JP5111233B2 - 粒子線治療システム - Google Patents

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。

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やサイ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。

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。

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。

従来の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、特に高速遮断（ＯＦＦ）が必須である。

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、高周波で周回ビームのサイズを増大させて、安定限界を超えた振幅の大きい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。

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、出射ビームが遮断されるまでには時間がかかるため、この遅延時間中の照射（遅延照射）が生じる。スポットスキャニング法では線量精度の観点で、この遅延照射量を極力低減することが必須である。そこで、ビーム輸送系に設置した遮断電磁石をＯＮ／ＯＦＦして、シンクロトロンの出射ビームが照射スポット間で照射装置に到達しないように制御している。例えば、特許文献１では、ビーム輸送系の直線部に配置した遮断電磁石で出射ビームを偏向し、その直線部の下流に配置したビームダンプで遅延照射の原因となる不要ビーム成分を廃棄している。

一方、加速器がサイクロトロンの場合にも遅延照射の問題がある。サイクロトロンではイオン源の印加電圧を制御して出射ビームをＯＮ／ＯＦＦするが、各スポットの照射終了時にイオン源の印加電圧をＯＦＦしても出射ビームが遮断されるまでには時間がかかる。そのため、シンクロトロンと同様に、例えば特許文献１に開示されている対策を実施している。

特開２００５−３３２７９４号公報

しかしながら、例えば特許文献１記載の従来技術では出射ビームの遮断時間は数１００μｓに達し、スポットスキャニング法で要求される数１０μｓ以内に短縮することは困難であった。即ち、励磁電源は高電圧で且つ大電流出力が必須で高価となり、遮断電磁石は耐電圧特性と耐熱冷却特性の強化のため大型化する。一方、遮断電磁石と励磁電源の要求性能を緩和するため、遮断電磁石とビームダンプ間のビーム輸送系の直線部ドリフト距離を延長すると、システム全体の大型化とビーム輸送調整の困難化を招く問題があった。

本発明の目的は、出射ビームの遮断時間を短縮して線量精度を向上する粒子線治療システムを提供することにある。

上記の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する加速装置と、荷電粒子ビームを照射対象に出射する照射装置と、加速装置から出射された荷電粒子ビームを照射装置に導くビーム輸送系と、ビーム輸送系に設置され、照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断するビーム遮断装置とを備え、ビーム遮断装置は、ビーム輸送系を通過する前記荷電粒子ビームを偏向する第１遮断電磁石と、第１遮断電磁石と応答速度が異なる第２の遮断電磁石を備えるようにしたものである。

また、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する加速装置と、荷電粒子ビームを照射対象に出射する照射装置と、加速装置から出射された荷電粒子ビームを照射装置に導くビーム輸送系と、ビーム輸送系に設置され、照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断するビーム遮断装置とを備え、ビーム遮断装置は、荷電粒子ビームの入口側に設置される応答速度の異なる複数の遮断電磁石と、荷電粒子ビームの出口側に設置されるビームダンプを備えるようにしたものである。

さらに、本発明は、上記粒子線治療システムにおいて、ビーム遮断装置を構成する２つの異なる応答速度の遮断電磁石が実質的に逆極性の２極磁場成分を発生し、ビーム輸送系で導かれる荷電粒子ビームを逆方向に偏向するようにしたものである。

本発明によれば、出射ビームの遮断時間を短縮でき、線量精度を向上した粒子線治療システムを実現することができる。

〔第１の実施形態〕
以下、図１〜図６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。最初に、図１〜図３を用いて、本実施形態による粒子線治療システムの全体構成及び粒子線ビームの照射原理について説明する。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。

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と、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。

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、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、高周波電磁場で荷電粒子ビームの振動振幅を増大し安定限界を超えさせて外部に取り出す出射装置２６と、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。

ここで、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１００におけるシンクロトロン２００からの荷電粒子ビームの出射方法の説明図である。

図２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たものである。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、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、出射開始後の水平方向の位相空間を示している。

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／垂直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領域ＳＡが形成される。安定領域内の粒子はシンクロトロン２００内を安定に周回し続ける。

このとき、図１に示した出射装置２６に出射用高周波を印加すると、図２（Ｂ）に示すように、周回ビームＢＭの振幅が増大する。そして、安定領域ＳＡの外に出た粒子は、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。

安定領域の大きさは収束／発散型の四極電磁石２２や六極電磁石２３の励磁量で決まる。図２（Ａ）は出射開始前の、図２（Ｂ）は出射開始後の位相空間を示す。安定領域の大きさを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磁場を印加し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磁場をＯＮ／ＯＦＦすることで、出射ビームのＯＮ／ＯＦＦが制御できる。この出射方法の特徴は、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である。

再び、図１においてビーム輸送系３００は、シンクロトロン２００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、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するビーム遮断装置７００から構成される。

ビーム遮断装置７００は、２台の遮断電磁石（高速遮断電磁石）３３，（低速遮断電磁石）３４と、２台の遮断電磁石３３，３４の各々を励磁する励磁電源３３Ａ，３４Ａと、遮断電磁石３３，３４で除去したビーム成分を廃棄するビームダンプ３５から構成される。励磁電源３３Ａが遮断電磁石３３に接続され、励磁電源３４Ａが遮断電磁石３４に接続される。制御装置６００は、励磁電源３３Ａ，３４Ａに接続され、これらを制御する。遮断電磁石３３と励磁電源３３Ａは遮断開始時の高速応答・短時間運転用であり、遮断電磁石３４と励磁電源３４Ａはその後の遮断期間中の低速応答・長時間運転用である。動作シーケンスに関しては図４を用いて後述する。

なお、遮断電磁石３３，３４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してビームダンプ３５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に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。どちらの方法も可能であるが、本実施形態では前者の場合について記述している。

照射装置５００は、走査電磁石の電源５００Ａを備えている。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１００に用いる照射装置５００の構成を示す正面図である。

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し患部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。

ここで、図３（Ａ）と（Ｂ）により、スポットスキャニング法について説明する。図３（Ｂ）は、照射ビームを上流側から見た説明図である。

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２００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５１ａ，５１ｂ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。

次に、図４を用いて、本実施形態の粒子線治療システム１００によ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の実施形態の粒子線治療システム１００によ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４において、横軸は時間ｔ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に供給される走査電磁石電流を示している。図４（Ｂ）の縦軸は、制御装置６００から出射装置２６の電源２６Ａに供給される出射用高周波制御信号に応じて、電源２６Ａから出射装置２６に供給される出射用高周波電力を示している。図４（Ｃ）の縦軸は、シンクロトロン２００からビーム輸送系３００に出射する出射ビームを示している。図４（Ｄ）の縦軸は、制御装置６００から高速遮断電磁石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から高速遮断電磁石３３に供給される励磁電流のＯＮ／ＯＦＦ状態を示している。同様に図４（Ｅ）の縦軸は、制御装置６００から低速遮断電磁石３４の電源３４Ａに供給されるビーム遮断制御信号に応じて、電源３４Ａから低速遮断電磁石３４に供給される励磁電流のＯＮ／ＯＦＦ状態を示している。図４（Ｆ）の縦軸は、照射装置５００から照射される照射ビームの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。

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できる。そして、スポットスキャニング法では、図４（Ａ）と（Ｆ）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。

照射装置５００に荷電粒子ビームを供給するスポット照射時には、図４（Ｂ）に示すように、出射装置２６に印加する高周波電磁場をＯＮし、照射装置５００への荷電粒子ビームの供給を遮断するスポット間移動時には出射装置２６に印加する高周波電磁場をＯＦＦする。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、同時に、図４（Ｄ）と（Ｅ）に示すように、ビーム輸送系３００に設置した応答速度と通電時間が異なる２台の遮断電磁石を励磁して荷電粒子ビームの供給を高速に遮断する。本実施形態では、遮断電磁石３３，３４を励磁した場合、ビーム輸送系３００内のビーム軌道を通過する荷電粒子ビームは、ビーム軌道から偏向されてビームダンプ３５に衝突して廃棄される。他方、遮断電磁石３３，３４を励磁していない場合、荷電粒子ビームは、ビーム輸送系３００のビーム軌道を通過して照射装置５００内に供給される。図４（Ｃ）に示すように、荷電粒子ビームは、出射装置２６の出射用高周波電力（図４（Ｂ））が停止された後も、シンクロトロン２００から出射（遅延照射）される。この遅延照射される荷電粒子ビームを、ビーム遮断装置７００で高速に遮断する。出射装置２６の出射用高周波電力をＯＦＦした後、高速用の遮断電磁石３３による励磁量を高速に立ち上げる。その後、低速用の遮断電磁石３４を用いて励磁量を増加させる。出射装置２６に印加する高周波電磁場のＯＮ／ＯＦＦのタイミングや２台の遮断電磁石の励磁タイミングは制御装置６００で管理，制御されている。

ここで、前述した従来技術と対比しながら、本実施形態の特徴を説明する。図１４は、従来技術による粒子線治療システム１００Ｂの構成を示すシステム構成図である。ビーム遮断装置７００Ｂは１台の遮断電磁石３６とその励磁電源３７を備えている。図１５は、従来技術による粒子線治療システム１００Ｂ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。

従来技術で高速ビーム遮断を実現するには、１台の遮断電磁石３６を１台の励磁電源３７で励磁し、図１５（Ｅ）の破線で示すように、その励磁電流を急峻な立ち上がり後に長時間にわたり一定値で維持する必要がある。特に、照射スポットが離れた位置にある遠隔スポット照射時にはビーム走査時間、即ち照射ビームＯＦＦの時間が長くなり、励磁時間は最大数１０ｍｓに及ぶ。したがって、励磁電源３７は高電圧で大電流かつ高デューティ出力が必須で極めて高価となり、遮断電磁石３６は耐電圧特性と耐熱冷却特性の強化のため複雑化し大型化する。そのため、従来技術では図１５（Ｅ）と（Ｆ）の実線で示すように、出射ビームの遮断時間は実際には数１００μｓに達し、スポットスキャニング法で要求される数１０μｓ以内に短縮することは困難であった。なお、遮断電磁石３６と励磁電源３７の要求性能を緩和するため、遮断電磁石３６とビームダンプ３５間のビーム輸送系の直線部ドリフト距離を延長して必要な励磁電流を低減する方法もある。この場合には、システム全体の大型化とビーム輸送調整の困難化を招く大きな問題があった。

一方、本実施形態では、ビーム遮断装置７００を構成する遮断電磁石と励磁電源をそれぞれ遮断開始時の高速応答・短時間運転用（３３，３３Ａ）とその後の遮断期間中の低速応答・長時間運転用（３４，３４Ａ）の２つに機能分離して構成する。本実施形態によれば、高速応答用と低速応答用の二つに機能分離して構成しているため、要求性能の達成が容易となり、それぞれの運転条件に最適化した設計が可能となるため装置の小型化・低コスト化が実現できる。即ち、この場合、それぞれ２台の製作容易な遮断電磁石と励磁電源を用いて、実効的に図１５（Ｅ）の破線で示すような理想的な励磁電流を達成できる。本実施形態では、一つのビーム遮断装置７００内で高速応答用と低速応答用に機能を分離して構成しているが、各機能を有するビーム遮断装置を別々に備えてもよい。この場合、高速応答用の第１遮断電磁石装置７０１が、第１の遮断電磁石３３と第１の励磁電源３３Ａを有し、低速応答用の第２遮断電磁石装置７０２が、第２の遮断電磁石３４と第２の励磁電源３４Ａを有する。

図５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ビーム遮断装置７００の遮断電磁石の構造を示す断面図である。図５（Ａ）は、高速遮断電磁石３３の構造の例を示す。磁性体コア７１はＣ型電磁石を構成しており、高速励磁に対応して磁性体コア７１に用いる材質としては、フェライト，アモルファス，ナノ微細結晶質軟磁性合金などの極めて渦電流が流れにくい材質を選択する。ビームダクト７２も同様に渦電流対策のためにセラミック製とする。励磁コイル７３は電磁石のインダクタンスを抑えて印加電圧を低減するために、コイル巻数を数１０ターン以下で設計する。一方、コイル巻数を抑えたため励磁電流が大きくなるが、励磁時間を遮断開始時の短時間に制限することで、平均消費電力（発熱量）を抑えて空冷のみで冷却が可能な構造に設計できる。したがって、耐電圧性能や冷却性能が緩和できる。

図５（Ｂ）は、低速遮断電磁石３４の構造の例を示す。磁性体コア７１は窓枠型電磁石を構成しており、磁性体コア７１に用いる材質としては、シンクロトロン２００やビーム輸送系３００に設置される各種電磁石と同様に、積層鋼板などの渦電流が適度に流れにくい材質を選択する。ビームダクト７２も同様に渦電流低減のために薄肉ステンレス製とする。励磁コイル７３は巻数を数１００ターン程度に増加して、インダクタンスが極端に大きくならない範囲で励磁電流を小さく抑え、平均消費電力（発熱量）を低減して空冷のみで冷却が可能な構造に設計できる。したがって、耐電圧性能や冷却性能が緩和できる。

図６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ビーム遮断装置７００の励磁電源の構成を示す機器構成図である。図６（Ａ）は、高速遮断電磁石３３を励磁する励磁電源３３Ａの機器構成の例を示す。励磁電源３３Ａは、商用電源から受電した交流電力を適切な電圧値に変換する入力部７４，その交流電力を必要な電圧値の直流電力に変換する変圧・整流部７５，その直流電力を入力しコンデンサを充放電するパルス整形部７６，制御装置６００からのタイミング制御信号に基づきコンデンサの充放電のタイミングを調整する制御部７７，高速遮断電磁石３３にパルス励磁電流を出力するとともに反射電力を吸収する出力部７８から構成される。高速遮断電磁石３３の励磁電流の立ち上がり時間は、パルス整形部７６のコンデンサの容量と高速遮断電磁石３３のインダクタンスで決まる。一方、励磁電流の立ち下り時間は、高速遮断電磁石３３のインダクタンスと反射電力を吸収する出力部７８の減衰抵抗器の抵抗値で決まる。高速遮断電磁石３３のインダクタンスが小さいため、励磁電源３３Ａは充電電圧が低い安価なパルス電源で実現できる。

図６（Ｂ）は、低速遮断電磁石３４を励磁する励磁電源３４Ａの機器構成の例を示す。励磁電源３４Ａは、商用電源から受電した交流電力を適切な電圧値に変換する入力部７４、その交流電力を必要な電圧値の直流電力に変換する変圧・整流部７５，その直流電力を入力して所定の励磁電流パターン（励磁電流の時間変化）を出力するパターン整形・出力部７９，制御装置６００からのタイミング制御信号に基づき所定の励磁パターンを出力するタイミングを調整する制御部７７から構成される。低速遮断電磁石３４の励磁コイルの巻数の最適化により、励磁電源３４Ａは出力電圧・電流とも製作が容易な値を選定でき、安価なパターン電源で実現できる。

本実施例によれば、ビーム遮断装置７００を構成する遮断電磁石と励磁電源をそれぞれ遮断開始時の高速応答・短時間運転用とその後の遮断期間中の低速応答・長時間運転用の２つに機能分離して構成できるので、要求性能の達成が容易となり、それぞれの運転条件に最適化した設計が可能となるため装置の小型化・低コスト化が実現できる。

また、本実施例によれば、高速ビーム遮断が可能となりスポットスキャニング法による粒子線治療に好適な照射ビームが得られる。しかも、小型で安価かつ調整が容易な粒子線治療システムを供給できる。本実施例のように、低速遮断電磁石３４と高速遮断電磁石３３を一体型としてビーム遮断装置７００内に配置することにより、制御や調整が容易となる。なお、低速遮断電磁石３４と高速遮断電磁石３３を個々の装置に配置する場合であっても、これらの間に他の機器を配置しない構成にすることで、同様の効果を得ることができる。

〔第２の実施形態〕
次に、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について説明する。図７は、本実施形態による粒子線治療システムの全体構成を示すシステム構成図である。ここでは、第１の実施形態のシステム構成と相違する部分のみ説明する。

本実施形態では、ビーム輸送系３００を構成する偏向電磁石３１の入口側に２台の遮断電磁石３３と３４を、出口側にビームダンプ３５を配置している。この機器配置により偏向電磁石３１をドリフト空間として利用できるため、第１の実施形態のようにビーム輸送系３００にドリフト距離を確保するための長い直線部が必要ない。即ち、直線部ドリフト距離を延長しなくとも不要なビーム成分を十分に分離して廃棄できる。また、直線部ドリフト距離を延長しなくて済むため四極電磁石によるビーム収束が容易となり、ビーム輸送調整の困難化を回避できる。

本発明の第２の実施形態の粒子線治療システムによるスポットスキャニング法の動作について説明する。図８は、本実施形態の粒子線治療システムによ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。ここでは、第１の実施形態の動作と相違する部分のみ説明する。本実施形態では、図８（Ｅ）に示すように、低速用の遮断電磁石３４を励磁した場合、荷電粒子ビームは、ビーム輸送系３００のビーム軌道を通過して照射装置５００に供給される。他方、遮断電磁石３３，３４を励磁していない場合、ビーム輸送系３００内のビーム軌道を通過する荷電粒子ビームは、ビーム軌道から偏向されてビームダンプ３５に衝突して廃棄される。つまり、低速遮断電磁石を励磁した状態で照射ビームをＯＮできる動作論理となっている。本実施例では、機器故障の際には照射ビームが自動的にＯＦＦとなるため、安全性の高いシステムを構築できる。また、図８（Ｄ）に示すように、ビーム遮断開始時に高速遮断電磁石を低速遮断電磁石と逆極性に励磁し、実効的に低速遮断電磁石の励磁電流の立ち下り時間を短縮して高速ビーム遮断を実現している。低速遮断電磁石を励磁した状態で照射ビームがＯＮのため、その直下流の偏向電磁石３１の設置位置や偏向角度は、低速遮断電磁石の偏向角度を考慮して決定される。勿論、本実施形態において、第１の実施形態と同様な動作論理、即ち、２台の遮断電磁石を励磁して照射ビームをＯＦＦすることも可能である。なお、本実施形態の荷電粒子ビーム出射方法，照射装置，遮断電磁石，励磁電源の構成は、第１の実施形態と同様で図２〜図６に示したとおりである。

本実施例によれば、実施例１と同様の効果を得ることができる。

また、本実施例によれば、ビーム輸送系３００の偏向電磁石をドリフト空間として利用可能なため、直線部ドリフト距離を延長しなくとも不要なビーム成分を十分に分離して廃棄できる。更に、直線部ドリフト距離を延長しなくて済むため四極電磁石によるビーム収束が容易となり、ビーム輸送調整の困難化を回避できる。

〔第３の実施形態〕
次に、本発明の第３の実施形態による粒子線治療システムの構成と運転方法について説明する。図９は、本実施形態による粒子線治療システムの全体構成を示すシステム構成図である。ここでは、第１の実施形態のシステム構成や運転方法と相違する部分のみを説明する。

本実施形態では、荷電粒子ビームを加速する加速器としてサイクロトロン８００を用いている。サイクロトロン８００は、荷電粒子ビームを生成するイオン源８１と、荷電粒子ビームを周回毎に加速する加速空胴８２と、荷電粒子ビームを偏向して螺旋状に周回させる偏向電磁石８３と、最外周の所定のエネルギーに達した荷電粒子ビームを出射する出射偏向装置８４で構成される。

サイクロトロン８００では、出射ビームのＯＮ／ＯＦＦをイオン源８１に印加する高電圧のＯＮ／ＯＦＦで実現している。より具体的には、荷電粒子ビームの源となるプラズマを生成するアーク電圧、荷電粒子ビームをプラズマから引き出す加速電圧、引き出し直後に荷電粒子ビームに印加する偏向電圧のうち、何れかＯＮ／ＯＦＦすることで出射ビームをＯＮ／ＯＦＦできる。しかし、何れの場合も瞬時にＯＮ／ＯＦＦが可能であるわけではなく、高電圧電源の応答性やサイクロトロン内の周回時間に応じた遅延が発生する。

図１０は、本実施形態の粒子線治療システムによ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。第１の実施形態の場合の図４との相違は、シンクロトロン２００では出射装置２６に印加する高周波電力をＯＮ／ＯＦＦするのに対し、サイクロトロン８００ではイオン源８１に印加する高電圧をＯＮ／ＯＦＦする点である。どちらも出射ビームが遮断されるまでには時間がかかるため、この遅延時間中の照射（遅延照射）が生じる。この遅延照射量を低減するためのビーム遮断装置７００の構成や運転方法は、第１の実施形態の場合と同様（図３〜図６）であるため説明を省略する。

本実施形態によれば、実施形態１と同様の効果を得ることができる。

また、サイクロトロン８００はシンクロトロン２００より小型になり、一方、システム全体の大きさを一定とするとビーム輸送系の直線部ドリフト距離が長くとれるため、ビーム遮断装置の各機器の要求性能がより緩和できる。

〔第４の実施形態〕
次に、本発明の第４の実施形態による粒子線治療システムの構成について説明する。図１１は、本実施形態による粒子線治療システムの全体構成を示すシステム構成図である。本実施形態では、第３の実施形態と同様に、荷電粒子ビームを加速する加速器としてサイクロトロン８００を用いており、また、第２の実施形態と同様に、ビーム遮断装置７００としてビーム輸送系３００の偏向電磁石３１の入口側に２台の遮断電磁石３３と３４、出口側にビームダンプ３５を配置する構成である。

図１２は、本実施形態の粒子線治療システムによ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。第２の実施形態の場合の図８との相違は、シンクロトロン２００では出射装置２６に印加する高周波電力をＯＮ／ＯＦＦするのに対し、サイクロトロン８００ではイオン源８１に印加する高電圧をＯＮ／ＯＦＦする点である。

本実施形態によれば、実施形態１と同様の効果を得ることができる。

また、本実施形態の場合が最もシステム全体の小型化を達成したうえで、スポットスキャニング法による粒子線治療に好適な照射ビームが得られる。

〔第５の実施形態〕
最後に、本発明の第５の実施形態による粒子線治療システムの構成について説明する。図１３は本実施形態による粒子線治療システムの全体構成を示すシステム構成図である。他実施形態と異なり本実施形態では、２台の遮断電磁石のうち１台をビーム輸送系３００の偏向電磁石３１の入口側に、もう一台をビーム輸送系３００の直線部に配置している。図１３では高速遮断電磁石３３を直線部に配置しているが逆でもよい。また、本実施形態では、加速器としてサイクロトロン８００を用いているが、シンクロトロン２００であってもよい。

本実施形態の粒子線治療システムによるスポットスキャニング法の動作に関しては他実施形態と同様であり、動作を示すタイミングチャートは図４，図８，図１０，図１２を用いて説明したとおりである。本実施形態はビーム輸送系の設計上、２台の遮断電磁石を近接して配置することが困難な場合に適用できる。

以上、実施形態１〜５で説明したとおり、本発明によれば高速ビーム遮断が可能となりスポットスキャニング法による粒子線治療に好適な照射ビームが得られ、しかも小型で安価かつ調整が容易な粒子線治療システムを供給できる。特に、照射スポットが離れた位置にある遠隔スポット照射時にも確実に不要な線量投与を回避できるので、複雑な患部形状に対応した高精度治療照射が容易に実現できる。

なお、実施形態１〜５のビーム遮断装置７００は、二つに機能分離されているが、２つに限定されるものではなく、複数の遮断電磁石及び励磁電源を有しても良い。

本発明は、がん治療等を目的とした粒子線治療システム以外に、シンクロトロンやサイクロトロン等の加速器で加速した高エネルギーの荷電粒子ビームを、高精度に且つ所望の強度分布でターゲットに照射する必要性のある物理研究にも適用できる。

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。 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。 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す正面図である。 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。 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ビーム遮断装置の遮断電磁石の構造を示す断面図である。 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ビーム遮断装置の励磁電源の構成を示す機器構成図である。 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。 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。 本発明の第３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。 本発明の第３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。 本発明の第４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。 本発明の第４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。 本発明の第５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。 従来技術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。 従来技術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。

符号の説明

１１ 前段加速器
２１，３１，８３ 偏向電磁石
２２，３２ 収束／発散型四極電磁石
２３ 六極電磁石
２４ 入射装置
２５，８２ 加速空胴
２６ 出射装置
２６Ａ，３３Ａ，３４Ａ，８１Ａ，５００Ａ 電源
２７，８４ 出射偏向装置
３３ 高速遮断電磁石
３４ 低速遮断電磁石
３５ 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
７１ 磁性体コア
７２ ビームダクト
７３ 励磁コイル
７４ 入力部
７５ 変圧・整流部
７６ パルス整形部
７７ 制御部
７８ 出力部
７９ パターン整形・出力部
８１ イオン源
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
７００ ビーム遮断装置
８００ サイクロトロン

Claims (5)

1. 荷電粒子ビームを所定のエネルギーまで加速し出射する加速装置と、
   前記荷電粒子ビームを照射対象に出射する照射装置と、
   前記加速装置から出射された前記荷電粒子ビームを前記照射装置に導くビーム輸送系と、
   前記ビーム輸送系に設置され、前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断するビーム遮断装置とを備え、
   前記ビーム遮断装置は、前記ビーム輸送系を通過する前記荷電粒子ビームを偏向する第１遮断電磁石と、前記第１遮断電磁石と応答速度が異なる第２の遮断電磁石を有し、
   前記第２遮断電磁石の励磁電流の立ち上り、あるいは立下りの時間に、前記第２遮断電磁石よりも応答速度が速い前記第１遮断電磁石を励磁することで、前記照射装置への前記荷電粒子ビームの供給を遮断することを特徴とする粒子線治療システム。
2. 前記ビーム遮断装置は、
   前記ビーム輸送系を構成する偏向電磁石の入口側に設置される前記第１及び第２の遮断電磁石と、
   前記偏向電磁石の出口側に設置されるビームダンプを備えることを特徴とする請求項１に記載の粒子線治療システム。
3. 前記ビーム遮断装置は、前記遮断電磁石により荷電粒子ビームを偏向し、偏向された前記荷電粒子ビームを前記ビームダンプで消滅させることを特徴とする請求項２に記載の粒子線治療システム。
4. 前記第１遮断電磁石と前記第２遮断電磁石は、実質的に逆極性の２極磁場成分を生成し、前記ビーム輸送系に導かれた前記荷電粒子ビームを逆方向に偏向することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の粒子線治療システム。
5. 前記ビーム遮断装置は、前記第２遮断電磁石を励磁して荷電粒子ビームを偏向し、偏向した前記荷電粒子ビームを前記照射装置へ供給し、前記第２遮断電磁石への励磁を停止し、前記第２遮断電磁石よりも応答速度が速い前記第１遮断電磁石を励磁することで前記照射装置への前記荷電粒子ビームの供給を遮断することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の粒子線治療システム。

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