JPWO2015045017A1 - Superconducting electromagnet, particle beam therapy system, and superconducting electromagnet operation method - Google Patents
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Abstract
患者もしくは患部毎に個別に設定した基準磁場を患者間もしくは患部間で緩やかに変化させる、すなわち磁場の時間変化率が小さい基礎磁場成分を外周側超伝導コイル6とその電源7によって励磁する。そして、一患者もしくは一患部内において各層を照射するために必要な、基準磁場近傍で高速に磁場を変化させる時間変化率が大きな磁場成分を基礎磁場成分から分割して、コイル6とは独立した内周側超伝導コイル8とその電源9とでこの時間変化率が大きな磁場成分を励磁する。これにより、クエンチリスクを従来に比べて抑えることができ、高速に磁場を変化させることができる超伝導電磁石とそれを用いた粒子線治療システムを提供することが可能となる。A reference magnetic field individually set for each patient or affected part is gradually changed between patients or affected parts, that is, a basic magnetic field component having a small time change rate of the magnetic field is excited by the outer superconducting coil 6 and its power source 7. Then, a magnetic field component having a large time change rate for changing the magnetic field at high speed in the vicinity of the reference magnetic field necessary for irradiating each layer in one patient or one affected area is divided from the basic magnetic field component, and independent of the coil 6. The inner peripheral superconducting coil 8 and its power source 9 excite a magnetic field component having a large time change rate. Thereby, it is possible to provide a superconducting electromagnet capable of suppressing the quenching risk as compared with the conventional case and changing the magnetic field at high speed, and a particle beam therapy system using the same.
Description
本発明は、高速に磁場を変化させる必要のある超伝導電磁石とその超伝導電磁石を用いた粒子線治療システムならびに超伝導電磁石の運転方法に関する。 The present invention relates to a superconducting electromagnet that needs to change a magnetic field at high speed, a particle beam therapy system using the superconducting electromagnet, and a method of operating the superconducting electromagnet.
円形加速器における荷電粒子の加速方法の一つとして、特許文献1には、荷電粒子の加速に必要な偏光磁場の増加を、主に自己インダクタンスの小さな第2種の偏向コイルにより行い、目的到達エネルギーに近いエネルギーで必要となる高い偏向磁場強度は主に第1種の偏向コイルにより発生させることが記載されている。
As one method of accelerating charged particles in a circular accelerator,
また、非特許文献1には、水平方向、垂直方向ともに広い磁場領域を形成するのに適した円筒形状の磁極,コイル形状をしており、コイルは電流のθ方向分布がcosθ分布になるように巻かれている超伝導電磁石が記載されている。
Non-Patent
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。 Reflecting the recent aging society, as one of the cancer treatment methods, radiotherapy that is minimally invasive, has less burden on the body, and can maintain a high quality of life after treatment is attracting attention. Among them, a particle beam therapy system using a charged particle beam of accelerated protons or carbon is particularly promising because of excellent dose concentration on the affected area.
この粒子線治療システムは、治療に必要なエネルギーに荷電粒子ビームを調整する加速器システムと、加速器から取り出した荷電粒子ビームを照射室まで輸送するビーム輸送系とを備える。今後、粒子線治療システムの普及を進めていくためにはシステムの小型化が望まれており、その解決策の一つに超伝導電磁石の利用が考えられている。 This particle beam therapy system includes an accelerator system that adjusts a charged particle beam to energy required for treatment, and a beam transport system that transports the charged particle beam extracted from the accelerator to an irradiation chamber. In the future, in order to promote the spread of particle beam therapy systems, downsizing of the system is desired, and the use of superconducting electromagnets is considered as one of the solutions.
粒子線治療では、散乱体を使用してビームを広げ、コリメータ、ボーラス等により患部形状に一致させたビームを照射する散乱体照射法と、細いビームを走査電磁石によって走査し、照射位置を制御するビーム走査照射法とがある。ビーム走査照射法ではビームのエネルギーを変更することで治療する深さ方向の調整が可能となる。加速器システムでのエネルギーの変更に応じて、ビーム輸送系ではビームの軌道を一定に保つために電磁石の磁場強度を同期させて変更する必要がある。この変更に時間がかかると治療時間が長くなり、患者負担が増大する。そのため、システムの小型化と治療時間短縮を両立させるため、高速に磁場を変化させることが可能な超伝導電磁石が必要となる。特に、走査電磁石より下流側の電磁石では、ビームを走査しているため、ビームの通過領域が広く、大口径の超伝導電磁石が必要とされる。 In particle beam therapy, a scatterer is used to expand the beam, and a collimator, a bolus, etc. irradiate a beam that matches the shape of the affected area, and a thin beam is scanned with a scanning electromagnet to control the irradiation position. There is a beam scanning irradiation method. In the beam scanning irradiation method, the depth direction of treatment can be adjusted by changing the energy of the beam. In accordance with the energy change in the accelerator system, it is necessary to synchronize and change the magnetic field strength of the electromagnet in order to keep the beam trajectory constant in the beam transport system. If this change takes time, the treatment time becomes longer and the burden on the patient increases. Therefore, a superconducting electromagnet capable of changing the magnetic field at high speed is required in order to achieve both the miniaturization of the system and the shortening of the treatment time. In particular, an electromagnet on the downstream side of the scanning electromagnet scans the beam, so that a beam passing area is wide and a large-diameter superconducting electromagnet is required.
しかし、特許文献1に記載のような超伝導電磁石では、磁石形状のため、垂直方向の磁場領域を広げようとした場合に、励磁電流の増大や、ヨークの大型化による磁石重量の増大が問題となる。
However, the superconducting electromagnet as described in
また、非特許文献1記載の超伝導電磁石では、水平方向、垂直方向ともに広い磁場領域を形成するのに適した円筒形状の磁極、コイル形状をしており、そのコイルは電流のθ方向分布がcosθ分布になるように巻かれている。このコイルの巻き方の他の例としては、非特許文献2に示すようなdouble−helix巻等の種々の巻き方が存在する。
The superconducting electromagnet described in Non-Patent
しかし、いずれの巻き方であっても、非特許文献1に記載の超伝導電磁石では1種類のコイル(たとえば二極磁場発生用コイル)を1電源で運転しているため、クエンチ発生を避けつつ高速に磁場を変化させるのは困難であった。
However, in any of the winding methods, the superconducting electromagnet described in Non-Patent
本発明の目的は、クエンチリスクを従来に比べて抑えるとともに、高速に磁場を変化させることができる超伝導電磁石とそれを用いた粒子線治療システムならびに超伝導電磁石の運転方法を提供することにある。 An object of the present invention is to provide a superconducting electromagnet capable of suppressing the quenching risk as compared with the prior art and changing the magnetic field at high speed, a particle beam therapy system using the same, and a method of operating the superconducting electromagnet. .
上記課題を解決するために、例えば特許請求の範囲に記載の構成を採用する。
本発明は、上記課題を解決する手段を複数含んでいるが、その一例を挙げるならば、荷電粒子の軌道を偏向させるための超伝導電磁石であって、患部ごとに個別に設定した基準磁場となる磁場成分を発生させる第1超伝導コイルと、この第1超伝導コイルを励磁するための第1電源と、前記患部に対して、前記第1超伝導コイルより高速に変化させ、前記基準磁場を補強もしくは減衰させることで所望の磁場成分を得るための磁場成分を発生させる第2超伝導コイルと、この第2超伝導コイルを励磁するための第2電源とを備えたことを特徴とする。In order to solve the above problems, for example, the configuration described in the claims is adopted.
The present invention includes a plurality of means for solving the above-described problems. For example, a superconducting electromagnet for deflecting the trajectory of a charged particle, which is a reference magnetic field individually set for each affected part, A first superconducting coil for generating a magnetic field component, a first power source for exciting the first superconducting coil, and the affected part being changed at a higher speed than the first superconducting coil, and the reference magnetic field And a second superconducting coil for generating a magnetic field component for obtaining a desired magnetic field component by reinforcing or attenuating the magnetic field, and a second power source for exciting the second superconducting coil. .
本発明によれば、時間変化率の小さな基準磁場を発生させる第1超伝導コイルは大電流を安定して流すことができ、時間変化率の大きな磁場を発生させる第2超伝導コイルは必要な励磁電流を小さくできるため、クエンチのリスクを大幅に低減することができる。 According to the present invention, the first superconducting coil that generates the reference magnetic field having a small time change rate can stably flow a large current, and the second superconducting coil that generates the magnetic field having a large time change rate is necessary. Since the excitation current can be reduced, the risk of quenching can be greatly reduced.
更に特許文献1記載の電磁石構造の場合、鉄心内磁場1.5T以上となるような高磁場運転時、すでに鉄心が磁気飽和状態にあるため、コイルに流す電流を変化させてもヨーク(鉄心)に磁束が入り込まず、コイル近傍の磁場上昇が主となり、必要磁場領域(本発明でビームダクト、特許文献1で真空ダクトと記載されている領域)の磁場を変化させるためには大電流を流す必要がある。
一方、本発明は第2超伝導コイルを必要磁場領域周辺に設置でき、特許文献1記載の磁石と比較して低い電流で必要磁場領域での磁場を変化させることが可能となり、前述第1超伝導コイルと第2超伝導コイルの分離によるクエンチのリスク低減に加え、更に安定した高速磁場の可変超伝導電磁石を提供することができる。Furthermore, in the case of the electromagnet structure described in
On the other hand, according to the present invention, the second superconducting coil can be installed around the necessary magnetic field region, and the magnetic field in the necessary magnetic field region can be changed with a lower current compared with the magnet described in
更に、時間変化率の大きな磁場を発生させる第2超伝導コイルと時間変化率の小さな磁場を発生させる第1超伝導コイルを離して設置することができるようになり、時間変化率の小さな磁場を発生させる第1超伝導コイルの位置における最大磁場強度や磁場の単位時間変化量を小さくすることが可能となる。このため、クエンチリスクを低減した大口径の高速磁場の可変を実現できる超伝導電磁石を提供することができる。 In addition, the second superconducting coil that generates a magnetic field with a large time change rate and the first superconducting coil that generates a magnetic field with a small time change rate can be installed separately. It is possible to reduce the maximum magnetic field strength and the unit time variation of the magnetic field at the position of the first superconducting coil to be generated. For this reason, the superconducting electromagnet which can implement | achieve the variable of the large-diameter high-speed magnetic field which reduced the quench risk can be provided.
そして、本発明の超伝導電磁石を粒子線治療システムに適用することにより、超伝導電磁石の利用によりシステムの小型化が可能となる。同時に、高速磁場可変超伝導電磁石の実現により、患者に照射するビームのエネルギーを高速に変化させることができるため治療時間の短縮が可能となり、患者負担を軽減させることが可能となる。 By applying the superconducting electromagnet of the present invention to a particle beam therapy system, the system can be miniaturized by using the superconducting electromagnet. At the same time, by realizing a high-speed magnetic field variable superconducting electromagnet, the energy of the beam irradiated to the patient can be changed at high speed, so that the treatment time can be shortened and the burden on the patient can be reduced.
以下に本発明の超伝導電磁石および粒子線治療システムならびに超伝導電磁石の運転方法の実施形態を、図面を用いて説明する。 Embodiments of a superconducting electromagnet and particle beam therapy system and a superconducting electromagnet operating method of the present invention will be described below with reference to the drawings.
<第1の実施形態>
本発明の超伝導電磁石および超伝導電磁石の運転方法の第1の実施形態を、図1乃至図6を用いて説明する。
図1は本発明の超伝導電磁石の第1の実施形態の概略の一例を示す横断面図、図2は本発明の超伝導電磁石の第1の実施形態のコイルと電源の配置の概略の一例を示す構成図、図3は本発明の超伝導電磁石の第1の実施形態における好適な電磁石運転パターンの一例、比較のための従来の電磁石運転パターンとを示すタイムチャート図、図4は本発明の超伝導電磁石の第1の実施形態における好適な電磁石運転パターンの他の一例を示すタイムチャート図、図5は本発明の超伝導電磁石の第1の実施形態における好適な電磁石運転パターンの更に他の一例を示すタイムチャート図、図6は本発明の超伝導電磁石の第1の実施形態における好適な電磁石運転パターンの更に他の一例を示すタイムチャート図である。<First Embodiment>
A first embodiment of a superconducting electromagnet and a superconducting electromagnet operation method according to the present invention will be described with reference to FIGS.
FIG. 1 is a cross-sectional view showing an example of the outline of the first embodiment of the superconducting electromagnet of the present invention, and FIG. 2 is an example of the outline of the arrangement of the coil and the power source of the first embodiment of the superconducting electromagnet of the present invention. FIG. 3 is a time chart showing an example of a suitable electromagnet operation pattern in the first embodiment of the superconducting electromagnet of the present invention, a conventional electromagnet operation pattern for comparison, and FIG. 4 is a diagram illustrating the present invention. FIG. 5 is a time chart showing another example of a suitable electromagnet operation pattern in the first embodiment of the superconducting electromagnet of the present invention. FIG. 5 is still another preferred electromagnet operation pattern in the first embodiment of the superconducting electromagnet of the present invention. FIG. 6 is a time chart showing still another example of a suitable electromagnet operation pattern in the first embodiment of the superconducting electromagnet of the present invention.
図1に示すように、本実施形態の超伝導電磁石は、超伝導コイル1、ヨーク2、ビームダクト3、断熱容器4とを概略備えている。
As shown in FIG. 1, the superconducting electromagnet of the present embodiment generally includes a
超伝導コイル1は、それぞれ独立に設置された外周側超伝導コイル(第1超伝導コイル)6と内周側超伝導コイル(第2超伝導コイル)8とから構成されている。
The
図2に示すように、コイル6は電源7(第1電源)に、コイル8は電源9(第2電源)に接続されており、それぞれ独立した電源に接続されている。このコイル6,8は、cosθ巻と呼ばれるコイル形状を有している。
As shown in FIG. 2, the
図1に戻り、コイル6,8は、それぞれθ方向の電流分布がcosθ分布となるように、必要な磁場領域(ビームダクト3の内側)を囲むように配置される。またそれぞれのコイル6,8は、断熱容器4により構成される断熱層内に設置されており、極低温まで冷却できるようになっている。コイル6,8の外周側にはヨーク2が設置されており、中心磁場強度を高め、外周方向への漏れ磁場を低減している。
Returning to FIG. 1, the
次に、コイル6とコイル8の違いについて説明する。まず、それぞれのコイルによって発生させる磁場の時間変化の例を図3に示す。
図3中、(A)は単一のコイルで構成した従来のコイルでの磁場パターンを示し、(B)は(A)と同じ必要な磁場パターンを2種類のコイルで構成した本発明の超伝導コイルでのそれぞれの磁場パターンを示している。Next, the difference between the
In FIG. 3, (A) shows a magnetic field pattern in a conventional coil constituted by a single coil, and (B) shows a super magnetic field pattern of the present invention in which the same required magnetic field pattern as in (A) is constituted by two types of coils. Each magnetic field pattern in a conductive coil is shown.
図3(B)の長破線に示すように、コイル6によって励磁する磁場パターンは、各々の患部ごとに個別に設定された基準磁場を発生させる。この基準磁場は、それぞれの患部の最深部照射に相当する磁場に設定する。この基準磁場を患部間で変化させる時間は、一般的に数十秒〜1分程度である。
なお、本発明において「患部」とは、一人の患者における治療対象の患部に限られず、例えば、一人の患者において患部が異なって照射する荷電粒子ビームのエネルギーを大きく変更する場合の複数の治療対象の患部の各々の「患部」のことも意味する。As shown by the long broken line in FIG. 3B, the magnetic field pattern excited by the
In the present invention, the “affected part” is not limited to the affected part to be treated in one patient, and for example, a plurality of treated objects in the case where the energy of the charged particle beam irradiated by the affected part differs greatly in one patient. It also means each “affected area” of the affected area.
一方、コイル8によって励磁する磁場パターンは、一患部を深さ方向に分割した各層(数層〜数百層)を照射するのに必要な磁場パターンを得るための磁場パターンである。すなわち、コイル8は、図3(B)の一点鎖線に示すように、必要な磁場パターンを実現するために、コイル6が発生させる磁場強度より強度が小さく、時間変化率の大きな、基準磁場を減衰させる磁場を発生させ、高速で変化させるコイルである。
On the other hand, the magnetic field pattern excited by the
このように、コイル6とコイル8とでは、図3(B)に示すように、一患部においては、コイル6では磁場強度を変化させないのに対し、コイル8は一患部において各層に荷電粒子ビームを照射するために荷電粒子のビームエネルギーを変更するのに対応させて磁場強度を小さくかつ高速に変化させるとの役割が分担されている。
Thus, in the
より具体的には、コイル8では各層間で磁場を変化させる時間は一般的に数十ms〜数百ms程度と高速であり、コイル6の数十秒〜1分程度に対してかなり高速である。
More specifically, in the
このようにコイル8とコイル6に機能を分割して持たせると、例えば、2.5Tから2.0Tまで一患部内で磁場を変化させたい場合に、高速に磁場を変化させるコイル8には0.5Tの磁場変化を発生させる電流を流せばよく、コイル6は変化させずにそのままにしておくことができる。
これはコイル断面積を一定として考えたときに、電流密度を小さくできることを意味し、クエンチに対して余裕を持ちながら、高速に磁場を変化させることが可能となる。Thus, when the functions of the
This means that the current density can be reduced when the coil cross-sectional area is considered to be constant, and the magnetic field can be changed at high speed while having a margin against quenching.
更に、コイル6とコイル8は異なる種類の超伝導線材が用いられている。
具体的には、相対的に磁場の時間変化率が小さな、大電流を流すコイル6には線材コストの低いNbTi等の臨界温度が40K未満の低温超伝導線材が用いられている。一方、相対的に磁場の時間変化率が大きなコイル8にはMgB2,イットリウム系といった臨界温度が40K以上の高温超伝導線材が用いられている。これにより、さらにクエンチに対する余裕を大きくすることができる。Furthermore, different types of superconducting wires are used for the
Specifically, a low-temperature superconducting wire having a critical temperature of less than 40K, such as NbTi, which has a low wire cost, is used for the
上述した本発明の超伝導電磁石および超伝導電磁石の運転方法の第1の実施形態によれば、患者もしくは患部毎に個別に設定した基準磁場を患者間もしくは患部間で緩やかに変化させる、すなわち磁場の時間変化率が小さい基礎磁場成分を外周側超伝導コイル6とその電源7によって励磁する。そして、一患者もしくは一患部内において各層を照射するために必要な、基準磁場近傍で高速に磁場を変化させる時間変化率が大きな磁場成分を基礎磁場成分から分割して、コイル6とは独立した内周側超伝導コイル8とその電源9とでこの時間変化率が大きな磁場成分を励磁することを特徴とする。
According to the first embodiment of the superconducting electromagnet and the superconducting electromagnet operation method of the present invention described above, the reference magnetic field individually set for each patient or affected area is changed gently between patients or affected areas, that is, the magnetic field Is excited by the outer
本発明のようにコイルを分割しない従来の超伝導コイルの場合、全コイルを高温超伝導線材で構成して高速に磁場を変化させることで図3(A)に示すような必要な磁場パターンを得ることは可能ではある。しかし、広い磁場領域で高磁場を出す場合に、線材の性能面およびコスト面で早期の実現は困難である。また、クエンチリスクが高くなってしまうとの問題もある。
一方、本発明では、基準磁場励磁用のコイル6と磁場強度を高速で時間変化させるコイル8とを独立して設置するとともに、それぞれのコイルを独立の電源7,9で励磁することにより、基礎磁場励磁用のコイル6の位置での最大磁場強度や磁場の単位時間変化量を小さくすることが可能となり、クエンチリスクを低減した大口径の高速磁場可変超伝導電磁石を実現することができる。
また、分割したコイルの線材を自由に組み合わせることができ、たとえば時間変化率の大きな磁場を発生させるコイル8に高温超伝導材を用いた場合、その励磁電流は一体型コイルの場合の数分の一程度でよく、早期の高速磁場可変超伝導電磁石を実現することができる。また、高温超伝導線材の量も少なくてよく、コスト面での利点もある。In the case of a conventional superconducting coil that does not divide the coil as in the present invention, the necessary magnetic field pattern as shown in FIG. 3A can be obtained by configuring all the coils with a high-temperature superconducting wire and changing the magnetic field at high speed. It is possible to get. However, when a high magnetic field is produced in a wide magnetic field region, it is difficult to realize early implementation in terms of performance and cost of the wire. There is also a problem that the quench risk becomes high.
On the other hand, in the present invention, the reference magnetic
Moreover, the wire materials of the divided coils can be freely combined. For example, when a high-temperature superconducting material is used for the
なお、外周側超伝導コイル6と内周側超伝導コイル8とによって発生させる磁場パターンは図3に示すパターンに限られない。その他の例を図4乃至図6を用いて説明する。
The magnetic field pattern generated by the outer peripheral
図4では、コイル6によって発生させる基準磁場を、患部の平均深さに設定した例である。この場合、図3(B)に示した磁場パターンの組み合わせと比較して、コイル6によって発生させる最大磁場を低減することが可能となる。また、コイル8によって発生させる磁場は、コイル6の発生させる基準磁場を補強もしくは減衰させるが、その最大磁場はコイル6と同様に低減することが可能となる。
FIG. 4 shows an example in which the reference magnetic field generated by the
また、図5には、患者ごとに異なる基準磁場の時間変化が小さくなるように、基準磁場のうち最も浅い部分を照射するのに必要な磁場と最も深い部分を照射するのに必要な磁場のうち最も各患者毎の基準磁場の平均に近いほうを基準とした例を示す。
この場合についても、図3(B)に示した磁場パターンの組み合わせと比較して、コイル6によって発生させる最大磁場を低減することが可能である。FIG. 5 also shows the magnetic field required to irradiate the shallowest part and the deepest part of the reference magnetic field so that the temporal change of the reference magnetic field, which varies from patient to patient, is small. An example based on the closest reference magnetic field average for each patient is shown.
Also in this case, the maximum magnetic field generated by the
更に、図6にコイル6で発生させる基準磁場を一定とした例を示す。この場合においても、図3(B)に示した磁場パターンの組み合わせと比較して、コイル6によって発生させる最大磁場を低減することが可能である。
Further, FIG. 6 shows an example in which the reference magnetic field generated by the
<第2の実施形態>
本発明の粒子線治療システムの第2の実施形態を図7用いて説明する。
図7は本発明の超伝導電磁石を用いた粒子線治療システムの第2の実施形態の概略構成を示す構成図である。<Second Embodiment>
A second embodiment of the particle beam therapy system of the present invention will be described with reference to FIG.
FIG. 7 is a configuration diagram showing a schematic configuration of a second embodiment of the particle beam therapy system using the superconducting electromagnet of the present invention.
図7に示すように、本発明の粒子線治療システムの第2の実施形態は、入射系100と、シンクロトロン200と、高エネルギービーム輸送系300と、照射装置400とを概略備える。また、入射系100,シンクロトロン200,高エネルギービーム輸送系300,照射装置400を制御する制御系(入射系制御装置110,シンクロトロン制御装置210,高エネルギービーム輸送系制御装置310,照射系制御装置410)と治療システム全体を制御する全体制御装置500とを概略備えている。
As shown in FIG. 7, the second embodiment of the particle beam therapy system of the present invention generally includes an
入射系100は、イオン源11と、このイオン源11で発生させた荷電粒子をシンクロトロン200への入射に適したエネルギーまで加速するライナックのような前段加速器12と、この前段加速器12で加速した荷電粒子ビームをシンクロトロン200まで輸送するための輸送系(偏向電磁石13や四極電磁石14等)とから概略構成される。
The
シンクロトロン200は、入射されたビームを所望のエネルギーまで加速する。このシンクロトロン200は、ビームを入射する入射用偏向装置21と、入射したビームを偏向する偏向電磁石22と、ビームを収束・発散させる四極電磁石23,24と,ビームを加速する高周波加速空胴25と、ビーム軌道を偏向してシンクロトロン200からビームを取り出すための出射用機器26とを概略備える。
The
シンクロトロン200を制御するシンクロトロン制御装置210は、偏向電磁石22を制御する偏向電磁石制御部212と、四極電磁石23,24をそれぞれ制御する四極電磁石制御部213,214と、高周波加速空胴25を制御する高周波加速制御部215と、出射用機器26を制御する出射用機器制御部216とを有する。それぞれの制御部212,213,214,215,216と各機器の間には電源22a,23a,24a,25a,26aが配置されている。
A
高エネルギービーム輸送系300は、シンクロトロン200によって所望のエネルギーまで加速され、出射用機器26から取り出された荷電粒子ビームを照射装置400まで輸送する。この高エネルギービーム輸送系300は、入射したビームを偏向する偏向電磁石31と、ビームを収束・発散させる四極電磁石32とを有する。
The high energy
偏向電磁石31は、第1の実施形態で説明した独立した複数系統のコイル(外周側超伝導コイル6とその電源7、内周側超伝導コイル8とその電源9)を備える超伝導電磁石が用いられている。
The
高エネルギービーム輸送系300を制御する高エネルギービーム輸送系制御装置310は、偏向電磁石31を制御する偏向電磁石制御部311と、四極電磁石32を制御する四極電磁石制御部312とを有する。
偏向電磁石制御部311は、外周側超伝導コイル6を励磁させるための電源7と、内周側超伝導コイル8を励磁させるための電源9とをそれぞれ独立して制御する。四極電磁石制御部312は、四極電磁石32を励磁させるための電源32aを制御する。The high energy beam transport
The deflection
照射装置400は、シンクロトロン200から取り出し、高エネルギービーム輸送系300によって輸送された荷電粒子ビームを、患者1000の患部1001の位置や形状に合わせて調整し、患部1001に照射する。照射装置400は、荷電粒子ビームの軌道を変化させる走査電磁石41やビームモニタ42等を有している。本実施例では走査電磁石を超伝導電磁石31の下流側に配置しているが、超伝導電磁石31の上流に配置される場合もある。
The
このような粒子線治療システムでは、3次元的な患部1001の形状を深さ方向の複数の層に分割し、シンクロトロン200の出射ビームのエネルギーを変更することで各層を選択的に照射する。
このために、入射系100で生成したビームをシンクロトロン200に入射した後、治療計画装置(図示せず)で設定された患者ごとの照射エネルギーパターンに対応して加速器制御系210により偏向電磁石202、四極電磁石203,204、高周波加速空胴205を制御して、シンクロトロン200にて所定のエネルギーに調整する。
所定のエネルギーに調整されたビームは出射用機器26によってシンクロトロン200から取り出され、高エネルギービーム輸送系300に引き継がれる。
高エネルギービーム輸送系300では、シンクロトロン200から取り出されたエネルギーに同期して輸送系制御装置310によって偏向電磁石31および四極電磁石32を制御し、照射装置400まで荷電粒子ビームを輸送する。
照射装置400では、走査電磁石41で照射ビームを2次元的(x方向,y方向)に走査して、患部1001の層内の各部に所定の線量を与える。In such a particle beam therapy system, the shape of the three-dimensional
For this purpose, after the beam generated by the
The beam adjusted to a predetermined energy is taken out from the
In the high energy
In the
上述のように、本実施形態の粒子線治療システムでは、患者1000の患部1001の深さ方向の複数の層に照射する際に、シンクロトロン200の出射ビームのエネルギーを変更する。このとき、荷電粒子ビームが照射装置400まで輸送されるよう、高エネルギービーム輸送系制御装置310の偏向電磁石制御部311によって偏向電磁石31の電源9に対して信号を出力して、シンクロトロン200の出射ビームエネルギーに応じた所定の必要な磁場パターンが得られるように内周側超伝導コイル8の励磁電流を調整する。この際、偏向電磁石制御部311は、偏向電磁石31内の外周側超伝導コイル6とその電源7に対しては、磁場パターンを固定して変更しないよう制御する。
As described above, in the particle beam therapy system of this embodiment, when irradiating a plurality of layers in the depth direction of the
本発明の粒子線治療システムの第2の実施形態においては、シンクロトロン200から取り出されるビームのエネルギーが高速に変化しても、輸送系300における偏向電磁石31もエネルギー変更と同期して磁場を高速に変更することが可能となり、治療時間の短縮により患者負担を軽減することができる。また、前述した超伝導電磁石の第1の実施形態を備えているため、超伝導電磁石の利用により治療システム全体の小型化が可能となる。
In the second embodiment of the particle beam therapy system of the present invention, even if the energy of the beam extracted from the
なお、本実施形態はこれに限られず、高エネルギービーム輸送系300の偏向電磁石31のすべてを第1の実施形態の超伝導電磁石とした例を示したが、すべてが第1の実施形態の超伝導電磁石である必要は必ずしもなく、一部を常伝導電磁石とすることもできる。
Note that the present embodiment is not limited to this, and an example in which all of the
<第3の実施形態>
本発明の粒子線治療システムの第3の実施形態を図8を用いて説明する。
図8は本発明の超伝導電磁石を用いた粒子線治療システムの第3の実施形態の概略構成を示す構成図である。<Third Embodiment>
A third embodiment of the particle beam therapy system of the present invention will be described with reference to FIG.
FIG. 8 is a configuration diagram showing a schematic configuration of the third embodiment of the particle beam therapy system using the superconducting electromagnet of the present invention.
図8に示すように、本発明の粒子線治療システムの第3の実施形態は、サイクロトロンシステム600と、高エネルギービーム輸送系300と、照射装置400とを概略備える。また、サイクロトロンシステム600,高エネルギービーム輸送系300,照射装置400を制御する制御系(加速器制御装置610,高エネルギービーム輸送系制御装置310,照射系制御装置410)と治療システム全体を制御する全体制御装置500とを概略備えている。
As shown in FIG. 8, the third embodiment of the particle beam therapy system of the present invention generally includes a
サイクロトロンシステム600は、加速器としてのサイクロトロン61と、エネルギー変更機器62とを有している。
The
サイクロトロンシステム600では、エネルギーの変更は、サイクロトロン61から一定エネルギーのビームを取り出した後に、加速器制御装置610のからの信号に基づきエネルギー変更機器62を制御して金属板等の厚みを制御し、ビームを金属板を通過させることでエネルギーを変化させ、調整することで行う。
In the
本実施形態においても、患者1000の患部1001の深さ方向の複数の層に照射する際に、エネルギー変更機器62以降のビーム輸送系300では変更後のエネルギーに同期して偏向電磁石31の磁場を変化させる必要が生じる。
そこで、荷電粒子ビームが照射装置400まで輸送されるよう、高エネルギービーム輸送系制御装置310の偏向電磁石制御部311によって偏向電磁石31の電源9に対して信号を出力して、サイクロトロンシステム600からの出射ビームに応じた所定の必要な磁場パターンが得られるように内周側超伝導コイル8の励磁電流を制御する。この際、第2の実施形態と同様に、偏向電磁石制御部311は、偏向電磁石31内の外周側超伝導コイル6に対しては、磁場パターンを固定して変更しないよう制御する。Also in this embodiment, when irradiating a plurality of layers in the depth direction of the affected
Therefore, a signal is output from the
本発明の粒子線治療システムの第3の実施形態においても、前述した超伝導電磁石の第1の実施形態を備えているため、粒子線治療システムの第2の実施形態とほぼ同様な効果が得られる。 Also in the third embodiment of the particle beam therapy system of the present invention, since the first embodiment of the superconducting electromagnet described above is provided, substantially the same effect as in the second embodiment of the particle beam therapy system is obtained. It is done.
<その他>
なお、本発明は上記の実施形態に限られず、種々の変形、応用が可能なものである。<Others>
In addition, this invention is not restricted to said embodiment, A various deformation | transformation and application are possible.
例えば、治療に必要なエネルギーに調整する加速器等の種別に関係なく本発明の超伝導電磁石は有効である。 For example, the superconducting electromagnet of the present invention is effective regardless of the type of accelerator or the like that adjusts to the energy required for treatment.
また、上述の実施形態では、ビーム軌道を偏向させる二極磁場を発生させる超伝導電磁石に本発明の超伝導電磁石を提供した場合について説明したが、ビームを収束、発散させる四極磁場、さらに高次の多極磁場についても、本発明の超伝導電磁石を適用すれば同様の効果を得ることが可能である。
この場合、単独の四極超伝導電磁石であっても、非特許文献1に記載されているような機能結合型超伝導電磁石(同一の磁石で二極磁場と四極磁場を発生させることが可能な磁石)に対しても本発明を適用することができる。In the above-described embodiment, the case where the superconducting electromagnet of the present invention is provided as a superconducting electromagnet that generates a dipole magnetic field that deflects the beam trajectory has been described. However, a quadrupole magnetic field that converges and diverges the beam, and a higher order The same effect can be obtained for the multipolar magnetic field by applying the superconducting electromagnet of the present invention.
In this case, even a single quadrupole superconducting electromagnet is a functionally coupled superconducting electromagnet as described in Non-Patent Document 1 (a magnet capable of generating a dipole magnetic field and a quadrupole magnetic field with the same magnet). The present invention can also be applied to the above.
1…超伝導コイル、
2…ヨーク、
3…ビームダクト、
4…断熱容器、
6…外周側超伝導コイル、
7…外周側超伝導コイル用電源、
8…内周側超伝導コイル、
9…内周側超伝導コイル用電源、
100…入射系、
11……イオン源、
12…前段加速器、
13…偏向電磁石、
14…四極電磁石、
110…入射系制御装置、
200…シンクロトロン、
21…入射用偏向装置、
22…偏向電磁石、
23…収束用四極電磁石、
24…発散用四極電磁石、
25…高周波加速空胴、
26…出射用機器、
210…加速器制御装置、
300…高エネルギービーム輸送系、
31…偏向電磁石、
32…四極電磁石、
310…高エネルギービーム輸送系制御装置、
400…照射装置、
41…走査電磁石、
42…ビームモニタ、
410…照射系制御装置、
500…全体制御装置、
600…サイクロトロンシステム、
61…サイクロトロン、
62…エネルギー変更機器。1 ... Superconducting coil,
2 ... York,
3 ... Beam duct,
4 ... Insulated container,
6 ... outer peripheral superconducting coil,
7 ... Power supply for outer peripheral superconducting coil,
8 ... Inner circumference superconducting coil,
9 ... Power supply for inner peripheral superconducting coil,
100: Incident system,
11 …… Ion source,
12 ... Pre-stage accelerator,
13: Deflection electromagnet,
14 ... quadrupole magnets,
110 ... Incident system controller,
200 ... Synchrotron,
21 ... Incident deflecting device,
22: deflection electromagnet,
23. Convergence quadrupole electromagnet,
24 ... a dipole quadrupole magnet,
25 ... High-frequency acceleration cavity,
26 ... Ejecting equipment,
210 ... accelerator control device,
300 ... High energy beam transport system,
31 ... Bending electromagnet,
32 ... Quadrupole magnets,
310 ... High energy beam transport system controller,
400 ... Irradiation device,
41 ... Scanning magnet,
42 ... Beam monitor,
410 ... Irradiation system control device,
500 ... Overall control device,
600 ... cyclotron system,
61 ... cyclotron,
62 ... Energy change device.
Claims (5)
患部ごとに個別に設定した基準磁場となる磁場成分を発生させる第1超伝導コイルと、
この第1超伝導コイルを励磁するための第1電源と、
前記患部に対して、前記第1超伝導コイルより高速に変化させ、前記基準磁場を補強もしくは減衰させることで所望の磁場成分を得るための磁場成分を発生させる第2超伝導コイルと、
この第2超伝導コイルを励磁するための第2電源とを備えた
ことを特徴とする超伝導電磁石。A superconducting electromagnet for deflecting the trajectory of charged particles,
A first superconducting coil that generates a magnetic field component serving as a reference magnetic field set individually for each affected area;
A first power source for exciting the first superconducting coil;
A second superconducting coil that generates a magnetic field component for obtaining a desired magnetic field component by changing the affected part at a higher speed than the first superconducting coil and reinforcing or attenuating the reference magnetic field;
A superconducting electromagnet comprising a second power source for exciting the second superconducting coil.
前記第1超伝導コイルと前記第2超伝導コイルとの線材を、異なるものとした
ことを特徴とする超伝導電磁石。The superconducting electromagnet according to claim 1,
A superconducting electromagnet characterized in that the first superconducting coil and the second superconducting coil have different wire materials.
前記第1超伝導コイルの線材として、臨界温度が40K未満の低温超伝導線材を、
前記第2超伝導コイルの線材として、臨界温度が40K以上の高温超伝導線材を用いた
ことを特徴とする超伝導電磁石。The superconducting electromagnet according to claim 2,
As a wire of the first superconducting coil, a low temperature superconducting wire having a critical temperature of less than 40K,
A superconducting electromagnet using a high-temperature superconducting wire having a critical temperature of 40K or higher as the wire of the second superconducting coil.
この荷電粒子ビーム発生装置から出射された荷電粒子ビームを照射室まで導くビーム輸送系と、
前記照射室で照射対象物の照射対象形状に合わせて前記ビーム輸送系によって輸送された荷電粒子ビームを照射する粒子線照射装置とを備えた粒子線治療システムであって、
前記ビーム輸送系は、請求項1乃至3のいずれか1項に記載の超伝導電磁石を有する
ことを特徴とする粒子線治療システム。A charged particle beam generator for emitting a charged particle beam;
A beam transport system for guiding the charged particle beam emitted from the charged particle beam generator to the irradiation chamber;
A particle beam therapy system comprising a particle beam irradiation apparatus that irradiates a charged particle beam transported by the beam transport system in accordance with the irradiation target shape of an irradiation object in the irradiation chamber,
The said beam transport system has the superconducting electromagnet of any one of Claims 1 thru | or 3. The particle beam therapy system characterized by the above-mentioned.
第1電源に信号を出力して、患部ごとに個別に設定した基準磁場となる磁場成分を発生させる第1超伝導コイルを励磁する工程と、
この第1超伝導コイルの励磁後に、第2電源に信号を出力して、前記基準磁場を補強もしくは減衰させることで所望の磁場成分を得るための磁場成分を前記第1超伝導コイルより高速に発生させる第2超伝導コイルを励磁する工程とを含む
ことを特徴とする超伝導電磁石の運転方法。A method of operating a superconducting electromagnet for deflecting charged particle trajectories,
Outputting a signal to the first power source to excite a first superconducting coil that generates a magnetic field component serving as a reference magnetic field set individually for each affected area;
After the excitation of the first superconducting coil, a signal is output to the second power source to reinforce or attenuate the reference magnetic field so that a magnetic field component for obtaining a desired magnetic field component is faster than the first superconducting coil. And a step of exciting a second superconducting coil to be generated. A method of operating a superconducting electromagnet.
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