JP2001217100A - Medical system - Google Patents
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- JP2001217100A JP2001217100A JP2000028881A JP2000028881A JP2001217100A JP 2001217100 A JP2001217100 A JP 2001217100A JP 2000028881 A JP2000028881 A JP 2000028881A JP 2000028881 A JP2000028881 A JP 2000028881A JP 2001217100 A JP2001217100 A JP 2001217100A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、イオンビームを医
療に利用する医療システムに関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a medical system using an ion beam for medical treatment.
【０００２】[0002]
【従来の技術】イオンビームを医療に利用する医療シス
テムの例として、イオンビームをシンクロトロン等の加
速器によって加速した後、そのイオンビームを癌患者の
患部に照射することにより癌治療を行う加速器システム
がある。特開平7−303710号公報には、加速器システム
の詳細が記載されている。上記公報に記載された加速器
システムでは、患者の呼吸に応じて位置が移動する患部
に対してイオンビームを正確に照射するために、シンク
ロトロンを患者の呼吸に同期させて運転し、患部が予め
決められた位置にあるときにイオンビームを照射してい
る。2. Description of the Related Art As an example of a medical system utilizing an ion beam for medical treatment, an accelerator system for treating cancer by accelerating the ion beam by an accelerator such as a synchrotron and irradiating the ion beam to an affected part of a cancer patient. There is. JP-A-7-303710 describes details of an accelerator system. In the accelerator system described in the above publication, the synchrotron is operated in synchronization with the patient's respiration in order to accurately irradiate the ion beam to the affected part whose position moves in accordance with the patient's respiration, and the affected part is set in advance. The ion beam is radiated when it is at a predetermined position.
【０００３】[0003]
【発明が解決しようとする課題】上記従来技術の加速器
システムでは、上記公報の図面に加速器の運転状態とし
て示されている通り、シンクロトロンにイオンビームが
入射される期間はシンクロトロンの運転周期に対して非
常に短く、一般に、運転周期が２〔ｓ〕程度のシンクロ
トロンにおいてイオンビームが入射される期間は１〔ｍ
ｓ〕以下である。つまり、従来技術の加速器システムに
おいて、イオンビーム入射の際に稼動される前段加速器
は大半の時間停止しているか、或いは、シンクロトロン
でイオンビームを必要としていないときにはイオンビー
ムをすてていた。このように、従来技術の加速器システ
ムでは前段加速器の稼動率が低いか、或いはイオンビー
ムの利用効率が悪かった。In the accelerator system of the prior art described above, the period during which the ion beam is incident on the synchrotron corresponds to the operating period of the synchrotron, as shown in the drawing of the above publication as the operating state of the accelerator. On the other hand, in a synchrotron whose operation cycle is about 2 [s], the period during which an ion beam is incident is 1 [m
s]. That is, in the accelerator system of the prior art, the pre-accelerator operated at the time of ion beam injection is stopped for most of the time, or emits the ion beam when the synchrotron does not require the ion beam. As described above, in the accelerator system of the related art, the operation rate of the pre-accelerator was low, or the utilization efficiency of the ion beam was poor.
【０００４】本発明の目的は、前段加速器の稼動率を向
上し、かつイオンビームの利用効率を向上できる医療シ
ステムを提供することにある。[0004] It is an object of the present invention to provide a medical system capable of improving the operation rate of a pre-accelerator and improving the utilization efficiency of an ion beam.
【０００５】[0005]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成する本発
明の特徴は、正イオン源により生成した正イオンビーム
と負イオン源により生成した負イオンビームとを前段加
速器において同時に加速し、前段加速器によって加速さ
れた正イオンビーム及び負イオンビームをＲＩ製造用照
射装置と加速器システムとで共用することにある。A feature of the present invention to achieve the above object is that a positive ion beam generated by a positive ion source and a negative ion beam generated by a negative ion source are simultaneously accelerated in a pre-stage accelerator, The present invention is to share a positive ion beam and a negative ion beam accelerated by an irradiation system for RI manufacturing and an accelerator system.
【０００６】前段加速器で同時に加速した正負のイオン
ビームをＲＩ製造用照射装置と加速器システムとで共用
することにより、加速器システムにおいてイオンビーム
の入射が必要とされていないときにはイオンビームをＲ
Ｉ製造用照射装置にて利用することができるため、前段
加速器を常に稼動させることが可能となり、又、イオン
ビームをすてることもないため前段加速器の稼動率が向
上し、イオンビームの利用効率も向上する。[0006] By sharing the positive and negative ion beams simultaneously accelerated by the pre-accelerator in the irradiation apparatus for RI production and the accelerator system, when the ion beam is not required to be incident on the accelerator system, the ion beam is irradiated with R.
Because it can be used in the irradiation equipment for manufacturing I, the pre-accelerator can always be operated, and the operation rate of the pre-accelerator can be improved because the ion beam is not used. Also improve.
【０００７】[0007]
【発明の実施の形態】以下、図面を用いて本発明の実施
例を詳細に説明する。Embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the drawings.
【０００８】（実施例１）図１は、本発明の好適な一実
施例である医療システムを示す。図１において、正イオ
ン源１は、マイクロ波放電型のイオン源であり、大電流
の正イオンビームを発生する。このマイクロ波放電型の
イオン源には、寿命が長いという特徴がある。一方、負
イオン源２は、バケット型のイオン源であり、負イオン
ビームを発生する。このバケット型のイオン源には、無
磁場領域からイオンビームを引き出し、エミッタンスの
小さなビームを得ることができるという特徴がある。な
お、正イオンビーム及び負イオンビームは、それぞれ正
イオン源１及び負イオン源２より５０〔ｋＶ〕程度の高
電圧で引き出されるが、その電圧の極性は、正イオン源
１と負イオン源２とで反対極性である。FIG. 1 shows a medical system according to a preferred embodiment of the present invention. In FIG. 1, a positive ion source 1 is a microwave discharge type ion source and generates a large current positive ion beam. This microwave discharge type ion source is characterized by a long life. On the other hand, the negative ion source 2 is a bucket type ion source, and generates a negative ion beam. This bucket-type ion source is characterized in that an ion beam can be extracted from a non-magnetic field region and a beam with small emittance can be obtained. The positive ion beam and the negative ion beam are extracted from the positive ion source 1 and the negative ion source 2 at a high voltage of about 50 [kV], respectively. And have opposite polarities.
【０００９】正イオン源１で発生した正イオンビーム
と、負イオン源２で発生した負イオンビームは、偏向電
磁石３に入射される。偏向電磁石３は、電源（図示せ
ず）から電流が供給されることによって磁場を発生し、
その磁場によりイオンビームを偏向する（軌道を曲げ
る）。なお、本実施例では、正イオンビームと負イオン
ビームとで同一磁場による偏向の向きが逆になることを
利用して、偏向電磁石３により正イオンビームの軌道と
負イオンビームの軌道とを略同一にする（即ち両イオン
ビームを混合する）。具体的には、図２に示すように、
正イオンビームを偏向電磁石３の中心線から４５°の角
度で入射し、負イオンビームを偏向電磁石３の中心線か
ら−４５°の角度で入射することによって、偏向電磁石
３において偏向された正イオンビームと負イオンビーム
の各々の軌道は略同一となる。なお、偏向電磁石３への
正イオンビーム及び負イオンビームの入射角度は４５°
及び−４５°に限られるものではなく、絶対値が同じで
符号の異なる角度を設定すればよい。The positive ion beam generated by the positive ion source 1 and the negative ion beam generated by the negative ion source 2 are incident on the bending electromagnet 3. The bending electromagnet 3 generates a magnetic field when a current is supplied from a power supply (not shown),
The ion beam is deflected (orbited) by the magnetic field. In this embodiment, the trajectory of the positive ion beam and the trajectory of the negative ion beam are substantially changed by the deflection electromagnet 3 by utilizing the fact that the directions of deflection by the same magnetic field are reversed between the positive ion beam and the negative ion beam. Make the same (that is, mix both ion beams). Specifically, as shown in FIG.
A positive ion beam is incident at an angle of 45 ° from the center line of the deflection electromagnet 3 and a negative ion beam is incident at an angle of −45 ° from the center line of the deflection electromagnet 3, so that the positive ions deflected in the deflection electromagnet 3 The trajectories of the beam and the negative ion beam are substantially the same. The angle of incidence of the positive ion beam and the negative ion beam on the bending electromagnet 3 is 45 °.
The angle is not limited to -45 ° and may be set to an angle having the same absolute value and a different sign.
【００１０】偏向電磁石３により軌道が略同一とされた
正負のイオンビームは、偏向電磁石３から出射された
後、ソレノイドレンズ及び四重極レンズ（四重極電磁
石）からなる磁気レンズシステム４に導かれる。磁気レ
ンズシステム４は、正負のイオンビームを前段加速器で
ある高周波四重極加速器５に入射するために、両ビーム
を直径１０mm程度の小さな領域に収束させる。なお、ソ
レノイドレンズは弱い磁力でビームを簡易的に収束させ
るものであり、四重極レンズはビームを強く収束させる
ものである。The positive and negative ion beams whose orbits are made substantially the same by the deflection electromagnet 3 are emitted from the deflection electromagnet 3 and then guided to a magnetic lens system 4 comprising a solenoid lens and a quadrupole lens (quadrupole electromagnet). I will The magnetic lens system 4 converges the positive and negative ion beams to a small area of about 10 mm in diameter in order to make the positive and negative ion beams incident on the high-frequency quadrupole accelerator 5, which is the pre-stage accelerator. In addition, the solenoid lens simply converges the beam with a weak magnetic force, and the quadrupole lens strongly converges the beam.
【００１１】磁気レンズシステム４において収束させら
れた正負のイオンビームは、高周波四重極加速器５に入
射される。高周波四重極加速器５は、入射された正負の
イオンビームを３〔ＭｅＶ〕程度の比較的低いエネルギ
ーまで加速する。なお、この高周波四重極加速器５は、
静電型加速器に比べて加速電流値が多く取れるという特
徴を有する。高周波四重極加速器５で加速された正負の
イオンビームは、もう一つの前段加速器であるドリフト
チューブ型加速器６に入射される。ドリフトチューブ型
加速器６は、入射された正負のイオンビームを１０〔Ｍ
ｅＶ〕程度の比較的高いエネルギーまで加速する。The positive and negative ion beams converged in the magnetic lens system 4 are incident on a high-frequency quadrupole accelerator 5. The high-frequency quadrupole accelerator 5 accelerates the incident positive and negative ion beams to a relatively low energy of about 3 [MeV]. This high-frequency quadrupole accelerator 5
It has a feature that a larger acceleration current value can be obtained than an electrostatic accelerator. The positive and negative ion beams accelerated by the high-frequency quadrupole accelerator 5 are incident on a drift tube type accelerator 6, which is another pre-stage accelerator. The drift tube accelerator 6 converts the incident positive and negative ion beams into 10 [M
[eV].
【００１２】以上のように、本実施例では、正イオンビ
ームと負イオンビームとを一緒に輸送・加速するため、
空間電荷が緩和され、ビームエミッタンスの増大が抑制
される。よって、ビームエミッタンスの増大によるイオ
ンビームの損失を低減でき、イオンビームの利用効率が
向上する。As described above, in this embodiment, since the positive ion beam and the negative ion beam are transported and accelerated together,
Space charge is reduced, and an increase in beam emittance is suppressed. Therefore, the loss of the ion beam due to the increase of the beam emittance can be reduced, and the utilization efficiency of the ion beam is improved.
【００１３】ドリフトチューブ型加速器６において加速
された正負のイオンビームは、偏向電磁石７に入射され
る。偏向電磁石７は、電源（図示せず）から供給される
電流に応じた磁場を発生し、その磁場により正負のイオ
ンビームを偏向する。図３は、偏向電磁石７において正
負のイオンビームが偏向される様子を示す。前述したよ
うに、正イオンビームと負イオンビームとは同一磁場に
対して偏向される向きが逆となるため、図３に示すよう
に、偏向電磁石７が発生する磁場により正イオンビーム
と負イオンビームは互いに異なる方向に偏向される。よ
って、偏向電磁石７に入射された正負のイオンビーム
は、正イオンビームと負イオンビームとに分離されて偏
向電磁石７から出射される。偏向電磁石７から出射され
た正イオンビームはＲＩ製造用照射装置８に導かれ、偏
向電磁石７から出射された負イオンビームは加速器シス
テム９に導かれる。The positive and negative ion beams accelerated by the drift tube type accelerator 6 are incident on a bending electromagnet 7. The bending electromagnet 7 generates a magnetic field corresponding to a current supplied from a power supply (not shown), and deflects the positive and negative ion beams by the magnetic field. FIG. 3 shows how the positive and negative ion beams are deflected by the bending electromagnet 7. As described above, the directions in which the positive ion beam and the negative ion beam are deflected with respect to the same magnetic field are reversed. Therefore, as shown in FIG. The beams are deflected in different directions. Therefore, the positive and negative ion beams incident on the bending electromagnet 7 are separated into a positive ion beam and a negative ion beam and emitted from the bending electromagnet 7. The positive ion beam emitted from the bending electromagnet 7 is guided to an irradiation device 8 for manufacturing RI, and the negative ion beam emitted from the bending electromagnet 7 is guided to an accelerator system 9.
【００１４】ＲＩ製造用照射装置８は、正イオンビーム
を用いてＲＩ(Radio Isotope：放射性同位元素）を製造
する装置であり、イオンビームを連続照射、即ち常時使
用することが可能である。図４は、ＲＩ製造用照射装置
８の構成を示す。図４において、容器８１内にはイオン
ビームが照射されるターゲットセル８２が配置され、タ
ーゲットセル８２内には循環ポンプ８３により配管８４
内を循環させられる水が流される。また、容器８１内に
は冷却液が満たされており、冷却液は配管８５を使って
循環させられる。ＲＩ製造用照射装置８において、正イ
オンビームはターゲットセル８２に照射され、ターゲッ
トセル８２内を流れる水（Ｈ2 18Ｏ）の18Ｏを核反応に
よって18Ｆに変換する。この18Ｆ がＲＩとして癌の診
断に利用される。正イオンビームの照射により水の温度
は上昇するが、容器８１内の冷却液により冷却される。
この冷却液としては水，液体窒素，液体ヘリウム等が用
いられる。The irradiation apparatus 8 for manufacturing RI is an apparatus for manufacturing RI (Radio Isotope) using a positive ion beam, and can continuously irradiate an ion beam, that is, can always use the ion beam. FIG. 4 shows the configuration of the irradiation device 8 for RI production. In FIG. 4, a target cell 82 to be irradiated with an ion beam is arranged in a container 81, and a pipe 84
The water that is circulated inside is washed away. The container 81 is filled with a cooling liquid, and the cooling liquid is circulated using the pipe 85. In RI manufacturing irradiation apparatus 8, the positive ion beam is irradiated to the target cell 82, it converts the 18 O water flowing through the target cell 82 (H 2 18 O) to 18 F by the nuclear reaction. This 18 F is used as RI for cancer diagnosis. Although the temperature of the water is increased by the irradiation of the positive ion beam, the water is cooled by the cooling liquid in the container 81.
As the cooling liquid, water, liquid nitrogen, liquid helium, or the like is used.
【００１５】一方、加速器システム９は、偏向電磁石７
から出射された負イオンビームを正イオンビームに変換
してから更に加速し、その後、癌患者の患部に照射して
癌治療を行うための装置であり、正イオンビームを加速
するための加速器としてシンクロトロンを用いる。加速
器システム９において、負イオンビームは入射器901に
よりシンクロトロンに入射されるが、入射された直後に
荷電変換器(図示せず)によって正イオンビームに変換さ
れる。変換により得られた正イオンビームは、予め設定
された設計軌道に沿って周回するように複数の偏向電磁
石９０２によって偏向されて軌道が調節されると共に、
複数の四極電磁石９０３によってチューンが制御され
る。なお、本実施例のシンクロトロンでは、周回するイ
オンビームは正イオンビームで、入射されるイオンビー
ムは負イオンビームであることを利用して、周回する正
イオンビームの軌道と入射する負イオンビームの軌道と
が一致するように負イオンビームを入射する。通常、周
回するイオンビームと入射されるイオンビームが同じ極
性である場合には、両イオンビームの軌道を一致させる
ことはできないが、本実施例のように、周回するイオン
ビームと入射されるイオンビームとで極性が異なる場合
には、両イオンビームの軌道を一致させることができ
る。そのことにより、より大電流のイオンビームをシン
クロトロン内に入射することが可能となる。イオンビー
ムの入射が完了したら、次に、高周波加速空胴９０４か
ら周回する正イオンビームに対して電場を印加し、正イ
オンビームを加速する。On the other hand, the accelerator system 9 includes the bending electromagnet 7
It is a device to convert the negative ion beam emitted from to a positive ion beam and then accelerate it, and then irradiate the affected part of the cancer patient to carry out cancer treatment, as an accelerator for accelerating the positive ion beam Use a synchrotron. In the accelerator system 9, the negative ion beam is incident on the synchrotron by the injector 901, but is immediately converted into a positive ion beam by a charge converter (not shown). The positive ion beam obtained by the conversion is deflected by a plurality of bending electromagnets 902 so as to orbit along a preset design trajectory, and the trajectory is adjusted.
Tune is controlled by a plurality of quadrupole electromagnets 903. In the synchrotron of the present embodiment, utilizing the fact that the circulating ion beam is a positive ion beam and the incident ion beam is a negative ion beam, the orbit of the circulating positive ion beam and the incident negative ion beam are utilized. The negative ion beam is incident so that the trajectory coincides with the trajectory. Normally, when the circulating ion beam and the incident ion beam have the same polarity, the trajectories of both ion beams cannot be matched, but as in this embodiment, the circulating ion beam and the incident ion beam When the polarities of the two beams are different from each other, the trajectories of both ion beams can be matched. This makes it possible to make the ion beam of a larger current enter the synchrotron. After the completion of the ion beam injection, an electric field is applied to the positive ion beam orbiting from the high-frequency acceleration cavity 904 to accelerate the positive ion beam.
【００１６】高周波加速空胴９０４によって、正イオン
ビームが癌治療に必要とされるエネルギー（例えば、２
５０〔ＭｅＶ〕程度）まで加速されたら、シンクロトロ
ンから正イオンビームを出射する。出射に際し、本実施
例のシンクロトロンでは、まず六極電磁石９０５を励磁
すると共に、四極電磁石９０３により、正イオンビーム
のうち最もエミッタンスの大きな正イオンがちょうど安
定限界を超えない程度のチューンとなるように、正イオ
ンビームのチューンを制御する。四極電磁石９０３によ
るチューンの制御が完了したら、四極電磁石９０３の励
磁量を一定にして安定限界を一定に保った状態で、高周
波印加装置９０６により正イオンビームに高周波電磁場
を印加する。高周波電磁場が印加された正イオンビーム
のエミッタンスは増大するので、正イオンビームは安定
限界内から安定限界外へと移動し、安定限界外に移動し
たことにより正イオンビームは共鳴を起こしてエミッタ
ンスが更に増加していく。そして、エミッタンスが増大
した正イオンビームは、出射器９０７によってシンクロ
トロンから出射される。The high frequency accelerating cavity 904 allows the positive ion beam to have the energy (eg, 2
When accelerated to about 50 [MeV], a synchrotron emits a positive ion beam. At the time of emission, the synchrotron of this embodiment first excites the hexapole electromagnet 905 and, by the quadrupole electromagnet 903, adjusts the tune so that the positive ion having the highest emittance of the positive ion beam does not exceed the stability limit. Next, the tune of the positive ion beam is controlled. After the tune control by the quadrupole electromagnet 903 is completed, a high frequency electromagnetic field is applied to the positive ion beam by the high frequency application device 906 in a state where the excitation amount of the quadrupole electromagnet 903 is kept constant and the stability limit is kept constant. Since the emittance of the positive ion beam to which the high-frequency electromagnetic field is applied increases, the positive ion beam moves from within the stability limit to outside the stability limit, and moves out of the stability limit, causing the positive ion beam to resonate and emittance. It will increase further. Then, the positive ion beam having increased emittance is emitted from the synchrotron by the emitter 907.
【００１７】シンクロトロンから出射された正イオンビ
ームは、偏向電磁石９０８や四極電磁石９０９によって
軌道とチューンが制御され、照射室９１０ａ〜９１０ｃ
のいずれかに導かれる。照射室９１０ａ〜９１０ｃで
は、シンクロトロンによって加速された正イオンビーム
を癌患者の患部に照射することにより癌治療が行われ
る。The trajectory and tune of the positive ion beam emitted from the synchrotron are controlled by a bending electromagnet 908 and a quadrupole electromagnet 909, and the irradiation chambers 910a to 910c are controlled.
Led to either. In the irradiation rooms 910a to 910c, cancer treatment is performed by irradiating a positive ion beam accelerated by a synchrotron to an affected part of a cancer patient.
【００１８】本実施例の加速器システム９では、特開平
7−303710号公報に記載されているように、患者の呼吸
に同期させてシンクロトロンを運転し、患部が設定位置
にあるときに正イオンビームを患部に照射する。より具
体的には、吸気量を測定する検出器を患者に装着させ
て、吸気量が極大値に達したとき（患者が息を吸ったと
き）にシンクロトロンに負イオンビームを入射し、吸気
量が極小値となっている間（患者が息を吐いたとき）に
シンクロトロンから正イオンビームを出射する。そうす
ることにより、患者が息を吐いたときにのみ正イオンビ
ームが照射され、患部が同じ位置にある状態で正イオン
ビームを照射することができる。なお、本実施例におい
て、加速器システム９にて負イオンビームの入射を必要
としていないときには、負イオン源における負イオンビ
ームの発生を停止するか、偏向電磁石７と入射器９０１
との間に遮蔽体を挿入してシンクロトロンに導かれる負
イオンビームを遮断すれば良い。前者によれば、無駄な
負イオンビームの発生を低減することができ、一方の後
者によれば、偏向電磁石３と偏向電磁石７との間を輸送
されるイオンビームのエミッタンスの増大を抑制するこ
とができる。In the accelerator system 9 of the present embodiment,
As described in JP-A-7-303710, a synchrotron is operated in synchronization with a patient's respiration, and a positive ion beam is applied to the affected part when the affected part is at a set position. More specifically, a detector for measuring the amount of inspired air is attached to the patient, and when the inspired amount reaches a maximum value (when the patient inhales), a negative ion beam is incident on the synchrotron, and A positive ion beam is emitted from the synchrotron while the amount is at the minimum value (when the patient exhales). By doing so, the positive ion beam is irradiated only when the patient exhales, and the positive ion beam can be irradiated in a state where the affected part is at the same position. In the present embodiment, when the accelerator system 9 does not require the injection of the negative ion beam, the generation of the negative ion beam in the negative ion source is stopped, or the deflection electromagnet 7 and the injector 901 are used.
A shield may be inserted in between to block the negative ion beam guided to the synchrotron. According to the former, the generation of useless negative ion beams can be reduced, while according to the latter, an increase in emittance of the ion beam transported between the bending electromagnet 3 and the bending electromagnet 7 can be suppressed. Can be.
【００１９】以上説明したように、本実施例では、前段
加速器である高周波四重極加速器５及びドリフトチュー
ブ型加速器６をＲＩ製造用照射装置８と加速器システム
９とで共用するため、加速器システム９のシンクロトロ
ンにおいて入射が要求されていない期間でも前段加速器
である高周波四重極加速器５及びドリフトチューブ型加
速器６は稼動しており、また、イオンビームをすてるこ
ともないので、前段加速器の稼動率を向上させることが
でき、イオンビームの利用効率も向上できる。更に、Ｒ
Ｉ製造用照射装置８と加速器システム９とで前段加速器
を共用するため、ＲＩ製造用照射装置８と加速器システ
ム９の各々に対して前段加速器を設ける場合と比較し
て、前段加速器の製造コスト及び前段加速器を設置する
ためのスペースを大幅に削減できる。なお、ＲＩ製造用
照射装置８と加速器システム９は、どちらも病院等の治
療施設に設置されるものであるため、本実施例は非常に
有益である。As described above, in this embodiment, the high-frequency quadrupole accelerator 5 and the drift tube type accelerator 6, which are the pre-stage accelerators, are shared by the irradiation apparatus 8 for RI manufacturing and the accelerator system 9, so that the accelerator system 9 is used. In the synchrotron, the high frequency quadrupole accelerator 5 and the drift tube type accelerator 6, which are the pre-stage accelerators, are operating even during the period when the injection is not required, and since the ion beam is not dropped, the operation of the pre-stage accelerators is not performed. Efficiency can be improved, and the utilization efficiency of the ion beam can be improved. Further, R
Since the pre-accelerator is shared between the irradiation apparatus 8 for I production and the accelerator system 9, the production cost and the production cost of the pre-accelerator are lower than when the pre-accelerator is provided for each of the irradiation apparatus 8 for RI production and the accelerator system 9. The space for installing the pre-accelerator can be significantly reduced. This embodiment is very useful because the irradiation device 8 for RI production and the accelerator system 9 are both installed in a treatment facility such as a hospital.
【００２０】また、本実施例では、正イオンビームと負
イオンビームとを用いるため、イオンビームの混合や分
離を偏向電磁石３，７のような単純な構造の電磁石によ
り簡単に行うことができる。In this embodiment, since a positive ion beam and a negative ion beam are used, mixing and separation of ion beams can be easily performed by electromagnets having a simple structure such as the bending electromagnets 3 and 7.
【００２１】更に、本実施例では、ＲＩ製造用照射装置
８で用いるイオンビームを生成しやすい正イオンビーム
とし、加速器システム９で用いるイオンビームを生成し
にくい負イオンビームとすることによって、医療システ
ム全体におけるイオンビームの利用効率が向上する。正
イオンビームは中性粒子に電子や原子を衝突させて強制
的に電子を剥ぎ取ることにより生成できるのに対し、負
イオンビームはプラズマ中の中性粒子に低速電子を付着
させることによって生成したり、変換ガス中に正イオン
ビームを通して負イオンビームに変換することによって
生成しなければならないため、一般的に、負イオンビー
ムは正イオンビームよりも生成が困難である。また、上
述のように、ＲＩ製造用照射装置８はイオンビームを常
時使用可能であるのに対し、加速器システム９はイオン
ビームを必要とする時間が短く、必要とされるイオンビ
ームの平均電流もＲＩ製造用照射装置８が１００〔μ
Ａ〕程度であるのに対して、加速器システム９は１０
〔ｎＡ〕程度であり、両者には４桁もの差がある。よっ
て、イオンビームの使用頻度が高いＲＩ製造用照射装置
８で生成しやすい正イオンビームを用い、イオンビーム
の使用頻度が低い加速器システム９では生成しにくい負
イオンビームを用いることにより、医療システム全体に
おけるイオンビームの利用効率が向上する。Further, in the present embodiment, the medical system is configured by using a positive ion beam which is easy to generate the ion beam used in the irradiation apparatus 8 for producing RI and a negative ion beam which is difficult to generate the ion beam used in the accelerator system 9. The utilization efficiency of the ion beam as a whole is improved. A positive ion beam can be generated by bombarding neutral particles with electrons and atoms to forcibly strip off electrons, while a negative ion beam is generated by attaching slow electrons to neutral particles in plasma. In general, a negative ion beam is more difficult to generate than a positive ion beam because it must be generated by converting a positive ion beam into a negative ion beam in a conversion gas. Further, as described above, the irradiation device 8 for RI production can always use the ion beam, whereas the accelerator system 9 requires a short time for the ion beam, and the required average current of the ion beam is also small. The irradiation device 8 for RI production is 100 [μ
A], whereas the accelerator system 9
[NA], and there is a difference of as much as four digits between the two. Therefore, by using a positive ion beam which is easy to generate in the irradiation apparatus 8 for manufacturing RI in which an ion beam is frequently used, and using a negative ion beam which is hardly generated in the accelerator system 9 which uses the ion beam infrequently, the entire medical system is used. The use efficiency of the ion beam is improved.
【００２２】なお、本実施例では、ＲＩ製造用照射装置
８で正イオンビームを用い、加速器システム９で負イオ
ンビームを用いているが、用いるイオンビームは逆でも
良い。ただし、その場合は、加速器システム９のシンク
ロトロンにおける正イオンビームの入射は、多重回転入
射法により行う。In the present embodiment, a positive ion beam is used in the irradiation device 8 for manufacturing RI, and a negative ion beam is used in the accelerator system 9. However, the ion beam used may be reversed. However, in this case, the positive ion beam is incident on the synchrotron of the accelerator system 9 by the multiple rotation incidence method.
【００２３】（実施例２）本発明の他の実施例である医
療システムについて図５を用いて以下に説明する。本実
施例の医療システムは、加速器システムにおいてイオン
ビームの入射を必要としていないときに正イオンビーム
と負イオンビームの両方をＲＩ製造用照射装置にて使用
する点で、前述の実施例１と異なる。具体的には、正イ
オンビームと負イオンビームとを分離するための偏向電
磁石とＲＩ製造用照射装置との接続関係が異なってい
る。以下、実施例１と異なる点についてのみ説明する。(Embodiment 2) A medical system according to another embodiment of the present invention will be described below with reference to FIG. The medical system of the present embodiment differs from the first embodiment in that both the positive ion beam and the negative ion beam are used in the irradiation device for RI production when the ion beam is not required to be incident on the accelerator system. . Specifically, the connection relationship between the bending electromagnet for separating the positive ion beam and the negative ion beam and the irradiation device for RI production is different. Hereinafter, only differences from the first embodiment will be described.
【００２４】図５は、正イオンビームと負イオンビーム
とを分離するための偏向電磁石７ａとＲＩ製造用照射装
置８及び加速器システム９との接続関係を示す。偏向電
磁石７ａにおいて、入射された正負のイオンビームは、
偏向電磁石７ａが励磁されなければ偏向されないため、
偏向電磁石７ａが無励磁状態では偏向電磁石７ａ内を直
進する。一方、偏向電磁石７ａが励磁されたときには、
実施例１で説明した通り、正イオンビームと負イオンビ
ームは互いに反対方向に偏向される。本実施例では、加
速器システム９にてイオンビームの入射が必要となった
ときに偏向電磁石７ａを励磁して正イオンビームと負イ
オンビームとを分離し、負イオンビームを加速器システ
ム９に導く。また、加速器システム９にてイオンビーム
の入射が必要とされていないときには偏向電磁石７ａを
励磁せずに、偏向電磁石７ａを通過した正負のイオンビ
ームをＲＩ製造用照射装置８に導く。FIG. 5 shows the connection relationship between the bending electromagnet 7a for separating the positive ion beam and the negative ion beam, the irradiation apparatus 8 for manufacturing RI, and the accelerator system 9. In the bending electromagnet 7a, the incident positive and negative ion beams are
Since the deflection electromagnet 7a is not deflected unless excited,
When the bending electromagnet 7a is in a non-excited state, it travels straight inside the bending electromagnet 7a. On the other hand, when the bending electromagnet 7a is excited,
As described in the first embodiment, the positive ion beam and the negative ion beam are deflected in opposite directions. In the present embodiment, when the ion beam is required to be incident on the accelerator system 9, the bending electromagnet 7 a is excited to separate the positive ion beam and the negative ion beam, and the negative ion beam is guided to the accelerator system 9. In addition, when the accelerator system 9 does not require the ion beam to be incident, the positive and negative ion beams passing through the deflection electromagnet 7a are guided to the irradiation device 8 for RI production without exciting the deflection electromagnet 7a.
【００２５】加速器システム９のシンクロトロンに対す
る負イオンビームの入射については、実施例１と同様
に、患者の呼吸に合わせて行う。具体的には、患者の吸
気量が極大値に達したとき（患者が息を吸ったとき）
に、加速器システム９を制御する制御装置（図示せず）
から入射要求信号を電源制御装置７１に対して出力す
る。入射要求信号が入力された電源制御装置７１は、電
源７２に対して励磁電流値を出力し、励磁電流値が入力
された電源７２は、その電流値の電流で偏向電磁石７ａ
を励磁する。このようにして、偏向電磁石７ａを励磁す
ることにより、患者が息を吸ったときに加速器システム
９のシンクロトロンに負イオンビームが入射される。そ
して、加速器システム９のシンクロトロンにおいてイオ
ンビームの入射が必要とされていないときには、電源７
２から偏向電磁石７ａへの電流の供給を停止し、正負の
イオンビームをＲＩ製造用照射装置８に導き、ＲＩの製
造に利用する。The incidence of the negative ion beam on the synchrotron of the accelerator system 9 is performed in accordance with the patient's breathing, as in the first embodiment. Specifically, when the patient's inspiratory volume reaches a maximum value (when the patient inhales)
A control device (not shown) for controlling the accelerator system 9
Outputs an incident request signal to the power supply control device 71. The power supply control device 71 to which the incident request signal has been input outputs an excitation current value to the power supply 72, and the power supply 72 to which the excitation current value has been input outputs the deflection electromagnet 7a
To excite. Thus, by exciting the bending electromagnet 7a, the negative ion beam is incident on the synchrotron of the accelerator system 9 when the patient inhales. When the synchrotron of the accelerator system 9 does not require ion beam injection, the power supply 7
The supply of current from the second to the bending electromagnet 7a is stopped, and the positive and negative ion beams are guided to the irradiation device 8 for manufacturing RI, and used for manufacturing RI.
【００２６】以上説明したように、本実施例では、加速
器システム９のシンクロトロンにてイオンビームの入射
が必要とされる期間（具体的には２〔ｓ〕に１回の割合
で１〔ｍｓ〕程度の期間）以外は、正負のイオンビーム
をＲＩ製造用照射装置８にてＲＩの製造に利用するた
め、前述の実施例１に比べて負イオンビームの利用効率
を向上させることができ、また、ＲＩ製造に用いるイオ
ンビームの量が増加することによりＲＩ製造処理時間を
短縮することができる。As described above, in this embodiment, the period in which the ion beam is required to be incident on the synchrotron of the accelerator system 9 (specifically, once every 2 [s], 1 ms ] Period, the positive and negative ion beams are used for manufacturing RI by the irradiation device 8 for manufacturing RI, so that the use efficiency of the negative ion beam can be improved as compared with the first embodiment. In addition, an increase in the amount of an ion beam used for RI manufacturing can shorten the RI manufacturing processing time.
【００２７】なお、本実施例において、偏向電磁石７ａ
を励磁して負イオンビームを加速器システム９に導いて
いるときには、正イオンビームは負イオンビームと反対
方向に偏向されており、偏向電磁石７ａ内の壁に衝突し
て消滅する。この正イオンビームの衝突により偏向電磁
石７ａの壁が多少加熱するが、前述のように偏向電磁石
７ａが励磁されるのは２〔ｓ〕に１回の割合で１〔ｍ
ｓ〕程度の期間であり、非常に短い時間であるため殆ど
問題とならないが、必要であれば冷却設備を設けるか、
もしくは正イオンビームを回収するビームダンパーを設
ければ良い。また、上記のように正イオンビームが損失
するのは非常に短い時間であるので、正イオンビームの
損失量も殆ど問題とならない。In this embodiment, the bending electromagnet 7a
When the negative ion beam is guided to the accelerator system 9 by exciting the positive ion beam, the positive ion beam is deflected in the opposite direction to the negative ion beam and collides with the wall inside the deflection electromagnet 7a and disappears. The collision of the positive ion beam slightly heats the wall of the deflection electromagnet 7a, but the deflection electromagnet 7a is excited once every 2 [s] by 1 [m
s], which is a very short time and poses almost no problem.
Alternatively, a beam damper for collecting a positive ion beam may be provided. Further, since the loss of the positive ion beam is very short as described above, the loss amount of the positive ion beam does not substantially matter.
【００２８】なお、本実施例では、加速器システム９の
シンクロトロンに負イオンビームを入射する場合につい
て説明しているが、正イオンビームを入射しても良い。
ただし、その場合は、加速器システム９のシンクロトロ
ンにおける正イオンビームの入射は、多重回転入射法に
より行う。In this embodiment, the case where a negative ion beam is incident on the synchrotron of the accelerator system 9 is described, but a positive ion beam may be incident.
However, in this case, the positive ion beam is incident on the synchrotron of the accelerator system 9 by the multiple rotation incidence method.
【００２９】本実施例でも実施例１と同様の効果が得ら
れることは言うまでもない。It is needless to say that the same effects as in the first embodiment can be obtained in this embodiment.
【００３０】（実施例３）本発明の他の実施例である医
療システムについて図６を用いて以下に説明する。本実
施例の医療システムは、前段加速器により加速された正
負のイオンビームを荷電変換器を用いて正イオンビーム
に変換し、その正イオンビームをＲＩ製造用照射装置と
加速器システムとに振り分けて用いる点で、前述の実施
例１と異なる。以下、実施例１と異なる点についてのみ
説明する。Embodiment 3 A medical system according to another embodiment of the present invention will be described below with reference to FIG. The medical system of this embodiment converts the positive and negative ion beams accelerated by the pre-accelerator into a positive ion beam using a charge converter, and distributes the positive ion beam to an irradiation apparatus for RI manufacturing and an accelerator system for use. This is different from the first embodiment described above. Hereinafter, only differences from the first embodiment will be described.
【００３１】図６は、正負のイオンビームを正イオンビ
ームに変換する荷電変換器７３と、正イオンビームをＲ
Ｉ製造用照射装置８及び加速器システム９に振り分ける
偏向電磁石７ｂとを示す。図６において、前段加速器で
あるドリフトチューブ型加速器６で加速された正負のイ
オンビームは、荷電変換器７３を通過させられる。荷電
変換器７３は、イオンから電子を剥ぎ取ることにより負
イオンを正イオンに変換し、また正イオンの価数を増加
させるものである。なお、水素のイオンビームを用いれ
ば、荷電変換器７３に正イオンビームを通過させても価
数が増加することはない。正負のイオンビームは、荷電
変換器７３を通過することにより全て正イオンビームに
変換される。FIG. 6 shows a charge converter 73 for converting a positive / negative ion beam into a positive ion beam, and a positive ion beam R
I shows a irradiating device 8 for manufacturing and a bending electromagnet 7b to be distributed to an accelerator system 9. In FIG. 6, the positive and negative ion beams accelerated by the drift tube type accelerator 6 which is the pre-stage accelerator are passed through the charge converter 73. The charge converter 73 converts negative ions into positive ions by stripping electrons from the ions, and increases the valence of the positive ions. If a hydrogen ion beam is used, the valence does not increase even if a positive ion beam is passed through the charge converter 73. All the positive and negative ion beams pass through the charge converter 73 and are converted into positive ion beams.
【００３２】荷電変換器７３から出力された正イオンビ
ームは、偏向電磁石７ｂに入射される。偏向電磁石７ｂ
は、加速器システム９のシンクロトロンにおいてイオン
ビームの入射が必要とされているときに正イオンビーム
を加速器システム９側に偏向し、加速器システム９のシ
ンクロトロンにおいてイオンビームの入射が必要とされ
ていないときには正イオンビームをＲＩ製造用照射装置
８側に偏向する。なお、図６に示された磁場の向きは、
ＲＩ製造用照射装置８側に正イオンビームを偏向すると
きの磁場の向きであり、加速器システム９側に正イオン
ビームを偏向するときには図６に示された磁場の向きと
反対の向きの磁場を発生させれば良い。なお、加速器シ
ステム９のシンクロトロンへの正イオンビーム入射のタ
イミングは、実施例２の場合と同様に制御するので詳細
な説明は省略するが、電源制御装置７１は、入射要求信
号が入力されたときに、それまで出力していた励磁電流
値（正イオンビームをＲＩ製造用照射装置８に導くため
の励磁電流値）とは逆極性、つまり反転させた励磁電流
値を出力する。The positive ion beam output from the charge converter 73 is incident on the bending electromagnet 7b. Bending electromagnet 7b
Deflects the positive ion beam to the accelerator system 9 side when the ion beam is required to be incident on the synchrotron of the accelerator system 9, and the ion beam is not required to be incident on the synchrotron of the accelerator system 9 At times, the positive ion beam is deflected to the irradiation device 8 for RI production. The direction of the magnetic field shown in FIG.
The direction of the magnetic field when deflecting the positive ion beam toward the irradiation apparatus 8 for RI production, and the direction of the magnetic field opposite to the direction of the magnetic field shown in FIG. It should just be generated. The timing of the positive ion beam injection into the synchrotron of the accelerator system 9 is controlled in the same manner as in the second embodiment, and therefore detailed description is omitted. However, the power supply control device 71 receives the input request signal. At this time, the excitation current value (excitation current value for guiding the positive ion beam to the irradiation apparatus 8 for RI production) which has been output up to that point is output in reverse polarity, that is, an inverted excitation current value.
【００３３】なお、本実施例では、加速器システム９の
シンクロトロンに正イオンビームを入射するため、多重
回転入射法を用いる。In the present embodiment, a multiple rotation incidence method is used to cause the positive ion beam to be incident on the synchrotron of the accelerator system 9.
【００３４】以上説明したように、本実施例によれば、
正負のイオンビームを全て正イオンビームに変換してＲ
Ｉ製造と癌治療に用いるため、癌治療に大電流のイオン
ビームが必要とされる場合に有効である。なお、本実施
例でも実施例１と同様の効果が得られることは言うまで
もない。As described above, according to this embodiment,
Convert all positive and negative ion beams into positive ion beams and
Since it is used for manufacturing and treating cancer, it is effective when a large current ion beam is required for treating cancer. It is needless to say that the same effects as in the first embodiment can be obtained in the present embodiment.
【００３５】図７は、前述の実施例１〜３の医療システ
ムを実際に設置する際の設置例を示し、イオン源や前段
加速器からなる前段部分，ＲＩ製造用照射装置８，加速
器システム９のシンクロトロン部分、及び加速器システ
ム９の照射室９１０ａ，910b，９１０ｃの部分を、それ
ぞれコンクリート壁１０で隔離している。このように各
部分間をコンクリート壁１０で遮蔽することで、各部分
の保守の必要が生じた時に、治療と診断を分離して別々
に保守を行うことが可能となる。FIG. 7 shows an installation example in which the medical systems of the first to third embodiments are actually installed. The former part including the ion source and the former accelerator, the irradiation device 8 for RI production, and the accelerator system 9 are shown. The synchrotron portion and the portions of the irradiation chambers 910a, 910b, and 910c of the accelerator system 9 are separated by concrete walls 10, respectively. By shielding each part with the concrete wall 10 in this way, when it becomes necessary to maintain each part, it becomes possible to separate the treatment and the diagnosis and perform the maintenance separately.
【００３６】なお、以上説明した各実施例では、前段加
速器として高周波四重極加速器を用いた場合について説
明したが、六極以上の偶数極を持つ多重極電極の高周波
加速器や、その他の高周波加速器を用いても良い。In each of the embodiments described above, the case where the high-frequency quadrupole accelerator is used as the pre-stage accelerator has been described. However, the high-frequency accelerator having a multipole electrode having even-numbered poles having six or more poles, and other high-frequency accelerators have been used. May be used.
【００３７】また、各実施例で説明したＲＩ製造用照射
装置８に代えて、ターゲット（照射対象）にイオンビ
ームを照射することによりターゲットから中性子を発生
させてＲＩ薬剤を製造する装置、ＲＩ薬剤製造用の原
材料に直接イオンビームを照射してＲＩ薬剤を製造する
装置、ＢＮＣＴ(Boron Neutron Capture Therapy)の
ように照射対象が患者で、直接イオンビームを患者に照
射する装置などを用いることもできる。Further, instead of the irradiation apparatus 8 for manufacturing RI described in each embodiment, an apparatus for manufacturing a RI medicine by generating neutrons from a target by irradiating a target (irradiation object) with an ion beam, It is also possible to use a device that directly irradiates the raw material for production with an ion beam to produce an RI drug, or a device such as BNCT (Boron Neutron Capture Therapy) that irradiates the patient with the target to be irradiated directly with the ion beam. .
【００３８】更に、各実施例では、加速器システム９と
して癌治療を行う加速器システムを例に説明したが、加
速器システムであればその他の用途に用いられるもので
あっても本発明を適用することができる。また、加速器
システムの加速器はシンクロトロンに限られるものでは
なく、サイクロトロンであっても良い。Further, in each of the embodiments, the accelerator system 9 for treating cancer is described as an example of the accelerator system 9, but the present invention can be applied to any accelerator system that is used for other purposes. it can. The accelerator in the accelerator system is not limited to a synchrotron, but may be a cyclotron.
【００３９】[0039]
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
前段加速器の稼動率を向上させることができ、かつ、イ
オンビームの利用効率を向上できる。As described above, according to the present invention,
The operation rate of the pre-stage accelerator can be improved, and the utilization efficiency of the ion beam can be improved.
【図１】本発明の好適な一実施例である医療システムの
構成図である。FIG. 1 is a configuration diagram of a medical system according to a preferred embodiment of the present invention.
【図２】図１の偏向電磁石３における正イオンビームと
負イオンビームとの混合の様子を示す図である。FIG. 2 is a diagram showing a state of mixing of a positive ion beam and a negative ion beam in the bending electromagnet 3 of FIG.
【図３】図１の偏向電磁石７における正負のイオンビー
ムの分離の様子を示す図である。FIG. 3 is a diagram showing how positive and negative ion beams are separated in the bending electromagnet 7 of FIG.
【図４】図１のＲＩ製造用照射装置８の構成図である。FIG. 4 is a configuration diagram of the irradiation apparatus 8 for manufacturing RI shown in FIG. 1;
【図５】本発明の他の実施例である医療システムの偏向
電磁石７ａを示す図である。FIG. 5 is a view showing a bending electromagnet 7a of a medical system according to another embodiment of the present invention.
【図６】本発明の他の実施例である医療システムの偏向
電磁石７ｂを示す図である。FIG. 6 is a view showing a bending electromagnet 7b of a medical system according to another embodiment of the present invention.
【図７】図１の医療システムの設置例を示す図である。FIG. 7 is a diagram showing an installation example of the medical system in FIG. 1;
１…正イオン源、２…負イオン源、３，７…偏向電磁
石、４…磁気レンズシステム、５…高周波四重極加速
器、６…ドリフトチューブ型加速器、８…ＲＩ製造用照
射装置、９…加速器システム。DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Positive ion source, 2 ... Negative ion source, 3, 7 ... Bending electromagnet, 4 ... Magnetic lens system, 5 ... High frequency quadrupole accelerator, 6 ... Drift tube type accelerator, 8 ... Irradiation apparatus for RI manufacturing, 9 ... Accelerator system.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 田中 政信 茨城県日立市大みか町七丁目２番１号 株 式会社日立製作所電力・電機開発研究所内 (72)発明者 北條 義文 茨城県日立市大みか町七丁目２番１号 株 式会社日立製作所電力・電機開発研究所内 Ｆターム(参考） 2G085 AA06 AA13 BA02 BA14 BA15 BA17 BE02 DA02 DA03 EA07 4C082 AA01 AC04 AE01 AG01 AG12 AG51 AP06 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continuing on the front page (72) Inventor Masanobu Tanaka 7-2-1, Omika-cho, Hitachi City, Ibaraki Prefecture Inside Power & Electric Development Laboratory, Hitachi, Ltd. (72) Inventor Yoshifumi Hojo Omika-cho, Hitachi City, Ibaraki Prefecture No. 7-2-1 F-term in Hitachi, Ltd. Electric Power & Electric Development Laboratory 2G085 AA06 AA13 BA02 BA14 BA15 BA17 BE02 DA02 DA03 EA07 4C082 AA01 AC04 AE01 AG01 AG12 AG51 AP06
Claims (6)
負イオンビームを生成する負イオン源と、前記正イオン
源により生成された正イオンビーム及び前記負イオン源
により生成された負イオンビームを同時に加速する前段
加速器と、イオンビームを用いてＲＩを製造するＲＩ製
造用照射装置と、イオンビームを用いて癌治療を行う加
速器システムとを有し、前記前段加速器によって加速さ
れた正イオンビーム及び負イオンビームをＲＩ製造用照
射装置と加速器システムとで共用することを特徴とする
医療システム。A positive ion source for generating a positive ion beam;
Manufacturing a negative ion source for generating a negative ion beam, a pre-accelerator for simultaneously accelerating a positive ion beam generated by the positive ion source and a negative ion beam generated by the negative ion source, and manufacturing RI using the ion beam Irradiating apparatus for performing RI manufacturing, and an accelerator system for performing cancer treatment using an ion beam, and the positive ion beam and the negative ion beam accelerated by the pre-stage accelerator are shared by the irradiating apparatus for RI manufacturing and the accelerator system. A medical system characterized by:
負イオンビームを生成する負イオン源と、前記正イオン
源により生成された正イオンビーム及び前記負イオン源
により生成された負イオンビームを同時に加速する前段
加速器と、前記前段加速器によって加速された正イオン
ビーム及び負イオンビームを偏向して、正イオンビーム
をＲＩ製造用照射装置に導き、負イオンビームを加速器
システムに導く偏向電磁石とを備えたことを特徴とする
医療システム。2. A positive ion source for generating a positive ion beam;
A negative ion source for generating a negative ion beam; a pre-accelerator for simultaneously accelerating a positive ion beam generated by the positive ion source and a negative ion beam generated by the negative ion source; and a positive accelerator accelerated by the pre-accelerator. A medical system, comprising: a deflection electromagnet that deflects an ion beam and a negative ion beam, guides a positive ion beam to an irradiation device for RI production, and guides a negative ion beam to an accelerator system.
負イオンビームを生成する負イオン源と、前記正イオン
源により生成された正イオンビーム及び前記負イオン源
により生成された負イオンビームを同時に加速する前段
加速器と、イオンビームを用いて癌治療を行うための加
速器システムから入射を要求された場合に、前記前段加
速器によって加速された正イオンビーム及び負イオンビ
ームを偏向して、正イオンビーム及び負イオンビームの
どちらか一方を加速器システムに導き、前記加速器シス
テムから入射を要求されていない場合には、前記前段加
速器によって加速された正イオンビーム及び負イオンビ
ームをＲＩ製造用照射装置に導く偏向電磁石とを備えた
ことを特徴とする医療システム。3. A positive ion source for generating a positive ion beam;
A negative ion source for generating a negative ion beam, a pre-accelerator for simultaneously accelerating the positive ion beam generated by the positive ion source and the negative ion beam generated by the negative ion source, and performing cancer treatment using the ion beam. When an injection is requested from an accelerator system for performing, the positive ion beam and the negative ion beam accelerated by the pre-accelerator are deflected, and one of the positive ion beam and the negative ion beam is guided to the accelerator system, A medical system, comprising: a deflection electromagnet for guiding a positive ion beam and a negative ion beam accelerated by the pre-accelerator to an irradiation device for RI production when incidence is not required from the accelerator system.
負イオンビームを生成する負イオン源と、前記正イオン
源により生成された正イオンビーム及び前記負イオン源
により生成された負イオンビームを同時に加速する前段
加速器と、前記前段加速器により加速された正イオンビ
ーム及び負イオンビームを入力し、負イオンビームを正
イオンビームに変換して正イオンビームを出力する荷電
変換器と、イオンビームを用いて癌治療を行うための加
速器システムから入射を要求された場合に、前記荷電変
換器から出力された正イオンビームを偏向して、正イオ
ンビームを前記加速器システムに導き、前記加速器シス
テムから入射を要求されていない場合には、前記荷電変
換器から出力された正イオンビームを偏向して、正イオ
ンビームをＲＩ製造用照射装置に導く偏向電磁石とを備
えたことを特徴とする医療システム。4. A positive ion source for generating a positive ion beam;
A negative ion source for generating a negative ion beam; a pre-accelerator for simultaneously accelerating a positive ion beam generated by the positive ion source and a negative ion beam generated by the negative ion source; and a positive accelerator accelerated by the pre-accelerator. The ion beam and the negative ion beam are input, the negative ion beam is converted into the positive ion beam, the positive ion beam is output, and the injection system is requested from the accelerator system for cancer treatment using the ion beam. In this case, the positive ion beam output from the charge converter is deflected, the positive ion beam is guided to the accelerator system, and when the injection is not requested from the accelerator system, the output from the charge converter is output. And a deflection electromagnet for deflecting the positive ion beam and guiding the positive ion beam to an irradiation apparatus for RI manufacturing. Medical system that.
された正イオンビーム及び負イオンビームの軌道を略同
一とする混合用偏向電磁石を有し、前記前段加速器は、
前記混合用偏向電磁石により軌道が略同一とされた正イ
オンビーム及び負イオンビームを同時に加速することを
特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の医療シス
テム。5. A mixing deflecting electromagnet having substantially the same trajectory of a positive ion beam and a negative ion beam generated by the positive ion source and the negative ion source, and the pre-accelerator includes:
4. The medical system according to claim 1, wherein the positive ion beam and the negative ion beam whose trajectories are made substantially the same by the mixing bending electromagnet are simultaneously accelerated.
癌治療が行われる患者の呼吸に基づいて出力されること
を特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の医療シ
ステム。6. The injection requirement from said accelerator system is:
The medical system according to any one of claims 1 to 4, wherein the output is based on breathing of a patient for whom a cancer treatment is performed.
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| JP2013533953A (en) * | 2010-06-23 | 2013-08-29 | ジーエスアイ ヘルムホルツツェントゥルム フュア シュヴェリオーネンフォルシュング ゲーエムベーハー | Particle beam generator |
-
2000
- 2000-02-01 JP JP2000028881A patent/JP2001217100A/en active Pending
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