JP6640997B2 - Particle therapy equipment - Google Patents

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Description

この発明は、スキャニング照射で粒子線を照射して癌の治療を行う粒子線治療装置に関するものである。   BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a particle beam therapy apparatus for irradiating a particle beam by scanning irradiation to treat cancer.

従来の粒子線治療装置においては、加速器の出射点から照射点（アイソセンター）まで、媒質の散乱の影響が小さければ、偏向電磁石、四極電磁石、ドリフトスペースのビーム光学に従い、ビーム半径ｒは以下のとおり表わせる。
ｒ＝√（ε・β）In the conventional particle beam therapy apparatus, if the influence of the scattering of the medium is small from the emission point of the accelerator to the irradiation point (isocenter), the beam radius r is calculated according to the beam optics of the bending electromagnet, the quadrupole electromagnet, and the drift space as follows. It can be expressed as follows.
r = √ (ε · β)

ここで、εはビームエミッタンス、βはベータトロン関数である。加速器からのビームが時間によらず一定で、ビーム輸送系電磁石のパラメータが、ｘｙ方向（ビームが進む方向に垂直方向）に一定であるなら、アイソセンターでの半径は時間によらず一定である。アイソセンターでのビーム半径ｒに合わせて、ビーム輸送系の光学パラメータ（四極電磁石電流）を制御し、βを設定する。   Here, ε is a beam emittance, and β is a betatron function. If the beam from the accelerator is constant regardless of time and the parameters of the beam transport electromagnet are constant in the xy direction (perpendicular to the direction in which the beam travels), the radius at the isocenter is constant regardless of time. . The optical parameter (quadrupole magnet current) of the beam transport system is controlled according to the beam radius r at the isocenter, and β is set.

しかしながら、ビームを取り出すとき、出射制御に従い時間とともに、エネルギーに変更があると、ビーム中心位置が変わり、例えば、偏向電磁石の四極成分が変わるなど、ビーム半径ｒは、以下のように表せる。
ｒ（ｔ）＝√（ε・β（ｔ））However, when taking out the beam, if the energy is changed with time according to the emission control, the beam center position changes, for example, the quadrupole component of the bending electromagnet changes, and the beam radius r can be expressed as follows.
r (t) = √ (ε · β (t))

ここで、時間ｔとともに変化するベータトロン関数β（ｔ）を以下、
β（ｔ）＝β０（１＋ｋ（ｔ））、β（０）＝β０
とし、また、時間ｔ＝０のビーム半径ｒ（０）を
ｒ（０）＝ｒ０＝√（ε・β０）
とすると、ｒ（ｔ）は以下のようになる。
ｒ（ｔ）＝√（ε・β（ｔ））
＝√（ε・β０（１＋ｋ（ｔ））
＝ｒ０√（１＋ｋ（ｔ））Here, the betatron function β (t) that changes with time t is
β (t) = β 0 (1 + k (t)), β (0) = β 0
And the beam radius r (0) at time t = 0 is given by r (0) = r 0 = √ (ε · β 0 )
Then, r (t) is as follows.
r (t) = √ (ε · β (t))
= √ (ε · β 0 (1 + k (t))
= R 0 √ (1 + k (t))

その結果、ビーム半径ｒは時間ｔに従い変化するため、アイソセンターでの照射線量が計画した値を得られないという問題があった。そこで、例えば、特許文献１では、四極電磁石で電流を制御し、ビーム径を安定にする方法が開示されている。   As a result, since the beam radius r changes with time t, there is a problem in that the irradiation dose at the isocenter cannot obtain a planned value. Therefore, for example, Patent Literature 1 discloses a method in which current is controlled by a quadrupole electromagnet to stabilize a beam diameter.

特開２００８−５０３０６７号公報（段落００４６、図２）JP 2008-503067 A (paragraph 0046, FIG. 2)

しかしながら、四極電磁石で電流を制御する場合には、ビーム径変動データからビーム径を安定化させるためには、四極電磁石電流をどう変化させるか算出させる計算機（パターンデータ作成計算機システム）、そのデータを逐次四極電磁石電源に設定する装置（パターンデータ設定制御装置）、及び設定変動に即座に反応する早い電源装置（パターン電源）が必要であり、装置が複雑になるという問題があった。   However, when controlling the current with a quadrupole electromagnet, in order to stabilize the beam diameter from the beam diameter fluctuation data, a computer (pattern data creation computer system) for calculating how to change the quadrupole electromagnet current is used. A device (pattern data setting control device) for successively setting the quadrupole electromagnet power supply and a fast power supply device (pattern power supply) that responds immediately to the setting change are required, and there has been a problem that the device becomes complicated.

この発明は、上記のような課題を解決するためになされたものであり、四極電磁石で電流を制御する場合であっても、簡便な装置で照射線量を精度よく得られる粒子線治療装置を提供することを目的としている。   The present invention has been made in order to solve the above-described problems, and provides a particle beam therapy apparatus capable of accurately obtaining an irradiation dose with a simple apparatus even when the current is controlled by a quadrupole electromagnet. It is intended to be.

この発明の粒子線治療装置は、荷電粒子ビームを絞る電磁石と、前記荷電粒子ビームをビーム軸に垂直な方向に走査するスキャニング電磁石と、前記スキャニング電磁石により走査する前記荷電粒子ビームであって、前記電磁石により目標ビーム径よりも小さなビーム径に所定の絞り係数に従い絞られた後の前記荷電粒子ビームを、前記目標ビーム径まで拡大する散乱体と、を備え、スキャニング照射で前記荷電粒子ビームを患部へ照射することを特徴とするものである。 The particle beam therapy apparatus according to the present invention is an electromagnet that narrows a charged particle beam, a scanning electromagnet that scans the charged particle beam in a direction perpendicular to a beam axis, and the charged particle beam that is scanned by the scanning electromagnet , the charged particle beam after it has been down in accordance with predetermined restriction factor than the target beam diameter smaller beam diameter by the electromagnet, a scatterer for enlarging to the target beam diameter, Bei give a, the charged particle beam scanning irradiation It is characterized by irradiating the affected part .

この発明によれば、荷電粒子ビームのビーム径を小さく絞った後、散乱体を用いて目的のビーム径まで広げることで、簡便にビーム径を安定化させることができる。   According to the present invention, the beam diameter of the charged particle beam can be easily stabilized by narrowing the beam diameter of the charged particle beam to a target beam diameter using a scatterer.

この発明の実施の形態１における粒子線治療装置の概略構成を示す模式図である。FIG. 1 is a schematic diagram illustrating a schematic configuration of a particle beam therapy system according to Embodiment 1 of the present invention. 従来の粒子線治療装置での荷電粒子ビームのビーム径の変動を説明するための図である。FIG. 9 is a diagram for explaining a change in a beam diameter of a charged particle beam in a conventional particle beam therapy system. この発明の実施の形態１における粒子線治療装置での荷電粒子ビームのビーム径の制御状態を説明するための図である。FIG. 3 is a diagram for explaining a control state of a beam diameter of a charged particle beam in the particle beam therapy system according to Embodiment 1 of the present invention. 均一照射をした場合の線量分布を示す図である。It is a figure which shows the dose distribution at the time of performing uniform irradiation. 不均一照射をした場合の線量分布を示す図である。It is a figure which shows the dose distribution at the time of performing non-uniform irradiation. ビーム径とビーム径絞り係数との関係を示す図である。FIG. 4 is a diagram illustrating a relationship between a beam diameter and a beam diameter stop coefficient. この発明の実施の形態１における粒子線治療装置でのビーム径の変動の一例を示す図である。FIG. 3 is a diagram showing an example of a change in a beam diameter in the particle beam therapy system according to Embodiment 1 of the present invention. この発明の実施の形態２における粒子線治療装置の概略構成を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the schematic structure of the particle beam therapy apparatus in Embodiment 2 of this invention. この発明の実施の形態３における粒子線治療装置の概略構成を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the schematic structure of the particle beam therapy system in Embodiment 3 of this invention. この発明の実施の形態３における粒子線治療装置での偏向電磁石の動作を説明するための図である。FIG. 10 is a diagram for explaining the operation of the bending electromagnet in the particle beam therapy system according to Embodiment 3 of the present invention.

実施の形態１．
図１は、この発明の実施の形態１による粒子線治療装置１００の構成を示す模式図である。図１に示すように、粒子線治療装置１００は、荷電粒子ビームの供給源として、シンクロトロンである円形加速器２０（以降、単に加速器と称する）と、治療室毎に設けられた照射装置１３を備える照射系４０と、加速器２０と各治療室とをつなぎ、加速器２０から荷電粒子ビームを各治療室の照射装置１３に輸送する輸送系３０とを備えている。そして、本発明の実施の形態１にかかる粒子線治療装置１００に特徴的な構成は、各治療室に設けた照射装置１３を備える照射系４０において、輸送系３０からの荷電粒子ビームを四極電磁石２ｇ、２ｈ、２ｉで絞り、スキャニング電磁石７ａ、７ｂでビーム軸に垂直方向に走査した後、散乱体８により散乱量を調整することで目標のビーム径にまで広げて、安定化したビームを照射点１０に導くようにしたものである。Embodiment 1 FIG.
FIG. 1 is a schematic diagram showing a configuration of a particle beam therapy system 100 according to Embodiment 1 of the present invention. As shown in FIG. 1, the particle beam therapy system 100 includes a circular accelerator 20 (hereinafter simply referred to as an accelerator), which is a synchrotron, and an irradiation device 13 provided for each treatment room as a supply source of a charged particle beam. An irradiation system 40 is provided, and a transport system 30 that connects the accelerator 20 to each treatment room and transports the charged particle beam from the accelerator 20 to the irradiation device 13 in each treatment room. The characteristic configuration of the particle beam therapy system 100 according to the first embodiment of the present invention is as follows. In the irradiation system 40 including the irradiation device 13 provided in each treatment room, the charged particle beam from the transport system 30 is applied to the quadrupole magnet. After squeezing by 2g, 2h, and 2i and scanning in the direction perpendicular to the beam axis by the scanning electromagnets 7a and 7b, the scattering amount is adjusted by the scatterer 8 to expand the beam to the target beam diameter, and a stabilized beam is irradiated. This leads to point 10.

加速器２０は、荷電粒子ビームが周回する軌道経路となる真空ダクト１１、前段加速器１から供給された荷電粒子を真空ダクト１１に入射するための入射装置３、荷電粒子が真空ダクト１１内の周回軌道に沿って周回する荷電粒子ビームを形成するよう荷電粒子の軌道を偏向させるための偏向電磁石４ａ、４ｂ、４ｃ、４ｄ、４ｅ、４ｆ、加速器２０内で加速させた荷電粒子ビームを加速器２０外に取り出し、輸送系３０に出射するための出射装置５等を備えている。なお、偏向電磁石４には、偏向電磁石４の励磁電流を制御する偏向電磁石制御装置というように、各部を制御するための図示しない装置が備えられており、偏向電磁石制御装置などその他のコンポーネントを制御して加速器２０全体を制御する加速器制御装置を備えている。ただし、本発明の技術思想においては、加速器２０自体の制御を限定するものではないので、上記構成に限ることなく、安定して荷電粒子ビームを輸送系３０に出射できるものであれば、種々の変形が許されることはいうまでもない。また、前段加速器１は、図では簡略化のためにひとつの機器のように記載しているが、実際には、陽子、炭素（重粒子）等の荷電粒子（イオン）を発生させるイオン源（イオンビーム発生装置）と、発生された荷電粒子を初期加速する線形加速器系とを備えている。そして、前段加速器１から加速器２０に入射した荷電粒子は、高周波数の電界で加速され、磁石で曲げられながら、光速の約７０〜８０％まで加速される。   The accelerator 20 includes a vacuum duct 11 serving as an orbital path around which the charged particle beam orbits, an injection device 3 for causing the charged particles supplied from the pre-accelerator 1 to enter the vacuum duct 11, and a charged orbit within the vacuum duct 11. Deflecting electromagnets 4a, 4b, 4c, 4d, 4e, and 4f for deflecting the trajectory of the charged particles so as to form a charged particle beam orbiting along the An emission device 5 for taking out and emitting the light to the transport system 30 is provided. The deflection electromagnet 4 is provided with a device (not shown) for controlling each component, such as a deflection electromagnet control device for controlling the exciting current of the deflection electromagnet 4, and controls other components such as the deflection electromagnet control device. In addition, an accelerator control device for controlling the entire accelerator 20 is provided. However, in the technical idea of the present invention, since the control of the accelerator 20 itself is not limited, various configurations can be used as long as the charged particle beam can be stably emitted to the transport system 30 without being limited to the above configuration. It goes without saying that deformation is allowed. Although the pre-accelerator 1 is illustrated as one device for simplification in the drawing, in actuality, an ion source (ion) for generating charged particles (ions) such as protons and carbon (heavy particles) Ion beam generator) and a linear accelerator system for initially accelerating the generated charged particles. The charged particles incident on the accelerator 20 from the pre-accelerator 1 are accelerated by a high-frequency electric field, and accelerated to about 70 to 80% of the speed of light while being bent by a magnet.

加速器２０により加速された荷電粒子ビームは、ＨＥＢＴ（高エネルギービーム輸送：High Energy Beam Transport）系と称される輸送系３０へと出射される。輸送系３０は、荷電粒子ビームの輸送経路となる真空ダクト１２と、荷電粒子ビームを収束させる四極電磁石２ｃ、２ｄ、２ｅ、２ｆと、ビームを所定角度に偏向する偏向電磁石４ｇとを備えている。そして加速器２０により十分にエネルギーが与えられ、真空ダクト１２により作られた輸送経路内を進む荷電粒子ビームを、四極電磁石２ｃ、２ｄ、２ｅ、２ｆで収束しながら、偏向電磁石４ｇで必要に応じて軌道を変え、指定された治療室に設けられた照射装置へと導く。   The charged particle beam accelerated by the accelerator 20 is emitted to a transport system 30 called an HEBT (High Energy Beam Transport) system. The transport system 30 includes a vacuum duct 12 serving as a transport path of the charged particle beam, quadrupole electromagnets 2c, 2d, 2e, and 2f for converging the charged particle beam, and a bending electromagnet 4g for deflecting the beam to a predetermined angle. . The energy is sufficiently given by the accelerator 20, and the charged particle beam traveling in the transport path formed by the vacuum duct 12 is converged by the quadrupole electromagnets 2c, 2d, 2e, and 2f, and is optionally changed by the bending electromagnet 4g. The orbit is changed and guided to the irradiation device provided in the designated treatment room.

照射系４０は、輸送系３０から供給された荷電粒子ビームを照射対象である患者の患部の大きさや深さに応じた照射野に成形して患部へ照射する照射装置１３を備えたものである。まず、照射装置１３では、輸送系３０からの荷電粒子ビームを四極電磁石２ｇ、２ｈ、２ｉで収束させて絞るが、このまま用いると、照射点１０においてビーム半径ｒは時間ｔとともに変化する。   The irradiation system 40 includes the irradiation device 13 that shapes the charged particle beam supplied from the transport system 30 into an irradiation field corresponding to the size and depth of the affected part of the patient to be irradiated, and irradiates the affected part with the irradiation field. . First, in the irradiation device 13, the charged particle beam from the transport system 30 is converged and narrowed by the quadrupole electromagnets 2g, 2h, and 2i, but if used as it is, the beam radius r at the irradiation point 10 changes with time t.

図２は、従来の四極電磁石２ｇ、２ｈ、２ｉのみを用いてビーム径を制御する粒子線治療装置における荷電粒子ビームの照射点１０でのビーム半径の変化を示す。図２に示すように、照射点１０において、荷電粒子ビームのビーム半径は、時間ｔ１ではｒ１１であったものが時間ｔ３ではｒ１３に変化する。つまり、荷電粒子ビームのビーム半径は、ｒｂから最大径ｒｂ＋Δｒｂまで変動し、ビーム径が時間と伴に変化することがわかる。FIG. 2 shows a change in the beam radius at the irradiation point 10 of the charged particle beam in the conventional particle beam therapy apparatus that controls the beam diameter using only the quadrupole electromagnets 2g, 2h, and 2i. As shown in FIG. 2, the irradiation point 10, the beam radius of the charged particle beam, those were r 11 at time t 1 changes r 13 at time t3. In other words, the beam radius of the charged particle beam is varied from r b to the maximum diameter r b + [Delta] r b, the beam diameter is understood to vary with time.

図３は、この発明の実施の形態１による粒子線治療装置１００における荷電粒子ビームの照射点１０でのビーム半径の制御状態を示す。図３（ａ）は、荷電粒子ビームが散乱体８を通る前の四極電磁石２ｇ、２ｈ、２ｉで調整したビーム半径を示し、図３（ｂ）は、四極電磁石２ｇ、２ｈ、２ｉで調整後の荷電粒子ビームを散乱体８に通した後のビーム半径の変化を示す。   FIG. 3 shows a control state of the beam radius at the irradiation point 10 of the charged particle beam in the particle beam therapy system 100 according to Embodiment 1 of the present invention. 3A shows the beam radius adjusted by the quadrupole electromagnets 2g, 2h, and 2i before the charged particle beam passes through the scatterer 8, and FIG. 3B shows the beam radius adjusted by the quadrupole electromagnets 2g, 2h, and 2i. 5 shows the change in the beam radius after passing the charged particle beam through the scatterer 8.

まず、図３（ａ）に示すように、四極電磁石２ｇ、２ｈ、２ｉにより荷電粒子ビームのビーム径を、ビーム径絞り係数ｃに従って、目標のビーム径よりも小さく絞る。このとき、照射点１０において、荷電粒子ビームのビーム半径は、時間ｔ１ではｒ２１であったものが時間ｔ３ではｒ２３に変化する。つまり、荷電粒子ビームのビーム半径は、ｃｒｂから最大半径ｃ（ｒｂ＋ｃΔｒｂ）まで変動する。First, as shown in FIG. 3 (a), the beam diameter of the charged particle beam is reduced to be smaller than the target beam diameter by the quadrupole electromagnets 2g, 2h, and 2i according to the beam diameter reduction coefficient c. At this time, the irradiation point 10, the beam radius of the charged particle beam, those were r 21 at time t 1 changes to the time t 3 at r 23. That is, the beam radius of the charged particle beam varies from cr b to the maximum radius c (r b + cΔr b ).

なお、粒子線治療装置においては、例えば、均一照射を実施したとき、「線治療装置の物理・技術的ＱＡシステムガイドライン（粒子線ＱＡ２０１５）」（http://www.jastro.or.jp/news/detail.php?eid=00371）で、照射終了時の標的内の線量分布の平坦度が±３％の規格が提示されている。ビーム径の変動に関しての効果を見ると、σ=３ｍｍの分布がガウシアンビームをΔｘ、Δｙ＝３ｍｍピッチ、各スポット同量で照射すると、図４に示すように均一になる。図４（ａ）は、上記条件で照射をしたときの線量分布（領域Ｓａ）を示し、図４（ｂ）は、図４（ａ）のＢＢ線上での線量のプロファイルを示す。   In the particle therapy apparatus, for example, when uniform irradiation is performed, “Physical / technical QA system guidelines for particle therapy apparatus (particle beam QA2015)” (http://www.jastro.or.jp/news) In /detail.php?eid=00371), a standard is proposed in which the flatness of the dose distribution in the target at the end of irradiation is ± 3%. Looking at the effect on the variation of the beam diameter, the distribution of σ = 3 mm becomes uniform as shown in FIG. 4 when the Gaussian beam is irradiated with Δx, Δy = 3 mm pitch and the same amount of each spot. FIG. 4A shows a dose distribution (area Sa) when irradiation is performed under the above conditions, and FIG. 4B shows a dose profile on the BB line in FIG. 4A.

しかしながら、中央のスポットビームのみσ=２．７６ｍｍと細くすると、中央が持ち上がり、図５に示すように、均一な照射ができない。図５（ａ）は、中央のスポットビームのみσ=２．７６ｍｍとした場合の線量分布（領域Ｓｂ）を示し、図５（ｂ）は、図５（ａ）のＣＣ線上での線量のプロファイルを示す。図より、線量の上昇分が３％となるため、ビーム径の変動は約８％以内（σ=３ｍｍ±０．２４ｍｍ）に抑える必要があることがわかる。   However, if only the center spot beam is narrowed to σ = 2.76 mm, the center is lifted, and uniform irradiation cannot be performed as shown in FIG. FIG. 5A shows the dose distribution (region Sb) when only the central spot beam has σ = 2.76 mm, and FIG. 5B shows the dose profile on the CC line in FIG. 5A. Is shown. From the figure, it can be understood that the fluctuation of the beam diameter needs to be suppressed within about 8% (σ = 3 mm ± 0.24 mm) because the dose increase is 3%.

図６に、ビーム径絞り係数ｃを変化させたときの最大ビーム径の値を示す。ビーム径絞り係数ｃは、絞る前のビーム径を１とした場合の照射点でのビーム径の比率を表す。ｒｂ＝３ｍｍ、Δｒｂ＝０．６ｍｍとした。縦軸は散乱体を挿入した場合の照射点における最大ビーム径とした。図６に示すように、上記規格を満たすためには、絞り係数ｃ＝０．６以下に絞る必要がある。FIG. 6 shows the value of the maximum beam diameter when the beam diameter stop coefficient c is changed. The beam diameter stop coefficient c represents the ratio of the beam diameter at the irradiation point when the beam diameter before the stop is set to 1. r b = 3 mm and Δr b = 0.6 mm. The vertical axis represents the maximum beam diameter at the irradiation point when a scatterer is inserted. As shown in FIG. 6, in order to satisfy the above standard, it is necessary to reduce the aperture coefficient to c = 0.6 or less.

四極電磁石２ｇ、２ｈ、２ｉにより荷電粒子ビームのビーム径を、所定のビーム径絞り係数ｃに従って、目標のビーム径よりも小さく絞った後、図３（ｂ）に示すように、スキャニング電磁石７ａ、７ｂの後に備えた散乱体８を用いて、目標のビーム径よりも小さく絞った荷電粒子ビームのビーム径を、目標のビーム径まで拡大する。   After the beam diameter of the charged particle beam is reduced by the quadrupole electromagnets 2g, 2h, and 2i to be smaller than the target beam diameter in accordance with a predetermined beam diameter aperture coefficient c, as shown in FIG. 3B, the scanning electromagnets 7a, By using the scatterer 8 provided after 7b, the beam diameter of the charged particle beam narrowed to be smaller than the target beam diameter is expanded to the target beam diameter.

散乱体８による散乱半径ｒｓは、
ｒｓ＝Ｌ<θ>
で与えられる。Ｌは照射点から散乱体の距離、<θ>は散乱体での散乱角度である。このとき、散乱体を透過させたときの照射点でのビーム半径は、√（（ｃｒｂ）２＋ｒｓ ２）から最大半径√（（ｃｒｂ＋ｃΔｒｂ）２＋ｒｓ ２）まで変動する。The scattering radius r s of the scatterer 8 is
r s = L <θ>
Given by L is the distance of the scatterer from the irradiation point, and <θ> is the scattering angle at the scatterer. At this time, the beam radius at the irradiation point when a is transmitted through the scattering body varies to √ ((cr b) 2 + r s 2) maximum radius √ from ((cr b + cΔr b) 2 + r s 2).

つまり、散乱体の厚さ、又は散乱体から照射点までの距離を調整し、初期のビーム半径を、
√（（ｃｒｂ）２＋ｒｓ ２）＝ｒｂ
となるようにすると、散乱体を透過させたときの照射点でのビーム半径は、ｒｂから最大半径√（ｒｂ ２＋ｃ２Δｒｂ（２ｒｂ＋Δｒｂ））まで変動することになる。In other words, the thickness of the scatterer, or adjust the distance from the scatterer to the irradiation point, the initial beam radius,
√ ((cr b) 2 + r s 2) = r b
When such a beam radius at the irradiation point when is transmitted through the scatterer will vary from r b to the maximum radius √ (r b 2 + c 2 Δr b (2r b + Δr b)).

図７に、従来の四極電磁石２ｇ、２ｈ、２ｉのみを用いてビーム径を制御する粒子線治療装置によるビーム径の変動１４と、本発明の実施の形態１にかかる粒子線治療装置１００によるビーム径の変動１５の一例を示す。従来の粒子線治療装置と比べて、本発明の実施の形態にかかる粒子線治療装置１００の方が、ビーム径の変動が小さいことがわかる。   FIG. 7 shows a variation 14 of the beam diameter by the conventional particle beam therapy apparatus that controls the beam diameter using only the quadrupole electromagnets 2g, 2h, and 2i, and a beam by the particle beam therapy apparatus 100 according to the first embodiment of the present invention. An example of a diameter variation 15 is shown. It can be seen that the variation in the beam diameter of the particle beam therapy system 100 according to the embodiment of the present invention is smaller than that of the conventional particle beam therapy system.

このように、所定のビーム径絞り係数ｃを最初に設定し、四極電磁石２ｇ、２ｈ、２ｉにより荷電粒子ビームのビーム径を小さく絞った後、目的のビーム径まで広げる散乱体８を選択し、設定することにより、簡便にビーム径を安定化させることができる。   In this way, the predetermined beam diameter stop coefficient c is set first, and the beam diameter of the charged particle beam is reduced to a small value by the quadrupole electromagnets 2g, 2h, and 2i, and then the scatterer 8 that expands to the target beam diameter is selected. By setting, the beam diameter can be easily stabilized.

以上のように、この発明の実施の形態１における粒子線治療装置１００では、四極電磁石２ｇ、２ｈ、２ｉにより荷電粒子ビームのビーム径を、所定のビーム径絞り係数ｃに従って、目標のビーム径よりも小さく絞った後、スキャニング電磁石７ａ、７ｂの下流側に備えた散乱体８を用いて、目標のビーム径よりも小さく絞った荷電粒子ビームのビーム径を、目標のビーム径まで拡大するようにしたので、簡便にビーム径を安定化させることができる。また、ビーム径の変動を抑えることにより、計画のとおりの照射ができる。   As described above, in the particle beam therapy system 100 according to Embodiment 1 of the present invention, the beam diameter of the charged particle beam is increased by the quadrupole electromagnets 2g, 2h, and 2i from the target beam diameter in accordance with the predetermined beam diameter aperture coefficient c. Then, using a scatterer 8 provided downstream of the scanning electromagnets 7a and 7b, the beam diameter of the charged particle beam narrowed to be smaller than the target beam diameter is expanded to the target beam diameter. Therefore, the beam diameter can be easily stabilized. In addition, by suppressing the fluctuation of the beam diameter, irradiation can be performed as planned.

実施の形態２．
実施の形態１では、スキャニング電磁石７ａ、７ｂの下流側に散乱体８を設けたが、実施の形態２では、スキャニング電磁石の上流側に散乱体を設けた場合について示す。Embodiment 2 FIG.
In the first embodiment, the scatterer 8 is provided on the downstream side of the scanning electromagnets 7a and 7b. However, in the second embodiment, the case where the scatterer is provided on the upstream side of the scanning electromagnet will be described.

図８は、この発明の実施の形態２による粒子線治療装置１０１の構成を示す模式図である。図８に示すように、粒子線治療装置１０１では、スキャニング電磁石７ａ、７ｂの上流側で、四極電磁石２ｉとスキャニング電磁石７ａの間に、散乱体８を備える。粒子線治療装置１０１のその他の構成については、実施の形態１の粒子線治療装置１００と同様であり、対応する部分には同符号を付してその説明を省略する。   FIG. 8 is a schematic diagram showing a configuration of a particle beam therapy system 101 according to Embodiment 2 of the present invention. As shown in FIG. 8, the particle beam therapy system 101 includes a scatterer 8 between the quadrupole electromagnet 2i and the scanning electromagnet 7a on the upstream side of the scanning electromagnets 7a and 7b. Other configurations of the particle beam therapy system 101 are the same as those of the particle beam therapy system 100 of the first embodiment, and the corresponding portions are denoted by the same reference numerals and description thereof will be omitted.

散乱体８をスキャニング電磁石７ａ、７ｂの上流に設置すると、照射点１０までの距離を長くとれるので、より薄い散乱体を採用でき、エネルギー損失を低減することができる。   If the scatterer 8 is installed upstream of the scanning electromagnets 7a and 7b, the distance to the irradiation point 10 can be increased, so that a thinner scatterer can be adopted and energy loss can be reduced.

以上のように、この発明の実施の形態２における粒子線治療装置１０１では、四極電磁石２ｇ、２ｈ、２ｉにより荷電粒子ビームのビーム径を、所定のビーム径絞り係数ｃに従って、目標のビーム径よりも小さく絞った後、スキャニング電磁石７ａ、７ｂの上流側にに備えた散乱体８を用いて、目標のビーム径よりも小さく絞った荷電粒子ビームのビーム径を、目標のビーム径まで拡大するようにしたので、簡便にビーム径を安定化させることができるだけでなく、より薄い散乱体を採用でき、エネルギー損失を低減することができる。また、ビーム径の変動を抑えることにより、計画のとおりの照射ができる。   As described above, in the particle beam therapy system 101 according to Embodiment 2 of the present invention, the beam diameter of the charged particle beam is increased by the quadrupole electromagnets 2g, 2h, and 2i from the target beam diameter in accordance with the predetermined beam diameter aperture coefficient c. Then, using a scatterer 8 provided on the upstream side of the scanning electromagnets 7a and 7b, the beam diameter of the charged particle beam narrowed to be smaller than the target beam diameter is expanded to the target beam diameter. As a result, not only can the beam diameter be easily stabilized, but also a thinner scatterer can be employed and energy loss can be reduced. In addition, by suppressing the fluctuation of the beam diameter, irradiation can be performed as planned.

実施の形態３．
実施の形態１および実施の形態２では、荷電粒子ビームのビーム径を四極電磁石２ｇ、２ｈ、２ｉでビーム径を絞った後に散乱体８で拡大する場合について示したが、実施の形態３では、四極電磁石の代わりに偏向電磁石でビーム径を絞る場合について示す。Embodiment 3 FIG.
In the first and second embodiments, the case where the beam diameter of the charged particle beam is reduced by the quadrupole electromagnets 2g, 2h, and 2i and then enlarged by the scatterer 8 is described. The case where the beam diameter is reduced by a bending electromagnet instead of a quadrupole electromagnet will be described.

図９は、この発明の実施の形態３による粒子線治療装置１０２の構成を示す模式図である。図９に示すように、粒子線治療装置１０２では、輸送系３１の下流端部において、荷電粒子ビームを偏向するために、四極電磁石２ｊ、２ｋ、２ｌと偏向電磁石４ｈ、４ｉが設けられている。照射系４２においては、偏向電磁石４ｉで偏向すると同時に目標のビーム径よりも小さく絞られた荷電粒子ビームを、直接、スキャニング電磁石７ａ、７ｂを経由した後、散乱体８により散乱量を調整し、目標のビーム径にまで広げて照射点１０に導く構成としたものである。粒子線治療装置１０２のその他の構成については、実施の形態１の粒子線治療装置１００と同様であり、対応する部分には同符号を付してその説明を省略する。   FIG. 9 is a schematic diagram showing a configuration of a particle beam therapy system 102 according to Embodiment 3 of the present invention. As shown in FIG. 9, in the particle beam therapy system 102, quadrupole electromagnets 2j, 2k, 21 and deflection electromagnets 4h, 4i are provided at the downstream end of the transport system 31 to deflect the charged particle beam. . In the irradiation system 42, the charged particle beam which is deflected by the deflection electromagnet 4i and narrowed smaller than the target beam diameter at the same time directly passes through the scanning electromagnets 7a and 7b, and then the scattering amount is adjusted by the scatterer 8. The configuration is such that the beam is expanded to the target beam diameter and guided to the irradiation point 10. Other configurations of the particle beam therapy system 102 are the same as those of the particle beam therapy system 100 of the first embodiment, and the corresponding parts are denoted by the same reference numerals and description thereof will be omitted.

次に、この発明の実施の形態３による粒子線治療装置１０２の動作について、図を用いて説明する。図１０は、粒子線治療装置１０２において、偏向電磁石４ｉが荷電粒子ビームのビーム径を小さく絞る動作を説明するための図である。図１０（ｂ）は、偏向電磁石４ｉの上面図であり、図１０（ａ）は、図１０（ｂ）のＡＡ線での矢視断面図である。   Next, the operation of the particle beam therapy system 102 according to Embodiment 3 of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 10 is a diagram for explaining an operation in which the bending electromagnet 4i narrows the beam diameter of the charged particle beam to a small value in the particle beam therapy system 102. FIG. 10B is a top view of the bending electromagnet 4i, and FIG. 10A is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. 10B.

図１０（ｂ）に示すように、荷電粒子ビームＤ１、Ｄ２、Ｄ３は、偏向電磁石４ｉにより偏向されるとともに、収束効果により荷電粒子ビームの径は小さく絞られる。これは、図１０（ａ）に示すように、偏向電磁石４ｉにおいて、荷電粒子ビームの進行方向に対して垂直横方向で磁束Ｍの密度を調整することにより、偏向電磁石４ｉを出た荷電粒子ビームＤ１、Ｄ２、Ｄ３を収束させるものである。   As shown in FIG. 10B, the charged particle beams D1, D2, and D3 are deflected by the deflecting electromagnet 4i, and the diameter of the charged particle beam is narrowed down by the convergence effect. This is because, as shown in FIG. 10 (a), by adjusting the density of the magnetic flux M in the bending electromagnet 4i in a direction perpendicular to the traveling direction of the charged particle beam, the charged particle beam exiting the deflection electromagnet 4i is adjusted. D1, D2, and D3 are converged.

これにより、偏向電磁石４ｉで荷電粒子ビームを絞ることができることから、照射系４２では四極電磁石が不要となり、装置の簡素化が可能となる。   As a result, the charged particle beam can be narrowed by the bending electromagnet 4i, so that the irradiation system 42 does not require a quadrupole electromagnet, and the apparatus can be simplified.

以上のように、この発明の実施の形態３における粒子線治療装置１０２では、偏向電磁石４ｉにより荷電粒子ビームのビーム径を、所定のビーム径絞り係数ｃに従って、目標のビーム径よりも小さく絞った後、スキャニング電磁石７ａ、７ｂの上流側に備えた散乱体８を用いて、目標のビーム径よりも小さく絞った荷電粒子ビームのビーム径を、目標のビーム径まで拡大するようにしたので、簡便にビーム径を安定化させることができるだけでなく、さらに装置の簡素化が可能となる。また、ビーム径の変動を抑えることにより、計画のとおりの照射ができる。   As described above, in the particle beam therapy system 102 according to Embodiment 3 of the present invention, the beam diameter of the charged particle beam is narrowed by the deflection electromagnet 4i to be smaller than the target beam diameter according to the predetermined beam diameter stop coefficient c. Later, the scatterer 8 provided on the upstream side of the scanning electromagnets 7a and 7b is used to expand the beam diameter of the charged particle beam narrower than the target beam diameter to the target beam diameter. In addition to stabilizing the beam diameter, the apparatus can be further simplified. In addition, by suppressing the fluctuation of the beam diameter, irradiation can be performed as planned.

なお、本発明は、その発明の範囲内において、各実施の形態を自由に組み合わせたり、各実施の形態を適宜、変形、省略することが可能である。   In the present invention, each embodiment can be freely combined, or each embodiment can be appropriately modified or omitted within the scope of the invention.

２ｇ、２ｈ、２ｉ 四極電磁石、４ｉ 偏向電磁石、７ａ、７ｂ スキャニング電磁石、８ 散乱体、１００、１０１、１０２ 粒子線治療装置。   2g, 2h, 2i quadrupole electromagnet, 4i deflection electromagnet, 7a, 7b scanning electromagnet, 8 scatterers, 100, 101, 102 Particle beam therapy system.

Claims (6)

荷電粒子ビームを絞る電磁石と、
前記荷電粒子ビームをビーム軸に垂直な方向に走査するスキャニング電磁石と、
前記スキャニング電磁石により走査する前記荷電粒子ビームであって、前記電磁石により目標ビーム径よりも小さなビーム径に所定の絞り係数に従い絞られた後の前記荷電粒子ビームを、前記目標ビーム径まで拡大する散乱体と、を備え、
スキャニング照射で前記荷電粒子ビームを患部へ照射することを特徴とする粒子線治療装置。 An electromagnet for focusing the charged particle beam,
A scanning electromagnet that scans the charged particle beam in a direction perpendicular to the beam axis,
A the charged particle beam scanned by the scanning electromagnets, the charged particle beam after it has been down according to a predetermined aperture coefficient smaller beam diameter than the target beam diameter is expanded to the target beam diameter scattered by the electromagnet for example Bei and body, the,
A particle beam therapy apparatus , wherein the charged particle beam is irradiated to an affected part by scanning irradiation . 前記電磁石は、四極電磁石であることを特徴とする請求項１に記載の粒子線治療装置。   The particle electrotherapy device according to claim 1, wherein the electromagnet is a quadrupole electromagnet. 前記電磁石は、偏向電磁石であり、前記偏向電磁石は前記荷電粒子ビームを偏向するとともに前記荷電粒子ビームを収束させて絞ることを特徴とする請求項１に記載の粒子線治療装置。   The particle therapy apparatus according to claim 1, wherein the electromagnet is a deflection electromagnet, and the deflection electromagnet deflects the charged particle beam and converges and narrows the charged particle beam. 前記散乱体は、前記スキャニング電磁石の上流側に備えたことを特徴とする請求項１ から請求項３のいずれか１項に記載の粒子線治療装置。   The particle beam therapy apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein the scatterer is provided on an upstream side of the scanning electromagnet. 前記散乱体は、前記スキャニング電磁石の下流側に備えたことを特徴とする請求項１ から請求項３のいずれか１項に記載の粒子線治療装置。   The particle beam therapy system according to any one of claims 1 to 3, wherein the scatterer is provided downstream of the scanning electromagnet. 前記絞り係数は、０．６以下であることを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の粒子線治療装置。   The particle beam therapy apparatus according to any one of claims 1 to 5, wherein the aperture coefficient is 0.6 or less.
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