JP2014164855A - イオン加速装置及び医療用装置 - Google Patents

Abstract

【課題】周回電流値を大きくし、かつイオンビームの利用効率を高くすることができるイオン加速装置を提供する。
【解決手段】実施形態によれば、レーザ光を照射して発生させたプラズマからイオンビームを引き出すレーザイオン源１ａと、レーザイオン源１ａから引き出されたイオンビームを加速する線型加速器であるＲＦＱ３，ＤＴＬ４と、ＲＦＱ３，ＤＴＬ４のイオンビームが輸送され、このイオンビームを周回させて所定のエネルギーまで加速するシンクロトロン７と、イオンビームが周回してくる毎にその軌道をずらすパンプ電磁石１２と、パンプ電磁石１２の励磁量を制御し、かつレーザイオン源１ａのパルスタイミングに基づいてパンプ電磁石１２の励磁タイミングを制御する制御装置と、を備えている。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、イオンビームを加速するイオン加速装置及びこれを用いた医療用装置に関する。

一般に、イオン加速装置は、物理実験及びがん治療装置等に利用されている。以下の背景技術では、イオン加速装置をがん治療装置に用いた例について説明する。がん治療には、陽子線、重粒子線が用いられている。この重粒子線は、カーボンイオンが主流である。このカーボンイオンは、イオン源で生成され、複数の加速器により加速され、患者の患部に照射される（例えば、特許文献１〜３参照）。

イオン加速装置は、主としてイオン源、線型加速器（高周波四重極型線形加速器（Radio Frequency Quadrupole、以下、ＲＦＱと称す）とドリフトチューブ型線形加速器（Drift Tube Linac、以下、ＤＴＬと称す））、ビーム輸送系、及びシンクロトロンで構成されている。

従来のがん治療向けイオン加速装置においては、電子サイクロトロン共鳴（Electron Cyclotron Resonance、以下、ＥＣＲと称す）イオン源でカーボン４価イオンが生成される。この生成されたカーボン４価イオンは、線型加速器で数ＭｅＶ／ｕに加速され、荷電変換装置によりカーボン６価イオン（Ｃ^６＋）に荷電変換される。このカーボン６価イオン（Ｃ^６＋）は、シンクロトロンに入射し、このシンクロトロンにより加速される。

本来、線型加速器でも、カーボン６価イオン（Ｃ^６＋）を用いれば加速効率が良好であるものの、従来型のＥＣＲイオン源では、治療に必要なカーボン６価イオン（Ｃ^６＋）の電流量を確保することができない。そのため、従来型のＥＣＲイオン源では、カーボン４価イオン（Ｃ^４＋）を用いている。

ＥＣＲイオン源からのイオンビームは、直流ビームであり、引き出せる最大電流値に上限（現状数百μＡ）がある。そのため、シンクロトロンへ入射するには、マルチターン入射と呼ばれる方式を採用し、がん治療に必要なイオン数を確保している。

ところで、シンクロトロンへの入射方法には、シングルターン入射方法とマルチターン入射方法がある。前者のシングルターン入射方法は、必要なイオン数を１回の入射で行う方法である。後者のマルチターン入射方法は、１回の入射で必要なイオン数が得られない場合に複数周回入射してイオン数を確保する方法である。

しかし、周回時間（約２μｓｅｃ）を超えてビームを入射する場合、１周回ってきたイオンビームと同じ軌道を通ることができないという問題がある。そのため、シンクロトロンのビーム周回軌道を、バンプ電磁石を用いてずらし、時間的に変化させることで複数回の入射を可能としている。

また、現在国内で普及している加速器システムでは、荷電変換装置でカーボン４価イオン（Ｃ^４＋）からカーボン６価イオン（Ｃ^６＋）に変換する際の最適エネルギーが４ＭｅＶ／ｕであるため、線型加速器での加速エネルギーが固定されている。

一方、短パルス（〜数μｓｅｃ）であるが、大電流を引き出せるイオン源としては、レーザイオン源が挙げられる。このレーザイオン源は、レーザ光をターゲットに集光照射し、レーザ光のエネルギーによりターゲット元素を蒸発させ、イオン化することでプラズマを生成する。このプラズマ中に含まれるイオンをプラズマのまま輸送し、引出しの際に加速することにより、イオンビームを作り出す装置である（例えば、特許文献４参照）。

レーザイオン源は、ターゲットにレーザを照射することで、イオンを生成させることが可能であり、大電流多価イオンを生成させるのに有利である。レーザイオン源で生成されるカーボン６価イオン（Ｃ^６＋）は、レーザ照射タイミングに合わせてμｓｅｃオーダーのパルス幅で、ピーク電流もｍＡオーダーという結果を得ている。この結果は、がん治療装置のシンクロトロンで必要な電流値を１パルスで供給可能なイオン数に相当する。

従来のイオン加速装置を図７を参照して説明する。

図７に示すように、イオン源１で生成したイオンは、低エネルギービーム輸送系（Low Energy Beam Transport、以下、ＬＥＢＴ系機器と称す）２でビーム特性を調整しながら、その下流側に設置した線形加速器であるＲＦＱ３、ＤＴＬ４に輸送される。イオン源１には、ガス中に放電を起こしてイオンを得る方法が知られている。放電を起こす方法として、マイクロ波や電子ビームが利用されている。

一般に、がん治療用加速器で用いられているのは、ＥＣＲイオン源である。このＥＣＲイオン源は、ガスを電離してプラズマを生成し、電界によりイオンを引き出す方式であり、その引出電流は直流である。ＥＣＲイオン源は、多価イオンを生成可能であるが、価数の高いイオンの電流量が小さい。そのため、ＥＣＲイオン源は、がん治療に必要なイオン電流量を確保するため、カーボン４価イオン（Ｃ^４＋）を生成し、ＲＦＱ３、ＤＴＬ４で加速している。

ＤＴＬ４を出射したイオンは、荷電変換装置５でカーボン４価イオン（Ｃ^４＋）からカーボン６価イオン（Ｃ^６＋）に変換され、中間エネルギービーム輸送系（Middle Energy Beam Transport、以下、ＭＥＢＴ系機器と称す）６を経てシンクロトロン７へ輸送される。

シンクロトロン７は、偏向電磁石８、４極電磁石９、６極電磁石１０、及び高周波加速空洞１１を備えている。また、シンクロトロン７は、図示していないが、補正電磁石、イオンビームをモニタするモニタ類等を有している。そして、イオンビームは、十分なエネルギーまで加速された後、出射用のバンプ電磁石１２、図示しないセプタム電磁石等を経て出射軌道１３により図示しない照射室に輸送され、患者の患部に照射されてがん治療に用いられる。

一般的に、シンクロトロン７に入射するイオンビームは、シンクロトロン７に設置されている入射用のバンプ電磁石１２を用いて入射軌道を作り、マルチターン入射を行っている。

従来のマルチターン入射方法を図８に示すＯＨＯ８７の陽子線マルチターン入射を例に説明する。図８に示すように、入射用のバンプ電磁石１２は、同じ軌道に入射しないようにイオンビームが周回してくるごとに軌道をずらしている。このイオンビームは、シンクロトロンの電磁石である偏向電磁石８、４極電磁石９、６極電磁石１０、及びセプタム電磁石１８を経て周回されて所定のエネルギーまで加速される。

その際、バンプ電磁石１２の励磁波形は、図９に示す通りであり、励磁量が低下してくる側で入射を行っている。励磁幅はシンクロトロン７のリング周回時間によるが、〜数百μｓｅｃのオーダーである。そのため、一般的に入射に用いるイオン電流は、バンプ励磁時間に合わせて、ＲＦＱ３に入射前にチョッピング（不要なビームを時間的に取り除く）される。

特開２００９−２１７９３８号公報 特許第２５９６２９２号公報 特許第３２４６３６４号公報 特開２０１２−９９２７３号公報

上述したように、イオン加速装置向けのシンクロトロンにおいては、イオン源の最大電流値が小さいため、マルチターン入射を行い、がん治療や物理実験に必要なイオン数を得ている。

そのため、従来のイオン加速装置では、周回電流値を大きくすることが困難であるという課題がある。周回電流値を大きくさせることは、スキャニング照射等を行ううえで望まれているものの、現状では困難である。

そこで、最大ピーク電流値の大きい短パルスイオン源、例えばレーザイオン源を用いてマルチターン入射を行えば、周回電流の大幅な向上が期待できる。しかしながら、レーザイオン源は、パルス幅がシンクロトロン周回時間と同等か又は短いため、従来の方法では、マルチターン入射を行うことができなかった。

本発明の実施形態が解決しようとする課題は、周回電流値を大きくし、かつイオンビームの利用効率を高くすることのできるイオン加速装置及び医療用装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明の実施形態に係るイオン加速装置は、レーザ光を照射して発生させたプラズマからイオンビームを引き出すレーザイオン源と、前記レーザイオン源から引き出されたイオンビームを加速する線型加速器と、前記線型加速器のイオンビームが輸送され、このイオンビームを周回させて所定のエネルギーまで加速するシンクロトロンと、前記イオンビームが周回してくる毎にその周回軌道をずらすパンプ電磁石と、前記パンプ電磁石の励磁量を制御し、かつ前記レーザイオン源のパルスタイミングに基づいて前記パンプ電磁石の励磁タイミングを制御する制御装置と、を備えることを特徴とする。

本発明の実施形態に係る医療用装置は、レーザ光を照射して発生させたプラズマからイオンビームを引き出すレーザイオン源と、前記レーザイオン源から引き出されたイオンビームを加速する線型加速器と、前記線型加速器のイオンビームが輸送され、このイオンビームを周回させて所定のエネルギーまで加速するシンクロトロンと、前記イオンビームが周回してくる毎にその周回軌道をずらすパンプ電磁石と、前記パンプ電磁石の励磁量を制御し、かつ前記レーザ光のパルスタイミングに基づいて前記パンプ電磁石の励磁タイミングを制御する制御装置と、前記シンクロトロンにより加速されたイオンビームを取り出す取出し機器と、前記取出し機器により取り出されたイオンビームを照射対象に照射する照射装置と、を備えることを特徴とする。

本発明の実施形態によれば、周回電流値を大きくし、かつイオンビームの利用効率を高くすることが可能になる。

本発明に係るイオン加速装置の第１実施形態を示す構成図である。 図１のレーザイオン源の概略縦断面を示す構成図である。 第１実施形態の制御系を示すブロック図である。 図３の各部の動作を示すタイミングチャートである。 図３の各部の動作手順を示すフローチャートである。 本発明に係るイオン加速装置の第２実施形態においてバンプ電磁石、偏向，４極，６極電磁石及び高周波加速空洞の動作を示すタイミングチャートである。 従来のイオン加速装置を示す構成図である。 従来のマルチターン入射方法を示す説明図である。 図８のバンプ電磁石の励磁波形を示す図である。

以下に、本発明に係るイオン加速装置の実施形態について、図面を参照して説明する。なお、以下の実施形態のイオン加速装置では、医療用装置としてがん治療装置に適用した例について説明する。

（第１実施形態）
図１は本発明に係るイオン加速装置の第１実施形態を示す構成図である。図２は図１のレーザイオン源の概略縦断面を示す構成図である。なお、図７に示す従来のイオン加速装置と同一の部分には、同一の符号を付して説明する。また、本実施形態では、セプタム電磁石の図示を省略している。

図１に示すように、本実施形態のイオン加速装置は、大略的にレーザイオン源１ａと、線型加速器であるＲＦＱ３、ＤＴＬ４と、ビーム輸送系であるＬＥＢＴ系機器２、ＭＥＢＴ系機器６と、シンクロトロン７と、バンプ電磁石１２とから構成されている。レーザイオン源１ａと、線型加速器であるＲＦＱ３、ＤＴＬ４と、ビーム輸送系であるＬＥＢＴ系機器２は、入射器を構成する。

レーザイオン源１ａで生成したイオンは、ＬＥＢＴ系機器２でビーム特性を調整しながら、その下流側に設置したＲＦＱ３、ＤＴＬ４に輸送される。また、ＬＥＢＴ系機器２はなく、レーザイオン源１ａとＲＦＱ３を直接接続し、レーザイオン源１ａから引き出されたビームを直接ＲＦＱ３に入射することも可能である。ＲＦＱ３は、イオンビームを電気的に収束及び加速する。ＤＴＬ４は、イオンビームを電気的に加速する。このＤＴＬ４を出射したイオンビームは、ＭＥＢＴ系機器６を経てシンクロトロン７へ輸送される。

シンクロトロン７は、イオンビームを多数回、周回させてがん治療に必要なエネルギーまでさらに加速するための装置である。具体的には、シンクロトロン７は、周回軌道を作るための偏向電磁石８、イオンビームの収束をコントロールする４極電磁石９、クロマティシティ（色収差）補正用の６極電磁石１０、イオンビームを加速するための高周波加速空洞１１を備えている。

イオンビームは、シンクロトロン７により十分なエネルギーまで加速された後、出射用のバンプ電磁石１２、図３に示す取出し機器１７を経て出射軌道１３から図示しない照射室に輸送され、この照射室内の照射装置１９により照射対象である患者の患部に照射されてがん治療に用いられる。

次に、図２に基づいて本実施形態のレーザイオン源１ａの具体的な構成を説明する。

図２に示すように、レーザイオン源１ａは、真空容器２１を備えている。この真空容器２１の内部には、イオンとなる元素又はそれを含有するターゲット２２が配置されている。このターゲット２２は、例えばカーボン系の板状部材により形成されている。

真空容器２１は、側面の上部に、レーザ光を入射するための入射窓に集光レンズ２３が取り付けられている。この集光レンズ２３は、レーザ光Ｌをターゲット２２に集光するためのものである。レーザ光源２０から出射されたレーザ光Ｌは、集光レンズ２３を通して真空容器２１内に入射した後、ターゲット２２に集光照射される。レーザ光源２０としては、例えばＣＯ_２レーザやＮｄ−ＹＡＧレーザを用いることができる。

真空容器２１の一側面（図１では右側面）には、イオンを取り出すための輸送管２８が設けられている。この輸送管２８内には、正電場をかけることで、不要なイオンを排除する引出し電極２６が配置されている。

このように構成されたレーザイオン源１ａは、パルス駆動のレーザ光源２０から出射されたレーザ光Ｌを集光レンズ２３により集光してターゲット２２上に照射する。このターゲット２２上に集光したレーザ集光点では、ターゲット２２の微小部分が高温に熱せられる。この高温に熱せられた部分がプラズマ化して、レーザアブレーションプラズマ２４が生成される。

このレーザアブレーションプラズマ２４は、正の高電位である輸送管２８で輸送され、この輸送管２８と接地電位の線型加速器であるＲＦＱ３、ＤＴＬ４との間の電位差により、必要とするＣ^６＋イオン２５のみが加速されて、イオンビームとなってＲＦＱ３、ＤＴＬ４に入射される。ここで、Ｃ^５＋以下の価数の不要なイオンは、電極２７によって排除される。

次に、本実施形態のイオン加速装置の制御系について説明する。

図３は第１実施形態の制御系を示すブロック図である。図４は図３の各部の動作を示すタイミングチャートである。図５は図３の各部の動作手順を示すフローチャートである。

図３に示すように、制御装置３０には、例えば入射器制御装置１４、シンクロトロン・取出し制御装置１５、タイミング制御装置１６を有する。入射器制御装置１４は、レーザイオン源１ａ、ＬＥＢＴ系機器２、ＲＦＱ３、ＤＴＬ４、及びＭＥＢＴ系機器６を電気的に制御する。具体的には、入射器制御装置１４は、ＬＥＢＴ系機器２及びＭＥＢＴ系機器６の電磁石電源の電圧及び電流、ＲＦＱ３及びＤＴＬ４の高周波電源の電流及び電圧、レーザ光源２０の電源の電圧及び電流、及び高圧直流電源の電圧及び電流を制御するとともに、上記各部の真空度、ビームモニタの健全性をモニタする。

シンクロトロン・取出し制御装置１５は、バンプ電磁石１２、偏向電磁石８、４極電磁石９、６極電磁石１０、高周波加速空洞１１、及び取出し機器１７を電気的に制御する。具体的には、シンクロトロン・取出し制御装置１５は、上記各部の電磁石電源、高周波電源の電圧及び電流を制御するとともに、各部の真空度及びビームモニタの健全性をモニタする。本実施形態のシンクロトロン・取出し制御装置１５は、入射毎のバンプ電磁石１２の電流値を制御して励磁量を調整する。

タイミング制御装置１６は、レーザイオン源１ａのレーザ光源電源、ＲＦＱ３の高周波電源、ＤＴＬ４の高周波電源、バンプ電磁石１２の電源、高周波加速空洞１１の高周波電源、シンクロトロン７の偏向電磁石８、４極電磁石９、６極電磁石１０の電磁石電源、及び取出し機器１７の電源の各部における出力タイミングを制御する。本実施形態のタイミング制御装置１６は、レーザイオン源１ａのパルスタイミングに基づいてパンプ電磁石１２の励磁タイミングを制御する。

次に、本実施形態の制御系の動作を図４及び図５に基づいて説明する。

図４及び図５に示すように、はじめに、レーザイオン源１ａのレーザ照射により数μｓｅｃのイオンビームを引き出す（ステップＳ１）。すなわち、レーザイオン源１ａから引き出されるイオンビームは、レーザ照射タイミングに同期した繰り返し周波数を有する。イオンビームのパルス幅は、プラズマ中のイオン速度と、レーザイオン源１ａから引出し電極２６までの距離に依存する。

一般的に、がん治療に必要なカーボン６価イオン（Ｃ^６＋）を生成する場合は、数百ｎｓｅｃ〜２μｓｅｃのパルス幅が必要である。レーザイオン源は、プラズマ源が個体であり、気体を用いるＥＣＲイオン源と比較してプラズマ密度が高いため、ピーク電流が大きいという特徴がある。

次いで、レーザイオン源１ａのイオンビームを加速することができるように、タイミング制御装置１６はＲＦＱ３の高周波（ＲＦ）電源、ＤＴＬ４の高周波（ＲＦ）電源の出力タイミングを同期させる（ステップＳ２）。

そして、バンプ電磁石１２の電源の出力タイミングもレーザイオン源１ａと同期させて励磁し、シンクロトロン７にイオンビームを入射させる（ステップＳ３）。

次に、シンクロトロン７にイオンビームを予め設定された所定回数、例えば１０ターン繰り返して周回入射させる（ステップＳ４）。

ステップＳ４でイオンビームの所定回数の周回入射が終了した（ステップＳ４：Ｙｅｓ）場合には、ステップＳ５に進む。

その後、ステップＳ５では、高周波加速空洞１１の高周波電源と、シンクロトロン７の偏向電磁石８、４極電磁石９、６極電磁石１０の電磁石電源との出力タイミングとを同期させてイオンビームをがん治療に必要なエネルギーまでさらに加速する。

次いで、イオンビームの加速終了後、取出し機器１７によりイオンビームを取り出し（ステップＳ６）、出射軌道１３から図示しない照射室に輸送され、この照射室内の照射装置１９において照射対象である患者の患部に照射されてがん治療に用いられる。

ステップＳ７では、高周波加速空洞１１の高周波電源と、シンクロトロン７の偏向電磁石８、４極電磁石９、６極電磁石１０の電磁石電源との出力タイミングとを同期させてイオンビームを減速させる。これらの一連の動作手順を経てイオン加速装置の運転を終了する。

次に、上記ステップＳ４のマルチターン入射の作用について説明する。

従来のマルチターンは、バンプ電磁石１２を励磁し、磁場が低下するところを利用して入射が行われる。その際、イオン源からのイオンビームは直流であるため、磁場の変化に伴い直流でシンクロトロン７に入射される。

シンクロトロン７の周回時間を２μｓｅｃとすると、１０ターン分で２０μｓｅｃとなる。その後、シンクロトロン７に入射したイオンビームは加速され、それに伴い偏向電磁石の磁場が定格まで上げられる。定格に達した後、イオンビームは、周回しながら取り出され、例えばがん治療及び物理実験等に利用される。

一方、本実施形態では、レーザイオン源１ａを用いてマルチターン入射している。具体的には、レーザイオン源１ａの運転周期は、レーザの周波数に依存する。例えば、レーザ周波数を２０Ｈｚで運転する場合、５０ｍｓｅｃ毎にイオンビームが供給されることになる。このようなビームを用いてマルチターン入射を行うために、５０ｍｓｅｃ毎に入射用のバンプ電磁石１２を励磁し、従来方式と同様にバンプ軌道をずらしながらシンクロトロン７に入射することが可能である。

その際、入射毎のバンプ電磁石１２の励磁量を制御することにより、マルチターン入射を行うことが可能である。すなわち、入射用のバンプ電磁石１２には、入射毎に供給される電流値を徐々に小さくしていくことにより、シンクロトロン７へのイオンビームの入射する位置をずらすことが可能となる。これにより、マルチターン入射を行うことができる。

なお、レーザ周波数は、レーザイオン源１ａが１台で約１００Ｈｚまで運転するか、あるいはレーザイオン源１ａを複数台用いることで周波数を高めることも可能である。すなわち、レーザ周波数は、レーザイオン源１ａを１台でレーザ光源２０を複数設けて高めるか、あるいはレーザイオン源１ａを複数台設けて高めるようにすることができる。

したがって、本実施形態では、短パルス大電流のレーザイオン源１ａを用いたマルチターン入射方式を採用することにより、イオンビームのリング周回時間を長くとることが可能である。そのため、デッドタイムであるリング入射、加速、減速時間の占める割合を小さくすることができ、イオンビームの利用効率を向上させることが可能である。

このように本実施形態によれば、入射用のバンプ電磁石１２の励磁量を制御することで、マルチターン入射を行うことが可能となる。これにより、周回電流値を向上させ、利用効率を高くすることが可能となる。

（第２実施形態）
図６は本発明に係るイオン加速装置の第２実施形態においてバンプ電磁石、偏向，４極，６極電磁石及び高周波加速空洞の動作を示すタイミングチャートである。なお、前記第１実施形態と同一の部分には、同一の符号を付して重複する説明を省略する。

図６に示すように、本実施形態は、前記第１実施形態における入射用のバンプ電磁石１２の励磁制御方法を変えている。すなわち、本実施形態のシンクロトロン・取出し制御装置１５は、入射毎のバンプ電磁石１２の励磁量一定に制御する。タイミング制御装置１６は、バンプ電磁石１２をレーザイオン源１ａのパルスタイミングと同期させて励磁した後、励磁タイミングを同期からずらすように制御している。

したがって、本実施形態では、バンプ電磁石１２をレーザイオン源１ａのパルスタイミングと同期させて励磁し、励磁量が一定で、励磁タイミングをずらすことで、イオンビームが受ける磁場を変えている。

このように本実施形態によれば、バンプ電磁石１２の励磁量が一定で、励磁タイミングをずらすことで、イオンビームが受ける磁場を変え、マルチターン入射を行うことが可能となる。これにより、周回電流値を向上させ、利用効率を高くすることが可能となる。

（その他の実施形態）
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更、組み合わせを行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

例えば、上記各実施形態では、ＬＥＢＴ系機器２を設けた例について説明したが、このＬＥＢＴ系機器２は、必ずしも設けなくてもよい。

１…イオン源、１ａ…レーザイオン源、２…ＬＥＢＴ系機器、３…ＲＦＱ（線型加速器）、４…ＤＴＬ（線型加速器）、５…荷電変換装置、６…ＭＥＢＴ系機器、７…シンクロトロン、８…偏向電磁石、９…４極電磁石、１０…６極電磁石、１１…高周波加速空洞、１２…バンプ電磁石、１３…出射軌道、１４…入射器制御装置、１５…シンクロトロン・取出し制御装置、１６…タイミング制御装置、１７…取出し機器、１８…セプタム電磁石、１９…照射装置、２０…レーザ光源、２１…真空容器、２２…ターゲット、２３…集光レンズ、２４…レーザアブレーションプラズマ、２５…Ｃ^６＋イオン、２６…引出し電極、２７…電極、２８…輸送管、３０…制御装置、Ｌ…レーザ光、

Claims (8)

1. レーザ光を照射して発生させたプラズマからイオンビームを引き出すレーザイオン源と、
   前記レーザイオン源から引き出されたイオンビームを加速する線型加速器と、
   前記線型加速器のイオンビームが輸送され、このイオンビームを周回させて所定のエネルギーまで加速するシンクロトロンと、
   前記イオンビームが周回してくる毎にその周回軌道をずらすパンプ電磁石と、
   前記パンプ電磁石の励磁量を制御し、かつ前記レーザイオン源のパルスタイミングに基づいて前記パンプ電磁石の励磁タイミングを制御する制御装置と、
   を備えることを特徴とするイオン加速装置。
2. 前記制御装置は、前記レーザイオン源のパルスタイミングと同期させて前記パンプ電磁石を励磁し、前記パンプ電磁石の励磁量を変えることを特徴とする請求項１に記載のイオン加速装置。
3. 前記制御装置は、前記パンプ電磁石の励磁量を一定に制御し、前記レーザイオン源のパルスタイミングと同期させて前記パンプ電磁石を励磁した後に、前記励磁タイミングを同期からずらすように制御することを特徴とする請求項１に記載のイオン加速装置。
4. 前記線型加速器は、前記イオンビームを電気的に収束及び加速する高周波四重極型線形加速器と、前記イオンビームを電気的に加速するドリフトチューブ型線形加速器とを有することを特徴とする請求項１ないし３のいずれか一項に記載のイオン加速装置。
5. 前記制御装置は、前記高周波四重極型線形加速器及び前記ドリフトチューブ型線形加速器の出力タイミングを前記レーザイオン源のパルスタイミングと同期させることを特徴とする請求項１ないし４のいずれか一項に記載のイオン加速装置。
6. 前記レーザイオン源に前記レーザ光を複数入射させることを特徴とする請求項１ないし５のいずれか一項に記載のイオン加速装置。
7. 前記レーザイオン源が複数台設置されていることを特徴とする請求項１ないし５のいずれか一項に記載のイオン加速装置。
8. レーザ光を照射して発生させたプラズマからイオンビームを引き出すレーザイオン源と、
   前記レーザイオン源から引き出されたイオンビームを加速する線型加速器と、
   前記線型加速器のイオンビームが輸送され、このイオンビームを周回させて所定のエネルギーまで加速するシンクロトロンと、
   前記イオンビームが周回してくる毎にその周回軌道をずらすパンプ電磁石と、
   前記パンプ電磁石の励磁量を制御し、かつ前記レーザ光のパルスタイミングに基づいて前記パンプ電磁石の励磁タイミングを制御する制御装置と、
   前記シンクロトロンにより加速されたイオンビームを取り出す取出し機器と、
   前記取出し機器により取り出されたイオンビームを照射対象に照射する照射装置と、
   を備えることを特徴とする医療用装置。

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