JP2004311082A - 荷電ビームの照射システム - Google Patents
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Abstract
【課題】電子線やX線等の荷電ビームによる癌等の悪性腫瘍の治療や、医用器具、食品の殺菌、滅菌、害虫の殺虫を目的とした照射システムにおいて、従来線形加速器による大電流ビームの加速は、高周波ロスが大きいことから困難であったため、ビームをターゲットに当て発生するX線による大線量照射が出来ず、腫瘍治療に長時間要しているため、患者の負担が大きい。そこで、低エネルギ領域で大電流ビームを加速可能な荷電ビームの照射システムを提供する。
【解決手段】円形加速器と線形加速器とで加速器系を構成し、大電流ビームは円形加速器より取り出し、線形加速器を素通りしてX線ターゲットに当てる。円形加速器の定格エネルギ以上必要な場合には、円形加速器の定格エネルギ以上必要な場合には、円形加速器を前段加速器、線形加速器を後段加速器として加速を行い、射出される荷電ビームを被照射体に照射する。
【選択図】 図1
【解決手段】円形加速器と線形加速器とで加速器系を構成し、大電流ビームは円形加速器より取り出し、線形加速器を素通りしてX線ターゲットに当てる。円形加速器の定格エネルギ以上必要な場合には、円形加速器の定格エネルギ以上必要な場合には、円形加速器を前段加速器、線形加速器を後段加速器として加速を行い、射出される荷電ビームを被照射体に照射する。
【選択図】 図1
Description
【0001】
【発明の属する技術分野】
この発明は、電子線やX線等の荷電ビームによる癌等の悪性腫瘍の治療や、医療器具類や食品等の滅菌、殺菌および害虫の殺虫を目的とした照射システムに関するものである。
【0002】
【従来の技術】
従来より線形加速器からの電子線や、この電子線を重金属ターゲットに当てて発生するX線を、癌治療や医用器具等の滅菌、殺菌等を目的として、被照射体に照射することが行われている(例えば、非特許文献1参照)。
【0003】
【非特許文献1】
医生物学用加速器総論 Waldemar Scharf 1994.和訳 稲田、遠藤 1998−6 医療科学社(P86〜117,P309〜312)
【0004】
【発明が解決しようとする課題】
上記非特許文献1のP92には、放射線治療用加速器として4〜6MeVの低エネルギ線形加速器からの電子線をX線ターゲットに当てそのX線を利用することが示され、またP310には医療殺菌装置用加速器として、5〜18MeVで電子線照射を行うことが示されている。放射線治療のうち最も一般的なのは癌への照射である。癌に照射するのはX線のみでなく電子線を直接照射する場合もある。しかし電子線は体内で急激に減少するため、深い位置にある患部に照射するには、10MeV以上の高いエネルギが必要である。一方、X線は透過力が高いため4MeV程度のエネルギでよい。しかし電子線をターゲットに当ててX線に変換する際の効率が5%程度と低く照射線量強度が弱くなるという問題点があるが、通常前記の弱い線量で2〜3分間の照射が行われている。このように癌治療は多くの場合X線で行われているが前記のように電子線で行う場合もあるため、線形加速器の性能としてはエネルギを4MeV〜18MeVとし、X線照射用に大電流ビーム加速ができる低エネルギ領域、例えば4MeV〜8MeVで、それ以外の電子線用として4MeV〜18MeVのエネルギが設定できるようされている。
【0005】
しかし、すべてのエネルギ領域で最大ビーム電流での加速は難しい。従ってX線照射用の低エネルギに対して最大ビーム電流が加速できるようにされており、電子線照射の場合には、X線照射で必要とされるビーム電流値の1/100以下でよいため、エネルギだけに着目した設計になっている。
【0006】
最近、治療効果を上げる照射方法としてIMRT(Intensity Modulated Radio Therapy)と呼ばれる方法が注目されている。この方法は患部に対し様々な角度から強度変調して照射するものであるが、現状では照射に1時間程度必要としている。この照射時間を短縮するには、X線強度を上げる、つまり線形加速器からの大電流ビームをX線ターゲットを当てることであるが、線形加速器では現状以上に大電流加速を行うのは困難である。その理由は以下のとおりである。すなわち1パルス内のビーム電流は、電子銃の性能や空間電荷効果によるビームの発散から高くできてないため、繰り返しを早めるしかない。しかし繰り返しを早くすると線形加速器内での高周波損失が増加して温度が上昇する問題が生じる。現状ではそれは限界に近いために線形加速器でのビーム電流の増大は難しいという問題点がある。
【0007】
また、前記非特許文献1のP309〜P312には、線形加速器による医療用具などの殺菌装置が記載されており、医療用具の殺菌でもX線と電子線照射があり、前記癌治療と同様にX線照射の場合は電子線を重金属ターゲットに当てて発生させている。エネルギとしては被照射体を放射化しない観点から、X線照射の場合には5MeV、電子線を直接照射の場合には、10MeVとしている。5MeVと10MeVの2種類のエネルギに加速できるよう線形加速器を設計した場合、電子線の強度はビーム電流の平均値にエネルギを乗じたものであるため、5MeVの電子線強度は10MeVの約1/2となる。X線への変換効率が小さいため、5MeVでのビーム電流を大としたいが、従来の線形加速器では、その要求を満足できないという前述した問題点があった。この発明は前記課題を解決するためになされたもので、低エネルギ領域で大電流ビームを加速可能な荷電ビームの照射システムを提供することを目的としている。
【0008】
【課題を解決するための手段】
加速器系から射出される荷電ビームを、被照射体に照射する荷電ビームの照射システムであって、
前記加速器系が円形加速器と線形加速器とで構成されており、前記円形加速器を前段加速器とし、前記線形加速器を後段加速器とするものである。
【0009】
【発明の実施の形態】
実施の形態1.
以下、この発明の実施の形態1の電子線やX線の荷電ビームの照射システム100の概要を図に基づいて説明する。
図1に示すように、ガントリ6には円形加速器2、線形加速器1よりなる加速器系等の前記荷電ビーム照射システムの主要機器が搭載されていて、回転駆動装置7によって前記ガントリが回転されることによって治療ベッド8上の患者の悪性腫瘍に対してX線5が照射される概念を示す図である。図において前段加速器である円形加速器2によって、例えば4MeVのエネルギに加速された電子ビームは取り出された後、ビーム軌道9aを通り収束電磁石13、バンチング空胴10、バンチング電磁石11を通過して後段加速器の線形加速器1に導かれる。線形加速器1では必要なエネルギまで加速するかまたは加速しないで通過させる。前記線形加速器1には収束コイル12が設けられていて、ビームを収束している。前記バンチング空胴10とバンチング電磁石11は後述するように前段加速器の円形加速器2で加速したビームの利用効率を高めるためのものである。後段加速器の線形加速器1で加速されたあるいは線形加速器1で加速されることなく通過した電子ビームは、偏向電磁石3で偏向されてビーム軌道9bに示すように向きを変えた後、重金属よりなるX線ターゲット4に当てられ、そこで発生するX線5を治療ベット8上の患者の患部、例えば癌などの悪性腫瘍に照射する。ガントリ6は付設された回転駆動装置7によって、例えば360°回転され患部は様々な角度から荷電ビームであるX線照射する。
【0010】
ここで、この実施の形態1で示すような円形加速器2と線形加速器1よりなる加速器系を備えた荷電ビームの照射システムを採用したことの重要性について説明する。前述したように癌等の悪性腫瘍の治療には電子ビームをX線ターゲットに当て、そこで発生したX線を患部に照射する。この場合の電子ビームの最低エネルギは4MeVである。また電子ビームを直接患部に照射する場合は、10MeV以上の高いエネルギが必要である。
最近の医療の進歩に伴い、X線による大強度照射や患者の負担軽減のための短時間X線照射システムの要求が生じてきた。これに対して従来の線形加速器のみの技術開発で対応するのは多くのブレークスルーを必要とするため、本発明者は鋭意検討の上、円形加速器と線形加速器との組み合わせによって前記要求に応じようとしたものである。すなわち円形加速器からの大電流ビームを用いて大強度X線照射を行い、一方円形加速器の定格エネルギ以上が必要な場合には線形加速器で加速を行うものである。つまり円形加速器の大電流ビームは線形加速器で加速することなく通過させてX線ターゲットに当て、円形加速器の定格エネルギ以上の必要な場合には、円形加速器を前段加速器、線形加速器を後段加速器として加速を行うことにある。
【0011】
さらに、円形加速器をX線治療に必要とされる最低エネルギ4MeV〜8MeVに設定したのは、医療や医用器具の滅菌等のX線照射用装置としての規模やコスト等を配慮して決定したものである。
【0012】
次に照射システム100を構成する各要素について説明する。
円形加速器2としては、FFAG加速器、ベータトロン、シンクロトロン等があるが、この内最も望ましいFFAG加速器を採用する。FFAGは Fixed Field Alternating Gradient の略で、電子を偏向収束させる磁場強度が時間的に一定で、収束力と発散力を与える磁場が周回方向に周期的に存在する加速器である。加速の繰り返しを早くできるために、線形加速器に比較して運転デューティが高く、平均的な電子ビーム強度を一桁以上高くできる。加速の仕方としては、高周波空胴を用いる方式と誘導加速方式があるが、電力効率が高くできる誘導加速方式を用いたFFAG加速器2とする。
図示省略の電子銃を出た電子ビームは周回しながらエネルギの増加とともに軌道半径が広がっていく。その加速エネルギは、例えば4MeVとする。
【0013】
4MeVに加速された電子ビームは円形加速器2より取り出され、収束電磁石13、バンチング空胴10、バンチング電磁石11を通過して線形加速器1に導かれる。ここで前記バンチング空胴10とバンチング電磁石11とでバンチングシステム50を構成する。このバンチングシステム50を採用する理由を次に説明する。
【0014】
円形加速器2で4MeVまで加速された電子ビームをそのままで線形加速器1に導き、より高いエネルギに加速する場合に生じる問題点を説明する。なおこの実施の形態1は前記問題点を解消したものであり、前記バンチングシステム50をより理解しやすくするために前記問題点を述べる。
前記誘導加速方式で4MeVに加速された電子ビームの時間構造は、例えば幅10μsのパルスビームで、その繰り返しが1msである。後段の線形加速器1は一般に3GHzの高周波で加速する。従って10μsの中で時間的に一様な電子ビームを入射しても、加速できる電子はごくわずかで、殆どのビームは線形加速器1の内壁に衝突するなどして失われてしまい、これにより多くの放射線が発生するなどの問題がある。
【0015】
この問題を避けるためには、FFAG加速器2で加速されたビームを線形加速器1で加速できるビーム時間構造に変調すればよい。図2に示すように通常の電子線形加速器では、その前段は加速電圧が100KeV程度の電子銃14であるため、バンチャ20を通して入射される。バンチャ20は線形加速器1の入口に設けられている数個の加速セルとほぼ同様の形式であり、線形加速器1からある程度離して設置されて同じ加速周波数で運転される。時間的に一様なビームがバンチャ20を通過すると、正弦波の加速電界が零のときに通過した電子(中心ビーム)に対して、先に通過した電子(減速電界で通過した電子)は減速されているため、徐々に中心ビームに追いつかれる。また、後に通過した電子(加速電界で通過した電子)は加速されるために、徐々に中心ビームに追いつく。この結果、中心ビームの周りに電子が集まりだし、線形加速器1に入るときには、間隔が1/3ns(3GHzの周期)の団子状態のバンチビームになっている。しかしながらこの方式はバンチャ20通過によりビーム速度が変化することを利用したものであり、4MeVという光速に近いビームでは速度変化が殆どないため、この実施の形態1のシステムではこの方式は採用できない。
【0016】
これに代わるものが前記した図1に示すバンチングシステム50である。その詳細を図3および後述する図4に示す。なお、図3では収束電磁石13は図示省略している。図3において、バンチング空胴10を通過するビームはエネルギ変調を受ける(速度変調は受けない)。このビームがバンチング電磁石11で偏向されると、電磁石11の出口ではバンチされたビームとなる。すなわち図3(a)に示すように電磁石11の磁場でエネルギにより軌道半径が異なるため、エネルギの高い電子は偏向半径が大きいため軌道9cに示すように軌道長が長くなり、エネルギの低い電子は軌道9dに示すように軌道長が短くなる。そのため前述した図2の速度変調方式とは逆に、中心ビームよりも早くバンチング空胴10を通過した電子が加速され、遅く通過した電子は減速されるような位相(中心ビームの通過位相は180度)に設定すれば、図3(b)に示すように、早くバンチ空胴10を通過した電子はバンチング電磁石11を遅く、遅く通過した電子は早く周るため、バンチング電磁石11を周りながら中心ビームの付近にバンチされる。
【0017】
前記バンチング電磁石11として、偏向角を図3に示すような270度のものを用いると効果的である。一般に異なるエネルギを含むビームが偏向電磁石内磁場を通過すると、エネルギに応じて、その出口で異なった位置に出てくる。しかし270度偏向電磁石11では、エネルギに関係なく同じ位置に集まる。従って線形加速器1に到るまでに収束電磁石や収束コイルを設ける必要がなくビームを輸送することが可能である。なお図3ではバンチング電磁石11のビーム出入口の磁極端面は、ビーム軌道に対して垂直であるが、これに角度をもたせることにより収束作用をもたせることもできる。
【0018】
このようにバンチングシステム50でバンチされた電子ビームは線形加速器1に導かれる。この実施の形態1による線形加速器1内を通過する電子ビームは、以下の2通りの線形加速器1の運転モードによって扱われる。
(1)円形加速器2で加速された最大ビーム電流は、線形加速器1には高周波電力を投入されず、単にビームを通過させる。
(2)円形加速器2での加速エネルギ以上のエネルギが必要な場合、線形加速器1の繰り返し運転に合わせて、円形加速器2でビームを加速し、線形加速器1で必要なエネルギまで加速する。
【0019】
次に全体の加速方式について述べる。
線形加速器1での加速は従来と同じである。但し、従来と異なり、線形加速器1へ入射する電子ビームのエネルギが、例えば4MeVと高い。従って線形加速器1の全長を短く設定できることと、従来線形加速器1の入り口付近に設けてあったバンチャ部が不要であり、線形加速器1内の加速セルは同一構造のものでよいことから安価な装置となる。線形加速器1の全長はエネルギゲインにほぼ比例するため、例えば最大エネルギが12MeVの場合、全長は(12−4)/12=2/3にできる。また入射エネルギが高いため、空間電荷効果によるビームの発散を低減できるため、従来よりは高電流の加速が可能となる。
【0020】
この実施の形態1での線形加速器1の運転モードについてさらに述べる。
癌などの悪性腫瘍の治療を4MeVで行う場合には、線形加速器1は運転せず、単にビームの通り道となるだけである。しかし、ビームが広がらないように収束コイル12は適切な値に通電する必要はある。
4MeV以上のエネルギで治療する場合は、所定のエネルギまで加速できるように、例えば入力高周波パワを制御する。ほぼ光速の電子の加速では、加速電界の強度により加速エネルギが決まるため調整容易である。従来の線形加速器では入射部付近はエネルギ変化とともに速度も大きく変わるために、その構造は特定のエネルギ(2種類程度)が効果的に加速できるように設計されており、任意のエネルギに加速することは難しいが、本方式では前記のように任意のエネルギに加速することができる特徴がある。
【0021】
このような構成により、従来不可能であった大電流ビームをターゲットに当て、発生するX線による大強度照射が可能となる。大強度照射の効果としては、例えば前述したIMRTでは従来1時間程度の照射時間を10分以内に短縮でき、患者の負担を軽減できるという効果がある。また通常の照射は数分であるが、数十秒に短縮できるという効果がある。
さらに、図1に示したように円形加速器2をガントリ6の下部に搭載されているので、カウタバランスの機能も発揮し、従来必要としていたカウンタウェイトを不要とする。
また、高周波電源や電磁石電源などは、回転駆動装置7内に設置し、ガントリ部の重量をできるだけ軽減する。
【0022】
実施の形態2.
図4に示すように、実施の形態2では円形加速器2をガントリ6の外部に、ここでは回転駆動装置7内に設置した例を示す。この場合、バンチングシステム50の偏向電磁石15は2台の90度偏向電磁石を用いる。このような実施の形態2の方式によると、円形加速器2がガントリ6と共に回転しない構造であるため、円形加速器2の設計が容易になり、またガントリ6がコンパクト化され安価となる。なお、円形加速器2は必ずしも回転駆動装置7内に設置する必要もなく、外部に別置きしてもよい。
また、円形加速器2を紙面に垂直な方向に設置する構成であってもよい。
【0023】
実施の形態3.
図5は医用器具や食品等の殺菌、滅菌や害虫の殺虫等を目的とした荷電ビームの照射システム100を示す図である。
円形加速器2では最大5MeVまで加速する。X線照射を行う場合には、前記した実施の形態1と同様に線形加速器1を単に通過させるだけとし、電子線照射の場合は線形加速器1で5MeVから10MeVの任意のエネルギまで加速する。スキャン電磁石30で時間的に電子ビームを広げてコンベア33で運ばれる被照射体32に照射する。
なお、X線照射の場合、スキャンホール31の端部に重金属ターゲットが設置されている。この実施の形態3による荷電ビーム照射システムによると、X線照射時に必要な大電流ビームが提供できるという効果がある。
【0024】
【発明の効果】
この発明は、以上述べたような構成の荷電ビームの照射システムであるので、以下のような効果がある。
加速器系から射出される荷電ビームを、被照射体に照射する荷電ビームの照射システムであって、加速器系が円形加速器と線形加速器とで構成されており、円形加速器を前段加速器とし、線形加速器を後段加速器としているものであるので、大電流ビームの加速が可能となり、その大電流ビームをターゲットに当て発生するX線による大強度照射が行え、特に悪性腫瘍の治療時間が短縮され、患者の負担が低減するという優れた効果を奏する。
また、線形加速器の構造の単純化、小型化がはかれるとともに任意のエネルギに加速が行えるという優れた効果も奏する。
【図面の簡単な説明】
【図1】この発明の実施の形態1の荷電ビームの照射システムを示す図である。
【図2】従来のバンチャを説明するための図である。
【図3】この発明の実施の形態1のバンチングシステムを示す図である。
【図4】この発明の実施の形態2の荷電ビームの照射システムを示す図である。
【図5】この発明の実施の形態3の荷電ビームの照射システムを示す図である。
【符号の説明】
1 線形加速器、2 円形加速器、6 ガントリ、7 回転駆動装置、
10 バンチング空胴、11,15 バンチング電磁石、32 被照射体、
50 バンチングシステム、100 荷電ビームの照射システム。
【発明の属する技術分野】
この発明は、電子線やX線等の荷電ビームによる癌等の悪性腫瘍の治療や、医療器具類や食品等の滅菌、殺菌および害虫の殺虫を目的とした照射システムに関するものである。
【0002】
【従来の技術】
従来より線形加速器からの電子線や、この電子線を重金属ターゲットに当てて発生するX線を、癌治療や医用器具等の滅菌、殺菌等を目的として、被照射体に照射することが行われている(例えば、非特許文献1参照)。
【0003】
【非特許文献1】
医生物学用加速器総論 Waldemar Scharf 1994.和訳 稲田、遠藤 1998−6 医療科学社(P86〜117,P309〜312)
【0004】
【発明が解決しようとする課題】
上記非特許文献1のP92には、放射線治療用加速器として4〜6MeVの低エネルギ線形加速器からの電子線をX線ターゲットに当てそのX線を利用することが示され、またP310には医療殺菌装置用加速器として、5〜18MeVで電子線照射を行うことが示されている。放射線治療のうち最も一般的なのは癌への照射である。癌に照射するのはX線のみでなく電子線を直接照射する場合もある。しかし電子線は体内で急激に減少するため、深い位置にある患部に照射するには、10MeV以上の高いエネルギが必要である。一方、X線は透過力が高いため4MeV程度のエネルギでよい。しかし電子線をターゲットに当ててX線に変換する際の効率が5%程度と低く照射線量強度が弱くなるという問題点があるが、通常前記の弱い線量で2〜3分間の照射が行われている。このように癌治療は多くの場合X線で行われているが前記のように電子線で行う場合もあるため、線形加速器の性能としてはエネルギを4MeV〜18MeVとし、X線照射用に大電流ビーム加速ができる低エネルギ領域、例えば4MeV〜8MeVで、それ以外の電子線用として4MeV〜18MeVのエネルギが設定できるようされている。
【0005】
しかし、すべてのエネルギ領域で最大ビーム電流での加速は難しい。従ってX線照射用の低エネルギに対して最大ビーム電流が加速できるようにされており、電子線照射の場合には、X線照射で必要とされるビーム電流値の1/100以下でよいため、エネルギだけに着目した設計になっている。
【0006】
最近、治療効果を上げる照射方法としてIMRT(Intensity Modulated Radio Therapy)と呼ばれる方法が注目されている。この方法は患部に対し様々な角度から強度変調して照射するものであるが、現状では照射に1時間程度必要としている。この照射時間を短縮するには、X線強度を上げる、つまり線形加速器からの大電流ビームをX線ターゲットを当てることであるが、線形加速器では現状以上に大電流加速を行うのは困難である。その理由は以下のとおりである。すなわち1パルス内のビーム電流は、電子銃の性能や空間電荷効果によるビームの発散から高くできてないため、繰り返しを早めるしかない。しかし繰り返しを早くすると線形加速器内での高周波損失が増加して温度が上昇する問題が生じる。現状ではそれは限界に近いために線形加速器でのビーム電流の増大は難しいという問題点がある。
【0007】
また、前記非特許文献1のP309〜P312には、線形加速器による医療用具などの殺菌装置が記載されており、医療用具の殺菌でもX線と電子線照射があり、前記癌治療と同様にX線照射の場合は電子線を重金属ターゲットに当てて発生させている。エネルギとしては被照射体を放射化しない観点から、X線照射の場合には5MeV、電子線を直接照射の場合には、10MeVとしている。5MeVと10MeVの2種類のエネルギに加速できるよう線形加速器を設計した場合、電子線の強度はビーム電流の平均値にエネルギを乗じたものであるため、5MeVの電子線強度は10MeVの約1/2となる。X線への変換効率が小さいため、5MeVでのビーム電流を大としたいが、従来の線形加速器では、その要求を満足できないという前述した問題点があった。この発明は前記課題を解決するためになされたもので、低エネルギ領域で大電流ビームを加速可能な荷電ビームの照射システムを提供することを目的としている。
【0008】
【課題を解決するための手段】
加速器系から射出される荷電ビームを、被照射体に照射する荷電ビームの照射システムであって、
前記加速器系が円形加速器と線形加速器とで構成されており、前記円形加速器を前段加速器とし、前記線形加速器を後段加速器とするものである。
【0009】
【発明の実施の形態】
実施の形態1.
以下、この発明の実施の形態1の電子線やX線の荷電ビームの照射システム100の概要を図に基づいて説明する。
図1に示すように、ガントリ6には円形加速器2、線形加速器1よりなる加速器系等の前記荷電ビーム照射システムの主要機器が搭載されていて、回転駆動装置7によって前記ガントリが回転されることによって治療ベッド8上の患者の悪性腫瘍に対してX線5が照射される概念を示す図である。図において前段加速器である円形加速器2によって、例えば4MeVのエネルギに加速された電子ビームは取り出された後、ビーム軌道9aを通り収束電磁石13、バンチング空胴10、バンチング電磁石11を通過して後段加速器の線形加速器1に導かれる。線形加速器1では必要なエネルギまで加速するかまたは加速しないで通過させる。前記線形加速器1には収束コイル12が設けられていて、ビームを収束している。前記バンチング空胴10とバンチング電磁石11は後述するように前段加速器の円形加速器2で加速したビームの利用効率を高めるためのものである。後段加速器の線形加速器1で加速されたあるいは線形加速器1で加速されることなく通過した電子ビームは、偏向電磁石3で偏向されてビーム軌道9bに示すように向きを変えた後、重金属よりなるX線ターゲット4に当てられ、そこで発生するX線5を治療ベット8上の患者の患部、例えば癌などの悪性腫瘍に照射する。ガントリ6は付設された回転駆動装置7によって、例えば360°回転され患部は様々な角度から荷電ビームであるX線照射する。
【0010】
ここで、この実施の形態1で示すような円形加速器2と線形加速器1よりなる加速器系を備えた荷電ビームの照射システムを採用したことの重要性について説明する。前述したように癌等の悪性腫瘍の治療には電子ビームをX線ターゲットに当て、そこで発生したX線を患部に照射する。この場合の電子ビームの最低エネルギは4MeVである。また電子ビームを直接患部に照射する場合は、10MeV以上の高いエネルギが必要である。
最近の医療の進歩に伴い、X線による大強度照射や患者の負担軽減のための短時間X線照射システムの要求が生じてきた。これに対して従来の線形加速器のみの技術開発で対応するのは多くのブレークスルーを必要とするため、本発明者は鋭意検討の上、円形加速器と線形加速器との組み合わせによって前記要求に応じようとしたものである。すなわち円形加速器からの大電流ビームを用いて大強度X線照射を行い、一方円形加速器の定格エネルギ以上が必要な場合には線形加速器で加速を行うものである。つまり円形加速器の大電流ビームは線形加速器で加速することなく通過させてX線ターゲットに当て、円形加速器の定格エネルギ以上の必要な場合には、円形加速器を前段加速器、線形加速器を後段加速器として加速を行うことにある。
【0011】
さらに、円形加速器をX線治療に必要とされる最低エネルギ4MeV〜8MeVに設定したのは、医療や医用器具の滅菌等のX線照射用装置としての規模やコスト等を配慮して決定したものである。
【0012】
次に照射システム100を構成する各要素について説明する。
円形加速器2としては、FFAG加速器、ベータトロン、シンクロトロン等があるが、この内最も望ましいFFAG加速器を採用する。FFAGは Fixed Field Alternating Gradient の略で、電子を偏向収束させる磁場強度が時間的に一定で、収束力と発散力を与える磁場が周回方向に周期的に存在する加速器である。加速の繰り返しを早くできるために、線形加速器に比較して運転デューティが高く、平均的な電子ビーム強度を一桁以上高くできる。加速の仕方としては、高周波空胴を用いる方式と誘導加速方式があるが、電力効率が高くできる誘導加速方式を用いたFFAG加速器2とする。
図示省略の電子銃を出た電子ビームは周回しながらエネルギの増加とともに軌道半径が広がっていく。その加速エネルギは、例えば4MeVとする。
【0013】
4MeVに加速された電子ビームは円形加速器2より取り出され、収束電磁石13、バンチング空胴10、バンチング電磁石11を通過して線形加速器1に導かれる。ここで前記バンチング空胴10とバンチング電磁石11とでバンチングシステム50を構成する。このバンチングシステム50を採用する理由を次に説明する。
【0014】
円形加速器2で4MeVまで加速された電子ビームをそのままで線形加速器1に導き、より高いエネルギに加速する場合に生じる問題点を説明する。なおこの実施の形態1は前記問題点を解消したものであり、前記バンチングシステム50をより理解しやすくするために前記問題点を述べる。
前記誘導加速方式で4MeVに加速された電子ビームの時間構造は、例えば幅10μsのパルスビームで、その繰り返しが1msである。後段の線形加速器1は一般に3GHzの高周波で加速する。従って10μsの中で時間的に一様な電子ビームを入射しても、加速できる電子はごくわずかで、殆どのビームは線形加速器1の内壁に衝突するなどして失われてしまい、これにより多くの放射線が発生するなどの問題がある。
【0015】
この問題を避けるためには、FFAG加速器2で加速されたビームを線形加速器1で加速できるビーム時間構造に変調すればよい。図2に示すように通常の電子線形加速器では、その前段は加速電圧が100KeV程度の電子銃14であるため、バンチャ20を通して入射される。バンチャ20は線形加速器1の入口に設けられている数個の加速セルとほぼ同様の形式であり、線形加速器1からある程度離して設置されて同じ加速周波数で運転される。時間的に一様なビームがバンチャ20を通過すると、正弦波の加速電界が零のときに通過した電子(中心ビーム)に対して、先に通過した電子(減速電界で通過した電子)は減速されているため、徐々に中心ビームに追いつかれる。また、後に通過した電子(加速電界で通過した電子)は加速されるために、徐々に中心ビームに追いつく。この結果、中心ビームの周りに電子が集まりだし、線形加速器1に入るときには、間隔が1/3ns(3GHzの周期)の団子状態のバンチビームになっている。しかしながらこの方式はバンチャ20通過によりビーム速度が変化することを利用したものであり、4MeVという光速に近いビームでは速度変化が殆どないため、この実施の形態1のシステムではこの方式は採用できない。
【0016】
これに代わるものが前記した図1に示すバンチングシステム50である。その詳細を図3および後述する図4に示す。なお、図3では収束電磁石13は図示省略している。図3において、バンチング空胴10を通過するビームはエネルギ変調を受ける(速度変調は受けない)。このビームがバンチング電磁石11で偏向されると、電磁石11の出口ではバンチされたビームとなる。すなわち図3(a)に示すように電磁石11の磁場でエネルギにより軌道半径が異なるため、エネルギの高い電子は偏向半径が大きいため軌道9cに示すように軌道長が長くなり、エネルギの低い電子は軌道9dに示すように軌道長が短くなる。そのため前述した図2の速度変調方式とは逆に、中心ビームよりも早くバンチング空胴10を通過した電子が加速され、遅く通過した電子は減速されるような位相(中心ビームの通過位相は180度)に設定すれば、図3(b)に示すように、早くバンチ空胴10を通過した電子はバンチング電磁石11を遅く、遅く通過した電子は早く周るため、バンチング電磁石11を周りながら中心ビームの付近にバンチされる。
【0017】
前記バンチング電磁石11として、偏向角を図3に示すような270度のものを用いると効果的である。一般に異なるエネルギを含むビームが偏向電磁石内磁場を通過すると、エネルギに応じて、その出口で異なった位置に出てくる。しかし270度偏向電磁石11では、エネルギに関係なく同じ位置に集まる。従って線形加速器1に到るまでに収束電磁石や収束コイルを設ける必要がなくビームを輸送することが可能である。なお図3ではバンチング電磁石11のビーム出入口の磁極端面は、ビーム軌道に対して垂直であるが、これに角度をもたせることにより収束作用をもたせることもできる。
【0018】
このようにバンチングシステム50でバンチされた電子ビームは線形加速器1に導かれる。この実施の形態1による線形加速器1内を通過する電子ビームは、以下の2通りの線形加速器1の運転モードによって扱われる。
(1)円形加速器2で加速された最大ビーム電流は、線形加速器1には高周波電力を投入されず、単にビームを通過させる。
(2)円形加速器2での加速エネルギ以上のエネルギが必要な場合、線形加速器1の繰り返し運転に合わせて、円形加速器2でビームを加速し、線形加速器1で必要なエネルギまで加速する。
【0019】
次に全体の加速方式について述べる。
線形加速器1での加速は従来と同じである。但し、従来と異なり、線形加速器1へ入射する電子ビームのエネルギが、例えば4MeVと高い。従って線形加速器1の全長を短く設定できることと、従来線形加速器1の入り口付近に設けてあったバンチャ部が不要であり、線形加速器1内の加速セルは同一構造のものでよいことから安価な装置となる。線形加速器1の全長はエネルギゲインにほぼ比例するため、例えば最大エネルギが12MeVの場合、全長は(12−4)/12=2/3にできる。また入射エネルギが高いため、空間電荷効果によるビームの発散を低減できるため、従来よりは高電流の加速が可能となる。
【0020】
この実施の形態1での線形加速器1の運転モードについてさらに述べる。
癌などの悪性腫瘍の治療を4MeVで行う場合には、線形加速器1は運転せず、単にビームの通り道となるだけである。しかし、ビームが広がらないように収束コイル12は適切な値に通電する必要はある。
4MeV以上のエネルギで治療する場合は、所定のエネルギまで加速できるように、例えば入力高周波パワを制御する。ほぼ光速の電子の加速では、加速電界の強度により加速エネルギが決まるため調整容易である。従来の線形加速器では入射部付近はエネルギ変化とともに速度も大きく変わるために、その構造は特定のエネルギ(2種類程度)が効果的に加速できるように設計されており、任意のエネルギに加速することは難しいが、本方式では前記のように任意のエネルギに加速することができる特徴がある。
【0021】
このような構成により、従来不可能であった大電流ビームをターゲットに当て、発生するX線による大強度照射が可能となる。大強度照射の効果としては、例えば前述したIMRTでは従来1時間程度の照射時間を10分以内に短縮でき、患者の負担を軽減できるという効果がある。また通常の照射は数分であるが、数十秒に短縮できるという効果がある。
さらに、図1に示したように円形加速器2をガントリ6の下部に搭載されているので、カウタバランスの機能も発揮し、従来必要としていたカウンタウェイトを不要とする。
また、高周波電源や電磁石電源などは、回転駆動装置7内に設置し、ガントリ部の重量をできるだけ軽減する。
【0022】
実施の形態2.
図4に示すように、実施の形態2では円形加速器2をガントリ6の外部に、ここでは回転駆動装置7内に設置した例を示す。この場合、バンチングシステム50の偏向電磁石15は2台の90度偏向電磁石を用いる。このような実施の形態2の方式によると、円形加速器2がガントリ6と共に回転しない構造であるため、円形加速器2の設計が容易になり、またガントリ6がコンパクト化され安価となる。なお、円形加速器2は必ずしも回転駆動装置7内に設置する必要もなく、外部に別置きしてもよい。
また、円形加速器2を紙面に垂直な方向に設置する構成であってもよい。
【0023】
実施の形態3.
図5は医用器具や食品等の殺菌、滅菌や害虫の殺虫等を目的とした荷電ビームの照射システム100を示す図である。
円形加速器2では最大5MeVまで加速する。X線照射を行う場合には、前記した実施の形態1と同様に線形加速器1を単に通過させるだけとし、電子線照射の場合は線形加速器1で5MeVから10MeVの任意のエネルギまで加速する。スキャン電磁石30で時間的に電子ビームを広げてコンベア33で運ばれる被照射体32に照射する。
なお、X線照射の場合、スキャンホール31の端部に重金属ターゲットが設置されている。この実施の形態3による荷電ビーム照射システムによると、X線照射時に必要な大電流ビームが提供できるという効果がある。
【0024】
【発明の効果】
この発明は、以上述べたような構成の荷電ビームの照射システムであるので、以下のような効果がある。
加速器系から射出される荷電ビームを、被照射体に照射する荷電ビームの照射システムであって、加速器系が円形加速器と線形加速器とで構成されており、円形加速器を前段加速器とし、線形加速器を後段加速器としているものであるので、大電流ビームの加速が可能となり、その大電流ビームをターゲットに当て発生するX線による大強度照射が行え、特に悪性腫瘍の治療時間が短縮され、患者の負担が低減するという優れた効果を奏する。
また、線形加速器の構造の単純化、小型化がはかれるとともに任意のエネルギに加速が行えるという優れた効果も奏する。
【図面の簡単な説明】
【図1】この発明の実施の形態1の荷電ビームの照射システムを示す図である。
【図2】従来のバンチャを説明するための図である。
【図3】この発明の実施の形態1のバンチングシステムを示す図である。
【図4】この発明の実施の形態2の荷電ビームの照射システムを示す図である。
【図5】この発明の実施の形態3の荷電ビームの照射システムを示す図である。
【符号の説明】
1 線形加速器、2 円形加速器、6 ガントリ、7 回転駆動装置、
10 バンチング空胴、11,15 バンチング電磁石、32 被照射体、
50 バンチングシステム、100 荷電ビームの照射システム。
Claims (12)
- 加速器系から射出される荷電ビームを、被照射体に照射する荷電ビームの照射システムであって、
前記加速器系が円形加速器と線形加速器とで構成されており前記円形加速器を前段加速器とし、前記線形加速器を後段加速器とすることを特徴とする荷電ビームの照射システム。 - 前記加速器系がガントリに搭載されているとともに、前記ガントリに回転駆動装置が付設されていることを特徴とする請求項1に記載の荷電ビームの照射システム。
- 前記円形加速器が、前記回転駆動装置内に搭載されていることを特徴とする請求項2に記載の荷電ビームの照射システム。
- 前記円形加速器と、前記線形加速器との間に、バンチングシステムを備えたことを特徴とする請求項1に記載の荷電ビームの照射システム。
- 前記バンチングシステムが加速空胴と、バンチング電磁石とで構成されていることを特徴とする請求項4に記載の荷電ビームの照射システム。
- 前記加速空胴に設けられた加速セルが、前記線形加速器に設けられた加速セルと同一型式であることを特徴とする請求項5に記載の荷電ビームの照射システム。
- 前記円形加速器が、カウンタウェイトとして前記ガントリに設けられていることを特徴とする請求項4に記載の荷電ビームの照射システム。
- 前記円形加速器が、FFAG加速器であることを特徴とする請求項1に記載の荷電ビームの照射システム。
- 前記被照射体が悪性腫瘍であることを特徴とする請求項1に記載の荷電ビームの照射システム。
- 前記被照射体が医療用具であることを特徴とする請求項1に記載の荷電ビームの照射システム。
- 前記被照射体が食品類であることを特徴とする請求項1に記載の荷電ビームの照射システム。
- 前記被照射体が害虫であることを特徴とする請求項1に記載の荷電ビームの照射システム。
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JP2003099803A JP2004311082A (ja) | 2003-04-03 | 2003-04-03 | 荷電ビームの照射システム |
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Cited By (2)
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---|---|---|---|---|
WO2017199413A1 (ja) * | 2016-05-20 | 2017-11-23 | 澁谷工業株式会社 | 果菜の殺菌方法およびその装置 |
JP2018094147A (ja) * | 2016-12-14 | 2018-06-21 | 住友重機械工業株式会社 | 荷電粒子線治療装置 |
-
2003
- 2003-04-03 JP JP2003099803A patent/JP2004311082A/ja active Pending
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