方向）の偏向角範囲とマイナス（－Ｙ軸方向）の偏向角範囲は異なっていてもよい（非対称）。例えば、プラス側の最大偏向角（φ＝φMAX）を１０度、１５度、２０度、２５度、３０度、３５度、４０度、４５度、５０度、６０度、７０度、８０度、及び８５度のうちのいずれかとし、マイナス側の最大偏向角（φ＝－φMAX）を－１０度、－１５度、－２０度、－２５度、－３０度、－３５度、－４０度、－４５度、－５０度、－６０度、－７０度、－８０度、及び－８５度のうちのいずれかとしてもよい。なお、偏向角φは、これらの角度に限定するものではない。
　偏向電磁石８０は、１組以上のコイル対を備え、該コイル対は、荷電粒子ビームの進行方向と荷電粒子ビームの偏向角φの広がり方向に直交する方向（図中Ｚ軸方向）を向いた一様な磁場を生成し（有効磁場領域８１ａ、８１ｂ）、荷電粒子ビームの経路を挟むように配置されている。偏向電磁石８０の１組のコイル対が生成する有効磁場領域は、図１０（ａ）に示すようにＸＹ平面において三日月状の形状を有し、その詳細については後述する。なお、荷電粒子ビームが通過する、対向するコイル対間の隙間は（Ｚ軸方向の距離）、ＸＹ面における荷電粒子ビームが広がる範囲に比べて十分に小さいため、ここでは荷電粒子ビームのＺ軸方向の広がりについては考慮しない。
　図１０（ｂ）は、偏向電磁石８０のＡ－Ａ線断面図である。偏向電磁石８０は、好ましくは少なくとも二組のコイル対８４ａ、８４ｂを備える。コイル８４ａ、８４ｂの内部にはそれぞれ磁極８５ａ、８５ｂが組み込まれ、磁極８５ａ、８５ｂにはヨーク８６が接続されている。偏向電磁石８０には電源装置（不図示）が接続されており、電源装置からコイル対８４ａ、８４ｂに電流（励磁電流）が供給されることで、偏向電磁石８０が励磁し、有効磁場領域８１ａ、８１ｂ（総称して有効磁場領域８１ともいう。）が形成される。
　なお、有効磁場領域８１ａの範囲と有効磁場領域８１ｂの範囲は、異なっていてもよい（非対称）。例えば、プラス（＋Ｙ軸方向）の偏向角φの範囲とマイナス（－Ｙ軸方向）の偏向角φの範囲が非対称であれば、それに応じて有効磁場領域８１ａ、８１ｂも非対称に形成することで、使用されない有効磁場領域を削減できる。
　振分電磁石７０により偏向され、偏向電磁石８０に入射する荷電粒子ビームの偏向角φの範囲は、プラスの最大偏向角（φ＝φMAX）からマイナスの最大偏向角（φ＝－φMAX）の範囲であり、プラスの最大偏向角φMAXは、１０度以上９０度未満の角度であり、マイナスの最大偏向角－φMAXは、－９０度超－１０度以下の角度である。偏向角φ及び後述する照射角θは、ＸＹ面において、Ｘ軸に対する荷電粒子ビームの経路の角度である。
　プラスの偏向角範囲（φ＝０超～φMAX）で入射した荷電粒子ビームは、第１のコイル対８４ａの有効磁場領域８１ａにより偏向され、照射ノズル１１を通りアイソセンタＯに照射される。マイナスの偏向角範囲（φ＝０未満～－φMAX）で入射した荷電粒子ビームは、第２のコイル対８４ｂの有効磁場領域８１ｂにより偏向され、照射ノズル１１を通りアイソセンタＯに照射される。有効磁場領域８１ａと有効磁場領域８１ｂの磁場の向きは互いに反対の方向である。なお、振分電磁石７０から偏向角φ＝０で偏向電磁石８０に入射する荷電粒子ビームは、有効磁場領域８１ａ、８１ｂのいずれか又は両領域８１ａ、８１ｂの間を通過し、照射ノズル（不図示）を通じてアイソセンタＯに収束する。
　偏向電磁石８０に入射する荷電粒子ビームの偏向角φは、振分電磁石７０により制御される。振分電磁石７０は、加速器（不図示）から供給される荷電粒子ビームの進行方向（図中Ｘ軸）に直交する方向（図中Ｚ軸）を向いた磁場を生成し、通過する荷電粒子ビームを偏向する電磁石と、該磁場の強度及び向きを制御する制御部とを備える（いずれも不図示）。振分電磁石７０は、磁場の強度及び向き（Ｚ軸方向）を制御することで、ＸＹ面において荷電粒子ビームを偏向し、偏向起点Ｑにて偏向角φで偏向した荷電粒子ビームを偏向電磁石８０に出射する。ここで、偏向起点ＱとアイソセンタＯはＸ軸上（同一水平面上）にある。
　図１０（ｃ）を参照して、偏向電磁石８０の有効磁場領域８１ａを形成するための計算式について説明する。なお、本実施形態では、Ｚ軸方向への荷電粒子ビームの偏向は考慮しないので、ＸＹ面における有効磁場領域の形成について説明する。偏向電磁石８０の有効磁場領域８１ａについて説明するが、有効磁場領域８１ｂについても同じであるため、説明は省略する。
　まず、偏向電磁石８０の荷電粒子ビームの出射側８３の有効磁場領域８１ａの境界は、アイソセンタＯから等距離ｒ１の位置にある範囲となるように決める。次に、偏向電磁石８０の荷電粒子ビームの入射側８２の有効磁場領域８１ａの境界は、後述する関係式（１）～（５）に基づき、アイソセンタＯから所定の距離Ｌの位置にある仮想上の偏向起点Ｑにて偏向角φで偏向し、入射する荷電粒子ビームが、アイソセンタＯに収束するように決められる。ここで、仮想上の偏向起点Ｑは、振分電磁石７０の中心で荷電粒子ビームが偏向角φのキックを極短距離の間に受けると仮定した点である。
　偏向角φで輸送されてきた荷電粒子ビームは、入射側８２の有効磁場領域８１ａの境界上の任意の点Ｐ１から入り、有効磁場領域８１ａ内で曲率半径ｒ２の円運動を行い（このときの中心角は（φ＋θ）となる。）、出射側８３の有効磁場領域８１ａの境界上の点Ｐ２から出て、アイソセンタＯに向けて照射される。つまり、点Ｐ１と点Ｐ２とは半径ｒ２及び中心角（φ＋θ）の円弧上にある。
　図１０（ｃ）に示すように、ＸＹ面においてアイソセンタＯを原点とするＸＹ座標系を想定する。出射側８３の点Ｐ２とアイソセンタＯとを結ぶ直線とＸ軸とがなす角度を照射角θとすると、入射側８２の点Ｐ１の座標（ｘ，ｙ）、偏向角φ、及び点Ｑと点Ｐ１との間の距離Ｒは、以下の関係式（１）～（４）から求まる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　ここで、有効磁場領域８１ａには一様な磁束密度Ｂの磁場が生じており、荷電粒子ビームの運動量をｐ（およそ加速器に依存する）、電荷をｑとすると、磁場中で偏向される荷電粒子ビームの曲率半径ｒ２は、式（５）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　上記関係式（１）～（５）に基づき、偏向電磁石８０のコイル対８４ａ及び磁極８５ａの形状及び配置を調整し、コイル対８４ａに流す電流を調整することで、有効磁場領域８１ａの境界の形状を調整できる。すなわち、出射側８３の有効磁場領域８１ａの境界上の任意の点Ｐ２とアイソセンタＯとの間の距離が等距離ｒ１となるように境界を定め、有効磁場領域８１ａの磁束密度Ｂを調整して式（５）からｒ２を決め、入射側８２の有効磁場領域８１ａの境界上の点Ｐ１と偏向起点Ｑとの間の距離Ｒが式（４）の関係を有するように、入射側８２の有効磁場領域８１ａの境界を定める。式（３）のφの極大値が、最大偏向角φMAXとなる。なお、限定されるものではないが、偏向起点Ｑを通過する荷電粒子ビームが偏向電磁石８０による偏向を受けなくともアイソセンタＯに収束するように、偏向起点Ｑ、偏向電磁石８０、及びアイソセンタＯの配置を調整しておくと、装置構成をよりシンプルにできるため好ましい。
　上記のようにして求まる偏向電磁石８０の有効磁場領域８１ａ、８１ｂの境界は、荷電粒子ビームをアイソセンタＯに収束させるための理想的な形状である。なお実際には、この理想的な形状からのずれや磁場分布の不均一性があったとしても、偏向電磁石８０の励磁量（磁束密度Ｂ）を偏向角φごとに予め微調整し、その情報を電源装置に記憶させておき、偏向角φと偏向電磁石８０の電流量とが連動するようにそれらを制御することで、荷電粒子ビームをアイソセンタＯに合わせて偏向させることができる。また、事前に磁場分布の不均一性を予測できる場合には、偏向電磁石８０のコイル対８４ａ、８４ｂ及び磁極８５ａ、８５ｂの形状及び配置を補正することで、荷電粒子ビームの軌道を微調整することも可能である。
　これにより、荷電粒子ビームを患部（アイソセンタＯ）に対して所望の角度で照射を行うことができる。
　図７は、荷電粒子ビーム照射装置に、Ｘ線発生部２０を配するとともに、患者を載置した移動車両１０を配した状態の荷電粒子ビーム照射システムを示す斜視図である。なお、図８は、図７に示した荷電粒子ビーム照射装置の右側面図である。図９は、図３に示す荷電粒子ビーム照射システムの正面図である。図７～図９を用いて、荷電粒子ビーム照射装置と、Ｘ線発生部とその検出部との位置関係を説明する。なお、図７～図９においては、Ｘ線発生部照射装置や患者を載置した移動車両１０を見やすくするために図３に示した天面の壁、及び背面の壁及び荷電粒子ビーム照射装置５０の壁以降の加速器側の構造は示していない。
　荷電粒子ビーム照射装置は、所定の治療室内に設けられる。治療対象の患者Ｕは、移動車両１０の治療台１５に載置され、荷電粒子ビーム照射装置の治療位置まで、自動制御で運搬される。患者Ｕが載置される治療台１５は、移動車両１０に設けられたアーム１６に接続されており、このアーム１６が駆動（アーム１６の軸が回動）することで、治療台１５に載置された患者Ｕの治療部位を荷電粒子ビーム照射装置のアイソセンタＯの位置に移動させることができる。移動車両１０は、プログラムによる自動制御、あるいは、リモートコントロールでのオペレータによる手動制御が可能であってよい。
　図７～図９に示すように、荷電粒子ビーム照射システム１は、荷電粒子ビーム照射装置５０と、Ｘ線発生部２０（２０ａ、２０ｂ）と、検出部２１（２１ａ、２１ｂ）と、を備える。上述したように荷電粒子ビーム照射装置５０は、アイソセンタに向けて荷電粒子ビームを照射することができる装置である。
　また、Ｘ線発生部２０は、Ｘ線を照射する装置であり、検出部２１は、Ｘ線発生部２０に対向し、患者Ｕの体内を通過したＸ線を検出して、Ｘ線画像を生成する装置である。図７～図９においては、点線によって模式的にＸ線を示している。検出部２１により生成されるＸ線画像は、動画であっても静止画であってもよい。検出部２１により生成されたＸ線画像は、荷電粒子ビームを照射するタイミングを決定する後述の情報処理装置１００に送信される。
　図７～図９に示されるように、Ｘ線発生部２０（２０ａ、２０ｂ）は、荷電粒子ビーム照射装置が配される治療室内であって、アイソセンタＯから見て、照射ノズル１１側（荷電粒子ビームの照射源側）の荷電粒子ビーム照射装置の両側の床下などの床面近傍に設けられる。床下に設けることで、例えば、治療室内における車両１０の移動、あるいは、人の移動の妨げになるのを抑制することができる。
　そして、そのＸ線発生部２０から照射されたＸ線を検出する検出部２１（２１ａ、２１ｂ）は、それぞれ、Ｘ線発生部２０（２０ａ、２０ｂ）に対向するように、治療室内の天井近傍に設けられる。即ち、検出部２１は、Ｘ線発生部２０よりも荷電粒子ビームの進行方向の下流側に設置される。なお、Ｘ線発生部２０と検出部２１との配置位置は逆であってもよい。即ち、検出部２１は、Ｘ線発生部２０よりも、荷電粒子ビームの進行方向の上流側に配されてもよい。
　図９に示す一点鎖線（１７）は、荷電粒子ビームが通過する経路を示す仮想平面１７（上述の仮想平面Ｐに相当する）を示している。図９に示すように、荷電粒子ビームは、図９の装置中心を通り垂直な面である仮想平面１７を通る。そして、Ｘ線発生部２０から照射されるＸ線は、仮想平面１７に交わるように照射され、アイソセンタＯを通過する。即ち、本実施形態に係る荷電粒子ビーム照射システム１においては、Ｘ線発生部２０ａと検出部２１ｂは仮想平面１７を挟まないように同一側に配置され、Ｘ線発生部２０ｂと検出部２１ａも同様に仮想平面１７を挟まないように同一側に配置される。なお、Ｘ線発生部２０ａとＸ線発生部２０ｂは仮想平面１７を挟んで対象になるように治療室内に配置されなくともよく、同様に、検出部２１ａと検出部２１ｂは仮想平面１７を挟んで対象になるように治療室内に配置されなくてもよい。
　図１１は本実施例を実現する治療室の上面図である。治療室内寸は約８ｍ×約６ｍであるが、その限りではない。治療時の安全性や患者の心理的負担を軽減するために、荷電粒子ビーム照射装置５０は照射ノズル１１を含む先端の一部のみが、化粧壁５５を挟み患者の目に触れる構造となっている。化粧壁５５はベニヤ板が使用されることが多いため、一般的にはＸ線を化粧壁５５を通過させると撮像画質が劣化してしまう。そのため、Ｘ線発生部と検出部からは、化粧壁５５よりもビーム下流側に設置させることが好ましい。Ｘ線発生部を化粧壁５５よりも上流側に設置すると検出部との位置関係から必然的にＸ線は化粧壁５５を通過してしまうことになり好ましくないためである。したがって、Ｘ線発生部２０と検出部２１は、Ｘ線がアイソセンタＯを通過するようにするため、図１１に示した化粧壁５５よりビーム下流側に設置する必要がある。さらに、荷電粒子ビーム照射装置５０の縁や照射ノズル１１、移動車両１０のアーム１６とその駆動機構部１６´とがＸ線撮像領域（図９破線）と干渉する場合、Ｘ線が減衰し、有効視野が狭められることとなる。そこで、撮像条件を変更せず、治療室も拡大せずに頭尾方向の広い領域を撮像可能であり、呼吸同期照射ができる設置の条件を述べる。
　図１２（ａ）、（ｂ）に示すように、Ｚ方向から見たときのＸ線発生部と検出部の位置関係を角度α[deg]で表し、Ｘ方向から見たときのＸ線発生部と検出部の位置関係を角度β[deg]したとき、αとβが検出される画像の有効視野に与える影響を確認した。角度αはＸＹ平面上における水平面に対するＸ線束の成す角度であり、角度βはＹＺ平面上における水平面に対するＸ線束の成す角度である。ここで、有効視野とは、Ｘ線発生部２０から発生したＸ線束が荷電粒子ビーム照射装置や治療台（移動車両）などに干渉せずに検出部２１により検出された領域をいう。また、全画面領域（検出部２１による検出範囲全体）を１００としたときに有効視野が占める領域が８０だったとき、有効視野８０％ということとする。
　理想的な有効視野を形成するＸ線発生部と検出部との配置は、２対のＸ線発生部２０と検出部２１が結ぶ軸が直交する配置にすることである。図１３（ａ）に示すように、βが４５度より小さくなる場合、つまり２対のＸ線発生部２０と検出部２１が結ぶ軸の開きが大きくなるほど、荷電粒子ビーム照射装置との干渉は小さくなる。一方で、αが大きくなる場合、つまり撮像系を照射装置側に倒すとアーム１６と駆動機構部１６´との干渉が大きくなり、αが小さくなる場合、つまり撮像系を床側に倒すとアーム１６と駆動機構部１６´との干渉は小さくなる。しかしながら、αが小さくなるほど、床側に配置されるＸ線発生部２０もしくは検出部２１の配置が化粧壁５５を超えた配置あるいは治療室内におさまらない配置となるため、不適合となる。図１３（ｂ）において、α＝７０度以上かつβ＝４５度付近におけるＸ線束と周辺装置との干渉を検討した。
　αを７４度に固定して、βの値が有効視野に与える影響を確認したところ、４２＜β＜４５のときに有効視野１００％であった。さらに３８＜β＜４７のときに有効視野８０％であった。
　αを７８度に固定して、βの値が有効視野に与える影響を確認したところ、４１＜β＜４６のときに有効視野１００％であった。さらに３９＜β＜４８のときに有効視野８０％であった。
　αを８２度に固定して、βの値が有効視野に与える影響を確認したところ、４１＜β＜４８のときに有効視野１００％であった。さらに３９＜β＜５０のときに有効視野８０％であった。
　有効視野が高いほどＸ線撮像により得られるＸ線画像の撮像範囲がより広く、画質が向上するので、有効視野のパーセンテージは大きければ大きいほどよい。有効視野８０％以上の領域にＸ線発生部と検出部を設置することで呼吸同期照射の機能を加えつつ、装置を大型化せずに高精度な治療照射が可能となる。なお、これは、有効視野を８０％以上となるＸ線発生部２０と検出部２１との配置が必須であることを意味するものではない。
　図１４は本実施例を実施するためのシステム構成図である。治療統括制御システム１６７を上位システムとし、治療照射を行うための照射制御システム１６６、患者位置決めを行う室内機器制御システム１６１とがある。治療統括制御システム１６７は収束電磁石や照射ノズルに所望の角度から治療が可能となるように指示を行う。収束電磁石は所望の角度からの照射を行えるよう励磁され、照射ノズルはアイソセンタＯへ荷電粒子ビームを照射するために駆動することとなる。室内機器制御システム１６１は治療台制御システム１６４により治療台１５を駆動させ、患者を治療照射を行う位置へと移送する。その後、Ｘ線発生部制御システム１６２により、Ｘ線曝射を行い、検出部制御システム１６３により画像を取得する。
　本発明によると、照射ノズルから出射される荷電粒子ビームの進行方向上にＸ線発生部２０や検出部２１が設置されないために、治療照射時にＸ線発生部２０や検出部２１を退避させる必要はない。結果、Ｘ線発生部２０と検出部２１の設置精度が退避による駆動で変わることはないため、Ｘ線発生部２０と検出部２１とを天井や床下に収納するように退避させる場合に比して、治療精度が低下しない。また、Ｘ線発生部２０から検出部２１までの空間が照射ノズルの駆動により遮られることもない。よって、治療照射角度を変更しつつ、患者位置決めを行うことが可能であり、治療時間の短縮が可能となる。結果、治療室あたりの治療患者数を増加させることができる。
　一般的には、患者位置決め時に放射線技師が患者の姿勢を３次元位置で捉えやすくするため、荷電粒子ビームの照射軸が形成する仮想平面１７と２対のＸ線発生部２０と検出部２１を結ぶ軸が形成する面とが互いに直交同一面の、水平・垂直のビームライン上に設置される。少なくとも２方向からの撮像画像があれば、配置方向に依らず位置決めは可能であるため、本発明のＸ線発生部２０と検出部２１の配置においても従来と同等の患者位置決め精度が得られる。
　患者の長軸方向に対して垂直断面だけでなく、非同一面からも治療ビームを照射し、正常組織や主要に隣接する重要臓器への線量を低下させるノンコプラナ照射に対して、本発明は治療精度向上に資する。患者位置決め後は、所望の非同一面上での照射となるよう、治療台をアイソセンタ周りに回転させ照射を開始する、治療台の移動精度に依存した治療が行われている。本発明では、患者の長軸方向に２対のＸ線発生部２０と検出部２１が配置されるため、患者周りのスペースが広く確保される。このため、治療台がアイソセンタ周りに回転するスペースを確保しつつ、一定のＸ線撮像体系で患者の位置を確認することができ、ノンコプラナ照射における治療精度が向上する。
　回転ガントリーでは、２対のＸ線発生部２０と検出部２１が回動するため、患者位置決め配置は正側方向、照射中の体内モニタは照射角度に依存した配置となる。本実施例では、呼吸同期照射において、一連の治療中に、患者位置決めと照射中の体内モニタとして取得される画像を、照射角度に依らず同じ幾何学的配置で評価することができる。患者位置決めの際、呼吸性移動の影響の少ない骨をランドマークとする。次に、呼吸同期照射では呼吸性移動する臓器の動きと骨の相対位置関係を考慮した位置決めが必要となり、２段階の位置確認が行われる。また腸内のガスの動きが影響する前立腺や、その他、照射中に体内の動きにより照射対象物の動きが経時的に変化する場合の照射にも同様の確認が行われる。本発明では、患者位置決め時と体内モニタ時の２対のＸ線発生部２０と検出部２１の幾何学的配置が同じであるため、呼吸同期照射を代表とする臓器の位置再現性を要求される治療において照射精度が向上する。
　本実施例では、回転しないガントリーに対して患者長軸方向に２対のＸ線発生部２０と検出部２１を設置することにより、機器設置や建屋構造が複雑にならず、メンテナンスや装置全体を小型化できる。ハーフガントリーにおいて同配置の場合、ビーム上流側に配置される２対のＸ線発生部２０と検出部２１のうち、各々少なくとも１台は、筒状の回転ガントリー内に配置される。故に、回転ガントリー内に機器設置のための複雑な支持器が必要であり、メンテナンス時は回転ガントリー内での作業となり作業者の負担が大きい。また、照射装置が回転しないことにより、回転するスペースとして高さと奥行きが約１０ｍの巨大な筒状の構造体が必要な回転ガントリーと比較して、照射装置を格納する建屋が半分程度の大きさとなり、治療装置の導入コストを大きく削減することができる。
＜実施例３＞
＜情報処理装置の構成＞
　図１５は、荷電粒子ビーム照射システムを制御する情報処理装置１００の構成例を示すブロック図である。情報処理装置１００は、荷電粒子ビーム照射装置から患者の治療部位に対して荷電粒子ビームの照射を制御するコンピュータシステムであり、いわゆるサーバ装置、ＰＣ、タブレット端末などにより実現されてよいが、これらに限定するものではない。図１５に示すように、情報処理装置１００は、通信部１１０と、入力部１２０と、制御部１３０と、計算部１４０と、を備える。また、情報処理装置１００は、出力部１５０を備えてもよい。
　通信部１１０は、外部の装置と通信することが可能な通信インターフェースである。通信部１１０は、例えば、制御部１３０からの指示に従って、荷電粒子ビーム照射装置の照射部に対して荷電粒子ビームを照射するタイミングを指示する指示情報を送信する。また、通信部１１０、制御部１３０からの指示に従って、Ｘ線発生部２０にＸ線の照射を指示するとともに、検出部２１にＸ線画像を送信するよう指示する。また、通信部１１０は、外部の装置から患者の治療に関する情報を受信して、制御部１３０に伝達する。
　入力部１２０は、情報処理装置１００のオペレータからの入力を受け付けて制御部１３０に伝達する機能を有する入力インターフェースである。入力部１２０は、例えば、キーボードやマウス等の入力機器等により実現されてよいが、これらに限定するものではない。入力部１２０は、例えば、患者の治療に関する情報の入力を受け付けて、受け付けた入力内容を、制御部１３０に伝達する。
　制御部１３０は、情報処理装置１００の各部を制御する機能を有するプロセッサである。制御部１３０は、計算部１４０に内蔵されているプログラムを実行することで、情報処理装置１００として機能する。制御部１３０は、情報処理装置１００として果たすべき機能として、治療制御部１３１と、Ｘ線制御部１３２と、を備える。治療制御部１３１は、荷電粒子ビーム照射装置に対して荷電粒子ビームの照射を指示する指示情報を、通信部１１０を介して、送信する機能を有する。Ｘ線制御部１３２は、通信部１１０を介して、Ｘ線発生部２０にＸ線の照射を指示し、検出部２１により検出されたＸ線画像を取得する。Ｘ線制御部１３２は、取得したＸ線画像を治療制御部１３１に伝達する。
　計算部１４０は、Ｘ線制御部１３２で取得されたＸ線画像を画像解析し、治療の対象となる対象部位の患者に対する相対位置を特定する機能を有する。画像処理部１４１は、Ｘ線制御部１３２で取得したＸ線画像を画像処理し、画像中の特徴量を解析し、対象の治療部位の位置を算出する。このとき、既存の画像フィルタ（例えばノイズ除去フィルタや輪郭強調フィルタ））等の最適な組合せを実行し、患者位置決め時の放射線技師の負担を軽減するが、ここではその詳細を省略する。また、計算部１４０は記憶部１４２を有する。記憶部１４２は、情報処理装置１００が動作上必要とする各種プログラムや各種データを記憶する機能を有する記憶媒体である。記憶部１４２は、例えば、ＨＤＤ（Hard Disc Drive）やＳＳＤ（Solid State Drive）、フラッシュメモリなどにより実現可能であるがこれらに限定するものではない。記憶部１４２は、荷電粒子ビームの照射タイミングを決定するための学習モデル１４３を記憶している。また、図１５に示すように、学習モデル１４３に登録された学習モデルを介して、治療部位の位置を算出しても良い。学習モデル１４３は、記憶部１４２に記憶されている。
　学習モデル１４３の一例は、Ｘ線画像と、臓器の位置との対応関係を学習した学習モデルであり、Ｘ線画像と治療部位を示す情報とを入力として、対象部位の患者に対する相対位置を特定する。画像処理部１４１は、対象の治療部位が荷電粒子ビームの照射位置（アイソセンタ）を含む照射可能領域に位置したか否かを判定し、照射タイミングを特定する。したがって、学習モデル１４３は、Ｘ線画像と、当該Ｘ線画像について各種臓器の部位とを示す情報と、を対応付けた情報を教師データとし、複数の教師データを学習して生成される。この学習モデル１４３として用いるアルゴリズムとしては、公知のアルゴリズムの他、例えば線形回帰（＋正則化）、サポートベクトルマシン（＋カーネル法）、ランダムフォレスト、ニューラルネットワーク、ディープラーニング、又はｋＮＮ（ｋ近傍法）などを用いることとしてよいが、これに限定するものではない。この学習モデル１４３は、基本的に治療の対象となる各患者に応じて、当該患者のＸ線画像と治療対象位置を学習した患者に固有のモデルであることが望ましいが、複数の異なる患者のＸ線画像と治療対象位置とを学習した汎用のモデルであってもよい。各患者に特化したモデルを用意することで、汎用モデルを利用するよりも治療の精度の向上が見込める一方で、汎用モデルであれば、異なる患者の治療の度にモデルを用意しなくてもよくなる。ここで、学習に用いられるＸ線画像は、図７～図９に示す位置で配したＸ線発生部２０と検出部２１とにより撮像されたＸ線画像である。即ち、人体身長方向（長手方向）及び人体身長方向に対する水平方向に対して斜めにＸ線を照射することで得られるＸ線画像である。このＸ線画像に対して、画像内で、どの部位がどの臓器のどの部分なのかを示す情報（アノテーション）を対応付けることで教師データを成し、学習モデル１４３を生成する。本実施形態においては、検出部２１ａにより撮像されるＸ線画像に対応した第１の学習モデル１４３と、検出部２１ｂにより撮像されるＸ線画像に対応した第２の学習モデル１４３と、を用意しておくことが好ましい。なお、当該アノテーションは、医療従事者等により付されることとしてよい。また、ここで学習に用いられる画像はＣＴ画像からＸ線画像を模擬して生成されたdigital reconstructed radiographでもよい。さらに、学習モデル１４３には複数の学習モデルを登録してもよい。他の学習モデルの例として、治療対象となる照射部位や、そのＸ線画像の曝射条件などと、画像フィルタとの対応関係を学習し、画像フィルタを最適化する学習モデルがあげられる。取得したＸ線画像に、学習モデル１４３で選択された画像フィルタを適用し、画像処理部１４１で、対象物の検出を解析的に行う。この場合も、対象部位の患者に対する相対位置を特定し、画像処理部１４１は、対象の治療部位が荷電粒子ビームの照射位置（アイソセンタ）を含む照射可能領域に到来した位置したか否かを判定し、照射タイミングを特定する対象部位の患者に対する相対位置を特定することができる。
　出力部１５０は、制御部１３０から指定された情報を出力する機能を有する。出力部１５０は、例えば、モニタやスピーカなどにより実現されてよいがこれに限定するものはない。出力部１５０による情報の出力は、外部の装置への情報の送信という態様で実現されてもよい。出力部１５０は、例えば、制御部１３０からの指示のもと、治療部位に関する情報を出力することとしてもよい。
＜情報処理装置１００の動作＞
　図１６は、情報処理装置１００による荷電粒子ビームの照射制御の動作例を示すフローチャートである。
　図１６に示すように、情報処理装置１００の通信部１１０は、Ｘ線画像を受信する。通信部１１０は、受信したＸ線画像を制御部１３０に伝達する。制御部１３０は、陽子線治療の呼吸同期を行うためのＸ線画像の入力を受け付ける（ステップＳ１６０１）。即ち、制御部１３０は、Ｘ線発生部２０から曝射されたＸ線を、検出部２１により検出し、検出により得られたＸ線画像の入力を受け付ける。前述したように、当該Ｘ線画像は、患者の人体を従来のように、荷電粒子ビームに平行（荷電粒子ビームの照射経路により形成される仮想的な平面と同一の平面）に照射されたＸ線ではなく、荷電粒子ビームが通過する線により形成される仮想面に対して交差するようにして照射されたＸ線により撮像されたものとなる。換言すれば、人体に対して斜めに照射されたＸ線により撮像されたものである。なお、ここで受け付けるＸ線画像は、体内の臓器の状態を推定できる情報になっていればよく、ストリーミング配信された動画であってもよいし、連続する静止画であってもよいし、所定時間単位ごと（例えば０．１秒単位であってよいが、これに限定されない）の動画であってもよい。
　次に、情報処理装置１００の通信部１１０、または、入力部１２０は、患者の治療部位に関する情報の入力を受け付けて、制御部１３０に伝達する（ステップＳ１６０２）。治療部位に関する情報は、少なくとも、治療の対象となる対象部位の患者に対する相対位置が情報処理装置１００により特定することが可能な情報であればよい。
　制御部１３０は、通信部１１０から逐次Ｘ線画像の入力を受け付けて、当該Ｘ線画像と、治療部位に関する情報と、を学習モデル１４３に入力する（ステップＳ１６０３）。これにより、治療制御部１３１は、荷電粒子ビームを照射すべきタイミングを特定する（ステップＳ１６０４）。
　そして、治療制御部１３１は、特定タイミングにおいて荷電粒子ビームが照射されるように、荷電粒子ビーム照射装置に、照射を指示する指示情報を、通信部１１０を介して、送信する（ステップＳ１６０５）。
　これにより、情報処理装置１００は、適切なタイミングで荷電粒子ビームの照射を制御することができる。
　本実施例では、呼吸性移動する臓器について、照射対象臓器の相対位置や、他の臓器と照射対象臓器の位置関係を情報処理装置１００において特定することで、放射線技師を介した作業を低減でき、Ｘ線曝射による被ばく線量を低減できる。例えば、体内情報として呼吸一周期分のＸ線画像を連続的に取得し、外部に設置した複数の体外情報取得装置で同時に情報を取得する。例として、呼吸波形や体表面などの動きを体内モニタ情報と同期させることで、治療中は体外情報のみで、照射対象臓器の相対位置や、他の臓器と照射対象臓器の位置関係を情報処理装置１００から予測し適切なタイミングで照射可能である。よって、照射中に曝射する必要がなくなり、患者の被ばく量を低減できる。さらに、体外モニタ情報により不安定な呼吸波形が懸念された場合のみ、Ｘ線撮影を行って相対的な関係を確認することも可能である。
　図１７は計算部１４０の記憶部１４２に蓄積されたデータから不安定な呼吸波形を予測し、照射を実施する第１の制御例であって、Ｘ線の照射や、荷電粒子ビームの曝射等のタイミング等を模式的に示したタイミングチャートである。図１７には、上から順に、体外モニタ情報の波形、体外モニタ情報によりビームＯＮ信号の波形、Ｘ線曝射による照射対象位置情報の波形、Ｘ線曝射ＯＮ信号の波形、照射対象位置情報によるビームＯＮ信号の波形、荷電粒子ビームの照射波形を示している。体外モニタ情報は、患者の外部を撮像した映像の情報であってよく、例えば、患者の腹部を撮像した映像であってよく、それらの映像に基づいて、腹部の拡張度合いを模式的に示した波形情報であってよい。体外モニタ情報によるビームＯＮ信号とは、荷電粒子ビームの照射指示を示す情報であって、体外モニタ情報による患者の呼吸が安定しているときに成される照射指示の情報である。Ｘ線曝射による照射対象位置情報とは、Ｘ線曝射を行うことによって、患者の体内を撮像し、治療部位（荷電粒子ビームの照射対象部分）の位置を示す情報である。また、Ｘ線曝射ＯＮ信号とは、Ｘ線発生部２０に対してＸ線の曝射を指示する信号である。また、照射対象位置情報によるビームＯＮ信号とは、Ｘ線曝射により特定した治療対象部位に対して荷電粒子ビームの照射を指示する信号である。そして、図１７の最下部の照射は、照射対象位置情報によるビームＯＮ信号によりなされる荷電粒子ビームの照射タイミングを示している。
　まず、治療中の患者の体外モニタ情報を画像処理部１４１が解析する。体外モニタ情報は患者の腹部等の撮像映像であってよい。荷電粒子ビーム照射装置は、基本的には、体外モニタ情報からの情報により呼吸が安定していることが検知できる場合には（図１７の体外モニタ情報が安定した波系を示している箇所）、患者の身体が所定の状態、例えば、図１７の例では体外モニタ情報の値が正の値（所定の値以上）を示す場合、即ち、患者の腹膜が所定以上拡張しているタイミングで、体外モニタ情報によりビームＯＮ信号をＯＮとし、荷電粒子ビームの照射を実行する。
　その際に、計算部１４０の記憶部１４２に登録された患者の体外モニタ情報とその際の呼吸波形のデータが参照され、事前に不安定な呼吸波形を予測する。例えば、図１７の体外モニタ情報にある矢印部分を起点に呼吸波形の破線で囲った不安定な呼吸波形１７０１を予測する。即ち、体外モニタ情報を入力として学習モデル１４３に入力して、患者の呼吸の乱れが発生しそうかどうかを推定する。不安定な呼吸波形が生じると、精度よく治療照射を行うことができなくなる。そこで、不安定な呼吸波形の発生を予測すると、Ｘ線による撮像を実施する。即ち、Ｘ線発生部２０に対してＸ線の曝射開始、検出部２１による撮像を指示する。そして、Ｘ線曝射により検出される治療部位（照射対象位置情報）が照射位置にきたときに荷電粒子ビームの照射を実行する。Ｘ線曝射を実行している間、学習モデル１４３と体外モニタ情報による呼吸波形の予測を継続する。そして、体外モニタ情報から、呼吸波形が安定することを予測できた段階（図１７の点線１７０２で囲った領域の段階）でＸ線撮像を停止させる。これにより、不要な被ばく線量を下げることができる。そして、体外モニタ情報に基づく、荷電粒子ビームの照射制御に戻る。なお、体外モニタ情報に基づく荷電粒子ビームの照射制御に戻すタイミングは、呼吸波形が安定することを予測できた段階であって、かつ、体外モニタ情報に基づく治療対象部位の位置と、Ｘ線曝射により検出される治療対象部位の位置と、の同期がとれたタイミングであってもよい。第１の制御例によれば、Ｘ線曝射は呼吸が不安定なタイミングでしか行わないため、治療中継続的にＸ線を曝射するよりも装置の処理負担を軽減することができる。また、第１の制御例によれば、体外モニタ情報に基づく治療対象部位の検出が呼吸の乱れによりできなくなった場合であっても、体外モニタ情報に基づく治療対象部位の検出に復帰することができる。
　あるいはさらに、呼吸同期照射においては、照射ゲートの開始タイミングと終了タイミング（呼吸ゲートのオン信号開始付近とオン信号終了付近のタイミング）のみでＸ線撮影を行い、照射対象が所定の範囲にあることを確認し、当初の相対関係からズレていた場合には呼吸波形による照射のタイミングを修正することでＸ線撮影による被ばく線量を減らすこともできる。図１８は体外モニタ情報をもとにした照射を行う呼吸ゲートのオン信号付近とオン信号終了付近のタイミングでＸ線撮像を実施する第２の制御例を示している。図１８における各信号の内容は、図１７の場合と同様であるが、体外モニタ情報から予測される治療対象部位の位置を示す照射対象位置予測の波形が追加されている。第２の制御例においては、図示の通り、Ｘ線曝射による照射対象位置の検出を周期的に実行する。患者の呼吸は基本的に周期的になるので、吸気と呼気のタイミングにおいてのみＸ線曝射をして、照射対象位置が所望の位置に存在しているか否かを判定する。不安定な呼吸が予測されない場合には、第１の制御例と同様に、体外モニタ情報に基づいて、荷電粒子ビームのＯＮ制御を実行する。即ち、体外モニタ情報が、所定値以上になっているタイミングで、荷電粒子ビームの照射を実行する。
　一方で、Ｘ線画像に基づいて照射対象位置が、所望の位置にないことが検出できた場合（図１８の点線１８０１参照）には、体外モニタ情報、Ｘ線曝射の周期的なタイミングとの、相対関係にズレが生じていることが検出できる。このようなズレを検出できた場合には、荷電粒子ビーム照射システムは、Ｘ線曝射を間欠的な曝射から継続的な曝射に切り替える。継続的なＸ線曝射を行っている間は、Ｘ線画像に基づいて、継続的に治療対象部位の位置を特定する。そして、治療対象部位が照射位置に来たタイミングで、荷電粒子ビームの照射を実行する。そして、荷電粒子ビーム照射システムは、患者の呼吸が安定すると、Ｘ線曝射により特定される治療対象部位の位置と、体外モニタ情報から特定される治療対象部位の位置との同期をとって、周期的に行うＸ線曝射の照射タイミングを決定する。当該照射タイミングを決定すると、継続的なＸ線曝射を中止し、間欠的なＸ線曝射に戻す。
　また、実施例２の回転しないガントリーを有する照射ビーム装置５０と実施例３の組み合わせの場合、患者周りの広いスペースを確保できるため、体外情報取得装置は例えば、３Ｄカメラや超音波装置などを設置できる。体外情報だけでなく、より精密に位置を特定するために、比較的大きな装置であるＭＲＩなどの被曝のない装置を設置するスペースも確保できる。例えば、ＭＲＩはＸ線画像のフレームレートより低フレームレートとなるが、照射対象臓器の相対位置や、他の臓器と照射対象臓器の位置関係を情報処理装置１００からより高精度に特定し、適切なタイミングで照射可能である。
　図１９は、従来のフルガントリー、ハーフガントリーにおけるＸ線発生部２０と検出部２１との相対位置関係と、本発明におけるＸ線発生部と検出部との相対位置関係を模式的に示す図である。図１９（ａ）は、本発明に係る回転ガントリーではない荷電粒子ビーム照射システムにおけるＸ線発生部と検出部の配置例を示す図であり、図１９（ｂ）は、フルガントリーにおけるＸ線発生部と検出部の相対位置関係を示す図であり、図１９（ｃ）は、ハーフガントリーにおけるＸ線発生部と検出部の相対位置関係を示す図である。図１９（ａ）～図１９（ｃ）における点線は、照射される荷電粒子ビームの複数の軌道から生成される仮想平面Ｐ（１７）を示している。また、Ｆ１、Ｆ２は、それぞれ、検出部を示しており、Ｘ１、Ｘ２は、Ｘ線発生部を示している。また、上流、下流については、上流が荷電粒子ビーム照射装置の荷電粒子ビームの発生源側であり、下流が荷電粒子ビームの出射側を示している。
　図１９（ａ）と図１９（ｂ）及び図１９（ｃ）を比較すれば明らかなように、本発明に係る回転ガントリーではない荷電粒子ビーム照射システムと、従来のフルガントリーやハーフガントリーとは、Ｘ線発生部（Ｘ１、Ｘ２）と検出部（Ｆ１、Ｆ２）との対を結ぶ軸、即ち、Ｘ線発生部Ｘ１と検出部Ｆ１を結ぶ線と、Ｘ線発生部Ｘ２と検出部Ｆ２を結ぶ線（共に不図示）が、仮想平面Ｐ上で交差するという点において共通する。その一方で、本発明に係る回転ガントリーではない荷電粒子ビーム照射システムと、従来のフルガントリーやハーフガントリーとでは、装置の上流から下流への向きが、仮想平面Ｐに対して、平行になるか、直交するか、という点において相違するといえる。また、図１９（ａ）と、図１９（ｃ）とを比較すれば明らかなように、本発明に係る回転ガントリーではない荷電粒子ビーム照射システムと、従来のフルガントリーとは、全ての検出部がＸ線発生部よりも上流側に位置するか否かという点において相違する。さらに、図１９（ａ）と、図１９（ｂ）とを比較すれば明らかなように、双方は、Ｘ線発生部（Ｘ１、Ｘ２）と検出部（Ｆ１、Ｆ２）は仮想平面Ｐを挟み同一側にあるかないかで相違する。以上のことから、本発明に係る回転ガントリーではない荷電粒子ビーム照射システムの特徴の一つとして、（ｉ）Ｘ線発生部と検出部のそれぞれが仮想平面Ｐに対して同一側に存在しないこと、（ｉｉ）全ての検出部（又はＸ線発生部）がＸ線発生部（又は検出部）に対して上流側に配されていること、との２つの条件を満たしていることが挙げられる。
＜まとめ＞
　上記実施の形態に係る荷電粒子ビーム照射システムにおいては、荷電粒子ビームを照射する装置として、回転式ガントリーを使用せずに、第１のＸ線発生部と第２のＸ線発生部を、荷電粒子ビーム照射装置が選択できる前記荷電粒子ビームの複数の軌道により形成される仮想平面の面対称に配置し、前記荷電粒子ビームが前記荷電粒子ビーム照射装置に入射する側を上流側、前記荷電粒子ビームが前記荷電粒子ビーム照射装置から出射される側を下流側としたときに、第１の検出部と第２の検出部は、第１のＸ線発生部と第２のＸ線発生部よりも上流または下流に位置することで、荷電粒子ビーム照射装置の巨大化を抑制しつつ、Ｘ線を用いて呼吸同期法を実現することができる。
　Ｘ線発生部と検出部を荷電粒子ビーム照射装置の左右の地面と天井に配置することで、照射装置から分離されるため、治療ビーム照射時にＸ線発生部と検出部を退避することなく、患者周りのスペースが広く確保される。よって、Ｘ線発生部と検出部の設置精度が挿入／退避による駆動で変わることはなく、治療精度が低下しない。また、治療照射角度を変更しつつ、患者位置決めを行うことが可能であり、治療時間の短縮が可能となり、治療室あたりの治療患者数を増加させることができる。さらに、治療台がアイソセンタ周りに回転するスペースを確保しつつ、Ｘ線撮像を一定の幾何学的配置で患者の位置を確認することができ、ノンコプラナ照射における治療精度が向上する。
　呼吸同期照射において、一連の治療中に、患者位置決めと照射中の体内モニタとして取得される画像が、照射角度に依らず同じ幾何学的配置で評価することができる。患者位置決めの際は呼吸性移動の影響の少ない骨を基準とし、さらに呼吸性移動する臓器の動きと骨の相対位置関係を考慮した位置決めが必要となり、２段階の位置確認が行われる。このとき、患者位置決め時と体内モニタ時の２対のＸ線発生部と検出部の幾何学的配置が同じであるため、呼吸同期照射の治療精度が向上する。
＜変形例＞
　上記実施形態に示す荷電粒子ビーム照射システム及び情報処理装置１００は、上記実施形態に示した態様に限定するものではない。適宜、当業者の知見内で変更することが可能である。以下、各種変形例について説明する。
（１）　上記情報処理装置１００は、学習モデル１４３を学習するための学習部を備えることとしてもよい。即ち、複数の教師データに基づいて、所定のアルゴリズムにしたがって学習を行って、学習モデル１４３を生成する機能を備えてもよい。
　また、情報処理装置１００は、学習モデル１４３に対して、新たな教師データの入力を受けつけて再学習する再学習部を備えることとしてもよい。再学習部を備えることで、より多くの教師データ（知見）を得ることで、推定の精度を向上させることができる。
（２）　上記実施形態においては学習モデル１４３が１つである場合を説明しているが、学習モデル１４３は、複数あってもよい。即ち、学習モデル１４３は、例えば、治療の対象となる臓器ごとに作成されてもよい。臓器ごとに学習モデル１４３を細分化することで、より精度の高い学習を行うことができ、精度の高い荷電粒子ビームの照射を実現することができる。
（３）　上記実施形態において、学習モデル１４３は、治療を受ける患者ごとに作成されてよく、その場合に、学習モデル１４３は、患者の治療部位をアノテーションの情報として、Ｘ線画像に付与し、学習を行うものであってもよい。患者ごとに学習モデル１４３を生成することで、より精度の高い荷電粒子ビームの照射を実現することができる。またさらに、学習モデル１４３は治療を受ける該当の患者において治療前に撮像される事前の画像情報等から構築する場合だけでなく、これまでに治療を実施した不特定の患者のＸ線画像等の患者データから該当患者の治療前に構築する場合もある。これにより、学習データ数の増加による治療精度の向上が期待できる。このアプローチでは、呼吸性移動を伴う臓器の治療時における照射制御だけでなく、骨のＸ線画像を用いる骨格位置決めの位置決め精度向上も期待される。
（４）　上記実施形態において、Ｘ線と仮想平面１７とが成す角度は任意であり、Ｘ線発生部２０が、移動車両１０の移動の妨げにならない荷電粒子ビーム照射装置の両脇に備える構成になっていればよい。このとき、Ｘ線発生部２０は、なるべく荷電粒子ビーム照射装置の近傍に設けられた方が、治療室の巨大化を防止することができるが、荷電粒子ビーム照射装置の筐体や治療位置にあるときの移動車両１０が、Ｘ線画像の取得の妨げにならない位置に配することが望ましい。また、上記実施形態においては、二つのＸ線発生部２０と対応する検出部２１を設ける例を示したが、これは、一対であってもよいし、二対よりも多くのＸ線発生部と対応する検出部の対を設けることとしてもよい。
（５）　本開示の各実施形態のプログラムは、情報処理装置に読み取り可能な記憶媒体に記憶された状態で提供されてもよい。記憶媒体は、「一時的でない有形の媒体」に、プログラムを記憶可能であってよい。プログラムは、例えば、ソフトウェアプログラムや情報処理装置プログラムを含んでよい。
　記憶媒体は適切な場合、１つ又は複数の半導体ベースの、又は他の集積回路（ＩＣ）（例えば、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）、特定用途向けＩＣ（ＡＳＩＣ）等）、ハード・ディスク・ドライブ（ＨＤＤ）、ハイブリッド・ハード・ドライブ（ＨＨＤ）、光ディスク、光ディスクドライブ（ＯＤＤ）、光磁気ディスク、光磁気ドライブ、フロッピィ・ディスケット、フロッピィ・ディスク・ドライブ（ＦＤＤ）、磁気テープ、固体ドライブ（ＳＳＤ）、ＲＡＭドライブ、セキュア・デジタル・カードもしくはドライブ、任意の他の適切な記憶媒体、又はこれらの２つ以上の適切な組合せを含むことができる。記憶媒体は、適切な場合、揮発性、不揮発性、又は揮発性と不揮発性の組合せであってよい。
　また、本開示のプログラムは、当該プログラムを伝送可能な任意の伝送媒体（通信ネットワークや放送波等）を介して、情報処理装置１００に提供されてもよい。
　また、本開示の各実施形態は、プログラムが電子的な伝送によって具現化された、搬送波に埋め込まれたデータ信号の形態でも実現され得る。
　なお、本開示のプログラムは、例えば、ＪａｖａＳｃｒｉｐｔ（登録商標）、Ｐｙｔｈｏｎ等のスクリプト言語、Ｃ言語、Ｇｏ言語、Ｓｗｉｆｔ，Ｋｏｌｔｉｎ、Ｊａｖａ（登録商標）等の任意のプログラミング言語を用いて実装されてよい。
（６）　本発明は、情報処理装置１００による荷電粒子ビーム照射装置からの荷電粒子ビームの制御方法であってもよい。即ち、本発明の一態様は、荷電粒子ビームを偏向することで、アイソセンタへの荷電粒子ビームの照射角を連続的に変える偏向電磁石と、前記偏向電磁石の有効磁場領域の出射側の形状に沿って連続的に移動する照射ノズルと、を備える荷電粒子ビーム照射装置と、Ｘ線を照射するＸ線発生部と、前記Ｘ線を検出する検出部と、を備え、前記偏向電磁石から出射した荷電粒子ビームは前記照射ノズルを通り、前記アイソセンタに照射され、前記Ｘ線発生部と前記検出部とを結ぶ仮想線は、前記照射ノズルから前記アイソセンタに対して照射する荷電粒子ビームにより形成される仮想平面に対して、平行にならずに交わるように前記Ｘ線発生部と前記検出部とが配置された荷電粒子ビーム照射システムによる荷電粒子ビームの照射制御方法であって、情報処理装置が、前記検出部により検出されたＸ線画像を受け付ける第１受付ステップと、荷電粒子ビームによる治療を受ける患者の治療部位の情報を受け付ける第２受付ステップと、前記検出部により検出されたＸ線画像と、当該Ｘ線画像における臓器の位置との関係を学習した学習モデルと、前記第１受付ステップにおいて受け付けたＸ線画像と、前記第２受付ステップにおいて受け付けた前記患者の治療部位の情報と、を用いて前記荷電粒子ビームを照射するタイミングを制御する制御ステップと、を実行する。
（７）　図１６に示すフローチャートの処理は同様の結果が得られる範囲内で適宜変更可能である。例えば、ステップＳ１６０１とステップＳ１６０２の処理は、ステップＳ１６０２の処理の方が先に実行されてもよく、ステップＳ１６０１の処理とステップＳ１６０２の処理とは同時に実行されることとしてもよい。
１　　　荷電粒子ビーム照射システム
１０　　移動車両
１１　　照射ノズル
１５　治療台
１６　アーム
２０、２０ａ、２０ｂ　Ｘ線発生部
２１、２１ａ、２１ｂ　検出部
５０　荷電粒子ビーム照射装置
７０　振分電磁石
８０　偏向電磁石
１００　情報処理装置
１１０　通信部
１２０　入力部
１３０　制御部
１３１　治療制御部
１３２　Ｘ線制御部
１４０　計算部
１４１　画像処理部
１４２　記憶部
１４３　学習モデル
１５０　出力部

Claims (4)

  1. 　加速器から出射されたのち、輸送された荷電粒子ビームが入射して、アイソセンタに向かって出射することができる荷電粒子ビーム照射装置と、
    　第１のＸ線発生部と第１の検出部、第２のＸ線発生部と第２の検出部とを有しており、
    　第１のＸ線発生部と第２のＸ線発生部から発生するＸ線はアイソセンタを通過して、それぞれ第１の検出部と第２の検出部により検出され、
    　第１のＸ線発生部と第２のＸ線発生部は、前記荷電粒子ビーム照射装置が選択できる前記荷電粒子ビームの複数の軌道により形成される仮想平面を挟むように配置され、
    　前記荷電粒子ビームが前記荷電粒子ビーム照射装置に入射する側を上流側、前記荷電粒子ビームが前記荷電粒子ビーム照射装置から出射される側を下流側としたときに、第１の検出部と第２の検出部は、第１のＸ線発生部と第２のＸ線発生部よりも上流または下流に位置する、
    　荷電粒子ビーム照射システム。
  2. 　前記複数の軌道が、前記荷電粒子ビーム照射装置に一定の間隔を持って固定して設置された照射部から照射されるものである、請求項１に記載の荷電粒子ビーム照射システム。
  3. 　前記第１のＸ線発生部と前記第２のＸ線発生部とは、前記仮想平面に対して面対称に配される、請求項１に記載の荷電粒子ビーム照射システム。
  4. 　前記複数の軌道が、前記荷電粒子ビームの経路を挟むように配置されたコイル対を備えた収束電磁石の影響により形成され、
    　前記収束電磁石は、
    　前記コイル対に電流を入力すると、荷電粒子ビームの進行方向（Ｘ軸）に直交する方向（Ｚ軸）に磁場が向いた有効磁場領域を生成するよう構成されており、ここで、Ｘ軸とＺ軸の両方に直交する軸をＹ軸とし、
    　ＸＹ面において、
    　　偏向起点ＱにてＸ軸に対する偏向角φで偏向し、前記有効磁場領域に入射した荷電粒子ビームは、前記有効磁場領域により偏向され、Ｘ軸に対する照射角θでアイソセンタに照射され、
    　　前記有効磁場領域の荷電粒子ビームの出射側の境界上の任意の点Ｐ２は、前記アイソセンタから等距離ｒ１の位置にあり、
    　　前記有効磁場領域の荷電粒子ビームの入射側の境界上の点Ｐ１と前記点Ｐ２は、半径ｒ２及び中心角(θ＋φ)の円弧上にあり、
    　　前記偏向起点Ｑと前記点Ｐ１との間の距離Ｒは、前記偏向起点Ｑと前記アイソセンタとの間の距離をＬとすると、関係式（４）：
    Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
    を満たす、請求項１に記載の荷電粒子ビーム照射システム。
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