(57)【要約】【課題】放射線治療において、正常組織の損傷を抑えながら効率的に治療を行えるようにする。【解決手段】腫瘍２２等の患部の近傍に、ガンマ線１２が当たると電子陽電子対を放出する性質を持つ白金などの重金属からなる放射材１３を配置する。患者２１の外部からガンマ線１２を照射し、放射材１３に当てる。ガンマ線１２が放射材１３に当たり、放射材１３から電子陽電子対が放出される。この電子陽電子対は、電磁シャワーに発展し、放射材１３の近傍の腫瘍２２に照射されて患部を放射線治療することができる。電子陽電子対およびそれが発展した電磁シャワーは、所定距離進むと強度が減少するので、腫瘍２２の周囲の正常組織への影響を抑えることができる。【選択図】　図９
2004049884.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ガンマ線が当たると電子陽電子対を放出して電磁シャワーを発生させて治療対象体中の患部に照射する電子陽電子対放出部と、
治療対象体の外部からガンマ線を照射して上記電子陽電子対放出部に当てるガンマ線照射部とを備えたことを特徴とする放射線治療装置。
【請求項２】
治療対象体中の電子陽電子対放出部の位置を検出する電子陽電子対放出部位置検出部と、
治療対象体中でガンマ線が照射されている位置を検出するガンマ線照射位置検出部と、
上記電子陽電子対放出部位置検出部により検出された治療対象体中の電子陽電子対放出部の位置と上記ガンマ線照射位置検出部により検出された治療対象体中でガンマ線が照射されている位置とがずれている旨の情報が入力されると、上記電子陽電子対放出部の位置を、ガンマ線が照射されている位置に戻す位置制御部と、
電子陽電子対放出部の位置とガンマ線が照射されている位置とがずれている間、ガンマ線照射をオフにするように上記ガンマ線照射部を制御するガンマ線照射制御部とを備えたことを特徴とする請求項１に記載の放射線治療装置。
【請求項３】
上記ガンマ線照射部が、
電子線が当たると制動輻射でガンマ線を放出するガンマ線放出部と、
上記ガンマ線放出部から放出されるガンマ線のうち、所定の放射角以下のもののみを通す穴を有するコリメータと、
上記ガンマ線放出部とコリメータとの間に置かれ、上記ガンマ線放出部から放出されるガンマ線のうちでエネルギーが所定値以下のものを吸収する低エネルギーガンマ線吸収部とを備えたことを特徴とする請求項１または２に記載の放射線治療装置。
【請求項４】
上記ガンマ線放出部から放出されてコリメータの穴を通らないガンマ線を吸収する不要ガンマ線吸収部を備えたことを特徴とする請求項３に記載の放射線治療装置。
【請求項５】
上記ガンマ線放出部の周囲に、上記ガンマ線放出部からガンマ線とともに放出される中性子を吸収する中性子吸収部を備えたことを特徴とする請求項３または４に記載の放射線治療装置。
【請求項６】
上記ガンマ線放出部と上記中性子吸収部との間に、上記ガンマ線放出部からガンマ線とともに放出される中性子を減速する中性子減速部を備えたことを特徴とする請求項４に記載の放射線治療装置。
【請求項７】
上記中性子吸収部が、中性子を吸収するとガンマ線を放出する性質を有しており、
上記中性子吸収部の周囲に、中性子吸収部から放出されるガンマ線を吸収する副次ガンマ線吸収部を備えたことを特徴とする請求項５または６に記載の放射線治療装置。
【請求項８】
上記コリメータが、
外形が合同な円柱形状物であって、軸を中心として貫通している円柱状のガンマ線経路となる穴の径が異なる複数のコリメータ片が、ガンマ線放出部から離れるに従って穴径が大きくなるような順序で同軸上に隙間無く並んで成ることを特徴とする請求項３ないし７のいずれかに記載の放射線治療装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ガンマ線を用いた腫瘍等に対する放射線治療装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
放射線による腫瘍（癌）の治療には、Ｘ線やガンマ線等が用いられており、なかでもガンマ線は広く利用されている。
【０００３】
腫瘍の放射線治療は、放射線が体内を通過するときにエネルギー損失が行われ、腫瘍の組織に生物学的損傷（以下、単に損傷と称する）を与えることを利用している。図１７中、上部に示すように、人や動物等の患者２１中の腫瘍２２に対し、外部から放射線４１が照射される。図１７では、腫瘍２２の患者２１内の位置（深さ）と損傷の程度との関係も示している。
【０００４】
上記放射線による影響は腫瘍に限らず正常組織にも与えられるので、放射線治療の基本は、腫瘍での線量を最大に、正常組織での線量を最小にすることである。すなわち、図１７中、下部に示すように、腫瘍２２の存在する深さでのみ顕著に損傷し、それ以外の深さでは損傷が起きないかごくわずかであることが求められる。
【０００５】
公知技術としては、特許文献１、２がある。
【０００６】
【特許文献１】
特開平１１−１５１３１０号公報（公開日平成１１年６月８日）
【０００７】
【特許文献２】
特開２０００−３３１７９９号公報（公開日平成１２年１１月３０日）
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
ガンマ線は手軽に入手できるが、図１８に示すように、正常組織にも損傷を与えてしまう。図１８において、横軸は上記同様深さであり、縦軸は上記同様損傷の程度である。
【０００９】
このため、図１９に示すように、ガンマ線１２を四方から照射し、腫瘍２２に集中させる方法（ガンマナイフ）が開発されている。しかしながら、腫瘍２２を十分に損傷させようとすると、やはり正常組織に積分された線量が大きくなってしまう。
【００１０】
最近では、特許文献１や２に開示されているように、高エネルギーの荷電粒子ビームを用い、ブラッグピークを利用した方法がこの点で期待されている。ブラッグピークとは、放射線が停止する直前に最大の放射エネルギーを放出することをいう。しかし、重イオン、陽子等の荷電粒子では高エネルギーの加速器が必要であり、現実的には、専用のビームラインが必要となる。また、有効範囲が小さいため、大きな患部ではメリットが少ない。
【００１１】
本発明は、上記問題点に鑑みなされたものであり、その目的は、正常組織の損傷を抑えながら効率的に治療を行える放射線治療装置を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記の課題を解決するため、本発明に係る放射線治療装置は、ガンマ線が当たると電子陽電子対を放出して電磁シャワーを発生させて治療対象体中の患部に照射する電子陽電子対放出部と、治療対象体の外部からガンマ線を照射して上記電子陽電子対放出部に当てるガンマ線照射部とを備えたことを特徴としている。
【００１３】
上記の構成により、ガンマ線照射部によって治療対象体（人体等）の外部からガンマ線を照射し、上記電子陽電子対放出部に当てる。すると、電子陽電子対放出部から電子陽電子対が放出され、それが電磁シャワーに発展して患部（腫瘍等）に照射される。
【００１４】
したがって、電子陽電子対放出部を、患部近傍、すなわち電子陽電子対が十分な治療効果（損傷効果）となる強度を持って患部に当たることができるような距離範囲内に配置することで、この電子陽電子対により患部を放射線治療することができる。患部が治療対象体の内部に存在する場合は、電子陽電子対放出部を患部の中心に埋め込めばよい。一方、電子陽電子対およびそれから発展した電磁シャワーは所定距離進むと強度が減少する。そのため、患部周囲の正常組織への影響を抑えることができる。
【００１５】
それゆえ、正常組織の損傷を極力抑えながら腫瘍等の患部に多くの放射線を照射することができ、効率的に放射線治療を行うことができる。
【００１６】
また、本発明に係る放射線治療装置は、上記の構成に加えて、治療対象体中の電子陽電子対放出部の位置を検出する電子陽電子対放出部位置検出部と、治療対象体中でガンマ線が照射されている位置を検出するガンマ線照射位置検出部と、上記電子陽電子対放出部位置検出部により検出された治療対象体中の電子陽電子対放出部の位置と上記ガンマ線照射位置検出部により検出された治療対象体中でガンマ線が照射されている位置とがずれている旨の情報が入力されると、上記電子陽電子対放出部の位置を、ガンマ線が照射されている位置に戻す位置制御部と、電子陽電子対放出部の位置とガンマ線が照射されている位置とがずれている間、ガンマ線照射をオフにするように上記ガンマ線照射部を制御するガンマ線照射制御部とを備えたことを特徴としている。
【００１７】
上記の構成により、治療対象体中のガンマ線照射部の位置と、治療対象体中でガンマ線が照射されている位置とがずれている間、ガンマ線の発生をオフにする。
【００１８】
それゆえ、上記の構成による効果に加えて、無駄なくガンマ線を照射することができる。
【００１９】
また、本発明に係る放射線治療装置は、上記の構成に加えて、上記ガンマ線照射部が、電子線が当たると制動輻射でガンマ線を放出するガンマ線放出部と、上記ガンマ線放出部から放出されるガンマ線のうち、所定の放射角以下のもののみを通す穴を有するコリメータと、上記ガンマ線放出部とコリメータとの間に置かれ、上記ガンマ線放出部から放出されるガンマ線のうちでエネルギーが所定値以下のものを吸収する低エネルギーガンマ線吸収部とを備えたことを特徴としている。
【００２０】
上記の構成により、高エネルギーのガンマ線を得ようとして高エネルギーの電子線をガンマ線放出部に当てると、広範囲（大きな放射角）に高エネルギーのガンマ線が放出されるが、コリメータを設けたことで、高エネルギーのガンマ線は所望の狭い範囲のみ出射させることができる。その結果、電子陽電子対放出部に入らずに患者の無関係の部位に高エネルギーのガンマ線が照射されるのを防ぐことができる。また、このように出射範囲を狭くしても、低いエネルギーのガンマ線が混じると効率が悪いので、それを取り除く。
【００２１】
したがって、上記の構成による効果に加えて、ギガレベルの高価な加速器を使わずに、癌治療などですでに利用可能な既存の加速器を利用して安全かつ効率よく高エネルギーのガンマ線を得ることができ、患部を電磁シャワーで十分に治療することができる。
【００２２】
また、本発明に係る放射線治療装置は、上記の構成に加えて、上記ガンマ線放出部から放出されてコリメータの穴を通らないガンマ線を吸収する不要ガンマ線吸収部を備えたことを特徴としている。
【００２３】
上記の構成により、上記ガンマ線放出部から放出されてコリメータの穴を通らないガンマ線を吸収する不要ガンマ線吸収部が備えられている。
【００２４】
したがって、上記の構成による効果に加えて、不要なガンマ線を吸収することができる。
【００２５】
また、本発明に係る放射線治療装置は、上記の構成に加えて、上記ガンマ線放出部の周囲に、上記ガンマ線放出部からガンマ線とともに放出される中性子を吸収する中性子吸収部を備えたことを特徴としている。
【００２６】
上記の構成により、上記ガンマ線放出部の周囲に、上記ガンマ線放出部からガンマ線とともに放出される中性子を吸収する中性子吸収部が備えられている。
【００２７】
したがって、上記の構成による効果に加えて、不要な中性子を吸収することができる。
【００２８】
また、本発明に係る放射線治療装置は、上記の構成に加えて、上記ガンマ線放出部と上記中性子吸収部との間に、上記ガンマ線放出部からガンマ線とともに放出される中性子を減速する中性子減速部を備えたことを特徴としている。
【００２９】
上記の構成により、上記ガンマ線放出部と上記中性子吸収部との間に、上記ガンマ線放出部からガンマ線とともに放出される中性子を減速する中性子減速部が備えられている。
【００３０】
したがって、上記の構成による効果に加えて、不要な中性子を減速することができる。
【００３１】
また、本発明に係る放射線治療装置は、上記の構成に加えて、上記中性子吸収部が、中性子を吸収するとガンマ線を放出する性質を有しており、上記中性子吸収部の周囲に、中性子吸収部から放出されるガンマ線を吸収する副次ガンマ線吸収部を備えたことを特徴としている。
【００３２】
上記の構成により、上記中性子吸収部が、中性子を吸収するとガンマ線を放出する性質を有しており、上記中性子吸収部の周囲に、中性子吸収部から放出されるガンマ線を吸収する副次ガンマ線吸収部が備えられている。
【００３３】
したがって、上記の構成による効果に加えて、不要なガンマ線を吸収することができる。
【００３４】
また、本発明に係る放射線治療装置は、上記の構成に加えて、上記コリメータが、外形が合同な円柱形状物であって、軸を中心として貫通している円柱状のガンマ線経路となる穴の径が異なる複数のコリメータ片が、ガンマ線放出部から離れるに従って穴径が大きくなるような順序で同軸上に隙間無く並んで成ることを特徴としている。
【００３５】
上記の構成により、コリメータ径が、段階的・不連続に変化し、変化する位置ごとに別々の部材となっている。その結果、各コリメータ片を種々組み合わせれば、コリメータの傾斜を簡単に変えることができる。例えば、少しずつ穴径の異なるものを多く組み合わせれば、コリメータの径を細くできる。逆に、大きく穴径の異なるものを組み合わせれば、進むにつれて急激に穴径が大きくなるということであるので、コリメータの径を太くできる。
【００３６】
したがって、各コリメータ片の組み合わせを変えるだけで、ガンマ線の出射角度範囲を簡単に変えることができる。それゆえ、上記の構成による効果に加えて、より容易に、必要なガンマ線強度を得ることができる。
【００３７】
【発明の実施の形態】
本発明の実施の一形態について図１ないし図１６に基づいて説明すれば、以下の通りである。
【００３８】
まず、本実施形態における基本的な考え方について述べる。
【００３９】
ある程度以上の高エネルギーを持ったガンマ線は、水や、人体・動物等の生体との相互作用が低く、水や生体にほとんど影響を与えないですり抜ける。すなわち、生体内でエネルギー損失が少ない。ここで、相互作用とは、腫瘍であれば腫瘍組織を破壊するような結果を生じる作用を指し、より一般的には、対象物に高エネルギーを与える結果となる作用を指す。本実施形態は、このことに着目し、ガンマ線を用いて生体に低侵襲性の放射線治療を効果的に行うものである。
【００４０】
どのようなエネルギー値のガンマ線を採用するかは、ひとつには、そのエネルギー値のガンマ線が本来持っている、相互作用を引き起こす能力や、生体との相互作用を防ぐための別の装備や工夫の有無やそれらの効果等をも考慮して決定することができる。例えば、５ＭｅＶ以上、５０ＭｅＶ以下のものは、上述のように水や生体との相互作用が低く、水や生体にほとんど影響を与えないですり抜けると考えられる。また、５ＭｅＶ以上のものは、相互作用の結果、主に電子陽電子対を発生する。よって、このような値のものを採用することもできる。
【００４１】
どのようなエネルギー値のガンマ線を採用するかは、また、後述の電子陽電子対を放出する放射材の特性をも考慮して決定することができる。
【００４２】
図１に示すように、人体・動物等の生体に該当する水１１の内部に、放射材（電子陽電子対放出部）１３を置く。そして、水１１の外部からガンマ線１２を照射する。このようにすることにより、放射材１３は電子陽電子対を放出する。
【００４３】
すなわち、図１および図２に示すように、細くコリメートされた高エネルギーのガンマ線１２を、柱状重金属の放射材１３の底面（線状に形成し、長さ方向に垂直な面で切断したときの断面）に照射すると、放射材１３は、電子陽電子対を生成し、主として径方向（図中、上下方向）の面（側面）より電子陽電子対およびそれが発展した電磁シャワー１４を放出する。この電子陽電子対およびそれが発展した電磁シャワー１４が患部に照射され、治療が行われることになる。
【００４４】
放射材１３は、ガンマ線の照射を受けると電子陽電子対を放出し、それが電磁シャワー１４（図２参照）に発展する。電磁シャワーとは、対象物（ここでは放射材１３）から放出される、ガンマ線、電子および陽電子を含んだ放射線である。放射材の放射長ＬＲは短いほど、患部のみに電磁シャワーを照射できるので好ましく、５ｍｍ以下が好ましい。放射長は、ガンマ線を一定の変換率で電子陽電子対に変換するために必要な物質固有の長さを表す。放射長は原子番号の２乗と密度とに反比例する。人体の主成分である水の放射長は３６０ｍｍであり、白金の放射長は３．０５ｍｍである。白金の単位長さあたりの電子陽電子対生成率は水のほぼ１００倍であるので、白金の置かれた位置に集中的に電子陽電子対を生成することができる。十分な治療効果を上げるには、患部の大きさ程度でガンマ線のほとんどが電子陽電子対に変換されることが好ましい。ガンマ線が放射材中で３ＬＲ程度の距離を通過すると、ほとんどのガンマ線が電子陽電子対に変換されるといえる。したがって、放射材としては、放射材中でガンマ線が通過する距離が３ＬＲ程度の長さであって、かつ、放射材が患部の大きさ程度になる（患部内に放射材を配置する場合は、患部の内部に放射材全体を埋め込むことができるような大きさとなる）物質が好ましい。放射材１３の例として、重金属は放射長が短い点で有利である。重金属として例えば白金、金、タングステン、鉛、水銀などを挙げることができる。人体に入れることを考慮すると、鉛、水銀は好ましくなく、白金が好ましい。
【００４５】
重金属は通常、放射線遮蔽材として用いられるものである。本実施の形態では、その性質を逆に利用して、減衰された放射線（電子陽電子対）を引き出して患部に照射することで治療を行う。
【００４６】
上記放射材１３は、例えば柱（針）状形状をしたものを用いることができる。またその場合、例えば直径（図１中、上下方向）が２ｍｍ以下、長さ（図１中、左右方向）５ｍｍ以上のものを用いることができる。例えば、放射材１３が白金の場合、図２に示すように直径１ｍｍ、長さ１０ｍｍのものを用いることができる。
【００４７】
ガンマ線１２を、放射材１３に照射する。例えば、ガンマ線１２を、放射材１３の柱（または針）の長さ方向に垂直な面（底面）に照射することができる。
【００４８】
放射材１３は、ガンマ線１２の照射を受けると、ガンマ線１２が通過する放射材１３内部の各部位において、ガンマ線１２の通過方向、すなわち柱（針）状の放射材１３の場合は長さ方向（図１や図２では左右方向）に沿っている表面（図２のように柱（針）状の場合は側面）から、電子陽電子対およびそれが発展した電磁シャワー１４が放射材１３の外部へと放出される。したがって、このような電子陽電子対の放出を効率的に行えるようにするという観点からは、放射材１３の形状としては、図２のように、ガンマ線１２の通過方向に長く、ガンマ線１２の通過方向に垂直な方向の、ガンマ線１２と放射材１３表面との距離すなわち柱（針）状の放射材１３の場合は厚み方向（図１や図２では上下方向）が短い形状が好ましい。
【００４９】
図１０に示すように、柱（針）状の放射材１３の長さ方向をガンマ線１２の入射方向と垂直とし、放射材１３の長さ方向（図１０では上下方向）に沿った面、すなわち柱（針）状の放射材１３の側面にガンマ線１２を照射した場合には、ガンマ線１２が放射材１３中を通過したときに電子陽電子対に変換される割合（変換率）が極端に下がり、また、放射材１３の各ガンマ線通過部位から電子陽電子対が生成されても、それが放射材１３中を通ってその外部、すなわち腫瘍などの患部に到達するまでに通過する放射材１３の距離が長いため、減衰が顕著になり、患部へ十分な量の電子陽電子対が到達しなくなる恐れがある。そのため、このような柱（針）状の放射材１３を用いた場合には、ガンマ線１２は底面に照射するのが好ましい。
【００５０】
ガンマ線１２が入射する、人体の皮膚に対応する水１１の表面から、腫瘍部の位置に対応する放射材１３の中心までの距離（深さ）は、例えば図１に示すように１００ｍｍとすることができる。
【００５１】
ガンマ線１２は、上述した通り生体との相互作用を低くするために、高エネルギーのものを用いることができ、例えば、５ＭｅＶ以上とし、５０ＭｅＶ以下、また例えば３０ＭｅＶ以下のものを用いることができる。また例えば、非常に細くコリメートされたものを用いることができる。非常に細くコリメートされた高エネルギーのガンマ線を生成するには、ギガレベル（１ＧｅＶ以上）の電子ビームを加速器（図示せず）により作り、その電子ビームにレーザ光を衝突させて、逆コンプトン効果により高エネルギーのガンマ線を得る。このようにして得られる高エネルギーのガンマ線（光子ビーム）は、前方（進行方向）に集中しており、エネルギーが角度に依存している。すなわち、進行方向からある角度以内の範囲に、高エネルギーのガンマ線が局在している。そのため、細いコリメータを用いることで、高エネルギーのガンマ線のみを選択的に取り出すことが可能である。
【００５２】
上記のようにエネルギーが角度に依存している場合には、どの程度まで細くコリメートされたガンマ線を採用するか（ガンマ線のビーム径をいくらにするか）は、どのようなエネルギー値のガンマ線を選択したいかによって左右されることになる。どのようなエネルギー値のガンマ線を選択するかは、すでに述べた通り、そのエネルギー値が患者にとってどの程度安全か、言い換えればどの程度の相互作用まで許容できるかによっても左右される。
【００５３】
また、ガンマ線のビーム径があまり大きいと、放射材１３が小さい場合には、ビーム径の周辺部のガンマ線は放射材１３に入射しなくなり、効率が悪い。そのため、放射材１３の大きさによっても、選択すべきガンマ線のビーム径は変わってくる。例えば、ガンマ線のビーム径は、放射材１３の、ガンマ線１２が入射する面の断面と略同一径に絞ることが考えられる。
【００５４】
次に、上記のような構成を想定したシミュレーションおよびその結果の一例を示す。
【００５５】
ここでは、ガンマ線の生成方法として、２．８ＧｅＶの電子ビームに０．１２ｅＶ、波長１０．６μｍの炭酸ガスレーザを衝突させて、１５ＭｅＶのガンマ線を得た。この場合、０．２ｍラジアン内に７ＭｅＶより高いエネルギーのガンマ線が存在する。
【００５６】
放射材１３として長さ１０ｍｍ、上記底面の直径１ｍｍの白金線を用い、上記深さは１０ｃｍに設定した。すなわち、表皮より９５ｍｍのところから１０５ｍｍの間に白金線を置いた。陽電子は、物質中の電子と相互作用を行い、５１１ｋｅＶのガンマ線を出す。これはＰＥＴ（ポジトロン断層撮影）に用いられているものと同じなので、このＰＥＴを使って照射位置を確認できる。
【００５７】
ガンマ線１２のエネルギーＥは１０ＭｅＶ（図３、図６）、２０ＭｅＶ（図４、図７）、４０ＭｅＶ（図５、図８）に変化させてシミュレーションした。曲線の形状は、Ｅ＝１０ＭｅＶ、２０ＭｅＶ、４０ＭｅＶのいずれの場合も白金線近傍に線量の集中がある点では同じであるが、エネルギーが高いほど、広い領域を照射できる。よって、エネルギーを調整することで、より有効な治療が可能となる。
【００５８】
図３ないし図５は、上記深さと、放射線線量の蓄積量との関係（放出された線量分布）を示す。図６ないし図８では、放射線線量の蓄積量と半径との関係が、いちばん線量の多い深さでの吸収線量Ｇｙ（１０の１０乗個の光子に対する）で表されている。
【００５９】
図３ないし図５に示すように、電磁シャワーによるエネルギーの蓄積は、白金線が存在する付近に集中している。線量が１０分の１になる長さを電子陽電子対が有効に照射される範囲と考えると、図６ないし図８に示すように、１０ＭｅＶの場合には０．８ｃｍ、２０ＭｅＶの場合には１．２ｃｍ、４０ＭｅＶの場合には１．６ｃｍとなった。
【００６０】
電子陽電子対とそれが発展した電磁シャワーの平均エネルギーは、エネルギーの高いガンマ線から作られた場合は高くなる。よって、透過力が強く、より広い領域に線量を与えることができる。図３ないし図５、図６ないし図８は、まず、線量分布が放射材１３の周りに集中することを示している。図３ないし図５は深さ方向でどこに線量分布の集中があるかを示し、これらの結果を組み合わせると、エネルギーが高くなると線量分布が深さ方向に広がるということがいえる。また、図６ないし図８は、径方向の広がりを示している。つまり、エネルギーを調整することで線量分布を患部の大きさに調整することができることになり、重イオンの場合と比較して、線量分布の広がりの調整を容易に行うことができる。
【００６１】
図９に、人体・動物等の患者（治療対象体）２１中の腫瘍２２に対して上記のような構成を適用した場合の例を示す。放射材１３は、患部すなわち腫瘍２２の近傍に配置されている。例えば、腫瘍２２の内部に放射材１３を埋め込む。この状態で患者２１の外部からガンマ線１２が照射され、それが放射材１３に当たると放射材１３から電子陽電子対およびそれが発展した電磁シャワーが放出される。この電子陽電子対およびそれが発展した電磁シャワーが放射材１３内部を通り、放射材１３の近傍の腫瘍２２に当たり、腫瘍２２に損傷を与える。これによって腫瘍２２が破壊され、患部を放射線治療することができる。電子陽電子対およびそれが発展した電磁シャワーは所定距離進むと強度が減少する。そのため、腫瘍２２の大きさ等を考慮して、電子陽電子対およびそれが発展した電磁シャワーが腫瘍２２を出るまでに十分強度が減少するように、ガンマ線１２の強度や放射材１３の素材、形状、大きさ等を設定することによって、電子陽電子対およびそれが発展した電磁シャワーの、腫瘍２２の周囲の正常組織への影響を抑えることができる。
【００６２】
図１１に、より具体的な装置例を示す。高精度位置制御装置（位置制御部）３３上に患者２１を横たえるなどして載置する。高精度位置制御装置３３は、患者２１の位置を制御し、それによって放射材１３の位置を制御するものであり、水平、垂直方向の平行移動、また水平な直線や垂直な直線を軸にした回転移動が可能なものとすることができる。患者２１の患部には放射材１３を埋め込んでおく。金属探知器を用いた、三次元の高精度位置検出器（電子陽電子対放出部位置検出部）３１は、患者２１内の放射材１３（ここでは重金属）の位置を検出するものである。照射位置確認装置（ガンマ線照射位置検出部）３２は、例えば５１１ｋｅＶを検知するポジトロン（ＰＥＴ）を用いることができ、患者２１内の、ガンマ線１２の入射位置を検出するものである。
【００６３】
また、ガンマ線ビーム生成装置３６が設けられ、ここから発射したガンマ線１２は、鉛などを用いたコリメータ３７で細くコリメートされて患者２１へ入射するようになっている。ガンマ線ビーム生成装置３６は、例えば、電子線形加速器と収束レンズからなる、１ＧｅＶ以上のエネルギーを出す電子線源と、レーザ光源（いずれも図示せず）を用いることができる。この電子線源からの電子線とレーザ光源からのレーザとが衝突し、逆コンプトン効果による散乱光としてガンマ線１２を引き出す。ガンマ線ビーム生成装置３６とコリメータ３７とによってガンマ線照射部が構成されている。
【００６４】
コントローラー（ガンマ線照射制御部）３８は、高精度位置検出器３１および照射位置確認装置３２からの位置情報が入力され、放射材１３の位置とガンマ線１２の入射位置とが一致しているかを判断し、一致していなければ、ガンマ線ビーム生成装置３６に作用して、ガンマ線１２の出射をオフさせ、一致していれば、ガンマ線ビーム生成装置３６に作用して、ガンマ線１２の出射をオンさせる。ガンマ線ビーム生成装置３６は、コントローラー３８から、ガンマ線１２の出射をオフする旨の指令を受けると、上記レーザ光源のレーザをオフすることによってガンマ線１２の出射をオフする。これによって、患者２１が動くことでガンマ線１２の入射位置が放射材１３の位置からずれると、ガンマ線１２をオフすることができる。
【００６５】
高精度位置制御装置３３は、高精度位置検出器３１および照射位置確認装置３２から放射材１３の位置とガンマ線１２の入射位置の位置情報がそれぞれ入力され、放射材１３の位置とガンマ線１２の入射位置とが一致しているかを判断し、一致していなければ、一致する方向へ平行または回転移動し、一致すると移動を停止するように動作することが可能になっている。
【００６６】
上記の方法において、細くコリメートされ、且つＯＮ−ＯＦＦ容易な高エネルギー（１０〜５０ＭｅＶ）のガンマ線を用いている。このための一例として、ギガレベルの電子ビームにレーザ光を衝突させ逆コンプトン効果により所望のガンマ線を得ている。ギガレベルの電子ビームを得るためには、大がかりな加速器が必要である。これに対し、以下では、細くコリメートされた高エネルギーのガンマ線を、数十ＭｅＶレベルの電子線で有効なガンマ線を得る方法について述べる。
【００６７】
上記の放射線治療装置において、ガンマ線発生源として、重金属の細孔の中に、重金属ターゲットとグラファイトが設置され、高エネルギーの電子線を重金属ターゲットに照射し、エネルギーが１０ＭｅＶ以上を含むガンマ線を電子ビームとは反対側から発生させ、そのガンマ線をグラファイト中を通過させてガンマ線の低エネルギー成分を吸収させ、且つ発生したガンマ線を重金属の細孔を通過させることでコリメートする。重金属の細孔がコリメータの役割をする。
【００６８】
電子線を照射する重金属は白金又は金である。微小な形状で、直径１ｍｍ以下、長さ２ｍｍ以下とする。原子番号が大きい（放射長が短い）重金属を用いる。タングステンも可である。これらは、細孔を有する重金属の孔の中に設置されている。
【００６９】
入射電子線は１０〜５０ＭｅＶ、更に絞れば２０〜３０ＭｅＶが良い。
【００７０】
低エネルギーガンマ線の吸収材はグラファイトが最も良い。アルミニウムも可である。
【００７１】
細孔を有する重金属はコスト的に鉛がベストであり、金、白金、タングステンも可である。
【００７２】
中性子の減速材は水素を含む物質で、水でも可である。使いやすさからパラフィンが良い。
【００７３】
中性子の吸収材はカドミウムがベストであり、棚素、リチウムも可である。カドミウムが最も薄く出来る。パラフィン／カドミウムの組み合わせが最も良い。
【００７４】
電子線を放射材に照射すると、発生するガンマ線は一般的に広がりを持ち、且つ低エネルギー成分が多い。本発明は、発生するガンマ線を細くすること、及び高いエネルギーを主成分として取り出す方法である。
【００７５】
電子線を照射すると、図１２に示すように、エネルギー分布の幅広いガンマ線が発生する。グラファイトを通過させて、エネルギーが１０ＭｅＶ以下のガンマ線を吸収させる。
【００７６】
吸収度合いは図１２に示される。特に、１ＭｅＶ以下を、完全ではないが、人体に影響を及ぼさない程度まで下げられる。更に横方向に漏れていくガンマ線をヘビーメタルで吸収させる。また、電子線のエネルギーが高いため、人体に好ましくない中性子線（ニュートロン）が出る。このため、ニュートロンをパラフィンで減速させてカドミウムで吸収させる。
【００７７】
放射線による癌治療には大きく分けて粒子線を用いる方法とガンマ線（電子を含む）を用いる方法がある。一般には粒子線特に重イオンと呼ばれているものが癌組織に集中的に線量を与えることが出来るので効率良く安全に治療が出来ると考えられている。
【００７８】
すでに述べた通り、高エネルギーのガンマ線と放射材を組み合わせることで粒子線と同等或はそれ以上の効率で腫瘍部に線量を与える装置を実現することができる。放射材の特性としては（１）放射長の短い物質で、（２）細い形状のものといった特徴がある。
【００７９】
一方、ガンマ線は細くコリメートされたエネルギーの高いものが効率的であり、実際発生させる装置としては、いくつかの可能性が考えられるが、レーザー逆コンプトン散乱によって得られるガンマ線がその条件を十分満たしている。しかしこの方法は、装置が大がかりになり過ぎるといった現実的な問題点がある。そこで、ここでは、この方法に補足する形で、医療用のガンマ線発生装置として一般に使われているライナック（線形加速器）等の電子線の加速器を用いて、目的とするガンマ線を得る方法を提示する。
【００８０】
放射材を用いる治療に必要とされるガンマ線の特性は以下の３点が挙げられる。
（１）５ＭｅＶ以上（より好ましくは１０ＭｅＶ以上）、数１０ＭｅＶ以下の高エネルギーガンマ線であること
（２）ミリメートル程度に細くコリメートされていること
（３）余分な放射線を発生させないこと
これらの条件は、腫瘍部におかれた放射材近傍での線量を大きくする一方で、人体の他部位への照射線量を減らすためである。
【００８１】
高エネルギーの電子線を物質にあてると制動輻射（Ｂｒｅｍｓｓｔｒａｈｌｕｎｇ）によってガンマ線が発生する。制動輻射は、ガンマ線やＸ線を発生させる方法として研究の目的に留まらず多くの場合に使われてきた。非常に一般的であるこの方法で目的に沿うガンマ線が発生できれば簡便なシステムが組めるはずである。
【００８２】
ガンマ線は加速された電子を放射材（金や白金などの重い金属）にあてて制動輻射を起こさせて得られる。このガンマ線のエネルギー分布と角度分布の特徴について以下に述べる。
【００８３】
十分薄い放射材の制動輻射で得られるガンマ線のエネルギー分布は以下の式で与えられることが知られている。
【００８４】
【数１】
2004049884.tif 000003
【００８５】
スペクトルはエネルギーに逆比例するので、制動輻射では低エネルギーのガンマ線が特に多くなる。低エネルギー成分は物質との相互作用が大きいので、放射線治療に用いると、どうしても表面で吸収が大きく、皮膚組織への影響が大きい。
【００８６】
一方、制動輻射で放出されるガンマ線は電子線の入射方向と同じく前方に多く放射されるが、一定の角度による広がりがあり、それは以下の式で与えられる。
【００８７】
【数２】
2004049884.tif 000004
【００８８】
ここで、ｍは電子の質量、ｐは電子線のエネルギーでθはガンマ線の放出される角度である。ある角度θ内に放出されるガンマ線の全角度に対する割合は、ここで電子のエネルギーがその質量ｍより十分大きい場合を想定しているのでｍ／ｐ≪１で、かつ分布は前方に集中しているのでｓｉｎθ〜θとできる。よって以下のようになる。
【００８９】
【数３】
2004049884.tif 000005
【００９０】
全角度積分した量はπ・ｐ２／ｍ２なので、ガンマ線はｍ２／ｐ２で表される角度内に半分が集まることになる。典型的に３０ＭｅＶの電子であれば広がりは１／６０ｒａｄとなる。
【００９１】
電子線を１０ＭｅＶ程度に加速して放射材に照射し、制動輻射によってガンマ線を生成する方法は癌治療で一般的に使われている。加速器としては上述の通りライナック（線形加速器）が一般的である。これは、エネルギーは１０ＭｅＶ程度であれば十分な透過力が得られるのと、不要な中性子の発生が抑えられることによっている。
【００９２】
さて、放射材を用いる治療には１０〜５０ＭｅＶ程度のガンマ線が適している。また細くコリメートされたガンマ線を得るにはエネルギーの高い方が効率的である。このためにはエネルギーの高い電子線が必要になる。電子線のエネルギーが１０ＭｅＶを越え始めると中性子の発生が無視出来なくなる。よってエネルギーが高い方が良いが、現実的には２０〜３０ＭｅＶ程度が適当であろう。
【００９３】
ガンマ線を細く絞るので十分な強度を得る為に必要な条件を探す必要がある。電子に制動輻射を起こさせる放射材の厚さは０．３ＬＲ程度が適当である。この厚さではガンマ線への転換効率が３０％程度で、かつ生成されたガンマ線が相互作用して失われる確率が１５％程度なので、電子全エネルギーの２５％程度がガンマ線に転換される。実際の物質としては金や白金またはタングステンなどで１ｍｍ程度の厚さのものを置くことになる。
【００９４】
体内に置かれた放射材の大きさに当たるように細いガンマ線ビームを取り出すためには出来るだけ短い距離にする必要がある。コリメータと体内を通る距離を考えると、制動輻射を起こさせる放射材から体内の放射材までの距離として４０ｃｍを考えれば十分であろう。体内の放射材の直径を１ｍｍとすると、角度の広がりは１．２ｍｒａｄである。この角度内に入ってくるガンマ線は、３０ＭｅＶの場合は（０．００１２×６０）２＝５×１０−３である。この結果、３０ＭｅＶの電子線の電流を１μアンペアとすると、２×１０９／ｓｅｃのガンマ線が得られる。典型的には数秒から数１０秒で、必要な線量が得られる。これが１０ＭｅＶの場合は（０．００１２×２０）２＝６×１０−４で、エネルギーが下がると前方の細い放射材に照射できるガンマ線の量が相対的に減少することで、３０ＭｅＶの場合に比較すると１桁近く効率が落ちる。実用上は電流を増やしたり時間をかけたりすることでカバー出来るので、比較的簡単に手に入る加速器での治療が可能になる意味は大きいであろう。
【００９５】
この方法で放射材を用いる治療に最適なガンマ線を得るために以下の装置を用いることができる。制動輻射により発生するガンマ線を小さなビームサイズに絞るためにコリメータを設置する。ガンマ線は飛行する距離と共に広がっていくので、コリメータから照射部位までの距離を短くするとガンマ線を効率良く使える。そのために材質として放射長の短い物質が適している。白金や金が最適ではあるが、コストを考えると、タングステンを主成分にするヘビーメタルが最も現実的である。ヘビーメタルの放射長は３．７ｍｍ程度であるので数センチメートルでガンマ線に対して十分な遮蔽効果がある。
【００９６】
制動輻射で生成されるガンマ線は低エネルギー程多いが、これは生体の特に表面に不要な線量を与える。これを除去するためにガンマ線の通る道筋とコリメータの中の穴に炭素を詰める。図１２に、制動輻射で得られるガンマ線のエネルギースペクトルを示す。吸収材が何もない時は式（１）で示されるエネルギーに反比例するスペクトルが、炭素の厚さを増やすに従って低エネルギー領域から減少して行くのが見える。道筋に沿って３０ｇ／ｃｍ２程度の厚みがあれば人体の表面に影響を与える１ＭｅＶ以下のガンマ線は１桁近く減少するので、ほぼ実害のないレベルに出来る。グラファイトは密度が２．２程度なので１５ｃｍ程度あればよい。工業用のダイヤモンドを使えば更に短く出来る。
【００９７】
コリメータの形状は図１３、図１４のようなものである。中心部はヘビーメタルで出来ている細いガンマ線を引き出すコリメータである。周りに洩れていくガンマ線を止める役割も果たす。その外側には中性子の減速材が置かれている。パラフィンやポリエチレンなど水素を多く含む物質が優れている。減速材の層の厚さは中性子のフラックスをどの程度減少させたいかで決めることができる。典型的には１０ｃｍ程度の層の厚さであるが、もともとの中性子の発生量が少ない時は小さくコンパクトに作ることが出来る。
【００９８】
減速材の周りはカドミウムの金属シートがまかれている。０．５〜１ｍｍ程度の厚さがあれば減速された中性子のほとんどを吸収できる。尚、中性子を吸収したカドミウムはガンマ線を放出するので鉛の遮蔽をその外側におく。この時生成されるガンマ線は比較的エネルギーが低いので鉛５ｃｍ程度で十分遮蔽できる。
【００９９】
図１３、図１４を用いて、ガンマ線照射部５０の構成例を説明する。
【０１００】
タングステン（不要ガンマ線吸収部）５４は円柱であり、その内部が同心円状にくり抜かれている。この内部に、左から、タングステン（不要ガンマ線吸収部）５５、白金板（ガンマ線放出部）５６、コリメータ片５７、コリメータ片５８、白金板（低エネルギーガンマ線吸収部）６１、コリメータ片５９、コリメータ片６０がはめ込まれている。コリメータ片５７ないし６０はタングステン製である。コリメータ片５７ないし６０によってコリメータが形成されており、ガンマ線放出部から放出されるガンマ線のうち、所定の放射角以下のもののみを通す穴を有している。なお、ここでは４個のコリメータ片を用いているが、これに限定されず、設定に応じて１個以上、例えば２個以上を使用可能である。
【０１０１】
白金板５６・６１は、直径がタングステン５４の内径と同一である。
【０１０２】
タングステン５７ないし６０は外形が互いに合同な円柱形状であり、底面の直径がタングステン５４の内径と同一である。タングステン５７ないし６０は、いずれも、軸を通る同心円形状に内部がくり抜かれて貫通した穴を有している。タングステン５７ないし６０のそれぞれについては穴の径は一定である。そして、この穴の径は、白金板５６に近いほど小さく、
コリメータ片５７＜コリメータ片５８＜コリメータ片５９＜コリメータ片６０となっている。
【０１０３】
タングステン５５の内径は、穴の直径の最も小さい（白金板５６に最も近い）コリメータ片５７の穴の直径より大きく設定できる。
【０１０４】
５５〜６１は、タングステン５４内に、タングステン５４の底面から底面までの間に隙間が無いように詰まっている。
【０１０５】
コリメータ片５７〜６０の穴には、グラファイト（低エネルギーガンマ線吸収部）６４が詰められている。
【０１０６】
タングステン５４、５５は、パラフィン（中性子減速部）５３で覆われている。これは、ガンマ線放出部からガンマ線とともに放出される中性子を減速するものである。
【０１０７】
パラフィン５３は、カドミウムシート（中性子吸収部）５２で覆われている。これは、ガンマ線放出部からガンマ線とともに放出される中性子を吸収するものである。
【０１０８】
カドミウムシート５２は、鉛（副次ガンマ線吸収部）５１で覆われている。これは、中性子吸収部から放出されるガンマ線を吸収するものである。
【０１０９】
鉛５１は円柱形状であり、ガンマ線照射部５０全体としても円柱形状である。
【０１１０】
なお、図１４では、鉛５１を、５１ａ、５１ｂ、５１ｃのように分かれた部材として描いているが、このように別々の部材としてもよいし、これら３つを合わせて鉛５１として一体化した部材としてもよい。カドミウムシート５２（５２ａ、５２ｂ、５２ｃ）、パラフィン５３（５３ａ、５３ｂ）についても同様である。
【０１１１】
白金板５６には、図示しない電子線の発生源（照射源）から電子線６２が当たる。電子線の発生源としては、すでに述べた通り、医療用のガンマ線発生装置として一般に使われているライナック（線形加速器）等を用いることが可能である。
【０１１２】
白金板５６に電子線６２が当たると、白金板５６からガンマ線が発生する。このガンマ線のうち、低エネルギーのものは、グラファイト６４や白金板６１で吸収される。また、ガンマ線のうち、コリメータの穴を通らないものは、コリメータ片５７〜６０で吸収される。そのため、グラファイト６４を抜けてガンマ線照射部５０を出射するガンマ線６３は、高エネルギー成分を多く含んだものとなる。
【０１１３】
コリメータは、内径の異なるコリメータ片５７〜６０を積み重ねることで出来ている。すなわち、この構成では、コリメータ径が、段階的・不連続に変化し、変化する位置ごとに別々の部材となっている。しかしながら、これ以外にも、例えば円錐形状の内径を持つ１個のタングステン製部材をコリメータとして用いてもよい。この場合はコリメータ径が連続的に変化することになる。
【０１１４】
制動輻射で生成されるガンマ線は低エネルギーほど多いが、これは、生体の特に表面に不要な線量を与える。これを除去するために、ガンマ線の通る道筋とコリメータの中の穴に吸収材（低エネルギーガンマ線吸収部）を詰める。コリメータの穴の長さを１０ｃｍとすると、典型的に、最初の５ｃｍにグラファイト（炭素）６４を詰め、次に、１ｍｍ厚の白金（または、金、タングステン）板６１を詰め、次の５ｃｍにグラファイト６４を詰めるという構成が可能である。すなわちこの例は、２個所のグラファイト６４の長さ（５ｃｍ）が互いに等しく、かつ、コリメータの穴の長さ（１０ｃｍ）の半分となっている例である。
【０１１５】
最初に電子線ビームを約１ｍｍ厚の白金（または、金、タングステン）板５６（ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ、変換材）（ガンマ線放出部）に照射し、ガンマ線を発生させる。発生点はできるだけ小さいことが、コリメータの効率を向上させる。典型的には、数分の１ｍｍ程度以下が望ましい。ここで発生したガンマ線はコリメータで絞り込まれる。
【０１１６】
変換材の点においては、エネルギーの下がった電子が存在するが、ガンマ線放出部が重い金属であると、この電子から新たにガンマ線が発生する。これらの多くは、不要な低エネルギー成分であり、除去したい。そこで、ガンマ線が発生した場所の後ろに吸収材を置き、せっかく生成されたガンマ線の高エネルギー成分については減少を抑えながら、低エネルギー成分を吸収除去する。これには上記のようにグラファイト６４のような炭素を用いる。
【０１１７】
炭素中での電子のエネルギー損失は２ＭｅＶ／（ｇ／ｃｍ２）程度なので、５ｃｍ（１１ｇ／ｃｍ２）程度あれば電子はほぼ止まる。
【０１１８】
次に、上記のように、１ｍｍ厚程度の薄い白金板６１を置く。これによって低エネルギーのガンマ線を有効に落とせる。さらにその後ろに５ｃｍ程度の炭素で吸収材とする。重い金属はＫ吸収端（８０ｋｅＶ程度）以下のエネルギーでは吸収効率がかえって落ちる性質があるので、その部分を再び炭素で吸収させる。
【０１１９】
白金（または、金やタングステン）板６１は、低エネルギー成分を吸収する（厚いと、高エネルギー成分まで吸収する）ものであり、グラファイト６４は、主として低エネルギー成分を吸収するとともに、電子を、ガンマ線の生成なく減速させることができる。
【０１２０】
図１５、図１６に、それぞれ、炭素、白金について、ガンマ線との相互作用断面積（全吸収面積）を示す。ほぼ、吸収の確率に対応すると考えることができる。
【０１２１】
図１５では、ガンマ線との相互作用断面積は、炭素のガンマ線吸収断面積エネルギーとともにゆっくり減少している。
【０１２２】
図１６では、ガンマ線との相互作用断面積は、白金のガンマ線吸収断面積エネルギーとともに急激に減少している。また、エネルギーが数ＭｅＶより上になると増加を始める。また、８０ｋｅＶ程度あたりに断面積の減少する点がある。
【０１２３】
ガンマ線が厚さｔのある物質を通ったときどの程度に減少するかは、吸収係数σを用いて
Ｎ（ｔ）＝Ｎ０・ｅｘｐ（−σｔ）
と表される。ただし、物質を通る前の個数をＮ０、通った後の個数をＮ（ｔ）とし、自然対数の底ｅのｘ乗をｅｘｐ（ｘ）と表す。
【０１２４】
図１５、図１６には、縦軸にσ（単位：ｃｍ２／ｇ）が表されている。物質の厚さは、長さの単位ではなく物質の密度まで考慮したｇ／ｃｍ２で決めておくと便利である。
【０１２５】
白金（比重２１．４５）を例に考えると、図１６より
Ｅ＝０．１ＭｅＶのときσ＝６ｃｍ２／ｇ
Ｅ＝１ＭｅＶのとき　　σ＝０．０６ｃｍ２／ｇ
であることがわかる。ここで、１ｍｍ厚の白金は
ｔ＝２２．４５×０．１＝２．２４５ｇ／ｃｍ２
の厚さとなる。よって
Ｎ（０．１ＭｅＶ）＝ｅｘｐ（−６×２．２４５）Ｎ０＝１．４×１０−６Ｎ０
Ｎ（１ＭｅＶ）＝ｅｘｐ（−０．０６×２．２４５）Ｎ０＝０．８７Ｎ０
となって、０．１ＭｅＶのガンマ線はほぼ完全に落とせるが、一方で、１ＭｅＶのガンマ線はほとんど残ることになる。
【０１２６】
炭素１０ｃｍ（グラファイトの比重は２．２程度である）については、ｔ＝２２ｇ／ｃｍ２で、図１５より
Ｅ＝０．１ＭｅＶのときσ＝０．１６ｃｍ２／ｇ、Ｎ＝０．０３Ｎ０
Ｅ＝１ＭｅＶのとき　　σ＝０．０６ｃｍ２／ｇ、Ｎ＝０．２７Ｎ０
Ｅ＝１０ＭｅＶのとき　σ＝０．０２ｃｍ２／ｇ、Ｎ＝０．６４Ｎ０
となり、エネルギー依存性は極端ではないが、高エネルギー側を残せることがわかる。
【０１２７】
【発明の効果】
以上のように、本発明に係る放射線治療装置は、ガンマ線が当たると電子陽電子対を放出して電磁シャワーを発生させて治療対象体中の患部に照射する電子陽電子対放出部と、治療対象体の外部からガンマ線を照射して上記電子陽電子対放出部に当てるガンマ線照射部とを備えた構成である。
【０１２８】
これにより、ガンマ線照射部から出たガンマ線が電子陽電子対放出部に当たり、電子陽電子対放出部から電子陽電子対が放出される。この電子陽電子対は、それが電磁シャワーに発展して、ガンマ線照射部の近傍の患部に照射されて患部を放射線治療することができる。
【０１２９】
それゆえ、正常組織の損傷を極力抑えながら腫瘍等の患部に多くの放射線を照射することができ、効率的に放射線治療を行うことができるという効果を奏する。
【０１３０】
また、本発明に係る放射線治療装置は、上記の構成に加えて、治療対象体中の電子陽電子対放出部の位置を検出する電子陽電子対放出部位置検出部と、治療対象体中でガンマ線が照射されている位置を検出するガンマ線照射位置検出部と、上記電子陽電子対放出部位置検出部により検出された治療対象体中の電子陽電子対放出部の位置と上記ガンマ線照射位置検出部により検出された治療対象体中でガンマ線が照射されている位置とがずれている旨の情報が入力されると、上記電子陽電子対放出部の位置を、ガンマ線が照射されている位置に戻す位置制御部と、電子陽電子対放出部の位置とガンマ線が照射されている位置とがずれている間、ガンマ線照射をオフにするように上記ガンマ線照射部を制御するガンマ線照射制御部とを備えた構成である。
【０１３１】
これにより、上記の構成による効果に加えて、無駄なくガンマ線を照射することができるという効果を奏する。
【０１３２】
また、本発明に係る放射線治療装置は、上記の構成に加えて、上記ガンマ線照射部が、電子線が当たると制動輻射でガンマ線を放出するガンマ線放出部と、上記ガンマ線放出部から放出されるガンマ線のうち、所定の放射角以下のもののみを通す穴を有するコリメータと、上記ガンマ線放出部とコリメータとの間に置かれ、上記ガンマ線放出部から放出されるガンマ線のうちでエネルギーが所定値以下のものを吸収する低エネルギーガンマ線吸収部とを備えた構成である。
【０１３３】
これにより、上記の構成による効果に加えて、ギガレベルの高価な加速器を使わずに、癌治療などですでに利用可能な既存の加速器を利用して安全かつ効率よく高エネルギーのガンマ線を得ることができ、患部を電磁シャワーで十分に治療することができるという効果を奏する。
【０１３４】
また、本発明に係る放射線治療装置は、上記の構成に加えて、上記ガンマ線放出部から放出されてコリメータの穴を通らないガンマ線を吸収する不要ガンマ線吸収部を備えた構成である。
【０１３５】
これにより、上記の構成による効果に加えて、不要なガンマ線を吸収することができるという効果を奏する。
【０１３６】
また、本発明に係る放射線治療装置は、上記の構成に加えて、上記ガンマ線放出部の周囲に、上記ガンマ線放出部からガンマ線とともに放出される中性子を吸収する中性子吸収部を備えた構成である。
【０１３７】
これにより、上記の構成による効果に加えて、不要な中性子を吸収することができるという効果を奏する。
【０１３８】
また、本発明に係る放射線治療装置は、上記の構成に加えて、上記ガンマ線放出部と上記中性子吸収部との間に、上記ガンマ線放出部からガンマ線とともに放出される中性子を減速する中性子減速部を備えた構成である。
【０１３９】
これにより、上記の構成による効果に加えて、不要な中性子を減速することができるという効果を奏する。
【０１４０】
また、本発明に係る放射線治療装置は、上記の構成に加えて、上記中性子吸収部が、中性子を吸収するとガンマ線を放出する性質を有しており、上記中性子吸収部の周囲に、中性子吸収部から放出されるガンマ線を吸収する副次ガンマ線吸収部を備えた構成である。
【０１４１】
これにより、上記の構成による効果に加えて、不要なガンマ線を吸収することができるという効果を奏する。
【０１４２】
また、本発明に係る放射線治療装置は、上記の構成に加えて、上記コリメータが、外形が合同な円柱形状物であって、軸を中心として貫通している円柱状のガンマ線経路となる穴の径が異なる複数のコリメータ片が、ガンマ線放出部から離れるに従って穴径が大きくなるような順序で同軸上に隙間無く並んで成る構成である。
【０１４３】
これにより、各コリメータ片の組み合わせを変えるだけで、ガンマ線の出射角度範囲を簡単に変えることができる。それゆえ、上記の構成による効果に加えて、より容易に、必要なガンマ線強度を得ることができるという効果を奏する。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係る放射線治療の概念を示す図である。
【図２】ガンマ線の入射位置と放射材の配置との関係を示す平面図である。
【図３】ガンマ線を放射材に照射したときの放射材の深さと放射線線量の蓄積量との関係を示すグラフである。
【図４】ガンマ線を放射材に照射したときの放射材の深さと放射線線量の蓄積量との関係を示すグラフである。
【図５】ガンマ線を放射材に照射したときの放射材の深さと放射線線量の蓄積量との関係を示すグラフである。
【図６】ガンマ線を放射材に照射したときの線量の最も多い深さにおける半径と放射線線量の蓄積量との関係を示すグラフである。
【図７】ガンマ線を放射材に照射したときの線量の最も多い深さにおける半径と放射線線量の蓄積量との関係を示すグラフである。
【図８】ガンマ線を放射材に照射したときの線量の最も多い深さにおける半径と放射線線量の蓄積量との関係を示すグラフである。
【図９】本発明に係る放射線治療の概念を示す図である。
【図１０】ガンマ線の入射位置と放射材の配置との関係を示す平面図である。
【図１１】本発明に係る放射線治療装置の一構成例を示す平面図である。
【図１２】ガンマ線のエネルギースペクトルを示すグラフである。
【図１３】ガンマ線照射部を示す断面図である。
【図１４】ガンマ線照射部を構成する各部材を示す斜視図である。
【図１５】炭素におけるガンマ線のエネルギーと、ガンマ線との相互作用断面積との関係を示すグラフである。
【図１６】白金におけるガンマ線のエネルギーと、ガンマ線との相互作用断面積との関係を示すグラフである。
【図１７】放射線治療の概念を示す図である。
【図１８】放射線治療におけるガンマ線による損傷の変化を示すグラフである。
【図１９】ガンマ線を用いた放射線治療の例を示す図である。
【符号の説明】
１１　　水
１２　　ガンマ線
１３　　放射材（電子陽電子対放出部）
１４　　電磁シャワー
２１　　患者（治療対象体）
２２　　腫瘍
３１　　高精度位置検出器（電子陽電子対放出部位置検出部）
３２　　照射位置確認装置（ガンマ線照射位置検出部）
３３　　高精度位置制御装置（位置制御部）
３６　　ガンマ線ビーム生成装置（ガンマ線照射部）
３７　　コリメータ（ガンマ線照射部）
３８　　コントローラー（ガンマ線照射制御部）
５０　　ガンマ線照射部
５１、５１ａ、５１ｂ、５１ｃ　　鉛（副次ガンマ線吸収部）
５２、５２ａ、５２ｂ、５２ｃ　　カドミウムシート（中性子吸収部）
５３、５３ａ、５３ｂ　　パラフィン（中性子減速部）
５４　　タングステン（不要ガンマ線吸収部）
５５　　タングステン（不要ガンマ線吸収部）
５６　　白金板（ガンマ線放出部）
５７、５８、５９、６０　　タングステン（コリメータ）
６１　　白金板（低エネルギーガンマ線吸収部）
６２　　電子線
６３　　ガンマ線
６４　　グラファイト（低エネルギーガンマ線吸収部）
【図１】
2004049884.tif 000006
【図２】
2004049884.tif 000007
【図３】
2004049884.tif 000008
【図４】
2004049884.tif 000009
【図５】
2004049884.tif 000010
【図６】
2004049884.tif 000011
【図７】
2004049884.tif 000012
【図８】
2004049884.tif 000013
【図９】
2004049884.tif 000014
【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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