WO2021002043A1 - 粒子線治療システム - Google Patents

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WO2021002043A1
WO2021002043A1 PCT/JP2020/005359 JP2020005359W WO2021002043A1 WO 2021002043 A1 WO2021002043 A1 WO 2021002043A1 JP 2020005359 W JP2020005359 W JP 2020005359W WO 2021002043 A1 WO2021002043 A1 WO 2021002043A1
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WO
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particle beam
accelerator
rotating portion
therapy system
beam therapy
Prior art date
Application number
PCT/JP2020/005359
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English (en)
French (fr)
Inventor
隆光 羽江
Original Assignee
株式会社日立製作所
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/01—Devices for producing movement of radiation source during therapy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy

Definitions

  • the present invention relates to a particle beam therapy system using an accelerator.
  • a particle beam therapy system in which charged particles are accelerated by an accelerator such as a synchrotron or cyclotron to form a particle beam, guided to a vicinity of the treatment target by a beam transport system and a nozzle, and irradiated from the tip of the nozzle toward the affected area of the treatment target. It has been known. Accelerators such as synchrotrons and cyclotrons of particle beam therapy systems are generally installed in a room separate from the treatment room, and the emitted particle beams are generally guided to the treatment room by a beam transport system.
  • Non-Patent Document 1 and Patent Documents 1 and 2 A particle beam therapy system is disclosed (Non-Patent Document 1 and Patent Documents 1 and 2). In these systems, by rotating the gantry, it is possible to avoid important organs and irradiate the affected area to be treated with a particle beam from a desired direction.
  • the nozzle is mounted on a cylindrical rotation mechanism.
  • the accelerator is supported by an accelerator rotation mechanism arranged at a distance from the cylindrical rotation mechanism.
  • a bridge-shaped beam transport system is fixed between the accelerator and the nozzle.
  • the subject to be treated is placed inside a cylindrical rotating mechanism on which the nozzle is mounted.
  • the nozzle is arranged in a desired direction with respect to the treatment target, and the accelerator rotation mechanism is rotated in synchronization with the rotation of the cylindrical rotation mechanism.
  • the positional relationship between the accelerator, the beam transport system, and the nozzle is maintained. As a result, even when the nozzle is rotated, the particle beam emitted from the accelerator can be guided to the nozzle to irradiate the treatment target from a desired direction.
  • Patent Documents 1 and 2 a nozzle is mounted on an arc-shaped gantry, an accelerator is supported by a large arm-shaped outer gantry on the outer peripheral side of the arc-shaped gantry, and the nozzle and the outlet of the accelerator are connected.
  • the system is disclosed.
  • the subject to be treated is placed inside an arcuate gantry.
  • the angle range is within about 190 degrees.
  • the particle beam can be irradiated to the treatment target from the desired angle of.
  • the accelerator used in the system of Patent Document 2 is a synchrocyclotron that changes the emitted energy level with a scatterer.
  • the accelerator is arranged at a position axially away from the cylindrical rotation mechanism equipped with the nozzle, and the accelerator is rotated by the accelerator rotation mechanism. Therefore, the installation area is cylindrical. An area that can be installed at a distance between the rotating mechanism and the rotating mechanism for the accelerator is required.
  • the particle beam therapy system of Patent Documents 1 and 2 uses an arc-shaped gantry, the rotation range is limited to about 190 degrees, and the degree of freedom of treatment is limited.
  • a large arm-shaped outer gantry is used to rotate the accelerator outside the arc-shaped gantry, and the area where the arm-shaped outer gantry is installed separately from the arc-shaped gantry and the arm are rotated. It is necessary to secure a space to let it.
  • An object of the present invention is to provide a particle beam therapy system having a small installation area and capable of rotating a nozzle 360 degrees.
  • the particle beam therapy system of the present invention has a treatment table on which a treatment target is mounted, a rotating portion in which the treatment target is arranged inside and rotates around the treatment target, and a particle beam in which particles are accelerated. It has an accelerator that emits light and a nozzle that guides a particle beam to the vicinity of the treatment target and irradiates the treatment target.
  • the rotating portion is an annular shape having an opening in the center, and the treatment table is arranged so as to arrange the treatment target in the opening.
  • the accelerator is mounted on the rotating portion, supported by the rotating portion, and orbits around the treatment target as the rotating portion rotates.
  • the nozzle includes an irradiation port for irradiating a particle beam toward the treatment target, and the irradiation port is arranged in the opening of the rotating portion.
  • Embodiment 1 of this invention It is a perspective view of the particle beam therapy system of Embodiment 1 of this invention. It is a perspective view of the particle beam therapy system provided with the reinforcing structure of the rotary gantry 120 of Embodiment 1 of this invention. It is a perspective view of the circular accelerator mounted on the particle beam therapy system of Embodiment 1 of this invention. It is a cross-sectional view of AA'of the circular accelerator of Embodiment 1 of this invention. It is BB'cross-sectional view of the circular accelerator of Embodiment 1 of this invention. It is a perspective view of the high frequency kicker of the circular accelerator of Embodiment 1 of this invention.
  • Embodiment 1 The particle beam therapy system according to the first embodiment of the present invention will be described. The configuration of the particle beam therapy system of this embodiment is shown in FIG.
  • the particle beam therapy system of the present embodiment includes a treatment table 201 on which a treatment target (patient) is mounted, a rotating portion 118 that rotates around the treatment target, and an accelerator that emits high-energy particle beams. And a nozzle 193 that guides the particle beam to the vicinity of the treatment target and irradiates the treatment target.
  • the rotating portion 118 is an annular shape having an opening in the center.
  • the treatment table 201 is arranged so as to arrange the treatment target within the opening of the rotating portion 118.
  • the particles of the particle beam may be hadrons or charged particles.
  • protons, neutrons, and various atomic nuclei He, C, Ne, Si, Ar, etc. are accelerated by the accelerator 39 to form particle beams. Can be done.
  • the particle beam is also referred to as a particle beam or simply a beam.
  • the accelerator 39 is mounted on the rotating portion 118 and supported by the rotating portion 118. As a result, the accelerator 39 orbits around the treatment target as the rotating portion 118 rotates.
  • the nozzle 193 includes an irradiation port 193a that irradiates a particle beam toward a treatment target on the treatment table 201, and the irradiation port 193a is arranged in the opening of the rotating portion 118.
  • the particle beam therapy system of the present embodiment has a configuration in which both the accelerator 39 and the nozzle 193 are mounted on one annular rotating portion 118. Therefore, it is possible to install a particle beam therapy system if the installation area of one rotating portion can be secured. Further, by rotating one rotating portion 360 degrees, the nozzle and the accelerator 39 can be rotated 360 degrees. This makes it possible to provide a particle beam therapy system having a small installation area and capable of irradiating a patient with a particle beam from a desired direction by rotating the nozzle 360 degrees to a desired angle.
  • the particle beam therapy system of FIG. 1 includes a high-energy beam transport system 85, a scanning electromagnet 192, and a control device 191 for controlling them, in addition to the rotating unit 118, the accelerator 39, the nozzle 193, and the treatment table 121 described above. There is.
  • the accelerator 39 has a cylindrical outer shape and is an accelerator that accelerates charged particles along a spiral orbit.
  • the accelerator 39 will also be referred to as a circular accelerator.
  • the structure of the circular accelerator 39 will be described in detail later.
  • the rotating portion 118 includes a tubular member 116 and an annular guide rail 112 arranged along the circumferential direction at both ends of the tubular member 116 in the axial direction.
  • the rotating portion 118 is arranged with the central axis 117 oriented in the horizontal direction.
  • the circular accelerator 39 is mounted on the outer peripheral surface of the tubular member 116 via an accelerator mount 114.
  • the lower part of the rotating portion 118 is provided with a support base 110 that is in contact with a part of the outer peripheral surface of the rotating portion 118 to support the rotating portion 118 and rotationally drive the rotating portion 118.
  • the rotating portion 118 and the support base 110 form a rotating gantry 120.
  • the support base 110 is provided with a plurality of wheels 111 at positions in contact with the guide rail 112 of the rotating portion 118.
  • a rotation drive mechanism (not shown) and a brake / holding mechanism are attached to the wheel 111.
  • the rotation drive mechanism rotationally drives the wheel 111
  • the wheel 111 rotates in close contact with the guide rail 112 due to the frictional force between the wheel 111 and the guide rail 112.
  • the tubular member 116 rotates with the circular accelerator 39 and the nozzle 193 mounted.
  • the brake / holding mechanism stops the rotation of the wheel 111 and holds the wheel 111 at that position.
  • the wheel 111 can rotate the rotating portion 118 to an arbitrary angle and can hold the rotating portion 118 at that angle, so that the nozzle 193 mounted on the rotating portion 118 can be rotated to a desired angle.
  • the counterweight 115 is fixed at a position symmetrical to the circular accelerator 39 with the rotation shaft 117 of the tubular member 116 sandwiched between them.
  • the shape and arrangement of the support base 110 are designed so as not to interfere with the circular accelerator 39 and the counterweight 115 when the rotating portion 118 rotates.
  • the circular accelerator 39 is mounted on the rotating portion 118 so that the normal direction 84 of the beam orbital plane, that is, the central axis 84 of the cylinder of the cylindrical circular accelerator 39 is parallel to the rotating shaft 117 of the rotating portion 118.
  • the outer shape of the circular accelerator 39 has a flat shape because the length (thickness) of the beam orbital surface in the normal direction 84 is smaller than the radial width of the beam orbital surface.
  • the particle beam outlet (through hole) 46 arranged substantially in the center of the cylinder of the circular accelerator 39 in the central axis direction (thickness direction) is rotated by the tubular member 116. Since it can be positioned at the center of the thickness in the axis 117 direction, the nozzle 193 and the beam transport system 85 may be arranged along the radial direction of the tubular member 116, and are outside the tubular member 116 in the thickness direction. Since it is not necessary to route the beam transport system 85 so as to protrude from the beam transport system 85, the arrangement becomes easy.
  • the high-energy beam transport system 85 is connected to the particle beam outlet (through hole) 46 of the circular accelerator 39 along the beam emission path 47 (see FIG. 3), and transports the emitted particle beam to the nozzle 193. To do.
  • the high energy beam transport system 85 is arranged so as to penetrate the accelerator mount 114 and the tubular member 116. In the present embodiment, the high energy beam transport system 85 is arranged along the radial direction of the rotating portion 118 as shown in FIG.
  • a tubular moving floor 203 that is coaxial with the central axis 117 and rotates around the treatment target in synchronization with the rotation of the tubular member 116 is provided. Have been placed.
  • the nozzle 193 is supported by the tubular member 116, and the irradiation port of the nozzle 193 projects into the space on the treatment table 201 side of the moving floor 203.
  • the moving floor 203 is rotated and stopped in synchronization with the rotating unit 118 by a rotation driving unit (not shown). As a result, the nozzle 193 rotates in synchronization with the rotation of the rotating portion 118, and can irradiate the beam toward the affected portion of the patient lying on the treatment table 201.
  • a scanning electromagnet 192 is attached to the outer circumference of the high energy beam transport system 85.
  • the scanning electromagnet 192 is supported by a tubular member 116.
  • the scanning electromagnet 192 scans the particle beam emitted from the nozzle 193 by applying a modulated magnetic field to the particle beam being transported in the high energy beam transport system 85. As a result, the affected area of the patient can be irradiated while scanning the particle beam.
  • the scanning electromagnet 192 can also be installed in the internal space of the circular accelerator 39. It is also possible to make the septum electromagnet (described later) installed in this internal space also function as a scanning electromagnet.
  • a quadrupole electromagnet for beam convergence may be arranged in the middle of the high energy beam transport system 85. In that case, by using a quadrupole electromagnet capable of high-speed excitation, the particle beam can be converged correspondingly even when the energy of the particle beam emitted by the circular accelerator 39 is changed at high speed.
  • guide rails 112 Although the number of guide rails 112 is two in the present embodiment, a larger number may be used in order to increase the supporting strength of the rotating portion 118. Further, a reinforcing member 113 having a truss structure as shown in FIG. 2, for example, may be installed on the inner peripheral side of the guide rail 112.
  • the circular accelerator 39 has a structure in which the energy of the emitted particle beam can be changed.
  • the circular accelerator 39 accelerates the incident charged particles by applying a time-frequency-modulated high-frequency electric field from the electrodes to the particles in a main magnetic field of constant intensity to increase the orbital radius. It is a structure that orbits along a spiral orbit while allowing it to orbit. Further, by applying a high-frequency electric field having a frequency different from that of the high-frequency electric field for acceleration to the particles orbiting the orbit from the high-frequency kicker, the particles are deflected toward the outer peripheral side in the radial direction and emitted.
  • the beam of the emitted particle beam can be controlled by controlling any one of the strength of the voltage applied to the high frequency kicker and the amplitude, phase, and frequency of the high frequency.
  • the circular accelerator 39 described below in the present embodiment has a structure in which the spiral orbit is eccentric, and the high-frequency kicker has the maximum energy orbit and the minimum energy in the energy range to be emitted from the spiral orbit. It is a structure arranged so as to sandwich the orbit of. As a result, a high-frequency electric field is applied to accelerate the accelerated beam until it reaches the desired energy (desired orbital radius), and a high-frequency electric field is applied from the high-frequency kicker to deflect particles of the desired energy outward in the radial direction. It can be emitted.
  • the circular accelerator 39 accelerates an ion beam of hydrogen ions and emits a proton beam of 70 to 235 MeV.
  • the appearance of the circular accelerator 39 is shown in FIG. 3, and the cross-sectional structure is shown in FIGS. 4 and 5.
  • the outer shell of the circular accelerator 39 is formed by a columnar main electromagnet 40 whose thickness is smaller than its diameter.
  • the main electromagnet 40 is provided with a vacuumed space 51, and the internal space 51 serves as a beam acceleration region in which a beam orbital surface is formed.
  • the main electromagnet 40 can be divided into two in the normal direction 84 (central axis) with the vicinity of the beam orbital plane interposed therebetween.
  • An ion source 53 is installed on one end surface of the main electromagnet 40, and an ion beam is incident inside the circular accelerator 39 through the low energy transport system 54.
  • the spiral beam trajectory is eccentric in order to greatly change the energy of the emitted particle beam from 70Mev to 235Mev. Therefore, as shown in FIG. 4, the ion source 53 is arranged so as to inject the ion beam toward a position (ion incident point) 52 closer to the beam emission path inlet 82 than the central axis 84 of the circular accelerator. ing.
  • an ECR ion source or the like can be applied as the ion source 53.
  • the ion source may be arranged in the space 51 inside the main electromagnet 40, and in that case, a PIG type ion source or the like can be applied.
  • the main electromagnet 40 includes a main magnetic pole 38, a yoke 41, and a main coil 42.
  • the yoke 41 is provided with a beam through hole 46 for taking out an accelerated beam, a coil through hole 48 for pulling out an internal coil conductor to the outside, a evacuation through hole 49, and a high frequency acceleration cavity 10.
  • a high frequency through hole 50 is provided on the connecting surface of the pair of magnetic poles 40.
  • the main coil 42 has an annular shape and is installed along the inner wall of the return yoke 41.
  • the main coil 42 is a superconducting coil, and a cryostat 60 is installed around the coil.
  • a normal conduction coil may be used as the main coil 42.
  • a main magnetic pole 38 is installed inside the main coil 42, and together with a trim coil (not shown) installed on the surface of the main magnetic pole 38, an ion beam is spirally circulated in the internal space 51 and taken out. Form a magnetic field distribution suitable for.
  • the high-frequency acceleration cavity 10 is a ⁇ / 2 resonance type cavity, and includes a D electrode 12, a dummy D electrode 13, an outer conductor 15, an inner conductor 14, an outer conductor 15, an input coupler 20, and a rotary capacitor 30.
  • the D electrode 12 is a substantially D-shaped hollow electrode and is connected to the inner conductor 14.
  • the dummy dee electrode 13 is connected to the outer conductor 15.
  • a gap 11 is provided between the D electrode 12 and the dummy D electrode 13.
  • the high frequency output from the high frequency power supply 25 is supplied to the input coupler 20 to the inner conductor 14.
  • the dummy Dee electrode 13 has an earth potential. As a result, a high-frequency acceleration electric field for accelerating the ion beam can be formed in the gap 11.
  • the shape of the dee electrode 12 and the dummy dee electrode is defined so that the space 11 for acceleration passes through the incident point 52 of the ion beam.
  • the rotating capacitor 30 includes a fixed electrode 32 connected to the inner conductor 14, a rotating electrode 33 connected to the outer conductor 15 and arranged so as to face the fixed electrode 32, and a motor 31.
  • the area of the fixed electrode 32 and the rotating electrode 33 facing each other changes, and the resonance frequency of the high-frequency acceleration cavity 10 changes.
  • the shape of the acceleration gap 11 shown in FIG. 4 shows the case where the harmonics number is 1.
  • the shape of the gap 11 is formed according to the trajectory shape of the ion beam.
  • the value of the magnetic field decreases as the main magnetic field formed by the main electromagnet 40 goes to the outer peripheral side in the radial direction of the orbit, and the direction along the designed orbit (circumferential direction)
  • the magnetic field is designed to be constant.
  • the design orbit becomes circular, and the orbital radius and orbital time increase as the energy of the particles increases.
  • the ion beam incident on the ion incident point 52 is accelerated by the frequency-modulated acceleration electric field applied to the void 11, and accelerates each time it passes through the void 11 while orbiting along the spiral beam trajectory. As the energy rises, the orbit gradually increases in diameter.
  • the spiral orbit is also eccentric toward the beam emission path inlet 82 side.
  • the main magnetic field of the main electromagnet 40 decreases in the radial direction of the orbit with the ion incident point 52 as the center, and the magnetic field is constant in the direction (circumferential direction) along the designed orbit. It is designed to be.
  • the spiral orbit is shown in FIG.
  • the orbits of FIG. 8 are shown by solid lines from the maximum energy of 235 MeV to the orbits of 50 kinds of energies at intervals of magnetic rigidity of 0.04 Tm.
  • the region near the beam emission path inlet 82 aggregation. It is densely gathered in the region (called a region), and is discrete in a region close to the inner conductor 14 (called a discrete region).
  • the dotted line is a line connecting the same orbital phases of each orbit, and is referred to as an equal orbital phase line.
  • the acceleration gap 11 formed between the D electrode 12 and the dummy D electrode 13 is installed along the equicircling phase line.
  • the equi-circular phase lines are plotted in FIG. 8 for each orbital phase ⁇ / 20 from the aggregation region.
  • the main electromagnet 40 is set so that the magnetic field strength B and the magnetic field gradient satisfy the equation (1). Is designed.
  • ⁇ represents the deflection radius of the design trajectory
  • B represents the magnetic field strength
  • ⁇ B / ⁇ r represents the magnetic field gradient in the radial direction.
  • the magnetic field formed by the main electromagnet 40 By designing the magnetic field formed by the main electromagnet 40 so that the normalized magnetic field gradient n defined by the equation (1) is greater than 0 and less than 1, the magnetic field gradient n is slightly deviated from the design trajectory in the radial direction.
  • the particles receive a restoring force from the magnetic field in the direction of returning to the design orbit.
  • particles displaced in the direction perpendicular to the orbital surface also receive a restoring force in the direction of returning to the orbital surface from the magnetic field.
  • the restoring force always acts in the direction of returning the particles deviating from the design orbit to the design orbit.
  • the particles orbit along the design orbit while vibrating (betatron vibration) in the vicinity of the design orbit. This makes it possible to stably orbit and accelerate the particle beam.
  • the betatron frequency (horizontal tune) in the direction parallel to the orbital plane is set to a value smaller than 1 and close to 1.
  • the main magnetic field distribution of the above-mentioned main electromagnet 40 is formed by passing a predetermined exciting current through the main coil 42 and the trim coil.
  • the shape of the main magnetic pole 38 is symmetrical with respect to the raceway surface, and has only a magnetic field component in the direction perpendicular to the raceway surface on the raceway surface.
  • the main magnetic field of the circular accelerator 39 of the present invention is a weakly convergent magnetic field, the main magnetic field can be increased without being restricted by the Hill and Valley magnetic fields in the AVF cyclotron, so that the deflection radius of the beam trajectory is reduced. It is possible. As a result, the diameter of the circular accelerator 39 can be reduced, and the size can be reduced.
  • a high-frequency kicker 70, a peeler magnetic field region 44, a regenerator magnetic field region 45, a septum electromagnet 43, an upstream coil 34, and a downstream coil 35 are arranged in the circular accelerator 39 in order to emit particle beams.
  • the high-frequency kicker 70 includes a ground electrode 71 and a high-voltage electrode 72, and both electrodes 71 and 72 have the maximum energy orbits 80 to the minimum energy orbits desired to be emitted in the aggregation region. They are installed facing each other so as to sandwich a plurality of orbits in the range up to 81. Further, the ground electrode 71 and the high-pressure electrode 72 increase the amplitude of betatron vibration in the orbital plane so that a high-frequency electric field acts in the direction orthogonal to the orbit, that is, the particles passing through the orbital plane. Its shape is defined so that an electric field in the direction of causing it can be applied.
  • a metal protrusion 73 as shown in FIG. 6 may be attached to the ground electrode 71. By attaching the protrusion 73, it becomes possible to concentrate the high-frequency electric field generated between the ground electrode 71 and the high-voltage electrode 72.
  • Both the ground electrode 71 and the high-voltage electrode 72 have a particle passage hole near the central plane through which the particle beam passes. This passage hole is designed to be large enough so that the beam does not collide with the electrodes 71 and 72 in consideration of the increase in the amplitude of the betatron vibration of the particle beam due to the high frequency kicker 70. Further, the high voltage electrode 72 is insulated and supported because a high frequency voltage is applied.
  • the high frequency kicker 70 is preferably arranged near the beam emission path inlet 82, but may be arranged at another location.
  • the septum electromagnet 43 is placed on the downstream side of the beam emission path inlet 82, and is pulse-excited when the beam is emitted.
  • the septum electromagnet 43 may be installed not only in one unit but also in a plurality of units.
  • the peeler magnetic field region 44 and the regenerator magnetic field region 45 are located on the outer peripheral side of the maximum energy orbit 80 of the energy range to be emitted, and are arranged in symmetrical azimuth regions with the beam emission path inlet 82 interposed therebetween. However, the peeler magnetic field region 44 is arranged on the upstream side and the regenerator region 45 is arranged on the downstream side with respect to the beam traveling direction.
  • the peeler magnetic field region 44 and the regenerator magnetic field region 45 are regions in which a desired multipolar magnetic field is formed.
  • a magnetic field gradient is formed in a direction that weakens the main magnetic field toward the outer peripheral side in the radial direction.
  • a magnetic field gradient is formed in the direction of strengthening the main magnetic field toward the outer peripheral side in the radial direction.
  • the beam whose betatron amplitude has increased in the orbital plane due to the application of the high-frequency magnetic field by the high-frequency kicker 70 reaches the peeler magnetic field region 44 and the regenerator magnetic field region 45 located on the outer peripheral side.
  • the beam that has reached the peeler magnetic field region 44 is deflected toward the outer peripheral side of the orbital surface.
  • the beam that has reached the regenerator magnetic field region 45 is deflected toward the inner peripheral side of the orbital plane, returns to the orbit, and orbits again.
  • the peeler magnetic field region 44 deflects to the outer peripheral side
  • the regenerator magnetic field region 45 deflects to the inner peripheral side of the orbital surface
  • the outer circumference of the orbital surface of the beam is repeated a plurality of times to return to the orbit and orbit.
  • the deflection width toward the side gradually increases, and further enters the septum electromagnet 43 arranged on the outside.
  • the beam further deflected toward the outer peripheral side of the raceway surface by the septum electromagnet 43 is emitted to the outside of the circular accelerator 39 through the beam through hole (exit port) 46 of the yoke 41.
  • the emitted particle beam is emitted from the nozzle 193 through the high energy beam transport system 47 connected to the beam through hole (emission port) 46.
  • peeler magnetic field region 44 a region in which the main magnetic field at the magnetic pole end is reduced can be used without separately arranging a coil or a magnet.
  • the multi-pole magnetic field of the peeler magnetic field region 44 and the regenerator magnetic field region 45 is configured to include at least a quadrupole magnetic field component. However, a multi-pole magnetic field having four or more poles or a two-pole magnetic field may be included.
  • the peeler magnetic field region 44 and the regenerator magnetic field region 45 it is necessary to form a multipolar magnetic field only on the outer peripheral side of the maximum energy orbit 80 in order to ensure acceleration stability in all extraction energy bands. Therefore, among the magnetic fields generated by the magnetic pole pieces and the coil, it is desirable to cancel the unnecessary magnetic field generated on the inner peripheral side of the maximum energy orbit 80 by arranging another magnetic pole piece or the coil.
  • the coil may be arranged in a space different from the peeler magnetic field region 44 in which the magnetic pole piece is arranged and the regenerator magnetic field region 45. For example, as shown in FIG.
  • the magnetic pole pieces are arranged in the peeler magnetic field region 44 and the regenerator magnetic field region 45, and the upstream coil 34 and the downstream coil for canceling the unnecessary magnetic field are arranged in the peeler magnetic field region 44. It is arranged upstream of the above and downstream of the regenerator magnetic field region 45, respectively.
  • Both the upstream coil 34 and the downstream coil 35 are bipolar electromagnets, the upstream coil 34 generates a magnetic field in a direction that weakens the main magnetic field, and the downstream coil 35 generates a magnetic field in a direction that strengthens the main magnetic field.
  • FIG. 9A is a graph showing the relationship between the resonance frequency fcav of the high-frequency acceleration cavity 10, the frequency fext of the high-frequency electric field applied to the beam by the high-frequency kicker 70, and the time t.
  • FIG. 9B is a graph showing the relationship between the acceleration voltage Vacc generated in the gap 11 by the high frequency acceleration cavity 10 and the high frequency kicker voltage Vext applied to the high frequency kicker 70 and the time t.
  • FIG. 9C is a graph showing the relationship between the exciting current of the septum electromagnet 43 and the time t.
  • FIG. 9D is a graph showing the relationship between the current of the incident ion beam, the current of the emitted particle beam, and the time t.
  • the control device 191 outputs a control signal to the acceleration high frequency power supply 25 to output a high frequency, and raises a frequency fcav of a high frequency electric field for acceleration in the gap 11. As a result, one acceleration cycle in the accelerator 39 is started.
  • the control device 191 causes the ion beam from the ion source 53 to enter the ion incident point 52 in the void 11. The ion beam is captured by the high-frequency electric field for acceleration in the void 11.
  • the captured beam is accelerated by the voltage Vacc of the high-frequency electric field of the void 11, starts orbiting along the spiral orbit, and the voltage Vacc of the void 11 is started for each orbit. It is further accelerated to increase energy and orbits with a large outer radius.
  • the controller 191 shuts off the accelerated high frequency voltage Vacc in the void 11 by stopping the operation of the accelerated high frequency power supply 25, after which time t 2 elapses. Then, the high-frequency voltage Vacc for acceleration is turned off, and the acceleration of the beam is interrupted. At the same time, the control device 191 operates the high frequency kicker 70 and starts applying the high frequency voltage Vext to the beam.
  • the high-frequency voltage Vext of the high-frequency kicker 70 rises quickly with a response of several ⁇ s or less because the high-frequency kicker 70 has a structure that is not a resonator and is designed so that the capacitance is an appropriate value.
  • the frequency fext of the high frequency voltage Vext is set to be equal to the product ⁇ r ⁇ f rev of the decimal part ⁇ r of the horizontal tune ⁇ r of the orbiting beam and the orbiting frequency f rev .
  • the septum electromagnet 43 Since the septum electromagnet 43 is installed at the beam exit path inlet 82, when the turn separation of the beam exceeds the coil thickness of the septum electromagnet 43, the beam is guided to the inside of the septum electromagnet 43.
  • the control device 191 sets the exciting current of the septum electromagnet 43 to an appropriate current value according to the beam energy.
  • the particle (proton) beam is sufficiently deflected by the septum electromagnet 43 and guided to the beam emission path 47.
  • the particle beam is emitted out of the circular accelerator 39 through the beam through hole (exit port) 46 of the yoke 41.
  • the emitted particle beam is irradiated to the patient from the high energy beam transport system 85 through the nozzle 193.
  • FIG. 9C shows an example of a change in the current value when the control device 191 pulse-excited the septum electromagnet 43. That is, the control device 191 supplies the exciting current so that the exciting current of the septum electromagnet 43 becomes a predetermined value before the high-frequency kicker voltage Vext rises, and lowers the exciting current when the beam emission is completed.
  • the control device 191 sets the high frequency voltage Vext to the maximum value that can be output, and the particle beam reaches the peeler magnetic field region 44 and the regenerator magnetic field region 45.
  • the high frequency voltage Vext is lowered immediately before the operation. As a result, the time from the start of beam acceleration to the beam emission can be shortened, and the beam emission current can be finely controlled. Further, instead of lowering the high frequency voltage Vext, the emission current of the beam can be changed by sweeping the high frequency kicker frequency fext or changing the phase of the high frequency.
  • the beam emission current can be adjusted, and the beam emission can be stopped by stopping the application of the high-frequency voltage.
  • the required spot dose can be irradiated with just one emitted pulse beam, and the dose rate is improved.
  • the beam emission can be restarted by applying the high frequency voltage again and can be used for the next spot irradiation, and the charge incident from the ion source 53 can be used. Since it can be used without waste, the dose rate is further improved.
  • the accelerator 39 By using the accelerator 39 having the above configuration, it is possible to construct a small accelerator with a small diameter. Therefore, in the particle beam therapy system of the present embodiment, the accelerator 39 is mounted on the rotating portion 118, and it becomes easy to rotate the accelerator 39.
  • the circular accelerator 39 can efficiently emit particle beams having changed energies, it is possible to extract a variable energy beam with high efficiency without using a degrader. Therefore, the emitted beam current can be increased as compared with the particle beam therapy system using a degrader. Further, since the high energy beam transport system 85 does not require a space for installing the degrader, the length of the high energy beam transport system 85 can be shortened. As a result, the high energy beam transport system 85 can be arranged only in the radial direction of the rotating portion 118.
  • the circular accelerator 39 can change the extraction energy electrically, it has an advantage that the time required for energy switching is shorter than that of the method of mechanically moving the degrader.
  • the circular accelerator 39 it is possible to emit a beam by changing the energy for each acceleration cycle, that is, on the order of ms, so that high-speed beam scanning in the beam traveling direction becomes possible. If this beam scanning in the beam traveling direction is used in combination with a scanning mechanism in the direction orthogonal to the beam traveling direction, the beam irradiation control can be speeded up according to the shape of the affected area, so that the dose can be concentrated in a shorter time. Can be improved and patient throughput can be improved.
  • the accelerator 39 of the present embodiment eccentricizes the spiral orbit so that the high-frequency kicker 70 sandwiches the orbit from the maximum energy orbit 80 to the minimum energy orbit 81 desired to be emitted in the centralized region of the spiral orbit.
  • the structure is such that a beam that is installed and accelerated to a desired energy is emitted, but the present embodiment is not limited to this configuration.
  • the spiral orbit may be set as a simple concentric orbit that does not eccentric, and the high-frequency kicker may be controlled to act only after the beam reaches the maximum energy orbit (outermost outer orbit).
  • the beam current and beam pulse width of the emitted particle beam can be controlled by controlling the voltage, phase, frequency, and pulse width applied to the high-frequency kicker.
  • the beam energy change is performed by a scatterer placed outside the accelerator.
  • the circular accelerator 39 can have a dimension in the axis 84 direction orthogonal to the beam orbital plane smaller than the diameter in the beam orbital inward direction. Therefore, as in the first embodiment, in the region of the cylindrical member 116 sandwiched between the two annular guide rails 112, the axis 84 orthogonal to the beam orbital plane is parallel to the rotation axis 117 of the rotating portion 118. By arranging and fixing in this way, the required dimension in the rotation axis direction of the rotating portion 116 of the particle beam therapy system can be reduced. Therefore, a particle beam therapy system with a small facility area can be realized. That is, it is possible to provide a compact treatment system capable of irradiating from a rotation angle of 360 degrees, and it is possible to reduce the cost of the system while ensuring the degree of freedom of treatment.
  • the front and rear of the treatment table 201 in the direction of the rotation axis 118 have a large open space, it is easy for the patient to move. It also has the advantage that peripheral devices such as diagnostic devices (MRI (magnetic resonance imaging) devices, prompt ⁇ -ray detectors, etc.) can be installed in this space.
  • diagnostic devices MRI (magnetic resonance imaging) devices, prompt ⁇ -ray detectors, etc.
  • the synchrocyclotron 97 emits only a single energy beam. For example, in the case of protons, only a beam with a maximum energy of 235 MeV is emitted. Therefore, in the second embodiment, in order to change the energy and irradiate the patient, the degrader 99 is installed outside the accelerator, and the energy is reduced by passing the beam through the degrader 99. Further, the beam that has passed through the degrader 99 spreads in a direction orthogonal to the traveling direction due to scattering, and the momentum also varies. Therefore, a collimator 100 that cuts the beam spread due to scattering and an energy slit 101 that suppresses the momentum variation are provided. I have.
  • the accelerator 97, the degrader 99, the collimator 100, and the energy slit 101 are arranged in order on the cylindrical member 116 of the rotating portion 118 in the circumferential direction.
  • the deflection electromagnet 97 is between the collimator 100 and the energy slit 101, and between the energy slit 101 and the nozzle.
  • 98 are arranged to form a high energy beam transport system 85.
  • the high energy beam transport systems 185a and 185b are arranged on the outer periphery of the tubular member 116.
  • the particle beam changed by the deflecting electromagnet 98 is guided to the nozzle 193 by the high energy beam transport system 185c arranged in the radial direction of the tubular member 116.
  • the scanning electromagnet 192 is arranged on the outer periphery of the high energy beam transport system 185c.
  • the synchrocyclotron 97 is used as an accelerator, it can be mounted on the rotating portion 118, and the degrader 99 does not protrude more to the outer peripheral side than the accelerator 97.
  • the high energy beam transport system 85 such as the above can be arranged. Therefore, the particle beam therapy system of the second embodiment can realize the same facility area as the system of the first embodiment.
  • quadrupole electromagnets for beam convergence shall be appropriately arranged, and the number of deflection electromagnets 97 and 98 may be increased or decreased as necessary.
  • the system of the present embodiment can be used even when irradiating a living body or an object with a particle beam for a purpose other than the therapeutic purpose.
  • Ion source 54 Low energy beam transport system 70 ... High frequency kicker 80 ... Maximum energy orbit 81 ... Minimum emission energy orbit 82 ... Beam emission path inlet 83 ... Beam orbital surface 84 ... Normal line 85 ... High energy beam transport system 97, 98 ... Deflection electromagnet 99 ... Degrader 100 ... Collimeter 101 ... Energy slit 110 ... Support stand 111 ... Wheel 112 ... Guide rail 113 ... Reinforcing member 114 ... Accelerator mounting base 115 ... Counter weight 116 ... Side member 117 ... Rotating shaft 191 ... Control device 193 ... Nozzle 193 ... Scanning electromagnet 201 ... Treatment table 202 ... Floor surface 203 ... Movable floor

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Abstract

設置面積が小さく、かつ、ノズルを３６０度回転可能な粒子線治療システムを提供する。　治療対象の周囲を回転する回転部１２０に、粒子を加速した粒子線を出射する加速器３９を搭載し、粒子線を輸送系８５やノズル１９３により治療対象の近傍まで導いて治療対象に向かって照射する。回転部１２０は、中央に開口を有する環状である。加速器は、回転部１２０によって支持され、回転部１２０の回転に伴って治療対象の周囲を周回する。ノズル１９３は、粒子線を治療対象に向かって照射する照射口を備え、照射口は、回転部１２０の開口内に配置されている。

Description

粒子線治療システム
　本発明は、加速器を用いた粒子線治療システムに関する。
　シンクロトロンやサイクロトロン等の加速器により荷電粒子を加速して粒子線を形成し、ビーム輸送系およびノズルにより治療対象の近くまで導き、ノズルの先端から治療対象の患部に向かって照射する粒子線治療システムが知られている。粒子線治療システムのシンクロトロンやサイクロトロン等の加速器は、治療室とは離れた部屋に設置され、出射された粒子線は、ビーム輸送系によって治療室まで導かれるのが一般的である。
　近年、被検体の近くに回転または回動可能なガントリを配置して、このガントリにノズルを搭載するとともに、サイクロトロンやシンクロサイクロトロン等の比較的小型の加速器を回転ガントリに搭載し回転可能に支持した粒子線治療システムが開示されている（非特許文献１や特許文献１，２）。これらのシステムでは、ガントリを回動させることにより、重要臓器をさけて、所望の方向から治療対象の患部に粒子線を照射することを可能にしている。
　具体的には、非特許文献１のシステムでは、ノズルは、円筒状回転機構に搭載される。加速器は、円筒状回転機構とは間隔をあけて配置された加速器用回転機構によって支持される。加速器とノズルとの間には、ブリッジ状のビーム輸送系が固定される。治療対象は、ノズルが搭載された円筒状回転機構の内側に配置される。円筒状回転機構を所望の角度まで回転させることにより、治療対象に対して所望の向きにノズルを配置するとともに、円筒状回転機構の回転に同期させて、加速器用回転機構を回転させることにより、加速器とビーム輸送系とノズルとの位置関係を保っている。これにより、ノズルを回転させた場合であっても、加速器から出射された粒子線をノズルまで導いて、所望の方向から治療対象に照射することができる。
　一方、特許文献１，２には、円弧状のガントリにノズルを搭載し、円弧状のガントリの外周側に、大きなアーム状のアウターガントリによって加速器を支持し、ノズルと加速器の出射口とを接続したシステムが開示されている。治療対象は、円弧状のガントリの内側に配置される。円弧状のガントリを回動させてノズルの向きを所望の向きに設定しつつ、円弧状のガントリの回動に追従させてアウターガントリによって加速器を回動させることにより、１９０度程度の角度範囲内の所望の角度から治療対象に粒子線を照射することができる。特許文献２のシステムに用いられる加速器は、出射するエネルギーレベルを散乱体で変更するシンクロサイクロトロンである。
Jam Timmer, "The ACCEL single room proton therapy facility" PTCOG45, 2006
特開２０１３－１０６９８１号公報 特開２０１８－２００８９６号公報
　非特許文献１の粒子線治療システムは、ノズルを搭載した円筒状回転機構から軸方向の離れた位置に加速器を配置し、加速器用回転機構により加速器を回転させるため、設置面積としては、円筒状回転機構と加速器用回転機構との間隔をあけて設置できる面積が必要である。
　一方、特許文献１，２の粒子線治療システムは、円弧状のガントリを用いるため、回転範囲が１９０度程度に制限され、治療の自由度が制限される。また、加速器を円弧状のガントリの外側で回動させるために、大きなアーム状のアウターガントリを用いており、円弧状のガントリとは別にアーム状のアウターガントリを設置する面積と、アームを回動させる空間を確保する必要がある。
　本発明の目的は、設置面積が小さく、かつ、ノズルを３６０度回転可能な粒子線治療システムを提供することにある。
　上記目的を達成するために、本発明の粒子線治療システムは、治療対象を搭載する治療台と、治療対象が内側に配置され、その周囲を回転する回転部と、粒子を加速した粒子線を出射する加速器と、粒子線を治療対象の近傍まで導いて治療対象に向かって照射するノズルとを有する。回転部は、中央に開口を有する環状であり、治療台は、開口内に治療対象を配置するように配置されている。加速器は、回転部に搭載されて、回転部によって支持され、回転部の回転に伴って治療対象の周囲を周回する。ノズルは、粒子線を治療対象に向かって照射する照射口を備え、照射口は、回転部の開口内に配置されている。
　本発明によれば、設置面積が小さく、かつ、ノズルを３６０度回転可能な粒子線治療システムを提供できる。
本発明の実施形態１の粒子線治療システムの斜視図である。 本発明の実施形態１の回転ガントリ１２０の補強構造を備えた粒子線治療システムの斜視図である。 本発明の実施形態１の粒子線治療システムに搭載される円形加速器の斜視図である。 本発明の実施形態１の円形加速器のＡ－Ａ’断面図である。 本発明の実施形態１の円形加速器のＢ－Ｂ’断面図である。 本発明の実施形態１の円形加速器の高周波キッカの斜視図である。 本発明の実施形態１の高周波キッカと、出射を所望する最大エネルギーの軌道８０と最小エネルギーの軌道８１と位置関係を示す説明図である。 本発明の実施形態１の円形加速器の軌道面内における各エネルギーのビーム軌道を示す図である。 （ａ）～（ｄ）は、本発明の実施形態１の円形加速器の各部の運転制御タイミングシーケンスを示す図である。 本発明の実施形態２を示す粒子線治療システムの示す斜視図である。
　以下、図面を用いて本発明の一実施形態について説明する。尚、下記はあくまでも実施形態に過ぎず、発明の内容を下記具体的態様に限定する趣旨ではない。発明自体は、下記実施形態以外にも種々の形態に変形させることが可能である。
　＜＜実施形態１＞＞
　本発明の実施形態１の粒子線治療システムについて説明する。本実施形態の粒子線治療システムの構成を図１に示す。
　図１のように、本実施形態の粒子線治療システムは、治療対象（患者）を搭載する治療台２０１と、治療対象の周囲を回転する回転部１１８と、高エネルギーの粒子線を出射する加速器と、粒子線を治療対象の近傍まで導いて治療対象に向かって照射するノズル１９３とを備えている。回転部１１８は、中央に開口を有する環状である。治療台２０１は、回転部１１８の開口内に治療対象を配置するように配置されている。
　なお、粒子線の粒子は、ハドロンや荷電粒子であればよく、例えば、陽子、中性子、各種の原子核（Ｈｅ、Ｃ、Ｎｅ、Ｓｉ、Ａｒ等）を加速器３９により加速して粒子線とすることができる。
　なお、以下の実施形態において、粒子線を粒子ビームまたは単にビームとも呼ぶ。
　加速器３９は、回転部１１８に搭載されて、回転部１１８によって支持されている。これにより、加速器３９は、回転部１１８の回転に伴って、治療対象の周囲を周回する。
　ノズル１９３は、粒子線を治療台２０１上の治療対象に向かって照射する照射口１９３ａを備え、照射口１９３ａは、回転部１１８の開口内に配置されている。
　このように、本実施形態の粒子線治療システムは、加速器３９とノズル１９３の両方を一つの環状の回転部１１８に搭載する構成である。よって、一つの回転部の設置面積が確保できれば粒子線治療システムを設置することが可能である。また、一つの回転部を３６０度回転させることにより、ノズルと加速器３９を３６０度回動させることができる。これにより、設置面積が小さく、ノズルを所望の角度まで３６０度回動させて、所望の方向から患者に対して粒子線を照射可能な粒子線治療システムを提供できる。
　以下、さらに詳しく、実施形態１の粒子線治療システムについて説明する。図１の粒子線治療システムは、上述した回転部１１８、加速器３９、ノズル１９３および治療台１２１の他に、高エネルギービーム輸送系８５、スキャニング電磁石１９２、およびこれらを制御する制御装置１９１を備えている。
　加速器３９は、外形が円柱状であり、荷電粒子をらせん状の軌道に沿って加速する加速器である。以下、加速器３９を円形加速器とも呼ぶ。円形加速器３９の構造については、後で詳しく説明する。
　回転部１１８は、筒状部材１１６と、筒状部材１１６の軸方向の両端に、周方向に沿ってそれぞれ配置された円環状のガイドレール１１２とを含む。回転部１１８は、図１の例では、中心軸１１７を水平方向に向けて配置されている。円形加速器３９は、筒状部材１１６の外周面に加速器取付台１１４を介して搭載されている。
　回転部１１８の下部には、回転部１１８の外周面の一部に接して、回転部１１８を支持するとともに、回転部１１８を回転駆動する支持台１１０が備えられている。回転部１１８と支持台１１０は、回転ガントリ１２０を構成している。
　支持台１１０には、回転部１１８のガイドレール１１２と接する位置に複数のホイール１１１が備えられている。ホイール１１１には、不図示の回転駆動機構と、ブレーキ・保持機構が取り付けられている。回転駆動機構は、ホイール１１１を回転駆動すると、ホイール１１１は、ガイドレール１１２との間の摩擦力によりガイドレール１１２と密着して回転する。これにより、筒状部材１１６は、円形加速器３９とノズル１９３を搭載した状態で回転する。また、ブレーキ・保持機構は、ホイール１１１の回転を停止させ、その位置で保持する。これにより、ホイール１１１は、回転部１１８を、任意の角度まで回転させることができるとともに、その角度で保持することもできるため、回転部１１８に搭載されたノズル１９３を所望の角度まで回動させながら粒子線を患者に対して照射することも可能であるし、ノズル１９３をその角度で停止させた状態で粒子線を患者に対して照射することもできる。
　筒状部材１１６の回転軸１１７を挟んで円形加速器３９と対称の位置には、カウンターウェイト１１５が固定されている。支持台１１０は、回転部１１８が回転した場合に、円形加速器３９およびカウンターウェイト１１５と干渉しないようにその形状および配置が設計されている。
　円形加速器３９は、ビーム周回軌道面の法線方向８４、すなわち、円柱状の円形加速器３９の円柱の中心軸８４が、回転部１１８の回転軸１１７と平行になるように、回転部１１８に搭載されている。円形加速器３９の外形は、ビーム周回軌道面の法線方向８４の長さ（厚さ）が、ビーム周回軌道面の径方向の幅よりも小さく、扁平な形状をしているため、ビーム周回軌道面の法線方向８４と回転部１１８の回転軸１１７が平行となるように搭載することにより、回転部１１８の厚さ（回転軸１１７方向の厚さ）を小さく設計することができる。また、このような配置とすることにより、円形加速器３９の円柱の中心軸方向（厚み方向）のほぼ中央に配置されている粒子線の出射口（貫通孔）４６を、筒状部材１１６の回転軸１１７方向の厚さの中央に位置させることが可能になるため、ノズル１９３およびビーム輸送系８５を筒状部材１１６の径方向に沿って配置すればよく、筒状部材１１６の厚み方向の外側にはみ出すようにビーム輸送系８５を引き回す必要がないため、配置が容易になる。
　高エネルギービーム輸送系８５は、円形加速器３９の粒子線の出射口（貫通孔）４６に、ビーム出射経路４７（図３参照）に沿うように接続され、出射された粒子線をノズル１９３まで輸送する。高エネルギービーム輸送系８５は、加速器取付台１１４および筒状部材１１６を貫通するように配置される。本実施形態では、高エネルギービーム輸送系８５は、図１に示すように、回転部１１８の径方向に沿って配置されている。
　また、回転部１１８の筒状部材１１６の開口内には、その中心軸１１７と同軸であって、筒状部材１１６の回転に同期して治療対象の周囲を回転する筒状の移動床２０３が配置されている。ノズル１９３は、筒状部材１１６によって支持され、ノズル１９３の照射口は、移動床２０３よりも治療台２０１側の空間に突出している。移動床２０３は、図示していない回転駆動部により、回転部１１８と同期して回転及び停止する。これにより、ノズル１９３は、回転部１１８の回転に同期して回転し、治療台２０１上に横たわる患者の患部めがけてビームを照射することができる。
　高エネルギービーム輸送系８５の外周には、スキャニング電磁石１９２が取り付けられている。スキャニング電磁石１９２は、筒状部材１１６によって支持されている。スキャニング電磁石１９２は、高エネルギービーム輸送系８５の中が輸送されている途中の粒子線に変調磁場を印加することにより、ノズル１９３から出射される粒子線を走査する。これにより、患者の患部に対して、粒子線を走査しながら照射することができる。なお、スキャニング電磁石１９２は、円形加速器３９の内部空間に設置することもできる。この内部空間に設置するセプタム電磁石（後述）に、スキャニング電磁石の機能を兼ねさせることも可能である。
　また、高エネルギービーム輸送系８５の途中に、ビーム収束用の四極電磁石を配置してもよい。その場合、高速励磁可能な四極電磁石を用いことにより、円形加速器３９の出射する粒子線のエネルギー変更が高速に行われる場合であっても、それに対応して粒子線を収束させることができる。
　なお、本実施形態ではガイドレール１１２は２つとしたが、回転部１１８の支持強度を増すためにさらに多数用いても良い。また、ガイドレール１１２の内周側に、例えば図２に示すようなトラス構造の補強部材１１３を設置してもよい。
　＜円形加速器３９＞
　次に、円形加速器３９の構造について説明する。
　実施形態１では、円形加速器３９として、出射する粒子線のエネルギーを変更可能な構造のものを用いる。
　具体的には、円形加速器３９は、入射した荷電粒子を、一定強度の主磁場中で時間的に周波数変調された高周波電場を電極から粒子に印加することによって粒子を加速し、軌道半径を増加させながららせん状の軌道に沿って周回させる構造である。また、軌道を周回中の粒子に対して、加速のための高周波電場とは周波数の異なる高周波電場を高周波キッカから印加することにより、径方向外周側に偏向させて出射させる。高周波キッカに印加する電圧の強さや高周波の振幅、位相、周波数のいずれかを制御することにより、出射する粒子線のビームを制御することができる。
　特に、本実施形態で以下説明する円形加速器３９は、らせん状の軌道を偏心させた構造であり、高周波キッカを、らせん状の軌道のうちの出射させたいエネルギー範囲の最大エネルギーの軌道と最小エネルギーの軌道とを挟むように配置した構造である。これにより、加速したビームが所望のエネルギー（所望の軌道半径）に達するまで高周波電場を印加して加速し、高周波キッカから高周波電場を印加することにより、所望のエネルギーの粒子を径方向外側に偏向させて出射させることができる。
　ここでは、円形加速器３９は、水素イオンのイオンビームを加速して７０～２３５MeVの陽子線を出射する例について説明する。
　円形加速器３９の外観を図３に、断面構成を図４および図５に示す。円形加速器３９は、直径よりも厚さのサイズが小さい円柱状の主電磁石４０によってその外殻を形成されている。主電磁石４０は、真空引きされた空間５１が設けられており、内部空間５１がビーム周回軌道面が形成されるビーム加速領域となる。主電磁石４０は、ビーム周回軌道面付近を挟んでその法線方向８４（中心軸）に２分割可能である。
　主電磁石４０の一方の端面にはイオン源５３が設置されており、低エネルギー輸送系５４を通してイオンビームが円形加速器３９内部に入射される。
　この時本実施形態では、出射される粒子線のエネルギーを70Mev～235Mevまで大きく変更可能にするため、らせん状のビーム軌道を偏心させる。そのため、イオン源５３は、図４に示したように、円形加速器の中心軸８４よりも、ビーム出射経路入口８２に近い位置（イオン入射点）５２に向かってイオンビームを入射するように配置されている。
　イオン源５３としては、ECRイオン源などを適用できる。なお、イオン源は、主電磁石４０内部の空間５１内に配置しても良く、その場合はPIG型イオン源などが適用できる。
　主電磁石４０は、図５のように、主磁極３８、ヨーク４１および主コイル４２を備えている。ヨーク４１には、加速されたビームを取り出すビーム用貫通口４６、内部のコイル導体を外部に引き出すためのコイル用貫通孔４８、真空引き用貫通孔４９、高周波加速空胴１０を配置するための高周波系用貫通口５０が、一対の磁極４０の接続面上に設けられている。
　主コイル４２は、円環状であり、リターンヨーク４１の内壁に沿って設置されている。主コイル４２は、超電導コイルであり、コイル周囲にはクライオスタット６０が設置されている。なお、主コイル４２は、常伝導コイルを用いてもよい。主コイル４２の内側には主磁極３８が設置されており、主磁極３８の表面に設置されるトリムコイル（図示せず）と共に、内部の空間５１においてらせん状にイオンビームを周回させ、取出すのに適した磁場分布を形成する。
　高周波加速空胴１０は、λ/2共振型空胴であり、ディー電極１２、ダミーディー電極１３、外導体１５、内導体１４、外導体１５、入力カプラ２０および回転コンデンサ３０を備えて構成される。ディー電極１２は、略Ｄ字型の中空電極であり、内導体１４と接続されている。ダミーディー電極１３は、外導体１５と接続されている。ディー電極１２とダミーディー電極１３との間には、空隙１１が設けられている。入力カプラ２０には、高周波電源２５の出力する高周波を、内導体１４に対して供給する。ダミーディー電極１３はアース電位である。これにより、空隙１１に、イオンビームを加速するための高周波加速電場を形成することができる。ディー電極１２とダミーディー電極は、加速用の空隙１１がイオンビームの入射点５２を通るようにその形状が定められている。
　また、回転コンデンサ３０は、内導体１４に接続された固定電極３２と、外導体１５に接続され、固定電極３２と向かい合うように配置された回転電極３３と、モータ３１とを含む。モータ３１により外導体１５を回転させることにより、固定電極３２と回転電極３３との対向する面積が変化し、高周波加速空胴１０の共振周波数が変わる。これにより、空隙１１に印加される高周波電場の周波数が変調され、らせん状の軌道を周回するイオンビームを加速することができる。図４に示した加速間隙１１の形状は、ハーモニクス数１の場合を示している。間隙１１の形状は、イオンビームの軌道形状に応じて形成される。
　本実施形態の加速器３９においては、主電磁石４０の形成する主磁場が、軌道の半径方向外周側に行くにつれ、磁場の値が小さくなり、また、設計された軌道に沿う方向（周方向）について磁場は一定となるように設計されている。これにより、設計軌道は円形となり、粒子のエネルギーが高まるにつれその軌道半径・周回時間は増大する。
　よって、イオン入射点５２に入射したイオンビームは、空隙１１に印加されている周波数変調した加速用の電場によって加速され、らせん状のビーム軌道に沿って周回しながら空隙１１を通過するたびに加速されてエネルギーが上昇するため、次第に径が大きい軌道を進む。
　このとき、イオン入射点５２が、中心軸８４に対して偏心させているため、らせん状の軌道も、ビーム出射経路入口８２側に偏心している。主電磁石４０の主磁場は、イオン入射点５２を中心に、軌道の半径方向外周側に行くにつれ、磁場の値が小さくなり、また、設計された軌道に沿う方向（周方向）について磁場は一定となるように設計されている。
　らせん状の軌道を図８に示す。図８の周回軌道は、最大エネルギー２３５ＭｅＶから磁気剛性率０．０４Ｔｍおきに５０種類のエネルギーの軌道を実線で示している。図８から明らかなように、軌道は、中心に近い低エネルギー領域ではサイクロトロン同様にイオン入射点５２付近を中心に周回しているが、高エネルギー領域では、ビーム出射経路入口８２に近い領域（集約領域と呼ぶ）では密に集まっており、内導体１４に近い領域（離散領域と呼ぶ）では離散している。このように、軌道が密な集約領域をビーム出射経路入口８２の近くに形成することにより、出射エネルギーが可変でありながら、ビーム取出しを容易な加速器３９を実現することができる。
　なお、図８において、点線は、各軌道の同一の周回位相を結んだ線であり、等周回位相線と呼ぶ。ディー電極１２とダミーディー電極１３との間に形成される加速間隙１１は、等周回位相線に沿って設置する。等周回位相線は、集約領域から周回位相π／２０ごとに図８ではプロットされている。
　上記のような集約領域を設けたらせん軌道を形成し、しかも軌道周辺での粒子の安定な振動を生じさせるために、磁場強度Ｂおよび磁場勾配が式（１）を満たすように主電磁石４０がは設計されている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 ここで、ρは設計軌道の偏向半径、Ｂは磁場強度、δＢ/δrは半径方向の磁場勾配を表す。
　式(１)によって定義される規格化された磁場勾配ｎが、０より大かつ１未満となるように主電磁石４０の形成する磁場を設計することにより、設計軌道から半径方向に微小にずれた粒子は、設計軌道に戻す方向の復元力を磁場から受ける。また、軌道面に対して鉛直な方向にずれた粒子も、軌道面に戻す方向の復元力を磁場から受ける。
　すなわち、粒子のエネルギーが大きくなる（軌道半径が大きくなる）につれて、適切に磁場を小さくしていけば、常に設計軌道からずれた粒子を設計軌道に戻そうとする向きに復元力が働くため、粒子は、設計軌道の近傍を振動（ベータトロン振動）しながら設計軌道に沿って周回する。これにより、安定に粒子ビームを周回・加速させることが可能である。また、加速器３９のらせん状の軌道を周回している全エネルギーのビームについて、軌道面内に平行な方向のベータトロン振動数（水平チューン）は、１より小さく、かつ１に近い値に設定される。
　上述の主電磁石４０の主磁場分布は、主コイル４２およびトリムコイルに所定の励磁電流を流すことにより形成される。主磁極３８の形状は、軌道面に対して対称な形状であり、軌道面上においては軌道面に垂直な方向の磁場成分のみを持つ。
　本発明の円形加速器３９は、主磁場が弱収束磁場であるため、AVFサイクロトロンにおけるHillおよびValley磁場に由来する制約を受けることなく主磁場を高めることができるので、ビーム軌道の偏向半径を小さくすることが可能である。これにより、円形加速器３９の直径を小さくすることができ、小型化することができる。
　続いて、円形加速器３９内に備えられた粒子線を出射させるための構造について説明する。粒子線を出射させるために、円形加速器３９内には、高周波キッカ７０、ピーラ磁場領域４４、リジェネレータ磁場領域４５、セプタム電磁石４３、上流側コイル３４および下流側コイル３５が配置されている。
　高周波キッカ７０は、図６および図７に示すように、接地電極７１と高圧電極７２を備え、両電極７１，７２は、集約領域において、出射を所望する最大エネルギーの軌道８０から最小エネルギーの軌道８１までの範囲の複数の軌道を挟むように対向して設置されている。また、接地電極７１と高圧電極７２は、軌道面内において、軌道と直交する方向に高周波電場が作用するように、すなわち、軌道を通過する粒子の軌道面内方向のベータトロン振動の振幅を増大させる方向の電場を印加することができるように、その形状が定められている。
　接地電極７１には、図６に示すような金属製の突起部７３を取り付けてもよい。突起部７３を取り付けることにより、接地電極７１と高圧電極７２との間に生じる高周波電場を集中させることが可能になる。
　接地電極７１および高圧電極７２共に粒子ビームが通過する中心平面付近に、粒子の通過孔を有する。この通過孔は、高周波キッカ７０による粒子ビームのベータトロン振動の振幅増大を考慮して、ビームが電極７１，７２に衝突しない程度の大きさに設計されている。また、高圧電極７２は、高周波電圧が印加されるため絶縁して支持する。
　高周波キッカ７０は、ビーム出射経路入口８２の近辺に配置することが望ましいが、別の場所に配置してもよい。
　セプタム電磁石４３は、図４に示すように、ビーム出射経路入口８２の下流側に置き、ビームを出射する時にパルス励磁する構成とする。セプタム電磁石４３は、1台のみではなく、複数台に分割して設置してもよい。
　ピーラ磁場領域４４と、リジェネレータ磁場領域４５は、出射させたいエネルギー範囲の最大エネルギー軌道８０の外周側であって、ビーム出射経路入口８２を挟んで対称な方位角領域にそれぞれ配置されている。ただし、ビーム進行方向に対して上流側にピーラ磁場領域４４、および、下流側にリジェネレータ領域４５を配置する。
　ピーラ磁場領域４４とリジェネレータ磁場領域４５は、所望の多重極磁場が形成された領域である。ピーラ磁場領域４４には、径方向外周側に向かって主磁場を弱める方向の磁場勾配が形成されている。これに対し、リジェネレータ磁場領域４５には、径方向外周側に向かって主磁場を強める方向の磁場勾配が形成されている。これらの磁場は、磁性体製の複数の磁極片かコイル、あるいはその両者を非磁性材によって固定することにより形成されている。
　高周波キッカ７０により高周波磁場が印加されることにより、軌道面内でベータトロン振幅が増大したビームは、外周側に位置するピーラ磁場領域４４とリジェネレータ磁場領域４５に到達する。
　ピーラ磁場領域４４に到達したビームは、軌道面の外周側に偏向される。一方、リジェネレータ磁場領域４５に到達したビームは、軌道面内周側に偏向され、軌道に戻って再び周回する。これにより、ピーラ磁場領域４４によって外周側に偏向され、リジェネレータ磁場領域４５によって軌道面の内周側に偏向され、軌道に戻って周回する動作を複数回繰り返すうちに、ビームの軌道面の外周側への偏向幅が次第に大きくなり、さらに外側に配置されているセプタム電磁石４３に入る。セプタム電磁石４３によって軌道面外周側にさらに偏向されたビームは、ヨーク４１のビーム用貫通孔（出射口）４６を通って、円形加速器３９の外に出射される。出射された粒子ビームは、ビーム用貫通孔（出射口）４６に接続された高エネルギービーム輸送系４７を通って、ノズル１９３から出射される。
　よって、所望のエネルギー（半径）の軌道に到達したビームに対して、高周波キッカ７０から高周波磁場を印加することにより、所望のエネルギーの粒子線を出射させることができる。
　なお、ピーラ磁場領域４４としては、別途コイルや磁石を配置せず、磁極端部の主磁場が減少する領域を利用することもできる。
　ピーラ磁場領域４４と、リジェネレータ磁場領域４５の多重極磁場には、少なくとも４極磁場成分が含まれるように構成する。ただし、４極以上の多極磁場、あるいは２極磁場が含まれていてもよい。
　ピーラ磁場領域４４およびリジェネレータ磁場領域４５には、全ての取出しエネルギー帯で加速安定性を確保するためには、多重極磁場を最大エネルギー軌道８０の外周側にのみ形成する必要がある。このため、磁極片やコイルにより生じる磁場のうち、最大エネルギー軌道８０の内周側に生じる不要磁場を、別の磁極片あるいはコイルを配置することにより打ち消すことが望ましい。なお、磁極片とコイルを併用する場合は、磁極片を配置するピーラ磁場領域４４とリジェネレータ磁場領域４５とは異なる空間にコイルを配置してもよい。例えば、図４の配置のように、磁極片をピーラ磁場領域４４とリジェネレータ磁場領域４５の中に配置するとともに、不要磁場を打ち消すための上流側コイル３４と下流側コイルを、ピーラ磁場領域４４の上流、および、リジェネレータ磁場領域４５の下流にそれぞれ配置する。上流側コイル３４と下流側コイル３５は共に２極電磁石であり、上流側コイル３４は主磁場を弱める向きの磁場を発生させ、下流側コイル３５は主磁場を強める向きの磁場を発生させる。
　＜ビームの加速と出射＞
　図９に示したタイミングチャートを用いて、加速器３９の動作を説明する。図９（ａ）は、高周波加速空洞１０の共振周波数ｆcavと、高周波キッカ７０によりビームに印加される高周波電場の周波数ｆextと、時刻ｔとの関係を示すグラフである。図９（ｂ）は、高周波加速空洞１０により間隙１１に発生する加速電圧Ｖaccと、高周波キッカ７０に印加される高周波キッカ電圧Ｖextと、時刻ｔとの関係を示すグラフである。図９（ｃ）は、セプタム電磁石４３の励磁電流と、時刻ｔとの関係を示すグラフである。図９（ｄ）は、入射するイオンビームの電流と、出射する粒子線の電流と、時刻ｔとの関係を示すグラフである。
　図９（ａ）のように、制御装置１９１は、加速高周波電源２５へ制御信号を出力して、高周波を出力させ、空隙１１に加速用の高周波電場の周波数ｆcavを立ち上げる。これにより、加速器３９における一加速周期が開始される。つぎに、図９（ｄ）のように、制御装置１９１は、イオン源５３からイオンビームを空隙１１のイオン入射点５２に入射させる。イオンビームは、空隙１１の加速用高周波電場により捕獲される。時間t1経過後にイオンビームの捕獲が終了すると、捕獲されたビームは、空隙１１の高周波電場の電圧Ｖaccにより加速され、らせん軌道に沿って周回を開始し、周回のたびに空隙１１の電圧Ｖaccによりさらに加速されてエネルギーを増し、外側の半径の大きな軌道を周回していく。
　ビームが所望の取出しエネルギー（軌道半径）に達したら、制御装置１９１は、加速高周波電源２５の動作を停止させることにより、空隙１１の加速高周波の電圧Ｖaccを遮断し、そこから時間t2が経過すると加速用高周波電圧ＶaccがOFF状態となり、ビームの加速が中断される。それと同時に、制御装置１９１は、高周波キッカ７０を動作させ、高周波電圧Ｖextのビームへの印加を開始する。高周波キッカ７０の高周波電圧Ｖextは、高周波キッカ７０が、共振器ではない構造であり、静電容量が適切な値となるように設計されているため、数μs以下の応答で素早く立ち上がる。高周波電圧Ｖextの周波数ｆextは、周回しているビームの水平チューンνrの小数部Δνrと、周回周波数frevとの積Δνr×frevと等しくなるように設定する。これにより、軌道面に平行な方向のベータトロン振動の振幅が、共鳴的に増大し続け、ピーラ磁場領域４４とリジェネレータ磁場領域４５にビームが到達する。
　ビームは、ピーラ磁場領域４４を通過することにより、外周側にキック（偏向）され、リジェネレータ領域４５を通過すると逆に内周側にキックされる。ピーラ磁場領域４４、リジェネレータ領域４５共に径方向に磁場勾配を有するので、複数回ビームが周回するうちに、キック量が次第に増えていき、ターンセパレーション（ビームが軌道から離れる距離）が増大する。つまり、2νr=2のベータトロン振動の共鳴条件を利用することで、ターンセパレーションを増大させることができる。
　ビーム出射経路入口８２にはセプタム電磁石４３が設置されているため、ビームのターンセパレーションがセプタム電磁石４３のコイル厚みを超えると、ビームはセプタム電磁石４３内部へと導かれる。制御装置１９１は、セプタム電磁石４３の励磁電流をビームエネルギーに応じた適切な電流値に設定する。これにより、粒子（陽子）ビームは、セプタム電磁石４３において十分な偏向し、ビーム出射経路４７へ導かれる。これにより、粒子ビームはヨーク４１のビーム用貫通孔（出射口）４６を通って、円形加速器３９の外に出射される。出射された粒子ビームは、高エネルギービーム輸送系８５からノズル１９３を通って、患者に照射される。
　図９（ｃ）は、制御装置１９１が、セプタム電磁石４３をパルス励磁した場合の電流値の変化の例を記載している。つまり、制御装置１９１は、高周波キッカ電圧Ｖextが立ち上がる前までに、セプタム電磁石４３の励磁電流が所定の値となるように励磁電流を供給し、ビーム出射を終えたら励磁電流を立ち下げる。
　なお、制御装置１９１は、高周波キッカ７０から高周波電圧Ｖextの印加を開始した直後は、高周波電圧Ｖextを出力可能な最大値に設定し、粒子ビームがピーラ磁場領域４４とリジェネレータ磁場領域４５に到達する直前に高周波電圧Ｖextを低下させる。これにより、ビームの加速の開始からビーム出射までの時間を短縮できると共に、ビームの出射電流を細かく制御することができる。また、高周波電圧Ｖextを低下させるかわりに、高周波キッカ周波数ｆextをスイープするか、あるいは高周波の位相を変えることでも、ビームの出射電流を変えることができる。
　高周波キッカ７０に引加する高周波電圧Ｖextまたは周波数ｆextを制御することで、ビームの出射電流を調整することができ、該高周波電圧を印加停止すればビーム出射を停めることができるので、スキャニング照射で要求されるスポット線量を、１回の出射パルスビームで過不足なく照射することができ、線量率が向上する。また、出射後に加速器内に周回電荷が残存していれば、該高周波電圧を再び印加することでビーム出射を再開できて次のスポット照射に用いることができ、イオン源５３より入射された電荷を無駄なく使用できるため、線量率がさらに向上する。
　以上のような構成の加速器３９を用いることにより、直径の小さな小型な加速器を構成することができる。よって、本実施形態の粒子線治療システムは、回転部１１８に加速器３９を搭載して、回転させることが容易になる。
　また、円形加速器３９は、エネルギーを変更した粒子線を効率よく出射できるため、ディグレーダを用いることなく高効率に可変エネルギーのビーム取出しができる。よって、ディグレーダを用いる粒子線治療システムと比較して、出射されるビーム電流を増大させることができる。さらに、高エネルギービーム輸送系８５にディグレーダの設置スペースが不要となるため、高エネルギービーム輸送系８５の長さを短くすることができる。これにより、高エネルギービーム輸送系８５を回転部１１８の径方向のみに配置することも可能になる。
　また、円形加速器３９は、電気的に取出しエネルギーを変更できるため、ディグレーダを機械的に移動する方式よりもエネルギー切替えに要する時間が短いという利点も有する。例えば、円形加速器３９であれば、1加速周期毎に、つまりmsオーダでエネルギーを変更してビーム出射することも可能であるから、ビーム進行方向の高速なビームスキャニングが可能となる。このビーム進行方向のビームスキャニングを、ビーム進行方向と直交する向きのスキャニング機構と組合せて使用すれば、患部形状に合わせたビーム照射制御の高速化が図れるので、より短時間の照射で線量集中性を向上でき、患者スループットを向上させることができる。
　さらに、照射時に回転部の回転を停止させず、回転中に連続的に照射し続ける連続回転照射と組み合わせることも可能であり、その場合は、さらに照射時間が短縮され患者スループットが向上する。
　なお、本実施形態の加速器３９は、らせん軌道を偏心させ、らせん軌道の集約領域において、高周波キッカ７０が、出射を所望する最大エネルギーの軌道８０から最小エネルギーの軌道８１までの軌道を挟むように設置され、所望のエネルギーまで加速されたビームを出射させる構造であったが、本実施形態はこの構成に限られるものではない。例えば、らせん軌道を偏心させないシンプルな同心円軌道としておき、ビームが最大エネルギー軌道（最外周軌道）に達した後にのみ高周波キッカが作用するよう制御してもよい。この場合は、最大エネルギーでのビーム出射しかできないが、高周波キッカに印加する電圧、位相、周波数、パルス幅を制御すれば、出射する粒子線のビーム電流やビームパルス幅は制御できる。ビームエネルギー変更は、加速器外に置く散乱体で実施する。
　実施形態１の粒子線治療システムにおいて、円形加速器３９は、ビーム周回軌道面と直交する軸８４方向の寸法が、ビーム周回軌道面内方向の直径よりも小さくできる。よって、本実施形態１のように、２本の円環状のガイドレール１１２に挟まれる円筒部材１１６の領域に、ビーム周回軌道面と直交する軸８４が回転部１１８の回転軸１１７と平行となるように配置固定すれば、粒子線治療システムの回転部１１６の回転軸方向の必要寸法を小さくできる。よって、施設面積が小さい粒子線治療システムを実現できる。つまり、360度の回転角度からの照射が可能なコンパクトな治療システムが提供可能となり、治療自由度を確保しつつシステムの低コスト化が図れる。
　また、本実施形態の粒子線治療システムは、回転軸１１８方向の治療台２０１の前後が大きな解放空間となるので、患者移動が容易となる。また、この空間に診断機器などの周辺機器（ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置、即発γ線検出器など）を設置することも可能であるという利点も有する。
　＜実施形態２＞
　本発明の実施形態２に関する粒子線治療システムを説明する。ここでは、実施形態１と異なる構成についてのみ説明し、同一の構成については説明を省略する。本実施形態の粒子線治療システムの構成を図１０に示す。本実施形態は、円形加速器３９か、あるいはシンクロサイクロトロン９７を用いる。
　シンクロサイクロトロン９７は、広く知られているように、単一エネルギーのビームのみが出射される。例えば、陽子であれば最大エネルギー２３５MeVのビームのみが出射される。そのため、実施形態２では、エネルギーを変更して患者に照射するために、加速器の外にディグレーダ９９を設置し、ディグレーダ９９にビームを通すことでエネルギーを減少させる。また、ディグレーダ９９を通過したビームは、散乱により進行方向と直交する向きに広がるほか、運動量にもばらつきが生じるため、散乱によるビーム拡がりをカットするコリメータ１００と、運動量ばらつきを抑制するエネルギースリット１０１を備えている。
　具体的には、図１０に示すように、回転部１１８の円筒部材１１６に加速器９７、ディグレーダ９９、コリメータ１００、エネルギースリット１０１を周方向に順に配置する。これらを通過する粒子線を、直管状のエネルギー輸送系１８５ａ、１８５ｂ、１８５ｃを用いてノズル１９３まで導くため、コリメータ１００とエネルギースリット１０１との間、エネルギースリット１０１とノズルの間に、偏向電磁石９７、９８を配置し、高エネルギービーム輸送系８５を構成している。高エネルギービーム輸送系１８５ａ、１８５ｂは、筒状部材１１６の外周に配置されている。そして、偏向電磁石９８により変更した粒子線を、筒状部材１１６の径方向に配置した高エネルギービーム輸送系１８５ｃによってノズル１９３まで導いている。スキャニング電磁石１９２は、高エネルギービーム輸送系１８５ｃの外周に配置している。
　このような構造のシステムにすることにより、シンクロサイクロトロン９７を加速器として使用した場合であっても、回転部１１８に搭載することができ、加速器９７よりも外周側に大きく張り出すことなく、ディグレーダ９９等の高エネルギービーム輸送系８５を配置することができる。よって、実施形態２の粒子線治療システムは、実施形態１のシステムと同一の施設面積を実現できる。
　なお、高エネルギービーム輸送系８５には、図示しないが、ビーム収束用の四極電磁石を適切に配置するものとし、偏向電磁石９７，９８の数は必要に応じて増減してもよい。
　本実施形態１，２では、治療対象として患者（人）とする例について説明したが、動物や細胞や植物等の生体であってもよい。また、治療目的以外の目的で、生体や物体に粒子線を照射する場合であっても本実施形態のシステムを用いることができる。
１１…加速間隙
１２…ディー電極
１３…ダミーディー電極
１４…内導体
１５…外導体
２０…入力カプラ
２５…加速高周波電源
３０…回転コンデンサ
３１…モータ
３２…固定電極
３３…回転電極
３４…上流側コイル
３５…下流側コイル
３９…円形加速器
４０…主電磁石
４１…ヨーク
４２…主コイル
４３…セプタム電磁石
４４…ピーラ磁場領域
４５…リジェネレータ磁場領域
４６…ビーム用貫通孔（出射口）
４７…ビーム出射経路
４８…コイル用貫通孔
４９…真空引き用貫通孔
５０…高周波系用貫通孔
５２…イオン入射点
５３…イオン源
５４…低エネルギービーム輸送系
７０…高周波キッカ
８０…最大エネルギー軌道
８１…最低出射エネルギー軌道
８２…ビーム出射経路入口
８３…ビーム周回軌道面
８４…法線
８５…高エネルギービーム輸送系
９７、９８…偏向電磁石
９９…ディグレーダ
１００…コリメータ
１０１…エネルギースリット
１１０…支持台
１１１…ホイール
１１２…ガイドレール
１１３…補強部材
１１４…加速器取付台
１１５…カウンターウェイト
１１６…側面部材
１１７…回転軸
１９１…制御装置
１９３…ノズル
１９３…スキャニング電磁石
２０１…治療台
２０２…床面
２０３…可動床

Claims (15)

  1. 　治療対象を搭載する治療台と、前記治療対象が内側に配置され、その周囲を回転する回転部と、粒子を加速した粒子線を出射する加速器と、前記粒子線を前記治療対象の近傍まで導いて前記治療対象に向かって照射するノズルとを有し、
    　前記回転部は、中央に開口を有する環状であり、前記治療台は、前記開口内に前記治療対象を配置するように配置され、
    　前記加速器は、前記回転部に搭載されて、前記回転部によって支持され、前記回転部の回転に伴って、前記治療対象の周囲を周回し、
    　前記ノズルは、前記粒子線を前記治療対象に向かって照射する照射口を備え、前記照射口は、前記回転部の前記開口内に配置されてい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であって、前記回転部の回転角度は、３６０度である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であって、前記回転部は、円筒状であり、前記加速器は、円筒状の前記回転部の外周面に搭載されていることを特徴とする粒子線治療システム。
  4. 　請求項３に記載の粒子線治療システムであって、前記円筒状の回転部の外周面の一部に接して、前記円筒状の回転部を支持するとともに、前記円筒状の回転部を回転駆動する支持台をさらに有することを特徴とする粒子線治療システム。
  5. 　請求項４に記載の粒子線治療システムであって、前記円筒状の回転部は、筒状部材と、前記筒状部材の軸方向の両端に、周方向に沿ってそれぞれ配置された円環状のガイドレールとを含み、
    　前記支持台は、前記ガイドレールと接する位置に配置されたホイールと、前記ホイールを回転駆動する駆動部とを含むことを特徴とする粒子線治療システム。
  6. 　請求項１に記載の粒子線治療システムであって、前記加速器の外形は円柱状であり、前記円柱の軸方向は、前記回転部の回転軸に対して平行に向けられていることを特徴とする粒子線治療システム。
  7. 　請求項１に記載の粒子線治療システムであって、前記回転部の前記開口内に配置され、前記回転部と同軸であって、前記回転部に同期して前記治療対象の周囲を回転する円筒状の移動床をさらに有し、
    　前記ノズルの照射口は、前記移動床よりも前記治療台側の空間に突出していることを特徴とする粒子線治療システム。
  8. 　請求項７に記載の粒子線治療システムであって、前記加速器と前記ノズルとの間には、前記回転部の径方向に沿って粒子線輸送系が配置され、前記粒子線輸送系の外側には、前記粒子線輸送系内の粒子線に磁場を印加し、前記ノズルから出射される粒子線を走査させる走査用電磁石が配置されてい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であって、前記加速器は、粒子線の出射エネルギーを変更可能であ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であって、前記加速器は、入射した粒子に周波数を変調した加速用の高周波電場を印加することにより、軌道半径を増加させながららせん状の軌道に沿って周回させて加速する構造であることを特徴とする粒子線治療システム。
  11. 　請求項１０に記載の粒子線治療システムであって、前記加速器は、前記加速用の前記高周波電場とは周波数の異なる高周波電場を、前記軌道を周回中の前記粒子に印加することにより、前記軌道を周回中の前記粒子の少なくとも一部を外周側に偏向させて出射させる高周波キッカを有することを特徴とする粒子線治療システム。
  12. 　請求項１０に記載の粒子線治療システムであって、前記加速器の前記らせん状の軌道は、偏心していることを特徴とする粒子線治療システム。
  13. 　請求項１に記載の粒子線治療システムであって、前記加速器から出射された粒子線のエネルギーを所定のエネルギーまで低減させるディグレーダと、前記加速器から出射された粒子線を前記ディグレーダに通過させる粒子線輸送系をさらに有し、
    　前記回転部は、円筒状であり、
    　前記粒子輸送系の少なくとも一部と、前記加速器とディグレーダは、前記円筒状の回転部の外周面上に搭載され、前記回転部の回転に伴って、前記加速器とともに前記治療対象の周囲を周回することを特徴とする粒子線治療システム。
  14. 　請求項１に記載の粒子線治療システムであって、前記加速器は、シンクロサイクロトロンであることを特徴とする粒子線治療システム。
  15. 　請求項９に記載の粒子線治療システムであって、前記加速器は、入射した粒子を加速して出射するまでを1加速周期としたときに、少なくとも1加速周期以上の時間間隔で、出射する前記粒子線のエネルギーを異なるエネルギーに変更することを特徴とする粒子線治療システム。
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