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WO2019097618A1 - 粒子線加速器、およびそれを備えた粒子線治療装置 - Google Patents

粒子線加速器、およびそれを備えた粒子線治療装置 Download PDF

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WO2019097618A1
WO2019097618A1 PCT/JP2017/041160 JP2017041160W WO2019097618A1 WO 2019097618 A1 WO2019097618 A1 WO 2019097618A1 JP 2017041160 W JP2017041160 W JP 2017041160W WO 2019097618 A1 WO2019097618 A1 WO 2019097618A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
particle beam
beam accelerator
magnetic pole
magnetic poles
plane
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Ceased
Application number
PCT/JP2017/041160
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
知新 堀
孝道 青木
孝義 関
隆光 羽江
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hitachi Ltd
Original Assignee
Hitachi Ltd
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.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Ltd filed Critical Hitachi Ltd
Priority to PCT/JP2017/041160 priority Critical patent/WO2019097618A1/ja
Publication of WO2019097618A1 publication Critical patent/WO2019097618A1/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

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    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05H—PLASMA TECHNIQUE; PRODUCTION OF ACCELERATED ELECTRICALLY-CHARGED PARTICLES OR OF NEUTRONS; PRODUCTION OR ACCELERATION OF NEUTRAL MOLECULAR OR ATOMIC BEAMS
    • H05H13/00—Magnetic resonance accelerators; Cyclotrons

Definitions

  • the present invention relates to a particle beam accelerator and a particle beam treatment apparatus provided with the same.
  • the synchrocyclotron comprises a ferromagnetic structure having a generally circular cross-section of radius R and disposed on either side of the median plane and having a pair of poles centered on a central axis.
  • the poles are separated by a gap forming a cavity having a substantially symmetrical profile with respect to the median plane.
  • the height of the gap varies in the radial direction, and the profile of the gap is, in order from the central axis, the first portion of a circular cross-section of radius R2 centered on the central axis, the height of the gap at that center Is equal to H center and the height of the gap gradually increases towards the maximum value H max at radius R 2, the first part and the first part surrounding the height of the gap at the pole edge And a second portion of the annular cross section gradually decreasing towards the height H edge .
  • Patent Document 1 discloses a magnetic particle shape of a particle beam accelerator called a synchrocyclotron included in a small particle beam therapy apparatus, in particular, a magnet apparatus for generating a magnetic field necessary for the synchrocyclotron. There is.
  • a particle beam accelerator called a circular accelerator includes an injection device including an ion source, a magnet device for generating a magnetic field for stably rotating the beam, an acceleration cavity for accelerating the beam by applying a high frequency electric field, and an equilibrium orbit for the beam. And a beam extraction magnet for applying a magnetic field for purposely shifting, and an emission channel for extracting the beam deviated from the equilibrium orbit out of the accelerator.
  • Synchrocyclotron is a device that generates a magnetic field with a magnet device and modulates the frequency of the high frequency electric field to the energy of the beam to align the beam passage timing with the phase of the high frequency electric field to accelerate the beam to the desired energy It is.
  • the beam is accelerated in the magnetic field, so the higher the energy, the wider the trajectory drawn by the beam.
  • the beam accelerated to the maximum energy of the accelerator is intentionally shifted from the equilibrium orbit by the extraction magnet being applied with a magnetic field for extraction, and is extracted from the emission channel to the outside of the accelerator.
  • the energy of a beam irradiated to a tumor needs to be adjusted according to the depth from the body surface of the tumor. Therefore, the beam accelerated to the highest energy and taken out of the synchrocyclotron usually passes through a scatterer called a degrader to reduce the energy before irradiating the tumor. Radiation is generated during the passage of the degrader. Also, the beam current is reduced by the passage of the degrader. A decrease in beam current leads to a decrease in throughput, since a higher beam current is better for irradiating the beam dose necessary for treating a tumor in a short time.
  • the beam passes near the corresponding emission channel even when no extraction magnetic field is applied.
  • an accelerator with a magnet assembly that generates a magnetic field such that a wide energy band beam passes near one exit channel is desired.
  • the problem to be solved by the present invention is that, in a particle beam accelerator provided with an acceleration cavity capable of frequency modulation, a magnet capable of generating a magnetic field such that a beam with a wide energy band passes near the emission channel. It is providing a particle beam accelerator equipped with an apparatus, and providing a particle beam therapy apparatus equipped with the particle beam accelerator.
  • the present invention includes a plurality of means for solving the above-mentioned problems, and an example thereof is a particle beam accelerator, which is a magnet device generating a magnetic field therebetween, and ions are incident between the magnet devices.
  • An ion source a high frequency electric field for accelerating the ions, an acceleration cavity capable of modulating the frequency of the high frequency electric field, and a beam emission path for taking out the ions to the outside; It has a pair of magnetic poles fixed to the yoke and the return yoke, and each of the pair of magnetic poles is arranged with one or more small magnetic poles on the opposing surface facing the intermediate plane in the space between the pair of magnetic poles
  • the small magnetic pole is plane-symmetrical to one vertical plane including the middle plane and one symmetry axis perpendicular to the middle plane, and arranged non-axially symmetrical to the symmetry axis Characterized in that it is.
  • a beam of a wide energy band can be passed near the exit channel, and a beam of an energy band with a significant width can be extracted from the same exit channel.
  • FIG. 2 is a perspective view of a magnet apparatus disposed in a particle beam accelerator of the particle beam therapy system in Embodiment 1.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the magnet device in Example 1 taken along a vertical plane.
  • FIG. 5 is a plan view of the magnet device in Embodiment 1 as seen from an intermediate plane. It is a contour of the ideal magnetic field which the magnet apparatus in Example 1 should produce
  • FIG. 16 is a plan view of the magnet device in Example 2 as seen from an intermediate plane thereof. It is sectional drawing by the vertical plane of the magnet apparatus arrange
  • FIG. 18 is a plan view of the magnet device in Example 3 as seen from an intermediate plane thereof.
  • Example 1 A particle beam accelerator and a particle beam treatment apparatus according to a first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1 to 6.
  • FIG. 1 is a block diagram of the particle beam therapy system in the first embodiment.
  • the particle beam therapy system 1001 is disposed in a building (not shown) and is installed on the floor of the building.
  • the particle beam therapy system 1001 includes an ion beam generator 1002, a beam transport system 1013, a rotating gantry 1006, an irradiation system 1007 and a control system 1065.
  • the ion beam generator 1002 has an ion source 1003 and an accelerator 1004 to which the ion source 1003 is connected.
  • the beam transport system 1013 has a beam path 1048 that reaches the irradiation device 1007.
  • a plurality of quadrupole electromagnets 1046, deflection electromagnets 1041, a plurality of quadrupole electromagnets are directed from the accelerator 1004 to the irradiation device 1007.
  • a deflection electromagnet 1042, quadrupole electromagnets 1049 and 1050, and deflection electromagnets 1043 and 1044 are arranged in this order.
  • a part of the beam path 1048 of the beam transport system 1013 is installed in the rotating gantry 1006, and the deflection electromagnet 1042, the quadrupole electromagnets 1049 and 1050, and the deflection electromagnets 1043 and 1044 are also installed in the rotation gantry 1006.
  • the beam path 1048 is connected to an exit channel (beam exit path) 1019 provided in the accelerator 1004.
  • the rotating gantry 1006 is a rotating device that is rotated around a rotating shaft 1045 and pivots the irradiation device 1007 around the rotating shaft 1045.
  • the irradiation apparatus 1007 includes two scanning electromagnets 1051 and 1052, a beam position monitor 1053 and a dose monitor 1054.
  • the scanning electromagnets 1051 and 1052, the beam position monitor 1053 and the dose monitor 1054 are disposed along the central axis of the irradiation device 1007, that is, the beam axis.
  • the scanning electromagnets 1051 and 1052, the beam position monitor 1053 and the dose monitor 1054 are disposed in a casing (not shown) of the irradiation device 1007, and the beam position monitor 1053 and the dose monitor 1054 are disposed downstream of the scanning electromagnets 1051 and 1052.
  • the scanning electromagnet 1051 and the scanning electromagnet 1052 respectively deflect the ion beam and scan the ion beam in directions orthogonal to each other in a plane perpendicular to the central axis of the irradiation apparatus 1007.
  • the irradiation device 1007 is attached to the rotating gantry 1006 and disposed downstream of the deflection electromagnet 1044.
  • a treatment table 1055 on which the patient 1056 lies is disposed to face the irradiation device 1007.
  • the control system 1065 has a central control unit 1066, an accelerator / transport system control unit 1069, a scan control unit 1070, a rotation control unit 1088, and a database 1072.
  • Central controller 1066 has central processing unit (CPU) 1067 and memory 1068 connected to CPU 1067.
  • CPU central processing unit
  • the accelerator / transport system controller 1069, the scan controller 1070, the rotation controller 1088, and the database 1072 are connected to the CPU 1067.
  • the particle beam therapy system 1001 has a treatment planning device 1073, and the treatment planning device 1073 is connected to the database 1072.
  • the beam current measuring device 1098 includes a moving device 1017 and a position detector 1039.
  • the high frequency power supply 1036 inputs electric power to the high frequency cavity 1037 installed in the accelerator 1004 through the waveguide 1010, excites a high frequency electric field between the electrode connected to the high frequency cavity 1037 and the ground electrode, and accelerates the ion beam Do.
  • the resonant frequency of the accelerating cavity needs to be modulated correspondingly to the energy of the beam.
  • the inductance or capacitance may be adjusted. For example, in the case of adjusting the capacitance, a variable capacitance capacitor is connected to the high frequency cavity for control.
  • FIG. 2 is a perspective view of the magnet device 1 constituting the accelerator 1004.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view of the magnet assembly 1 taken along the vertical plane 3.
  • FIG. 4 is a plan view of the magnet device 1 as viewed from the intermediate plane 2.
  • FIG. 5 is a contour line of an ideal magnetic field that the magnet device 1 should generate in the middle plane 2.
  • FIG. 6 shows an ideal magnetic field that the magnet device 1 should generate on the line of intersection of the middle plane 2 and the vertical plane 3.
  • the accelerator 1004 includes a magnet device 1 for generating a magnetic field between them, an ion source 1003 for causing ions to enter between the magnet devices 1, and an emission channel 1019 for extracting ions to the outside. There is.
  • the magnet device 1 mainly has an upper return yoke 4 and a lower return yoke 5 which have a substantially disk shape when viewed from the vertical direction.
  • the upper return yoke 4 and the lower return yoke 5 have a substantially vertically symmetrical shape with respect to the intermediate plane 2.
  • the intermediate plane 2 passes generally through the vertical center of the magnet assembly 1 and substantially coincides with the orbital plane drawn by the accelerating ions.
  • the upper return yoke 4 and the lower return yoke 5 have a plane-symmetrical shape with respect to the vertical plane 3 which is a plane perpendicular to the middle plane 2 and passing through the center of the magnet assembly 1 with respect to the middle plane 2.
  • the intersection of the intermediate plane 2 with the magnet device 1 is indicated by an alternate long and short dash line, and the intersection of the vertical plane 3 with the magnet device 1 is indicated by a broken line.
  • An ion source 1003 is disposed in the upper return yoke 4.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view of the magnet assembly 1 according to the vertical plane 3.
  • the coil 6 is disposed in plane symmetry with respect to the intermediate plane 2 in the space surrounded by the upper return yoke 4 and the lower return yoke 5.
  • the coil 6 is connected to a coil excitation power supply 1057 by a coil lead wire 1022 shown in FIG.
  • the coil 6 is a superconducting coil, is installed inside a cryostat (not shown), and is cooled by heat transfer from a refrigerant such as liquid helium or a refrigerator (not shown).
  • a vacuum vessel 7 is provided inside the coil 6 in the space surrounded by the upper return yoke 4 and the lower return yoke 5.
  • the upper magnetic pole 8 is on the surface facing the lower return yoke 5 of the upper return yoke 4
  • the lower magnetic pole 9 is on the surface facing the upper return yoke 4 of the lower return yoke 5. They are disposed in plane symmetry with respect to the plane 2 and coupled to the upper return yoke 4 and the lower return yoke 5 respectively.
  • a space for orbiting and accelerating the ion beam is formed between the upper magnetic pole 8 and the lower magnetic pole 9.
  • Extraction electromagnets 11 and 12 are disposed parallel to the intermediate plane 2 between the upper magnetic pole 8 and the lower magnetic pole 9.
  • the extraction electromagnets 11 and 12 are connected to the extraction electromagnet power supply 1040 from the through hole 14 by the extraction electromagnet extraction wire 1023 shown in FIG.
  • the emission channel 1019 is disposed on the outer peripheral side between the upper magnetic pole 8 and the lower magnetic pole 9, and includes an electromagnet (not shown).
  • the emission channel 1019 is connected to the emission channel power supply 1082 shown in FIG. By supplying current from the emission channel power supply 1082 to the electromagnet provided in the emission channel 1019, the ion beam that has reached the emission channel 1019 is arranged and sent to the beam transport system 1013.
  • a magnetic field correction electromagnet (coil) 23 for adjusting a magnetic field is disposed in plane symmetry with respect to the intermediate plane 2.
  • FIG. 4 is a plan view of the facing surface 10 as viewed from the intermediate plane 2.
  • the magnet device 1 has a plane-symmetrical structure with respect to 2 in the middle plane, and therefore, the detailed structure of the magnet device 1 will be described below with reference to FIGS. 3 and 4.
  • the upper magnetic pole 8 and the lower magnetic pole 9 have axially symmetrical irregularities 15a, 15b, 15c, 15d, 15e having axisymmetric shapes with respect to a symmetry axis 20 perpendicular to the intermediate plane 2 through the point O1 on the opposing surface 10. ing.
  • the axially symmetric unevenness 15e provided on the outermost side has a notch 16 in a part in the circumferential direction.
  • These axially symmetrical irregularities 15a, 15b, 15c, 15d, and 15e may be integrally formed with the upper magnetic pole 8 and the lower magnetic pole 9, or may be engaged during assembly after being manufactured as separate members It may be
  • the small magnetic poles 17 a, 17 b and 17 c are arranged non-axially symmetric with respect to the symmetry axis 20.
  • the small magnetic poles 17a, 17b and 17c may also be integrally formed with the upper magnetic pole 8 and the lower magnetic pole 9, or may be engaged during assembly after being manufactured as separate members Good.
  • the area of the small magnetic pole 17a when projected onto the intermediate plane 2 is the smallest, and is arranged at a position closest to the incident position of ions.
  • the small magnetic pole 17a is provided with the end of the through hole 24 opposite to the end connected to the ion source 1003.
  • the small magnetic pole 17a is designed to have the longest length along the symmetry axis 20, and the distance between the upper magnetic pole 8 and the lower magnetic pole 9 is shortest. It is designed.
  • the small magnetic pole 17b is disposed closer to the ion incident position.
  • the through hole 18 shown in FIG. 4 is a through hole for installing the beam transport system 1013.
  • the through holes 19 are provided so as to be plane-symmetrical to the through holes 18 with respect to the vertical plane 3 in order to enhance the symmetry of the magnet device 1 and to improve the accuracy of the magnetic field generated by the magnet device 1.
  • the radius of the beam trajectory As the magnetic field generated by the magnet device 1 is larger, the spread of the beam trajectory is smaller, and the accelerator 1004 and hence the particle beam therapy system 1001 can be miniaturized.
  • the magnetic field at the incident point is 5 T
  • the beam radius of the highest energy is 1 m.
  • an ideal magnetic field distribution in which the beam travels stably is determined.
  • the magnetic field is designed in the present embodiment based on the principle of weak focusing.
  • n index n ⁇ ( ⁇ / B) ( ⁇ B / ⁇ r) (1)
  • B is the magnetic field in the intermediate plane 2
  • ⁇ is the radius of curvature of the beam trajectory
  • the magnetic field gradient ⁇ ⁇ B / ⁇ r is perpendicular to the beam traveling direction on the intermediate plane 2 and beam energy Shows the derivative of the magnetic field with respect to the direction in which
  • ⁇ B / ⁇ r should be smaller than 0 at ⁇ 1 T / m or more.
  • the beam spacing passing near the exit channel which is the main object of the present invention, was determined.
  • the beam trajectory from the incident energy to the highest energy is confined to the width of 0.1 m.
  • the magnetic field for the highest energy is 4.9 T.
  • the magnetic field of the outermost periphery is set to 4.95 T with a margin.
  • the magnetic field distribution on the plane on which the beam balance orbits are determined and the magnetic field distribution on the Y axis is shown in FIG. 6 determined by the above steps.
  • the point O1 in FIG. 5 is the center of the beam trajectory with the highest energy, and the point O2 is the incident position.
  • the plane on which the beam balance orbits is taken on the XY plane, the straight line connecting the points O1 and O2 is taken as the Y axis, and the X axis is taken perpendicular to the Y axis passing through the point O1.
  • the required magnetic field is non-axisymmetric with respect to an axis perpendicular to the XY plane through the point O1 and symmetrical about the Y.
  • Magnetic field There is a magnetic field peak at point O2, and the magnetic field gradient is steep in the direction from the point O2 toward the Y-axis negative direction, ie, the direction of the exit channel 1019, during which all beams from incident energy to the highest energy pass .
  • the magnetic field of 4.95 T serving as the base is represented by the coil 6, the upper return yoke 4, the lower return yoke 5, the upper magnetic pole 8, the lower magnetic pole 9, and the axially symmetrical irregularities 15a, 15b, 15c, 15d, 15e. It should be generated.
  • the diameters of the top pole 8 and the bottom pole 9 were 10% larger than the maximum trajectory radius of the beam.
  • the number of the axially symmetrical irregularities 15 a, 15 b, 15 c, 15 d and 15 e is determined based on the accuracy required for the magnetic field generated in the intermediate plane 2. Generally, the relative accuracy of the magnetic field required for the magnetic field of the accelerator magnet system is about 10 -4 . In the present embodiment, this accuracy is secured by providing five axisymmetric irregularities 15a, 15b, 15c, 15d and 15e. In addition, as for the axisymmetric irregularities, it is desirable to provide the optimum number according to the accuracy of the magnetic field to be obtained.
  • the axisymmetric unevenness 15e is provided with the notch 16.
  • a non-axisymmetric magnetic field is generated by the small magnetic poles 17a, 17b and 17c.
  • the protruding small magnetic pole 17a is required.
  • the magnetic field generated by the protruding small magnetic pole 17a spreads radially with the point O2 as the approximate center, but even if a magnetic field of the same sign as the base magnetic field is generated at the point O2, it reverses the base magnetic field after a certain distance It is necessary to generate a magnetic field of The small magnetic pole 17b and the small magnetic pole 17c are required to correct this.
  • the small magnetic pole 17 a and the small magnetic pole 17 c that correct it have a substantially fan-like shape. Axisymmetric shape is adopted.
  • the magnet device 1 having the magnetic pole shape as shown in FIG. 3 and FIG. 4 is designed.
  • the particle beam therapy system 1001 of the first embodiment described above includes an accelerator 1004.
  • the accelerator 1004 applies a high frequency electric field for accelerating ions, by applying a high frequency electric field for accelerating ions, by applying a magnet device 1 generating a magnetic field between them, an ion source 1003 for injecting ions between the magnet devices 1, and the frequency of the high frequency electric field can be modulated.
  • the magnet assembly 1 comprises an upper return yoke 4, a lower return yoke 5 and an upper return yoke 4, an upper magnetic pole 8 fixed to the lower return yoke 5, and a high frequency cavity 1037 and an emission channel 1019 for extracting ions to the outside.
  • the upper magnetic pole 8 and the lower magnetic pole 9 have small magnetic poles 17a, 17b and 17c on the facing surface 10 facing the intermediate plane 2 in the space between the upper magnetic pole 8 and the lower magnetic pole 9 respectively.
  • the small magnetic poles 17a, 17b, 17c are arranged relative to one vertical plane 3 including one symmetry axis 20 perpendicular to the middle plane 2 and the middle plane 2 which are arranged one or more.
  • the accelerator 1004 according to the present embodiment is capable of extracting a beam of energy band having a dominant width from the same emission channel without using a degrader, so a structure provided for activation of the degrader is adopted. There is no need. For this reason, it is possible to reduce the thickness of the shielding member provided for activation of the degrader as compared with the case of using the degrader, and it is possible to reduce the installation area of the device building and reduce the construction cost.
  • the small magnetic pole 17a having two or more small magnetic poles 17a, 17b, 17c and having the smallest area when the small magnetic poles 17a, 17b, 17c are projected onto the intermediate plane 2 has the longest length along the symmetry axis 20 Since it is long and the distance between the upper magnetic pole 8 and the lower magnetic pole 9 is the shortest, the magnetic field having the largest gradient magnetic field from the incident position O2 to the vicinity of the emission channel 1019 while satisfying the weak convergence principle. Can be generated more easily.
  • the small magnetic pole 17a closest to the incident position of the ion is provided with two or more small magnetic poles 17a, 17b and 17c, and the length along the symmetry axis 20 is longest. Even by having the shortest distance between the upper magnetic pole 8 and the lower magnetic pole 9, the magnetic field having the largest gradient magnetic field from the incident position O2 to the vicinity of the emission channel 1019 is satisfied while satisfying the weak convergence principle. It can be generated more easily.
  • the magnetic poles have weak convergence due to having at least one or more, particularly five or more, in the facing surface 10, at least one, particularly five or more, axially symmetrical irregularities 15a, 15b, 15c, 15d, 15e that are axially symmetrical with respect to the symmetry axis 20.
  • a magnetic field having the largest gradient magnetic field can be generated with higher precision from the incident position O2 to the vicinity of the exit channel 1019 while satisfying the principle.
  • the axially symmetrical irregularity 15e provided on the outermost side has the notch 16 in a part in the circumferential direction.
  • the exit channel 1019 can be arranged in a part, and the exit channel 1019 can be arranged closer to the orbiting beam trajectory.
  • the magnetic field in the vicinity of the emission channel 1019 can be lowered, and the magnetic field for beam extraction can be applied to the beam on the orbit with higher accuracy, so that the beam extraction becomes easier.
  • the place where the magnetic field strength needs to be the strongest can be set as the ion incident point O2.
  • the adjustment of the magnetic field becomes easier, so that the principle of weak convergence is satisfied and the incident position O2
  • the magnetic field having the largest gradient magnetic field can be generated with higher accuracy from the point to the vicinity of the exit channel 1019.
  • the ion source 1003 is installed outside the magnet apparatus 1 assuming the external ion source, and the through hole 24 is provided correspondingly to this, but the ion source 1003 is a magnet. It can be installed inside the device 1.
  • the through holes 24 are used to supply the ion source 1003 with electric power, a gas for ion generation, and the like.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view of the magnet device 1 according to the second embodiment taken along the vertical plane 3
  • FIG. 8 is a plan view of the facing surface 10 A of the magnet device according to the second embodiment as viewed from the intermediate plane 2.
  • the magnetic field to be generated by the magnet device is the same as the magnet device 1 of the first embodiment.
  • the small magnetic pole is a small magnetic pole 17d generating a peak magnetic field and the magnetic field generated by the small magnetic pole in the positive Y-axis direction, as in the first embodiment.
  • the small magnetic pole 17e and the small magnetic pole 17f are provided. This produces a magnetic field with a peak at point O2 and a steep slope towards exit channel 1019.
  • the small magnetic pole 17d has substantially the same shape as the small magnetic pole 17a of the first embodiment, the small magnetic pole 17e has the small magnetic pole 17b, and the small magnetic pole 17f has the same shape as the small magnetic pole 17c.
  • the opposing surface 10A opposed to the intermediate flat surface 2 of the upper magnetic pole 8A and the lower magnetic pole 9A has a slope relative to the intermediate flat surface 2 except for the small magnetic poles 17d, 17e and 17f. It has a sloped shape that is axisymmetric to the axis of symmetry 20. For this reason, the distance between the opposing surfaces 10A of the upper magnetic pole 8 and the lower magnetic pole 9 has local maximum values and local minimum values at the apexes 21a, 21b, 21c in the direction parallel to the intermediate plane 2.
  • the vertex 21a has a minimum value at the position of the intersection of the symmetry axis 20 and the facing surface 10A, and has a maximum value at the vertex 21b.
  • the vertex 21a of the slope in FIG. 7 is in the range of the width of the axisymmetric unevenness 15a in Example 1, the vertex 21b is in the range of the width of the axisymmetric unevenness 15b, and the vertex 21c is in the range of the width of the axisymmetric unevenness 15c. . Also by the magnetic pole shape of the present embodiment, it is possible to generate the base uniform magnetic field within the required accuracy range.
  • the opposing surfaces 10A of the upper magnetic pole 8A and the lower magnetic pole 9A have a slope relative to the intermediate plane 2 except for the small magnetic poles 17d, 17e and 17f.
  • the apexes 21a, 21b and 21c exist in the direction parallel to the intermediate plane 2 in the distance between the opposing surfaces 10A of the upper magnetic pole 8B and the lower magnetic pole 9B, and the apex 21a has a local minimum value at the intersection of the symmetry axis 20 and the opposing surface 10A.
  • Example 3 An accelerator and a particle beam therapy system according to a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. 9 and FIG.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view of the magnet device 1 according to the third embodiment taken along the vertical plane 3
  • FIG. 10 is a plan view of the facing surface 10 B of the magnet device 1 according to the third embodiment as viewed from the intermediate plane 2.
  • the magnetic field to be generated by the magnet device 1 is the same as the magnetic device 1 of the first embodiment or the magnet device of the second embodiment.
  • the surface of the upper magnetic pole 8B and the lower magnetic pole 9B along the direction of the symmetry axis 20 is small on the surface 10B of the upper magnetic pole 8B.
  • the magnetic poles 22a, 22b, 22c, 22d, 22e, and 22f are disposed in an overlapping manner.
  • these small magnetic poles 22a, 22b, 22c, 22d, 22e, 22f are also arranged in plane symmetry with respect to the vertical plane 3.
  • the small magnetic poles 22a, 22b, 22c, 22d, 22e and 22f are the narrowest in area when projected onto the intermediate plane 2, and the areas increase in order .
  • the small magnetic poles 22a, 22b, 22c, 22d, 22e and 22f may be integrally formed with the upper magnetic pole 8B and the lower magnetic pole 9B, or they are engaged at the time of assembly after being manufactured as separate members It may be one.
  • the upper return yoke 4, the lower return yoke 5, the coil 6, the upper magnetic pole 8, the lower magnetic pole 9, and the axisymmetric unevenness 15e generate a base magnetic field, and the small magnetic poles 22a, 22b, 22c, 22d, 22e, 22f
  • the magnetic field to be generated by the magnet device 1 is generated by superimposing the gradient magnetic field generated by.
  • the small magnetic pole 22a generates a peak magnetic field, and generates a steep gradient magnetic field in the direction from the point O2 to the emission channel 1019.
  • the small magnetic pole 22b, the small magnetic pole 22c, the small magnetic pole 22d, the small magnetic pole 22e, and the small magnetic pole 22f generate a gentle gradient magnetic field in the positive direction along the Y axis.
  • plural small magnetic poles 22a, 22b, 22c, 22d, 22e and 22f may be stacked on the surface of the facing surface 10B along the axis of symmetry 20. Similar effects to the accelerator and particle beam treatment apparatus of the first embodiment described above can be obtained.
  • the method of overlapping a large number of small magnetic poles 22a, 22b, 22c, 22d, 22e, 22f is advantageous as in the third embodiment. is there.
  • the small magnetic poles 22a, 22b, 22c, 22d, 22e, and 22f are formed by stacking a plurality of flat plates parallel to the intermediate plane 2, but these small magnetic poles are parallel to the vertical plane 3
  • a substantially block-shaped material can be disposed on the surfaces of the upper magnetic pole 8B and the lower magnetic pole 9B, and the upper magnetic pole 8B and the lower magnetic pole 9B can be integrally formed of one block material.
  • the present invention is not limited to the above embodiments, and includes various modifications.
  • the above embodiments have been described in detail in order to explain the present invention in an easy-to-understand manner, and are not necessarily limited to those having all the configurations described.
  • particles to be accelerated are not specified. That is, in the accelerators of the first to third embodiments, the frequency of the accelerating cavity is adjusted in accordance with each of whether the proton is supplied from the ion source 1003 or the heavy particle ion such as carbon is supplied from the ion source 1003. If so, the beam can be stably accelerated.
  • the axially symmetric unevenness 15 e has the notch 16
  • the axially symmetrical unevenness on the outermost peripheral side can be configured not to have the notch. In this case, it is desirable to dispose the emission channel 1019 on the outer peripheral side than the axisymmetric unevenness on the outermost peripheral side.
  • the particle beam therapy system 1001 is described to include the beam transport system 1013, the particle beam therapy system can directly connect the ion beam generator and the rotating gantry without providing the beam transport system.
  • the fixed irradiation apparatus can be used.
  • the number of irradiation devices is not limited to one, and a plurality of irradiation devices can be provided.
  • the scanning method using the scanning electromagnets 1051 and 1052 was described as the irradiation method, after expanding the distribution of particle beams such as the wobbler method and the double scatterer method, the shape of the target is adjusted using a collimator or a bolus.
  • the present invention can also be applied to irradiation methods for forming different dose distributions.
  • the application of the accelerator is not limited to particle beam therapy, and may be used for high energy experiments and the like.

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Abstract

加速器１００４が備える磁石装置１は、上リターンヨーク４，下リターンヨーク５および上リターンヨーク４，下リターンヨーク５に固定された上部磁極８，下部磁極９を有し、上部磁極８，下部磁極９には、それぞれ、上部磁極８，下部磁極９に挟まれた空間にある中間平面２に向き合う対向面１０に小磁極１７ａ，１７ｂ，１７ｃが１つ以上配置されており、小磁極１７ａ，１７ｂ，１７ｃは、中間平面２および中間平面２に垂直な一つの対称軸２０を含む一つの垂直平面３に対して面対称であり、かつ、対称軸２０に対して非軸対称に配置されている。

Description

粒子線加速器、およびそれを備えた粒子線治療装置
　本発明は、粒子線加速器、およびそれを備えた粒子線治療装置に関する。
　シンクロサイクロトロンは、半径Ｒの略円形の断面を有し、正中面の両側に配置され、中心軸上に中心のある一対のポールを有する強磁性構造体を備える。これらポールは、正中面に対して実質的に対称なプロファイルを有するキャビティを形成するギャップによって離隔される。このギャップの高さは半径方向において変化して、ギャップのプロファイルは、中心軸から順に、中心軸上に中心のある半径Ｒ２の円形断面の第一の部分であって、その中心におけるギャップの高さがＨｃｅｎｔｅｒに等しく、ギャップの高さが半径Ｒ２における最大値Ｈｍａｘに向けて徐々に増大する、第一の部分と、第一の部分を取り囲み、そのギャップの高さがポールの縁における高さＨｅｄｇｅに向けて徐々に減少する環状断面の第二の部分とを備える。
特表２０１３－５４１１７０号公報
　近年、放射線治療に用いられる粒子線治療装置の小型化が進行している。このような技術の一つである特許文献１には、小型の粒子線治療装置に備わるシンクロサイクロトロンと呼ばれる粒子線加速器、特にシンクロサイクロトロンに必要な磁場を生成する磁石装置の磁極形状が開示されている。
　一般に、円形加速器と呼ばれる粒子線加速器は、イオン源を含む入射装置、ビームを安定に周回させるための磁場を生成する磁石装置、高周波電場を印加してビームを加速する加速空洞、ビームを平衡軌道から意図的にずらすための磁場を印加するビーム取り出し用磁石、ならびに平衡軌道からずらされたビームを加速器外に取り出す出射チャネルを備えている。
　ビームを所望するエネルギーまで加速するためには、ビームが加速空洞を通過するタイミングと高周波電場の位相を合わせる必要がある。
　シンクロサイクロトロンは、磁石装置で磁場を生成し、高周波電場の周波数をビームのエネルギーに合わせて変調させることでビーム通過のタイミングと高周波電場の位相を合わせ、ビームを所望のエネルギーまで加速していく装置である。
　このようなシンクロサイクロトロンでは磁場中をビームが加速されていくので、高エネルギーになるほどビームの描く軌道は広がっていく。加速器の最高エネルギーまで加速されたビームは、取り出し用磁石によって取り出し用の磁場が印加されることで平衡軌道から意図的にずらされて、出射チャネルから加速器外に取り出される。
　ここで、粒子線治療では、腫瘍に照射するビームのエネルギーは、腫瘍の体表からの深さに応じて調整する必要がある。従って、最高エネルギーまで加速されてシンクロサイクロトロンから取り出されたビームは、通常、ディグレーダと呼ばれる散乱体を通過させてエネルギーを低減させてから腫瘍に照射することになる。このディグレーダの通過の際には放射線が発生する。また、ディグレーダの通過によってビーム電流が低下する。腫瘍の治療に必要なビーム照射量を短時間で照射するにはビーム電流が高いほどよいので、ビーム電流の低下はスループットの低下につながる。
　ディグレーダを用いずに異なるエネルギーのビームを取り出すことができるようになれば、ディグレーダ通過によって発生する放射線や、ビーム電流の低下は生じない。
　そこで、治療に用いられるエネルギー帯のビームのそれぞれに対して出射チャネルを設置できればよいことになる。しかし、たとえ複数個の出射チャネルを設置したとしても、エネルギーは連続的に調整されるため、ある有意な幅をもったエネルギー帯のビームを同一の出射チャネルから取り出すことが必要になる。
　このように有意な幅をもったエネルギー帯のビームを同一の出射チャネルから取り出すためには、取り出し用磁場が印加されていない状態でも、ビームが対応する出射チャネルの近傍を通過することが好ましい。特に、出射チャネルが一つだけで、最高エネルギーのビームだけでなく、治療に必要なエネルギー帯のすべてのビームが、その一つの出射チャネルの近傍を通過することが好ましい。
　ビームの平衡軌道は磁石装置の磁場によって決まるので、幅広いエネルギー帯のビームが一つの出射チャネル近傍を通過するような磁場を生成する磁石装置を備えた加速器が望まれる。
　そこで、本発明が解決しようとする課題は、周波数変調が可能な加速空洞を備えた粒子線加速器において、幅広いエネルギー帯のビームが出射チャネルの近傍を通過するような磁場を生成することができる磁石装置を備えた粒子線加速器を提供すること、およびその粒子線加速器を備えた粒子線治療装置を提供することである。
　本発明は、上記課題を解決する手段を複数含んでいるが、その一例を挙げるならば、粒子線加速器であって、間に磁場を生成する磁石装置と、イオンを前記磁石装置間に入射するイオン源と、前記イオンを加速するための高周波電場を印加し、前記高周波電場の周波数が変調可能な加速空洞と、前記イオンを外部に取り出すビーム出射経路と、を備え、前記磁石装置は、リターンヨークおよび前記リターンヨークに固定された一対の磁極を有し、前記一対の磁極には、それぞれ、前記一対の磁極に挟まれた空間にある中間平面に向き合う対向面に小磁極が１つ以上配置されており、前記小磁極は、前記中間平面および前記中間平面に垂直な一つの対称軸を含む一つの垂直平面に対して面対称であり、かつ、前記対称軸に対して非軸対称に配置されていることを特徴とする。
　本発明によれば、幅広いエネルギー帯のビームを出射チャネル近傍を通過させることができ、有意な幅をもったエネルギー帯のビームを同一の出射チャネルから取り出すことができる。
本発明の実施例１における粒子線治療装置の構成図である。 実施例１における粒子線治療装置の粒子線加速器内に配置された磁石装置の斜視図である。 実施例１における磁石装置の垂直平面による断面図である。 実施例１における磁石装置の中間平面からみた平面図である。 実施例１における磁石装置が中間平面に生成すべき理想磁場の等高線である。 実施例１における磁石装置が中間平面と垂直平面の交線上に生成すべき理想磁場である。 本発明の実施例２における粒子線治療装置の粒子線加速器内に配置された磁石装置の垂直平面による断面図である。 実施例２における磁石装置の中間平面からみた平面図である。 本発明の実施例３における粒子線治療装置の粒子線加速器内に配置された磁石装置の垂直平面による断面図である。 実施例３における磁石装置の中間平面からみた平面図である。
　以降で、本発の粒子線加速器および粒子線治療装置明を実施するための形態について各図を参照して説明する。
　＜実施例１＞　
　本発明の粒子線加速器および粒子線治療装置の実施例１について図１乃至図６を用いて説明する。
　まず、図１を用いて粒子線治療装置の全体構成を説明する。図１は本実施例１における粒子線治療装置の構成図である。
　図１において、粒子線治療装置１００１は、建屋（図示省略）内に配置されており、建屋の床面に設置される。この粒子線治療装置１００１は、イオンビーム発生装置１００２、ビーム輸送系１０１３、回転ガントリー１００６、照射装置１００７および制御システム１０６５を備えている。
　イオンビーム発生装置１００２は、イオン源１００３、およびイオン源１００３が接続される加速器１００４を有する。
　ビーム輸送系１０１３は、照射装置１００７に達するビーム経路１０４８を有しており、このビーム経路１０４８に、加速器１００４から照射装置１００７に向かって、複数の四極電磁石１０４６、偏向電磁石１０４１、複数の四極電磁石１０４７、偏向電磁石１０４２、四極電磁石１０４９，１０５０、および偏向電磁石１０４３，１０４４がこの順に配置されて構成されている。
　ビーム輸送系１０１３のビーム経路１０４８の一部は、回転ガントリー１００６に設置されており、偏向電磁石１０４２、四極電磁石１０４９，１０５０、および偏向電磁石１０４３，１０４４も回転ガントリー１００６に設置されている。ビーム経路１０４８は、加速器１００４に設けられた出射チャネル（ビーム出射経路）１０１９に接続される。
　回転ガントリー１００６は、回転軸１０４５を中心に回転され、照射装置１００７を回転軸１０４５の周りで旋回させる回転装置である。
　照射装置１００７は、２台の走査電磁石１０５１，１０５２、ビーム位置モニタ１０５３および線量モニタ１０５４を備えている。走査電磁石１０５１，１０５２、ビーム位置モニタ１０５３および線量モニタ１０５４は、照射装置１００７の中心軸、すなわち、ビーム軸に沿って配置されている。
　走査電磁石１０５１，１０５２、ビーム位置モニタ１０５３および線量モニタ１０５４は照射装置１００７のケーシング（図示省略）内に配置され、ビーム位置モニタ１０５３および線量モニタ１０５４は走査電磁石１０５１，１０５２の下流に配置される。
　走査電磁石１０５１および走査電磁石１０５２は、それぞれイオンビームを偏向し、イオンビームを照射装置１００７の中心軸に垂直な平面内において互いに直交する方向に走査する。
　照射装置１００７は、回転ガントリー１００６に取り付けられており、偏向電磁石１０４４の下流に配置される。患者１０５６が横たわる治療台１０５５が、照射装置１００７に対向するように配置される。
　制御システム１０６５は、中央制御装置１０６６、加速器・輸送系制御装置１０６９、走査制御装置１０７０、回転制御装置１０８８およびデータベース１０７２を有する。
　中央制御装置１０６６は、中央演算装置（ＣＰＵ）１０６７およびＣＰＵ１０６７に接続されたメモリ１０６８を有する。加速器・輸送系制御装置１０６９、走査制御装置１０７０、回転制御装置１０８８およびデータベース１０７２は、ＣＰＵ１０６７に接続されている。
　粒子線治療装置１００１は治療計画装置１０７３を有しており、治療計画装置１０７３はデータベース１０７２に接続されている。
　ビーム電流測定装置１０９８は、移動装置１０１７および位置検出器１０３９を含んでいる。
　高周波電源１０３６は、加速器１００４内に設置された高周波空洞１０３７に導波管１０１０を通じて電力を入力し、高周波空洞１０３７に接続された電極と接地電極の間に高周波電場を励起させ、イオンビームを加速する。加速空洞の共振周波数はビームのエネルギーに対応して変調させる必要がある。周波数を変調させるためには、インダクタンスか静電容量を調整すればよい。たとえば静電容量を調整する場合は、高周波空洞に可変容量キャパシタを接続して制御する。
　次に、加速器の詳細について図１に加えて図２乃至図６を参照して説明する。図２は加速器１００４を構成する磁石装置１の斜視図である。図３は磁石装置１の垂直平面３による断面図である。図４は磁石装置１を中間平面２からみた平面図である。図５は磁石装置１が中間平面２に生成すべき理想磁場の等高線である。図６は磁石装置１が中間平面２と垂直平面３の交線上に生成すべき理想磁場である。
　加速器１００４は、図２に示したように、間に磁場を生成する磁石装置１と、イオンを磁石装置１間に入射させるイオン源１００３と、イオンを外部に取り出す出射チャネル１０１９と、を備えている。
　磁石装置１は、図２に示したように、鉛直方向から見て略円盤状の形状を成す上リターンヨーク４と下リターンヨーク５とを主な構成として有している。上リターンヨーク４と下リターンヨーク５は、中間平面２に対してほぼ上下対称な形状を有している。
　中間平面２は、おおむね磁石装置１の鉛直方向中心を通り、加速中のイオンが描く軌道面にほぼ一致する。また上リターンヨーク４と下リターンヨーク５は、中間平面２に垂直かつおおむね磁石装置１の中間平面２に対する中心を通過する平面である垂直平面３に対して面対称な形状をしている。
　なお、図２では中間平面２の磁石装置１に対する交差部分を一点鎖線、垂直平面３の磁石装置１に対する交差部分を破線で示している。
　上リターンヨーク４にはイオン源１００３が配置されている。
　図３は、磁石装置１の垂直平面３による断面図である。図３に示したように、上リターンヨーク４と下リターンヨーク５に囲まれた空間内にはコイル６が中間平面２に対して面対称に配置されている。コイル６は、図１に示したコイル引出配線１０２２によってコイル励磁用電源１０５７に接続されている。コイル６は、超電導コイルであり、クライオスタット（図示省略）の内部に設置され、液体ヘリウムなどの冷媒、または冷凍機（図示省略）からの伝熱によって冷却される。
　上リターンヨーク４および下リターンヨーク５に囲まれた空間内のコイル６の内側には真空容器７が設けられている。
　真空容器７の内部のうち、上リターンヨーク４の下リターンヨーク５に対向する面には上部磁極８が、下リターンヨーク５の上リターンヨーク４に対向する面には下部磁極９が、それぞれ中間平面２に対して面対称に配置されており、それぞれ上リターンヨーク４や下リターンヨーク５と結合されている。イオンビームを周回させ加速させる空間は、これら上部磁極８と下部磁極９との間に形成される。
　上部磁極８と下部磁極９との間には、取り出し用電磁石１１，１２が中間平面２に対して平行に配置されている。取り出し用電磁石１１，１２は、貫通孔１４から図１に示した取り出し用電磁石引出配線１０２３によって取り出し用電磁石電源１０４０に接続されている。
　出射チャネル１０１９は上部磁極８と下部磁極９との間の外周側に配置されており、電磁石（図示省略）を備えている。出射チャネル１０１９は貫通孔１３から図１に示した出射チャネル用電源１０８２に接続されている。出射チャネル用電源１０８２から出射チャネル１０１９に備えられた電磁石に電流を通電することで、出射チャネル１０１９に到達したイオンビームが整えられ、ビーム輸送系１０１３へと送られる。
　また、上部磁極８と下部磁極９との間には、磁場調整用の磁場補正用電磁石（コイル）２３が、中間平面２に対して面対称に配置されている。
　図４は、対向面１０を中間平面２からみた平面図である。磁石装置１は中間平面に２に対して面対称な構造であるため、以下では、図３および図４を用いて、磁石装置１の詳細構造について説明する。
　上部磁極８および下部磁極９は、点Ｏ１を通り中間平面２に垂直な対称軸２０に対して軸対称な形状の軸対称凹凸１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄ，１５ｅを対向面１０上に有している。このうち、最外周側に設けられている軸対称凹凸１５ｅは、周方向の一部に切欠き１６を有している。
　これら軸対称凹凸１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄ，１５ｅは、外周側に行くほど中間平面２に平行な長さが短くなるように形成されている。
　これら軸対称凹凸１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄ，１５ｅは、上部磁極８や下部磁極９と一体に形成されたものであってもよいし、別部材として製作した後に組み立ての際に係合したものであってもよい。
　また、図３に示したように、上部磁極８および下部磁極９には、中間平面２と対向する対向面１０に、小磁極１７ａ，１７ｂ，１７ｃが中間平面２に対して面対称にそれぞれ配置されている。また、小磁極１７ａ，１７ｂ，１７ｃは、垂直平面３に対しても面対称に配置されている。
　更に、図４に示したように、小磁極１７ａ，１７ｂ，１７ｃは、対称軸２０に対しては非軸対称に配置されている。
　これら小磁極１７ａ，１７ｂ，１７ｃについても、上部磁極８や下部磁極９と一体に形成されたものであってもよいし、別部材として製作した後に組み立ての際に係合したものであってもよい。
　これら小磁極１７ａ，１７ｂ，１７ｃのうち、小磁極１７ａが中間平面２に投影したときの面積が最も小さく、イオンの入射位置に最も近い位置に配置されている。小磁極１７ａには貫通孔２４のイオン源１００３と接続された端部の反対側の端部が設けられている。
　この小磁極１７ａは、図３に示したように、対称軸２０に沿った長さが最も長くなるように設計されており、かつ、上部磁極８，下部磁極９間の距離が最も短くなるように設計されている。
　小磁極１７ｂ，１７ｃでは、小磁極１７ｂの方がイオンの入射位置の近くに配置されている。
　図４に示した貫通孔１８は、ビーム輸送系１０１３を設置するための貫通孔である。貫通孔１９は、磁石装置１の対称性を高めて磁石装置１の生成する磁場を高精度化するために、垂直平面３に対して貫通孔１８と面対称になるように設けられている。
　次に、本実施例の構造の効果を説明するために、設計手順について図５および図６を参照して以下説明する。
　まず、磁石装置１の大きさを決めるために、磁場強度と最高エネルギーにおけるビーム軌道の半径を定める必要がある。磁石装置１が生成する磁場が大きいほど、ビーム軌道の広がりが小さくなり、加速器１００４、ひいては粒子線治療装置１００１を小型化することができる。
　そのため、本実施例では、入射地点での磁場を５Ｔ、最高エネルギーのビーム半径を１ｍとすることにした。
　次に、ビームが安定に周回する理想磁場分布を求める。ビームを中間平面２に垂直な方向に対して収束させるために、本実施例では弱収束の原理に基づいて磁場を設計した。
　弱収束の原理を用いた加速器では、一般に、ｎインデックスと呼ばれる量
　　　ｎ＝－（ρ／Ｂ）（∂Ｂ／∂ｒ）　　　（１）
　を０より大きく、かつ０．２以下にするように磁場分布が設計される。ここで、（１）式中、Ｂは中間平面２における磁場、ρはビーム軌道の曲率半径で、磁場勾配∂Ｂ／∂ｒは、中間平面２の上で、ビーム進行方向と垂直でビームエネルギーが大きくなる方向に対する磁場の微分を示している。
　本実施例では、磁場強度を５Ｔ、最高エネルギーのビーム半径（最大軌道半径）を１ｍとしたので、∂Ｂ／∂ｒは－１Ｔ／ｍ以上で０より小さくすべきとなった。
　磁場勾配を決めた後、本発明の主眼である、出射チャネル近傍を通過するビーム間隔を決定した。本実施例では、入射エネルギーから最高エネルギーまでのビーム軌道を０．１ｍの幅に収めることにした。すると、∂Ｂ／∂ｒが－１Ｔ／ｍとすると、最高エネルギーに対する磁場は４．９Ｔということになる。本実施例では、余裕をみて最外周の磁場を４．９５Ｔとすることにした。
　以上のステップにより定めた、ビーム平衡軌道が周回する面における磁場分布を図５に、Ｙ軸上の磁場分布を図６に示した。図５における点Ｏ１は最高エネルギーのビーム軌道に対する中心であり、点Ｏ２は入射位置である。図５では、ビーム平衡軌道が周回する面をＸＹ平面にとり、点Ｏ１と点Ｏ２をつなぐ直線をＹ軸とし、点Ｏ１を通りＹ軸と垂直にＸ軸をとった。
　図５および図６からわかるように、必要とされる磁場は、ベースとなる４．９５Ｔの均一磁場と、Ｙ軸に対称で点Ｏ１を通ってＸＹ平面に垂直な軸に対して非軸対称な磁場よりなる。点Ｏ２に磁場のピークがあり、点Ｏ２からＹ軸負の方向、すなわち出射チャネル１０１９の方向に向かって磁場勾配が急峻になっており、この間に入射エネルギーから最高エネルギーまでのビームがすべて通過する。
　本実施例では、ベースとなる４．９５Ｔの磁場を、コイル６、上リターンヨーク４、下リターンヨーク５、および上部磁極８、下部磁極９、軸対称凹凸１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄ，１５ｅで生成するものとした。
　上部磁極８および下部磁極９の直径は、ビームの最大軌道半径より１０％大きくとった。
　軸対称凹凸１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄ，１５ｅの個数は、中間平面２に生成する磁場に要求される精度に基づいて決定される。一般に、加速器用の磁石装置の磁場に要求される磁場の相対精度は１０－４程度である。本実施例では、５個の軸対称凹凸１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄ，１５ｅを設けることでこの精度を確保した。なお、軸対称凹凸は、求める磁場の精度に応じて最適な個数を設けることが望ましい。
　更に、軸対称凹凸１５ｅは、出射チャネル１０１９近傍の磁場を下げてビーム取り出しを容易にするため、切欠き１６を設けるものとした。
　非軸対称な磁場は、小磁極１７ａ，１７ｂ，１７ｃで生成する。
　まず、イオンの入射点におけるピーク磁場とＹ軸負の方向の大きな磁場勾配を生成するために、突起状の小磁極１７ａが必要になる。
　突起状の小磁極１７ａが生成する磁場は、点Ｏ２をおよその中心として放射状に広がるが、点Ｏ２ではベース磁場と同符号の磁場を生成していても、ある距離以降ではベース磁場と逆向きの磁場を生成する必要がある。これを補正するために小磁極１７ｂ、および小磁極１７ｃが必要になる。
　小磁極１７ａの生成する磁場が点Ｏ２をおよその中心として放射状に広がるため、それを補正する小磁極１７ａと小磁極１７ｃは、略扇形の形状となっており、対称軸２０に対してそれぞれ非軸対称の形状とする。
　このようにして図３，図４に示したような磁極形状を有する磁石装置１が設計される。
　次に、本実施例の効果について説明する。
　上述した本実施例１の粒子線治療装置１００１は、加速器１００４を備えている。この加速器１００４は、間に磁場を生成する磁石装置１と、イオンを磁石装置１間に入射するイオン源１００３と、イオンを加速するための高周波電場を印加し、高周波電場の周波数が変調可能な高周波空洞１０３７と、イオンを外部に取り出す出射チャネル１０１９と、を備え、磁石装置１は、上リターンヨーク４，下リターンヨーク５および上リターンヨーク４，下リターンヨーク５に固定された上部磁極８，下部磁極９を有し、上部磁極８，下部磁極９には、それぞれ、上部磁極８，下部磁極９に挟まれた空間にある中間平面２に向き合う対向面１０に小磁極１７ａ，１７ｂ，１７ｃが１つ以上配置されており、小磁極１７ａ，１７ｂ，１７ｃは、中間平面２および中間平面２に垂直な一つの対称軸２０を含む一つの垂直平面３に対して面対称であり、かつ、対称軸２０に対して非軸対称に配置されている。
　これによって、弱収束の原理を満たしつつ、入射位置Ｏ２から出射チャネル１０１９の近傍にかけて最も大きな勾配磁場を持つ磁場を生成することができる。従って、幅広いエネルギー帯のビームを出射チャネル１０１９の近傍を通過させることができ、最高エネルギーのビームだけでなく、治療に必要なエネルギー帯のすべてのビームを同一の出射チャネルから取り出すことができる。このため、ビーム電流を減少させるディグレータを用いる必要がなく、ビームの照射に必要な時間を短くすることができる。
　そのうえ、本実施形態の加速器１００４ではディグレーダを用いることなく優位な幅を持ったエネルギー帯のビームを同一の出射チャネルから取り出すことが可能であることから、ディグレーダの放射化に備えた構造を採用する必要がない。このため、ディグレーダを用いる場合に比べてディグレーダの放射化に備えた遮蔽部材の厚さを減少させることが可能であり、装置建屋の設置面積の減少や建設コストの低減が可能である。
　また、小磁極１７ａ，１７ｂ，１７ｃを二つ以上備え、小磁極１７ａ，１７ｂ，１７ｃを中間平面２に投影したときの面積が最も小さい小磁極１７ａは、対称軸２０に沿った長さが最も長く、かつ、上部磁極８，下部磁極９間の距離が最も短い部分を有しているため、弱収束の原理を満たしつつ、入射位置Ｏ２から出射チャネル１０１９の近傍にかけて最も大きな勾配磁場を持つ磁場をより容易に生成することができる。
　更に、小磁極１７ａ，１７ｂ，１７ｃを二つ以上備え、小磁極１７ａ，１７ｂ，１７ｃのうち、イオンの入射位置に最も近い小磁極１７ａは、対称軸２０に沿った長さが最も長く、かつ、上部磁極８，下部磁極９間の距離が最も短い部分を有していることによっても、弱収束の原理を満たしつつ、入射位置Ｏ２から出射チャネル１０１９の近傍にかけて最も大きな勾配磁場を持つ磁場をより容易に生成することができる。
　また、磁極は、対称軸２０に対して軸対称な軸対称凹凸１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄ，１５ｅを対向面１０に少なくとも１つ以上、特に５つ以上有していることにより、弱収束の原理を満たし、かつ入射位置Ｏ２から出射チャネル１０１９の近傍にかけて最も大きな勾配磁場を持つ磁場をより高精度で生成することができる。
　更に、軸対称凹凸１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄ，１５ｅのうち、最外周側に設けられている軸対称凹凸１５ｅは、周方向の一部に切欠き１６を有することにより、この切欠き１６の部分に出射チャネル１０１９を配置することができ、周回するビーム軌道上により近い位置に出射チャネル１０１９を配置することができる。また、出射チャネル１０１９近傍の磁場を下げることができ、ビーム取り出し用の磁場をより高精度に軌道上のビームに印加することができることから、ビームの取り出しがより容易になる、との効果が得られる。
　また、小磁極１７ａには、対称軸２０に沿った方向に貫通孔２４が形成されていることで、最も磁場強度が強い必要がある箇所をイオンの入射点Ｏ２に設定することができる。
　更に、上部磁極８，下部磁極９の間に磁場調整用の磁場補正用電磁石２３を更に備えたことにより、磁場の調整がより容易になることから、弱収束の原理を満たし、かつ入射位置Ｏ２から出射チャネル１０１９の近傍にかけて最も大きな勾配磁場を持つ磁場をより高精度で生成することができる。
　なお、本実施例では、外部イオン源を想定して磁石装置１の外側にイオン源１００３を設置し、これに対応して貫通孔２４を設けている場合について説明したが、イオン源１００３は磁石装置１の内部に設置することができる。この場合、貫通孔２４は、イオン源１００３に電力やイオン生成用のガスなどを供給するために用いられる。
　＜実施例２＞　
　本発明の実施例２の加速器および粒子線治療装置について図７および図８を用いて説明する。実施例１と同じ構成には同一の符号を示し、説明は省略する。以下の実施例においても同様とする。図７は実施例２における磁石装置１の垂直平面３による断面図であり、図８は実施例２における磁石装置の対向面１０Ａを中間平面２からみた平面図である。
　本実施例においても、磁石装置が生成すべき磁場は、実施例１の磁石装置１と同じである。
　図７に示したように、本実施例の磁石装置では、実施例１と同様に、小磁極は、ピーク磁場を生成する小磁極１７ｄと、その小磁極がＹ軸正の方向に生成する磁場を補正する小磁極１７ｅ、小磁極１７ｆを備えている。これによって、点Ｏ２にピークがあり、出射チャネル１０１９に向かって急峻な勾配をもつ磁場が生成される。
　小磁極１７ｄは実施例１の小磁極１７ａ、小磁極１７ｅは小磁極１７ｂ、小磁極１７ｆは小磁極１７ｃと略同じ形状である。
　また、本実施例では、上部磁極８Ａおよび下部磁極９Ａの中間平面２に対向する対向面１０Ａは、小磁極１７ｄ，１７ｅ，１７ｆの部分を除いて、中間平面２に対して勾配を有しており、対称軸２０に軸対称な斜面形状になっている。このため、上部磁極８，下部磁極９の対向面１０Ａ間の距離は中間平面２に平行な方向において頂点２１ａ，２１ｂ，２１ｃの部分で極大値と極小値が存在する。このうち、頂点２１ａが対称軸２０と対向面１０Ａとの交点の位置で極小値となり、頂点２１ｂで極大値となっている。
　図７における斜面の頂点２１ａは実施例１における軸対称凹凸１５ａの幅の範囲にあり、頂点２１ｂは軸対称凹凸１５ｂの幅の範囲にあり、頂点２１ｃは軸対称凹凸１５ｃの幅の範囲にある。このような本実施例の磁極形状によっても、ベースとなる均一磁場を要求精度の範囲で生成することができる。
　その他の構成・動作は前述した実施例１の加速器および粒子線治療装置と略同じ構成・動作であり、詳細は省略する。
　本発明の実施例２の加速器のように、上部磁極８Ａ，下部磁極９Ａの対向面１０Ａは、小磁極１７ｄ，１７ｅ，１７ｆの部分を除いて、中間平面２に対して勾配を有しており、上部磁極８Ｂ，下部磁極９Ｂの対向面１０Ａ間の距離は中間平面２に平行な方向において頂点２１ａ，２１ｂ，２１ｃが存在し、対称軸２０と対向面１０Ａとの交点で頂点２１ａが極小値をとっていることによっても、前述した実施例１の加速器とほぼ同様な効果が得られる。
　＜実施例３＞　
　本発明の実施例３の加速器および粒子線治療装置について図９および図１０を用いて説明する。図９は実施例３における磁石装置１の垂直平面３による断面図であり、図１０は実施例３における磁石装置１の対向面１０Ｂを中間平面２からみた平面図である。
　実施例３においても、磁石装置１が生成すべき磁場は、実施例１の磁石装置１や実施例２の磁石装置と同じである。
　図９に示したように、本実施例の磁石装置では、中間平面２に面対称なように、対称軸２０の方向に沿って上部磁極８Ｂ，下部磁極９Ｂの対向面１０Ｂの面上に小磁極２２ａ，２２ｂ，２２ｃ，２２ｄ，２２ｅ，２２ｆが重ねられて配置されている。
　また、図１０に示したように、これら小磁極２２ａ，２２ｂ，２２ｃ，２２ｄ，２２ｅ，２２ｆは垂直平面３に対しても面対称に配置されている。
　小磁極２２ａ，２２ｂ，２２ｃ，２２ｄ，２２ｅ，２２ｆのうち、最も対抗する磁極に近い位置に配置される小磁極が中間平面２に投影したときの面積が最も狭く、順に面積が大きくなっていく。
　これら小磁極２２ａ，２２ｂ，２２ｃ，２２ｄ，２２ｅ，２２ｆは、上部磁極８Ｂや下部磁極９Ｂと一体に形成されたものであってもよいし、別部材として製作した後に組み立ての際に係合したものであってもよい。
　本実施例では、上リターンヨーク４、下リターンヨーク５、コイル６、上部磁極８、下部磁極９、軸対称凹凸１５ｅがベース磁場を生成し、小磁極２２ａ，２２ｂ，２２ｃ，２２ｄ，２２ｅ，２２ｆが生成する傾斜磁場を重畳することで、磁石装置１が生成すべき磁場が生成されている。
　本実施例の磁石装置では、小磁極２２ａがピーク磁場を生成し、点Ｏ２から出射チャネル１０１９の方向に急勾配磁場を生成する。加えて、小磁極２２ｂ、小磁極２２ｃ、小磁極２２ｄ、小磁極２２ｅ、小磁極２２ｆによって、Ｙ軸正の方向に傾斜の緩やかな勾配磁場を生成している。
　その他の構成・動作は前述した実施例１の加速器および粒子線治療装置と略同じ構成・動作であり、詳細は省略する。
　本発明の実施例３の加速器のように小磁極２２ａ，２２ｂ，２２ｃ，２２ｄ，２２ｅ，２２ｆが対称軸２０の方向に沿って対向面１０Ｂの面上に複数枚重ねられていることによっても、前述した実施例１の加速器および粒子線治療装置とほぼ同様な効果が得られる。
　また、磁石装置の生成する磁場の相対精度が１０－４よりも高いような場合、実施例３のように、多数の小磁極２２ａ，２２ｂ，２２ｃ，２２ｄ，２２ｅ，２２ｆを重ねる方法が有利である。
　なお、小磁極２２ａ，２２ｂ，２２ｃ，２２ｄ，２２ｅ，２２ｆは、中間平面２に対して平行な平板を複数枚重ねて成形する場合について説明したが、これら小磁極は垂直平面３に対して平行に略ブロック形状の材料を上部磁極８Ｂ，下部磁極９Ｂの面上に配置して形成することができ、また上部磁極８Ｂ，下部磁極９Ｂごと一つのブロック材から一体成形することができる。
　＜その他＞　
　なお、本発明は、上記の実施例に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。上記の実施例は本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。
　例えば、上述の実施例では、加速する粒子を特に指定していない。すなわち、実施例１乃至実施例３の加速器では、陽子をイオン源１００３から供給しても、炭素等の重粒子イオンをイオン源１００３から供給しても、加速空洞の周波数をそれぞれにあわせて調整すれば、安定にビームを加速周回させることができる。
　また、軸対称凹凸１５ｅが切欠き１６を有している場合について説明したが、最外周側の軸対称凹凸に切欠きを設けない構成とすることができる。この場合、出射チャネル１０１９を最外周側の軸対称凹凸より外周側に配置することが望ましい。
　また、粒子線治療装置１００１がビーム輸送系１０１３を備えている場合について説明したが、粒子線治療装置はビーム輸送系を設けずにイオンビーム発生装置と回転ガントリーとを直接接続することができる。また、治療に用いる粒子線を照射する装置として回転ガントリーを用いる場合について説明したが、固定された照射装置を用いることができる。また、照射装置は一つに限られず、複数設けることができる。
　更に、照射方法として走査電磁石１０５１，１０５２を用いるスキャニング方式の場合について説明したが、ワブラー法や二重散乱体法など粒子線の分布を広げた後、コリメータやボーラスを用いて標的の形状に合わせた線量分布を形成する照射法にも本発明を適用することができる。
　更に、加速器が粒子線治療に用いられる場合について説明したが、加速器の用途は粒子線治療に限られず、高エネルギー実験等に用いるものとすることができる。
１…磁石装置
２…中間平面
３…垂直平面
４…上リターンヨーク
５…下リターンヨーク
６…コイル
７…真空容器
８，８Ａ，８Ｂ…上部磁極
９，９Ａ，９Ｂ…下部磁極
１０，１０Ａ，１０Ｂ…対向面
１１，１２…取り出し用電磁石
１３，１４，１８，１９，２４…貫通孔
１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄ，１５ｅ…軸対称凹凸
１６…切欠き
１７ａ，１７ｂ，１７ｃ，１７ｄ，１７ｅ，１７ｆ，２２ａ，２２ｂ，２２ｃ，２２ｄ，２２ｅ，２２ｆ…小磁極
２０…対称軸
２１ａ，２１ｂ，２１ｃ…斜面の頂点
２３…磁場補正用電磁石
１００１…粒子線治療装置
１００４…加速器
１０１９…出射チャネル
１０３７…高周波空洞（加速空洞）

Claims (11)

  1. 　粒子線加速器であって、
    　間に磁場を生成する磁石装置と、
    　イオンを前記磁石装置間に入射するイオン源と、
    　前記イオンを加速するための高周波電場を印加し、前記高周波電場の周波数が変調可能な加速空洞と、
    　前記イオンを外部に取り出すビーム出射経路と、を備え、
    　前記磁石装置は、リターンヨークおよび前記リターンヨークに固定された一対の磁極を有し、
    　前記一対の磁極には、それぞれ、前記一対の磁極に挟まれた空間にある中間平面に向き合う対向面に小磁極が１つ以上配置されており、
    　前記小磁極は、前記中間平面および前記中間平面に垂直な一つの対称軸を含む一つの垂直平面に対して面対称であり、かつ、前記対称軸に対して非軸対称に配置されている
    　ことを特徴とする粒子線加速器。
  2. 　請求項１に記載の粒子線加速器において、
    　前記小磁極を二つ以上備え、
    　前記小磁極を前記中間平面に投影したときの面積が最も小さい小磁極は、前記対称軸に沿った長さが最も長く、かつ、前記一対の磁極間の距離が最も短い部分を有している
    　ことを特徴とする粒子線加速器。
  3. 　請求項１に記載の粒子線加速器において、
    　前記小磁極を二つ以上備え、
    　前記小磁極のうち、前記イオンの入射位置に最も近い小磁極は、前記対称軸に沿った長さが最も長く、かつ、前記一対の磁極間の距離が最も短い部分を有している
    　ことを特徴とする粒子線加速器。
  4. 　請求項１に記載の粒子線加速器において、
    　前記磁極は、前記対称軸に対して軸対称な凹凸を前記対向面に少なくとも１つ以上有している
    　ことを特徴とする粒子線加速器。
  5. 　請求項４に記載の粒子線加速器において、
    　前記凹凸を５つ以上有している
    　ことを特徴とする粒子線加速器。
  6. 　請求項４に記載の粒子線加速器において、
    　前記凹凸のうち、最外周側に設けられている凹凸は、周方向の一部に切欠きを有する
    　ことを特徴とする粒子線加速器。
  7. 　請求項１に記載の粒子線加速器において、
    　前記一対の磁極の前記対向面は、前記小磁極の部分を除いて、前記中間平面に対して勾配を有しており、
    　前記一対の磁極の前記対向面間の距離は前記中間平面に平行な方向において極大値と極小値が存在し、
    　前記対称軸と前記対向面との交点で極小値をとっている
    　ことを特徴とする粒子線加速器。
  8. 　請求項１に記載の粒子線加速器において、
    　前記小磁極が前記対称軸の方向に沿って前記対向面の面上に複数枚重ねられている
    　ことを特徴とする粒子線加速器。
  9. 　請求項１に記載の粒子線加速器において、
    　前記小磁極の一つには、前記対称軸に沿った方向に貫通孔が形成されている
    　ことを特徴とする粒子線加速器。
  10. 　請求項１に記載の粒子線加速器において、
    　前記一対の磁極の間に磁場調整用のコイルを更に備えた
    　ことを特徴とする粒子線加速器。
  11. 　請求項１乃至請求項１０のいずれか１項に記載の粒子線加速器を備えた
    　ことを特徴とする粒子線治療装置。
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