JP3705091B2 - 医療用加速器システム及びその運転方法 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、荷電粒子ビームを加速した後、出射して利用する医療用加速器システム及びその運転方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来の加速器システム及びその荷電粒子ビーム出射方法に関しては特許第２５９６２９２号公報に記されている。
【０００３】
特許第２５９６２９２号公報に記されているように、前段加速器からの荷電粒子ビームを入射器から後段加速器に入射する。後段加速器では、荷電粒子ビームを治療に必要なエネルギーまで加速し、出射する。荷電粒子は、左右或いは上下に振動しながら周回する。これをベータトロン振動という。ベータトロン振動の周回軌道一周あたりの振動数をチューンという。収束用４極電磁石，発散用４極電磁石を用い、チューンを整数＋１／３もしくは整数＋２／３に近付けるかあるいは整数＋１／２に近づけると同時に、周回軌道上に設けられた共鳴発生用多重極電磁石を励磁すると、多数周回している荷電粒子のうち、ある一定以上のベータトロン振動振幅を持つ荷電粒子のベータトロン振動の振幅が急激に増加する。この現象をベータトロン振動の共鳴という。共鳴が発生する前記境界を安定限界と呼び、その大きさは、共鳴発生用多極磁場と４極磁場の強度との関係により変化する。チューンを整数＋１／２に近付けた時の共鳴を２次共鳴、チューンを整数＋１／３もしくは整数＋２／３に近付けた時の共鳴を３次共鳴とよび、以下３次共鳴でチューンを整数＋１／３に近付ける場合を例にとって説明する。共鳴の安定限界の大きさは、チューンの整数＋１／３からの偏差が小さい程小さくなる。そこで従来技術では、共鳴発生用多極電磁石の強度を一定にしたままで、チューンをまず整数＋１／３に近付け、偏向電磁石の強度や共鳴発生用多極電磁石の強度を一定にするだけでなく、チューン一定、即ち、４極電磁石の磁場強度を一定としておき、複数の周波数成分あるいは周波数帯域を有する高周波電磁界をビームに加えてベータトロン振動振幅を増加させて共鳴を発生させる。前記共鳴によるベータトロン振動の増大を利用して出射用デフレクタから出射する。出射したイオンビームは、イオンビーム輸送系の電磁石を用いて治療室へ輸送される。
【０００４】
従来の加速器で使用されてきた出射用高周波源については、特開平７−14699号公報に記されている。荷電粒子ビームは、共鳴発生用多極電磁石の作用により、チューンがベータトロン振動の振幅に依存して変化する。そのため、ビーム出射のための高周波は、周波数帯域ないし複数の周波数を有する必要がある。従来技術では、周波数帯域内に周回型加速器から出射する荷電粒子ビームのチューンの小数部と周回周波数の積を含んで周波数幅が数１０ｋＨｚ程度にわたる高周波を荷電粒子ビームに加えていた。
【０００５】
加速器から出射した荷電粒子ビームは、特開平１０−１１８２０４号公報に記されているように、治療室に輸送され、照射室には、照射装置が設置される。照射装置には、ビーム径を増加させる散乱体と径を増加させたビームを円形に走査するビーム走査電磁石が設置されている。この散乱体により径を増加させたビームを円形に走査することにより、走査するビーム中心の軌跡の内側の積算ビーム強度が平坦化される。強度分布を平坦化したビームから、患者コリメータにより照射ビーム形状を患部形状に合致させて患者に照射されてきた。
【０００６】
また、上記とは異なり、ビーム走査電磁石を使って小径ビームを患部形状に合わせて走査する方法での照射も行われるようになっている。この小径ビームの走査方法では、予め定めた位置でビームを照射するようにビーム走査電磁石の電流を制御し、ビーム強度モニタで所定線量を照射したことを確認して、前記高周波のビームへの印加を停止することによりビームの照射を停止し、ビーム走査電磁石の電流を変化させて照射位置を変えてまた照射することを繰り返す。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
以上のように、従来、医療用加速器システムでは、ビームを照射するときに散乱体で径を増加させたビームを円形に走査して、走査円の内側領域の積算強度分布を平坦化していた。ビーム走査で照射する場合は、この強度分布を平坦化するために、ビームの強度の変化が小さいことが望ましく、特に、数１０Ｈｚから数１０ｋＨｚ程度までの周波数成分を小さく抑えることが望ましい。しかし、従来の医療用加速器システムでは、荷電粒子ビームに加える高周波が出射のために周波数帯域あるいは複数の周波数を有していることに起因して、加速器から出射されるビームの強度が数１０Ｈｚから数１０ｋＨｚ程度までの周波数成分を持って時間的に変化していた。そのため、一様な照射能強度分布を得るために、円形走査の速さをビーム強度の時間変化に応じて適切に選択すること、即ち、ビーム強度の変化の周波数からずれた走査周波数を選ぶことにより照射能強度分布を平坦化する必要があった。円形走査周波数の十分高くすれば、上述のビーム強度の変化の問題は解決できるが、走査用の電磁石、電源のコストが大幅に上昇する。また、ビーム強度の時間的変化が大きいと、ビーム強度の時間変化が小さい場合に比べて、照射能内の強度分布の変化を許容範囲に抑えるために必要な走査電磁石の電流の再現性，安定性等の条件が厳しくなる。
【０００８】
また、従来技術では、径が大きなビームおよび径が小さなビームいずれの走査においても、ビーム強度が時間的に変化すると、所定の照射能強度分布を確認するために、ビーム強度モニタの時間分解能を高める必要があった。
【０００９】
本発明の目的は、出射ビーム電流の変化、特に数１０Ｈｚから１０ｋＨｚ程度の周波数のビーム電流の変化を抑えた加速器とそれを用いた医療用加速器システム及びその運転方法を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成する請求項１記載の発明の医療用加速器システムの特徴は、荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備え、
前記高周波源が、複数の周波数成分を含み、前記複数周波数成分の周波数の差の最小値が５００Ｈｚ以上１０ｋＨｚ以下で、前記複数の周波数成分の位相が、各周波数成分間の位相の差に整数×π以外の値を含む位相となる交流信号を発生させることにある。
【００１１】
高周波により荷電粒子ビームのベータトロン振動振幅を増加させて安定限界の外側へ移動させる為には、高周波の周波数が、荷電粒子ビームのチューン（荷電粒子ビームが周回型加速器を１周する間に行うベータトロン振動の数）の小数部と周回周波数の積、あるいは、チューンの小数部と周回周波数の積に周回周波数の積の整数倍に近いことが望ましい。チューンは、ベータトロン振動の振幅に依存して変化する。そのため、出射のための安定限界を越えさせる為に、ベータトロン振動振幅を増加させるためには、複数の周波数を有する高周波が必要になる。
【００１２】
上記本発明では、高周波源から、複数の周波数成分を含み、前記複数周波数成分間の周波数の差の最小値が５００Ｈｚ以上１０ｋＨｚ以下の交流信号を荷電粒子ビームに印加するため、荷電粒子ビームのベータトロン振動振幅の変化の周波数成分の最小値は、５００Ｈｚ以上１０ｋＨｚ以下となり、特に、径が小さなビームを走査する照射法で抑えることが必要な数１００Ｈｚ以下の出射電流の変化を抑えることが出来る。また、各周波数成分の位相は、その差が整数×πであると、周波数成分の異なる信号の重なりに起因する信号強度の増大，減少が大きくなるが、各周波数成分の位相の差に整数×πを除いた値を含むように選ぶことにより、出射ビーム強度の変化を抑えることができる。
【００１３】
上記の特徴を有する医療用加速器システムにより、周回型加速器内のベータトロン振動の振幅の変化の低周波成分が小さくなり、時間的に強度変化の少ない荷電粒子ビームが出射されて、照射装置から時間的強度の変化の少ない荷電粒子ビームを照射できる。
【００１４】
上記目的を達成する請求項２記載の発明の医療用加速器システムの特徴は、荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備え、
前記高周波源で、瞬時周波数が時間変化し、前記瞬時周波数の平均値が異なる複数種類の信号の加算信号を発生させ、前記加算信号を荷電粒子ビームに印加することにある。
【００１５】
複数の周波数成分を持つ高周波を荷電粒子ビームに加えると、荷電粒子ビームは、加速器の電磁石の強度で決まるベータトロン振動周波数（荷電粒子ビームの周回周波数とチューンの積）と出射のために加えた高周波の周波数成分を持ってベータトロン振動し、さらに、ベータトロン振動の振幅は、前記ベータトロン振動周波数と出射のために加えた高周波の周波数成分の和と差、及び、複数ある出射用高周波の周波数の和，差の周波数で変化する。その結果、安定限界を越える荷電粒子ビームの粒子数、即ち、出射荷電粒子ビーム強度も同様の周波数変化を示す。このうち、医療用等の荷電粒子ビームの利用で最も重要になる数１０ k Ｈ z 以下の周波数成分は、前記ベータトロン振動周波数と出射のために加えた高周波の周波数成分の差、及び、複数ある出射用高周波の周波数の差により生じている。この数１０ｋＨｚ以下の出射ビームの時間変化は本発明の上記特徴により、以下の原理により低減される。
【００１６】
交流信号は、時間をｔ、振幅をＡｉ、位相をθｉとして、Ａｉ sin( ２πｆｉｔ＋θｉ ) と表され、瞬時周波数は、ｆｉ＋（ｄθｉ／ｄｔ）／（２π）と表される。瞬時周波数が時間的に変化する時、ｄθｉ／ｄｔ≠０である。ｄθｉ／ｄｔの平均値がゼロになるように予め定めると瞬時周波数の時間的平均値は、ｆｉである。荷電粒子ビームは、ベータトロン振動振幅が、ベータトロン振動周波数と加えた高周波の差の周波数で変化する。上記特徴によると、異なるｆｉ（ただし、ｉ＝１，２…ｎ：ｎは２以上）について位相θｉが時間変化する交流信号の加算信号ΣＡｉ sin( ２πｆｉｔ＋θｉ ( ｔ )) を発生させて、荷電粒子ビームに加える。
【００１７】
荷電粒子ビームは、ベータトロン振動振幅が、ベータトロン振動周波数と加えた高周波の差の周波数で変化する。加えた周波数ｆｉの高周波により、ベータトロン振動の振幅は、ｆｉ−ｆβで変化するが、周波数ｆｉの交流信号の位相θｉは、時間的に変化するため、周波数がｆｉ−ｆβのベータトロン振動振幅の変化は、位相が荷電粒子ビームの加速器を周回する周回方向位置、即ち、前後関係によって異なる。その結果、加速器を周回する周回方向位置、即ち、前後関係によって、出射されるかどうが異なり、また、出射される周回方向位置は、周回毎に変化していく。即ち、ある時刻においては、荷電粒子ビームの周回方向の先頭が出射され、周回方向の中心から後半は出射されないが、時刻の経過とともに、荷電粒子ビームの周回方向中心が出射され、周回方向の前半と後半は出射されないことが生じる。このように、周回方向の位置でベータトロン振動振幅の増加の位相が異なり、さらに、ビームが出射される周回方向位置が変化していく。従来技術では、ビームが出射される時は周回方向の全位置から出射され、出射が少なくなる場合は、周回方向全位置が同様に振る舞う。従って、本発明は、全荷電粒子ビーム数の時間的変化が極めて小さくなる。
【００１８】
上記の特徴を有する医療用加速器システムにより、周回型加速器内のベータトロン振動の振幅の変化の位相も時々刻々変化し、出射ビーム強度が平均化され、時間的に強度変化の少ない荷電粒子ビームが出射されて、治療装置から時間的強度の変化の少ない荷電粒子ビームを照射できる。
【００１９】
請求項３記載の発明の医療用加速器システムは、荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石と荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を励起するための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備え、
前記高周波源で、瞬時周波数が時間的に変化し、前記瞬時周波数の時間的平均値、及び、前記瞬時周波数と前記瞬時周波数の時間変化平均値の差が複数種類の信号の加算信号を発生させ、前記加算信号を荷電粒子ビームに印加することに特徴がある。
【００２０】
交流信号は、時間をｔ、振幅をＡｉ、位相をθｉとして、Ａｉ sin( ２πｆｉｔ＋θｉ ) と表され、瞬時周波数は、ｆｉ＋（ｄθｉ／ｄｔ）／（２π）と表される。瞬時周波数が時間的に変化する時、ｄθｉ／ｄｔ≠０である。ｄθｉ／ｄｔの平均値がゼロになるように予め定めると瞬時周波数の時間的平均値は、ｆｉである。上記特徴によると、異なる
ｆｉ（ただし、ｉ＝１，２…ｎ：ｎは２以上）について、（ｄθｉ／ｄｔ），（ｄθｊ／ｄｔ）（ｉ≠ｊ）が異なる、即ち、位相θｉとθｊの時間変化が異なる交流信号の加算信号ΣＡｉ sin （２πｆｉｔ＋θｉ ( ｔ ) ）を発生させて、荷電粒子ビームに加える。
【００２１】
荷電粒子ビームは、ベータトロン振動振幅が、加えた高周波の差の周波数で変化する。即ち、加えた高周波の周波数ｆｉとｆｊについて、ベータトロン振動の振幅は、ｆｉ−ｆｊで変化するが、それぞれ周波数ｆｉとｆｊを発生させる交流信号の位相θｉとθｊは、時間的に異なる時間変化をするため、周波数がｆｉ−ｆｊのベータトロン振動振幅の変化は、位相が荷電粒子ビームの加速器を周回する周回方向位置、即ち、前後関係によって異なる。このように、周回方向の位置でベータトロン振動振幅の増加の位相が異なり、さらに、それぞれが変化するため、請求項１の発明と同様に出射される全荷電粒子ビーム数の時間的変化が極めて小さくなる。
【００２２】
また、請求項４記載の医療用加速器システムは、荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備え、
前記高周波源は、前記高周波源が、時間をｔ、複数種類の周波数をｆｉ、それぞれの周波数ｆｉに対応する位相をθｉ、振幅をＡｉとして複数の各周波数の交流信号の加算信号ΣＡｉ sin( ２πｆｉｔ＋θｉ）を発生し、位相θｉを予め定めた周期で変化させる高周波源であることに特徴がある。
【００２３】
交流信号は、時間をｔ、振幅をＡｉとして、Ａｉ sin( ２πｆｉｔ＋θｉ）と表され、瞬時周波数は、２πｆｉ＋ｄθｉ／ｄｔと表される。従って、上記特徴のように各ｆｉに対応するθｉを予め定めた周期で変化させると、請求項１の加速器と同様に、出射のためのベータトロン振動の振幅の増加の位相も時々刻々変化し、出射ビーム強度が平均化され、時間的に強度変化の少ない荷電粒子ビームが出射される。
【００２４】
上記の請求項４記載の発明により、加速器からの荷電粒子ビームの出射のために荷電粒子ビームに印加する高周波の位相が時間変化する。その結果、前記ベータトロン振動の振幅の変化の位相も時々刻々変化し、出射ビーム強度が平均化され、時間的に強度変化の少ない荷電粒子ビームが出射されて、治療装置から時間的強度の変化の少ない荷電粒子ビームを照射できる。
【００３０】
請求項５記載の発明の運転方法は、荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームとを患者に照射する照射装置を備えた医療用加速器システムの運転方法において、
前記高周波源で、荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させるための高周波電磁界を発生させるため、複数の周波数成分を含み、前記複数周波数成分の周波数の差の最小値が５００Ｈｚ以上１０ｋＨｚ以下で、前記複数の周波数成分の位相は、各周波数成分間の位相の差に整数×π以外の値を含む位相である交流信号を荷電粒子ビームに加えて荷電粒子ビームを出射し、治療装置から照射することに特徴がある。
【００３１】
上記特徴により、前記周回型加速器内のベータトロン振動の振幅の変化の低周波成分が小さくなり、時間的に強度変化の少ない荷電粒子ビームが出射されて、治療装置から時間的強度の変化の少ない荷電粒子ビームが出射されて、治療装置から時間的強度の変化の少ない荷電粒子ビームを照射できる。特に、径が小さなビームを走査する照射法で抑えるべき数１００Ｈｚ以下の出射電流の変化を小さく出来る。
【００３２】
請求項６の発明の運転方法は、荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備えた医療用加速器システムの運転方法において、
前記高周波源で、瞬時周波数が時間的に変化し、前記瞬時周波数の時間的平均値が異なる複数種類の信号の加算信号を発生させ、前記加算信号を荷電粒子ビームに加えて荷電粒子ビームを出射し、治療装置から照射することに特徴がある。
【００３３】
上記の本発明により、加速器からの荷電粒子ビームの出射ために荷電粒子ビームに印加する、複数の周波数成分の高周波の位相が時間変化する。その結果、前記ベータトロン振動振幅の変化の位相も時々刻々変化し、出射ビーム強度が平均化され、時間的に強度変化の少ない荷電粒子ビームが出射されて、治療装置から時間的強度の変化の少ない荷電粒子ビームを照射できる。
【００３４】
請求項７記載の発明の運転方法は、荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備えた医療用加速器システムの運転方法において、
前記荷電粒子ビームに、時間をｔ、複数種類の周波数をｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）、それぞれの周波数ｆｉに対応する位相をθｉ、振幅をＡｉとして複数の各周波数の交流信号の加算信号ΣＡｉsin(２πｆｉｔ＋θｉ）を発生し、θｉが予め定めた周期で時間変化する高周波を加え、前記高周波を加えて出射した荷電粒子ビームを前記輸送システムで輸送し、前記照射装置から照射することに特徴がある。
【００３５】
上記の本発明により、加速器からの荷電粒子ビームの出射ために荷電粒子ビームに印加する複数の周波数成分の高周波の位相が予め定めた時間毎に変化する。その結果、前記ベータトロン振動の振幅の変化の位相も時々刻々変化し、出射ビーム強度が平均化され、時間的に強度変化の少ない荷電粒子ビームが出射されて、治療装置から時間的強度の変化の少ない荷電粒子ビームを照射できる。
【００３６】
【発明の実施の形態】
実施例１
本発明の第１の実施例の医療用加速器システムを図１を用いて説明する。
【００３７】
図１は、本発明の医療用加速器システムの第１の実施例で、プロトンを入射・加速し、その後、出射する加速器１１１と出射したビームを治療室９８へ輸送して癌治療を行うシステムを示す図である。治療にあたっては、患者の情報に基づき予め治療計画装置１３１で定めたビームエネルギー，ビーム照射線量，ビーム照射時間を制御装置１３２に伝送し、これに基づき、加速器１１１の各機器の電源１１３，出射ビーム輸送系機器の電源１１２と治療照射系の照射装置２００の電源２０１を制御する。
【００３８】
本発明の加速器１１１では、前段加速器１６，ビームを加速器１１１へ輸送する入射ビーム輸送系１７，入射器１５、また、入射されたビームにエネルギーを与える高周波加速空胴８，ビーム軌道を曲げる偏向電磁石２，ビームのベータトロン振動を制御する４極電磁石５，６、さらに、出射時の共鳴を励起するための６極電磁石９，共鳴の安定限界内粒子のベータトロン振動振幅の増加を目的に、ビームに時間変化する高周波電磁界を加えるための電極２５、及びベータトロン振動振幅が増加した粒子を出射用ビーム輸送系１０２に出射するための出射器４から構成されている。出射ビーム輸送系１０２は、偏向電磁石１０５，４極電磁石１０４等で構成される。これらの機器のうち、共鳴発生用の６極電磁石９とビームに高周波電磁界を加えるための電極２５，出射器４，出射ビーム輸送系の４極電磁石１０４及び偏向電磁石１０５は、加速したビームを出射する過程でのみ使用する。
【００３９】
入射器１５から入射されたビームは、周回する過程で偏向電磁石２で軌道が曲げられる。また、４極電磁石の働きにより、ビームは設計軌道のまわりをベータトロン振動しながら周回し、ベータトロン振動の振動数は、収束用の４極電磁石５と発散用の４極電磁石６の励磁量により制御できる。入射と加速時の過程でビームを安定に周回させるには、加速器一周あたりのベータトロン振動数（チューン）が共鳴を生じない値にしておく必要がある。本実施例では水平方向チューンνｘ、垂直方向チューンνｙを整数＋０.２５ないし整数＋０.７５に近い値になるように４極電磁石５，６を調整しておく。この状態でビームは加速器内を安定に周回するが、その過程で高周波加速空胴８からエネルギーを与え、また、偏向電磁石２及び４極電磁石５，６、各々の磁場強度比を一定に保ちながら偏向電磁石２及び４極電磁石５，６、各々の磁場強度を増加させ、ビームを加速する。各々の磁場強度比が一定であることから、加速器一周あたりのベータトロン振動数、即ち、チューンは、一定に保たれる。
【００４０】
出射する過程では、収束用の４極電磁石５の電源と発散用の４極電磁石６の電源を調整し、水平方向チューンνｘを整数＋１／３＋Δないし整数＋２／３＋Δ(Δは０.０１程度の小さな値）にする。以下では、水平方向チューンνｘを整数＋１／３＋Δとする場合を例に説明する。次に６極電磁石９に共鳴励起のための電流を流す。６極電磁石９に流す電流は、周回中のビームでベータトロン振動振幅が大きい粒子が安定限界内に納まる程度の値にしておくが、その値は、あらかじめ計算で求めるか、出射の運転の繰り返しを通じて求める。
【００４１】
次に、電極２５より高周波電源２４で発生させた高周波信号を印加する。図３に、高周波電源２４の構成を示す。図３のに示すように、電極２５は板状電極で、水平方向に対向させて時間変化信号を印加する。電極２５には、符号が逆の電流を高周波電源２４から流すようにすることにより、図３に示す方向の電界が荷電粒子ビームに加わる。
【００４２】
図３の高周波電源２４は、治療計画装置１３１からの情報により制御装置132から、ビームエネルギーＥ，周回周波数ｆｒ，取り出し時間ｔｅｘ，目標照射線量に関する信号を受けて、電極２５に以下のような時間変化信号を加える。即ち、制御装置１３２からの信号に基づき、複数種類の周波数をｆ１，ｆ２，…ｆｎ（ｆ１，＜ｆ２＜…＜ｆｎ）、それぞれの周波数ｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）に対応する位相をθｉ（ｉ＝１，２…ｎ），振幅Ａｉ（ｉ＝１，２…ｎ）、時間をｔとして複数の周波数の交流信号の合成信号ΣＡｉsin(２πｆｉｔ＋θｉ）を発生し、かつ瞬時周波数を時間的に変化させる、即ち、前記の位相θｉを予め定めた時間間隔で繰り返し変更して電極２５に加える。なお、θｉの時間変化は、θｉ，θｊ(ｉ≠ｊ，ｉ，ｊ＝１，２，…ｎ)についてθｉ，θｊ，θｉ−θｊが予め定めた周期で変化するように選定する。複数種類の周波数ｆ１，ｆ２，…ｆｎは、周回周波数ｆｒを基に、最小値から最高値の間にｆｒ／３から(１／３＋δ)ｆｒを含むようにする。周波数ｆ１，ｆ２，…ｆｎは、周波数ｆｉ＋１と隣接する周波数ｆｉの間の周波数差が１ｋＨｚ以上で１０ｋＨｚ以下になるように設定する。周波数このような周波数成分を持たせるのは、下記の考察に基づく。
（ａ）ベータトロン振動振幅が極めて小さいビームのチューンは、四極電磁石で設定した整数＋１／３＋δになっているが、共鳴発生用の多重極電磁石９の効果により、安定限界近くのベータトロン振動振幅の大きな粒子のチューンは、この値からδ程度ずれ、整数＋１／３に近い値になっており、振動振幅がこれらの間にあるビームのチューンも整数＋１／３＋δから整数＋１／３の間に連続的に分布する。
（ｂ）荷電粒子ビームのベータトロン振動振幅を効率的に増加させるためには、ベータトロン振動の周波数に近い周波数の高周波を荷電粒子ビームに加える必要がある。
（ｃ）荷電粒子ビームのベータトロン振動振幅には、高周波の周波数ｆ１，ｆ２，…ｆｎの差の周波数ｆｉ−ｆｊ（ｉ，ｊ＝１，２…ｎ）の成分の変化が生じ、同様の周波数変化で出射ビーム電流が変化する。従って、ｆｉ＋１−ｆｉが、小径ビームの走査で抑えるべき５００Ｈｚ以上の周波数になるようにｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）を決める。一方、ｆｉ＋１−ｆｉを１０ｋＨｚ以上にすると、実用的な電力の高周波では、ベータトロン振動振幅を有効に増加させることが困難になる。
【００４３】
なお、ベータトロン振動の共鳴に２次共鳴を用いる場合には、チューンを整数＋１／２に近い値とする。周波数幅は上記と同様である。
【００４４】
位相θｉ（ｉ＝１，２…ｎ）を変更する時間をΔｔとし、各周波数ｆｉに対応する信号Ａｉsin（２πｆｉｔ＋θｉ）の位相θｉをΔｔ毎にｍ回（ｍ：整数）、θ１，θ２，…θｍと変化させる。ｍ回変更した後は、Ｔexrf＝ｍΔｔを１周期として、同様の位相変更を繰り返す。
【００４５】
Ｔexrfについては、後述するが、本実施例では、位相を変更する周期Ｔexrfを荷電粒子ビームの加速器の周回周期Ｔ（＝１／ｆｒ）とし、分割数ｍはｍ＝４とする。周波数ｆｉについて位相θｉ，周波数ｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）の信号強度の変化を図４に示す。図４は、ＴexrfをＴとして記している。各周波数ｆｉについて時刻ｔ＝ｔ０＋ｋＴexrf（ｋ：整数）における位相をθｉ１とし、Δｔ後、即ち時刻ｔ＝ｔ０＋Δｔ＋ｋＴexrfに位相をθｉ２に変える。これを、各周波数ｆｉについて行い、時刻ｔ＝ｔ０＋２Δｔ＋ｋＴexrfで初期位相をθｉ３、ｔ＝ｔ０＋３Δｔ＋ｋＴexrfで位相をθｉ４と変化させる。ｍ＞４の場合は、さらにΔｔ毎に位相を変化させ、…ｔ＝ｔ０＋Δｔ（ｍ−１）＋ｋＴexrf＝ｔ０＋Ｔ−Δｔ＋ｋＴexrfでθｉｍと変化させる。そして位相変更を行う周期Ｔexrfが経過した後は、各周波数ｆｉについてθｉを再びθｉ１として上記の位相変更を繰り返す。他の周波数ｆｊについても、上記と同様に、位相θｊを図５のように変化させる。なお、変化させる位相θｊは、異なる各周波数ｆｉ，ｆｊ間の位相差θｉｋ―θｊｋ（ただしｉ≠ｊ）が、Δｔ毎に変化するように選定する。そして、各周波数の信号の和算ΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋θｉ）を求めて電極２５から荷電粒子ビームに印加する。
【００４６】
このように、電極２５から高周波を加えることにより、ビームの軌道勾配が電場，磁場の効果で変化し、ビームのベータトロン振動の振幅が増加し始め、安定限界をこえた粒子は、共鳴によりベータトロン振動の振幅が急激に増加する。ベータトロン振動に共鳴が発生した粒子は、振動が増加した後、出射器４から出射される。このベータトロン振動振幅の変化の周波数に、ベータトロン振動周波数ｆβと外部から加える高周波の周波数の差、及び、外部から加える高周波の周波数間の差の成分が生じる。即ち、荷電粒子ビームに加える高周波の周波数をｆ１，ｆ２…ｆｎ（ｆ１＜ｆ２…＜ｆｎ）とすると、ベータトロン振動周波数ｆβと外部から加える高周波の周波数の差については、ｆ１−ｆβ，ｆ２−ｆβ…ｆｎ−ｆβの周波数が生じ、外部から加える高周波の周波数間の差については、最高ｆｎ−ｆ１、最小はｆ１，ｆ２…ｆｎのうちの周波数の差ｆｉ−ｆｊ（ｉ，ｊ：１，２…ｎでｉ≠ｊ）のうちの最小周波数のベータトロン振動の振幅変化成分が生じる。医療用加速器システムでは、周波数差の最大値ｆｎ−ｆ１がおよそ数１０ｋＨｚ程度である。
【００４７】
本実施例では、Δｔ時間毎に、周波数ｆ１，ｆ２，…ｆｎの高周波の位相を変化させることにより、上記のベータトロン振動振幅のｆｉ−ｆβ，ｆｉ−ｆｊ（ｉ，ｊ＝１，２…ｎ，ｉ≠ｊ）の周波数成分の位相もΔｔ毎に変化する。従って、例えば、時刻ｔ＝ｔ０＋ｋＴexrf（ｋ：０，１，２…，ｍ）において位相θｉ１の高周波を加えた荷電粒子ビームと、時刻ｔ＝ｔ０＋Δｔ＋ｋＴexrf（ｋ：０，１，２…，ｍ）に位相θｉ２の高周波を加えた荷電粒子ビームそれぞれのベータトロン振動の振幅変化の周波数成分ｆｉ−ｆβ，ｆｉ−ｆｊ（ｉ，ｊ＝１，２…ｎ，ｉ≠ｊ）の位相が異なる。この位相の変化を繰り返し結果、ベータトロン振動振幅が安定限界よりわずかに小さい荷電粒子ビームについて、時刻ｔ＝ｔ０＋ｋＴexrf，ｔ＝ｔ０＋Δｔ＋ｋＴexrf，ｔ＝ｔ０＋２Δｔ＋ｋＴexrf，…ｔ＝ｔ０＋(ｋ−１)Δｔ＋ｋＴexrf（ｋ：０，１，２…，ｍ）に出射用高周波電極位置を通過した荷電粒子ビームには、高周波の位相の差異に起因して安定限界を越えるビームと安定限界を越えないビームがある。例えば、ｔ＝ｔ０＋Δｔ＋ｋＴexrfに高周波電極を通過したビームは、ベータトロン振動振幅が増加する位相になり出射されるが、ｔ＝ｔ０＋（ｋ−１）Δｔ＋ｋＴexrfに高周波電極を通過したビームは、ベータトロン振動振幅が減少する位相になり、出射され無い状況が生じる。即ち、高周波電極を通過する時間がΔｔ違うと荷電粒子ビームが出射されるかどうかが替わる。さらに時間が経過すると、逆の現象が生じ、Δｔ直前に出射されてもΔｔ後には、出射されないことが生じる。従って、ｔ＝ｔ０＋ｋＴexrfからｔ＝ｔ０＋（ｋ＋１）Ｔexrfまでの時間内、ｔ＝ｔ０＋（ｋ＋１）Ｔexrfからｔ＝ｔ０＋（ｋ＋２）Ｔexrfまで時間内、さらにｔ＝ｔ０＋(ｎ＋２)Ｔexrfからｔ＝ｔ０＋（ｎ＋３）Ｔexrfまでの各時間内に出射されるビーム強度の変化は小さくなる。上記の瞬時周波数の変化、即ち、位相の変化は、各ｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）に対して行うため、出射ビーム電流の周波数成分ｆｉ−ｆβ，ｆｉ−ｆｊ（ｉ，ｊ＝１，２…ｎ，ｉ≠ｊ）、即ち、数１０ｋＨｚ以下の時間変化が極めて小さくなる。
【００４８】
図３の１３３は高周波電源２４の計算機で、図１の加速器１１１の制御装置１３２からのビームエネルギーＥ，周回周波数ｆｒの情報に基づき、出射のために加える高周波の周波数ｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）を計算する。同時に制御装置１３２から荷電粒子ビームが周回型加速器を１周する時間Ｔの分割数ｍを計算機１３３に入力する。上記入力から位相変更時間Δｔは、Δｔ＝Ｔexrf（＝Ｔ）／ｍとなる。計算機１３３で、周波数成分の数ｎと分割数ｍに基づいて周波数ｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）に対する位相θｉｋ（ｉ＝１，２…ｎ；ｋ＝１，２，…ｍ）データを生成する。本実施例では、位相θｉｋ（ｉ＝１，２…ｎ；ｋ＝１，２，…ｍ）を０から２πまでの間で平均がπになる乱数から生成する。ただし、次に、周波数ｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）に対する振幅をＡｉとして、上記データから、ｔ＝０からΔｔまでの区間について複数の各周波数の交流信号の合成信号ΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋θｉ１）を計算、次に、ｔ＝Δｔから２ΔｔまでΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋θｉ２）を計算、これを繰り返してｔ＝(ｍ−１)ΔｔからｍΔｔまでの時間についてΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋θｉｍ）を求める。次にｔ＝ＴexrfからΔｔ＋ＴexrfまでΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋θｉ１）を求め、ｔ＝Ｔexrf＋ΔｔからＴexrf＋２ΔｔまでΣＡｉsin(２πｆｉｔ＋θｉ２）を計算する手順を繰り返していく。これらの計算結果は、波形データのメモリー３０にストアされる。波形データのメモリー３０の出力をＤＡコンバータ２７によりアナログ信号に変換し、増幅器２８で増幅された後、電極２５から荷電粒子ビームに加えられる。位相変更時間Δｔは、小さいほど出射ビーム電流の時間変化を小さく抑えることができるが、波形データのメモリー３０の必要サイズが大きくなること、ＤＡコンバータ２７でのサンプリング時間を短くする必要があること、さらに、増幅器２８や電極２５に広い周波数帯域を持たせる必要があり、これらの特性を考慮して、位相変更時間Δｔを定めることが必要である。
【００４９】
波形データのメモリー３０に蓄積するデータは、出射するビームのエネルギー毎に生成しておく。出射のために加える高周波の周波数ｆ１からｆｎまでの周波数ｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）は、前記周期Ｔの逆数である周回周波数ｆｒに基づき、ｆｒ／３から（１／３＋δ）ｆｒ程度を含む範囲に設定する。δは、ビームの運動量差に起因するチューンの変化を考慮して、十分大きい値にする。荷電粒子ビームを加速し、出射する際に、制御装置１３２からのビームエネルギー情報に基づきメモリー３０から波形データを読み出し、ＤＡコンバータ２７に送る。
【００５０】
ＤＡコンバータ２７でアナログ信号に変換された高周波は、図３の増幅器２８により増幅されて電極２５から荷電粒子ビームに加えられる。ビームを出射する際には、増幅器２８の増幅度を制御装置１３４からの信号によりメモリー３１から得て変化させる。この時間変化のパターンも、各ビームエネルギーＥや、出射時間ｔｅｘ毎にメモリー３１に記憶しておく。このようにビームに加える高周波電圧を時間的に変化させるのは、単位時間当たりに出射される粒子数を一定に保つことがその目的である。出射開始直後は、安定限界の内側に多数の粒子があり、出射の経過とともに安定限界の内部の粒子数が減少する。単位時間に出射される粒子数は、安定限界にある粒子とベータトロン振動が安定限界をこえる速さの積に比例するから、出射の経過とともにビームに加える高周波電圧を増加していくことにより、単位時間当たりに出射される粒子数を一定に保つことができる。患者及び患部情報により、必要なビームエネルギーや照射線量，照射時間がきまるから、それを基に制御装置１３２から制御装置１３４へ信号を送り、予め増幅度バターンを覚えさせたメモリー３１に記憶したデータから適切なパターンを選んで増幅器２８に与えてビームを出射する。
【００５１】
なお、本実施例では、位相を変更する周期Ｔexrfは、荷電粒子ビームの周回周期Ｔとして、Δｔは、Ｔの１／正整数としている。これにより、高周波電源２４から荷電粒子ビームに加えるための交流信号には、ｆ１からｆｎまでの範囲だけでなく、周回周波数をｆｒとして、ｆｒ＋ｆ１からｆｒ＋ｆｎ，２ｆｒ＋ｆ１から２ｆｒ＋ｆｎ，３ｆｒ＋ｆ１から３ｆｒ＋ｆｎ，…と周波数幅が同じで、周波数がｆｒずつずれた位置に周波数成分が生じる。この周波数成分は、最高１／（２Δｔ）程度までに及ぶ。したがって、荷電粒子ビームに加える周波数成分は、周回周波数の整数倍＋ベータトロン振動周波数に概ね近く、ベータトロン振動の振幅を効率良く増加できる。従って、高周波電源２４の増幅器２８や電極２５は、これらの周波数の高周波を減衰させることなく荷電粒子ビームに加えることができる周波数特性を持つ必要がある。前述の分割数ｍを大きくし、Δｔを小さくすると、さらに高い周波数成分を持つようになり、これに応じた増幅器２８や電極２５を使用する必要がある。
【００５２】
高周波電源２４の増幅器２８や電極２５は、これらの周波数の高周波を減衰させることなく荷電粒子ビームに加えることができる周波数特性を持つ必要がある。前述の分割数ｍを大きくし、Δｔを小さくすると、さらに高い周波数成分を持つようになり、これに応じた増幅器２８や電極２５を使用する必要がある。
【００５３】
位相を変更する周期Ｔexrfは、荷電粒子ビームの周回周期Ｔ（＝１／ｆｒ）程度とするか、あるいは、荷電粒子ビームの出射電流の時間変化で重要となる周波数成分、即ち、数１０ｋＨｚに対応する周期、即ち、数１０μｓ程度とすることが望ましい。これは、それ以外の周期で位相を変更した場合、荷電粒子ビームに加える高周波周波数成分にベータトロン振動の振幅を効率良く増加できない成分が含まれ、高周波電源の電力が有効に使われなくなるためである。前記のＴexrf＝Ｔ（荷電粒子ビームの周回周期）とした場合には、上記の高周波電源２４で発生させた高周波の周波数スペクトルは、瞬時周波数が時間的に変化することから、ｆ１からｆｎまでの範囲だけでなく、ｆｒ＋ｆ１からｆｒ＋ｆｎ，２ｆｒ＋ｆ１から２ｆｒ＋ｆ１，…，６ｆｒ＋ｆ１から６ｆｒ＋ｆｎ程度までの範囲に及ぶ。ここで、ｆｒは、荷電粒子ビームの周回周波数で、瞬時周波数を変化させる周期Ｔの逆数である。高周波電源２４の増幅器２８や電極２５は、これらの周波数の高周波を減衰させることなく荷電粒子ビームに加えることができる周波数特性を持つ必要がある。前述の分割数ｍを大きくし、Δｔを小さくすると、さらに高い周波数成分を持つようになり、これに応じた増幅器２８や電極２５を使用する必要がある。
【００５４】
位相変更の周期Ｔexrfを、出射ビーム電流の時間変化を抑える周波数（数１０ｋＨｚ）に対応する５０μｓ程度にした場合、高周波電源２４で発生させた高周波の周波数スペクトルは、最小周波数がｆ１より前述の数１０ｋＨｚの数倍程度小さくなり、最高周波数はｆｎより同様に数１０ｋＨｚの数倍程度高くなり、ベータトロン振動振幅を変化させる場合の高周波電力の効率は若干減少する。しかし、Ｔexrf＝Ｔとした前述のようなｆｒ＋ｆ１からｆｒ＋ｆｎ，２ｆｒ＋ｆ１から２ｆｒ＋ｆ１のような高い周波数成分は生じない。従って、高周波電源２４の増幅器２８や電極２５について、位相変更の周期Ｔexrfを荷電粒子ビームの周回周期Ｔとした場合のような広い周波数帯域は不要である。
【００５５】
加速器１１１から出射されて、輸送系１０２で治療室９８に輸送されたビームは回転照射装置１１０で患者に照射される。輸送系１０２には、ビーム電流ないしビーム電流に概ね比例する放射線量を計測するモニタ３２を設置し、このモニタ３２からの出力と制御装置１３２さらに計算機１３３から伝送されるビーム電流の目標値３３を、図３の比較器３４で比較する。その差に基づき、高周波電源２４の増幅器２８を制御し、荷電粒子ビームに加える高周波電力を制御し、目標のビーム電流を得る。比較器３４から増幅器２８を制御する信号は、出射電流の実測値と目標値の差に応じて、増幅器２８の増幅度を増減するが、出射電流の実測値と目標値の差が同一でもビームエネルギーＥが異なる場合には、増幅度の増減量を計算機１３３から送られるビームエネルギーＥに応じて変更する。このように、本発明では、出射のために加える高周波が発生するビーム電流の時間変化を高周波の位相、即ち、瞬時周波数を時間変化させることにより低減し、それ以外の原因で出射電流が変化する場合を上記の制御により解決し電流を一定化する。
【００５６】
治療室９８に配置される回転照射装置１１０について説明する。回転照射装置１１０は、図１の回転軸の周りの任意の角度から患者に照射することができ、加速器１１１から出射された出射ビームを照射対象まで輸送するための４極電磁石１０４および偏向電磁石１０５、および４極電磁石１０４および偏向電磁石105に電流を供給する電源装置１１２を備える。
【００５７】
回転照射装置１１０は、照射ノズル２００を備える。照射ノズル２００には、照射位置をｘ方向およびｙ方向に動かすための電磁石２２０，２２１を備える。ここで、ｘ方向は偏向電磁石１０５の偏向面に平行な方向、ｙ方向は偏向電磁石１０５の偏向面に垂直な方向である。電磁石２２０，２２１には電流を供給する電源装置２０１が接続されている。照射ノズルを図２に示す。電磁石２２０，２２１の下流には、ビーム径を増加させるための散乱体３００を設置する。また、散乱体３００のさらに下流には、ビームの照射線量分布を測定する照射線量モニタ３０１を設置している。また、患部の周囲の正常組織を傷めないように、照射対象である患者の直前には、コリメータ２２６を設置する。
【００５８】
図６に散乱体３００で拡大されたビーム強度分布を示す。散乱体で広げられたビームは、ほぼガウス分布をしており、これを電磁石２２０，２２１を使って円形に走査する。走査する円の半径ｒは、散乱体で広げた荷電粒子ビームの半径の１.１倍から１.２倍程度に設定する。その結果、走査中心の軌跡である円の内側に照射された荷電粒子ビームの積算強度分布は平坦になる。従って、予め、ビームの照射位置（Ｘｉ，Ｙｉ）（ｉ＝１，２，…ｎ）と必要な照射線量を治療計画装置１３１で定め、必要線量を照射したことを線量モニタ３０１で確認した後、照射位置を移動して、照射する手順を繰り返していくことにより患部を均一に照射できる。
【００５９】
なお、患者が呼吸等で動いた場合は患者の体の動きを検知する信号に基づき、緊急に荷電粒子ビームの照射を停止する場合には、照射系からの緊急停止信号に基づき、さらに、照射系の線量計で目標とする線量を照射したことを検知した場合に発信される線量満了信号に基づき、高周波電源２４の割り込み発生装置３５により高周波を停止する制御信号を制御装置１３４に送るほか、高周波スイッチ３６で電極２５への高周波の印加を停止する。このように、高周波電源２４からの高周波印加を停止することにより、短時間で荷電粒子ビームの出射を停止できる。また、高周波電源２４内に複数の高周波印加停止手段を設けることにより、より確実に荷電粒子ビームの出射を停止できる。
実施例２
次に、本発明の第２の実施例を示す。
【００６０】
第２の実施例では、第１の実施例と機器構成は同一である。図３の高周波源２４で、計算機１３３で時間をｔ、荷電粒子ビームの周回周波数をｆｒ、複数の周波数をｆｉ（ｉ＝１，２，…ｎ）、それぞれの各周波数ｆｉに対応する位相をφｉ、振幅をＡｉ，Ｂｉを定数として異なる周波数ｆｉに対する信号の和ΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋Ｂｉsin（２πｔ／Ｔexrf＋φｉ））の和で表される高周波信号を発生させて、メモリー３０にデータをストアする。この信号は、実施例１と同様に、周期Ｔexrfで位相を変更し、瞬時周波数を変化させている。ビームを出射する際に、メモリー３０からデータをＤＡコンバータ２７に送り、アナログ信号に変換して、さらに増幅器２８で増幅した後、電極２５から荷電粒子ビームに印加する。複数の周波数をｆｉ（ｉ＝１，２，…ｎ）の選び方は、実施例１とまったく同一である。φｉ（ｉ＝１，２，…ｎ）については、平均値がπで、０から２πまでの乱数からｎ個選ぶ。Ｂｉは、大きいほうが望ましく、本実施例では２πと選ぶ。
【００６１】
Ｔexrfを荷電粒子ビームが周回する周期Ｔに選んだときは、Ａｉsin（２πｆｉｔ＋２πsin(２πｔ／Ｔexrf＋φｉ) ）の信号は、Ｌ／Ｔexrf±ｆＩ＝Ｌ・ｆｒ±ｆｉ（Ｌ＝１，２…，Ｂｉに近い整数まで）の周波数スペクトルを有する。即ち、もとのｆｉから周回周波数ｆｒの整数倍だけ離れたら周波数スペクトルであり、荷電粒子ビームのベータトロン振動振幅を増加させる速さは低下しないが、実施例１と同様に増幅器２８や電極２５はこれらの周波数成分を減衰させない周波数特性が必要である。
【００６２】
Ｔexrfを５０μ秒程度、即ち、１／Ｔexrf＝２０ｋＨｚ程度に選んだときは、Ａｉsin（２πｆｉｔ＋２πsin(２πｔ／Ｔexrf＋φｉ)）の信号は、Ｌ／Ｔexrf±ｆｉ＝Ｌ・ｆｒ±ｆｉ（Ｌ＝１，２…，Ｂｉに近い整数まで）の周波数スペクトルを有する。即ち、もとのｆｉから２０ｋＨｚの整数倍に及ぶ周波数スペクトルを有し、荷電粒子ビームのベータトロン振動振幅の増加速さが低下する。
Ｔexrf＝Ｔとした場合について、信号sin（２πｆｉｔ＋２πsin（２πｆｒｔ＋φｉ））（ｉ＝１，２，…ｎ）の瞬時周波数を変化させる位相について、２πsin（２πｆｒｔ＋φ１）と２πsin（２πｆｒｔ＋φ２）を各々位相１，位相２として図７に示す。また、これに対応する信号１＝sin（２πｆ１ｔ＋２πsin（２πｆｒｔ＋φ１）と信号２＝sin(２πｆ２ｔ＋２πsin（２πｆｒｔ＋φ２）の強度変化を図８に示す。図７と図８の横軸は、荷電粒子ビームの周回周期Ｔに基づき記しており、これらから、荷電粒子ビームに加える高周波信号の位相が周回方向位置で変化し、その結果、ベータトロン振動振幅の変化の位相も周回方向位置で変化する。
【００６３】
本実施例の高周波を荷電粒子ビームに加えた時に出射される荷電粒子ビームの強度変化の数値シミュレーション結果を図９に示す。さらに図１０に、出射用の高周波の位相を一定にした従来技術の数値シミュレーション結果を記す。図９，図１０とも横軸は、周回数で時間を表し、縦軸は、出射粒子数の相対値である。本発明による出射粒子数の一定化の効果が明確である。即ち、従来は、周波数ｆｉの交流信号の瞬時周波数が一定で、位相が変化しないから、ベータトロン振動の振幅の増加の位相は、周回方向位置に依存しない。従って、ビームが出射される時は、荷電粒子ビームの周回方向の先頭から後半まで出射され、逆に、出射されない時は、周回方向の先頭から後半まで出射されない。それゆえ、出射ビームの時間強度変化に、周波数がｆｉ−ｆβ，ｆｉ−ｆｊの成分がはっきり生じていた。
実施例３
次に、本発明の第３の実施例を示す。
【００６４】
本実施例は、高周波電源の構成以外は第１，第２の実施例と同一である。図１１は、本実施例の高周波電源２４を示す。本実施例の高周波源２４は、ｎ台の発振器ｆｉ／ｋ（ｉ＝１，２，…ｎ）４００を用いる。ｋは十分大きい整数である。周波数ｆｉ／ｋの発振器４００を用い、これを移相器４０１により９０度位相をずらした信号を発生させる。周波数ｆ１／ｋの発振器４００の信号をsin（２π(ｆｉ／ｋ)ｔ）とすると９０度位相をずらした信号は、cos(２π(ｆｉ／ｋ)ｔ）となる。発振器４０２を用いて信号２πsin(２πｔ／Ｔexrf＋φｉ)／ｋの積の信号を発生させる。Ｔexrfは、実施例１，２と同様の値で、位相を変更する周期、φｉは位相である。信号２πsin(２πｔ／Ｔexrf＋φｉ）／ｋと信号cos(２π(ｆｉ／ｋ）ｔ）の積２πsin(２πｔ／Ｔexrf＋φｉ）・cos(２π(ｆｉ／ｋ）ｔ）／ｋを求めた後、信号sin（２π（ｆｉ／ｋ）×ｔ）と加えると、sin（２π(ｆｉ／ｋ)ｔ）＋２πsin(２πｔ／Ｔexrf＋φｉ）・cos（２π（ｆｉ／ｋ）ｔ）／ｋとなる。これは、２π／ｋが十分小さいことを考慮するとsin（２π（ｆｉ／ｋ）ｔ＋２πsin（２πｔ／Ｔexrf＋φｉ）／ｋ）と表される。従って、上記を周波数をｋ倍に逓倍する逓倍器４０３に入力することにより、出力sin（２πｆｉｔ＋２πsin（２πｔ／Ｔexrf＋φｉ））を得る。発振器ｆｉ／ｋ（ｉ＝１，２，…ｎ）の出力についてまったく同様の処理を施し、最終的にそれらを加算器４０４により加え合わせることにより、ΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋２πsin(２πｔ／Ｔexrf＋φｉ））の信号を得る。Ｔexrfを荷電粒子ビームの周回周期Ｔと選ぶ、あるいは、およそ５０μ秒程度いずれにしても良いことも、実施例１，２と同様である。加算器４０４で同時に加算後、増幅器２８で増幅して電極２５に加えることにより、実施例１，２と同様の効果を得ることができる。本実施例は、アナログ回路素子で構成することができ、デジタル回路に基づく実施例１，２のようなメモリーのサイズやＤＡコンバータのサンプリング時間に対する条件が無くなる長所がある。増幅器２８や電極２５の周波数特性については、実施例１，２と同じである。
実施例４
次に、本発明の第４の実施例を示す。
【００６５】
本実施例は、高周波電源の構成以外は第１，第２の実施例と同一である。図１２は、本実施例の高周波電源２４を示す。本実施例の高周波電源２４は、異なる白色ノイズ源４０をｍ台用いる。それぞれの白色ノイズ源４０からの出力をバンドパスフィルタ４１を用いて、最低周波数ｆ１，最高周波数ｆｎの連続スペクトルの高周波を得る。ｍ台の白色ノイズ源４０からの出力は、周波数スペクトルは同一であるが、位相は、周波数帯域のそれぞれについて異なる。本実施例では、ｍ台の白色ノイズ源４０からの出力を、制御装置１３４からの信号に基づき、４２のスイッチで、時間Δｔ（＝Ｔ／ｍ）毎に切り替え、その出力を増幅器２８で必要な電圧まで増幅して電極２５から荷電粒子ビームに加える。実施例１と同様の周波数を荷電粒子ビームに加える必要から、バンドパスフィルタ４１は、ｆ１からｆｎまでの範囲、ｆｒ＋ｆ１からｆｒ＋ｆｎ，２ｆｒ＋ｆ１から２ｆｒ＋ｆ１，…，６ｆｒ＋ｆ１から６ｆｒ＋ｆｎまでの周波数の高周波を通過させ、通過させる帯域は、制御装置１３４から荷電粒子ビームのエネルギー、チューンに基づき通過周波数帯域を変更する。
【００６６】
本実施例の高周波源で、異なる白色ノイズ源４０を使っており、それらを切り替えていくことにより、荷電粒子ビームに加える高周波の各周波数の位相が時間的に変化する。即ち、実施例１と同様の作用をビームに及ぼすことができる。本実施例では、メモリーやＤＡコンバータを用いることなく実施例１と同様の作用を持つ高周波電源を得ることができる。
【００６７】
【発明の効果】
時間的強度変化の小さな荷電粒子ビームを出射できる加速器を提供できる。加速器から出射した荷電粒子ビームを照射装置に輸送し、照射装置から治療に適用する医療用加速器システムにおいて、患部をより均一に照射することができる。また、逆に、照射量を位置によって変化させる場合においても制御が容易になる。さらに、照射量を制御することに必要となるビームモニタに必要な時間分解能を低減することができ、ビームモニタとその制御系を簡素化できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の好適な一実施例である医療用加速器システムの構成図である。
【図２】図１の照射ノズル２００の構成図である。
【図３】図１の高周波電源２４の構成図である。
【図４】電極２５に印加する高周波信号における位相の時間変化と信号強度の時間変化を示す図である。
【図５】電極２５に印加する高周波信号における位相の時間変化を示す図である。
【図６】散乱体を用いた照射方法を示す図である。
【図７】本発明の他の実施例である医療用加速器システムの高周波信号における位相の時間変化を示す図である。
【図８】本発明の他の実施例である医療用加速器システムにおける高周波信号の信号強度の時間変化を示す図である。
【図９】図７及び図８の実施例による荷電粒子ビームの強度変化の数値シミュレーション結果を示す図である。
【図１０】従来技術による荷電粒子ビームの強度変化の数値シミュレーション結果を示す図である。
【図１１】本発明の他の実施例である医療用加速器システムの高周波電源２４の構成図である。
【図１２】本発明の他の実施例である医療用加速器システムの高周波電源２４の構成図である。
【符号の説明】
１６…前段加速器、２４…高周波電源、２５…電極、９８…治療室、１１０…回転照射装置、１１１…加速器、１３２…制御装置。
【発明の属する技術分野】
本発明は、荷電粒子ビームを加速した後、出射して利用する医療用加速器システム及びその運転方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来の加速器システム及びその荷電粒子ビーム出射方法に関しては特許第２５９６２９２号公報に記されている。
【０００３】
特許第２５９６２９２号公報に記されているように、前段加速器からの荷電粒子ビームを入射器から後段加速器に入射する。後段加速器では、荷電粒子ビームを治療に必要なエネルギーまで加速し、出射する。荷電粒子は、左右或いは上下に振動しながら周回する。これをベータトロン振動という。ベータトロン振動の周回軌道一周あたりの振動数をチューンという。収束用４極電磁石，発散用４極電磁石を用い、チューンを整数＋１／３もしくは整数＋２／３に近付けるかあるいは整数＋１／２に近づけると同時に、周回軌道上に設けられた共鳴発生用多重極電磁石を励磁すると、多数周回している荷電粒子のうち、ある一定以上のベータトロン振動振幅を持つ荷電粒子のベータトロン振動の振幅が急激に増加する。この現象をベータトロン振動の共鳴という。共鳴が発生する前記境界を安定限界と呼び、その大きさは、共鳴発生用多極磁場と４極磁場の強度との関係により変化する。チューンを整数＋１／２に近付けた時の共鳴を２次共鳴、チューンを整数＋１／３もしくは整数＋２／３に近付けた時の共鳴を３次共鳴とよび、以下３次共鳴でチューンを整数＋１／３に近付ける場合を例にとって説明する。共鳴の安定限界の大きさは、チューンの整数＋１／３からの偏差が小さい程小さくなる。そこで従来技術では、共鳴発生用多極電磁石の強度を一定にしたままで、チューンをまず整数＋１／３に近付け、偏向電磁石の強度や共鳴発生用多極電磁石の強度を一定にするだけでなく、チューン一定、即ち、４極電磁石の磁場強度を一定としておき、複数の周波数成分あるいは周波数帯域を有する高周波電磁界をビームに加えてベータトロン振動振幅を増加させて共鳴を発生させる。前記共鳴によるベータトロン振動の増大を利用して出射用デフレクタから出射する。出射したイオンビームは、イオンビーム輸送系の電磁石を用いて治療室へ輸送される。
【０００４】
従来の加速器で使用されてきた出射用高周波源については、特開平７−14699号公報に記されている。荷電粒子ビームは、共鳴発生用多極電磁石の作用により、チューンがベータトロン振動の振幅に依存して変化する。そのため、ビーム出射のための高周波は、周波数帯域ないし複数の周波数を有する必要がある。従来技術では、周波数帯域内に周回型加速器から出射する荷電粒子ビームのチューンの小数部と周回周波数の積を含んで周波数幅が数１０ｋＨｚ程度にわたる高周波を荷電粒子ビームに加えていた。
【０００５】
加速器から出射した荷電粒子ビームは、特開平１０−１１８２０４号公報に記されているように、治療室に輸送され、照射室には、照射装置が設置される。照射装置には、ビーム径を増加させる散乱体と径を増加させたビームを円形に走査するビーム走査電磁石が設置されている。この散乱体により径を増加させたビームを円形に走査することにより、走査するビーム中心の軌跡の内側の積算ビーム強度が平坦化される。強度分布を平坦化したビームから、患者コリメータにより照射ビーム形状を患部形状に合致させて患者に照射されてきた。
【０００６】
また、上記とは異なり、ビーム走査電磁石を使って小径ビームを患部形状に合わせて走査する方法での照射も行われるようになっている。この小径ビームの走査方法では、予め定めた位置でビームを照射するようにビーム走査電磁石の電流を制御し、ビーム強度モニタで所定線量を照射したことを確認して、前記高周波のビームへの印加を停止することによりビームの照射を停止し、ビーム走査電磁石の電流を変化させて照射位置を変えてまた照射することを繰り返す。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
以上のように、従来、医療用加速器システムでは、ビームを照射するときに散乱体で径を増加させたビームを円形に走査して、走査円の内側領域の積算強度分布を平坦化していた。ビーム走査で照射する場合は、この強度分布を平坦化するために、ビームの強度の変化が小さいことが望ましく、特に、数１０Ｈｚから数１０ｋＨｚ程度までの周波数成分を小さく抑えることが望ましい。しかし、従来の医療用加速器システムでは、荷電粒子ビームに加える高周波が出射のために周波数帯域あるいは複数の周波数を有していることに起因して、加速器から出射されるビームの強度が数１０Ｈｚから数１０ｋＨｚ程度までの周波数成分を持って時間的に変化していた。そのため、一様な照射能強度分布を得るために、円形走査の速さをビーム強度の時間変化に応じて適切に選択すること、即ち、ビーム強度の変化の周波数からずれた走査周波数を選ぶことにより照射能強度分布を平坦化する必要があった。円形走査周波数の十分高くすれば、上述のビーム強度の変化の問題は解決できるが、走査用の電磁石、電源のコストが大幅に上昇する。また、ビーム強度の時間的変化が大きいと、ビーム強度の時間変化が小さい場合に比べて、照射能内の強度分布の変化を許容範囲に抑えるために必要な走査電磁石の電流の再現性，安定性等の条件が厳しくなる。
【０００８】
また、従来技術では、径が大きなビームおよび径が小さなビームいずれの走査においても、ビーム強度が時間的に変化すると、所定の照射能強度分布を確認するために、ビーム強度モニタの時間分解能を高める必要があった。
【０００９】
本発明の目的は、出射ビーム電流の変化、特に数１０Ｈｚから１０ｋＨｚ程度の周波数のビーム電流の変化を抑えた加速器とそれを用いた医療用加速器システム及びその運転方法を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成する請求項１記載の発明の医療用加速器システムの特徴は、荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備え、
前記高周波源が、複数の周波数成分を含み、前記複数周波数成分の周波数の差の最小値が５００Ｈｚ以上１０ｋＨｚ以下で、前記複数の周波数成分の位相が、各周波数成分間の位相の差に整数×π以外の値を含む位相となる交流信号を発生させることにある。
【００１１】
高周波により荷電粒子ビームのベータトロン振動振幅を増加させて安定限界の外側へ移動させる為には、高周波の周波数が、荷電粒子ビームのチューン（荷電粒子ビームが周回型加速器を１周する間に行うベータトロン振動の数）の小数部と周回周波数の積、あるいは、チューンの小数部と周回周波数の積に周回周波数の積の整数倍に近いことが望ましい。チューンは、ベータトロン振動の振幅に依存して変化する。そのため、出射のための安定限界を越えさせる為に、ベータトロン振動振幅を増加させるためには、複数の周波数を有する高周波が必要になる。
【００１２】
上記本発明では、高周波源から、複数の周波数成分を含み、前記複数周波数成分間の周波数の差の最小値が５００Ｈｚ以上１０ｋＨｚ以下の交流信号を荷電粒子ビームに印加するため、荷電粒子ビームのベータトロン振動振幅の変化の周波数成分の最小値は、５００Ｈｚ以上１０ｋＨｚ以下となり、特に、径が小さなビームを走査する照射法で抑えることが必要な数１００Ｈｚ以下の出射電流の変化を抑えることが出来る。また、各周波数成分の位相は、その差が整数×πであると、周波数成分の異なる信号の重なりに起因する信号強度の増大，減少が大きくなるが、各周波数成分の位相の差に整数×πを除いた値を含むように選ぶことにより、出射ビーム強度の変化を抑えることができる。
【００１３】
上記の特徴を有する医療用加速器システムにより、周回型加速器内のベータトロン振動の振幅の変化の低周波成分が小さくなり、時間的に強度変化の少ない荷電粒子ビームが出射されて、照射装置から時間的強度の変化の少ない荷電粒子ビームを照射できる。
【００１４】
上記目的を達成する請求項２記載の発明の医療用加速器システムの特徴は、荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備え、
前記高周波源で、瞬時周波数が時間変化し、前記瞬時周波数の平均値が異なる複数種類の信号の加算信号を発生させ、前記加算信号を荷電粒子ビームに印加することにある。
【００１５】
複数の周波数成分を持つ高周波を荷電粒子ビームに加えると、荷電粒子ビームは、加速器の電磁石の強度で決まるベータトロン振動周波数（荷電粒子ビームの周回周波数とチューンの積）と出射のために加えた高周波の周波数成分を持ってベータトロン振動し、さらに、ベータトロン振動の振幅は、前記ベータトロン振動周波数と出射のために加えた高周波の周波数成分の和と差、及び、複数ある出射用高周波の周波数の和，差の周波数で変化する。その結果、安定限界を越える荷電粒子ビームの粒子数、即ち、出射荷電粒子ビーム強度も同様の周波数変化を示す。このうち、医療用等の荷電粒子ビームの利用で最も重要になる数１０ k Ｈ z 以下の周波数成分は、前記ベータトロン振動周波数と出射のために加えた高周波の周波数成分の差、及び、複数ある出射用高周波の周波数の差により生じている。この数１０ｋＨｚ以下の出射ビームの時間変化は本発明の上記特徴により、以下の原理により低減される。
【００１６】
交流信号は、時間をｔ、振幅をＡｉ、位相をθｉとして、Ａｉ sin( ２πｆｉｔ＋θｉ ) と表され、瞬時周波数は、ｆｉ＋（ｄθｉ／ｄｔ）／（２π）と表される。瞬時周波数が時間的に変化する時、ｄθｉ／ｄｔ≠０である。ｄθｉ／ｄｔの平均値がゼロになるように予め定めると瞬時周波数の時間的平均値は、ｆｉである。荷電粒子ビームは、ベータトロン振動振幅が、ベータトロン振動周波数と加えた高周波の差の周波数で変化する。上記特徴によると、異なるｆｉ（ただし、ｉ＝１，２…ｎ：ｎは２以上）について位相θｉが時間変化する交流信号の加算信号ΣＡｉ sin( ２πｆｉｔ＋θｉ ( ｔ )) を発生させて、荷電粒子ビームに加える。
【００１７】
荷電粒子ビームは、ベータトロン振動振幅が、ベータトロン振動周波数と加えた高周波の差の周波数で変化する。加えた周波数ｆｉの高周波により、ベータトロン振動の振幅は、ｆｉ−ｆβで変化するが、周波数ｆｉの交流信号の位相θｉは、時間的に変化するため、周波数がｆｉ−ｆβのベータトロン振動振幅の変化は、位相が荷電粒子ビームの加速器を周回する周回方向位置、即ち、前後関係によって異なる。その結果、加速器を周回する周回方向位置、即ち、前後関係によって、出射されるかどうが異なり、また、出射される周回方向位置は、周回毎に変化していく。即ち、ある時刻においては、荷電粒子ビームの周回方向の先頭が出射され、周回方向の中心から後半は出射されないが、時刻の経過とともに、荷電粒子ビームの周回方向中心が出射され、周回方向の前半と後半は出射されないことが生じる。このように、周回方向の位置でベータトロン振動振幅の増加の位相が異なり、さらに、ビームが出射される周回方向位置が変化していく。従来技術では、ビームが出射される時は周回方向の全位置から出射され、出射が少なくなる場合は、周回方向全位置が同様に振る舞う。従って、本発明は、全荷電粒子ビーム数の時間的変化が極めて小さくなる。
【００１８】
上記の特徴を有する医療用加速器システムにより、周回型加速器内のベータトロン振動の振幅の変化の位相も時々刻々変化し、出射ビーム強度が平均化され、時間的に強度変化の少ない荷電粒子ビームが出射されて、治療装置から時間的強度の変化の少ない荷電粒子ビームを照射できる。
【００１９】
請求項３記載の発明の医療用加速器システムは、荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石と荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を励起するための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備え、
前記高周波源で、瞬時周波数が時間的に変化し、前記瞬時周波数の時間的平均値、及び、前記瞬時周波数と前記瞬時周波数の時間変化平均値の差が複数種類の信号の加算信号を発生させ、前記加算信号を荷電粒子ビームに印加することに特徴がある。
【００２０】
交流信号は、時間をｔ、振幅をＡｉ、位相をθｉとして、Ａｉ sin( ２πｆｉｔ＋θｉ ) と表され、瞬時周波数は、ｆｉ＋（ｄθｉ／ｄｔ）／（２π）と表される。瞬時周波数が時間的に変化する時、ｄθｉ／ｄｔ≠０である。ｄθｉ／ｄｔの平均値がゼロになるように予め定めると瞬時周波数の時間的平均値は、ｆｉである。上記特徴によると、異なる
ｆｉ（ただし、ｉ＝１，２…ｎ：ｎは２以上）について、（ｄθｉ／ｄｔ），（ｄθｊ／ｄｔ）（ｉ≠ｊ）が異なる、即ち、位相θｉとθｊの時間変化が異なる交流信号の加算信号ΣＡｉ sin （２πｆｉｔ＋θｉ ( ｔ ) ）を発生させて、荷電粒子ビームに加える。
【００２１】
荷電粒子ビームは、ベータトロン振動振幅が、加えた高周波の差の周波数で変化する。即ち、加えた高周波の周波数ｆｉとｆｊについて、ベータトロン振動の振幅は、ｆｉ−ｆｊで変化するが、それぞれ周波数ｆｉとｆｊを発生させる交流信号の位相θｉとθｊは、時間的に異なる時間変化をするため、周波数がｆｉ−ｆｊのベータトロン振動振幅の変化は、位相が荷電粒子ビームの加速器を周回する周回方向位置、即ち、前後関係によって異なる。このように、周回方向の位置でベータトロン振動振幅の増加の位相が異なり、さらに、それぞれが変化するため、請求項１の発明と同様に出射される全荷電粒子ビーム数の時間的変化が極めて小さくなる。
【００２２】
また、請求項４記載の医療用加速器システムは、荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備え、
前記高周波源は、前記高周波源が、時間をｔ、複数種類の周波数をｆｉ、それぞれの周波数ｆｉに対応する位相をθｉ、振幅をＡｉとして複数の各周波数の交流信号の加算信号ΣＡｉ sin( ２πｆｉｔ＋θｉ）を発生し、位相θｉを予め定めた周期で変化させる高周波源であることに特徴がある。
【００２３】
交流信号は、時間をｔ、振幅をＡｉとして、Ａｉ sin( ２πｆｉｔ＋θｉ）と表され、瞬時周波数は、２πｆｉ＋ｄθｉ／ｄｔと表される。従って、上記特徴のように各ｆｉに対応するθｉを予め定めた周期で変化させると、請求項１の加速器と同様に、出射のためのベータトロン振動の振幅の増加の位相も時々刻々変化し、出射ビーム強度が平均化され、時間的に強度変化の少ない荷電粒子ビームが出射される。
【００２４】
上記の請求項４記載の発明により、加速器からの荷電粒子ビームの出射のために荷電粒子ビームに印加する高周波の位相が時間変化する。その結果、前記ベータトロン振動の振幅の変化の位相も時々刻々変化し、出射ビーム強度が平均化され、時間的に強度変化の少ない荷電粒子ビームが出射されて、治療装置から時間的強度の変化の少ない荷電粒子ビームを照射できる。
【００３０】
請求項５記載の発明の運転方法は、荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームとを患者に照射する照射装置を備えた医療用加速器システムの運転方法において、
前記高周波源で、荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させるための高周波電磁界を発生させるため、複数の周波数成分を含み、前記複数周波数成分の周波数の差の最小値が５００Ｈｚ以上１０ｋＨｚ以下で、前記複数の周波数成分の位相は、各周波数成分間の位相の差に整数×π以外の値を含む位相である交流信号を荷電粒子ビームに加えて荷電粒子ビームを出射し、治療装置から照射することに特徴がある。
【００３１】
上記特徴により、前記周回型加速器内のベータトロン振動の振幅の変化の低周波成分が小さくなり、時間的に強度変化の少ない荷電粒子ビームが出射されて、治療装置から時間的強度の変化の少ない荷電粒子ビームが出射されて、治療装置から時間的強度の変化の少ない荷電粒子ビームを照射できる。特に、径が小さなビームを走査する照射法で抑えるべき数１００Ｈｚ以下の出射電流の変化を小さく出来る。
【００３２】
請求項６の発明の運転方法は、荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備えた医療用加速器システムの運転方法において、
前記高周波源で、瞬時周波数が時間的に変化し、前記瞬時周波数の時間的平均値が異なる複数種類の信号の加算信号を発生させ、前記加算信号を荷電粒子ビームに加えて荷電粒子ビームを出射し、治療装置から照射することに特徴がある。
【００３３】
上記の本発明により、加速器からの荷電粒子ビームの出射ために荷電粒子ビームに印加する、複数の周波数成分の高周波の位相が時間変化する。その結果、前記ベータトロン振動振幅の変化の位相も時々刻々変化し、出射ビーム強度が平均化され、時間的に強度変化の少ない荷電粒子ビームが出射されて、治療装置から時間的強度の変化の少ない荷電粒子ビームを照射できる。
【００３４】
請求項７記載の発明の運転方法は、荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備えた医療用加速器システムの運転方法において、
前記荷電粒子ビームに、時間をｔ、複数種類の周波数をｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）、それぞれの周波数ｆｉに対応する位相をθｉ、振幅をＡｉとして複数の各周波数の交流信号の加算信号ΣＡｉsin(２πｆｉｔ＋θｉ）を発生し、θｉが予め定めた周期で時間変化する高周波を加え、前記高周波を加えて出射した荷電粒子ビームを前記輸送システムで輸送し、前記照射装置から照射することに特徴がある。
【００３５】
上記の本発明により、加速器からの荷電粒子ビームの出射ために荷電粒子ビームに印加する複数の周波数成分の高周波の位相が予め定めた時間毎に変化する。その結果、前記ベータトロン振動の振幅の変化の位相も時々刻々変化し、出射ビーム強度が平均化され、時間的に強度変化の少ない荷電粒子ビームが出射されて、治療装置から時間的強度の変化の少ない荷電粒子ビームを照射できる。
【００３６】
【発明の実施の形態】
実施例１
本発明の第１の実施例の医療用加速器システムを図１を用いて説明する。
【００３７】
図１は、本発明の医療用加速器システムの第１の実施例で、プロトンを入射・加速し、その後、出射する加速器１１１と出射したビームを治療室９８へ輸送して癌治療を行うシステムを示す図である。治療にあたっては、患者の情報に基づき予め治療計画装置１３１で定めたビームエネルギー，ビーム照射線量，ビーム照射時間を制御装置１３２に伝送し、これに基づき、加速器１１１の各機器の電源１１３，出射ビーム輸送系機器の電源１１２と治療照射系の照射装置２００の電源２０１を制御する。
【００３８】
本発明の加速器１１１では、前段加速器１６，ビームを加速器１１１へ輸送する入射ビーム輸送系１７，入射器１５、また、入射されたビームにエネルギーを与える高周波加速空胴８，ビーム軌道を曲げる偏向電磁石２，ビームのベータトロン振動を制御する４極電磁石５，６、さらに、出射時の共鳴を励起するための６極電磁石９，共鳴の安定限界内粒子のベータトロン振動振幅の増加を目的に、ビームに時間変化する高周波電磁界を加えるための電極２５、及びベータトロン振動振幅が増加した粒子を出射用ビーム輸送系１０２に出射するための出射器４から構成されている。出射ビーム輸送系１０２は、偏向電磁石１０５，４極電磁石１０４等で構成される。これらの機器のうち、共鳴発生用の６極電磁石９とビームに高周波電磁界を加えるための電極２５，出射器４，出射ビーム輸送系の４極電磁石１０４及び偏向電磁石１０５は、加速したビームを出射する過程でのみ使用する。
【００３９】
入射器１５から入射されたビームは、周回する過程で偏向電磁石２で軌道が曲げられる。また、４極電磁石の働きにより、ビームは設計軌道のまわりをベータトロン振動しながら周回し、ベータトロン振動の振動数は、収束用の４極電磁石５と発散用の４極電磁石６の励磁量により制御できる。入射と加速時の過程でビームを安定に周回させるには、加速器一周あたりのベータトロン振動数（チューン）が共鳴を生じない値にしておく必要がある。本実施例では水平方向チューンνｘ、垂直方向チューンνｙを整数＋０.２５ないし整数＋０.７５に近い値になるように４極電磁石５，６を調整しておく。この状態でビームは加速器内を安定に周回するが、その過程で高周波加速空胴８からエネルギーを与え、また、偏向電磁石２及び４極電磁石５，６、各々の磁場強度比を一定に保ちながら偏向電磁石２及び４極電磁石５，６、各々の磁場強度を増加させ、ビームを加速する。各々の磁場強度比が一定であることから、加速器一周あたりのベータトロン振動数、即ち、チューンは、一定に保たれる。
【００４０】
出射する過程では、収束用の４極電磁石５の電源と発散用の４極電磁石６の電源を調整し、水平方向チューンνｘを整数＋１／３＋Δないし整数＋２／３＋Δ(Δは０.０１程度の小さな値）にする。以下では、水平方向チューンνｘを整数＋１／３＋Δとする場合を例に説明する。次に６極電磁石９に共鳴励起のための電流を流す。６極電磁石９に流す電流は、周回中のビームでベータトロン振動振幅が大きい粒子が安定限界内に納まる程度の値にしておくが、その値は、あらかじめ計算で求めるか、出射の運転の繰り返しを通じて求める。
【００４１】
次に、電極２５より高周波電源２４で発生させた高周波信号を印加する。図３に、高周波電源２４の構成を示す。図３のに示すように、電極２５は板状電極で、水平方向に対向させて時間変化信号を印加する。電極２５には、符号が逆の電流を高周波電源２４から流すようにすることにより、図３に示す方向の電界が荷電粒子ビームに加わる。
【００４２】
図３の高周波電源２４は、治療計画装置１３１からの情報により制御装置132から、ビームエネルギーＥ，周回周波数ｆｒ，取り出し時間ｔｅｘ，目標照射線量に関する信号を受けて、電極２５に以下のような時間変化信号を加える。即ち、制御装置１３２からの信号に基づき、複数種類の周波数をｆ１，ｆ２，…ｆｎ（ｆ１，＜ｆ２＜…＜ｆｎ）、それぞれの周波数ｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）に対応する位相をθｉ（ｉ＝１，２…ｎ），振幅Ａｉ（ｉ＝１，２…ｎ）、時間をｔとして複数の周波数の交流信号の合成信号ΣＡｉsin(２πｆｉｔ＋θｉ）を発生し、かつ瞬時周波数を時間的に変化させる、即ち、前記の位相θｉを予め定めた時間間隔で繰り返し変更して電極２５に加える。なお、θｉの時間変化は、θｉ，θｊ(ｉ≠ｊ，ｉ，ｊ＝１，２，…ｎ)についてθｉ，θｊ，θｉ−θｊが予め定めた周期で変化するように選定する。複数種類の周波数ｆ１，ｆ２，…ｆｎは、周回周波数ｆｒを基に、最小値から最高値の間にｆｒ／３から(１／３＋δ)ｆｒを含むようにする。周波数ｆ１，ｆ２，…ｆｎは、周波数ｆｉ＋１と隣接する周波数ｆｉの間の周波数差が１ｋＨｚ以上で１０ｋＨｚ以下になるように設定する。周波数このような周波数成分を持たせるのは、下記の考察に基づく。
（ａ）ベータトロン振動振幅が極めて小さいビームのチューンは、四極電磁石で設定した整数＋１／３＋δになっているが、共鳴発生用の多重極電磁石９の効果により、安定限界近くのベータトロン振動振幅の大きな粒子のチューンは、この値からδ程度ずれ、整数＋１／３に近い値になっており、振動振幅がこれらの間にあるビームのチューンも整数＋１／３＋δから整数＋１／３の間に連続的に分布する。
（ｂ）荷電粒子ビームのベータトロン振動振幅を効率的に増加させるためには、ベータトロン振動の周波数に近い周波数の高周波を荷電粒子ビームに加える必要がある。
（ｃ）荷電粒子ビームのベータトロン振動振幅には、高周波の周波数ｆ１，ｆ２，…ｆｎの差の周波数ｆｉ−ｆｊ（ｉ，ｊ＝１，２…ｎ）の成分の変化が生じ、同様の周波数変化で出射ビーム電流が変化する。従って、ｆｉ＋１−ｆｉが、小径ビームの走査で抑えるべき５００Ｈｚ以上の周波数になるようにｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）を決める。一方、ｆｉ＋１−ｆｉを１０ｋＨｚ以上にすると、実用的な電力の高周波では、ベータトロン振動振幅を有効に増加させることが困難になる。
【００４３】
なお、ベータトロン振動の共鳴に２次共鳴を用いる場合には、チューンを整数＋１／２に近い値とする。周波数幅は上記と同様である。
【００４４】
位相θｉ（ｉ＝１，２…ｎ）を変更する時間をΔｔとし、各周波数ｆｉに対応する信号Ａｉsin（２πｆｉｔ＋θｉ）の位相θｉをΔｔ毎にｍ回（ｍ：整数）、θ１，θ２，…θｍと変化させる。ｍ回変更した後は、Ｔexrf＝ｍΔｔを１周期として、同様の位相変更を繰り返す。
【００４５】
Ｔexrfについては、後述するが、本実施例では、位相を変更する周期Ｔexrfを荷電粒子ビームの加速器の周回周期Ｔ（＝１／ｆｒ）とし、分割数ｍはｍ＝４とする。周波数ｆｉについて位相θｉ，周波数ｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）の信号強度の変化を図４に示す。図４は、ＴexrfをＴとして記している。各周波数ｆｉについて時刻ｔ＝ｔ０＋ｋＴexrf（ｋ：整数）における位相をθｉ１とし、Δｔ後、即ち時刻ｔ＝ｔ０＋Δｔ＋ｋＴexrfに位相をθｉ２に変える。これを、各周波数ｆｉについて行い、時刻ｔ＝ｔ０＋２Δｔ＋ｋＴexrfで初期位相をθｉ３、ｔ＝ｔ０＋３Δｔ＋ｋＴexrfで位相をθｉ４と変化させる。ｍ＞４の場合は、さらにΔｔ毎に位相を変化させ、…ｔ＝ｔ０＋Δｔ（ｍ−１）＋ｋＴexrf＝ｔ０＋Ｔ−Δｔ＋ｋＴexrfでθｉｍと変化させる。そして位相変更を行う周期Ｔexrfが経過した後は、各周波数ｆｉについてθｉを再びθｉ１として上記の位相変更を繰り返す。他の周波数ｆｊについても、上記と同様に、位相θｊを図５のように変化させる。なお、変化させる位相θｊは、異なる各周波数ｆｉ，ｆｊ間の位相差θｉｋ―θｊｋ（ただしｉ≠ｊ）が、Δｔ毎に変化するように選定する。そして、各周波数の信号の和算ΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋θｉ）を求めて電極２５から荷電粒子ビームに印加する。
【００４６】
このように、電極２５から高周波を加えることにより、ビームの軌道勾配が電場，磁場の効果で変化し、ビームのベータトロン振動の振幅が増加し始め、安定限界をこえた粒子は、共鳴によりベータトロン振動の振幅が急激に増加する。ベータトロン振動に共鳴が発生した粒子は、振動が増加した後、出射器４から出射される。このベータトロン振動振幅の変化の周波数に、ベータトロン振動周波数ｆβと外部から加える高周波の周波数の差、及び、外部から加える高周波の周波数間の差の成分が生じる。即ち、荷電粒子ビームに加える高周波の周波数をｆ１，ｆ２…ｆｎ（ｆ１＜ｆ２…＜ｆｎ）とすると、ベータトロン振動周波数ｆβと外部から加える高周波の周波数の差については、ｆ１−ｆβ，ｆ２−ｆβ…ｆｎ−ｆβの周波数が生じ、外部から加える高周波の周波数間の差については、最高ｆｎ−ｆ１、最小はｆ１，ｆ２…ｆｎのうちの周波数の差ｆｉ−ｆｊ（ｉ，ｊ：１，２…ｎでｉ≠ｊ）のうちの最小周波数のベータトロン振動の振幅変化成分が生じる。医療用加速器システムでは、周波数差の最大値ｆｎ−ｆ１がおよそ数１０ｋＨｚ程度である。
【００４７】
本実施例では、Δｔ時間毎に、周波数ｆ１，ｆ２，…ｆｎの高周波の位相を変化させることにより、上記のベータトロン振動振幅のｆｉ−ｆβ，ｆｉ−ｆｊ（ｉ，ｊ＝１，２…ｎ，ｉ≠ｊ）の周波数成分の位相もΔｔ毎に変化する。従って、例えば、時刻ｔ＝ｔ０＋ｋＴexrf（ｋ：０，１，２…，ｍ）において位相θｉ１の高周波を加えた荷電粒子ビームと、時刻ｔ＝ｔ０＋Δｔ＋ｋＴexrf（ｋ：０，１，２…，ｍ）に位相θｉ２の高周波を加えた荷電粒子ビームそれぞれのベータトロン振動の振幅変化の周波数成分ｆｉ−ｆβ，ｆｉ−ｆｊ（ｉ，ｊ＝１，２…ｎ，ｉ≠ｊ）の位相が異なる。この位相の変化を繰り返し結果、ベータトロン振動振幅が安定限界よりわずかに小さい荷電粒子ビームについて、時刻ｔ＝ｔ０＋ｋＴexrf，ｔ＝ｔ０＋Δｔ＋ｋＴexrf，ｔ＝ｔ０＋２Δｔ＋ｋＴexrf，…ｔ＝ｔ０＋(ｋ−１)Δｔ＋ｋＴexrf（ｋ：０，１，２…，ｍ）に出射用高周波電極位置を通過した荷電粒子ビームには、高周波の位相の差異に起因して安定限界を越えるビームと安定限界を越えないビームがある。例えば、ｔ＝ｔ０＋Δｔ＋ｋＴexrfに高周波電極を通過したビームは、ベータトロン振動振幅が増加する位相になり出射されるが、ｔ＝ｔ０＋（ｋ−１）Δｔ＋ｋＴexrfに高周波電極を通過したビームは、ベータトロン振動振幅が減少する位相になり、出射され無い状況が生じる。即ち、高周波電極を通過する時間がΔｔ違うと荷電粒子ビームが出射されるかどうかが替わる。さらに時間が経過すると、逆の現象が生じ、Δｔ直前に出射されてもΔｔ後には、出射されないことが生じる。従って、ｔ＝ｔ０＋ｋＴexrfからｔ＝ｔ０＋（ｋ＋１）Ｔexrfまでの時間内、ｔ＝ｔ０＋（ｋ＋１）Ｔexrfからｔ＝ｔ０＋（ｋ＋２）Ｔexrfまで時間内、さらにｔ＝ｔ０＋(ｎ＋２)Ｔexrfからｔ＝ｔ０＋（ｎ＋３）Ｔexrfまでの各時間内に出射されるビーム強度の変化は小さくなる。上記の瞬時周波数の変化、即ち、位相の変化は、各ｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）に対して行うため、出射ビーム電流の周波数成分ｆｉ−ｆβ，ｆｉ−ｆｊ（ｉ，ｊ＝１，２…ｎ，ｉ≠ｊ）、即ち、数１０ｋＨｚ以下の時間変化が極めて小さくなる。
【００４８】
図３の１３３は高周波電源２４の計算機で、図１の加速器１１１の制御装置１３２からのビームエネルギーＥ，周回周波数ｆｒの情報に基づき、出射のために加える高周波の周波数ｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）を計算する。同時に制御装置１３２から荷電粒子ビームが周回型加速器を１周する時間Ｔの分割数ｍを計算機１３３に入力する。上記入力から位相変更時間Δｔは、Δｔ＝Ｔexrf（＝Ｔ）／ｍとなる。計算機１３３で、周波数成分の数ｎと分割数ｍに基づいて周波数ｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）に対する位相θｉｋ（ｉ＝１，２…ｎ；ｋ＝１，２，…ｍ）データを生成する。本実施例では、位相θｉｋ（ｉ＝１，２…ｎ；ｋ＝１，２，…ｍ）を０から２πまでの間で平均がπになる乱数から生成する。ただし、次に、周波数ｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）に対する振幅をＡｉとして、上記データから、ｔ＝０からΔｔまでの区間について複数の各周波数の交流信号の合成信号ΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋θｉ１）を計算、次に、ｔ＝Δｔから２ΔｔまでΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋θｉ２）を計算、これを繰り返してｔ＝(ｍ−１)ΔｔからｍΔｔまでの時間についてΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋θｉｍ）を求める。次にｔ＝ＴexrfからΔｔ＋ＴexrfまでΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋θｉ１）を求め、ｔ＝Ｔexrf＋ΔｔからＴexrf＋２ΔｔまでΣＡｉsin(２πｆｉｔ＋θｉ２）を計算する手順を繰り返していく。これらの計算結果は、波形データのメモリー３０にストアされる。波形データのメモリー３０の出力をＤＡコンバータ２７によりアナログ信号に変換し、増幅器２８で増幅された後、電極２５から荷電粒子ビームに加えられる。位相変更時間Δｔは、小さいほど出射ビーム電流の時間変化を小さく抑えることができるが、波形データのメモリー３０の必要サイズが大きくなること、ＤＡコンバータ２７でのサンプリング時間を短くする必要があること、さらに、増幅器２８や電極２５に広い周波数帯域を持たせる必要があり、これらの特性を考慮して、位相変更時間Δｔを定めることが必要である。
【００４９】
波形データのメモリー３０に蓄積するデータは、出射するビームのエネルギー毎に生成しておく。出射のために加える高周波の周波数ｆ１からｆｎまでの周波数ｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）は、前記周期Ｔの逆数である周回周波数ｆｒに基づき、ｆｒ／３から（１／３＋δ）ｆｒ程度を含む範囲に設定する。δは、ビームの運動量差に起因するチューンの変化を考慮して、十分大きい値にする。荷電粒子ビームを加速し、出射する際に、制御装置１３２からのビームエネルギー情報に基づきメモリー３０から波形データを読み出し、ＤＡコンバータ２７に送る。
【００５０】
ＤＡコンバータ２７でアナログ信号に変換された高周波は、図３の増幅器２８により増幅されて電極２５から荷電粒子ビームに加えられる。ビームを出射する際には、増幅器２８の増幅度を制御装置１３４からの信号によりメモリー３１から得て変化させる。この時間変化のパターンも、各ビームエネルギーＥや、出射時間ｔｅｘ毎にメモリー３１に記憶しておく。このようにビームに加える高周波電圧を時間的に変化させるのは、単位時間当たりに出射される粒子数を一定に保つことがその目的である。出射開始直後は、安定限界の内側に多数の粒子があり、出射の経過とともに安定限界の内部の粒子数が減少する。単位時間に出射される粒子数は、安定限界にある粒子とベータトロン振動が安定限界をこえる速さの積に比例するから、出射の経過とともにビームに加える高周波電圧を増加していくことにより、単位時間当たりに出射される粒子数を一定に保つことができる。患者及び患部情報により、必要なビームエネルギーや照射線量，照射時間がきまるから、それを基に制御装置１３２から制御装置１３４へ信号を送り、予め増幅度バターンを覚えさせたメモリー３１に記憶したデータから適切なパターンを選んで増幅器２８に与えてビームを出射する。
【００５１】
なお、本実施例では、位相を変更する周期Ｔexrfは、荷電粒子ビームの周回周期Ｔとして、Δｔは、Ｔの１／正整数としている。これにより、高周波電源２４から荷電粒子ビームに加えるための交流信号には、ｆ１からｆｎまでの範囲だけでなく、周回周波数をｆｒとして、ｆｒ＋ｆ１からｆｒ＋ｆｎ，２ｆｒ＋ｆ１から２ｆｒ＋ｆｎ，３ｆｒ＋ｆ１から３ｆｒ＋ｆｎ，…と周波数幅が同じで、周波数がｆｒずつずれた位置に周波数成分が生じる。この周波数成分は、最高１／（２Δｔ）程度までに及ぶ。したがって、荷電粒子ビームに加える周波数成分は、周回周波数の整数倍＋ベータトロン振動周波数に概ね近く、ベータトロン振動の振幅を効率良く増加できる。従って、高周波電源２４の増幅器２８や電極２５は、これらの周波数の高周波を減衰させることなく荷電粒子ビームに加えることができる周波数特性を持つ必要がある。前述の分割数ｍを大きくし、Δｔを小さくすると、さらに高い周波数成分を持つようになり、これに応じた増幅器２８や電極２５を使用する必要がある。
【００５２】
高周波電源２４の増幅器２８や電極２５は、これらの周波数の高周波を減衰させることなく荷電粒子ビームに加えることができる周波数特性を持つ必要がある。前述の分割数ｍを大きくし、Δｔを小さくすると、さらに高い周波数成分を持つようになり、これに応じた増幅器２８や電極２５を使用する必要がある。
【００５３】
位相を変更する周期Ｔexrfは、荷電粒子ビームの周回周期Ｔ（＝１／ｆｒ）程度とするか、あるいは、荷電粒子ビームの出射電流の時間変化で重要となる周波数成分、即ち、数１０ｋＨｚに対応する周期、即ち、数１０μｓ程度とすることが望ましい。これは、それ以外の周期で位相を変更した場合、荷電粒子ビームに加える高周波周波数成分にベータトロン振動の振幅を効率良く増加できない成分が含まれ、高周波電源の電力が有効に使われなくなるためである。前記のＴexrf＝Ｔ（荷電粒子ビームの周回周期）とした場合には、上記の高周波電源２４で発生させた高周波の周波数スペクトルは、瞬時周波数が時間的に変化することから、ｆ１からｆｎまでの範囲だけでなく、ｆｒ＋ｆ１からｆｒ＋ｆｎ，２ｆｒ＋ｆ１から２ｆｒ＋ｆ１，…，６ｆｒ＋ｆ１から６ｆｒ＋ｆｎ程度までの範囲に及ぶ。ここで、ｆｒは、荷電粒子ビームの周回周波数で、瞬時周波数を変化させる周期Ｔの逆数である。高周波電源２４の増幅器２８や電極２５は、これらの周波数の高周波を減衰させることなく荷電粒子ビームに加えることができる周波数特性を持つ必要がある。前述の分割数ｍを大きくし、Δｔを小さくすると、さらに高い周波数成分を持つようになり、これに応じた増幅器２８や電極２５を使用する必要がある。
【００５４】
位相変更の周期Ｔexrfを、出射ビーム電流の時間変化を抑える周波数（数１０ｋＨｚ）に対応する５０μｓ程度にした場合、高周波電源２４で発生させた高周波の周波数スペクトルは、最小周波数がｆ１より前述の数１０ｋＨｚの数倍程度小さくなり、最高周波数はｆｎより同様に数１０ｋＨｚの数倍程度高くなり、ベータトロン振動振幅を変化させる場合の高周波電力の効率は若干減少する。しかし、Ｔexrf＝Ｔとした前述のようなｆｒ＋ｆ１からｆｒ＋ｆｎ，２ｆｒ＋ｆ１から２ｆｒ＋ｆ１のような高い周波数成分は生じない。従って、高周波電源２４の増幅器２８や電極２５について、位相変更の周期Ｔexrfを荷電粒子ビームの周回周期Ｔとした場合のような広い周波数帯域は不要である。
【００５５】
加速器１１１から出射されて、輸送系１０２で治療室９８に輸送されたビームは回転照射装置１１０で患者に照射される。輸送系１０２には、ビーム電流ないしビーム電流に概ね比例する放射線量を計測するモニタ３２を設置し、このモニタ３２からの出力と制御装置１３２さらに計算機１３３から伝送されるビーム電流の目標値３３を、図３の比較器３４で比較する。その差に基づき、高周波電源２４の増幅器２８を制御し、荷電粒子ビームに加える高周波電力を制御し、目標のビーム電流を得る。比較器３４から増幅器２８を制御する信号は、出射電流の実測値と目標値の差に応じて、増幅器２８の増幅度を増減するが、出射電流の実測値と目標値の差が同一でもビームエネルギーＥが異なる場合には、増幅度の増減量を計算機１３３から送られるビームエネルギーＥに応じて変更する。このように、本発明では、出射のために加える高周波が発生するビーム電流の時間変化を高周波の位相、即ち、瞬時周波数を時間変化させることにより低減し、それ以外の原因で出射電流が変化する場合を上記の制御により解決し電流を一定化する。
【００５６】
治療室９８に配置される回転照射装置１１０について説明する。回転照射装置１１０は、図１の回転軸の周りの任意の角度から患者に照射することができ、加速器１１１から出射された出射ビームを照射対象まで輸送するための４極電磁石１０４および偏向電磁石１０５、および４極電磁石１０４および偏向電磁石105に電流を供給する電源装置１１２を備える。
【００５７】
回転照射装置１１０は、照射ノズル２００を備える。照射ノズル２００には、照射位置をｘ方向およびｙ方向に動かすための電磁石２２０，２２１を備える。ここで、ｘ方向は偏向電磁石１０５の偏向面に平行な方向、ｙ方向は偏向電磁石１０５の偏向面に垂直な方向である。電磁石２２０，２２１には電流を供給する電源装置２０１が接続されている。照射ノズルを図２に示す。電磁石２２０，２２１の下流には、ビーム径を増加させるための散乱体３００を設置する。また、散乱体３００のさらに下流には、ビームの照射線量分布を測定する照射線量モニタ３０１を設置している。また、患部の周囲の正常組織を傷めないように、照射対象である患者の直前には、コリメータ２２６を設置する。
【００５８】
図６に散乱体３００で拡大されたビーム強度分布を示す。散乱体で広げられたビームは、ほぼガウス分布をしており、これを電磁石２２０，２２１を使って円形に走査する。走査する円の半径ｒは、散乱体で広げた荷電粒子ビームの半径の１.１倍から１.２倍程度に設定する。その結果、走査中心の軌跡である円の内側に照射された荷電粒子ビームの積算強度分布は平坦になる。従って、予め、ビームの照射位置（Ｘｉ，Ｙｉ）（ｉ＝１，２，…ｎ）と必要な照射線量を治療計画装置１３１で定め、必要線量を照射したことを線量モニタ３０１で確認した後、照射位置を移動して、照射する手順を繰り返していくことにより患部を均一に照射できる。
【００５９】
なお、患者が呼吸等で動いた場合は患者の体の動きを検知する信号に基づき、緊急に荷電粒子ビームの照射を停止する場合には、照射系からの緊急停止信号に基づき、さらに、照射系の線量計で目標とする線量を照射したことを検知した場合に発信される線量満了信号に基づき、高周波電源２４の割り込み発生装置３５により高周波を停止する制御信号を制御装置１３４に送るほか、高周波スイッチ３６で電極２５への高周波の印加を停止する。このように、高周波電源２４からの高周波印加を停止することにより、短時間で荷電粒子ビームの出射を停止できる。また、高周波電源２４内に複数の高周波印加停止手段を設けることにより、より確実に荷電粒子ビームの出射を停止できる。
実施例２
次に、本発明の第２の実施例を示す。
【００６０】
第２の実施例では、第１の実施例と機器構成は同一である。図３の高周波源２４で、計算機１３３で時間をｔ、荷電粒子ビームの周回周波数をｆｒ、複数の周波数をｆｉ（ｉ＝１，２，…ｎ）、それぞれの各周波数ｆｉに対応する位相をφｉ、振幅をＡｉ，Ｂｉを定数として異なる周波数ｆｉに対する信号の和ΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋Ｂｉsin（２πｔ／Ｔexrf＋φｉ））の和で表される高周波信号を発生させて、メモリー３０にデータをストアする。この信号は、実施例１と同様に、周期Ｔexrfで位相を変更し、瞬時周波数を変化させている。ビームを出射する際に、メモリー３０からデータをＤＡコンバータ２７に送り、アナログ信号に変換して、さらに増幅器２８で増幅した後、電極２５から荷電粒子ビームに印加する。複数の周波数をｆｉ（ｉ＝１，２，…ｎ）の選び方は、実施例１とまったく同一である。φｉ（ｉ＝１，２，…ｎ）については、平均値がπで、０から２πまでの乱数からｎ個選ぶ。Ｂｉは、大きいほうが望ましく、本実施例では２πと選ぶ。
【００６１】
Ｔexrfを荷電粒子ビームが周回する周期Ｔに選んだときは、Ａｉsin（２πｆｉｔ＋２πsin(２πｔ／Ｔexrf＋φｉ) ）の信号は、Ｌ／Ｔexrf±ｆＩ＝Ｌ・ｆｒ±ｆｉ（Ｌ＝１，２…，Ｂｉに近い整数まで）の周波数スペクトルを有する。即ち、もとのｆｉから周回周波数ｆｒの整数倍だけ離れたら周波数スペクトルであり、荷電粒子ビームのベータトロン振動振幅を増加させる速さは低下しないが、実施例１と同様に増幅器２８や電極２５はこれらの周波数成分を減衰させない周波数特性が必要である。
【００６２】
Ｔexrfを５０μ秒程度、即ち、１／Ｔexrf＝２０ｋＨｚ程度に選んだときは、Ａｉsin（２πｆｉｔ＋２πsin(２πｔ／Ｔexrf＋φｉ)）の信号は、Ｌ／Ｔexrf±ｆｉ＝Ｌ・ｆｒ±ｆｉ（Ｌ＝１，２…，Ｂｉに近い整数まで）の周波数スペクトルを有する。即ち、もとのｆｉから２０ｋＨｚの整数倍に及ぶ周波数スペクトルを有し、荷電粒子ビームのベータトロン振動振幅の増加速さが低下する。
Ｔexrf＝Ｔとした場合について、信号sin（２πｆｉｔ＋２πsin（２πｆｒｔ＋φｉ））（ｉ＝１，２，…ｎ）の瞬時周波数を変化させる位相について、２πsin（２πｆｒｔ＋φ１）と２πsin（２πｆｒｔ＋φ２）を各々位相１，位相２として図７に示す。また、これに対応する信号１＝sin（２πｆ１ｔ＋２πsin（２πｆｒｔ＋φ１）と信号２＝sin(２πｆ２ｔ＋２πsin（２πｆｒｔ＋φ２）の強度変化を図８に示す。図７と図８の横軸は、荷電粒子ビームの周回周期Ｔに基づき記しており、これらから、荷電粒子ビームに加える高周波信号の位相が周回方向位置で変化し、その結果、ベータトロン振動振幅の変化の位相も周回方向位置で変化する。
【００６３】
本実施例の高周波を荷電粒子ビームに加えた時に出射される荷電粒子ビームの強度変化の数値シミュレーション結果を図９に示す。さらに図１０に、出射用の高周波の位相を一定にした従来技術の数値シミュレーション結果を記す。図９，図１０とも横軸は、周回数で時間を表し、縦軸は、出射粒子数の相対値である。本発明による出射粒子数の一定化の効果が明確である。即ち、従来は、周波数ｆｉの交流信号の瞬時周波数が一定で、位相が変化しないから、ベータトロン振動の振幅の増加の位相は、周回方向位置に依存しない。従って、ビームが出射される時は、荷電粒子ビームの周回方向の先頭から後半まで出射され、逆に、出射されない時は、周回方向の先頭から後半まで出射されない。それゆえ、出射ビームの時間強度変化に、周波数がｆｉ−ｆβ，ｆｉ−ｆｊの成分がはっきり生じていた。
実施例３
次に、本発明の第３の実施例を示す。
【００６４】
本実施例は、高周波電源の構成以外は第１，第２の実施例と同一である。図１１は、本実施例の高周波電源２４を示す。本実施例の高周波源２４は、ｎ台の発振器ｆｉ／ｋ（ｉ＝１，２，…ｎ）４００を用いる。ｋは十分大きい整数である。周波数ｆｉ／ｋの発振器４００を用い、これを移相器４０１により９０度位相をずらした信号を発生させる。周波数ｆ１／ｋの発振器４００の信号をsin（２π(ｆｉ／ｋ)ｔ）とすると９０度位相をずらした信号は、cos(２π(ｆｉ／ｋ)ｔ）となる。発振器４０２を用いて信号２πsin(２πｔ／Ｔexrf＋φｉ)／ｋの積の信号を発生させる。Ｔexrfは、実施例１，２と同様の値で、位相を変更する周期、φｉは位相である。信号２πsin(２πｔ／Ｔexrf＋φｉ）／ｋと信号cos(２π(ｆｉ／ｋ）ｔ）の積２πsin(２πｔ／Ｔexrf＋φｉ）・cos(２π(ｆｉ／ｋ）ｔ）／ｋを求めた後、信号sin（２π（ｆｉ／ｋ）×ｔ）と加えると、sin（２π(ｆｉ／ｋ)ｔ）＋２πsin(２πｔ／Ｔexrf＋φｉ）・cos（２π（ｆｉ／ｋ）ｔ）／ｋとなる。これは、２π／ｋが十分小さいことを考慮するとsin（２π（ｆｉ／ｋ）ｔ＋２πsin（２πｔ／Ｔexrf＋φｉ）／ｋ）と表される。従って、上記を周波数をｋ倍に逓倍する逓倍器４０３に入力することにより、出力sin（２πｆｉｔ＋２πsin（２πｔ／Ｔexrf＋φｉ））を得る。発振器ｆｉ／ｋ（ｉ＝１，２，…ｎ）の出力についてまったく同様の処理を施し、最終的にそれらを加算器４０４により加え合わせることにより、ΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋２πsin(２πｔ／Ｔexrf＋φｉ））の信号を得る。Ｔexrfを荷電粒子ビームの周回周期Ｔと選ぶ、あるいは、およそ５０μ秒程度いずれにしても良いことも、実施例１，２と同様である。加算器４０４で同時に加算後、増幅器２８で増幅して電極２５に加えることにより、実施例１，２と同様の効果を得ることができる。本実施例は、アナログ回路素子で構成することができ、デジタル回路に基づく実施例１，２のようなメモリーのサイズやＤＡコンバータのサンプリング時間に対する条件が無くなる長所がある。増幅器２８や電極２５の周波数特性については、実施例１，２と同じである。
実施例４
次に、本発明の第４の実施例を示す。
【００６５】
本実施例は、高周波電源の構成以外は第１，第２の実施例と同一である。図１２は、本実施例の高周波電源２４を示す。本実施例の高周波電源２４は、異なる白色ノイズ源４０をｍ台用いる。それぞれの白色ノイズ源４０からの出力をバンドパスフィルタ４１を用いて、最低周波数ｆ１，最高周波数ｆｎの連続スペクトルの高周波を得る。ｍ台の白色ノイズ源４０からの出力は、周波数スペクトルは同一であるが、位相は、周波数帯域のそれぞれについて異なる。本実施例では、ｍ台の白色ノイズ源４０からの出力を、制御装置１３４からの信号に基づき、４２のスイッチで、時間Δｔ（＝Ｔ／ｍ）毎に切り替え、その出力を増幅器２８で必要な電圧まで増幅して電極２５から荷電粒子ビームに加える。実施例１と同様の周波数を荷電粒子ビームに加える必要から、バンドパスフィルタ４１は、ｆ１からｆｎまでの範囲、ｆｒ＋ｆ１からｆｒ＋ｆｎ，２ｆｒ＋ｆ１から２ｆｒ＋ｆ１，…，６ｆｒ＋ｆ１から６ｆｒ＋ｆｎまでの周波数の高周波を通過させ、通過させる帯域は、制御装置１３４から荷電粒子ビームのエネルギー、チューンに基づき通過周波数帯域を変更する。
【００６６】
本実施例の高周波源で、異なる白色ノイズ源４０を使っており、それらを切り替えていくことにより、荷電粒子ビームに加える高周波の各周波数の位相が時間的に変化する。即ち、実施例１と同様の作用をビームに及ぼすことができる。本実施例では、メモリーやＤＡコンバータを用いることなく実施例１と同様の作用を持つ高周波電源を得ることができる。
【００６７】
【発明の効果】
時間的強度変化の小さな荷電粒子ビームを出射できる加速器を提供できる。加速器から出射した荷電粒子ビームを照射装置に輸送し、照射装置から治療に適用する医療用加速器システムにおいて、患部をより均一に照射することができる。また、逆に、照射量を位置によって変化させる場合においても制御が容易になる。さらに、照射量を制御することに必要となるビームモニタに必要な時間分解能を低減することができ、ビームモニタとその制御系を簡素化できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の好適な一実施例である医療用加速器システムの構成図である。
【図２】図１の照射ノズル２００の構成図である。
【図３】図１の高周波電源２４の構成図である。
【図４】電極２５に印加する高周波信号における位相の時間変化と信号強度の時間変化を示す図である。
【図５】電極２５に印加する高周波信号における位相の時間変化を示す図である。
【図６】散乱体を用いた照射方法を示す図である。
【図７】本発明の他の実施例である医療用加速器システムの高周波信号における位相の時間変化を示す図である。
【図８】本発明の他の実施例である医療用加速器システムにおける高周波信号の信号強度の時間変化を示す図である。
【図９】図７及び図８の実施例による荷電粒子ビームの強度変化の数値シミュレーション結果を示す図である。
【図１０】従来技術による荷電粒子ビームの強度変化の数値シミュレーション結果を示す図である。
【図１１】本発明の他の実施例である医療用加速器システムの高周波電源２４の構成図である。
【図１２】本発明の他の実施例である医療用加速器システムの高周波電源２４の構成図である。
【符号の説明】
１６…前段加速器、２４…高周波電源、２５…電極、９８…治療室、１１０…回転照射装置、１１１…加速器、１３２…制御装置。
Claims (7)
- 荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備えた医療用加速器システムにおいて、
前記高周波源が、荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させるための高周波電磁界を発生させるため、複数の周波数成分を含み、前記複数周波数成分の周波数の差の最小値が５００Ｈｚ以上１０ｋＨｚ以下で、前記複数の周波数成分の位相は、各周波数成分間の位相の差に整数×π以外の値を含む位相である交流信号を発生させることを特徴とする医療用加速器システム。 - 荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備えた医療用加速器システムにおいて、
前記高周波源で、瞬時周波数が時間変化し、かつ、前記瞬時周波数の平均値が異なる複数種類の信号の加算信号を発生させ、前記加算信号を荷電粒子ビームに印加することを特徴とする医療用加速器システム。 - 荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備えた医療用加速器システムにおいて、
前記高周波源で、瞬時周波数が時間的に変化し、前記瞬時周波数の時間的平均値、及び、時間変化する値が異なる複数種類の信号の加算信号を発生させ、前記加算信号を荷電粒子ビームに印加することを特徴とする医療用加速器システム。 - 荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備えた医療用加速器システムにおいて、
前記高周波源が、時間をｔ、複数種類の周波数をｆｉ（ｉ＝１，２…ｎ）、それぞれの周波数ｆｉに対応する位相をθｉ、振幅をＡｉとして複数の各周波数の交流信号の加算信号ΣＡｉsin（２πｆｉｔ＋θｉ）を発生し、θｉが予め定めた周期で時間変化する高周波源であることを特徴とする医療用加速器システム。 - 荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備えた医療用加速器システムの運転方法において、
前記高周波源が、複数の周波数成分を含み、前記複数周波数成分の周波数の差の最小値が５００Ｈｚ以上１０ｋＨｚ以下で、前記複数の周波数成分の位相は、各周波数成分間の位相の差に整数×π以外の値を含む位相となる交流信号を発生させ、前記交流信号に基づく高周波電磁界により荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させて前記周回型加速器から出射し、出射した荷電粒子ビームを前記輸送システムで輸送し、前記照射装置から照射することを特徴とする医療用加速器システムの運転方法。 - 荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備えた医療用加速器システムの運転方法において、
前記高周波源から、瞬時周波数が時間的に変化し、前記瞬時周波数の時間的平均値が異なる複数種類の信号の加算信号を発生させて荷電粒子ビームに印加することにより荷電粒子ビームを前記周回型加速器から出射し、出射した荷電粒子ビームを前記輸送システムで輸送し、前記照射装置から照射することを特徴とする医療用加速器システムの運転方法。 - 荷電粒子ビームを周回させる偏向電磁石及び４極電磁石、荷電粒子ビームを出射するためのベータトロン振動の共鳴の安定限界を発生させる多極電磁石、及び荷電粒子ビームに高周波電磁界を加えて荷電粒子ビームを前記安定限界の外側に移動させてベータトロン振動に共鳴を発生させるための高周波源を有する周回型加速器と、前記周回型加速器から出射された荷電粒子ビームを輸送するシステムと、ビーム走査電磁石を有し、前記輸送された荷電粒子ビームを患者に照射する照射装置とを備えた医療用加速器システムの運転方法において、
前記荷電粒子ビームに、時間をｔ、複数種類の周波数をｆｉ（Ｉ＝１，２…ｎ）、それぞれの周波数ｆｉに対応する位相をθｉ、振幅をＡｉとして複数の各周波数の交流信号の加算信号ΣＡｉsin(２πｆｉｔ＋θｉ）で表わされ、かつ、前記位相θｉ（ｉ＝１，２…ｎ）を各々予め定めた周期で時間変化させる高周波を加え、前記高周波を加えて出射した荷電粒子ビームを前記輸送システムで輸送し、前記照射装置から照射することを特徴とする医療用加速器システムの運転方法。
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| JP4257741B2 (ja) * | 2004-04-19 | 2009-04-22 | 三菱電機株式会社 | 荷電粒子ビーム加速器、荷電粒子ビーム加速器を用いた粒子線照射医療システムおよび、粒子線照射医療システムの運転方法 |
| DE202004009421U1 (de) * | 2004-06-16 | 2005-11-03 | Gesellschaft für Schwerionenforschung mbH | Teilchenbeschleuniger für die Strahlentherapie mit Ionenstrahlen |
| JP4230968B2 (ja) * | 2004-07-20 | 2009-02-25 | 株式会社日立ハイテクノロジーズ | 荷電粒子線装置 |
| EP3294045B1 (en) | 2004-07-21 | 2019-03-27 | Mevion Medical Systems, Inc. | A programmable radio frequency waveform generator for a synchrocyclotron |
| JP3894215B2 (ja) * | 2005-01-25 | 2007-03-14 | 株式会社日立製作所 | 荷電粒子ビームの出射方法及び粒子線照射システム |
| US7957507B2 (en) | 2005-02-28 | 2011-06-07 | Cadman Patrick F | Method and apparatus for modulating a radiation beam |
| JP4158931B2 (ja) * | 2005-04-13 | 2008-10-01 | 三菱電機株式会社 | 粒子線治療装置 |
| JP3896420B2 (ja) * | 2005-04-27 | 2007-03-22 | 大学共同利用機関法人 高エネルギー加速器研究機構 | 全種イオン加速器及びその制御方法 |
| US8232535B2 (en) | 2005-05-10 | 2012-07-31 | Tomotherapy Incorporated | System and method of treating a patient with radiation therapy |
| DE102005023166B4 (de) * | 2005-05-19 | 2007-09-27 | Siemens Ag | Verfahren zur Funktionsüberwachung bei medizinischen Beschleunigereinrichtungen sowie medizinische Beschleunigungseinrichtung |
| WO2007004704A1 (ja) * | 2005-07-05 | 2007-01-11 | Inter-University Research Institute Corporation High Energy Accelerator Research Organization | 誘導電圧制御装置及びその制御方法並びに荷電粒子ビームの軌道制御装置及びその制御方法 |
| US7609809B2 (en) | 2005-07-22 | 2009-10-27 | Tomo Therapy Incorporated | System and method of generating contour structures using a dose volume histogram |
| WO2007014094A2 (en) | 2005-07-22 | 2007-02-01 | Tomotherapy Incorporated | Method of and system for predicting dose delivery |
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| WO2007014105A2 (en) | 2005-07-22 | 2007-02-01 | Tomotherapy Incorporated | Method and system for adapting a radiation therapy treatment plan based on a biological model |
| WO2007014092A2 (en) | 2005-07-22 | 2007-02-01 | Tomotherapy Incorporated | Method of placing constraints on a deformation map and system for implementing same |
| WO2007014104A2 (en) | 2005-07-22 | 2007-02-01 | Tomotherapy Incorporated | System and method of evaluating dose delivered by a radiation therapy system |
| CN101268474A (zh) | 2005-07-22 | 2008-09-17 | 断层放疗公司 | 用于估算实施剂量的方法和系统 |
| KR20080039919A (ko) | 2005-07-22 | 2008-05-07 | 토모테라피 인코포레이티드 | 방사선 치료를 받는 환자의 호흡 상태를 검출하는 시스템및 방법 |
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| US7639854B2 (en) | 2005-07-22 | 2009-12-29 | Tomotherapy Incorporated | Method and system for processing data relating to a radiation therapy treatment plan |
| US8442287B2 (en) | 2005-07-22 | 2013-05-14 | Tomotherapy Incorporated | Method and system for evaluating quality assurance criteria in delivery of a treatment plan |
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| EP2389982A3 (en) | 2005-11-18 | 2012-03-07 | Still River Systems, Inc. | Charged particle radiation therapy |
| US20080043910A1 (en) * | 2006-08-15 | 2008-02-21 | Tomotherapy Incorporated | Method and apparatus for stabilizing an energy source in a radiation delivery device |
| DE102007033895A1 (de) * | 2007-07-20 | 2009-01-29 | Siemens Ag | Partikelstrahlapplikationsvorrichtung, Bestrahlungsvorrichtung sowie Verfahren zur Führung eines Partikelstrahls |
| US8933650B2 (en) | 2007-11-30 | 2015-01-13 | Mevion Medical Systems, Inc. | Matching a resonant frequency of a resonant cavity to a frequency of an input voltage |
| US8581523B2 (en) | 2007-11-30 | 2013-11-12 | Mevion Medical Systems, Inc. | Interrupted particle source |
| US8436327B2 (en) * | 2008-05-22 | 2013-05-07 | Vladimir Balakin | Multi-field charged particle cancer therapy method and apparatus |
| US8198607B2 (en) | 2008-05-22 | 2012-06-12 | Vladimir Balakin | Tandem accelerator method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
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| US7953205B2 (en) | 2008-05-22 | 2011-05-31 | Vladimir Balakin | Synchronized X-ray / breathing method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
| US8378311B2 (en) * | 2008-05-22 | 2013-02-19 | Vladimir Balakin | Synchrotron power cycling apparatus and method of use thereof |
| US9782140B2 (en) | 2008-05-22 | 2017-10-10 | Susan L. Michaud | Hybrid charged particle / X-ray-imaging / treatment apparatus and method of use thereof |
| US9737733B2 (en) | 2008-05-22 | 2017-08-22 | W. Davis Lee | Charged particle state determination apparatus and method of use thereof |
| US10684380B2 (en) | 2008-05-22 | 2020-06-16 | W. Davis Lee | Multiple scintillation detector array imaging apparatus and method of use thereof |
| US7943913B2 (en) * | 2008-05-22 | 2011-05-17 | Vladimir Balakin | Negative ion source method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
| WO2009142545A2 (en) * | 2008-05-22 | 2009-11-26 | Vladimir Yegorovich Balakin | Charged particle cancer therapy patient positioning method and apparatus |
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| US8399866B2 (en) | 2008-05-22 | 2013-03-19 | Vladimir Balakin | Charged particle extraction apparatus and method of use thereof |
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| US10143854B2 (en) | 2008-05-22 | 2018-12-04 | Susan L. Michaud | Dual rotation charged particle imaging / treatment apparatus and method of use thereof |
| US9044600B2 (en) * | 2008-05-22 | 2015-06-02 | Vladimir Balakin | Proton tomography apparatus and method of operation therefor |
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| US10548551B2 (en) | 2008-05-22 | 2020-02-04 | W. Davis Lee | Depth resolved scintillation detector array imaging apparatus and method of use thereof |
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| US8710462B2 (en) * | 2008-05-22 | 2014-04-29 | Vladimir Balakin | Charged particle cancer therapy beam path control method and apparatus |
| US9744380B2 (en) | 2008-05-22 | 2017-08-29 | Susan L. Michaud | Patient specific beam control assembly of a cancer therapy apparatus and method of use thereof |
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| US8178859B2 (en) * | 2008-05-22 | 2012-05-15 | Vladimir Balakin | Proton beam positioning verification method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
| US8907309B2 (en) | 2009-04-17 | 2014-12-09 | Stephen L. Spotts | Treatment delivery control system and method of operation thereof |
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| US8896239B2 (en) | 2008-05-22 | 2014-11-25 | Vladimir Yegorovich Balakin | Charged particle beam injection method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
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| EP2283711B1 (en) | 2008-05-22 | 2018-07-11 | Vladimir Yegorovich Balakin | Charged particle beam acceleration apparatus as part of a charged particle cancer therapy system |
| US8373143B2 (en) | 2008-05-22 | 2013-02-12 | Vladimir Balakin | Patient immobilization and repositioning method and apparatus used in conjunction with charged particle cancer therapy |
| MX2010012714A (es) | 2008-05-22 | 2011-06-01 | Vladimir Yegorovich Balakin | Metodo y aparato de control de la trayectoria de haces para la terapia contra el cancer mediante particulas cargadas. |
| US8373146B2 (en) | 2008-05-22 | 2013-02-12 | Vladimir Balakin | RF accelerator method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
| US7940894B2 (en) | 2008-05-22 | 2011-05-10 | Vladimir Balakin | Elongated lifetime X-ray method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
| US9910166B2 (en) | 2008-05-22 | 2018-03-06 | Stephen L. Spotts | Redundant charged particle state determination apparatus and method of use thereof |
| US8969834B2 (en) | 2008-05-22 | 2015-03-03 | Vladimir Balakin | Charged particle therapy patient constraint apparatus and method of use thereof |
| US7939809B2 (en) * | 2008-05-22 | 2011-05-10 | Vladimir Balakin | Charged particle beam extraction method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
| US8093564B2 (en) | 2008-05-22 | 2012-01-10 | Vladimir Balakin | Ion beam focusing lens method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
| US10029122B2 (en) | 2008-05-22 | 2018-07-24 | Susan L. Michaud | Charged particle—patient motion control system apparatus and method of use thereof |
| US9682254B2 (en) | 2008-05-22 | 2017-06-20 | Vladimir Balakin | Cancer surface searing apparatus and method of use thereof |
| US8144832B2 (en) | 2008-05-22 | 2012-03-27 | Vladimir Balakin | X-ray tomography method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
| US8045679B2 (en) | 2008-05-22 | 2011-10-25 | Vladimir Balakin | Charged particle cancer therapy X-ray method and apparatus |
| US9937362B2 (en) | 2008-05-22 | 2018-04-10 | W. Davis Lee | Dynamic energy control of a charged particle imaging/treatment apparatus and method of use thereof |
| US8373145B2 (en) | 2008-05-22 | 2013-02-12 | Vladimir Balakin | Charged particle cancer therapy system magnet control method and apparatus |
| US9855444B2 (en) | 2008-05-22 | 2018-01-02 | Scott Penfold | X-ray detector for proton transit detection apparatus and method of use thereof |
| US8637833B2 (en) * | 2008-05-22 | 2014-01-28 | Vladimir Balakin | Synchrotron power supply apparatus and method of use thereof |
| AU2009249863B2 (en) | 2008-05-22 | 2013-12-12 | Vladimir Yegorovich Balakin | Multi-field charged particle cancer therapy method and apparatus |
| US9737272B2 (en) | 2008-05-22 | 2017-08-22 | W. Davis Lee | Charged particle cancer therapy beam state determination apparatus and method of use thereof |
| US8374314B2 (en) | 2008-05-22 | 2013-02-12 | Vladimir Balakin | Synchronized X-ray / breathing method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
| US8519365B2 (en) | 2008-05-22 | 2013-08-27 | Vladimir Balakin | Charged particle cancer therapy imaging method and apparatus |
| US8089054B2 (en) * | 2008-05-22 | 2012-01-03 | Vladimir Balakin | Charged particle beam acceleration and extraction method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
| US8378321B2 (en) | 2008-05-22 | 2013-02-19 | Vladimir Balakin | Charged particle cancer therapy and patient positioning method and apparatus |
| US9579525B2 (en) | 2008-05-22 | 2017-02-28 | Vladimir Balakin | Multi-axis charged particle cancer therapy method and apparatus |
| US9981147B2 (en) * | 2008-05-22 | 2018-05-29 | W. Davis Lee | Ion beam extraction apparatus and method of use thereof |
| US10092776B2 (en) | 2008-05-22 | 2018-10-09 | Susan L. Michaud | Integrated translation/rotation charged particle imaging/treatment apparatus and method of use thereof |
| US8627822B2 (en) | 2008-07-14 | 2014-01-14 | Vladimir Balakin | Semi-vertical positioning method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
| US8229072B2 (en) | 2008-07-14 | 2012-07-24 | Vladimir Balakin | Elongated lifetime X-ray method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
| US8625739B2 (en) | 2008-07-14 | 2014-01-07 | Vladimir Balakin | Charged particle cancer therapy x-ray method and apparatus |
| KR100946270B1 (ko) * | 2008-08-12 | 2010-03-09 | 주식회사 메가젠임플란트 | 연조직 절단 치과용 공구 |
| DE102008047197B4 (de) * | 2008-09-15 | 2013-01-17 | Bernhard Franczak | Verfahren zur Strahlentherapie mit Ionenstrahlen und Teilchenbeschleuniger zur Durchführung des Verfahrens |
| EP2403599A4 (en) | 2009-03-04 | 2017-11-22 | Zakrytoe Aktsionernoe Obshchestvo Protom | Multi-field charged particle cancer therapy method and apparatus |
| JP5311564B2 (ja) * | 2009-03-27 | 2013-10-09 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | 粒子線照射装置および粒子線制御方法 |
| JP5159688B2 (ja) * | 2009-04-15 | 2013-03-06 | 株式会社日立製作所 | 粒子線治療システム |
| JP5614679B2 (ja) * | 2010-03-01 | 2014-10-29 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | イオンビーム照射装置におけるフィードバックシステム |
| US9737731B2 (en) | 2010-04-16 | 2017-08-22 | Vladimir Balakin | Synchrotron energy control apparatus and method of use thereof |
| US10589128B2 (en) | 2010-04-16 | 2020-03-17 | Susan L. Michaud | Treatment beam path verification in a cancer therapy apparatus and method of use thereof |
| US10179250B2 (en) | 2010-04-16 | 2019-01-15 | Nick Ruebel | Auto-updated and implemented radiation treatment plan apparatus and method of use thereof |
| US10555710B2 (en) | 2010-04-16 | 2020-02-11 | James P. Bennett | Simultaneous multi-axes imaging apparatus and method of use thereof |
| US10751551B2 (en) | 2010-04-16 | 2020-08-25 | James P. Bennett | Integrated imaging-cancer treatment apparatus and method of use thereof |
| US10556126B2 (en) | 2010-04-16 | 2020-02-11 | Mark R. Amato | Automated radiation treatment plan development apparatus and method of use thereof |
| US10086214B2 (en) | 2010-04-16 | 2018-10-02 | Vladimir Balakin | Integrated tomography—cancer treatment apparatus and method of use thereof |
| US10625097B2 (en) | 2010-04-16 | 2020-04-21 | Jillian Reno | Semi-automated cancer therapy treatment apparatus and method of use thereof |
| US11648420B2 (en) | 2010-04-16 | 2023-05-16 | Vladimir Balakin | Imaging assisted integrated tomography—cancer treatment apparatus and method of use thereof |
| US10518109B2 (en) | 2010-04-16 | 2019-12-31 | Jillian Reno | Transformable charged particle beam path cancer therapy apparatus and method of use thereof |
| US10376717B2 (en) | 2010-04-16 | 2019-08-13 | James P. Bennett | Intervening object compensating automated radiation treatment plan development apparatus and method of use thereof |
| US10638988B2 (en) | 2010-04-16 | 2020-05-05 | Scott Penfold | Simultaneous/single patient position X-ray and proton imaging apparatus and method of use thereof |
| US10349906B2 (en) | 2010-04-16 | 2019-07-16 | James P. Bennett | Multiplexed proton tomography imaging apparatus and method of use thereof |
| US10188877B2 (en) | 2010-04-16 | 2019-01-29 | W. Davis Lee | Fiducial marker/cancer imaging and treatment apparatus and method of use thereof |
| EP2579265B1 (en) * | 2010-05-27 | 2015-12-02 | Mitsubishi Electric Corporation | Particle beam irradiation system |
| DE102010061178A1 (de) * | 2010-12-13 | 2012-06-14 | Gsi Helmholtzzentrum Für Schwerionenforschung Gmbh | Chromatischer Energiefilter |
| JP5597162B2 (ja) * | 2011-04-28 | 2014-10-01 | 三菱電機株式会社 | 円形加速器、および円形加速器の運転方法 |
| US8963112B1 (en) | 2011-05-25 | 2015-02-24 | Vladimir Balakin | Charged particle cancer therapy patient positioning method and apparatus |
| DE102011083195B4 (de) * | 2011-09-22 | 2013-05-16 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und Vorrichtung zur Optimierung eines Partikelbeschleunigers |
| US8927950B2 (en) | 2012-09-28 | 2015-01-06 | Mevion Medical Systems, Inc. | Focusing a particle beam |
| TW201422278A (zh) | 2012-09-28 | 2014-06-16 | Mevion Medical Systems Inc | 粒子加速器之控制系統 |
| ES2739830T3 (es) | 2012-09-28 | 2020-02-04 | Mevion Medical Systems Inc | Ajuste de energía de un haz de partículas |
| US9622335B2 (en) | 2012-09-28 | 2017-04-11 | Mevion Medical Systems, Inc. | Magnetic field regenerator |
| WO2014052734A1 (en) | 2012-09-28 | 2014-04-03 | Mevion Medical Systems, Inc. | Controlling particle therapy |
| US9185789B2 (en) | 2012-09-28 | 2015-11-10 | Mevion Medical Systems, Inc. | Magnetic shims to alter magnetic fields |
| EP2901820B1 (en) | 2012-09-28 | 2021-02-17 | Mevion Medical Systems, Inc. | Focusing a particle beam using magnetic field flutter |
| WO2014052709A2 (en) | 2012-09-28 | 2014-04-03 | Mevion Medical Systems, Inc. | Controlling intensity of a particle beam |
| US10254739B2 (en) | 2012-09-28 | 2019-04-09 | Mevion Medical Systems, Inc. | Coil positioning system |
| US8933651B2 (en) | 2012-11-16 | 2015-01-13 | Vladimir Balakin | Charged particle accelerator magnet apparatus and method of use thereof |
| EP2962309B1 (en) | 2013-02-26 | 2022-02-16 | Accuray, Inc. | Electromagnetically actuated multi-leaf collimator |
| US8791656B1 (en) | 2013-05-31 | 2014-07-29 | Mevion Medical Systems, Inc. | Active return system |
| US9730308B2 (en) | 2013-06-12 | 2017-08-08 | Mevion Medical Systems, Inc. | Particle accelerator that produces charged particles having variable energies |
| JP6855240B2 (ja) | 2013-09-27 | 2021-04-07 | メビオン・メディカル・システムズ・インコーポレーテッド | 粒子ビーム走査 |
| US10675487B2 (en) | 2013-12-20 | 2020-06-09 | Mevion Medical Systems, Inc. | Energy degrader enabling high-speed energy switching |
| US9962560B2 (en) | 2013-12-20 | 2018-05-08 | Mevion Medical Systems, Inc. | Collimator and energy degrader |
| US9661736B2 (en) | 2014-02-20 | 2017-05-23 | Mevion Medical Systems, Inc. | Scanning system for a particle therapy system |
| US9950194B2 (en) | 2014-09-09 | 2018-04-24 | Mevion Medical Systems, Inc. | Patient positioning system |
| US9711252B1 (en) * | 2014-10-28 | 2017-07-18 | Michelle Corning | High energy beam diffraction material treatment system |
| US10786689B2 (en) | 2015-11-10 | 2020-09-29 | Mevion Medical Systems, Inc. | Adaptive aperture |
| US9847210B2 (en) * | 2015-11-11 | 2017-12-19 | Mitsubishi Electric Corporation | Particle beam irradiation apparatus for irradiating a subject with an arbitrary number of particles |
| US9907981B2 (en) | 2016-03-07 | 2018-03-06 | Susan L. Michaud | Charged particle translation slide control apparatus and method of use thereof |
| US10037863B2 (en) | 2016-05-27 | 2018-07-31 | Mark R. Amato | Continuous ion beam kinetic energy dissipater apparatus and method of use thereof |
| EP3481503B1 (en) | 2016-07-08 | 2021-04-21 | Mevion Medical Systems, Inc. | Treatment planning |
| US11103730B2 (en) | 2017-02-23 | 2021-08-31 | Mevion Medical Systems, Inc. | Automated treatment in particle therapy |
| EP3645111B1 (en) | 2017-06-30 | 2025-04-23 | Mevion Medical Systems, Inc. | Configurable collimator controlled using linear motors |
| JP2019092985A (ja) * | 2017-11-27 | 2019-06-20 | 三菱電機株式会社 | ビーム輸送系の電磁石調整方法 |
| JP2022524103A (ja) | 2019-03-08 | 2022-04-27 | メビオン・メディカル・システムズ・インコーポレーテッド | カラム別の放射線の照射およびそのための治療計画の生成 |
| WO2020219071A1 (en) * | 2019-04-26 | 2020-10-29 | Elekta, Inc. | A method of providing proton radiation therapy utilizing periodic motion |
| GB2586133B (en) * | 2019-08-05 | 2021-11-17 | Elekta ltd | Method for use with a Radiotherapy Device |
Family Cites Families (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0732079B2 (ja) * | 1986-02-26 | 1995-04-10 | 株式会社日立製作所 | 電子ビ−ム安定化法 |
| JP2555112B2 (ja) * | 1987-12-07 | 1996-11-20 | 株式会社日立製作所 | 荷電粒子ビーム冷却法 |
| JPH05198398A (ja) * | 1991-03-19 | 1993-08-06 | Hitachi Ltd | 円形加速器及び円形加速器のビーム入射方法 |
| JP2596292B2 (ja) * | 1991-10-08 | 1997-04-02 | 株式会社日立製作所 | 円形加速器及びその運転方法並びに医療システム |
| US5363008A (en) | 1991-10-08 | 1994-11-08 | Hitachi, Ltd. | Circular accelerator and method and apparatus for extracting charged-particle beam in circular accelerator |
| JP2856029B2 (ja) | 1993-06-25 | 1999-02-10 | 株式会社日立製作所 | 荷電粒子ビーム出射方法及びその出射装置 |
| US5576602A (en) * | 1993-08-18 | 1996-11-19 | Hitachi, Ltd. | Method for extracting charged particle beam and small-sized accelerator for charged particle beam |
| JP3307059B2 (ja) * | 1994-03-17 | 2002-07-24 | 株式会社日立製作所 | 加速器及び医療用装置並びに出射方法 |
| JPH08316000A (ja) * | 1995-05-12 | 1996-11-29 | Toshiba Corp | 高周波加速システム |
| EP1378266A1 (en) | 1996-08-30 | 2004-01-07 | Hitachi, Ltd. | Charged particle beam apparatus |
| JP3518270B2 (ja) | 1996-08-30 | 2004-04-12 | 株式会社日立製作所 | 荷電粒子ビーム装置 |
| JPH10118240A (ja) | 1996-10-21 | 1998-05-12 | Hamada Golf Kiki Kk | ゴルフ場におけるブラインドゾーンの状況把握装置 |
| JP3246364B2 (ja) * | 1996-12-03 | 2002-01-15 | 株式会社日立製作所 | シンクロトロン型加速器及びそれを用いた医療用装置 |
| JP3178381B2 (ja) * | 1997-02-07 | 2001-06-18 | 株式会社日立製作所 | 荷電粒子照射装置 |
| JP2000133500A (ja) * | 1998-10-26 | 2000-05-12 | Toshiba Corp | 高周波加速装置 |
-
2000
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