JP2001085200A - 加速器システム - Google Patents
加速器システムInfo
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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
- H05H7/00—Details of devices of the types covered by groups H05H9/00, H05H11/00, H05H13/00
- H05H7/06—Two-beam arrangements; Multi-beam arrangements storage rings; Electron rings
-
- G—PHYSICS
- G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
- G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
- G21K5/00—Irradiation devices
- G21K5/04—Irradiation devices with beam-forming means
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
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- Plasma & Fusion (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- General Engineering & Computer Science (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Particle Accelerators (AREA)
- Radiation-Therapy Devices (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】小型かつ安価で、更にビームの利用効率の高い
加速器システムを提供することにある。 【解決手段】イオンビームを発生するイオン源１と、イ
オン源１で発生したイオンビームを加速する前段加速器
２，３と、前段加速器２，３で加速したイオンビームを
標的に照射してラジオアイソトープを製造するＲＩ製造
装置６と、前段加速器２，３で加速したイオンビームを
入射して加速した後出射するシンクロトロン７と、前段
加速器２，３で加速したイオンビームをＲＩ製造装置６
及びシンクロトロン７のどちらか一方に入射させる切替
電磁石４とを備えた。
加速器システムを提供することにある。 【解決手段】イオンビームを発生するイオン源１と、イ
オン源１で発生したイオンビームを加速する前段加速器
２，３と、前段加速器２，３で加速したイオンビームを
標的に照射してラジオアイソトープを製造するＲＩ製造
装置６と、前段加速器２，３で加速したイオンビームを
入射して加速した後出射するシンクロトロン７と、前段
加速器２，３で加速したイオンビームをＲＩ製造装置６
及びシンクロトロン７のどちらか一方に入射させる切替
電磁石４とを備えた。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、イオンビームを加
速して医療に利用する加速器システムに係り、特に、加
速したイオンビームを効率良く利用することができる加
速器システムに関する。
速して医療に利用する加速器システムに係り、特に、加
速したイオンビームを効率良く利用することができる加
速器システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】加速したイオンビーム（以下、ビームと
いう）を医療に利用する加速器システムとしては、癌患
者の患部にビームを照射することにより癌治療を行う加
速器システムが知られている。その一例として、特開平
7-303710号公報には、患者の患部の動きに応じて発せら
れる入射のためのトリガー信号に基づいて、イオン源及
び前段加速器を動作させてビームをシンクロトロンに入
射し、シンクロトロンにおいてビームを加速して、その
ビームを患者の患部に照射する加速器システムについて
記載されている。
いう）を医療に利用する加速器システムとしては、癌患
者の患部にビームを照射することにより癌治療を行う加
速器システムが知られている。その一例として、特開平
7-303710号公報には、患者の患部の動きに応じて発せら
れる入射のためのトリガー信号に基づいて、イオン源及
び前段加速器を動作させてビームをシンクロトロンに入
射し、シンクロトロンにおいてビームを加速して、その
ビームを患者の患部に照射する加速器システムについて
記載されている。
【０００３】また、加速したビームを医療に利用する他
の加速器システムとして、Proc. ofthe second Int'l S
ymp. on PET in Oncology May 16-18, 1993, Sendai Ja
panには、窒素ガス等の標的にビームを照射することに
より診断用のラジオアイソトープ（以下、ＲＩという）
を製造する加速器システムについて記載されている。
の加速器システムとして、Proc. ofthe second Int'l S
ymp. on PET in Oncology May 16-18, 1993, Sendai Ja
panには、窒素ガス等の標的にビームを照射することに
より診断用のラジオアイソトープ（以下、ＲＩという）
を製造する加速器システムについて記載されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】上述した癌治療用の加
速器システム及びＲＩ製造用の加速器システムは、それ
ぞれ医療に用いられるものであるので、同一施設内に設
置されることが考えられるが、どちらの加速器システム
も大型の装置であり、２つの加速器システムを同一施設
内に設置するにはかなりの設置スペースが必要となるた
め、装置の小型化が要求されている。また、装置の小型
化と共に、装置の製作コストの低減も要求されている。
速器システム及びＲＩ製造用の加速器システムは、それ
ぞれ医療に用いられるものであるので、同一施設内に設
置されることが考えられるが、どちらの加速器システム
も大型の装置であり、２つの加速器システムを同一施設
内に設置するにはかなりの設置スペースが必要となるた
め、装置の小型化が要求されている。また、装置の小型
化と共に、装置の製作コストの低減も要求されている。
【０００５】更に、癌治療用の加速器システムの場合、
イオン源で発生するビームを利用するのはシンクロトロ
ンに対して入射を行う僅かな時間だけであり、シンクロ
トロンにおいて加速や出射を行っている間は、イオン源
で発生するビームは利用されていない。従って、ビーム
の利用効率が悪い。
イオン源で発生するビームを利用するのはシンクロトロ
ンに対して入射を行う僅かな時間だけであり、シンクロ
トロンにおいて加速や出射を行っている間は、イオン源
で発生するビームは利用されていない。従って、ビーム
の利用効率が悪い。
【０００６】なお、シンクロトロンにおいてビームの加
速や出射を行っている間はイオン源や前段加速器を停止
させることもできるが、そうするとイオン源及び前段加
速器の稼働率が低くなり、好ましくない。
速や出射を行っている間はイオン源や前段加速器を停止
させることもできるが、そうするとイオン源及び前段加
速器の稼働率が低くなり、好ましくない。
【０００７】本発明の目的は、小型かつ安価で、更にビ
ームの利用効率の高い加速器システムを提供することに
ある。
ームの利用効率の高い加速器システムを提供することに
ある。
【０００８】
【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、イオンビームを発生するイオン源と、前記
イオン源で発生したイオンビームを加速する前段加速器
と、前記前段加速器で加速されたイオンビームを標的に
照射してラジオアイソトープを製造するＲＩ製造装置
と、前記前段加速器で加速されたイオンビームを入射し
て加速した後出射するシンクロトロンと、前記前段加速
器で加速されたイオンビームを前記ＲＩ製造装置及び前
記シンクロトロンのどちらか一方に入射させる切替電磁
石とを備えたことにある。
明の特徴は、イオンビームを発生するイオン源と、前記
イオン源で発生したイオンビームを加速する前段加速器
と、前記前段加速器で加速されたイオンビームを標的に
照射してラジオアイソトープを製造するＲＩ製造装置
と、前記前段加速器で加速されたイオンビームを入射し
て加速した後出射するシンクロトロンと、前記前段加速
器で加速されたイオンビームを前記ＲＩ製造装置及び前
記シンクロトロンのどちらか一方に入射させる切替電磁
石とを備えたことにある。
【０００９】前段加速器で加速されたイオンビームをＲ
Ｉ製造装置及びシンクロトロンのどちらか一方に入射さ
せる切替電磁石を備えたことにより、シンクロトロンで
イオンビームが必要とされているときにはイオンビーム
をシンクロトロンに入射させ、シンクロトロンにおいて
イオンビームが必要とされていないときにはイオンビー
ムをＲＩ製造装置に入射させることができるため、イオ
ン源にて発生されたイオンビームがＲＩ製造装置若しく
はシンクロトロンにおいて常に利用されており、ビーム
の利用効率を向上させることができる。特に、本発明の
ように、断続的にビームを必要とするシンクロトロンと
継続的にビームを必要とするＲＩ製造装置とでイオン源
及び前段加速器を共用することで、ビームの利用効率が
一層高くなる。
Ｉ製造装置及びシンクロトロンのどちらか一方に入射さ
せる切替電磁石を備えたことにより、シンクロトロンで
イオンビームが必要とされているときにはイオンビーム
をシンクロトロンに入射させ、シンクロトロンにおいて
イオンビームが必要とされていないときにはイオンビー
ムをＲＩ製造装置に入射させることができるため、イオ
ン源にて発生されたイオンビームがＲＩ製造装置若しく
はシンクロトロンにおいて常に利用されており、ビーム
の利用効率を向上させることができる。特に、本発明の
ように、断続的にビームを必要とするシンクロトロンと
継続的にビームを必要とするＲＩ製造装置とでイオン源
及び前段加速器を共用することで、ビームの利用効率が
一層高くなる。
【００１０】また、ＲＩ製造装置とシンクロトロンと
で、イオン源及び前段加速器を共用するため、ＲＩ製造
装置とシンクロトロンのそれぞれに対して別々にイオン
源や前段加速器を設ける場合と比較して、装置を小型化
でき、かつ製作コストも低減することができる。
で、イオン源及び前段加速器を共用するため、ＲＩ製造
装置とシンクロトロンのそれぞれに対して別々にイオン
源や前段加速器を設ける場合と比較して、装置を小型化
でき、かつ製作コストも低減することができる。
【００１１】
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施例を図面を用
いて詳細に説明する。
いて詳細に説明する。
【００１２】図１は、本発明の好適な一実施例である加
速器システムの構成図を示す。本実施例の加速器システ
ムは、図１に示すように、イオンビーム（以下、ビーム
という）を発生するイオン源１，ビームを加速する高周
波四重極ライナック２（以下、ＲＦＱ２という）、同じ
くビームを加速するドリフトチューブライナック３（以
下、ＤＴＬ３という）、ビームを偏向してビーム軌道を
調節する切替電磁石４，各装置に電力を供給する電源５
ａ〜５ｄ，ビームを用いてラジオアイソトープ（以下、
ＲＩという）を製造するＲＩ製造装置６，ビームを任意
のエネルギーまで加速して出射するシンクロトロン７，
シンクロトロン７から出射されたビームを癌患者の患部
に照射する照射装置８、及び各装置を制御する制御装置
９等により構成される。なお、本実施例では、前段加速
器としてＲＦＱ２及びＤＴＬ３の２つの加速器を用いて
いるが、前段加速器としてサイクロトロンや静電加速器
を用いても良い。
速器システムの構成図を示す。本実施例の加速器システ
ムは、図１に示すように、イオンビーム（以下、ビーム
という）を発生するイオン源１，ビームを加速する高周
波四重極ライナック２（以下、ＲＦＱ２という）、同じ
くビームを加速するドリフトチューブライナック３（以
下、ＤＴＬ３という）、ビームを偏向してビーム軌道を
調節する切替電磁石４，各装置に電力を供給する電源５
ａ〜５ｄ，ビームを用いてラジオアイソトープ（以下、
ＲＩという）を製造するＲＩ製造装置６，ビームを任意
のエネルギーまで加速して出射するシンクロトロン７，
シンクロトロン７から出射されたビームを癌患者の患部
に照射する照射装置８、及び各装置を制御する制御装置
９等により構成される。なお、本実施例では、前段加速
器としてＲＦＱ２及びＤＴＬ３の２つの加速器を用いて
いるが、前段加速器としてサイクロトロンや静電加速器
を用いても良い。
【００１３】図１の加速器システムの動作について説明
する。まず、制御装置９から電源５ａに対して、イオン
源１においてビームを発生するために必要とされる電圧
の値が出力される。また、制御装置９から電源５ａに対
して電圧値が出力されるのと同時に、制御装置９から電
源５ｂ，５ｃ，５ｄのそれぞれに対して電圧値或いは電
流値が出力される。なお、電源５ｂにはイオン源１にお
いて発生したビームを加速するのにＲＦＱ２で必要とさ
れる高周波電圧値、電源５ｃにはＲＦＱ２で加速された
ビームを更に加速するのにＤＴＬ３で必要とされる高周
波電圧値、そして電源５ｄにはＤＴＬ３で加速されたビ
ームをＲＩ製造装置６に導くために切替電磁石４で必要
とされる電流値が、それぞれ制御装置９から与えられ
る。
する。まず、制御装置９から電源５ａに対して、イオン
源１においてビームを発生するために必要とされる電圧
の値が出力される。また、制御装置９から電源５ａに対
して電圧値が出力されるのと同時に、制御装置９から電
源５ｂ，５ｃ，５ｄのそれぞれに対して電圧値或いは電
流値が出力される。なお、電源５ｂにはイオン源１にお
いて発生したビームを加速するのにＲＦＱ２で必要とさ
れる高周波電圧値、電源５ｃにはＲＦＱ２で加速された
ビームを更に加速するのにＤＴＬ３で必要とされる高周
波電圧値、そして電源５ｄにはＤＴＬ３で加速されたビ
ームをＲＩ製造装置６に導くために切替電磁石４で必要
とされる電流値が、それぞれ制御装置９から与えられ
る。
【００１４】電源５ａは、制御装置９から与えられた値
の電圧をイオン源１に対して出力する。電圧が印加され
たイオン源１は、その電圧の値に応じてビームを発生
し、そのビームをＲＦＱ２に出力する。電源５ｂは、制
御装置９から与えられた値の高周波電圧をＲＦＱ２に対
して出力し、高周波電圧が印加されたＲＦＱ２は、その
高周波電圧に応じてイオン源１から出力されたビームを
加速して、加速したビームをＤＴＬ３に出力する。電源
５ｃは、制御装置９から与えられた値の高周波電圧をＤ
ＴＬ３に対して出力し、高周波電圧が印加されたＤＴＬ
３は、その高周波電圧に応じてＲＦＱ２から出力された
ビームを加速して、加速したビームを切替電磁石４に出
力する。電源５ｄは、制御装置９から与えられた値の電
流を切替電磁石４に対して出力し、電流が供給された切
替電磁石４は、その電流に応じた磁場を発生してＤＴＬ
３から出力されたビームを偏向し、ビーム軌道を調節し
てビームをＲＩ製造装置６に導く。ＲＩ製造装置６は、
切替電磁石４を介して入力されたビームを、標的（例え
ば窒素ガス）に照射することによりＲＩを製造する。図
２（ａ）は、イオン源１で発生するビームの電流値を示
す。図２（ａ）に示すように、イオン源１においてビー
ムは一定周期でパルス状に発生する。このようなビーム
は、制御装置９から電源５ａに対して一定周期でパルス
状に電圧値を指示することで得られる。図２（ｂ）は、
電源５ｄから切替電磁石４に与えられる電流値を示し、
ビームをＲＩ製造装置６に導くときには電流Ｉａが供給
される。図２（ｃ）は、ＲＩ製造装置６に入力されるビ
ームの電流値を示し、図のように切替電磁石４に電流Ｉ
ａが供給されているときにＲＩ製造装置６にパルス状の
ビームが入力される。
の電圧をイオン源１に対して出力する。電圧が印加され
たイオン源１は、その電圧の値に応じてビームを発生
し、そのビームをＲＦＱ２に出力する。電源５ｂは、制
御装置９から与えられた値の高周波電圧をＲＦＱ２に対
して出力し、高周波電圧が印加されたＲＦＱ２は、その
高周波電圧に応じてイオン源１から出力されたビームを
加速して、加速したビームをＤＴＬ３に出力する。電源
５ｃは、制御装置９から与えられた値の高周波電圧をＤ
ＴＬ３に対して出力し、高周波電圧が印加されたＤＴＬ
３は、その高周波電圧に応じてＲＦＱ２から出力された
ビームを加速して、加速したビームを切替電磁石４に出
力する。電源５ｄは、制御装置９から与えられた値の電
流を切替電磁石４に対して出力し、電流が供給された切
替電磁石４は、その電流に応じた磁場を発生してＤＴＬ
３から出力されたビームを偏向し、ビーム軌道を調節し
てビームをＲＩ製造装置６に導く。ＲＩ製造装置６は、
切替電磁石４を介して入力されたビームを、標的（例え
ば窒素ガス）に照射することによりＲＩを製造する。図
２（ａ）は、イオン源１で発生するビームの電流値を示
す。図２（ａ）に示すように、イオン源１においてビー
ムは一定周期でパルス状に発生する。このようなビーム
は、制御装置９から電源５ａに対して一定周期でパルス
状に電圧値を指示することで得られる。図２（ｂ）は、
電源５ｄから切替電磁石４に与えられる電流値を示し、
ビームをＲＩ製造装置６に導くときには電流Ｉａが供給
される。図２（ｃ）は、ＲＩ製造装置６に入力されるビ
ームの電流値を示し、図のように切替電磁石４に電流Ｉ
ａが供給されているときにＲＩ製造装置６にパルス状の
ビームが入力される。
【００１５】制御装置９には、照射装置８より入射指令
及び出射指令が入力される。なお、照射装置８からの入
射指令及び出射指令の出力方法については後述する。制
御装置９に図２（ｄ）に示すような入射指令が入力され
ると、制御装置９は、電源５ｄに対して出力していた電
流の値をＩａからＩｂに変更する。なお、電流値Ｉｂ
は、ビームをシンクロトロン７に導くために切替電磁石
４において必要とされる電流値である。電源５ｄは、制
御装置９から入力される電流値に応じて、図２（ｂ）に
示すように、出力する電流の値をＩａからＩｂに変更す
る。それにより、切替電磁石４において発生する磁場も
変化し、磁場により偏向されるビームの軌道が変化す
る。そして、ビームはシンクロトロン７に入射される。
シンクロトロン７へのビームの入射が終了したら、制御
装置９から電源５ｄに出力する電流値を再びＩｂからＩ
ａに変更し、それにより電源５ｄは、図２(ｂ)に示すよ
うに、出力する電流の値をＩａからＩｂに変更する。よ
って、ビームは再びＲＩ製造装置６に入力されることと
なる。なお、本実施例の切替電磁石４は、厚さが１〔m
m〕程度の磁性鋼板を複数枚積層してなる積層電磁石と
し、高速切り替えを実現する。
及び出射指令が入力される。なお、照射装置８からの入
射指令及び出射指令の出力方法については後述する。制
御装置９に図２（ｄ）に示すような入射指令が入力され
ると、制御装置９は、電源５ｄに対して出力していた電
流の値をＩａからＩｂに変更する。なお、電流値Ｉｂ
は、ビームをシンクロトロン７に導くために切替電磁石
４において必要とされる電流値である。電源５ｄは、制
御装置９から入力される電流値に応じて、図２（ｂ）に
示すように、出力する電流の値をＩａからＩｂに変更す
る。それにより、切替電磁石４において発生する磁場も
変化し、磁場により偏向されるビームの軌道が変化す
る。そして、ビームはシンクロトロン７に入射される。
シンクロトロン７へのビームの入射が終了したら、制御
装置９から電源５ｄに出力する電流値を再びＩｂからＩ
ａに変更し、それにより電源５ｄは、図２(ｂ)に示すよ
うに、出力する電流の値をＩａからＩｂに変更する。よ
って、ビームは再びＲＩ製造装置６に入力されることと
なる。なお、本実施例の切替電磁石４は、厚さが１〔m
m〕程度の磁性鋼板を複数枚積層してなる積層電磁石と
し、高速切り替えを実現する。
【００１６】シンクロトロン７において、切替電磁石４
によって導かれたビームは、入射器７１によりシンクロ
トロン７に入射される。なお、図２（ｅ）は、シンクロ
トロン７に入射されるビームの電流を示している。図２
（ｂ)，(ｅ）に示されるように、切替電磁石４に電流Ｉ
ｂが与えられているときにのみシンクロトロン７にビー
ムが入射される。シンクロトロン７に入射されたビーム
は、偏向電磁石７２が発生する磁場により偏向されて軌
道が制御されると共に、四極電磁石７３が発生する磁場
によりチューンが制御されることによって、真空ダクト
７４内を安定に周回する。なお、偏向電磁石７２及び四
極電磁石７３にはそれぞれに電源（図示せず）が設けら
れており、それぞれの電磁石で発生する磁場の強度は、
電源から供給される電流によって制御される。更に、そ
の電源から供給される電流は制御装置９によって制御さ
れる。
によって導かれたビームは、入射器７１によりシンクロ
トロン７に入射される。なお、図２（ｅ）は、シンクロ
トロン７に入射されるビームの電流を示している。図２
（ｂ)，(ｅ）に示されるように、切替電磁石４に電流Ｉ
ｂが与えられているときにのみシンクロトロン７にビー
ムが入射される。シンクロトロン７に入射されたビーム
は、偏向電磁石７２が発生する磁場により偏向されて軌
道が制御されると共に、四極電磁石７３が発生する磁場
によりチューンが制御されることによって、真空ダクト
７４内を安定に周回する。なお、偏向電磁石７２及び四
極電磁石７３にはそれぞれに電源（図示せず）が設けら
れており、それぞれの電磁石で発生する磁場の強度は、
電源から供給される電流によって制御される。更に、そ
の電源から供給される電流は制御装置９によって制御さ
れる。
【００１７】真空ダクト７４内を周回するビームに対し
て高周波加速空胴７５は高周波の電圧を印加し、高周波
電圧が印加されたビームはエネルギーが増大する。すな
わち、ビームは加速される。なお、ビームのエネルギー
増加に伴って、偏向電磁石７２及び四極電磁石７３で発
せられる磁場の強度も増加させられ、そのことによりビ
ームは真空ダクト７４内を安定に周回する。図２（ｆ）
は、偏向電磁石７２に供給される電流値を示し、ビーム
加速時には図示するように供給される電流が上昇する。
よって、発生する磁場の強度も増加する。
て高周波加速空胴７５は高周波の電圧を印加し、高周波
電圧が印加されたビームはエネルギーが増大する。すな
わち、ビームは加速される。なお、ビームのエネルギー
増加に伴って、偏向電磁石７２及び四極電磁石７３で発
せられる磁場の強度も増加させられ、そのことによりビ
ームは真空ダクト７４内を安定に周回する。図２（ｆ）
は、偏向電磁石７２に供給される電流値を示し、ビーム
加速時には図示するように供給される電流が上昇する。
よって、発生する磁場の強度も増加する。
【００１８】高周波加速空胴７５によりビームのエネル
ギーが目標とするエネルギーまで増加されたら、ビーム
の加速を終了する。その後、図２（ｄ）に示すように照
射装置８から制御装置９に対して出射指令が入力された
ら、六極電磁石７６によりビームに六極磁場を印加して
ビームに共鳴を発生させ、共鳴により振動振幅が大きく
なったビームを出射器７７によりシンクロトロン７から
出射する。ビームを出射し終えたシンクロトロン７で
は、偏向電磁石７２が発する磁場の強度が低下させられ
る。いわゆる、減速が行われる。なお、偏向電磁石７２
に供給される電流は、図２（ｆ）に示すように、加速終
了後から出射が終了するまで一定に保たれ、出射終了後
減少させられる。シンクロトロン７から出射されたビー
ムは、照射装置８に輸送され、患者の患部に照射され
る。なお、図２に示すように、シンクロトロン７におい
てビームの加速や出射が行われている間もイオン源１で
はビームを発生させ、ＲＩ製造装置６にそのビームが供
給されている。
ギーが目標とするエネルギーまで増加されたら、ビーム
の加速を終了する。その後、図２（ｄ）に示すように照
射装置８から制御装置９に対して出射指令が入力された
ら、六極電磁石７６によりビームに六極磁場を印加して
ビームに共鳴を発生させ、共鳴により振動振幅が大きく
なったビームを出射器７７によりシンクロトロン７から
出射する。ビームを出射し終えたシンクロトロン７で
は、偏向電磁石７２が発する磁場の強度が低下させられ
る。いわゆる、減速が行われる。なお、偏向電磁石７２
に供給される電流は、図２（ｆ）に示すように、加速終
了後から出射が終了するまで一定に保たれ、出射終了後
減少させられる。シンクロトロン７から出射されたビー
ムは、照射装置８に輸送され、患者の患部に照射され
る。なお、図２に示すように、シンクロトロン７におい
てビームの加速や出射が行われている間もイオン源１で
はビームを発生させ、ＲＩ製造装置６にそのビームが供
給されている。
【００１９】図３は、照射装置８の構成を示す。照射装
置８において、シンクロトロン７から出射されたビーム
は、照射装置８の偏向電磁石８１及び四極電磁石８２に
より軌道及びチューンが調節されて走査電磁石８３ａ，
８３ｂに輸送される。走査電磁石８３ａ，８３ｂは、互
いに直交する磁場を発生する電磁石であって、ビームを
偏向して走査する電磁石である。走査電磁石８３ａ，８
３ｂを通過したビームは、線量モニタ８４を通り、治療
台に固定された患者の患部に照射される。なお、線量モ
ニタ８４は、ビームの線量を測定して、測定した線量が
予め設定された線量値に達したら制御装置９に対して出
射停止指令を出力する。出射停止指令が入力された制御
装置９は、シンクロトロン７からのビームの出射を停止
する。また、患者には呼吸の流量を測定する流量モニタ
８５が装着されており、流量モニタ８５により測定され
た呼吸の流量は、比較器８６に入力される。比較器８６
には予め第１設定値及び第２設定値が設定されており、
比較器８６は、入力された呼吸の流量と第１設定値及び
第２設定値とを比較して、呼吸の流量が第１設定値に達
したときに入射指令を、呼吸の流量が第２設定値に達し
たときに出射指令を制御装置９に出力する。
置８において、シンクロトロン７から出射されたビーム
は、照射装置８の偏向電磁石８１及び四極電磁石８２に
より軌道及びチューンが調節されて走査電磁石８３ａ，
８３ｂに輸送される。走査電磁石８３ａ，８３ｂは、互
いに直交する磁場を発生する電磁石であって、ビームを
偏向して走査する電磁石である。走査電磁石８３ａ，８
３ｂを通過したビームは、線量モニタ８４を通り、治療
台に固定された患者の患部に照射される。なお、線量モ
ニタ８４は、ビームの線量を測定して、測定した線量が
予め設定された線量値に達したら制御装置９に対して出
射停止指令を出力する。出射停止指令が入力された制御
装置９は、シンクロトロン７からのビームの出射を停止
する。また、患者には呼吸の流量を測定する流量モニタ
８５が装着されており、流量モニタ８５により測定され
た呼吸の流量は、比較器８６に入力される。比較器８６
には予め第１設定値及び第２設定値が設定されており、
比較器８６は、入力された呼吸の流量と第１設定値及び
第２設定値とを比較して、呼吸の流量が第１設定値に達
したときに入射指令を、呼吸の流量が第２設定値に達し
たときに出射指令を制御装置９に出力する。
【００２０】次に、照射装置８の比較器８６における第
１設定値と第２設定値の設定方法について説明する。な
お、本実施例は、患部が患者の肺の近くにある場合の一
例である。図４（ａ）は患部の位置、図４（ｂ）は流量
モニタ８５により測定された呼吸の流量、図４（ｃ）は
入射指令及び出射指令の出力のタイミングをそれぞれ示
す。本実施例のように患部が患者の肺の近くにあるとき
は、図４（ａ）に示すように、患者の呼吸に応じて患部
の位置も変動してしまい、ビームを患部に対して正確に
照射することが難しくなる。しかし、図４（ａ)，(ｂ）
に示すように、患者の呼吸の流量と患部の位置とは同期
しており、しかも呼吸の流量が極小値になったときに患
部の位置の変動が小さくなることが分かっているため、
呼吸の流量が極小値になったときにシンクロトロン７か
らビームを出射してビームを患部に照射すれば、本実施
例のように患部の位置が変動するような場合でも、ビー
ムを患部に対して正確に照射することができる。そのた
めに本実施例では、図４（ｂ）に示すように、呼吸の流
量の極小値を第２設定値として設定し、図４(ｃ)に示す
ように、呼吸の流量が極小値になったときに制御装置９
に対して出射指令を出力している。また、本実施例で
は、呼吸の流量が極小値になったときにシンクロトロン
７からビームを出射できる状態にしておくために、呼吸
の流量の極大値を第１設定値として設定して呼吸の流量
が極大値になったときに入射指令を制御装置９に対して
出力し、シンクロトロン７にビームを入射するようにし
ている。
１設定値と第２設定値の設定方法について説明する。な
お、本実施例は、患部が患者の肺の近くにある場合の一
例である。図４（ａ）は患部の位置、図４（ｂ）は流量
モニタ８５により測定された呼吸の流量、図４（ｃ）は
入射指令及び出射指令の出力のタイミングをそれぞれ示
す。本実施例のように患部が患者の肺の近くにあるとき
は、図４（ａ）に示すように、患者の呼吸に応じて患部
の位置も変動してしまい、ビームを患部に対して正確に
照射することが難しくなる。しかし、図４（ａ)，(ｂ）
に示すように、患者の呼吸の流量と患部の位置とは同期
しており、しかも呼吸の流量が極小値になったときに患
部の位置の変動が小さくなることが分かっているため、
呼吸の流量が極小値になったときにシンクロトロン７か
らビームを出射してビームを患部に照射すれば、本実施
例のように患部の位置が変動するような場合でも、ビー
ムを患部に対して正確に照射することができる。そのた
めに本実施例では、図４（ｂ）に示すように、呼吸の流
量の極小値を第２設定値として設定し、図４(ｃ)に示す
ように、呼吸の流量が極小値になったときに制御装置９
に対して出射指令を出力している。また、本実施例で
は、呼吸の流量が極小値になったときにシンクロトロン
７からビームを出射できる状態にしておくために、呼吸
の流量の極大値を第１設定値として設定して呼吸の流量
が極大値になったときに入射指令を制御装置９に対して
出力し、シンクロトロン７にビームを入射するようにし
ている。
【００２１】このように、本実施例では、呼吸の流量が
極大値になったときに制御装置９に対して入射指令を与
えることにより、切替電磁石４の励磁量が変えられてビ
ームがシンクロトロン７に入射されるので、呼吸の流量
が極小値になるときにはシンクロトロン７がビームを出
射可能な状態となる。よって、患部に対して正確にビー
ムを照射することができる。なお、本実施例では、患部
の位置変化を知るために呼吸の流量を測定する呼吸モニ
タを使用しているが、患部の位置変化を直接測定する装
置（例えば、ひずみセンサーやカメラで撮影した患者の
画像を解析する装置）を用いても良い。また、本実施例
では、患部が患者の肺の近くにある場合について説明し
たが、患部が肺から離れた位置にあって位置変動がおこ
らないような場合には、シンクロトロン７を呼吸の流量
に応じて制御する必要はなく、予め決められた一定周期
で入射・加速・出射を行わせれば良い。
極大値になったときに制御装置９に対して入射指令を与
えることにより、切替電磁石４の励磁量が変えられてビ
ームがシンクロトロン７に入射されるので、呼吸の流量
が極小値になるときにはシンクロトロン７がビームを出
射可能な状態となる。よって、患部に対して正確にビー
ムを照射することができる。なお、本実施例では、患部
の位置変化を知るために呼吸の流量を測定する呼吸モニ
タを使用しているが、患部の位置変化を直接測定する装
置（例えば、ひずみセンサーやカメラで撮影した患者の
画像を解析する装置）を用いても良い。また、本実施例
では、患部が患者の肺の近くにある場合について説明し
たが、患部が肺から離れた位置にあって位置変動がおこ
らないような場合には、シンクロトロン７を呼吸の流量
に応じて制御する必要はなく、予め決められた一定周期
で入射・加速・出射を行わせれば良い。
【００２２】本実施例の加速器システムでは、図１に示
すように、イオン源１，ＲＦＱ２，ＤＴＬ３，切替電磁
石４及び電源５ａ〜５ｄは前段加速器室１０１内に配置
されており、ＲＩ製造装置６はＲＩ製造室１０２に配置
されている。また、シンクロトロン７はシンクロトロン
室１０３に配置されており、照射装置８は照射室104に
配置されている。前段加速器室１０１，ＲＩ製造室１０
２，シンクロトロン室１０３及び照射室１０４は、それ
ぞれ遮蔽壁によって互いに放射線が遮蔽されている。更
に、切替電磁石４とＲＩ製造装置６との間、及び切替電
磁石４とシンクロトロン７との間に設けられたビームの
通路（真空ダクト）には、遮蔽シャッター（図示せず）
が設けられており、その遮蔽シャッターを閉じることに
よりビーム（放射線）を遮蔽することができる。従っ
て、例えば、シンクロトロン７の保守や点検を行うため
に、シンクロトロン室１０３に作業員が入る場合には、
切替電磁石４によりビームをＲＩ製造装置６に導くのと
共に、切替電磁石４とシンクロトロン７との間の遮蔽シ
ャッターを閉じることにより、シンクロトロン室103は
放射線から完全に遮蔽され、作業員が安全に作業を行う
ことができる。逆に、ＲＩ製造装置６の保守・点検を行
う場合には、切替電磁石４によりビームをシンクロトロ
ン７に導くのと共に、切替電磁石４とＲＩ製造装置６と
の間の遮蔽シャッターを閉じることにより、ＲＩ製造室
１０２を放射線から完全に遮蔽することができる。な
お、ＲＩ製造装置６を保守中で、かつシンクロトロン７
にビームを入射しなくても良いとき（シンクロトロン７
においてビームを加速中或いは出射中）は、切替電磁石
４の励磁を停止して、ビームをビームダンプ１０に捨て
るか、若しくはイオン源１におけるビームの発生を停止
すれば良い。
すように、イオン源１，ＲＦＱ２，ＤＴＬ３，切替電磁
石４及び電源５ａ〜５ｄは前段加速器室１０１内に配置
されており、ＲＩ製造装置６はＲＩ製造室１０２に配置
されている。また、シンクロトロン７はシンクロトロン
室１０３に配置されており、照射装置８は照射室104に
配置されている。前段加速器室１０１，ＲＩ製造室１０
２，シンクロトロン室１０３及び照射室１０４は、それ
ぞれ遮蔽壁によって互いに放射線が遮蔽されている。更
に、切替電磁石４とＲＩ製造装置６との間、及び切替電
磁石４とシンクロトロン７との間に設けられたビームの
通路（真空ダクト）には、遮蔽シャッター（図示せず）
が設けられており、その遮蔽シャッターを閉じることに
よりビーム（放射線）を遮蔽することができる。従っ
て、例えば、シンクロトロン７の保守や点検を行うため
に、シンクロトロン室１０３に作業員が入る場合には、
切替電磁石４によりビームをＲＩ製造装置６に導くのと
共に、切替電磁石４とシンクロトロン７との間の遮蔽シ
ャッターを閉じることにより、シンクロトロン室103は
放射線から完全に遮蔽され、作業員が安全に作業を行う
ことができる。逆に、ＲＩ製造装置６の保守・点検を行
う場合には、切替電磁石４によりビームをシンクロトロ
ン７に導くのと共に、切替電磁石４とＲＩ製造装置６と
の間の遮蔽シャッターを閉じることにより、ＲＩ製造室
１０２を放射線から完全に遮蔽することができる。な
お、ＲＩ製造装置６を保守中で、かつシンクロトロン７
にビームを入射しなくても良いとき（シンクロトロン７
においてビームを加速中或いは出射中）は、切替電磁石
４の励磁を停止して、ビームをビームダンプ１０に捨て
るか、若しくはイオン源１におけるビームの発生を停止
すれば良い。
【００２３】以上説明した本実施例では、ＤＴＬ３の後
段に切替電磁石４を設けて、シンクロトロン７でビーム
が必要とされているときには切替電磁石４によりビーム
をシンクロトロン７に入射し、シンクロトロン７におい
てビームが必要とされていないときには切替電磁石４に
よってＲＩ製造装置６にビームを入射するため、イオン
源１において発生されたビームがＲＩ製造装置６若しく
はシンクロトロン７において常に利用されており、ビー
ムの利用効率を向上させることができる。特に、本実施
例のように、断続的にビームを必要とするシンクロトロ
ンと継続的にビームを必要とするＲＩ製造装置とでイオ
ン源及び前段加速器を共用することで、ビームの利用効
率が高くなる。更に、ＲＩ製造装置は低エネルギーで大
電流のビームを必要とし、癌治療には高エネルギーで小
電流のビームを必要とするため、ＲＩ製造装置と癌治療
用のシンクロトロンとの組み合わせは本発明にとって最
適な組み合わせである。
段に切替電磁石４を設けて、シンクロトロン７でビーム
が必要とされているときには切替電磁石４によりビーム
をシンクロトロン７に入射し、シンクロトロン７におい
てビームが必要とされていないときには切替電磁石４に
よってＲＩ製造装置６にビームを入射するため、イオン
源１において発生されたビームがＲＩ製造装置６若しく
はシンクロトロン７において常に利用されており、ビー
ムの利用効率を向上させることができる。特に、本実施
例のように、断続的にビームを必要とするシンクロトロ
ンと継続的にビームを必要とするＲＩ製造装置とでイオ
ン源及び前段加速器を共用することで、ビームの利用効
率が高くなる。更に、ＲＩ製造装置は低エネルギーで大
電流のビームを必要とし、癌治療には高エネルギーで小
電流のビームを必要とするため、ＲＩ製造装置と癌治療
用のシンクロトロンとの組み合わせは本発明にとって最
適な組み合わせである。
【００２４】また、ＲＩ製造装置６とシンクロトロン７
とで、イオン源１，ＲＦＱ２及びＤＴＬ３を共用するた
め、ＲＩ製造装置６及びシンクロトロン７のそれぞれに
対して別々にイオン源１やＲＦＱ２，ＤＴＬ３を設ける
場合に比べて、装置を小型化でき、かつ製作コストも低
減することができる。
とで、イオン源１，ＲＦＱ２及びＤＴＬ３を共用するた
め、ＲＩ製造装置６及びシンクロトロン７のそれぞれに
対して別々にイオン源１やＲＦＱ２，ＤＴＬ３を設ける
場合に比べて、装置を小型化でき、かつ製作コストも低
減することができる。
【００２５】なお、本実施例では、ＲＩ製造装置とシン
クロトロンとを備えた加速器システムについて説明した
が、標的にイオンビームを照射することにより発生させ
た中性子を癌治療に用いる中性子発生装置とシンクロト
ロンとを備えた加速器システムであっても、同様に本発
明を適用することができる。
クロトロンとを備えた加速器システムについて説明した
が、標的にイオンビームを照射することにより発生させ
た中性子を癌治療に用いる中性子発生装置とシンクロト
ロンとを備えた加速器システムであっても、同様に本発
明を適用することができる。
【００２６】また、本実施例において、切替電磁石４と
ＲＩ製造装置６との間にＤＴＬを設けて、ＲＩ製造装置
６に入力されるビームを更に加速できるように構成すれ
ば、製造できるＲＩの種類が増えると共に、ＲＩの製造
時間を短縮できる。
ＲＩ製造装置６との間にＤＴＬを設けて、ＲＩ製造装置
６に入力されるビームを更に加速できるように構成すれ
ば、製造できるＲＩの種類が増えると共に、ＲＩの製造
時間を短縮できる。
【００２７】
【発明の効果】本発明によれば、シンクロトロンでイオ
ンビームが必要とされているときにはイオンビームをシ
ンクロトロンに入射させ、シンクロトロンにおいてイオ
ンビームが必要とされていないときにはＲＩ製造装置に
イオンビームを入射させることができるため、イオン源
において発生されたイオンビームがＲＩ製造装置若しく
はシンクロトロンにおいて常に利用されており、ビーム
の利用効率を向上させることができる。
ンビームが必要とされているときにはイオンビームをシ
ンクロトロンに入射させ、シンクロトロンにおいてイオ
ンビームが必要とされていないときにはＲＩ製造装置に
イオンビームを入射させることができるため、イオン源
において発生されたイオンビームがＲＩ製造装置若しく
はシンクロトロンにおいて常に利用されており、ビーム
の利用効率を向上させることができる。
【００２８】また、ＲＩ製造装置及びシンクロトロンの
それぞれに対して別々にイオン源や前段加速器を設ける
場合に比べて、装置を小型化でき、かつ製作コストも低
減することができる。
それぞれに対して別々にイオン源や前段加速器を設ける
場合に比べて、装置を小型化でき、かつ製作コストも低
減することができる。
【図１】本発明の好適な一実施例である加速器システム
の構成図である。
の構成図である。
【図２】図１の加速器システムにおける各信号の時間変
化を示す図である。
化を示す図である。
【図３】図１の照射装置８の構成図である。
【図４】患部の位置及び患者の呼吸の流量の時間変化
と、入射指令及び出射指令の発生のタイミングを示す図
である。
と、入射指令及び出射指令の発生のタイミングを示す図
である。
１…イオン源、２…高周波四重極ライナック（ＲＦ
Ｑ）、３…ドリフトチューブライナック（ＤＴＬ）、４
…切替電磁石、５ａ〜５ｄ…電源、６…ＲＩ製造装置、
７…シンクロトロン、８…照射装置、９…制御装置、１
０…ビームダンプ。
Ｑ）、３…ドリフトチューブライナック（ＤＴＬ）、４
…切替電磁石、５ａ〜５ｄ…電源、６…ＲＩ製造装置、
７…シンクロトロン、８…照射装置、９…制御装置、１
０…ビームダンプ。
Claims (3)
- 【請求項１】イオンビームを発生するイオン源と、前記
イオン源で発生したイオンビームを加速する前段加速器
と、前記前段加速器で加速されたイオンビームを標的に
照射してラジオアイソトープを製造するＲＩ製造装置
と、前記前段加速器で加速されたイオンビームを入射し
て加速した後出射するシンクロトロンと、前記前段加速
器で加速されたイオンビームを前記ＲＩ製造装置及び前
記シンクロトロンのどちらか一方に入射させる切替電磁
石とを備えたことを特徴とする加速器システム。 - 【請求項２】前記シンクロトロンから出射されたビーム
を癌患者の患部に照射する照射装置と、前記患部の位置
変化を測定する位置変化測定手段とを有し、前記切替電
磁石は、前記位置変化測定手段による測定結果に基づい
てイオンビームを前記シンクトロンに入射させることを
特徴とする請求項１記載の加速器システム。 - 【請求項３】前記切替電磁石は、複数の鋼板を積層して
構成される積層電磁石であることを特徴とする請求項１
及び２のいずれかに記載の加速器システム。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP25988999A JP2001085200A (ja) | 1999-09-14 | 1999-09-14 | 加速器システム |
| US09/524,554 US6580084B1 (en) | 1999-09-14 | 2000-03-13 | Accelerator system |
| AU20840/00A AU737671B2 (en) | 1999-09-14 | 2000-03-13 | Accelerator system |
| EP00104549A EP1085786A3 (en) | 1999-09-14 | 2000-03-13 | Accelerator system |
| SG200001449A SG97865A1 (en) | 1999-09-14 | 2000-03-13 | Accelerator system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP25988999A JP2001085200A (ja) | 1999-09-14 | 1999-09-14 | 加速器システム |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001085200A true JP2001085200A (ja) | 2001-03-30 |
Family
ID=17340355
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP25988999A Pending JP2001085200A (ja) | 1999-09-14 | 1999-09-14 | 加速器システム |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6580084B1 (ja) |
| EP (1) | EP1085786A3 (ja) |
| JP (1) | JP2001085200A (ja) |
| AU (1) | AU737671B2 (ja) |
| SG (1) | SG97865A1 (ja) |
Cited By (3)
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| US7012267B2 (en) | 2003-03-07 | 2006-03-14 | Hitachi, Ltd. | Particle beam therapy system |
| JP2006098056A (ja) * | 2004-09-28 | 2006-04-13 | Hitachi Ltd | 粒子線照射システム |
Families Citing this family (115)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE59912466D1 (de) * | 1999-04-12 | 2005-09-29 | Schwerionenforsch Gmbh | Vorrichtung und Verfahren zur Regelung eines Rasterscanners in der Ionenstrahltherapie |
| RU2198485C1 (ru) * | 2001-02-13 | 2003-02-10 | Сумский Государственный Университет | Многоканальный линейный индукционный ускоритель заряженных частиц |
| JP2003086400A (ja) | 2001-09-11 | 2003-03-20 | Hitachi Ltd | 加速器システム及び医療用加速器施設 |
| WO2004109717A2 (en) | 2003-06-02 | 2004-12-16 | Fox Chase Cancer Center | High energy polyenergetic ion beam systems |
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| US10092776B2 (en) | 2008-05-22 | 2018-10-09 | Susan L. Michaud | Integrated translation/rotation charged particle imaging/treatment apparatus and method of use thereof |
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| EP2283713B1 (en) | 2008-05-22 | 2018-03-28 | Vladimir Yegorovich Balakin | Multi-axis charged particle cancer therapy apparatus |
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