粒子束照射系统、粒子束照射方法、照射计划程序、照射计划装置、电磁场生成装置以及照射装置与流程

[0001]
本发明涉及粒子束照射系统、粒子束照射方法、照射计划程序、照射计划装置、电磁场生成装置以及照射装置。


背景技术：

[0002]
在粒子束癌症治疗装置中，当通过加速器加速的带电粒子束向肿瘤部沉积某剂量时，期望只破坏肿瘤部。为此，重要的是减少粒子束到达肿瘤部为止以及粒子束透过肿瘤部之后的、粒子束的路径以及该路径周边的粒子束以及二次粒子向健康的组织以及重要的脏器(健康组织以及重要脏器)的剂量沉积量。
[0003]
若向肿瘤部以外的健康组织以及重要脏器的剂量沉积量达到一定量，则不会对其部位追加额外的剂量，因此无法进行粒子束的照射。在进行只从一个方向的照射时，该效果尤其显著，但是为了降低该效果，使用多向(multi-portal)照射等作为照射方法。
[0004]
关于粒子束的种类，作为既能够将对患部周边组织的影响保持得较少又能够对患部带来充分强度的生物效应的方式，已知有基于碳离子束等的重粒子束治疗装置。
[0005]
在该重粒子束治疗的领域中，提出了不仅使用碳离子束还使用氦离子束、氧离子束或氖离子束的治疗(参照非专利文献1～3)或者组合多个核素的照射方法等(参照非专利文献4)。非专利文献1～4所记载的治疗方法是用于通过将每个核素的物理以及生物特性的差异最佳化来提高重粒子束的治疗效果的照射技术。
[0006]
作为与此不同的动向，提出了实现外射束放射线治疗和mri(magnet icresonance imaging)装置的整合的系统，此时提出了用于以互不干扰的方式实施基于放射线治疗和mri的图像引导的技术(例如，参照专利文献1～6)。
[0007]
在专利文献1中记载有为了避免相互干扰而确定射束和磁激励线圈组成的配置或者控制成交替动作的磁共振成像系统。
[0008]
在专利文献2中记载有粒子束照射装置，磁场生成装置包含多个线圈，所述多个线圈构成为能够使所述粒子束进入所述照射区域，并且在所述粒子束的所述照射区域生成均匀的磁场，磁场与管状线圈架的轴线(x)垂直，生成朝向干扰较少的射束方向的磁场。
[0009]
在专利文献3中记载有以沿预先规定的方向对照射区域照射粒子束的方式构成的粒子束照射装置，记载了能够同时进行粒子束治疗和mri图像化的射束与磁场之间的关系。
[0010]
在专利文献4中记载有如下构成的系统：线形加速器与mri装置连接，使在所述线形加速器内加速的粒子通过磁力指向沿所述粒子的移动轴线的方向。
[0011]
在专利文献5中记载有放射线源和磁共振图像诊断装置同时运动的放射线治疗系统，该放射线治疗系统以如下方式进行调整：使放射线源和磁共振图像诊断装置同步旋转，并且改变放射线源的动作和mri的动作的时刻，防止彼此干扰。
[0012]
在上述专利文献1～5所记载的技术中公开有用于消除对于粒子束的照射成为干扰因素的磁场的影响的配置以及控制。提出了其前提是向照射区域均匀地施加以mri图像
引导为目的的数10千高斯的高磁场的方法。
[0013]
现有技术文献
[0014]
专利文献
[0015]
专利文献1：日本特表2001-517132号公报
[0016]
专利文献2：日本特表2008-543471号公报
[0017]
专利文献3：日本特表2008-543472号公报
[0018]
专利文献4：日本特表2011-525390号公报
[0019]
专利文献5：日本特开2013-146610号公报
[0020]
非专利文献
[0021]
非专利文献1：g.p.liney等、“technical note：experimental results from a prototype high-field inline mri-linac”、med.phys.志、vol.43(2016)pp.5188-5194
[0022]
非专利文献2：b.m.oborn等、“proton beam deflection in mri fields：implications for mri-guided proton therapy”、med.phys.志、vol.42(2015)pp.2113-2124
[0023]
非专利文献3：t.tessonnier等、“dosimetric verification in water of a monte carlo treatment planning tool for proton,helium,carbon and oxygen ion beams at the heidelberg ion beam therapy center”、phys.med.biol.志、vol.62(2017)pp.6579-6594
[0024]
非专利文献4：t.inaniwa等、“treatment planning of intensity modula ted composite particle therapy with dose and linear energy transfer optimization”、phys.med.biol.志、vol.62(2017)pp.5180-5197
[0025]
非专利文献5：https：//www.gsi.de/en/work/research/biophysics/biophysical_research/physical_mo delling_and_treatment_planning.htm)


技术实现要素：

[0026]
发明要解决的课题
[0027]
但是，在组合了生物效应较高的重粒子束和多个核素的照射方法中，为了将碳离子束或比该碳离子束重的氧离子束或氖离子束用于治疗，除了需要能够取出碳离子束或者多个核素的离子源之外，还需要用于将这些加速至到达身体深部的能量的大规模粒子束设施和高价的加速器系统。
[0028]
并且，要求例如用较高的生物效应照射靶部分并且将其周边组织的受照最小化那样的放射线生物效应的控制。在抗放射性高的癌症治疗领域中尤其需要，在其他肿瘤中也为了实现更高的治疗效果、更短的治疗期间而需要。
[0029]
本发明是鉴于这样的情况而完成的，其目的在于提供能够改变粒子束的细胞杀伤效果的粒子束照射系统、粒子束照射方法、照射计划程序、照射计划装置、电磁场生成装置以及照射装置。
[0030]
用于解决课题的手段
[0031]
该发明为一种粒子束照射系统，其具有：照射装置，其向照射对象照射粒子束；以及照射计划装置，其制作通过所述照射装置照射所述粒子束的照射计划，所述粒子束照射
系统具有电磁场生成装置，所述电磁场生成装置生成使所述粒子束给所述照射对象带来的细胞效果发生变化的磁场或/和电场。
[0032]
发明效果
[0033]
根据本发明，能够改变粒子束的细胞杀伤效果。
附图说明
[0034]
图1是本发明的实施方式所涉及的粒子束治疗系统的概略结构图。
[0035]
图2是示出磁场生成装置中所使用的电磁铁和铁屏蔽件的结构的立体图。
[0036]
图3a是电磁铁以及铁芯的纵剖视图。
[0037]
图3b是构成电磁铁的中空导体的剖视图。
[0038]
图4a是示出磁场生成装置的一根导线的示意图。
[0039]
图4b是将磁场生成装置的导线层叠化而成的电磁铁的示意图。
[0040]
图5a是未施加磁场的情况下的细胞杀伤效果的概念图。
[0041]
图5b是施加平行磁场的情况下的细胞杀伤效果的概念图。
[0042]
图6a是对肿瘤的放射线敏感性较高的部位照射粒子束的说明图。
[0043]
图6b是对肿瘤的抗性区域照射粒子束的说明图。
[0044]
图7a是未施加磁场的情况下的细胞杀伤效果的概念图。
[0045]
图7b是对肿瘤区域附近施加平行磁场的情况下的细胞杀伤效果的概念图。
[0046]
图8a是对正常组织附近施加垂直磁场的情况下的细胞杀伤效果的概念图。
[0047]
图8b是对肿瘤附近施加平行磁场而对正常组织附近施加垂直磁场的情况下的细胞杀伤效果的概念图。
[0048]
图9是示出通过一部分中空导体生成磁场的状态的剖视图。
[0049]
图10是笔形射束照射位置(点)的概念图。
[0050]
图11是通过照射计划装置制作照射计划的流程图。
[0051]
图12是通过粒子束照射系统照射粒子束的流程图。
[0052]
图13是实施例2所涉及的粒子束照射系统的立体图。
[0053]
图14是对实施例3进行说明的概略立体图。
[0054]
图15是从上方观察的实施例3的螺线管电磁铁的概略结构图。
[0055]
图16是从侧面观察实施例3的螺线管电磁铁的概略局部剖视图。
[0056]
图17是示出实施例3的螺线管电磁铁的磁场计算例的剖视图。
[0057]
图18是示出实施例4的躯干部照射用的电磁铁的概略结构的示意图。
[0058]
图19是示出对通过实施例4的电磁铁实现的磁场分布进行计算的例的图。
[0059]
图20是使用实施例5的2个永久磁铁的平行磁场的概念图。
[0060]
图21是通过实施例6的粒子束照射系统照射粒子束的流程图。
[0061]
图22a是示出低let区域中的癌细胞的剂量-存活率曲线的图。
[0062]
图22b是示出低let区域中的正常细胞的剂量-存活率曲线的图。
[0063]
图23a是示出高let区域中的癌细胞的剂量-存活率曲线的图。
[0064]
图23b是示出高let区域中的正常细胞的剂量-存活率曲线的图。
[0065]
图24a是实施例7的磁场生成装置的右侧视图。
[0066]
图24b是实施例7的磁场生成装置的主视图。
[0067]
图25a是实施例7的磁场生成装置的俯视图。
[0068]
图25b是实施例7的磁场生成装置的纵剖视图。
[0069]
图25c是实施例7的线圈的立体图。
[0070]
图26是示出实施例8的电场生成装置的概略结构的立体图。
[0071]
图27是示出基于质子束和碳离子束的水中径迹周边的微观能量沉积结构的图。
[0072]
图28是示出螺线管电磁铁生成的平行磁场中的碳离子束细胞照射实验的图。
[0073]
图29a是示出螺线管电磁铁内的碳离子束细胞照射实验的结果中的癌细胞的剂量-存活率曲线的图。
[0074]
图29b是示出螺线管电磁铁内的碳离子束细胞照射实验的结果中的正常细胞的剂量-存活率曲线的图。
[0075]
图30是示出电子基于洛伦兹力的螺旋运动的图。
具体实施方式
[0076]
以下，参照附图对本发明的实施方式进行详细说明。
[0077]
[原理说明]
[0078]
首先，对本发明的基本原理进行说明。
[0079]
(背景)
[0080]
作为以碳离子束为代表的重粒子束有效地治疗身体深部的肿瘤的理由，可以列举：重粒子束在停止位置附近集中释放能量(物理特性)，该位置处的细胞杀伤效果高(生物特性)。
[0081]
高能量带电粒子产生的细胞杀伤效果的程度受细胞或dna尺寸等局部区域中的电离密度的强烈影响。刚射入体内的高能量带电粒子由于高能量电子(δ线)的生成截面积大，并且它们向远处释放能量，因此带电粒子的径迹周边的电离密度变低。相反地，在停止位置附近减速至数mev/u的带电粒子由于生成比较低能量的电子(以下，称作二次电子)，并且它们在生成位置的附近释放能量，因此带电粒子的径迹周边的电离密度增高。这是重粒子束的细胞杀伤效果在停止位置附近更加增大的原因之一。
[0082]
图27是示出基于质子束和碳离子束的水中径迹周边的微观能量沉积结构的图。图27示出了关于每个核子的能量(与带电粒子的速度成比例)为10mev/u、1mev/u、0.2mev/u的质子以及碳离子对径迹周边的二次电子的行为进行蒙特卡洛模拟而得到的结果(引用非专利文献5)。
[0083]
如所述图27所示，如在碳离子束中尤其显著那样，带电粒子的径迹周边的电离密度高，带电粒子的能量越小，则电离密度越高。在粒子束治疗中，带电粒子在其径迹周边高密度地电离，高效地对癌细胞的dna造成无法修复(致命的)的损伤，因此能够实现较高的细胞杀伤效果。
[0084]
(实验)
[0085]
如上所述，在以往的mri中，为了避免其磁场相对于粒子束照射成为干扰因素，专门研究了用于消除对mri装置、粒子束照射装置这双方的影响的配置以及控制。
[0086]
与此相对，本发明人等开始研究了以往没有研究出的用于具体地确认磁场对粒子
束治疗装置的细胞杀伤效果带来的影响的程度。
[0087]
其结果是，本发明人等通过下述实验发现了一种现象，即通过与粒子束的前进方向平行地施加数千高斯左右的磁场来增加粒子束的细胞杀伤效果的现象。
[0088]
图28是示出螺线管电磁铁生成的平行磁场中的碳离子束细胞照射实验的图。另外，在本说明书中，平行磁场是指具有与粒子束的前进方向平行的磁通的磁场。并且，同样地在本说明书中，垂直磁场是指具有与粒子束的前进方向垂直的磁通的磁场。
[0089]
如图28所示，进行了从照射装置6对设置于螺线管电磁铁120a内的细胞(癌细胞和正常细胞)样品照射碳离子束(3mev/u)的细胞照射实验。将螺线管电磁铁120a的中心的细胞设置位置处的磁场强度改变为0、0.3、0.6t(特斯拉)的同时进行细胞照射，查看了碳离子束的细胞杀伤效果因磁场产生的变化。
[0090]
在图28所示的碳离子束细胞照射实验中，在以下3个条件下测量剂量-细胞存活率曲线，查看了基于碳离子束的细胞杀伤效果因磁场强度产生的变化，该3个条件分别是：(1)不施加螺线管电磁铁120a生成的磁场(0t)；(2)通过螺线管电磁铁120a施加0.3t的平行磁场；以及(3)通过螺线管电磁铁120a施加0.6t的平行磁场。
[0091]
图29a-b是示出图28的螺线管电磁铁内的碳离子束细胞照射实验的结果的图，图29a示出了癌细胞的剂量-存活率曲线，图29b示出了正常细胞的剂量-存活率曲线。图29a-b的纵轴表示细胞存活率(细胞存活的比例)，横轴表示照射到细胞的碳离子束的剂量。在图29a-b中，空白方形符号表示无磁场(0t)下的细胞存活率，双圆圈符号表示平行磁场0.6t下的细胞存活率，空白三角形符号表示平行磁场0.3t下的细胞存活率。
[0092]
如图29a-b所示，在对癌细胞和正常细胞中的任一细胞种类都施加平行磁场的情况下，与无磁场的情况相比，相同剂量下的细胞存活率低。这表示碳离子束的细胞杀伤效果通过平行磁场而增大，即使沉积相同的剂量，也能够通过施加磁场来杀伤更多的细胞。并且可知，关于癌细胞和正常细胞这两个细胞种类，在平行磁场0.3t和0.6t下，细胞存活率没有显著性差异。由此可以认为，为了增大生物效应而施加的磁场为0.3t左右就足够。
[0093]
(现象的考察)
[0094]
本发明人等考察到，通过施加与碳离子束平行的磁场来增大碳离子束的细胞杀伤效果这一效果的原因是，二次电子受到磁场产生的洛伦兹力，其移动范围限制在带电粒子的径迹附近，由此径迹周边的电离密度增高。相反地，若施加与粒子束的前进方向垂直的磁场，则电离的二次电子通过洛伦兹力而向与径迹垂直的方向释放出去。因此，径迹周边的电离密度下降。
[0095]
详细叙述的话，在高能量带电粒子的径迹周边通过电离而生成大量的二次电子。二次电子的生成方向还根据带电粒子的能量或靶的种类而不同，低能量电子(＜10ev)各向同性地大量生成，中高能量电子(＞10ev、＜1kev)在带电粒子的径迹垂直方向上大量生成。
[0096]
图30是示出电子基于洛伦兹力的螺旋运动的图。
[0097]
在与带电粒子的前进方向平行地施加磁场的情况下，在与磁通垂直的方向上带有速度v
⊥
的电子受到洛伦兹力，如图30所示，一边以缠绕于磁力线的形式螺旋运动，一边释放能量。
[0098]
用下述式(1)表示电子基于洛伦兹力的螺旋运动的曲率半径r。
[0099]
[数式1]
[0100][0101]
me：电子质量
[0102]
q：元电荷
[0103]
b：磁场
[0104]
由式(1)明确地认为，磁场b越大，且速度v
⊥
越小，则曲率半径r越小。即，根据所施加的磁场b的大小，所生成的电子的螺旋运动的曲率半径发生变化，带电粒子的径迹周边的电离密度发生变化。径迹周边的电离密度的大小对其粒子束的细胞杀伤效果的程度产生较大的影响，因此能够通过适当地调整所施加的磁场b来控制粒子束的生物效应。另一方面，在施加成为与带电粒子的前进方向垂直的方向的磁通的磁场b的情况下，受到洛伦兹力的二次电子一边沿着其磁力线螺旋运动一边前进，并释放超前能量。在该情况下，二次电子以远离径迹的方式移动，因此径迹周边的电离密度下降，粒子束的细胞杀伤效果下降。
[0105]
并且，由于能够用下述式＜算式2＞计算电子所受到的力的大小，因此与相当于磁场的(b)同样地，能够通过控制相当于电场的(e)而得到相同的效果。
[0106]
＜算式2＞
[0107]
f＝qe(e+v*b)
[0108]
※
f：力，b：磁场，v：电子运动的速度，
[0109]
e：电场，qe：元电荷
[0110]
本发明为生物效应可变型粒子束照射系统，其利用本发明人等发现的上述原理，通过适当地控制磁通的方向以及强度和/或电场的方向以及强度，最大限度地提高粒子束的细胞杀伤效果。以下，对本发明的实施例进行说明。
[0111]
实施例1
[0112]
图1是示出本发明的第1实施方式所涉及的粒子束照射系统1(粒子束治疗系统)的整体结构的说明图。在该实施例1中，对将磁场生成装置9用作电磁场生成装置且通过磁场提高粒子束的细胞杀伤效果的例进行说明。
[0113]
粒子束照射系统1具有：加速器4，对从入射器2照射的粒子束3(包含带电重粒子射束的带电粒子射束)进行加速并射出，所述入射器2由离子源和线形加速器构成；射束输送系统5，输送从该加速器4射出的粒子束3；照射装置6(扫描照射装置)，将经由该射束输送系统5输送来的粒子束3照射到作为患者7的照射对象的靶标部8(例如，肿瘤部)；磁场生成装置9，在靶标部8以及靶标部8周边生成磁场；控制装置10(控制部)，对所述粒子束照射系统1进行控制；以及作为确定粒子束照射系统1的照射参数的计算机的照射计划装置20，。另外，在该实施例中，将碳离子束射束用作从入射器2照射的粒子束3，但是并不限于此，能够将本发明适用于照射各种各样的粒子束的粒子束照射系统1。
[0114]
所述加速器4调整粒子束3的能量以及强度。
[0115]
射束输送系统5在照射装置6附近具有旋转机架5a，能够以将通过照射装置6照射粒子束的照射方向变为水平方向以及包括水平方向在内的任意方向的方式旋转。另外，既有具有旋转机架的治疗装置，又有只具有水平垂直等固定端口的治疗装置，本发明能够适用于其两者。在旋转机架中，能够从360度任意方向照射粒子束。
[0116]
所述照射装置6具有：扫描磁铁(省略图示)，使粒子束3在形成与射束前进方向(z方向)垂直的平面的x-y方向上偏转；剂量监控器(省略图示)，对粒子束3的位置进行监控；以及射程移位器(省略图示)，对z方向的粒子束3的停止位置进行调整，使粒子束3沿着扫描轨道扫描靶标部8。另外，作为调整粒子束停止的深度的方法，有调整加速器的加速能量的方法、在射束线路上取出和放入射程移位器的方法或者组合该两者的方法，可以使用任一方法。在调整加速器的加速能量的方法中，不需要射程移位器。
[0117]
磁场生成装置9是在靶标部8以及靶标部8周边生成磁场的装置。
[0118]
所述控制装置10构成为对如下等部分进行控制：来自加速器4的粒子束3的能量以及强度；射束输送系统5内的粒子束3的位置修正；通过照射装置6的扫描磁铁(省略图示)的扫描；通过射程移位器(省略图示)的射束停止位置；以及通过磁场生成装置9生成的磁场。
[0119]
所述照射计划装置20具有：由键盘以及鼠标等构成的输入装置21；由液晶显示器或crt显示器等构成的显示装置22；由cpu以及rom以及ram构成的控制装置23；由进行对cd-rom以及dvd-rom等记录介质29的数据读写的盘驱动器等构成的介质处理装置24；以及由硬盘等构成的存储装置25。
[0120]
照射计划装置20内的控制装置23读取存储装置25中存储的照射计划程序39a以及照射计划修改程序39b，作为区域设定处理部31、处方数据输入处理部32、运算部33、输出处理部34以及磁场影响运算部38发挥功能。
[0121]
存储装置25按照每个控制单位存储有根据磁场生成装置9的通电状态生成的磁场作为磁场数据40。
[0122]
这样构成的照射计划装置20的各功能部按照照射计划程序39a以及照射计划修改程序39b如下工作。
[0123]
区域设定处理部31在显示装置22进行三维ct值数据的图像显示，并接收由计划制作者通过输入装置21输入的区域指定(靶标部8的指定)。
[0124]
处方数据输入处理部32将处方输入用画面显示于显示装置22，并接收由计划制作者通过输入装置21输入的处方数据。该处方数据是表示三维ct值数据的各坐标中的粒子束的照射位置和照射量的数据。另外，在该处方数据中，也可以设为包括粒子束的种类(例如碳离子原子核或氢原子核等)在内的各个种类的照射位置和照射量，设成使用多种粒子束的处方数据。
[0125]
运算部33接收处方数据、磁场数据以及磁场影响数据，并根据这些数据制作照射参数以及剂量分布。即，为了对处方数据的照射位置进行处方数据的照射量的照射，还使用磁场影响数据对应该从粒子束照射系统1照射的粒子束的量(粒子数量)进行倒算，计算从粒子束照射系统1照射的粒子束的照射参数。该照射参数包含：包含进行照射的每个点的粒子束的核素和剂量的粒子束数据；以及包含进行照射的每个点的磁场强度的磁场数据。另外，磁场数据还有如下两种情况：不仅包含磁场强度，还包含磁通的方向的情况；以及包含有关对哪个中空导体50(线圈)进行励磁的信息的情况。并且，运算部33计算受根据计算出的照射参数(粒子束和磁场的设定)向照射对象照射粒子束时的磁场影响的剂量分布。
[0126]
输出处理部34将计算出的照射参数以及剂量分布输出并显示于显示装置22。并且，输出处理部34将照射参数以及剂量分布发送给服务器(省略图示)。在治疗时，从所述服务器向控制粒子束照射系统1的控制装置10发送该治疗的照射参数。另外，也可以设成输出
处理部34不经由服务器而直接向控制装置10发送照射参数的结构。
[0127]
磁场影响运算部38为如下结构：运算在对指定的磁场生成装置9通电时生成的磁场以及该磁场对粒子束的影响。这样，通过运算磁场的影响，并向运算部33发送通过进行该运算而得到的磁场影响数据，能够进行将磁场的影响添加进去的运算。
[0128]
通过这样构成的照射计划装置20，粒子束照射系统1能够添加磁场的影响而照射有效的射束。射束的照射能够设成适当的照射，例如使用了对靶标区域施加相同剂量分布的照射的扫描照射法的点射束的照射(剂量分布为点射束的总和)。
[0129]
图2是示出磁场生成装置9中所使用的线圈43和铁屏蔽件41的结构的立体图。铁屏蔽件41用于抑制磁场泄漏。
[0130]
线圈43具有：纵向直线部43a、43b，在照射对象(被检测体：患者)的躯干方向上长，在照射对象的两侧方相互平行地相对配置；以及横向直线部43c、43d，在纵向直线部43a、43b的相对的各端部向与纵向直线部43a、43b的相对方向垂直的方向退避的位置处，向与纵向直线部43a、43b的长度方向垂直的方向直线连接。纵向直线部43a、43b的端部呈以纵向直线部43a、43b的相对方向为轴的圆弧状弯曲至90度角度，从该位置起以纵向直线部43a、43b的长度方向为轴呈圆弧状弯曲至90度角度，然后与横向直线部43c、43d的端部连接。
[0131]
纵向直线部43a、43b的除彼此的相对面以外的各面被铁屏蔽件41包围。该铁屏蔽件41除了包围纵向直线部43a、43b的直线部分之外，还包围至纵向直线部43a、43b的端部以相对方向为轴弯曲至90度的部分。
[0132]
图3a是沿线圈43的以纵向直线部43a、43b的长度方向为法线的面剖切纵向直线部43a、43b以及铁屏蔽件41的剖视图。
[0133]
纵向直线部43a、43b在图3a的截面中的纵向直线部43a、43b的相对方向以及与该方向垂直的方向上呈格栅状排列配置有多个中空导体50(磁场生成体)。详细叙述的话，中空导体50的在患者的身体前后厚度方向(与纵向直线部43a、43b的相对方向以及长度方向这两者垂直的方向)上的排列数被设定为比一般成人的身体前后厚度方向的厚度长度长的数量。并且，中空导体50的在患者的身体横宽方向(纵向直线部43a、43b的相对方向)上的排列数被设定为该位置的中空导体50生成的磁场充分影响粒子束程度的数量。在该例中，在患者的身体横宽方向上配置有4列，在患者的身体前后厚度方向上配置有20列。该中空导体50能够按照每1列独立地流过电流，通过使任意电流值的电流流过任意列的中空导体50，能够形成各种各样的磁场。
[0134]
纵向直线部43a、43b的周围的除纵向直线部43a、43b的相对面以外的3个面被铁屏蔽件41包围。通过该铁屏蔽件41抑制磁场向磁场生成装置的外部泄漏。
[0135]
图3b示出了构成线圈43的中空导体50的剖视图。
[0136]
中空导体50由如下部件构成：导体52，其截面为大致正方形，在中心开出了圆形的孔51；以及绝缘体53，覆盖该导体52的外周。在该实施例中，导体52由铜形成。孔51内流过冷却水。
[0137]
该线圈43能够用于对以俯卧或仰卧姿势固定在台上的患者的躯干部的肿瘤照射来自水平或垂直或任意方向的粒子束的情况。
[0138]
接着，对这样构成的线圈43的电流和磁场以及功能进行说明。
[0139]
图4a以及图4b是示出躯干部照射用的线圈43的结构例的示意图，图4a是示出线圈
43中的一根导线(中空导体50)的立体图，图4b是在线圈43中的射束轴向(患者的身体前后厚度方向)上层叠图4a的导线(中空导体50)的状态的立体图。在该实施例中，用划线表示磁场9a。
[0140]
图4a-b所示的电磁铁例如安装于治疗台的框体，在该电磁铁上铺有垫子等。
[0141]
为了容易理解地说明电流的流动，图4a记载了由一根导线构成的示意性的电磁铁，示出了一根导线和导线内的电流以及由此产生的磁场9a(磁力线)的图像。
[0142]
如图4b所示，磁场生成装置9(参照图1)具有线圈43作为磁场生成器，所述线圈43在射束轴向上层叠图4a的导线而成。
[0143]
通过使回流(横(左右)向的电流)导线穿过身体的下方，能够构成覆盖可通过粒子束照射系统1(参照图1)照射的范围(例如40
×
40cm2)程度的大小的线圈43。在构成线圈43的多个导线(中空导体50)中，只在肿瘤的深度附近的导线(中空导体50)中流过电流。由此，与所述图4a-b同样地，能够实现对肿瘤附近施加与粒子束平行的方向的磁通的平行磁场ba而在正常组织区域中垂直方向的磁通成分增加那样的磁场。并且，具有无需制作覆盖整个身体的螺线管电磁铁的效果。
[0144]
在图4a-b中，从垂直方向照射粒子束，但是照射粒子束的方向是任意的。通过与想要照射粒子束的方向一致地使线圈43(参照图2)旋转，并使旋转机架5a(参照图1)旋转，能够相对于任意方向的粒子束形成平行磁场ba。
[0145]
例如，在想要从横向照射粒子束的情况下，只要使图4a-b所示的线圈43旋转90度或者使设置于射束输送系统5的旋转机架5a(参照图1)旋转90度即可。
[0146]
(磁场的图案)
[0147]
接着，对磁场的施加图案和细胞杀伤效果进行说明。在该实施例中，制作适当地组合这些施加图案的粒子束的照射计划。
[0148]
＜＜对粒子束照射区域整体施加统一磁场的图案＞＞
[0149]
参照图5a-b，对相同的平行磁场ba施加于粒子束照射区域整体的情况(施加图案1-1)下的粒子束照射进行详细说明。
[0150]
另外，在本说明书中关于磁场提及“统一”时，表示关于需要施加磁场的范围，磁通的方向相同或大致相同，磁通密度恒定或大致恒定。
[0151]
图5a-b是从图示左侧对位于身体深部的肿瘤8a(参照阴影部。以下相同)照射粒子束的情况下的细胞杀伤效果(生物效应)的概念图，图5a是未施加磁场的情况下的图，图5b是与粒子束平行地施加相同的平行磁场ba的情况下的图。图5a-b的上段表示患者的身体，中段表示细胞杀伤效果，下段表示平行磁场ba的有无。
[0152]
＜施加图案1-0：无磁场施加＞
[0153]
如图5a的中段所示，在不施加磁场的前提下，从左侧对肿瘤8a照射粒子束(例如，碳离子束)。在粒子束照射中，以细胞杀伤效果(生物效应)在肿瘤8a的深度处增高的方式进行照射。粒子束在身体深部的肿瘤8a(停止位置附近)处集中释放能量，能够在肿瘤8a的位置得到最大的细胞杀伤效果(生物效应)。但是，由于从左侧照射粒子束，因此对靠近身体深部的肿瘤8a的正常组织7a也具有生物效应，因此计划将容许范围考虑在内的照射。
[0154]
＜施加图案1-1：整体平行磁场ba＞
[0155]
与此相对，如图5b下段的箭头b∥所示，在通过粒子束照射系统1的磁场生成装置9
(参照图1)至少在粒子束进入患者内部而至到达点的期间与粒子束平行地施加统一的平行磁场ba的情况下，如图5b的中段的空心箭头所示，粒子束的细胞杀伤效果增高。在图5b的例中，图5a的中段所示的细胞杀伤效果(参照虚线)增高至图5b的中段所示的细胞杀伤效果(参照实线)。该细胞杀伤效果的增大具有即使在将质子束用作粒子束的情况下也通过平行磁场带来实质上与使用氦离子束或碳离子束的情况相同的生物效应的潜力。即，能够使用价格比重粒子束照射装置低廉且小型的质子束治疗装置来得到与氦离子束等同等的治疗效果。
[0156]
这样，通过与粒子束的射束轴向平行地施加平行磁场ba，能够增大粒子束的细胞杀伤效果。
[0157]
＜组合施加图案1-0、1-1的利用例＞
[0158]
肿瘤8a内的放射线敏感性不均匀，混合存在有放射线容易起效(放射线敏感性高)的区域和低氧区域等放射线不易起效(抗放射性)的区域。在非专利文献4所记载的组合多个核素的照射方法中，提出了对抗性区域照射生物效应更高的氧离子束或氖离子束的技术。
[0159]
本发明能够通过改变磁场的强度(包含磁场的有无)来调整粒子束的细胞杀伤效果。而且，通过改变磁场的强度来调整粒子束的细胞杀伤效果，能够使用一个核素而与组合多个核素的情况同样地有效地对肿瘤8a内的放射线敏感性高的区域和抗放射性区域进行粒子束治疗。
[0160]
图6a-b是对粒子束照射系统1的磁场强度的调整进行说明的概念图，图6a是示出在对肿瘤8a的放射线敏感性高的区域(参照阴影部)进行照射时不施加磁场的情况的图，图6b是示出在对抗性区域(参照格栅阴影部)进行照射时同时施加相同的平行磁场ba的情况的图。
[0161]
如图6a所示，在对肿瘤8a的放射线敏感性高的部分进行照射时，不施加磁场。如图6b所示，只在对抗放射性区域进行照射时，施加平行磁场ba。在混合存在有放射线敏感性高的区域和抗放射性区域的情况下，根据相应的区域适当地选择执行不施加磁场的动作和施加平行磁场ba的动作。
[0162]
这样一来，还能够带来与组合多个核素的照射方法同等的效果。例如，能够实现与在感受性高的区域用碳离子束进行照射而在抗性区域用氧离子束或氖离子束进行照射的使用多个核素的粒子束治疗同等的效果。
[0163]
＜＜按照粒子束的照射区域的部位施加不同磁场的图案＞＞
[0164]
图7a-图8b是从左侧对位于身体深部的肿瘤8a照射粒子束的情况下的细胞杀伤效果(生物效应)的概念图，图7a是未施加磁场的情况下的图，图7b是对肿瘤8a区域附近施加与粒子束前进方向平行的方向的平行磁场ba的情况下的图，图8a是对正常组织7a附近与粒子束的前进方向垂直地施加垂直磁场bb的情况下的图，图8b是对肿瘤8a附近施加与粒子束前进方向平行的平行磁场ba而对正常组织7a附近施加垂直的垂直磁场bb的情况下的图。
[0165]
图7a-图8b的上段表示患者的身体，中段表示细胞杀伤效果，下段表示磁场的有无。
[0166]
＜施加图案2-0：无磁场施加＞
[0167]
如图7a的中段所示，在不施加磁场的前提下，从左侧对肿瘤8a照射粒子束。在粒子
束照射中，以细胞杀伤效果(生物效应)在肿瘤8a的深度处增高的方式进行照射。正常组织7a无磁场。但是，由于从左侧照射粒子束，因此对靠近身体深部的肿瘤8a的正常组织7a也产生某种程度的生物效应。
[0168]
＜施加图案2-1：正常组织7a部分无磁场，对肿瘤8a部分施加平行磁场ba＞
[0169]
如图7b下段的箭头b∥所示，通过粒子束照射系统1(参照图1)的磁场生成装置9对肿瘤区域附近与粒子束平行地施加统一的平行磁场ba。由此，如图7b中段的空心箭头所示，能够提高粒子束的细胞杀伤效果，在施加平行磁场ba的肿瘤区域增大细胞杀伤效果(生物效应)。
[0170]
＜施加图案2-2：对正常组织7a部分施加垂直磁场bb，对肿瘤8a部分无磁场＞
[0171]
另一方面，如图8a下段的箭头b
⊥
所示，通过粒子束照射系统1(参照图1)的磁场生成装置9对正常组织7a附近(紧前侧)施加成为与粒子束的前进方向垂直的磁通的垂直磁场bb。由此，如图8a中段的空心箭头所示，降低对正常组织7a的细胞杀伤效果(生物效应)。在图8a的例中，将图7a的中段所示的对正常组织7a的细胞杀伤效果(参照虚线)降低至图8a的中段所示的对正常组织7a的细胞杀伤效果(参照实线)。肿瘤区域的效果不变，施加垂直磁场bb的正常组织7a区域的细胞杀伤效果下降。
[0172]
这样，通过对正常组织7a附近施加垂直磁场bb，能够在不降低对肿瘤8a的细胞杀伤效果的前提下，降低对正常组织7a的效果。能够减少对正常组织7a造成的损害风险。
[0173]
＜施加图案2-3：对正常组织7a部分施加垂直磁场bb，对肿瘤8a部分施加平行磁场ba＞
[0174]
而且，如图8b下段的箭头b∥以及图8b下段的箭头b
⊥
所示，通过粒子束照射系统1(参照图1)的磁场生成装置9对肿瘤区域与粒子束平行地施加成为相同磁通的相同的平行磁场ba，对正常组织7a区域与粒子束的前进方向垂直地施加成为相同磁通的相同的垂直磁场bb。由此，能够提高对肿瘤8a的细胞杀伤效果，同时能够减少对正常组织7a造成的损害风险。即，通过对粒子束前进方向的紧前侧的正常组织7a附近施加垂直磁场bb，同时对肿瘤区域附近与粒子束平行地施加相同的平行磁场ba，能够减少对粒子束所通过的靶外部(例如正常组织7a)区域的损害，能够更加提高对靶附近的细胞杀伤效果。
[0175]
这样，通过在照射粒子束时组合各种各样的磁场的施加，能够制作更优选的照射计划。
[0176]
图9是示出关于在粒子束3的照射方向上层叠中空导体50而成的线圈43通过一部分中空导体50生成磁场9a的状态的剖视图。另外，在图9的图示中，省略了铁屏蔽件41的图示。
[0177]
在图示的例中，在中空导体50f中流过电流而生成磁场9a。该中空导体50f层叠在从位于粒子束3的入口侧的中空导体50a数第6段。因而，线圈43只在层叠于第6段的中空导体50f中流过电流而生成磁场9a，关于除此以外的中空导体50a～50e、50g～50j(省略图示)，则不流过电流而不生成磁场9a。
[0178]
并且，中空导体50f将多个中空导体50(参照图3a)在患者的身体宽度方向(图9的左右方向)上配置成一列而构成。因而，在沿与粒子束3的照射方向垂直的方向上排成一列的所有中空导体50中流过电流而生成磁场9a。另外，通过改变(增大或减小)流过中空导体50的电流值，能够调整(加强或减弱)所生成的磁场9a的强度。
[0179]
流过电流而生成磁场9a的中空导体50的粒子束照射方向的深度优选设定为与肿瘤8a所在的深度相同的深度(位于肿瘤8a的侧方的中空导体50的高度)，进一步而言，优选设定为与射束点的深度相同的深度(位于射束点的侧方的中空导体50的高度)。
[0180]
这样，通过改变将流过电流的中空导体50设为第几段，能够只对照射粒子束3的射束点附近施加平行磁场9a，使该部分的细胞杀伤效果比除此以外的部分增高。
[0181]
详细叙述的话，射束点附近由于被可靠地施加平行的平行磁场9a，因此能够提高细胞杀伤效果，但是在除此以外的部分，由于磁场9a不平行，因此产生如垂直磁场那样减弱细胞杀伤效果的效果。因而，能够减弱照射粒子束时对射束点以外的部分的细胞杀伤效果，进行更优选的粒子束治疗。
[0182]
这样，通过在患者内的任意深度处生成平行磁场，如图9的箭头a所示，“肿瘤位置处的磁场矢量”与粒子束3的射束方向平行。在肿瘤附近也成为磁力线与射束前进方向平行的平行磁场ba较强的状态。并且，如图9的箭头b所示，“正常组织7a位置处的磁场矢量”为相对于粒子束3的射束方向倾斜的方向。在正常组织7a附近，磁力线相对于射束前进方向倾斜，磁场的平行成分减弱，垂直成分增强。
[0183]
由此，在躯干部的肿瘤治疗中，也能够实现在肿瘤附近生成与粒子束3平行的磁场而在正常组织7a区域中磁通的垂直方向的成分增加那样的磁场。
[0184]
在该实施例中，通过所激励的同一深度的一列中空导体50施加给作为照射对象的肿瘤8a的磁场的强度为0.3特斯拉左右。该磁场的强度的下限能够设为0.05特斯拉以上，优选设为0.1特斯拉以上，更优选设为0.2特斯拉以上，最优选设为0.3特斯拉以上。并且，所施加的磁场的强度的上限能够设为5.0特斯拉以下，优选设为3.0特斯拉以下，更优选设为1.0特斯拉以下，最优选设为0.6特斯拉以下。
[0185]
并且，磁场生成装置9通过施加平行磁场，以将通过作为粒子束3的带电粒子电离的电子(二次电子)的移动范围限制在靶附近的带电粒子的径迹周边的方式施加磁场。并且，磁场生成装置9通过施加平行磁场，以提高靶附近的带电粒子(粒子束3)的径迹周边的电离密度的方式施加磁场。即，磁场生成装置9将二次电子的移动范围限制在带电粒子的径迹附近，提高带电粒子的径迹周边的电离密度。
[0186]
另外，通过使用该躯干部照射用的线圈43，能够制作图9所示的磁场形状，因此具有无需制作呈环状覆盖整个身体那样的螺线管电磁铁这一特有效果。
[0187]
图10是使用粒子束照射系统1的粒子束扫描照射法中的切开靶以及患者观察到的笔形射束照射位置(点)的概念图。图10中的细实线圆圈表示笔形射束照射位置(点)。图示的切片表示以水平照射粒子束的情况下的粒子束照射方向(深度方向)为z轴、以与z轴垂直的重力方向为x轴、以与z轴以及x轴这两者垂直的方向为y轴的三维轴中的xz平面。如图示，在该xz平面内纵横等间隔且无间隙地排列有点(在各切片中排列有多个点)。这样排列的点在y轴方向上也同样地等间隔且无间隙地排列，点等间隔且无间隙地三维排列配置。能够按照每个该点改变磁场或粒子束，例如能够按照圆圈内记载的阴影的每个种类施加不同的磁场，来对各点照射粒子束。
[0188]
在扫描照射法中，使通过粒子束照射系统1(参照图1)的加速器4加速的较细的粒子束笔形射束与肿瘤形状一致地三维地扫描，将照射到各位置的笔形射束的剂量分布进行重合，由此在患者内实现期望的剂量分布。
[0189]
为了在靶内沉积必要且充分的剂量，在靶内紧凑地设置笔形射束的照射位置(点)，对该位置照射按照照射计划确定的数量的粒子。笔形射束的朝深度方向(z方向)的扫描通过变更加速器加速的粒子的速度(运动能量)来进行。
[0190]
另一方面，xy平面内的切片的扫描通过对设置于从成为粒子束的照射中心的等中心起数m上游位置的照射装置6(参照图1)内的称作扫描电磁铁的电磁铁进行励磁而进行。在通常的照射中，首先，对最里侧的切片进行照射，若结束该切片内的所有点的照射，则通过加速器降低粒子束的运动能量，对从里侧数第二个切片进行照射。重复此动作，直至结束所有切片的点的照射。
[0191]
由于以点单位管理各方向(射束)的照射，因此在对某个点进行照射的情况下，还能够实现对线圈43(参照图2)的某个中空导体50(参照图3a)进行励磁这样的切换。
[0192]
接着，对本实施方式的粒子束扫描照射法的照射计划工作流程进行说明。
[0193]
＜本实施方式的照射计划工作流程＞
[0194]
图11是示出考虑了本实施方式中提出的“磁场所带来的粒子束生物效应的调制”的照射计划装置20的工作流程的流程图。在图11中，虚线内是照射计划装置20上的作业。
[0195]
使通过加速器加速且输送至治疗室的较细的粒子束笔形射束一边与肿瘤8a的形状一致地三维地扫描，一边照射。
[0196]
粒子束扫描照射法是在患者内制作期望的剂量分布的、粒子束治疗的照射方法。
[0197]
如图11所示，照射计划装置20按照照射计划程序39a以及照射计划修改程序39b并根据磁场所带来的细胞杀伤效果(生物效应的调制)制定用于照射粒子束的照射计划。该照射计划规定了图1中说明的粒子束照射系统1在粒子束扫描照射法中，为了在患者内实现期望的剂量分布，用哪个核素在哪个位置(射束点)照射多少剂量的粒子束，在所述粒子束扫描照射法中，将在加速器4加速的粒子束通过照射装置6以较细的笔形射束与肿瘤形状一致地三维扫描的同时进行照射。
[0198]
首先，照射计划装置20的控制装置23(参照图1)读入通过适当的ct装置拍摄到的患部的ct图像(步骤s1)。
[0199]
控制装置23通过区域设定处理部31在所读入的ct图像上描绘出靶或重要脏器(步骤s2)。
[0200]
控制装置23通过区域设定处理部31相对于靶确定照射粒子束的方向数量(照射方向的数量(nb))和其方向(步骤s3)。
[0201]
控制装置23通过处方数据输入处理部32对于靶或重要脏器接收并确定剂量处方的输入(步骤s4)。剂量处方是指应照射于靶的剂量或对于重要脏器的容许剂量。即，作为剂量处方，确定对肿瘤的哪个位置照射多少以上的剂量，或者确定对于肿瘤以外的重要脏器的容许剂量为多少为止。但是，在此所说的剂量是指表示粒子束照射所带来的细胞杀伤效果的程度的指标。
[0202]
控制装置23通过处方数据输入处理部32确定应为了对靶沉积必要且充分的剂量而照射的粒子束笔形射束的照射位置(步骤s5)。
[0203]
控制装置23通过运算部33在步骤s5中确定粒子束笔形射束的照射位置之后，在制作笔形射束剂量核之前，确定电磁铁配置(步骤s6)。在该电磁铁配置中，与靶的位置或射束照射方向一致地设置例如所述图2的躯干部照射用的线圈43。另外，作为所配置的电磁铁，
能够使用各种各样的电磁铁，例如为使用形成为环状的头颈部的肿瘤照射用螺线管电磁铁的情况，则设置该头颈部的肿瘤照射用螺线管电磁铁。
[0204]
控制装置23通过磁场影响运算部38(照射计划修改程序39b)计算能够通过所设置的电磁铁配置来在患者体内实现的磁场分布(步骤s7)。但是，由于磁场分布例如根据所励磁的中空导体50和流过该中空导体50的电流值而不同，因此关于成为候补的多个组合计算磁场分布。该磁场分布由中空导体50的形状、位置、电流值而确定，也可以设成选择性地使用预先作为形状、位置、每个电流值的分布数据计算出的磁场分布的结构。另外，优选预先计算或测量该激励的每个中空导体50的每个电流值的磁场分布并存储于存储装置25中。
[0205]
控制装置23通过运算部33计算各磁场分布下的笔形射束剂量核(步骤s8)。该计算能够通过适当的方法进行，例如使用预先通过实验和运算而准备的磁场影响数据，计算某剂量的粒子束对磁通的方向和强度发挥多少细胞杀伤效果。但是，由于通过磁场生成装置9施加的磁场强度较弱(例如0.3t以下)，因此可以预测为磁场产生的粒子束的应变(弯曲、旋转)较小。因此，还有笔形射束剂量核只要在无磁场的前提下计算即可的情况。
[0206]
控制装置23通过运算部33确定笔形射束的粒子数量(分量)和磁场分布(各电磁铁的电流值)的初始值(步骤s9)。
[0207]
控制装置23通过运算部33并根据逐次近似重复运算，将为了满足指定的剂量处方而照射到各位置的笔形射束的粒子数量以及在该笔形射束照射中流过各电磁铁的电流值确定为最佳(步骤s10～s12)。
[0208]
控制装置23通过运算部33计算与细胞杀伤效果相关的评价指数值f(步骤s10)。关于该评价指数值f，考虑磁场所带来的细胞杀伤效果的提高或减少，计算用于判定对靶具有必要且充分的细胞杀伤效果的靶细胞杀伤效果值以及用于判定对重要脏器的细胞杀伤效果为容许值以下的重要脏器细胞杀伤效果值。
[0209]
控制装置23通过运算部33判别逐次近似重复运算是否满足预先规定的剂量处方(f＜c)，或者是否超过预先规定的一定的重复运算数量(n＞n)(步骤s11)。
[0210]
在逐次近似重复运算不满足预先规定的剂量处方的情况或者未超过预先规定的一定的重复运算数量的情况下(步骤s11：否)，控制装置23通过运算部33，为了更新笔形射束的粒子数量和磁场分布(各电磁铁的电流值)，将重复运算数量n设为增量(n＝n+1)，返回到步骤s10(步骤s12)。
[0211]
并且，在逐次近似重复运算满足预先规定的剂量处方的情况或者超过预先规定的一定的重复运算数量的情况下(步骤s11：是)，控制装置23通过运算部33结束重复，进入下一个处理。
[0212]
控制装置23通过运算部33将该时刻的“照射到各位置的笔形射束的粒子数量以及在该笔形射束照射中流过各电磁铁的电流值”设为相对于该方向的照射参数(步骤s13)。
[0213]
控制装置23通过运算部33判别是否完成了预先规定的方向数量(nb)的照射计划(nb＝nb)(步骤s14)。
[0214]
在未完成预先规定的方向数量(nb)的照射计划的情况下(步骤s14：否)，控制装置23通过运算部33判断为不足而更新处理完的射束数量nb(步骤s15)，并将重复运算数量n设为增量(nb＝nb+1)，从步骤s4重复进行。
[0215]
在完成了预先规定的方向数量(nb)的照射计划的情况下(步骤s14：是)，控制装置
23通过运算部33进入通过粒子束照射系统1进行的粒子束的治疗照射(步骤s16)。
[0216]
以上，结束基于照射计划装置20的照射计划工作流程，将照射参数输出到粒子束照射系统1的控制装置10(参照图1)。
[0217]
之后，粒子束照射系统1的控制装置10(参照图1)根据通过照射计划装置20制定的照射参数执行治疗照射。
[0218]
[照射工作流程：旋转机架室]
[0219]
接着，对使用粒子束照射系统1的在机架端口中的照射工作流程进行说明。在大多质子束治疗设施中具有旋转机架，能够从360度任意方向对患者的周围照射射束。旋转机架是具有能够绕患者的周围旋转的旋转机构的照射端口。在碳离子束治疗设施中，具有旋转机架的治疗设施较少，全世界也只是通过国立放射医学研究所和海德尔堡的重粒子束设施运转。在大多碳离子束设施中，只能从水平端口、垂直端口、水平+垂直端口这样的治疗室中固定的某个方向照射射束。
[0220]
图12是示出使用粒子束照射系统1在旋转机架室照射粒子束的照射工作流程的流程图。
[0221]
粒子束照射系统1的控制装置10在被输入患者已进入旋转机架室内的信息(步骤s31)之后，从服务器中获取并加载照射参数(步骤s32)。此时获取的照射参数以照射射束的1个方向(射束)单位获取。另外，照射参数也可以不借助服务器而直接从输出处理部34中获取。
[0222]
控制装置10接收射束照射用的患者定位(步骤s33)。并且，控制装置10接收照射端口(机架角度)等的设定(步骤s34)。
[0223]
控制装置10在定位认证之后，开始照射射束(步骤s35)。在该射束照射中，对肿瘤8a的三维位置的各点施加规定的磁场9a，在施加该磁场9a的期间照射规定剂量的粒子束3。此时，磁场生成装置9至少在开始照射粒子束3的时刻至完成照射的时刻为止的期间，持续对1个点施加相同的磁场9a。关于该磁场9a的施加和粒子束3的照射，按照在照射计划装置20中关于当前的一个方向计划的照射计划(照射参数)，以点单位对所有点执行。
[0224]
若未结束所有射束的照射(步骤s36：否)，则控制装置10返回到步骤s32而重复进行处理。在该重复之后，例如为第2方向，则将第2方向的照射参数加载到控制装置10。并且，在第1方向和第2方向上患者的设置位置未发生变化等患者的设置位置与前一方向的照射时相比未发生变化的情况下，控制装置10跳过步骤s33的患者的定位(接收为与前一方向的照射时相同的位置)。
[0225]
在结束所有射束的照射的情况下(步骤s36：是)，控制装置10容许患者离开(步骤s37)。例如，在当日关于该患者结束了预定的所有射束的照射的情况下，患者离开。
[0226]
控制装置10将照射日志等治疗记录保存在适当的存储部中(步骤s38)，接收治疗的结束(步骤s39)。
[0227]
通过以上结构以及动作，粒子束照射系统1(参照图1)能够使照射装置6以及磁场生成装置9在被检测体的靶附近生成影响粒子束产生的细胞杀伤效果的磁场，在该磁场的环境下照射粒子束，改变细胞杀伤效果。即，既能够在不进行所照射的粒子束的核素的变更或照射剂量的变更的前提下，以相同的核素进行相同剂量的照射，又能够通过磁场改变细胞杀伤效果(使之不同)。因而，能够提高治疗计划的自由度，能够提高粒子束照射系统1的
功能性。
[0228]
并且，能够一边生成成为与射束轴平行的方向的磁通的磁场，一边照射粒子束，由此能够提高粒子束产生的细胞杀伤效果。
[0229]
并且，照射装置6以及磁场生成装置9能够一边在被检测体的正常组织7a生成成为与粒子束的射束轴垂直或交叉的方向的磁通的磁场，一边照射粒子束，并且能够减弱粒子束3对正常组织7a的细胞杀伤效果。
[0230]
这样一来，能够实现适当地控制磁通的方向以及强度的配置结构，最大限度地提高粒子束的细胞杀伤效果，并且能够选择性地降低粒子束所通过的正常组织7a区域中的生物效应，从而能够构筑减少损害风险的系统。
[0231]
并且，通过适当地控制磁通的方向以及强度，能够最大限度地提高粒子束的细胞杀伤效果。
[0232]
例如，只要能够对肿瘤区域施加平行磁场，对正常组织7a区域施加垂直磁场，则能够提高对肿瘤的细胞杀伤效果，同时能够减少对正常组织7a造成的损害风险。
[0233]
而且，通过根据肿瘤内的放射线敏感性高的区域和抗放射性区域控制磁场，能够将粒子束治疗最佳化。这样，能够使用一个核素带来与组合多个核素的照射方法同等的效果，从而能够实现与使用多个核素的粒子束治疗同等的效果。
[0234]
并且，在对点施加平行磁场的状态下照射粒子束3时，在粒子束3的径迹周边生成的二次电子受到磁场9a产生的洛伦兹力，以围绕径迹周围的方式螺旋运动，在径迹附近集中释放能量。由此，提高带电粒子的径迹周边的电离密度。因此，与无平行磁场的情况相比，提高粒子束3的细胞杀伤效果。并且，不仅能够提高粒子束治疗的效果，而且还能够通过质子束期待例如与氦离子束或碳离子束同等的细胞杀伤效果。即，能够通过价格低廉、小型且设施数量也较多的使用质子束的粒子束照射系统，实现与目前为止只能通过因价格昂贵而设施数量也非常有限的使用重粒子束的粒子束照射系统进行那样的粒子束治疗同等或接近的治疗。
[0235]
并且，本发明人等验证的结果是，为了增大生物效应而施加的磁场虽然小，但是具有充分的效果，能够将生成磁场的磁场生成装置9设成如本实施例那样简单的结构。由此，还能够有助于粒子束设施的小型化、低成本化，并且容易实施，能够提高通用性。但是，并不排除不使用超电导电磁铁就无法实现那样的高达数特斯拉磁场强度的导入。
[0236]
并且，通过至少在照射粒子束3的期间对所照射的点施加磁场8a、优选为平行磁场ba，能够对粒子束3带来影响而提高细胞杀伤效果。并且，通过至少在照射粒子束3的期间对所照射的点的照射方向紧前侧施加垂直磁场bb，能够降低粒子束3对正常细胞等的影响。
[0237]
并且，粒子束照射系统1能够通过改变磁场来控制粒子束给照射对象带来的生物效应。
[0238]
并且，磁场生成装置9能够在照射对象的附近或粒子束前进方向的紧前侧或者其双方生成磁场。因此，能够对被检测体的靶附近施加成为与粒子束3的射束轴平行的方向的磁通的磁场9a，并且对靶外部施加成为与粒子束3的射束轴垂直或交叉的方向的磁通的磁场9a，从而能够提高粒子束在靶中的生物效应，降低粒子束在靶外部(照射对象的紧前方)的生物效应。
[0239]
并且，磁场生成装置9能够以将二次电子的移动范围限制在靶附近的带电粒子的
径迹周边的方式施加磁场9a(平行磁场)，因此能够提高粒子束3的生物效应。
[0240]
并且，磁场生成装置9能够以提高靶附近的带电粒子的径迹周边的电离密度的方式施加磁场9a(平行磁场)，因此能够提高粒子束3的生物效应。
[0241]
这样，本粒子束照射系统1能够期待对产业价值、粒子束治疗的普及的较大贡献。
[0242]
另外，磁场的切换只要以点单位进行设定来切换即可，但是并不限于此，能够设成各种各样的切换。例如，可以设成如下结构：在扫描照射粒子束3时施加相同磁场的点连续的期间，在不改变磁场的设定的前提下切换照射粒子束3的点，关于需要改变磁场的设定的点，在照射粒子束3之前的时刻切换磁场。在这样进行的情况下，能够减少磁场的切换。
[0243]
实施例2
[0244]
图13是示出本发明的实施例2所涉及的粒子束照射系统101的磁场生成装置120的结构的立体图。
[0245]
如图13所示，磁场生成装置120具有在粒子束的射束轴上相对配置的2个螺线管电磁铁(螺线管线圈)121、122。为了清楚地观察到内侧的磁场9a中的磁力线，在图示中将螺线管电磁铁121、122切割一部分而示出为c型状，但是均为相同的尺寸，形成为相同的环状，以中心成为同轴的方式分离配置。以作为照射对象(被检测体)的患者7夹在螺线管电磁铁121与螺线管电磁铁122之间的方式配置。
[0246]
使用螺线管电磁铁121、122生成磁场9a。
[0247]
螺线管电磁铁121、122能够通过变更螺线管线圈中流过的电流值而瞬间变更磁场强度。并且，相对于患者7的肿瘤的粒子束3照射方向不仅是图示的水平方向，还能够使旋转机架旋转而沿着从上到下的垂直方向进行照射。另外，也可以设成对螺线管电磁铁的形状以及配置进行改善而局部施加平行磁场或垂直磁场的结构。
[0248]
通过螺线管电磁铁121、122施加的磁场9a的强度为0.6特斯拉以下，但是也可以根据需要提高至3.0特斯拉左右。这能够通过适当地修正照射计划来实施。并且，也可以为了使必要的生物效应变强或变弱而设为0.1特斯拉以下。
[0249]
由于其他结构以及动作与实施例1的粒子束照射系统1的入射器2、加速器4、射束输送系统5、照射装置6、控制装置10以及照射计划装置20相同的结构以及相同的动作，因此对同一要素标注同一符号而省略其详细的说明。
[0250]
通过以上结构，在实施例2中也能够得到与实施例1相同的作用效果。
[0251]
实施例3
[0252]
接着，对实施例3进行说明。
[0253]
图14是粒子束照射系统中所使用的螺线管电磁铁123的概略立体图，图15是从上方观察的包围患者的头颈部7b的状态的螺线管电磁铁123的概略结构图，图16是从侧面观察包围患者的头颈部7b的状态的螺线管电磁铁123的概略局部剖视图。另外，在图14中用细实线示出了磁场9a，但是在图15以及图16中用划线示出了磁场9a。
[0254]
构成磁场生成装置的螺线管电磁铁123(磁场生成体123-1、123-2、
……
、123-n)是包围患者7的头颈部7b(治疗部位)的圆筒形状，在粒子束3的射束轴向上层叠排列。
[0255]
能够以1层单位对层叠的螺线管电磁铁123进行on/off控制以及电流值控制，例如使电流只流过图15以及图16中用虚线圈起来的靶附近(肿瘤附近)的螺线管电磁铁123(磁场生成体123-4、123-5、123-6、123-7)。
[0256]
如图示中用虚线圈起来的部分所示，在只开启(on)与靶相同深度的层的螺线管电磁铁123(磁场生成体123-4、123-5、123-6、123-7)的情况下，如图15以及图16中示出为“射束轴向的磁场强度分布”那样成为如下磁场：通过螺线管电磁铁123(磁场生成体123-4、123-5、123-6、123-7)与粒子束3的射束轴向平行地生成平行磁场ba，对肿瘤8a附近施加较强的平行磁场ba，而在粒子束所通过的正常组织的区域中平行磁场ba变弱，垂直方向的成分增加。
[0257]
图17是示出螺线管电磁铁123的磁场计算例的图。
[0258]
如图17的箭头a所示，“肿瘤位置处的磁场矢量”与粒子束3的射束方向平行。在肿瘤附近也成为磁力线与射束前进方向平行且平行磁场ba较强的状态。并且，如图17的箭头b所示，“正常组织位置处的磁场矢量”为相对于粒子束3的射束方向倾斜的方向。即，在正常组织附近，磁力线相对于射束轴向倾斜，磁场的平行成分变弱，垂直成分变强。
[0259]
这样，能够实现对肿瘤附近施加较强的平行磁场ba而在正常组织区域中垂直方向的成分增加的磁场。
[0260]
由于其他结构以及动作与实施例1的粒子束照射系统1的离子源2、加速器4、射束输送系统5、照射装置6、控制装置10以及照射计划装置20相同的结构以及相同的动作，因此对同一要素标注同一符号而省略其详细的说明。
[0261]
通过以上结构，在实施例3中也能够得到与实施例1相同的作用效果。
[0262]
实施例4
[0263]
接着，对实施例4进行说明。
[0264]
图18是示出实施例4中的粒子束照射系统中所使用的躯干部照射用的电磁铁126的概略结构的示意图。
[0265]
电磁铁126由如下部件构成：倒u字型的铁芯(旁轭)127，具有厚度的平板状的主体部的两端向下方弯曲等距离而成；以及螺线管128，无间隙地排列卷绕于铁芯127的主体部周围。通过在该螺线管128中流过电流，电磁铁126生成磁场9a。
[0266]
图19是示出对通过躯干部用的电磁铁126实现的磁场分布进行计算的例的图。在铁芯127的上方、即铁芯127的与患者7相反的一侧，在俯视观察时与铁芯127相同的位置处，与铁芯127的主体部平行地配置有与铁芯127的上表面相同面积的铁屏蔽件127a。
[0267]
该电磁铁126实现对肿瘤8a的附近施加作为与粒子束3平行的磁场8a的平行磁场ba而在正常组织区域中垂直方向的成分增加那样的磁场。即，在肿瘤8a附近成为磁场8a的磁力线与射束前进方向平行的平行磁场ba较强的状态。在肿瘤8a以外的正常组织附近，磁场8a的磁力线相对于射束前进方向倾斜，磁场的垂直成分变强。
[0268]
通过按照肿瘤的深度、大小调整躯干部用的电磁铁126与患者的肿瘤8a之间的位置关系，能够调整肿瘤附近的磁通的方向以及强度。
[0269]
另外，在图示的例中，从水平方向照射粒子束，但是通过使躯干部用的电磁铁126与想要照射粒子束的方向一致地旋转，能够相对于任意方向的粒子束形成平行磁场ba。
[0270]
由于其他结构以及动作与实施例1的粒子束照射系统1的离子源2、加速器4、射束输送系统5、照射装置6、控制装置10以及照射计划装置20相同的结构以及相同的动作，因此对同一要素标注同一符号而省略其详细的说明。
[0271]
通过以上结构，在实施例4中也能够得到与实施例1相同的作用效果。
[0272]
实施例5
[0273]
接着，对实施例5进行说明。
[0274]
图20是使用2个永久磁铁129的平行磁场的生成方法的概念图。
[0275]
立方体形状、同一尺寸且同一磁力强度的2个永久磁铁129以夹持患者的癌灶(2个以上的情况下为包围)的方式配置，能够调整彼此的间隔。即，构成为2个永久磁铁129以各自能够相对于患者向靠近/分离方向(图示上下方向)移动的方式配置，能够适当地调整与患者之间的距离。并且，在永久磁铁129的外周部设置有铁屏蔽件129a。
[0276]
这样，局部施加平行磁场ba或垂直磁场。
[0277]
由于其他结构以及动作与实施例1的粒子束照射系统1的离子源2、加速器4、射束输送系统5、照射装置6、控制装置10以及照射计划装置20相同的结构以及相同的动作，因此对同一要素标注同一符号而省略其详细的说明。
[0278]
通过以上结构，在实施例5中也能够得到与实施例1相同的作用效果。
[0279]
实施例6
[0280]
[照射工作流程：固定端口室]
[0281]
接着，作为实施例6，对在目前为止的实施例1～5中将照射工作流程设为固定端口中的照射工作流程的例进行说明。在该情况下，还能够用于不具有旋转机架的粒子束照射系统1、101。
[0282]
图21是示出使用粒子束照射系统1、101在固定端口室照射粒子束的照射工作流程的流程图。
[0283]
固定端口室中的治疗的工作流程与机架室大致相同，但是在固定端口室中，大多情况下在第1方向与第2方向之间进行治疗台的旋转，在该情况下，在治疗台的旋转之后，再次进行患者定位。
[0284]
控制装置10从患者入室起至照射参数的加载为止(步骤s41～s42)，进行与在实施例1中和图12一同说明的步骤s31～32相同的动作。
[0285]
控制装置10接收治疗台的旋转(步骤s43)。
[0286]
控制装置10接收射束照射用的患者定位(步骤s44)。
[0287]
控制装置10从照射射束起至结束治疗为止(步骤s45～s49)，进行与在实施例1中和图12一同说明的步骤s35～39相同的动作。
[0288]
由于其他结构与实施例1～5的粒子束照射系统1、101的离子源2、加速器4、射束输送系统5、照射装置6、控制装置10、照射计划装置20以及磁场生成装置9、120相同的结构以及相同的动作，因此省略其详细的说明。
[0289]
通过以上结构，在实施例6中也能够得到与实施例1～5相同的作用效果。
[0290]
[验证实验]
[0291]
接着，示出了利用上述各实施例中的1个进行验证实验的结果。图22a-22b、图23a-23b均示出了以纵轴为细胞的存活率、以横轴为剂量的剂量-存活率曲线。
[0292]
图22a示出了低let区域中的癌细胞的剂量-存活率曲线。该癌细胞为来源于人唾液腺的癌细胞。
[0293]
图22b示出了低let区域中的正常细胞的剂量-存活率曲线。该正常细胞为来源于人皮肤的细胞。
[0294]
图23a示出了高let区域中的癌细胞的剂量-存活率曲线。该癌细胞为来源于人唾液腺的癌细胞。
[0295]
图23b示出了高let区域中的正常细胞的剂量-存活率曲线。该正常细胞为来源于人皮肤的细胞。
[0296]
如这些图22a-22b、图23a-23b的各图表所示，关于癌细胞，在将磁场强度设为0.1t、0.2t的情况和设为0.3t、0.6t的情况下，细胞杀伤效果没有出现差异。即，在本次实验中使用的癌细胞中，用于增强细胞杀伤效果的磁场为0.1t即可。
[0297]
关于正常细胞，磁场强度设为0.1t、0.2t的情况下的细胞杀伤效果是未施加磁场的情况与将施加0.3t、0.6t磁场的情况的中间。即，可知在本次实验中使用的正常细胞中，到0.3t左右为止增强细胞杀伤效果，在0.3t以上时为饱和。
[0298]
在本验证实验中，在碳离子束的bragg峰附近也观测到了细胞杀伤效果通过平行磁场而超过预想地大幅增长。这是改变今后重粒子束治疗的方向性程度的重要发现。
[0299]
由验证结果可知，为了增大生物效应而施加的磁场虽然小，但是有充分的效果，生成磁场的磁场生成装置9、120、136为简单的结构即可。即，只要是利用以往的粒子束照射系统的情况，则能够通过追加小型的磁场生成装置来提高粒子束的细胞杀伤效果，能够设成小型且高性能的粒子束照射系统。并且，在构建具有能够实现所需的细胞杀伤效果的粒子束照射系统的粒子束设施的情况下，通过活用小型的磁场生成装置，有助于粒子束设施的小型化、低成本化。
[0300]
并且，由于能够通过比mri装置生成的mri磁场弱的磁场实现，因此能够实现与mri装置相比小型化的磁场生成装置。
[0301]
并且，由于所需的磁场强度没有那么高，因此本发明容易实施，具有通用性。但是，不排除不使用超电导电磁铁就无法实现那样的高达数特斯拉磁场的磁场强度的导入。
[0302]
并且，上述的实施方式例为了容易理解地说明本发明而进行了详细说明，并非必须限定于具有已说明的所有结构。并且，能够将某个实施方式例的结构的一部分置换为其他实施方式例的结构，并且还能够对某个实施方式例的结构追加其他实施方式例的结构。并且，能够对各实施方式例的结构的一部分进行其他结构的追加、删除以及置换。
[0303]
实施例7
[0304]
接着，作为实施例7，对使实施例1的线圈形状不同的例进行说明。
[0305]
图24a是示出实施例7的磁场生成装置109的结构的右侧视图，图24b是示出磁场生成装置109的结构的主视图，图25a是示出磁场生成装置109的结构的俯视图，图25b是示出磁场生成装置109的结构的纵剖视图，图25c是示出磁场生成装置109中所使用的线圈143b的结构的立体图。
[0306]
如图24a以及图24b所示，磁场生成装置109构成为：在圆筒形的铁屏蔽件141的内侧配置有呈圆筒形配置的线圈143(143a、143b)，而且在其内侧配置有用于卷绕线圈143的大致圆筒形的卷绕架146，在其内侧的下方位置配置有用于人躺卧的大致板状的治疗台11。治疗台11以能够在磁场生成装置109的内侧通过适当的驱动装置沿着铁屏蔽件141的轴向滑移的方式构成。
[0307]
铁屏蔽件141为足够使普通人以躺卧的状态进入内部的大小，在上表面中央和下表面中央形成有使粒子束3通过的粒子束通过孔142。粒子束通过孔142能够设为长方形或
正方形或圆形等适当的形状。例如，能够设为一个边是100mm～500mm的长方形或正方形，优选设为一个边是200mm～400mm的长方形或正方形，更优选设为一个边是300mm的正方形。铁屏蔽件141的外径尺寸能够设为0.8m～1.6m，优选设为1m～1.4m，更优选设为1.2m。并且，铁屏蔽件141的轴向长度能够设为1m～3m，优选设为1.3m～1.7m，更优选设为1.5m。
[0308]
线圈143为整体比铁屏蔽件141小一圈的大小，以纵切圆筒形而得的半圆筒形的上线圈143a和下线圈143b上下相对配置的方式构成。如图25c所示，下线圈143b将中空导体50(参照图3b)以俯视观察以及侧面观察时为长方形而主视观察时为半圆弧形的方式卷绕于中央的粒子束通过孔144的周围而形成。
[0309]
下线圈143b具有：纵向直线部143a、143b，在照射对象(被检测体：患者)的躯干方向上长，在照射对象的两侧方呈截面圆弧状相互平行地相对配置；以及横向直线部143c、143d，在纵向直线部143a、143b的相对的各端部向纵向直线部143a、143b的截面为圆弧状的圆弧方向退避的位置处，向与纵向直线部143a、143b的长度方向垂直的方向弯曲并呈圆弧状连接。纵向直线部143a、143b的端部沿着大致圆筒形的卷绕架146(参照图24b)的表面呈圆弧状弯曲至90度角度，从该位置起与呈沿卷绕架146(参照图24b)的圆弧状表面的圆弧状弯曲的横向直线部143c、143d的端部连接。上线圈143a是将与该下线圈143b相同的线圈上下颠倒的线圈，与下线圈143b相对配置。
[0310]
卷绕架146为比线圈143小一圈的大小，形成为横向倾倒的圆筒形，在上表面中央和下表面中央形成有使粒子束3通过的粒子束通过孔147。该卷绕架146能够设为直径600mm～1000mm，优选设为直径700mm～900mm，更优选设为直径800mm。该卷绕架146的内侧为腔(bore)，患者7能够以躺卧的状态进入该腔的内侧。
[0311]
由于其他结构与实施例1相同，因此省略详细的说明。
[0312]
通过以上结构，能够得到与实施例1相同的作用效果。而且，通过将具有圆筒形状的2个线圈143a、143b相对配置来使用，能够对作为照射对象的患者产生均匀的磁场。并且，通过利用铁屏蔽件141覆盖线圈143的外周，能够高效地产生磁场，并且降低磁场向外部泄漏。
[0313]
实施例8
[0314]
[电场的利用]
[0315]
接着，作为实施例8，对在目前为止的实施例1～7中利用电场而不是利用磁场的例进行说明。
[0316]
图26是示出实施例8的电场生成装置210的概略结构的立体图。
[0317]
电场生成装置210具有第1电极211、第2电极212以及电力控制装置(电源部)215，所述电力控制装置215经由电线214向该两个电极供给电力，使电极之间产生电位差而生成电场。
[0318]
第1电极211配置于作为照射对象的被检测体的上表面侧(粒子束3的入射侧)，形成为至少覆盖比肿瘤8a宽的面积的水平的大致板状。优选该第1电极211由铝箔等作为电极发挥功能的原材料形成，是比普通人的横宽宽的大小。
[0319]
第2电极212配置于作为照射对象的被检测体的下表面侧(粒子束3的射出侧)，形成为至少覆盖比肿瘤8a宽的面积的水平的大致板状。优选该第2电极212由铝箔等作为电极发挥功能的原材料形成，是比普通人的横宽宽的大小。
[0320]
第1电极211和第2电极212为相同的大小，以彼此的面相对的方式相互平行地配置。
[0321]
电线214从电力控制部215向第1电极211以及第2电极212供给电力，生成从第1电极211朝向第2电极212的电场。
[0322]
电力控制装置215按照实施例1中说明的粒子束照射系统1的照射计划装置20的计划，施加从第1电极211朝向第2电极212的期望的电场210a。
[0323]
通过该结构，电场生成装置210能够在第1电极211与第2电极212之间的整个范围内相同地生成与粒子束3的前进方向平行的电场，由此能够提高粒子束的生物效应。
[0324]
这样构成的电场生成装置210能够在实施例1中说明的粒子束治疗系统1中代替磁场生成装置9而使用。
[0325]
在该情况下，图1所示的照射计划装置20的控制装置23代替磁场影响运算部38而具有电场影响运算部，在存储装置25中代替磁场数据而存储有电场数据即可。电场数据存储有预先作为第1电极211和第2电极212的材质、大小、分离距离、所施加的每个电压的分布数据计算出的电场分布即可。并且，电场影响运算部也可以设成按照第1电极211和第2电极212的材质、大小、分离距离、所施加的每个电压从上述分布数据中选择性地使用的结构。由此，能够运算电场分布对粒子束3产生的影响。
[0326]
并且，在图11中说明的流程中，在步骤s6中确定第1电极211以及第2电极212的配置，在步骤s7中计算电场分布即可。然后，在步骤s8中计算各电场分布中的笔形射束剂量核，在步骤s9中确定笔形射束的分量和电场分布的初始值即可。笔形射束剂量核的计算能够通过适当的方法进行，例如使用预先通过实验和运算准备好的电场影响数据，计算某剂量的粒子束对电场的方向以及强度发挥多少细胞杀伤效果。
[0327]
然后，在步骤s10中，关于评价指数值f，考虑电场产生的细胞杀伤效果的提高或减少，计算用于判定对靶具有必要且充分的细胞杀伤效果的靶细胞杀伤效果值以及用于判定对重要脏器的细胞杀伤效果为容许值以下的重要脏器细胞杀伤效果值即可。
[0328]
并且，在步骤s12中，控制装置23为了更新笔形射束的粒子数量和电场分布(各电极的电压值)，通过运算部33将重复运算数量n设为增量(n＝n+1)即可。
[0329]
然后，在步骤s13中，运算部33将该时刻的“照射到各位置的笔形射束的粒子数量和在该笔形射束的照射中流过各电极的电压值”设为相对于该方向的照射参数即可。
[0330]
由于其他结构以及动作与实施例1相同，因此省略其详细的说明。
[0331]
这样，使用电场生成装置210的实施例8也能够得到与实施例1相同的作用效果。
[0332]
另外，在实施例1中说明的粒子束治疗系统1中，也可以设成如下结构：设置磁场生成装置9和电场生成装置210这两者，利用磁场生成装置9的磁场的影响和电场生成装置210的电场的影响这两者，来调整粒子束3对细胞的影响(细胞杀伤效果等)。在该情况下，能够通过组合磁场所产生的细胞杀伤效果的变化和电场所产生的细胞杀伤效果的变化这两者来实施多样的粒子束照射。
[0333]
本发明并不限定于上述的实施方式例，只要不脱离权利要求书所记载的本发明的主旨，则包含其他变形例、应用例。
[0334]
例如，作为磁场生成器，还能够使用mri磁场(mri装置)。在该情况下，通过采用粒子束照射和mri的摄像互不干扰的设备配置，不损害mri的图像引导功能，并且还不伴有带
电粒子束因mri磁场产生的较大的偏转。因而，还能够维持一边通过mri确认肿瘤的位置一边照射粒子束的作为mri图像引导粒子束照射装置的效用。
[0335]
并且，在上述实施方式中，使用了粒子束治疗装置、粒子束治疗系统以及粒子束照射方法这样的名称，但这是为了便于说明，装置的名称也可以是粒子束照射装置、粒子束照射系统等。并且，方法也可以是粒子束治疗方法等。
[0336]
并且，平行磁场能够设为与粒子束的照射方向平行的成分比与粒子束的照射方向垂直的成分多的平行成分过多磁场，能够将磁力线的矢量相对于粒子束的照射方向的角度设为小于45度，优选设为30度以下，更优选设为10度以下，最优选设为大致0度。该平行磁场还包含：与粒子束只完全平行一定距离那样的磁场；以及弯曲的磁场且在点附近有与粒子束3平行的1个点那样的磁场(大致平行的磁场)。
[0337]
并且，垂直磁场能够设为与粒子束的照射方向垂直的成分比与粒子束的照射方向平行的成分多的垂直成分过多磁场，能够设为磁力线的矢量相对于粒子束的照射方向的角度大于45度的磁场，优选设为60度以上，更优选设为80度以上，最优选设为大致90度。该垂直磁场还包含：与粒子束只完全垂直一定距离那样的磁场；以及弯曲的磁场且在点附近或点紧前侧(从粒子束照射方向观察时为比点靠紧前侧的位置)有与粒子束3垂直的1个点那样的磁场(大致垂直的磁场)。
[0338]
粒子束照射系统1、101以同步加速器为例进行了说明，但是并不限于此，也可以设为回旋加速器等。
[0339]
产业上的可利用性
[0340]
该发明能够用于照射粒子束这样的产业。
[0341]
符号说明
[0342]
1、101 粒子束照射系统
[0343]
6 照射装置
[0344]
9、109、120 磁场生成装置
[0345]
10 控制装置
[0346]
41、141 铁屏蔽件
[0347]
127 铁芯
[0348]
43、143 线圈
[0349]
121、122、123 螺线管电磁铁(螺线管线圈)
[0350]
124、125、126 电磁铁
[0351]
128 螺线管
[0352]
129 永久磁铁
[0353]
150 照射计划装置
[0354]
210 电场生成装置
[0355]
211 第1电极
[0356]
212 第2电极
[0357]
215 电力控制装置
[0358]
ba 平行磁场
[0359]
bb 垂直磁场