具体实施方式

以下，参考附图对本发明所涉及的带电粒子束照射装置的优选实施方式进行说明。另外，在附图说明中，对相同的要件标注相同的符号，并省略重复说明。在本实施方式中，对将带电粒子束照射装置设为带电粒子束治疗装置的情况进行说明。带电粒子束治疗装置例如适用于癌症治疗，是对患者体内的肿瘤(照射目标物)照射质子束等带电粒子束的装置。

对本实施方式的带电粒子束照射装置的概略结构进行说明。图1是本发明的一实施方式所涉及的带电粒子束照射装置的俯视观察时的配置图。如图1所示，带电粒子束照射装置1具备：生成带电粒子束的加速器2；从任意的方向对治疗台16上的患者15照射带电粒子束的旋转自如的照射部3；及向照射部3传输由加速器2生成的带电粒子束的传输部4。并且，带电粒子束照射装置1的各设备例如设置于单层建筑物6的房间中。

照射部3安装于以包围治疗台16的方式设置的机架5(旋转部的一例)上。照射部3能够通过机架5而围绕治疗台16进行旋转。机架5能够围绕旋转轴线进行旋转。传输部4具有：从加速器2向机架5传输带电粒子束的外部路径4A；及在机架5内将带电粒子束传输至照射部3的内部路径4B。外部路径4A从机架5的后端侧进入机架5内。而且，在内部路径4B中，利用偏转电磁体7向外周侧变更带电粒子束的轨道之后，利用偏转电磁体8(六极磁铁或带有六极分量的偏转磁铁的一例)使带电粒子束的轨道大幅弯曲而从外周侧进入照射部3。

图2是图1的带电粒子束照射装置的照射部附近的概略结构图。另外，在以下的说明中，使用术语“X轴方向”、“Y轴方向”、“Z轴方向”进行说明。“X轴方向”为沿着照射部3的基轴AX的方向，是带电粒子束B的照射深度方向。另外，关于“基轴AX”的详细内容，将在后面进行叙述。在图2中，示出沿着基轴AX照射带电粒子束B的状态。“Y轴方向”为与X轴方向正交的平面内的一个方向。“Z轴方向”为在与X轴方向正交的平面内与Y轴方向正交的方向。

参考图1及图2对本实施方式所涉及的带电粒子束照射装置1的详细结构进行说明。带电粒子束照射装置1为扫描法所涉及的照射装置。另外，扫描方式没有特别限定，可以采用线扫描、光栅扫描、光点扫描等。带电粒子束照射装置1除了具备加速器2、照射部3及传输部4以外，还具备控制部80及治疗计划装置90。

加速器2为对带电粒子进行加速而生成预先设定的能量的带电粒子束B的装置。由加速器2生成的带电粒子束B通过由传输部4形成的轨道而被诱导至照射部3。作为加速器2，例如可以举出回旋加速器、同步回旋加速器、线性加速器(Linac)等。作为本实施方式中的加速器2，采用射出预先规定的能量的带电粒子束B的回旋加速器。加速器2具备：在内部使离子(带电粒子)在加速平面上旋转的同时加速的真空容器21及向真空容器21内供给离子的离子源(未图示)。真空容器21与传输部4的外部路径4A连接。在真空容器21内旋转的带电粒子束B被偏转器22从旋转轨道输出并供给到传输部4的外部路径4A。另外，加速器2的加速平面沿水平方向(X轴方向及Y轴方向)扩散。将加速平面的中心设为中心点CP2(参考图1)。沿真空容器21的Z轴方向延伸的中心线通过中心点CP2。加速器2连接于控制部80，并控制所供给的电流。

如图1所示，传输部4具有设置于照射部3的外部并减小由加速器2生成的带电粒子束B的能量的能量衰减器43(衰减器的一例)，并且向照射部3传输由加速器2生成的带电粒子束B。并且，传输部4具有准直器44，该准直器44设置于能量衰减器43与照射部3之间并调整带电粒子束B的形状、大小及发散。传输部4的外部路径4A从上游侧依次具备四极电磁体41、转向电磁体42、能量衰减器43、准直器44、四极电磁体41及射束阻挡器45。四极电磁体41为用于使带电粒子束B聚束而修整带电粒子束的形状的电磁体。转向电磁体42为用于修正带电粒子束的轨道的电磁体。能量衰减器43为在整体上减小带电粒子束的能量而调整射程的机构。准直器44对带电粒子束的形状进行成形以调整带电粒子束的大小(尺寸)来调整带电粒子束的发散。射束阻挡器45为在带电粒子束的射出与停止之间进行切换的机构。如上所述，传输部4的内部路径4B具有偏转电磁体7、8。

照射部3照射由加速器2生成的带电粒子束B。具体而言，如图2所示，照射部3对患者15体内的肿瘤(被照射体)14照射带电粒子束B。带电粒子束B为将带有电荷的粒子加速为高速而成，例如可以举出质子束、重粒子(重离子)束、电子束等。具体而言，照射部3为向肿瘤14照射从对由离子源(未图示)生成的带电粒子进行加速的加速器2射出并由传输部4传输的带电粒子束B的装置。照射部3具备扫描电磁体10、通道11、剂量监视器12(监视器的一例)、位置监视器13a、13b(监视器的一例)、准直器17及鼻音衰减器(snort degrader)30。扫描电磁体10、通道11、各监视器12、13a、13b、准直器17及鼻音衰减器30容纳于作为收容体的照射喷嘴9中。如此，通过在照射喷嘴9中收容各主构成要件而构成照射部3。另外，除了设置上述要件以外，还可以在扫描电磁体10的上游侧设置六极磁铁或带有六极分量的偏转磁铁及剖面监视器(profile monitor)。并且，可以省略剂量监视器12及位置监视器13a、13b。

扫描电磁体10包括Y轴方向扫描电磁体10a及Z轴方向扫描电磁体10b。Y轴方向扫描电磁体10a及Z轴方向扫描电磁体10b分别由一对电磁体构成，使一对电磁体之间的磁场与从控制部80供给的电流对应地发生变化，并扫描通过该电磁体之间的带电粒子束B。通过扫描电磁体10，Y轴方向扫描电磁体10a沿Y轴方向扫描带电粒子束B，Z轴方向扫描电磁体10b沿Z轴方向扫描带电粒子束B。该等扫描电磁体10依次配置于基轴AX上且比加速器2更靠带电粒子束B的下游侧的位置。另外，扫描电磁体10以在治疗计划装置90中预先计划的扫描路径上照射带电粒子束B的方式扫描带电粒子束B。

通道11配置于基轴AX上且相对于扫描电磁体10的下游侧。通道11将被扫描电磁体10扫描的带电粒子束B诱导到配置于相对于通道11的下游的剂量监视器12。通道11例如呈从基轴AX的上游朝向下游扩散的圆锥台形。通道11沿着基轴AX而贯通。通道11的内部被暴露于大气中。即，通道11在其内部包含大气(空气)。大气(空气)例如包含氮及氧。通道11例如其内部被曝露于大气中。此时，照射喷嘴9的整个内部可以被暴露于大气中，也可以构成为仅有通道11的内部被暴露于大气中。

剂量监视器12配置于基轴AX上且相对于通道11的下游侧。位置监视器13a、13b检测并监视带电粒子束B的射束形状及位置。位置监视器13a、13b配置于基轴AX上且比剂量监视器12更靠带电粒子束B的下游侧的位置。各监视器12、13a、13b将所检测到的检测结果输出到控制部80。

鼻音衰减器30降低所通过的带电粒子束B的能量来进行该带电粒子束B的射程的位移。在本实施方式中，鼻音衰减器30设置于照射喷嘴9的前端部9a。另外，照射喷嘴9的前端部9a为带电粒子束B的下游侧的端部。鼻音衰减器30的例如水当量厚度为约10cm。

准直器17为设置于至少比扫描电磁体10更靠带电粒子束B的下游侧的位置，并且屏蔽带电粒子束B的一部分并使一部分通过的部件。在此，准直器17设置于位置监视器13a、13b的下游侧。准直器17连接于使该准直器17移动的准直器驱动部18。

控制部80例如由CPU、ROM及RAM等构成。该控制部80根据从各监视器12、13a、13b输出的检测结果来控制加速器2、扫描电磁体10及准直器驱动部18。

并且，带电粒子束照射装置1的控制部80与进行带电粒子束治疗的治疗计划的治疗计划装置90连接。治疗计划装置90为在治疗前通过CT等测定患者15的肿瘤14，并计划肿瘤14的各位置处的剂量分布(应照射的带电粒子束的剂量分布)。具体而言，治疗计划装置90针对肿瘤14制作治疗计划映射图。治疗计划装置90向控制部80发送所制作的治疗计划映射图。在由治疗计划装置90制作出的治疗计划映射图中，计划了带电粒子束B描绘什么样的扫描路径。

当进行基于扫描方式的带电粒子束B的照射时，将肿瘤14沿X轴方向虚拟地分割为多个层，在一个层中以沿在治疗计划中所规定的扫描路径的方式扫描并照射带电粒子束。然后，在完成该一个层中的带电粒子束B的照射之后，进行邻接的下一个层中的带电粒子束B的照射。

当进行基于扫描方式的带电粒子束的照射时，首先从加速器2射出带电粒子束B。所射出的带电粒子束B通过扫描电磁体10的控制而以沿着在治疗计划中所规定的扫描路径的方式被扫描。由此，带电粒子束B在沿Z轴方向设定的一个层中的照射范围内被扫描的同时照射到肿瘤14。若完成对一个层的照射，则向下一个层照射带电粒子束B。

参考图3的(a)及(b)对与控制部80的控制相对应的扫描电磁体10的带电粒子束照射图像进行说明。图3是表示对肿瘤设定的层的图。图3的(a)示出在深度方向上被虚拟地切割成多个层的被照射体，图3的(b)示出从深度方向观察的一个层中的带电粒子束的扫描图像。

如图3的(a)所示，被照射体在照射的深度方向上虚拟地被切割为多个层，在本例中，从较深(带电粒子束B的射程长)的层依次被虚拟地切割为层L₁、层L₂、…层L_n-1、层L_n、层L_n+1、…层L_N-1、层L_N那样的N个层。并且，如图3的(b)所示，当带电粒子束B一边描绘出沿扫描路径TL的射束轨道一边连续照射(线扫描或光栅扫描)时，沿着层L_n的扫描路径TL连续被照射，当光点扫描时，照射到层L_n的多个照射点。带电粒子束B沿着沿Z轴方向上延伸的扫描路径TL1而被照射，沿着扫描路径TL2在Y轴方向上稍微位移，并且沿着相邻的扫描路径TL1而被照射。如此，从被控制部80控制的照射部3射出的带电粒子束B在扫描路径TL上移动。

图4是用于对照射部的基轴进行说明的概略图。参考图4对照射部3的“基轴AX”进行说明。基轴AX为照射部3进行带电粒子束B的照射时成为基准的虚拟的基准线。在治疗计划装置90进行治疗计划时制作扫描图案时，也以基轴AX作为基准进行治疗计划。例如，当设定图3的(a)所示的层时，各层设为与基轴AX垂直的面。并且，在设定沿Y轴方向的移动量及沿Z轴方向的移动量时，也以基轴AX的位置作为基准。如图4的(a)所示，基轴AX与机架5的中心线CL正交且通过中心线CL。基轴AX通过机架5的中心线CL上的等中心点AC。如图4的(b)所示，当使机架5旋转而使照射部3围绕等中心点AC进行旋转时，基轴AX与照射部3的位置无关地通过机架5上的等中心点AC。另外，XYZ坐标系为根据基轴AX的朝向而变化的相对坐标系。在图4中示出基轴AX沿铅垂方向延伸的状态下的XYZ坐标系。并且，在所述的图1中，为了示出照射部3的状态而示出基轴AX沿水平方向延伸的状态。因此，在图1中示出与该状态相对应的XYZ坐标系。

接着，参考图5对在本实施方式所涉及的带电粒子束照射装置1中照射的带电粒子束B的能量分布进行说明。

图5是表示在本发明的一实施方式所涉及的带电粒子束照射装置中生成的带电粒子束的能量分布的图表。图5所示的图表的纵轴表示存在概率，横轴表示运动量的大小。带电粒子束B中的在加速器2中生成的带电粒子束B₁例如为230MeV左右。在带电粒子束B₁的能量分布中，运动量的扩散小。即，具有从带电粒子束B₁的运动量的平均值偏离的运动量的带电粒子束B₁的存在概率明显小于带电粒子束B₁的运动量的平均值附近的带电粒子束B₁的存在概率。其中，运动量的扩散大表示运动量的平均值下的存在概率小，具有各种运动量的带电粒子束的存在概率大。在本实施方式的带电粒子束照射装置1中，带电粒子束B中的利用能量衰减器43减小从加速器2射出的带电粒子束B₁的能量而成的带电粒子束B₂，由于能量减小而与带电粒子束B₁相比运动量的扩散变得更大。作为带电粒子束B₂的运动量的扩散，例如带电粒子束B₂的运动量分散小于6％。并且，带电粒子束B₂的运动量分散可以为5％以下，也可以为4％以下、3％以下或2％以下。此时，带电粒子束B₂例如为110MeV。另外，运动量分散为与带电粒子束B的能量相对应的运动量的分散的值。

传输部4将具有通过能量衰减器43而能量减小的带电粒子束B₂的能量分布的该带电粒子束B₂传输到照射部3。具体而言，在传输部4的外部路径4A及内部路径4B的任何部位均未设置有像运动量分析狭缝(例如，图7所示的运动量分析狭缝157)等那样调整能量分布的部件。另外，带电粒子束B₂在通过能量衰减器43之后在照射部3内的鼻音衰减器30中首次受到对能量分布的影响。因此，在照射部3内的比鼻音衰减器30更靠上游侧的路径上也没有设置像运动量分析狭缝等那样对能量分布产生影响的部件。另外，当传输部4具有多级的能量衰减器43时，传输部4保持通过了配置于最下游侧的能量衰减器43的带电粒子束B₂的能量分布。

带电粒子束B的运动量的扩散变得越大(能量变得越小)，通过传输部4的带电粒子束B的光束直径就变得越大。因此，带电粒子束B₂的光束直径大于带电粒子束B₁的光束直径。传输部4具有能够使通过能量衰减器43而能量减小的带电粒子束B₂通过的口径。传输部4至少在能量衰减器43的下游具有能够使带电粒子束B₂通过的口径。由此，传输部4无需进行带电粒子束B₂的能量的选择，便能够从加速器2朝向机架5传输带电粒子束B₂。此时，带电粒子束照射装置1例如能够使传输部4的外部路径4A从加速器2朝向机架5以直线状延伸。

由于传输部4内的带电粒子束B₂的运动量的扩散大于带电粒子束B₁的运动量的扩散及根据运动量而轨道稍微不同，因此带电粒子束B₂的射束的横截面形状可能会变得不对称。为了确保带电粒子束B₂的射束的横截面形状中的对称性，传输部4除了具有调整带电粒子束B₂的形状、大小及发散的准直器44以外，还具有使带电粒子束B₂聚束而修整带电粒子束B₂的形状的六极磁铁或带有六极分量的偏转磁铁。例如，设置于传输部4的内部路径4B上的偏转电磁体8为带有六极分量的偏转磁铁。

如图6所示，为了产生六极分量，偏转电磁体8能够采用各种形状。图6的(a)、图6的(b)及图6的(c)是与带电粒子束B₂的路径正交的截面中的概略剖视图。图6的(a)是本发明的一实施方式所涉及的带电粒子束照射装置的传输部中的带有六极分量的凸状的偏转磁铁的概略结构图。如图6的(a)所示，偏转电磁体8例如具有朝向带电粒子束B₂所通过的空间以凸状膨出的形状。图6的(b)是本发明的一实施方式所涉及的带电粒子束照射装置的传输部中的带有六极分量的凹状的偏转磁铁的概略结构图。如图6的(b)所示，偏转电磁体8例如可以具有向带电粒子束B₂所通过的空间以凹状凹陷的形状。图6的(c)是本发明的一实施方式所涉及的带电粒子束照射装置的传输部中的具有辅助线圈的带有六极分量的偏转磁铁的概略结构图。如图6的(c)所示，偏转电磁体8例如可以在带电粒子束B₂所通过的空间中具有辅助线圈8a。

如上所述，通过偏转电磁体8为带有六极分量的偏转磁铁，能够根据运动量来校正不同轨道，从而能够确保带电粒子束B₂的射束的横截面形状的对称性。传输部4能够根据所通过的带电粒子束B₂的能量分布来修整带电粒子束B₂的形状，并能够将带电粒子束B₂从加速器2适当传输至照射部3。在传输部4中，偏转电磁体7也可以为六极磁铁或带有六极分量的偏转磁铁。

从传输部4到达照射部3的带电粒子束B₂通过被暴露于大气(内部包含空气)中的通道11而发生散射。与通道的内部为真空状态或被稀有气体填充的状态且不包含空气的状态相比，通过通道11被曝露于大气(包含空气)中而带电粒子束B₂进一步发生散射，可确保带电粒子束B₂的射束的横截面形状的对称性。

接着，对于本实施方式所涉及的带电粒子束照射装置1的作用效果，一边与比较例1所涉及的带电粒子束照射装置100进行比较一边进行说明。在比较例1中，名称相同而仅有符号不同的装置的功能与实施方式相同。

图7是表示设置于比较例1所涉及的带电粒子束照射装置的传输部的选择部的结构的放大图。选择部150为被称为ESS(Energy Selection System)的机构。例如，与像在照射部103的上侧搭载ESS一部分那样的结构不同地，选择部150的所有构成要件隔着室内屏蔽壁而配置于配置有加速器102的空间。选择部150的构成要件并没有配置于配置有照射部103及机架105的空间。

对设置于传输部104的选择部150的详细结构进行说明。另外，选择部150的各构成要件设置于构成传输部104的传输管145。设置于第1直线部141的选择部150从上游侧依次具备四极电磁体151、转向电磁体152、能量衰减器153、四极电磁体151、准直器154及射束阻挡器155。四极电磁体151为用于使带电粒子束聚束而修整带电粒子束的形状的电磁体。转向电磁体152为用于修正带电粒子束的轨道的电磁体。能量衰减器153为在整体上减小带电粒子束的能量而调整射程的机构。能量衰减器153例如将从加速器102射出的带电粒子束B₁设为减小至70MeV的带电粒子束B₃(参考图5)。此时，带电粒子束B₃由于能量减小而与带电粒子束B₁及带电粒子束B₂相比运动量的扩散变得更大。作为带电粒子束B₃的运动量的扩散，例如带电粒子束B₃的运动量分散成为6％以上。准直器154调整带电粒子束的形状、大小及发散。准直器154对带电粒子束的形状进行成形以调整带电粒子束的大小(尺寸)来调整带电粒子束的发散。射束阻挡器155为在带电粒子束的射出与停止之间进行切换的机构。

设置于曲部143的选择部150从上游侧依次具备偏转电磁体156A、四极电磁体151、运动量分析狭缝157、四极电磁体151及偏转电磁体156B。在运动量分析狭缝157的前后可以分别设置多个四极电磁体151。偏转电磁体156A为使从第1直线部141传输的带电粒子束的轨道弯曲的电磁体。带电粒子束的弯曲程度根据能量而不同。因此，利用偏转电磁体156A使带电粒子束弯曲并使其通过运动量分析狭缝157，由此能够选择所期望的能量的带电粒子束。在传输部104的比能量衰减器153更靠下游的位置，传输至运动量分析狭缝157的带电粒子束B₃通过运动量分析狭缝157而成为带电粒子束B₃的能量分布中峰附近的区域(参考图5的区域E₁)以外的能量被削减的状态。即，带电粒子束B₃通过运动量分析狭缝157而成为在能量分布中区域E₁的范围的带电粒子束(以下，称为带电粒子束B₄)，并被传输到下游。

然后，偏转电磁体156B使轨道弯曲，以使所选择的能量的带电粒子束B₄朝向第2直线部142。曲部143仅具有两组偏转电磁体156A、156B，在偏转电磁体156A、156B之间不具有其他组的偏转电磁体。另外，当偏转电磁体连续配置时，视为一组偏转电磁体。即，当偏转电磁体156A被分割为连续的多个偏转电磁体时，视为一组偏转电磁体。曲部143中的偏转电磁体156A、156B之间的区域成为以直线状延伸的直线部，但该直线部短于第1直线部141。

设置于第2直线部142的选择部150从上游侧依次具备四极电磁体151及转向电磁体152。另外，在第2直线部142中的埋设于室内屏蔽壁中的部分未设置有选择部150的构成要件。在比较例1的带电粒子束照射装置100中，通道的内部为真空，鼻音衰减器的水当量厚度为约4cm。根据以上，在比较例1的带电粒子束照射装置100中，由加速器102生成的带电粒子束B₁通过能量衰减器153而能量减小从而成为带电粒子束B₃。在比较例1的带电粒子束照射装置100中，带电粒子束B₃通过运动量分析狭缝157而成为能量分布被限定在区域E₁的范围的带电粒子束B₄。在比较例1的带电粒子束照射装置100中，带电粒子束B₄被传输至鼻音衰减器。

在比较例1的带电粒子束照射装置100中，为了选择所期望的能量的带电粒子束，传输部104需具有曲部143。由于传输部104遍及大范围延伸，因此在比较例1的带电粒子束照射装置100中，产生用于配置加速器102、照射部103及传输部104的设备的设置面积变大的问题。与此相反，本实施方式的带电粒子束照射装置1无需在传输部4中设置选择部150，因此能够自如地改变成与配置传输部4的环境相对应的形状，例如能够将传输部4设为直线状。由此，与比较例1的带电粒子束照射装置100相比，本实施方式的带电粒子束照射装置1更能够适当减小设置面积。带电粒子束照射装置1能够将整个装置小型化并能够减小设置面积。

接着，使用图8对缩短照射时间的情况进行说明。图8的(a)是表示由本发明的一实施方式所涉及的带电粒子束照射装置射出的带电粒子束的布拉格峰的图表。图8的(b)是表示由比较例1所涉及的带电粒子束照射装置射出的带电粒子束的布拉格峰的图表。即，图8的(b)是表示能量小于由本实施方式的带电粒子束照射装置1射出的带电粒子束的能量的带电粒子束的布拉格峰的图表。图8的(a)及图8的(b)的各图表的纵轴为剂量，横轴为体内深度。如图8的(a)及图8的(b)所示，被照射体(肿瘤14)位于患者15体内的一部分。在本实施方式的带电粒子束照射装置1及变形例的带电粒子束照射装置中，通过照射显示出在各种体内深度处具有峰的布拉格峰的多个带电粒子束B来形成扩大布拉格峰。在此，布拉格峰为在与入射能量相对应的特定深度处释放最大的辐射剂量之后停止的带电粒子束的特性，扩大布拉格峰表示将与多个不同能量相对应的布拉格峰沿被照射体的深度方向重合而调整为赋予被照射体所期望的剂量。

与比较例1的带电粒子束B₄相比，本实施方式的带电粒子束B₂的每1次的带电粒子束B的运动量分散更大(能量宽度更大)，因此本实施方式的带电粒子束B₂的布拉格峰变得比比较例1的带电粒子束B₄的布拉格峰更粗。因此，与比较例1的带电粒子束照射装置100相比，本实施方式的带电粒子束照射装置1更能够减少形成相同的扩大布拉格峰所需要的具有布拉格峰的带电粒子束B的能量的数量。由此，与比较例1的带电粒子束照射装置100的控制部相比，带电粒子束照射装置1的控制部80切换带电粒子束B的能量的次数更减少。与比较例1的带电粒子束照射装置100相比，带电粒子束照射装置1更能够缩短带电粒子束B的照射时间。

在此，在比较例1的带电粒子束照射装置100中，考虑如下情况：代替带电粒子束B₃而将通过能量衰减器153之后的带电粒子束设为与本实施方式的带电粒子束照射装置1中的带电粒子束B₂相同的能量的带电粒子束。将该带电粒子束照射装置作为比较例2的带电粒子束照射装置，并适当变更鼻音衰减器的水当量厚度。在该情况下，通过比较例2的能量衰减器之后的带电粒子束B₂通过运动量分析狭缝而成为能量分布限定在区域E₁的范围的带电粒子束B₅。因此，与照射部中的带电粒子束B₅相比，本实施方式的带电粒子束照射装置1的照射部3中的带电粒子束B₂的运动量的扩散更大。与比较例2的带电粒子束照射装置中的带电粒子束B₅的布拉格峰相比，本实施方式的带电粒子束照射装置1中的带电粒子束B₂的布拉格峰变得更粗。因此，与比较例2的带电粒子束照射装置相比，未设置运动量分析狭缝157的本实施方式的带电粒子束照射装置1更能够缩短带电粒子束B的照射时间。

如上所述，本实施方式所涉及的带电粒子束照射装置1的传输部4无需设置从带电粒子束B₂的能量中选择特定范围的能量的运动量分析狭缝，便能够将该带电粒子束B₂从能量衰减器43传输到照射部3。因此，尤其与设置了运动量分析狭缝时(比较例1、2)的带电粒子束B₄、B₅相比，本实施方式的带电粒子束B₂的布拉格峰变得更粗。因此，在带电粒子束照射装置1中，扩大布拉格峰的形成中所需要的带电粒子束B的能量的数量减少，且切换带电粒子束B的能量的次数减少。根据以上，带电粒子束照射装置1能够缩短带电粒子束B的照射时间。

并且，本实施方式所涉及的带电粒子束照射装置1不像专利文献1那样，在机架5内设置有运动量分析狭缝。当运动量分析狭缝收纳于机架内时，从在运动量分析狭缝中停止的质子束产生不必要的中子束，因此认为照射到患者的不必要的中子剂量增加。然而，本实施方式的带电粒子束照射装置1不具有运动量分析狭缝，因此能够抑制产生不必要的中子束。

并且，在本实施方式所涉及的带电粒子束照射装置1中，准直器44能够调整通过了能量衰减器43的带电粒子束B的形状、大小及发散，并能够在保持带电粒子束B的能量分布的状态下将带电粒子束B从能量衰减器43传输至照射部3。此时，利用准直器44调整带电粒子束B的形状、大小及发散，因此带电粒子束B不会与例如比准直器44更靠下游的照射部3的通道11接触，便能够通过通道11的内部。

并且，在本实施方式所涉及的带电粒子束照射装置1中，传输部4具有能够使带电粒子束B₂通过的口径，因此传输部4无需针对带电粒子束B₂选择特定范围的能量，便能够在保持带电粒子束B₂的能量分布的状态下将带电粒子束B₂从能量衰减器43传输至照射部3。

与比较例1的带电粒子束照射装置100的鼻音衰减器相比，本实施方式的带电粒子束照射装置1的鼻音衰减器30的水当量厚度更大。这是因为，与带电粒子束B₄相比，带电粒子束B₂的能量更大，因此能够照射到位于患者15的浅部位的肿瘤14(被照射体)。

本实施方式的带电粒子束照射装置1的能量衰减器43通过使带电粒子束B₂的运动量分散小于6％，与带电粒子束B₃相比，更能够抑制带电粒子束B₂的能量分布的扩散。在此，在本实施方式的带电粒子束照射装置1中，考虑如下情况：代替带电粒子束B₂而将照射部3的带电粒子束设为与比较例1的带电粒子束照射装置100中的运动量分析狭缝157的上游的带电粒子束B₃相同的能量的带电粒子束。将该带电粒子束照射装置作为变形例(本发明的另一实施方式)的带电粒子束照射装置，并适当变更鼻音衰减器的水当量厚度。如上所述，带电粒子束B₃的运动量分散为6％以上。在该情况下，与带电粒子束B₂相比运动量的扩散更大的带电粒子束B₃，即，与带电粒子束B₂相比光束直径更大的带电粒子束B₃通过传输部内。因此，在采用带电粒子束B₃的情况下，需要比带电粒子束B₂的情况更增大传输部的口径。并且，在与带电粒子束B₂相比光束直径更大的带电粒子束B₃与传输部的下游的偏转电磁体或照射部的通道接触而消失的情况下，变形例的带电粒子束照射装置有可能辐射化或有可能使不必要的辐射剂量增加。在采用了带电粒子束B₃的情况下，为了抑制该可能性，需要比带电粒子束B₂的情况更充分增大变形例的带电粒子束照射装置的通道及偏转电磁体等。

根据以上，在本实施方式的带电粒子束照射装置1中，通过将能量衰减器43的下游的带电粒子束B设为运动量分散小于6％的带电粒子束B₂，与变形例的带电粒子束照射装置相比，更能够抑制设备的巨大化，能够适当减小设置面积。并且，与变形例的带电粒子束照射装置相比，本实施方式的带电粒子束照射装置1更能够抑制设备的巨大化的同时抑制设备的辐射化及不必要的辐射剂量。

另外，在变形例的带电粒子束照射装置中，无需在传输部中设置选择部150，因此与比较例1的带电粒子束照射装置100相比，更能够自如地改变与配置传输部4的环境相对应的形状。例如，在变形例的带电粒子束照射装置中，也能够将传输部4设为直线状。由此，与比较例1的带电粒子束照射装置100相比，变形例的带电粒子束照射装置更能够适当减小设置面积。并且，变形例的带电粒子束照射装置的照射部中的带电粒子束B₃的布拉格峰变得粗于比较例1的照射部中的带电粒子束B₄的布拉格峰。由此，与比较例1的带电粒子束照射装置100相比，变形例的带电粒子束照射装置更能够缩短带电粒子束B的照射时间。

在此，作为例示，关于各能量的带电粒子束B(质子束)的射程进行了总结。60MeV的带电粒子束B的射程为3cm，70MeV的带电粒子束B的射程为4cm，110MeV的带电粒子束B的射程为9cm。在朝向水射出带电粒子束B的情况下，例示出水深4cm处的各能量的带电粒子束B(质子束)的光束直径。60MeV的带电粒子束B达不到水深4cm。70MeV的带电粒子束B在水深4cm处的光束直径为10mm。在将鼻音衰减器30的水当量厚度设定为5cm时，110MeV的带电粒子束B在水深4cm处的光束直径为7mm。

接着，在朝向水射出带电粒子束B的情况下，例示出水深2cm处的各能量的带电粒子束B(质子束)的光束直径。在将鼻音衰减器的水当量厚度设定为1cm时，60MeV的带电粒子束B在水深2cm处的光束直径可为11mm。在将鼻音衰减器的水当量厚度设定为2cm时，70MeV的带电粒子束B在水深2cm处的光束直径为10mm。在将鼻音衰减器30的水当量厚度设定为7cm时，110MeV的带电粒子束B在水深2cm处的光束直径为7mm。通过将鼻音衰减器30的厚度按带电粒子束B的能量的每个大小进行变更，能够统一相对于带电粒子束B的水深。

根据以上结果，在具有多个不同能量的带电粒子束B中，在对110MeV的带电粒子束B适当设定了鼻音衰减器30的水当量厚度时，相同水深处的射束尺寸变得最小。由此，当带电粒子束B₂的射出对象位于浅区域时，与比带电粒子束B₂低的能量的带电粒子束B(例如70MeV)相比，在对具有80MeV以上且150MeV以下的能量的带电粒子束B₂组合了鼻音衰减器30的条件下射出的光束直径变得更小。因此，当患者15的肿瘤14(被照射体)位于浅区域时，带电粒子束照射装置1能够根据该肿瘤14的位置、大小或形状来照射例如80MeV以上且150MeV以下的带电粒子束B₂。另外，当肿瘤14(被照射体)位于浅区域时，带电粒子束照射装置1例如可以照射90MeV以上且150MeV以下的带电粒子束B₂，也可以照射100MeV以上且150MeV以下的带电粒子束B₂，也可以照射110MeV以上且150MeV以下的带电粒子束B₂。并且，在肿瘤14(被照射体)位于深区域等情况下，带电粒子束照射装置1例如可以照射150MeV以上的带电粒子束B₂。

并且，与在变形例的传输部中将能量从带电粒子束B₁降低至带电粒子束B₃的情况相比，在本实施方式的传输部4中将能量从带电粒子束B₁降低至带电粒子束B₂的能量比例更小。因此，在本实施方式中，与变形例的能量的传输效率相比，从加速器2至照射部3为止的传输部4中的带电粒子束B的传输过程中的能量的传输效率变得更高。在本实施方式中，与变形例的等中心点处的射束电流相比，机架5内的等中心点AC处的射束电流更上升，因此能够缩短对患者15的肿瘤14(被照射体)的照射时间。

本实施方式的带电粒子束照射装置1的带电粒子束B₂不像比较例1的带电粒子束B₄及比较例2的带电粒子束B₅那样，在运动量分析狭缝157中进行能量的选择，因此有可能无法在照射部3内确保射束的横截面形状的对称性。然而，带电粒子束B₂在通过照射部3的通道11内时因通道11内部的大气(空气)而发生散射。由此，即使在带电粒子束照射装置1不具有运动量分析狭缝(选择部)的情况下，也可确保带电粒子束B₂的射束的横截面形状的对称性。因此，照射部3能够将带电粒子束B₂的射束照射到适当的范围。

传输部4的内部路径4B具有使带电粒子束B₂聚束而修整带电粒子束B₂的形状的带有六极分量的偏转磁铁(偏转电磁体8)。因此，在传输部4的内部路径4B中能够根据所通过的带电粒子束B₂的能量分布来修整带电粒子束B₂的形状，并能够将带电粒子束B₂从加速器2适当传输至照射部3。

本发明并不仅限于上述实施方式。

例如，能量衰减器43可以减小由加速器生成的带电粒子束B的能量，以使带电粒子束B的运动量分散成为6％以上。此时，传输部4的各部位具有能够使带电粒子束B通过的口径。准直器44可以不设置于能量衰减器43与照射部3之间。此时，传输部4的各部位具有能够使带电粒子束B通过的口径。通道11的内部可以为真空，也可以在通道11的内部填充有稀有气体。稀有气体例如为氩气。位于传输部4的内部路径4B上的偏转电磁体8可以不是六极磁铁或带有六极分量的偏转磁铁。

并且，建筑物6的结构、各构成要件的布局可以在不脱离本发明的宗旨的范围内适当进行变更。