WO2019208243A1 - 粒子線治療システム - Google Patents

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WO2019208243A1
WO2019208243A1 PCT/JP2019/015812 JP2019015812W WO2019208243A1 WO 2019208243 A1 WO2019208243 A1 WO 2019208243A1 JP 2019015812 W JP2019015812 W JP 2019015812W WO 2019208243 A1 WO2019208243 A1 WO 2019208243A1
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irradiation
therapy system
beam therapy
mri apparatus
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祐介 藤井
竜弥 安藤
学 青木
梅垣　菊男
伸一 清水
妙子 松浦
博樹 白土
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株式会社日立製作所
国立大学法人北海道大学
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    • G01R33/4812—MR combined with X-ray or computed tomography [CT]

Definitions

  • the present invention relates to a particle beam treatment system for irradiating an affected area with a charged particle beam (hereinafter also referred to as particle beam) such as heavy particles such as carbon and helium, protons, and the like.
  • a charged particle beam hereinafter also referred to as particle beam
  • heavy particles such as carbon and helium, protons, and the like.
  • Patent Document 1 is configured to direct the charged particle beam in a predetermined direction.
  • Non-Patent Document 1 the position of a target is measured using an MRI mounted on a gantry that rotates around a patient, and a particle beam is irradiated when the target is in a predetermined position (emission permission range).
  • a particle beam therapy system that performs gate irradiation is disclosed.
  • a method for irradiating a patient with cancer or the like with a particle beam is known.
  • a particle beam therapy system that irradiates a particle beam includes a charged particle generator, a beam transport system, and a treatment room.
  • the particle beam generated and accelerated by the accelerator reaches the irradiation device in the treatment room through the beam transport system, and is scanned by the scanning electromagnet of the irradiation device to be affected in the patient's body.
  • a dose distribution suitable for the shape is formed.
  • Non-Patent Document 1 the position of the target using MRI (Magnetic Resonance Imaging) mounted on a gantry that rotates around the patient as in Non-Patent Document 1 described above.
  • MRI Magnetic Resonance Imaging
  • particle beam therapy system that performs gate irradiation for irradiating particle beam when the target is in a predetermined position (extraction permission range).
  • Non-Patent Document 1 magnetic field lines pass through the air outside the MRI, so that the magnetic field strength outside the MRI increases. That is, it has a large leakage magnetic field.
  • the particle beam monitor for measuring the position and irradiation amount of the particle beam is easily affected by the magnetic field due to its characteristics. For this reason, the subject that it became difficult to install a particle beam monitor near a patient under the big leakage magnetic field occurred.
  • Patent Document 1 discloses a particle beam therapy system equipped with an MRI equipped with an iron core as a magnetic path for returning magnetic flux.
  • Patent Document 1 in order to avoid this, a structure for making the direction of the magnetic field generated by the MRI apparatus parallel to the incident direction of the particle beam is also disclosed.
  • the structure is complicated and the leakage magnetic field becomes large.
  • the present invention provides a particle beam therapy system having a simple structure and capable of measuring the position of a target with an MRI apparatus and evaluating the position and dose of the particle beam with high accuracy using a particle beam monitor.
  • the present invention includes a plurality of means for solving the above-mentioned problems.
  • an accelerator that generates and emits a charged particle beam and an irradiation apparatus that irradiates the charged particle beam toward an irradiation target.
  • a gantry that rotates together with the irradiation device, and an MRI device that rotates together with the gantry.
  • the MRI device includes a magnetic circuit including a core and a plurality of coils that are magnetic flux generation sources. Two magnetic poles arranged opposite to each other and a member that connects the magnetic poles, at least one of the magnetic poles has a cavity, and the charged particle beam passes through the cavity to irradiate the irradiation target. It is characterized by that.
  • the position of a target can be measured with a simple structure by an MRI apparatus, and the position and dose of a particle beam can be evaluated with high accuracy by a particle beam monitor.
  • FIG. 1 It is a figure which shows the whole schematic structure of the particle beam therapy system of this invention. It is a figure which illustrates the structure of the treatment room disclosed in FIG. It is a figure which shows the dose distribution of the depth direction obtained when a single particle beam is irradiated to irradiation object. It is a figure which shows dose distribution of the depth direction obtained when the irradiation object is irradiated with a plurality of particle beams. It is a figure which shows dose distribution of the horizontal direction obtained when a particle beam is irradiated to irradiation object. It is a figure showing the middle condition of the operation
  • Embodiments of the particle beam therapy system according to the present invention will be described with reference to FIGS.
  • the particle beam therapy system includes an accelerator 1, a beam transport system 2, a treatment room 17, and a control device 7.
  • the accelerator 1 is a device that generates a particle beam and emits it to the irradiation device 21, and includes an ion source 3 a, a linac 3 b that is a preceding charged particle beam acceleration device, and a synchrotron 4.
  • the synchrotron 4 includes a deflecting electromagnet 7a, a high-frequency applying device 5, and an accelerating device 6.
  • the deflection electromagnet 7a is arranged on the beam orbit of the synchrotron 4.
  • the high-frequency application device 5 includes a high-frequency application electrode 8 and a high-frequency application power source 9 arranged in the beam orbit, and the high-frequency application electrode 8 and the high-frequency application power source 9 are connected by a switch.
  • the acceleration device 6 includes a high-frequency acceleration cavity 6a disposed in a beam orbit and a high-frequency power source 6b that applies high-frequency power to the high-frequency acceleration cavity 6a.
  • An exit deflector 11 connects the synchrotron 4 and the beam transport system 2.
  • the beam transport system 2 includes a beam path 12, a quadrupole electromagnet, and deflection electromagnets 13, 14, 15, and 16.
  • the beam path 12 is connected to an irradiation device 21 installed in the treatment room 17.
  • a substantially cylindrical gantry 18 is installed in the treatment room 17.
  • the gantry 18 includes a deflecting electromagnets 15 and 16 that are part of the beam transport system 2, an irradiation device 21 that irradiates a particle beam toward the irradiation target 26, an MRI device 50, an X-ray generator 35, and an X-ray detector 37. Is installed.
  • a treatment bed called a couch 24 is installed inside the gantry 18 in order to install the irradiation target 25.
  • the gantry 18 has a structure that can be rotated by a motor 18A. As the gantry 18 rotates, the deflecting electromagnets 15 and 16, the irradiation device 21, the MRI device 50, the X-ray generator 35, and the X-ray detector 37 rotate. The rotation of the gantry 18 and each device are linked to this movement, so that the irradiation target 26 of the irradiation target 25 can be irradiated with the particle beam from any direction within the plane perpendicular to the rotation axis of the gantry 18. it can.
  • the irradiation device 21 provided in the gantry 18 includes a scanning electromagnet 31, a scanning electromagnet 32, and a particle beam monitor.
  • the particle beam monitor includes a position monitor 34 and a dose monitor 33.
  • the particle beam therapy system 100 of the present embodiment includes two scanning electromagnets 31 and 32 in the irradiation device 21. Accordingly, so-called scanning irradiation can be performed in which the particle beam is deflected in two directions (X direction and Y direction) in a plane perpendicular to the beam traveling direction to change the irradiation position.
  • the position monitor 34 measures the position of the scanned particle beam and the spread of the particle beam.
  • the dose monitor 33 measures the amount of irradiated particle beam.
  • the MRI apparatus 50 is installed in the gantry 18 as shown in FIG.
  • the MRI apparatus 50 includes a passive shield magnet that returns a magnetic flux generated by a plurality of coils 61, which are magnetic flux generation sources, by an iron core 60, a gradient magnetic field coil 62a that causes a magnetic resonance phenomenon and collects signals thereof. From the member 62 in which the high-frequency transmission / reception system 62b is stored, and the processing unit 51 that generates the MRI image from the detection value of the high-frequency transmission / reception system 62b and outputs the MRI image to the control device 7 Composed.
  • the MRI apparatus 50 is demagnetized when a signal from the MRI apparatus 50 is not used on the control apparatus 7 side, when rotating with the gantry 18 or when the MRI apparatus 50 is retreated in the gantry 18 described later. It is configured to be possible.
  • the magnetic field generated by the MRI apparatus 50 is installed so as to be generated in the same direction (parallel) as the beam axis of the particle beam.
  • the irradiation target 25 is set so that the irradiation target 26 enters the uniform magnetic field generated by the coil 61 of the MRI apparatus 50, and an MRI image around the irradiation target 26 is taken.
  • the iron core 60 of the MRI apparatus 50 is composed of two magnetic poles 63A and 63B arranged opposite to each other and a return yoke 64 that connects the magnetic poles 63A and 63B to each other on the back side of the gantry 18.
  • the return yoke 64 and the magnetic poles 63A and 63B form a magnetic flux passage, that is, a magnetic circuit.
  • the magnetic poles 63A and 63B have the same shape and are made of the same material.
  • a cavity 65A is formed at the center of the magnetic pole 63A, and the particle beam from the irradiation device 21 can pass through the vicinity of the center of the magnetic pole 63A.
  • the cavity 65 ⁇ / b> A having a size that can accommodate the irradiation device 21 is illustrated, but the cavity 65 ⁇ / b> A provided in the magnetic pole 63 ⁇ / b> A only needs to have a size that allows at least the scanned beam to pass.
  • a cavity 65B having the same size and shape as the cavity 65A provided in the magnetic pole 63A is also formed at the center of the magnetic pole 63B, and the magnetic field generated by the coil 61 by increasing the symmetry of the upper and lower magnetic poles 63A and 63B. To increase.
  • the main magnetic flux is not necessarily limited to the coil 61, but the main magnetic flux is generated by a permanent magnet. It is obvious that the generated configuration may be used.
  • the X-ray generator 35 and the flat panel X-ray detector 37 generate X-rays in a direction perpendicular to the direction of the magnetic field in the gantry 18 generated by the MRI apparatus 50. It is installed on both sides of the irradiation object 25.
  • the X-ray generator 35 generates X-rays for fluoroscopy.
  • the X-ray detector 37 detects an X-ray signal generated from the X-ray generator 35 and passed around the irradiation target 26 of the irradiation target 25.
  • the irradiation target 26 is a person, and the irradiation target 26 is a tumor.
  • control device 7 provided in the particle beam therapy system 100 of the present embodiment will be described with reference to FIG.
  • the control device 7 is connected to a database 42 that is a storage device, and the database 42 is connected to an irradiation planning device 41.
  • the irradiation planning device 41 is connected to the X-ray CT device 40 and the display device 43. Data necessary for irradiation (treatment plan) created by the irradiation planning device 41 is recorded in the database 42.
  • the control device 7 is also connected to the accelerator 1, the beam transport system 2, the gantry 18, the irradiation device 21, the MRI device 50, the X-ray generator 35, and the X-ray detector 37.
  • the control device 7 is a device that controls the operation of each device constituting the accelerator 1, the irradiation device 21, the beam transport system 2, the MRI device 50, the X-ray generation device 35, and the X-ray detector 37. Further, the control device 7 outputs the amount of excitation of the scanning electromagnets 31 and 32 and receives the detection value input by each monitor in the irradiation device 21.
  • control device 7 performs ON / OFF control of particle beam irradiation based on a signal of an MRI image periodically acquired from the processing unit 51 of the MRI device 50, and a position before irradiation.
  • the movement of the couch 24 at the time of matching is controlled.
  • the particle beam is being irradiated, it is determined whether or not the three-dimensional position of the real-time irradiation target 26 acquired during the irradiation is within a predetermined region, and is determined to be within the region.
  • the output high-frequency application command signal is output to the high-frequency application device 5, and when it is determined that it is not within the region, no signal is output.
  • the difference between the irradiation target 26 and the irradiation position is obtained from the X-ray fluoroscopic image or MRI image acquired when the irradiation target 26 is positioned at the irradiation position at the time of treatment planning, and the couch 24 is moved. The amount is calculated and the couch 24 is moved.
  • control device 7 and the processing unit 51 described above are configured by one or a plurality of processors, CPUs, and the like. Control of the operation of each device by the control device 7 and the processing unit 51 is executed by various programs. This program is stored in an internal recording medium or an external recording medium in the control device 7 and the database 42, and is read and executed by the CPU.
  • each may be divided into several programs, and those combinations may be sufficient. Further, part or all of the program may be realized by dedicated hardware or may be modularized. Furthermore, various programs may be installed in each computer by a program distribution server or a storage medium.
  • the horizontal axis represents the depth of the irradiation target 26, and the vertical axis represents the particle beam dose.
  • FIG. 3 shows the dose distribution formed by a single energy particle beam in the irradiation object as a function of depth.
  • the peak in FIG. 3 is called a Bragg peak.
  • the position of the Bragg peak depends on the energy of the particle beam. Therefore, the position of the Bragg peak can be adjusted by adjusting the energy of the particle beam, and an appropriate dose of particle beam can be irradiated to the desired depth of the irradiation target 26.
  • the irradiation target 26 has a thickness in the depth direction, but the Bragg peak is a sharp peak. Therefore, by irradiating several energy particle beams at an appropriate intensity ratio and superimposing the Bragg peaks, as shown in FIG. 4, the uniform thickness having the same thickness as the irradiation target 26 is obtained in the depth direction.
  • a high-dose region (SOBP: spread-out Bragg peak, enlarged Bragg peak) is formed.
  • the relationship between the lateral extent of the irradiation target 26 in the direction perpendicular to the beam axis (the direction of the XY plane) and the particle beam will be described.
  • the horizontal axis indicates the lateral extent of the irradiation target 26, and the vertical axis indicates the dose at the irradiation spot.
  • the direction perpendicular to the beam axis is called the transverse direction.
  • the particle beam After reaching the irradiation device 21, the particle beam is scanned by two scanning electromagnets 31 and 32 installed perpendicular to each other to reach a desired position in the lateral direction.
  • the lateral spread of the particle beam can be approximated by a Gaussian distribution shape. Therefore, by arranging the Gaussian distributions at equal intervals and setting the distance between them to about the standard deviation of the Gaussian distribution, the added distribution has a uniform region as shown in FIG.
  • the Gaussian distribution dose distribution arranged in this way is called a spot.
  • a uniform irradiation field can be formed by the beam scanning in the horizontal direction by the scanning electromagnets 31 and 32 and the movement of the Bragg peak in the depth direction by changing the beam energy.
  • the unit of the irradiation field that is irradiated with the same energy and spreads in the horizontal direction by scanning the particle beam by the scanning electromagnets 31 and 32 is called a slice.
  • the irradiation planning device 41 determines irradiation parameters, gantry angles, and irradiation target position information necessary for irradiation before irradiating the irradiation target 26 with particle beams.
  • the irradiation parameter is composed of N slices and N slice data.
  • the slice represents a set of spots irradiated with the same energy.
  • the slice data includes spot data of slice number i, energy Ei, number of spots N i and N i .
  • the spot data includes a spot number j, an irradiation position (X ij , Y ij ), and a target irradiation amount D ij .
  • the irradiation object 25 is imaged with the X-ray CT apparatus 40.
  • the X-ray CT apparatus 40 has a function of creating a CT image for each phase of movement when the irradiation target 26 periodically moves. In particular, when imaging a patient, a CT image for each respiratory phase can be acquired.
  • the X-ray CT apparatus images the irradiation target and creates a CT image of the irradiation target 25 for n phases.
  • the X-ray CT apparatus transmits the created CT image to the irradiation planning apparatus 41.
  • the irradiation planning device 41 displays the received image data on the screen of the display device 43.
  • the operator selects a CT image having a reference phase from the CT images for each phase. For example, when considering movement of an affected part due to respiration, an expiration phase is selected.
  • a region to be irradiated is designated so as to cover the irradiation target 26 on the CT image selected by the operator.
  • the irradiation planning device 41 determines and determines the installation position, gantry angle, and irradiation parameters of the irradiation target that can form a dose distribution in the designated area. In other words, the irradiation planning device 41 determines the irradiation target installation position and the gantry irradiation angle based on the irradiation target information input by the operator, and then divides the irradiation target 26 (affected part) into a plurality of slices in the depth direction. The number of slices N to be determined is determined.
  • the irradiation planning device 41 calculates an image projected on the X-ray detector 37 when the irradiation target is installed at the irradiation target installation position, and uses it as irradiation target position information.
  • the irradiation plan apparatus 41 calculates
  • the irradiation planning device 41 further includes the number of irradiation spots N i , the spot number j, the irradiation position of each spot (X ij , Y ij ), and the target irradiation amount of each spot according to the shape of each slice.
  • D ij is determined in consideration of the magnetic field distribution generated by the MRI apparatus 50.
  • the irradiation planning device 41 calculates a dose distribution when the irradiation target is irradiated with each determined value in consideration of the magnetic field of the MRI apparatus 50, and displays the calculated dose distribution on the display device 43.
  • the data created in this way is created for the number of rotation angles of the gantry 18.
  • the created irradiation parameter, gantry angle and irradiation target position information are transmitted to the database 42 and recorded.
  • the particle beam monitor (dose monitor 33 and position monitor 34) is susceptible to a magnetic field due to its specifications.
  • the particle beam monitor has a parallel plate type electrode, and voltage is applied to both sides of the electrode. As the particle beam passes through the electrode of the particle beam monitor, the gas existing between the parallel plates is ionized. Ionized electrons and ions are moved by the electric field and collected by both electrodes.
  • the dose monitor 33 collects signals with one electrode, and the position monitor 34 has a structure in which the electrodes are divided into a plurality of parts.
  • the magnetic field intensity around the MRI apparatus 50 can be lowered, and the particle beam monitor can be installed near the irradiation target 25.
  • the position and amount of the particle beam that has reached the irradiation target 26 of the irradiation target 25 can be measured with higher accuracy as the measurement is performed closer to the irradiation target 25.
  • the X-ray generator 35 is also susceptible to magnetic fields due to its specifications. Specifically, the X-ray generator 35 generates an electron beam inside and generates X-rays by colliding the electron beam with a target. For this reason, when placed in a magnetic field, the trajectory of the electron beam is bent, and the electron beam cannot collide with the target.
  • the magnetic field intensity around the X-ray generator 35 can be reduced by using the return yoke 64 as in the present embodiment.
  • an X-ray fluoroscopic image can be acquired by the X-ray generator 35 in the absence of a magnetic field.
  • the irradiation target 26 When focusing on the irradiation target 26 in such a case, the irradiation target 26 can be imaged even in a narrow imaging region, but it may be difficult to sufficiently measure the structure around the irradiation target 26. However, since the X-ray generation device 35 is provided, the surrounding structure from the body surface of the irradiation target 25 to the irradiation target 26 can be confirmed before treatment, so that the MRI apparatus 50 can be downsized. Can do.
  • the MRI apparatus 50 is configured to move in the direction toward the back of the gantry 18, an operation in which the MRI apparatus 50 is used only when necessary is possible.
  • the MRI apparatus 50 When the MRI apparatus 50 is used, there is an advantage that an image near the irradiation target can be acquired. However, on the other hand, there arises a problem that the irradiation field of the particle beam is limited by the size of the cavity 65A at the center of the magnetic pole 63A.
  • a large particle beam irradiation field can be realized by retracting the MRI apparatus 50 to the back side in the rotation axis direction of the gantry 18.
  • the irradiation apparatus 21 is operated in a state where it is partially inserted into the MRI apparatus 50. Therefore, first, as shown in FIG. 6, the irradiation apparatus 21 is pulled out from the MRI apparatus 50. After that, the MRI apparatus 50 is drawn into the back of the gantry 18.
  • the MRI apparatus 50 After the MRI apparatus 50 is pulled into the back of the gantry 18, the position of the irradiation apparatus 21 is returned again as shown in FIG. With such a structure and operation, the MRI apparatus 50 can be extended from the particle beam irradiation field by removing it from the gantry 18 when unnecessary.
  • the retraction operation of the MRI apparatus 50 as shown in FIGS. 6 and 7 is performed by providing a plurality of wheels 72A and 72B on the outer surfaces of the magnetic poles 63A and 63B of the MRI apparatus 50, and using the wheels 72A and 72B as motors 74A and 74B.
  • the present invention is not limited to this.
  • the retracting operation of the irradiation device 21 is performed by providing the irradiation device 21 with a plurality of wheels 72C and driving the wheels 72C by the motor 74C to run on the rail 70C, but is not limited thereto. .
  • the irradiation device 21 is evacuated until just before the particle beam monitor, and a vacuum window is arranged downstream of the particle beam monitor.
  • the particle beam monitor can irradiate the particle beam with higher accuracy near the irradiation target, and can irradiate the fine particle beam as the vacuum region is closer to the patient. The thinner the particle beam, the more concentrated the irradiation target 26 can be irradiated with the particle beam.
  • the vacuum window and the particle beam monitor have a structure that can move in the beam axis direction of the particle beam.
  • FIG. 8 shows an example in which the particle beam is irradiated from two directions.
  • step S101 the patient enters the treatment room 17 and starts a series of treatments.
  • step S102 the patient is fixed on the couch 24 outside the gantry 18 (step S102), and then the couch 24 is moved into the gantry 18.
  • step S103 positioning using the X-ray generator 35 and the X-ray detector 37 is performed (step S103).
  • X-ray fluoroscopic images preferably in two orthogonal directions, are acquired using the X-ray generator 35.
  • a horizontal X-ray fluoroscopic image is acquired first, the gantry 18 is rotated 90 degrees, and then a vertical X-ray fluoroscopic image is acquired.
  • the X-ray fluoroscopic image thus obtained is compared with the image of the irradiation target installation information recorded in the database 42, and the couch 24 is moved so that the patient is installed at the planned position.
  • step S103 the MRI apparatus 50 can be used instead of the X-ray positioning. In this case, the order of step S104 described later and step S103 is switched.
  • a fluoroscopic image is acquired from a plurality of directions by acquiring a fluoroscopic image while rotating at the same speed, and the fluoroscopic image is obtained. It is also possible to reconstruct a cone beam CT image. More accurate positioning is possible by comparing the cone beam CT image and the image of the irradiation target installation information to determine the installation position of the patient.
  • step S104 the MRI apparatus 50 is excited (step S104), and the gantry 18 is rotated together with the MRI apparatus 50 in accordance with the direction in which the particle beam is first irradiated (step S105).
  • step S106 the particle beam is irradiated.
  • the particle beam irradiation flow will be described later.
  • step S107 When the irradiation of the particle beam is completed, the irradiation direction is then changed (step S107), and the particle beam is irradiated again (step S108).
  • step S109 the magnetic field of the MRI apparatus 50 is demagnetized (step S109), and the couch 24 is pulled out from the gantry 18. The patient gets out of the couch 24 and exits from the treatment room 17, and the irradiation ends (step S110).
  • the operator presses the irradiation preparation start button on the console connected to the control device 7.
  • control device 7 When the control device 7 recognizes that the irradiation preparation start button has been pressed, it receives irradiation target installation information from the database 42 and prepares excitation patterns for each electromagnet for emitting a particle beam of the specified energy. To do. As irradiation control, irradiation parameters are set, and an excitation current value obtained from the irradiation position and energy is output to the scanning electromagnet power source.
  • the control apparatus 7 acquires an MRI image from the MRI apparatus 50 with a fixed period, and calculates the position (target coordinate) of the irradiation target 26 from the acquired image.
  • the controller 7 controls the ion source 3a, linac 3b, and synchrotron 4 to accelerate the particle beam (step S202).
  • the particle beam generated by the ion source 3a is introduced into the linac 3b, accelerated to an energy suitable for being incident on the synchrotron 4 by the linac 3b, and incident on the synchrotron 4.
  • the particle beam incident on the synchrotron 4 is accelerated to the energy E ⁇ b> 1 for irradiating the first slice number by applying a high frequency every time it passes through the acceleration device 6 while orbiting the orbit of the synchrotron 4.
  • control device 7 determines whether or not the three-dimensional position of the irradiation target 26 obtained from the MRI image matches or approaches the position when the irradiation parameter is created by the irradiation planning device 41. When it is determined, the irradiation of the particle beam is started (S204). If it is determined that they do not match or are not approaching, step S204 is executed again after a predetermined time has elapsed.
  • control device 7 controls the high-frequency application device 5 to apply a high frequency to the particle beam that circulates in the synchrotron 4.
  • the particle beam to which the high frequency is applied passes through the deflector for emission 11, passes through the beam path 12, and reaches the irradiation device 21 in the treatment room 17.
  • the particle beam is scanned by the scanning electromagnets 31 and 32 in the irradiation device 21, passes through the position monitor 34 and the dose monitor 33, reaches the irradiation target 25, and gives a dose to the irradiation target 26.
  • the amount of particle beam reaching the irradiation target 26 is detected by the dose monitor 33.
  • control device 7 decelerates the particle beam (step S206), makes a new particle beam incident from the linac 3b, and waits.
  • the particle beam can be irradiated concentratedly on the irradiation target 26.
  • the particle beam therapy system 100 of the present embodiment described above includes an accelerator 1 that generates and emits a particle beam, an irradiation device 21 that irradiates the particle beam toward the irradiation target 26, and a gantry 18 that rotates together with the irradiation device 21.
  • an MRI apparatus 50 that rotates together with the gantry 18, and the MRI apparatus 50 has a magnetic circuit composed of an iron core 60 and a plurality of coils 61 that are magnetic flux generation sources, and the iron core 60 has two magnetic poles arranged opposite to each other.
  • the magnetic poles 63A, 63B and the return yoke 64 connecting the magnetic poles 63A, 63B, the magnetic poles 63A, 63B have cavities 65A, 65B, and irradiate the irradiation target 26 with the particle beam passing through the cavities 65A. .
  • the path of the magnetic field lines passes through the iron core 60, the magnetic field intensity outside the MRI apparatus 50 can be reduced, and the dose monitor 33 and the position monitor 34 can be installed near the irradiation target 25. it can. For this reason, the 3D position of the irradiation target 26 can be measured in real time by the MRI apparatus 50 during particle beam irradiation without adopting a complicated structure. Further, the particle beam can be irradiated with high accuracy from an arbitrary angle via the cavity 65A while measuring the position and irradiation amount of the particle beam with high accuracy by the particle beam monitor.
  • the area where the irradiation planning apparatus 41 considers the magnetic field can be minimized. That is, the influence of the magnetic field caused by the MRI apparatus 50 on the path of the particle beam needs to be taken into account when calculating the dose distribution by the irradiation planning apparatus 41. If the region of the magnetic field is small, the region in which the irradiation planning device 41 considers the magnetic field can be minimized, the time required for calculating the treatment plan can be shortened, and the amount of memory used for calculation can be reduced.
  • the irradiation target 26 during particle beam irradiation can be imaged using the MRI image, and not only the position of the irradiation target 26 but also the shape of the irradiation target 26 can be measured. By being able to measure up to the change in shape, the effect that the particle beam can be irradiated with high accuracy is obtained.
  • an image obtained by the MRI apparatus 50 it is possible to measure changes in the irradiation target for each irradiation, such as changes in the body shape of the irradiation target 25.
  • An image taken by the above-described MRI apparatus 50 can also be used for adaptive treatment in which a treatment plan is recreated using an MRI image. Note that the MRI image may be an image taken before particle beam irradiation or an image taken during irradiation.
  • control device 7 that controls ON / OFF of the irradiation of the particle beam based on the signal from the MRI apparatus 50 is further provided, even when the irradiation target 26 moves, the particles with high accuracy with respect to the irradiation target 26. Can be irradiated.
  • the irradiation target 26 can be positioned at the irradiation position with high accuracy. Irradiation accuracy can be further improved.
  • the traveling direction of the particle beam and the direction of the magnetic field generated by the MRI apparatus 50 are parallel, the particle beam can be incident in parallel to the magnetic field. For this reason, the beam trajectory can be made less susceptible to the influence of the magnetic field, and the irradiation accuracy of the particle beam can be further improved.
  • the MRI apparatus 50 is further provided with an X-ray generator 35 that generates X-rays that are seen through the irradiation target 26 and an X-ray detector 37 that detects X-rays generated by the X-ray generator 35.
  • the size can be reduced, and the size of the gantry 18 can be reduced. If the MRI apparatus 50 is made smaller, the region where the MRI apparatus 50 can form a uniform magnetic field becomes smaller and the imaging area becomes smaller. Therefore, the couch 24 is positioned by the X-ray generator 35 and the X-ray detector 37. Is desirable.
  • the straight line connecting the X-ray generator 35 and the X-ray detector 37 is orthogonal to the direction of the magnetic field generated by the MRI apparatus 50, thereby increasing the magnetic field intensity around the X-ray generator 35 that is easily affected by the magnetic field. Can be reduced. Thereby, the position detection of the irradiation target 26 by the X-ray generator 35 and the X-ray detector 37 can be performed with high accuracy.
  • an X-ray fluoroscopic image can be acquired by the X-ray generator 35 in the absence of a magnetic field.
  • the MRI apparatus 50 can move in the direction of the rotation axis of the gantry 18, thereby realizing a large particle beam irradiation field and realizing both high-precision particle beam irradiation with a single system.
  • the MRI apparatus 50 can demagnetize when not using a signal from the MRI apparatus 50 or when moving in the gantry 18, thereby exciting the MRI apparatus 50 only at a necessary timing and demagnetizing it when unnecessary. And the influence of the magnetic field can be further reduced.
  • the magnetic poles 63A and 63B arranged opposite to each other have cavities 65A and 65B having the same shape at the same position, thereby improving the symmetry of the upper and lower magnetic poles 63A and 63B and increasing the magnetic field generated by the coil 61. It can be made accurate.
  • the irradiation device 21 can perform scanning irradiation, the irradiation target 26 can be irradiated with a particle beam with high accuracy.
  • the return yoke 64 included in the iron core 60 is described as being disposed on the back side of the gantry 18, but this is not necessarily the case.
  • the return yoke 64 may be disposed on the floor surface or ceiling surface of the gantry 18.
  • the beam incident direction and the space for the X-ray generator can be rearranged in accordance with the spirit of the present invention.
  • the scanning method using the scanning electromagnets 31 and 32 has been described as the irradiation method. However, after expanding the particle beam distribution such as the wobbler method and the double scatterer method, the shape of the irradiation target 26 is formed using a collimator or a bolus.
  • the present invention can also be applied to an irradiation method for forming a dose distribution adapted to the above.
  • the gate irradiation that irradiates the particle beam only when the irradiation target 26 comes to the target position has been described.
  • the tracking irradiation that changes the excitation amount of the scanning magnet according to the position of the irradiation target 26 can also be performed. . It is also possible to combine gate irradiation and tracking irradiation.
  • spot scanning for stopping the emission of particle beams for each spot has been described as an example.
  • the present invention can also be applied to raster scanning and line scanning that do not stop the emission of particle beams.
  • the irradiation target 26 was directly detected by the MRI apparatus 50
  • the alternative of the irradiation target 26 or the marker embedded beforehand is detected, and the position of the irradiation target 26 is detected. Can also be detected indirectly.
  • the accelerator has been described by taking the synchrotron as an example, other types of accelerators such as a cyclotron and a synchrocyclotron can be used.
  • the emission means that the beam is emitted from the cyclotron toward the beam transport system.
  • particle beams can be directly transported from the accelerator to the irradiation device without providing a beam transport system.

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Abstract

粒子線を生成して出射する加速器１と、粒子線を照射標的２６に向けて照射する照射装置２１と、照射装置２１と共に回転するガントリー１８と、ガントリー１８と共に回転するＭＲＩ装置５０と、を備え、ＭＲＩ装置５０は、鉄心６０および磁束発生源である複数のコイル６１からなる磁気回路を有し、鉄心６０は、対向配置された２つの磁極６３Ａ，６３Ｂと磁極６３Ａ，６３Ｂ同士を接続するリターンヨーク６４で構成され、磁極６３Ａ，６３Ｂは空洞６５Ａ，６５Ｂを有しており、粒子線を空洞６５Ａを通過させて照射標的２６に照射する。

Description

粒子線治療システム
　本発明は、炭素やヘリウム等の重粒子、陽子等の荷電粒子ビーム（以下、粒子線とも記載）を患部に照射する粒子線治療システムに関する。
　照射領域へ予め定められた方向に荷電粒子ビームを照射するように構成された粒子線治療装置の一例として、特許文献１には、予め定められた方向に荷電粒子ビームを向けるように構成された荷電粒子ビーム源と、荷電粒子ビームの照射と同時に照射領域を含む画像化ボリューム内に磁場を発生する磁場発生手段とを備え、磁場発生手段は、照射領域への荷電粒子ビームの進入を可能にし、荷電粒子ビームの照射領域に均一な磁場を生じさせるように構成され、磁場は予め定められた方向にほぼ向けられることが記載されている。
　また、非特許文献１には、患者の周りを回転するガントリーに搭載されたＭＲＩを用いて標的の位置を計測し、標的が予め決めた位置（出射許可範囲）にある場合に粒子線を照射するゲート照射を実施する粒子線治療装置について開示されている。
特表２００８－５４３４７１号公報
Bradley M. Oborn et al., "Future of medical physics: Real‐time MRI‐guided proton therapy", Med. Phys. 44(8) 2017
　癌などの患者に粒子線を照射する方法が知られている。粒子線を照射する粒子線治療システムは、荷電粒子発生装置とビーム輸送系と治療室とを備えている。
　特に、スキャニング照射法を用いる粒子線治療システムでは、加速器で生成・加速された粒子線はビーム輸送系を経て治療室の照射装置に達し、照射装置の走査電磁石により走査されて患者の体内で患部形状に適した線量分布を形成する。
　ところで、患部などの照射標的が呼吸などで移動すると、予め計画した線量分布を形成することが難しくなる。
　そこで、計画通りの線量分布を形成する方法として、上述した非特許文献１のような、患者の周りを回転するガントリーに搭載されたＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　Ｉｍａｇｉｎｇ：磁気共鳴画像）を用いて標的の位置を計測し、標的が予め決めた位置（出射許可範囲）にある場合に粒子線を照射するゲート照射を実施する粒子線治療システムがある。
　しかしながら、非特許文献１に記載のようなＭＲＩを搭載したガントリーでは、磁力線がＭＲＩの外側の気中を通過するため、ＭＲＩの外側における磁場強度が強くなる。すなわち、大きな漏洩磁場をもつ。
　一方、粒子線の位置と照射量を計測するための粒子線モニタは、その特性上、磁場の影響を受け易い。このため、大きな漏洩磁場のもとでは、粒子線モニタを患者の近くに設置することが困難になる、という課題があった。
　このような漏洩磁場を避けるために、特許文献１には、磁束を戻すための磁路としての鉄心を備えたＭＲＩを搭載した粒子線治療システムが開示されている。
　このような構成では、磁束は主に鉄心を戻る構成になるために、上記の粒子線モニタをはじめとする、磁場の影響を受けやすい機器は配置しやすくなる。しかしながら、荷電粒子線が強磁場中を横切るために、その電磁力によりビーム軌道が影響を受けやすい、という課題があった。
　上述の特許文献１では、これを回避するために、ＭＲＩ装置が発生する磁場の向きと、粒子線の入射方向とを平行にするための構造についても開示されている。しかしながら、その構造は複雑で、漏洩磁場が大きくなる、という課題があった。
　本発明は、簡易な構造で、ＭＲＩ装置によって標的の位置を計測するとともに、粒子線モニタによって粒子線の位置と線量を高精度に評価することができる粒子線治療システムを提供する。
　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、荷電粒子ビームを生成して出射する加速器と、前記荷電粒子ビームを照射標的に向けて照射する照射装置と、前記照射装置と共に回転するガントリーと、前記ガントリーと共に回転するＭＲＩ装置と、を備え、前記ＭＲＩ装置は、鉄心および磁束発生源である複数のコイルからなる磁気回路を有し、前記鉄心は、対向配置された２つの磁極と磁極同士を接続する部材で構成され、前記磁極のうち少なくとも１つは空洞を有しており、前記荷電粒子ビームを前記空洞を通過させて前記照射標的に照射することを特徴とする。
　本発明によれば、簡易な構造で、ＭＲＩ装置によって標的の位置を計測するとともに、粒子線モニタによって粒子線の位置と線量を高精度に評価することができる。上記した以外の課題、構成および効果は、以下の実施例の説明により明らかにされる。
本発明の粒子線治療システムの全体概略構成を示す図である。 図１において開示される治療室の構造を例示する図である。 照射対象に単一の粒子線を照射した場合に得られる深さ方向の線量分布を示す図である。 照射対象に複数の粒子線を照射した場合に得られる深さ方向の線量分布を示す図である。 照射対象に粒子線を照射した場合に得られる横方向の線量分布を示す図である。 本発明の粒子線治療システムにおける、ガントリー奥にＭＲＩ装置を格納するための動作の途中状況を表す図である。 本発明の粒子線治療システムにおける、ガントリー奥にＭＲＩ装置が格納された状態を示す図である。 本発明の粒子線治療システムによって照射対象に粒子線を照射する手順を示したフローチャートである。 本発明の粒子線治療システムにおける、粒子線の照射制御の手順を示したフローチャートである。
　本発明の粒子線治療システムの実施例について図１乃至図９を用いて説明する。
　最初に、リターンヨークを備えたＭＲＩをガントリーに搭載した本実施例の粒子線治療システムについて、主に図１および図２を用いて説明する。
　図１において、本実施例の粒子線治療システムは、加速器１、ビーム輸送系２、治療室１７および制御装置７を備える。
　加速器１は、粒子線を生成して照射装置２１に対して出射する装置であり、イオン源３ａおよび前段荷電粒子ビーム加速装置であるライナック３ｂと、シンクロトロン４と、を有する。
　シンクロトロン４は、偏向電磁石７ａ、高周波印加装置５、加速装置６を有する。
　偏向電磁石７ａは、シンクロトロン４のビーム周回軌道上に配置されている。高周波印加装置５は、ビーム周回軌道に配置された高周波印加電極８および高周波印加電源９を備えており、高周波印加電極８と高周波印加電源９とはスイッチにより接続されている。加速装置６は、ビームの周回軌道に配置された高周波加速空洞６ａと、高周波加速空洞６ａに高周波電力を印加する高周波電源６ｂとを備えている。出射用デフレクタ１１がシンクロトロン４とビーム輸送系２を接続する。
　ビーム輸送系２は、ビーム経路１２，四極電磁石，偏向電磁石１３，１４，１５，１６を有する。ビーム経路１２は、治療室１７内に設置された照射装置２１に接続される。
　治療室１７内に略筒状のガントリー１８が設置されている。ガントリー１８には、ビーム輸送系２の一部である偏向電磁石１５，１６、粒子線を照射標的２６に向けて照射する照射装置２１、ＭＲＩ装置５０、Ｘ線発生装置３５、Ｘ線検出器３７が設置されている。ガントリー１８の内部には照射対象２５を設置するために、カウチ２４と呼ばれる治療用ベッドが設置されている。
　図２に示すように、ガントリー１８は、モーター１８Ａにより回転可能な構造をしている。ガントリー１８の回転と共に偏向電磁石１５，１６と照射装置２１、ＭＲＩ装置５０、Ｘ線発生装置３５、およびＸ線検出器３７が回転する。このガントリー１８の回転および各機器がこの動きに連動することにより、照射対象２５の照射標的２６に対してガントリー１８の回転軸に垂直な平面内のいずれの方向からも粒子線を照射することができる。
　ガントリー１８に備えられた照射装置２１は、走査電磁石３１，走査電磁石３２と粒子線モニタとを内部に有している。粒子線モニタは、位置モニタ３４と線量モニタ３３から構成される。
　本実施の粒子線治療システム１００は、照射装置２１内に二台の走査電磁石３１，３２を備えている。これにより、ビーム進行方向と垂直な面内の二つの方向（Ｘ方向，Ｙ方向）にそれぞれ粒子線を偏向して、照射位置を変更する、いわゆるスキャニング照射を実施できるように構成されている。位置モニタ３４は、走査された粒子線の位置と粒子線の広がりを計測する。線量モニタ３３は、照射された粒子線の量を計測する。
　ＭＲＩ装置５０は、図２に図示するように、ガントリー１８に設置されている。ＭＲＩ装置５０は、磁束発生源である複数のコイル６１により発生する磁束を鉄心６０により戻す方式のパッシブシールド式の磁石と、磁気共鳴現象を起こしかつその信号を収集するための傾斜磁場コイル６２ａや高周波送受信系６２ｂが格納される部材６２と、コイル６１や傾斜磁場コイル６２ａへの通電制御、高周波送受信系６２ｂの検出値からＭＲＩ画像を生成して制御装置７へ出力する処理部５１と、から構成される。
　本実施例のＭＲＩ装置５０は、制御装置７側でＭＲＩ装置５０からの信号を用いないときや、ガントリー１８とともに回転する際や後述するガントリー１８内でＭＲＩ装置５０を退避移動させるときに、消磁可能に構成されている。
　ここで、ＭＲＩ装置５０が発生する磁場は、粒子線のビーム軸と同じ方向（平行）に発生させるように設置されている。これにより、ＭＲＩ装置５０のコイル６１が生成する均一磁場内に照射標的２６が入るように照射対象２５が設置され、照射標的２６の周辺のＭＲＩ画像が撮影される。
　ＭＲＩ装置５０の鉄心６０は、対向配置された２つの磁極６３Ａ，６３Ｂと、ガントリー１８の奥側で磁極６３Ａ，６３Ｂ同士を接続するリターンヨーク６４と、から構成される。このリターンヨーク６４と磁極６３Ａ，６３Ｂとが磁束の通過経路、すなわち磁気回路となる。
　磁極６３Ａ，６３Ｂは同じ形状であり、また同じ材質で構成されている。
　また、磁極６３Ａの中心には空洞６５Ａが形成されており、照射装置２１からの粒子線が磁極６３Ａの中心付近を通過できるように構成されている。図２では、照射装置２１が収まる大きさの空洞６５Ａが記載されているが、磁極６３Ａに設けられる空洞６５Ａは、最低でも走査されたビームが通過可能な大きさであればよい。
　また、磁極６３Ｂの中心にも、磁極６３Ａに設けられた空洞６５Ａと同じ大きさ，形状の空洞６５Ｂが形成されており、上下の磁極６３Ａ，６３Ｂの対称性を高めてコイル６１が生成する磁場を高める。
　なお、図２ではコイル６１により主たる磁束（静磁場）を発生することを意図して図示されているが、主磁束の発生源はコイル６１に限る必要はなく、たとえば、永久磁石によって主磁束が発生される構成であっても構わないことは自明である。
　図２に示すように、Ｘ線発生装置３５とフラットパネル型のＸ線検出器３７とは、ＭＲＩ装置５０が生成するガントリー１８内の磁場の向きと垂直な方向にＸ線を発生させるように照射対象２５の両側に設置されている。Ｘ線発生装置３５は、透視用のＸ線を発生させる。Ｘ線検出器３７はＸ線発生装置３５から発生され、照射対象２５の照射標的２６の周辺を通過したＸ線の信号を検出する。
　照射対象２５内には照射標的２６があり、粒子線を照射することで照射標的２６を覆うような線量分布を照射対象２５内に形成する。ここで癌などの治療の場合は、照射対象２５は人であり、照射標的２６は腫瘍である。
　次に、本実施例の粒子線治療システム１００が備えている制御装置７について、図１を用いて説明する。
　制御装置７は、記憶装置であるデータベース４２に接続されており、データベース４２は照射計画装置４１に接続されている。照射計画装置４１はＸ線ＣＴ装置４０および表示装置４３に接続されている。データベース４２には照射計画装置４１が作成した照射に必要なデータ（治療計画）が記録されている。
　制御装置７は、また、加速器１、ビーム輸送系２、ガントリー１８、照射装置２１、ＭＲＩ装置５０、Ｘ線発生装置３５、Ｘ線検出器３７に接続されている。この制御装置７は、加速器１や照射装置２１、ビーム輸送系２、ＭＲＩ装置５０、Ｘ線発生装置３５、Ｘ線検出器３７を構成する各機器の動作を制御する装置である。また、制御装置７は、走査電磁石３１，３２の励磁量を出力し、照射装置２１内の各モニタによる検出値の入力を受けている。
　本実施例の制御装置７は、特に、ＭＲＩ装置５０の処理部５１から定期的に取得するＭＲＩ画像の信号に基づき、粒子線の照射のＯＮ／ＯＦＦの制御を実行するとともに、照射前の位置合わせの際のカウチ２４の移動の制御を行う。
　例えば、粒子線の照射中であれば、照射中に取得したリアルタイムの照射標的２６の３次元位置が予め定められた領域内に入っているか否かを判定し、領域内に入っていると判定されたときは出射用高周波印加指令信号を高周波印加装置５に対して出力し、領域内に入っていないと判定されたときは信号の出力を行わない。
　また、照射前であれば、照射標的２６を治療計画時の照射位置に位置決めする際に取得されたＸ線透視画像あるいはＭＲＩ画像から照射標的２６と照射位置との差分を求め、カウチ２４の移動量を演算してカウチ２４を移動させる。
　制御装置７や上述した処理部５１は、１または複数のプロセッサ、ＣＰＵ等で構成される。制御装置７や処理部５１による各機器の動作の制御は各種プログラムで実行される。このプログラムは制御装置７内の内部記録媒体や外部記録媒体、データベース４２に格納されており、ＣＰＵによって読み出され、実行される。
　なお、制御装置７や処理部５１で実行される動作の制御処理は、１つのプログラムにまとめられていても、それぞれが複数のプログラムに別れていてもよく、それらの組み合わせでもよい。また、プログラムの一部または全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良い。更には、各種プログラムは、プログラム配布サーバや記憶メディアによって各計算機にインストールされてもよい。
　図３および図４を用いて、本実施例による粒子線治療システム１００における照射対象２５の表面を基準とした場合の照射標的２６の深さと粒子線のエネルギーとの関係について説明する。図３および図４は、横軸が照射標的２６の深さ、縦軸が粒子線の線量を示す図である。
　図３は、単一エネルギーの粒子線が照射対象内に形成する線量分布を深さの関数として示している。図３におけるピークをブラッグピークと称する。ブラッグピークの位置は粒子線のエネルギーに依存する。そのため、粒子線のエネルギーを調整することでブラッグピークの位置を調整でき、照射標的２６の所望の深さに適切な線量の粒子線を照射することができる。
　照射標的２６は深さ方向に厚みを持っているが、ブラッグピークは鋭いピークである。このため、いくつかのエネルギーの粒子線を適切な強度の割合で照射し、ブラッグピークを重ね合わせることで、図４に表すように深さ方向に照射標的２６と同じ厚みを持った一様な高線量領域（ＳＯＢＰ：ｓｐｒｅａｄ－ｏｕｔ　Ｂｒａｇｇ　ｐｅａｋ、拡大ブラッグピーク）を形成する。
　図５を用いて、ビーム軸に垂直な方向（ＸＹ平面の方向）の照射標的２６の横方向の広がりと粒子線の関係について説明する。図５では、横軸に照射標的２６の横方向の広がりを、縦軸に照射スポットにおける線量を示す。ビーム軸に垂直な方向を横方向と呼ぶ。
　粒子線は照射装置２１に達した後、互いに垂直に設置された二台の走査電磁石３１，３２によって走査されることで横方向の所望の位置へと到達する。粒子線の横方向の広がりはガウス分布形状で近似することができる。そのため、ガウス分布を等間隔で配置し、その間の距離をガウス分布の標準偏差程度にすることで、図５に示すように、足し合わされた分布は一様な領域を有するものとなる。このように配置されるガウス分布状の線量分布をスポットと呼ぶ。粒子線を走査して複数のスポットを等間隔に配置することで、図５に示すような横方向に一様な線量分布を形成することができる。
　以上により、走査電磁石３１，３２による横方向へのビーム走査と、ビームエネルギー変更による深さ方向へのブラッグピークの移動により均一な照射野を形成することができる。なお、同一のエネルギーで照射され、走査電磁石３１，３２による粒子線の走査により横方向へ広がりを持つ照射野の単位をスライスと呼ぶ。
　照射計画装置４１は、粒子線を照射標的２６に照射する前に、照射に必要な照射パラメータ、ガントリー角度および照射対象位置情報を決定する。照射パラメータは、スライス数Ｎと、Ｎ個のスライスデータと、により構成される。
　ここで、スライスとは、同一のエネルギーで照射するスポットの集合を表す。スライスデータは、スライス番号ｉ、エネルギーＥｉ、スポット数ＮｉおよびＮｉ個のスポットデータを含む。スポットデータはスポット番号ｊ、照射位置（Ｘｉｊ，Ｙｉｊ）、目標照射量Ｄｉｊを含む。
　これらの照射パラメータは次のように決定される。
　予め照射対象２５をＸ線ＣＴ装置４０にて撮影する。Ｘ線ＣＴ装置４０は照射標的２６が周期的に動くときその動きの位相毎にＣＴ画像を作成する機能を備える。特に患者を撮影する場合、呼吸位相毎のＣＴ画像を取得できる。
　Ｘ線ＣＴ装置は照射対象を撮影し、ｎ個の位相に対する照射対象２５のＣＴ画像を作成する。Ｘ線ＣＴ装置は作成したＣＴ画像を照射計画装置４１に送信する。
　照射計画装置４１は、受け取った画像データを表示装置４３の画面上に表示する。オペレータは位相毎のＣＴ画像から基準となる位相のＣＴ画像を選択する。例えば呼吸による患部の移動を考える場合、呼気位相を選択する。オペレータが選択したＣＴ画像上で照射標的２６を覆うように照射したい領域を指定する。
　照射計画装置４１は、指定された領域に線量分布を形成できるような照射対象の設置位置、ガントリー角度、照射パラメータを求めて決定する。すなわち、照射計画装置４１は、オペレータが入力した照射対象情報に基づいて照射対象設置位置とガントリー照射角度を決定後、照射標的２６（患部）を深さ方向の複数のスライスに分割し、必要となるスライス数Ｎを決定する。
　照射計画装置４１は、照射対象設置位置に照射対象を設置したとき、Ｘ線検出器３７に投影される画像を計算し、それを照射対象位置情報とする。
　また、照射計画装置４１はそれぞれのスライス（スライス番号ｉ）の深さに応じた照射に適したイオンビームのエネルギーＥｉを求める。照射計画装置４１は、さらに、各スライスの形状に応じてイオンビームを照射する照射スポットの数Ｎｉ，スポット番号ｊ，各スポットの照射位置（Ｘｉｊ，Ｙｉｊ），各スポットの目標照射量ＤｉｊをＭＲＩ装置５０が生成する磁場分布を考慮して決定する。
　照射計画装置４１は、決定した各値により照射対象を照射したときの線量分布をＭＲＩ装置５０の磁場を考慮して求め、求めた線量分布を表示装置４３に表示する。
　こうして作成するデータはガントリー１８の回転角度の数だけ作成される。作成された照射パラメータ、ガントリー角度および照射対象位置情報はデータベース４２へ送信され、記録される。
　ここで、粒子線モニタ（線量モニタ３３や位置モニタ３４）は、上述のように、その仕様上、磁場の影響を受けやすい。
　粒子線モニタは、平行平板型の電極を備えており、電極の両側に電圧がかかっている。この粒子線モニタの電極中を粒子線が通過することで、平行平板間に存在している気体が電離される。電離された電子とイオンが電場によって移動し、両電極で収集される。
　線量モニタ３３ではひとつの電極で信号を収集し、位置モニタ３４では電極が複数に分かれた構造をしている。
　これらの粒子線モニタが磁場内に設置されると、電離された電子とイオンが磁場の影響を受けて電極への経路が変化する。そのため、経路変更に伴う補正が必要となる、或いは、最悪の場合は電極で電子とイオンが収集できなくなる可能性がある。
　そこで、本実施例のように、リターンヨーク６４を用いることで、ＭＲＩ装置５０の周囲の磁場強度を下げることができ、粒子線モニタを照射対象２５の近くに設置することができるようになる。このように照射対象２５の近くで計測するほど、照射対象２５の照射標的２６に達した粒子線の位置と量を精度よく計測することができる。
　また、同様に、Ｘ線発生装置３５も、その仕様上、磁場の影響を受けやすい。具体的には、Ｘ線発生装置３５は内部で電子線を発生し、その電子線をターゲットに衝突させることでＸ線を発生させている。そのため、磁場中に置かれると電子線の軌道が曲がるため、ターゲットに電子線を衝突させることができない。
　そこで、本実施例のようなリターンヨーク６４を用いることで、Ｘ線発生装置３５の周囲の磁場強度を低減することができる。また、Ｘ線発生装置３５を用いた位置決めの後にＭＲＩ装置５０の磁場を励磁することで、磁場のない状態でＸ線発生装置３５によりＸ線透視画像を取得することができる。
　このようなケースにおいて照射標的２６に着目した場合、狭い撮像領域においても照射標的２６を撮像することができるが、照射標的２６の周囲の構造については計測を十分に行うことが難しい場合がある。しかし、Ｘ線発生装置３５を備えていることで、治療前に照射対象２５の体表から照射標的２６に至るまでの周囲の構造も確認することができるため、ＭＲＩ装置５０を小型化することができる。
　また、ＭＲＩ装置５０は、ガントリー１８の奥の方向に移動する構成とすることで、必要な場合にのみＭＲＩ装置５０を使用するような運用が可能となる。
　ＭＲＩ装置５０を用いる場合は、照射標的近傍の画像が取得できる、との利点を有する。しかし、この反面、磁極６３Ａの中心部の空洞６５Ａの大きさにより粒子線の照射野が制限される、との問題が生じる。
　そのため、ＭＲＩ装置５０が不要な場合には、ＭＲＩ装置５０をガントリー１８の回転軸方向の奥側に退避させることで、大きな粒子線の照射野も併せて実現することができる。
　このような退避動作に一例について図６および図７を用いて説明する。
　図２に示した照射室の構成では、照射装置２１はＭＲＩ装置５０に一部挿入されている状態で運転される。そこで、まず、図６に示すように、照射装置２１をＭＲＩ装置５０から引き抜く。そののち、ＭＲＩ装置５０をガントリー１８の奥に引き込む。
　ＭＲＩ装置５０をガントリー１８の奥に引き込んだあとは、図７に示すように、再び照射装置２１の位置を戻す。このような構造，動作により、ＭＲＩ装置５０は、不必要な場合にガントリー１８から撤去することで、粒子線の照射野を広げることが可能である。
　この図６，図７に示すようなＭＲＩ装置５０の退避動作は、ＭＲＩ装置５０の磁極６３Ａ，６３Ｂの外側の面に複数の車輪７２Ａ，７２Ｂを設けて、車輪７２Ａ，７２Ｂをモーター７４Ａ，７４Ｂによって駆動させてレール７０Ａ，７０Ｂ上を走らせることによって行うが、これに限定されるものではない。
　また、照射装置２１の退避動作は、照射装置２１に複数の車輪７２Ｃを設けて、車輪７２Ｃをモーター７４Ｃによって駆動させてレール７０Ｃ上を走らせることによって行うが、これに限定されるものではない。
　また、照射装置２１内は、粒子線の広がりを抑えるために、粒子線モニタの直前まで真空となっており、粒子線モニタの下流には真空窓が配置されている。粒子線モニタは照射対象に近いほうが高精度に粒子線を照射することができ、真空領域が患者に近いほど細い粒子線を照射することができる。粒子線が細いほど、照射標的２６に集中して粒子線を照射することができる。
　そこで、ＭＲＩ装置５０の磁極６３Ａ，６３Ｂの中心部でできるだけ照射対象の近くまで粒子線モニタと真空を近づけることが好ましい。
　また、ＭＲＩ装置５０がガントリー１８の奥に移動する場合の干渉を避けるため、真空窓と粒子線モニタは、粒子線のビーム軸方向に移動できる構造とすることが好ましい。
　＜照射手順＞　
　照射対象２５が患者である場合に、照射計画装置４１により作成した照射パラメータ、照射対象設置情報およびガントリー角度を使用して、患部である照射標的２６に対して線量分布を形成する手順について、図８を用いて説明する。図８は二つの方向から粒子線を照射する場合の例である。
　図８において、最初に、治療室１７に患者が入室し、一連の治療を開始する（ステップＳ１０１）。次いで、患者はガントリー１８の外側でカウチ２４上に固定され（ステップＳ１０２）、その後、カウチ２４をガントリー１８の内部へ移動させる。
　次いで、Ｘ線発生装置３５およびＸ線検出器３７を用いた位置決めを実施する（ステップＳ１０３）。位置決めでは、Ｘ線発生装置３５を用いて、好ましくは直交する２方向のＸ線透視画像を取得する。２方向から取得するため、例えば、最初に水平方向のＸ線透視画像を取得し、ガントリー１８を９０度回転させた後、垂直方向のＸ線透視画像を取得する。
　こうして得られたＸ線透視画像とデータベース４２に記録された照射対象設置情報の画像とを比較して、計画した位置に患者が設置されるようにカウチ２４を移動させる。
　なお、撮像領域が大きい場合は、本ステップＳ１０３では、Ｘ線による位置決めの代わりに、ＭＲＩ装置５０を用いて代替することもできる。この場合、後述するステップＳ１０４と本ステップＳ１０３との順序を入れ替える。
　また、Ｘ線発生装置３５とＸ線検出器３７との相対位置を変えない状態で、同じ速度で回転させながら透視画像を取得することで多数の方向からの透視画像を取得し、その透視画像からコーンビームＣＴ画像を再構成することもできる。コーンビームＣＴ画像と照射対象設置情報の画像を比較して患者の設置位置を決定することでより高精度な位置決めが可能である。
　次いで、ＭＲＩ装置５０を励磁し（ステップＳ１０４）、最初に粒子線を照射する方向に合わせてガントリー１８をＭＲＩ装置５０ごと回転させる（ステップＳ１０５）。
　次いで、粒子線を照射する（ステップＳ１０６）。粒子線の照射フローについては後述する。
　粒子線の照射が完了すると、次いで照射方向を変更し（ステップＳ１０７）、再度粒子線を照射する（ステップＳ１０８）。
　粒子線の照射が完了すると、ＭＲＩ装置５０の磁場を消磁し（ステップＳ１０９）、カウチ２４をガントリー１８から引き出す。患者はカウチ２４から降りて治療室１７から退出して、照射が終了する（ステップＳ１１０）。
　次に、上述のステップＳ１０６，ステップＳ１０８の粒子線の照射における制御装置７の動作について図９を用いて説明する。
　前提として、オペレータが制御装置７に接続されたコンソール上の照射準備開始ボタンを押す。
　制御装置７は、照射準備開始ボタンが押下されたことを認識したときは、データベース４２から照射対象設置情報を受信し、指定されたエネルギーの粒子線を出射するための各電磁石の励磁パターンを準備する。また、照射制御として、照射パラメータを設定し、照射位置とエネルギーから求めた励磁電流値を走査電磁石電源に対して出力する。
　図９において、最初に、エネルギー番号ｉ＝１、スポット番号ｊ＝１のスポットから照射を開始する（ステップＳ２０１）。具体的には、制御装置７は、加速器１を制御して、エネルギー番号ｉ＝１のエネルギーＥ１に粒子線を加速する。また、制御装置７は、ＭＲＩ装置５０から一定周期でＭＲＩ画像を取得し、取得した画像から照射標的２６の位置（標的座標）を算出する。
　次いで、制御装置７は、イオン源３ａ、ライナック３ｂ、シンクロトロン４を制御して粒子線を加速する（ステップＳ２０２）。具体的には、イオン源３ａで発生させた粒子線をライナック３ｂに導入し、ライナック３ｂによりシンクロトロン４に入射させるのに適したエネルギーまで加速し、シンクロトロン４へ入射させる。シンクロトロン４へ入射された粒子線は、シンクロトロン４の周回軌道を周回しながら、加速装置６を通過するたびに高周波が印加されて第一のスライス番号を照射するためのエネルギーＥ１まで加速される。
　次いで、制御装置７は、スポットの照射準備を実施する（ステップＳ２０３）。具体的には、制御装置７は走査電磁石電源を制御して、ｉ＝１，ｊ＝１の照射位置に対応するように走査電磁石３１，３２を励磁する。
　次に、制御装置７は、ＭＲＩ画像から求めた照射標的２６の３次元位置が、照射計画装置４１で照射パラメータを作成したときの位置に一致する、又は近づいたか否かを判定し、近づいたと判定されたときに粒子線の照射を開始する（Ｓ２０４）。一致しない、もしくは近づいていないと判定されたときには、一定時間の経過後に再度本ステップＳ２０４を実行する。
　具体的には、制御装置７は、高周波印加装置５を制御して、シンクロトロン４内を周回する粒子線に対して高周波を印加する。高周波が印加された粒子線は出射用デフレクタ１１を通過し、ビーム経路１２を通過して治療室１７内の照射装置２１に達する。粒子線は照射装置２１内の走査電磁石３１，３２により走査され、位置モニタ３４および線量モニタ３３を通過した後、照射対象２５内に到達し照射標的２６に線量を付与する。
　照射標的２６に到達した粒子線の量は線量モニタ３３で検出される。制御装置７は線量モニタ３３からの信号のカウントと照射パラメータに記載されたｉ＝１，ｊ＝１の目標照射量を比較し、カウントが目標照射量に達すると出射の停止を開始する。その後、制御装置７は、高周波印加装置５を制御して高周波の印加を停止し、出射を停止する。また、制御装置７は、位置モニタ３４が計測した位置と照射パラメータに記載された位置の差が予め設定された閾値以下であることを確認する。
　その後、制御装置７は、同一スライスのスポットに照射が完了していないスポットがあるか否かを判定する（ステップＳ２０５）。本ステップでは、スポット番号ｊがｊ＜Ｎｉの場合は照射が完了していないスポットが存在することから、ｊ＋１番目のスポットを照射するために処理をステップＳ２０３に戻す。これに対し、同一スライスのスポットを全て照射したと判定された場合、すなわちｊ＝Ｎｉの場合は、処理をステップＳ２０６に進める。
　その後、制御装置７は粒子線を減速させ（ステップＳ２０６）、ライナック３ｂから新たな粒子線を入射できる状態にさせて待機させる。
　次いで、制御装置７は、照射が完了していないレイヤーがあるか否かを判定する（ステップＳ２０７）。本ステップでは、照射が完了していないレイヤーが存在する場合、すなわちｉ＜Ｎであると判定されたときは、ｉ＋１番目のレイヤーを照射するため、制御装置７は、処理をステップＳ２０２に戻す。これに対し、全てのレイヤーの照射が完了したと判定された場合、すなわちｉ＝Ｎの場合は、制御装置７は、ステップＳ２０８に処理を進め、照射を完了させる（ステップＳ２０８）。
　以上の手順により実施される照射により、照射標的２６に集中して粒子線を照射することができる。
　次に、本実施例の効果について説明する。
　上述した本実施例の粒子線治療システム１００は、粒子線を生成して出射する加速器１と、粒子線を照射標的２６に向けて照射する照射装置２１と、照射装置２１と共に回転するガントリー１８と、ガントリー１８と共に回転するＭＲＩ装置５０と、を備え、ＭＲＩ装置５０は、鉄心６０および磁束発生源である複数のコイル６１からなる磁気回路を有し、鉄心６０は、対向配置された２つの磁極６３Ａ，６３Ｂと磁極６３Ａ，６３Ｂ同士を接続するリターンヨーク６４で構成され、磁極６３Ａ，６３Ｂは空洞６５Ａ，６５Ｂを有しており、粒子線を空洞６５Ａを通過させて照射標的２６に照射するする。
　これにより、磁力線の経路が鉄心６０内を通過することから、ＭＲＩ装置５０の外側での磁場強度を低減することができ、線量モニタ３３や位置モニタ３４を照射対象２５の近くに設置することができる。このため、複雑な構造を採用することなく、粒子線照射中にＭＲＩ装置５０によってリアルタイムで照射標的２６の３次元位置が計測できる。また、粒子線モニタにより高精度に粒子線の位置と照射量を計測しつつ、空洞６５Ａを介して任意の角度から粒子線を高精度に照射することができる。
　また、本実施例のような構成によりＭＲＩ装置５０に起因する磁場の領域を必要最小限にすることで、照射計画装置４１が磁場を考慮する領域を最小にすることができる。すなわち、ＭＲＩ装置５０に起因する磁場が粒子線の経路に及ぼす影響は、照射計画装置４１による線量分布の計算時に考慮される必要がある。磁場の領域が小さければ、照射計画装置４１が磁場を考慮する領域を最小限にすることができ、治療計画の計算に要する時間を短縮し、計算用メモリ使用量を削減することができる。
　更に、ＭＲＩ画像を用いて粒子線照射中の照射標的２６を撮影することができ、照射標的２６の位置だけでなく、照射標的２６の形状も計測することができる。形状の変化まで計測できることで、高精度に粒子線を照射することができる、との効果が得られる。
　その上、ＭＲＩ装置５０による画像を用いることで、照射対象２５の体形変化など照射毎の照射対象の変化を計測することができる。ＭＲＩ画像を用いて治療計画の再作成を実施するアダプティブ治療用に、上述のＭＲＩ装置５０で撮影した画像を用いることもできる。なお、ＭＲＩ画像は、粒子線照射前に撮像したものであっても、照射中に撮像したものであってもどちらでもよい。
　また、ＭＲＩ装置５０からの信号に基づき、粒子線の照射のＯＮ／ＯＦＦを制御する制御装置７を更に備えたため、照射標的２６が移動する場合においても、照射標的２６に対して高精度に粒子線を照射することができる。
　更に、ＭＲＩ装置５０からの信号に基づき、粒子線の照射前の位置合わせを行う制御装置７を更に備えたことで、照射標的２６を照射位置に高精度に位置決めすることができ、粒子線の照射精度をより向上させることができる。
　また、粒子線の進行方向とＭＲＩ装置５０が生成する磁場の向きとが平行であることにより、粒子線を磁場と平行に入射させることができる。このため、ビーム軌道を磁場の影響を受けにくい構成とすることができ、粒子線の照射精度を更に向上させることができる。
　更に、照射標的２６を透視するＸ線を発生させるＸ線発生装置３５と、Ｘ線発生装置３５で発生させたＸ線を検出するＸ線検出器３７を更に備えたことで、ＭＲＩ装置５０をより小型にでき、ガントリー１８のサイズを小さくすることができる。なお、ＭＲＩ装置５０を小さくすると、ＭＲＩ装置５０による均一磁場を形成できる領域が小さくなり、撮像領域が小さくなるため、Ｘ線発生装置３５とＸ線検出器３７とによりカウチ２４の位置決めを行うことが望ましい。
　また、Ｘ線発生装置３５とＸ線検出器３７とを結ぶ直線は、ＭＲＩ装置５０が生成する磁場の向きと直交することにより、磁場の影響を受けやすいＸ線発生装置３５周囲の磁場強度を低減することができる。これにより、Ｘ線発生装置３５とＸ線検出器３７とによる照射標的２６の位置検出を高精度に実行することができる。
　また、ＭＲＩ装置５０の励磁タイミングをＸ線発生装置３５の使用後とすることで、磁場のない状態でＸ線発生装置３５によりＸ線透視画像を取得することができる。
　更に、ＭＲＩ装置５０は、ガントリー１８の回転軸の方向に移動できることで、大きな粒子線の照射野を実現するとともに、粒子線の高精度な照射の両立を一つのシステムで実現することができる。
　また、ＭＲＩ装置５０は、ＭＲＩ装置５０からの信号を用いないとき、またはガントリー１８内で移動するときに、消磁できることにより、必要なタイミングのみでＭＲＩ装置５０を励磁して、不要なときは消磁することができ、磁場の影響をより低減することができる。
　更に、対向配置された磁極６３Ａ，６３Ｂは、同じ位置に同じ形状の空洞６５Ａ，６５Ｂを有していることで、上下の磁極６３Ａ，６３Ｂの対称性を高めてコイル６１が生成する磁場を高精度化することができる。
　また、照射装置２１はスキャニング照射できることにより、照射標的２６に対して高精度に粒子線を照射することができる。
　＜その他＞　
　なお、本発明は上記の実施例に限られず、種々の変形、応用が可能なものである。上述した実施例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ない。
　例えば、上述の実施例の構成では、粒子線の照射方向とＭＲＩ装置５０が生成する主磁場の方向とが平行（同じ方向を向いている）の場合について説明したが、この二つの方向は厳密に平行である必要はなく、±１０°のずれは許容可能である。また、平行である必要は必ずしもなく、直交する体系や直交でも平行でもない体系でも同様に本実施例が可能である。
　同様に、Ｘ線発生装置３５およびＸ線検出器３７を結ぶ直線と粒子線の照射方向とが直交している場合について説明したが、この二つの方向は厳密に直交である必要はなく、９０°±１０°のずれは許容可能である。また、直交である必要も必ずしもなく、平行する体系等でも同様に本実施例が可能である。
　また、上述の実施例では、鉄心６０が備えるリターンヨーク６４をガントリー１８の奥側に配置した例を用いて説明したが、必ずしもこの配置でなければならないわけではない。
　例えば、リターンヨーク６４がガントリー１８の床面や天井面に配置されたものとすることができる。これに合わせて、ビーム入射方向やＸ線発生装置用の空間を各々本発明の趣旨に沿って配置し直すことができる。
　また、照射方法として走査電磁石３１，３２を用いるスキャニング方式の場合について説明したが、ワブラー法や二重散乱体法など粒子線の分布を広げた後、コリメータやボーラスを用いて照射標的２６の形状に合わせた線量分布を形成する照射法にも本発明を適用することができる。
　また、照射標的２６が狙った位置に来たときのみ粒子線を照射するゲート照射について説明したが、照射標的２６の位置に合わせて走査電磁石の励磁量を変更する追尾照射を実施することもできる。また、ゲート照射と追尾照射を組み合わせることも可能である。
　また、上述の実施例では、スポット毎に粒子線の出射を停止するスポットスキャニングを例に説明したが、粒子線の出射を停止しないラスタースキャニングおよびラインスキャニングにも適用することができる。
　また、ＭＲＩ装置５０によって照射標的２６を直接検出する場合について説明したが、照射標的２６の位置の代わりに、照射標的２６の近くの代替物や予め埋め込んだマーカーを検出して照射標的２６の位置を間接的に検出することもできる。
　また、加速器はシンクロトロンを例に説明したがサイクロトロンやシンクロサイクロトロンなどの他の種類の加速器を用いることができる。サイクロトロンの場合、出射はサイクロトロンからビーム輸送系へ向けてビームが出ることを表す。
　また、ビーム輸送系を設けずに、加速器から照射装置へ粒子線を直接輸送することができる。
１…加速器
７…制御装置
１７…治療室
１８…ガントリー
１８Ａ…モーター
２１…照射装置
２４…カウチ
２５…照射対象
２６…照射標的
３１，３２…走査電磁石
３３…線量モニタ
３４…位置モニタ
３５…Ｘ線発生装置
３７…Ｘ線検出器
４０…Ｘ線ＣＴ装置
４１…照射計画装置
４２…データベース
５０…ＭＲＩ装置
５１…処理部
６０…鉄心
６１…コイル
６２…部材
６２ａ…傾斜磁場コイル
６２ｂ…高周波送受信系
６３Ａ，６３Ｂ…磁極
６４…リターンヨーク（部材）
６５Ａ，６５Ｂ…空洞
７０Ａ，７０Ｂ，７０Ｃ…レール
７２Ａ，７２Ｂ，７２Ｃ…車輪
７４Ａ，７４Ｂ，７４Ｃ…モーター
１００…粒子線治療システム

Claims (12)

  1. 　荷電粒子ビームを生成して出射する加速器と、
    　前記荷電粒子ビームを照射標的に向けて照射する照射装置と、
    　前記照射装置と共に回転するガントリーと、
    　前記ガントリーと共に回転するＭＲＩ装置と、を備え、
    　前記ＭＲＩ装置は、鉄心および磁束発生源である複数のコイルからなる磁気回路を有し、
    　前記鉄心は、対向配置された２つの磁極と磁極同士を接続する部材で構成され、
    　前記磁極のうち少なくとも１つは空洞を有しており、
    　前記荷電粒子ビームを前記空洞を通過させて前記照射標的に照射する
    　ことを特徴とする粒子線治療システム。
  2. 　請求項１に記載の粒子線治療システムにおいて、
    　前記ＭＲＩ装置からの信号に基づき、前記荷電粒子ビームの照射のＯＮ／ＯＦＦを制御する制御装置を更に備えた
    　ことを特徴とする粒子線治療システム。
  3. 　請求項１に記載の粒子線治療システムにおいて、
    　前記ＭＲＩ装置からの信号に基づき、前記荷電粒子ビームの照射前の位置合わせを行う制御装置を更に備えた
    　ことを特徴とする粒子線治療システム。
  4. 　請求項１に記載の粒子線治療システムにおいて、
    　前記荷電粒子ビームの進行方向と前記ＭＲＩ装置が生成する磁場の向きとが平行である
    　ことを特徴とする粒子線治療システム。
  5. 　請求項１に記載の粒子線治療システムにおいて、
    　前記照射標的を透視するＸ線を発生させるＸ線発生装置と、前記Ｘ線発生装置で発生させた前記Ｘ線を検出するＸ線検出器を更に備えた
    　ことを特徴とする粒子線治療システム。
  6. 　請求項５に記載の粒子線治療システムにおいて、
    　前記Ｘ線発生装置と前記Ｘ線検出器とを結ぶ直線は、前記ＭＲＩ装置が生成する磁場の向きと直交する
    　ことを特徴とする粒子線治療システム。
  7. 　請求項５に記載の粒子線治療システムにおいて、
    　前記ＭＲＩ装置の励磁タイミングを前記Ｘ線発生装置の使用後とする
    　ことを特徴とする粒子線治療システム。
  8. 　請求項１に記載の粒子線治療システムにおいて、
    　前記ＭＲＩ装置は、前記ガントリーの回転軸の方向に移動できる
    　ことを特徴とする粒子線治療システム。
  9. 　請求項１に記載の粒子線治療システムにおいて、
    　前記ＭＲＩ装置は、前記ＭＲＩ装置からの信号を用いないとき、または前記ガントリー内で移動するとき、消磁できる
    　ことを特徴とする粒子線治療システム。
  10. 　請求項１に記載の粒子線治療システムにおいて、
    　前記対向配置された磁極は、同じ位置に同じ形状の前記空洞を有している
    　ことを特徴とする粒子線治療システム。
  11. 　請求項１に記載の粒子線治療システムにおいて、
    　前記加速器はシンクロトロン、サイクロトロン、シンクロサイクロトロンのいずれかである
    　ことを特徴とする粒子線治療システム。
  12. 　請求項１に記載の粒子線治療システムにおいて、
    　前記照射装置はスキャニング照射できる
    　ことを特徴とする粒子線治療システム。
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