(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
高エネルギーパルスを出力する電力源と、
前記高エネルギーパルスにより高エネルギー電子ビームを照射する電子源と、
該電子源に高電圧マイクロ波を供給するマイクロ波源と、
前記高エネルギー電子ビームの衝突によりＸ線を放射するＸ線管を複数本束ね、該Ｘ線管の照射野が連続するように配列して構成したＸ線発生源と、
前記高エネルギー電子ビームが前記Ｘ線管の中心軸に対して平行に入射するように前記高エネルギー電子ビームの進行方向を偏向して前記Ｘ線管に順次入射させる偏向手段と、
前記Ｘ線管の照射野において所定の線量分布が得られるように、前記Ｘ線管の照射強度を設定したデータと、
該照射強度データに従って前記高エネルギーパルスの幅を設定し、該高エネルギーパルスを出力するタイミングと前記電子ビームを放射するタイミングと前記偏向手段を励磁するタイミングとを同期させる制御手段と、
を具備することを特徴とするＸ線発生装置。
【請求項２】
請求項１に記載のＸ線発生装置において、
前記偏向手段は、前記高エネルギー電子ビームを前記任意のＸ線管の入口開口部方向に偏向する第１偏向電磁石と、
該第１偏向電磁石によって偏向された高エネルギー電子ビームを前記Ｘ線管の中心軸に対して平行に入射するように偏向する第２偏向電磁石と、
を備えることを特徴とするＸ線発生装置。
【請求項３】
請求項１または請求項２に記載のＸ線発生装置において、
前記Ｘ線源は、前記Ｘ線管を単列に並べて構成され、該Ｘ線管列の一端から他端へ順次前記高エネルギー電子ビームが照射されることを特徴とするＸ線発生装置。
【請求項４】
請求項１に記載のＸ線発生装置において、
前記偏向手段は、前記高エネルギー電子ビームを前記任意のＸ線管の入口開口部方向に偏向する偏向電磁石を備え、該偏向電磁石によって偏向された前記高エネルギー電子ビームの進行方向が前記Ｘ線管の中心軸に対して平行になるように前記Ｘ線管を放射状に配列して構成することを特徴とするＸ線発生装置。
【請求項５】
請求項４に記載のＸ線発生装置において、
前記偏向手段は、４極電磁石で構成されることを特徴とするＸ線発生装置。
【請求項６】
請求項１から請求項５に記載のＸ線発生装置において、
前記Ｘ線管は、入口開口部より出口開口部が小さい径を有する円錐台の形状を有し、前記高エネルギー電子ビームが該Ｘ線管の内壁に衝突することによりＸ線ビームを放射するＸ線ターゲット管であることを特徴とするＸ線発生装置。
【請求項７】
請求項１から請求項６に記載のＸ線発生装置において、
前記Ｘ線発生源は、前記Ｘ線管の照射野において、最高照射強度の１／２値幅になる照射野が連続して隣接するように前記Ｘ線管を配列して構成することを特徴とするＸ線発生装置。
【請求項８】
Ｘ線治療装置に用いられる請求項１から請求項７に記載されたＸ線発生装置であって、
１以上のＸ線発生装置は治療台を含む３次元空間の異なる位置に取り付けられ、該空間内の治療台に固定された患者の病巣部にＸ線を集中して照射することを特徴とするＸ線発生装置。
【請求項９】
Ｘ線治療装置に用いられる請求項１から請求項７に記載されたＸ線発生装置であって、
前記Ｘ線発生装置は、照射ヘッドに取り付けられた前記Ｘ線発生装置と治療台に固定された患者の病巣部の相対位置を可変とし、患者の病巣部にＸ線を照射するＸ線治療装置に用いられることを特徴とするＸ線発生装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、照射強度を変調したＸ線ビームを照射するＸ線発生装置に係り、特に、Ｘ線ビームの照射野が狭く照射強度を個別に設定できるＸ線管を複数束ねて新たな照射野を形成できるＸ線発生装置に関する。さらに前記Ｘ線発生装置を１以上用意してＸ線治療装置のＸ線発生装置に利用できるＸ線発生装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
強度変調放射線治療（以下、ＩＭＲＴと略す。）は、病巣部の形状に合わせて放射線の照射角度、照射野、および照射強度などを変化させることで、病巣部に対する放射線の集中度を高め、周辺の正常な組織への照射線量を軽減するものであり、放射線の照射口と患者の間に設けたマルチリーフコリメータによって強度変調を行うものが知られている（例えば、特許文献１、特許文献２、特許文献３、および特許文献４）。
【０００３】
特許文献１の治療装置は、図１５に示すように、ガントリ１１とマルチリーフコリメータ制御装置１２により制御されるマルチリーフコリメータ１３とを備え、ガントリ１１の回転角度に合わせてマルチリーフコリメータ１３の照射野の形状を変化させながら患者の周りに放射線ビームを回転移動させるもので、腫瘍の３次元形状に対応した線量分布を得ることができる。
【０００４】
特許文献２には、照射野の３次元強度マップを多数の強度のセクションに分割してセクション毎に放射ビームの強度マップを作成し、強度マップを放射の有無を示すマトリックスにスライスし、そのマトリックスに従ってプレートの開口部の形状を設定しながら照射を行ったものを重ね合わせて強度が最適な形で変化する線量分布を得る方法が記載されている。
【０００５】
特許文献３には、治療領域を所定の治療強度レベルを有する複数のセルに分割し、マルチリーフコリメータのリーフの位置決めを行う際、治療領域の境界にあってクリティカルな組織を含むセルにおいては、セルの端ではなく途中にリーフの位置を指定するエッジマージンを設けてエッジマージンの位置にリーフを移動させながら照射を行い、治療領域の境界における放射線量の分解能を高めた線量分布が記載されている。
【０００６】
特許文献４では、２次元放射線強度分布の最小値で全体の照射を行い、次に、最大値と最小値の差分を相対強度を表わす所定の正の整数（例えば６）に置き換えて各セルの照射強度を規格化した規格化強度分布を作成し、規格化強度分布を相対強度ごとに遮蔽対象セルと照射対象セルとを表わす２次元放射線強度分布に分割し、２次元放射線強度分布の遮蔽対象セルの位置にマルチリーフコリメータを移動させて相対強度１の照射を所定の正の整数（例えば６）回繰り返して所与の２次元放射線強度分布を得る方法が記載されている。
【０００７】
【特許文献１】特開平９−２３９０４４号公報
【特許文献２】特開平１０−７１２１４号公報
【特許文献３】特開２００２−１５３５６７号公報
【特許文献４】特開２００１−７０４６６号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら、特許文献１から特許文献４は、いずれもマルチリーフコリメータの開口部の形状を変化させながら照射を繰り返して行い、必要とされる放射線量の強度分布を累積的に得ようとするものであり、特許文献１では、ガントリの回転により３次元空間において放射線強度が変調された線量分布を得ることはできるが、２次元平面の放射線強度は一様で、２次元平面内では強度変調が得られないため、３次元空間で得られる線量分布の精度も不十分である。
【０００９】
特許文献２から特許文献４では、２次元平面での照射を複数回行うことで２次元平面においても強度変調を得ることはできるが、最適化を行ったとしても少なくとも強度レベルに応じた回数分の照射を行わなければならないし、リーフの移動方向に複数の遮蔽領域があるような場合には、１つの強度レベルであってもリーフを移動させて複数回に分けて照射を行わなければならない。
【００１０】
近年は、ＣＴ装置などによる画像診断技術の進歩に伴い、病巣部の３次元形状がより詳細に把握できるようになった。これに伴い、病巣部の各部位の症状に合わせて放射線治療の精度を上げることが求められているが、マルチリーフコリメータを使って放射線治療の精度を上げようとすると照射回数を増やすことになり、治療に時間を要すため患者の負担が増大する。さらに、治療時間が長くなれば、病巣部を定位置に固定しておくことも難しくなるため、照射回数を増やすことで治療精度を上げようとする従来の方法には限界がある。
【００１１】
特許文献１から特許文献４において、病巣部の３次元形状に対応した線量分布を得るためにはガントリを回転移動しながら照射を行うことが必要であるが、ガントリは重量物であるため回転中にガタやたわみなどが生じ易すく、特許文献３に示されるように１／３ｃｍより高い分解能が要求される場合、ガントリを回転移動して放射線の３次元照射をすることは、精度の点で問題がある。
【００１２】
また、マルチリーフコリメータは、リーフが矩形であるため、治療エリアに凹凸がある場合は治療エリアの境界に沿ってリーフの位置決めをすることが難しく、照射エリアの境界部において線量分布が波を打った状態の場所では、リーフがステッピングして不規則な形状になり、境界付近の正常な組織を傷つけるという問題などもある。
【００１３】
本発明は、前述した問題点を解決するためになされたものであり、病巣部の各部位のＸ線治療に必要な照射線量に対応した細かく強度変調された２次元線量分布を速やかに得ることができるＸ線発生装置を提供することを目的とする。さらに、該Ｘ線発生装置をＸ線治療装置のＸ線発生装置として利用することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
高エネルギーパルスを出力する電力源と、
前記高エネルギーパルスにより高エネルギー電子ビームを照射する電子源と、
該電子源に高電圧マイクロ波を供給するマイクロ波源と、
前記高エネルギー電子ビームの衝突によりＸ線を放射するＸ線管を複数本束ね、該Ｘ線管の照射野が連続するように配列して構成したＸ線発生源と、
前記高エネルギー電子ビームが前記Ｘ線管の中心軸に対して平行に入射するように前記高エネルギー電子ビームの進行方向を偏向して前記Ｘ線管に順次入射させる偏向手段と、  前記Ｘ線管の照射野において所定の線量分布が得られるように、前記Ｘ線管の照射強度を設定したデータと、
該照射強度データに従って前記高エネルギーパルスの幅を設定し、該高エネルギーパルスを出力するタイミングと前記電子ビームを放射するタイミングと前記偏向手段を励磁するタイミングとを同期させる制御手段と、
を具備することを特徴とする。
【００１５】
前記偏向手段は、前記高エネルギー電子ビームを前記任意のＸ線管の入口開口部方向に偏向する第１偏向電磁石と、
該第１偏向電磁石によって偏向された高エネルギー電子ビームを前記Ｘ線管の中心軸に対して平行に入射するように偏向する第２偏向電磁石と、
を備えることを特徴とする。
【００１６】
前記Ｘ線源は、前記Ｘ線管を単列に並べて構成され、該Ｘ線管列の一端から他端へ順次前記高エネルギー電子ビームが照射されることを特徴とする。
【００１７】
前記偏向手段は、前記高エネルギー電子ビームを前記任意のＸ線管の入口開口部方向に偏向する偏向電磁石を備え、該偏向電磁石によって偏向された前記高エネルギー電子ビームの進行方向が前記Ｘ線管の中心軸に対して平行になるように前記Ｘ線管を放射状に配列して構成することを特徴とする。
【００１８】
前記Ｘ線前記偏向手段は、４極電磁石で構成されることを特徴とする。
【００１９】
前記Ｘ線管は、入口開口部より出口開口部が小さい径を有する円錐台の形状を有し、前記高エネルギー電子ビームが該Ｘ線管の内壁に衝突することによりＸ線ビームを放射するＸ線ターゲット管であることを特徴とする。
【００２０】
前記Ｘ線発生源は、前記Ｘ線管の照射野において、最高照射強度の１／２値幅になる照射野が連続して隣接するように前記Ｘ線管を配列して構成することを特徴とする。
【００２１】
Ｘ線治療装置に用いられる請求項１から請求項７に記載されたＸ線発生装置であって、
１以上のＸ線発生装置は治療台を含む３次元空間の異なる位置に取り付けられ、該空間内の治療台に固定された患者の病巣部にＸ線を集中して照射することを特徴とする。
【００２２】
前記治療台を前記Ｘ線発生装置に対して垂直に平行移動させる移動手段と、前記Ｘ線発生装置と前記移動手段を同期させて制御する制御手段と、を備えることを特徴とする。
【００２３】
Ｘ線治療装置に用いられる請求項１から請求項７に記載されたＸ線発生装置であって、
前記Ｘ線発生装置は、照射ヘッドに取り付けられた前記Ｘ線発生装置と治療台に固定された患者の病巣部の相対位置を可変とし、患者の病巣部にＸ線を照射するＸ線治療装置に用いられることを特徴とする。
【発明の効果】
【００２４】
本発明のＸ線発生装置によれば、マルチリーフコリメータを使用せずに、病巣部の各部位に必要な照射線量を細かく分割して、所望の２次元線量分布を速やかに提供することができる。さらに、ＩＭＲＴにおいて、治療時間を短縮して患者の負担を軽減し、正常な細胞への線量を抑えながら病巣部に効果的な治療が可能なＸ線治療装置用のＸ線発生装置を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２５】
以下、本発明のＸ線発生装置およびそれをＸ線治療装置に用いた実施の形態１および実施の形態２について図面を参照して詳細に説明する。
【００２６】
（実施の形態１）
図１は、本発明の実施の形態１に係るＸ線発生装置の構成を示す概略図である。図１に示すように、Ｘ線発生装置１０１は、真空容器１０２の中に、高エネルギー電子ビームを照射する電子源（以下、電子銃という。）１０３と、電子銃１０３が照射した高エネルギー電子ビームを衝突させてＸ線ビームを放射する複数のＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎを単列に並べて構成したＸ線ターゲット管アレイ１０５と、電子銃１０３が照射した高エネルギー電子ビームの進行方向を偏向する第１偏向電磁石１０６および第２偏向電磁石１０７とを備える。
【００２７】
真空容器１０２の外部に、電子銃１０３に高エネルギーパルスを所定のタイミングで出力する電力源１０８と、電子銃１０３に高電圧のマイクロ波を供給するマイクロ波源１１０と、電力源１０８、マイクロ波源１１０、第１偏向電磁石１０６および第２偏向電磁石１０７を制御するコントローラ１０９とを備える。
【００２８】
コントローラ１０９には、照射制御プログラム１１１、Ｘ線ターゲット管アレイ１０５の照射野の照射強度データ１１２から構成される治療野の照射強度データ１１３が格納される。照射野の照射強度データ１１２は、Ｘ線ターゲット管アレイ１０５を構成するＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎ毎に照射線量を定めたものである。
【００２９】
照射制御プログラム１１１は、電子銃１０３から照射された高エネルギー電子ビームが単列に並んだＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎに順番に入射するように高電圧マイクロ波源１１０の制御、第１偏向電磁石１０６および第２偏向電磁石１０７の励磁動作を制御し、さらに電力源１０８から出力される高エネルギーパルスの幅を制御する。
【００３０】
図２は、本発明の実施の形態１に係る照射野の照射強度データに対応してＸ線ターゲット管アレイの照射野が強度変調される様子を説明する図である。図２に示すように、電力源１０８から所望の照射線量に対応する高エネルギーパルスｐ−１〜ｐ−ｎが出力されると、電子銃１０３より順次、高エネルギーパルスｐ−１〜ｐ−ｎに対応した電子ビームが照射され、Ｘ線ターゲット管アレイ１０５を構成するＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎの内壁に衝突して、Ｘ線ビームｘ−１〜ｘ−ｎを放射する。Ｘ線ビームｘ−１〜ｘ−ｎは、照射野の照射強度データ１１２に基づいて強度変調されたものとなる。
【００３１】
図１に示す第１偏向電磁石１０６および第２偏向電磁石１０７は、それぞれ平行平面の電磁石であって、第１偏向電磁石１０６は、高エネルギー電子ビームの進行方向をＸ線ターゲット管アレイ１０５の中の目標とするターゲット管の方向に曲げるように作用する。第２偏向電磁石１０７は、第１偏向電磁石で進行方向を曲げられた高エネルギー電子ビームを、目標とするＸ線ターゲット管の中心軸と平行になるように偏向する。
【００３２】
図３は、高エネルギー電子ビームの進行方向が偏向される様子を説明する図である。図３において、矩形領域１０６ａは、第１偏向電磁石１０６によって発生する磁界密度Ｂ1 の磁場であり、矩形領域１０７ａは、第２偏向電磁石１０７によって発生する磁界密度Ｂ2 の磁場を示す。磁場１０６ａの磁界の向きは、ＸＹ面に垂直なＺ軸の正方向（紙面の裏から表方向）になるように設定され、磁場１０７ａの磁界の向きはその反対方向（紙面の表から裏方向）に設定されている。
【００３３】
いま、電子銃１０３より放射された電子が、この磁束密度Ｂ1 の磁場のＰ0 （０，０）点に速度ｖで進入すると、（１）式で示されるローレンツ力が、電子に働く。
Ｆ＝ｅ［（ｖ×Ｂ1 ）］          （１）
その力の方向はＹ軸の正方向に向く。この力は、Ｚ成分がなく、ＸＹ平面に対し平行の方向に働く。このローレンツ力と電子の速度に伴う遠心力がバランスを保ち、電子は半径ｒ1 の円軌道上を等速運動する。すなわち、運動方程式は、
（ｍｖ2 ／ｒ1 ）＝ｅｖＢ1         （２）
になる。ここに、ｍは運動中の電子の質量、ｖは電子の速度、ｅは電子の電荷量である。電子が磁場１０６ａの端を横切る点の座標をＰ1 （ｌ1 ，ｄｌ1 ）とする。すなわち、電子は磁場１０６ａによって、ｙ軸方向にｄｌ1 偏移する。電子は、ｘ2 ＋（ｙ−ｒ1 ）2 ＝ｒ12 の式で表わされる円周上を運動するので、
ｌ1 2 ＋（ｄｌ1 −ｒ1 ）2 ＝ｒ12          （３）
が成立する。したがって
ｄｌ1 ＝ｒ1 ［１−｛１−（ｌ1 ／ｒ1 ）2 ｝1/2 ］        （４）
ただしｌ1 ≦ｒ1 の条件を保つ。
【００３４】
また、電子の速度が光速に近いので特殊相対性理論を適用し、（２）式から
【数１】
0004650642.tif 000002
（５）
を得る。ここで、ｍ0 は電子の静止質量、ｃは光の速度を表す。
また、電圧Ｖで加速された電子の速度ｖは、
【数２】
0004650642.tif 000003
（６）
で表わされる。
【００３５】
Ｐ1 点におけるＸ軸に対する電子の運動方向の偏向角度θ1 は、
２次曲線  ｘ2 ＋（ｙ−ｒ1 ）2 ＝ｒ12 のＰ1 点の接線から
【数３】
0004650642.tif 000004
（７）
になり、
θ1 ＝ｔａｎ-1［ｌ1 ／（ｒ1 −ｄｌ1 ）］          （８）
になる。
【００３６】
磁場のない領域では、電子の運動は、ＸＹ平面に平行な直線等速運動になるので、Ｐ1 （ｌ1 ，ｄｌ1 ）点を通過した電子は、直線方向に走行し、Ｐ2 点に到達する。ここで、Ｐ2 点の座標は、Ｐ2 （ｘ，ｙ）＝Ｐ2 （ｌ1 ＋Ｄ，ｄｌ1 ＋Ｄｔａｎθ1 ）である。ここに、Ｄは磁場１０６ａと磁場１０７ａの縁の間隔を表す。
【００３７】
Ｐ2 点に達した電子は、磁束密度Ｂ2 の磁場により、Ｃ2 点を中心とする半径ｒ2 の円軌道上を等速運動する。電子がＰ3 点に達した場合、Ｐ2 点よりＹ軸方向にｄｌ2 だけ偏移したとする。すなわち、電子がＰ3 点を通過するときのＸ軸からの偏移量（すなわちＹ座標の値）は、
ｄｌ＝ｄｌ1 ＋Ｄｔａｎθ1 ＋ｄｌ2                 （９）
になる。
【００３８】
また、Ｘ軸方向のＰ3 点とＣ2 点の差をΔｘとすると、
Ｐ2 点  Ｐ2 （ｘ，ｙ）＝Ｐ2 （ｌ1 ＋Ｄ，ｄｌ1 ＋Ｄｔａｎθ1 ）と、
Ｐ3 点  Ｐ3 （ｘ，ｙ）＝Ｐ3 （ｌ1 ＋Ｄ＋ｌ2 −Δｘ，ｄｌ1 ＋Ｄｔａｎθ1 ＋ｄｌ2 ）が、半径ｒ2 の円軌道上に位置するので、磁束密度Ｂ2 による電子の偏移量ｄｌ2 は、（１０）式で表わすことができる。
【数４】
0004650642.tif 000005
（１０）
よって、電子がＰ3 点を通過するときのＸ軸からの偏移量ｄｌは（９）式と（１０）式より
【数５】
0004650642.tif 000006
（１１）
となる。ここで、
【数６】
0004650642.tif 000007
（１２）
である。
【００３９】
電子はＰ3 点を通過した後は、磁界の影響を受けないので、そのまま直進し、ｘ線ターゲット面上のＰ4 点に到達する。Ｐ3 点の接線の勾配は、
【数７】
0004650642.tif 000008
（１３）
よって
【数８】
0004650642.tif 000009
（１４）
Δｘ＝０のとき、つまりＰ3 点が円の中心Ｃ2 点と同じＸ座標上にある場合は、円軌道上のＰ3 点における接線は、θ2 ＝０となり、Ｘ軸と平行になる。すなわち、電子銃１０３において電子を加速する電圧と第１偏向電磁石１０６および第２偏向電磁石１０７の磁束密度を制御することにより、ターゲット管１０４−１から１０４−ｎの各々の中心軸に対して平行に高速の電子を入射させることができる。
【００４０】
図４は、本発明の実施の形態１に係るＸ線ターゲット管を示す図である。図４に示すようにＸ線ターゲット管１０４は、本出願人が出願し、特許第３７９５０２８号によって特許登録されたＸ線発生装置であり、Ｘ線ターゲット管本体１２１とカバー管１２２などから構成される。Ｘ線ターゲット管本体１２１は、原子量が大きく、高融点で化学的に安定性が高く熱放射性に優れた金属、例えばＡｕ，Ｗ，ＭＯ，Ｐｔ，Ｒｅなどを材料として形成される。
【００４１】
Ｘ線ターゲット管本体１２１は、入口開口部１２３の直径が１ｍｍ、出口開口部１２４の直径が０．５ｍｍ、長さが１００ｍｍであるきわめて細い円錐台の形状を有し、高エネルギー電子ビームが内壁面に衝突したことによりＸ線を放射する。
【００４２】
電子銃１０３が照射する高エネルギー電子ビームは、外径がほぼ入口開口部１２３に等しく、内径がほぼ出口開口部１２４に等しい内部が中空のドーナッツ状の形状をしており、入射した高エネルギー電子ビームのほとんど全てがＸ線ターゲット管本体１２１の内壁に衝突してＸ線を発生する。Ｘ線ターゲット管本体１２１の内壁の勾配は、１００ｍｍで０．２５ｍｍ狭くなることから０．１４３２３９度であり、衝突によって発生したＸ線は全反射され、出口開口部１２４から放射角度のきわめて小さいＸ線として放射される。
【００４３】
Ｘ線ターゲット管本体１２１の外側は、カバー管１２２で覆われ、Ｘ線ターゲット管本体１２１とカバー管１２２には、高エネルギー電子ビームが衝突したことにより発生するガスを逃すための孔１２５が設けられ、高エネルギー電子ビームの衝突により発生する熱を外部に散逸させる放熱板（図示しない）などを取り付けて強制空冷または水冷などを行う。
【００４４】
図５は、本発明の実施の形態１に係るＸ線ターゲット管の照射野における線量分布を示す図である。図５に示すように、Ｘ線ターゲット管１０４の照射野Ｆｉの形状は、その出口開口部１２４から５０ｃｍに想定された病巣部においてほぼ円形であり、Ｘ線の強度は照射野の中央付近においてほぼ一定であるが、照射野の周辺になると急激に弱まってゼロとなる。Ｘ線ターゲット管１０４の照射野Ｆｉの中でＸ線の強度が最大値の半分の値になる場所、すなわち１／２値幅の照射野Ｆｈｉは、直径がほぼ１ｍｍの円となる。
【００４５】
図６は、本発明の実施の形態１に係るＸ線ターゲット管アレイの照射野について説明する図であり、図６（ａ）は、Ｘ線ターゲット管アレイ１０５の照射野とそれを構成する各Ｘ線ターゲット管１０４の照射野の関係について説明する図であり、図６（ｂ）は、各Ｘ線ターゲット管から同じ強さのＸ線が放射されたときの線量分布を示す図である。
【００４６】
図６（ａ）に示すように、Ｘ線ターゲット管アレイ１０５は、Ｘ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎのそれぞれの１／２値幅の照射野Ｆｈ１〜Ｆｈｎが、Ｘ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎの出口開口部１２４から所定の距離、例えば５０ｃｍに想定された患者の仮想病巣部において隙間なく隣接して形成されるように、単列に並べて構成される。詳しく言えば、Ｘ線ターゲット管１０４ｉの１／２値幅の照射野Ｆｈｉが左右で隣り合うＸ線ターゲット管１０４ｉ＋１の１／２値幅の照射野Ｆｈｉ＋１およびＸ線ターゲット管１０４ｉ−１の１／２値幅の照射野Ｆｈｉ−１と接するようにＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎを並べて構成される。このように、Ｘ線ターゲット管アレイ１０５の照射野としては、Ｘ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎの照射野Ｆ１〜Ｆｎを集合したものとなる。したがって、図６（ｂ）に示すように、各Ｘ線ターゲットから照射される強度が同じ場合は、照射野全体としてほぼ均等なＸ線照射強度が得られる。
【００４７】
例として、５０ｍｍ×５０ｍｍの領域まで照射可能なＸ線ターゲット管アレイを構成する場合は、一本のＸ線ターゲット管の出口開口部から５０ｃｍの距離における１／２値幅の照射野を直径１ｍｍの円とした場合、５０本のＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−５０によって形成される。５０本のＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−５０を単列に並べることで、１ｍｍ×５０ｍｍの細長い矩形の照射野が形成される。この照射野を照射後１ｍｍずつ平行移動することを繰り返すことによって５０ｍｍ×５０ｍｍの照射野を形成することができる。照射野の平行移動に際しては、Ｘ線ターゲットアレイを移動する場合と被照射体を移動する場合が考えられる。
【００４８】
図７は、本発明の実施の形態１に係る治療野の照射強度データおよび照射野の照射強度データについて説明する図である。ＩＭＲＴにおいては、病巣部の治療に必要な線量と周辺の正常な細胞の許容線量を考慮した理想的な線量分布を最初に設定し、照射野の形状や照射方向および分割された各々の照射野の線量強度などを治療計画データとして治療装置に入力する。図７（ａ）において、１７１は病巣部をある方向から見たときの治療に必要な２次元の線量強度分布を示す。図７（ｂ）は、病巣部の２次元線量強度分布１７１に基づいて作成された治療野の照射強度データ１１３を示し、治療野の照射強度データ１１３は、Ｘ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎ毎の照射強度データ１１２（ｉ，ｊ）に細分化される。
【００４９】
図８は、本発明の実施の形態１に係るＸ線発生装置を取り付けたＸ線治療装置の構成例を示す斜視図である。図８に示すように、Ｘ線治療装置１８１は、Ｏ型アーム１８２の頂上、右斜め上、右斜め下、左斜め上、および左斜め下の５箇所にＸ線発生装置１０１−１〜１０１−５を取り付け、Ｏ型アーム１８２の内側にあって患者を載せる治療台１８３と、治療台１８３を水平方向に移動させる移動装置１８４と、Ｘ線発生装置１０１−１〜１０１−５および移動装置１８４の動作を制御する制御装置１８５と、を備える。
【００５０】
Ｘ線発生装置１０１−１〜１０１−５は、Ｘ線の照射口を治療台１８３に固定された患者の病巣部に向けて取り付けられており、制御装置１８５には、治療制御プログラム１８６、照射制御プログラム、治療野の照射強度データおよび照射野の照射強度データなどが格納されている。Ｘ線治療装置は、治療制御プログラム１８６等の実行に応じて、治療台１８３を１ｍｍづつ移動させながら、５つのＸ線発生装置１０１−１〜１０１−５からＸ線を同時に照射し、Ｘ線治療を実施する。
【００５１】
図９は、本発明の実施の形態１に係るＸ線発生装置の照射制御プログラムの処理手順を示すフローチャートである。照射制御プログラム１１１は、治療野の照射強度データ１１３に定められる照射線量に従ってＸ線の照射処理を行う。図９のフローチャートの説明においては、図７（ｂ）の治療野の照射強度データ１１３を構成する照射強度データ１１２の数をｍ個、Ｘ線ターゲット管アレイ１０５を構成するＸ線ターゲット管１０４の本数をｎ本とし、Ｘ線ターゲット管１０４の番号をｉ、照射野の照射強度データ１１２の番号をｊとして説明する。また、Ｘ線照射の順序としては、照射強度データ１１２（１，１）から開始して、１１２（ｎ，１）まで実行し、次に治療台１８３を１ｍｍ移動させて、１１２（１，２）から１１２（ｎ，２）まで実行する。以降同じシーケンスを繰り返して、１１２（ｎ，ｍ）まで実行する場合を説明する。
【００５２】
図９に示すように、初めに、治療野の照射強度データ１１３の中でｊ＝１列目の照射野の照射強度データ１１２に従って、ｉ＝１番目のＸ線ターゲット管１０４−１から１０４−ｎまで順番にＸ線を照射するように、ｊ＝１、ｉ＝１を設定する。
【００５３】
電子銃１０３から照射される高エネルギー電子ビームがＸ線ターゲット管アレイ１０５を構成するｉ番目のＸ線ターゲット管１０４−ｉの入口開口部１２３方向に向くように第１偏向電磁石１０６を励磁し、さらに第１偏向電磁石１０６で偏向された電子ビームがＸ線ターゲット管１０４−ｉの中心軸に対して平行に進入するように第１偏向電磁石１０６と逆相の励磁電流によって第２偏向電磁石１０７を励磁する。
【００５４】
ｊ列目の照射野の照射強度データ１１２において、ｉ番目のＸ線ターゲット管１０４−ｉに設定された照射線量に従って高エネルギーパルスの幅を設定し、適当なタイミングを取って高エネルギーパルスを出力する。この結果、Ｘ線ターゲット管１０４−ｉより、所望の強度をもったＸ線が病巣部に照射される。この一連の動作は、図８のＸ線発生装置１０１−１〜１０１−５において同じである。
【００５５】
高エネルギーパルス出力後、ｉ＝ｎかどうかの判断を行い、まだｎ番目でなければ、ｉ＝ｉ＋１として、上記の電磁石の励磁、高エネルギーパルスの出力条件設定とパルス出力を繰り返す。ｉ＝ｎであれば、次にｊ＝ｍかどうかの判断を行い、ｊ≠ｍであれば、ｊ＝ｊ＋１として照射野の照射強度データ１１２のｊ＋１列目の実行に移る。
【００５６】
まず、治療台１８３を１ｍｍ移動し、Ｘ線ターゲット管１０４−１をセットする。以降、ｉ＝ｎになるまで、電磁石の励磁、高エネルギーパルスの出力条件設定、パルス出力を繰り返す。以上のシーケンスは、ｉ＝ｎ、ｊ＝ｍまで繰り返される。
【００５７】
図１０は、本発明の実施の形態１に係る制御装置の治療実行プログラムの処理手順を示すフローチャートである。図１０に示すように、まず、Ｘ線発生装置１０１−１〜１０１−５及び各部の初期設定を行い、照射制御プログラム１１１のｉ、ｊの設定値に従い治療台の位置を設定する。以降、照射制御プログラム１１１に従ってＸ線治療が実行される。一照射毎にＸ線発生装置１０１−１〜１０１−５の照射制御プログラムの実行が完了したかどうか判断を行い、まだプログラムの実行が完了していなければ、シーケンスを継続し、もし、すべてのＸ線発生装置の照射制御プログラムの実行が完了している場合は、治療を終了する。
【００５８】
図１１は、本発明の実施の形態１に係るＸ線発生装置をガントリに取り付けた他のＸ線治療装置の例を示す斜視図である。図１１に示すように、Ｘ線治療装置１９１は、従来の放射線治療装置に用いられるガントリ１９２の照射ヘッド１９３にＸ線発生装置１０１を取り付けたものであり、患者を載せる治療台１９４と、治療台１９４を水平方向に移動させる移動装置１９５と、Ｘ線発生装置１０１および移動装置１９５に接続されてＸ線治療を実施する制御装置１９６と、を備える。
【００５９】
Ｘ線治療装置１９１は、従来のＩＭＲＴと同様に、病巣部のアイソセンタを中心に患者を載せた治療台１９４の周りにガントリ１９２を回転させ、治療台１９４を移動装置１９５によってＸ線発生装置１０１のＸ線ターゲット管アレイ１０５に対して垂直に平行移動させながらＸ線発生装置１０１からＸ線を照射する。
【００６０】
治療野の照射強度データ１１３は、患者の病巣部の治療に必要とする２次元の線量分布１７１をガントリ１９２の回転角度に合わせて分割したもので、ガントリ１９２の回転角度毎に治療野の照射強度データ１１３が設定されていて照射線量のＸ線を照射しながら、治療台１９４は移動装置１９５によってＸ線発生装置１０１に対して１ｍｍずつ平行移動する。
【００６１】
以上、詳細に説明したように、実施の形態１によれば、Ｘ線発生装置１０１に、高エネルギーパルスを出力する電力源１０８と、高エネルギーパルスにより高エネルギー電子ビームを照射する電子銃１０３と、高エネルギー電子ビームの衝突によりＸ線を放射するＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎの照射野Ｆ１〜Ｆｎが連続するようにＸ線ターゲット管を複数本束ねて構成したＸ線ターゲット管アレイ１０５と、高エネルギー電子ビームがＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎの中心軸と平行に入射するように高エネルギー電子ビームの進行方向を変えてＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎに順番に入射させる第１偏向電磁石１０６および第２偏向電磁石１０７と、患者の病巣部において所定の線量分布が得られるように、高エネルギー電子ビームが照射されるＸ線ターゲット管１０４−ｉごとに照射強度を設定した治療野の照射強度データ１１３と、治療野の照射強度データ１１３に設定された照射強度に従って電力源１０８が出力する高エネルギーパルスの幅を設定し、そのパルスを出力するタイミングとＸ線ターゲット管１０４−ｉの位置に合わせた励磁電流を供給して第１偏向電磁石１０６および第２偏向電磁石１０７を励磁させるタイミングとを同期させる照射制御プログラム１１１とを備えて、病巣部の各部位の治療に必要なＸ線量に対応した強度変調されたＸ線量分布を得ることができる。
【００６２】
実施の形態１によると、Ｘ線ターゲット管アレイ１０５において高エネルギー電子ビームの衝突によりＸ線を放射するＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎをＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎの照射野Ｆ１〜Ｆｎが患者の病巣部において連続するように複数本束ねて照射野を形成するので、Ｘ線ターゲット管アレイ１０５において連続する照射野が得られる。
【００６３】
実施の形態１によると、Ｘ線ターゲット管アレイ１０５において高エネルギー電子ビームの衝突によりＸ線を放射するＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎをＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎの１／２値幅の照射野Ｆｈ１〜Ｆｈｎが患者の病巣部において連続するように複数本束ねて１／２値幅の照射野を形成するので、Ｘ線ターゲット管アレイ１０５の照射野において均等な照射強度が得られる。
【００６４】
実施の形態１のＸ線ターゲット管アレイ１０５では、照射野の照射強度データ１１２においてＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎに定められた照射線量に従って幅を変えた高エネルギーパルスｐ−１〜ｐ−ｎが出力され、電子銃１０３から照射野の照射強度データ１１２においてＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎに定められた照射線量に従って照射強度の異なる高エネルギー電子ビームが照射され、それがＸ線ターゲット管アレイ１０５を構成するＸ線ターゲット管１０４−１〜１０４−ｎの内壁に衝突してＸ線ビームｘ−１〜ｘ−ｎを放射するため、マルチリーフコリメータを使用して複数回のＸ線照射を繰り返すことなく、速やかに治療に必要とされる２次元の線量分布を得ることができる。
【００６５】
実施の形態１では、従来のようにマルチリーフコリメータを使用しないので、Ｘ線照射のためにマルチリーフコリメータを調整する必要がなく、治療に要する時間を短縮することができる。これによって、患者の負担を軽減することができる。
【００６６】
（実施の形態２）
次に、本発明の実施の形態２に係るＸ線発生装置について説明する。図１２（ａ）は、本発明の実施形態２に係るＸ線発生装置の構成を示す図である。実施の形態１と共通部分については、同じ番号で示す。本実施の形態２に係るＸ線発生装置の特徴は、Ｘ線ターゲット管アレイ２０５が図１２（ｂ）に示すようにＸ線ターゲット管１０４をマトリックス状に配列して構成され、このＸ線ターゲット管アレイ２０５に高エネルギー電子ビームをスキャンしながら照射すること、さらに、Ｘ線ターゲット管アレイ２０５の入口開口部面の形状を放射状にすることによって、偏向電磁石２０６によって偏向された高エネルギー電子ビームがＸ線ターゲット管アレイ２０５の各Ｘ線ターゲット管１０４（ｉ，ｊ）の中心軸に対して並行に入射できるようにしたことである。この構成によって、例えば、出口開口部から５０ｃｍ離れた位置でＸ線ターゲット管アレイ１０５の照射野を５０ｍｍ×５０ｍｍのように放射状に形成することができる。この実施の形態２に係るＸ線発生装置を実現するために、実施の形態１に係るＸ線発生装置において、高エネルギー電子ビームの進行方向を１次元的に偏向する第１偏向電磁石１０６と第２偏向電磁石１０７に替えて、２次元的な偏向が可能な４極電磁石２０６を配置する。
【００６７】
図１３は、高エネルギー電子ビームを２次元方向に偏向する４極電磁石を電子ビームの進行方向（Ｚ軸方向）に垂直な面（Ｘ−Ｙ軸面）で切断した断面図である。図１３において、４個の磁心１３１ａ〜１３１ｄとそれぞれの磁心に巻かれた励磁コイル１３２ａ〜１３２ｄで構成され、コイルに励磁電流を流すことで図１３中の点線矢印で示した方向に磁場が発生する。磁界の方向は、励磁電流の極性を反転することで、逆方向に設定することができる。
【００６８】
図１３において、高エネルギー電子ビームがＺ軸方向（紙面の表から裏へ）に入射してきた場合、ローレンツ力は実線矢印の方向に働く。したがって、励磁電流の大きさと極性を制御することによって、Ｘ−Ｙ軸面の任意の方向に電子の進路を偏向することができる。
【００６９】
４極電磁石の磁界を通過した電子は、直進してＸ線ターゲット管アレイ２０５の入口開口部面に到達する。Ｘ線ターゲット管１０４（ｉ，ｊ）は図１２（ｂ）に示すように、マトリックス状に配列されており、さらにその入口開口面は、偏向された後、直進してきた電子が、Ｘ線ターゲット管１０４（ｉ，ｊ）の中心軸に対して水平に入射するように放射状に配置されている。したがって、Ｘ線ターゲット管アレイ２０５から放射されるＸ線は放射状に照射され、図１４に示すように面状の照射野を形成する。
【００７０】
Ｘ線ターゲット管アレイ２０５の照射野を構成する各ターゲット管１０４（ｉ，ｊ）の照射野は、実施の形態１の場合と同様に１／２値幅が隣接するように形成される。実施の形態２においては、Ｘ線ターゲット管１０４（ｉ，ｊ）の照射はマトリックス状に隣接するので、その隣接のしかたとして、図１４（ａ）に示すように照射野の１／２値幅が４か所で接する場合と図１４（ｂ）に示すように６か所で接する場合などが考えられる。
【００７１】
例えば、Ｘ線ターゲット管アレイ２０５の出口開口部から５０ｃｍの位置に５０ｍｍ×５０ｍｍの照射野を形成する場合は、Ｘ線ターゲット管１０４の１／２値幅の直径を１ｍｍとし、隣接するＸ線ターゲット管と４か所で接するような配置とする場合、Ｘ線ターゲット管アレイ１０５は、２５０本のＸ線ターゲット管で構成される。各Ｘ線ターゲット管１０４（ｉ，ｊ）の照射強度は、実施の形態１と同様に、予め設定された照射野の照射強度データ１１２に基づく。
【００７２】
照射する場合のスキャンの方向としては、照射野の中心部から外側方向へ向かってスキャンする形態と照射野の外周から始めて、中心部へ向かってスキャンする形態及び一方の隅から他方の隅へ向かって行または列方向にスキャンする形態など、その使用状況に応じて選択することができる。
【００７３】
以上説明したように、実施の形態２によれば、Ｘ線ターゲット管アレイを放射状に配列するので、その照射野を面状に広く形成することができる。従って、Ｘ線発生装置または患者を載せた治療台を移動させることなく、実施の形態１に係るＸ線治療装置よりもさらに治療時間を短縮することができ、ＩＭＲＴに好適なＸ線治療装置を提供することができる。
【産業上の利用可能性】
【００７４】
本発明に係るＸ線発生装置およびそれを用いたＸ線治療装置は、医療の分野においては、ＩＭＲＴに好適なＸ線治療装置に利用することが可能である。本発明に係るＸ線発生装置は、工業の分野においては、非破壊検査装置やＸ線分析装置に利用することができる。
【図面の簡単な説明】
【００７５】
【図１】本発明の実施の形態１に係るＸ線発生装置の構成図である。
【図２】本発明の実施の形態１に係る照射野の照射強度データに従ってＸ線ターゲット管アレイの照射野が強度変調される様子を説明する図である。
【図３】本発明の実施の形態１に係る偏向電磁石による電子ビームの偏向を説明する図である。
【図４】本発明の実施の形態１に係るＸ線ターゲット管の構成図である。
【図５】本発明の実施の形態１に係るＸ線ターゲット管の照射野について説明する図である。
【図６】本発明の実施の形態１に係るＸ線ターゲット管アレイの照射野について説明する図である。
【図７】本発明の実施の形態１に係る治療野の照射強度データと照射野の照射強度データについて説明する図である。
【図８】本発明の実施の形態１に係るＸ線発生装置を取り付けたＸ線治療装置の構成例を示す斜視図である。
【図９】本発明の実施の形態１に係るＸ線発生装置の照射制御プログラムの処理手順を示すフローチャートである。
【図１０】本発明の実施の形態１に係る制御装置の治療実行プログラムの処理手順を示すフローチャートである。
【図１１】本発明の実施の形態１に係るＸ線発生装置をガントリに取り付けた他のＸ線治療装置の例を示す斜視図である。
【図１２】本発明の実施の形態２に係るＸ線発生装置の構成図である。
【図１３】本発明の実施の形態２に係る４極電磁石を電子ビームの進行方向に垂直な面で切断した断面図である。
【図１４】本発明の実施の形態２に係るＸ線ターゲットアレイの照射野について説明する図である。
【図１５】従来の強度変調アーク療法の様子を示す斜視図である。
【符号の説明】
【００７６】
１１  ガントリ
１２  マルチリーフコリメータ制御装置
１３  マルチリーフコリメータ
１０１  Ｘ線発生装置
１０２  真空容器
１０３  電子源
１０４  Ｘ線ターゲット管
１０５  Ｘ線ターゲット管アレイ
１０６  偏向電磁石
１０７  偏向電磁石
１０８  電力源
１０９  コントローラ
１１０  マイクロ波源
１１１  照射制御プログラム
１１２  照射野の照射強度データ
１１３  治療野の照射強度データ
１８１  Ｘ線治療装置
１８２  Ｏ型アーム
１８３  治療台
１８４  移動装置
１８５  制御装置
１８６  治療制御プログラム
１９１  Ｘ線治療装置
１９２  ガントリ
１９３  照射ヘッド
１９４  治療台
１９５  移動装置
１９６  制御装置
２０５  Ｘ線ターゲットアレイ
２０６  偏向電磁石
【図１】
0004650642.tif 000010
【図２】
0004650642.tif 000011
【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
0004650642.tif 000016
【図８】
0004650642.tif 000017
【図９】
0004650642.tif 000018
【図１０】
0004650642.tif 000019
【図１１】
0004650642.tif 000020
【図１２】
0004650642.tif 000021
【図１３】
0004650642.tif 000022
【図１４】
0004650642.tif 000023
【図１５】
0004650642.tif 000024