JP7458309B2 - レーザイオン源、円形加速器および粒子線治療システム - Google Patents

Description

本発明は、レーザイオン源、円形加速器および粒子線治療システムに関する。

レーザ光をターゲットに照射し、発生したプラズマを利用してイオンビームを生成するイオン源を利用した円形加速器が、非特許文献１に記載されている。この文献には、「ターゲット表面は垂直な磁力線に４５°の位置に配置した。このイオン源はサイクロトロンの磁極間に配置されている」という記載がある。

Ｖ．Ｂ．Ｋｕｔｎｅｒ ｅｔ ａｌ． Ｔｈｅ ｌａｓｅｒ ｉｏｎ ｓｏｕｒｃｅ ｏｆ ｍｕｌｔｉｐｌｙ ｃｈａｒｇｅｄ ｉｏｎｓ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｕ－２００ ＬＮＲ ＪＩＮＲ ｃｙｃｌｏｔｒｏｎ， Ｒｅｖｉｅｗ ｏｆ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ ６３，２８３５（１９９２）

非特許文献１には、レーザイオン源を有する円形加速器が記載されている。レーザイオン源は、レーザパワーを増加させることによって、他の方式のイオン源では難しい、例えば炭素６価イオンなど、高い価数のイオンの生成が容易に行える。

レーザイオン源では、生成するイオン種にあったターゲットへレーザ光を照射することにより、生成されたプラズマからイオンビームを引き出す。レーザ光は、その特性からパルス状に照射される。したがって、生成されるイオンビームのパルス幅は、レーザ光のパルス幅以上にすることが難しく、例えば数マイクロ秒程度であった。

このため、レーザイオン源を有する円形加速器を、長いパルス幅が必要となるシステム、例えば粒子線治療システムなどに適用するのは難しい。一方、線形加速器では、レーザ光の照射されるターゲットと、生成されたプラズマからイオンビームを引き出す引き出し電極との間の距離を長くすることにより、プラズマの膨張時間を利用してパルス幅を長くすることができる。

非特許文献１では、装置全体を小型化できる。しかし、非特許文献１では、周回軌道中心の磁極間ギャップにターゲットが設置され、ターゲットに近い場所に引き出し電極が設置されるため、ターゲットと引き出し電極間の距離が短くなる。したがって、非特許文献１では、引き出されるイオンビームのパルス幅を長くすることができない。

本発明は、上記課題に鑑みてなされたもので、その目的は、比較的長いパルス幅のイオンビームを得ることができるようにしたレーザイオン源、円形加速器および粒子線治療システムを提供することにある。

上記課題を解決すべく、本発明に従うレーザイオン源は、レーザ光を出力するレーザ発振器と、レーザ発振器からのレーザ光が照射されることによりプラズマを生成させるターゲットと、生成されたプラズマを、イオンビームを引き出す引き出し電極へ向けて輸送させるプラズマ輸送部とを備え、プラズマ輸送部の少なくとも一部は、イオンビームの周回軌道を発生させる磁場を形成する磁極内に設けられる。

本発明によれば、生成されたプラズマを磁極内の残留磁場により収束させることができるため、比較的長いパルス幅のイオンビームを効率よく得ることができる。

粒子線治療システムの全体構成図である。 円形加速器の断面図である。 図２の矢示ＩＩＩ方向断面図である。 第１変形例に係る円形加速器の断面図である。 第２変形例に係る円形加速器の断面図である。 第２実施例に係るレーザイオン源の断面図である。 第３実施例に係るレーザイオン源の断面図である。 第４実施例に係るレーザイオン源の断面図である。

以下、図面に基づいて、本発明の実施の形態を説明する。本実施形態では、円形加速器の主磁極の内部にプラズマ輸送部の少なくとも一部を配置することにより、主磁極の残留磁場を用いてプラズマを収束させる。

本実施形態に係るレーザイオン源は、例えば、主磁極を形成する電磁石のヨーク内に、ターゲットと、引き出し電極と、ターゲットから引き出し電極へプラズマを輸送するプラズマ輸送部とをヨークの厚み方向に沿って配置する。これにより、本実施形態のレーザイオン源は、長パルスかつ大電流のイオンビームを得ることができる。

通常、生成されるプラズマは広範囲に広がり、広がったプラズマの一部の領域からしかイオンビームを引き出すことができないため、プラズマの利用効率は低い。そこで、ターゲットと引き出し電極との間にコイルを別途設け、そのコイルの発する磁場によりプラズマを収束させて、利用効率を上げることが考えられる。ターゲットと引き出し電極との間にコイルを有するレーザイオン源をもしも円形加速器の外部に取り付ける場合、長いパルス幅のイオンビームを得るためには、ターゲットから引き出し電極までのプラズマ輸送部が長くなり、装置全体が大型化する。

そこで、本実施形態では、特定構造のレーザイオン源を用いる。このレーザイオン源は、レーザ光をターゲットに照射してプラズマを生成するレーザイオン源であって、プラズマを発生させるターゲットと、プラズマが輸送されるプラズマ輸送部と、引出し電極と、を有し、プラズマ輸送部の少なくとも一部が、円形加速器の主磁極内に形成される。

本実施形態によれば、レーザイオン源を小型化し、比較的長いパルス幅で、かつ大電流のイオンビームを得ることができる。

図１～図５を用いて第１実施例を説明する。以下の実施例では、レーザイオン源２０、レーザイオン源を有する円形加速器２、円形加速器２を含む粒子線治療システム１について説明する。しかし、本実施例のレーザイオン源２０および円形加速器２は、例えば、実験設備、動植物の品種改良システムなどのように、粒子線治療システム１以外の粒子加速システムにも適用可能である。

図１を用いて、粒子線治療システム１の全体構成について説明する。図１に示すように、粒子線治療システム１は、例えば、サイクロトロン型の円形加速器２と、ビーム輸送系３と、照射装置４と、制御装置５を含む。

レーザイオン源２０で発生させたイオンは、加速器２により加速されてイオンビーム１２となる。加速されたイオンビーム１２は加速器２から出射され、「ビーム輸送装置」としてのビーム輸送系３により照射装置４まで輸送される。

ビーム輸送系３は、複数の偏向電磁石３０により、イオンビーム１２を照射装置４へ輸送する。照射装置４へ輸送されたイオンビーム１２は、患部の形状に合致するように整形され、照射ノズル４０から治療台６上の患者６０の標的に向けて所定量照射される。

加速器２、ビーム輸送系３、照射装置４、治療台６などの粒子線治療システム１内の各装置の動作は、制御装置５によって制御される。

制御装置５は、中央演算装置（ＣＰＵ）５０およびＣＰＵ５０に接続されたメモリ５１を有する。制御装置５は、図示せぬデータベースに記憶された治療計画に基づいて、粒子線治療システム１の各装置を動かすための制御プログラムを実行し、粒子線治療システム１を制御する。

実行される動作の制御処理は、１つのコンピュータプログラムであってもよいし、制御処理ごとにそれぞれ別のコンピュータプログラムであってもよいし、あるいは、複数の制御処理が一つのコンピュータプログラムで実行され、他の複数の制御処理がそれぞれ別々のコンピュータプログラムで実行されてもよい。

コンピュータプログラムの一部またはすべては専用ハードウェアで実現してもよく、モジュール化されていてもよい。さらには、各種コンピュータプログラムは、図示せぬプログラム配信サーバまたは記憶媒体から制御装置５にインストールされてもよい。

粒子線治療システム１に含まれる各装置は、各々が独立した装置として構成されて、有線ネットワークまたは無線ネットワークで接続されてもよいし、２つ以上の装置が一体化されてもよい。

図２～図５を用いて、加速器２の構成例を説明する。図２は、本実施例の加速器２の側面の断面図であり、図３、図４、図５は加速器２の横断面図である。横断面図については、磁極の形状によって異なる高周波加速電極２５を用いるため、一例として異なる形状の磁極を有する場合を例示する。なお、高周波加速電極２５の形状は、図示された以外の形状に限らず、周回軌道が得られ、イオンビームを加速できる形状であればよい。

図２および図３に示すように、加速器２は、例えば、レーザイオン源２０、主磁極２１、円環状コイル２２、真空容器２３、高周波加速電極２５、インフレクタ２６を含んで構成される。

レーザイオン源２０は、例えば、レーザ発振器２０１、ミラー２０２，２０３、集光レンズ２０４、ターゲット２０５、引き出し電極２０６を含んで構成される。レーザイオン源２０は、ターゲット２０５で発生したプラズマを引き出し電極２０６へ輸送するプラズマ輸送部２０７を持つ。

レーザ発振器２０１は、所定波長のレーザ光ＬＢを出力する。レーザ光ＬＢは、ミラー２０２および２０３により反射されて集光レンズ２０４に輸送される。レーザ光ＬＢは、集光レンズにより収束されて、ターゲット２０５へ照射される。

ターゲット２０５の表面では、レーザアブレーションプラズマが生成される。このプラズマは、初速度をもってあらゆる方向へ拡散する。

拡散したプラズマは、主磁極である磁極２１内の残留磁場Ｂ１によって収束され、プラズマ輸送部２０７内を引き出し電極２０６へ向けて輸送される。ここでの主磁極２１は、ヨークにコイルが巻回された電磁石である。２つの円盤状の主磁極２１が空隙を挟んで対向して配置されている。プラズマ輸送部２０７は、主磁極２１のヨークに形成された取付穴２１０内に設けられており、その内部は真空である。取付穴２１０の一端側は、レーザ光の入射する入射口となっている。取付穴２１０の他端側には、引き出し電極２０６が設けられている。

本実施例では、残留磁場Ｂ１を利用することによって、別途コイルを設置することなくプラズマを収束させて引き出し電極２０６へ導くことができる。したがって、本実施例のレーザイオン源２０は、部品点数を削減でき、製造コストを低減できる。

引き出し電極２０６には高電位が印加されている。引き出し電極２０６の電界により、引き出し電極２０６へ輸送されたプラズマからイオンビーム１２が引き出される。イオンビーム１２は、磁極２１間に設けられたインフレクタ２６によって、主磁極２１の中心軸に平行な方向（主磁極２１の厚み方向）から主磁極２１の中心軸と直交する平面に平行な方向（主磁極２１の広がり方向）へ進行方向が変換される。

さらに、イオンビーム１２は、主磁極２１および磁極２４による主磁場Ｂ０によって螺旋運動し、周回ごとに高周波加速電極２５によってエネルギが増加する。これにより、イオンビーム１２は、所定のエネルギまで加速する。所定のエネルギまで加速されたイオンビーム１２は、図示せぬ取り出し機構によって、主磁極２１の外へ取り出される。

主磁極２１は、中心部分に間隙を有するよう対向して設置された一対の磁性体であり、例えば鉄などから形成される。図３に示すように、主磁極２１には、イオンビーム１２の周回軌道を発生させるように向かい合う磁極２４ａが設置され、イオンビームの周回に必要な磁場をその磁極間に発生させる。図３～図５では、イオンビーム１２の周回軌道の異なる例を幾つか説明するために、高周波加速電極２５を高周波加速電極２５ａ、磁極２４を磁極２４ａと呼ぶなどのように、符号にアルファベット小文字を添えて区別する。

磁極２４の形状を変えることによって、磁極ギャップ方向のイオンビーム１２の収束力を生成可能である。磁極２４の形状に応じて高周波加速電極２５の形状も、例えば２５ａ、２５ｂ、２５ｃのように変化させる。

図３に示す円形加速器２ａの高周波加速電極２５ａは、平坦な磁極で形成されており、平坦、あるいは半径方向に一様に傾斜する磁場を用いた場合の例である。磁極２４ａの磁極中心とイオンビーム１２の軌道中心とは一致する。

図４は、円形加速器２ｂの偏心軌道の場合の横断面を示す。図４に示す高周波加速電極２５ｂは、半径方向に一様に傾斜する磁場に加えて、イオンビーム１２ｂの軌道中心を磁極中心から偏心させた場合の例である。

図５は、円形加速器２ｃの磁極２４ｃに凹凸を設けた場合の横断面を示す。この例では、高周波加速電極２５ｃは、凸磁極２４ｃによって主磁場Ｂ０を発生させる。さらに、この例では、凸磁極２４ｃのエッジにより形成された傾斜磁場によって、周回するイオンビームの集束力を増加させ、安定周回させる。

磁極２４ｃの形状は、図４に示す例に限定されない。主磁場Ｂ０が発生する磁極ギャップ間の対向する上下面は対称形状である。なお、図示した高周波加速電極２５は、高周波電源（不図示）により外部から高周波を印加することができる。高周波加速電極２５の形状については、周回加速が可能であればよく、形状は限定されない。

図２に示す筒状の真空容器２３は、対向する各主磁極２１によって気密に挟まれており、全体としてひとつの真空容器を形成すると共に、磁気回路を構成する。真空容器２３は、非磁性体材料から形成される。磁極２４を真空容器２３の一部（天井面と底面）として利用する例に代えて、磁極ギャップ内に独立した真空容器を別途設けてもよい。

円環状コイル２２は、真空容器２３の外側（大気側）に設置されており、上下一対の主磁極２１間に主磁場Ｂ０を発生させる。円環状コイル２２は、常電導材料から形成されたコイルでもよいし、あるいは超電導材料から形成されたコイルでもよい。円環状コイル２２は、真空容器２３内に設置してもよい。

レーザイオン源２０は、上述の通り、例えばレーザ発振器２０１、ミラー２０２，２０３、集光レンズ２０４、ターゲット２０５、引き出し電極２０６、プラズマ輸送部２０７を備える。ターゲット２０５および引き出し電極２０６は、真空中に配置される。

レーザ発振器２０１は、例えば、Ｎｂ：ＹＡＧレーザ発振器、またはＣＯ２レーザ発振器である。レーザの種類は問わない。レーザ発振器２０１は、例えばパルス幅や出力電力に基づいて選択される。

ターゲット２０５は、レーザイオン源２０が必要とするイオンを含む材料から形成されている。例えば、炭素イオンが必要な場合、カーボン材がターゲット２０５として使用される。

プラズマ輸送部２０７は、高電位である。対向する一対の引き出し電極２０６は、プラズマ輸送部２０７の端部に設けられている。引き出し電極２０６のうち一方の電極は、プラズマ輸送部２０７と同じ高電位に設定される。引き出し電極２０６のうち他方の電極は、接地電位に設定される。高電位の電極と設置電位の電極との間に生成される電界により、プラズマＰＬからイオンビーム１２が引き出される。

ターゲット２０５にレーザ光が照射されることにより生成されたレーザプラズマＰＬは、磁極２１内の真空領域に生成され、プラズマ輸送部２０７を介して引き出し電極２０６へ輸送される。

本実施例では、プラズマ輸送部２０７を磁極２１内に設置することによって、磁極２１内に残存する磁場Ｂ１により、生成されたプラズマＰＬを収束させる。生成されたプラズマＰＬは、この残留磁場Ｂ１に巻き付くような形で収束され、引き出し電極部２０６へ到達する。このため、引き出し電極２０６により、プラズマＰＬからイオンビーム１２を効率よく引き出すことが可能となる。

取付穴２１０の径寸法にもよるが、例えば、主磁場Ｂ０が４テスラの場合、残留磁場Ｂ１は、最大２テスラ程度である。引き出し電極２０６は、図示していないが絶縁支持部材により支持されている。引き出し電極２０６は、絶縁支持部材により真空中に保持されてもよい。あるいは、真空を維持するための真空封止部材を別途設けることにより、引き出し電極２０６を真空中に設置することもできる。

集光レンズ２０４およびミラー２０２，２０３は、真空中に設けられてもよいし、大気中に設けられてもよい。

ターゲット２０５を含むプラズマ輸送部２０７は、その全てが磁極２１内にある必要はない。プラズマ輸送部２０７の一部が磁極２１外にあっても、残留磁場Ｂ１でプラズマＰＬを収束させることができる。例えば、ターゲット２０５を磁極２１の外に配置し、プラズマ輸送部２０７の一部を主磁極２１内に設置してもよい。プラズマ輸送部２０７の少なくとも一部が主磁極２１内にあればよい。

このように構成される本実施例によれば、レーザイオン源２０を小型化、簡素化することができ、効率的にイオンビーム１２を取り出すことができる。

本実施例の粒子線治療システム１は、対向する主磁極２１、高周波加速電極２５およびレーザイオン源２０を備えた加速器２と、加速器２によって加速されたイオンビーム１２を照射する照射装置４と、イオンビームを照射装置４まで輸送するビーム輸送系３と、イオンビームを照射する患者６０を載置する治療台６と、を備えている。そして、本実施例のレーザイオン源２０は、レーザ発振器２０１と、ミラー２０２，２０３と、集光レンズ２０４と、ターゲット２０５と、プラズマ輸送部２０７と、引き出し電極２０６を含んで構成されており、主磁極２１内部にプラズマ輸送部２０７が配置される。したがって、本実施例では、主磁極２１内の残留磁場Ｂ１によってプラズマＰＬを収束させることができ、効率よくイオンビームを引き出す。

すなわち、本実施例では、主磁極２１内の残留磁場Ｂ１を利用してプラズマを収束させるため、別途プラズマ収束用のコイルを加速器２の外に設けたりする必要がなく、低コストに、プラズマ輸送部２０７内でプラズマＰＬを収束させることができる。

したがって、本実施例のレーザイオン源２０は、プラズマＰＬの膨張を利用してイオンビーム１２のパルス幅を長くすることができ、プラズマの利用効率を高くできる。さらに、本実施例のレーザイオン源２０によれば、主磁極２１の外部にプラズマ輸送部２０７が突出することがないため、小型で高性能の加速器２を得ることができる。そして、本実施例のレーザイオン源２０を備える円形加速器２と、円形加速器２を備える粒子線治療システム１も、小型、低コスト、高性能といった効果を得ることができる。

図６を用いて第２実施例を説明する。本実施例を含む以下の各実施例では、第１実施例との相違を中心に述べる。図６は、レーザイオン源２０ｄに補助磁極２０８，２０９を取り付けた場合の、レーザイオン源２０の拡大横断面である。図６では、主磁極２１内の磁場分布を調整するために、補助磁極２０８，２０９を設けている。

取付穴２１０の入射口のうち、ターゲット２０５に対応する領域には、「第１磁性体」としての第１補助磁極２０８が配置されている。「第２磁性体」としての第２補助磁極２０９は、 ターゲット２０５の両面のうちレーザ照射面の反対側に位置する背面側に配置されている。第１補助磁極２０８または第２補助磁極２０９の少なくともいずれか一方が配置されればよい。

補助磁極２０８，２０９を追加する理由を説明する。ターゲット２０５、引き出し電極２０６、プラズマ輸送部２０７を主磁極２１内に設置した場合、プラズマＰＬの軌道を偏向させる磁場Ｂ２（偏向磁場Ｂ２とも呼ぶ）が発生する。特に、レーザイオン源２０ｄを主磁極２１の中心軸から外れた位置に設置するほど、偏向磁場Ｂ２は大きくなる。

例えば、図４に示す偏心した周回軌道を得る場合には、レーザイオン源２０を磁極中心から変位させるため、プラズマＰＬに対する偏向磁場Ｂ２の影響が大きくなる。そこで、本実施例では、偏向磁場Ｂ２の低減と残留磁場Ｂ１の強度調整とのために、磁場分布補正用として、第１補助磁極２０８を追加する。第１補助磁極２０８は、レーザ光ＬＢを主磁極２１へ導入する入射口付近に配置する。第１補助磁極２０８の形状、位置、姿勢、厚さ寸法、材質などを調整することにより、偏向磁場Ｂ２の強度と残留磁場Ｂ１の強度とを調整することができる。

ターゲット２０５の裏面側にも第２補助磁極２０９を設置することにより、さらに、偏向磁場Ｂ２および残留磁場Ｂ１を低減することができる。これらの磁場の強さを低減する効果は磁場解析により確認できる。補助磁極２０８、２０９は磁性体である。補助磁極２０８，２０９の形状は、残留磁場の調整量などに基づいて決定すればよい。

このように構成される本実施例も第１実施例と同様の作用効果を奏する。さらに、本実施例では、イオンビーム１２の周回軌道の中心が主磁極２１の磁極中心から変位しており、偏心した周回軌道となる場合でも、磁場Ｂ１，Ｂ２の影響を弱めることができ、小型、低コスト、かつ高性能のレーザイオン源２０ｄを実現できる。

図７を用いて、第３実施例を説明する。図７は、引き出し電極２０６の位置をターゲット２０５の中心軸上からずらした位置に取り付けた場合のレーザイオン源２０ｅの横断面である。

レーザイオン源２０を主磁極２１の中心軸から外れた位置に設置すると、プラズマＰＬの軌道を偏向させる残留磁場Ｂ２（偏向磁場Ｂ２）が発生する。この偏向磁場Ｂ２によってプラズマＰＬが偏向される。

そこで、本実施例では、主磁極２１内の偏向磁場Ｂ２によって偏向されたプラズマＰＬからイオンビーム１２を引き出す。本実施例のレーザイオン源２０ｅは、偏向磁場Ｂ２によって偏向されたプラズマＰＬの偏向量に合わせて、引き出し電極２０６を設ける。すなわち、本実施例では、主磁極２１の中心軸に平行なターゲット２０５の中心軸ＡＸからずらして、引き出し電極２０６を設置する。換言すれば、本実施例のレーザイオン源２０ｅは、偏向磁場Ｂ２により偏向されたプラズマＰＬに合わせて、引き出し電極２０６の位置を設定する。

このように構成される本実施例も第１実施例と同様の作用効果を奏する。さらに本実施例では、引き出し電極２０６の位置を偏向磁場Ｂ２により偏向されたプラズマＰＬに合わせてずらすことにより、効率よくイオンビーム１２を引き出すことができる。

図８を用いて第４実施例を説明する。本実施例に係るレーザイオン源２０ｆは、第２実施例で述べたレーザイオン源２０ｄと第３実施例で述べたレーザイオン源２０ｅを結合させたものである。

このように構成される本実施例も第１、第２、第３実施例と同様の作用効果を得ることができる。さらに本実施例では、偏向磁場Ｂ２により偏向されたプラズマＰＬの位置に応じて引き出し電極２０６の配置を設定する構成と、補助磁極２０８，２０９により磁場Ｂ１，Ｂ２を低減する構成とが結合するため、プラズマＰＬの位置を調整することができ、引き出し電極２０６の位置ずれ量ΔＬを小さくできる。

なお、本発明は上述の実施形態に限定されず、様々な変形例が含まれる。上記実施形態は本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。また、ある実施形態の構成の一部を他の実施形態の構成に置き換えることもできる。また、ある実施形態の構成に他の実施形態の構成を加えることもできる。また、各実施形態の構成の一部について、他の構成を追加・削除・置換することもできる。上述した実施形態に含まれる技術的特徴は、特許請求の範囲に明示された組み合わせに限らず、適宜組み合わせることができる。

１：粒子線治療システム、２：円形加速器、３：ビーム輸送系、４：照射装置、５：制御装置、６：治療台、２０：レーザイオン源、２１：主磁極、２２：コイル、２３：真空容器、２４：磁極、２５：高周波加速電極、２６：インフレクタ、２０１：レーザ発振器、２０５：ターゲット、２９６：引き出し電極、２０７：プラズマ輸送部、２０８．２０９：補助電極

Claims (7)

1. レーザイオン源であって、
   レーザ光を出力するレーザ発振器と、
   前記レーザ発振器からのレーザ光が照射されることによりプラズマを生成させるターゲットと、
   前記生成されたプラズマを、イオンビームを引き出す引き出し電極へ向けて輸送させるプラズマ輸送部と
   を備え、
   前記プラズマ輸送部の少なくとも一部は、前記イオンビームの周回軌道を発生させる磁場を形成する磁極内に設けられる
   レーザイオン源。
2. 請求項１に記載のレーザイオン源において、
   前記磁極には前記プラズマ輸送部の設けられる取付穴が形成されており、前記取付穴の一端側は前記レーザ光の入射する入射口となっており、前記取付穴の他端側には前記引き出し電極が設けられており、
   前記入射口のうち、前記ターゲットに対応する領域に第１磁性体を配置する
   レーザイオン源。
3. 請求項１に記載のレーザイオン源において、
   前記ターゲットは前記レーザ光の照射されるレーザ照射面と、前記レーザ照射面の反対側に位置する背面とを有し、
   前記背面側に第２磁性体を配置する
   レーザイオン源。
4. 請求項２に記載のレーザイオン源において、
   前記引き出し電極は、前記磁極の中心軸から変位した位置で前記取付穴の他端側に設けられる
   レーザイオン源。
5. 請求項１に記載のレーザイオン源において、
   前記磁極には前記プラズマ輸送部の設けられる取付穴が形成されており、前記取付穴の一端側は前記レーザ光の入射する入射口となっており、前記取付穴の他端側には前記引き出し電極が設けられており、
   前記入射口のうち、前記ターゲットに対応する領域に第１磁性体を配置されており、
   前記ターゲットは前記レーザ光の照射されるレーザ照射面と、前記レーザ照射面の反対側に位置する背面とを有し、前記背面側には第２磁性体が配置されており、
   前記引き出し電極は、前記磁極の中心軸から変位した位置で前記取付穴の他端側に設けられる
   レーザイオン源。
6. 円形加速器であって、
   請求項１～５のいずれか一項に記載のレーザイオン源と前記磁極を含む円形加速器。
7. 粒子線治療システムであって、
   請求項６に記載の円形加速器と、
   前記円形加速器からのイオンビームを輸送するビーム輸送装置と、
   前記ビーム輸送装置により輸送された前記イオンビームを被照射体へ照射させる照射装置と、
   を備える粒子線治療システム。

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