WO2011080942A1 - ビーム照射装置及びビーム照射制御方法 - Google Patents

ビーム照射装置及びビーム照射制御方法 Download PDF

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diameter
range shifter
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幸太 鳥飼
聰 山田
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国立大学法人群馬大学
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    • A61N2005/1092—Details
    • A61N2005/1095—Elements inserted into the radiation path within the system, e.g. filters or wedges

Definitions

  • the present invention relates to beam irradiation control. More specifically, the present invention relates to a beam irradiation apparatus that can control the beam diameter, range, and beam trajectory, and an irradiation field in an irradiation target. The present invention relates to a beam irradiation control method capable of controlling the range of the above with high accuracy.
  • a treatment apparatus for realizing treatment irradiation is provided with a quadrupole electromagnet in the beam transport line to control the beam diameter and the beam irradiation position during transportation, and a ridge filter and a range shifter in which the thickness and position in the irradiation target are variable. Is provided.
  • Optimal irradiation conditions are implemented by beam simulation, and an optimal beam diameter, beam range, and scan width are determined.
  • a beam transport composed of a high vacuum transport tube, beam shape shaping, and various electromagnets that control the beam trajectory.
  • Optical design is required.
  • the weight of the elements constituting the beam transport system is small in terms of both work accuracy and cost.
  • the inner diameter of the transport pipe is about several tens of millimeters in diameter (21st century cancer treatment, basic and clinical study of heavy ion radiotherapy, edited by Hirohiko Sakurai, Medical Science, ISBN4-900770- 83-3 C3047).
  • Patent Document 1 introduces a conventional beam irradiation control method (wobbler irradiation method) (1).
  • the size of the wobbler electromagnet that deflects the beam trajectory in a circular shape is enlarged to form the irradiation field with high accuracy, and a uniform irradiation field is formed in accordance with the cross-sectional shape of the cancer using a metal collimator. It is to do. However, when a metal collimator is employed, production takes time and money. In addition, when forming the expanded beam with metal, unintentional radiation such as neutrons, gamma rays, and protons was generated, which had the problem of affecting accurate dose estimation.
  • the invention “charged particle beam apparatus and operation method thereof” described in Patent Document 1 has been proposed.
  • a horizontal irradiation point of a beam and a necessary dose are determined in advance by the arithmetic unit 131 based on information such as an affected part shape, and the interval between the horizontal irradiation points is determined by the scatterer 300.
  • the diameter of the expanded beam is less than about half of the diameter of the beam, and the power supply device 160 of the electromagnets 220 and 221 for setting the irradiation position is controlled by the control device 132 to reduce the loss of the charged particle beam so A field can be formed (2).
  • the principle is that the beam 2 passes through the scatterer 9 provided at the end of the vacuum transport tube 3 as in the beam irradiation apparatus 1a shown in FIG.
  • Scanning control (scanning method) is performed on the beam 2 on the irradiation object 8 by scanning with the XY-axis direction scanning electromagnets 6 and 7 in the horizontal direction (X-axis direction) and the vertical direction (Y-axis direction).
  • a moderator (range shifter 11) having a variable thickness that reduces beam energy is provided after the XY axial electromagnets 6 and 7, and the beam 2 passes through the range shifter 11.
  • the reach distance (range) of the beam in the body is adjusted.
  • the ridge filter 10 diffuses the beam 2 in the traveling direction, and a wide irradiation field in the irradiation object 8 is obtained.
  • the beam diameter is about 10 mm.
  • FIG. 5 shows the calculation result of the beam diameter change in the irradiation target when the beam range is changed by changing the thickness of the range shifter in the beam irradiation apparatus of FIG.
  • the beam energy was set to 235 MeV / u
  • the distance between the scatterer 9 and the body surface was set to 2 mm
  • the calculation was performed with the beam behavior calculation software “WinAgile”. The same applies to FIG.
  • the vertical axis (D) is the beam diameter (mm: millimeter), and the horizontal axis (R) is the beam range (R: millimeter).
  • the left end of the frame indicated by the arrow A is the surface of the irradiation object 8.
  • the vertical axis 0 is the beam center. In FIG. 5, the beam diameter is about 2 mm.
  • the horizontal axis (R) was set to 350 mm from 0 (surface A to be irradiated).
  • A is the beam behavior when the thickness of the range shifter 11 is 30 mm. At this time, the maximum beam diameter at the arrival point of the beam 2 was 3.828 mm. “B” represents the beam behavior when the thickness of the range shifter 11 is 20 mm. At this time, the maximum beam diameter at the arrival point of the beam 2 was 3.666 mm. “C” is the beam behavior when the thickness of the range shifter 11 is 10 mm. The maximum beam diameter at the arrival point of the beam 2 at this time is 3.3486 mm, and “d” is the beam behavior when the thickness of the range shifter 11 is 0 mm. At this time, the maximum beam diameter at the arrival point of the beam 2 was 3.342 mm.
  • the beam range differs by 30 mm between “a” and “d”, but the maximum beam diameter at that time is about 0.5 mm.
  • the invention “Particle Beam Irradiation Device and Particle Beam Therapy Device” disclosed in Patent Document 2 is also disclosed.
  • the invention described in Patent Document 2 is based on the variable range shifter 4 that reduces the energy of the charged particle beam, and the excitation amount is controlled according to the energy of the charged particle beam that is decreased by the variable range shifter 4.
  • a quadrupole electromagnet 6 for converging the divergence of the charged particle beam and a scanning electromagnet 8 for changing the beam trajectory of the charged particle beam are provided to reduce the increase in the beam diameter of the charged particle beam due to scattering by the range shifter.
  • the range shifter is placed away from the patient to eliminate the intimidation caused by the moving sound, etc. It can be done.
  • a quadrupole electromagnet 6 is used for a beam trajectory under non-vacuum emitted from a transport tube.
  • the arrangement is downstream of the variable range shifter 4, and the betatron of the beam passes through the variable range shifter 4. Since the function is destroyed and the beam emittance is increased, it is necessary to take a distance of about 10 m between the variable range shifter 4 and the quadrupole electromagnet 6 when actually converging the beam.
  • the linear portion of the irradiation port including the transport pipe and the emission nozzle is 10 m or less, even if the quadrupole electromagnet 6 is arranged downstream of the variable range shifter 4, the beam diameter is maintained to be small within the irradiation target.
  • the present invention can be formed into an extremely thin beam diameter that has not been conventionally used, and can control the beam diameter with high precision, and also can control the beam range and beam trajectory, and the irradiation field of the irradiation target.
  • An object of the present invention is to provide a beam irradiation control method capable of controlling the range with high accuracy.
  • the present invention makes it possible for a beam to be evacuated as a transport path of a beam taken out from an accelerator and an irradiation target existing in the atmosphere while maintaining the convergence angle of the beam.
  • the beam irradiation apparatus is configured to include a quadrupole electromagnet that controls the beam diameter. Furthermore, it is provided with one or more movable range shifters that are provided with a variable distance from the irradiation target of the beam and that allow the beam to pass and reduce the beam energy to control the beam range, and the non-vacuum between the movable range shifter and the irradiation target is provided.
  • the beam irradiation apparatus is configured as described above, wherein the space is a second range shifter, the beam range is controlled, and the irradiation target is irradiated with the beam.
  • the movable range shifter is positioned at the tip of an emission nozzle that is evacuated and connected to an end portion of the transport pipe through a partition wall so as to expand and contract.
  • the beam irradiation apparatus according to any one of the above, wherein the movable range shifter can be inserted into and retracted from the beam axis for each movable range shifter, and the thickness of the movable range shifter is variable.
  • the beam irradiation apparatus according to any one of the above-described features is provided, and the beam trajectory is controlled.
  • the beam taken out from the accelerator to the high vacuum transport tube is strongly converged in the transport tube by a quadrupole electromagnet, the beam diameter is controlled, and the irradiation target is irradiated with the beam.
  • the method was structured. Furthermore, it is connected to the transport pipe through a partition wall, and is provided at a variable distance from the irradiation object of the beam, and passes through one or more movable range shifters that reduce the beam energy and control the beam range.
  • the beam irradiation control method described above is characterized in that the irradiation target is irradiated with the beam by passing through a non-vacuum space of variable distance and controlling the beam range.
  • the beam irradiation control method described above is characterized in that the distance of the space is varied in the range of 0 to 100 cm to control the beam diameter and beam range.
  • a evacuated transport tube serving as a transport path for the beam extracted from the accelerator and a quadrupole electromagnet for controlling the beam diameter so that the beam is incident on the irradiation target existing in the atmosphere while maintaining the convergence angle
  • an end of the transport pipe that can be extended and contracted via a partition wall, and is provided at the tip of the evacuated exit nozzle so as to be variable in distance to the irradiation target of the beam.
  • One or more movable range shifters that can be retracted and have variable thickness of the movable range shifter, control the beam range by reducing the beam energy by passing the beam, and further on the outer periphery of the transport pipe downstream of the quadrupole electromagnet
  • a movable range shifter comprising: a pair of X-axis direction scanning electromagnets arranged opposite to each other; and a pair of Y-axis direction scanning electromagnets arranged opposite to each other
  • a non-vacuum space between the irradiation objects is a second range shifter, the beam diameter, the beam trajectory, and the beam range are controlled, and the irradiation object is irradiated with the beam. It was set as the structure of the particle beam therapy apparatus.
  • the present invention exhibits the following effects by the above configuration.
  • the present invention employs a quadrupole electromagnet that converges the beam so strongly that the convergence angle is maintained even in the vicinity of the irradiation target in the transport pipe upstream of the movable range shifter, thereby forming the beam diameter extremely narrow to several mm or less in the irradiation target. It becomes possible.
  • the beam diameter can be controlled with a high accuracy of about 0.1 mm to a few millimeters or less, and further about 0.01 mm
  • the conventional beam irradiation treatment is performed.
  • the present invention is applied to beam irradiation treatment, it can be used for many diseases, has a wide application range, and enables beam irradiation treatment at a low cost.
  • it is suitable for beam irradiation treatments such as pituitary tumors, intravascular tumors, and age-related macular degeneration, which are difficult to perform.
  • an object installed on the beam line for the purpose of creating an irradiation shape for example, an irradiation field forming instrument such as a metal collimator, and a ridge filter are not essential, so neutrons and scattering generated when the beam collides with the object.
  • the dose estimation error due to the generation of particles can be reduced, and the irradiation dose can be estimated with high accuracy.
  • the irradiation field can be ensured as wide as the irradiation with the conventional diffused beam. If the quadrupole electromagnet is not excited, the conventional beam irradiation (1) and (2) can be performed.
  • the accelerator has high versatility regardless of the type of cyclotron or synchrotron, and regardless of the type of particle ions such as protons and heavy particles.
  • FIG. 1 It is a schematic diagram of the beam irradiation apparatus of this invention. It is a calculation result of the beam diameter change at the time of beam transport in the beam irradiation apparatus which is this invention.
  • the beam irradiation apparatus of FIG. 1 it is the result of calculating the beam diameter change within the irradiation object when changing the beam range by changing the movable range shifter thickness and the distance between the movable range shifter and the irradiation object.
  • FIG. 5 shows the result of calculating the beam diameter change in the irradiation object when the beam range is changed by changing the range shifter thickness in the beam irradiation apparatus of FIG. 4.
  • a beam irradiation apparatus 1 as an example of the present invention includes a transport tube 3, an emission nozzle 4 having a movable range shifter 4d, a quadrupole electromagnet 5, and XY axial scanning electromagnets 6 and 7. Consists of.
  • the transport tube 3 is a hollow tube having a high degree of vacuum that is connected to an accelerator and through which a beam taken out from the accelerator is directed toward an irradiation target in the same manner as conventionally used.
  • the exit nozzle 4 includes an extended portion 4a that is extended and connected to the transport pipe 3 through the partition wall 3a, an extendable and contractible portion 4b that is connected to the expandable portion 4a, and an end portion of the extendable portion 4b on the side opposite to the transport pipe 3
  • the movable range shifter 4d is provided so as to be freely slidable on the slide 4g, and is connected to the transport pipe 3 in a vacuum state.
  • the expansion / contraction part 4b has a so-called bellows shape and is structured to withstand vacuum exhaust 4h with a metal material such as stainless steel.
  • the partition wall 3 a blocks the degree of vacuum between the transport pipe 3 and the emission nozzle 4.
  • the exit nozzle 4 inside, a high degree of vacuum as the chamber during synchrotron - need not be a (10 about 7 Pa), sufficient low degree of vacuum reached degree of air is negligible as a scattering material (more than about 1 Pa) Demonstrate the function.
  • the space between the movable range shifter 4d and the irradiation object 8 is usually an air atmosphere, and oxygen, nitrogen, other gases, and water vapor are mixed. Therefore, energy is reduced by the beam 2 passing through the space 4e. That is, the space 4e functions as a second range shifter. For this reason, the beam range can be controlled by expanding and contracting the expansion / contraction part 4b and changing the distance 4f of the space 4e between the tip of the movable range shifter 4d and the irradiation target 8.
  • the movable range shifter 4d lowers the beam energy and controls the beam range within the irradiation target 8. It is the same as that used conventionally, such as a raw material, and is a plastic plate of acrylic or the like having different thicknesses as required.
  • the movement of the movable range shifter 4d is not limited to that shown in FIG.
  • the movement method of the movable range shifter 4d is not particularly limited as long as the movement width 4c of irradiation can be moved by an external signal and can be fixed at an arbitrary position.
  • the distance 4f between the movable range shifter 4d and the irradiation target 8 is preferably about 0 cm to 100 cm. Since the space 4e between the movable range shifter 4d and the irradiation object 8 is normally an air layer, the beam 2 diffuses. In almost all beam irradiation, the beam focus is formed before the irradiation target. Although the beam 2 after the focal point has a divergence angle, if the distance 4f of the space 4e is 100 cm or more, not only a small diameter beam can be generated by incidence on the irradiation field 8a at the divergence angle, but also the beam diameter can be accurately controlled. I can't. Therefore, the transport pipe 3 needs to be in contact with the irradiation object 8 or extend to the vicinity thereof.
  • the quadrupole electromagnet 5 is an electromagnet for beam converging that has been conventionally used in accelerators to strongly focus the beam 2 in the transport tube 3 upstream of the movable range shifter 4d. This strong convergence requires that the convergence angle can be maintained even after passing through the movable range shifter 4d, the space 4e, and the irradiation object 8.
  • Control of the convergence width of the beam 2 transports the beam 2 so that the beam diameter is sufficiently expanded by the quadrupole electromagnet 5, and excites the quadrupole electromagnet 5 so as to converge simultaneously in the X-axis and Y-axis directions. In this way, the beam can reach the irradiation target without changing the convergence angle.
  • the X-axis scanning electromagnet 6 is a pair of electromagnets arranged opposite to each other on the outer periphery of the transport pipe 3 between the quadrupole electromagnet 5 and the movable range shifter 4d, and changes the current flowing through the pair of electromagnets. By doing so, the beam 2 is given different deflection forces with time according to Fleming's law, and the beam trajectory in the X-axis direction is controlled.
  • the Y-axis scanning electromagnet 7 is a pair of electromagnets arranged opposite to each other on the outer periphery of the transport tube 3 between the quadrupole electromagnet 5 and the movable range shifter 4d, and is similar to the X-axis scanning electromagnet 6.
  • the beam trajectory in the Y-axis direction is controlled.
  • the XY axial scanning electromagnets 6 and 7 are provided and the emission nozzle 4 is expanded, a wide irradiation field 8a larger than the diameter of the transport pipe 3 can be secured. Further, if the quadrupole electromagnet 5 is not excited, it is possible to irradiate with a diffused beam diameter as in the conventional case.
  • a beam dose monitor 12 and a position monitor 13 which are conventionally used are provided in the space 4e.
  • the dose monitor 12 and the position monitor 13 may be installed in the exit nozzle 4 close to the movable range shifter (within several mm). In that case, it is necessary to be able to evacuate from the beam trajectory when the irradiation object 8 is irradiated.
  • the beam irradiation data can be obtained from these various monitors, and the adjustment data for the next irradiation can be used. Moreover, you may provide the ridge filter 10 as needed.
  • the ridge filter is the same as that conventionally used, and diffuses the beam in the beam traveling direction and expands the irradiation field in the beam traveling direction.
  • the beam irradiation apparatus 1 thus configured controls the beam trajectory and dose based on signals from each monitor, and further changes the thickness of the movable range shifter 4d and the distance 4f of the space 4e as in the prior art.
  • the diameter, beam range, and beam trajectory can be controlled with high accuracy.
  • FIG. 1 the beam 2 trajectory bent by the Y-axis direction scanning electromagnet 7 is shown in the Y-axis direction (Y double arrow in FIG. 1).
  • FIG. 2 is a calculation result of a change in beam diameter during beam transportation in the beam irradiation apparatus 1 having the configuration shown in FIG. 2A is the beam diameter at the cross-sectional position in the X axis (horizontal) direction (X double arrow in FIG. 2), and FIG. 2B is the Y axis (vertical) direction orthogonal to the X axis (Y double arrow in FIG. 2). Is the beam diameter at the cross-sectional position.
  • the vertical axis represents the beam diameter (mm: millimeter).
  • the horizontal axis is the length of the beam transport system (m: meter), and here it is 9 m.
  • the beam 2 in the configuration of the beam irradiation apparatus 1, the beam 2 is strongly converged by the quadrupole electromagnet 5 and converges toward the irradiation object 8.
  • the convergence angle can be maintained up to the irradiation position within the irradiation object 8. Therefore, if the beam is irradiated according to the present invention, it is possible to reach the irradiation field of the irradiation object 8 with an extremely thin beam diameter.
  • the reason for maintaining the beam at the convergence angle is to maintain a beam diameter of 2 to 3 mm even in the irradiation object 8.
  • the beam diameter obtained by the strong convergence of the present invention is an unprecedented beam with a very small diameter in a state that satisfies the condition for scanning a wide irradiation field.
  • the beam irradiation apparatus of the present invention is the first design that satisfies these requirements simultaneously.
  • the present invention can be used as a high-accuracy particle beam treatment port and a general-purpose irradiation port without changing the arrangement of the equipment, realizing a high-precision beam utilization and high-efficiency operation of the treatment room, which was a trade-off in the past. It has become possible for the first time to achieve both standards.
  • FIG. 3 shows the calculation result of the beam diameter change in the irradiation target when the beam range is changed by changing the movable range shifter thickness and the distance between the movable range shifter and the irradiation target in the beam irradiation apparatus of FIG. .
  • the horizontal axis (R) is the reach distance (R: millimeter) from the body surface A, and here it is 350 mm.
  • the vertical axis (D) is the beam diameter (mm: millimeter).
  • the left end of the frame indicated by the arrow A is the surface of the irradiation object 8.
  • the vertical axis 0 is the beam center.
  • the beam diameter at the time of incidence was about 2 mm.
  • the dashed-dotted line in a figure (A) (B) is a calculation result when the beam of 2 mm in beam diameter injects with the conventional divergence angle which does not make a strong convergence in the transport pipe 3.
  • the broken line “a” in FIG. 3 shows the beam behavior when the thickness of the movable range shifter 4d is 30 mm and the space 4e is 20 mm. At this time, the maximum beam diameter at the arrival point of the beam 2 was 3.828 mm.
  • the broken line “b” shows the beam behavior when the thickness of the movable range shifter 4d is 2 mm and the space 4e is 150 mm. At this time, the maximum beam diameter at the arrival point of the beam 2 was 3.918 mm.
  • the maximum beam diameter at the arrival point is about 0.1. Only very little occurs.
  • the beam diameter at the arrival point is expanded about five times from the incident beam diameter. That is, in the conventional method, no matter how the beam size is reduced in advance using an instrument such as a collimator, the beam size increases near the arrival point due to scattering of the beam itself.
  • the conventional beam that does not converge strongly in the transport pipe 3 of FIGS.
  • the beam range cannot be changed even if the space 4e is changed. Therefore, by making the movable range shifter 4d thickness and the variable distance space 4e the second range shifter while strongly converging with a quadrupole electromagnet, the beam range can be controlled while controlling the beam diameter with extremely high accuracy in units of 0.1 mm. Thus, the irradiation object 8 can be irradiated with the beam 2.
  • the beam diameter can be sufficiently controlled even in units of about 0.01 mm.
  • the present invention has made it possible to control the beam diameter in an order that has not existed before.
  • the beam irradiation apparatus and the beam irradiation control method according to the present invention can make the beam diameter of the beam extracted from the accelerator extremely thin as compared with the prior art, and can control the beam diameter, the beam range, and the beam trajectory with high accuracy. Therefore, it is possible to control the beam irradiation position and the beam irradiation field with high accuracy. Therefore, the present invention can be used in all industries using beam irradiation, and is particularly effective for a beam irradiation apparatus, for example, a particle beam therapy apparatus.

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Abstract

【課題】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。 【解決手段】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ビーム径を制御する４極電磁石と、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とからなり、ビーム径及び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。

Description

ビーム照射装置及びビーム照射制御方法
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、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ビーム径を制御する４極電磁石とからなることを特徴とするビーム照射装置の構成とした。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前記記載のビーム照射装置の構成とした。前記可動レンジシフタが、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の先端に位置することを特徴とする前記記載のビーム照射装置の構成とした。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前記何れかに記載のビーム照射装置の構成とした。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前記何れかに記載のビーム照射装置の構成とした。
　加えて、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。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前記記載のビーム照射制御方法の構成とした。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前記記載のビーム照射制御方法の構成とした。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前記何れかに記載のビーム照射制御方法の構成とした。
　又、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ビーム径を制御する４極電磁石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. 前記可動レンジシフタが、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の先端に位置することを特徴とする請求項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又は請求項３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。
  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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