JP2013094486A - Particle beam therapy system - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、高精度な治療照射が可能な粒子線治療システムに係り、特に、スポットスキャニング照射法を用いるのに好適な粒子線治療システムに関する。 The present invention relates to a particle beam therapy system capable of high-precision treatment irradiation, and more particularly to a particle beam therapy system suitable for using a spot scanning irradiation method.
近年の高齢化社会を反映し、がん治療法の一つとして、低侵襲で体に負担が少なく、治療後の生活の質が高く維持できる放射線治療が注目されている。その中でも、加速器で加速した陽子や炭素などの荷電粒子ビームを用いた粒子線治療システムが、患部への優れた線量集中性のため特に有望視されている。
粒子線治療システムは、イオン源で発生したビームを光速近くまで加速するシンクロトロンなどの加速器と、加速器の出射ビームを輸送するビーム輸送系と、患部の位置や形状に合わせてビームを患者に照射する照射装置から構成される。
Reflecting the recent aging society, as one of the cancer treatment methods, radiotherapy that is minimally invasive, has less burden on the body, and can maintain a high quality of life after treatment is attracting attention. Among them, a particle beam therapy system using a charged particle beam such as proton or carbon accelerated by an accelerator is particularly promising because of excellent dose concentration on the affected area.
The particle beam therapy system irradiates the patient with a beam according to the position and shape of the affected area, an accelerator such as a synchrotron that accelerates the beam generated by the ion source to near the speed of light, a beam transport system that transports the emitted beam of the accelerator It is comprised from the irradiation apparatus.
ところで、粒子線治療システムの照射装置では、従来、患部の形状に合わせてビームを照射する際、散乱体でビーム径を拡大したのちコリメータで周辺部を削ってビームを整形していた。ところが、その方法ではビーム利用効率が悪く、不必要な中性子が発生し易いこと、また患部形状との一致度にも限界がある。
そこで最近、より高精度な照射方法として、加速器からの細径ビームを電磁石で偏向し患部形状に合わせて走査するスキャニング照射法の市場ニーズが高まっている。
By the way, in the irradiation apparatus of the particle beam therapy system, conventionally, when irradiating a beam according to the shape of the affected part, the beam diameter is enlarged with a scatterer, and then the peripheral part is shaved with a collimator to shape the beam. However, in this method, the beam utilization efficiency is poor, unnecessary neutrons are easily generated, and the degree of coincidence with the shape of the affected area is limited.
Thus, recently, as a more accurate irradiation method, there is an increasing market need for a scanning irradiation method in which a thin beam from an accelerator is deflected by an electromagnet and scanned according to the shape of an affected area.
スキャニング照射法では、３次元的な患部形状を深さ方向の複数の層に分割し、各層を更に２次元的に分割して複数の照射スポットを設定する。深さ方向には照射ビームのエネルギーを変更して各層を選択的に照射し、各層内では電磁石で照射ビームを２次元的に走査して各照射スポットに所定の線量を与える。照射スポット間を移動中に照射ビームを連続的にＯＮし続ける方法をラスタースキャニングと称し、一方、移動中に照射ビームをＯＦＦする方法をスポットスキャニングと称する。 In the scanning irradiation method, a three-dimensional affected part shape is divided into a plurality of layers in the depth direction, and each layer is further divided two-dimensionally to set a plurality of irradiation spots. In the depth direction, the energy of the irradiation beam is changed to selectively irradiate each layer, and within each layer, the irradiation beam is two-dimensionally scanned with an electromagnet to give a predetermined dose to each irradiation spot. A method of continuously turning on the irradiation beam while moving between irradiation spots is referred to as raster scanning, and a method of turning off the irradiation beam during movement is referred to as spot scanning.
スポットスキャニング法ではビーム走査を停止した状態で各照射スポットに所定の線量を照射し、照射ビームをＯＦＦしてから走査電磁石の励磁量を変更して次の照射スポットに移動する。したがって、スポットスキャニング法で高精度な治療照射を実現するためには、照射ビームの位置精度とともに高速ＯＮ／ＯＦＦが必須である。 In the spot scanning method, a predetermined dose is irradiated to each irradiation spot in a state where the beam scanning is stopped, and after the irradiation beam is turned off, the excitation amount of the scanning electromagnet is changed to move to the next irradiation spot. Therefore, in order to realize high-precision treatment irradiation by the spot scanning method, high-speed ON / OFF is indispensable together with the position accuracy of the irradiation beam.
照射ビームの位置精度の観点から、シンクロトロンからのビーム出射法として、高周波印加による共鳴現象で周回ビームを構成する粒子の振動振幅を増大させて、安定限界を超えた振動振幅が大きな粒子から出射するものが知られている。
この方法では、シンクロトロンの出射関連機器の運転パラメータを出射中に一定に設定できるため、出射ビームの軌道安定度が高く、スポットスキャニング法に要求される照射ビームの高い位置精度を達成できる。
From the viewpoint of position accuracy of the irradiation beam, the synchrotron beam extraction method increases the vibration amplitude of the particles that make up the orbiting beam by the resonance phenomenon caused by the application of high frequency, and emits from the particles whose vibration amplitude exceeds the stability limit. What to do is known.
In this method, the operating parameters of the synchrotron emission-related equipment can be set constant during the emission, so that the orbit stability of the emission beam is high and the high positional accuracy of the irradiation beam required for the spot scanning method can be achieved.
しかし、各スポットの照射終了時に出射用高周波をＯＦＦしても、出射ビームが完全に遮断されるまでには時間がかかる。これは安定限界付近の振動振幅が大きなビーム粒子が、擾乱で安定限界を超えて出射されるためである。この遮断完了までの遅延時間中の照射を遅延照射と呼ぶ。この遅延照射量は治療精度の観点からスポットスキャニング法では極力低減すべきものである。 However, even if the emission high frequency is turned off at the end of irradiation of each spot, it takes time until the emission beam is completely blocked. This is because beam particles having a large oscillation amplitude near the stability limit are emitted beyond the stability limit due to disturbance. Irradiation during the delay time until the completion of blocking is called delayed irradiation. This delayed irradiation dose should be reduced as much as possible by the spot scanning method from the viewpoint of treatment accuracy.
その対策の一つめとして、出射用高周波をＯＦＦするとともに、シンクロトロンに設置した四極電磁石の励磁量を高速で変化させて安定限界の大きさを広げ、出射ビームを照射スポット間で遮断する方法が知られている。
しかしながら、その方法ではビーム遮断時に広げた安定限界付近に存在する振動振幅の大きなビーム粒子は、次のスポット照射開始時に安定限界を狭めた際に、出射用高周波の強度とは無関係に急激に出射されスパイク状のビーム波形を生じる。そこで、従来は特許文献１，２に記載の対策が考えられた。
The first countermeasure is to turn off the high frequency for emission and change the excitation amount of the quadrupole electromagnet installed in the synchrotron at high speed to widen the stability limit and block the outgoing beam between the irradiation spots. Are known.
However, with this method, beam particles with a large vibration amplitude that exist near the stability limit that was expanded when the beam was interrupted are emitted suddenly when the stability limit is narrowed at the start of the next spot irradiation, regardless of the intensity of the output high frequency. This produces a spiked beam waveform. Therefore, conventionally, countermeasures described in
特許文献１に記載の公知技術では、安定限界より内側の振動振幅が小さなビーム粒子に共鳴する周波数成分と同時に、安定限界付近の振動振幅が大きなビーム粒子に共鳴する周波数成分を含む出射用高周波を、シンクロトロンの周回ビームに印加する。これにより、スパイク状の出射ビーム波形の原因となる安定限界付近の粒子密度を低減している。
In the known technology described in
また、遅延照射量の低減対策の二つめとして、出射用高周波をＯＦＦするとともに、ビーム輸送系に設置したビーム遮断用電磁石を高速で励磁して、シンクロトロンからの遅延出射ビームを廃棄する方法が知られている。その一例が特許文献２に記載されている。
この方法では遅延照射やスパイク状の出射ビーム波形の原因となる安定限界付近の振動振幅が大きな粒子は、照射スポット間の時間帯に出射されビーム輸送系の途中で廃棄される。
In addition, as a second countermeasure to reduce the delayed irradiation amount, there is a method of turning off the high frequency for emission and exciting the beam blocking electromagnet installed in the beam transport system at high speed to discard the delayed emission beam from the synchrotron. Are known. An example is described in
In this method, particles having a large vibration amplitude near the stability limit that cause delayed irradiation and spike-like emission beam waveforms are emitted in the time zone between irradiation spots and discarded in the middle of the beam transport system.
しかし、特許文献１に記載の公知技術では、安定限界の内側と境界付近のビーム粒子に同時に共鳴する、広帯域の周波数成分を有する高周波電力が必要となる。その上、スパイク状の出射ビーム波形の原因となる安定限界付近の粒子密度を低減するためには、振動振幅が大きくなって安定限界内側から安定限界付近まで到達したビーム粒子を高速度で出射する必要がある。したがって、安定限界の境界付近のビーム粒子に共鳴する高周波電力を大きくする必要性から、出射用高周波を生成する高周波電源のコストが増加し、高周波電源のコスト高は免れない。
However, the known technique described in
また、特許文献１に記載の公知技術は、照射スポットの間隔が比較的狭い近接スポット照射時には大きな問題とはならないが、照射スポット間が離れている遠隔スポット照射時には、スパイク状の出射ビーム波形が発生する懸念がある。これは、照射スポット間の時間が延びてシンクロトロンの周回ビームが残留ガスとの散乱で振動振幅が増大する効果が大きくなり、次のスポット照射開始時には安定限界付近の粒子密度が高くなるためである。この状態で次のスポット照射開始時に安定限界を狭め、更に安定限界の境界付近のビーム粒子に共鳴する周波数成分を含む出射用高周波を印加すると、スパイク状の出射ビーム波形が発生する可能性が非常に高くなる。
In addition, the known technique described in
ここで、遠隔スポット照射は複雑な患部形状を高精度で照射する際には必須である。すなわち、スパイク状の出射ビーム波形は制御可能な照射スポット当りの最小線量を制限するため、照射ビームを更に細径化してスキャニング照射による治療精度を向上する際の障害になりうる。したがって、スパイク状の出射ビーム波形を抑制して治療精度を向上し、かつそれを低コストで実現することが従来技術の第１の課題である。 Here, remote spot irradiation is indispensable when irradiating a complicated affected part shape with high accuracy. That is, since the spiked outgoing beam waveform limits the minimum dose per controllable irradiation spot, it can be an obstacle when the diameter of the irradiation beam is further reduced to improve the treatment accuracy by scanning irradiation. Therefore, it is the first problem of the prior art to improve the treatment accuracy by suppressing the spike-like outgoing beam waveform and to realize it at low cost.
また特許文献２に記載の公知技術では、遅延照射やスパイク状の出射ビーム波形を十分抑制できるが、廃棄するビーム量が無視できないほど多くなりビーム利用効率が低下する問題がある。このビーム利用効率が低下すると、単位時間当たりに患部に照射できる線量（線量率）が減少し、治療スループットの低下につながる可能性がある。したがって、線量率の減少による治療スループットの低下を招くことなく治療精度を向上することが、従来技術の第２の課題である。
In the known technique described in
本発明の目的は、スポット照射開始時のスパイク状ビーム波形を抑制して制御可能な照射スポット当りの最小線量を十分小さく設定し、照射ビームを更に細径化して治療精度が向上できる粒子線治療システムを実現すること、その粒子線治療システムを線量率や治療スループットを犠牲にすることなく、低コストで提供することにある。 It is an object of the present invention to set a minimum dose per irradiation spot that can be controlled by suppressing a spike-like beam waveform at the start of spot irradiation, and to reduce the irradiation beam diameter further to improve treatment accuracy. To realize the system, to provide the particle beam therapy system at a low cost without sacrificing the dose rate or the treatment throughput.
上記目的を達成するために、本発明は、荷電粒子ビームを所定のエネルギーまで加速し、出射装置に高周波電力を印加して発生させた高周波電磁場で安定限界を超えさせて荷電粒子ビームを断続的に複数回に分けて出射するシンクロトロンと、前記シンクロトロンから断続的に出射された荷電粒子ビームを治療室まで導くビーム輸送系と、前記治療室で患者の患部形状に合わせて荷電粒子ビームを断続的に照射する照射装置から構成される粒子線治療システムにおいて、前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間では前記出射装置に印加する高周波電力をＯＮし、前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断する期間では前記出射装置に印加する高周波電力をＯＦＦするとともに、前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間内で前記出射装置に印加する高周波電力の帯域中心周波数を変化させる制御装置を備えるようにしたものである。 In order to achieve the above object, the present invention accelerates a charged particle beam to a predetermined energy and intermittently causes the charged particle beam to exceed a stability limit by a high frequency electromagnetic field generated by applying a high frequency power to an extraction device. A synchrotron that is emitted in multiple steps, a beam transport system that guides a charged particle beam intermittently emitted from the synchrotron to a treatment room, and a charged particle beam that matches the shape of the affected area of the patient in the treatment room In a particle beam therapy system including an irradiation device that irradiates intermittently, a high-frequency power applied to the extraction device is turned ON during a period in which a charged particle beam is supplied to the irradiation device, and the charged particle beam to the irradiation device is turned on. During the period when the supply is cut off, the high-frequency power applied to the extraction device is turned off, and the charged particle beam is supplied to the irradiation device before the period during which the charged particle beam is supplied. It is obtained by such a control device for varying the band center frequency of the high frequency power applied to the extraction device.
より具体的には、請求項１に記載の粒子線治療システムにおいて、前記制御装置は、前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間の出射開始時において、前記出射装置に印加する高周波電力の帯域中心周波数を前記安定限界の内側の荷電粒子ビームと共鳴する第１の値に設定し、前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間の後半の出射終了時までの間において、前記出射装置に印加する高周波電力の帯域中心周波数を前記安定限界の境界付近の荷電粒子ビームと共鳴する第２の値に設定するようにしたものである。
More specifically, in the particle beam therapy system according to
さらに具体的には、請求項２に記載の粒子線治療システムにおいて、前記制御装置は、前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間の前記出射開始時を含む第１の期間において、前記出射装置に印加する高周波電力の帯域中心周波数を前記第１の値に設定し、前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間の後半の前記出射終了時までの第２の期間において、前記出射装置に印加する高周波電力の帯域中心周波数を前記第２の値に設定するようにしたものである。
More specifically, in the particle beam therapy system according to
または、請求項２に記載の粒子線治療システムにおいて、前記制御装置は、前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間の前記出射開始時と前記出射終了時の間において、前記出射装置に印加する高周波電力の帯域中心周波数を前記第１の値から前記第２の値に連続的に変化させるようにしたものである。
Alternatively, in the particle beam therapy system according to
さらに、請求項１〜３のいずれか１項記載の粒子線治療システムにおいて、前記制御装置は、前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する際には、前記出射装置に印加する高周波電力をＯＮするとともに、前記シンクロトロンに設置した電磁石の励磁量を変化させて前記安定限界を狭めて荷電粒子ビームの出射を開始し、前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断する際には、前記出射装置に印加する高周波電力をＯＦＦするとともに、前記シンクロトロンに設置した電磁石の励磁量を変化させて前記安定限界を広げて荷電粒子ビームの出射を停止するようにしたものである。
Furthermore, in the particle beam therapy system according to any one of
または、請求項１〜３のいずれか１項記載の粒子線治療システムにおいて、前記制御装置は、前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する際には、前記出射装置に印加する高周波電力をＯＮするとともに、前記ビーム輸送系に設置した電磁石の励磁量を変化させて前記照射装置へのビーム軌道に合わせて荷電粒子ビームの輸送を開始し、前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断する際には前記出射装置に印加する高周波電力をＯＦＦするとともに、前記ビーム輸送系に設置した電磁石の励磁量を変化させて前記照射装置へのビーム軌道から外して荷電粒子ビームの輸送を遮断するようにしたものである。
Alternatively, in the particle beam therapy system according to
本発明によれば、照射ビームを細径化してスポットスキャニング照射による治療精度を容易に向上でき、また、遠隔スポットを含む複雑な患部形状に対しても高精度でかつ線量率を改善した治療照射が可能な粒子線治療システムを低コストで提供することができる。 According to the present invention, it is possible to easily improve the treatment accuracy by spot scanning irradiation by reducing the diameter of the irradiation beam, and to perform treatment irradiation with high accuracy and improved dose rate even for complicated affected part shapes including remote spots. Can be provided at a low cost.
以下に本発明の幾つかの実施の形態について、図面を用いて説明する。 Several embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
まず、図１〜図７を用いて、本発明の第１の実施形態による粒子線治療システムの構成及び動作について説明する。
図１は、本発明の第１の実施形態による粒子線治療システムの構成を示すシステム構成図である。
First, the configuration and operation of the particle beam therapy system according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
FIG. 1 is a system configuration diagram showing the configuration of the particle beam therapy system according to the first embodiment of the present invention.
粒子線治療システム１００は、ライナックのような前段加速器１１で予備加速した荷電粒子ビームを所定のエネルギーまで加速したのち出射するシンクロトロン２００と、シンクロトロンから出射された荷電粒子ビームを治療室４００まで導くビーム輸送系３００と、治療室４００で患者４１の患部形状に合わせて荷電粒子ビームを照射する照射装置５００と、制御装置６００とから構成される。
The particle
シンクロトロン２００は、前段加速器１１で予備加速した荷電粒子ビームを入射する入射装置２４と、荷電粒子ビームを偏向し一定の軌道上を周回させる偏向電磁石２１と、荷電粒子ビームが広がらないように水平／垂直方向に収束力を与える収束／発散型の四極電磁石２２と、高周波加速電圧で荷電粒子ビームを所定のエネルギーまで加速する加速空胴２５と、加速空胴２５に高周波加速電圧を供給する電源２５Ａと、周回する荷電粒子ビームの振動振幅に対して安定限界を形成する六極電磁石２３と、高周波電力を印加して発生させた高周波電磁場（高周波の磁場及び電場）で荷電粒子ビームの振動振幅を増大させることで安定限界を超えさせて荷電粒子ビームを断続的に複数回に分けて外部に取り出すための出射装置２６と、この出射装置２６に出射用高周波電力を供給する電源２６Ａと、荷電粒子ビームを出射するために偏向する出射偏向装置２７とから構成される。
なお、本実施例の図１では、安定限界の大きさを高速で制御する専用の高速四極電磁石２８と、高速四極電磁石２８に励磁電流を供給する電源２８Ａを別途設けているが、前記四極電磁石２２を用いて安定限界の大きさを制御することも可能である。
The
In FIG. 1 of this embodiment, a dedicated high-
次に、図２を用いて、本実施形態による粒子線治療システムにおけるシンクロトロンからの荷電粒子ビームの出射方法について説明する。
図２は、本発明の第１の実施形態による粒子線治療システムにおけるシンクロトロンからの荷電粒子ビームの出射方法の説明図である。
Next, a method for emitting a charged particle beam from the synchrotron in the particle beam therapy system according to the present embodiment will be described with reference to FIG.
FIG. 2 is an explanatory diagram of a method for emitting a charged particle beam from a synchrotron in the particle beam therapy system according to the first embodiment of the present invention.
図２では、シンクロトロンを周回する荷電粒子ビームの状態を、出射に関係する水平方向の位相空間内に示している。横軸は設計軌道からのずれ（位置Ｐ）で、縦軸は設計軌道に対する傾き（角度θ）である。
図２（Ａ）は、シンクロトロンで荷電粒子ビームを加速終了後、出射開始前の水平方向の位相空間を示している。図２（Ｂ）は、出射開始後の出射中の水平方向の位相空間を示している。図２（Ｃ），（Ｄ）は後述する。
In FIG. 2, the state of the charged particle beam that goes around the synchrotron is shown in a horizontal phase space related to emission. The horizontal axis is the deviation (position P) from the design trajectory, and the vertical axis is the inclination (angle θ) with respect to the design trajectory.
FIG. 2A shows a horizontal phase space after the acceleration of the charged particle beam by the synchrotron and before the start of extraction. FIG. 2B shows a horizontal phase space during emission after the start of emission. 2C and 2D will be described later.
図２（Ａ）に示すように、荷電粒子ビームを構成する各粒子は、設計軌道を中心にして水平方向に振動しながら、周回ビームＢＭとして周回する。ここで、図１に示した六極電磁石２３を励磁することで、位相空間内に三角形状の安定限界とその内側の安定領域ＳＡが形成される。安定領域内のビーム粒子はシンクロトロン内を安定に周回し続ける。
As shown in FIG. 2A, each particle constituting the charged particle beam circulates as a circular beam BM while vibrating in the horizontal direction around the design trajectory. Here, by exciting the
このとき、図１に示した出射装置２６に、安定領域内のビーム粒子の振動に共鳴する周波数成分の出射用高周波を印加すると、図２（Ｂ）に示すように、ビーム粒子の振動振幅が増大し、位相空間内で周回ビームＢＭの面積が増加する。そして、安定限界の外側すなわち安定領域ＳＡの外に出たビーム粒子は、出射ブランチＥＢに沿って急激に振動振幅が増大し、最終的に出射偏向装置２７の開口部ＯＰに飛び込んで、出射ビームＢとしてシンクロトロンから取り出される。
At this time, when an extraction high frequency having a frequency component that resonates with the vibration of the beam particle in the stable region is applied to the
ここで、安定限界（安定領域）の大きさは四極電磁石２２や六極電磁石２３の励磁量で決まる。この安定領域の大きさを、ビーム粒子の加速終了後で出射開始前の荷電粒子ビームのエミッタンス（位相空間で占める面積）より大きめに設定する。出射開始とともに出射用の高周波電力を印可して高周波電磁場を発生させて荷電粒子ビームのエミッタンスを大きくし（粒子の振動振幅を増大させ）、安定限界を超えた粒子から出射する。この状態で出射用の高周波電力をＯＮ／ＯＦＦすることで、出射ビームのＯＮ／ＯＦＦが制御できる。
この出射方法の特長は、出射中に電磁石励磁量が一定で安定領域や出射ブランチが不変なので、出射ビームの位置やサイズが安定であり、スキャニング法に好適な照射ビームが得られることにある。
Here, the magnitude of the stability limit (stable region) is determined by the amount of excitation of the
The feature of this extraction method is that the position and size of the outgoing beam are stable because the amount of magnet excitation during the extraction is constant and the stable region and the outgoing branch are unchanged, and an irradiation beam suitable for the scanning method can be obtained.
再び、図１において、ビーム輸送系３００は、シンクロトロンの出射ビームを磁場で偏向して所定の設計軌道に沿って治療室４００に導く偏向電磁石３１と、輸送中に荷電粒子ビームが広がらないように水平／垂直方向に収束力を与える収束／発散型の四極電磁石３２とから構成され、治療室内の照射装置５００へ荷電粒子ビームが供給される。
Referring again to FIG. 1, the
ここで、図３を用いて、本実施形態による粒子線治療システムに用いる照射装置５００の構成について説明する。
図３は、本発明の第１の実施形態による粒子線治療システムに用いる照射装置の構成を示した図であり、図３（Ａ）は正面図で、図３（Ｂ）は照射ビームを上流側から見た説明図である。
Here, the configuration of the
FIG. 3 is a diagram showing a configuration of an irradiation apparatus used in the particle beam therapy system according to the first embodiment of the present invention. FIG. 3 (A) is a front view, and FIG. 3 (B) is an irradiation beam upstream. It is explanatory drawing seen from the side.
照射装置５００は、ビーム輸送系３００で導かれた荷電粒子ビームを水平及び垂直方向に偏向させ患部４２の断面形状に合わせて２次元的に走査する走査電磁石５１と、走査電磁石５１の電源５００Ａと、荷電粒子ビームの位置、サイズ（形状）、線量を監視する各種ビームモニタ５２ａ，５２ｂから構成される。
The
図３（Ａ）に示すように、患者４１の患部４２に対して、その患部形状を３次元的な深さ方向の複数の層に分割し、各層を更に２次元的に分割して複数の照射スポットを設定する。深さ方向にはシンクロトロンの出射ビームのエネルギー変更などで照射ビームのエネルギーを変更して各層を選択的に照射する。各層内では、図３（Ｂ）に示すように、走査電磁石で照射ビームを２次元的に走査して各照射スポットＳＰに所定の線量を与える。
１つの照射スポットＳＰの線量が満了すると照射ビームを高速で遮断したのち、照射ビームをＯＦＦした状態で次の照射スポットに移動し、同様に照射を進めていくことにより、スポットスキャニングを行える。
As shown in FIG. 3A, with respect to the
When the dose of one irradiation spot SP expires, the irradiation beam is interrupted at a high speed, and then the irradiation beam is turned off to move to the next irradiation spot.
次に、図４を用いて、本実施形態による粒子線治療システムにおけるスポットスキャニング法の動作について説明する。
図４は、本発明の第１の実施形態による粒子線治療システムにおけるスポットスキャニング法の動作を示すタイミングチャートである。
Next, the operation of the spot scanning method in the particle beam therapy system according to the present embodiment will be described with reference to FIG.
FIG. 4 is a timing chart showing the operation of the spot scanning method in the particle beam therapy system according to the first embodiment of the present invention.
図４においては、横軸は時間ｔを示している。
図４の最上部には、制御装置６００が出射期間（出射区間）中に用いるタイミング信号である、スポット照射開始と線量満了（出射停止）信号、及び出射用高周波の帯域中心周波数の切替信号を示している。
図４（Ａ）の縦軸は、制御装置６００から走査電磁石５１の電源５００Ａに供給される走査指令信号に応じて、電源５００Ａから走査電磁石５１に供給される励磁電流を示している。
図４（Ｂ）の縦軸は、制御装置６００から出射装置２６の電源２６Ａに供給される周波数制御信号に応じて、電源２６Ａから出射装置２６に供給される出射用高周波の帯域中心周波数を示している。
図４（Ｃ）の縦軸は、制御装置６００から出射装置２６の電源２６Ａに供給される電力制御信号に応じて、電源２６Ａから出射装置２６に供給される出射用高周波の電力を示している。
図４（Ｄ）の縦軸は、制御装置６００から高速四極電磁石２８の電源２８Ａに供給される励磁指令信号に応じて、電源２８Ａから高速四極電磁石２８に供給される励磁電流を示している。
図４（Ｅ）の縦軸は、シンクロトロン２００からビーム輸送系３００に出射される出射ビーム電流を示している。
図４（Ｇ）の縦軸は、照射装置５００から照射される照射ビーム電流のＯＮ／ＯＦＦ状態を示している。照射ビームがＯＮのとき、スポットＳ１，Ｓ２，Ｓ３，Ｓ４が形成される。
なお、各照射スポット位置に対して必要な走査電磁石励磁電流に静定した時点でスポット照射開始のタイミング信号が発生し、照射装置５００のビームモニタ５２からの伝送信号（図１で（Ｈ）と記載）に基づき線量を監視し、所定線量に到達した時点でスポット線量満了（出射停止）や出射用高周波の帯域中心周波数切替のタイミング信号が発生する。
また、図４（Ｂ），（Ｃ），（Ｅ），（Ｇ）において、比較のために、特許文献１に記載の公知技術をスポットスキャニング法に適用した場合の動作を破線で示している。
In FIG. 4, the horizontal axis indicates time t.
In the uppermost part of FIG. 4, a spot irradiation start and dose completion (extraction stop) signal and a switching signal for the band center frequency of the extraction high frequency, which are timing signals used by the
The vertical axis in FIG. 4A indicates the excitation current supplied from the
The vertical axis in FIG. 4B indicates the band center frequency of the output high frequency supplied from the
The vertical axis in FIG. 4C indicates the high frequency power for emission supplied from the
The vertical axis in FIG. 4D represents the excitation current supplied from the
The vertical axis in FIG. 4 (E) indicates the outgoing beam current emitted from the
The vertical axis in FIG. 4G indicates the ON / OFF state of the irradiation beam current irradiated from the
A spot irradiation start timing signal is generated when the necessary scanning magnet excitation current is settled for each irradiation spot position, and a transmission signal ((H) in FIG. 1) is transmitted from the beam monitor 52 of the
4 (B), (C), (E), and (G), the operation when the known technique described in
図４（Ａ）に示すように、電源５００Ａから走査電磁石５１に供給される走査電磁石電流を増加させることで、照射ビームの照射位置を走査し、電源５００Ａから走査電磁石５１に供給される走査電磁石電流を一定とすることで、照射ビームの照射位置を一定とすることができる。
そして、スポットスキャニング法では、図４（Ａ），（Ｇ）に示すように、ビーム走査を停止した状態で各照射スポットＳ１，Ｓ２，Ｓ３，Ｓ４に所定の線量を照射し、照射ビームをＯＦＦしてから走査電磁石の励磁量を変更して次の照射スポットに移動する。
As shown in FIG. 4A, by increasing the scanning electromagnet current supplied from the
In the spot scanning method, as shown in FIGS. 4A and 4G, the irradiation spots S1, S2, S3, and S4 are irradiated with a predetermined dose while the beam scanning is stopped, and the irradiation beam is turned off. Then, the amount of excitation of the scanning electromagnet is changed to move to the next irradiation spot.
照射装置５００に荷電粒子ビームを供給する期間であるスポット照射時には、図４（Ｃ）に示すように、出射装置２６に高周波電力を供給して出射装置２６に印加する高周波電力をＯＮにする。
また、照射装置５００への荷電粒子ビームの供給を遮断する期間であるスポット間移動時には、出射装置２６への高周波電力の供給を停止して出射装置２６に印加する高周波電力をＯＦＦにする。この照射装置５００への荷電粒子ビームの供給を遮断する際には、図４（Ｄ）に示すように、同時にシンクロトロンに設置した高速四極電磁石２８で安定限界の大きさを広げてビーム出射を停止する。
At the time of spot irradiation, which is a period during which a charged particle beam is supplied to the
In addition, when moving between spots, which is a period during which the supply of the charged particle beam to the
ここで、電源２６Ａから出射装置２６に供給される出射用高周波の帯域中心周波数について見ると、図４（Ｂ）の破線に示すように、特許文献１に記載の公知技術では、安定限界より内側の振動振幅が小さなビーム粒子に共鳴する周波数成分ｆ１（第１の値）と同時に、安定限界付近の振動振幅が大きなビーム粒子に共鳴する周波数成分ｆ２（第２の値）を含む出射用高周波を、シンクロトロンの周回ビームに印加する。これにより安定限界付近の粒子密度を低減しているものの、スポットスキャニング、特には照射スポット間隔が離れている遠隔スポット照射の場合には、スポット照射開始時に安定限界を狭めた際、図４（Ｅ）破線に示すように出射用高周波の強度とは無関係にシンクロトロンから急激に荷電粒子ビームが出射され、図４（Ｇ）破線に示すようにスパイク状の照射ビーム波形を生じうる。
Here, looking at the band center frequency of the high frequency for emission supplied from the
図２（Ｃ），（Ｄ）は、この現象の原因と、本発明による対策の効果を、出射に関係する水平方向の位相空間内で説明したものである。
上記の従来技術では、図２（Ｃ）において、ビーム遮断時に安定限界を広げた際に、出射されずに、広がった安定領域ＳＡに再捕獲された振動振幅の大きなビーム粒子は、図中の破線の三角形で囲んだ領域ＢＭ＊の境界付近に存在することになる。また、照射スポット間隔が離れている遠隔スポット照射の場合は、照射スポット間の移動に長い時間を要し、この時間の間に、シンクロトロンの周回ビームが残留ガスとの散乱で振動振幅が増大する。そのため、図中の破線の三角形で囲んだ領域ＢＭ＊の境界付近の粒子密度は高くなり、しかもそれらのビーム粒子は既に安定限界を超えているため、図２（Ｄ）において、次のスポット照射開始時に安定限界を狭めて図２（Ｂ）の出射中と同じ面積の安定領域に戻した際、出射用高周波の強度とは無関係に振動振幅の大きなビーム粒子が急激に出射されることになる。このスパイク状の出射ビーム波形は、次のスポット照射開始時に安定限界付近のビーム粒子に共鳴する周波数成分ｆ２（第２の値）を含む出射用高周波を出射期間の最初から供給する上記従来技術（特許文献１）では更に顕著になる。
2C and 2D illustrate the cause of this phenomenon and the effect of the countermeasure according to the present invention in a horizontal phase space related to emission.
In the above-described prior art, in FIG. 2C, when the stability limit is widened when the beam is interrupted, the beam particle having a large vibration amplitude that is not emitted but is recaptured in the widened stable region SA is It exists in the vicinity of the boundary of the region BM * surrounded by the dashed triangle. Also, in the case of remote spot irradiation where the irradiation spot interval is far away, it takes a long time to move between irradiation spots, and during this time, the oscillation amplitude increases due to scattering of the circulating beam of the synchrotron with the residual gas. To do. For this reason, the particle density in the vicinity of the boundary of the region BM * surrounded by the broken-line triangle in the figure is high, and these beam particles already exceed the stability limit. Therefore, in FIG. When the stability limit is narrowed at the start and returned to the stable region having the same area as that during the emission in FIG. 2B, beam particles having a large vibration amplitude are suddenly emitted regardless of the intensity of the emission high frequency. . This spike-like outgoing beam waveform is the above-described conventional technique in which the high frequency for emission including the frequency component f2 (second value) resonating with the beam particles near the stability limit at the start of the next spot irradiation is supplied from the beginning of the emission period ( In Patent Document 1), it becomes more remarkable.
それに対して本実施形態では、図４（Ｂ）の実線で示すように、照射装置５００に荷電粒子ビームを供給するスポット照射期間の前半となる出射開始時を含む第１の期間では、出射装置２６に印加する高周波電力の帯域中心周波数を安定限界の内側の荷電粒子ビームと共鳴する値ｆ１（第１の値）に設定し、スポット照射期間の後半となる第２の期間では帯域中心周波数を安定限界の境界付近の荷電粒子ビームと共鳴する値ｆ２（第２の値）に設定している。
本実施形態により、スポット照射期間の後半の第２の期間では安定限界の境界付近の荷電粒子ビームと共鳴するため、安定限界の境界付近のビーム粒子を選択的に効率良く出射でき、スポット照射開始時のスパイク状ビーム波形の原因となる安定限界の境界付近の粒子密度を十分に低減できる。同時に、スポット照射開始（出射開始）時には安定限界の内側のビーム粒子を選択的に効率よく出射させるため、たとえ遠隔スポット照射の場合でも、スポット照射開始時のスパイク状ビーム波形の原因となる安定限界の境界付近のビーム粒子の出射を抑制でき、より効果的にスパイク状ビーム波形の抑制を図ることができる。
On the other hand, in this embodiment, as shown by the solid line in FIG. 4B, in the first period including the start of extraction, which is the first half of the spot irradiation period for supplying the charged particle beam to the
According to the present embodiment, in the second period of the second half of the spot irradiation period, resonance with the charged particle beam near the boundary of the stability limit, the beam particles near the boundary of the stability limit can be selectively and efficiently emitted, and spot irradiation starts. It is possible to sufficiently reduce the particle density near the boundary of the stability limit that causes the spike beam waveform at the time. At the same time, in order to selectively and efficiently emit the beam particles inside the stability limit at the start of spot irradiation (start of extraction), even in the case of remote spot irradiation, the stability limit that causes the spiked beam waveform at the start of spot irradiation The emission of beam particles in the vicinity of the boundary can be suppressed, and the spiked beam waveform can be more effectively suppressed.
これを図２に示す水平方向の位相空間内で説明する。
本実施形態では、スポット照射期間の後半の第２の期間では安定限界の境界付近のビーム粒子が選択的に出射されるため、図２（Ｃ）において、スポット照射終了時には安定限界付近の粒子密度が減少して、実質的に周回ビームのコア部分は図中の実線の三角形で囲んだ領域ＢＭに縮小する。その結果、本実施形態では、遠隔スポット照射の場合であっても、周回ビームが残留ガスとの散乱で振動振幅が増大しても、図２（Ｄ）に示すように、周回ビームのコア部分の領域ＢＭは次のスポット照射開始時の安定限界の内側に収まる。
This will be described in the horizontal phase space shown in FIG.
In this embodiment, since the beam particles near the boundary of the stability limit are selectively emitted in the second period of the second half of the spot irradiation period, in FIG. 2C, the particle density near the stability limit at the end of the spot irradiation in FIG. Decreases, and the core portion of the orbiting beam is substantially reduced to a region BM surrounded by a solid triangle in the figure. As a result, in this embodiment, even in the case of remote spot irradiation, even if the vibration amplitude increases due to scattering of the circulating beam with the residual gas, as shown in FIG. The region BM falls within the stability limit at the start of the next spot irradiation.
さらに、本実施形態では、スポット照射期間の前半の第１の期間では安定限界の内側の荷電粒子ビームと共鳴するため、スポット照射開始時に安定限界の境界付近の荷電粒子ビームが急激に出射されることを抑制できる。
以上の効果によって、図４（Ｅ）実線、図４（Ｇ）実線に示すように、スパイクの無い理想的な出射ビーム波形と照射ビーム波形が本実施形態では得られる。
Further, in the present embodiment, in the first period of the first half of the spot irradiation period, the charged particle beam near the boundary of the stability limit is suddenly emitted at the start of spot irradiation because it resonates with the charged particle beam inside the stability limit. This can be suppressed.
Due to the above effects, as shown in the solid line in FIG. 4E and the solid line in FIG. 4G, an ideal emission beam waveform and irradiation beam waveform without spikes can be obtained in this embodiment.
ここで、出射装置２６に供給する出射用高周波の帯域中心周波数を切替えるタイミングであるが、例えば、スポット照射期間でスポット照射線量が所定量の７０％に到達した時点に選定し、制御装置６００で出射装置２６の電源２６Ａをタイミング制御すればよい。本実施形態では上記タイミング信号を境にスポット照射期間の帯域中心周波数をｆ１（第１の値）からｆ２（第２の値）に切り替えるよう制御している。
しかしながら、タイミング信号を用いて帯域中心周波数を切替えることは必須ではなく、スポット照射期間内で変化させる、特に出射開始時はｆ１（第１の値）に設定し、出射終了時までの間においてｆ２（第２の値）に設定すれば、その間で帯域中心周波数ｆがｆ１（第１の値）からｆ２（第２の値）まで時間的に連続的に変化したり、直線的に変化しても同様な効果がある。
その場合の出射用高周波の帯域中心周波数の制御方法の例を図５と図６に示す。図５ではスポット照射開始時のｆ１（第１の値）からスポット線量満了時のｆ２（第２の値）までの間、帯域中心周波数を連続的に滑らかに変化させている。一方、図６では帯域中心周波数の切替指示タイミングに基づき、切替指示タイミングを受信後に帯域中心周波数をｆ１からスポット線量満了時のｆ２まで直線的に変化させている。この他にも、スポット照射開始時のｆ１から終了時のｆ２まで直線的に変化させてもよい。
Here, the timing of switching the band center frequency of the high frequency for emission supplied to the
However, it is not essential to switch the band center frequency using the timing signal, and it is changed within the spot irradiation period. In particular, it is set to f1 (first value) at the start of extraction and f2 until the end of extraction. If it is set to (second value), the band center frequency f will change continuously in time from f1 (first value) to f2 (second value) during that time, or change linearly. Has the same effect.
An example of a method for controlling the band center frequency of the outgoing high frequency in that case is shown in FIGS. In FIG. 5, the band center frequency is continuously and smoothly changed from f1 (first value) at the start of spot irradiation to f2 (second value) when the spot dose expires. On the other hand, in FIG. 6, based on the switching instruction timing of the band center frequency, the band center frequency is linearly changed from f1 to f2 when the spot dose expires after receiving the switching instruction timing. In addition, it may be changed linearly from f1 at the start of spot irradiation to f2 at the end.
再び、図４（Ｃ）を見ると、本実施形態の電源２６Ａから出射装置２６に供給すべき出射用高周波の電力は、破線で示した従来技術の場合に比較し、本実施形態では実線で示すように小さくなる。これは出射装置２６に印加する高周波電力に必要な各時刻での帯域幅を狭めたためである。
破線で示した従来技術では、安定限界より内側の振動振幅が小さなビーム粒子に共鳴する周波数成分（第１の値ｆ１）と安定限界付近の振動振幅が大きなビーム粒子に共鳴する周波数成分（第２の値ｆ２）を含む出射用高周波を同時に印加するために、高周波電源は高電圧で且つ大電流出力が必要であった。
しかし、本発明では、スポット照射期間の後半の第２の期間では、安定限界の境界付近の荷電粒子ビームと共鳴するため、安定限界の境界付近のビーム粒子を選択的に効率良く出射できる。これにより、スパイク状の出射ビーム波形の原因となる安定限界の境界付近の粒子密度を、小さな高周波電力、すなわち小型の高周波電源で十分に低減可能となる。また、本発明では、第１の値ｆ１と第２の値ｆ２とを同時に印加せずに、スポット照射期間内で高周波電力の帯域中心周波数を変化させているため、印加する電力を大幅に低減でき、高周波電源を必要以上に大型化させる必要がない。
以上の効果で本実施形態では高周波電源回りのコストを低減できる。
Referring again to FIG. 4C, the output high-frequency power to be supplied from the
In the conventional technique indicated by the broken line, a frequency component (first value f1) that resonates with a beam particle having a small vibration amplitude inside the stability limit and a frequency component (second value) that resonates with a beam particle having a large vibration amplitude near the stability limit. In order to simultaneously apply a high frequency for emission including the value f2), the high frequency power source needs a high voltage and a large current output.
However, in the present invention, in the second period, which is the latter half of the spot irradiation period, resonance with the charged particle beam near the boundary of the stability limit, the beam particles near the boundary of the stability limit can be selectively and efficiently emitted. As a result, the particle density near the boundary of the stability limit that causes the spike-like outgoing beam waveform can be sufficiently reduced with a small high-frequency power, that is, a small high-frequency power source. In the present invention, since the band center frequency of the high frequency power is changed within the spot irradiation period without simultaneously applying the first value f1 and the second value f2, the applied power is greatly reduced. It is not necessary to increase the size of the high frequency power supply more than necessary.
With the above effects, the cost around the high-frequency power source can be reduced in this embodiment.
次に、図７を用いて、本実施形態の粒子線治療システムに必要なシンクロトロンの出射制御を実現する機器構成の例を説明する。
図７は、本発明の第１の実施形態による粒子線治療システムにおける、シンクロトロンの出射制御に関わる部分の制御装置と電源の構成図である。
Next, an example of a device configuration that realizes synchrotron emission control necessary for the particle beam therapy system according to the present embodiment will be described with reference to FIG.
FIG. 7 is a configuration diagram of a control device and a power supply for a part related to synchrotron emission control in the particle beam therapy system according to the first embodiment of the present invention.
制御装置６００は、粒子線治療システムを構成する各装置に運転パラメータを送信する運転データ生成部６１、各装置の運転に必要なタイミング信号を発生するタイミング信号生成部６２、照射装置５００のビームモニタ５２からの伝送信号に基づき線量を測定する線量監視部６３等から構成される。
ここで、線量監視部６３で測定した線量が所定値に到達した時点で、スポット線量満了や出射用高周波の帯域中心周波数の切替指示のタイミング信号が生成される。
The
Here, when the dose measured by the
出射装置２６に高周波電力を供給する電源２６Ａは、周波数ｆ１（第１の値）の高周波信号を発生する発振器６４ａ、周波数ｆ２（第２の値）の高周波信号を発生する発振器６４ｂ、それら２つの高周波信号を切替える高周波切替器６５、直流から数１０ｋＨｚ程度の帯域信号を生成する帯域信号発生器６６、高周波信号に帯域信号を乗算して中心周波数（ｆ１やｆ２）に対して数１０ｋＨｚ程度の帯域幅を有する帯域高周波信号を生成する乗算器６７、帯域高周波信号の振幅（電力）を調整する振幅変調器６８、帯域高周波信号を電力増幅して出射装置２６に供給する高周波電力増幅器６９から構成される。
A
電源２６Ａでは、制御装置６００のタイミング信号生成部６２からの帯域中心周波数の切替タイミング信号やスポット線量満了信号に基づき、高周波切替器６５が動作して発振器６４ａと６４ｂの高周波信号の切替（ｆ１→ｆ２、ｆ２→ｆ１）を実施する。また、制御装置６００の運転データ生成部６１からの周波数制御信号に基づき、発振器６４ａと６４ｂにそれぞれ周波数ｆ１とｆ２の値が設定される。さらに、制御装置６００の運転データ生成部６１からの電力制御信号に基づき、振幅変調器６８が動作して所定の高周波電力が出射装置２６に供給される。
In the
以上説明した本実施形態によれば、スポット照射開始時のスパイク状ビーム波形を抑制して制御可能な照射スポット当りの最小線量を十分小さく設定でき、照射ビームを更に細径化して治療精度が向上できる粒子線治療システムを低コストで実現できる。 According to the present embodiment described above, the minimum dose per irradiation spot that can be controlled by suppressing the spike-like beam waveform at the start of spot irradiation can be set sufficiently small, and the treatment accuracy is improved by further reducing the diameter of the irradiation beam. Can be realized at low cost.
なお、本実施形態の図４では、高速四極電磁石２８の励磁ＯＮで安定限界の大きさを広げてビーム出射を停止する場合を示しているが、高速四極電磁石２８の励磁ＯＦＦで安定限界の大きさを広げビーム出射を停止する動作論理に設計することも可能である。
また、シンクロトロンに設置した六極電磁石の励磁量の制御で、高速四極電磁石と同様に安定限界の大きさを制御することも可能である。
もちろんこれらの場合でも本発明は適用でき、同様の効果が得られる。
In FIG. 4 of the present embodiment, the case where the beam emission is stopped by widening the stability limit when the high-
In addition, by controlling the excitation amount of the hexapole electromagnet installed in the synchrotron, it is possible to control the magnitude of the stability limit as in the case of the high speed quadrupole electromagnet.
Of course, the present invention can be applied to these cases, and the same effect can be obtained.
次に、図８〜図９を用いて、本発明の第２の実施形態による粒子線治療システムの構成及び動作について説明する。
図８は、本発明の第２の実施形態による粒子線治療システムの構成を示すシステム構成図である。以下、第１の実施形態との相違点に関して説明する。
Next, the configuration and operation of the particle beam therapy system according to the second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
FIG. 8 is a system configuration diagram showing the configuration of the particle beam therapy system according to the second embodiment of the present invention. Hereinafter, differences from the first embodiment will be described.
前実施形態では、シンクロトロン２００に安定限界の大きさを高速で制御する高速四極電磁石２８と、高速四極電磁石２８に励磁電流を供給する電源２８Ａを設けているが、本実施形態ではシンクロトロンの出射期間中に安定限界の大きさを制御する必要が無いため、高速四極電磁石とその電源は設けていない。
その代わりに、ビーム輸送系３００には、治療室内の照射装置５００への荷電粒子ビームの供給をＯＮ／ＯＦＦするビーム遮断用電磁石３３と、ビーム遮断用電磁石３３に励磁電流を供給する電源３３Ａと、ビーム遮断用電磁石３３で除去したビーム成分を廃棄するビームダンプ３４が設けられている。
In the previous embodiment, the
Instead, the
このうち、ビーム遮断用電磁石３３としては、励磁した際の２極磁場で不要ビーム成分を偏向させて照射装置５００へのビーム軌道から外しビームダンプ３４で廃棄する方法と、励磁した際の２極磁場で偏向したビーム成分のみ照射装置５００へのビーム軌道に乗せ供給する方法がある。前者はビーム輸送系の調整が簡単であり、後者は機器の異常時に照射装置への荷電粒子ビームの供給が遮断されるので安全性が高い。以下では、前者の場合についてのみ記述している。なお、本発明はもちろん後者の方法にも適用でき、同様の効果が得られる。
Among them, as the
図９は、本発明の第２の実施形態による粒子線治療システムにおけるスポットスキャニング法の動作を示すタイミングチャートである。
図９において横軸は時間ｔを示している。
図９（Ａ）（Ｂ）（Ｃ）（Ｅ）（Ｇ）の縦軸は、図４（Ａ）（Ｂ）（Ｃ）（Ｅ）（Ｇ）の縦軸と同じである。
図９（Ｆ）の縦軸は、制御装置６００からビーム遮断用電磁石３３の電源３３Ａに供給されるビーム遮断制御信号に応じて、電源３３Ａからビーム遮断用電磁石３３に供給される励磁電流のＯＮ／ＯＦＦ状態を示している。
FIG. 9 is a timing chart showing the operation of the spot scanning method in the particle beam therapy system according to the second embodiment of the present invention.
In FIG. 9, the horizontal axis indicates time t.
9A, 9B, 9C, 9E, and 9G are the same as those in FIGS. 4A, 4B, 4C, 4E, and 4G.
In FIG. 9F, the vertical axis indicates ON of the excitation current supplied from the
前実施形態の図４（Ｃ）と同様に、図９（Ｃ）では、照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間であるスポット照射時には出射装置に印加する高周波電力をＯＮする。また照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断する期間であるスポット間移動時には、出射装置に印加する高周波電力をＯＦＦする。
ここで、前実施形態との相違は、各照射スポットで所定線量が満了したタイミングで照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断する際に、出射装置２６に印加する高周波電力をＯＦＦするとともに、図９（Ｆ）に示すように、ビーム輸送系３００に設置したビーム遮断用電磁石３３を高速で励磁して照射装置５００へのビーム軌道から外して荷電粒子ビームの輸送を遮断している点である。また、照射装置５００に荷電粒子ビームを供給する際には出射装置２６に印加する高周波電力をＯＮするとともに、ビーム輸送系３００に設置したビーム遮断用電磁石３３の励磁を高速で停止して照射装置５００へのビーム軌道に合わせ荷電粒子ビームの輸送を開始する点である。
As in FIG. 4C of the previous embodiment, in FIG. 9C, the high-frequency power applied to the emission device is turned on during spot irradiation, which is a period during which a charged particle beam is supplied to the irradiation device. Further, when moving between spots, which is a period during which the supply of the charged particle beam to the irradiation apparatus is interrupted, the high-frequency power applied to the emission apparatus is turned off.
Here, the difference from the previous embodiment is that when the supply of the charged particle beam to the irradiation device is cut off at the timing when the predetermined dose has expired at each irradiation spot, the high-frequency power applied to the
ここで、特許文献２に記載の公知技術をスポットスキャニング法に適用した場合と比較するため、図９（Ｂ）（Ｅ）にその場合の動作を破線で示す。
図９（Ｂ）の破線で示すように、特許文献２の従来技術では、照射装置に荷電粒子ビームを供給するスポット照射期間で、出射装置に印加する高周波電力の帯域中心周波数を安定限界の内側の荷電粒子ビームと共鳴する値ｆ１（第１の値）に固定している。そのため、安定限界の内側の荷電粒子ビームは振動振幅が大きくなり常に安定限界付近に供給されるため、スポット線量が満了して出射ビームを停止するタイミングで安定限界付近のビーム粒子の密度が高くなっている。その結果、図９（Ｅ）の破線に示すように、スポット線量満了直後の遅延出射ビーム量が大きく、その後も振動振幅が大きなビーム粒子は照射スポット間の時間に漏れビームとして出射される。それら遅延照射やスポット照射開始時にスパイク状ビーム波形の原因となる振動振幅が大きなビーム粒子は、ビーム輸送系に設置したビーム遮断電磁石で廃棄されるので、従来技術ではビーム利用効率の低下の問題があった。
Here, in order to compare with the case where the well-known technique of
As shown by the broken line in FIG. 9B, in the prior art of
それに対して本実施形態では、図９（Ｂ）の実線で示すように、照射装置５００に荷電粒子ビームを供給するスポット照射期間の前半の第１の期間では、出射装置２６に印加する高周波電力の帯域中心周波数を安定限界の内側の荷電粒子ビームと共鳴する値ｆ１（第１の値）に設定し、スポット照射期間の後半の第２の期間では帯域中心周波数を安定限界の境界付近の荷電粒子ビームと共鳴する値ｆ２（第２の値）に設定している。
本実施形態により、スポット照射期間の後半の第２の期間では安定限界の境界付近の荷電粒子ビームと共鳴するため、安定限界の境界付近のビーム粒子を選択的に効率良く出射でき、安定限界の境界付近の粒子密度を十分に低減できる。したがって、従来技術ではビーム輸送系に設置したビーム遮断電磁石で廃棄する必要のあった遅延照射やスポット照射開始時にスパイク状ビーム波形の原因となる振動振幅が大きなビーム粒子は、本実施形態ではスポット照射期間の後半の第２の期間で出射されて治療照射に有効に利用されるため、ビーム利用効率の低下を抑制することができる。
On the other hand, in the present embodiment, as indicated by the solid line in FIG. 9B, in the first period of the first half of the spot irradiation period in which the charged particle beam is supplied to the
According to the present embodiment, in the second period of the second half of the spot irradiation period, since it resonates with the charged particle beam near the boundary of the stability limit, the beam particles near the boundary of the stability limit can be selectively and efficiently emitted. The particle density near the boundary can be sufficiently reduced. Therefore, in the present embodiment, the beam particle having a large vibration amplitude causing the spiked beam waveform at the start of delayed irradiation or spot irradiation, which had to be discarded by the beam breaker magnet installed in the beam transport system in the prior art, is spot irradiation in this embodiment. Since it is emitted in the second period in the latter half of the period and is effectively used for therapeutic irradiation, it is possible to suppress a decrease in beam utilization efficiency.
さらに、本実施形態により、スポット照射期間の前半の第１の期間では安定限界の内側の荷電粒子ビームと共鳴するため、スポット照射開始時に安定限界の境界付近の荷電粒子ビームが急激に出射されることを抑制できる。 Furthermore, according to the present embodiment, in the first period of the first half of the spot irradiation period, it resonates with the charged particle beam inside the stability limit, so that the charged particle beam near the boundary of the stability limit is suddenly emitted at the start of spot irradiation. This can be suppressed.
ここで、出射装置に供給する出射用高周波の帯域中心周波数を切替えるタイミングであるが、例えば、スポット照射期間でスポット照射線量が所定量の７０％に到達した時点に選定し、制御装置６００において照射装置５００のビームモニタ５２からの伝送信号（図１で（Ｈ）と記載）に基づき線量を監視しながら出射装置２６の電源２６Ａをタイミング制御すればよい。本実施形態では上記タイミング信号を境にスポット照射期間の前半の第１の期間の帯域中心周波数をｆ１（第１の値）、後半の第２の期間の帯域中心周波数をｆ２（第２の値）と設定している。
しかしながら、それは必須ではなく、前実施形態の場合と同様に、スポット照射期間の出射開始時がｆ１（第１の値）で、出射終了時までの間においてｆ２（第２の値）に設定されていれば、図５，６に示すようなスポット照射期間の間で帯域中心周波数ｆがｆ１（第１の値）からｆ２（第２の値）まで時間的に連続的に変化しても同様な効果がある。
Here, the timing of switching the band center frequency of the high frequency for emission supplied to the emission device is selected, for example, when the spot irradiation dose reaches 70% of the predetermined amount in the spot irradiation period, and the
However, this is not essential, and as in the case of the previous embodiment, f1 (first value) at the start of extraction in the spot irradiation period is set to f2 (second value) until the end of extraction. 5 and 6, even if the band center frequency f continuously changes in time from f1 (first value) to f2 (second value) during the spot irradiation period as shown in FIGS. There is a great effect.
本実施形態における照射装置５００と、出射装置２６に高周波電力を供給する電源２６Ａの構成と動作原理は、前実施形態と同様のため説明を省略する。
Since the configuration and operation principle of the
以上説明した本実施形態によれば、ビーム遮断時の安定限界の境界付近の粒子密度を低減できるため、遅延照射やスパイク状の出射ビーム波形を抑制する目的でビーム輸送系の遮断用電磁石を用いて廃棄するビーム量が低減でき、ビーム利用効率の低下を緩和できる。これにより、線量率の低下に伴う治療スループットの悪化を回避しながら、治療精度を向上できる。 According to the present embodiment described above, since the particle density near the boundary of the stability limit at the time of beam interruption can be reduced, an interruption magnet of the beam transport system is used for the purpose of suppressing delayed irradiation and spike-like outgoing beam waveform. Therefore, the amount of beam to be discarded can be reduced, and the decrease in beam utilization efficiency can be mitigated. Thereby, the treatment accuracy can be improved while avoiding the deterioration of the treatment throughput due to the decrease in the dose rate.
１１…前段加速器、
２１…偏向電磁石（シンクロトロン）、
２２…収束／発散型四極電磁石（シンクロトロン）、
２３…六極電磁石、
２４…入射装置、
２５…加速空胴、
２６…出射装置、
２７…出射偏向装置、
２８…高速四極電磁石、
３１…偏向電磁石（ビーム輸送系）、
３２…収束／発散型四極電磁石（ビーム輸送系）、
３３…ビーム遮断用電磁石、
３４…ビームダンプ、
４１…患者、
４２…患部、
５１…走査電磁石、
５２…ビームモニタ、
６１…運転データ生成部、
６２…タイミング信号生成部、
６３…線量監視部、
６４…高周波発振器、
６５…高周波切替器、
６６…帯域信号発生器、
６７…乗算器、
６８…振幅変調器、
６９…高周波電力増幅器、
１００…粒子線治療システム、
２００…シンクロトロン、
３００…ビーム輸送系、
４００…治療室、
５００…照射装置、
６００…制御装置、
２５Ａ，２６Ａ，２８Ａ，３３Ａ，５００Ａ…電源。
11 ... Pre-accelerator,
21 ... Bending electromagnet (synchrotron),
22 ... Convergent / divergent quadrupole magnet (synchrotron),
23. Hexapole electromagnet,
24 ... Injection device,
25 ... Acceleration cavity,
26: Ejector,
27. Output deflection device,
28 ... High-speed quadrupole magnet,
31: Bending electromagnet (beam transport system),
32 ... Convergence / divergence type quadrupole magnet (beam transport system),
33 ... Electromagnet for beam blocking,
34 ... Beam dump,
41 ... Patient,
42 ... affected area,
51 ... Scanning magnet,
52 ... Beam monitor,
61 ... Driving data generation unit,
62 ... Timing signal generator,
63 ... Dose monitoring unit,
64. High frequency oscillator,
65 ... high frequency switch,
66 ... band signal generator,
67 ... multiplier,
68. Amplitude modulator,
69 ... high frequency power amplifier,
100: Particle beam therapy system,
200 ... Synchrotron,
300 ... Beam transportation system,
400 ... treatment room,
500 ... Irradiation device,
600 ... control device,
25A, 26A, 28A, 33A, 500A ... power source.
Claims (6)
前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間では前記出射装置に印加する高周波電力をＯＮし、前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断する期間では前記出射装置に印加する高周波電力をＯＦＦするとともに、前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間内で前記出射装置に印加する高周波電力の帯域中心周波数を変化させる制御装置を備えることを特徴とする粒子線治療システム。 A synchrotron for accelerating the charged particle beam to a predetermined energy and emitting the charged particle beam intermittently in a plurality of times by exceeding a stability limit in a high frequency electromagnetic field generated by applying a high frequency power to the extraction device; Particles comprising a beam transport system that guides a charged particle beam intermittently emitted from the synchrotron to a treatment room, and an irradiation device that irradiates the charged particle beam intermittently in accordance with the shape of the affected part of the patient in the treatment room In the line therapy system,
The high frequency power applied to the extraction device is turned on during the period during which the charged particle beam is supplied to the irradiation device, and the high frequency power applied to the extraction device is turned off during the period during which the supply of the charged particle beam to the irradiation device is cut off. In addition, a particle beam therapy system comprising: a control device that changes a band center frequency of a high-frequency power applied to the extraction device within a period during which a charged particle beam is supplied to the irradiation device.
前記制御装置は、
前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間の出射開始時において、前記出射装置に印加する高周波電力の帯域中心周波数を前記安定限界の内側の荷電粒子ビームと共鳴する第１の値に設定し、
前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間の後半の出射終了時までの間において、前記出射装置に印加する高周波電力の帯域中心周波数を前記安定限界の境界付近の荷電粒子ビームと共鳴する第２の値に設定することを特徴とする粒子線治療システム。 The particle beam therapy system according to claim 1, wherein
The controller is
At the start of extraction during the period of supplying the charged particle beam to the irradiation device, the band center frequency of the high frequency power applied to the extraction device is set to a first value that resonates with the charged particle beam inside the stability limit,
During the period until the end of extraction in the latter half of the period during which the charged particle beam is supplied to the irradiation device, a second frequency band resonance frequency of the high frequency power applied to the extraction device resonates with the charged particle beam near the boundary of the stability limit. A particle beam therapy system, characterized by being set to a value of.
前記制御装置は、
前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間の前記出射開始時を含む第１の期間において、前記出射装置に印加する高周波電力の帯域中心周波数を前記第１の値に設定し、
前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間の後半の前記出射終了時までの第２の期間において、前記出射装置に印加する高周波電力の帯域中心周波数を前記第２の値に設定することを特徴とする粒子線治療システム。 The particle beam therapy system according to claim 2,
The controller is
In a first period including the start of extraction of a period during which a charged particle beam is supplied to the irradiation device, a band center frequency of high-frequency power applied to the extraction device is set to the first value,
In the second period until the end of the extraction in the latter half of the period during which the charged particle beam is supplied to the irradiation apparatus, the band center frequency of the high-frequency power applied to the extraction apparatus is set to the second value. A particle beam therapy system.
前記制御装置は、
前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する期間の前記出射開始時と前記出射終了時の間において、前記出射装置に印加する高周波電力の帯域中心周波数を前記第１の値から前記第２の値に連続的に変化させることを特徴とする粒子線治療システム。 The particle beam therapy system according to claim 2,
The controller is
The band center frequency of the high-frequency power applied to the extraction device is continuously changed from the first value to the second value between the start of extraction and the end of extraction during the period of supplying the charged particle beam to the irradiation device. A particle beam therapy system characterized in that
前記制御装置は、
前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する際には、前記出射装置に印加する高周波電力をＯＮするとともに、前記シンクロトロンに設置した電磁石の励磁量を変化させて前記安定限界を狭めて荷電粒子ビームの出射を開始し、
前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断する際には、前記出射装置に印加する高周波電力をＯＦＦするとともに、前記シンクロトロンに設置した電磁石の励磁量を変化させて前記安定限界を広げて荷電粒子ビームの出射を停止することを特徴とする粒子線治療システム。 In the particle beam therapy system according to any one of claims 1 to 4,
The controller is
When supplying a charged particle beam to the irradiation device, the charged particle beam is turned on by turning on the high-frequency power applied to the extraction device and changing the excitation amount of an electromagnet installed in the synchrotron to narrow the stability limit. Starts to emit,
When cutting off the supply of the charged particle beam to the irradiation device, the high frequency power applied to the extraction device is turned off and the excitation limit of the electromagnet installed in the synchrotron is changed to widen the stability limit. A particle beam therapy system which stops emission of a charged particle beam.
前記制御装置は、
前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する際には、前記出射装置に印加する高周波電力をＯＮするとともに、前記ビーム輸送系に設置した電磁石の励磁量を変化させて前記照射装置へのビーム軌道に合わせて荷電粒子ビームの輸送を開始し、
前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断する際には前記出射装置に印加する高周波電力をＯＦＦするとともに、前記ビーム輸送系に設置した電磁石の励磁量を変化させて前記照射装置へのビーム軌道から外して荷電粒子ビームの輸送を遮断することを特徴とする粒子線治療システム。 In the particle beam therapy system according to any one of claims 1 to 4,
The controller is
When supplying a charged particle beam to the irradiation device, the high frequency power applied to the extraction device is turned on, and the excitation amount of an electromagnet installed in the beam transport system is changed to change the beam trajectory to the irradiation device. At the same time, the transport of the charged particle beam is started.
When the supply of the charged particle beam to the irradiation device is cut off, the high frequency power applied to the extraction device is turned off, and the excitation amount of an electromagnet installed in the beam transport system is changed to change the beam to the irradiation device. A particle beam therapy system characterized in that the transport of the charged particle beam is cut off from the orbit.
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|---|---|---|---|---|
| WO2014207852A1 (en) * | 2013-06-26 | 2014-12-31 | 株式会社日立製作所 | Charged particle beam radiation system and beam emission method |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005332794A (en) * | 2004-04-19 | 2005-12-02 | Mitsubishi Electric Corp | Charged-particle beam accelerator, particle beam radiation therapy system using it, and method of operating particle beam radiation therapy system |
| JP2011034823A (en) * | 2009-08-03 | 2011-02-17 | Hitachi Ltd | Particle beam therapy system |
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