JP5610404B2 - ビーム照射装置、ビーム照射制御方法及び重粒子線治療装置 - Google Patents

Description

本発明は、ビームの照射制御に関し、より詳しくは加速器から取り出されたビームの径を極めて細く成形し、さらにビーム径、飛程及びビーム軌道を制御できるビーム照射装置、及び照射対象での照射野の範囲を高精度で制御できるビーム照射制御方法に関する。

がん治療において、炭素線などの重粒子線治療は腫瘍への高い生物学的効果、高い線量集中性、病巣周辺での正常組織における低い被曝を特徴とする。公知の重粒子線治療では、ＣＴ等による事前測定に基づく治療部位の確認、治療部位に応じてビーム径、ビーム飛程、スキャン幅の決定を行う治療計画立案および、計画に従って照射するプロセスが存在する。治療照射を実現する治療装置は、輸送中のビーム径とビーム照射位置を制御するため、ビーム輸送ラインに４極電磁石を設けるとともに、照射対象内での厚さと位置を可変とするリッジフィルタならびにレンジシフタを設けている。最適な照射条件は、ビームシミュレーションにより実施され、最適なビーム径、ビーム飛程、スキャン幅が決められる。重粒子のビーム輸送系を構築するためには、ビーム利用の要求スペックを満足するために、高真空度の輸送管と、ビーム形状の成形、ビーム軌道を制御する各種電磁石によって構成されるビーム輸送光学設計が必要である。また、工作精度、価格の両面からビーム輸送系を構成する要素重量は小さいことが望まれる。このため、各種電磁石の重量を減らすために輸送管の内径は直径数１０ｍｍ程度とされる（２１世紀のがん治療 重粒子線治療の基礎と臨床 辻井博彦 編、医療科学社、ISBN4-900770-83-3 C3047）。

他方、がん治療においては骨盤臓器全体への照射などに対応するため、照射野は直径２１０ｍｍ程度必要とされている。この要請を満たすため、特許文献１には、従来から行われているビーム照射制御方法（ワブラー照射法）が紹介されている（１）。

ワブラー照射法では、高精度に照射野を形成するためにビーム軌道を円状に偏向させるワブラー電磁石によりサイズを拡大し、一様な照射野を金属コリメータ等でがんの断面形状に併せて形成するというものである。しかし、金属コリメータを採用した場合、製作に時間及び費用がかかる。加えて、拡大ビームを金属で成形する際に、中性子線やガンマ線、陽子線などの意図しない放射線が発生し、正確な線量見積もりに影響を及ぼす問題点があった。

そこで、特許文献１に記載の発明「荷電粒子ビーム装置およびその運転方法」が提案された。特許文献１に記載の発明は、患部形状等の情報に基づき予め、演算装置１３１でビームの水平方向の照射点と必要な線量を定めておき、水平方向の照射点の間隔は、散乱体３００で広げたビームの径の半分程度以下にすることが望ましく、照射位置設定用の電磁石２２０、２２１の電源装置１６０を制御装置１３２で制御し、荷電粒子ビームの損失を少なくして、均一な照射野を形成することができるというものである（２）。

その原理は、図４に示すビーム照射装置１ａのように、ビーム２は真空の輸送管３の端部に設けられた散乱体９を通過し、大気中に取り出した後、ビーム２を２次元（水平方向（Ｘ軸方向）、垂直方向（Ｙ軸方向））にＸＹ軸方向スキャンニング電磁石６、７で走査させて照射対象８にビーム２を照査制御（スキャニング法）する。

また、特許文献１の発明では、図４に示すように、ビームエネルギーを低下する厚さ可変な減速材（レンジシフタ１１）をＸＹ軸方向電磁石６、７の後に備え、ビーム２がレンジシフタ１１を通過することで体内でのビームの到達距離（飛程）が調節される。さらに、リッジフィルタ１０で、進行方向にビーム２を拡散させ、照射対象８内での広い照射野を得る。しかしながら、レンジシフタ１１を通過することで、ビーム２は「拡散」するため、従来（２）においては、ビーム径約１０ｍｍ程度が限界であった。

図５には、図４のビーム照射装置において、レンジシフタ厚を変えてビーム飛程を変化させたときの照射対象内でのビーム径変化を計算した結果を示した。ビームエネルギーを２３５ＭｅＶ／ｕ、散乱体９と体表面との距離２ｍｍと設定し、ビーム挙動計算ソフト「ＷｉｎＡｇｉｌｅ」で計算した。図３においても同じ。

図５は、縦軸（Ｄ）がビーム径（ｍｍ：ミリメートル）であり、横軸（Ｒ）がビーム飛程（Ｒ：ミリメートル）である。Ａ矢印で示す枠左端は、照射対象８の表面である。縦軸０がビーム中心である。図５では、ビーム直径は約２ｍｍとした。横軸（Ｒ）は０（照射対象の表面Ａ）から３５０ｍｍとした。

「ａ」はレンジシフタ１１厚３０ｍｍとしたときのビーム挙動である。このときのビーム２の到達点での最大ビーム径は３．８２８ｍｍであった。「ｂ」はレンジシフタ１１厚２０ｍｍとしたときのビーム挙動である。このときのビーム２の到達点での最大ビーム径は３．６６６ｍｍであった。「ｃ」はレンジシフタ１１厚１０ｍｍとしたときのビーム挙動である。このときのビーム２の到達点での最大ビーム径は３．３４８６ｍｍ、「ｄ」はレンジシフタ１１厚０ｍｍとしたときのビーム挙動である。このときのビーム２の到達点での最大ビーム径は３．３４２ｍｍであった。

ビーム飛程が、「ａ」と「ｄ」では３０ｍｍ異なるが、そのときの最大ビーム径は、約０．５ｍｍ程度の差となる。

また、ビーム径を制御するビーム照射装置として、特許文献２に記載の発明「粒子線照射装置及び粒子線治療装置」も公開されている。特許文献２に記載の発明は、荷電粒子線のエネルギーを低下させる可変レンジシフタ４と、可変レンジシフタ４で低下した荷電粒子線のエネルギーに応じて励磁量が制御されて、可変レンジシフタ４での散乱による前記荷電粒子線の発散を収束させる４極電磁石６と、荷電粒子線のビーム軌道を変化させるスキャニング電磁石８とを備えてなり、レンジシフタでの散乱による荷電粒子線のビーム径の増加を低減して、被照射体への空間的に精密な照射が可能な小さなビーム径の荷電粒子線を供給できるとともに、レンジシフタを患者から離れた位置に配置して、その移動音等による威圧感を無くすることができるというものである。

特許文献２において、輸送管から出射された非真空下のビーム軌道に４極電磁石６を採用しているが、その配置は可変レンジシフタ４の下流であり、可変レンジシフタ４の通過によってビームのベータトロン関数は破壊され、かつビームエミッタンスが増大するので、実際にビームの収束を行う場合には、可変レンジシフタ４と４極電磁石６の間に１０ｍ程度の距離をとる必要が生じる。一般に、輸送管、出射ノズルを含む照射ポートの直線部は１０ｍ以下であるため、可変レンジシフタ４の下流に４極電磁石６が配置されても、ビーム径を照射対象内まで小サイズで維持する配置を計画することは極めて困難である。また、可変レンジシフタ４の厚さによって上述の通りビーム径は０．５ｍｍ程度変化するため、ビーム径の変化を調節するには、４極電磁石６の励磁パターンを厚さの異なる可変レンジシフタ６ごとに高精度に調整する必要がある。しかし、４極電磁石６電源の精度管理及びパターン数の増大への対応から、実用には多大な労力を必要とする。従って、特許文献２に開示の技術では現実的に数ｍｍ以下のビーム径を成形することは困難である。

これまで、ターゲット中において直径数ｍｍ程度以下の治療用ビームをコリメータを用いずに形成する技術は知られていない。また、広範囲の照射野を確保しつつ、照射対象８内でのビームスポットサイズを高精度、例えば０．１ｍｍ以下に制御する方法についても知られていない。

特開平１０−１１８２０４号公報 特開２００９−２２７９７号公報

そこで、本発明は、従来にない極めて細いビーム径に成形できるとともに、高精度にビーム径を制御し、さらにビーム飛程及びビーム軌道をも制御できるビーム照射装置及び、照射対象での照射野の範囲を高精度で制御できるビーム照射制御方法を提供することを目的とする。

本発明は、上記課題を解決するために、
（１）加速器から取り出されたビームの輸送路となる真空排気された輸送管と、大気中に存在する照射対象に対しビームが収束角を維持しながら入射するよう前記輸送管の外周に配置されビームを強収束させビーム径を制御する４極電磁石と、前記輸送管の端部に隔壁を介して伸縮可能に接続し真空排気された出射ノズルと、前記出射ノズルの先端に照射対象と距離可変に設けられるとともにビームを通過させてビームエネルギーを低下させビーム飛程を制御する１以上の可動レンジシフタと、前記４極電磁石の下流の前記輸送管の外周に、対向して配置された１対のＸ軸方向スキャンニング電磁石と対向して配置された１対のＹ軸方向スキャンニング電磁石とからなり、前記可動レンジシフタと前記照射対象間の非真空のスペースを第２のレンジシフタとし、ビーム飛程を制御し、照射対象にビームを照射させることを特徴とするビーム照射装置の構成とした。
（２）前記出射ノズルが、前記輸送管に拡張して連設する拡張部を備えることを特徴とする（１）に記載のビーム照射装置の構成とした。
（３）前記伸縮部が、金属素材の蛇腹であることを特徴とする（１）又は（２）に記載のビーム照射装置の構成とした。
（４）前記可動レンジシフタが、可動レンジシフタ毎にビーム軸上に対し挿入及び退避可能で、可動レンジシフタの厚さ可変としたことを特徴とする（１）〜（３）のいずれかに記載のビーム照射装置の構成とした。

（６）加速器から高真空度の輸送管に取り出されたビームを４極電磁石によって前記輸送管内で強収束させ、ビーム径を制御し、照射対象にビームを照射することを特徴とするビーム照射制御方法の構成とした。
（７）さらに、前記輸送管に隔壁を介して連接されビームの照射対象と距離可変に設けられビームエネルギーを低下させビーム飛程制御する１以上の可動レンジシフタに通し、さらに前記可動レンジシフタと前記照射対象間の距離可変な非真空のスペースを通過させ、ビーム飛程を制御して照射対象にビームを照射することを特徴とする（６）に記載のビーム照射制御方法の構成とした。
（８）前記スペースの距離を、０〜１００ｃｍの範囲で変動させ、ビーム径及びビーム飛程を制御することを特徴とする（７）に記載のビーム照射制御方法の構成とした。
（９）前記強収束が、照射対象までビームを収束角で維持させることを特徴とする（６）〜（８）の何れかに記載のビーム照射制御方法の構成とした。
（１０）加速器から取り出されたビームの輸送路となる真空排気された輸送管と、大気中に存在する照射対象に対しビームが収束角を維持しながら入射するよう前記輸送管の外周に配置されビームを強収束させビーム径を制御する４極電磁石と、前記輸送管の端部に隔壁を介して伸縮可能に接続し真空排気された出射ノズルと、前記出射ノズルの先端にビームの照射対象と距離可変に設けられるとともに、可動レンジシフタ毎にビーム軸上に対し挿入及び退避可能で可動レンジシフタの厚さ可変とし、ビームを通過させてビームエネルギーを低下させビーム飛程を制御する１以上の可動レンジシフタと、さらに、前記４極電磁石の下流の前記輸送管の外周に、対向して配置された１対のＸ軸方向スキャンニング電磁石と対向して配置された１対のＹ軸方向スキャンニング電磁石とを備え、前記可動レンジシフタと前記照射対象間の非真空のスペースを第２のレンジシフタとし、ビーム径、ビーム軌道、ビーム飛程を制御し、照射対象にビームを照射させることを特徴とすることを特徴とする医療用の重粒子線治療装置の構成とした。

本発明は、上記構成により以下の効果を発揮する。本発明は、可動レンジシフタの上流の輸送管内でビームを照射対象付近においても収束角を保てるほど強く収束させる４極電磁石を採用することで、照射対象においてビーム径を数ｍｍ以下まで極めて細く成形することが可能になる。

また、本発明では、ビーム径を数ｍｍ以下に０．１ｍｍ単位程度、さらには０．０１ｍｍ程度の高精度で照射制御できるので、照射対象が人体である場合には、従来のビーム照射治療よりも、病巣に対して、高精度に、効果的にビームを照射することが可能となり、正常部位への損傷（被曝）が少なく、患者への負担が軽減する。本発明をビーム照射治療に応用した場合、多くの疾病に利用でき、応用範囲が広く、かつ低コストでビーム照射治療が可能になる。例えば、施術困難な脳下垂体腫瘍、血管内腫瘍、さらに加齢黄斑変性症などのビーム照射治療に好適である。

また、本発明では、照射形状を作る目的でビームライン上に設置する物体、たとえば金属コリメータなどの照射野形成器具、リッジフィルタが必須ではないので、ビームが物体に衝突する際発生する中性子や散乱粒子の発生による線量の見積誤差を低減でき、照射線量の見積もりを高精度にすることができる。

さらに、最終収束のために、照射対象のごく近傍に４極電磁石を必要としないため、照射野を従来の拡散ビームによる照射と同様に広く確保することができる。そして４極電磁石を励磁させなければ、従来の上記ビーム照射（１）、（２）での運転も可能である。

加えて、加速器はサイクロトロン、シンクロトロンの種別を問わず、陽子、重粒子などの粒子イオン種も問わず、汎用性が高い。

本発明のビーム照射装置の模式図である。 本発明であるビーム照射装置におけるビーム輸送時のビーム径変化の計算結果である。 図１のビーム照射装置において、可動レンジシフタ厚及び可動レンジシフタと照射対象の距離を変えて、ビーム飛程を変化させたときの照射対象内でのビーム径変化を計算した結果である。 従来のビーム照射装置の模式図である。 図４のビーム照射装置において、レンジシフタ厚を変えてビーム飛程を変化させたときの照射対象内でのビーム径変化を計算した結果である。

以下、本発明であるビーム照射装置及びビーム照射制御方法について説明する。

図１に示すように、本発明の一例であるビーム照射装置１は、輸送管３と、可動レンジシフタ４ｄを備える出射ノズル４と、４極電磁石５と、ＸＹ軸方向スキャンニング電磁石６、７とからなる。

輸送管３は、従来から使用されているものと同様で、加速器に接続され、加速器から取り出されたビームが照射対象に向け通る高真空度の中空の管である。

出射ノズル４は、隔壁３ａを介して輸送管３に拡張して連設する拡張部４ａと、拡張部４ａに接続し伸縮自在な伸縮部４ｂと、伸縮部４ｂの反輸送管３側端部にスライド４ｇ自在に設けられた可動レンジシフタ４ｄからなり、真空のまま輸送管３に連設する。伸縮部４ｂは、所謂蛇腹形状でかつ、ステンレスなど金属素材で真空排気４ｈに耐える構造である。隔壁３ａは、輸送管３と出射ノズル４との真空度を遮断する。

ただし、出射ノズル４内部は、シンクロトロン中のチャンバー程の高い真空度（１０⁻７Ｐａ程度）である必要はなく、空気が散乱物質として無視できる程度の低い真空到達度(１Ｐａ程度以下)で十分機能を発揮する。

可動レンジシフタ４ｄと照射対象８との間は、普通は大気雰囲気で、酸素、窒素、その他気体、水蒸気が混在して存在する。従って、ビーム２がスペース４ｅを通過することで、エネルギーが低下する。即ち、スペース４ｅは第２のレンジシフタとして機能する。このため、伸縮部４ｂを伸縮させ、可動レンジシフタ４ｄの先端と照射対象８とのスペース４ｅの距離４ｆを変更させることで、ビーム飛程を制御することができる。

可動レンジシフタ４ｄは、ビームエネルギーを低下させ、照射対象８内でのビーム飛程を制御する。素材等、従来から使用されているものと同様で、複数枚の必要に応じて厚さの異なるアクリルなどのプラスチック板である。

なお、可動レンジシフタ４ｄの位置移動は、図１に限定されるものではなく、輸送管３の端部内部で移動可能に設けられてもよい。可動レンジシフタ４ｄの移動方式は外部からの信号により、照射の移動幅４ｃを移動でき、任意の位置に固定できれば特に限定されない。

可動レンジシフタ４ｄと照射対象８との距離４ｆは、０ｃｍ〜１００ｃｍ程度が望ましい。可動レンジシフタ４ｄと照射対象８とのスペース４ｅは、通常空気層であるので、ビーム２は拡散する。殆どすべてのビーム照射においては、照射対象よりも手前でビーム焦点が結ばれる。焦点以降のビーム２は発散角となるが、スペース４ｅの距離４ｆが１００ｃｍ以上あると、発散角での照射野８ａへの入射では小径のビームを生成できないだけでなく、精度よいビーム径の制御ができない。従って、輸送管３は、照射対象８に接するか、その近傍まで延設することが必要である。

４極電磁石５は、輸送管３の外周に配置され、可動レンジシフタ４ｄ上流の輸送管３内でビーム２を強収束させる従来から加速器で使用されているビーム収束用の電磁石である。この強収束は、可動レンジシフタ４ｄ、スペース４ｅ、照射対象８を通過しても、収束角を維持できることを要する。ビーム２の収束幅の制御は、４極電磁石５でビーム径を十分拡大するようにビーム２を輸送し、Ｘ軸及びＹ軸方向に同時に収束するように４極電磁石５を励磁する。このようにすれば、照射対象内までビームを収束角のまま到達させることができる。

Ｘ軸方向スキャンニング電磁石６は、４極電磁石５と可動レンジシフタ４ｄとの間の輸送管３の外周に、対向して配置された１対の電磁石で、１対の電磁石に通電する電流を変化させることで、フレミングの法則によりビーム２に時間ごとに異なった偏向力を与え、Ｘ軸方向のビーム軌道を制御する。

Ｙ軸方向スキャンニング電磁石７は、４極電磁石５と可動レンジシフタ４ｄとの間の輸送管３の外周に、対向して配置された１対の電磁石で、Ｘ軸方向スキャンニング電磁石６と同様に、Ｙ軸方向のビーム軌道を制御する。

また、ＸＹ軸方向スキャンニング電磁石６、７を備え、出射ノズル４が拡張されていることから、輸送管３の径以上の広範囲の照射野８ａを確保することができる。さらに、４極電磁石５を励磁させなければ、従来同様の拡散状のビーム径の照射も可能である。

さらに、従来から使用されているビームの線量モニタ１２、位置モニタ１３をスペース４ｅに備える。なお、出射ノズル４内に線量モニタ１２、位置モニタ１３を可動レンジシフタに近接（数ｍｍ以内）して設置してもよい。その場合、照射対象８への照射時には、ビーム軌道から退避できる必要がある。

これら各種モニタによりビーム照射データが取得できるとともに、次回照射の調整データとすることもできる。また、必要に応じて、リッジフィルタ１０を備えてもよい。リッジフィルタは、従来から使用されているものと同様で、ビーム進行方向にビームを拡散させ、ビーム進行方向の照射野を拡大させる。

このようにしてなるビーム照射装置１は、従来同様、各モニタからのシグナルなどに基づき、ビーム軌道、線量を制御するとともに、さらに可動レンジシフタ４ｄの厚さ及びスペース４ｅの距離４ｆを変更し、ビーム径、ビーム飛程、さらにビーム軌道を高精度に制御することができる。図１では、Ｙ軸方向（図１中Ｙ両矢印）に、Ｙ軸方向スキャンニング電磁石７により屈曲させられたビーム２軌道を表した。

図２は、図１の構成のビーム照射装置１におけるビーム輸送時のビーム径変化の計算結果である。図２（Ａ）がＸ軸（水平）方向（図２中Ｘ両矢印）の断面位置のビーム径、（Ｂ）がＸ軸と直交するＹ軸（垂直）方向（図２中Ｙ両矢印）の断面位置のビーム径である。（Ａ）（Ｂ）いずれも縦軸はビーム径（ｍｍ：ミリメートル）である。横軸はビーム輸送系長（ｍ：メートル）であり、ここでは９ｍとした。

図２（Ａ）、（Ｂ）で明らかなように、ビーム照射装置１の構成であれば、ビーム２は４極電磁石５により強収束を受け、照射対象８に向け収束する。そして、照射対象８内での照射位置まで収束角を維持できる。従って、本発明でビームを照射すれば、極めて細いビーム径のまま照射対象８の照射野に到達させることができる。

ビームを収束角で維持させる理由は、直径２〜３ｍｍのビーム径を照射対象８内でも維持するためである。本発明の強収束で得られるビーム径は、広い照射野をスキャン可能な条件を満たした状態で、これまでにない極めて径の小さなビームである。

収束角で取出さないビーム取出し方法では、金属スリットのコリメータを用いなければ直径２〜３ｍｍのビームは作りだすことはできなかった。また、金属スリットを用いた時点で、広い照射野を確保することはできない。広い照射野、小さなビーム径、０．１ｍｍ単位での照射調節能のいずれかの要請を満足させる設計はこれまでにもあった。しかし、それら要請を同時に満足する設計は本発明のビーム照射装置が初めてである。本発明により、高精度粒子線治療ポートとしての利用と汎用照射ポートとしての利用を機器の配置変更なしに実現でき、従来二律背反であった高精度ビーム利用の実現と治療室の高効率運用を高水準に両立することが初めて可能になった。

図３に、図１のビーム照射装置において、可動レンジシフタ厚及び可動レンジシフタと照射対象の距離を変えて、ビーム飛程を変化させたときの照射対象内でのビーム径変化の計算結果を示した。

図３の（Ａ）、（Ｂ）ともに、横軸（Ｒ）が体表面Ａから到達距離（Ｒ：ミリメートル）であり、ここでは３５０ｍｍとした。縦軸（Ｄ）がビーム径（ｍｍ：ミリメートル）である。Ａ矢印で示す枠左端は、照射対象８の表面である。縦軸０がビーム中心である。図３では、入射時のビーム直径は約２ｍｍとした。なお、図（Ａ）（Ｂ）中の一点鎖線は、ビーム径２ｍｍのビームを輸送管３内で強収束させない従来の発散角で入射したときの計算結果である。

図３の破線「ａ」では可動レンジシフタ４ｄ厚を３０ｍｍ、スペース４ｅを２０ｍｍとしたときのビーム挙動である。このときのビーム２の到達点での最大ビーム径は３．８２８ｍｍであった。破線「ｂ」では可動レンジシフタ４ｄ厚を２ｍｍ、スペース４ｅを１５０ｍｍとしたときのビーム挙動である。このときのビーム２の到達点での最大ビーム径は３．９１８ｍｍであった。

図３に示すように、本発明のビーム照射装置１では、可動レンジシフタ４ｄ及びスペース４ｅの距離４ｆを変えてビーム飛程を変化させても、到達点での最大ビーム径は０．１程度の差しか生じず、極めて少ない。他方、発散角で入射した従来のビームのでは、入射した時点でのビームサイズが同一であるにも関わらず、到達点では入射時のビーム径から約５倍も拡大している。すなわち、従来法ではコリメータ等の器具を用いてどのようにビームサイズをあらかじめ小さくしても、ビーム自身の散乱により到達点付近ではビームサイズが増大する。また、図３（Ａ）、（Ｂ）の輸送管３内で強収束させない従来のビームでは、スペース４ｅを変化させてもビーム飛程を変化させることができない。従って、４極電磁石により強収束させつつ、可動レンジシフタ４ｄ厚及び距離可変なスペース４ｅを第２レンジシフタとすることで、ビーム径を０．１ｍｍ単位の極めて高精度で制御しつつビーム飛程を制御して、ビーム２を照射対象８に照射することが可能になる。

さらに、可動レンジシフタ４ｄ厚、スペース４ｅの距離４ｆをより高精度で制御すれば、ビーム径を０．０１ｍｍ単位程度でも十分制御可能である。図５のビーム飛程変化とビーム径の関係と対比しても明らかなように、本発明は、従来にないオーダーでのビーム径の制御が可能になった。

本発明のビーム照射装置及びビーム照射制御方法は、加速器から取り出されたビームのビーム径を従来なく極めて細くすることができるとともに、ビーム径、ビーム飛程、ビーム軌道を高精度で制御することが可能であるので、高精度なビーム照射位置、ビーム照射野の制御が可能になる。従って、ビーム照射を用いる産業全般に利用でき、特にビーム照射装置、例えば、粒子線治療装置に極めて有効で、本発明の導入が期待される。

１ ビーム照射装置
１ａ ビーム照射装置
２ ビーム
３ 輸送管
３ａ 隔壁
４ 出射ノズル
４ａ 拡張部
４ｂ 伸縮部
４ｃ 移動幅
４ｄ 可動レンジシフタ
４ｅ スペース
４ｆ 距離
４ｇ スライド
４ｈ 排気
５ ４極電磁石
６ Ｘ軸方向スキャンニング電磁石
７ Ｙ軸方向スキャンニング電磁石
８ 照射対象
９ 散乱体
１０ リッジフィルタ
１１ レンジシフタ
１２ 線量モニタ
１３ 位置モニタ

Claims (10)

1. 加速器から取り出されたビームの輸送路となる真空排気された輸送管と、
   大気中に存在する照射対象に対しビームが収束角を維持しながら入射するよう前記輸送管の外周に配置されビームを強収束させビーム径を制御する４極電磁石と、
   前記輸送管の端部に隔壁を介して伸縮可能に接続し真空排気された出射ノズルと、
   からなることを特徴とするビーム照射装置。
2. さらに、ビームの照射対象と距離可変に設けられるとともにビームを通過させてビームエネルギーを低下させビーム飛程を制御する１以上の可動レンジシフタを備え、前記可動レンジシフタと前記照射対象間の非真空のスペースを第２のレンジシフタとし、ビーム飛程を制御し、照射対象にビームを照射させることを特徴とする請求項１に記載のビーム照射装置。
3. 前記出射ノズルが、前記輸送管に拡張して連設する拡張部を備えることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のビーム照射装置。
4. 前記可動レンジシフタが、可動レンジシフタ毎にビーム軸上に対し挿入及び退避可能で、可動レンジシフタの厚さ可変としたことを特徴とする請求項２に記載のビーム照射装置。
5. さらに、前記４極電磁石の下流の前記輸送管の外周に、対向して配置された１対のＸ軸方向スキャンニング電磁石と、対向して配置された１対のＹ軸方向スキャンニング電磁石とを備え、ビーム軌道を制御することを特徴とする請求項１〜請求項４の何れか１項に記載のビーム照射装置。
6. 加速器から高真空度の輸送管に取り出されたビームを前記輸送管の外周に配置された４極電磁石によって前記輸送管内で強収束させ、ビーム径を制御し、照射対象（人体を除く）に、前記輸送管の端部に隔壁を介して伸縮可能に接続し真空排気された出射ノズルからビームを照射することを特徴とするビーム照射制御方法。
7. さらに、前記輸送管に隔壁を介して連接されビームの照射対象（人体を除く）と距離可変に設けられビームエネルギーを低下させビーム飛程制御する１以上の可動レンジシフタに通し、さらに前記可動レンジシフタと前記照射対象（人体を除く）間の距離可変な非真空のスペースを通過させ、ビーム飛程を制御して照射対象（人体を除く）にビームを照射することを特徴とする請求項６に記載のビーム照射制御方法。
8. 前記スペースの距離を、０〜１００ｃｍの範囲で変動させ、ビーム径及びビーム飛程を制御することを特徴とする請求項７に記載のビーム照射制御方法。
9. 前記強収束が、照射対象（人体を除く）までビームを収束角で維持させることを特徴とする請求項６〜請求項８の何れか１項に記載のビーム照射制御方法。
10. 加速器から取り出されたビームの輸送路となる真空排気された輸送管と、
    大気中に存在する照射対象に対しビームが収束角を維持しながら入射するよう前記輸送管の外周に配置されビームを強収束させビーム径を制御する４極電磁石と、
    前記輸送管の端部に隔壁を介して伸縮可能に接続し真空排気された出射ノズルと、
    前記出射ノズルの先端にビームの照射対象と距離可変に設けられるとともに、可動レンジシフタ毎にビーム軸上に対し挿入及び退避可能で可動レンジシフタの厚さ可変とし、ビームを通過させてビームエネルギーを低下させビーム飛程を制御する１以上の可動レンジシフタと、
    さらに、前記４極電磁石の下流の前記輸送管の外周に、対向して配置された１対のＸ軸方向スキャンニング電磁石と対向して配置された１対のＹ軸方向スキャンニング電磁石とを備え、
    前記可動レンジシフタと前記照射対象間の非真空のスペースを第２のレンジシフタとし、ビーム径、ビーム軌道、ビーム飛程を制御し、照射対象にビームを照射させることを特徴とすることを特徴とする医療用の重粒子線治療装置。

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