(57)【要約】線形加速器及びこの線形加速器に一端部が電磁気的に接続されるヘッド内導波管部を有する照射ヘッド（２２０）と、この照射ヘッドを予め定めた第１球面座標上で支持し且つ移動させる支持移動機構（２１０）と、前記照射ヘッドに供給すべきマイクロ波を発生する、静止位置に配置されるマイクロ波発振器（２３０）と、一端部が前記マイクロ波発振器に電磁気的に接続され、他端部が前記支持移動機構上に位置する固定導波管部（２４０）と、一端部が前記支持移動機構上に位置する前記固定導波管部の他端部に電磁気的に接続される移動導波管部（２５０）とを具備する放射線治療装置。
2003018131.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
線形加速器及びこの線形加速器に一端部が電磁気的に接続されるヘッド内導波管部を有する照射ヘッドと、
この照射ヘッドを予め定めた第１球面座標上で支持し且つ移動させる支持移動機構と、
前記照射ヘッドに供給すべきマイクロ波を発生する、静止位置に配置されるマイクロ波発振器と、
一端部が前記マイクロ波発振器に電磁気的に接続され、他端部が前記支持移動機構上に位置する固定導波管部と、
一端部が前記支持移動機構上に位置する前記固定導波管部の他端部に電磁気的に接続され、他端部が前記ヘッド内導波管部の他端部に電磁気的に接続される移動導波管部と
を具備する放射線治療装置。
【請求項２】
前記移動導波管部は前記第１球面座標に従う第２球面座標で移動する手段を備える請求項１の放射線治療装置。
【請求項３】
前記ヘッド内導波管部、前記固定導波管部及び前記移動導波管部は、導波管及びロータリＲＦカプラを含む請求項１の放射線治療装置。
【請求項４】
前記移動導波管部は、前記照射ヘッドの移動に従って開閉動作する導波管及びロータリＲＦカプラを含むパンタグラフ機構を備える請求項１の放射線治療装置。
【請求項５】
前記パンタグラフ機構は、前記照射ヘッドからの治療用放射線が照射される患者から離れる方向に閉じる手段を備える請求項４の放射線治療装置。
【請求項６】
前記固定導波管部は、治療室の天井及び壁に沿って配置される請求項５の放射線治療装置。
【請求項７】
前記ヘッド内導波管部及び前記固定導波管部のうち少なくとも一つは、ベンド導波管を含む請求項１の放射線治療装置。
【請求項８】
前記ヘッド内導波管部及び前記固定導波管部のうち少なくとも一つは、フレキシブル導波管を含む請求項１の放射線治療装置。
【請求項９】
前記ロータリＲＦカプラは、一端側に導波管が接続される第１筒体と、この第１筒体と同一の軸芯を持ち前記第１筒体の他端側に一端側が回転可能に組み合わされ且つ他端側に別の導波管が接続される第２筒体とを含む請求項３の放射線治療装置。
【請求項１０】
前記ロータリＲＦカプラは、内部の真空及び封入ガスのうち少なくとも一方をシールする磁気シールを含む請求項３の放射線治療装置。
【請求項１１】
前記照射ヘッドは、少なくとも直行２方向に首振りさせるジンバル機構を具備する請求項１の放射線治療装置。
【請求項１２】
前記照射ヘッドをアイソセンタを中心に回転させるアイソセントリック回転機構と、
前記アイソセントリック回転機構により前記照射ヘッドを所定角回転した位置で前記照射ヘッドの首振りを行う疑似ノンアイソセントリック回転機構と、
を更に具備する請求項１の放射線治療装置。
【発明の詳細な説明】
技術分野
本発明は、腫瘍部を定位多軌道照射法により放射線治療する等に好適な放射線治療装置に関する。
背景技術
放射線治療法の一つに、患部に対し多方向から放射線を集中照射して治療効果を上げると共に患部の周囲組織は被曝量が最小限に抑制され得る定位多軌道照射法がある。
この定位多軌道照射法は、原発性良性脳腫瘍部、大きさが３ｃｍ以下の単発の転移性脳腫瘍部、手術が難しい頭蓋底転移のような脳内の小病変部、動脈奇形部又は静脈奇形部等の如き患部の治療に有効とされている。
かかる定位多軌道照射法が実施可能な放射線治療装置として、従来、位置決め手段を用いて照射ヘッドを患部に対して位置合せした後に放射線を照射するものが知られているが、医者又は補助者が照射野を直接見て病巣の位置を確認した上で放射線を照射するものではないので、放射線の高精度照射は望めない。
これに対し、特表平６−５０２３３０号公報及び特表平８−５０４３４７号公報には、Ｘ線ＣＴ装置の回転ドラム内にリニアアクセラレータを組込むことで、放射線治療装置をＸ線ＣＴ装置と組み合わせた構成が開示されている。この構成では照射野の画像を確認しながら放射線の照射を行うことが可能である。
しかし、これらの装置は、リニアアクセラレータをＸ線ＣＴ装置の回転ドラム内に組み込んだ構造であることから、１回転軸周りの照射に止まると共にアイソセントリック照射のみに限られている。
発明の開示
本発明の目的は、優れた治療性能を有する放射線治療装置を提供することにある。
上記目的を達成するために本発明は、線形加速器及びこの線形加速器に一端部が電磁気的に接続されるヘッド内導波管部を有する照射ヘッドと、
この照射ヘッドを予め定めた第１球面座標上で支持し且つ移動させる支持移動機構と、
前記照射ヘッドに供給すべきマイクロ波電力を発生する、静止部に配置されるマイクロ波発振器と、
一端部が前記マイクロ波発振器に電磁気的に接続され、他端部が前記支持移動機構上に位置する固定導波管部と、
一端部が前記支持移動機構上に位置する前記固定導波管部の他端部に電磁気的に接続され、他端部が前記ヘッド内導波管部の他端部に電磁気的に接続される移動導波管部と
を具備する放射線治療装置、である。
発明を実施するための最良の態様
（第１実施形態）
図１〜図３に示すように、本実施形態に係る放射線治療装置６−１は、患者４を載置する天板８を有する寝台７と、患者４に設定され得る照射野５に治療用放射線を照射する照射ヘッド１０と、患部である照射野５の断層画像を取得するＸ線ＣＴ装置３０とを備える。
図１において、天板８は、寝台７に内蔵された図示しないＸ−Ｙ駆動機構により寝台長手方向（Ｘ軸方向）と、寝台幅方向（Ｙ軸方向）と、寝台上下方向（Ｚ軸方向）との３軸方向に移動可能である。また、天板８は図示しないＴＶカメラの撮影画像に基づいて患者４の照射野５がアイソセンタ５ａに位置するように、図示しないコンピュータシステムにより位置制御されるようになっている。さらに、天板８は、画像取得装置であるＸ線ＣＴ装置３０又はＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置等に適合した材質及び形状が選定されている。符号３ｂは、Ｘ線ＣＴ装置３０による画像取得用Ｘ線（画像取得用放射線）である。符号２０は、Ｘ線ＣＴ装置３０を図示Ｋ１方向に傾斜させる傾斜機構である。
ここに、患者４は、天板８の寝台長手方向に体軸が沿うように天板８上に載置される。また、Ｘ軸及びＹ軸方向は水平方向であり、Ｚ軸方向は垂直方向である。
照射ヘッド１０は、周回移動機構６８及び首振り機構６９を介して略半円弧状アーチ型ガイドレール９に可動に支持され、治療用放射線３ａを照射する。この周回移動機構６８及び首振り機構６９により、照射ヘッド１０は、アイソセンタ５ａを中心とする１／２球の範囲内で任意の照射位置に位置決めされる。
周回移動機構６８は、図２に示すように、照射ヘッド１０をガイドレール９に沿って周回移動（Ｈ１）させるものであり、ラック・アンド・ピニオン方式やベルト方式を採用することができる。また、照射ヘッド１０には、導波管系１１，１５の第４の関節部１６が連結されている。尚、照射ヘッド１０は、詳細は後述する図４に示すように、照射ヘッド１０は、導波管系１１を構成する導波管路５０，５１，５２を介してクライストロンの如きマイクロ波発振器７０に電磁気的に接続されている。首振り機構６９は、図２に示すように照射ヘッド１０をガイドレール９上にて第４関節部１６まわりに首振り（Ｈ２）させる。なお、照射ヘッド１０は、全長が８００〜１０００ｍｍ、外寸が３００〜５００ｍｍである。
ガイドレール９は、図２及び図３に示すように天板８より上半分の円弧状をなす半円リングからなり、天板８を幅方向に跨ぐように設けられている。このガイドレール９は、傾動機構及び一対のシリンダ機構２８により可動に支持されている。傾動機構は、ガイドレール９を図２の傾動軸２６まわりに０°〜１８０°の範囲内で図１に示すように傾動する（Ｇ１）。ガイドレール９は、例えばステンレス鋼のように剛性の大きい材料でつくられ、幅が２００〜４００ｍｍ、厚みが２０〜５０ｍｍ、アイソセンタ５ａからの半径が８００〜１０００ｍｍである。
一対のシリンダ機構２８は、図２に示すようにガイドレール９の左右両下端部をそれぞれ支持し、ガイドレール９をＺ軸方向に昇降（Ｇ２）させる。なお、両シリンダ機構２８は動作が同期するように位置制御手段であるコンピュータ６２により制御されている。
上述したように、本実施形態では、ガイドレール９の傾動（Ｇ１）と、照射ヘッド１０の周回移動（Ｈ１）とにより、照射ヘッド１０は、アイソセンタ５ａを中心とする１／２球上でアイソセントリックな動きが可能になる。また、ガイドレール９の昇降（Ｇ２）と照射ヘッド１０の首振り（Ｈ２）とにより、照射ヘッド１０は、アイソセンタ５ａを中心とする１／２球から外れた位置でノンアイソセントリックな動きが可能となる。
Ｘ線ＣＴ装置３０は、ドーナツ状真空槽を備え、当該真空槽内に、同心円上配置した多数のＸ線発生ユニットを内蔵している。ここに、真空槽は中央開口を有し、該開口は診断用スペースに用いられる。すなわち、診断用スペースに患者４が天板８と共に出し入れされる。
本実施形態のＸ線ＣＴ装置３０は非磁気型画像取得装置である。本実施形態のＸ線ＣＴ装置３０は、Ｘ線源及び検出器が静止している所謂第５世代の装置であり、詳細は後述する。なお、本実施形態のＸ線ＣＴ装置３０に代えて、Ｘ線源及び検出器が回転する第３世代のＸ線ＣＴ装置、Ｘ線源が回転し検出器が静止している第４世代のＸ線ＣＴ装置等も使用することができる。
本実施形態のＸ線ＣＴ装置３０は、図１に示す画像取得装置傾射機構２０により例えばＺ軸に対して２０°〜３０°の傾斜した姿勢で支持され得る。傾斜機構２０を駆動させると、Ｘ線ＣＴ装置３０は傾動（Ｋ１）し、画像取得用Ｘ線３ｂの照射角が変えられるようになっている。なお、Ｘ線ＣＴ装置３０とガイドレール９は機械的に密に結合されており、共通の座標基準を有するが、Ｘ線ＣＴ装置３０は、ガイドレール９及び照射ヘッド１０が干渉しないように制御される。画像取得装置としてＸ線ＣＴ装置３０に代えてＸ線透視装置を用いる場合は、分解能やコントラストがＸ線ＣＴ装置３０より劣るので、例えば小型金プレートを照射野の付近に埋め込んで、該プレートを透視画像に写し込む。これにより、プレートの画像をマーカとし、該マーカを基準に照射野を標識することにより、位置決めの精度を確保することができる。
なお、画像取得装置としては、上述したＸ線ＣＴ装置やＸ線透視装置の他に、ＰＥＴを採用することができる。さらに、磁気型画像取得装置としてＭＲＩ装置も採用することができる。
図１に示すＳＡＤ（Ｓｏｕｒｃｅ  Ａｘｉｓ  Ｄｉｓｔａｎｃｅ）は、アイソセンタ５ａから照射ヘッド１０内のターゲット１１０（図４参照）までの距離に相当するものである。本実施形態ではＳＡＤを８０ｃｍに設定している。
また、本実施形態では、図２に示すように、アイソセンタ５ａからノンアイソセンタ５ｂへのシフト量ＤＶ１と、下式とをコンピュータ６２により位置決め演算し、該演算結果に従ってノンアイソセンタ５ｂに対しＸ線を照射を行う際のガイドレール９の駆動（Ｇ１，Ｇ２）及び照射ヘッド１０の駆動（Ｈ１，Ｈ２）を制御する。
Ｈ１＝θ１      …（１）
Ｈ２＝θ１−ａｒｃｔａｎ（（ｒ  ｓｉｎθ１−ＤＶ１）／（ｒ  ｃｏｓθ１））              …（２）
Ｇ１＝０        …（３）
Ｇ２＝ｚ        …（４）
但し、
θ１：ガイドレール９のアイソセンタ垂直軸方向からの回転角
ｒ：ガイドレール９の曲率半径
ｚ：アイソセンタ５ａから垂直方向ずれ量
図２において、導波管系１１の関節部１４ａ〜１４ｃ，１６は、加速用マイクロ波を軸回転で伝えるロータリＲＦカプラ５０を内部に有する。
また、図５に示すように、導波管系１１の中には、導波管５１，５２が設けられ、該導波管５１，５２は、関節部１４ａ〜１４ｃ内のロータリＲＦカプラ５０により電磁気的に連通している。
さらに、図６に示すように、ロータリＲＦカプラ５０は、フランジ継手５３，５４により導波管５１，５２の各々に接続されている。なお、符号５５ａ，５５ｂは、導波管５１，５２の導波路である。
また、図７に示すように、導波管５１，５２の導波路５５ａ，５５ｂは、ロータリＲＦカプラ５０の回転部材５６，５７に取り囲まれた回転スペースに連通し、該回転スペースに電界（ベクトル又はモード）が形成され、マイクロ波が伝播する。なお、図中にて符号５８は軸受を示し、符号５９はλ／４波長チョークを示す。このようなロータリＲＦカプラ５０と導波管５１，５２との組み合わせにより、床等に固定されたクライストロンの如きマイクロ波発振器から、移動する照射ヘッド１０へ、加速用マイクロ波を円滑に供給することができる。
図２に示すように、導波管系１１は、その一端が第１の関節部１４ａを介してガイドレール９の端部に固定され、他端が第４の関節部１６を介して照射ヘッド１０に連結してなるリンク機構である。符号２１はサーキュレータ、２２はダミーロードである。
導波管系１１は、ガイドレール９の端部に固定された第１の関節部１４ａと、この第１の関節部１４ａに一端が回転可能に連結された第１の導波管１２と、この第１の導波管１２の他端が連結された第２の関節部１４ｂと、この第２の関節部１４ｂに一端が連結された第２の導波管１３と、この第２の導波管１３の他端が連結された第３の関節部１４ｃと、この第３の関節部１４ｃに一端が連結された第３の導波管１５と、この第３の導波管１５の他端が連結され且つ照射ヘッド１０に連結してなる第４の関節部１６とからなる。
ここに、第１の関節部１４ａのみがＹ軸に沿って設けられ、第２〜第４の関節部１４ｂ，１４ｃ，１６はそれぞれＸ軸に沿って設けられている。
次に、Ｘ線ＣＴ装置３０について詳細に説明する。
Ｘ線ＣＴ装置３０は、患者４の如き被検体の照射野５に、扇状Ｘ線である画像取得用Ｘ線３ｂを多方面から照射して透過Ｘ線を検出して、該検出データを画像処理することによりコンピュータ画面上に照射野５の断層像を表示させる。
本実施形態のＸ線ＣＴ装置３０は、所謂第５世代装置と称されるものであり、診断用スペースである中央開口を有する図示しないドーナツ状真空槽を有する。真空槽の内部には、排気ポートを介して真空ポンプにより真空排気される。真空槽内には、外周寄りの同心円上に配列された図示しない多数のＸ線発生ユニットと、該多数のＸ線発生ユニットに対応して内周寄りの同心円上に配列された図示しない多数のセンサアレイとが設けられている。これらのＸ線発生ユニットとセンサアレイとは、Ｘ軸方向にシフトして配置され、画像取得用Ｘ線３ｂは真空槽の半径に対して前傾する方向に扇状に照射される。このため、扇状の画像取得用Ｘ線３ｂは、Ｘ線照射側のセンサアレイに遮られることなく、診断用スペースに在る患者４を透過し、該透過Ｘ線は反対側のセンサアレイで検出することができる。
さらに、真空槽内にはビームリミッタ、電子銃駆動回路、画像信号ディジタイザなどが配置されている。Ｘ線発生ユニットから出射された扇状Ｘ線３ｂは、コリメータにより絞られ、さらにビームリミッタにより照射位置での幅に規定される。
センサアレイは、診断用スペースを取り囲む円周上に稠密に固定して配置され、多数個の超高感度ＣｄＴｅセンサからなるものであり、０．５ｍｍの分解能を有している。ちなみに、画像取得時における１ショットの撮像幅は約８０ｍｍである。また、Ｘ線の照射時間は１ショット当たり０．０１秒である。
図示しないＸ線発生制御装置には図示しないデータ収録装置が接続されており、コンピュータ６２からＸ線発生指令信号が入力される。センサアレイで検出されたＸ線透過データは、透過Ｘ線量に比例した電流信号に変換され、図示しないプリアンプ及びメインアンプを介して図示しないディジタイザ及び図示しないデータ収録装置に送られて収録されるようになっている。データ収録のタイミングはコンピュータ６２からのＸ線発生指令信号によって制御される。収録されたデータは、データ収録装置から図示しない信号処理装置に出力され、信号処理装置でデータ処理される。処理されたデータは、照射野５の断層像として図示しないディスプレイ上に再生表示される。
一方、Ｘ線発生制御装置の出力側には電源及びＸ線発生ユニット内の図示しないアノード、カソード、ゲートアレイのグリッド電極がそれぞれ接続されている。コンピュータ６２からＸ線発生指令信号がＸ線発生制御装置に向けて出されると、その指令に基づいてＸ線発生制御装置は図示しない電源から図示しない電子銃駆動回路への給電動作を制御すると共に、ゲートアレイのなかから撮影部位に適したグリッド電極を選択する。これに応じてＸ線発生ユニット内のいずれかのカソードから電子線が出射され、選択したグリッド電極に印加したマイナスのバイアス電圧が解除されてゼロ電位となり、電子線がグリッド電極の孔を通過してアノードに入射する。アノードに電子線が入射すると、アノードから二次Ｘ線が発生し、窓に取り付けたコリメータを介して患者４に向けて扇状の画像取得用Ｘ線３ｂが出射されるようになっている。
コンピュータ６２は、Ｘ線ＣＴ装置３０から照射野５の透過Ｘ線データが入力されると、このデータに基づいて周回移動機構６８、首振り機構６９、傾斜機構２０の駆動をそれぞれ制御することにより照射ヘッド１０の位置と向きとを微調整し、アイソセンタ５ａ又はノンアイソセンタ５ｂにある照射野５に対して照射ヘッド１０の照準を合わせて狙いをつけさせる。
次に、図４を参照して照射ヘッド１０について詳しく説明する。
本実施形態の照射ヘッド１０は、電子を４ＭｅＶ〜２０ＭｅＶのエネルギーに加速し、治療用放射線３ａを発生するものであり、超小型の電子リニアックの照射ヘッドとして機能する。この照射ヘッド１０は、放射線に対して遮蔽性のある外装ケース１０１で外側を覆われ、この外装ケース１０１内に電子銃１０３、加速器１０５、集束コイル１０９、Ｘ線ターゲット１１０、フラットニングフィルタ１１２、集束管１１３を備えている。
外装ケース１１０の尾端には絶縁キャップ１０２が被せられ、この絶縁キャップ１０２を介して電源６４に接続されたケーブル１０４がケース１０１内に導入され、電子銃１０３に接続されている。なお、電子銃１０３の電源６４はコンピュータ６２により出力が制御されるようになっている。
電子銃１０３からフラットニングフィルタ１１２までは電子ビームの中心軸に沿って直列に配置されている。電子銃１０３から加速器１０５に続き、さらに加速器１０５から集束管１１３に続いている。
加速器１０５には導波管５１が連通している。導波管５１はマイクロ波発振器７０に連通すると共に、真空ポンプ７１にも連通している。このため、加速器１０５の内部は導波管５１を介してポンプ７１により真空排気される。なお、真空ポンプ７１に分岐して連通する導波管５１の主路にはセラミック窓７２が嵌め込まれ、マイクロ波発振器７０からセラミック窓７２までの導波管内に封入されたＳＦ６ガスを遮断して漏洩を防ぐと共に、マイクロ波のみを通過させるようにしている。
マイクロ波発振器７０は出力安定性に優れたクライストロン方式のものである。マイクロ波発振器７０の電源回路は、コンピュータ６２に接続されている。電子銃１０３は、真空ポンプ７１により真空排気されるチャンバ内に設けられたフィラメント（カソード）を備えている。
電子銃１０３が収納されたチャンバに連通連続して加速器１０５が設けられ、電子銃１０３から出射された電子線が加速されるようになっている。加速器１０５の内部は複数の仕切１０６で仕切られ、複数の加速室１０７が形成されている。仕切１０６の中央には電子ビーム通過孔１０６ａが開口している。各加速室１０７の外周にはコイル１０８がそれぞれ巻き付けられ、コイル１０８はコンピュータ６２により動作を制御される電源回路に接続されている。
加速器１０５に連続して集束管１１３が設けられている。集束管１１３には集束コイル１０９、Ｘ線ターゲット１１０、フラットニングフィルタ１１２がこの順に取り付けられている。集束コイル１０９は加速器１０５で加速された電子をＸ線ターゲット１１０に向けて絞り込むものである。
Ｘ線ターゲット１１０は、高エネルギの加速電子が入射して制動輻射Ｘ線を出射するものであるため、流路１１１ａを有する水冷ジャケット１１１が取り付けられ、熱損傷を防ぐために強制冷却されるようになっている。なお、ターゲット１１０にはタングステン、モリブデン、タンタル等の単体金属またはこれらの合金を用いることが好ましい。
フラットニングフィルタ１１２は、金属でつくられ、ターゲット１１０から出射されるＸ線の強度を平均化してほぼ均一なエネルギ密度をもつ治療用放射線３ａとするためのものである。
さらに、外装ケース１０１の外側にはコリメータ１１４及び線量計測管１２０が取り付けられている。コリメータ１１４は外装ケース１０１の先端にねじ込まれ、集束管１１３に連通する中空部を有している。コリメータ１１４は治療用の放射線３ａが透過できない鉛などの遮蔽性の高い材料でつくられ、中空部を通って線量計測管１２０にＸ線３ａが送られるようになっている。
線量計測管１２０は、ガスが封入された電離箱からなり、放射線通過時に発生する電離したガスの電荷量を検出して、放射線の線量を計測する。
次に、図８を参照して本実施形態装置の制御システムについて説明する。
本実施形態の放射線治療装置は、治療用寝台システム７，８、照射ヘッド１０、Ｘ線ＣＴ装置３０、信号処理装置３１、マイクロ波発振器７０、システム制御装置８０、システムユーティリティ９０からなる制御システムを有する。システム制御装置８０が全体を統括して制御する。
システム制御装置８０は、システム制御計算機、システム管理アルゴリズム、画像追尾アルゴリズム、治療計画アルゴリズム、治療管理アルゴリズム、グラフィカルユーザインターフェイス、治療データベース、インターロックアルゴリズム及びシステムモニタを含む。システム制御装置８０が制御システムの全体を統括し、他のブロックとの間で入出力信号のやりとりがなされる。
Ｘ線ＣＴ装置３０は、信号処理装置３１を経由してシステム制御装置８０に接続されていることにより、放射線治療中に、Ｘ線ＣＴ装置３０による画像取得がリアルタイムでなされ、医師はディスプレイ上に表示された画像を観ながら治療を行うことができる。
マイクロ波発振器７０は、クライストロンモジュレータ・アンド・リニアックシステム制御装置、クライストロン及びＲＦドライバを具備している。加速器１１０にマイクロ波を供給する供給源であるクライストロンは、導波管系１１を介して照射ヘッド１０に接続されている。
照射ヘッド１０のアイソセントリック駆動機構及び首振り駆動機構の各ドライバはシステム制御装置８０に接続され、アイソセントリック照射時における照射ヘッド１０の周回移動駆動及び擬似ノンアイソセントリック照射時における照射ヘッド１０の２軸首振り駆動がそれぞれ制御されるようになっている。
次に、図９を参照して本発明の装置を用いた治療方法について説明する。
放射線治療においては、医師が治療計画を立てる。この治療計画は術前に行われる種々の検査に基づくものである。さらに医師は手術中において本実施形態の放射線治療装置を用いることにより患部の病巣を、直接的にリアルタイムで画像取得する。この画像取得により、高精度で確実性の高いの放射線治療を行うことができる。
図９の（ａ）に示すように、Ｘ線ＣＴ装置３０のみを用いて照射野５及びその近傍領域の取得画像を得る。システム画面で照射野５の各断面図を確認して、画像追尾のための輪郭線を定義する。治療開始に先立って照射野５のマッピングは終了しており、これを参考に複数のスライスで照射野５の輪郭を定義する。
図９の（ｂ）に示すように、放射線治療装置の画像追尾システムにより、実際の照射野５の画像の輪郭抽出を行う。この抽出した輪郭と定義された輪郭線とのパターンマッチングを行って画像追尾を開始する。医師は画像追尾状況を目視で確認する。
図９の（ｃ）に示すように、画像追尾が安定した後に、医師はマスターアームスイッチ（Ｍａｓｔｅｒ  Ａｒｍ  ＳＷ）を操作して、システムをＡＲＭＥＤ状態にする。システムは、照準をクロスヘアラインで画像上に表示すると共に、また照射ボリュームを赤色で同じ画像上に表示する。画像追尾が継続しているため、照準及び照射ボリュームは照射野の移動とともに自動的に追従する。
図９の（ｄ）に示すように、医師のトリガ操作で治療用放射線３ａの照射を開始する。治療計画の段階で予定の照射時間は決まっており、画面上ではカウントダウンが開始され、カウントゼロ（時刻ｔ４）になると治療用放射線は自動的に停止する。画面上には線量分布が継続的に表示され、この表示された線量分布を医師は確認しながらトリガを引き続けて照射を継続する。システムは画像のサンプリング、治療用放射線３ａの照射を高速に交互に続け、画像追尾と治療ビームの照射とをリアルタイムで継続する。カウントダウンがゼロになる前であっても、医師がトリガを離せば、そのタイミングで直ちに治療用放射線３ａは停止するので、安全性は十分に確保される。
図９の（ｅ）に示すように、医師はマスターアームスイッチ（Ｍａｓｔｅｒ  Ａｒｍ  ＳＷ）をＳＡＦＥ位置としてシステムを安全な状態にし、照射ヘッド１０を次の照射位置へ移動させる。医師は、各ポータルにおける照射時間終了時と一連の照射終了後に累積被曝線量の総計にあたるトータルドウズ（Ｔｏｔａｌ  Ｄｏｓｅ）を確認する。累積線量及び１クール内の累積線量分布が画面に表示され、患者毎に作成される治療ファイルに記憶される。
以上のように本実施形態によれば、放射線の照射位置及び照射時間等の条件を、Ｘ線ＣＴ装置３０により照射野を確認しながら高精度に制御することができる。このため、臓器自体に動きがない頭部の治療に適用できることは勿論のこと、心臓や肺などの動きのある臓器の小病巣に対しても放射線を正確に照射することができ、放射線治療の分野において用途が拡大することが大いに期待される。
また本実施形態によれば、剛性の点で問題の多い片持型のロボットアームと異なり、高強度・高剛性の照射ヘッド支持構造を採用することができ、高い絶対精度を機械的に保証することが可能となる。このため、ロボットアームを使用して所要の位置決め精度を確保する場合に必要となるティーチングが不要となり、効率的な治療が可能となる。
従来、ノンアイソセントリックな照射治療に、所要の自由度を遙かに超える過剰な自由度を持つ汎用の産業用ロボットアームを適用するのは患者の安全性の点で問題がある。即ち、ロボットアームの誤動作等の事故の際に、ロボットアームもしくはその先端の照射ヘッドが患者に接触して、患者に対して外傷的な危害が及ぶ可能性がある。これに対して、本実施形態の放射線治療装置では、照射ヘッド支持機構及び照射ヘッド自体が機械的に可動範囲が制限されており、患者に対する絶対的な安全性が確保できる。
従来技術では、照射治療中に照射野をリアルタイムに監視することができず、推定に基づく照射を余儀なくされたが、本実施形態の放射線治療装置によれば、Ｘ線透視装置、Ｘ線ＣＴ装置、ＰＥＴ、ＤＳＡ等の画像取得装置で、照射治療中に照射野をリアルタイムで監視することが可能となり、信頼性・安全性の高い照射治療が可能となる。また、リアルタイムに得られる上記の照射野画像を基にして画像追尾を行い、移動する照射野への追従照射が可能となる。
また本実施形態の放射線治療装置によれば、医師とのマンマシンインタフェイスが図られるので、安全性・信頼性に優れた確実な放射線治療が可能となる。
（第２実施形態）
次に、図１〜図９と同一部分には同一符号を付した図１０〜図２５を参照して、本発明の第２実施形態の放射線治療装置６−２を説明する。なお、図１０〜図１２は図１〜図３に相当し、図１８は図８に相当し、図２１〜図２２は図５〜図６に相当し、図２５は図９に相当するので、これら図において重複部分の説明は省略する。
本実施形態の照射ヘッド１０００は、図１０〜図１２及び図２０Ａ〜図２０Ｄに示すように、周回移動機構６８及び第１及び第２の首振り機構１３１０，１３２０によりガイドレール９に支持されている。周回移動機構６８及び第１及び第２の首振り機構１３１０，１３２０は、アイソセンタ５ａを中心とする上半部後方の四分の一球（１／２球）の範囲内で任意の照射位置に、照射ヘッド１０００を位置決めする。
周回移動機構６８は、ラック・アンド・ピニオン方式、ベルト方式等により照射ヘッド１０００をガイドレール９に沿って周回移動（Ｈ１）させる。
第１の首振り機構１３１０は、図２０Ａ〜図２０Ｄに示すように、サーボモータを備え、照射ヘッド１０００をガイドレール９上でロータリＲＦカプラ１６の第１の軸Ｓ１まわりに首振り動作させる。また、この場合、ロータリＲＦカプラ１６は、照射ヘッド１０００が首振りしたときの慣性力が小さくなるように、照射ヘッド１０００の慣性中心をほぼ通る軸上に設けられている。
第２の首振り機構１３２０は、図２０Ａ〜図２０Ｄに示すように、サーボモータを備え、照射ヘッド１０００をロータリＲＦカプラ５００Ａ，５００Ｂの第２の軸Ｓ２まわりに首振り動作させる。ロータリＲＦカプラ５００Ａ，５００Ｂは、照射ヘッド１０００が首振りしたときの慣性力が小さくなるように、照射ヘッド１０００の慣性中心をほぼ通る軸上に設けられている。ちなみに、本実施形態の照射ヘッド１０００は、全長が５００〜６００ｍｍ、幅５００ｍｍ×深さ３００ｍｍ、重量が６０〜８０ｋｇである。
また、照射ヘッド１０００は、導波管系１１のロータリＲＦカプラ１６に首振り可能に連結される。図２０Ａに示すジンバル機構上の導波管５１０及びロータリＲＦカプラ５００によりマイクロ波発振器７０に接続されている。
上記２軸の駆動（Ｇ１，Ｈ１）により、照射ヘッド１０００は、アイソセンタ５ａを中心とする１／２球殻上で、アイソセントリックな動きが可能になる。さらに、上記２軸の駆動（Ｓ１，Ｓ２）により、照射ヘッド１０００は、１／２球殻上で、擬似的にノンアイソセントリックな動きが可能となる。
この擬似ノンアイソセントリック動作は、照射ヘッド１０００の慣性中心まわりの首振り運動であるため、アイソセントリック動作と比べて格段に素早い動きとなる。擬似ノンアイソセントリックな高応答性の迅速な追尾モーションにより、例えば心鼓動等の早い動きに対してもヘッド照準を高応答かつ精密に追従させることが可能となる。
本実施形態において、照射野の移動に追従して照射するには、図１５、図１６及び図１７に示すように、画像データから得られるシフト量ＤＶ１，ＤＶ２と、所定の算式とを用いてＳ１首振りドライブ軸まわりの微小変位角θ１とＳ２首振りドライブ軸まわりの微小変位角θ２とを演算し、該演算結果に従って首振り機構１３１０，１３２０の駆動をそれぞれ制御し、照射ヘッド１０００を微小変位角θ１及び微小変位角θ２の分だけ高速首振りさせる。これにより呼吸、心鼓動、蠕動、膀胱内の尿量等の動きを伴う腫瘍等の頚部下の患部５に対し、照射ヘッド１０００の照準が迅速かつ高応答に追随させることが可能となり、放射線の高精度照射が実現される。ちなみに、本実施形態の放射線治療装置においては、取得画像の処理時間を含めて０．１秒以内に照射ヘッド１０００を高速で首振り動作させることができ、照射野（患部）の動きに対して迅速に追随させることができる。
また、図２３Ａに示すように、導波管５１０の導波路５５０ａ，５５０ｂはロータリＲＦカプラ５００の回転部材５６０，５７０に取り囲まれた回転スペースに連通し、このなかを図２３Ｂに例示するような管内モードでマイクロ波が導かれる。
システム制御装置８０は、画像取得装置としてのＸ線ＣＴ装置３０から照射野５の断層像データが入力されると、このデータに基づいて周回移動機構６８、傾動機構、寝台７の駆動をそれぞれ制御することにより、アイソセンタ５ａにある照射野５に照射ヘッド１０００の照準を合わせる。
さらに、照射野５が動いた場合には、システム制御装置８０はＸ線ＣＴ装置３０からの入力データに基づいて画像追尾のための演算を行い、その演算結果に基づいて第１及び第２の首振り機構１３１０，１３２０の動作をそれぞれ制御して照射ヘッド１０００を首振りさせる。なお、照射ヘッド１０００の首振り動作中はインターロックが作動して放射線の照射は禁止されるので、近傍部位の被曝量は最小限に抑えられる。
次に、本実施形態の照射ヘッド１０００の詳細を説明する。
照射ヘッド１０００は、図１３Ａ〜図１３Ｃ及び図１９に示すように、ヘッド本体部をカバー１０１０で覆い、該ヘッド本体部の先端側に放射線を出射するための出射部１２００が取り付けられている。ヘッド本体部を覆うカバー１０１０内には、電気回路／冷却水回路１１６０、加速器１１００、ＲＦ窓５２０、導波管５１０、ロータリＲＦカプラの一部５００Ｂ、排気管１０７０、イオンポンプ１１２０、ターゲット排気室１１９０、ターゲット１２１０、冷却板１２２０が設けられている。また、加速器１１００の尾部の絶縁碍子１０３０から外部電源に接続された図示しないケーブルがカバー１０１０内に導入され、電子銃１０４０のカソード１０５０に接続されている。このカソード１０５０と向き合ってアノード１０６０が配置されている。カソード１０５０とアノード１０６０との間は、イオンポンプ１１２０に連通する排気管１０７０により排気される。電子銃１０４０の電源は、システム制御装置８０により制御される。なお、電子銃１０４０は、加速器１１００から出射部１２００に続いている。また、絶縁碍子１０３０から加速器１１００の先端までの長さは、約３６０ｍｍである。
図１４に示すように、電子銃１０４０のアノード１０６０の中央孔は、加速器１１００のバンチャ空洞１０９０に連通している。加速器１１００は、電子銃１０４０から出射された電子線を加速させ、高エネルギの電子ビームをＸ線ターゲット１２１０に衝突させる。加速器１１００の内部には電子ビーム通過用の中央孔を有する加速空胴１１１０ｂが配置されている。加速空胴１１１０ｂは、サイドカップルキャビティ１１１０ａを介して左右一対の側方排気管１０８０にそれぞれ連通している。左右一対の側方排気管１０８０は、イオンポンプ１１２０に接続される。これにより左右一対の側方排気管１０８０は、イオンポンプ１１２０によって真空排気される。すなわち、加速器１１００の内部は、側方サイドカップルキャビティ１１１０ａ及び側方排気管１０８０を介してイオンポンプ１１２０により真空排気される。
加速器１１００には導波管５１０が連通している。導波管５１０はセラミック製のＲＦ窓５２０及びロータリＲＦカプラ５００Ａ，５００Ｂを経由してマイクロ波発振器７０に連通している。ＲＦ窓５２０は、導波管５１０内に封入されたＳＦ６ガスの漏洩を防ぐとともに、マイクロ波を加速器１１００へ導入させる入口である。なお、マイクロ波発振器７０は出力安定性に優れたクライストロン方式のものである。マイクロ波発振器７０の電源回路はシステム制御装置８０に接続されている。
出射部１２００は、カバー１０１０で覆われたヘッド本体部の先端に設けられ、Ｘ線ターゲット１２１０、ターゲット冷却板１２２０、一次コリメータ１２３０、フラットニングフィルタ１２４０を備えている。電子銃１０４０から加速器１１００を経てフラットニングフィルタ１２４０に至るまでは電子ビームの光軸に沿って直列に並び、加速された電子線はターゲット排気室１１９０を通って出射部１２００のターゲット１２１０に入射するようになっている。
Ｘ線ターゲット１２１０は、高エネルギの加速電子が入射して制動ふく射Ｘ線を出射する。このためＸ線ターゲット１２１０は、熱損傷を受け易い。この熱対策として、冷却板１２２０によりＸ線ターゲット１２１０を冷却する。なお、ターゲット１２１０にはタングステン、タンタル等の高融点金属単体またはこれらの合金を用いている。
一次コリメータ１２３０は、タングステンなどの放射線に対する遮蔽性に優れ、かつ熱中性子発生の少ない材料でつくられ、ターゲット１２１０からのＸ線をフラットニングフィルタ１２４０に導くものである。
フラットニングフィルタ１２４０は、ターゲット１２１０から出射される放射線（Ｘ線）の強度を平均化して均一なドーズ分布をもつ治療用放射線３ａとするためのものである。
さらに、出射部１２００の先端側には二次コリメータ１２５０及び線量計測用電離箱１２６０が取り付けられている。二次コリメータ１２５０は、治療用放射線３ａが透過できないタングステンなどの遮蔽性の高い材料でつくられ、中空部を通って線量計測用電離箱１２６０に治療用放射線３ａが送られるようになっている。この二次コリメータ１２５０は一次コリメータ１２３０の端面部に着脱可能にネジ込まれている。
線量計測用電離箱１２６０は、二次コリメータ１２５０の先端に取り付けられ、所定成分のガスが封入された電離箱であり、放電電荷を検出する図示しない検出回路が接続されている。この検出回路はシステム制御装置８０の入力側に接続されている。システム制御装置８０は、線量計測用電離箱１２６０からの入力信号に基づいて照射ヘッド１０００から出射される治療用放射線の線量を算出し、患者４が受ける治療用ドーズデータとしてメモリに保存するようになっている。
次に、図１８を参照して本実施形態の放射線治療装置の制御システムについて説明する。
本実施形態装置の制御システムは、寝台８、照射ヘッド１０００、Ｘ線ＣＴ装置３０、信号処理装置３１、マイクロ波発振器７０、システム制御装置８０、システムユーティリティ９０からなり、システム制御装置８０が全体を統括して制御する。
システム制御装置８０は、システム制御計算機、システム管理アルゴリズム、画像追尾アルゴリズム、治療計画アルゴリズム、治療管理アルゴリズム、グラフィカルユーザインターフェイス、治療データベース、インターロックアルゴリズム及びシステムモニタを含む。
Ｘ線ＣＴ装置３０は、信号処理装置３１を経由してシステム制御装置８０に接続されている。これにより画像取得が治療中にリアルタイムでなされ、医師はディスプレイ上に表示された取得画像を観ながら治療を行うことができるようになっている。
マイクロ波発振器７０は、クライストロンモジュレータ・アンド・リニアックシステム制御装置、クライストロン及びＲＦドライバを具備している。加速器１１００にマイクロ波を供給するクライストロンは、導波管系１１を介して照射ヘッド１０００に接続される。
照射ヘッド１０００のアイソセントリック駆動機構及び首振り駆動機構の各ドライバは、システム制御装置８０に接続され、アイソセントリック照射時には、周回移動機構６８が制御され、また擬似ノンアイソセントリック照射時には、２軸首振り機構１３１０，１３２０が制御される。
次に、本実施形態における首振り機構について、図１５〜図１７と、図１９、図２０Ａ〜図２０Ｄとを参照して詳細に説明する。
図１９に示すように、本実施形態の照射ヘッド１０００は、ヘッドカバー１０１０のジンバル構造支持フレーム１０２０に支持されている。支持フレーム１０２０は照射ヘッド１０００の慣性中心を含むＳ１軸及びＳ２軸が通る位置座標に取り付けられている。
図２０Ａに示すように、支持フレーム１０２０には導波管系１１のロータリＲＦカプラ１６、一対のロータリＲＦカプラ５００Ａ，５００Ｂ、サーボモータからなるＳ１首振り機構１３１０、サーボモータからなるＳ２首振り機構１３２０がそれぞれ各辺に取り付けられている。
図２０Ｂに示すように、導波管系１１のロータリＲＦカプラ１６は支持フレーム１０２０の一方側長辺の中央に取り付けられ、これと向き合うようにＳ１首振り機構１３１０の駆動軸１３１０ａがフレーム１０２０の対向長辺の中央に取り付けられている。駆動軸１３１０ａを回転駆動させると、図１７に示すようにＳ１ドライブ軸まわりに照射ヘッド１０００が首振りするようになっている。
図２０Ｄに示すように、一対のロータリＲＦカプラ５００Ａ，５００Ｂは支持フレーム１０２０の一方側短辺の中央に取り付けられている。
図２０Ｃに示すように、一対のロータリＲＦカプラ５００Ａ，５００Ｂに向き合うようにＳ２首振り機構１３２０の駆動軸１３２０ａが、フレーム１０２０の対向短辺の中央に取り付けられている。すなわち、Ｓ２首振り機構１３２０の本体は、支持フレーム１０２側のブラケット１０２０ａに固定支持され、駆動軸１３２０ａは、軸受１３３０を介して支持フレーム１０２０に回転可能に支持されている。駆動軸１３２０ａを回転駆動させると、図１６に示すように、Ｓ２ドライブ軸まわりに照射ヘッド１０００が首振りする。
図２０Ａに示すように、導波管系１１の各リンクアーム１３，１５内には導波管５１０が設けられている。各関節部１４，１６内には、ロータリＲＦカプラ５００が設けられている。一対のロータリＲＦカプラ５００Ａ，５００Ｂを通って照射ヘッド内の加速器１１００に、マイクロ波が導入される。
次に、本実施形態の放射線と治療装置６−２の動作、特に、治療用放射線の直接線、漏洩線及び散乱線の検出器への影響を防止し、画像取得用Ｘ線の照射と治療用放射線の照射とのリアルタイム時分割処理を実現する方法を、図２４に示すタイミングチャートを参照して説明する。
先ず放射線治療装置６−２のメインスイッチをＯＮすると、治療用寝台システム７、照射ヘッド１０００、Ｘ線ＣＴ装置３０、マイクロ波発振器７０、システム制御装置８０、システムユーティリティ９０の電源がそれぞれ待機状態となる。天板７が移動して患者４を治療エリア内に移動させる。このとき、Ｘ線ＣＴ装置３０及び／又は寝台８を移動させて、患部５がアイソセンタ５ａに一致するように位置合わせする。このアイソセントリック位置合わせ完了後、Ｘ線ＣＴ装置３０によるリアルタイム画像取得と、照射ヘッド１０００による放射線治療とを開始する。
図２４中の時間ｔ０において、Ｘ線ＣＴ装置３０は、照射野５に向けて画像取得用Ｘ線３ｂの照射を開始する。その透過像を図２４に示す時間ｔ０〜ｔ１において取得画像として検出する。なお、被曝を最小限度とするため画像取得用Ｘ線３ｂの照射時間も時間ｔ０〜ｔ１の間に限定する。また、少なくとも画像取得用Ｘ線３ｂを照射している時間ｔ０〜ｔ１において、治療用放射線３ａの直接線、漏洩線及び散乱線が検出器に影響を与えないようにするため、照射ヘッド１０００は、治療用放射線３ａを出射しないようにインターロックされている。
検出された取得画像は、時間ｔ１〜ｔ２において取り込まれる（収録される）。取り込まれた取得画像の追尾画像データなどの情報は、時間ｔ２〜ｔ３において信号処理装置３１やシステム制御装置８０で処理され、処理画像をディスプレイ上に表示される。また、この画像追尾計算の結果、処理された情報は、位置補正データとして、首振り機構１３１０，１３２０に送られる。そして、時間ｔ０〜ｔ３までと同じ画像取得から画像処理までのサイクルが、時間ｔ３以降、繰返される。
時間ｔ３〜ｔ５にかけて次の画像検出と画像取り込みが行なわれている間に、首振り機構１３１０，１３２０の首振りサーボは、位置補正データとして送られてきた画像追尾計算の結果を基に、微小首振り角θ１及びθ２、駆動される。首振り機構１３１０，１３２０を駆動させている時間ｔ３〜ｔ５の間、治療用放射線３ａを照射しないように、照射ヘッド１０００は、安全性を考慮してインターロックされている。
首振り機構１３１０，１３２０が停止する時間ｔ５において、照射ヘッド１０００のインターロックは、解除され、治療用放射線３ａは、照射されはじめる。治療用放射線３ａの照射時間は、次に首振り機構１３１０，１３２０が駆動されるまでの、時間ｔ５〜ｔ６である。また、この時間ｔ５〜ｔ６と同期して、時間ｔ３〜ｔ５の間に取得された取得画像の追尾画像データの画像追尾計算が実行される。時間ｔ６において、３回目の画像検出と２回目の首振りサーボ駆動が開始され、２回目の画像追尾計算と１回目の治療用放射線３ａの照射が完了する。
治療用放射線３ａの照射停止後、時間ｔ６に画像取得用Ｘ線３ｂの照射を開始し、時間ｔ６から始まる次の取得画像処理サイクルに移行する。時間ｔ０から３回目の画像取り込み後のタイミングｔ８に照射ヘッド１０００のインターロックが解除され、２回目の治療用放射線３ａの照射が再開される。
このように、画像処理のサイクルと首振り及び照射のサイクルとは、互いにオーバーラップしている。ある画像処理のサイクルの間に行なわれる首振りヘッドの駆動及び治療用放射線３ａの照射を行うサイクルは、この画像処理のサイクルの１つ前に行なわれた画像処理のサイクルの情報に基づいて行なわれる。
なお、心鼓動などの早い動きに追従する場合、画像検出の開始から、照射ヘッド１０００を首振りさせて、治療用放射線３ａを照射し終わるまでの時間ｔ０〜ｔ６は、０．１秒以内が一つの目安とされている。そこで、図２４に示すタイムチャートは、画像処理の１サイクル及び首振り及び照射の１サイクルをそれぞれ０．０５秒とした場合を示している。したがって、図２４に示すタイムチャート中の時間は、一例であって、これ以外の時間間隔で実施されてもよい。
また、画像取得や画像追尾計算に異常が生じた場合、その時点で治療用放射線３ａの照射を停止するようにインターロックをかけ、安全性を向上させる。なお、本実施形態の放射線治療装置６−２では、照射ヘッド１０００の首振り及び位置決めが正常に行われたことを確認してから治療用放射線３ａの照射がなされるよう構成されている。
このように本実施形態の放射線治療装置６−２において、画像検出のサイクル、画像取込のサイクル、画像追尾計算のサイクル、それに基づくヘッド首振り制御のサイクル、治療用放射線３ａの照射のサイクルが繰返され、寝台の１／２球殻の位置から照射野５への追従照射による治療が行われる。
上述した本実施形態の放射線治療装置６−２の治療方法は、図２５の（ａ）〜（ｅ）にて示される。この図２５は、図９と同様なので説明は省略する。
上述した本実施形態の放射線治療装置６−２によれば、画像処理時間を含めて０．１秒以内に照射ヘッド１０００を高速首振り動作させ、照射野（患部）の動きに対して追随させることができるので、高精度な放射線を照射を実現することができる。
このように本実施形態の放射線治療装置６−２は、患部の動きに対応して高応答かつ高精度にノンアイソセントリック照射することが可能であるので、呼吸、心鼓動、蠕動、膀胱内の尿量等、臓器の運動や状態の影響を受けて腫瘍等の照射対象が移動する頚部以下の部位を治療対象とすることができる。
（第３実施形態）
次に、本発明の第３実施形態に係る放射線治療装置を、図２６及び図２７を参照して説明する。なお、図２６及び図２７においては、先の図と重複する部分についてはその説明は省略する。
本実施形態の放射線治療装置６−３は、回転ドラム９上に、照射ヘッド１０、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線管である画像取得用Ｘ線源９７及びセンサアレイ９８を搭載した構成であり、第３世代Ｘ線ＣＴ装置等のドラム部上に、照射ヘッド１０００を装備した構造としている。回転ドラム９の回転中心は、アイソセンタ５ａとされている。照射ヘッド１０００は、４ＭｅＶ〜１０ＭｅＶの放射線を発生する電子リニアックに相当し、図示のように２軸（Ｓ１，Ｓ２）の首振り機構を有し、これらの首振り機構による動作によって、回転ドラム９の回転軸周りにノンアイソセントリックな照射が可能である。なお、Ｓ２軸の首振りには、回転ドラム９の回転に伴う照準角度補正も含める必要があるが、Ｓ１軸の首振りに関しての照準角度補正は不要である。
画像取得用Ｘ線源９７及びセンサアレイ９８は、照射ヘッド１０００と干渉を生じない回転ドラム９上に所定箇所にそれぞれ取り付けられ、画像取得用Ｘ線源９７とセンサアレイ９８とは互いに向き合っている。センサアレイ９８は  Ｍｕｌｔｉｒｏｗタイプの多列センサである。
（第４実施形態）
次に、本発明の第４実施形態に係る放射線治療装置を、図２８を参照して説明する。なお、図２８においては、先の図と重複する部分についてはその説明は省略する。
本実施形態の放射線治療装置６−４は、回転ドラム９上に、照射ヘッド１０と、Ｘ線源９７Ａ，９７Ｂ及びセンサアレイ９８Ａ，９８Ｂが装備されている。このＸ線源９７Ａとセンサアレイ９８Ａとのセットと、Ｘ線源９７Ｂとセンサアレイ９８ＢとのセットとはそれぞれＸ線透視装置として機能する。２つのＸ線透視装置の目視線は互いに一致しないようになっている。これにより患者４の体内のランドマーク又は微小金プレート等のマーカを写し込んだＸ線透視画像を２軸方向について取得することができ、患部位置の動きを把握可能としている。なお、Ｘ線透視画像の画像強調方法としては、造影剤を用いてＤＳＡのような画像処理を行うことも可能である。なお、照射ヘッド１０００については第３実施形態と同様である。
（第５実施形態）
次に、図２９〜図３７を参照して本発明の第５実施形態に係る放射線治療装置を説明する。
図２９に示すように、本実施形態の放射線治療装置は、治療室２００側に配置される要素と、隔壁２０１により治療室２００から隔離された操作室２０２に配置される要素とからなる。
治療室２００に配置される要素は、支持移動機構２１０と、この支持移動機構２１０により予め定めた第１球面座標上で支持され且つ移動する照射ヘッド２２０と、マイクロ波発振器２３０と、照射ヘッド２２０内の治療用放射線発生部２２１にマイクロ波発振器２３０で発生させたマイクロ波電力を伝送するマイクロ波伝送系である固定導波管部２４０、移動導波管部２５０及びヘッド内導波管部２６０と、寝台部２７０とである。
操作室２０２に配置される要素は、システム制御卓２８０である。
支持移動機構２１０は、治療室２００の床に固定される一対の基台２１１，２１２と、この基台２１１，２１２に設けられた一対の傾動機構２１３，２１４と、照射ヘッド２２０を支持且つ移動させるための半円弧状軌道が形成されたガイドレール２１５と、一対のウエイト２１６，２１７とを含む。すなわち、ガイドレール２１５の中間部に前記軌道２１５Ａが形成されると共にその両端２１５Ｂ１，２１５Ｂ２は、基台２１１，２１２に設けた傾動機構２１３，２１４により支持される。傾動機構２１３，２１４を駆動することにより、アイソセンタ３００を中心に符号３０１に示す方向にガイドレール２１５は回転駆動される。
照射ヘッド２２０は、電子銃、加速器、ターゲット、コリメータ、真空ポンプ等からなる治療用放射線発生部２２１と、ラック・アンド・ピニオン、ベルト及びプーリ等の機構により照射ヘッド２２０を軌道２１５Ａに沿って符号３０２に示す方向に周回移動させる周回移動機構２２２と、治療用放射線発生部２２１を符号３０３に示す直行２方向に首振りさせるジンバル機構２２３とを有する。ここに、傾動機構２１３，２１４及び周回移動機構２２２の動作により、照射ヘッド２２０を、アイソセンタ３００をアイソセントリック回転させることができる。また、後述するジンバル機構２２３の動作は、照射ヘッド２２０を疑似ノンアイソセントリック回転させることができる。
マイクロ波発振器２３０は、クライストロンの如きマイクロ波電子管からなる。このマイクロ波発振器２３０、マイクロ波伝送系及び治療用放射線発生部２２１は、従来の小型電子リニアックの如き放射線治療装置では回転体である照射ヘッドを含むガントリ内に一体化されて組み込まれているものがあったが、本実施形態の放射線治療装置においては、重量物であるマイクロ波発振器２３０を治療室２００の床に設置することで、軽量化された照射ヘッドを実現している。このような軽量化された照射ヘッド２２０であることと、特徴的な支持移動機構２１０との組合せにより、照射ヘッド２２０を、治療室２００の空間上で規定される球面座標系上での任意位置への移動を可能としている。
移動導波管部２５０は、第１，第２直線形導波管２５１，２５２と、第１，第２，第３ロータリカプラ２５３，２５４，２５５を含むパンタグラフ機構であり、固定導波管部２４０とヘッド内導波管部２６０とを連結する。すなわち、同種の第１，第２，第３ロータリＲＦカプラ２５３，２５４，２５５のうち、代表として第２ロータリＲＦカプラ２５４を第１，第２直線形導波管２５１，２５２を含めて、図３０を参照して説明する。
図３０において、第２ロータリＲＦカプラ２５４は、一端側に第１直線導波管２５１が接続される第１筒体２５４Ａと、この第１筒体２５４Ａと同一の軸芯を持ち第１筒体２５４Ａの他端側に一端側がベアリング２５４Ｃを介して回転可能に組み合わされ且つ他端側に第２直線導波管２５２が接続される第２筒体２５４Ｂとを含む。尚、第１，第２筒体２５４Ａ，２５４Ｂの軸心方向と、第１，第２直線導波管２５１，２５２の伸長方向とは直角である。
また、第１，第２筒体２５４Ａ，２５４Ｂの開口部には、２つの開口を形成してなる帯域フィルタ板２５４Ｄが設けられている。さらに第１筒体２５４Ａと第２筒体２５４Ｂとの間には磁性シール機構２５４Ｅが設けられている。この磁性シール機構２５４Ｅは気密封止のためＯリングに代わるものであり、一対の電磁石２５４Ｅ１，２５４Ｅ２により磁性流体２５４Ｅ３を挟みこんだ構造である。このような磁性シール機構２５４Ｅを第１筒体２５４Ａと第２筒体２５４Ｂとの間に設けていることにより、従来のような劣化に伴う定期交換を必要とするＯリングに比べて、保守管理の面で有利である。
このような第２ロータリＲＦカプラ２５４及び第１，第２直線形導波管２５１，２５２によれば、第１直線導波管２５１の伸長方向から伝送されたマイクロ波電力は、第２ロータリＲＦカプラ２５４の入口で直角に曲げられて、出口で再度直角に曲げられて第２直線導波管２５２の伸長方向に伝送される。また、第２ロータリＲＦカプラ２５４の第１筒体２５４Ａ，第２筒体２５４Ｂは互いに回転可能であるので、第１，第２筒体２５４Ａ，２５４Ｂに直角に接続された第１直線導波管２５１と第２直線導波管２５２とを互いに異なる方向に回転させることができる。
従って、移動導波管部２５０は、第２ロータリＲＦカプラ２５４に一端部が接続された第１直線導波管２５１の他端部を、第２ロータリＲＦカプラ２５４と同様の構造を有しガイドレール２１５の端部に固定された第１ロータリＲＦカプラ２５３に接続し、第２ロータリＲＦカプラ２５４に一端部が接続された第２直線導波管２５２の他端部を、第２ロータリＲＦカプラ２５４と同様の構造を有し照射ヘッド２２０に固定された第３ロータリＲＦカプラ２５５に接続しているので、照射ヘッド２２０の移動に伴って、第１，第２，第３ロータリＲＦカプラ２５３，２５４，２５５それぞれの第１，第２筒体２５４Ａ，２５４Ｂが回転して第１，第２直線導波管２５１，２５２を、第２ロータリＲＦカプラ２５４を中心に開閉することができる。これは、第１，第２直線形導波管２５１，２５２と、第１，第２，第３ロータリＲＦカプラ２５３，２５４，２５５とを含む移動導波管部２５０が、パンタグラフ機構であることを示している。
また、図３１は、２つのロータリＲＦカプラ２５４，２５４′と、５本の導波管とを用いて、曲がった伝送経路を形成する例を示している。この例では、図３０と同様のロータリＲＦカプラ２５４及び直線導波管２５６，２５７と、これと同様のロータリＲＦカプラ２５４′及び直線導波管２５６′，２５７′とを、ベンド形導波管２５８により連結した構成である。
このように、図３０に示すロータリＲＦカプラ２５４及び複数の導波管の組を複数製作し、これらをベンド形導波管により連結することにより、曲がった伝送経路を容易に形成することができる。
次に図３２を参照して、照射ヘッド２２０と移動導波管部２５０との関係を説明する。すなわち、図２９においてアイソセンタ３００を規定したとき、照射ヘッド２２０は、支持移動機構２１０により治療室２００の空間上で規定される球面座標系上での任意位置への移動を可能としている。この球面座標系を図３２において、Ｐ１（ｒ１，θ１，φ１）で示すことができる。この場合、ｒ１は、アイソセンタ３００とターゲットとの間の距離とする。また、移動導波管部２５０の第３ロータリＲＦカプラ２５５は、照射ヘッド２２０が球面座標系Ｐ１（ｒ１，θ１，φ１）で移動すると、この座標系に応動してＰ２（ｒ２，θ２，φ２）で示す球面座標系上での移動が行われる。ｒ２は、アイソセンタ３００と第３ロータリＲＦカプラ２５５の軸心との間の距離とする。
このように本実施形態の放射線治療装置によれば、照射ヘッド２２０が移動する球面座標系Ｐ１に従って移動導波管部２５０を球面座標系Ｐ２上で移動することができ、移動導波管部２５０の動きを照射ヘッド２２０の動きに追従させることができる。
次に、固定導波管部２４０について説明する。すなわち、固定導波管部２４０は、移動導波管部２５０で用いた直線形導波管と同様の導波管、図３３に示す両端にフランジ２４１，２４２が設けられたＥベント形導波管２４３、図３４に示す両端にフランジ２４４，２４５が設けられたＨベント形導波管２４５、移動導波管部２５０で用いたロータリＲＦカプラ２５３，２５４，２５５と同様のロータリＲＦカプラを含み、マイクロ波発振器２３０と移動導波管部２５０とを連結する。図２９において、固定導波管部２４０は、マイクロ波発振器２３０の出力端から基台２１２内を通ってガイドレール２１５の端部２１５Ｂ２に設けた第１ロータリＲＦカプラ２５３に接続されている。
次に、図３５Ａ及び図３５Ｂを参照して、照射ヘッド２２０及びヘッド内導波管部２６０について説明する。照射ヘッド２２０は、図２９で説明したように、治療用放射線発生部２２１、周回移動機構２２２、ジンバル機構２２３を有すると共にヘッド内導波管部２６０を付設している。なお、図３５Ａ及び図３５Ｂにおいては、図面に周回移動機構２２２は現れない。ジンバル機構２２３のフレーム２２３Ａに直行２方向に首振りさせるサーボ機構２２３Ｂ，２２３Ｃが設けられており、周回移動機構で位置決めされた位置で、フレーム２２３Ａ全体を首振りさせる。フレーム２２３Ａには、電子銃２２１Ａ，Ｃバンド定在波線形加速器の如き加速器２２１Ｂ，ターゲット２２１Ｃ，コリーメータ２２１Ｄ及び加速器２２１Ｂに連結される真空ポンプ２２１Ｅが搭載されている。
このような治療用放射線発生部２２１は、電子銃２２１Ａから発射した電子線を加速器２２１Ｂより加速して、該加速した電子線をターゲット２２１Ｃに衝突させて放射線を発生させ、また該放射線をコリーメータ２２１Ｄで成形して、治療用放射線を照射ヘッド２２０から図示しない患者に照射する。
上記において加速器２２１Ｂにはヘッド内導波管部２６０が接続されている。このヘッド内導波管部２６０は、ＲＦ窓２６２を内部に有しつ且つ一端側が加速器２２１Ｂに接続されたロータリＲＦカプラ２６１を有する。このロータリＲＦカプラ２６１の他端側には、ベンド形導波管２６３が接続されている。ＲＦ窓２６２を内部に有するロータリＲＦカプラ２６１及びベンド形導波管２６３は、ジンバル機構２２３のフレーム２２３Ａに搭載されている。また、周回移動機構側には、導波管２６５，２６６，２６７が設けられ、導波管２６７は移動導波管部２５０の第３ロータリＲＦカプラ２５５に接続されている。ここにジンバル機構２２３のフレーム２２３Ａに搭載されたベンド形導波管２６３と、周回移動機構側に設けられた導波管２６５とは、詳細を図３５に示すフランジ２６４Ａ，２６４Ｂを有するフレキシブル導波管２６４により連結されている。なお、図３３，図３４，図３６におけるフランジは、図３７に示すフランジ２６８を用いることができる。なお、ヘッド内導波管部２６０においても、曲った伝送路を構成する場合には、図３３に示す両端にフランジ２４１，２４２が設けられたＥベント形導波管２４３、図３４に示す両端にフランジ２４４，２４５が設けられたＨベント形導波管２４５を用いることができる。
図２９に示す、寝台部２７０は、患者２７２を載置しつつＺ方向（垂直方向）と、Ｘ，Ｙ方向（水平方向）とのうち少なくとも一方に移動する天板２７１を有する。この天板２７１の移動は、寝台部２７０に備わる図示しない移動機構により行われる。
図２９に示す、システム制御卓２８０は、傾動機構２１３，２１４、照射ヘッド２２０の治療用放射線発生部２２１、周回移動機構２２２、ジンバル機構２２３、マイクロ波発振器２３０及び寝台部２７０を、自動又は手動により制御する。
以上のように構成された本実施形態の放射線治療装置によれば、次のような効果がある。すなわち、重量物であるマイクロ波発振器２３０を治療室２００の床に設置して軽量化された照射ヘッド２２０を実現し且つ特徴的な支持移動機構２１０との組合せにより、照射ヘッド２２０を、治療室２００の空間上で規定される球面座標系Ｐ１上での任意位置に移動することが可能となる。
また、本実施形態の放射線治療装置によれば、照射ヘッド２２０が移動する球面座標系Ｐ１に従って移動導波管部２５０を球面座標系Ｐ２上で移動することができ、移動導波管部２５０の動きを照射ヘッド２２０の動きに追従させることができ、任意の位置における照射ヘッド２２０に対しマイクロ波電力を容易に供給することができる。
さらに、移動導波管部２５０は、第１，第２直線形導波管２５１，２５２と、第１，第２，第３ロータリＲＦカプラ２５３，２５４，２５５とによりパンタグラフ機構を構成しているので、第２ロータリＲＦカプラ２５４を中心に第１直線形導波管２５１と第２直線形導波管２５２とを容易に開閉し且つ移動量を吸収することができ、患者２７２への干渉を未然に防止とすることができる。
また、固定導波管部２４０及びヘッド内導波管部２６０は、直線形導波管と共にＥベント形導波管２４３、Ｈベント形導波管２４５、ロータリＲＦカプラ２５３，２５４，２５５と同様のロータリＲＦカプラを用いて構成しているので、曲がった伝送路を最短距離で形成することができ、小型化に寄与するものとなる。
さらに、ロータリＲＦカプラ２５４の第１筒体２５４Ａと第２筒体２５４Ｂとの間には磁性シール機構２５４Ｅを設けていることにより、従来のＯリングに比べて、摩耗に伴うリーク発生を抑制することができ、また劣化に伴う交換サイクルを延ばすことができる。
また、ヘッド内導波管部２６０におけるジンバル機構２２３に搭載されるベンド形導波管２６３と、周回移動機構側に設けられた導波管２６５とは、フレキシブル導波管２６４により連結しているので、ジンバル機構２２３によりベンド形導波管２６３を含む治療用放射線発生部２２１が首振り動作により微少角変位しても、この首振り動作の伴う治療用放射線発生部２２１の位置ずれは容易にフレキシブル導波管２６４により吸収することができる。これにより、治療用放射線発生部２２１に所定のマイクロ波電力を供給しつつジンバル機構２２３により、照射ヘッド２２０を円滑に疑似ノンアイソセントリックな回転をさせることが可能となる。
（第６実施形態）
次に、図３８及び図３９を参照して本発明の第６実施形態に係る放射線治療装置を説明する。図３８及び図３９においては、図２９〜図３７と同一部分には同一符号を付してその説明は省略する。
第６実施形態に係る放射線治療装置は、移動導波管部２５０におけるパンタグラフ機構を一層活用するために、支持移動機構２１０における一対の傾動機構２１３，２１４を治療室２００の天井２０３と床２０４とに配置した構成である。
このように構成することにより、第５実施形態に係る放射線治療装置と同様の作用効果を奏する他に、移動導波管部２５０の第１，第２直線形導波管２５１，２５２は天井２０３と床２０４との間で開閉するようになり、患者２７２かに天井２０３方向に照射ヘッド２２０を待避させることができ、患者への干渉及び圧迫感を抑制することができる。なお、この構成においては、固定導波管部２４０を天井２０３及び壁に沿い又は天井２０３及び壁に埋め込んで配置することができ、治療室２００をより治療のために活用することができる上に、医師、技師、看護士への衝突等を未然に防止することができ、また治療効率の向上が図られる。
なお、第５，第６実施形態の放射線治療装置においても、第１〜第４実施形態におけるＸ線ＣＴ装置、ＭＲＩ装置等の画像取得装置を組み合わせることができ、第１〜第４実施形態と同様に、取得した患部画像により照射野を位置決めすることができる。この場合、制御卓２８０により放射線治療装置と画像取得装置とを連携することができる。
産業上の利用の可能性
以上のように本発明によれば、優れた治療性能を有する放射線治療装置を提供することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
図１は、本発明の第１実施形態に係る放射線治療装置を寝台軸に直交する方向から見た構成図。
図２は、同実施形態の放射線治療装置を寝台軸方向から見た構成図。
図３は、同実施形態の放射線治療装置による放射線治療を説明する斜視図。
図４は、同実施形態の放射線治療装置における照射ヘッドの部分断面図。
図５は、同実施形態の放射線治療装置における導波管系及びロータリＲＦカプラを示す斜視図。
図６は、同実施形態の放射線治療装置におけるロータリＲＦカプラ及び導波管を示す斜視図。
図７は同実施形態の放射線治療装置におけるロータリＲＦカプラを説明する図。
図８は、同実施形態に係る放射線治療装置のブロック図。
図９は同実施形態における放射線治療の操作手順を、モニタ画面の変化で示す図。
図１０は、本発明の第２実施形態に係る放射線治療装置を寝台軸に直交する方向から見た構成図。
図１１は、同実施形態の放射線治療装置を寝台軸方向から見た構成図。
図１２は、同実施形態の放射線治療装置による放射線治療を説明する斜視図。
図１３Ａ、図１３Ｂ及び図１３Ｃは夫々本発明の第２実施形態に係る放射線治療装置における照射ヘッドを示し、図１３Ｂは図１３ＡにおけるＸＩＩＩＢ−ＸＩＩＩＢに沿う断面図、図１３Ｃは図１３ＡにおけるＸＩＩＩＣ−ＸＩＩＩＣに沿う断面図。
図１４は、同実施形態の放射線治療装置における照射ヘッドに備わる超小型Ｃ−Ｂａｎｄ加速器を示す構成図。
図１５は、同実施形態の放射線治療装置による擬似ノンアイソセントリックで放射線治療を行う際の照射ヘッド及び患者を示す斜視図。
図１６は、同実施形態の放射線治療装置による擬似ノンアイソセントリックで放射線治療を行う際の照射ヘッドの首振り動作の一例を説明するものであって、図１５におけるＸＶＩ−ＸＶＩに沿う部分断面図。
図１７は、同実施形態の放射線治療装置による擬似ノンアイソセントリックで放射線治療を行う際の照射ヘッドの首振り動作の他例を説明するものであって、図１５におけるＸＶＩＩ−ＸＶＩＩに沿う部分断面図。
図１８は、本発明の第２実施形態に係る放射線治療装置のブロック図。
図１９は、本発明の第２実施形態に係る放射線治療装置の照射ヘッドを示す斜視図。
図２０Ａ〜Ｄは同実施形態における首振り機構を示し、図２０Ａは導波管と首振り機構及び駆動モータを示す斜視図、
図２０Ｂは図２０ＡにおけるＸＸＢ−ＸＸＢに沿う断面図、
図２０Ｃは図２０ＡにおけるＸＸＣ−ＸＸＣに沿う断面図、
図２０Ｄは図２０ＡにおけるＸＸＤ−ＸＸＤに沿う断面図。
図２１は、同実施形態の放射線治療装置における導波管系及びロータリＲＦカプラを示す斜視図。
図２２は、同実施形態の放射線治療装置におけるロータリＲＦカプラ及び導波管を示す斜視図。
図２３Ａ，図２３Ｂは夫々同実施形態の放射線治療装置におけるロータリＲＦカプラを説明する図。
図２４は同実施形態における動作を示すタイミングチャート。
図２５は同実施形態における放射線治療の操作手順を、モニタ画面の変化で示す図。
図２６は、本発明の第３実施形態に係る放射線治療装置を、寝台軸の方向から見た構成図。
図２７は、同実施形態に係る放射線治療装置を、寝台軸の方向から見た構成図。
図２８は、本発明の第４実施形態に係る放射線治療装置を、寝台軸の方向から見た構成図。
図２９は、本発明の第５実施形態に係る放射線治療装置を示す斜視図。
図３０は、同実施形態におけるロータリＲＦプラの断面図。
図３１は、同実施形態におけるロータリＲＦカプラ及び導波管を組み合わせた伝送系を示す図。
図３２は、同実施形態における照射ヘッドに係る球面座標系と移動導波管部に係る球面座標系との関係を示す図。
図３３は、同実施形態におけるＥベンド形導波管を示す図。
図３４は、同実施形態におけるＨベンド形導波管を示す図。
図３５Ａ及び図３５Ｂは、同実施形態における照射ヘッドを示し、図３５Ａは正面図、図３５Ｂは側面図。
図３６は、同実施形態におけるフレキシブル導波管を示す図。
図３７は、同実施形態におけるフランジを示す図。
図３８は、本発明の第６実施形態に係る放射線治療装置を示す斜視図。
図３９は、同実施形態に係る放射線治療装置の移動導波管部の動作を示す図。
【図１】
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【図２】
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【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】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３Ａ】
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【図１３Ｂ】
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【図１３Ｃ】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１９】
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【図１８】
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【図２０Ａ】
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【図２０Ｂ】
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【図２０Ｃ】
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【図２０Ｄ】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３Ａ】
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【図２３Ｂ】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【図３１】
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【図３２】
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【図３３】
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【図３４】
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【図３５Ａ】
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【図３５Ｂ】
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【図３６】
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【図３７】
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【図３８】
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【図３９】
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【国際調査報告】
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