JP2910431B2 - 荷電粒子加速器 - Google Patents
荷電粒子加速器Info
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- JP2910431B2 JP2910431B2 JP21253192A JP21253192A JP2910431B2 JP 2910431 B2 JP2910431 B2 JP 2910431B2 JP 21253192 A JP21253192 A JP 21253192A JP 21253192 A JP21253192 A JP 21253192A JP 2910431 B2 JP2910431 B2 JP 2910431B2
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は荷電粒子加速器に関し、
特に荷電粒子加速器から放射される放射線による治療に
先立って治療箇所の正確な把握に用いるＸ線発生手段を
ともなう荷電粒子加速器に関する。
特に荷電粒子加速器から放射される放射線による治療に
先立って治療箇所の正確な把握に用いるＸ線発生手段を
ともなう荷電粒子加速器に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来の荷電粒子加速器の第一の例は、図
４に示すように筺体３０に収容され、荷電粒子源３１か
ら荷電粒子（この例では熱電子）を放射する。荷電粒子
はあらかじめ定められた高周波で励振された複数個の粒
子加速キャビティ３２（以下キャビティという）で加速
された加速粒子をＸ線に変換するターゲット３５（例え
ばタングステン・銅・金などからなる）に衝突する。そ
の結果、荷電粒子流１３１Ａは、高エネルギＸ線１３１
Ｂとなって放射され治療用に使われている。
４に示すように筺体３０に収容され、荷電粒子源３１か
ら荷電粒子（この例では熱電子）を放射する。荷電粒子
はあらかじめ定められた高周波で励振された複数個の粒
子加速キャビティ３２（以下キャビティという）で加速
された加速粒子をＸ線に変換するターゲット３５（例え
ばタングステン・銅・金などからなる）に衝突する。そ
の結果、荷電粒子流１３１Ａは、高エネルギＸ線１３１
Ｂとなって放射され治療用に使われている。
【０００３】また、図５に示す第二の従来例は第４図の
従来例と同様に、荷電粒子流１３１Ａを発生させ、筺体
３０からは例えばベリリウムなどが使われている荷電粒
子ウインドウ３６を通して外部に取り出す。次に荷電粒
子流１３１Ａは、その通路に当る位置に配置されたター
ゲット３５に衝突し高エネルギＸ線１３１Ｂが放射され
る。このときターゲット３５を例えば矢印１３０の方向
に移動させると、荷電粒子流１３１Ａ（この場合は電子
流）をそのまま放射することができる。従ってこの例で
は、治療用として高エネルギＸ線１３１Ｂと荷電粒子流
１３１Ａとを選択して利用できる。
従来例と同様に、荷電粒子流１３１Ａを発生させ、筺体
３０からは例えばベリリウムなどが使われている荷電粒
子ウインドウ３６を通して外部に取り出す。次に荷電粒
子流１３１Ａは、その通路に当る位置に配置されたター
ゲット３５に衝突し高エネルギＸ線１３１Ｂが放射され
る。このときターゲット３５を例えば矢印１３０の方向
に移動させると、荷電粒子流１３１Ａ（この場合は電子
流）をそのまま放射することができる。従ってこの例で
は、治療用として高エネルギＸ線１３１Ｂと荷電粒子流
１３１Ａとを選択して利用できる。
【０００４】放射線治療をするに当り、患者の患部に対
して照射すべき放射線治療照射野の形状・大きさ・照射
角度等の治療条件を放射線治療装置に替ってシミュレー
ションする為の装置が必要となる。そのため低エネルギ
のＸ線を用いてこれらのシミュレーションを行ってい
る。このため最もよい方法は放射線の治療装置の放射線
が放射される位置からシミュレーションの為の低エネル
ギーＸ線をも発生させシミュレーションをすることであ
る。これを目的として高エネルギの電子流の替りに低エ
ネルギの電子流を図４または図５に示すターゲットに当
てて、電子流の方向に放射する低エネルギのＸ線を得よ
うとすることは、ターゲット３５が透過型であるのでこ
こで低エネルギのＸ線は減衰する。従って低エネルギの
Ｘ線をこの方法で利用することは難しい。
して照射すべき放射線治療照射野の形状・大きさ・照射
角度等の治療条件を放射線治療装置に替ってシミュレー
ションする為の装置が必要となる。そのため低エネルギ
のＸ線を用いてこれらのシミュレーションを行ってい
る。このため最もよい方法は放射線の治療装置の放射線
が放射される位置からシミュレーションの為の低エネル
ギーＸ線をも発生させシミュレーションをすることであ
る。これを目的として高エネルギの電子流の替りに低エ
ネルギの電子流を図４または図５に示すターゲットに当
てて、電子流の方向に放射する低エネルギのＸ線を得よ
うとすることは、ターゲット３５が透過型であるのでこ
こで低エネルギのＸ線は減衰する。従って低エネルギの
Ｘ線をこの方法で利用することは難しい。
【０００５】よって放射線治療装置と主要な形状等が同
一な低エネルギＸ線のシミュレーション装置を設けて、
先に述べた患者の患部に対して照射すべき放射線治療照
射野の形状・大きさ・照射角度等の治療条件を放射線装
置に替ってシミュレーションを行ない、そのデータに従
って患者に対して放射線治療を実施している。
一な低エネルギＸ線のシミュレーション装置を設けて、
先に述べた患者の患部に対して照射すべき放射線治療照
射野の形状・大きさ・照射角度等の治療条件を放射線装
置に替ってシミュレーションを行ない、そのデータに従
って患者に対して放射線治療を実施している。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明が解決しようと
する従来の技術の課題は上述のように、放射治療をする
にあたって、放射線の治療装置のほかに治療照射野の形
状・大きさ・照射角度等の治療条件を確認する為、低エ
ネルギＸ線発生源を内蔵するシミュレーション装置とを
設けて、照射方法のシミュレーションを行い、その結果
に従って放射線治療を行っているので、かように治療装
置とＸ線のシミュレーション装置とを一台ずつ設ける必
要があるという点にある。
する従来の技術の課題は上述のように、放射治療をする
にあたって、放射線の治療装置のほかに治療照射野の形
状・大きさ・照射角度等の治療条件を確認する為、低エ
ネルギＸ線発生源を内蔵するシミュレーション装置とを
設けて、照射方法のシミュレーションを行い、その結果
に従って放射線治療を行っているので、かように治療装
置とＸ線のシミュレーション装置とを一台ずつ設ける必
要があるという点にある。
【０００７】従って本発明の目的は、上記欠点を解決し
た荷電粒子加速器を提供することにある。
た荷電粒子加速器を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明の荷電粒子加速器
は、荷電粒子を発生する荷電粒子発生手段と、前記荷電
粒子を加速する加速手段とを備えて放射する荷電粒子加
速器において、熱電子放射陰極を設け前記熱電子放射陰
極より放射した熱電子を加速粒子変換ターゲットに衝突
させ前記加速手段から出力される前記放射線と同一方向
に放射されるＸ線に変換するＸ線発生手段を備えて構成
される。
は、荷電粒子を発生する荷電粒子発生手段と、前記荷電
粒子を加速する加速手段とを備えて放射する荷電粒子加
速器において、熱電子放射陰極を設け前記熱電子放射陰
極より放射した熱電子を加速粒子変換ターゲットに衝突
させ前記加速手段から出力される前記放射線と同一方向
に放射されるＸ線に変換するＸ線発生手段を備えて構成
される。
【０００９】
【実施例】次に本発明について実施例を示す図面を参照
して詳細に説明する。第１図は本発明の概要を示すブロ
ック図、第２図は本発明の第一の実施例の構造を示す断
面図、第３図は本発明の第二の実施例の構造を示す断面
図である。
して詳細に説明する。第１図は本発明の概要を示すブロ
ック図、第２図は本発明の第一の実施例の構造を示す断
面図、第３図は本発明の第二の実施例の構造を示す断面
図である。
【００１０】まず本発明の実施例の概要について説明す
る。
る。
【００１１】本発明の概要は、治療用放射線の発生器に
付随してシミュレーション用の低エネルギＸ線の発生器
を置き、そのＸ線の放射方向を治療用放射線の放射方向
とを同一にしたものである。そのため、シミュレーショ
ン用のＸ線発生手段を、治療用放射線の通路へ挿入した
形態となっている。シミュレーション用のＸ線発生手段
を通過できない治療用放射線（例えば電子線）を放射す
るときには、用のＸ線発生手段を取除いて治療に当るよ
うにしたものである。
付随してシミュレーション用の低エネルギＸ線の発生器
を置き、そのＸ線の放射方向を治療用放射線の放射方向
とを同一にしたものである。そのため、シミュレーショ
ン用のＸ線発生手段を、治療用放射線の通路へ挿入した
形態となっている。シミュレーション用のＸ線発生手段
を通過できない治療用放射線（例えば電子線）を放射す
るときには、用のＸ線発生手段を取除いて治療に当るよ
うにしたものである。
【００１２】図１を見るに本発明は荷電粒子発生手段１
と、加速手段２と、Ｘ線発生手段３とを備えており、通
常は放射線治療装置に搭載されている。例えば、あらか
じめ熱電子放射陰極４から低エネルギの熱電子を放出し
ターゲット５の低エネルギー面４１に衝突せしめ、低エ
ネルギのＸ線１０２として、シミュレーションに使用し
て照射位置や角度などを定める。この後、加速手段２か
ら高エネルギの電子流を放射線１００として放射して、
Ｘ線発生手段３の内部のターゲット５の高エネルギー面
４２に衝突せしめ、高エネルギのＸ線に変換しこれを治
療用の放射線として患部に照射してこの治療に供する。
と、加速手段２と、Ｘ線発生手段３とを備えており、通
常は放射線治療装置に搭載されている。例えば、あらか
じめ熱電子放射陰極４から低エネルギの熱電子を放出し
ターゲット５の低エネルギー面４１に衝突せしめ、低エ
ネルギのＸ線１０２として、シミュレーションに使用し
て照射位置や角度などを定める。この後、加速手段２か
ら高エネルギの電子流を放射線１００として放射して、
Ｘ線発生手段３の内部のターゲット５の高エネルギー面
４２に衝突せしめ、高エネルギのＸ線に変換しこれを治
療用の放射線として患部に照射してこの治療に供する。
【００１３】ここで、放射線１００はＸ線発生手段３を
通過できないときまたは通過すると別の放射線に変換す
るようなときは、Ｘ線発生手段３を左右に移動せしめて
放射線１００の通路から排除するようにして、図１の放
射線１００がそのまま患者の患部に照射され治療に供せ
られるようになる。
通過できないときまたは通過すると別の放射線に変換す
るようなときは、Ｘ線発生手段３を左右に移動せしめて
放射線１００の通路から排除するようにして、図１の放
射線１００がそのまま患者の患部に照射され治療に供せ
られるようになる。
【００１４】次に本発明の実施例についてその構成と作
動を中心に説明する。図２を見るに本発明の第一の実施
例は筺体１０と、荷電粒子源１１と、キャビティ１２
と、熱電子放射陰極１４と、ターゲット１５と、Ｘ線ウ
インドウ１８とを備えている。
動を中心に説明する。図２を見るに本発明の第一の実施
例は筺体１０と、荷電粒子源１１と、キャビティ１２
と、熱電子放射陰極１４と、ターゲット１５と、Ｘ線ウ
インドウ１８とを備えている。
【００１５】ターゲット１５は高エネルギー面４１と、
低エネルギー面４２の２層から構成され、各エネルギー
に最適な材質が使用される。
低エネルギー面４２の２層から構成され、各エネルギー
に最適な材質が使用される。
【００１６】荷電粒子源１１は荷電粒子発生手段を構成
し、ここで発生した荷電粒子（ここに示す荷電粒子源１
１は高エネルギの熱電子の放射を例示している）は筺体
１０の中にくり貫かれた複数個のキャビティ１２の開口
部を通過する。このとき複数個のキャビティ１２は加速
手段を構成し、それぞれのキャビティは固有の電磁的共
振周波数の信号で励振される。キャビティを通過して加
速された荷電粒子流１１１Ａ（この場合は電子流を例に
あげている）はターゲット１５の高エネルギー面４１に
衝突し、ここで高エネルギのＸ線１１１Ｂに変換され、
Ｘ線ウインドウ１８を通して外部に取り出され、患部の
治療に当てられる。冷却パイプ１９は高エネルギの放射
線変換によるターゲット１５の発熱の冷却用である。
し、ここで発生した荷電粒子（ここに示す荷電粒子源１
１は高エネルギの熱電子の放射を例示している）は筺体
１０の中にくり貫かれた複数個のキャビティ１２の開口
部を通過する。このとき複数個のキャビティ１２は加速
手段を構成し、それぞれのキャビティは固有の電磁的共
振周波数の信号で励振される。キャビティを通過して加
速された荷電粒子流１１１Ａ（この場合は電子流を例に
あげている）はターゲット１５の高エネルギー面４１に
衝突し、ここで高エネルギのＸ線１１１Ｂに変換され、
Ｘ線ウインドウ１８を通して外部に取り出され、患部の
治療に当てられる。冷却パイプ１９は高エネルギの放射
線変換によるターゲット１５の発熱の冷却用である。
【００１７】一方低エネルギのＸ線発生手段は、熱電子
放射陰極１４から邸エネルギの電子流が放射され、この
電子流はターゲット１５の低エネルギー面４２に衝突
し、ここで低エネルギのＸ線１１２に変換されて、Ｘ線
ウインドウ１８を通して外部に取り出されシミュレーシ
ョンに利用される。低エネルギＸ線１１２は高エネルギ
Ｘ線１１１Ｂと同一方向に放射されるようにするため、
ターゲット１５は高エネルギの荷電粒子流の方向に対し
てある角度で設定されている。
放射陰極１４から邸エネルギの電子流が放射され、この
電子流はターゲット１５の低エネルギー面４２に衝突
し、ここで低エネルギのＸ線１１２に変換されて、Ｘ線
ウインドウ１８を通して外部に取り出されシミュレーシ
ョンに利用される。低エネルギＸ線１１２は高エネルギ
Ｘ線１１１Ｂと同一方向に放射されるようにするため、
ターゲット１５は高エネルギの荷電粒子流の方向に対し
てある角度で設定されている。
【００１８】以上のように構成することにより１個の荷
電粒子加速器を放射線治療装置に搭載し、患者の治療に
先立ちシミュレーションを低エネルギＸ線で行い、引き
続き同一の治療装置で患部の治療を行うことができる。
電粒子加速器を放射線治療装置に搭載し、患者の治療に
先立ちシミュレーションを低エネルギＸ線で行い、引き
続き同一の治療装置で患部の治療を行うことができる。
【００１９】図３を見るに本発明の第二の実施例は筺体
２０と、荷電粒子源２１と、キャビティ２２と、低エネ
ルギＸ線発生手段２３と、熱電子放射陰極２４と、ター
ゲット２５と、荷電粒子ウインドウ２６および２７と、
Ｘ線ウインドウ２８とを備えている。
２０と、荷電粒子源２１と、キャビティ２２と、低エネ
ルギＸ線発生手段２３と、熱電子放射陰極２４と、ター
ゲット２５と、荷電粒子ウインドウ２６および２７と、
Ｘ線ウインドウ２８とを備えている。
【００２０】第一の実施例と同様に荷電粒子２１は荷電
粒子発生手段を構成し、ここで発生した荷電粒子は筺体
２０の中にくり貫かれた複数個のキャビティ２２の開口
部を通過する。このときキャビティは固有の電磁気的共
振周波数の信号で励振される。キャビティを通過して加
速された荷電粒子流１２１Ａは荷電粒子ウインドウ２６
および２７を通過して、低エネルギ発生手段２３のター
ゲット２５の高エネルギー面４１に衝突し、ここで高エ
ネルギのＸ線ウインドウ２８を通して外部に取り出さ
れ、患者の治療に当てられる。冷却パイプ２９はターゲ
ット２５の発熱の冷却用である。ターゲット２５は高エ
ネルギー面４１と低エネルギー面４２の２層で構成され
る。
粒子発生手段を構成し、ここで発生した荷電粒子は筺体
２０の中にくり貫かれた複数個のキャビティ２２の開口
部を通過する。このときキャビティは固有の電磁気的共
振周波数の信号で励振される。キャビティを通過して加
速された荷電粒子流１２１Ａは荷電粒子ウインドウ２６
および２７を通過して、低エネルギ発生手段２３のター
ゲット２５の高エネルギー面４１に衝突し、ここで高エ
ネルギのＸ線ウインドウ２８を通して外部に取り出さ
れ、患者の治療に当てられる。冷却パイプ２９はターゲ
ット２５の発熱の冷却用である。ターゲット２５は高エ
ネルギー面４１と低エネルギー面４２の２層で構成され
る。
【００２１】一方低エネルギＸ線発生手段２３では、熱
電子放射陰極２４から低エネルギ電子流が放射され、こ
の電子流はターゲット２５の低エネルギー面４２に衝突
し、ここで低エネルギのＸ線１２２に変換されて、Ｘ線
ウインドウ２８を通して外部に取り出されシミュレーシ
ョンに利用される。低エネルギＸ線１２２は高エネルギ
Ｘ線１２２Ｂと同一方向に放射されるように、ターゲッ
ト２５は高エネルギの荷電粒子流の方向に対してある角
度で設定されている。また、荷電粒子源２１とキャビテ
ィ２２を備えた筺体２０と、低エネルギＸ線発生手段２
３とは独立の筺体構造となっているので、Ｘ線発生手段
２３を矢印１２０の方向（逆でもよい）に移動せしめて
荷電粒子流１２１Ａを荷電粒子ウインドウ２６から直接
放射することもできる構造である。
電子放射陰極２４から低エネルギ電子流が放射され、こ
の電子流はターゲット２５の低エネルギー面４２に衝突
し、ここで低エネルギのＸ線１２２に変換されて、Ｘ線
ウインドウ２８を通して外部に取り出されシミュレーシ
ョンに利用される。低エネルギＸ線１２２は高エネルギ
Ｘ線１２２Ｂと同一方向に放射されるように、ターゲッ
ト２５は高エネルギの荷電粒子流の方向に対してある角
度で設定されている。また、荷電粒子源２１とキャビテ
ィ２２を備えた筺体２０と、低エネルギＸ線発生手段２
３とは独立の筺体構造となっているので、Ｘ線発生手段
２３を矢印１２０の方向（逆でもよい）に移動せしめて
荷電粒子流１２１Ａを荷電粒子ウインドウ２６から直接
放射することもできる構造である。
【００２２】以上のように構成することにより１個の荷
電粒子加速器を放射線治療装置に搭載し、患者の治療に
先立ちシミュレーションを低エネルギＸ線で行い、引き
続き同一の治療装置で高エネルギＸ線と荷電粒子流との
うちいずれの放射線による患部の治療をも行うことがで
きる。
電粒子加速器を放射線治療装置に搭載し、患者の治療に
先立ちシミュレーションを低エネルギＸ線で行い、引き
続き同一の治療装置で高エネルギＸ線と荷電粒子流との
うちいずれの放射線による患部の治療をも行うことがで
きる。
【００２３】なお、ここでダーゲット２５の低エネルギ
面４２の材質は一般に金を用い、ターゲット２５の高エ
ネルギ面４１の材質はタングステンまたはモリブデンコ
ーテッドタングステンが用いられる。
面４２の材質は一般に金を用い、ターゲット２５の高エ
ネルギ面４１の材質はタングステンまたはモリブデンコ
ーテッドタングステンが用いられる。
【００２４】
【発明の効果】本発明の荷電粒子加速器は治療用の放射
線の放射に加えてその放射方向と同一方向にシミュレー
ション用の低エネルギＸ線を放射するよう構成したの
で、患者の治療に先立ちシミュレーションを行い引き続
き同一の治療装置で患部の放射線治療ができるという効
果がある。また、ターゲットを高エネルギー用面と低エ
ネルギー用面の２層で構成することにより、高エネルギ
ーＸ線と低エネルギーＸ線両方共に高効率で発生できる
という効果がある。
線の放射に加えてその放射方向と同一方向にシミュレー
ション用の低エネルギＸ線を放射するよう構成したの
で、患者の治療に先立ちシミュレーションを行い引き続
き同一の治療装置で患部の放射線治療ができるという効
果がある。また、ターゲットを高エネルギー用面と低エ
ネルギー用面の２層で構成することにより、高エネルギ
ーＸ線と低エネルギーＸ線両方共に高効率で発生できる
という効果がある。
【図１】本発明の概要を示すブロック図
【図２】本発明の第一の実施例の構造を示す断面図
【図３】本発明の第二の実施例の構造を示す断面図
【図４】図は従来の技術による構造の第一の例を示す断
面図
面図
【図５】従来の技術の構造による第二の例を示す断面図
【図６】ターゲットの構造を示す断面図
１ 荷電粒子発生手段 ２ 加速手段 ３ Ｘ線発生手段 ４ 熱電子放射陰極 ５ ターゲット ４１ ターゲット（高エネルギ面） ４２ ターゲット（低エネルギ面）
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61N 5/10
Claims (1)
- 【請求項１】 荷電粒子を発生する荷電粒子発生手段
と、前記荷電粒子を加速する加速手段とを備えて放射線
を放射する荷電粒子加速器において、熱電子放射陰極を
設け前記熱電子放射陰極より放射した熱電子を異なる材
質からなる２層の加速粒子変換ターゲットに衝突させ前
記加速手段から出力される前記放射線と同一方向に放射
されるＸ線に変換するＸ線発生手段を備えてなることを
特徴とする荷電粒子加速器。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP21253192A JP2910431B2 (ja) | 1992-08-10 | 1992-08-10 | 荷電粒子加速器 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP21253192A JP2910431B2 (ja) | 1992-08-10 | 1992-08-10 | 荷電粒子加速器 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0654917A JPH0654917A (ja) | 1994-03-01 |
| JP2910431B2 true JP2910431B2 (ja) | 1999-06-23 |
Family
ID=16624221
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP21253192A Expired - Lifetime JP2910431B2 (ja) | 1992-08-10 | 1992-08-10 | 荷電粒子加速器 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2910431B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN1943284A (zh) * | 2002-10-25 | 2007-04-04 | 独立行政法人科学技术振兴机构 | 电子加速器及使用该电子加速器的放射线治疗装置 |
| US8487278B2 (en) * | 2008-05-22 | 2013-07-16 | Vladimir Yegorovich Balakin | X-ray method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system |
-
1992
- 1992-08-10 JP JP21253192A patent/JP2910431B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0654917A (ja) | 1994-03-01 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
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