放射線治療装置および放射線照射方法
【課題】被検体に照射される放射線の線量の変動を低減すること。
【解決手段】荷電粒子ビームを生成する加速装置５１、５２と、その荷電粒子ビームが照射されることにより放射線を放射するターゲット５３と、ターゲット５３に流れる電流を測定するセンサ５７と、その放射線の線量を測定する線量計５６と、その電流とその線量とに基づいて加速装置５１、５２を制御する制御装置６０とを備えている。被検体に照射される放射線の線量は、ターゲット５３に流れる電流とともに変動し、その線量とともに変動する。このような放射線治療装置は、電流または線量の一方だけに基づいて加速装置５１、５２を制御することに比較して、被検体に照射される放射線の線量をより高精度に制御することができる。
【解決手段】荷電粒子ビームを生成する加速装置５１、５２と、その荷電粒子ビームが照射されることにより放射線を放射するターゲット５３と、ターゲット５３に流れる電流を測定するセンサ５７と、その放射線の線量を測定する線量計５６と、その電流とその線量とに基づいて加速装置５１、５２を制御する制御装置６０とを備えている。被検体に照射される放射線の線量は、ターゲット５３に流れる電流とともに変動し、その線量とともに変動する。このような放射線治療装置は、電流または線量の一方だけに基づいて加速装置５１、５２を制御することに比較して、被検体に照射される放射線の線量をより高精度に制御することができる。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線治療装置および放射線照射方法に関し、特に、人体内部の腫瘍患部として例えば前立腺や肺などの放射線治療において、高い線量安定性を実現する放射線治療装置および放射線照射方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
患部（腫瘍）に治療用放射線を照射することにより患者を治療する放射線治療装置が知られている。その放射線治療は、治療効果が高いことが望まれ、その治療用放射線は、その患部に所定の線量だけをより正確に照射されることが望まれ、線量の変動が小さいことが望まれている。
【０００３】
米国特許第４４２７８９０号公報には、電子線をＸ線に変換するターゲットの電流をモニタして電子ビームのエネルギーを制御する方法が開示されている。米国特許出願公開第２００７／０２４８２１４号公報には、分割型終電電極を備える透過型線量計を用いてＸ線線量分布を測定し、そのＸ線線量分布の分布変動を補正する方向に電力制御することにより、電子ビームのエネルギーを制御する方法が開示されている。
【０００４】
【特許文献１】米国特許第４４２７８９０号公報
【特許文献２】米国特許出願公開第２００７／０２４８２１４号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明の課題は、被検体に照射される放射線の線量の変動を低減する放射線治療装置および放射線照射方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
以下に、発明を実施するための最良の形態・実施例で使用される符号を括弧付きで用いて、課題を解決するための手段を記載する。この符号は、特許請求の範囲の記載と発明を実施するための最良の形態・実施例の記載との対応を明らかにするために付加されたものであり、特許請求の範囲に記載されている発明の技術的範囲の解釈に用いてはならない。
【０００７】
本発明による放射線治療装置は、荷電粒子ビームを生成する加速装置（５１、５２）と、その荷電粒子ビームが照射されることにより放射線を放射するターゲット（５３）と、ターゲット（５３）に流れる電流を測定するセンサ（５７）と、その放射線の線量を測定する線量計（５６）と、その電流とその線量とに基づいて加速装置（５１、５２）を制御する制御装置（６０）とを備えている。被検体に照射される放射線の線量は、ターゲット（５３）に流れる電流とともに変動し、その線量とともに変動する。このような放射線治療装置は、電流または線量の一方だけに基づいて加速装置（５１、５２）を制御することに比較して、被検体に照射される放射線の線量をより高精度に制御することができる。
【０００８】
制御装置（６０）は、その線量または一定時間あたりの線量をその電流で除算した商に基づいて加速装置（５１、５２）を制御する。被検体に照射される放射線の線量は、その商に対応している。このため、このような放射線治療装置は、被検体に照射される放射線の線量をより高精度に制御することができる。
【０００９】
制御装置（６０）は、その商が一定になるように加速装置（５１、５２）をフィードバック制御する。このような放射線治療装置は、被検体に照射される放射線の線量の変動を低減することができる。
【００１０】
加速装置（５１、５２）は、荷電粒子を放出する電子銃（５１）と、高周波電力を生成する加速管電源（５９）と、その高周波電力を用いてその荷電粒子を加速してその荷電粒子ビームを生成する加速管（５２）とを備えている。制御装置（６０）は、その商が一定になるように加速管電源（５９）を制御することが好ましい。たとえば、加速管電源（５９）は、高周波電力のパルスを加速管（５２）に周期的に供給し、制御装置（６０）は、その商が一定になるように、高周波電力を供給する周期を更新し、または、そのパルス幅を更新する。
【００１１】
加速装置（５１、５２）は、荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源（５８）をさらに備えている。電子銃（５１）は、その荷電粒子放出用電力を用いてその荷電粒子を放出する。電子銃電源（５８）は、その荷電粒子が放出される量が一定になるように制御されることが好ましい。
【００１２】
加速装置（５１、５２）は、荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源（５８）と、その荷電粒子放出用電力を用いて荷電粒子を放出する電子銃（５１）と、その荷電粒子を加速してその荷電粒子ビームを生成する加速管（５２）とを備えている。制御装置（６０）は、その商が一定になるように電子銃電源（５８）を制御することが好ましい。
【００１３】
加速装置（５１、５２）は、高周波電力を生成する加速管電源（５９）をさらに備えている。加速管（５２）は、その高周波電力を用いてその荷電粒子を加速してその荷電粒子ビームを生成する。加速管電源（５９）は、その高周波電力が一定になるように制御されることが好ましい。
【００１４】
加速管電源（５９）は、その高周波電力の電圧を一定にするｄｅ−Ｑｉｎｇ回路（７１）を備えていることが好ましい。ｄｅ−Ｑｉｎｇ回路（７１）は、その高周波電力を伝送する導波管に設けられる充電チョークコイル（７３）と、充電チョークコイル（７３）の二次巻線（７５）と、その高周波電力の電圧を測定する電圧計（７４）と、その電圧が所定の値を超えたときに、二次巻線（７５）に流れる電流を変更するスイッチ（７７）とを備えている。
【００１５】
電子銃電源（５８）は、カソードヒート電力を生成する。このとき、電子銃（５１）は、そのカソードヒート電力によりその荷電粒子を放出するカソード（６１）を備えている。すなわち、電子銃電源（５８）は、そのカソードヒート電力が更新するように制御されることが好ましい。
【００１６】
電子銃電源（５８）は、グリッド電圧を生成する。電子銃（５１）は、その荷電粒子を放出するカソード（６１）と、そのグリッド電圧が印加されてその荷電粒子を加速するグリッド（６２）とを備えている。すなわち、電子銃電源（５８）は、そのグリッド電圧が更新するように制御されることが好ましい。
【００１７】
本発明による放射線照射方法は、加速装置（５１、５２）により生成される荷電粒子ビームが照射されることにより放射線を放射するターゲット（５３）に流れる電流を測定するステップと、その放射線の線量を測定するステップと、その電流とその線量とに基づいて加速装置（５１、５２）を制御するステップとを備えている。被検体に照射される放射線の線量は、ターゲット（５３）に流れる電流とともに変動し、その線量とともに変動する。このような放射線照射方法によれば、被検体に照射される放射線の線量は、電流または線量の一方だけに基づいて加速装置（５１、５２）が制御されることに比較して、より高精度に制御することができる。
【００１８】
加速装置（５１、５２）は、その線量をその電流で除算した商に基づいて制御される。被検体に照射される放射線の線量は、その商に対応している。このため、このような放射線照射方法によれば、被検体に照射される放射線の線量は、より高精度に制御されることができる。
【００１９】
加速装置（５１、５２）は、その商が一定になるようにフィードバック制御される。このような放射線照射方法によれば、被検体に照射される放射線の線量の変動は、低減される。
【００２０】
加速装置（５１、５２）は、荷電粒子を放出する電子銃（５１）と、高周波電力を生成する加速管電源（５９）と、その高周波電力を用いてその荷電粒子を加速してその荷電粒子ビームを生成する加速管（５２）とを備えている。加速管電源（５９）は、その商が一定になるように制御される。ことが好ましい。たとえば、加速管電源（５９）は、高周波電力のパルスを加速管（５２）に周期的に供給し、その商が一定になるように、高周波電力を供給する周期が更新され、または、そのパルス幅が更新される。
【００２１】
加速装置（５１、５２）は、荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源（５８）をさらに備えている。電子銃（５１）は、その荷電粒子放出用電力を用いてその荷電粒子を放出する。電子銃電源（５８）は、その荷電粒子が放出される量が一定になるように制御されることが好ましい。
【００２２】
加速装置（５１、５２）は、荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源（５８）と、その荷電粒子放出用電力を用いて荷電粒子を放出する電子銃（５１）と、その荷電粒子を加速してその荷電粒子ビームを生成する加速管（５２）とを備えている。電子銃電源（５８）は、その商が一定になるように制御されることが好ましい。
【００２３】
加速装置（５１、５２）は、高周波電力を生成する加速管電源（５９）をさらに備えている。加速管（５２）は、その高周波電力を用いてその荷電粒子を加速してその荷電粒子ビームを生成する。加速管電源（５９）は、その高周波電力が一定になるように制御されることが好ましい。
【００２４】
電子銃電源（５８）は、カソードヒート電力を生成する。電子銃（５１）は、そのカソードヒート電力によりその荷電粒子を放出するカソード（６１）を備えている。すなわち、電子銃電源（５８）は、カソードヒート電力が更新するように制御されることが好ましい。
【００２５】
電子銃電源（５８）は、グリッド電圧を生成する。電子銃（５１）は、その荷電粒子を放出するカソード（６１）と、そのグリッド電圧を用いてその荷電粒子を加速するグリッド（６２）とを備えている。すなわち、電子銃電源（５８）は、グリッド電圧が更新するように制御されることが好ましい。
【発明の効果】
【００２６】
本発明による放射線治療装置および放射線照射方法は、被検体に照射される放射線の線量の変動が低減される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２７】
図面を参照して、本発明による放射線治療装置の実施の形態を記載する。その放射線治療装置３は、図１に示されているように、旋回駆動装置１１とＯリング１２と走行ガントリ１４と首振り機構１５と照射ヘッド１６とを備えている。旋回駆動装置１１は、回転軸１７を中心に回転可能にＯリング１２を土台に支持し、図示されていない放射線治療装置制御装置により制御されて回転軸１７を中心にＯリング１２を回転させ、土台に対するＯリング１２の旋回角を出力する。回転軸１７は、鉛直方向に平行である。Ｏリング１２は、回転軸１８を中心とするリング状に形成され、回転軸１８を中心に回転可能に走行ガントリ１４を支持している。回転軸１８は、鉛直方向に垂直であり、回転軸１７に含まれるアイソセンタ１９を通る。回転軸１８は、さらに、Ｏリング１２に対して固定され、すなわち、Ｏリング１２とともに回転軸１７を中心に回転する。走行ガントリ１４は、回転軸１８を中心とするリング状に形成され、Ｏリング１２のリングと同心円になるように配置されている。放射線治療装置３は、さらに、図示されていない走行駆動装置を備えている。その走行駆動装置は、その放射線治療装置制御装置により制御されて回転軸１８を中心に走行ガントリ１４を回転させ、Ｏリング１２に対する走行ガントリ１４の走行角を出力する。
【００２８】
首振り機構１５は、走行ガントリ１４のリングの内側に固定され、照射ヘッド１６が走行ガントリ１４の内側に配置されるように、照射ヘッド１６を走行ガントリ１４に支持している。首振り機構１５は、パン軸２１およびチルト軸２２を有している。パン軸２１は、走行ガントリ１４に対して固定され、回転軸１８に交差しないで回転軸１８に平行である。チルト軸２２は、パン軸２１に直交している。首振り機構１５は、その放射線治療装置制御装置により制御されて、パン軸２１を中心に照射ヘッド１６を回転させ、チルト軸２２を中心に照射ヘッド１６を回転させる。
【００２９】
照射ヘッド１６は、その放射線治療装置制御装置により制御されて、治療用放射線２３を放射する。治療用放射線２３は、パン軸２１とチルト軸２２とが交差する交点を通る直線に概ね沿って放射される。治療用放射線２３は、一様強度分布を持つように形成されている。治療用放射線２３は、さらに、一部が遮蔽されて治療用放射線２３が患者に照射されるときの照射野の形状が制御されている。
【００３０】
治療用放射線２３は、このように照射ヘッド１６が走行ガントリ１４に支持されることにより、首振り機構１５で照射ヘッド１６がアイソセンタ１９に向かうように一旦調整されると、旋回駆動装置１１によりＯリング１２が回転し、または、その走行駆動装置により走行ガントリ１４が回転しても、常に概ねアイソセンタ１９を通る。即ち、走行・旋回を行うことで任意方向からアイソセンタ１９に向けて治療用放射線２３の照射が可能になる。
【００３１】
放射線治療装置３は、さらに、複数のイメージャシステムを備えている。すなわち、放射線治療装置３は、診断用Ｘ線源２４、２５とセンサアレイ３２、３３とを備えている。診断用Ｘ線源２４は、走行ガントリ１４に支持されている。診断用Ｘ線源２４は、走行ガントリ１４のリングの内側に配置され、アイソセンタ１９から診断用Ｘ線源２４を結ぶ線分とアイソセンタ１９から照射ヘッド１６を結ぶ線分とがなす角が鋭角になるような位置に配置されている。診断用Ｘ線源２４は、その放射線治療装置制御装置により制御されてアイソセンタ１９に向けて診断用Ｘ線３５を放射する。診断用Ｘ線３５は、診断用Ｘ線源２４が有する１点から放射され、その１点を頂点とする円錐状のコーンビームである。診断用Ｘ線源２５は、走行ガントリ１４に支持されている。診断用Ｘ線源２５は、走行ガントリ１４のリングの内側に配置され、アイソセンタ１９から診断用Ｘ線源２５を結ぶ線分とアイソセンタ１９から照射ヘッド１６を結ぶ線分とがなす角が鋭角になるような位置に配置されている。診断用Ｘ線源２５は、その放射線治療装置制御装置により制御されてアイソセンタ１９に向けて診断用Ｘ線３６を放射する。診断用Ｘ線３６は、診断用Ｘ線源２５が有する１点から放射され、その１点を頂点とする円錐状のコーンビームである。
【００３２】
センサアレイ３２は、走行ガントリ１４に支持されている。センサアレイ３２は、診断用Ｘ線源２４により放射されてアイソセンタ１９の周辺の被写体を透過した診断用Ｘ線３５を受光して、その被写体の透過画像を生成する。センサアレイ３３は、走行ガントリ１４に支持されている。センサアレイ３３は、診断用Ｘ線源２５により放射されてアイソセンタ１９の周辺の被写体を透過した診断用Ｘ線３６を受光して、その被写体の透過画像を生成する。センサアレイ３２、３３としては、ＦＰＤ（Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）、Ｘ線ＩＩ（Ｉｍａｇｅ Ｉｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ）が例示される。
【００３３】
このようなイメージャシステムによれば、センサアレイ３２、３３により得た画像信号に基づき、アイソセンタ１９を中心とする透過画像を生成することができる。
【００３４】
放射線治療装置３は、さらに、センサアレイ３１を備えている。センサアレイ３１は、センサアレイ３１と照射ヘッド１６とを結ぶ線分がアイソセンタ１９を通るように配置されて、走行ガントリ１４のリングの内側に固定されている。センサアレイ３１は、照射ヘッド１６により放射されてアイソセンタ１９の周辺の被写体を透過した治療用放射線２３を受光して、その被写体の透過画像を生成する。センサアレイ３１としては、ＦＰＤ（Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）、Ｘ線ＩＩ（Ｉｍａｇｅ Ｉｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ）が例示される。
【００３５】
放射線治療装置３は、さらに、カウチ４１とカウチ駆動装置４２とを備えている。カウチ４１は、放射線治療装置３により治療される患者４３が横臥することに利用される。カウチ４１は、図示されていない固定具を備えている。その固定具は、その患者が動かないように、その患者をカウチ４１に固定する。カウチ駆動装置４２は、カウチ４１を土台に支持し、その放射線治療装置制御装置により制御されてカウチ４１を移動させる。
【００３６】
図２は、照射ヘッド１６を示している。照射ヘッド１６は、電子銃５１と加速管５２とＸ線ターゲット５３とフラットニングフィルタ５４とマルチリーフコリメータ５５とを備えている。電子銃５１は、カソード６１とグリッド６２とを備えている。カソード６１は、供給される電力を用いて加熱され、電子が飛び出しやすい状態になる。グリッド６２は、カソード６１に対して正の電圧が印加され、カソード６１から放出される電子を加速管５２に放出する。加速管５２は、供給される高周波電力を用いて電子銃５１により放出される電子を加速して電子ビームを生成し、その電子ビームをＸ線ターゲット５３に照射する。Ｘ線ターゲット５３は、高原子番号物質から形成されている。その高原子番号物質としては、タングステン、タングステン合金、金、タンタルが例示される。Ｘ線ターゲット５３は、加速管５２により生成された電子ビームが照射された際の制動放射により放射線（Ｘ線）を生成する。その放射線は、Ｘ線ターゲット５３が内部に有する点である仮想的点線源を通る直線に概ね沿って放射される。フラットニングフィルタ５４は、アルミニウム等から形成され、概ね円錐形の突起が形成される板に形成されている。フラットニングフィルタ５４は、その突起がＸ線ターゲット５３の側に面するように配置される。フラットニングフィルタ５４は、Ｘ線ターゲット５３から放射される放射線が本フラットニングフィルタを通過した後に、その放射方向に垂直である平面の所定領域におけるその放射線の線量が概ね一様に分布するように形成されている。マルチリーフコリメータ５５は、その放射線治療装置制御装置により制御されて、フラットニングフィルタ５４を透過した放射線の一部を遮蔽して治療用放射線２３が患者に照射されるときの照射野の形状を制御する。
【００３７】
放射線治療装置３は、さらに、透過型線量計５６とセンサ５７と電子銃電源５８とクライストロン５９と制御装置６０とを備えている。透過型線量計５６とセンサ５７と電子銃電源５８とクライストロン５９とは、制御装置６０と情報伝達可能に、電線を介して制御装置６０に接続されている。透過型線量計５６は、フラットニングフィルタ５４を透過した放射線が透過するように配置されている。透過型線量計５６は、Ｘ線により電離するガス媒体と、高電圧が印加される電極と、そのガス媒体と電極とを内部に配置する容器とを備えている。透過型線量計５６は、その電極を流れる電流に基づいて、透過した放射線の線量を測定し、その線量を制御装置６０に出力する。透過型線量計５６は、透過した放射線の線量を測定し、その線量を制御装置６０に出力する。センサ５７は、加速管５２により生成された電子ビームがＸ線ターゲット５３に照射されたときにＸ線ターゲット５３に流れる電流を測定し、その電流を制御装置６０に出力する。電子銃電源５８は、電子銃５１に接続されている。電子銃電源５８は、制御装置６０に制御されて、所定の電力を電子銃５１のカソード６１に供給し、所定の電圧を電子銃５１のグリッド６２に印加する。クライストロン５９は、導波管を介して加速管５２に接続されている。クライストロン５９は、制御装置６０に制御されて、その導波管を介して高周波電力を加速管５２に供給する。その高周波電力は、周期的なパルスから形成されている。そのパルスは、マイクロ波から形成されている。なお、クライストロン５９は、他の高周波源に置換することができる。その高周波源としては、マグネトロン、多極管が例示される。
【００３８】
制御装置６０は、コンピュータであり、図示されていないＣＰＵと記憶装置と入力装置と出力装置とインターフェースとを備えている。そのＣＰＵは、制御装置６０にインストールされるコンピュータプログラムを実行して、その記憶装置と入力装置と出力装置とインターフェースとを制御する。その記憶装置は、そのコンピュータプログラムを記録し、そのＣＰＵにより生成される情報を一時的に記録する。その入力装置は、ユーザーに操作されることにより情報を生成し、その情報をそのＣＰＵに出力する。その入力装置としては、キーボードが例示される。その出力装置は、そのＣＰＵにより生成される情報をユーザーに認識可能に出力する。その出力装置としては、ディスプレイが例示される。そのインターフェースは、制御装置６０に接続される外部機器により生成される情報をそのＣＰＵに出力し、そのＣＰＵにより生成された情報をその外部機器に出力する。その外部機器は、透過型線量計５６とセンサ５７と電子銃電源５８とクライストロン５９とを含んでいる。
【００３９】
放射線治療装置３は、さらに、図３に示されているように、ｄｅ−Ｑｉｎｇ回路７１と充電要素７２とを備えている。充電要素７２は、クライストロン５９を加速管５２に接続する導波管の途中に設けられている。充電要素７２は、コンデンサに形成されている。ｄｅ−Ｑｉｎｇ回路７１は、充電チョークコイル７３と電圧モニタ７４と二次巻線７５と抵抗器７６とサイリスタ７７とを備えている。充電チョークコイル７３は、その導波管の途中に設けられ、クライストロン５９と充電要素７２との間に設けられている。充電チョークコイル７３は、インダクタンス素子に形成されている。電圧モニタ７４は、充電チョークコイル７３とｄｅ−Ｑｉｎｇ回路７１との間のノードの電圧を測定し、その電圧が所定の電圧を超えたときに、電気信号を出力する。二次巻線７５と抵抗器７６とサイリスタ７７とは、閉回路を形成している。二次巻線７５は、充電チョークコイル７３の二次巻線である。サイリスタ７７は、電圧モニタ７４により電気信号が出力されているときにその閉回路を閉じ、電圧モニタ７４により電気信号が出力されていないときにその閉回路を開放する。このとき、ｄｅ−Ｑｉｎｇ回路７１は、クライストロン５９から加速管５２に伝送される高周波電力の電圧が所定の電圧を超えたときに、充電チョークコイル７３のインダクタンスが変化し、その高周波電力が加速管５２に供給されることが防止される。
【００４０】
このようなｄｅ−Ｑｉｎｇ回路７１と充電要素７２とによれば、クライストロン５９から加速管５２に伝送される高周波電力の電圧は、一定になる。このため、電子銃５１により放出された電子を加速管５２が加速するための電圧は、アナログ的に一定に制御されて、加速管５２が電子銃５１により放出された電子に与えられるエネルギーは、一定になる。
【００４１】
制御装置６０にインストールされているコンピュータプログラムは、図４に示されているように、ターゲット電流収集部８１と線量収集部８２と制御量算出部８３と制御部８４とを含んでいる。ターゲット電流収集部８１は、センサ５７を用いて、ターゲット５３に流れる電流を測定し、その電流をセンサ５７から収集する。線量収集部８２は、透過型線量計５６を用いて、透過型線量計５６を透過する放射線の線量を測定し、その線量を透過型線量計５６から収集する。制御量算出部８３は、ターゲット電流収集部８１により収集された電流と線量収集部８２により収集された線量とに基づいて制御量を算出する。その制御量は、その電流をその線量で除算した商を示している。制御部８４は、制御量算出部８３により算出された制御量が所定の値に一定になるように、電子銃電源５８をフィードバック制御する。すなわち、制御部８４は、制御量算出部８３により算出された制御量が所定の値に一定になるように、電子銃電源５８を制御して電子銃５１のカソード６１に供給される電力を更新する。
【００４２】
本発明による放射線照射方法の実施の形態は、放射線治療装置３を用いて実行される。ユーザは、まず、治療計画を作成する。その治療計画は、患者４３の患部に治療用放射線２３を照射する照射角度と、その各照射角度から照射する治療用放射線２３の線量および性状とを示している。ユーザは、放射線治療装置３のカウチ４１に患者４３を固定する。放射線治療装置３の放射線治療装置制御装置は、その治療計画により示される照射角度で治療用放射線２３が患者４３に照射されるように、旋回駆動装置１１と走行駆動装置とカウチ駆動装置４２とを用いて、照射ヘッド１６と患者４３とを位置合わせする。
【００４３】
次いで、その放射線治療装置制御装置は、追尾動作と照射動作とを繰り返して実行する。その追尾動作では、その放射線治療装置制御装置は、放射線治療装置３のイメージャシステムにより撮像された画像に基づいて患部位置を算出する。その放射線治療装置制御装置は、治療用放射線２３がその患部位置を透過するように首振り機構１５を用いて照射ヘッド１６を駆動する。その照射動作では、その放射線治療装置制御装置は、その追尾動作により照射ヘッド１６が移動した直後に照射ヘッド１６を用いて治療用放射線２３をその患部に照射する。
【００４４】
制御装置６０は、その照射動作を実行している最中に、ターゲット５３に流れる電流をセンサ５７から収集し、透過型線量計５６を透過する放射線の線量を透過型線量計５６から収集する。制御装置６０は、その収集された電流と線量とに基づいて制御量を算出する。その制御量は、その電流をその線量で除算した商を示している。制御装置６０は、その算出された制御量が所定の値に一定になるように、電子銃電源５８をフィードバック制御して電子銃５１のカソード６１に供給される電力を更新する。
【００４５】
ターゲット５３から発生するＸ線の線量ＲＸ−ｒａｙは、ターゲット５３に衝突する電子ビームの単位時間当たりの電荷量（電流）Ｓｔに比例し、かつ、その衝突する電子ビームのエネルギー分布ＥｅｂによりＸ線のエネルギー分布と生成空間分布とが変化することが知られている。すなわち、次式（１）：
ＲＸ−ｒａｙ＝ｋ１×Ｓｔ×ｆｔ（Ｅｅｂ）・・・（１）
が成立することが知られている。ここで、ｋ１は、定数を示し、ｆｔ（Ｅｅｂ）は、ターゲット５３に固有である関数を示し、エネルギー分布Ｅｅｂの電子ビームがターゲット５３に衝突してときのＸ線発生割合を示している。透過型線量計５６により測定される線量Ｓｄは、次式：
Ｓｄ＝ｋ２×ＲＸ−ｒａｙ×ｆｄ（ＥＸ−ｒａｙ）・・・（２）
により表現されることが知られている。ここで、ｋ２は、定数を示し、ＥＸ−ｒａｙは、ターゲット５３から発生するＸ線のＸ線エネルギー分布を示し、ｆｄ（ＥＸ−ｒａｙ）は、透過型線量計５６に固有である関数を示し、Ｘ線エネルギー分布ＥＸ−ｒａｙのＸ線が透過型線量計５６に照射されたときの透過型線量計５６のガス媒体が電離する電離割合を示している。（１）式と（２）式とは、次式：
ｆｔ（Ｅｅｂ）×ｆｄ（Ｅｘ−ｒａｙ）＝１／（ｋ１×ｋ２）×Ｓｄ／Ｓｔ・・・（３）
が成立することを示している。患者４３の体内の患部へのＸ線吸収線量Ｄｏｓｅは、透過型線量計５６により測定される線量ＳｄとＸ線のエネルギー分布ＥＸ−ｒａｙに依存することが知られ、次式：
Ｄｏｓｅ＝ｋ３×Ｓｄ×ｆ（ＥＸ−ｒａｙ）・・・（４）
が成立することを示している。ここで、ｋ３は、定数を示し、ｆ（ＥＸ−ｒａｙ）は、患者４３に固有である関数を示し、Ｘ線エネルギー分布ＥＸ−ｒａｙのＸ線が患者４３に照射されたときの患者４３に吸収される割合を示している。
【００４６】
（３）式と（４）式とは、電流Ｓｔを線量Ｓｄで除算した商Ｓｄ／Ｓｔが一定になるように制御することにより患者４３の体内の患部へのＸ線吸収線量Ｄｏｓｅが一定になることを示し、放射線治療装置３により生成される治療用放射線２３の患者４３の体内の患部に吸収されるＸ線吸収線量が一定になることを示している。換言すれば、Ｘ線吸収線量Ｄｏｓｅは、電流Ｓｔと線量Ｓｄとの両方が一定であれば一定であり、電流Ｓｔと線量Ｓｄとがそれぞれ変動していても、商Ｓｄ／Ｓｔが一定であれば一定である。すなわち、放射線治療装置３は、治療用放射線２３の患者４３の体内の患部に吸収されるＸ線吸収線量の変動が小さく、このため、その患部に所定の線量だけをより正確に照射することができる。
【００４７】
図５は、本発明による放射線治療装置の比較例により生成された治療用放射線の１０ｃｍ深さ吸収線量の変動を示している。その比較例の放射線治療装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置３の制御装置６０が他の制御装置に置換されている。その制御装置は、透過型線量計５６により測定された線量が一定になるように、クライストロン５９により生成される高周波電力のパルスのパルス幅が制御されている。１０ｃｍ深さ吸収線量は、一般に、人体に吸収されるＸ線の吸収線量に対応し、その測定方法は、周知である。その変動８６は、その放射線治療装置が配置される環境の状態の変化により治療用放射線の線量が変化し、その治療用放射線の１０ｃｍ深さ吸収線量のばらつき（標準偏差）が比較的大きいことを示している。
【００４８】
図５は、さらに、本発明による放射線治療装置３より生成された治療用放射線の１０ｃｍ深さ吸収線量の変動を示している。その変動８７は、変動８６に比較して、その１０ｃｍ深さ吸収線量のばらつきが小さいことを示している。すなわち、変動８７は、その比較例に比較して、本発明による放射線治療装置３が患者４３の患部に所定の線量だけをより正確に照射することができることを示している。
【００４９】
本発明による放射線治療装置の実施の他の形態は、既述の実施の形態における制御装置６０の制御部８４が他の制御部に置換されている。その制御部は、制御量算出部８３により算出された制御量が所定の値に一定になるように、電子銃電源５８をフィードバック制御して、電子銃５１のグリッド６２に印加される電圧を更新する。このような放射線治療装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置３と同様にして、治療用放射線２３の患者４３の体内の患部に吸収されるＸ線吸収線量の変動が小さく、その患部に所定の線量だけをより正確に照射することができる。なお、制御部は、制御量算出部８３により算出された制御量が所定の値に一定になるように、電子銃電源５８をフィードバック制御して、電子銃５１のカソード６１に供給される電力とグリッド６２に印加される電圧との両方を更新するもできる。このような放射線治療装置も、既述の実施の形態における放射線治療装置３と同様にして、治療用放射線２３の患者４３の体内の患部に吸収されるＸ線吸収線量の変動が小さく、その患部に所定の線量だけをより正確に照射することができる。
【００５０】
本発明による放射線治療装置の実施の他の形態は、既述の実施の形態における制御装置６０の制御部８４が他の制御部に置換されている。その制御部は、制御量算出部８３により算出された制御量が所定の値に一定になるように、クライストロン５９をフィードバック制御して、加速管５２に供給される高周波電力のパルスのパルス幅を更新する。その制御部は、さらに、電子銃５１のカソード６１に一定の電力を供給するように、かつ、電子銃５１のグリッド６２に一定の電圧を印加するように、電子銃電源５８を制御する。このような放射線治療装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置３と同様にして、治療用放射線２３の患者４３の体内の患部に吸収されるＸ線吸収線量の変動が小さく、その患部に所定の線量だけをより正確に照射することができる。
【００５１】
なお、その制御部は、センサ５７により測定された電流が一定になるように、電子銃電源５８をフィードバック制御して、電子銃５１のカソード６１に供給される電力を更新し、または、電子銃５１のグリッド６２に印加される電圧を更新することもできる。さらに、放射線治療装置は、電子銃５１のカソード６１とグリッド６２との間に流れる電流を測定するセンサをさらに備え、このとき、その制御部は、そのセンサにより測定された電流が一定になるように、電子銃電源５８をフィードバック制御して、電子銃５１のカソード６１に供給される電力を更新し、または、電子銃５１のグリッド６２に印加される電圧を更新することもできる。このような場合であっても、既述の実施の形態における放射線治療装置３と同様にして、治療用放射線２３の患者４３の体内の患部に吸収されるＸ線吸収線量の変動が小さく、その患部に所定の線量だけをより正確に照射することができる。
【図面の簡単な説明】
【００５２】
【図１】図１は、本発明による放射線治療装置の実施の形態を示す斜視図である。
【図２】図２は、照射ヘッドを示し、放射線治療装置が備える他の機器を示す斜視図である。
【図３】図３は、ｄｅ−Ｑｉｎｇ回路と充電要素とを示す回路図である。
【図４】図４は、制御装置を示すブロック図である。
【図５】図５は、本発明による放射線治療装置の比較例により生成された治療用放射線の１０ｃｍ深さ吸収線量の変動を示し、本発明による放射線治療装置より生成された治療用放射線の１０ｃｍ深さ吸収線量の変動を示すグラフである。
【符号の説明】
【００５３】
３ ：放射線治療装置
１１：旋回駆動装置
１２：Ｏリング
１４：走行ガントリ
１５：首振り機構
１６：照射ヘッド
１７：回転軸
１８：回転軸
１９：アイソセンタ
２１：パン軸
２２：チルト軸
２３：治療用放射線
２４：診断用Ｘ線源
２５：診断用Ｘ線源
３１：センサアレイ
３２：センサアレイ
３３：センサアレイ
３５：診断用Ｘ線
３６：診断用Ｘ線
４１：カウチ
４２：カウチ駆動装置
４３：患者
５１：電子銃
５２：加速管
５３：ターゲット
５４：フラットニングフィルタ
５５：マルチリーフコリメータ
５６：透過型線量計
５７：センサ
５８：電子銃電源
５９：クライストロン
６０：制御装置
６１：カソード
６２：グリッド
７１：ｄｅ−Ｑｉｎｇ回路
７２：充電要素
７３：充電チョークコイル
７４：電圧モニタ
７５：二次巻線
７６：抵抗器
７７：サイリスタ
８１：ターゲット電流収集部
８２：線量収集部
８３：制御量算出部
８４：制御部
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線治療装置および放射線照射方法に関し、特に、人体内部の腫瘍患部として例えば前立腺や肺などの放射線治療において、高い線量安定性を実現する放射線治療装置および放射線照射方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
患部（腫瘍）に治療用放射線を照射することにより患者を治療する放射線治療装置が知られている。その放射線治療は、治療効果が高いことが望まれ、その治療用放射線は、その患部に所定の線量だけをより正確に照射されることが望まれ、線量の変動が小さいことが望まれている。
【０００３】
米国特許第４４２７８９０号公報には、電子線をＸ線に変換するターゲットの電流をモニタして電子ビームのエネルギーを制御する方法が開示されている。米国特許出願公開第２００７／０２４８２１４号公報には、分割型終電電極を備える透過型線量計を用いてＸ線線量分布を測定し、そのＸ線線量分布の分布変動を補正する方向に電力制御することにより、電子ビームのエネルギーを制御する方法が開示されている。
【０００４】
【特許文献１】米国特許第４４２７８９０号公報
【特許文献２】米国特許出願公開第２００７／０２４８２１４号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明の課題は、被検体に照射される放射線の線量の変動を低減する放射線治療装置および放射線照射方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
以下に、発明を実施するための最良の形態・実施例で使用される符号を括弧付きで用いて、課題を解決するための手段を記載する。この符号は、特許請求の範囲の記載と発明を実施するための最良の形態・実施例の記載との対応を明らかにするために付加されたものであり、特許請求の範囲に記載されている発明の技術的範囲の解釈に用いてはならない。
【０００７】
本発明による放射線治療装置は、荷電粒子ビームを生成する加速装置（５１、５２）と、その荷電粒子ビームが照射されることにより放射線を放射するターゲット（５３）と、ターゲット（５３）に流れる電流を測定するセンサ（５７）と、その放射線の線量を測定する線量計（５６）と、その電流とその線量とに基づいて加速装置（５１、５２）を制御する制御装置（６０）とを備えている。被検体に照射される放射線の線量は、ターゲット（５３）に流れる電流とともに変動し、その線量とともに変動する。このような放射線治療装置は、電流または線量の一方だけに基づいて加速装置（５１、５２）を制御することに比較して、被検体に照射される放射線の線量をより高精度に制御することができる。
【０００８】
制御装置（６０）は、その線量または一定時間あたりの線量をその電流で除算した商に基づいて加速装置（５１、５２）を制御する。被検体に照射される放射線の線量は、その商に対応している。このため、このような放射線治療装置は、被検体に照射される放射線の線量をより高精度に制御することができる。
【０００９】
制御装置（６０）は、その商が一定になるように加速装置（５１、５２）をフィードバック制御する。このような放射線治療装置は、被検体に照射される放射線の線量の変動を低減することができる。
【００１０】
加速装置（５１、５２）は、荷電粒子を放出する電子銃（５１）と、高周波電力を生成する加速管電源（５９）と、その高周波電力を用いてその荷電粒子を加速してその荷電粒子ビームを生成する加速管（５２）とを備えている。制御装置（６０）は、その商が一定になるように加速管電源（５９）を制御することが好ましい。たとえば、加速管電源（５９）は、高周波電力のパルスを加速管（５２）に周期的に供給し、制御装置（６０）は、その商が一定になるように、高周波電力を供給する周期を更新し、または、そのパルス幅を更新する。
【００１１】
加速装置（５１、５２）は、荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源（５８）をさらに備えている。電子銃（５１）は、その荷電粒子放出用電力を用いてその荷電粒子を放出する。電子銃電源（５８）は、その荷電粒子が放出される量が一定になるように制御されることが好ましい。
【００１２】
加速装置（５１、５２）は、荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源（５８）と、その荷電粒子放出用電力を用いて荷電粒子を放出する電子銃（５１）と、その荷電粒子を加速してその荷電粒子ビームを生成する加速管（５２）とを備えている。制御装置（６０）は、その商が一定になるように電子銃電源（５８）を制御することが好ましい。
【００１３】
加速装置（５１、５２）は、高周波電力を生成する加速管電源（５９）をさらに備えている。加速管（５２）は、その高周波電力を用いてその荷電粒子を加速してその荷電粒子ビームを生成する。加速管電源（５９）は、その高周波電力が一定になるように制御されることが好ましい。
【００１４】
加速管電源（５９）は、その高周波電力の電圧を一定にするｄｅ−Ｑｉｎｇ回路（７１）を備えていることが好ましい。ｄｅ−Ｑｉｎｇ回路（７１）は、その高周波電力を伝送する導波管に設けられる充電チョークコイル（７３）と、充電チョークコイル（７３）の二次巻線（７５）と、その高周波電力の電圧を測定する電圧計（７４）と、その電圧が所定の値を超えたときに、二次巻線（７５）に流れる電流を変更するスイッチ（７７）とを備えている。
【００１５】
電子銃電源（５８）は、カソードヒート電力を生成する。このとき、電子銃（５１）は、そのカソードヒート電力によりその荷電粒子を放出するカソード（６１）を備えている。すなわち、電子銃電源（５８）は、そのカソードヒート電力が更新するように制御されることが好ましい。
【００１６】
電子銃電源（５８）は、グリッド電圧を生成する。電子銃（５１）は、その荷電粒子を放出するカソード（６１）と、そのグリッド電圧が印加されてその荷電粒子を加速するグリッド（６２）とを備えている。すなわち、電子銃電源（５８）は、そのグリッド電圧が更新するように制御されることが好ましい。
【００１７】
本発明による放射線照射方法は、加速装置（５１、５２）により生成される荷電粒子ビームが照射されることにより放射線を放射するターゲット（５３）に流れる電流を測定するステップと、その放射線の線量を測定するステップと、その電流とその線量とに基づいて加速装置（５１、５２）を制御するステップとを備えている。被検体に照射される放射線の線量は、ターゲット（５３）に流れる電流とともに変動し、その線量とともに変動する。このような放射線照射方法によれば、被検体に照射される放射線の線量は、電流または線量の一方だけに基づいて加速装置（５１、５２）が制御されることに比較して、より高精度に制御することができる。
【００１８】
加速装置（５１、５２）は、その線量をその電流で除算した商に基づいて制御される。被検体に照射される放射線の線量は、その商に対応している。このため、このような放射線照射方法によれば、被検体に照射される放射線の線量は、より高精度に制御されることができる。
【００１９】
加速装置（５１、５２）は、その商が一定になるようにフィードバック制御される。このような放射線照射方法によれば、被検体に照射される放射線の線量の変動は、低減される。
【００２０】
加速装置（５１、５２）は、荷電粒子を放出する電子銃（５１）と、高周波電力を生成する加速管電源（５９）と、その高周波電力を用いてその荷電粒子を加速してその荷電粒子ビームを生成する加速管（５２）とを備えている。加速管電源（５９）は、その商が一定になるように制御される。ことが好ましい。たとえば、加速管電源（５９）は、高周波電力のパルスを加速管（５２）に周期的に供給し、その商が一定になるように、高周波電力を供給する周期が更新され、または、そのパルス幅が更新される。
【００２１】
加速装置（５１、５２）は、荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源（５８）をさらに備えている。電子銃（５１）は、その荷電粒子放出用電力を用いてその荷電粒子を放出する。電子銃電源（５８）は、その荷電粒子が放出される量が一定になるように制御されることが好ましい。
【００２２】
加速装置（５１、５２）は、荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源（５８）と、その荷電粒子放出用電力を用いて荷電粒子を放出する電子銃（５１）と、その荷電粒子を加速してその荷電粒子ビームを生成する加速管（５２）とを備えている。電子銃電源（５８）は、その商が一定になるように制御されることが好ましい。
【００２３】
加速装置（５１、５２）は、高周波電力を生成する加速管電源（５９）をさらに備えている。加速管（５２）は、その高周波電力を用いてその荷電粒子を加速してその荷電粒子ビームを生成する。加速管電源（５９）は、その高周波電力が一定になるように制御されることが好ましい。
【００２４】
電子銃電源（５８）は、カソードヒート電力を生成する。電子銃（５１）は、そのカソードヒート電力によりその荷電粒子を放出するカソード（６１）を備えている。すなわち、電子銃電源（５８）は、カソードヒート電力が更新するように制御されることが好ましい。
【００２５】
電子銃電源（５８）は、グリッド電圧を生成する。電子銃（５１）は、その荷電粒子を放出するカソード（６１）と、そのグリッド電圧を用いてその荷電粒子を加速するグリッド（６２）とを備えている。すなわち、電子銃電源（５８）は、グリッド電圧が更新するように制御されることが好ましい。
【発明の効果】
【００２６】
本発明による放射線治療装置および放射線照射方法は、被検体に照射される放射線の線量の変動が低減される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２７】
図面を参照して、本発明による放射線治療装置の実施の形態を記載する。その放射線治療装置３は、図１に示されているように、旋回駆動装置１１とＯリング１２と走行ガントリ１４と首振り機構１５と照射ヘッド１６とを備えている。旋回駆動装置１１は、回転軸１７を中心に回転可能にＯリング１２を土台に支持し、図示されていない放射線治療装置制御装置により制御されて回転軸１７を中心にＯリング１２を回転させ、土台に対するＯリング１２の旋回角を出力する。回転軸１７は、鉛直方向に平行である。Ｏリング１２は、回転軸１８を中心とするリング状に形成され、回転軸１８を中心に回転可能に走行ガントリ１４を支持している。回転軸１８は、鉛直方向に垂直であり、回転軸１７に含まれるアイソセンタ１９を通る。回転軸１８は、さらに、Ｏリング１２に対して固定され、すなわち、Ｏリング１２とともに回転軸１７を中心に回転する。走行ガントリ１４は、回転軸１８を中心とするリング状に形成され、Ｏリング１２のリングと同心円になるように配置されている。放射線治療装置３は、さらに、図示されていない走行駆動装置を備えている。その走行駆動装置は、その放射線治療装置制御装置により制御されて回転軸１８を中心に走行ガントリ１４を回転させ、Ｏリング１２に対する走行ガントリ１４の走行角を出力する。
【００２８】
首振り機構１５は、走行ガントリ１４のリングの内側に固定され、照射ヘッド１６が走行ガントリ１４の内側に配置されるように、照射ヘッド１６を走行ガントリ１４に支持している。首振り機構１５は、パン軸２１およびチルト軸２２を有している。パン軸２１は、走行ガントリ１４に対して固定され、回転軸１８に交差しないで回転軸１８に平行である。チルト軸２２は、パン軸２１に直交している。首振り機構１５は、その放射線治療装置制御装置により制御されて、パン軸２１を中心に照射ヘッド１６を回転させ、チルト軸２２を中心に照射ヘッド１６を回転させる。
【００２９】
照射ヘッド１６は、その放射線治療装置制御装置により制御されて、治療用放射線２３を放射する。治療用放射線２３は、パン軸２１とチルト軸２２とが交差する交点を通る直線に概ね沿って放射される。治療用放射線２３は、一様強度分布を持つように形成されている。治療用放射線２３は、さらに、一部が遮蔽されて治療用放射線２３が患者に照射されるときの照射野の形状が制御されている。
【００３０】
治療用放射線２３は、このように照射ヘッド１６が走行ガントリ１４に支持されることにより、首振り機構１５で照射ヘッド１６がアイソセンタ１９に向かうように一旦調整されると、旋回駆動装置１１によりＯリング１２が回転し、または、その走行駆動装置により走行ガントリ１４が回転しても、常に概ねアイソセンタ１９を通る。即ち、走行・旋回を行うことで任意方向からアイソセンタ１９に向けて治療用放射線２３の照射が可能になる。
【００３１】
放射線治療装置３は、さらに、複数のイメージャシステムを備えている。すなわち、放射線治療装置３は、診断用Ｘ線源２４、２５とセンサアレイ３２、３３とを備えている。診断用Ｘ線源２４は、走行ガントリ１４に支持されている。診断用Ｘ線源２４は、走行ガントリ１４のリングの内側に配置され、アイソセンタ１９から診断用Ｘ線源２４を結ぶ線分とアイソセンタ１９から照射ヘッド１６を結ぶ線分とがなす角が鋭角になるような位置に配置されている。診断用Ｘ線源２４は、その放射線治療装置制御装置により制御されてアイソセンタ１９に向けて診断用Ｘ線３５を放射する。診断用Ｘ線３５は、診断用Ｘ線源２４が有する１点から放射され、その１点を頂点とする円錐状のコーンビームである。診断用Ｘ線源２５は、走行ガントリ１４に支持されている。診断用Ｘ線源２５は、走行ガントリ１４のリングの内側に配置され、アイソセンタ１９から診断用Ｘ線源２５を結ぶ線分とアイソセンタ１９から照射ヘッド１６を結ぶ線分とがなす角が鋭角になるような位置に配置されている。診断用Ｘ線源２５は、その放射線治療装置制御装置により制御されてアイソセンタ１９に向けて診断用Ｘ線３６を放射する。診断用Ｘ線３６は、診断用Ｘ線源２５が有する１点から放射され、その１点を頂点とする円錐状のコーンビームである。
【００３２】
センサアレイ３２は、走行ガントリ１４に支持されている。センサアレイ３２は、診断用Ｘ線源２４により放射されてアイソセンタ１９の周辺の被写体を透過した診断用Ｘ線３５を受光して、その被写体の透過画像を生成する。センサアレイ３３は、走行ガントリ１４に支持されている。センサアレイ３３は、診断用Ｘ線源２５により放射されてアイソセンタ１９の周辺の被写体を透過した診断用Ｘ線３６を受光して、その被写体の透過画像を生成する。センサアレイ３２、３３としては、ＦＰＤ（Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）、Ｘ線ＩＩ（Ｉｍａｇｅ Ｉｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ）が例示される。
【００３３】
このようなイメージャシステムによれば、センサアレイ３２、３３により得た画像信号に基づき、アイソセンタ１９を中心とする透過画像を生成することができる。
【００３４】
放射線治療装置３は、さらに、センサアレイ３１を備えている。センサアレイ３１は、センサアレイ３１と照射ヘッド１６とを結ぶ線分がアイソセンタ１９を通るように配置されて、走行ガントリ１４のリングの内側に固定されている。センサアレイ３１は、照射ヘッド１６により放射されてアイソセンタ１９の周辺の被写体を透過した治療用放射線２３を受光して、その被写体の透過画像を生成する。センサアレイ３１としては、ＦＰＤ（Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）、Ｘ線ＩＩ（Ｉｍａｇｅ Ｉｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ）が例示される。
【００３５】
放射線治療装置３は、さらに、カウチ４１とカウチ駆動装置４２とを備えている。カウチ４１は、放射線治療装置３により治療される患者４３が横臥することに利用される。カウチ４１は、図示されていない固定具を備えている。その固定具は、その患者が動かないように、その患者をカウチ４１に固定する。カウチ駆動装置４２は、カウチ４１を土台に支持し、その放射線治療装置制御装置により制御されてカウチ４１を移動させる。
【００３６】
図２は、照射ヘッド１６を示している。照射ヘッド１６は、電子銃５１と加速管５２とＸ線ターゲット５３とフラットニングフィルタ５４とマルチリーフコリメータ５５とを備えている。電子銃５１は、カソード６１とグリッド６２とを備えている。カソード６１は、供給される電力を用いて加熱され、電子が飛び出しやすい状態になる。グリッド６２は、カソード６１に対して正の電圧が印加され、カソード６１から放出される電子を加速管５２に放出する。加速管５２は、供給される高周波電力を用いて電子銃５１により放出される電子を加速して電子ビームを生成し、その電子ビームをＸ線ターゲット５３に照射する。Ｘ線ターゲット５３は、高原子番号物質から形成されている。その高原子番号物質としては、タングステン、タングステン合金、金、タンタルが例示される。Ｘ線ターゲット５３は、加速管５２により生成された電子ビームが照射された際の制動放射により放射線（Ｘ線）を生成する。その放射線は、Ｘ線ターゲット５３が内部に有する点である仮想的点線源を通る直線に概ね沿って放射される。フラットニングフィルタ５４は、アルミニウム等から形成され、概ね円錐形の突起が形成される板に形成されている。フラットニングフィルタ５４は、その突起がＸ線ターゲット５３の側に面するように配置される。フラットニングフィルタ５４は、Ｘ線ターゲット５３から放射される放射線が本フラットニングフィルタを通過した後に、その放射方向に垂直である平面の所定領域におけるその放射線の線量が概ね一様に分布するように形成されている。マルチリーフコリメータ５５は、その放射線治療装置制御装置により制御されて、フラットニングフィルタ５４を透過した放射線の一部を遮蔽して治療用放射線２３が患者に照射されるときの照射野の形状を制御する。
【００３７】
放射線治療装置３は、さらに、透過型線量計５６とセンサ５７と電子銃電源５８とクライストロン５９と制御装置６０とを備えている。透過型線量計５６とセンサ５７と電子銃電源５８とクライストロン５９とは、制御装置６０と情報伝達可能に、電線を介して制御装置６０に接続されている。透過型線量計５６は、フラットニングフィルタ５４を透過した放射線が透過するように配置されている。透過型線量計５６は、Ｘ線により電離するガス媒体と、高電圧が印加される電極と、そのガス媒体と電極とを内部に配置する容器とを備えている。透過型線量計５６は、その電極を流れる電流に基づいて、透過した放射線の線量を測定し、その線量を制御装置６０に出力する。透過型線量計５６は、透過した放射線の線量を測定し、その線量を制御装置６０に出力する。センサ５７は、加速管５２により生成された電子ビームがＸ線ターゲット５３に照射されたときにＸ線ターゲット５３に流れる電流を測定し、その電流を制御装置６０に出力する。電子銃電源５８は、電子銃５１に接続されている。電子銃電源５８は、制御装置６０に制御されて、所定の電力を電子銃５１のカソード６１に供給し、所定の電圧を電子銃５１のグリッド６２に印加する。クライストロン５９は、導波管を介して加速管５２に接続されている。クライストロン５９は、制御装置６０に制御されて、その導波管を介して高周波電力を加速管５２に供給する。その高周波電力は、周期的なパルスから形成されている。そのパルスは、マイクロ波から形成されている。なお、クライストロン５９は、他の高周波源に置換することができる。その高周波源としては、マグネトロン、多極管が例示される。
【００３８】
制御装置６０は、コンピュータであり、図示されていないＣＰＵと記憶装置と入力装置と出力装置とインターフェースとを備えている。そのＣＰＵは、制御装置６０にインストールされるコンピュータプログラムを実行して、その記憶装置と入力装置と出力装置とインターフェースとを制御する。その記憶装置は、そのコンピュータプログラムを記録し、そのＣＰＵにより生成される情報を一時的に記録する。その入力装置は、ユーザーに操作されることにより情報を生成し、その情報をそのＣＰＵに出力する。その入力装置としては、キーボードが例示される。その出力装置は、そのＣＰＵにより生成される情報をユーザーに認識可能に出力する。その出力装置としては、ディスプレイが例示される。そのインターフェースは、制御装置６０に接続される外部機器により生成される情報をそのＣＰＵに出力し、そのＣＰＵにより生成された情報をその外部機器に出力する。その外部機器は、透過型線量計５６とセンサ５７と電子銃電源５８とクライストロン５９とを含んでいる。
【００３９】
放射線治療装置３は、さらに、図３に示されているように、ｄｅ−Ｑｉｎｇ回路７１と充電要素７２とを備えている。充電要素７２は、クライストロン５９を加速管５２に接続する導波管の途中に設けられている。充電要素７２は、コンデンサに形成されている。ｄｅ−Ｑｉｎｇ回路７１は、充電チョークコイル７３と電圧モニタ７４と二次巻線７５と抵抗器７６とサイリスタ７７とを備えている。充電チョークコイル７３は、その導波管の途中に設けられ、クライストロン５９と充電要素７２との間に設けられている。充電チョークコイル７３は、インダクタンス素子に形成されている。電圧モニタ７４は、充電チョークコイル７３とｄｅ−Ｑｉｎｇ回路７１との間のノードの電圧を測定し、その電圧が所定の電圧を超えたときに、電気信号を出力する。二次巻線７５と抵抗器７６とサイリスタ７７とは、閉回路を形成している。二次巻線７５は、充電チョークコイル７３の二次巻線である。サイリスタ７７は、電圧モニタ７４により電気信号が出力されているときにその閉回路を閉じ、電圧モニタ７４により電気信号が出力されていないときにその閉回路を開放する。このとき、ｄｅ−Ｑｉｎｇ回路７１は、クライストロン５９から加速管５２に伝送される高周波電力の電圧が所定の電圧を超えたときに、充電チョークコイル７３のインダクタンスが変化し、その高周波電力が加速管５２に供給されることが防止される。
【００４０】
このようなｄｅ−Ｑｉｎｇ回路７１と充電要素７２とによれば、クライストロン５９から加速管５２に伝送される高周波電力の電圧は、一定になる。このため、電子銃５１により放出された電子を加速管５２が加速するための電圧は、アナログ的に一定に制御されて、加速管５２が電子銃５１により放出された電子に与えられるエネルギーは、一定になる。
【００４１】
制御装置６０にインストールされているコンピュータプログラムは、図４に示されているように、ターゲット電流収集部８１と線量収集部８２と制御量算出部８３と制御部８４とを含んでいる。ターゲット電流収集部８１は、センサ５７を用いて、ターゲット５３に流れる電流を測定し、その電流をセンサ５７から収集する。線量収集部８２は、透過型線量計５６を用いて、透過型線量計５６を透過する放射線の線量を測定し、その線量を透過型線量計５６から収集する。制御量算出部８３は、ターゲット電流収集部８１により収集された電流と線量収集部８２により収集された線量とに基づいて制御量を算出する。その制御量は、その電流をその線量で除算した商を示している。制御部８４は、制御量算出部８３により算出された制御量が所定の値に一定になるように、電子銃電源５８をフィードバック制御する。すなわち、制御部８４は、制御量算出部８３により算出された制御量が所定の値に一定になるように、電子銃電源５８を制御して電子銃５１のカソード６１に供給される電力を更新する。
【００４２】
本発明による放射線照射方法の実施の形態は、放射線治療装置３を用いて実行される。ユーザは、まず、治療計画を作成する。その治療計画は、患者４３の患部に治療用放射線２３を照射する照射角度と、その各照射角度から照射する治療用放射線２３の線量および性状とを示している。ユーザは、放射線治療装置３のカウチ４１に患者４３を固定する。放射線治療装置３の放射線治療装置制御装置は、その治療計画により示される照射角度で治療用放射線２３が患者４３に照射されるように、旋回駆動装置１１と走行駆動装置とカウチ駆動装置４２とを用いて、照射ヘッド１６と患者４３とを位置合わせする。
【００４３】
次いで、その放射線治療装置制御装置は、追尾動作と照射動作とを繰り返して実行する。その追尾動作では、その放射線治療装置制御装置は、放射線治療装置３のイメージャシステムにより撮像された画像に基づいて患部位置を算出する。その放射線治療装置制御装置は、治療用放射線２３がその患部位置を透過するように首振り機構１５を用いて照射ヘッド１６を駆動する。その照射動作では、その放射線治療装置制御装置は、その追尾動作により照射ヘッド１６が移動した直後に照射ヘッド１６を用いて治療用放射線２３をその患部に照射する。
【００４４】
制御装置６０は、その照射動作を実行している最中に、ターゲット５３に流れる電流をセンサ５７から収集し、透過型線量計５６を透過する放射線の線量を透過型線量計５６から収集する。制御装置６０は、その収集された電流と線量とに基づいて制御量を算出する。その制御量は、その電流をその線量で除算した商を示している。制御装置６０は、その算出された制御量が所定の値に一定になるように、電子銃電源５８をフィードバック制御して電子銃５１のカソード６１に供給される電力を更新する。
【００４５】
ターゲット５３から発生するＸ線の線量ＲＸ−ｒａｙは、ターゲット５３に衝突する電子ビームの単位時間当たりの電荷量（電流）Ｓｔに比例し、かつ、その衝突する電子ビームのエネルギー分布ＥｅｂによりＸ線のエネルギー分布と生成空間分布とが変化することが知られている。すなわち、次式（１）：
ＲＸ−ｒａｙ＝ｋ１×Ｓｔ×ｆｔ（Ｅｅｂ）・・・（１）
が成立することが知られている。ここで、ｋ１は、定数を示し、ｆｔ（Ｅｅｂ）は、ターゲット５３に固有である関数を示し、エネルギー分布Ｅｅｂの電子ビームがターゲット５３に衝突してときのＸ線発生割合を示している。透過型線量計５６により測定される線量Ｓｄは、次式：
Ｓｄ＝ｋ２×ＲＸ−ｒａｙ×ｆｄ（ＥＸ−ｒａｙ）・・・（２）
により表現されることが知られている。ここで、ｋ２は、定数を示し、ＥＸ−ｒａｙは、ターゲット５３から発生するＸ線のＸ線エネルギー分布を示し、ｆｄ（ＥＸ−ｒａｙ）は、透過型線量計５６に固有である関数を示し、Ｘ線エネルギー分布ＥＸ−ｒａｙのＸ線が透過型線量計５６に照射されたときの透過型線量計５６のガス媒体が電離する電離割合を示している。（１）式と（２）式とは、次式：
ｆｔ（Ｅｅｂ）×ｆｄ（Ｅｘ−ｒａｙ）＝１／（ｋ１×ｋ２）×Ｓｄ／Ｓｔ・・・（３）
が成立することを示している。患者４３の体内の患部へのＸ線吸収線量Ｄｏｓｅは、透過型線量計５６により測定される線量ＳｄとＸ線のエネルギー分布ＥＸ−ｒａｙに依存することが知られ、次式：
Ｄｏｓｅ＝ｋ３×Ｓｄ×ｆ（ＥＸ−ｒａｙ）・・・（４）
が成立することを示している。ここで、ｋ３は、定数を示し、ｆ（ＥＸ−ｒａｙ）は、患者４３に固有である関数を示し、Ｘ線エネルギー分布ＥＸ−ｒａｙのＸ線が患者４３に照射されたときの患者４３に吸収される割合を示している。
【００４６】
（３）式と（４）式とは、電流Ｓｔを線量Ｓｄで除算した商Ｓｄ／Ｓｔが一定になるように制御することにより患者４３の体内の患部へのＸ線吸収線量Ｄｏｓｅが一定になることを示し、放射線治療装置３により生成される治療用放射線２３の患者４３の体内の患部に吸収されるＸ線吸収線量が一定になることを示している。換言すれば、Ｘ線吸収線量Ｄｏｓｅは、電流Ｓｔと線量Ｓｄとの両方が一定であれば一定であり、電流Ｓｔと線量Ｓｄとがそれぞれ変動していても、商Ｓｄ／Ｓｔが一定であれば一定である。すなわち、放射線治療装置３は、治療用放射線２３の患者４３の体内の患部に吸収されるＸ線吸収線量の変動が小さく、このため、その患部に所定の線量だけをより正確に照射することができる。
【００４７】
図５は、本発明による放射線治療装置の比較例により生成された治療用放射線の１０ｃｍ深さ吸収線量の変動を示している。その比較例の放射線治療装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置３の制御装置６０が他の制御装置に置換されている。その制御装置は、透過型線量計５６により測定された線量が一定になるように、クライストロン５９により生成される高周波電力のパルスのパルス幅が制御されている。１０ｃｍ深さ吸収線量は、一般に、人体に吸収されるＸ線の吸収線量に対応し、その測定方法は、周知である。その変動８６は、その放射線治療装置が配置される環境の状態の変化により治療用放射線の線量が変化し、その治療用放射線の１０ｃｍ深さ吸収線量のばらつき（標準偏差）が比較的大きいことを示している。
【００４８】
図５は、さらに、本発明による放射線治療装置３より生成された治療用放射線の１０ｃｍ深さ吸収線量の変動を示している。その変動８７は、変動８６に比較して、その１０ｃｍ深さ吸収線量のばらつきが小さいことを示している。すなわち、変動８７は、その比較例に比較して、本発明による放射線治療装置３が患者４３の患部に所定の線量だけをより正確に照射することができることを示している。
【００４９】
本発明による放射線治療装置の実施の他の形態は、既述の実施の形態における制御装置６０の制御部８４が他の制御部に置換されている。その制御部は、制御量算出部８３により算出された制御量が所定の値に一定になるように、電子銃電源５８をフィードバック制御して、電子銃５１のグリッド６２に印加される電圧を更新する。このような放射線治療装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置３と同様にして、治療用放射線２３の患者４３の体内の患部に吸収されるＸ線吸収線量の変動が小さく、その患部に所定の線量だけをより正確に照射することができる。なお、制御部は、制御量算出部８３により算出された制御量が所定の値に一定になるように、電子銃電源５８をフィードバック制御して、電子銃５１のカソード６１に供給される電力とグリッド６２に印加される電圧との両方を更新するもできる。このような放射線治療装置も、既述の実施の形態における放射線治療装置３と同様にして、治療用放射線２３の患者４３の体内の患部に吸収されるＸ線吸収線量の変動が小さく、その患部に所定の線量だけをより正確に照射することができる。
【００５０】
本発明による放射線治療装置の実施の他の形態は、既述の実施の形態における制御装置６０の制御部８４が他の制御部に置換されている。その制御部は、制御量算出部８３により算出された制御量が所定の値に一定になるように、クライストロン５９をフィードバック制御して、加速管５２に供給される高周波電力のパルスのパルス幅を更新する。その制御部は、さらに、電子銃５１のカソード６１に一定の電力を供給するように、かつ、電子銃５１のグリッド６２に一定の電圧を印加するように、電子銃電源５８を制御する。このような放射線治療装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置３と同様にして、治療用放射線２３の患者４３の体内の患部に吸収されるＸ線吸収線量の変動が小さく、その患部に所定の線量だけをより正確に照射することができる。
【００５１】
なお、その制御部は、センサ５７により測定された電流が一定になるように、電子銃電源５８をフィードバック制御して、電子銃５１のカソード６１に供給される電力を更新し、または、電子銃５１のグリッド６２に印加される電圧を更新することもできる。さらに、放射線治療装置は、電子銃５１のカソード６１とグリッド６２との間に流れる電流を測定するセンサをさらに備え、このとき、その制御部は、そのセンサにより測定された電流が一定になるように、電子銃電源５８をフィードバック制御して、電子銃５１のカソード６１に供給される電力を更新し、または、電子銃５１のグリッド６２に印加される電圧を更新することもできる。このような場合であっても、既述の実施の形態における放射線治療装置３と同様にして、治療用放射線２３の患者４３の体内の患部に吸収されるＸ線吸収線量の変動が小さく、その患部に所定の線量だけをより正確に照射することができる。
【図面の簡単な説明】
【００５２】
【図１】図１は、本発明による放射線治療装置の実施の形態を示す斜視図である。
【図２】図２は、照射ヘッドを示し、放射線治療装置が備える他の機器を示す斜視図である。
【図３】図３は、ｄｅ−Ｑｉｎｇ回路と充電要素とを示す回路図である。
【図４】図４は、制御装置を示すブロック図である。
【図５】図５は、本発明による放射線治療装置の比較例により生成された治療用放射線の１０ｃｍ深さ吸収線量の変動を示し、本発明による放射線治療装置より生成された治療用放射線の１０ｃｍ深さ吸収線量の変動を示すグラフである。
【符号の説明】
【００５３】
３ ：放射線治療装置
１１：旋回駆動装置
１２：Ｏリング
１４：走行ガントリ
１５：首振り機構
１６：照射ヘッド
１７：回転軸
１８：回転軸
１９：アイソセンタ
２１：パン軸
２２：チルト軸
２３：治療用放射線
２４：診断用Ｘ線源
２５：診断用Ｘ線源
３１：センサアレイ
３２：センサアレイ
３３：センサアレイ
３５：診断用Ｘ線
３６：診断用Ｘ線
４１：カウチ
４２：カウチ駆動装置
４３：患者
５１：電子銃
５２：加速管
５３：ターゲット
５４：フラットニングフィルタ
５５：マルチリーフコリメータ
５６：透過型線量計
５７：センサ
５８：電子銃電源
５９：クライストロン
６０：制御装置
６１：カソード
６２：グリッド
７１：ｄｅ−Ｑｉｎｇ回路
７２：充電要素
７３：充電チョークコイル
７４：電圧モニタ
７５：二次巻線
７６：抵抗器
７７：サイリスタ
８１：ターゲット電流収集部
８２：線量収集部
８３：制御量算出部
８４：制御部
【特許請求の範囲】
【請求項１】
荷電粒子ビームを生成する加速装置と、
前記荷電粒子ビームが照射されることにより放射線を放射するターゲットと、
前記ターゲットに流れる電流を測定するセンサと、
前記放射線の線量を測定する線量計と、
前記電流と前記線量とに基づいて前記加速装置を制御する制御装置
とを具備する放射線治療装置。
【請求項２】
請求項１において、
前記制御装置は、前記線量または一定時間あたりの線量を前記電流で除算した商に基づいて前記加速装置を制御する
放射線治療装置。
【請求項３】
請求項２において、
前記制御装置は、前記商が一定になるように前記加速装置をフィードバック制御する
放射線治療装置。
【請求項４】
請求項３において、
前記加速装置は、
荷電粒子を放出する電子銃と、
高周波電力を生成する加速管電源と、
前記高周波電力を用いて前記荷電粒子を加速して前記荷電粒子ビームを生成する加速管とを備え、
前記制御装置は、前記商が一定になるように前記加速管電源を制御する
放射線治療装置。
【請求項５】
請求項４において、
前記加速装置は、荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源を更に備え、
前記電子銃は、前記荷電粒子放出用電力を用いて前記荷電粒子を放出し、
前記電子銃電源は、前記荷電粒子が放出される量が一定になるように制御される
放射線治療装置。
【請求項６】
請求項３において、
前記加速装置は、
荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源と、
前記荷電粒子放出用電力を用いて荷電粒子を放出する電子銃と、
前記荷電粒子を加速して前記荷電粒子ビームを生成する加速管とを備え、
前記制御装置は、前記商が一定になるように前記電子銃電源を制御する
放射線治療装置。
【請求項７】
請求項６において、
前記加速装置は、高周波電力を生成する加速管電源を更に備え、
前記加速管は、前記高周波電力を用いて前記荷電粒子を加速して前記荷電粒子ビームを生成し、
前記加速管電源は、前記高周波電力が一定になるように制御される
放射線治療装置。
【請求項８】
請求項７において、
前記加速管電源は、前記高周波電力の電圧を一定にするｄｅ−Ｑｉｎｇ回路を備える
放射線治療装置。
【請求項９】
請求項６において、
前記電子銃電源は、カソードヒート電力を生成する機能を有し、
前記電子銃は、前記カソードヒート電力により前記荷電粒子を放出するカソードを備える
放射線治療装置。
【請求項１０】
請求項６において、
前記電子銃電源は、グリッド電圧を生成する機能を有し、
前記電子銃は、
前記荷電粒子を放出するカソードと、
前記グリッド電圧を用いて前記荷電粒子を加速するグリッドとを備える
放射線治療装置。
【請求項１１】
加速装置により生成される荷電粒子ビームが照射されることにより放射線を放射するターゲットに流れる電流を測定するステップと、
前記放射線の線量を測定するステップと、
前記電流と前記線量とに基づいて前記加速装置を制御するステップ
とを具備する放射線照射方法。
【請求項１２】
請求項１１において、
前記加速装置は、前記線量または一定時間あたりの線量を前記電流で除算した商に基づいて制御される
放射線照射方法。
【請求項１３】
請求項１２において、
前記加速装置は、前記商が一定になるようにフィードバック制御される
放射線照射方法。
【請求項１４】
請求項１３において、
前記加速装置は、
荷電粒子を放出する電子銃と、
高周波電力を生成する加速管電源と、
前記高周波電力を用いて前記荷電粒子を加速して前記荷電粒子ビームを生成する加速管とを備え、
前記加速管電源は、前記商が一定になるように制御される
放射線照射方法。
【請求項１５】
請求項１４において、
前記加速装置は、荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源を更に備え、
前記電子銃は、前記荷電粒子放出用電力を用いて前記荷電粒子を放出し、
前記電子銃電源は、前記荷電粒子が放出される量が一定になるように制御される
放射線照射方法。
【請求項１６】
請求項１３において、
前記加速装置は、
荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源と、
前記荷電粒子放出用電力を用いて荷電粒子を放出する電子銃と、
前記荷電粒子を加速して前記荷電粒子ビームを生成する加速管とを備え、
前記電子銃電源は、前記商が一定になるように制御される
放射線照射方法。
【請求項１７】
請求項１６において、
前記加速装置は、高周波電力を生成する加速管電源を更に備え、
前記加速管は、前記高周波電力を用いて前記荷電粒子を加速して前記荷電粒子ビームを生成し、
前記加速管電源は、前記高周波電力が一定になるように制御される
放射線照射方法。
【請求項１８】
請求項１６において、
前記電子銃電源は、カソードヒート電力を生成する機能を有し、
前記電子銃は、前記カソードヒート電力により前記荷電粒子を放出するカソードを備える
放射線照射方法。
【請求項１９】
請求項１６において、
前記電子銃電源は、グリッド電圧を生成する機能を有し、
前記電子銃は、
前記荷電粒子を放出するカソードと、
前記グリッド電圧を用いて前記荷電粒子を加速するグリッドとを備える
放射線照射方法。
【請求項１】
荷電粒子ビームを生成する加速装置と、
前記荷電粒子ビームが照射されることにより放射線を放射するターゲットと、
前記ターゲットに流れる電流を測定するセンサと、
前記放射線の線量を測定する線量計と、
前記電流と前記線量とに基づいて前記加速装置を制御する制御装置
とを具備する放射線治療装置。
【請求項２】
請求項１において、
前記制御装置は、前記線量または一定時間あたりの線量を前記電流で除算した商に基づいて前記加速装置を制御する
放射線治療装置。
【請求項３】
請求項２において、
前記制御装置は、前記商が一定になるように前記加速装置をフィードバック制御する
放射線治療装置。
【請求項４】
請求項３において、
前記加速装置は、
荷電粒子を放出する電子銃と、
高周波電力を生成する加速管電源と、
前記高周波電力を用いて前記荷電粒子を加速して前記荷電粒子ビームを生成する加速管とを備え、
前記制御装置は、前記商が一定になるように前記加速管電源を制御する
放射線治療装置。
【請求項５】
請求項４において、
前記加速装置は、荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源を更に備え、
前記電子銃は、前記荷電粒子放出用電力を用いて前記荷電粒子を放出し、
前記電子銃電源は、前記荷電粒子が放出される量が一定になるように制御される
放射線治療装置。
【請求項６】
請求項３において、
前記加速装置は、
荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源と、
前記荷電粒子放出用電力を用いて荷電粒子を放出する電子銃と、
前記荷電粒子を加速して前記荷電粒子ビームを生成する加速管とを備え、
前記制御装置は、前記商が一定になるように前記電子銃電源を制御する
放射線治療装置。
【請求項７】
請求項６において、
前記加速装置は、高周波電力を生成する加速管電源を更に備え、
前記加速管は、前記高周波電力を用いて前記荷電粒子を加速して前記荷電粒子ビームを生成し、
前記加速管電源は、前記高周波電力が一定になるように制御される
放射線治療装置。
【請求項８】
請求項７において、
前記加速管電源は、前記高周波電力の電圧を一定にするｄｅ−Ｑｉｎｇ回路を備える
放射線治療装置。
【請求項９】
請求項６において、
前記電子銃電源は、カソードヒート電力を生成する機能を有し、
前記電子銃は、前記カソードヒート電力により前記荷電粒子を放出するカソードを備える
放射線治療装置。
【請求項１０】
請求項６において、
前記電子銃電源は、グリッド電圧を生成する機能を有し、
前記電子銃は、
前記荷電粒子を放出するカソードと、
前記グリッド電圧を用いて前記荷電粒子を加速するグリッドとを備える
放射線治療装置。
【請求項１１】
加速装置により生成される荷電粒子ビームが照射されることにより放射線を放射するターゲットに流れる電流を測定するステップと、
前記放射線の線量を測定するステップと、
前記電流と前記線量とに基づいて前記加速装置を制御するステップ
とを具備する放射線照射方法。
【請求項１２】
請求項１１において、
前記加速装置は、前記線量または一定時間あたりの線量を前記電流で除算した商に基づいて制御される
放射線照射方法。
【請求項１３】
請求項１２において、
前記加速装置は、前記商が一定になるようにフィードバック制御される
放射線照射方法。
【請求項１４】
請求項１３において、
前記加速装置は、
荷電粒子を放出する電子銃と、
高周波電力を生成する加速管電源と、
前記高周波電力を用いて前記荷電粒子を加速して前記荷電粒子ビームを生成する加速管とを備え、
前記加速管電源は、前記商が一定になるように制御される
放射線照射方法。
【請求項１５】
請求項１４において、
前記加速装置は、荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源を更に備え、
前記電子銃は、前記荷電粒子放出用電力を用いて前記荷電粒子を放出し、
前記電子銃電源は、前記荷電粒子が放出される量が一定になるように制御される
放射線照射方法。
【請求項１６】
請求項１３において、
前記加速装置は、
荷電粒子放出用電力を生成する電子銃電源と、
前記荷電粒子放出用電力を用いて荷電粒子を放出する電子銃と、
前記荷電粒子を加速して前記荷電粒子ビームを生成する加速管とを備え、
前記電子銃電源は、前記商が一定になるように制御される
放射線照射方法。
【請求項１７】
請求項１６において、
前記加速装置は、高周波電力を生成する加速管電源を更に備え、
前記加速管は、前記高周波電力を用いて前記荷電粒子を加速して前記荷電粒子ビームを生成し、
前記加速管電源は、前記高周波電力が一定になるように制御される
放射線照射方法。
【請求項１８】
請求項１６において、
前記電子銃電源は、カソードヒート電力を生成する機能を有し、
前記電子銃は、前記カソードヒート電力により前記荷電粒子を放出するカソードを備える
放射線照射方法。
【請求項１９】
請求項１６において、
前記電子銃電源は、グリッド電圧を生成する機能を有し、
前記電子銃は、
前記荷電粒子を放出するカソードと、
前記グリッド電圧を用いて前記荷電粒子を加速するグリッドとを備える
放射線照射方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【公開番号】特開２０１０−３５８６３（Ｐ２０１０−３５８６３Ａ）
【公開日】平成２２年２月１８日（２０１０．２．１８）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００８−２０３１５５（Ｐ２００８−２０３１５５）
【出願日】平成２０年８月６日（２００８．８．６）
【出願人】（０００００６２０８）三菱重工業株式会社 (10,378)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２２年２月１８日（２０１０．２．１８）
【国際特許分類】
【出願日】平成２０年８月６日（２００８．８．６）
【出願人】（０００００６２０８）三菱重工業株式会社 (10,378)
【Ｆターム（参考）】
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