JPH02284398A - 荷電粒子加速器 - Google Patents
荷電粒子加速器Info
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- JPH02284398A JPH02284398A JP10622389A JP10622389A JPH02284398A JP H02284398 A JPH02284398 A JP H02284398A JP 10622389 A JP10622389 A JP 10622389A JP 10622389 A JP10622389 A JP 10622389A JP H02284398 A JPH02284398 A JP H02284398A
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
（産業上の利用分野）
本発明は、荷電粒子を発生する荷電粒子発生手段と、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関する。
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関する。
第４図は荷電粒子加速器の第１の従来例を示す縦断面図
である。
である。
筐体３０に収容された荷電粒子源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（以下キャビティという）３２で加速され、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は高エネルギーＸ ４９１３１Ｂとなっ
て放射され、治療用に使われている。
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（以下キャビティという）３２で加速され、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は高エネルギーＸ ４９１３１Ｂとなっ
て放射され、治療用に使われている。
第５図は荷電粒子加速器の第２の従来例の縦断面図であ
る。
る。
第２の従来例は第４図の従来例と同様に、荷電粒子流１
３１Ａ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ィンドウ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
ルギーＸ １ｍ１１３１Ｂ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。したがって、この例では、治療
用として高エネルギーＸ線１３１Ｂと荷電粒子流１３１
Ａとを選択して利用できる。
３１Ａ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ィンドウ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
ルギーＸ １ｍ１１３１Ｂ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。したがって、この例では、治療
用として高エネルギーＸ線１３１Ｂと荷電粒子流１３１
Ａとを選択して利用できる。
放射線治療をするに当たり、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わってシミュレーションす
るための装置が必要となる。そのため低エネルギーの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ための低エネルギー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ーの電子流の替わりに低エネ
ルギーの電子流を第４図または第５図に示すターゲット
３５に当てた場合、電子流の方向に放射する低エネルギ
ーのＸ線は減衰する。
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わってシミュレーションす
るための装置が必要となる。そのため低エネルギーの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ための低エネルギー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ーの電子流の替わりに低エネ
ルギーの電子流を第４図または第５図に示すターゲット
３５に当てた場合、電子流の方向に放射する低エネルギ
ーのＸ線は減衰する。
したがって、低エネルギーのＸ線をこの方法で利用する
ことは難しい。
ことは難しい。
よって、放射線治療装置と主要な形状等が同一な低エネ
ルギー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わ
ってシミュレーションを行い、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。
ルギー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わ
ってシミュレーションを行い、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。
上述した従来の方法は、放射線治療するにあたって、放
射線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ため、低エネルギーＸ線発
生源を内蔵するシミュレーション装置を設けて照射方法
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、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欠点がある
。
射線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ため、低エネルギーＸ線発
生源を内蔵するシミュレーション装置を設けて照射方法
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、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欠点がある
。
本発明の目的は、患者の治療に先立ちシミュレーション
を行ない引き続き同一の治療装置で放射線治療ができる
荷電粒子加速器を提供することである。
を行ない引き続き同一の治療装置で放射線治療ができる
荷電粒子加速器を提供することである。
本発明の荷電粒子加速器は、熱電子放射陰極と偏向磁石
とが設けられ、熱電子放射陰極より放射された熱電子を
偏向磁石の作る磁界を通過させ加速粒子変換ターゲット
に衝突させ、加速手段から出力される放射線と同一線源
箇所から同一方向に放射されるＸ線に変換するＸ線発生
手段を備えている。
とが設けられ、熱電子放射陰極より放射された熱電子を
偏向磁石の作る磁界を通過させ加速粒子変換ターゲット
に衝突させ、加速手段から出力される放射線と同一線源
箇所から同一方向に放射されるＸ線に変換するＸ線発生
手段を備えている。
（作用〕
第１図は°本発明の荷電粒子加速器の構成図である。
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１と、荷電粒子を加速する加速手段２と、熱
電子放射陰極４と偏向磁石６とが設けられ、熱電子放射
陰極４より放射された熱電子を偏向磁石６の作る磁界を
通過させて加速粒子変換ターゲット５に衝突させ加速手
段２から出力される放射線と同一線源箇所から同一方向
に放射されるＸ線に変換するＸ線発生手段３とから構成
され、通常は放射線治療装置に塔載されている。
子発生手段１と、荷電粒子を加速する加速手段２と、熱
電子放射陰極４と偏向磁石６とが設けられ、熱電子放射
陰極４より放射された熱電子を偏向磁石６の作る磁界を
通過させて加速粒子変換ターゲット５に衝突させ加速手
段２から出力される放射線と同一線源箇所から同一方向
に放射されるＸ線に変換するＸ線発生手段３とから構成
され、通常は放射線治療装置に塔載されている。
Ｘ線発生手段３は、熱電子放射陰極４から低エネルギー
の熱電子を放出し偏向磁石６の作る磁界を通過させてタ
ーゲット５に衝突せしめ、低エネルギーＸ１ｉｌ１０２
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。ここで、偏向磁石６の作る磁界を低エネルギ
ーの熱電子が通過する時偏向磁石６の励磁コイルへの供
給電流を可変することにより、ターゲット５上で発生す
るＸ線１０２の線源の場所がＸ線１０１の線源の場所と
実質的に同一となる。この後、加速手段２から高エネル
ギーの電子流を放射線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に衝突せしめ、高エネルギ
ーのＸ線１０１に変換し、これを治療用の放射線として
患部に照射してその治療に供する。
の熱電子を放出し偏向磁石６の作る磁界を通過させてタ
ーゲット５に衝突せしめ、低エネルギーＸ１ｉｌ１０２
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。ここで、偏向磁石６の作る磁界を低エネルギ
ーの熱電子が通過する時偏向磁石６の励磁コイルへの供
給電流を可変することにより、ターゲット５上で発生す
るＸ線１０２の線源の場所がＸ線１０１の線源の場所と
実質的に同一となる。この後、加速手段２から高エネル
ギーの電子流を放射線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に衝突せしめ、高エネルギ
ーのＸ線１０１に変換し、これを治療用の放射線として
患部に照射してその治療に供する。
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を左右に移動させて放射線１００の
通路から排除するようにして、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。
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を左右に移動させて放射線１００の
通路から排除するようにして、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。
次に、本発明の実施例について図面を参照して説明する
。
。
第２図は本発明の第１の実施例の荷電粒子加速器の縦断
面図である。
面図である。
本実施例は、筐体ｌＯ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、
偏向磁石１６と、Ｘ線ウィンドウ１８とから構成されて
いる。
ィ１２と、熱電子放射陰極１４と、ターゲット１５と、
偏向磁石１６と、Ｘ線ウィンドウ１８とから構成されて
いる。
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１１は高エネル
ギーの熱電子の放射を例示している）は、筐体ｌＯ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気的共振周波
数の信号で励振される。キャビティ１２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に衝突し、ここで高エネ
ルギーのＸ線１１１８に変換され、患部の治療に当てら
れる。冷却パイプ１９は、高エネルギーの放射線変換に
よるターゲット１５の発熱の冷却用である。
生した荷電粒子（ここに示す荷電粒子源１１は高エネル
ギーの熱電子の放射を例示している）は、筐体ｌＯ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気的共振周波
数の信号で励振される。キャビティ１２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に衝突し、ここで高エネ
ルギーのＸ線１１１８に変換され、患部の治療に当てら
れる。冷却パイプ１９は、高エネルギーの放射線変換に
よるターゲット１５の発熱の冷却用である。
一方、低エネルギーのＸ線発生手段は、熱電子放射＃極
１４から低エネルギーの電子流が放射され、この電子流
は偏向磁石１６の作る磁界を通過し、ターゲット１５に
衝突し、ここで低エネルギーＸ線１１２に変換されて、
Ｘ線ウィンドウ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。低エネルギーＸ線１１２は高
エネルギーＸ線１１１Ｂと実質的に同一線源位置から同
一方向に放射されるように、ターゲット１５は高エネル
ギーの荷電粒子流の方向に対しである角度で設定されて
いる。
１４から低エネルギーの電子流が放射され、この電子流
は偏向磁石１６の作る磁界を通過し、ターゲット１５に
衝突し、ここで低エネルギーＸ線１１２に変換されて、
Ｘ線ウィンドウ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。低エネルギーＸ線１１２は高
エネルギーＸ線１１１Ｂと実質的に同一線源位置から同
一方向に放射されるように、ターゲット１５は高エネル
ギーの荷電粒子流の方向に対しである角度で設定されて
いる。
以上のように荷電粒子加速器が構成されているので、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ーＸ線１１
２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。
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ーＸ線１１
２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。
第３図は本発明の第２の実施例の荷電粒子加速器の縦断
面図である。
面図である。
本実施例は筐体２０と、荷電粒子源２１と、キャビティ
２２と、低エネルギーＸ線発生手段２３と、熱電子放射
陰極２４と、ターゲット２５と、荷電粒子ウィンドウ２
６および２７と、Ｘ線ウィンドウ２８と、偏向磁石４１
とから構成されている。
２２と、低エネルギーＸ線発生手段２３と、熱電子放射
陰極２４と、ターゲット２５と、荷電粒子ウィンドウ２
６および２７と、Ｘ線ウィンドウ２８と、偏向磁石４１
とから構成されている。
第１の実施例と同様に荷電粒子源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２２は加速手段を構成し、それ
ぞれのキャビティ２２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２２を通過して加速された
荷電粒子流１２１Ａは荷電粒子ウィンドウ２６および２
７を通過して、低エネルギーＸ線発生手段２３のターゲ
ット２５に衝突し、ここで高エネルギーＸ線１２１Ｂに
転換され、Ｘ線ウィンドウ２８を通して外部に取り出さ
れ、患部の治療に当てられる。冷却バイブ２９はターゲ
ット２５の発熱の冷却用である。一方、低エネルギーＸ
線発生手段２３では、熱電子放射陰８ｉ２４から低エネ
ルギー電子流が放射され、この電子流は偏向磁石４１の
作る磁界を通過してターゲット２５に衝突し、ここで低
エネルギーＸ線１２２に変換されて、Ｘ線ウィンドウ２
８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。低エネルギーＸ線１２２は高エネルギーＸ線１２
１８と実質的に同一線源位置から同一方向に放射される
ように、ターゲット２５は高エネルギーの荷電粒子流の
方向に対しで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とを備えた筺体２０と、低エ
ネルギーＸ線発生手段２３とは独立の筐体構造となって
いるので、Ｘ線発生手段２３を矢印１２０の方向（逆で
もよい）に移動させて荷電粒子流１２１Ａを荷電粒子ウ
ィンドウ２６から直接放射することもできる構造である
。
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２２は加速手段を構成し、それ
ぞれのキャビティ２２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２２を通過して加速された
荷電粒子流１２１Ａは荷電粒子ウィンドウ２６および２
７を通過して、低エネルギーＸ線発生手段２３のターゲ
ット２５に衝突し、ここで高エネルギーＸ線１２１Ｂに
転換され、Ｘ線ウィンドウ２８を通して外部に取り出さ
れ、患部の治療に当てられる。冷却バイブ２９はターゲ
ット２５の発熱の冷却用である。一方、低エネルギーＸ
線発生手段２３では、熱電子放射陰８ｉ２４から低エネ
ルギー電子流が放射され、この電子流は偏向磁石４１の
作る磁界を通過してターゲット２５に衝突し、ここで低
エネルギーＸ線１２２に変換されて、Ｘ線ウィンドウ２
８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。低エネルギーＸ線１２２は高エネルギーＸ線１２
１８と実質的に同一線源位置から同一方向に放射される
ように、ターゲット２５は高エネルギーの荷電粒子流の
方向に対しで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とを備えた筺体２０と、低エ
ネルギーＸ線発生手段２３とは独立の筐体構造となって
いるので、Ｘ線発生手段２３を矢印１２０の方向（逆で
もよい）に移動させて荷電粒子流１２１Ａを荷電粒子ウ
ィンドウ２６から直接放射することもできる構造である
。
以上のように荷電粒子加速器が構成されているので、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ーＸ線１２
２で行い、引き続き同一の治蒸装置で高エネルギーＸ線
１２１Ｂと荷電粒子流１２１八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。
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ーＸ線１２
２で行い、引き続き同一の治蒸装置で高エネルギーＸ線
１２１Ｂと荷電粒子流１２１八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。
以上説明したように本発明は、治療用の放射線の放射に
加えてその放射方向と実質的に同一線源位置から同一方
向にシミュレーション用の低エネルギーＸ線を放射する
よう構成することにより、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。
加えてその放射方向と実質的に同一線源位置から同一方
向にシミュレーション用の低エネルギーＸ線を放射する
よう構成することにより、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。
第１図は本発明の荷電粒子加速器の概要を示す構成図、
第２図は本発明の第１の実施例の荷電粒子加速器の断面
図、第３図は本発明の第２の実施例の荷電粒子加速器の
縦断面図、第４図は第１の従来例を示す縦断面図、第５
図は第２の従来例を示す縦断面図である。 ！・・・荷電粒子発生手段 ２・・・加速手段 ３・・・Ｘ線発生手段 ４、１４．２４・・・熱電子放射陰極 ５、１５．２５・・・ターゲット ６ 、１６．４１−・・偏向磁石 １０、２０−・・筐体 １１、２１−・・荷電粒子源 １２、２２・・・キャビティ １８、２８−Ｘ線ウィンドウ １９、２９−・・冷却パイプ ２６、２７−・・荷電粒子ウィンドウ １００、１０１−・・放射線 １０２−Ｘ線 １１１Ａ、１２１Ａ −・荷電粒子流
第２図は本発明の第１の実施例の荷電粒子加速器の断面
図、第３図は本発明の第２の実施例の荷電粒子加速器の
縦断面図、第４図は第１の従来例を示す縦断面図、第５
図は第２の従来例を示す縦断面図である。 ！・・・荷電粒子発生手段 ２・・・加速手段 ３・・・Ｘ線発生手段 ４、１４．２４・・・熱電子放射陰極 ５、１５．２５・・・ターゲット ６ 、１６．４１−・・偏向磁石 １０、２０−・・筐体 １１、２１−・・荷電粒子源 １２、２２・・・キャビティ １８、２８−Ｘ線ウィンドウ １９、２９−・・冷却パイプ ２６、２７−・・荷電粒子ウィンドウ １００、１０１−・・放射線 １０２−Ｘ線 １１１Ａ、１２１Ａ −・荷電粒子流
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 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、 熱電子放射陰極と偏向磁石とが設けられ、前記熱電子放
射陰極より放射された熱電子を偏向磁石の作る磁界を通
過させて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線源箇所から同一方
向に放射されるＸ線に変換するＸ線発生手段を備えてい
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 |
|---|---|---|---|
| JP10622389A JPH02284398A (ja) | 1989-04-25 | 1989-04-25 | 荷電粒子加速器 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10622389A JPH02284398A (ja) | 1989-04-25 | 1989-04-25 | 荷電粒子加速器 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02284398A true JPH02284398A (ja) | 1990-11-21 |
Family
ID=14428141
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10622389A Pending JPH02284398A (ja) | 1989-04-25 | 1989-04-25 | 荷電粒子加速器 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH02284398A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1999010895A1 (en) * | 1997-08-26 | 1999-03-04 | Richard John Ellis | Order charge separation and order-charge type separation |
-
1989
- 1989-04-25 JP JP10622389A patent/JPH02284398A/ja active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1999010895A1 (en) * | 1997-08-26 | 1999-03-04 | Richard John Ellis | Order charge separation and order-charge type separation |
| GB2343786A (en) * | 1997-08-26 | 2000-05-17 | Richard John Ellis | Order charge separation and order-charge type separation |
| GB2343786B (en) * | 1997-08-26 | 2002-08-21 | Richard John Ellis | Order charge separation and order-charge type separation |
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