JP2009502380A

JP2009502380A - 組織内照射療法及び術中照射療法の為の電子ビーム及びｘ線ビーム生成装置

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Publication number: JP2009502380A
Application number: JP2008524441A
Authority: JP
Inventors: スミニマルコ; タルタリアゴスティーノ; モスタッチドミジアノ
Original assignee: スミニマルコ; タルタリアゴスティーノ; モスタッチドミジアノ
Priority date: 2005-08-04
Filing date: 2006-08-03
Publication date: 2009-01-29
Also published as: RU2416439C2; WO2007017177A1; EP1919560A1; US20090202040A1; RU2008108090A; ITVE20050037A1; CN101237908A; CN101237908B

Abstract

電子ビーム及びエックス線ビームを生成し、組織内照射療法及び術中照射療法に用いる装置であって、前記装置は、電子パルスを発生させるプラズマフォーカス装置のヘッド部（２）を備え、前記ヘッド部は、真空チャンバ（４）を備え、該真空チャンバ（４）は、一組のシリンダ形の同軸電極（６，８）を備え、該電極は放電を行い、前記ヘッド部（２）はさらに、１以上の反応ガスを真空チャンバ（４）へ導入する手段を備え、前記装置は、さらに、前記発生ヘッド部に対して給電する電子回路を備え、前記電子回路は、高速スイッチ（１４）を有するコンデンサ（１２）と、導線（１６，２１）を備え、前記導線（１６，２１）は前記真空チャンバ（４）内の電極（６，８）と接続し、前記装置は、さらに、電子誘導部（２２）を備え、該電子誘導部は、前記電極と同軸上に存するとともに、前記発生ヘッド部から照射領域の近傍へと延出し、前記装置は、さらに、アーム付構台(２６，２８)を備え、該アーム付構台は、高電圧ケーブルと、ヘッド部（２）の一時停止や動作させる手段を備えることを特徴とする、組織内照射療法及び術中照射療法に用いる装置。
【選択図】図１

Description

本発明は、組織内照射療法及び術中照射療法、より一般的にはIORT（術中照射療法：Intre Operative Radio Therapy）と名付けられている療法の為の、電子ビーム及びX線ビーム生成装置である。さらに詳細には、本発明はプラズマフォーカス装置を用いるIORT装置について言及する。プラズマフォーカス装置は電子誘導部と結合している。電子誘導部はビームを直接組織へ導き、低エネルギで超高線量率の電子又は光子のX線照射で組織を治療する。

メーザ型プラズマフォーカス装置（JW Mather，：Methods of experimental physics, Vol.9, Part B. Plasma Physics, Eds. RH Lovberg and HR Griem Academic Press, New York, 1971 chapter 55）は、プラズマを発生、促進及び制限することが可能である。また適切に操作した状態において、プラズマは放射物や核体及び／又はその他の原子以下の粒子の熱核反応を引き起こす。

この種の装置の、特に特徴や性能については、放射性同位体の体内生産、特に陽電子断層撮影法の為の装置に関するイタリア特許出願VE2004A000038号(出願人：Marco SUMINI、Agostino TARTARI、Domiziano MOSTACCI）で述べられている。

本発明が目的とする技術分野は、小さな腫瘤の除去後の術後照射療法にある。前記装置は、人類の４大死因、すなわち肺、胸、前立腺及び小腸の腫瘍の術中照射療法（IORT）において、特に注目されている装置である。悪性腫瘍の中で、小腸の腫瘍が、イタリア人男性の第１死因となっている。

現在利用されているIORTの技術は、連続モード或いはパルスモードのいずれかにおいて、必要な放射線量を電子及び光子（ガンマ或いはエックス）を用いて局所へ放出するものもある。

ある例として、米国マサチューセッツ州のPhotoelectron社のフォトン定位放射線治療システム（PRS: Photon Radiosurgery System）が知られる。PRSは４０÷５０keV程度のエネルギの、小型の電子加速装置である。電子は長さ10cm、直径3.2mmの誘導部を通り、小さなターゲットに焦点を合わせて、連続したX線のビームを生み出す。

同様の性能を持つ他の周知の装置として、Carl ZEISS社と提携している英国バトルフィールドのOncology Systems Limited社のIntrabeam（登録商標）がある。

さらに他の例として、Hytesis of Latina (イタリア)製の可動式線形加速器Novac7がある。これは３〜９MeV間のエネルギの電子の直線ビームを生み出す。前記ビームは、プレキシガラス（Plexiglas：登録商標）のアプリケータにより誘導され、数センチの直径を有するビームとなる。

これらの周知の装置において、放出された放射線量によって放射線生物学的なダメージが完全に定まるわけではない。なぜなら、後者の装置は、放出の時間及び空間両方に大きく関係しているからである。この理由のため、従来の持続的療法の計画と共に、放射性同位体を刺入することにより、放射線量を（時間及び空間において）部分的に供給する技術が近年発達している。特定のケースではあるが、高い治療効果を持つ粒子（ニュートロン、プロトン、イオン等）のビームの利用が医療において導入されてきた。しかしそれらの生成には、原子炉、シンクロトロン或いは大きな線形加速器のような巨大な設備が必要になる。

高い放射線生物効果を必要とすることとは別に、IORTには少なくとも３つの必須条件がある。
‐手術室周辺での治療
‐放射線を放出する正確な位置
‐最低限可能な照射時間及び一回のIORTにかかる時間内に治療を終えることが可能であること

上述の装置も、他に提案された装置も、上記の要求全てを満たすものではない。

イタリア特許出願第ＶＥ２００４Ａ００００３８号 JW Mather，：Methods of experimental physics, Vol.9, Part B. Plasma Physics, Eds. RH Lovberg and HR Griem Academic Press, New York, 1971 chapter 55

この従来技術を踏まえて、本発明が取り組み解決しようとする主な問題は、現在のIORTシステムに代わるものを発見し、以下に挙げるIORTシステムの主な障害を克服することで解決される。
‐ビームを一直線にする問題、つまり極小（数ミリメートル）の腫瘍を治療すること
‐治療中の組織へ伝達される低放射線量率
‐ビームの低放射線生物作用効果
‐放射線照射ヘッド部の扱いにくい大きさ
‐患者へのリスクを抑制及び制限することの困難性
‐各治療にかかる過度の時間
‐放射線の種類（X線或いは電子）が選べないこと

本発明に関して、これら全ての問題は、組織内照射療法及び術中照射療法の為の電子ビーム及びX線ビーム生成装置を用いることにより解決される。該装置は、電子パルスを発生させるプラズマフォーカス装置のヘッド部（２）を備え、前記ヘッド部は、真空チャンバ（４）を備え、該真空チャンバ（４）は、一組のシリンダ形の同軸電極（６，８）を備え、該電極は放電を行い、前記ヘッド部（２）はさらに、１以上の反応ガスを真空チャンバ（４）へ導入する手段を備え、前記装置は、さらに、前記発生ヘッド部に対して給電する電子回路を備え、前記電子回路は、高速スイッチ（１４）を有するコンデンサ（１２）と、導線（１６，２１）を備え、前記導線（１６，２１）は前記真空チャンバ（４）における電極（６，８）と接続し、前記装置は、さらに、電子誘導部（２２）を備え、該電子誘導部は、前記電極と同軸上に存するとともに、前記発生ヘッド部から照射領域の近傍へと延伸し、前記装置は、さらに、アーム付構台（ガントリ）(２６，２８)を備え、該アーム付構台は、高電圧ケーブルと、ヘッド部（２）の一時停止や動作させる手段を備えることを特徴とする。

図において示すように、本発明による装置は、IORT(術中照射治療)用の電子ビーム、X線ビームを発生させる機械である。この装置は、特殊な種類のメーザ型プラズマフォーカスを基に、電子パルスの発生ヘッド部（２）を備えている。さらに詳細に述べると、この発生ヘッド部（２）は真空チャンバ（４）を備え、該真空チャンバ（４）は２つの円筒同軸電極（６）（８）を収容している。この２つの円筒同軸電極は絶縁体（１０）によって分離されている。また、この絶縁体はチャンバ（４）底部を閉塞する。

２つの電極（６）（８）は高速スイッチ（１４）を経て、コンデンサバンク（１２）に接続する。さらに詳細に述べると、コンデンサ（１２）は上流において充電電力供給部（１５）と接続するとともに、下流において高速スイッチ（１４）を経て高電圧大電流伝送路（１６）と接続する。この高電圧大電流伝送路は、電極（６）（８）と接続する。適切なコネクタ（図５において符号なし）により、高速スイッチ（１４）は、その両端にて、冷却回路と接続する。適切なコネクタ（１７）により、高速スイッチ（１４）は、スイッチ上部に接続される。真空チャンバ（４）は真空ポンプ（１８）への接続手段を備えるとともに、水素、ネオンもしくはアルゴン供給部（２０）への接続手段を備える。

真空チャンバ（４）とコンデンサバンクとの接続は、マニホルド（２１）が直接的にチャンバ底部へ接続することでなされる。マニホルド（２１）は２つの円盤状鋼製ディスクを有し、この２つのディスクが同軸に配置される。下部ディスク（２３）は真空チャンバの内部電極（６）と接続される。上部ディスク（２５）は外部電極（８）と接続される。チャンバ（４）とコンデンサバンクは同軸ケーブルにより接続される。チャンバ（４）の外部導線は、上部マニホルドディスクに対して、適切な導線で接続される。内部導線は、上部マニホルドディスクを経て、下部マニホルドディスク（２５）上の適切なコネクタへ至る。マニホルドと真空チャンバとの接続はチャンバ底部でなされるが、２つの電極（６）（８）は絶縁体により分離されている。上部マニホルドディスク（２５）は同軸ケーブルの外部導線を接続する。上部マニホルドディスク（２５）は真空チャンバ（４）の外側部分に接続するとともに、外部電極（８）と接続する。一方、下部マニホルド（２３）は同軸ケーブルの中心の導線を接続する。下部マニホルド（２３）は中心の陽極（６）の下面と接続する。

電子誘導部は真空チャンバ（４）に取り付けられている。電子誘導部はシリンダ（２２）によって形成され、該シリンダは、軸に沿って、中空になっている。また、電子誘導部は、電子を通さない材質により形成される。

放射線防護のため、シリンダ（２２）の材質は、機械的強度及び要求される真空能力を満たすものでなければならない。加えて、シリンダの材質は、電子衝撃及び「制動放射」により生成されたＸ線量を最低量にする必要がある。なお、この電子衝撃は、X-K及びX-Lの特性を有する。プレキシガラスはこれら全ての基準を満たす。また、プレキシガラスの物的及び化学的特性はよく知られていて、これら特性により、プレキシガラスは、容易にデザインをしやすい材質である。代替可能な材質選択としてステンレス鋼があげられる。

電子誘導部は真空チャンバ（４）の下部にある、絶縁スラブに真空状態で取り付けられる。この絶縁スラブは、中心に穴部を有する。電子誘導部の反対側の端部、即ち真空チャンバの外側において、要素部（２４）が電子誘導部に取り付けられる。このことにより、要素部（２４）が電子を放出する間、誘導部（２２）は真空密閉される。

フィッティング部（２４）に対しては、４つの異なる実施形態が提示される。第１の実施形態として、ベリリウムあるいは他の低亜鉛金属で、数ミクロンの厚さを有する金属箔があげられる。この金属箔を用いることにより、電子を放出することができる。第２の実施形態として、１０−１２ミクロンの厚さのマイラー（登録商標）層があげられる。このマイラー層は非常に薄いアルミニウム層により覆われていて、該アルミニウム層は機械的強度及び熱伝導率を向上させ、マイラー層を冷却する。第３の実施形態として、１０−１５ミクロンの厚さのチタン層、タンタル層、あるいはタングステン層があげられる。第４の実施形態として、数ミクロンの厚さを有する半球状の金属があげられる。半球状の金属は、電子衝撃により金属原子がイオン化されることで形成される。電子衝撃により、金属がイオン化されて、電子エネルギを特性X線に変換させる。 (A. Tartari et al: Energy measurements of X-ray emission from electron interaction in a dense plasma focus devices, Nucl. Instr. Meth. B213 (2004)206).

この第４の実施形態の真空気密フィッティング部（２４）では、入射電子のエネルギを考慮に入れて、金属材質を選択することにより、特性X線の生成を調整することができる。エネルギ関数を算出することで、入射電子エネルギの最大生成量はK電子あるいはL電子の結合エネルギE_kよりも３倍以上となることがわかる。図８において、タングステンを変換材質として用いた事例を示す。

本発明によるIORT用の装置を実際に使用する場合、外形は構台によって支持されている。構台は車輪付土台部（２６）を備え、その土台にはコンデンサバンク（１２）が存する。この車輪付土台部（２６）はファラデー箱（２８）に覆われていて、電磁場から隔離されている。図１においては、明瞭性の観点から、箱は示されていないが、箱の土台の境界線が示されている。各コンデンサ（１２）には、対応する高速スイッチ（１４）が取り付けられる。

土台部には多関節アーム部（３０）が取り付けられていて、このアームは真空チャンバ（４）を支持している。該真空チャンバ（４）は患者の頭上に静止している。電子誘導部（２２）は、好ましくは、電子エネルギからX線エネルギを生成する変換器を備える。このX線エネルギは、真空チャンバから放出され、照射箇所近辺に達する。

本発明による装置の操作について記載する。単純化するために、実際は連続パルスによる作業ではあるがシングルパルスを用いる。なお、１Hzの周波数が、IORTではより適切に用いられる。

原則として、作業は以下の通りである。：コンデンサバンクは特定の電圧まで充電される。そして、蓄えられたエネルギが急速に（数マイクロ秒）電極（６）（８）へ放出される。コンデンサによるエネルギの放出により、電極間のガスがイオン化され、プラズマ状態へと変移し、プラズマは電極の末端に向かって移動する。更に詳細に記載すると、生成されたプラズマシートは、自己発生した電磁力により電極に沿って押し上げられ、電極の開口端へと向かい加速する。端部にプラズマシートが至ると、プラズマは発生した強い電磁場により集められ、圧縮され、その結果、プラズマは閉じ込められた状態となる。この状態は、熱核プラズマ特有の状態である。なお、凡そ10¹⁵ keV. sec/cm³で示されるが、プラズマ粒子の密度、エネルギ、そして閉じ込め時間を組み合わせることにより、プラズマが閉じ込められる。

このようなプラズマの閉じ込めは、約1mmの直径及び1cmの長さのシリンダ内部で行なわれる。このプラズマの閉じ込めは、ピンチ領域あるいはフォーカス領域（図７の３２を参照）でなされる。フォーカス領域の寿命は、コンデンサバンクのエネルギによるが、10 ナノ秒(6-7 kJ)から数十ナノ秒（バンクでのエネルギが高い場合）までの間を変動する。最後にプラズマが崩れると、粒子ビームが生成される。

水素、アルゴン、もしくはネオンのガスが充填されると、フォーカス領域では以下の生成物を有することができる。
前方軸方向に放出される、低エネルギのX線ビーム及び陽子ビーム
エネルギ＜1MeVである、エネルギビームあるいは相対論的電子（相対論的電子ビーム‐REB）エネルギビームあるいは相対論的電子は後方から放出される（6-7kJの機械の場合、電子の周波数〜0.5-5 mC/pulse）

X線ビーム及び陽子ビームは、真空チャンバ(４)の壁部で容易に吸収される。そして、電極（６）（８）及び電子誘導部（２２）が同軸構造であり、中心電極（６）が中空構造であるため、相対論的電子ビーム（REB）が放出される。

誘導部（２２）に沿って誘導部の端部へと誘導される電子は、IORT治療において利用可能となる。必要に応じてフィッティング部（２４）が用いられるため、電子が直接的にIORT治療において利用可能となる。もしくは、電子が25-50 keVのX線に変換された後に、IORT治療において利用可能となる。

上述の内容から、本発明による装置は従来のIORTシステムと比較して特に有益であることは明らかである。特に以下に示す利点があげられる。
生成したビームが高い放射線生物効果を有する点
発生ヘッド部が約20cm×30cmであることを考慮に入れると、制限が少ない点
境界明瞭にある制御部位へ放出される放射線量は、１平方センチメートルより小さく、2-3mmの深さである点
命令にかかる全処理時間が短い点
電子とX線ビームの両方を用いた治療が可能である点

以下に示す例は、実用化に近い段階にある、既に完成した試作品である。これを用いることで、本発明をさらに明瞭に提示できるであろう。
プラズマフォーカスの技術を用いるIORT装置は、ある実施形態において、プラズマフォーカスを有し、IORT装置は、特徴的な電子誘導部を備える。この誘導部は、REB（相対論的電子ビーム）用のチャンバを有し、チャンバは切り替え可能なX線変換器とX線分光計を収容するように設計されている。

前もって行なうテストのパラメータ設定、獲得された結果のパラメータ設定は以下の通りである。
コンデンサバンクの総容量は44.4 μFである。各コンデンサは、以下の仕様となっている。
型：GA32899
容量：C=11.1 μF
最大使用電圧：V_max= 36kV
最大障害電圧：V_damage=40kV
最大作動電流：l_c=150kA
動作時の反転電圧：60%
最大反転電圧：80%
作動寿命：1E6
インダクタンス：L_c= 30nH
寸法：31×41×68cm
重量：140Kg
動作電圧：20-26 KV
バンクエネルギ (Bank energy)：10-15 KJ
総インダクタンス：100nH
電極の長さ：13.3 cm
内部電極の直径（銅）：3 cm
外部電極の直径（銅）：8 cm
擬似周期 τ: 10-12 μs
ステンレス鋼の真空チャンバの体積：2.5 dm³
電力供給部は以下の仕様となっている：
出力電圧：V₀= 20-30 kV
提供可能なエネルギ：10-15 kJ
バンク充電時間：0.5÷0.8s
提供される平均電流：l_PS = 2 A
提供される平均電圧：P_PS=l_PSV_O=60 kVA
電力供給部はシングルパルスモードであっても、連続パルスモードであっても駆動する：なお、連続パルスモード時は高速スイッチトリガーユニットを利用する。

高速スイッチは以下の仕様となっている：
・型：REB3 SG-182 o SG-183 Montecuccolino型（すなわち、特に、R.E. Beverly III&Ass.の仕様により設計）
トリガータイプ：電界変歪
最小使用電圧：15kV
最大使用電圧：65kV
最大動作電流：l_SG=160kA
最大電流：250kA
パルスごとの最大伝導電荷：0.36 C
インダクタンス：L_SG=27nH
型閉時間：22 ns
破壊時間：600ns
作動ガス：合成空気
電極からの出力：スイッチごとに付される４つの同軸ケーブル
同軸ケーブル：ダイエレクトリック・サイエンス社によるDS 2248

装置は電極を冷却するシステムに依存している。この真空チャンバ内においてガスを再循環するシステム、及び高速スイッチで作動するガスを再循環するシステムは常に冷却に用いられる。このことにより、装置は、1Hz以上の周波数で連続パルスモードにて作動する。

１つのコンデンサにおける高速スイッチユニットのインダクタンスは、L_C＋L_SG=57 nHである。コンデンサは充電中並列に配置される。分電箱が用いられ、該分電箱は高電圧ダイオードと適切な回路を有し、障害を抑制する。

同軸ケーブル（１６）は、４つのコンデンサにおける高速スイッチユニットとマニホルドを接続し、マニホルドは電極（６）（８）と接続されている。同軸ケーブルはユニット（全ての同軸ケーブル（１６））ごとに４つ有する。各同軸ケーブル（１６）の最大電流1/4_Cmaxは、ほぼ25kAである。

各同軸ケーブルは4.2mの長さである。
マニホルドディスク（２１）は直径45cmである。

実験により、特性X線のX-Lスペクトラム成分はスペクトラム全体の35%を占め、特性X線のX-Lスペクトラム成分のエネルギは8.9 keVである。一方、「制動放射」成分は残りの65%を占め、25.0 keVのエネルギを有する。そして、30nsの時間幅で１回のショットで10Gyの放射線量が伝達される。

本発明に係る装置の一般的な概略斜視図である。装置の電気的及び液圧式の仕組を示す図である。電子、真空チャンバ及びマニホルドの詳細を示す図である。真空チャンバ及び電子誘導部の電極の拡大図である。高速スイッチを備えたコンデンサを示す図である。電子誘導部の概略断面図である。電極及び電子誘導部を備えた真空チャンバの機能の仕組を示す図である。タングステン変換器の場合における、入射電子エネルギに応じたX線生成のパターン（実験データ）を示す図である。

Claims

電子ビーム及びエックス線ビームを生成し、組織内照射療法及び術中照射療法に用いる装置であって、
前記装置は、
電子パルスを発生させるプラズマフォーカス装置のヘッド部（２）を備え、
前記ヘッド部は、真空チャンバ（４）を備え、該真空チャンバ（４）は、一組のシリンダ形の同軸電極（６，８）を備え、該電極は放電を行い、
前記ヘッド部（２）はさらに、１以上の反応ガスを真空チャンバ（４）へ導入する手段を備え、
前記装置は、さらに、
前記発生ヘッド部に対して給電する電子回路を備え、
前記電子回路は、高速スイッチ（１４）を有するコンデンサ（１２）と、導線（１６，２１）を備え、
前記導線（１６，２１）は前記真空チャンバ（４）内の電極（６，８）と接続し、
前記装置は、さらに、
電子誘導部（２２）を備え、該電子誘導部は、前記電極と同軸上に存するとともに、前記発生ヘッド部から照射領域の近傍へと延出し、
前記装置は、さらに、
アーム付構台(２６，２８)を備え、該アーム付構台は、高電圧ケーブルと、ヘッド部（２）の一時停止や動作させる手段を備えることを特徴とする、組織内照射療法及び術中照射療法に用いる装置。
メイザ型の前記発生ヘッド部を備えることを特徴とする、請求項１記載の装置。
前記発生ヘッド部（２）は真空チャンバ（４）を備え、
前記チャンバ内の２つの同軸電極(６，８)は、絶縁体によって分離されていることを特徴とする、請求項１記載の装置。
前記高速スイッチと前記チャンバにおける前記電極(６，８)との電気的接続は少なくとも１以上の同軸ケーブルによって行なわれることを特徴とする、請求項１記載の装置。
マニホルドを備え、
前記マニホルドは、同軸上に２つのディスクを有し、該２つのディスクは前記２つの電極（６，８）と電気的に接続され、
前記同軸ケーブルの外部導線は、前記マニホルドの上部ディスクに接続され、
前記同軸ケーブルの内部導線は、外側の前記上部ディスクを横切って、下部ディスクへと接続されることを特徴とする、請求項１記載の装置。
前記真空チャンバ（４）内の前記外部電極（８）はアースに接続されるとともに、少なくとも１つの同軸ケーブル（１６）の外部導線に接続され、
前記内部電極（６）は少なくとも１つの同軸ケーブル（１６）の内部導線に接続されることを特徴とする、請求項４記載の装置。
前記電子誘導部（２２）は、シリンダ及び該シリンダの軸に沿った中空部を備え、
前記シリンダは、電子を通さない材質により形成されるとともに、発生ヘッド部の下方に位置するスラブに対して、真空状態を維持するように、接続され、
前記接続は、電子誘導部とスラブの中心穴が対応するように行なわれ、
前記スラブの反対側の端部において、要素部（２４）が前記電子誘導部（２２）を真空密閉することを特徴する、請求項１記載の装置。
前記電子誘導部（２２）は、電子衝撃によるX線の生成能率が低い材質により、形成されることを特徴とする、請求項１記載の装置。
前記電子誘導部（２２）は、プレキシグラスで形成されていることを特徴とする、請求項８記載の装置。
前記電子誘導部（２２）は、ステンレス鋼で形成されていることを特徴とする、請求項８記載の装置。
前記フィッティング部（２４）は、低原子番号が符された金属箔を有することを特徴とする、請求項７記載の装置。
前記フィッティング部（２４）は、ベリリウムを有することを特徴とする、請求項１１記載の装置。
前記フィッティング部（２４）は、チタンを有することを特徴とする、請求項１１記載の装置。
前記フィッティング部（２４）は、タンタルを有することを特徴とする、請求項１１記載の装置。
前記フィッティング部（２４）は、マイラーを有し、該マイラーはアルミニウムにより覆われていることを特徴とする、請求項１１記載の装置。
前記フィッティング部（２４）は、金属箔からなり、該金属箔は電子衝撃エネルギを特性X線に変換するのに適する材質であり、
前記X線は、電子衝撃により金属原子がイオン化されることにより、生成されることを特徴とする、請求項７記載の装置。
前記フィッティング部（２４）は、K電子あるいはL電子の結合エネルギE_kを有する材質で形成され、
前記結合エネルギは、前記電子衝撃によるエネルギの約1/3のエネルギであることを特徴とする、請求項１６記載の装置。
前記フィッティング部（２４）は、タングステンを有することを特徴とする、請求項１７記載の装置。
前記構台は土台部（２６）を有し、該土台部はコンデンサバンクと前記高速スイッチ（１４）を有することを特徴とする、請求項１記載の装置。