(57)【要約】      （修正有）【課題】電子線やＸ線等の荷電ビームによる癌等の悪性腫瘍の治療や、医用器具、食品の殺菌、滅菌、害虫の殺虫を目的とした照射システムにおいて、従来線形加速器による大電流ビームの加速は、高周波ロスが大きいことから困難であったため、ビームをターゲットに当て発生するＸ線による大線量照射が出来ず、腫瘍治療に長時間要しているため、患者の負担が大きい。そこで、低エネルギ領域で大電流ビームを加速可能な荷電ビームの照射システムを提供する。【解決手段】円形加速器と線形加速器とで加速器系を構成し、大電流ビームは円形加速器より取り出し、線形加速器を素通りしてＸ線ターゲットに当てる。円形加速器の定格エネルギ以上必要な場合には、円形加速器の定格エネルギ以上必要な場合には、円形加速器を前段加速器、線形加速器を後段加速器として加速を行い、射出される荷電ビームを被照射体に照射する。【選択図】        図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
加速器系から射出される荷電ビームを、被照射体に照射する荷電ビームの照射システムであって、
前記加速器系が円形加速器と線形加速器とで構成されており前記円形加速器を前段加速器とし、前記線形加速器を後段加速器とすることを特徴とする荷電ビームの照射システム。
【請求項２】
前記加速器系がガントリに搭載されているとともに、前記ガントリに回転駆動装置が付設されていることを特徴とする請求項１に記載の荷電ビームの照射システム。
【請求項３】
前記円形加速器が、前記回転駆動装置内に搭載されていることを特徴とする請求項２に記載の荷電ビームの照射システム。
【請求項４】
前記円形加速器と、前記線形加速器との間に、バンチングシステムを備えたことを特徴とする請求項１に記載の荷電ビームの照射システム。
【請求項５】
前記バンチングシステムが加速空胴と、バンチング電磁石とで構成されていることを特徴とする請求項４に記載の荷電ビームの照射システム。
【請求項６】
前記加速空胴に設けられた加速セルが、前記線形加速器に設けられた加速セルと同一型式であることを特徴とする請求項５に記載の荷電ビームの照射システム。
【請求項７】
前記円形加速器が、カウンタウェイトとして前記ガントリに設けられていることを特徴とする請求項４に記載の荷電ビームの照射システム。
【請求項８】
前記円形加速器が、ＦＦＡＧ加速器であることを特徴とする請求項１に記載の荷電ビームの照射システム。
【請求項９】
前記被照射体が悪性腫瘍であることを特徴とする請求項１に記載の荷電ビームの照射システム。
【請求項１０】
前記被照射体が医療用具であることを特徴とする請求項１に記載の荷電ビームの照射システム。
【請求項１１】
前記被照射体が食品類であることを特徴とする請求項１に記載の荷電ビームの照射システム。
【請求項１２】
前記被照射体が害虫であることを特徴とする請求項１に記載の荷電ビームの照射システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、電子線やＸ線等の荷電ビームによる癌等の悪性腫瘍の治療や、医療器具類や食品等の滅菌、殺菌および害虫の殺虫を目的とした照射システムに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来より線形加速器からの電子線や、この電子線を重金属ターゲットに当てて発生するＸ線を、癌治療や医用器具等の滅菌、殺菌等を目的として、被照射体に照射することが行われている（例えば、非特許文献１参照）。
【０００３】
【非特許文献１】
医生物学用加速器総論  Ｗａｌｄｅｍａｒ  Ｓｃｈａｒｆ  １９９４．和訳  稲田、遠藤  １９９８−６  医療科学社（Ｐ８６〜１１７，Ｐ３０９〜３１２）
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
上記非特許文献１のＰ９２には、放射線治療用加速器として４〜６ＭｅＶの低エネルギ線形加速器からの電子線をＸ線ターゲットに当てそのＸ線を利用することが示され、またＰ３１０には医療殺菌装置用加速器として、５〜１８ＭｅＶで電子線照射を行うことが示されている。放射線治療のうち最も一般的なのは癌への照射である。癌に照射するのはＸ線のみでなく電子線を直接照射する場合もある。しかし電子線は体内で急激に減少するため、深い位置にある患部に照射するには、１０ＭｅＶ以上の高いエネルギが必要である。一方、Ｘ線は透過力が高いため４ＭｅＶ程度のエネルギでよい。しかし電子線をターゲットに当ててＸ線に変換する際の効率が５％程度と低く照射線量強度が弱くなるという問題点があるが、通常前記の弱い線量で２〜３分間の照射が行われている。このように癌治療は多くの場合Ｘ線で行われているが前記のように電子線で行う場合もあるため、線形加速器の性能としてはエネルギを４ＭｅＶ〜１８ＭｅＶとし、Ｘ線照射用に大電流ビーム加速ができる低エネルギ領域、例えば４ＭｅＶ〜８ＭｅＶで、それ以外の電子線用として４ＭｅＶ〜１８ＭｅＶのエネルギが設定できるようされている。
【０００５】
しかし、すべてのエネルギ領域で最大ビーム電流での加速は難しい。従ってＸ線照射用の低エネルギに対して最大ビーム電流が加速できるようにされており、電子線照射の場合には、Ｘ線照射で必要とされるビーム電流値の１／１００以下でよいため、エネルギだけに着目した設計になっている。
【０００６】
最近、治療効果を上げる照射方法としてＩＭＲＴ（Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ  Ｍｏｄｕｌａｔｅｄ  Ｒａｄｉｏ  Ｔｈｅｒａｐｙ）と呼ばれる方法が注目されている。この方法は患部に対し様々な角度から強度変調して照射するものであるが、現状では照射に１時間程度必要としている。この照射時間を短縮するには、Ｘ線強度を上げる、つまり線形加速器からの大電流ビームをＸ線ターゲットを当てることであるが、線形加速器では現状以上に大電流加速を行うのは困難である。その理由は以下のとおりである。すなわち１パルス内のビーム電流は、電子銃の性能や空間電荷効果によるビームの発散から高くできてないため、繰り返しを早めるしかない。しかし繰り返しを早くすると線形加速器内での高周波損失が増加して温度が上昇する問題が生じる。現状ではそれは限界に近いために線形加速器でのビーム電流の増大は難しいという問題点がある。
【０００７】
また、前記非特許文献１のＰ３０９〜Ｐ３１２には、線形加速器による医療用具などの殺菌装置が記載されており、医療用具の殺菌でもＸ線と電子線照射があり、前記癌治療と同様にＸ線照射の場合は電子線を重金属ターゲットに当てて発生させている。エネルギとしては被照射体を放射化しない観点から、Ｘ線照射の場合には５ＭｅＶ、電子線を直接照射の場合には、１０ＭｅＶとしている。５ＭｅＶと１０ＭｅＶの２種類のエネルギに加速できるよう線形加速器を設計した場合、電子線の強度はビーム電流の平均値にエネルギを乗じたものであるため、５ＭｅＶの電子線強度は１０ＭｅＶの約１／２となる。Ｘ線への変換効率が小さいため、５ＭｅＶでのビーム電流を大としたいが、従来の線形加速器では、その要求を満足できないという前述した問題点があった。この発明は前記課題を解決するためになされたもので、低エネルギ領域で大電流ビームを加速可能な荷電ビームの照射システムを提供することを目的としている。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
加速器系から射出される荷電ビームを、被照射体に照射する荷電ビームの照射システムであって、
前記加速器系が円形加速器と線形加速器とで構成されており、前記円形加速器を前段加速器とし、前記線形加速器を後段加速器とするものである。
【０００９】
【発明の実施の形態】
実施の形態１．
以下、この発明の実施の形態１の電子線やＸ線の荷電ビームの照射システム１００の概要を図に基づいて説明する。
図１に示すように、ガントリ６には円形加速器２、線形加速器１よりなる加速器系等の前記荷電ビーム照射システムの主要機器が搭載されていて、回転駆動装置７によって前記ガントリが回転されることによって治療ベッド８上の患者の悪性腫瘍に対してＸ線５が照射される概念を示す図である。図において前段加速器である円形加速器２によって、例えば４ＭｅＶのエネルギに加速された電子ビームは取り出された後、ビーム軌道９ａを通り収束電磁石１３、バンチング空胴１０、バンチング電磁石１１を通過して後段加速器の線形加速器１に導かれる。線形加速器１では必要なエネルギまで加速するかまたは加速しないで通過させる。前記線形加速器１には収束コイル１２が設けられていて、ビームを収束している。前記バンチング空胴１０とバンチング電磁石１１は後述するように前段加速器の円形加速器２で加速したビームの利用効率を高めるためのものである。後段加速器の線形加速器１で加速されたあるいは線形加速器１で加速されることなく通過した電子ビームは、偏向電磁石３で偏向されてビーム軌道９ｂに示すように向きを変えた後、重金属よりなるＸ線ターゲット４に当てられ、そこで発生するＸ線５を治療ベット８上の患者の患部、例えば癌などの悪性腫瘍に照射する。ガントリ６は付設された回転駆動装置７によって、例えば３６０°回転され患部は様々な角度から荷電ビームであるＸ線照射する。
【００１０】
ここで、この実施の形態１で示すような円形加速器２と線形加速器１よりなる加速器系を備えた荷電ビームの照射システムを採用したことの重要性について説明する。前述したように癌等の悪性腫瘍の治療には電子ビームをＸ線ターゲットに当て、そこで発生したＸ線を患部に照射する。この場合の電子ビームの最低エネルギは４ＭｅＶである。また電子ビームを直接患部に照射する場合は、１０ＭｅＶ以上の高いエネルギが必要である。
最近の医療の進歩に伴い、Ｘ線による大強度照射や患者の負担軽減のための短時間Ｘ線照射システムの要求が生じてきた。これに対して従来の線形加速器のみの技術開発で対応するのは多くのブレークスルーを必要とするため、本発明者は鋭意検討の上、円形加速器と線形加速器との組み合わせによって前記要求に応じようとしたものである。すなわち円形加速器からの大電流ビームを用いて大強度Ｘ線照射を行い、一方円形加速器の定格エネルギ以上が必要な場合には線形加速器で加速を行うものである。つまり円形加速器の大電流ビームは線形加速器で加速することなく通過させてＸ線ターゲットに当て、円形加速器の定格エネルギ以上の必要な場合には、円形加速器を前段加速器、線形加速器を後段加速器として加速を行うことにある。
【００１１】
さらに、円形加速器をＸ線治療に必要とされる最低エネルギ４ＭｅＶ〜８ＭｅＶに設定したのは、医療や医用器具の滅菌等のＸ線照射用装置としての規模やコスト等を配慮して決定したものである。
【００１２】
次に照射システム１００を構成する各要素について説明する。
円形加速器２としては、ＦＦＡＧ加速器、ベータトロン、シンクロトロン等があるが、この内最も望ましいＦＦＡＧ加速器を採用する。ＦＦＡＧは  Ｆｉｘｅｄ  Ｆｉｅｌｄ  Ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ  Ｇｒａｄｉｅｎｔ  の略で、電子を偏向収束させる磁場強度が時間的に一定で、収束力と発散力を与える磁場が周回方向に周期的に存在する加速器である。加速の繰り返しを早くできるために、線形加速器に比較して運転デューティが高く、平均的な電子ビーム強度を一桁以上高くできる。加速の仕方としては、高周波空胴を用いる方式と誘導加速方式があるが、電力効率が高くできる誘導加速方式を用いたＦＦＡＧ加速器２とする。
図示省略の電子銃を出た電子ビームは周回しながらエネルギの増加とともに軌道半径が広がっていく。その加速エネルギは、例えば４ＭｅＶとする。
【００１３】
４ＭｅＶに加速された電子ビームは円形加速器２より取り出され、収束電磁石１３、バンチング空胴１０、バンチング電磁石１１を通過して線形加速器１に導かれる。ここで前記バンチング空胴１０とバンチング電磁石１１とでバンチングシステム５０を構成する。このバンチングシステム５０を採用する理由を次に説明する。
【００１４】
円形加速器２で４ＭｅＶまで加速された電子ビームをそのままで線形加速器１に導き、より高いエネルギに加速する場合に生じる問題点を説明する。なおこの実施の形態１は前記問題点を解消したものであり、前記バンチングシステム５０をより理解しやすくするために前記問題点を述べる。
前記誘導加速方式で４ＭｅＶに加速された電子ビームの時間構造は、例えば幅１０μｓのパルスビームで、その繰り返しが１ｍｓである。後段の線形加速器１は一般に３ＧＨｚの高周波で加速する。従って１０μｓの中で時間的に一様な電子ビームを入射しても、加速できる電子はごくわずかで、殆どのビームは線形加速器１の内壁に衝突するなどして失われてしまい、これにより多くの放射線が発生するなどの問題がある。
【００１５】
この問題を避けるためには、ＦＦＡＧ加速器２で加速されたビームを線形加速器１で加速できるビーム時間構造に変調すればよい。図２に示すように通常の電子線形加速器では、その前段は加速電圧が１００ＫｅＶ程度の電子銃１４であるため、バンチャ２０を通して入射される。バンチャ２０は線形加速器１の入口に設けられている数個の加速セルとほぼ同様の形式であり、線形加速器１からある程度離して設置されて同じ加速周波数で運転される。時間的に一様なビームがバンチャ２０を通過すると、正弦波の加速電界が零のときに通過した電子（中心ビーム）に対して、先に通過した電子（減速電界で通過した電子）は減速されているため、徐々に中心ビームに追いつかれる。また、後に通過した電子（加速電界で通過した電子）は加速されるために、徐々に中心ビームに追いつく。この結果、中心ビームの周りに電子が集まりだし、線形加速器１に入るときには、間隔が１／３ｎｓ（３ＧＨｚの周期）の団子状態のバンチビームになっている。しかしながらこの方式はバンチャ２０通過によりビーム速度が変化することを利用したものであり、４ＭｅＶという光速に近いビームでは速度変化が殆どないため、この実施の形態１のシステムではこの方式は採用できない。
【００１６】
これに代わるものが前記した図１に示すバンチングシステム５０である。その詳細を図３および後述する図４に示す。なお、図３では収束電磁石１３は図示省略している。図３において、バンチング空胴１０を通過するビームはエネルギ変調を受ける（速度変調は受けない）。このビームがバンチング電磁石１１で偏向されると、電磁石１１の出口ではバンチされたビームとなる。すなわち図３（ａ）に示すように電磁石１１の磁場でエネルギにより軌道半径が異なるため、エネルギの高い電子は偏向半径が大きいため軌道９ｃに示すように軌道長が長くなり、エネルギの低い電子は軌道９ｄに示すように軌道長が短くなる。そのため前述した図２の速度変調方式とは逆に、中心ビームよりも早くバンチング空胴１０を通過した電子が加速され、遅く通過した電子は減速されるような位相（中心ビームの通過位相は１８０度）に設定すれば、図３（ｂ）に示すように、早くバンチ空胴１０を通過した電子はバンチング電磁石１１を遅く、遅く通過した電子は早く周るため、バンチング電磁石１１を周りながら中心ビームの付近にバンチされる。
【００１７】
前記バンチング電磁石１１として、偏向角を図３に示すような２７０度のものを用いると効果的である。一般に異なるエネルギを含むビームが偏向電磁石内磁場を通過すると、エネルギに応じて、その出口で異なった位置に出てくる。しかし２７０度偏向電磁石１１では、エネルギに関係なく同じ位置に集まる。従って線形加速器１に到るまでに収束電磁石や収束コイルを設ける必要がなくビームを輸送することが可能である。なお図３ではバンチング電磁石１１のビーム出入口の磁極端面は、ビーム軌道に対して垂直であるが、これに角度をもたせることにより収束作用をもたせることもできる。
【００１８】
このようにバンチングシステム５０でバンチされた電子ビームは線形加速器１に導かれる。この実施の形態１による線形加速器１内を通過する電子ビームは、以下の２通りの線形加速器１の運転モードによって扱われる。
（１）円形加速器２で加速された最大ビーム電流は、線形加速器１には高周波電力を投入されず、単にビームを通過させる。
（２）円形加速器２での加速エネルギ以上のエネルギが必要な場合、線形加速器１の繰り返し運転に合わせて、円形加速器２でビームを加速し、線形加速器１で必要なエネルギまで加速する。
【００１９】
次に全体の加速方式について述べる。
線形加速器１での加速は従来と同じである。但し、従来と異なり、線形加速器１へ入射する電子ビームのエネルギが、例えば４ＭｅＶと高い。従って線形加速器１の全長を短く設定できることと、従来線形加速器１の入り口付近に設けてあったバンチャ部が不要であり、線形加速器１内の加速セルは同一構造のものでよいことから安価な装置となる。線形加速器１の全長はエネルギゲインにほぼ比例するため、例えば最大エネルギが１２ＭｅＶの場合、全長は（１２−４）／１２＝２／３にできる。また入射エネルギが高いため、空間電荷効果によるビームの発散を低減できるため、従来よりは高電流の加速が可能となる。
【００２０】
この実施の形態１での線形加速器１の運転モードについてさらに述べる。
癌などの悪性腫瘍の治療を４ＭｅＶで行う場合には、線形加速器１は運転せず、単にビームの通り道となるだけである。しかし、ビームが広がらないように収束コイル１２は適切な値に通電する必要はある。
４ＭｅＶ以上のエネルギで治療する場合は、所定のエネルギまで加速できるように、例えば入力高周波パワを制御する。ほぼ光速の電子の加速では、加速電界の強度により加速エネルギが決まるため調整容易である。従来の線形加速器では入射部付近はエネルギ変化とともに速度も大きく変わるために、その構造は特定のエネルギ（２種類程度）が効果的に加速できるように設計されており、任意のエネルギに加速することは難しいが、本方式では前記のように任意のエネルギに加速することができる特徴がある。
【００２１】
このような構成により、従来不可能であった大電流ビームをターゲットに当て、発生するＸ線による大強度照射が可能となる。大強度照射の効果としては、例えば前述したＩＭＲＴでは従来１時間程度の照射時間を１０分以内に短縮でき、患者の負担を軽減できるという効果がある。また通常の照射は数分であるが、数十秒に短縮できるという効果がある。
さらに、図１に示したように円形加速器２をガントリ６の下部に搭載されているので、カウタバランスの機能も発揮し、従来必要としていたカウンタウェイトを不要とする。
また、高周波電源や電磁石電源などは、回転駆動装置７内に設置し、ガントリ部の重量をできるだけ軽減する。
【００２２】
実施の形態２．
図４に示すように、実施の形態２では円形加速器２をガントリ６の外部に、ここでは回転駆動装置７内に設置した例を示す。この場合、バンチングシステム５０の偏向電磁石１５は２台の９０度偏向電磁石を用いる。このような実施の形態２の方式によると、円形加速器２がガントリ６と共に回転しない構造であるため、円形加速器２の設計が容易になり、またガントリ６がコンパクト化され安価となる。なお、円形加速器２は必ずしも回転駆動装置７内に設置する必要もなく、外部に別置きしてもよい。
また、円形加速器２を紙面に垂直な方向に設置する構成であってもよい。
【００２３】
実施の形態３．
図５は医用器具や食品等の殺菌、滅菌や害虫の殺虫等を目的とした荷電ビームの照射システム１００を示す図である。
円形加速器２では最大５ＭｅＶまで加速する。Ｘ線照射を行う場合には、前記した実施の形態１と同様に線形加速器１を単に通過させるだけとし、電子線照射の場合は線形加速器１で５ＭｅＶから１０ＭｅＶの任意のエネルギまで加速する。スキャン電磁石３０で時間的に電子ビームを広げてコンベア３３で運ばれる被照射体３２に照射する。
なお、Ｘ線照射の場合、スキャンホール３１の端部に重金属ターゲットが設置されている。この実施の形態３による荷電ビーム照射システムによると、Ｘ線照射時に必要な大電流ビームが提供できるという効果がある。
【００２４】
【発明の効果】
この発明は、以上述べたような構成の荷電ビームの照射システムであるので、以下のような効果がある。
加速器系から射出される荷電ビームを、被照射体に照射する荷電ビームの照射システムであって、加速器系が円形加速器と線形加速器とで構成されており、円形加速器を前段加速器とし、線形加速器を後段加速器としているものであるので、大電流ビームの加速が可能となり、その大電流ビームをターゲットに当て発生するＸ線による大強度照射が行え、特に悪性腫瘍の治療時間が短縮され、患者の負担が低減するという優れた効果を奏する。
また、線形加速器の構造の単純化、小型化がはかれるとともに任意のエネルギに加速が行えるという優れた効果も奏する。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の実施の形態１の荷電ビームの照射システムを示す図である。
【図２】従来のバンチャを説明するための図である。
【図３】この発明の実施の形態１のバンチングシステムを示す図である。
【図４】この発明の実施の形態２の荷電ビームの照射システムを示す図である。
【図５】この発明の実施の形態３の荷電ビームの照射システムを示す図である。
【符号の説明】
１  線形加速器、２  円形加速器、６  ガントリ、７  回転駆動装置、
１０  バンチング空胴、１１，１５  バンチング電磁石、３２  被照射体、
５０  バンチングシステム、１００  荷電ビームの照射システム。
【図１】
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【図２】
2004311082.tif 000004
【図３】
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【図４】
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【図５】
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