離子加速裝置和醫療用裝置制造方法
離子加速裝置和醫療用裝置制造方法
【專利摘要】本發明提供一種能增大繞轉電流值而且能提高離子束的利用效率的離子加速裝置。根據實施方式，具有：從照射激光而產生的等離子體抽出離子束的激光離子源（1a）、對從激光離子源（1a）抽出的離子束進行加速的作為線性加速器的RFQ（3）、DTL（4）、輸出RFQ（3）、DTL（4）的離子束并使該離子束繞轉而加速至規定的能量的同步加速器（7）、每當離子束繞轉而來就錯開其軌道的凸軌電磁鐵（12）、以及控制凸軌電磁鐵（12）的勵磁量并且基于激光離子源（1a）的脈沖定時來控制凸軌電磁鐵（12）的勵磁定時的控制裝置。
【專利說明】離子加速裝置和醫療用裝置
【技術領域】
[0001]本發明的實施方式涉及對離子束進行加速的離子加速裝置以及使用其的醫療用
>J-U ρ?α裝直。
【背景技術】
[0002]一般來說，離子加速裝置會利用于物理實驗以及癌癥治療裝置等中。在以下的【背景技術】中，對將離子加速裝置使用在癌癥治療裝置中的例子進行說明。在癌癥治療中，使用了陽子線、重粒子線。該重粒子線的碳離子是主流。該碳離子由離子源生成，由多個加速器加速，照射到患者的患部(例如，參照專利文獻I~3)。
[0003]離子加速裝置主要包括離子源、線性加速器(高頻四重極型線性加速器(RadioFrequency Quadrupole,以下稱為RFQ)和漂移管型線性加速器(Drift Tube Linac,以下稱為DTL))、束輸送系統、以及同步加速器。
[0004]在面向以往的癌癥治療的離子加速裝置中，在電子回旋加速器共振(ElectronCyclotron Resonance,以下稱為ECR)離子源生成碳4價離子。該生成的碳4價離子由線性加速器加速為幾MeV / U，由荷電變換裝置荷電變換為碳6價離子(C6+)。該碳6價離子(C6+)入射到同步加速器，由該同步加速器加速。
[0005]本來即使是線性加速器，也只要使用碳6價離子(C6 +)，加速效率就良好，但在以往型的ECR離子源中，無法確保治療需要的碳6價離子(C6+)的電流量。因此，在以往型的ECR離子源中，使用碳4價離子(C4 +)。
[0006]來自ECR離子源的離子束是直流束，在抽出的最大電流值有上限(現狀為數百μΑ)0因此，為了向同步加速器入射，采用被稱為多轉入射的方式，確保了癌癥治療所需的離子數。
[0007]然而，在向同步加速器的入射方法中，有單轉入射方法和多轉入射方法。前者的單轉入射方法是以I次的入射進行必要的離子數的方法。后者的多轉入射方法是，在無法以I次的入射得到需要的離子數的情況下多個繞轉入射而確保離子數的方法。
[0008]但是，在超過繞轉時間(約2 μ sec)而入射束的情況下，有無法通過與I繞轉而來的離子束相同的軌道的問題。由此，使用凸軌電磁鐵(bump magnet)錯開同步加速器的束繞轉軌道，并呈時間性變化，由此能進行多次的入射。
[0009]此外，在現在國內普及的加速器系統中，由于在荷電變換裝置從碳4價離子(C4 +)變換為碳6價離子(C6+)時的最佳能量為4MeV / u，所以在線性加速器的加速能量是固定的。
[0010]另一方面，雖然是短脈沖(~數μ see)，但是作為抽出大電流的離子源，可舉出激光離子源。該激光離子源將激光聚光照射到靶上，通過激光的能量使靶元素蒸發，使其離子化，由此生成等離子體。是使包含在該等離子體中的離子保持等離子體原樣地輸送，在抽出時加速，由此作出離子束的裝置(例如，參照專利文獻4)。
[0011]激光離子源通過對靶照射激光，從而能使離子生成，對使大電流多價離子生成是有利的。得到了在激光離子源生成的碳6價離子(C6+)與激光照射定時相一致地是μ sec量級的脈沖寬度，峰電流也是mA量級的結果。其結果是，相當于能以I個脈沖提供癌癥治療裝置的同步加速器所需的電流值的離子數。
[0012]參照圖7對以往的離子加速裝置進行說明。
[0013]如圖7所示那樣，在離子源I生成的離子一邊在低能量束輸送系統(Low EnergyBeam Transport,以下稱為LEBT系統設備)2調整束特性，一邊輸送到在其下游側設置的線性加速器即RFQ3、DTL4。在離子源1，已知有在氣體中引起放電而得到離子的方法。作為引起放電的方法，利用了微波或電子束。
[0014]一般來說，在癌癥治療用加速器所使用的是ECR離子源。該ECR離子源是將氣體電離而生成等離子體，利用電場而抽出離子的方式，其抽出電流是直流。ECR離子源雖然能生成多價離子，但價數高的離子的電流量小。為此，ECR離子源為了確保癌癥治療所需的離子電流量，而生成碳4價離子(C4 + )，在RFQ3、DTL4進行加速。
[0015]在DTL4射出的離子在荷電變換裝置5從碳4價離子(C4+)變換為碳6價離子(C6+),經由中間能量束輸送系統(Middle Energy Beam Transport,以下稱為MEBT系統設備)6輸送到同步加速器7。
[0016]同步加速器7具備偏轉電磁鐵8、4極電磁鐵9、6極電磁鐵10以及高頻加速空洞
11。此外，同步加速器7雖然未圖示，但具有校正電磁鐵、監視離子束的監視器類等。然后，離子束在加速至足夠的能量之后，經由射出用的凸軌電磁鐵12、未圖示的切割電磁鐵等利用射出軌道13輸送到未圖示的照射室，照射到患者的患部并用于癌癥治療。
[0017]一般來說，入射到同步加速器7的離子束使用在同步加速器7設置的入射用的凸軌電磁鐵12制作入射軌道，進行多轉入射。
[0018]以圖8所示的陽子線多轉入射為例說明以往的多轉入射方法。如圖8所示那樣，入射用的凸軌電磁鐵12以不入射到相同的軌道的方式每當離子束繞轉而來就錯開軌道。該離子束經由作為同步加速器的電磁鐵的偏轉電磁鐵8、4極電磁鐵9、6極電磁鐵10以及切割電磁鐵18進行繞轉而加速至規定的能量。
[0019]此時，凸軌電磁鐵12的勵磁波形如圖9所示那樣，在勵磁量降低而來的一側進行入射。雖然勵磁寬度依賴于同步加速器7的環形繞轉時間，但是是?數百μ sec的量級。為此，一般在入射中使用的離子電流與凸起勵磁時間相一致地，在RFQ3在入射前被斬波(將不需要的束在時間上進行除去)。
[0020]現有技術文獻
[0021]專利文獻
[0022]專利文獻1:日本特開2009-217938號公報
[0023]專利文獻2:日本專利第2596292號公報
[0024]專利文獻3:日本專利第3246364號公報
[0025]專利文獻4:日本特開2012-99273號公報
[0026]如上述那樣，在面向離子加速裝置的同步加速器中，由于離子源的最大電流值小，所以進行多轉入射，得到癌癥治療、物理實驗所需的離子數。
[0027]為此，在以往的離子加速裝置中，有難以增大繞轉電流值的課題。使繞轉電流值增大在進行掃描照射等方面是優選，在現狀中是困難的。[0028]因此，只要使用最大峰電流值大的短脈沖離子源例如激光離子源來進行多轉入射，就能期待繞轉電流的大幅的提高。然而，激光離子源由于脈沖寬度與同步加速器繞轉時間同等或者比其短，所以在以往的方法中，無法進行多轉入射。
【發明內容】
[0029]本發明的實施方式要解決的課題是，目的在于提供一種能增大繞轉電流值而且能增高離子束的利用效率的離子加速裝置和醫療用裝置。
[0030]為了實現上述目的，本發明的實施方式的離子加速裝置的特征在于，具備:激光離子源，從照射激光而產生的等離子體抽出離子束；線性加速器，對從所述激光離子源抽出的離子束進行加速；同步加速器，輸送所述線性加速器的離子束，使該離子束繞轉而加速至規定的能量；凸軌電磁鐵，每當所述離子束繞轉而來就錯開其繞轉軌道；以及控制裝置，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁量，而且基于所述激光離子源的脈沖定時，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁定時。
[0031]本發明的實施方式的醫療用裝置的特征在于，具備:激光離子源，從照射激光而產生的等離子體抽出離子束；線性加速器，對從所述激光離子源抽出的離子束進行加速；同步加速器，輸送所述線性加速器的離子束，使該離子束繞轉而加速至規定的能量；凸軌電磁鐵，每當所述離子束繞轉而來就錯開其繞轉軌道；控制裝置，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁量，而且基于所述激光離 子源的脈沖定時，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁定時；取出設備，取出由所述同步加速器加速的離子束；以及照射裝置，將由所述取出設備取出的離子束照射到照射對象。
[0032]發明效果
[0033]根據本發明的實施方式，能增大繞轉電流值，而且能提高離子束的利用效率。
[0034]附圖標記說明
[0035]I...離子源，la...激光離子源,2...LEBT系統設備(低能量束輸送系統),3...RFQ (線性加速器)，4…DTL (線性加速器)，5...荷電變換裝置，6…MEBT系統設備(中間能量束輸送系統)，7...同步加速器,8…偏轉電磁鐵,9…4極電磁鐵,10…6極電磁鐵,11…高頻加速空洞，12…凸軌電磁鐵，13…射出軌道，14…入射器控制裝置，15…同步加速、取出控制裝置，16…定時控制裝置，17…取出設備，18…切割電磁鐵，19…照射裝置，20…激光源，21…真空容器，22…靶，23…聚光透鏡，24…激光消融等離子體，25...C6 +離子，26…抽出電極，27...電極，28...輸送管，30...控制裝置，L...激光。
【專利附圖】
【附圖說明】
[0036]圖1是表示本發明的離子加速裝置的第一實施方式的構成圖。
[0037]圖2是表示圖1的激光離子源的概略縱剖面的構成圖。
[0038]圖3是表示第一實施方式的控制系統的框圖。
[0039]圖4是表示圖3的各部的動作的時間圖。
[0040]圖5是表示圖3的各部的動作順序的流程圖。
[0041]圖6是表示在本發明的離子加速裝置的第二實施方式中凸軌電磁鐵、偏轉、4極、6極電磁鐵以及高頻加速空洞的動作的時間圖。[0042]圖7是表示以往的離子加速裝置的構成圖。
[0043]圖8是表示以往的多轉入射方法的說明圖。
[0044]圖9是表示圖8的凸軌電磁鐵的勵磁波形的圖。
【具體實施方式】
[0045]以下，參照【專利附圖】
【附圖說明】本發明的離子加速裝置的實施方式。另外，在以下的實施方式的離子加速裝置中，對于作為醫療用裝置在癌癥治療裝置應用的例子進行說明。
[0046](第一實施方式)
[0047]圖1是表示本發明的離子加速裝置的第一實施方式的構成圖。圖2是表示圖1的激光離子源的概略縱剖面的構成圖。另外，對與圖7所示的以往的離子加速裝置相同的部分，標注相同的附圖標記進行說明。此外，在本實施方式中，省略切割電磁鐵的圖示。
[0048]如圖1所示那樣，本實施方式的離子加速裝置大體包括激光離子源la、作為線性加速器的RFQ3、DTL4、作為束輸送系統的LEBT系統設備2、MEBT系統設備6、同步加速器7和凸軌電磁鐵12。激光離子源la、作為線性加速器的RFQ3、DTL4、作為束輸送系統的LEBT系統設備2構成入射器。
[0049]在激光離子源Ia生成的離子一邊由LEBT系統設備2對束特性進行調整，一邊輸送到在其下游側設置的RFQ3、DTL4。此外，也能不設置LEBT系統設備2地，直接連接激光離子源Ia和RFQ3，將從激光離子源Ia抽出的束直接入射到RFQ3。
[0050]RFQ3對離子束進行電會聚以及加速。DTL4對離子束進行電加速。在該DTL4射出的離子束經由MEBT系統設備6輸送到同步加速器7。
[0051]同步加速器7是用于使離子束許多次繞轉進而加速至癌癥治療所需的的能量的裝置。具體地說，同步加速器7具備用于做出繞轉軌道的偏轉電磁鐵8、控制離子束的會聚的4極電磁鐵9、色度(色像差)校正用的6極電磁鐵10、用于對離子束進行加速的高頻加速空洞11。
[0052]離子束在由同步加速器7加速至足夠的能量之后，經由射出用的凸軌電磁鐵12、圖3所示的取出設備17從射出軌道13輸送到未圖示的照射室，利用該照射室內的照射裝置19照射到作為照射對象的患者的患部而在癌癥治療進行使用。
[0053]接下來，基于圖2說明本實施方式的激光離子源Ia的具體的構成。
[0054]如圖2所示那樣，激光離子源Ia具備真空容器21。在該真空容器21的內部，配置有成為離子的元素或者具有其的祀22。該祀22由例如碳系的板狀構件形成。
[0055]真空容器21在側面的上部，在用于入射激光的入射窗安裝有聚光透鏡23。該聚光透鏡23用于將激光L聚光于靶22。從激光源20射出的激光L，在通過聚光透鏡23入射到真空容器21內之后，聚光照射于靶22上。作為激光源20，例如使用CO2激光或Nd-YAG激光。
[0056]在真空容器21的一側面(圖2中右側面)，設有用于取出離子的輸送管28。在該輸送管28內配置有通過加上正電場從而排除不必要的離子的抽出電極26、以及排除C5 +以下的價數的不必要的離子的電極27。
[0057]這樣構成的激光離子源la，將從脈沖驅動的激光源20射出的激光L利用聚光透鏡23進行聚光而照射于靶22上。在聚光于該靶22上的激光聚光點，靶22的微小部分被加熱到高溫。加熱到該高溫的部分進行等離子體化，生成激光消融等離子體24。
[0058]該激光消融等離子體24由作為正的高電位的輸送管28輸送，利用該輸送管28與作為接地電位的線性加速器的RFQ3、DTL4之間的電位差，僅對成為必要的C6+離子25進行加速，成為離子束而入射到RFQ3、DTL4。在此，C5 +以下的價數的不必要的離子由電極27排除。
[0059]接下來，對本實施方式的離子加速裝置的控制系統進行說明。
[0060]圖3是表不第一實施方式的控制系統的框圖。圖4是表不圖3的各部的動作的時間圖。圖5是表示圖3的各部的動作順序的流程圖。
[0061]如圖3所示那樣，控制裝置30例如具有入射器控制裝置14、同步加速.取出控制裝置15和定時控制裝置16。入射器控制裝置14對激光離子源la、LEBT系統設備2、RFQ3、DTL4、以及MEBT系統設備6進行電控制。
[0062]具體地說，入射器控制裝置14對LEBT系統設備2以及MEBT系統設備6的電磁鐵電源的電壓以及電流、RFQ3以及DTL4的高頻電源的電流以及電壓、激光源20的電源的電壓以及電流、以及高壓直流電源的電壓以及電流進行控制，并且對上述各部的真空度、束監視器的穩固性進行監視。
[0063]同步加速?取出控制裝置15對凸軌電磁鐵12、偏轉電磁鐵8、4極電磁鐵9、6極電磁鐵10、高頻加速空洞11以及取出設備17進行電控制。
[0064]具體地說，同步加速.取出控制裝置15對上述各部的電磁鐵電源、高頻電源的電壓以及電流進行控制，并且對各部的真空度以及束監視器的穩固性進行監視。
[0065]本實施方式的同步加速?取出控制裝置15對每個入射的凸軌電磁鐵12的電流值進行控制以對勵磁量進行調整。
[0066]定時控制裝置16對激光離子源Ia的激光源電源、RFQ3的高頻電源、DTL4的高頻電源、凸軌電磁鐵12的電源、高頻加速空洞11的高頻電源、同步加速器7的偏轉電磁鐵8、4極電磁鐵9、6極電磁鐵10的電磁鐵電源、以及取出設備17的電源的各部的輸出定時進行控制。
[0067]本實施方式的定時控制裝置16基于激光離子源Ia的脈沖定時，對凸軌電磁鐵12的勵磁定時進行控制。
[0068]接下來，基于圖4以及圖5說明本實施方式的控制系統的動作。
[0069]如圖4以及圖5所示那樣，首先，通過激光離子源Ia的激光照射，抽出數μ sec的離子束(步驟SI)。即，從激光離子源Ia抽出的離子束，具有與激光照射定時同步的重復頻率。離子束的脈沖寬度取決于等離子體中的離子速度、從激光離子源Ia到抽出電極26的距離。
[0070]一般來說，在生成癌癥治療所需的碳6價離子(C6+)的情況下，需要數百nsec~2 μ sec的脈沖寬度。激光離子源中，等離子體源為個體，與使用氣體的ECR離子源相比，等離子體密度高，因此有峰電流大的特征。
[0071]接著，以能對激光離子源Ia的離子束進行加速的方式,定時控制裝置16使RFQ3的高頻(RF)電源、DTL4的高頻(RF)電源的輸出定時同步(步驟S2)。
[0072]然后，凸軌電磁鐵12的電源的輸出定時也與激光離子源Ia同步進行勵磁，使離子束入射到同步加速器7 (步驟S3)。[0073]接下來，使離子束以預先設定的規定次數，例如10圈反復繞轉入射到同步加速器7 (步驟S4)。
[0074]在步驟S4離子束的規定次數的繞轉入射結束的(步驟S4:是)情況下，進入到使離子束加速的步驟S5。
[0075]其后，在步驟S5中，使高頻加速空洞11的高頻電源與同步加速器7的偏轉電磁鐵
8、4極電磁鐵9、6極電磁鐵10的電磁鐵電源的輸出定時同步，使離子束進一步加速至癌癥治療所需的能量。
[0076]接著，在離子束的加速結束后，通過取出設備17取出離子束(步驟S6)，從射出軌道13輸送到未圖示的照射室，在該照射室內的照射裝置19中照射到作為照射對象的患者的患部而在癌癥治療中進行使用。
[0077]另外，在步驟S7中，使高頻加速空洞11的高頻電源與同步加速器7的偏轉電磁鐵
8、4極電磁鐵9、6極電磁鐵10的電磁鐵電源的輸出定時同步，使離子束減速。經由這一系列的動作順序，使離子加速裝置的運轉結束。
[0078]接下來，對上述步驟S4的離子束的多轉入射的作用進行說明。
[0079]以往的多轉對凸軌電磁鐵12進行勵磁，利用磁場降低的時候，進行入射。此時，由于來自離子源的離子束為直流，所以伴隨磁場的變化，以直流入射到同步加速器7。
[0080]當設同步加速器7的繞轉時間為2 μ sec時，以10圈的量，為20 μ sec。其后，入射到同步加速器7的離子束被加速，伴隨之而使偏轉電磁鐵的磁場上升到額定。在到達額定之后，離子束一邊繞轉，一邊取出，例如被利用在癌癥治療以及物理實驗等中。
[0081]另一方面，在本實施方式中，使用激光離子源la，進行多轉入射。具體地說，激光離子源Ia的運轉周期取決于激光的頻率。例如，在使激光頻率以20Hz運轉的情況下，每50msec地提供離子束。為了使用這樣的束來進行多轉入射，每50msec地對入射用的凸軌電磁鐵12進行勵磁，能與以往方式同樣地，一邊錯開凸起軌道，一邊入射到同步加速器7。
[0082]此時，通過對每個入射的凸軌電磁鐵12的勵磁量進行控制，從而能進行多轉入射。即，通過對入射用的凸軌電磁鐵12，使每當入射而提供的電流值緩緩變小，從而能使離子束向同步加速器7入射的位置錯開。由此，能進行多轉入射。
[0083]另外，激光頻率通過激光離子源Ia為I臺并運轉至約100Hz、或者使用多臺激光離子源la，由此也能提高頻率。即，激光頻率能以I臺激光離子源Ia設置多個激光源20來提高，或者設置多臺激光離子源Ia來提高。
[0084]因此，在本實施方式中，通過采用使用了短脈沖大電流的激光離子源Ia的多轉入射方式，從而能將離子束的環形繞轉時間取得較長。因此，能使作為靜寂時間(dead time)的環形入射、加速、減速時間所占的比例減小，能使離子束的利用效率提高。
[0085]這樣根據本實施方式，通過對入射用的凸軌電磁鐵12的勵磁量進行控制，從而能進行多轉入射。由此，能使繞轉電流值提高，能提高利用效率。
[0086](第二實施方式)
[0087]圖6是表示本發明的離子加速裝置的第二實施方式中凸軌電磁鐵、偏轉、4極、6極電磁鐵以及高頻加速空洞的動作的時間圖。另外，對與所述第一實施方式相同的部分，附加相同的附圖標記，并省略重復的說明。
[0088]如圖6所示那樣，本實施方式改變了所述第一實施方式中的入射用的凸軌電磁鐵12的勵磁控制方法。即，本實施方式的同步加速?取出控制裝置15控制成每個入射的凸軌電磁鐵12的勵磁量恒定。定時控制裝置16控制成在使凸軌電磁鐵12與激光離子源Ia的脈沖定時同步地進行了勵磁后，使勵磁定時從同步錯開。
[0089]因此，在本實施方式中，使凸軌電磁鐵12與激光離子源Ia的脈沖定時同步地進行勵磁，勵磁量恒定，錯開勵磁定時，由此改變了離子束所受的磁場。
[0090]這樣根據本實施方式，通過凸軌電磁鐵12的勵磁量恒定，錯開勵磁定時，從而能改變離子束所受的磁場，能進行多轉入射。由此，能使繞轉電流值提高，并使利用效率變高。
[0091](其它的實施方式)
[0092]雖然說明了本發明的幾個實施方式，但這些實施方式是作為例子而提示出的，不意在對發明的范圍進行限定。這些實施方式能以其它各種方式加以實施，能在不脫離發明的要旨的范圍，進行各種的省略、置換、變更、組合。這些實施方式及其變形與包含在發明的范圍、要旨中同樣地，是包含于一同附上的權利要求書所述的發明及其均等的范圍中的。
[0093]例如，雖然在上述各實施方式中，對設置了 LEBT系統設備2的例子進行了說明，但該LEBT系統設備2未 必一定需要設置。
【權利要求】
1.一種離子加速裝置，其特征在于，具備: 激光離子源，從照射激光而產生的等離子體抽出離子束； 線性加速器，對從所述激光離子源抽出的離子束進行加速； 同步加速器，輸送所述線性加速器的離子束，使該離子束繞轉而加速至規定的能量；凸軌電磁鐵，每當所述離子束繞轉而來就錯開其繞轉軌道；以及控制裝置，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁量，而且基于所述激光離子源的脈沖定時，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁定時。
2.根據權利要求1所述的離子加速裝置，其特征在于，所述控制裝置與所述激光離子源的脈沖定時同步地對所述凸軌電磁鐵進行勵磁，使所述凸軌電磁鐵的勵磁量變化。
3.根據權利要求1所述的離子加速裝置，其特征在于，所述控制裝置控制成:將所述凸軌電磁鐵的勵磁量控制為恒定，在與所述激光離子源的脈沖定時同步地對所述凸軌電磁鐵進行了勵磁后，使所述勵磁定時從同步錯開。
4.根據權利要求1至3的任一項所述的離子加速裝置，其特征在于，所述線性加速器具有:將所述離子束電會聚以及加速的高頻四重極型線性加速器、以及將所述離子束電加速的漂移管型線性加速器。
5.根據權利要求4所述的離子加速裝置，其特征在于，所述控制裝置使所述高頻四重極型線性加速器以及所述漂移管型線性加速器的輸出定時與所述激光離子源的脈沖定時同步。
6.根據權利要求1至3的任一項所述的離子加速裝置，其特征在于，使所述激光離子源入射多個所述激光。
7.根據權利要求1至3的任一項所述的離子加速裝置，其特征在于，設置有多臺所述激光尚子源。
8.—種醫療用裝置，其特征在于，具備: 激光離子源，從照射激光而產生的等離子體抽出離子束； 線性加速器，對從所述激光離子源抽出的離子束進行加速； 同步加速器，輸送所述線性加速器的離子束，使該離子束繞轉而加速至規定的能量； 凸軌電磁鐵，每當所述離子束繞轉而來就錯開其繞轉軌道； 控制裝置，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁量，并且基于所述激光離子源的脈沖定時，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁定時； 取出設備，取出由所述同步加速器加速的離子束；以及 照射裝置，將由所述取出設備取出的離子束照射到照射對象。
【文檔編號】A61N5/10GK104010430SQ201410059273
【公開日】2014年8月27日 申請日期:2014年2月21日 優先權日:2013年2月22日
【發明者】角谷晶子, 佐藤潔和, 吉行健, 矢澤孝 申請人:株式會社東芝
【專利摘要】本發明提供一種能增大繞轉電流值而且能提高離子束的利用效率的離子加速裝置。根據實施方式，具有：從照射激光而產生的等離子體抽出離子束的激光離子源（1a）、對從激光離子源（1a）抽出的離子束進行加速的作為線性加速器的RFQ（3）、DTL（4）、輸出RFQ（3）、DTL（4）的離子束并使該離子束繞轉而加速至規定的能量的同步加速器（7）、每當離子束繞轉而來就錯開其軌道的凸軌電磁鐵（12）、以及控制凸軌電磁鐵（12）的勵磁量并且基于激光離子源（1a）的脈沖定時來控制凸軌電磁鐵（12）的勵磁定時的控制裝置。
【專利說明】離子加速裝置和醫療用裝置
【技術領域】
[0001]本發明的實施方式涉及對離子束進行加速的離子加速裝置以及使用其的醫療用
>J-U ρ?α裝直。
【背景技術】
[0002]一般來說，離子加速裝置會利用于物理實驗以及癌癥治療裝置等中。在以下的【背景技術】中，對將離子加速裝置使用在癌癥治療裝置中的例子進行說明。在癌癥治療中，使用了陽子線、重粒子線。該重粒子線的碳離子是主流。該碳離子由離子源生成，由多個加速器加速，照射到患者的患部(例如，參照專利文獻I~3)。
[0003]離子加速裝置主要包括離子源、線性加速器(高頻四重極型線性加速器(RadioFrequency Quadrupole,以下稱為RFQ)和漂移管型線性加速器(Drift Tube Linac,以下稱為DTL))、束輸送系統、以及同步加速器。
[0004]在面向以往的癌癥治療的離子加速裝置中，在電子回旋加速器共振(ElectronCyclotron Resonance,以下稱為ECR)離子源生成碳4價離子。該生成的碳4價離子由線性加速器加速為幾MeV / U，由荷電變換裝置荷電變換為碳6價離子(C6+)。該碳6價離子(C6+)入射到同步加速器，由該同步加速器加速。
[0005]本來即使是線性加速器，也只要使用碳6價離子(C6 +)，加速效率就良好，但在以往型的ECR離子源中，無法確保治療需要的碳6價離子(C6+)的電流量。因此，在以往型的ECR離子源中，使用碳4價離子(C4 +)。
[0006]來自ECR離子源的離子束是直流束，在抽出的最大電流值有上限(現狀為數百μΑ)0因此，為了向同步加速器入射，采用被稱為多轉入射的方式，確保了癌癥治療所需的離子數。
[0007]然而，在向同步加速器的入射方法中，有單轉入射方法和多轉入射方法。前者的單轉入射方法是以I次的入射進行必要的離子數的方法。后者的多轉入射方法是，在無法以I次的入射得到需要的離子數的情況下多個繞轉入射而確保離子數的方法。
[0008]但是，在超過繞轉時間(約2 μ sec)而入射束的情況下，有無法通過與I繞轉而來的離子束相同的軌道的問題。由此，使用凸軌電磁鐵(bump magnet)錯開同步加速器的束繞轉軌道，并呈時間性變化，由此能進行多次的入射。
[0009]此外，在現在國內普及的加速器系統中，由于在荷電變換裝置從碳4價離子(C4 +)變換為碳6價離子(C6+)時的最佳能量為4MeV / u，所以在線性加速器的加速能量是固定的。
[0010]另一方面，雖然是短脈沖(~數μ see)，但是作為抽出大電流的離子源，可舉出激光離子源。該激光離子源將激光聚光照射到靶上，通過激光的能量使靶元素蒸發，使其離子化，由此生成等離子體。是使包含在該等離子體中的離子保持等離子體原樣地輸送，在抽出時加速，由此作出離子束的裝置(例如，參照專利文獻4)。
[0011]激光離子源通過對靶照射激光，從而能使離子生成，對使大電流多價離子生成是有利的。得到了在激光離子源生成的碳6價離子(C6+)與激光照射定時相一致地是μ sec量級的脈沖寬度，峰電流也是mA量級的結果。其結果是，相當于能以I個脈沖提供癌癥治療裝置的同步加速器所需的電流值的離子數。
[0012]參照圖7對以往的離子加速裝置進行說明。
[0013]如圖7所示那樣，在離子源I生成的離子一邊在低能量束輸送系統(Low EnergyBeam Transport,以下稱為LEBT系統設備)2調整束特性，一邊輸送到在其下游側設置的線性加速器即RFQ3、DTL4。在離子源1，已知有在氣體中引起放電而得到離子的方法。作為引起放電的方法，利用了微波或電子束。
[0014]一般來說，在癌癥治療用加速器所使用的是ECR離子源。該ECR離子源是將氣體電離而生成等離子體，利用電場而抽出離子的方式，其抽出電流是直流。ECR離子源雖然能生成多價離子，但價數高的離子的電流量小。為此，ECR離子源為了確保癌癥治療所需的離子電流量，而生成碳4價離子(C4 + )，在RFQ3、DTL4進行加速。
[0015]在DTL4射出的離子在荷電變換裝置5從碳4價離子(C4+)變換為碳6價離子(C6+),經由中間能量束輸送系統(Middle Energy Beam Transport,以下稱為MEBT系統設備)6輸送到同步加速器7。
[0016]同步加速器7具備偏轉電磁鐵8、4極電磁鐵9、6極電磁鐵10以及高頻加速空洞
11。此外，同步加速器7雖然未圖示，但具有校正電磁鐵、監視離子束的監視器類等。然后，離子束在加速至足夠的能量之后，經由射出用的凸軌電磁鐵12、未圖示的切割電磁鐵等利用射出軌道13輸送到未圖示的照射室，照射到患者的患部并用于癌癥治療。
[0017]一般來說，入射到同步加速器7的離子束使用在同步加速器7設置的入射用的凸軌電磁鐵12制作入射軌道，進行多轉入射。
[0018]以圖8所示的陽子線多轉入射為例說明以往的多轉入射方法。如圖8所示那樣，入射用的凸軌電磁鐵12以不入射到相同的軌道的方式每當離子束繞轉而來就錯開軌道。該離子束經由作為同步加速器的電磁鐵的偏轉電磁鐵8、4極電磁鐵9、6極電磁鐵10以及切割電磁鐵18進行繞轉而加速至規定的能量。
[0019]此時，凸軌電磁鐵12的勵磁波形如圖9所示那樣，在勵磁量降低而來的一側進行入射。雖然勵磁寬度依賴于同步加速器7的環形繞轉時間，但是是?數百μ sec的量級。為此，一般在入射中使用的離子電流與凸起勵磁時間相一致地，在RFQ3在入射前被斬波(將不需要的束在時間上進行除去)。
[0020]現有技術文獻
[0021]專利文獻
[0022]專利文獻1:日本特開2009-217938號公報
[0023]專利文獻2:日本專利第2596292號公報
[0024]專利文獻3:日本專利第3246364號公報
[0025]專利文獻4:日本特開2012-99273號公報
[0026]如上述那樣，在面向離子加速裝置的同步加速器中，由于離子源的最大電流值小，所以進行多轉入射，得到癌癥治療、物理實驗所需的離子數。
[0027]為此，在以往的離子加速裝置中，有難以增大繞轉電流值的課題。使繞轉電流值增大在進行掃描照射等方面是優選，在現狀中是困難的。[0028]因此，只要使用最大峰電流值大的短脈沖離子源例如激光離子源來進行多轉入射，就能期待繞轉電流的大幅的提高。然而，激光離子源由于脈沖寬度與同步加速器繞轉時間同等或者比其短，所以在以往的方法中，無法進行多轉入射。
【發明內容】
[0029]本發明的實施方式要解決的課題是，目的在于提供一種能增大繞轉電流值而且能增高離子束的利用效率的離子加速裝置和醫療用裝置。
[0030]為了實現上述目的，本發明的實施方式的離子加速裝置的特征在于，具備:激光離子源，從照射激光而產生的等離子體抽出離子束；線性加速器，對從所述激光離子源抽出的離子束進行加速；同步加速器，輸送所述線性加速器的離子束，使該離子束繞轉而加速至規定的能量；凸軌電磁鐵，每當所述離子束繞轉而來就錯開其繞轉軌道；以及控制裝置，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁量，而且基于所述激光離子源的脈沖定時，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁定時。
[0031]本發明的實施方式的醫療用裝置的特征在于，具備:激光離子源，從照射激光而產生的等離子體抽出離子束；線性加速器，對從所述激光離子源抽出的離子束進行加速；同步加速器，輸送所述線性加速器的離子束，使該離子束繞轉而加速至規定的能量；凸軌電磁鐵，每當所述離子束繞轉而來就錯開其繞轉軌道；控制裝置，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁量，而且基于所述激光離 子源的脈沖定時，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁定時；取出設備，取出由所述同步加速器加速的離子束；以及照射裝置，將由所述取出設備取出的離子束照射到照射對象。
[0032]發明效果
[0033]根據本發明的實施方式，能增大繞轉電流值，而且能提高離子束的利用效率。
[0034]附圖標記說明
[0035]I...離子源，la...激光離子源,2...LEBT系統設備(低能量束輸送系統),3...RFQ (線性加速器)，4…DTL (線性加速器)，5...荷電變換裝置，6…MEBT系統設備(中間能量束輸送系統)，7...同步加速器,8…偏轉電磁鐵,9…4極電磁鐵,10…6極電磁鐵,11…高頻加速空洞，12…凸軌電磁鐵，13…射出軌道，14…入射器控制裝置，15…同步加速、取出控制裝置，16…定時控制裝置，17…取出設備，18…切割電磁鐵，19…照射裝置，20…激光源，21…真空容器，22…靶，23…聚光透鏡，24…激光消融等離子體，25...C6 +離子，26…抽出電極，27...電極，28...輸送管，30...控制裝置，L...激光。
【專利附圖】
【附圖說明】
[0036]圖1是表示本發明的離子加速裝置的第一實施方式的構成圖。
[0037]圖2是表示圖1的激光離子源的概略縱剖面的構成圖。
[0038]圖3是表示第一實施方式的控制系統的框圖。
[0039]圖4是表示圖3的各部的動作的時間圖。
[0040]圖5是表示圖3的各部的動作順序的流程圖。
[0041]圖6是表示在本發明的離子加速裝置的第二實施方式中凸軌電磁鐵、偏轉、4極、6極電磁鐵以及高頻加速空洞的動作的時間圖。[0042]圖7是表示以往的離子加速裝置的構成圖。
[0043]圖8是表示以往的多轉入射方法的說明圖。
[0044]圖9是表示圖8的凸軌電磁鐵的勵磁波形的圖。
【具體實施方式】
[0045]以下，參照【專利附圖】
【附圖說明】本發明的離子加速裝置的實施方式。另外，在以下的實施方式的離子加速裝置中，對于作為醫療用裝置在癌癥治療裝置應用的例子進行說明。
[0046](第一實施方式)
[0047]圖1是表示本發明的離子加速裝置的第一實施方式的構成圖。圖2是表示圖1的激光離子源的概略縱剖面的構成圖。另外，對與圖7所示的以往的離子加速裝置相同的部分，標注相同的附圖標記進行說明。此外，在本實施方式中，省略切割電磁鐵的圖示。
[0048]如圖1所示那樣，本實施方式的離子加速裝置大體包括激光離子源la、作為線性加速器的RFQ3、DTL4、作為束輸送系統的LEBT系統設備2、MEBT系統設備6、同步加速器7和凸軌電磁鐵12。激光離子源la、作為線性加速器的RFQ3、DTL4、作為束輸送系統的LEBT系統設備2構成入射器。
[0049]在激光離子源Ia生成的離子一邊由LEBT系統設備2對束特性進行調整，一邊輸送到在其下游側設置的RFQ3、DTL4。此外，也能不設置LEBT系統設備2地，直接連接激光離子源Ia和RFQ3，將從激光離子源Ia抽出的束直接入射到RFQ3。
[0050]RFQ3對離子束進行電會聚以及加速。DTL4對離子束進行電加速。在該DTL4射出的離子束經由MEBT系統設備6輸送到同步加速器7。
[0051]同步加速器7是用于使離子束許多次繞轉進而加速至癌癥治療所需的的能量的裝置。具體地說，同步加速器7具備用于做出繞轉軌道的偏轉電磁鐵8、控制離子束的會聚的4極電磁鐵9、色度(色像差)校正用的6極電磁鐵10、用于對離子束進行加速的高頻加速空洞11。
[0052]離子束在由同步加速器7加速至足夠的能量之后，經由射出用的凸軌電磁鐵12、圖3所示的取出設備17從射出軌道13輸送到未圖示的照射室，利用該照射室內的照射裝置19照射到作為照射對象的患者的患部而在癌癥治療進行使用。
[0053]接下來，基于圖2說明本實施方式的激光離子源Ia的具體的構成。
[0054]如圖2所示那樣，激光離子源Ia具備真空容器21。在該真空容器21的內部，配置有成為離子的元素或者具有其的祀22。該祀22由例如碳系的板狀構件形成。
[0055]真空容器21在側面的上部，在用于入射激光的入射窗安裝有聚光透鏡23。該聚光透鏡23用于將激光L聚光于靶22。從激光源20射出的激光L，在通過聚光透鏡23入射到真空容器21內之后，聚光照射于靶22上。作為激光源20，例如使用CO2激光或Nd-YAG激光。
[0056]在真空容器21的一側面(圖2中右側面)，設有用于取出離子的輸送管28。在該輸送管28內配置有通過加上正電場從而排除不必要的離子的抽出電極26、以及排除C5 +以下的價數的不必要的離子的電極27。
[0057]這樣構成的激光離子源la，將從脈沖驅動的激光源20射出的激光L利用聚光透鏡23進行聚光而照射于靶22上。在聚光于該靶22上的激光聚光點，靶22的微小部分被加熱到高溫。加熱到該高溫的部分進行等離子體化，生成激光消融等離子體24。
[0058]該激光消融等離子體24由作為正的高電位的輸送管28輸送，利用該輸送管28與作為接地電位的線性加速器的RFQ3、DTL4之間的電位差，僅對成為必要的C6+離子25進行加速，成為離子束而入射到RFQ3、DTL4。在此，C5 +以下的價數的不必要的離子由電極27排除。
[0059]接下來，對本實施方式的離子加速裝置的控制系統進行說明。
[0060]圖3是表不第一實施方式的控制系統的框圖。圖4是表不圖3的各部的動作的時間圖。圖5是表示圖3的各部的動作順序的流程圖。
[0061]如圖3所示那樣，控制裝置30例如具有入射器控制裝置14、同步加速.取出控制裝置15和定時控制裝置16。入射器控制裝置14對激光離子源la、LEBT系統設備2、RFQ3、DTL4、以及MEBT系統設備6進行電控制。
[0062]具體地說，入射器控制裝置14對LEBT系統設備2以及MEBT系統設備6的電磁鐵電源的電壓以及電流、RFQ3以及DTL4的高頻電源的電流以及電壓、激光源20的電源的電壓以及電流、以及高壓直流電源的電壓以及電流進行控制，并且對上述各部的真空度、束監視器的穩固性進行監視。
[0063]同步加速?取出控制裝置15對凸軌電磁鐵12、偏轉電磁鐵8、4極電磁鐵9、6極電磁鐵10、高頻加速空洞11以及取出設備17進行電控制。
[0064]具體地說，同步加速.取出控制裝置15對上述各部的電磁鐵電源、高頻電源的電壓以及電流進行控制，并且對各部的真空度以及束監視器的穩固性進行監視。
[0065]本實施方式的同步加速?取出控制裝置15對每個入射的凸軌電磁鐵12的電流值進行控制以對勵磁量進行調整。
[0066]定時控制裝置16對激光離子源Ia的激光源電源、RFQ3的高頻電源、DTL4的高頻電源、凸軌電磁鐵12的電源、高頻加速空洞11的高頻電源、同步加速器7的偏轉電磁鐵8、4極電磁鐵9、6極電磁鐵10的電磁鐵電源、以及取出設備17的電源的各部的輸出定時進行控制。
[0067]本實施方式的定時控制裝置16基于激光離子源Ia的脈沖定時，對凸軌電磁鐵12的勵磁定時進行控制。
[0068]接下來，基于圖4以及圖5說明本實施方式的控制系統的動作。
[0069]如圖4以及圖5所示那樣，首先，通過激光離子源Ia的激光照射，抽出數μ sec的離子束(步驟SI)。即，從激光離子源Ia抽出的離子束，具有與激光照射定時同步的重復頻率。離子束的脈沖寬度取決于等離子體中的離子速度、從激光離子源Ia到抽出電極26的距離。
[0070]一般來說，在生成癌癥治療所需的碳6價離子(C6+)的情況下，需要數百nsec~2 μ sec的脈沖寬度。激光離子源中，等離子體源為個體，與使用氣體的ECR離子源相比，等離子體密度高，因此有峰電流大的特征。
[0071]接著，以能對激光離子源Ia的離子束進行加速的方式,定時控制裝置16使RFQ3的高頻(RF)電源、DTL4的高頻(RF)電源的輸出定時同步(步驟S2)。
[0072]然后，凸軌電磁鐵12的電源的輸出定時也與激光離子源Ia同步進行勵磁，使離子束入射到同步加速器7 (步驟S3)。[0073]接下來，使離子束以預先設定的規定次數，例如10圈反復繞轉入射到同步加速器7 (步驟S4)。
[0074]在步驟S4離子束的規定次數的繞轉入射結束的(步驟S4:是)情況下，進入到使離子束加速的步驟S5。
[0075]其后，在步驟S5中，使高頻加速空洞11的高頻電源與同步加速器7的偏轉電磁鐵
8、4極電磁鐵9、6極電磁鐵10的電磁鐵電源的輸出定時同步，使離子束進一步加速至癌癥治療所需的能量。
[0076]接著，在離子束的加速結束后，通過取出設備17取出離子束(步驟S6)，從射出軌道13輸送到未圖示的照射室，在該照射室內的照射裝置19中照射到作為照射對象的患者的患部而在癌癥治療中進行使用。
[0077]另外，在步驟S7中，使高頻加速空洞11的高頻電源與同步加速器7的偏轉電磁鐵
8、4極電磁鐵9、6極電磁鐵10的電磁鐵電源的輸出定時同步，使離子束減速。經由這一系列的動作順序，使離子加速裝置的運轉結束。
[0078]接下來，對上述步驟S4的離子束的多轉入射的作用進行說明。
[0079]以往的多轉對凸軌電磁鐵12進行勵磁，利用磁場降低的時候，進行入射。此時，由于來自離子源的離子束為直流，所以伴隨磁場的變化，以直流入射到同步加速器7。
[0080]當設同步加速器7的繞轉時間為2 μ sec時，以10圈的量，為20 μ sec。其后，入射到同步加速器7的離子束被加速，伴隨之而使偏轉電磁鐵的磁場上升到額定。在到達額定之后，離子束一邊繞轉，一邊取出，例如被利用在癌癥治療以及物理實驗等中。
[0081]另一方面，在本實施方式中，使用激光離子源la，進行多轉入射。具體地說，激光離子源Ia的運轉周期取決于激光的頻率。例如，在使激光頻率以20Hz運轉的情況下，每50msec地提供離子束。為了使用這樣的束來進行多轉入射，每50msec地對入射用的凸軌電磁鐵12進行勵磁，能與以往方式同樣地，一邊錯開凸起軌道，一邊入射到同步加速器7。
[0082]此時，通過對每個入射的凸軌電磁鐵12的勵磁量進行控制，從而能進行多轉入射。即，通過對入射用的凸軌電磁鐵12，使每當入射而提供的電流值緩緩變小，從而能使離子束向同步加速器7入射的位置錯開。由此，能進行多轉入射。
[0083]另外，激光頻率通過激光離子源Ia為I臺并運轉至約100Hz、或者使用多臺激光離子源la，由此也能提高頻率。即，激光頻率能以I臺激光離子源Ia設置多個激光源20來提高，或者設置多臺激光離子源Ia來提高。
[0084]因此，在本實施方式中，通過采用使用了短脈沖大電流的激光離子源Ia的多轉入射方式，從而能將離子束的環形繞轉時間取得較長。因此，能使作為靜寂時間(dead time)的環形入射、加速、減速時間所占的比例減小，能使離子束的利用效率提高。
[0085]這樣根據本實施方式，通過對入射用的凸軌電磁鐵12的勵磁量進行控制，從而能進行多轉入射。由此，能使繞轉電流值提高，能提高利用效率。
[0086](第二實施方式)
[0087]圖6是表示本發明的離子加速裝置的第二實施方式中凸軌電磁鐵、偏轉、4極、6極電磁鐵以及高頻加速空洞的動作的時間圖。另外，對與所述第一實施方式相同的部分，附加相同的附圖標記，并省略重復的說明。
[0088]如圖6所示那樣，本實施方式改變了所述第一實施方式中的入射用的凸軌電磁鐵12的勵磁控制方法。即，本實施方式的同步加速?取出控制裝置15控制成每個入射的凸軌電磁鐵12的勵磁量恒定。定時控制裝置16控制成在使凸軌電磁鐵12與激光離子源Ia的脈沖定時同步地進行了勵磁后，使勵磁定時從同步錯開。
[0089]因此，在本實施方式中，使凸軌電磁鐵12與激光離子源Ia的脈沖定時同步地進行勵磁，勵磁量恒定，錯開勵磁定時，由此改變了離子束所受的磁場。
[0090]這樣根據本實施方式，通過凸軌電磁鐵12的勵磁量恒定，錯開勵磁定時，從而能改變離子束所受的磁場，能進行多轉入射。由此，能使繞轉電流值提高，并使利用效率變高。
[0091](其它的實施方式)
[0092]雖然說明了本發明的幾個實施方式，但這些實施方式是作為例子而提示出的，不意在對發明的范圍進行限定。這些實施方式能以其它各種方式加以實施，能在不脫離發明的要旨的范圍，進行各種的省略、置換、變更、組合。這些實施方式及其變形與包含在發明的范圍、要旨中同樣地，是包含于一同附上的權利要求書所述的發明及其均等的范圍中的。
[0093]例如，雖然在上述各實施方式中，對設置了 LEBT系統設備2的例子進行了說明，但該LEBT系統設備2未 必一定需要設置。
【權利要求】
1.一種離子加速裝置，其特征在于，具備: 激光離子源，從照射激光而產生的等離子體抽出離子束； 線性加速器，對從所述激光離子源抽出的離子束進行加速； 同步加速器，輸送所述線性加速器的離子束，使該離子束繞轉而加速至規定的能量；凸軌電磁鐵，每當所述離子束繞轉而來就錯開其繞轉軌道；以及控制裝置，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁量，而且基于所述激光離子源的脈沖定時，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁定時。
2.根據權利要求1所述的離子加速裝置，其特征在于，所述控制裝置與所述激光離子源的脈沖定時同步地對所述凸軌電磁鐵進行勵磁，使所述凸軌電磁鐵的勵磁量變化。
3.根據權利要求1所述的離子加速裝置，其特征在于，所述控制裝置控制成:將所述凸軌電磁鐵的勵磁量控制為恒定，在與所述激光離子源的脈沖定時同步地對所述凸軌電磁鐵進行了勵磁后，使所述勵磁定時從同步錯開。
4.根據權利要求1至3的任一項所述的離子加速裝置，其特征在于，所述線性加速器具有:將所述離子束電會聚以及加速的高頻四重極型線性加速器、以及將所述離子束電加速的漂移管型線性加速器。
5.根據權利要求4所述的離子加速裝置，其特征在于，所述控制裝置使所述高頻四重極型線性加速器以及所述漂移管型線性加速器的輸出定時與所述激光離子源的脈沖定時同步。
6.根據權利要求1至3的任一項所述的離子加速裝置，其特征在于，使所述激光離子源入射多個所述激光。
7.根據權利要求1至3的任一項所述的離子加速裝置，其特征在于，設置有多臺所述激光尚子源。
8.—種醫療用裝置，其特征在于，具備: 激光離子源，從照射激光而產生的等離子體抽出離子束； 線性加速器，對從所述激光離子源抽出的離子束進行加速； 同步加速器，輸送所述線性加速器的離子束，使該離子束繞轉而加速至規定的能量； 凸軌電磁鐵，每當所述離子束繞轉而來就錯開其繞轉軌道； 控制裝置，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁量，并且基于所述激光離子源的脈沖定時，控制所述凸軌電磁鐵的勵磁定時； 取出設備，取出由所述同步加速器加速的離子束；以及 照射裝置，將由所述取出設備取出的離子束照射到照射對象。
【文檔編號】A61N5/10GK104010430SQ201410059273
【公開日】2014年8月27日 申請日期:2014年2月21日 優先權日:2013年2月22日
【發明者】角谷晶子, 佐藤潔和, 吉行健, 矢澤孝 申請人:株式會社東芝
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