JP4982535B2

JP4982535B2 - 粒子線治療システム

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Publication number: JP4982535B2
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Inventors: 一義齋藤; 風太郎 ▲えび▼名
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Priority date: 2009-08-03
Filing date: 2009-08-03
Publication date: 2012-07-25
Anticipated expiration: 2029-08-03
Also published as: JP2011034823A

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。スポットスキャニング法については、例えば、特許文献１に開示されている。

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、出射用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（例えば、特許文献２参照）。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、ビームの出射が停止す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。一般に、この遅延照射量は治療精度の観点で、スポットスキャニング法では極力低減すべきものである。そこで、出射用高周波のＯＮ／ＯＦＦに同期してシンクロトロンに設置した加速空胴の印加高周波電圧（高周波加速電圧）をＯＮ／ＯＦＦすることで、各スポットの照射線量満了時に出射用高周波をＯＦＦすると同時に加速空胴の印加高周波電圧をＯＦＦし、遅延照射量を低減する方法が特許文献３に開示されている。

また、シンクロトロンからのビーム出射法として、シンクロトロンに設置した出射四極電磁石を高速でＯＮ／ＯＦＦして安定限界の大きさを制御し、安定限界の大きさを縮小することでビームを出射し、安定限界の大きさを広げることでビーム出射を停止する方法が特許文献４に記載されている。

特許３８７４７６６号公報特許２５９６２９２号公報特開２００９−４５１７０号公報特開２００５−３３２７９４号公報

特許文献３に記載の方法では、出射用高周波のＯＮ／ＯＦＦに同期してシンクロトロンに設置した加速空胴の印加高周波電圧（高周波加速電圧）をＯＮ／ＯＦＦすることで、遅延照射量を低減している。しかし、シンクロトロン内でのビームの周回中に高周波加速電圧のＯＮ／ＯＦＦを長時間にわたり多数回繰り返すと、周回ビームの運動量分散が次第に増大して出射ビームの特性が時間的に変化し、出射ビームが不安定化しやすくなる。この出射ビームの不安定化は、照射ビームをさらに細径化してスキャニング照射による治療精度を向上するとともに線量率を改善する際の障害になり得る。これが従来技術の第１の課題である。

この第１の課題の解決策として、特許文献４の技術を利用することが考えられる。すなわち、特許文献４に記載の方法では、出射四極電磁石を高速でＯＮ／ＯＦＦして安定限界の大きさを広げ、シンクロトロンからのビームの出射を停止しており、特許文献３に記載の方法において、加速空胴の印加高周波電圧（高周波加速電圧）をＯＮ／ＯＦＦする代わりに、出射装置以外の電磁石を高速でＯＮ／ＯＦＦし、出射用高周波のＯＦＦ時にその四極電磁石をＯＮして安定限界の大きさを広げることでビーム出射を停止し、遅延照射量を低減することができる。この方法によれば、ビームの周回中は高周波加速電圧はＯＮのままとすることができるため、出射ビームを安定化することができる。しかし、この方法には以下の課題がある。

まず、ビーム遮断時に安定限界を広げた際に出射されず広がった安定限界に再捕獲された振動振幅の大きなビーム成分は、次のスポット照射開始時に安定限界を狭めた際、出射用高周波の強度とは無関係に急激に出射されスパイク状のビーム波形を生じ得る。さらに、照射スポット間が離れている遠隔スポット照射時には、照射スポット間でシンクロトロンの周回ビームが残留ガスとの散乱で振動振幅が増大する効果が大きくなり、スパイク状ビーム波形がより顕著になり得る。これらの現象は発明者らのシミュレーション解析で初めて明らかになった。スパイク状ビーム波形は制御可能な照射スポット当りの最小線量を制限するため、照射ビームをさらに細径化してスキャニング照射による治療精度を向上する際の障害になりうる。これが従来技術の第２の課題である。

また、スパイク状ビーム波形を緩和するため、照射スポット間でシンクロトロンの周回ビームの振動振幅の大きな成分を廃棄する方法が考えられる。ただし、この方法を単純に用いると、廃棄するビーム電荷量が無視できなくなりビーム利用効率が低下する。特に、照射ビームを細径化してスキャニング照射による治療精度を向上する際には、各照射スポットに供給するビーム電荷量が小さくなるためビーム利用効率の低下が大きく、線量率の低下に伴い治療スループットの悪化につながる。これが従来技術の第２の課題の解決の際に付随して発生する第３の課題である。

本発明の第１の目的は、出射ビームを安定化したうえで、スポット照射開始時のスパイク状ビーム波形を緩和して制御可能な照射スポット当りの最小線量を十分小さく設定し、照射ビームをさらに細径化して治療精度が向上できる粒子線治療システムを提供することにある。

本発明の第２の目的は、第１の目的を達成するために照射スポット間でシンクロトロンの周回ビームの振動振幅の大きな成分を廃棄する場合でも、ビーム利用効率の低下を緩和して線量率の低下に伴う治療スループットの悪化を回避できる粒子線治療システムを提供することにある。

（１）上記第１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、出射装置に高周波電力を印加して発生させた高周波電磁波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から構成される粒子線治療システムであって、前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する際には前記出射装置に印加する高周波電力をＯＮし、一方、前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断する際には前記出射装置に印加する高周波電力をＯＦＦするとともに、前記シンクロトロンに設置した電磁石の励磁量を変化させて前記安定限界を広げ荷電粒子ビームの出射を停止し、次に前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を再開する前に、前記シンクロトロンに設置した電磁石の励磁量を変化させて前記安定限界を狭め荷電粒子ビームの一部を出射し、該荷電粒子ビームを前記ビーム輸送系に設置した電磁石で遮断する制御装置を備えるようにしたものである。

かかる構成により、照射スポット間でシンクロトロンの周回ビームの振動振幅の大きな成分を廃棄し、スポット照射開始時のスパイク状ビーム波形の発生を防止できる。これにより、制御可能な照射スポット当りの最小線量を十分小さく設定し、照射ビームをさらに細径化して治療精度が向上できる。

また、シンクロトロンに設置した電磁石の励磁量を変化させて安定限界を広げて荷電粒子ビームの出射を停止することで遅延照射が防止されるため、遅延照射の防止のためにシンクロトロンに設置した加速空胴の印加高周波電圧をＯＮ／ＯＦＦする必要がなく、出射ビームを安定化させることができる。

（２）また、上記第１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、出射装置に高周波電力を印加して発生させた高周波電磁波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から構成される粒子線治療システムであって、前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する際には前記出射装置に印加する高周波電力をＯＮし、一方、前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断する際には予め前もって前記出射装置に印加する高周波電力をＯＦＦした後に、前記シンクロトロンに設置した電磁石の励磁量を変化させて前記安定限界を広げ荷電粒子ビームの出射を停止する制御装置を備えるようにしたものである。

かかる構成により、安定限界を広げ荷電粒子ビームの出射を停止する直前のシンクロトロンからの出射ビーム電流を低減できるため、広がった安定限界に再捕獲される振動振幅の大きな成分のビーム電荷量を低減できる。その結果、スパイク状ビーム波形の原因となるビーム電荷量が低減でき、ビーム利用効率の低下を招く照射スポット間でのビーム廃棄を実施せずとも、スポット照射開始時のスパイク状ビーム波形を緩和できる。

（３）上記第２の目的を達成するために、本発明は、上記（１）に記載の粒子線治療システムの構成において、前記制御装置が前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断する際に、予め前もって前記出射装置に印加する高周波電力をＯＦＦした後に、前記シンクロトロンに設置した電磁石の励磁量を変化させて前記安定限界を広げ荷電粒子ビームの出射を停止する機能を有するものである。

かかる構成により、安定限界を広げ荷電粒子ビームの出射を停止する直前のシンクロトロンからの出射ビーム電流を低減できるため、広がった安定限界に再捕獲される振動振幅の大きな成分のビーム電荷量を低減できる。その結果、スパイク状ビーム波形の原因となるため照射スポット間で廃棄されるビーム電荷量が低減でき、スパイク状ビーム波形の発生を防止したうえで、ビーム利用効率の低下を緩和できる。

（４）上記（１）〜（３）において、好ましくは、前記安定限界を調整するために前記シンクロトロンに設置した電磁石が四極磁場成分を発生する収束あるいは発散型電磁石である。

（５）上記（１）〜（４）において、スポットスキャニング照射を実施する場合には、前記シンクロトロンで所定のエネルギーまで加速した荷電粒子ビームを、前記照射装置へ断続的に複数回に分けて供給するものである。

本発明によれば、照射ビームを細径化してスポットスキャニング照射による治療精度を容易に向上でき、また、遠隔スポットを含む複雑な患部形状に対しても高精度でかつ線量率を改善した治療照射が可能な粒子線治療システムを提供できる。

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。（Ａ）は正面図であり、（Ｂ）は照射ビームを上流側から見た説明図である。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。本発明の第２の実施形態による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。本発明の第３の実施形態による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。

以下に本発明の幾つかの実施の形態を図面を用いて説明する。

まず、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。

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２００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、加速空胴２５に高周波加速電圧を供給する電源２５Ａ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。なお、本実施例の図１では、安定限界の大きさを高速で制御する専用の高速四極電磁石２８と、高速四極電磁石２８に励磁電流を供給する電源２８Ａを別途設けているが、前記四極電磁石２２を用いて安定限界の大きさを制御することも可能である。

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２００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２００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、出射開始後の出射中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２００から取り出される。

安定領域の大きさは四極電磁石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（出射中）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装置２６に高周波電力を印加して出射用の高周波電磁場を発生させることで、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。この状態で出射装置２６に印加する高周波電力をＯＮ／ＯＦＦする（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。この出射方法の特長は、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するビーム遮断用電磁石３３と、ビーム遮断用電磁石３３の電源３３Ａと、ビーム遮断用電磁石３３で除去したビーム成分を廃棄するビームダンプ３４から構成される。

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成分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３００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。以下では、前者の場合についてのみ記述している。

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５１ａ，５１ｂ（以下５１で代表する）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），（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５１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、本実施形態による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４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の最上部には、制御装置６００が出射期間中に用いるタイミング信号である、スポット照射開始と線量満了（出射停止）信号を示している。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（図１で（Ａ）と記載）に応じて、電源５００Ａから走査電磁石５１に供給される励磁電流を示している。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（図１で（Ｂ）と記載）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、制御装置６００から高速四極電磁石２８の電源２８Ａに供給される励磁指令信号（図１で（Ｃ）と記載）に応じて、電源２８Ａから高速四極電磁石２８に供給される励磁電流を示している。図４（Ｄ）の縦軸は、制御装置６００から加速空胴２５の電源２５Ａに供給される高周波加速電圧制御信号（図１で（Ｄ）と記載）に応じて、電源２５Ａから加速空胴２５に供給される高周波加速電圧を示している。図４（Ｅ）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（Ｆ）の縦軸は、制御装置６００からビーム遮断用電磁石３３の電源３３Ａに供給されるビーム遮断制御信号（図１で（Ｆ）と記載）に応じて、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（Ｇ）の縦軸は、照射装置５００から照射される照射ビーム電流の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。なお、各照射スポット位置に対して必要な走査電磁石励磁電流に静定した時点でスポット照射開始のタイミング信号が発生し、照射装置５００のビームモニタ５２からの伝送信号（図１で（Ｈ）と記載）に基づき線量を監視し、所定線量に到達した時点でスポット線量満了（出射停止）のタイミング信号が発生する。

また、図４（Ｃ），（Ｅ），（Ｇ）において、破線は従来のスポットスキャニング法の動作を示している。ここで、出射ビームの安定化の観点で高周波加速電圧をＯＮ／ＯＦＦして遅延照射量を低減する方法は好ましくなく、本発明では高周波加速電圧を図４（Ｄ）に示すように出射期間中は一定に維持し、高速四極電磁石２８のＯＮ／ＯＦＦで遅延照射量を低減している。

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），（Ｇ）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，Ｓ４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５１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力を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力を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（Ｃ），（Ｆ）に示すように、シンクロトロン２００に設置した高速四極電磁石２８をＯＮすることで、安定限界の大きさを広げてビーム出射を停止し、更にビーム輸送系３００に設置したビーム遮断用電磁石３３をＯＮして荷電粒子ビームの供給を遮断する。

ここで、図４（Ｃ）により、電源２８Ａから高速四極電磁石２８に供給される励磁電流について見ると、従来は破線で示すように、照射ビームを遮断すべき照射スポット間では安定限界の大きさを広げた状態で維持するよう一定に設定され、次のスポット照射開始時に安定限界の大きさを狭めるために励磁電流が変更される。このとき、スポット照射開始時に安定限界を狭めた際、図４（Ｅ）破線に示すように出射用高周波の強度とは無関係にシンクロトロン２００から急激に荷電粒子ビームが出射され、図４（Ｇ）破線に示すようにスパイク状の照射ビーム波形を生じる。

図２（Ｃ），（Ｄ）は、この現象の原因を出射に関係する水平方向の位相空間内で説明したものである。すなわち、図２（Ｃ）において、ビーム遮断時に高速四極電磁石２８をＯＮして安定限界を広げた際に出射されず広がった安定領域ＳＡに再捕獲された振動振幅の大きなビーム成分が、図２（Ｄ）において、次のスポット照射開始時に安定限界を狭め図２（Ｂ）の出射中と同じ面積の安定領域に戻した際、既に安定限界を超えており、出射用高周波の強度とは無関係に急激に出射されることに起因する。さらに、照射スポット間隔が離れている遠隔スポット照射時には、照射スポット間でシンクロトロン２００の周回ビームが残留ガスとの散乱で振動振幅が増大する効果が大きくなり、スパイク状ビーム波形がより顕著になりうる。スパイク状ビーム波形は制御可能な照射スポット当りの最小線量を制限するため、照射ビームをさらに細径化してスキャニング照射による治療精度を向上する際の障害になりうる。

それに対して本実施形態では、照射スポット間で次のスポット照射を再開するまでの間に、すなわち、次に照射装置５００への荷電粒子ビームの供給を再開する前に、図４（Ｃ）の実線で示すように、シンクロトロン２００に設置した高速四極電磁石２８の励磁量を変化させて安定限界を狭め、図４（Ｅ）の実線で示すように、荷電粒子ビームの一部を出射している。ただし、照射スポット間で出射された該荷電粒子ビームは、ビーム輸送系に設置したビーム遮断用電磁石３３の図４（Ｆ）に示す励磁動作で偏向され遮断される。すなわち、照射スポット間でシンクロトロン２００の周回ビームの振動振幅の大きな成分を廃棄し、スポット照射開始時のスパイク状ビーム波形の発生を防止でき、図４（Ｇ）の実線で示すような理想的な照射ビーム波形を実現できる。ここで、照射スポット間で高速四極電磁石２８の励磁量を変化させて安定限界を狭めるタイミングであるが、例えば、照射スポット間での走査電磁石励磁電流の全変化量の７０％に到達した時点に選定し、制御装置６００で高速四極電磁石２８の電源２８Ａをタイミング制御すればよい。

これを図２に示す水平方向の位相空間内で説明する。照射スポット間で予め図２（Ｄ）の状態を形成して出射を再開し、シンクロトロン２００からスパイク状ビーム波形の原因となる振動振幅が大きなビーム成分を前もって出射しビーム輸送系で廃棄する。その結果、次のスポット照射開始時には図２（Ｂ）の出射中と同様な周回ビームＢＭの分布を初期状態として、照射装置５００への荷電粒子ビームの供給を再開できる。

これにより、制御可能な照射スポット当りの最小線量を十分小さく設定でき、照射ビームをさらに細径化して治療精度が向上できる。また、遠隔スポットを含む複雑な患部形状に対しても高精度でかつ線量率を改善した治療照射が可能となる。

なお、本実施形態の図４では、高速四極電磁石２８の励磁ＯＮで安定限界の大きさを広げてビーム出射を停止する場合を示しているが、高速四極電磁石２８の励磁ＯＦＦで安定限界の大きさを広げビーム出射を停止する動作論理に設計することも可能である。また、シンクロトロン２００に設置した六極電磁石の励磁量の制御で、高速四極電磁石２８と同様に安定限界の大きさを制御することも可能である。

次に、図１及び図５を用いて、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。なお、本実施形態による粒子線治療システムの全体構成は、前実施形態の図１に示したものと同様である。

図５は、本発明の第２の実施形態による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。

図５において、横軸は時間ｔを示している。図５（Ａ）〜（Ｇ）の縦軸は、図４（Ａ）〜（Ｇ）の縦軸と同じである。

前実施形態の図４と同様に、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、出射装置２６に印加する高周波電力をＯＮする。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力をＯＦＦする。ここで、前実施形態との相違は、ビーム遮断時に高周波電力をＯＦＦするタイミングである。前実施形態では各照射スポットで所定線量が満了したタイミングで、出射装置２６に印加する高周波電力をＯＦＦするとともに、高速四極電磁石２８の励磁量を変化させて安定限界を広げビーム出射を停止している。それに対して本実施形態では、図５（Ｂ）の実線に示すように、各照射スポットで所定線量に到達する前に予め出射装置２６に印加する高周波電力をＯＦＦし、遅延照射の効果で照射スポットへの所定線量が満了したタイミングで、図５（Ｃ）に示すように、シンクロトロン２００に設置した高速四極電磁石２８の励磁量を変化させて安定限界を広げ荷電粒子ビームの出射を停止している。ここで、予め前もって出射装置２６に印加する高周波電力をＯＦＦするタイミングであるが、例えば、各照射スポットの所定線量の７０％に到達した時点に選定し、制御装置６００において照射装置５００のビームモニタ５２からの伝送信号（図１で（Ｈ）と記載）に基づき線量を監視しながら出射装置２６の電源２６Ａをタイミング制御すればよい。

本実施形態では、出射装置２６に印加する高周波電力（発生する高周波電磁場）を予め前もってＯＦＦする効果で、照射スポットの線量満了時の出射ビーム電流が低減できる。その結果、高速四極電磁石２８で安定限界を広げた際に出射されず広がった安定限界に再捕獲される振動振幅の大きな周回ビーム成分が減少し、スパイク状ビーム波形の原因となるため照射スポット間で廃棄されるビーム電荷量が低減できて、ビーム利用効率の低下を緩和できる。即ち、図５（Ｅ）に示すように、各照射スポットで所定線量に到達した時点で出射装置２６に印加する高周波電力をＯＦＦする場合（破線）に比較して、予め前もって高周波電力をＯＦＦする場合（実線）の方が、照射スポット間で廃棄されるビーム電荷量が低減できている。

これにより、治療精度を向上するために照射スポット間でシンクロトロン２００の周回ビームの振動振幅の大きな成分を廃棄する場合でも、ビーム利用効率の低下を緩和して線量率の低下に伴う治療スループットの悪化を回避できる。
なお、本実施形態の図５では、高速四極電磁石２８の励磁ＯＮで安定限界の大きさを広げてビーム出射を停止する場合を示しているが、高速四極電磁石２８の励磁ＯＦＦで安定限界の大きさを広げビーム出射を停止する動作論理に設計することも可能である。また、シンクロトロン２００に設置した六極電磁石の励磁量の制御で、高速四極電磁石２８と同様に安定限界の大きさを制御することも可能である。

次に、図１及び図６を用いて、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。なお、本実施形態による粒子線治療システムの全体構成は、前実施形態の図１に示したものと同様である。

図６は、本発明の第３の実施形態による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。

図６において、横軸は時間ｔを示している。図６（Ａ）〜（Ｇ）の縦軸は、図４（Ａ）〜（Ｇ）の縦軸と同じである。

前実施形態（実施例１と実施例２）の図４や図５と同様に、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、出射装置２６に印加する高周波電力をＯＮする。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力をＯＦＦする。ここで、本実施形態でも実施例２の図５と同様、図６（Ｂ）の実線に示すように、各照射スポットで所定線量に到達する前に予め出射装置２６に印加する高周波電力をＯＦＦし、遅延照射の効果で照射スポットへの所定線量が満了したタイミングで、図６（Ｃ）に示すように、シンクロトロン２００に設置した高速四極電磁石２８の励磁量を変化させて安定限界を広げ荷電粒子ビームの出射を停止している。ただし、本実施形態では高速四極電磁石２８の励磁量は従来と同様に、照射ビームを遮断すべき照射スポット間で安定限界の大きさを広げた状態で維持するよう一定に設定され、次のスポット照射開始時に安定限界の大きさを狭めるために励磁電流が変更される。

本実施形態では実施例２と同様に、出射装置２６に印加する高周波電力(発生する高周波電磁場）を予め前もってＯＦＦする効果で、照射スポットの線量満了時の出射ビーム電流が低減できる。その結果、高速四極電磁石２８で安定限界を広げた際に出射されず広がった安定限界に再捕獲される振動振幅の大きな周回ビーム成分が減少し、スパイク状ビーム波形の原因となるビーム電荷量が低減できる。即ち、図６（Ｅ）及び図６（Ｇ）に示すように、各照射スポットで所定線量に到達した時点で出射装置２６に印加する高周波電力をＯＦＦする場合（破線）に比較して、予め前もって高周波電力をＯＦＦする場合（実線）の方が、次のスポット照射開始時に安定限界を狭めた際のスパイク状ビーム波形が緩和される。また、四極電磁石の励磁量が照射スポット間で安定限界の大きさを広げた状態で維持できるように一定に設定されるため、照射スポット間でのビーム出射が完全に停止しておりビーム遮断用電磁石３３で廃棄される出射ビーム成分はない。

これにより、前実施形態とは異なり、ビーム利用効率の低下を招く照射スポット間でのビーム廃棄を実施せずとも、スポット照射開始時のスパイク状ビーム波形をある程度緩和できる。したがって、線量率を全く犠牲にせずに線量制御精度の改善で治療精度を向上できる。

なお、本実施形態の図６では、高速四極電磁石２８の励磁ＯＮで安定限界の大きさを広げてビーム出射を停止する場合を示しているが、高速四極電磁石２８の励磁ＯＦＦで安定限界の大きさを広げビーム出射を停止する動作論理に設計することも可能である。また、シンクロトロン２００に設置した六極電磁石の励磁量の制御で、高速四極電磁石２８と同様に安定限界の大きさを制御することも可能である。

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
２８…高速四極電磁石
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
２５Ａ，２６Ａ，２８Ａ，３３Ａ，５００Ａ…電源

Claims

荷電粒子ビームを所定のエネルギーまで加速し、出射装置に高周波電力を印加して発生させた高周波電磁波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から構成される粒子線治療システムであって、前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する際には前記出射装置に印加する高周波電力をＯＮし、一方、前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断する際には前記出射装置に印加する高周波電力をＯＦＦするとともに、前記シンクロトロンに設置した電磁石の励磁量を変化させて前記安定限界を広げ荷電粒子ビームの出射を停止し、次に前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を再開する前に、前記シンクロトロンに設置した電磁石の励磁量を変化させて前記安定限界を狭め荷電粒子ビームの一部を出射し、該荷電粒子ビームを前記ビーム輸送系に設置した電磁石で遮断する制御装置を備えることを特徴とする粒子線治療システム。
荷電粒子ビームを所定のエネルギーまで加速し、出射装置に高周波電力を印加して発生させた高周波電磁波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から構成される粒子線治療システムであって、前記照射装置に荷電粒子ビームを供給する際には前記出射装置に印加する高周波電力をＯＮし、一方、前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断する際には予め前もって前記出射装置に印加する高周波電力をＯＦＦした後に、前記シンクロトロンに設置した電磁石の励磁量を変化させて前記安定限界を広げ荷電粒子ビームの出射を停止する制御装置を備えることを特徴とする粒子線治療システム。
前記制御装置は、前記照射装置への荷電粒子ビームの供給を遮断する際に、予め前もって前記出射装置に印加する高周波電力をＯＦＦした後に、前記シンクロトロンに設置した電磁石の励磁量を変化させて前記安定限界を広げ荷電粒子ビームの出射を停止することを特徴とする請求項１記載の粒子線治療システム。
前記安定限界を調整するために前記シンクロトロンに設置した電磁石が四極磁場成分を発生する収束あるいは発散型電磁石であることを特徴とする請求項１から請求項３の何れか１項に記載の粒子線治療システム。
前記シンクロトロンで所定のエネルギーまで加速した荷電粒子ビームを、前記照射装置へ断続的に複数回に分けて供給することを特徴とする請求項１から請求項４の何れか１項に記載の粒子線治療システム。