JP2014127377A - 粒子線治療システム - Google Patents

Abstract

【課題】シンクロトロンでビームエネルギー変更に必要な時間を短縮して線量率を向上し、スキャニング法での治療照射時間を短縮できる粒子線治療システムを提供する。
【解決手段】粒子線治療システム１００の制御装置６００は、シンクロトロン２００の出射期間中に周回ビームに対する安定限界を一定に維持しつつ、逐次加速あるいは減速しながら複数エネルギーの荷電粒子ビームを出射し、加速あるいは減速中には出射装置２６に印加した高周波電圧をＯＦＦするとともに、シンクロトロンから出射される不要な荷電粒子ビームをビーム輸送系３００で遮断する。また、望ましくは、加速あるいは減速中に加速周波数を制御して安定限界を拡大し、不要な荷電粒子ビームの出射を抑制する。
【選択図】図１

Description

本発明は高精度の治療照射が可能な粒子線治療システムに関するものであり、特に、複雑な患部形状に一致した高精細な治療照射が可能なスキャニング法などの先端照射技術を用いた粒子線治療システムに係わる。

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。

粒子線治療システムの照射装置で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する散乱体法や、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法が用いられる。近年、複雑な患部形状に一致した高精細な治療照射が可能なスキャニング法が主流になりつつある。従来の散乱体法の場合と同様に、スキャニング法でも治療照射時間の短縮化の観点で、照射体積１Ｌ当たりの線量率２Ｇｙ／ｍｉｎが標準的な仕様値として要求される。

スキャニング法では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。何れのスキャニング法でも加速器にシンクロトロンを用いる場合には、荷電粒子ビームを患部の深さ方向の各層に対応したエネルギーまで加速したのちビーム輸送系へ出射し、ビーム輸送系を通して照射装置に輸送した荷電粒子ビームを該当する患部の層に選択的に照射する。

シンクロトロンの従来の運転方法では、前段加速器から入射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、加速終了時のエネルギーで荷電粒子ビームを出射し、出射終了時の残留ビームを入射時のエネルギーまで減速して廃棄する。即ち、従来のシンクロトロンでは入射・加速・出射・減速の一連の運転周期を単純に繰り返し、１つの運転周期の出射期間中に単一エネルギーの荷電粒子ビームしか出射できなかった。そのため、スキャニング法で患部深さ方向の複数の層に対応して複数エネルギーの照射ビームが必要な場合には、シンクロトロンに周回ビームが十分残留していてもエネルギー変更の度に減速・入射・加速を再実施する必要があり、線量率の低下で治療照射時間が延長する問題があった。

その解決手段として特許文献１には、シンクロトロンの出射期間中に周回ビームを逐次加速あるいは減速して複数エネルギーの荷電粒子ビームを出射する運転方法が開示されている。特許文献１に記載のシンクロトロンの運転方法によれば、確かにエネルギー変更に必要な時間を短縮でき、線量率の向上により治療照射時間が短縮できる。しかし、標準的な仕様値として要求される照射体積１Ｌ当たりの線量率２Ｇｙ／ｍｉｎを達成するためには必ずしも十分ではない。

特許文献１の運転方法を具体化して炭素線治療用シンクロトロンで実験した結果が非特許文献１に開示されている。非特許文献１には、エネルギー変更の際の加速あるいは減速時にシンクロトロンからの不要な荷電粒子ビームの出射を抑制するために、加速あるいは減速に先だって四極電磁石で安定限界の大きさを拡大し、加速あるいは減速が終了した後に再び安定限界を縮小して元の大きさに戻す運転方法の記載がある。しかし、この方法ではインダクタンスが大きい四極電磁石の応答速度が遅くエネルギー変更に必要な時間が延長する問題がある。なお、上記問題に対して、インダクタンスが小さい高速応答の専用の四極電磁石をシンクロトロンに別途設けて対処する方法もあるが、シンクロトロンの大型化やコスト高を招き、特に小型・低コスト化が必須の陽子線治療用シンクロトロンでは現実的ではない。

特許４８７３５６３号公報

"Multiple-energy operation with extended flattops at HIMAC", Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A624 (2010) 33-38.

そこで、本発明の目的は、出射期間中に周回ビームを逐次加速あるいは減速してビームエネルギーを変更し、出射期間中に複数エネルギーの荷電粒子ビームを出射するシンクロトロンを用いた粒子線治療システムにおいて、エネルギー変更に必要な時間を短縮して線量率を向上し、スキャニング法での治療照射時間を短縮することである。また、その際に、シンクロトロンの大型化やコスト高を回避することである。

上記の目的を達成するために、本発明の粒子線治療システムは、前段加速器から入射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、出射装置に印加した高周波電圧で安定限界を超えさせて荷電粒子ビームを出射するシンクロトロンと、前記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まで導くビーム輸送系と、前記治療室で患者の患部形状に合わせて荷電粒子ビームを照射する照射装置とから構成され、前記シンクロトロンの出射期間中に荷電粒子ビームを逐次加速あるいは減速して複数エネルギーの荷電粒子ビームを出射し、加速あるいは減速中に前記シンクロトロンから出射される不要な荷電粒子ビームを前記ビーム輸送系で遮断する機能を有したものである。

望ましくは、本発明の粒子線治療システムは、荷電粒子ビームを逐次加速あるいは減速して複数エネルギーの荷電粒子ビームを出射する前記シンクロトロンの出射期間中に、前記シンクロトロンを構成する電磁石の制御で前記安定限界の大きさを実質的に一定に維持するとともに、加速あるいは減速時には出射装置に印加する高周波電圧をＯＦＦするものである。

さらに望ましくは、本発明の粒子線治療システムは、前記シンクロトロンの出射期間中に荷電粒子ビームを逐次加速あるいは減速する際に、前記シンクロトロンの加速周波数の制御で前記安定限界の大きさを拡大して不要な荷電粒子ビームの出射を抑制するものである。

また、上記の目的を達成するために、本発明の粒子線治療システムは、前段加速器から入射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、出射装置に印加した高周波電圧で安定限界を超えさせて荷電粒子ビームを出射するシンクロトロンと、前記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まで導くビーム輸送系と、前記治療室で患者の患部形状に合わせて荷電粒子ビームを照射する照射装置とから構成され、前記シンクロトロンの出射期間中に荷電粒子ビームを逐次加速あるいは減速して複数エネルギーの荷電粒子ビームを出射し、加速あるいは減速中に前記シンクロトロンの加速周波数の制御で前記安定限界の大きさを拡大して不要な荷電粒子ビームの出射を抑制する機能を有したものである。

本発明によれば、システムの大型化やコスト高を回避しつつ、出射期間中のエネルギー変更に必要な時間の短縮とビーム利用効率の改善で線量率を向上し、スキャニング法での治療照射時間を短縮できる。

本発明技術の第１の実施形態による粒子線治療システムの構成を示す。 本発明技術の第１の実施形態による粒子線治療システムに用いるシンクロトロンの運転シーケンスの概要を示す。 本発明技術の第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（ラスタースキャニング法）の構成及び動作原理を示す。（ａ）は正面図であり、（ｂ）は患部に照射される荷電粒子ビームをその上流側から見た平面図である。 本発明技術の第１および第２の実施形態による粒子線治療システムに関して、シンクロトロン出射期間中の詳細な運転シーケンス及び運転パラメータの時間変化を示す。なお、破線は第２の実施形態に対応し、第１の実施形態からの相違点を示している。 本発明技術の第３の実施形態による粒子線治療システムの構成を示す。 本発明技術の第３の実施形態による粒子線治療システムに関して、シンクロトロン出射期間中の詳細な運転シーケンス及び運転パラメータの時間変化を示す。 従来技術に基づく粒子線治療システムに関して、シンクロトロン出射期間中の詳細な運転シーケンス及び運転パラメータの時間変化を示す。 シンクロトロンのビーム出射法の説明図であり、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。（ａ）は加速終了後で出射期間の開始前（出射準備期間中）、（ｂ）は出射期間中に安定限界の大きさをビーム出射に最適な状態に維持している場合、（ｃ）は出射期間中のエネルギー変更時に安定限界の大きさを拡大してビーム出射を抑制した場合の位相空間をそれぞれ示している。

第１の実施形態

以下、図１〜図４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について説明する。

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とを備える。

制御装置６００は、前段加速器１１、シンクロトロン２００、ビーム輸送系３００、照射装置５００を構成する各機器及びその電源を制御し、シンクロトロンの運転シーケンスの各過程での制御と監視、及び照射装置でのビーム照射の制御と監視を司っている。なお、図１には本実施例に密接に関係する機器及びその電源との関係のみを、制御装置６００から伝送される指令信号（Ａ）〜（Ｄ）、（Ｆ）（Ｈ）を用いて明示している。

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、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と励磁用電源２１Ａ、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と励磁用電源２２Ａ、高周波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と励振用高周波電源２５Ａ、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と励磁用電源２３Ａ、電極間に印加した高周波電圧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と励振用高周波電源２６Ａ、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を備える。

次に図２を用いて、本実施形態による粒子線治療システムに用いるシンクロトロン２００の運転シーケンスの概要を説明する。図２において、横軸は時間ｔを示している。図２（Ａ）の縦軸は、制御装置６００から偏向電磁石２１の励磁電源２１Ａに伝送される指令信号に応じて、励磁電源２１Ａから偏向電磁石２１に供給される励磁電流を示している。図２（Ｂ）の縦軸は、制御装置６００から四極電磁石２２の励磁電源２２Ａに伝送される指令信号に応じて、励磁電源２２Ａから四極電磁石２２に供給される励磁電流を示している。図２（Ｃ）の縦軸は、制御装置６００から加速空胴２５の高周波電源２５Ａに伝送される指令信号に応じて、高周波電源２５Ａから加速空胴２５に供給される高周波電圧の周波数を示している。図２（Ｄ）の縦軸は、制御装置６００から六極電磁石２３の励磁電源２３Ａに伝送される指令信号に応じて、励磁電源２３Ａから六極電磁石２３に供給される励磁電流を示している。図２（Ｆ）の縦軸は、制御装置６００から出射装置２６の高周波電源２６Ａに伝送される指令信号に応じて、高周波電源２６Ａから出射装置２６に供給される高周波電圧の振幅値を示している。

シンクロトロン２００は、図２に示すように、入射・加速・出射・減速の一連の運転サイクルを繰り返す。入射期間には前段加速器１１で予備加速した荷電粒子ビームを入射・蓄積し、低エネルギーの荷電粒子ビームが一定の軌道上を安定に周回できるように制御装置６００が偏向電磁石２１と四極電磁石２２の励磁電流を設定する。加速期間には加速空胴２５に印加した高周波電圧で入射ビームをバンチ状に捕獲して加速し、加速とともに上昇する荷電粒子ビームの周回周波数に合わせて、制御装置６００が高周波電圧の周波数を増加させる。また、加速中の荷電粒子ビームが一定の軌道上を安定に周回できるように、制御装置６００は偏向電磁石２１と四極電磁石２２の励磁電流も荷電粒子ビームの加速とともに増加するよう制御する。出射準備期間には、制御装置６００は六極電磁石２３を励磁して、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し、四極電磁石２２の励磁電流も加速終了時の値からビーム出射に最適な値に変化させる。これを出射条件の設定という。また、制御装置６００は出射装置２６に印加した高周波電圧で周回ビームの振動振幅を安定限界の付近まで増大させ、出射期間には周回ビームの振動振幅をさらに増大し安定限界を超えさせて出射する。本実施形態のシンクロトロンでは出射期間中に周回ビームを逐次加速して、一つの運転サイクルの出射期間中に複数のエネルギーレベルで荷電粒子ビームを出射する。なお、出射期間中の運転シーケンスは従来技術と比較しながら後で詳述する。減速準備期間には、制御装置６００は六極電磁石２３の励磁を停止して安定限界を消滅させ、四極電磁石２２の励磁電流も減速開始に最適な値に変化させる。これを出射条件の解除という。減速期間は加速期間とは逆の過程で、出射期間終了時の残留ビームを入射時エネルギーまで減速して廃棄する。

ここで、図８を用いて、本実施形態のシンクロトロンからの荷電粒子ビームの出射方法の原理について説明する。図８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。荷電粒子ビームを構成する各粒子は設計軌道を中心に振動しながら周回ビームＢＭとして周回する。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。（ａ）は加速終了後で出射期間の開始前（出射準備期間中）、（ｂ）は出射期間中に安定限界の大きさをビーム出射に最適な状態に維持している場合の位相空間を示している。

出射準備期間に図１に示した六極電磁石２３を励磁することで、図８（ａ）に示すように、位相空間内に三角形状の安定限界（その内部を安定領域ＳＡと定義）が形成される。安定限界（安定領域ＳＡ）の大きさは、四極電磁石２２や六極電磁石２３の励磁電流で決まる。安定領域内の粒子はシンクロトロン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に高周波電圧を印加すると、周回ビームＢＭの振動振幅が増大して安定限界の付近まで広がる。そして、図８（ｂ）に示すように、出射期間中に安定限界を超えて安定領域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。

再び図１において、ビーム輸送系３００について説明する。ビーム輸送系３００は、シンクロトロンの出射ビームを磁場で偏向して所定の設計軌道に沿って治療室４００内の照射装置５００に導く偏向電磁石３１、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、照射装置５００への荷電粒子ビームの供給をＯＮ／ＯＦＦするビーム遮断用電磁石３３と励磁用電源３３Ａ、ビーム遮断用電磁石３３で除去したビームを廃棄するビームダンプ３４を備える。

なお、ビーム遮断用電磁石３３としては、励磁した際の２極磁場で不要ビームを偏向してビームダンプ３４で廃棄する方法と、励磁した際の２極磁場で偏向したビームのみ照射装置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、後者は機器異常時に照射装置への荷電粒子ビームの供給が確実に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する。

次に、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の構成と動作原理について説明する。図３（ａ）は正面図であり、図３（ｂ）は患部に照射される荷電粒子ビームをその上流側から見た平面図である。照射装置５００はラスタースキャニング法を用いており、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、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５２を備える。

図３（ａ）に示すように、治療計画では患者４１の患部４２に対して、その３次元的な患部形状を深さ方向の複数の層に分割する。そして、シンクロトロンの出射ビームのエネルギー変更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。図３（ｂ）に示すように、各層内では走査電磁石５１で照射ビームを２次元的に連続走査し各照射領域に所定の一様線量分布を与える。

ここで、本実施形態の粒子線治療システムに関して、シンクロトロン出射期間中の詳細な運転シーケンス及び運転パラメータの時間変化について説明する。本実施形態の説明図を図４に、従来技術の説明図を図７に示し、本実施形態の運転シーケンスを従来技術の場合と比較しながら相違点を以下に述べる。

図４と図７は、図２で説明した出射期間を詳細化したもので、横軸は同様に時間ｔを示している。図４と図７において、（Ａ）〜（Ｃ）（Ｆ）の縦軸も、既に説明済みの図２（Ａ）〜（Ｃ）（Ｆ）の縦軸と同様である。一方、図４（Ｅ）と図７（Ｅ）の縦軸は、安定限界内側の安定領域の面積（図８の三角形ＳＡの面積）を示している。図４（Ｇ）と図７（Ｇ）の縦軸は、シンクロトロン２００からビーム輸送系３００に出射される出射ビーム電流を示している。図４（Ｈ）の縦軸は、制御装置６００からビーム遮断用電磁石３３の励磁電源３３Ａに伝送される指令信号に応じて、励磁電源３３Ａからビーム遮断用電磁石３３に供給される励磁電流のＯＮ／ＯＦＦ状態を示している。図４（Ｉ）と図７（Ｉ）の縦軸は、照射装置５００から患者４１の患部４２に照射される照射ビーム電流を示している。

図４と図７では、出射期間中の出射区間１、出射区間２、出射区間３で、それぞれ、エネルギーＥ１、エネルギーＥ２、エネルギーＥ３と、段階的に逐次高いエネルギーの荷電粒子ビームをシンクロトロンから出射して患部に照射する場合を示している。出射期間中のエネルギー変更区間では、シンクロトロンを周回する荷電粒子ビームを追加速して、それぞれエネルギーをＥ１からＥ２、Ｅ２からＥ３へと高めている。エネルギー変更区間で周回ビームを追加速する際には、図２で説明した加速期間と同様に、制御装置６００は、偏向電磁石と四極電磁石の励磁電流を増加し、加速空胴に印加する高周波電圧の周波数（加速周波数）を高めるように制御する。治療で必要なエネルギー（Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３）以外の荷電粒子ビームが患部に照射されないように、エネルギー変更区間では、シンクロトロンからの出射ビーム電流を極力低減して照射ビーム電流を抑制することが必須である。

従来技術では、図７（Ｂ）の如く、追加速に先だって四極電磁石の励磁電流を調整して、図７（Ｅ）の如く、安定限界の大きさ（安定領域の面積）を拡大し、出射に最適な運転条件から外している。これを出射条件の解除という。また、追加速の終了後に再び四極電磁石の励磁電流を調整して、安定限界の大きさ（安定領域の面積）を縮小して、出射に最適な運転条件に戻している。これを出射条件の再設定という。ここで、図８のビーム出射に関する位相空間で説明すると、出射条件の解除の際には図８（ｂ）から図８（ｃ）へ、出射条件の再設定の際には図８（ｃ）から図８（ｂ）へと状態が遷移することになる。ここで、図８（ｂ）は出射期間中に安定限界の大きさをビーム出射に最適な状態に維持している場合、図８（ｃ）は出射期間中のエネルギー変更時に安定限界の大きさを拡大してビーム出射を抑制した場合の位相空間をそれぞれ示している。

このように従来技術では、四極電磁石の励磁電流の調整で安定限界の大きさ（安定領域の面積）を拡大し、エネルギー変更区間においてシンクロトロンからのビーム出射を抑制できる。しかし、この方法ではインダクタンスが大きい四極電磁石の応答速度が遅くエネルギー変更に必要な時間が延長する問題がある。即ち、図７の運転シーケンスで、出射条件の解除と再設定に必要な時間が長くなり、エネルギー変更区間が延長する問題がある。

それに対して本実施形態では、図４（Ｂ）と図４（Ｅ）実線の如く、出射期間中に安定限界の大きさ（安定領域の面積）を一定に維持するように制御装置６００が四極電磁石の励磁電流を制御し、出射条件の解除や再設定の調整を実施していない。（位相空間において、図８（ｂ）の状態を維持） また、エネルギー変更区間では、図４（Ｆ）の如く、制御装置６００が出射装置２６に印加する高周波電圧（出射高周波）をＯＦＦ（停止）するように制御し、一定に維持した安定限界を超えて出射される粒子数を極力低減している。理想的には、これで十分にエネルギー変更区間の出射ビーム電流を抑制できる。しかし実際には、電磁石の励磁電流リップルや周回ビームの不安定性および残留ガスとの散乱等の様々な擾乱により、図４（Ｇ）実線の如く、エネルギー変更区間においてスキャニング照射法では許容できないレベルの出射ビーム電流が生じることが、発明者のシンクロトロンの運転経験で見出された。勿論、エネルギー変更区間において、制御装置６００がシンクロトロンを構成する四極電磁石や六極電磁石の励磁電流を調整して安定限界の大きさ（安定領域の面積）を多少拡大する方法もあるが、その分だけエネルギー変更時間が延長する。そこで、本実施形態では図４（Ｈ）の如く、ビーム輸送系に設置したビーム遮断用電磁石を励磁して、エネルギー変更区間においてシンクロトロンから出射される不要な荷電粒子ビームを偏向して廃棄し、図４（Ｉ）に示す理想的な照射ビーム電流を実現している。

本実施形態では、シンクロトロンの出射期間中に周回ビームを段階的に逐次加速して、出射期間中に複数エネルギーの荷電粒子ビームを出射する場合を説明した。しかし、シンクロトロンの運転方法として、前段加速器から入射した荷電粒子ビームを加速期間に最大エネルギーまで加速し、出射期間中に段階的に逐次減速しながら複数エネルギーの荷電粒子ビームを出射する場合であってもよい。また、シンクロトロンの出射期間中に任意の加速・減速を組み合わせて複数エネルギーの荷電粒子ビームを出射する場合であってもよい。

また、本実施形態の照射装置では、患部の照射スポット間を移動中に照射ビームを連続的にＯＮし続けるラスタースキャニング法を採用したが、照射スポット間を移動中に照射ビームをＯＦＦするスポットスキャニング法を採用した場合であっても同様の効果を奏する。

本実施形態によれば、出射期間中に周回ビームを逐次加速あるいは減速してビームエネルギーを変更する際に、制御装置６００がシンクロトロンから出射される不要な荷電粒子ビームを抑制するために、シンクロトロンの電磁石の制御で安定限界の大きさを拡大したり縮小したりする必要がなくなる。これにより、エネルギー変更に必要な時間を短縮して線量率を向上し、スキャニング法での治療照射時間を短縮できる。

また、本実施形態によれば、粒子線治療システムの制御装置が、シンクロトロンの出射期間中に安定限界の大きさを実質的に一定に維持し、さらにエネルギー変更の際の加速あるいは減速時に出射装置に印加する高周波電圧をＯＦＦ（停止）することで、シンクロトロンから出射される不要な荷電粒子ビームを低減できる。これにより、ビーム輸送系で廃棄すべき荷電粒子ビームを低減でき、荷電粒子ビームの利用効率を改善して線量率を向上し、スキャニング法での治療照射時間を短縮できる。

さらに、本実施形態によれば、インダクタンスが小さい高速動作の専用電磁石をシンクロトロンに別途設けて対処する必要も無く、システムの大型化やコスト高を回避できる。

第２の実施形態

本発明の第２の実施形態による粒子線治療システムの構成及び動作について説明する。本実施形態による粒子線治療システムの全体構成は第１の実施形態の図１と同様であり、シンクロトロンの運転シーケンスも出射期間を除いて第１の実施形態の図２と同様である。また、照射装置の構成や動作原理も第１の実施形態の図３と同様である。そこで、第１の実施形態と相違点があるシンクロトロンの出射期間中の運転シーケンスに関して以下説明する。

シンクロトロン出射期間中の詳細な運転シーケンス及び運転パラメータの時間変化を示す図４において、破線は第２の実施形態に対応し、第１の実施形態からの相違点を示している。図４（Ｃ）（Ｅ）破線の如く、本実施形態では、制御装置６００がエネルギー変更区間で加速空胴に印加する高周波電圧の周波数（加速周波数）を制御し、安定限界の大きさ（安定領域の面積）を拡大している。図８のビーム出射に関する位相空間で説明すると、エネルギー変更区間の開始時に図８（ｂ）から図８（ｃ）へ、エネルギー変更区間の終了時に図８（ｃ）から図８（ｂ）へと状態が遷移することになる。これにより、図４（Ｇ）破線の如く、エネルギー変更区間においてシンクロトロンから出射される出射ビーム電流が抑制される。

偏向電磁石や四極電磁石の励磁電流が一定の状態で加速周波数のみを制御すると、周回ビームのエネルギーが変化するとともに、周回軌道の位置も変化する。前者は周回ビームに対する水平／垂直方向の収束力に影響を与え、四極電磁石の励磁電流の調整と同様な効果がある。また、後者は周回軌道が六極電磁石の中心位置から変位することで周回ビームに対する水平／垂直方向の収束力に影響を与え、やはり四極電磁石の励磁電流の調整と同様な効果がある。両者の効果を上手く組み合わせ安定限界の大きさ（安定領域の面積）を効率良く制御できる。一方で加速周波数は高速制御が可能であり、周回ビームに対する収束力を１ms程度の時間スケールで制御することが十分に可能である。

本実施形態によれば、シンクロトロンの出射期間中に周回ビームを逐次加速あるいは減速する際に、制御装置６００がシンクロトロンの加速周波数を制御することで安定限界の大きさを拡大して不要な荷電粒子ビームの出射を抑制できる。これにより、ビーム輸送系で廃棄すべき荷電粒子ビームを抑制でき、荷電粒子ビームの利用効率を改善して線量率を向上し、スキャニング法での治療照射時間を短縮できる。

また、本実施形態によれば、高速制御が可能な加速周波数の制御で対応可能であり、インダクタンスが小さい高速動作の専用電磁石をシンクロトロンに別途設けて対処する必要が無く、システムの大型化やコスト高を回避できる。

第３の実施形態

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及び動作について説明する。本実施形態による粒子線治療システムの全体構成を図５に、シンクロトロンの出射期間中の詳細な運転シーケンス及び運転パラメータの時間変化を図６に示す。以下、第１及び第２の実施形態との相違点のみを説明する。

図６（Ｃ）（Ｅ）に示すように、本実施形態では第２の実施形態と同様に、エネルギー変更区間で加速空胴に印加する高周波電圧の周波数（加速周波数）を制御し、安定限界の大きさ（安定領域の面積）を拡大している。これにより、図６（Ｇ）の如く、エネルギー変更区間でシンクロトロンから出射される出射ビーム電流が十分に抑制できる。その場合には、ビーム輸送系のビーム遮断用電磁石で不要な出射ビームを廃棄しなくとも、図６（Ｉ）に示す理想的な照射ビーム電流が実現できる。そこで、図５ではビーム輸送系にビーム遮断電磁石と励磁用電源が配置されていない。

本実施形態では、シンクロトロンの出射期間中に周回ビームを逐次加速あるいは減速する際に、制御装置６００がシンクロトロンの加速周波数を制御することで安定限界の大きさを拡大し不要な荷電粒子ビームの出射を十分に抑制できるので、ビーム輸送系で出射ビームを遮断する機能を敢えて設ける必要がなく、システムの簡素化・低コスト化が達成できる。

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。

１１…前段加速器
２１…偏向電磁石（シンクロトロン）
２２…収束／発散型四極電磁石（シンクロトロン）
２３…六極電磁石
２４…入射装置
２５…加速空胴
２６…出射装置
２７…出射偏向装置
３１…偏向電磁石（ビーム輸送系）
３２…収束／発散型四極電磁石（ビーム輸送系）
３３…ビーム遮断用電磁石
３４…ビームダンプ
４１…患者
４２…患部
５１…走査電磁石
５２…ビームモニタ
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
２１Ａ，２２Ａ，２３Ａ，２５Ａ，２６Ａ，３３Ａ … 励磁用電源／励振用高周波電源

Claims (4)

1. 前段加速器から入射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、出射装置に印加した高周波電圧で安定限界を超えさせて荷電粒子ビームを出射するシンクロトロンと、
   前記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まで導くビーム輸送系と、
   前記治療室で患者の患部形状に合わせて荷電粒子ビームを照射する照射装置を備える粒子線治療システムにおいて、
   前記シンクロトロンの出射期間中に荷電粒子ビームを逐次加速あるいは減速して複数エネルギーの荷電粒子ビームを出射し、加速あるいは減速中に前記シンクロトロンから出射される不要な荷電粒子ビームを前記ビーム輸送系で遮断する機能を有した粒子線治療システム。
   
2. 荷電粒子ビームを逐次加速あるいは減速して複数エネルギーの荷電粒子ビームを出射する前記シンクロトロンの出射期間中に、前記シンクロトロンを構成する電磁石の制御で前記安定限界の大きさを実質的に一定に維持するとともに、加速あるいは減速時には出射装置に印加した高周波電圧をＯＦＦす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. 前記シンクロトロンの出射期間中に荷電粒子ビームを逐次加速あるいは減速する際に、前記シンクロトロンの加速周波数の制御で前記安定限界の大きさを拡大し不要な荷電粒子ビームの出射を抑制した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。
   
4. 前段加速器から入射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、出射装置に印加した高周波電圧で安定限界を超えさせて荷電粒子ビームを出射するシンクロトロンと、
   前記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まで導くビーム輸送系と、
   前記治療室で患者の患部形状に合わせて荷電粒子ビームを照射する照射装置を備える粒子線治療システムにおいて、
   前記シンクロトロンの出射期間中に荷電粒子ビームを逐次加速あるいは減速して複数エネルギーの荷電粒子ビームを出射し、加速あるいは減速中に前記シンクロトロンの加速周波数の制御で前記安定限界の大きさを拡大し不要な荷電粒子ビームの出射を抑制する機能を有した粒子線治療システム。