JP2015082376A - 中性子発生装置及び医療用加速器システム - Google Patents

Abstract

【課題】発生する中性子の量及びエネルギーを高精度に調整することのできる中性子発生装置を提供する。
【解決手段】実施形態によれば、中性子発生装置は、荷電粒子ビーム２ａを所定のエネルギーまで加速する加速器３と、加速器３により加速された荷電粒子ビーム２ｂが照射されて中性子を発生するターゲット５と、ターゲット５に対して電圧を印加し、ターゲット５への入射時の荷電粒子ビーム２ｂのエネルギーを調整する高電圧電源６と、ターゲット５に荷電粒子ビーム２ｂを照射して発生した中性子線量を検出する線量検出器１６と、線量検出器１６により検出された中性子線量に基づいて高電圧電源６からターゲット５に印加する電圧の値を制御する電圧制御装置１８と、を備える。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、中性子発生装置及び医療用加速器システムに関する。

中性子発生装置おいて、特に中性子治療に適用するための中性子発生装置は、高強度の中性子束を得ることが要求される。

このような中性子発生装置としては、加速器によって加速された高エネルギーの陽子ビーム（荷電粒子ビーム）をターゲットに照射して中性子を発生させる中性子発生装置がある（例えば、特許文献１参照）。ここで、中性子を発生させるには、エネルギーの閾値がある。すなわち、荷電粒子ビームのエネルギーがこの閾値より高くなければ、中性子を発生させることができない。

また、非特許文献１には、ターゲットに高電圧を印加することにより、ターゲット入射時の陽子のエネルギーを調整する技術が開示されている。

特開２００９−４７４３２号公報

世界に誇る高性能単色中性子標準照射場が完成（お知らせ）ＩＩＩ．主な技術開発の概要 独立行政法人 日本原子力研究開発機構 平成２２年１０月４日発表 http://www.jaea.go.jp/02/press2010/p10100401/index.html

上記特許文献１に記載された中性子発生装置は、加速器からの荷電粒子ビームのエネルギーを反応閾値近傍で必要な中性子束が得られる値に設定することが望ましい。因みに、これはターゲットの発熱や構造物の放射化及び副次的なガンマ線の発生を抑えるためである。

しかしながら、上記中性子発生装置は、加速器からの荷電粒子ビームのエネルギーを応答性よく、高精度で制御することは困難であった。この点、上記非特許文献１に記載された技術では、荷電粒子ビームのエネルギーをある程度制御することができるものの、さらに高精度で制御することが望まれていた。

本発明の実施形態が解決しようとする課題は、発生する中性子の量及びエネルギーを高精度に調整することのできる中性子発生装置及び医療用加速器システムを提供することである。

本実施形態の中性子発生装置は、荷電粒子ビームを所定のエネルギーまで加速する加速器と、前記加速器により加速された前記荷電粒子ビームが照射されて中性子を発生するターゲットと、前記ターゲットに対して電圧を印加し、前記ターゲットへの入射時の前記荷電粒子ビームのエネルギーを調整する高電圧電源と、前記ターゲットに前記荷電粒子ビームを照射して発生した中性子線量を検出する線量検出器と、前記線量検出器により検出された中性子線量に基づいて前記高電圧電源から前記ターゲットに印加する電圧の値を制御する電圧制御装置と、を備えることを特徴とする。

本実施形態の医療用加速器システムは、荷電粒子ビームを所定のエネルギーまで加速する加速器と、前記加速器により加速された前記荷電粒子ビームを照射して中性子を発生させるターゲットと、前記ターゲットに対して電圧を印加し、前記ターゲット入射時の前記荷電粒子ビームのエネルギーを調整する高電圧電源と、前記ターゲットにより発生した中性子線量を検出する線量検出器と、前記線量検出器により検出された中性子線量に基づいて前記高電圧電源の電圧の値を制御する電圧制御装置と、を備え、前記ターゲットは、ホウ素中性子補足療法（ＢＮＣＴ）に用いる中性子を放出するＢＮＣＴ用ターゲットであって、前記中性子を照射対象に照射することを特徴とする。

本実施形態によれば、発生する中性子の量及びエネルギーを高精度に調整することができ、制御性及び保守性を向上させることができる。

本発明に係る中性子発生装置の第１実施形態を示す断面図である。 本発明に係る中性子発生装置の第２実施形態を示す断面図である。 本発明に係る中性子発生装置の第３実施形態の駆動式ターゲットを示す説明図である。 第３実施形態の変形例の回転式ターゲットを示す説明図である。 本発明に係る中性子発生装置の第４実施形態の斜角度入射ターゲットを示す説明図である。 本発明に係る中性子発生装置の第５実施形態のターゲットの配置態様を示す断面図である。

以下に、本発明に係る中性子発生装置及び医療用加速器システムの実施形態について、図面を参照して説明する。

（第１実施形態）
図１は本発明に係る中性子発生装置の第１実施形態を示す断面図である。

本実施形態の中性子発生装置は、例えば医療用加速器システムに適用される。この医療用加速器システムとしては、例えば病院内のホウ素中性子捕捉療法（ＢＮＣＴ：Boron Neutron Capture Therapy）に適用される。このＢＮＣＴとは、腫瘍内部に選択的に留められたホウ素化合物に体外から中性子を照射することによりホウ素と核反応を生じさせ、核分裂したヘリウムとリチウム原子核により腫瘍細胞のＤＮＡのみを局部的に破壊するという治療方法である。

図１に示すように、本実施形態の中性子発生装置は、イオン源１と、線形加速器３と、ターゲット部１５とを備える。イオン源１は、荷電粒子ビーム２ａを生成する。イオン源１は、輸送系４ａを介して線形加速器３と接続されている。

線形加速器３は、イオン源１で生成した荷電粒子ビーム２ａを所定のエネルギーまで加速する。線形加速器３としては、例えば高周波四重極線形加速器（ＲＦＱ：Radio Frequency Quadrupole）が用いられる。また、線形加速器３を多段に接続してもよい。この場合、ＲＦＱとドリフトチューブ線形加速器（ＤＴＬ：Drift Tube Linac）を多段に接続した構成等を適用することができる。

線形加速器３は、輸送系４ｂを介してターゲット部１５と接続されている。このターゲット部１５は、ターゲット５と、ガンマシールド１０と、モデレータ（減速体）１１と、コリメータ１２と、照射ポート１３とを有している。

ターゲット５は、ターゲット収納室１５ａ内に設置され、例えばリチウムが用いられる。ターゲット５には、線形加速器３により加速された荷電粒子ビーム２ｂが照射されて中性子８を発生する。ターゲット５は、絶縁部１４により他の部材に対して電気的に絶縁されている。ターゲット５は、導線７を通して高電圧電源６と電気的に接続されている。高電圧電源６は、導線７を通してターゲット５に高電圧を印加する。

ターゲット収納室１５ａ内には、線量検出器１６が設置されている。この線量検出器１６は、ターゲット５に荷電粒子ビーム２ｂを照射して発生した中性子の線量を検出する。この中性子の線量は、中性子線量モニタ１７によりモニタ表示される。この中性子線量モニタ１７は、電圧制御装置１８と電気的に接続されている。この電圧制御装置１８は、線量検出器１６により検出された中性子線量に基づいて高電圧電源６からターゲット５に印加する高電圧の値を制御する。

ガンマシールド１０は、中性子８を発生する際に副次的に発生するガンマ線９を遮蔽する。モデレータ１１は、荷電粒子ビーム２ｂをターゲット５に照射して生成される中性子８を減速しながら照射ポート１３へ導く。この中性子８は、病院内等において照射対象である患者Ｐの腫瘍Ｔに照射される。

次に、本実施形態の作用を説明する。

まず、イオン源１により荷電粒子ビーム２ａを生成し、この荷電粒子ビーム２ａを線形加速器３により所定のエネルギーまで加速する。そして、線形加速器３により加速された荷電粒子ビーム２ｂは、ターゲット収納室１５ａ内のターゲット５に照射されて中性子８を発生する。この中性子８は、照射対象である患者Ｐの腫瘍Ｔに照射されて治療が行われる。

ここで、本実施形態では、ターゲット５としてリチウムを用い、荷電粒子ビーム２ｂとして陽子ビームを用いている。この場合、^７Ｌｉ（ｐ，ｎ）^７Ｂｅの核反応が生じる閾値は、１．８８ＭｅＶで吸熱反応である。

なお、Ｌｉ（ｐ，ｎ）反応では、リチウム７（^７Ｌｉ）に陽子（ｐ）が衝突することによってリチウム７（^７Ｌｉ）がベリリウム７（^７Ｂｅ）に変換される過程で中性子（ｎ）が発生する（^７Ｌｉ＋ｐ→^７Ｂｅ＋ｎ）。ベリリウム７（^７Ｂｅ）の半減期は、約２ヶ月であり、β崩壊によりリチウム７（^７Ｌｉ）に戻る。つまり、Ｌｉ（ｐ，ｎ）反応によって生成されたベリリウム７（^７Ｂｅ）は、リチウム７（^７Ｌｉ）に戻ることによって再びＬｉ（ｐ，ｎ）反応に利用される。

中性子治療に必要な中性子の量は、１．０×１０^９ｎ／ｃｍ^２／ｓ程度である。上記閾値をやや超えるように例えば１．９０ＭｅＶに反応エネルギーを設定した場合、ターゲット５との衝突で陽子ビームが１．８８ＭｅＶの閾値まで減速されるまでに生成する中性子の量は、陽子ビーム１ｍＡあたり１．０×１０¹¹ｎ／ｓ以上となり、２０ｍＡ程度の陽子ビームで治療に十分な中性子が得られる見込みとなっている。

なお、リチウムターゲットとして液体リチウムを用いることも可能である。この液体リチウムターゲットは、供給と冷却の面から循環させるようにして用いる。この場合には、液体リチウムの循環系全体に高電圧を印加することができる機構にすればよい。

上記のように構成された本実施形態では、高電圧電源６からターゲット５に高電圧を印加すると、荷電粒子ビーム２ｂをターゲット５に照射した際の相対的なエネルギーは、高電圧印加分だけ変化することになる。荷電粒子ビーム２ｂとして陽子ビームを用いた場合、高電圧電源６に負の電圧を印加すると、ターゲット５に入射する入射エネルギーを増大させることができる。

ここで、照射の際の相対的なエネルギーを変えることができれば、本実施形態のように必ずしもターゲット５のみを絶縁する必要はない。つまり、ターゲット５を含む構造物全体を絶縁して高電圧を印加する構成とすることも可能である。

したがって、本実施形態では、高電圧電源６の電圧のみで荷電粒子ビーム２ｂの照射エネルギーを調整することができるので、反応によって生成する中性子８の量及びエネルギーを高精度で制御することができる。

また、本実施形態では、荷電粒子ビーム２ｂのターゲット５に対する相対的なエネルギーを、閾値をやや超えるように設定することにより、照射に直接使用可能な熱中性子が得られるため、減速材なしの構成とすることも可能である。この場合には、中性子８を減速する際に生じるガンマ線９も削減することができる。そのため、治療に用いる場合には、照射対象である患者Ｐへの不要な被ばくを低減させることができる。

さらに、本実施形態では、ターゲット５に荷電粒子ビーム２ｂを照射して発生した中性子線量を線量検出器１６により検出している。電圧制御装置１８は、この線量検出器１６により検出された中性子線量に基づいて高電圧電源６からターゲット５に印加する高電圧の値を制御している。これにより、荷電粒子ビーム２ｂをターゲット５に照射した際の相対的なエネルギーを線量検出器１６及び電圧制御装置１８により制御することができる。その結果、反応によって生成する中性子８の量及びエネルギーを一段と高精度に制御することができ、制御性及び保守性を向上させることができる。

すなわち、本実施形態では、高電圧電源６によって荷電粒子ビーム２ｂをターゲット５に照射した際の相対的なエネルギーを大きく上げるように調整すれば、熱外中性子の領域までの中性子を得ることができ、熱中性子では届かない深部に存在する腫瘍Ｔへの照射が可能になる。

このように本実施形態では、エネルギー可変な中性子照射が実現することができ、高電圧電源６の高電圧を制御するだけの単純系であるので、高電圧電源６をターゲット５の近傍に設置すれば、応答性も非常に良好となり、フィードバック制御に最適である。

なお、ターゲット５の厚さは、ターゲット５を通過した荷電粒子ビーム２ｂの平均エネルギーが丁度閾値になるように設定すると、ビームを有効に使えることになる。例えば、線形加速器３からの陽子ビームが１．９０ＭｅＶでリチウムのターゲット５に照射される場合は、およそ３μｍ程度となる。平均エネルギーが丁度閾値になるように設定した場合には、中性子生成反応に寄与しない陽子ビームによるターゲット５の発熱や不要なガンマ線９の発生を抑えることができる。

（第２実施形態）
図２は本発明に係る中性子発生装置の第２実施形態を示す断面図である。

なお、以下の各実施形態は、前記第１実施形態の変形例であって、基本的な構成及び作用は、前記第１実施形態と同様であるので、異なる構成及び作用について説明する。また、以下の各実施形態では、前記第１実施形態と同一又は対応する部分には、同一の符号を付して説明する。

図２に示すように、本実施形態では、線量検出器１６が照射ポート１３の出口近傍に設置されている。この線量検出器１６は、荷電粒子ビーム２ｂの進行方向に対してターゲット５の下流側に設置されていればよい。線量検出器１６は、中性子を透過可能な透過型（非破壊型）であるならば、荷電粒子ビーム２ｂのビーム軸線上に設置するようにしてもよい。

中性子線量モニタ１７は、積算部２１及び判定部２２を備えている。この積算部２１は、線量検出器１６により検出された中性子線量を積算する。判定部２２は、積算部２１で積算された中性子線量が予め設定された値以上になったか否かを判定する。本実施形態は、積算部２１で積算された中性子線量が予め設定された値以上であると判定された場合、荷電粒子ビーム２ｂの供給を停止するようにしている。

以下に荷電粒子ビーム２ｂの供給を停止する手段について説明する。

荷電粒子ビーム２ｂの供給を停止する手段としては、例えば以下の３つの手段がある。すなわち、電圧制御装置１８を制御する手段と、イオン源１を制御する手段と、輸送系４ａを制御する手段である。なお、荷電粒子ビーム２ｂの供給を停止するには、上記３つの手段のうち、少なくとも１つの手段を設ければよい。

電圧制御装置１８を制御する手段は、積算部２１で積算された中性子線量が予め設定された値以上になった場合に電圧制御装置１８により高電圧電源６からターゲット５に印加する電圧をゼロにする。

イオン源１には、イオン源制御装置２５が設けられている。このイオン源制御装置２５は、イオン源１により生成するイオンを制御する。イオン源制御装置２５は、積算部２１で積算された中性子線量が予め設定された値以上になった場合にイオンの生成を停止するように制御する。

輸送系４ａには、ビームチョッパ２３が設置されている。このビームチョッパ２３は、電場によって荷電粒子ビーム２ａを曲げて荷電粒子ビーム２ａが線形加速器３に入射しないようにするものである。ビームチョッパ２３は、輸送系制御装置２４により制御され、この輸送系制御装置２４は、積算部２１で積算された中性子線量が予め設定された値以上になった場合にビームチョッパ２３を作動させるように制御することで、荷電粒子ビーム２ａを線形加速器３に入射しないようにする。

このように本実施形態によれば、中性子線量が予め設定された値以上になった場合に荷電粒子ビーム２ｂの供給を停止することにより、中性子を医療用に用いた場合に照射対象である患者Ｐに対して必要以上の中性子を照射することがなくなる。その結果、患者Ｐへの不要な被ばくを低減させることができる。

また、本実施形態によれば、荷電粒子ビーム２ｂの供給を停止する手段として３つの手段を用いたことにより、信頼性を向上させることができる。

なお、本実施形態では、荷電粒子ビーム２ｂの供給を停止する手段として３つの手段を用いたが、これに限らず予め設定された時間を経過すると、自動的に荷電粒子ビーム２ｂの供給を停止するように制御してもよい。

（第３実施形態）
図３は本発明に係る中性子発生装置の第３実施形態の駆動式ターゲットを示す説明図である。なお、以下の各実施形態は、前記第１実施形態のターゲットの変形例であって、基本的な構成及び作用は、前記第１実施形態と同様であるので、異なる構成及び作用について説明する。

図３に示すように、本実施形態のターゲット５には、図示しない駆動機構が設けられている。これにより、荷電粒子ビーム２ｂのビーム軸に対して垂直な面内でターゲット５を上下左右に移動することができる。

このように本実施形態によれば、ターゲット５に駆動機構を設けて、荷電粒子ビーム２ｂのビーム軸に対して垂直な面内でターゲット５を上下左右に移動可能としたことにより、荷電粒子ビーム２ｂの照射位置２０を変えることができる。そのため、荷電粒子ビーム２ｂの照射に伴うターゲット５の発熱によるターゲット５の消耗あるいは損傷を抑えることができる。

図４は第３実施形態の変形例の回転式ターゲットを示す説明図である。

図４に示すように、本変形例のターゲット５は、円形に形成されている。ターゲット５には、ターゲット５を回転駆動する回転駆動機構が設けられている。この回転駆動機構の回転軸は、ターゲット５において荷電粒子ビーム２ｂのビーム軸に対してずらした位置に固定されている。

このように本変形例によれば、ターゲット５に回転駆動機構を設けて、荷電粒子ビーム２ｂのビーム軸に対して回転軸をずらした円形のターゲット５を回転させることにより、荷電粒子ビーム２ｂの照射位置２０を変えることができる。その結果、第２実施形態と同様の効果を得ることができる。

なお、本変形例において回転体であるターゲット５へ高電圧を印加するには、ブラシを用いることで回転範囲の制約をなくすことができる。

（第４実施形態）
図５は本発明に係る中性子発生装置の第４実施形態の斜角度入射ターゲットを示す説明図である。

図５に示すように、本実施形態は、ターゲット５に、ターゲット５の面をビーム軸３０に対して傾斜させる図示しない傾斜駆動機構が設けられている。これにより、本実施形態は、ターゲット５の面をビーム軸３０に対して傾斜可能としている。すなわち、ターゲット５の面をビーム軸３０の入射角に対して調整可能となる。

したがって、本実施形態では、ビーム軸３０に対してターゲット５を傾けることにより、ビームが通過するターゲット５の厚さが変わることになる。これにより、中性子の生成量を制御することができる。また、ターゲット５の厚さを変えることで、照射によるターゲット５の消耗分を補うことも可能となる。

なお、本実施形態は、前記第２実施形態及びその変形例と組み合わせた構成とすることもできる。

（第５実施形態）
図６は本発明に係る中性子発生装置の第５実施形態のターゲットの配置態様を示す断面図である。

図６に示すように、本実施形態では、荷電粒子ビーム２ｂのビーム軸方向に対して前記第１実施形態で用いたターゲットを２枚配置してターゲット５ａ，５ｂとして示す。ターゲット５ａは、荷電粒子ビーム２ｂの進行方向に対して上流側に設置され、ターゲット５ｂは、荷電粒子ビーム２ｂの進行方向に対して下流側に設置されている。この場合、高電圧を印加するのは、ターゲット５ａ，５ｂのいずれか一方であっても構わない。以下、ターゲット５ａ，５ｂを区別する場合には、ターゲット５ａを上流側のターゲット５ａとし、ターゲット５ｂを下流側のターゲット５ｂとする。

したがって、本実施形態では、上流側のターゲット５ａに照射された荷電粒子ビーム２ｂのうち大部分は、上流側のターゲット５ａの厚さに依存したエネルギーを平均的に失った後、下流側のターゲット５ｂに入射することになる。この時のエネルギーが中性子生成反応の閾値よりも高ければ、下流側のターゲット５ｂからも中性子８が得られる。

なお、本実施形態では、２枚のターゲット５ａ，５ｂの厚さの合計を前記第１実施形態のターゲット５の厚さと同じにすれば、得られる中性子８の量は、前記第１実施形態と同程度になる。その一方でターゲットを２つに分割することで熱負荷を分散させることができる。この場合、上流側のターゲット５ａ、下流側のターゲット５ｂへの印加電圧は、抵抗分割部４０によって調整することもできる。

また、本実施形態では、下流側のターゲット５ｂの電位を上流側のターゲット５ａで失う平均エネルギーに相当する分に低下させれば、下流側のターゲット５ｂでも上流側のターゲット５ａとほぼ同等の中性子８が得られることになり、上流側のターゲット５ａの通過後の荷電粒子ビーム２ｂを再利用して効率よく中性子８を生成することが可能となる。

（その他の実施形態）
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更、組み合わせを行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

例えば、上記実施形態では、医療用加速器システムとしてＢＮＣＴに適用した例について説明したが、これに限らず陽電子放出断層撮像（ＰＥＴ：Positron Emission Tomography）用の放射性同位体元素を製造するために適用することができる。

また、上記実施形態では、線形加速器３を用いて荷電粒子ビーム２ａを所定のエネルギーまで加速するようにしたが、これ以外の加速器としてはサイクロトロンあるいはＦＦＡＧ（Fixed Field Alternating Gradient）加速器を用いることもできる。

さらに、上記実施形態において、荷電粒子ビーム２ｂのビーム進行方向に対してターゲット５の上流側に荷電粒子ビーム２ｂを偏向させるための電場あるいは磁場を生じさせることも可能である。これにより、ターゲット５への荷電粒子ビーム２ｂの照射位置を変えることができる。

そして、上記実施形態において、荷電粒子ビーム２ｂのビーム進行方向に対してターゲット５の上流側に荷電粒子ビーム２ｂを集束又は発散させるための四極電場あるいは磁場を生じさせることも可能である。これにより、ターゲット５への荷電粒子ビーム２ｂの照射面積を変えることができる。

１…イオン源、２ａ，２ｂ…荷電粒子ビーム、３…線形加速器、４ａ…輸送系、４ｂ…輸送系、５…ターゲット、５ａ…上流側のターゲット、５ｂ…下流側のターゲット、６…高電圧電源、７…導線、８…中性子、９…ガンマ線、１０…ガンマ線シールド、１１…モデレータ、１２…コリメータ、１３…照射ポート、１４…絶縁部、１５…ターゲット部、１５ａ…ターゲット収納室、１６…線量検出器、１７…中性子線量モニタ、１８…電圧制御装置、２０…照射位置、２１…積算部、２２…判定部、２３…ビームチョッパ、２４…輸送系制御装置、２５…イオン源制御装置、３０…ビーム軸、４０…抵抗分割部、Ｐ…患者、Ｔ…腫瘍

Claims (11)

1. 荷電粒子ビームを所定のエネルギーまで加速する加速器と、
   前記加速器により加速された前記荷電粒子ビームが照射されて中性子を発生するターゲットと、
   前記ターゲットに対して電圧を印加し、前記ターゲットへの入射時の前記荷電粒子ビームのエネルギーを調整する高電圧電源と、
   前記ターゲットに前記荷電粒子ビームを照射して発生した中性子線量を検出する線量検出器と、
   前記線量検出器により検出された中性子線量に基づいて前記高電圧電源から前記ターゲットに印加する電圧の値を制御する電圧制御装置と、
   を備えることを特徴とする中性子発生装置。
2. 前記線量検出器により検出された中性子線量を積算する積算部と、
   前記積算部で積算された中性子線量が予め設定された値以上になったか否かを判定する判定部と、を有し、
   前記中性子線量が予め設定された値以上になった場合に前記荷電粒子ビームの供給を停止することを特徴とすることを特徴とする請求項１に記載の中性子発生装置。
3. 前記電圧制御装置は、前記積算部で積算された中性子線量が予め設定された値以上になった場合に前記高電圧電源から前記ターゲットへの電圧の印加を停止することを特徴とする請求項２に記載の中性子発生装置。
4. 前記荷電粒子ビームを生成するイオン源と、
   前記イオン源のイオンの生成を制御するイオン源制御装置と、を有し、
   前記イオン源制御装置は、前記積算部で積算された中性子線量が予め設定された値以上になった場合に前記イオンの生成を停止することを特徴とする請求項２又は３に記載の中性子発生装置。
5. 前記イオン源と前記加速器との間に設けられた輸送系と、
   前記輸送系に設置され、前記イオン源で生成した前記荷電粒子ビームを前記加速器に入射しないように進行方向を曲げるビームチョッパと、
   前記ビームチョッパの作動を制御する輸送系制御装置と、を有し、
   前記輸送系制御装置は、前記中性子線量が予め設定された値以上になった場合に前記ビームチョッパを作動させ前記荷電粒子ビームが前記加速器に入射しないように制御することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載の中性子発生装置。
6. 前記ターゲットは、前記荷電粒子ビームのビーム軸に垂直な面内を移動させる駆動機構を有することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか一項に記載された中性子発生装置。
7. 前記ターゲットは、円形に形成され、前記荷電粒子ビームのビーム軸に対して回転軸をずらして回転させる回転駆動機構を有することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか一項に記載された中性子発生装置。
8. 前記ターゲットは、その面を前記荷電粒子ビームのビーム軸に対して傾斜可能とする傾斜駆動機構を有することを特徴とする請求項１乃至７のいずれか一項に記載の中性子発生装置。
9. 前記ターゲットは、前記荷電粒子ビームのビーム軸方向に複数配置されたことを特徴とする請求項１乃至８のいずれか一項に記載の中性子発生装置。
10. 前記ターゲットは、前記荷電粒子ビームの進行方向に対して上流側及び下流側に配置され、下流側のターゲットの電位を上流側のターゲットで失う平均エネルギーに相当する分に低下させたことを特徴とする請求項９に記載の中性子発生装置。
11. 荷電粒子ビームを所定のエネルギーまで加速する加速器と、
    前記加速器により加速された前記荷電粒子ビームを照射して中性子を発生させるターゲットと、
    前記ターゲットに対して電圧を印加し、前記ターゲット入射時の前記荷電粒子ビームのエネルギーを調整する高電圧電源と、
    前記ターゲットにより発生した中性子線量を検出する線量検出器と、
    前記線量検出器により検出された中性子線量に基づいて前記高電圧電源の電圧の値を制御する電圧制御装置と、を備え、
    前記ターゲットは、ホウ素中性子補足療法（ＢＮＣＴ）に用いる中性子を放出するＢＮＣＴ用ターゲットであって、前記中性子を照射対象に照射することを特徴とする医療用加速器システム。

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