動体追尾・画像誘導放射線治療装
置 VERO 用電子リニアック開発の実際例

ーがある。図 2.2 に示す通り、O-Ring はアイソセ
ンターを中心として 360°以上 portal 回転し、治療線の入射方向（門）を決定する。O-Ring 自体
は、その中心を通る垂線を軸として、カウチと接触しない範囲で回転（skew 回転）して、治療線のノン・コープラナー角度を決定する。

1. はじめにVERO は、画像追尾誘導を行って、心拍まで含めたあらゆる体動を補償し、目標とする腫瘍等に最 新 の 治 療 技 術 で あ る IMRT(Intensity
Modulated Radiation Therapy)まで含めた全ての光子線治療が施行可能な世界で唯一の放射線治療装置であるが、このような優れた機能を実現するために、VERO の電子リニアックには従来には無い厳しい技術要求があり、これを克服するた
めに日本の高度な電子リニアック技術を駆使して開発した経緯がある。本編では、キー技術の加速管と AFC (Automatic Frequency Controller)に焦点を当ててこの実際について例示した。

	
  	
  	
  図 2.2 VERO の 全 体 の 構 造

2. VERO の概要について	  VERO はイタリア語で「真実」を意味する言葉であり、弊社の放射線治療装置の世界商標である。
図 2.1 に本装置の全体図を示す。
２。全体システムの概要

システム全体図11kV X-ray Source

Gimbaled X-ray HeadkV X-ray Source

Therapy MV X-ray Beam
O-Ring Structure

Laser Marker
Robotics Couch(Roll Pitch Actuator)

Imaging kV
X-ray Beam

CFRP Couch Top

	
  	
  	
  	
  図 2.3 O-Ring 構 造 の 説 明 図	  O-Ring は Outer Frame と Inner Frame から

Couch X,Y,Z
Table
EPID

Skew table

Flat Panel
Detector構成されており、Outer Frame は skew 回転はする も の の 固 定 で あ り 、 Inner Frame が Outer

	
  	
  	
  	
  	
  図 2.1 VERO の 全 体 図Frame に沿って Portal 回転する。Inner Frame	  全体の構造は、図 2.2 に示す通り、直径約 3.3m

は、Outer Frame からリニア・モーション・ベア

の O-Ring の構造体に、ジンバル支持された X 線

リングを介して取付けられており、従来の医療用ヘッドと、２組の kV X 線透視装置が装備された

電子リニアックや CyberKnife のような「片持ち構造となっている 1)。本装置はアイソセントリッ

支持梁構造」は一切無く、双方で剛性の高い機械クな装置であり、O-Ring の中心にアイソセンタ

系を構成する。

	  Outer Frame は、地上の台座にベアリングを介れ量の補正テーブルを取得して、画像処理アルゴ

して固定されており、Skew 回転を支持する。

リズム内で電子的に補正している。

	  Inner Frame には X 線ヘッドが Pan、Tilt の２	  以上の通り、X 線ヘッド及びイメージング・サ

軸ジンバルを介して支持されるとともに、その両ブシステムともに、アイソセンターを原点とする

脇には、イメージング・サブシステムの構成品で座標軸を基準として精度が確保されている。アイある２個の kV X 線管球を装備している。２個のソセンターは空間固定の点であり、装置全体とし

kV X 線 管 球 に 対 向 す る 位 置 に は 、 そ れ ぞ れては慣性空間に固定された絶対座標を基準としFPD(Flat Panel Detector)を O-Ring に固定装備ていることになる。動体追尾照射の際に、イメーしている。X 線ヘッドに対向する位置にはジング・サブシステムは絶対座標に対する目標のEPID(Electronic Portal Imaging Device)を装備

位置を追尾し、X 線ヘッドに対して絶対座標基準

しており、その背後には鉄及び鉛製の遮蔽板（ビの位置をコマンドすることになるが、 これは後ーム・ストッパー）を取付けている。遮蔽板は、

述の通り、 臓器運動と機械系の運動をデカップ

X 線ヘッドから放射される治療線を減衰して、治リングでき、臓器運動のモデル化が容易になる利療室に要求される X 線遮蔽能力を軽減して治療室点がある。また、他のイメージング・センサと組の建設費用を低減するとともに、Inner Frame のみ合わせる場合でも、座標の原点と方向さえ一致

カウンタ・ウェイトの役割も持っており、X 線ヘ

させておけば、容易に位置情報の交換が可能となッドやイメージング・サブシステム等も含めたり、将来的に、超音波イメージング・センサや RF

Inner Frame の重心位置を調整し、O-Ring の回

コイル位置検出装置等の照準装置と組み合わせ

転中心であるアイソセンターに Inner Frame 全

る場合にも、照準位置情報の受け渡しが容易にな

体の重心位置が一致するようにしている。

る利点がある。

	  Outer Frame 内面には、マグネスケールを設置	
  X 線ヘッドは図 2.4 に示す通りジンバルで支持

して Inner Frame 位置を精密に検出し、この信号されており Pan 及び Tilt の２軸方向に駆動され、を基にフィードバック制御で、Outer Frame に設

アイソセンター周辺で約±40 mm（±2.5°）の置したステップ・モータから減速ギアを介して、範囲で治療線をふる。

Inner Frame の O-Ring 回転を駆動している。
Outer Frame は、台座に取付けられたステップ・モータから減速ギアを介して Skew 回転駆動され、ロータリー・エンコーダで Skew 回転角度を検出してフィードバック制御している。
	
  O-Ring は、Inner Frame 及び Outer Frame で構成されて高い剛性を持っているが、O-Ring 回
転角度に応じて若干の機械的歪みが発生する。このため、装置組立て後に各 O-Ring 回転角度に対応した X 線ビーム軸のアイソセンターからのずれ量を計測し、これを補正テーブルとして制御装置内に記憶して、ジンバルの Pan 軸の駆動により、機械歪み補償を行っている。これにより、アイソ
センター照準精度としては 0.1 mm 以下の照準精度が確保可能となっている。イメージング・サブ
システムについても O-Ring 回転位置に対応した
機械歪みが発生するが、これについても同様にず

	
  	
  	
  	
  図 2.4	
  X 線 ヘ ッ ド の 説 明 図	  X 線ヘッドは、超小型の C バンド電子加速管とX 線ターゲットから構成される治療用 X 線源、X
線ターゲット周囲の X 線遮蔽及び１次コリメー

タ 、 透 過 型 線 量 計 及 び 、 MLC(Multi Leaf

グ・フィルタ等の材質、形状にも依存するため、Collimator)からなる X 線ビーム・ライン系から構

6MV 光子線と言ってもそのエネルギー・スペク成される。X 線ヘッドの全長は約 1 m であり、そトラムを一意に規定できる訳ではなく、基準校正の重心において、Pan 及び Tilt の２軸ジンバルで水槽における 20 cm 水深の吸収線量を 10 cm 水深

支持されている。本装置のフォトン・ビーム・エの 吸 収 線 量 で 除 し た も の を 線 質 係 数 (Quality

ネルギーは、後述の通り、6 MV とした。また、Index)と呼んでこれで線質を規定する。光子モー照射野サイズは、15 cm x 15 cm とした。一般的

ドは、4〜6 MV の低エネルギーX 線モードと、10な汎用型医療用電子リニアックの照射野は、脳腫〜18 MV の高エネルギーX 線モードに分かれる。

瘍のブーストのための全脳照射や、白血病等の全

１９８０年代後半の米国での統計 2)によれば、4身照射に用いるため、アイソセンターにおいて 40〜6 MV の低エネルギーX 線モードの利用率がcm x 40 cm が通常である。これに対して、脳や頭71 ％と圧倒的に多いが、前立腺や膵臓等の深部

頸部の定位治療に用いられる照射野サイズは 10

臓器でしかもリンパ節も含めて広い照射野を確

cm x 10 cm が通常である。本装置の主要な治療用保する必要がある場合には、10〜18 MV の高エネ

途は IMRT であり、全身照射を行うことはない。

ルギーX 線モードが好まれる傾向にあり、23％の

一方、前立腺腫瘍や肺腫瘍等の治療の際には、所利用率となっている。X 線モードのエネルギー選

属リンパまで含めた照射野の形成が必要となる択の要素としては、深部線量(Depth dose)、ビル

ため、医師チームからの提言により、15 cm x 15

ドアップ、ビーム半影、骨組織への線量、中性子

cm の照射野サイズを選択した。MLC の照射野にの発生等がある 2)が、表 3.1 に示す通り、脳、頭加えて、Pan 及び Tilt のジンバル動まで含めれば頸部、肺野、リンパ節症例及び小児科症例等、大等価的な照射野サイズは 23 cm x 23 cm となり、多数の症例で６MV が好まれている 3)4)。

広域照射も含めた高い汎用性が確保できる。

適用部位

頭頸部

X 線ターゲットから MLC の出口までの距離は,50

胸部50 cm であり、標準的な医療用電子リニアックのビーム・ライン諸元と同じである。

3. 電子リニアックのシステム設計

ビルドアップ

半影

骨線量

中性子

Co60

4MV

6MV

10-15MV

18MV以上脳	  SAD(Source Axis Distance)は 100 cm であり、cm、MLC 出口からアイソセンターまでの距離は最適のX線エネルギ

重視されるビームの特性
深部線量

乳房
リンパ節
膵臓
骨盤全照射
骨盤狭域照射小児科	  表 3.1	
  症 例 と 光 子 線 エ ネ ル ギ ー の 関 係
また、従来型の治療では 10 MV 以上の高エネル
ギーX 線モードの適用であった膵臓や前立腺等の３．１電子加速器システムに対する要求事項
３．１．１加速エネルギー	  従来型の医療用電子リニアックは、X 線の光子

骨盤領域の症例でも、９門以上の門数で IMRT を前提とすれば、6 MV の X 線モードでも高エネル
ギーX 線モードとの有意差無く治療可能であるこモードと、電子線モードの２モードを持っていとが報告されている 5)6)。医療用電子リニアックでる。光子モードは、前述の通り、高エネルギーのの中性子の発生は光子の巨大共鳴吸収によるも電子線を金属ターゲットに入射させて発生するのであり、閾値は電子エネルギーにして 8〜10制動輻射 X 線を使用するモードである。制動輻射X 線は、入射電子線のエネルギーを上限とした帯状のエネルギー・スペクトラムを有する。このため、特定のエネルギー値で呼称することはできないが、例えば、6 MeV の電子線により発生する制動輻射 X 線を 6 MV 光子線と呼ぶ。制動輻射 X 線
はターゲットの材質やその後のフラットニン

MeV で、この電子エネルギーを境に急激に増加して 20 MeV 以上ではプラトーに達する。中性子
は、X 線ターゲットやフラットニング・フィルタ、コリメータで発生し、これらの放射化を招くとともに、強い透過力で漏洩線となって周囲の環境に悪影響を与える。また、治療ビームを汚染して、晩発性障害の原因ともなる。一方、６ MV の X

線モードであれば、中性子発生の恐れは一切無く

深における基準線量計の読み値の比を、線量較正

7)、中性子遮蔽は不要であり、X

線ヘッドの小型係数と定義して、透過型線量計の読み値と実際の化に好都合である。以上の点から、電子の加速エ

体内での吸収線量を関係付けている。医療用電子

ネルギーとしては 6 MeV を選定し、X 線ヘッドのリニアックの規格としては、IEC 60977 7)	
  及び小型・軽量化の観点から加速エネルギー固定とし

JIS Z 4714 8)に線量較正係数の安定度として、短た。

期及び長期に渡って±２％以内を推奨値として３．１．２照射野及び線量率

いるが、本装置では高精度の線量投与を目標とし

	
  照射野サイズについては前述の通り 15 cm xて、その 1/4 の±0.5 ％を要求する。

15 cm とした。

	  Step & Shoot IMRT で使用する場合、１フラク	  効率的な治療のためには、線量率が高いことがション当り２ Gy 程度の処方線量を、９門に分割必要である。特に、SRS(Stereo-tactic Radiation

して更に 10 以上のセグメントに分割し、各セグ

Surgery)

Radiation

メント毎に MLC 開口形状を変更して照射する。

Therapy)等のように１フラクション当り１０Gy

この場合、１セグメント当りの投与モニタ線量はを越えるような大線量を投与する場合には、この

3〜5 MU に過ぎず、500 MU/min の線量率で照射必要性が高い。一方、低エネルギーの X 線モード

すれば、ビーム・オン時間は僅かに 0.5 秒程度にでは、X 線ターゲットでの X 線への変換効率が低過ぎない。このような運転で線量校正係数の誤差

く、大線量率を得ようとすれば X 線ターゲットのが大きければ、これが積み重なって１フラクショ

熱負荷が高くなり、40 cm x 40 cm の平坦照射野

ンでは大きな投与誤差を発生させる。このためビの場合、300 cGy/min (MU)が限界であった。本

ーム・オン後のビーム・エネルギー・スペクトラ

装置では、高精度放射線治療の観点から、照射野

ム特性の立ち上がりが重要であり、３MU 投与時

を 15 cm x 15 cm に絞り、ピーク深において 500に上記 IEC 規格と同等の±２％の精度とし、5cGy/min の 線 量 率 を 要 求 値 と し た 。 一 方 、

MU では±１％の精度を要求する。

Dynamic Conformal Arc 照射、Dynamic IMRT	  図 3.1 に、6 MV X 線モードにおける、電子ビ

照 射 及 び VMAT(Volumetric Modulated Arcーム・エネルギーと基準校正水槽の 10 cm 水深にTherapy)を可能とするため、線量率の変化は無段おける吸収線量の実測値を示す。

やSRT(Stereo-tactic

階に連続的に行える必要がある。
３．１．３ビーム・エネルギー・スペクトラ
ムの安定性及び立ち上がり特性	  医療用電子リニアックでは、治療計画時に目標での吸収線量を計画し、実測されたビーム・エネ
ルギー・スペクトラムに関するデータで空気層での減衰効果及び体内での減衰効果を補正して X 線
ヘッド部分での線量を求め、実際の治療照射時には、X 線ヘッド内部に備えられた透過型線量計のモニタ線量（MU : Monitor Unit）で投与線量を10 cm水深での吸収線量（相対値）

1.05
1.04

傾斜 19.2 % / MeV

1.03
1.02
1.01
1.00
0.99
0.98
0.97
0.96
0.95
5.30

5.40

5.50

5.60

5.70

電子ビームエネルギー(MeV)制御する。このため、ビーム・エネルギー・スペ
クトラムの安定性は、正確な線量投与のために必図 3.1 ビ ー ム ・ エ ネ ル ギ ー と 10cm 深 吸 収 線

須である。制動輻射 X 線は、前述の通り、電子ビ

量ーム・エネルギーを最大値として、それより低エ

本測定は、本電子加速器システムの試行段階で、ネルギーに帯状に分布する。このため、透過型線

加速管の電子ビーム電流を変化させて加速管の量計の読み値(MU)と、基準校正水槽の 10 cm 水

ビーム・ローディングを変えることにより、電子ビーム・エネルギーを変化させて実施した。吸収イソセンターの距離を用いている。従来型の医療線量の測定は、基準校正水槽内で基準線量計をア

用電子リニアックでは、X 線ヘッドとアイソセン

イソセンターに一致させ、水深を 10 cm にして実ターの間隔は約 50 cm となっており、本装置でも施した。電子ビーム・エネルギーは、直接求める

従来型の医療用電子リニアックと同程度の値とことはできないが、10 cm 水深の吸収線量と 20

して、X 線ヘッド端とアイソセンターの距離としcm 水深の吸収線量を比較することにより、別途て約 50 cm（MLC 出口とアイソセンターの距離測定されたデータ

9) から間接的に求めた。5.45

が 50 cm）を採用した。

MeV から 5.60 MeV の 0.15 MeV の電子ビーム・	  一方、通常の治療室の天井高は図 3.3 に示す通エネルギーの変化に対して、10 cm 水深での吸収り約３m である。従来型電子リニアックでは、治線量は 3 %変化している。即ち、±0.5 %の線量較

療線が遮蔽壁を直撃する場合を考慮して、X 線ヘ

正係数の安定度を達成するためには、電子ビー

ッドの周辺に追加の遮蔽壁を設ける必要がある

ム・エネルギーの変動を、±0.025 MeV 以内に抑が、本装置ではビーム・ストッパーにより治療線える必要がある。	
  	
  	
 

の治療室遮蔽壁への直撃を防止しているため、追３．１．４機械的特性

加遮蔽は不要である。この場合でも治療室の天井

	
  図 3.2 に O-Ring を含めた主要構造を示す。

高さは約４m であるため、O-Ring 支持機構の高Oリング

X線ヘッド高さ

さを約 50 cm として、O-Ring 径は 3.3 m とした。
O-Ring の機械的成立性の点から、O-Ring の厚み

1.0 m

としては 15 cm 程度は必須であり、X 線ヘッドの高さとしては 100 cm が限界となる。
50 cm

4.1 m

3.0 m

アイソセンタ2.74 m

追加遮蔽壁

アイソセンタ

1.1 m

3.8 m

X線ヘッド

	
  	
  	
  図 3.3 通 常 の 治 療 室 の 立 面 図

50 cm

設置地表

３．２電子加速器システムの全体構成
	  図 3.4 に電子加速器システムの全体ブロック図

	
  	
  	
  	
  	
  図 3.2 O-Ring の 主 要 構 造を示す。

	  前述のように、X 線ヘッドはジンバル上に支持	  電子加速器システムは、O-Ring 上に装備されされ、O-Ring に装備される。X 線ヘッドと患者て O-Ring と と も に 回 転 す る 部 分 及 び Skewとの間に十分な間隔を取ることは、患者への圧迫

Table に装備されて Skew Table とともに回転す

感や治療時の安全性の点で重要である。また、ノる部分と、それ以外の電源、制御を行う盤類からン・コープラナー照射の場合に、患者と X 線ヘッ構成されている 10)。

ドの機械的な接触を避けて、患者の体軸と治療線

	  O-Ring 上には、X 線ヘッドがジンバル支持さビームのなす角度の範囲を広く取るためにも、Xれている。X 線ヘッドは、加速管、コリメータ類、線ヘッドと患者との間隔は重要である。一方、こ

透過型線量計、MLC 等から構成されている。

の距離を大きくとれば、O-Ring の直径も大きく

	  この他、O-Ring 上には、AFC 関連で加速管のなり、通常の治療室への設置は困難となる。患者近傍に装備する必要がある、AFC マイクロ波セは種々の体形や体位を取るため、X 線ヘッドと患

クション、AFC アナログ・セクションが装備され者との間隔を表す指標として、X 線ヘッド端とアる。また、電子銃関連で電子銃近傍に装備する必御及び位置モニタを行う MLC ドライバ＆モニタ

要のある、電子銃駆動用パルス・トランス、電子が装備される。

銃ダミー・ロード、及び透過型線量計からの微弱	  Skew Table 上には、C バンド・クライストロ

電荷をパルス列に変換する線量計アンプ（主及びン及びクライストロン駆動用のパルストランス、

副のアンプ)や、MLC 直近で MLC 各リーフの制

C バンド・クライストロンにドライブ RF パルスを供給するシグナル・ジェネレータ＆パルス・ア
図３．２．１ 電子加速器システムの全体ブロック図
O-Ring Assy

電子銃ダミー
ロードX線ヘッド
CeB6電子銃
イオン
ポンプ

ロータリー

Tilt軸
サーキュレータ ジョイント
Flex W/G

Pan軸
Flex W/G

一次コリメータ＆ターゲット部
放射線遮蔽（タングステン）

FWD

C-Bandクライストロン
クライストロン

パルストランス

加速管（加速構造）

RF窓

Skew Table Assy.

ダミーロード電子銃パルストランス

BWD

AFC M/W
SectionAFC アナログ
セクション

ベーテホールカプラ

X線ターゲット（タングステン）

電子銃
ヒータ電源
電子銃
モジュレータクライストロン
ドライブRFパルス

シグナルジェネレータ
＆パルスアンプ

線量計アンプPrimary
線量計アンプ
Secondary
MLC ドライバ
& モニタ

MLC

クライストロン
高圧パルス

周波数コマンドAFC ディジタル
制御セクション

パルスジェネレータ＆シンクロナイザ

フラットニング
フィルタ
透過型
線量計

クライストロン
モジュレータ加速器システム
制御器

MLC コントローラ

ハード
ワイヤ
インタロック
回路

温調水
供給装置

6MV Photon Beam

	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  図 3.4	
  電 子 加 速 器 シ ス テ ム の 全 体 ブ ロ ッ ク 図ンプ、及びクライストロン周波数を加速管共振周ーの距離は、SAD(Source Axis Distance)と呼ば波数に同調させるための AFC ディジタル・セク

れ、治療計画時に重要なパラメータである。従来

ションが装備される。また、電子銃用モジュレー型の医療用電子リニアックの代表的な SAD はタ及び電子銃ヒータ電源も Skew Table に装備さ100 cm であり、旧型の装置では一部 80 cm のもれる。大型のパルサー電源であるクライストロのもあったが、近年は全ての機種が 100 cm を採

ン・モジュレータは電源盤として機械室に設置さ用している。このため、SAD については、既存のれ、それ以外のコントローラ類、及び温調水供給

治療計画システムとの整合性を確保するため、本装置も機械室に設置される。

装置でも SAD=100 cm を採用した。後述の通り、

３ ． ３ 	  X 線 ヘ ッ ド の 構 成

X 線ヘッド高さは 100 cm 以下でアイソセンター

	  図 3.5 に X 線ヘッドの構造図を示す。X 線ヘッ

から MLC 出口までの距離は 50 cm であるから、ドは、加速管、X 線ターゲット、１次コリメータ、

X 線ターゲットから MLC 出口までの距離は 50

フラットニング・フィルタ、透過型線量計、照準cm となり、X 線ターゲットから X 線ヘッド後端用のレチクル・レーザーやフィールド・ライト、までの距離も 50 cm 以下となる。X 線ターゲット

MLC から構成される。

と加速管の出口の距離は 77 mm とし、X 線ター	  X 線ターゲットは、タングステン板として、ゲットは細いビーム・フライト・チューブの末端

Code 11)を用いて最適の厚みを求め、に取り付けて、１次コリメータ内に挿入するよう

1.45 mm とした。X 線ターゲットとアイソセンタに配置した。従来のインライン型の医療用電子リ

EDMULTニアックでは、加速管の出口にそのまま X 線ターな遮蔽性能を確保するために、比重の大きなタンゲットを装着するのが通常であるが、X 線ターゲ

グステンとする必要があるが、タングステンは高ット周辺の放射線シールドを兼ねた１次コリメ

価な金属であるため、製造原価の点でも不利になータが、径の太い加速管を取り囲んだ上で遮蔽にる。これに対して、本装置の設計では、法定の漏必要な厚み分必要となるため、重量の点で不利で
洩線量特性を確保しつつ、 １次コリメータの重図３．３．１ X線ヘッドの構成図ある。また、１次コリメータの材質は小型で十分量を必要最小限度に抑えることができる。

荒引きポート
電子銃
イオンポンプ

排気管

加速管加速構造部

加速管RF窓温調水
配管

100 cmビームフライトチューブ

X線ターゲット
１次コリメータ

50 cm

フラットニングフィルタ
透過型線量計サポート
シリンダ

フィールドライト＆レチクルレーザ
光学系

ミラー

MLCリーフMLC

MLCリーフ駆動
ラック＆ピニオンギア

MLC駆動モータ及びギア＆ロータリ
エンコーダ

	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  図 3.5 X 線 ヘ ッ ド の 構 造 図	  ビーム・フライト・チューブは、中途にセラミ

トニング・フィルタを取り付けている。従来型のック製の絶縁セクションを設けて、先端部をフロ

マルチ・エネルギーの医療用電子リニアックでーティング構造のファラデー・カップ構造とし、は、ビーム・エネルギーに応じてフラットニン

ターゲットに入射するビーム電流を、コア・モニ

グ・フィルタを変更する必要があるため、１次コ

タで直接計測することができるようにして、後述

リメータ外に、駆動機構を備えた一連のフラットのビーム・エネルギー制御に用いる設計とした。

ニング・フィルタを装備する必要があるが、本装	  電子銃まで含めた加速管の長さは、50 cmー8置の場合、６MV の光子モードのみであり、フラ

cm=42 cm 以下とする必要があり、更に電子銃用

ットニング・フィルタは１種類である。このため、の高圧配線の配線余裕を考えれば、電子銃まで含

フラットニング・フィルタを１次コリメータ内にめた加速管の長さを 38 cm 以下とする必要があ

装備することが可能であり、またこのように装備る。１次コリメータの開口は、X 線ターゲットをすることにより、フラットニング・フィルタから頂点とする角錐とし、本装置の最大の照射野であ発生する２次電子や光子の遮蔽を１次コリメーる 15 cm x 15 cm を形成するのに必要な開口としタに兼ねさせることが可能となって、重量の点でた。１次コリメータの終端部には、Al 製のフラッ有利である。

フ ラ ッ ト ニ ン グ ・ フ ィ ル タ の 形 状 は 、 IEC布を形成するが、従来型の医療用電子リニアック

60976 の規定通り、アイソセンターにおいて 10では、これに加えて、矩形の被曝領域が存在する

cm の水深で背後に 20 cm の水層がある場合に、のに対して、本装置ではこのような被曝領域が存15 cm x 15 cm の最大照射野で平坦な線量分布が在せず、晩発性の副作用の防止に有効と思われ、得られるように、ビーム輸送計算用のモンテカル

臨床上のメリットは大きいと考えている。また、

ロ・シミュレーション計算コードの一種である

X 線ヘッド内の可動機構が MLC のみとなるため、

MCNP コード

機構的に簡素で、MLC 自体の重量は増えるが、

	 12)で計算して概略の形状を決め、更に実測によって形状を修正して決定した。

可動ジョー及びその駆動機構が無くなるため、X	  １次コリメータの直後には、投与線量制御のた線ヘッドの全体としての軽量化を図ることが可

めの透過型線量計が配置され、続いてフィール

能である。

ド・ライト及びレティクル投射用の AL 蒸着マイ
ラ薄膜のミラーがある。この薄膜は、治療 X 線は

4. 電子加速管の開発

透過するが、ビーム軸に直交する方向に装備され４．１加速周波数の選定

たフィールド・ライト光及びレティクル用のレー	  電子加速管は、実用的には、L バンドから X バ

ザ光は反射して、治療 X 線と同軸で投射する。フンド帯のいかなる周波数に対しても製作可能でィールド・ライト用ランプはその輝点から薄膜まあるが、実際上、MW オーダの高ピーク出力のマでの距離が、X 線ターゲットから薄膜までの距離

イクロ波源の入手可能な、L バンド(1〜1.5 GHz)、と一致するように取り付けており、光フィールド

S バンド（2.5〜3 GHz)、C バンド（5〜6 GHz）、が X 線のフィールドと一致するようになってい

X バンド(9〜12 GHz）の各周波数帯域で開発さる。

れ、実用化されてきた。この中でも、最も古くか	  更に X 線ヘッドの終端には、２次コリメータとら用いられてきたのが S バンドである。

して MLC を装備しており、従来型の医療用電子

	  S バンドは、軍事用の早期警戒レーダの帯域でリニアックが２次コリメータとして装備していあり、このレーダ用のマイクロ波源として、2856

る X、Y の２軸の可動ジョーは備えていない。従MHz や 2999 MHz のクライストロンが開発され、来型の医療用電子リニアックでは、X、Y２軸の可これが電子リニアック用加速管の加速周波数と動ジョーで照射野を絞り込んだ上で、３次コリメ

して広く用いられてきた。現時点でも、医療用やータとしての MLC で最終的に照射野を形成す

工業用の電子リニアックは殆どがこの周波数をる。タングステン合金でできた MLC のリーフ厚

使用しており、科学技術用の電子リニアックでみは通常、5 cm〜6 cm 程度であり、同じくタンも、大多数がこの周波数帯を使用している。特にグステン合金の可動ジョーの厚み（約 5 cm〜6

医療用や工業用の電子リニアック用途には、クラcm）と併せて、所要の遮蔽減衰量を達成する。こイストロンに引き続き、高ピーク出力のマグネトのため、MLC だけでは遮蔽減衰率が不足し、可ロンも開発され、低価格の電子リニアック・シス

動ジョーで絞り込まれた形状の範囲で、漏洩線量テム用のマイクロ波源として広く用いられてきの高い領域（照射野外漏洩）が存在する。これにた。

対して、本装置では、１次コリメータで 15 cm x	  クライストロンは勿論のこと、加速管や導波管

15 cm に絞り込まれた照射野から２次コリメータの寸法は、波長に比例して大型化する。また、冷としての MLC でいきなり照射野を形成する。

却能力は概略、加速管や導波管の寸法の二乗に比MLC のリーフ厚みは、11 cm として MLC リーフ

例する。このため、電子滅菌や改質等の工業用途のみで所要の遮蔽減衰量を達成するため、上記のや、放射性物質の消滅処理実験等の一部の科学技

漏洩線量の高い領域は存在しない。IMRT では、術目的で、大出力や長パルス幅（大平均電力）を

MLC の形状を頻繁に変更して所要の空間線量分得るために、L バンド帯域の電子リニアックが開発された。S バンド帯域の電子リニアックの大半

きても工業的に安定して製造できる状況にはな

が数μs〜数十μs のパルス幅で、パルス繰り返しっていない。

周波数とパルス幅の積であるデューティ比が、最	  同じ X バンドでも、1/2π定在波型加速管では、も高いものでも１％以下であるのに対して、L バ

各加速空洞が結合空洞を介して密結合となってンド帯域の電子リニアックでは、パルス幅としていて加速空洞の位相が固定されているため、比較

ms のオーダが通常であり、Continuous Wave

的工作精度に対する要求は緩く、油田開発用の中(CW)のリニアックも開発されており、デューティ

性子源等の用途に「ポータブル・リニアック」14)

比も 10 %〜100 %となっている。L バンド帯域ととして開発されたものが民生品として販売されしては、高ピーク出力のクライストロンが入手可ており、放射線治療装置にも応用されている。こ能な 1300 MHz が、大多数の電子リニアックで採れは、X バンドのリニアック用マイクロ波源とし用されている。

て市販で唯一入手可能な、X バンド	  パルス・マ	  加速管の加速勾配は、加速管内の放電電界によグネトロン（周波数 9.4 GHz、ピーク出力 1.8

り制約される。一方、真空中の放電開始電界MW 15））を使用しており、低いピーク出力で所要Emax( MV/m)については、マイクロ波の周波数の 6 MV の加速電圧を得るために、58 cm の長さ

MHz として、Kilpatrick により 13)周波数依の加速構造を備えている 16)。電子銃を含めた加速存性が経験的に与えられている。f と Emax の関管全体でも約 65 cm と、X バンド使用の本来の目係を図 4.1 に示す。本論文で注目する周波数域（1的である、高加速勾配による省スペースを実現しGHz〜20 GHz）では、放電開始電界 Emax はほたものとはなっていない。

ぼ周波数 f の平方根に比例する。

	  放電電界を検討する際には、加速管だけではな

をfBreak Down E-Field (MV/m) Emax

く、導波管についても検討する必要がある。最も1.0E+03

Emax
放電電界の高い導波管は、導波路が高真空に保た2

f = 1.643E max e−8.5 / E max

れた真空導波管であるが、特に、医療用途や工業用途の電子リニアックの場合、ロータリー・ジョ

1.0E+02

イント等の可動部が存在する他スペースや製造€原価の制約で、導波管内を高真空に保つことがで
E maxf
きず、SF6 等の絶縁ガスを加圧封入して所要の放電電界を達成する場合が多い。一方、導波管の開€€口部の寸法は、波長に比例して小さくなり、導波
1.0E+01
1.0E+01

1.0E+02

1.0E+03

1.0E+04

1.0E+05

Frequency (MHz) f

	
  	
  	
  	
  	
  図５．１
図 4.1 Kilpatrickの関係式のグラフ
Kilpatrick の 経 験 則 	 	  即ち、X バンド( 9〜12 GHz)を使用すれば、Sバンドの場合の約２倍の放電電界が得られ、加速管の加速勾配を倍に上げることが可能である。このように、X バンド加速管は、高い加速勾配により、限られたスペースで高エネルギーを必要とす
る、科学技術用途に開発が進められてきたが、Sバンドの電子リニアックと比較して４倍の工作精度が必要とされ、2/3π進行波型加速管や X バ
ンド・クライストロンともに実験室的には製作で管内の電界は、これに反比例して上昇する。SF６
ガスの封入圧を上昇させれば放電電界も上昇す
るが、高いガス圧による導波管の変形や破損、サーキュレータや結合器等の導波管途中のマイク
ロ波素子の変形や破損、及び加速管、マグネトロンやクライストロン等の真空装置の接続部に必須の RF 窓の破損等を考えれば、ゲージ圧で 1.5気圧程度がガス封入圧の上限と思われる。筆者の経験では、SF6 加圧封入の導波管で、S バンドの場合は、実用的な上限が７〜８MW であり、C バ
ンドの場合は、その半分の 3.5 MW〜４MW で、X バンドでは、更にその半分の 1.75 MW〜2 MW
が実用的な上限と思われる。即ち、加速構造の小型化を狙って高い周波数帯を選択しても、導波管管自体からの漏洩 X 線を減らし、加速管周囲に必の放電電界が制約要因となって加速管の入力電要な放射線遮蔽の厚みを薄くする必要がある。ま

力が制約を受け、加速構造の小型化は図れない。

た、通常の医療用電子リニアックでは、加速管の	
  C バンド帯(5〜6 GHz)は、従来から軍事用の追周囲にビーム収束用のソレノイド・コイルを配置

尾レーダに用いられており、CFA (Cross Field

したり、ビーム・ライン上に４重極磁気レンズ等

Amplifier)等のマイクロ波源が開発されてきたのビーム収束用の磁気デバイスを設置したりすが、近年、電子リニアック用途の高ピーク出力のることもあるが、これらの磁気デバイスも X 線ヘ

パルス・クライストロンが、新竹・松本等によりッドの重量増や、ビーム・ライン長の増加に繋が開発され 17)、2 MWるため、使用しないこととする。

〜50 MW の範囲で種々のパ

ルス・クライストロンが東芝電子管デバイス（株）

４．２．２加速エネルギー及びエネルギー・により製造されており、市販で入手可能である。

スペクトラム	  マグネトロンは自励発振型のマイクロ波源素	  前述の通り加速エネルギーとしては 6 MeV 帯子であり、周波数や位相の制御が、基本的には、として、中性子の発生を根絶するため、6 MeV 以

マグネトロン共振空洞の機械的チューニングに下で全エネルギー・スペクトラムが 5〜6 MeV によっており、ボイス・コイル等を用いて高速に制分布するようにする。

御可能なものもあるが、概して高速の制御には不４．２．３出力ビーム電流及びパルス繰返し

向きである。一方、クライストロンは基本的に増	  前述の通り加速器システムの照射野として、15幅素子であって、外部にドライブ用 RF 源を必要

cm x 15 cm が要求され、この条件で、線量率としとするが、周波数や位相の制御は、この RF ドラては、IEC 60976 18)の規定の基準校正水槽中で、イバの電子的制御により可能で、高速でかつ高精ピーク深において、500 cGy/min を要求されてい度の制御が実現でき、IMRT 等の精密放射線治療る。図 4.2 19)は、10 cm 水深においてフラットニ

用途に好適である。また、加速管に要求される工

ング・フィルタで 15 cm x 15 cm の照射野に平坦

作精度は、S バンド加速管の場合の２倍程度であ化した場合の平坦化損失を示しており、線量率はり、上記の通り工作精度要求の緩い 1/2π定在波

約 80 ％となる。 また、図 4.3 19)は 10 cm 水深型加速管は勿論のこと、高い工作精度が要求されにおける平均ビーム電流 1 μA 当りの線量率のる進行波型加速管についても、在来の工作技術のビーム・エネルギー依存性を示しており、5.3 MeV

範囲で製造可能であり、工業製品として成立すの電子ビームの場合の線量率は、平坦化後で 8.0

る。更に、3 MW 程度のピーク出力があれば、30cGy/min/μA と求められる。以上は全て 10 cm 水

cm 以下の短い加速構造で、所要の 6 MV 程度の深での値である。

４．２加速管に対する要求事項
４ ． ２ ． １ 	
  加 速 管 の 機 械 的 な 特 性	  前述の通り加速管の全長は、電子銃を含めて距離1 m水深 10 cm での制動輻射X線の輻射効率(cGy/ minxμA )としては、C バンド帯の 5712 MHz を選定した。

平坦化後の効率（％）

加速電圧が得られる。以上の点から、加速周波数
5.25 6MV

38 cm 以下とする必要がある。また、加速管周囲の放射線遮蔽も含めて、加速管の重量を極力小さくする必要がある。加速管自体からの漏洩 X 線の主な原因は、加速管内部での高エネルギーのビー
ム損失に起因する制動輻射 X 線であるが、後述の通り、加速管出口付近の高エネルギー領域での加速管内部でのビーム損失を極力少なくして、加速エネルギー(MV) x 平坦角度範囲（deg）

図５．２
x15照
cm照射の平坦化損失
	  図 4.2
15cm15cm
x15cm
射野の平坦化損失

電

図５．３

制動

距離1 m水深 10 cm での制動輻射X線の輻射効率(cGy/ minxμA )４．２．４ビーム・ローディング特性	  ビーム・オン時の加速管のエネルギー・スペク
トラムの立ち上がり特性は、主に加速管の熱膨張による共振周波数のドリフトにより支配されるが、これについては後述の AFC により、加速管の共振周波数の変化を追尾し、加速マイクロ波源の周波数が常にその時点の加速管の共振周波数に同調するように制御することによって補正できる。
	  加速管は、等価的に、内部抵抗を有する定電圧

（deg）

失

電子線エネルギー(MeV)

源とみることができ、ビーム電流を増加させると

	  	
  図５．３
図 4.3 制 動制動輻射X線の輻射効率輻射 X 線の輻射効率

直線的にビーム・エネルギー（ビーム電圧）が低

図 4.4 は、実際の 6 MV X 線モード電子リニアッ

下する。これを加速管のビーム・ローディング特クに深部線量分布特性（PDD: Percent Depth性と呼んでいるが、ビーム・オン時に電子銃電流

Dose）であり、10 cm 水深での線量率はピーク深が変動して、出力ビーム電流が変化すれば、そのでの線量率の約 75%程度となっているため、ピー

エネルギー・スペクトラムも変動する。後述のよク深で 500 cGy/min を要求した場合 10 cm 水深

うに、本加速管では、CeB6 単結晶の直熱型カソ

では 375 cGy/min、従って、加速管からの電子ビードを用いたダイオード型電子銃を使用する必ームの平均電流値としては、約 47 μA と求めら要があり、制御グリッドの電圧制御により容易にれる。

ビーム電流の制御が可能なトライオード型電子銃とは異なって、ヒータ電流の制御によりカソー

吸収線量（相対値）
1.0

ド温度を制御して、温度制限領域でビーム電流を0.8制御する必要がある。本加速管に使用した CeB6

0.6

カソードの熱的な時定数は 5〜6 秒程度であり、

0.4

また、後述のように、加速管に入力された電子ビ

0.2

ームの一部がバンチャ部で加速位相から外れ、減

-50

0

50

100

150

250
200
水深 (mm)	  	  	
  図５．４図 4.4	
  水水中での吸収線量特性
中での吸収線量特性	  電子ビームのパルス幅を 3 μs とし、パルス繰
り返し周波数を 280 Hz とすれば、各パルスの電子ビーム電流として約 55 mA が必要である。実際には、X 線ターゲットでの X 線の損失や、フラットニング・フィルタでの X 線の減衰等があるた
め、30 %程度の余裕を見て、75 mA を出力ビー
ム電流として要求し、75 mA〜100 mA 程度を運転の範囲と想定する。また、100 cGy/min〜500
cGy/min の範囲で、線量率の無段階変化が要求されているが、ビーム電流やパルス幅を変化させれ
ば、加速エネルギーやビーム・オプティクスへの影響が大きいため、パルス繰り返し周波数を変化させて線量率の無段階変化を実現する。

速位相で逆に加速されて電子銃側に戻ってカソードに衝突して熱入力となるバック・ボンバード
メント現象もあり、ビーム・オン時の素早い電流制御は難しく、ビーム電流が変動しても極力ビー
ム・エネルギーが変動しないように、ローディン
グ直線の傾斜が極力小さい（即ち等価的な内部抵抗が低い）設計とする必要がある。
４．２．５ビーム・オプティクス	  X 線ターゲット上のビーム・スポット径は、MLC での散乱や遮蔽特性とともに、照射野の半影を決定する重要な要素であり、小さければ小さいほど良いが、X 線ターゲットの温度上昇や繰り返し昇温による熱的なストレスにより制約がある。実際のパルス状の繰り返し入熱を仮定して、温度分布や熱膨張による繰り返し応力及び X 線

ターゲットのタングステン材の降伏メカニズム

均で 0.1 %以下の漏洩線量に抑えることが義務付のシミュレーション評価を行った結果、X 線ター

けられている。加速管からの漏洩線量がこの規定

ゲットが許容可能な 直径 1 mm（ビーム電流の 1を満足しない場合には、加速管の周囲に X 線遮蔽σ値）を設計目標とする。但し、実際には、シミが必要となるが、X 線ターゲットと比較して加速ュレーション計算だけでは評価できない点も多管は寸法が大きく、これを全体に覆う X 線遮蔽

く、実機の耐久試験により最終確認を行うこととは、X 線ヘッドの重量面で不利な要素となる。

する。前述のように、X 線ターゲットは、加速管	  このため、ビーム・ダイナミクスのシミュレーの出口から 77 mm の位置に設置するが、この点ションによって、加速管内部の加速電圧及び加速で上記のビーム・スポット径が得られるようにビ位相の最適化を図って、高エネルギー部分でのビーム・オプティクスを設計する。

ーム損失を極小化すると同時に、加速管内の表面

４ ． ２ ． ６ 	
  加 速 管 か ら の 漏 洩 X 線

電界を必要以上に上げることを避けるとともに、

	  加速管内の、特に高エネルギー部分でのビーム

加速管内面の表面処理に配慮してダーク・カレン

損失は、加速管内面での制動輻射 X 線による漏洩トの発生を極力抑え、加速管からの漏洩 X 線を、

X 線の発生に繋がる。ビーム自体の分布に加えて、

X 線遮蔽が不要となるレベルに抑制することを目

加速位相に乗れなかった電子や、管内の表面電界標とする。

が高い場合や表面処理が不適切な場合に発生す

４．３加速管の構成

るダーク・カレントに起因する電子等が、ビーム	  図 4.5 に電子銃部も含めた加速管の全体構成を本体の分布に加えてビームの周囲にハローとし示す。加速管全体は、電子ビームの発生源であるて分布し、ビーム自体の損失に加えてこれらも漏電子銃と、電子銃からの直流ビームを加速位相に

洩 X 線発生の原因となる。

合わせたバンチ状にバンチングし、加速電界の適	  医 療 用 電 子 リ ニ ア ッ ク に 関 し て は 、 IEC

切な位相に載せるインジェクタ部、更にバンチン

60601-2-1 20)に装置からの漏洩線量に対する規定

グされた電子を所要のエネルギーまで加速する、があり、本来の X 線出力（利用線錐出力）に対しサイド・カップル加速空洞部から構成されていて、装置から 1 m の距離で最大で 0.2 %以下、平る。

Acceleratingcavities
Side coupling cavities
Driving cavity

Buncher cavities
Half cavity

Prebuncher cavity
Vacuum ports
Ceramic insulator

5.7 MeVE-beamInterface flange
Anode
Focusing electrode

Vacuum ports

200mm

CeB6 cathode

44mm

Side-coupled standing wave
acceleration cavity section

CeB6 E-GUN section
Injector Section

Total accelerating structure=244mm

	
  	
 
	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  図 4.5	
  加 速 管 の 全 体 構 成 図
図５．５ 加速管の全体構成図	  メンテナンス上、カソードは臨床の現場で交換必要があるため、可撓性の高圧ケーブルでカソーできる必要がありまたその際のダウンタイムを

ド電圧を供給する必要があり、高圧ケーブルの実

２日以内に抑えるため、電子銃部を分解及び再組用的な絶縁の限界を考慮して、カソード電圧を 25

み立て可能なボルト止め構造とし、また、大型のkV とした。

排気管を取り付けたために、加速管と比較して大	  電子銃は、直熱型のカソードと、フォーカス電型の構造となっている。

極及びアノード電極から構成されている。アノー	  インジェクタ部及びサイド・カップル加速空洞

ド電極は、後段のインジェクタ部のプリバンチャ

部は、定在波型とした。加速構造のエネルギー効ー空洞の一部を形成しており、プリバンチャー空率の指標として、加速構造の単位長さ当たりのエ洞の変形を防止する目的で十分な剛性を確保でネルギー・ゲインの二乗をその加速構造の内面できるように 16 mm の板厚としていて、アノードの RF 損失で除した値をシャント・インピーダン

電極の入り口からプリバンチャーで RF の加速電スと定義して用いるが、高いシャント・インピー界がかかる電子銃出口の位置までの距離は約 22

ダンスを得ることが可能な 1/2π型の定在波型構mm ある。

造とし、更に、加速空洞部は、加速構造の軸方向

後述の通り、加速管出力ビーム電流としては、の長さを最小化できる、サイド・カップル方式を

75 mA を設計電流値とし、100 mA を実用上の上採用した。

限値としているが、上記のように高電界の定在波	  インジェクタ部については、後述の通りアキシ型バンチャー空洞に直接電子を入射させる場合、ャル・カップル方式としている。

その３倍の電子銃電流が必要となって設計電流

４．４電子銃部の詳細設計

値でも 225 mA、カソード特性のばらつきや加速	  空間電荷効果を緩和して良好なビーム・オプテ

管運転条件の余裕等を勘案すれば、400 mA〜600

ィクスを得る点でも、また、加速管のインジェク

mA の電子銃出力電流が必要となる。600mA の電タ部で良好なキャプチャ特性やバンチング特性

子銃出力電流を必要とする場合の電子銃のパーを得る点でも、電子銃カソード電圧は高い方が望

ビアンスは、0.15 μP となり、アノード電極入り

ましく、特に進行波型加速管の場合には、高電圧口付近で、ビームが最小径(Beam Waist)で 1 mmが選定される傾向にあり、進行波型加速管の採用となるとすれば、図 4.6 に示す電子銃に関するユが多い科学技術用の電子リニアックの場合、80ニバーサル・カーブから、プリバンチャー空洞のkV 以上が通常21)で、中には 500 kV に及ぶカソ

位置でのビーム径は 2.5 mm を越えており、空間ード電圧を採用しているものもある 22)。これに対電荷効果によるビーム・オプティクスの劣化を補して、工業用や医療用の電子リニアックでは、定償するため、電子銃出口から加速管のインジェク

在波型加速管を採用し、10 kV〜30 kV 程度の低タ部分に収束用のソレノイド磁場等の磁気デバ

いカソード電圧で、高電界のバンチャ空洞へ直接イスが必要となる。これに対して、300 mA の電電子を入射することが多い。この場合、インジェ

子銃電流の場合、電子銃のパービアンスは 0.075

クタ部でのキャプチャ特性は余り良好ではなく、μP であり、プリバンチャー位置でのビーム径は

電子銃から出力された電子ビームの 1/3 程度しか

約 1.6 mm であり、許容の範囲と考えられる。こキャプチャされて加速されず、残りの 2/3 程度ののため、後述の通り、インジェクタ部での電子の23) 加速管内壁

キャプチャ特性を改善して、加速管の電流透過率で消滅してしまうが、一方、電子銃自体や、カソ（加速管出力ビーム電流を電子銃電流で除したもード配線、電子銃電源等の絶縁処理面で大きな利の）の設計値を 50 %とし、電子銃の出力電流の点がある。

設計値を 150 mA、実運用の上限を 200 mA とし、	  本加速管でも、X 線ヘッドの一部として２軸の最大出力電流は設計値の２倍の 300 mA を想定しジンバル上に装備し、Pan/Tilt の２軸で駆動するた。

電子ビームは加速位相から外れてに、大径のカソードの場合、電子銃としてのパーR

5.0

ビアンスが大きいため、前述のユニバーサル・カ
ーブに示す通り、急速に発散に向かい、この収束4.0を保つためには、ソレノイド収束磁場により

3.0

Brillouin Flow を達成する必要がある。また、大2.0

径のカソードの場合、カソード上の中心から離れ

1.0

1.0

1.5

た位置で放出された電子は、フォーカスされる際

600 mA
電子銃電流の場合

300 mA
電子銃電流
の場合

2.0

2.5

3.0

3.5

に径方向の運動量を持ってしまい、ソレノイド磁
4.0

4.5

5.0

Z

Z=
€

€

場無しでは、収束状態を保つことが難しい。このため、300 mA の設計最大電流値に見合ったパー

r
R=
r0

z
0.174 Pmicror0

ビアンスの小さな電子銃とし、また電子銃内で電子ビームを収束しすぎないように、E-GUN Code€z
Beam Waistからの軸上距離r
電子ビームの半径
Beam Waistにおけるビーム半径r0
Pmicro 電子銃のマイクロ・パアービアンス

による電子ビーム軌跡のシミュレーション計算
を繰り返し実施して直径 2 mm のカソード径を選	
  図 4.6	
 電子
銃のユニバーサル・カーブ
図５．７
電子銃に関するユニバーサル・カーブ

択した。図 4.6 に、実運用の上限値である 200 mA	  電子銃の電極構成は、図４.５に示す通り、カソの時のシミュレーション結果を示す。

ードとフォーカス電極（ウェーネルト電極）及び

	  電子銃の形式としては、ダイオード・タイプとアノード電極から構成されており、アノード電極

トライオード・タイプの２種類がある。トライオの入り口から約 22 mm の電子銃出口直近の位置

ード・タイプは、グリッド電圧によりビーム電流

で、設計電流値 150 mA の時に、直径 1 mm（正の制御が可能であり、ヒータ電流の増減によりカ規分布の 1σ値）の Laminar Flow が得られるよ

ソードの熱電流制限領域で出力電流を制御する

う、E-GUN Code 24)を用いて繰り返しシミュレー

必要のあるダイオード・タイプと比較して遥かにション計算を実施して決定した。

時定数が短く、制御性が良好であるため、バリウ
ム含浸型のカソードを持つ最近の医療用電子リ

E-GUN code Simulation Result

ニアックでは、多くがこのタイプの電子銃を使用( mm ) (Cathode=-25kV, Gun Current=200mA)
16
Focus
Anode
Electrode
Electrode12

している。グリッド電極は、通常、細いワイヤー・
メッシュでできており、ビームの一部はグリッド電極に妨げられて吸収されてしまい、これによる入熱に耐える必要があるが、直径 2 mm 程度の小8径のカソードの場合、非常に細いワイヤーが必要

400となって、機械的にも熱的にも成立しない。また、
4

8

12

16

CeB6 Cathode(1.0 mm radius)

20

24

32
28
( mm )

	
  図５．８
図 4.6 E-Gun
Code シ ミ ュ レ ー シ ョ ン 結 果
E-GUN codeによる電子軌道シミュレーション結果
	  通常の電子銃では、ピアース型電子銃の例にあるように、電子はビーム径よりも比較的大径のカ
ソード表面で生成され、フォーカス電極とアノード電極で収束されてアノード入り口直後で設計
目標径になるが、収束電界が無くなると、その後直ぐに空間電荷効果によって発散に向かう。特後述の通り CeB6 カソードを選択するが、その表
面温度は、バリウム含浸型カソードよりも大幅に高い 1800°K 程度であり、この点でもグリッド
電極は熱的に成立しない。収束電極とアノード電極の間に更に１段の電極を設けてこの電位を制御したり、フォーカス電極自体の電位を制御したりすることによって電子ビーム電流を制御する、
アノード変調型電子銃の採用も考えられるが、アノード電位は、カソード電位に対して 1 kV のオーダで変調をかける必要があり、その絶縁のため

に電子銃の構造は複雑となり小型化できない。ま電電界である。一方、Tanabe27) は、2997 MHz

た、カソード電位にフローティングされた高圧ののノーズ・リエントラント型半空洞に、4.4 μs

パルス発生装置が、アノード変調用に必要となっの高ピーク・パワー・マイクロ波を入力して、そて、回路面でも複雑化して適切ではない。このたの半空洞からの反射波により空洞内の真空放電

め、ダイオード・タイプの電子銃を選択し、ヒーの状況を観察し、240 MV/m の真空放電電界を提タ電流によりビーム電流を制御することとした。

案している。これに図 4.1 の周波数依存性を適用

	  上記の通り、最近の医療用電子リニアックでして 5.7 GHz での真空放電電界を求めれば、330

は、バリウム含浸型のカソードを使用するものがMV/m となる。一方、松本 28)は、加速空洞内壁で多いが、このタイプのカソードの、通常の運用カのダーク・カレントが、真空放電電界よりも更にソード温度での実用的なエミッション電流密度低い電界でも発生すると述べている。これは、加は 70 mA/mm2

速管内壁の全体としては滑らかであっても、微細程度であり、直径 2 mm のカソー

ドで 300 mA の設計電流に必要な 96 mA/mm2のな局所構造に注目すれば、電界集中を招くような

エミッション電流密度は得られない。このため、突起等が存在し、この部分の電界が平均的な加速

通常の運用カソード温度で 200

mA/mm2のエミ管内面表面電界よりも高くなって、真空放電にまッション電流密度が得られる CeB6 単結晶のカソでは至らなくても、ダーク・カレントのエミッシ

ード 25)を選択した。このカソードは、エミッショ

ョンが発生するとするものである。ダーク・カレ

ン面が直径 2 mm の円筒形となっており、CeB6

ントの問題点は、光学特性の悪い電子であるたの単結晶をグラファイトのパッドを介してヒーめ、ある程度のエネルギーまで加速された後に加タ電極で挟みこんでいて、熱的な時定数は約５〜

速管内面に衝突し、ビーム損失と同様に制動輻射６秒程度である。

X 線を発生して、漏洩 X 線の線源となることであ	  電子銃電極は、プリバンチャー空洞の一部を兼る。稲垣等 29)は、C バンドの高加速電界の進行波

ねたアノード電極を無酸素銅で製作し、それ以外

Constant Gradient 型加速管のダーク・カレントの電極は全て非磁性のステンレスで製作した。経の測定を行い、110 MV/m の表面電界強度でも無験的に、電極上の電界強度が 10 MV/m を越える視できない量のダーク・カレントが発生することと放電が発生しやすくなるため、SUPERFISHを示している。また、ダーク・カレントは、従来

Code26)により電極上の静電界強度のシミュレー型の S バンド医療用電子リニアックでも、6 MV

ション計算を行って電極形状の修正を繰り返し、を越える高エネルギー・モードで、加速マイクロ

電子銃内の静電界が全ての部分で 10 MV/m 以下

波と電子銃パルスの位相をずらせて頻繁にビーとなるようにした。

ムのオン・オフ制御を行う Step & Shoot IMRT

４．５加速構造の詳細設計を実施する際に、患者の不要被曝の一因となるこ	  図 4.5 に示す通り、加速構造は 44 mm のインとが、Chen30)により報告されており、加速管内のジェクタ部と、200 mm のサイド・カップル型の電界強度は極力抑制することが望ましい。但し、定在波加速空洞部から構成されており、インジェ

これを低く抑えると所要の加速管長が達成できクタ部では、0.3 MeV のエネルギー・ゲインを期ない点と、加速空洞内面でもこの電界レベルに達待し、定在波加速空洞部では、5 MeV のエネルギ

するのは、電界集中が発生するリエントラント・ー・ゲインを期待し、加速管トータルとして、 5.3

ノーズ部等のごく一部の場所に限られる点から、MeV の加速エネルギーとなるように設計する。

加速管内面の表面電界最大の箇所の上限として、

４．５．１定在波加速空洞部の設計「120 MV/m 以下」を設計目標とした。加速管内	  定在波加速空洞は、サイド・カップル型の定在面の電界分布を SUPERFISH Code により計算

波加速空洞及び結合空洞から構成されている。図し、図 4.7 に示す通り、表面電界の最大値はリエ4.1 によれば、5.7 GHz では 65 MV/m が真空の放ントラント・ノーズ先端部のビーム・ホールとは

反対側の面であることを求め、また、この部分のめ、後続のバンチャー空洞と比較して、プリバン

表面電界は、加速空洞の加速勾配（ビーム・ホー

チャー空洞のギャップ電圧は大幅に低い。

ル軸上の平均的な加速電界で電子のトランジッ
ト・タイム効果も含めたもの）の 4.3 倍であるこ
リエントラントとが判明しているため、加速空洞の加速勾配の上・ノーズ部
限値は 軸上の加速
28 MV/m となる。
電界の4.3倍
リエントラントの局所電界が
・ノーズ部
発生する。

軸上
加速電界

軸上の加速
電界の4.3倍の局所電界が
発生する。

図５．１１

軸上
加速電界
加速空洞の最大表面電界発生箇所

	
  	
  	
  図 4.8	  イ ン ジ ェ ク タ 部 の 構 造
図５．１２

インジェクタ部の詳細	  このため、プリバンチャーは通常、後続のバン
チャー空洞や加速空洞とは独立に、主幹のマイク
図 4.7 空 洞 内 部 電 界 の SuperFish 解 析 結 果
図５．１１ 加速空洞の最大表面電界発生箇所
	  本加速管では、加速位相上での電子バンチを安定化させ、加速管内でのビーム損失を極力減少さ

ロ波給電系統から方向性結合器等で分割したマ
イクロ波を、ギャップ電圧調整用の可変減衰器及せるため、加速位相上の電子バンチの位置を、加び駆動位相調整用の可変位相器を介して駆動す
図５．１２ インジェクタ部の詳細るのが通常であるが、これらのデバイスは大型で速電界の頂点から約 20°進んだ位相に配置させ重量もあり、２軸ジンバル上に搭載することはでる設計とする。このため、電子バンチが受ける加きない。また、駆動時に、同軸ケーブルや可変減速電界は 26 MV/m となる。この条件で、5.0 MeV

衰器、可変位相器が機械的な変形を受けてマイクの設計加速ゲインを得るためには、19 cm の加速

ロ波電力や位相が変動し、ビーム・エネルギーや空洞セクション長が必要となる。π／２モード空光学特性に無視できない影響を与える恐れがあ

洞の 5712 MHz での空洞軸長は、λ/2=2.624 cm

る。このため、後続のバンチャー空洞からの加速であるため、空洞数は８個となる。但し、定在波

空洞内の内部結合で駆動する設計とした。

加速空洞部の入り口では、インジェクタ部からの	  プリバンチャー（Cavity #1)の後段には、結合電子ビームの速度が光速に達しておらず、β＝空洞（Cavity #2)、第１バンチャー空洞（Cavity

0.78 程度であるため、後述のビーム・ダイナミク#3)、結合空洞（Cavity #4）及び第２バンチャー

ス・シミュレーションに基づいて空洞長を調整し空洞（Cavity #5）の順で同軸結合空洞が続く。

て、電子バンチと加速電界の位相速度が同期する	  インジェクタ部では電子の速度が遅く、これにようにする。

合わせて各空洞長も短い。このため、サイド・カ

４．５．２インジェクタ部の設計

ップリング空洞は機械的にまた製造面でも成立

	  図 4.8 に本加速管のインジェクタ部を示す。

せず、結合空洞が同軸上にある同軸結合を採用し	  前述の通り、従来の医療用電子リニアックや工た。また、サイド・カップル空洞は、結合空洞の業用電子リニアックの定在波型加速管と比較し影響により、内部の電界分布に軸非対称な成分がて、電子のキャプチャ特性を大幅に改善するためある。これが電子銃からの低エネルギーの電子にに、電子銃の直後にプリバンチャー空洞を置く。

影響して光学特性を歪ませる恐れがあり、電子のプリバンチャー空洞の目的は、電子銃からの約β光学特性の観点からも、インジェクタ部の同軸結=0.3 の低エネルギーの電子の速度変調であるた

合化は望ましい。但し、同軸結合は、加速に寄与

しない結合空洞が加速管長に加算され、加速管長

４．５．３ビーム・ローディング効果

短縮の点からは不利である。 結合空洞（Cavity

	  加速用マイクロ波は、定在波加速空洞部のほぼ#2)には加速電界が存在せず、プリバンチャ空洞

中央部に設けた、サイド・カップル空洞と直交すの後のドリフト・スペースとなっている。 第１

る軸のドライブ空洞から、RF 窓を経由して供給

バンチャー空洞（Cavity #3)は後続の 結合空洞しており、加速管と外部のマイクロ波供給回路の（Cavity #4）により駆動される。 第２バンチャ

結合量は、ドライブ空洞と定在波加速空洞の間を空洞（Cavity #5）は、サイド・カップル型のハ隔てる結合アイリスの開口寸法により調整する。

ーフ・キャビティであり、後段の定在波加速空洞

ビーム・ローディングが無い場合の加速管を外部部からサイド・カップルで駆動している。

からみた時の VSWR を加速管の結合定数β０と呼	  この空洞は、ギャップ電圧を上げる必要がない

んでおり、外部のマイクロ波供給回路との結合量点、及び前段部分への同軸結合孔の形状の点で、の指標となっている。この場合、ビーム・ローデ

リエントラント・ノーズの無い空洞としている

ィング・カーブは、以下の式で表される。

が、リエントラント・ノーズが無いために、サイV=

ド・カップル空洞の影響を受けやすい。空洞内の電界は、図 4.9 の HFSS Code 31)シミュレーショ
ン計算結果の通り、全般的には軸対称にはなっていない。

€
サイドカップル空洞
結合アイリス
結合アイリス側に電界が偏って分布する非軸対称性が発生

XZ
加速管軸近傍に限って見れば顕著な軸非対称性は見られない。
インジェクタ部の最終のNo.5キャビティ
Y

図 4.9#5Cavity
電No.5内部電界の非軸対称性
界シミュレーション結果
図５．１３
Cavity2 β0rl
PRF rl cos φ −Ib
1+ β 01 + β0	  	
 本式で、V は加速管のビーム・エネルギー、PRF
は外部から供給するマイクロ波電力、r はシャン
ト・インピーダンス、l は等価的な加速管長、φは電子バンチの加速電界頂点からの位相角、Ib はビーム電流である。設計値としては、PRF＝2.0
MW、l＝0.21 m、φ= 20°である。また、シャン
ト・インピーダンス r は、SUPER FISH Code の計算値からは 150 MΩ/m が得られるが、実際には表面切削精度の影響により、C バンドで約 80 %程度となることが経験的に判っている。また、インジェクタ部は更にシャント・インピーダンスが低く、加速管全体のシャント・インピーダンスの値としては、100 MΩ/m と想定した。ビーム電流が 75 mA の場合に外部回路とインピーダンス・
マッチングがとれる条件は、β０= 1.4 であるが、ビーム・ローディング・カーブの勾配をなるべく少なくするため、若干オーバー・カップルとして設計し、 β０= 1.6 とした。これらを、上式に入（HFSS Codeによるシミュレーション計算結果）

加速管軸近傍の領域についてみれば、顕著な軸非れて、ビーム・ローディング・カーブとしては、対称性は見られないが、ビーム・ホールより外周

下式に示す通りとなる。この式によれば、ビームに近づくに従って、結合アイリスに偏って高電界

電流がゼロの時のビーム・エネルギー（ノーロー部分が存在する軸非対称性が顕著となっている。

ド・エネルギー）は 5.925 MeV である。また、

この非軸対称電界の影響がビーム軌道に与えるビーム電流が定格運転条件の 75 mA の時 5.319

影響の定量的なシミュレーション計算評価は難MeV であり、10 mA のビーム電流の変動に対ししいが、後述のビーム・プロファイルの軸対称性て、0.08 MeV のエネルギー変動にとどまっていの崩れや、大電流運転条件でのビーム径の増加のる。

原因となっているものと思われる。

€	  V ( MeV) = 5.925( MeV) − 0.00808Ib ( mA)
４．５．４数値シミュレーションによる最適ーション計算に通常使用されるのは、PARMELA

化設計者が指定してやる必要があり、電子バンチのロー	  加速空洞及び結合空洞の個々の空洞の形状決ディングによるギャップ電圧の変化を使用者側

定及び表面電界の評価については、SUPER FISH

で計算して求める必要がある。一方、本加速管でCode を使用して実施した。

は、複雑な空洞構成のインジェクタ部が、定在波	  また、加速空洞と結合空洞の結合アイリスやド加速空洞部に結合されて内部フィードで駆動さライブ空洞と加速空洞の結合アイリス部についれており、電子バンチのビーム・ローディング効ては、MAFIA Code 32)を用いて製作仕様を評価し果が陽に求まらないため、PARMELA Code は適た。

用できない。一方、EMSYS Code は、FCI Code	  更に、各空洞のギャップ電圧値については、であり、ビーム・ローディング効果を含めてギャ

EMSYS Code 33)を用いて最適化設計を行った。

ップ電圧を補正して計算してくれるため、本加速

EMSYS Code は、PIC(Particle In Cell)による電管のビーム・ダイナミクス評価が可能である。

子軌道のシミュレーション機能を持った

EMSYS Code によるシミュレーション結果の図FCI(Field Charge Interaction) Code である。電4.10 に示す。

Code 34)であるが、これは、ギャップ電圧を使用

子リニアックのビーム・ダイナミクスのシミュレ
インジェクタ部

サイド・カップル加速空洞部
CavityCavityNo.1 No.2

CavityNo.3

CavityNo.4

CavityNo.5

CavityNo.6

CavityNo.7

CavityNo.8

電子バンチの
空間軌道

電子バンチの電流密度分布先行バンチから位相がスリップ
した電子のトラップによる２山現象が
見られる。

ビーム
エネルギー
分布

エミッタンス
プロット

	
  	
  	
  	
 
	
  	
  	
  	
  図 4.10 EM SYS図５．１４
Code に よるビーム・ダイナミクスのシミュレーション結果
EMSYS Codeによるビーム・ダイナミクス・
シミュレーション結果

但し、EMSYS Code は加速管の各空洞に軸対称ため、空洞内面は、ダイアモンド・カッターの超性を仮定しているため、軸に非対称な電界の歪み

精密旋盤仕上げとした。

の効果は評価できない。
	  各空洞の温調設計については ANSYS Code 35)を使用して評価した。加速空洞モデルとしては、最も熱負荷の高いサイド・カップル加速空洞部の加速空洞を評価し、軸対称な半空洞の１／４をモデル化した。熱入力については、SUPER FISH
Code による空洞内面の表面電流によるオーム損
失を熱入力とした。この結果を図 4.11 に示す。

図５．１６

加速管部品構成及び組立て法

リエントラント
・ノーズ部

温度

℃
35.83537.59339.35141.10942.86844.62646.38448.14249.9

	  	  図 4.12 １ ユ ニ ッ ト 分 の 空 洞 の 写 真

図５．１７

加速管の１ユニット分の部品組み合わせ写真	  また、加速空洞と結合空洞間の結合アイリス及び、加速空洞とドライブ空洞間の結合アイリス
は、超精密の５軸マシニング・センターで設計形状に仕上げた。結合アイリスは、加速管軸に対して４５°の角度をなすように設計し、アイリス周囲にシャープ・エッジが残らないように工夫して、真空放電の問題を回避した。
サイドカップル加速空洞の熱解析結果
図 4.11 空 洞 図５．１５
内の温度シ
ミュレーション結果製作した加速管全体の写真を図 4.13 に示す。
図中、水路径は 8 mm として加速空洞の４隅に配置し、冷却水は 30℃で流速は 5 m/sec とした。こイオン・ポンプ

排気管

電子銃の 場 合 の 冷 却 水 壁 の 熱 伝 達 率 は 、 17000
kcal/m3/h/℃となるが、冷却水路内面の汚れの影
響を考慮して 10000 kcal/m3/h/℃と仮定した。ビ

ビーム出力
フランジ

ーム・ローディングのある場合の最大の熱負荷の条件と思われる、１空洞当り 240W の熱損失の場
合でも、図 4.11 に示す通り、最も高温となるリ
エントラント・ノーズ部で約 50 ℃であり、特に問題無い見通しが得られた。

ビーム
出力方向
加速管
本体

粗引きポート
及びバルブ

RFポート
排気管

４．６加速管の製作

	
  	
  	
  	
  	
  図図５．２０
4.13 加加速管の完成写真
速管全体の写真	  １ユニット分の結合空洞と加速空洞の写真を

通常の医療用電子リニアックの定在波型加速管

図 4.12	  に示す。図中上部の結合空洞は、２分割

では、加速管 RF 窓部のみから排気を行っているの部品が合わさって、完成した形となっている設計が多いが、C バンド加速管では、ビーム・ホが、加速空洞は、半空洞同士が背中合わせに組みール径が小さく排気系のコンダクタンスが悪い合わさった形となっている。このユニットを加速ため、加速管内や電子銃部で到達真空度不足の恐管軸に沿って重ねて真空ロー付けすることによれがある。このため、本試作管では、アウトガス

り加速空洞が完成し、加速管全体を構成する。各量の多い、X 線ターゲット部、RF 窓部及び電子

空洞は、無酸素銅とし、Q 値やシャント・インピ

銃部に直接排気管取り付けて排気するのに加え、ーダンスの低下を防ぎ、また真空放電を防止する

結合空洞頂部から小型のベローズを介して排気管に接続して真空排気を行って前述の厳しいメ	  加速管マイクロ波入力が 2.0 MW の時の、出力

ンテナンス上の要求を満足している。図中、加速ビーム電流＝75 mA の時のビーム透過率が 58 %管の上下に設けた配管は、この排気管である。

で最も良く、100 mA でも 56 %の透過率が得られ

４ ． ７ 	  加 速 管 全 体 の 特 性 評 価36)ており、ほぼ設計通りの結果であった。これは、４．７．１測定の方法

前述の通り、一般的な医療用電子リニアックの加	  加速管の出口直後には、ビームの電流分布を計

速管のビーム透過率である約 30 ％よりも遥かに測するための、ビーム・プロファイル・スキャナ

良好な値であり、インジェクタ部の最適化の効果を配置した。高エネルギーのビームの場合、ワイが出ていると考えられる。出力ビーム電流が 125

ヤ・スキャナではビームがそのまま透過してしまmA の時にはビーム透過率が 44%まで低下してうため、6 MeV エネルギーの電子をフル・スト

いるが、後述の通り、ビーム・ローディングの変ップするのに十分な厚さ 2.5 mm タングステン板化により、インジェクタ部内部のギャップ電圧がをビーム・ストッパーとして、ビーム軸に直交す低下して、バンチング時のキャプチャ効率が低下

る平面内で X 軸又は Y 軸方向に、マイクロメータ

するとともにビームの光学特性が劣化して、加速で移動する構造にしている。実機での X 線ターゲ

管内でのビーム損失が増加したためと思われる。

ットの位置は、加速管出口から 77 mm であるが、４．７．３ビーム・プロファイル

ビーム・プロファイル・スキャナの機械的な制約

	  加速管軸に垂直な平面上のビーム電流分布（ビで、ビーム・ストッパーの加速管軸上の位置は加ーム・プロファイル）は、加速管出口から、加速

速管出口から 88 mm と若干遠目になっている。

管軸上で 88 mm 及び 175 mm の位置で測定した。

ビーム・ストッパーを通過した電子ビームは、その後段にあるビーム電流計（コア・モニタ）で測定される。ビーム・ストッパーを移動してビーム電流を計測し、ビーム・ストッパーの移動量でビーム電流を微分すれば、その軸方向のビーム電流分布が求まる。
	  ビーム・プロファイル・スキャナの直後には、ビーム電流計を配置した。このビーム電流計は、

出力ビーム電流＝75mA

X-Axis ProﬁleNormalized
Beam Current
1.0

加速管の出力ビーム電流を求めるとともに、上記

FWHM=0.9 mmの通り、ビーム・プロファイル・スキャナと組み合わせて、ビーム電流分布を求めるのに使用し
た。

-2.0

	
  ビーム・エネルギーの分析用として加速管の出-1.0

口から 1380 mm の位置に９０°のビーム偏向磁

Normalized
Beam Current石を配置し、この後段にエネルギー分析用のスリットを配置してエネルギー分解能は約 0.08 MeVのエネルギー分析系を構成した。

0
2.0
1.0
Beam Position (mm)Y-Axis Proﬁle	  テスト・ベンチ用での加速管の運転には実シス

1.0

FWHM=0.7 mm

テムと同じ、マイクロ波パルス幅＝5μs、電子銃
パルス幅＝３μs としているが、安全上、実シス
テムの 1/30 のパルス繰り返し周波数の 10 Hz（一-2.0定）でとした。
４．７．２ビーム透過率

図 4.14

-1.0

0
2.0
1.0
Beam Position (mm)88 m m 位 置 の ビ ー ム プ ロ フ ァ イ ル

図５．２６ 設計出力ビーム電流値（75 mA）の時のビーム・プロファイル

X 線ターゲット位置は、加速管出口から 77 mm

	  加速管の出力ビーム電流の増加とともに、エネの位置にあるため、「88 mm」がほぼ X 線ターゲ

ルギー分布は低下しており、ビーム・ローディンットの位置に対応している。加速マイクロ波入力

グ効果を示している。但し、出力ビーム電流が少は 2.0 MW で、出力ビーム電流は 50 mA、75 mA、ない場合には、ビーム・エネルギーの分布は広が100 mA、125 mA とした。

って双山の傾向が強くなり、出力ビーム電流の増	
  設計出力ビーム電流値である 75 mA の時の 88加とともに、一山の良好な特性を示すようにな

mm 位置でのビーム・プロファイルを図 4.14 にる。これは、EMSYS Code によるビーム・ダイ示す。X 軸の FWHM 値は 0.9 mm で、Y 軸のナミクス・シミュレーションによる検討の結果、

FWHM 値は 0.7 mm である。電流値がそれぞれ次のような理由で発生していると推定できる。即の軸で正規分布となっていると仮定した場合、X

ち、出力ビーム電流が少ない場合には、ビーム・軸の１σ値は、0.8 mm に相当し、Y 軸の１σ値

ローディングが軽く、従って加速管内の電界が高は 0.6 mm に相当し、設計値よりも若干細めのビい状態となっている。この場合、インジェクタ部

ームとなっている。X 軸と Y 軸ではビーム・プロの電界も高く、先行の電子バンチから位相スリッファイルが若干異なっており、楕円形となっていプにより遅れた電子が次の電子バンチに捕捉さるが、これは、前述ように主にインジェクタ部のれやすくなり、この電子が加速電界のクレストかバンチャー空洞 No.2 における電界の軸対称性のらより離れた位相位置にトラップされて低エネ

乱れによるものと考えられる。

ルギー成分を形成する。

mA、100 mA、125 mA と変化させて測定を行いビーム電流が、50 mA から 100 mA までの範囲では、ほぼ光学特性の劣化無く、良好なビーム形状が得られているが、125 mA の出力ビーム電流では、Y 軸で明らかにビーム・プロファイルの顕著な劣化（ビームが太くなる現象）が現れた。これは、電子銃からのビーム電流が 285 mA と設計上限値に近くて空間電荷効果によりビーム径も大幅に広がり、電子銃からの電子ビームが図 4.9 に示す電界の非対称領域に入り込むことにより、Y
軸において選択的にビーム幅の顕著な増加が観察されたものと考えている。

Normalized Beam Current (Arb. Unit)	  88 mm 位置で出力ビーム電流を、50 mA、75
20
Ib=125 mA

Ib=100 mA
Ib=75 mA

15
Ib=50 mA

10

5

0
4.0

4.5

5.0
5.5
6.0
Electron Beam Energy (MeV)	  88 mm の位置と 175 mm の位置で測定したビ

	
  	
  	
  図図５．３１
4.15 ビーム・エネルギーの分布
ビーム・エネルギー分布（出力ビーム電流変化）

ーム・プロファイルの比較では両方の位置で、ビ４．７．５ビーム・ローディング特性

ーム・プロファイルはほぼ同じであり、発散性の	  前述のビーム・エネルギー分布測定からそれぞ

少ないビームであることが判る。出力ビーム電流れのエネルギーEb に対応するビーム電流成分Δを 50 mA 及び 100 mA として同様の測定を実施

Ib を求め、下式の通り平均化したものを出力ビーした結果、両方ケースともに 75 mA の場合とほム・エネルギーEout として求めた結果を図 4.16

ぼ同様の結果が得られており、出力ビーム電流＝に示す。Ib は出力ビーム電流の総量である。
∑ ΔIb E b
E out =
Ib
	
 
	
 
	
  Ib =75 mA の設計出力ビーム電流の場合、50 mA〜100 mA は安定した運転領域であることが判った。
４．７．４ビーム・エネルギーの分布
図 4.15 にエネルギー分布の測定結果を示す。

Eout= 5.24 MeV となっており設計値の 5.3 MeV€と良好な一致を示している。図中には、ビーム・ローディング・ラインの設計値を示すが、実測値

は、IEC60601-2-1 の要求基準（平均で利用線錐と良好な一致を示している。即ち、設計目標通り、

出力の 0.1 %以下	  最大で利用線錐出力の 0.2 %

勾配の緩いビーム・ローディング・カーブが実現以下）を十分に満足しており、加速管自体の遮蔽できており、例えば、±10 %の出力ビーム電流のは不要なレベルの漏洩線量特性である。

変動でも、±0.06 MeV のエネルギーの変動にとどまることが判る。

Output Beam Energy (MeV)

加速管（漏洩線量観測方向）

PTW Model 30013線量計

6

加速管（漏洩線量観測方向）

PTW Model 30013線量計

Designed beam loading lineV ( MeV) = 5.925( MeV) − 0.00808Ib ( mA)

鉛
直径15 cm

15 cm

5.5

図５．３４

直径5 cm

加速管漏洩線量測定用のセンサ

€
鉛

5

15 cm

図５．３５

直径15
cm
Average ofmeasured
beam energy

直径5 cm4.5
図５．３４ 加速管漏洩線量測定用のセンサ
4
0

50

100
150
Output Beam Current (mA)	  	  図図５．３３
4.16 ビーム・ローディング・カーブ
ビーム・ローディング特性（実測値及び設計値）

図５．３５
	
  	
  	
  図
4.17 加 速加速管漏洩線量測定結果
管からの漏洩放射線４．７．６加速管からの漏洩放射線

5. AFC の開発

	  加速管からの漏洩 X 線の分布は、テスト・ベン

５．１従来のＡＦＣ

チで、加速管直上で加速管軸から 35 cm の距離に
図 4.17 に示すような鉛製のコリメータに６ MV用のビルドアップ・キャップと取り付けた
Farmer Ionization Chamber (PTW 社製 Model
30013)を使用して測定した。またビーム・ダンプ

	  医療用電子リニアックでは、投与線量の制御
は、X 線ヘッド内に装備される透過型線量計により行っており、予め計測した透過型線量計の読み値と吸収線量の比を用いて、実際の病巣への投与
線量を計画している。このため、ビーム・エネルの周辺は、鉛ブロックで十分に遮蔽した。図中、ギーが変動すれば、透過型線量計の読み値が同じ

左の縦座標軸には、前記の測定条件であるパルスでも、実際の病巣へ投与される線量が変動し、投繰り返し周波数= 10 Hz の時の漏洩線量率の実測結果を示す。右の縦座標軸には、本加速管の定格の運転条件である「線量率＝500 cGy/min」を与えるパルス繰り返し周波数 = 300 Hz 時に、加速管から 100 cm 離れた測定位置での換算値を示

与誤差に繋がる。このため、ビーム・エネルギーの安定性は、高精度照射にとって本質的に重要であり、前述の通り線量校正係数の安定度として、本装置では JIS Z 4714 ６章の規定 8)（±２ ％）の 1/4 である、±0.5%を設計目標としている。

す。漏洩線量は、電子銃付近からインジェクタ部、	  ビーム・エネルギー変動の原因としては以下のそして後続のサイド・カップル加速構造部の初段３つがあるが、特に、加速管の共振周波数の変動では低く、サイド・カップル加速構造の後段でビの影響が大きく、従来型の医療用電子リニアック

ームエネルギーが高い領域で増加している。但でも、加速管の共振周波数に合わせて加速マイクし、最大の漏洩線量でも、実測値で 0.9 mGy/min	
 定格運転条件での換算値で 0.33 cGy/min となっており、定格の X 線出力の 0.066 %である。これ

ロ波の周波数を追従させて同調を保つＡＦＣは、
必須のコンポーネントである。

加速管漏洩線量測定

(1) 加速管の共振周波数の変動

	  また、真空電子デバイスである加速管は、コミ

主に加速管の熱膨張により、加速管の共振周ッショニング終了の後でも、高電界のマイクロ波

波数が変動して加速マイクロ波との同調が外のために真空放電を起こす可能性がある。大規模

れ、加速管内に加速マイクロ波が入らなくなな真空放電の場合、真空インタロック等で検出さって、加速管内の加速電界が低下する。

れて装置は安全に停止するが、小規模な真空放電(2 )加速マイクロ波の変動の場合には真空インタロックでは検出されず、

	
 加速マイクロ波の電力自体が変動し、加速管

AFC に異常な入力が入って AFC の挙動が不安定

内の加速電界が変動する。

になることもあり、真空放電に対するロバスト性(2) 出力ビーム電流の変動も重要な項目である。

電子銃から加速管に入力される電子銃ビーム

共振空洞の一般的な特性として、オーバー・

電流が変動すると、加速管からの出力ビーム

カップルの状態では、入射波と反射波の位相差を電流が変動し、ビーム・ローディング効果にφとした場合、共振周波数以下ではφは正の値を

よって加速管内の加速電界が変動する。

とり、周波数がゼロに近づくにつれてπに漸近す	  一方、本装置に使用する C バンド定在波型加速る。共振周波数以上ではφは負の値をとって、周管は、前述の通り総重量は約 10 kg であり、主要波数が無限大に近づくにつれてーπに漸近する。

な加速部であるサイド・カップル加速構造は約 20共振周波数付近では位相差は正から負に反転し、cm の長さで約４kg の重量である。このため、従共振周波数では位相差はゼロとなる。共振周波数来型の医療用電子リニアックの S バンド加速管の付近のこれらの挙動の急峻性は、共振空洞の Q に

熱密度が約 2 W/cm3 であるのに対して、本加速管依存する。

W/cm3 以上となっ	  図 5.1 に、従来の医療用電子リニアックの代表ている。また、加速構造の線膨張に対する共振周的な AFC の構成図を示す 23)。加速管としては定波数変化の感度は、周波数に比例するため、結果在波型のものが使用されており、加速管への入射的に従来の加速管と比較して６倍以上の共振周

波と反射波が、加速管の RF 窓近傍にある方向性

波数の変動が発生する。実測結果では、３０℃の結合器によりサンプルされる。サンプルされるマ

温調水温度からのコールド・スタートから、約３イクロ波のピーク電力が MW オーダと極めて大０秒の加速管の熱的時定数の間に約 1 MHz の共電力であるため、この方向性結合器としては、ベ振周波数の変化が発生する。

ーテ・ホール・カプラ（BHC: Bethe Hole Coupler）

	  この共振周波数の変動をリアル・タイムに検出等の低結合係数（-60 dB 程度）のものが用いられし、加速マイクロ波の周波数をこれに追従させなる。サンプルされた入射波と反射波は、それぞれければ、加速エネルギーやビーム・オプティクス

ロー・パス・フィルタ(LPF :Low Pass Filter)での変動はおろか、ビーム加速さえ不可能となる。

高調波成分が除去された後、位相ディスクリミネ	  本装置では、IMRT を基本とした治療を想定しータに入る。可変フェーズ・シフタは、加速管かている。特に Step and Shoot IMRT ではビームら BHC までの導波管や、BHC から 3 dB ハイブのオン／オフを頻繁に繰り返し、１回のビーム・

リッド・カプラまでの導波路における光路差を補オンでの投与線量が数 MU 程度でビーム・オン時正するためのものであり、可変アッテネータは、間が１秒に満たないこともある。このため、加速クリスタル検波器に入力されるマイクロ波の振マイクロ波の周波数がビーム・オン後直ちに加速幅を調整して、２乗検波特性が正しく得られるよ管の共振周波数に同調し（セトリング・タイム）、

うにするためのものである。後段の位相ディスク

この後は安定に加速管の共振周波数に対して追リミネータは、3 dB ハイブリッド・カプラ、ク

従を継続する必要があり、高速でかつ安定した

リスタル検波器及び差動アンプから構成されてAFC が必要となる。

いる。入射波サンプル及び反射波サンプルは 3 dBの熱密度はその３倍以上の 7

ハイブリッド・カプラに入り混合された後、これでは、正弦波のゼロ点を追従するようにサーボ・がクリスタル検波器で検波されて、ビデオ信号とループを組み、加速用マイクロ波源がクライスト

なり、差動アンプに入力される。

ロンの場合には電圧制御オシレータを制御し、加速用マイクロ波源がマグネトロンの場合には、モーターやボイス・コイル等でマグネトロンの共振
空洞のダイアフラムを駆動して発振周波数を制C１御している。しかし、サーボ・ループで制御可能な範囲は-π/２＜φ＜π/２の範囲に限られ、加速管のような Q の高い制御対象の場合には数十〜

C2

数百 kHz の比較的狭い周波数範囲（キャプチャ・レンジ）でしか使用できなかった。また、差動ア
ンプのフィードバック回路の時定数でＡＦＣの時定数が決まるが、これを小さくすると雑音の影響を受け易く不安定な AFC となり、逆に大きくすれば、安定ではあるが追従性に欠け、本装置で狙っている Step and Shoot IMRT 等の頻繁なビーム・オン／オフには適さない AFC となる。以
上の通り、従来の AFC はキャプチャ・レンジの点でも、セトリング・タイムの点でも本装置での要求を満たさず、革新的な AFC 開発が必要であった。

図 5.1 従 来 の 医 療 用 電 子 リ ニ ア ッ ク AFC
図６．２ 従来のAFC回路

５ ． ２ 	  新 コ ン セ プ ト Ａ Ｆ Ｃ
	  従来型の AFC で、キャプチャ・レンジが狭かった原因は、位相ディスクリミネータの振幅出力とし、ωはを使用してサーボ・ループを組んだためであり、

加速マイクロ波の角速度、φは入射波を基準とし位相ディスクリミネータ出力の符号のみを、周波た反射波の位相シフト量、VF 及び VB は、それぞ

数同調のための「方向指示器」として使用するこれ入射波と反射波の振幅とすれば、3 dB カプラのととした。このため、従来使用していた差動アン

出力 C１、C２端子はそれぞれ以下の通りとなる。

プを２つのビデオ信号のレベルを比較するコン	  入射波を、反射波を

1
VC1 = {VF e j(ωt− π / 2) + VB e j (ωt−φ )}2
1
VC 2 = {VF e j(ωt ) + VB e j (ωt−φ − π / 2)}
2€ またクリスタル検波器で２乗検波された結果は、それぞれ以下の通りとなる。

パレータに変更した。図 5.2 に全体の構成を示す
37) 。コンパレータの出力は、Binary

Quantized

Quadrature Output と呼び、これが正であれば、加速用マイクロ波源の周波数が、加速管の共振周
波数より低いことを示しており、加速用マイクロ

1 2
VF + VB2 + 2VFVB sin φ}{
4
1
VD 2 = {VF2 + VB2 − 2VFVB sin φ}4波の周波数を上げる必要がある。また、これが負€ これを差動アンプに入力すれば、VFVBsin(φ)が得	  また、加速管の動作が、連続動作ではなく、デられ、入射波と反射波の位相差に応じた正弦波出ューティ比の小さなパルス動作である点に着目€ 力が得られることが判る。	
  図 5.1 に示す AFC

して、１パルス毎に加速管共振周波数と加速用マ

€

VD1 =

であれば、 加速用マイクロ波の周波数が、加速管の共振周波数より高いことを示しており、加速用マイクロ波の周波数を下げる必要がある。

イクロ波周波数の差を判定して、加速用マイクロ微分値がゼロとなって感度を失うため、実用的に波の周波数をカウント・アップもしくはカウン

は-π/3＜φ＜π/3 程度である。

Capturing
Range=+/- 0.25 MHz

ト・ダウンして制御する。 本電子加速器システ
ムは、定格 X 線出力の時に、パルス繰り返し周波数約 300 Hz で動作する。このため、パルス間隔
は約 3.3 ms である。ビーム・パルス幅は約 3 μs であり、AFC 回路はこの間に入射波と反射波の位相差の符号の判定を完了する。この後、AFC 回
路は Signal Generator に対する周波数コマンド
値を生成し、Signal Generator 回路は、これに基づいて次のパルスがトリガされるまでに発振周波数を整定させる。これを繰り返すことにより、パルス毎に加速管共振周波数と加速用マイクロ波周波数の一致判定が行われ、加速用マイクロ波
周波数が加速管共振周波数に追従する。

	  	
  図６．５図 5.3 従来型のAFCと本加速管を組み合わせた場合の
従 来 型 AFC の キ ャ プ チ ャ レ ン ジ
キャプチャ・レンジ

Capturing
Range=+/- 0.25 MHz

図 5.2
新コンセプト AFC
図６．５
従来型のAFCと本加速管を組み合わせた場合の
図６．３
新コンセプトのAFCの全体構成
キャプチャ・レンジ
５．３キャプチャ・レンジに関する検討	  図 5.3 に、従来型の AFC を本加速管と組み合わせた場合のキャプチャ・レンジの評価結果を示す。前述では反射波と入射波の位相差φの範囲として-π/２＜φ＜π/２と述べたが、この範囲の上下限付近では位相ディスクリミネータの出力の

	
 

図図６．６
5.4 新 本AFCと本加速管を組み合わせた場合のAFC の キ ャ プ チ ャ レ ン ジ
キャプチャ・レンジ

このため、実用的なキャプチャ・レンジとしては、± 250 kHz となる。これに対して、図 5.4 には、本ＡＦＣと本加速管を組み合わせた場合のキャ
プチャ・レンジの評価結果を示す。キャプチャ・
レンジを制約する要因は、コンパレータのダイナ
ミック・レンジである。図 5.2 では、コンパレー

図６

タのダイナミック・レンジとして 20 dB（振幅ででも、これは次のパルスでの 20 kHz 分の加算若

は全振幅の 1/10）を仮定し、±12 MHz のキャプ

しくは減算に影響するのみで、それ以降のパルス

チャ・レンジを得ているが、最近のコンパレータには影響しない。

の実力値としては、40 dB 程度は問題無く得られ、

	  これに対して、従来の AFC では、１パルスのこれを勘案すれば、更に広大なキャプチャ・レン

異常な入力が、差動アンプのフィードバック回路

ジが得られ、実用的にはキャプチャ・レンジの制の時定数及びサーボ・ループの時定数の期間影響

約を考えなくても良い程度の性能が得られる。

し、この期間は治療線の特性が影響を受ける可能

５．４ＡＦＣの試験評価

性がある。

	
  前述の加速管を用い、パルス繰り返し周波数＝	  また、AFC のセトリング・タイムも 0.15 s と300 Hz で AFC の評価を実施した結果を図 5.5 に十分に短く、ビーム・オン／オフが頻繁に発生す示す。図中、縦軸は、周波数コマンド・レジスタ

る Step & Shoot IMRT のような用途にも問題なの読み値であり、シンセサイザの最小分解能であく対応できる性能を有することが示された。

る 20 kHz を 1 カウントとしている。ビーム・オ
ン時の加速管の共振周波数は、周波数コマンド・
レジスタよりも 42 カウント (840 KHz)高い状態にあり、ビーム・オンとともに AFC は、カウン
ト・アップを開始し、約 0.15 s 後に AFC ロック状態となっている。カウント・アップの途中、53
カウント付近から周波数コマンド・レジスタの周
波数カウント・アップの直線の傾斜が変化しているが、加速管のエージングが十分に完了していな
い時点での評価試験であったため、真空インタロ
ックにかからないような微小な真空放電等により、位相判定のミスが発生しているのではないかと推定している。その後、AFC は加速管の共振周
波数を安定に追従し、約１分後には、カウント・アップ・コマンドもカウント・ダウン・コマンドも発生しないゼロ状態となって定常状態に達している。グラフ上、微小なスパイクが見られるが、これは、周波数コマンド・レジスタの値を記録するデータ・ロガーの読み取りミスか、もしくは、微小な真空放電等による位相判定ミスが原因であると考えている。加速管の共振周波数はビー
ム・オンのスタート時点である 62 カウントから
50 カウント低下（即ち、1 MHz）して、12 カウ

	
  	
  	
  	
  図 5.5
AFC の総合性能評価結果
図６．８
AFCの試験評価結果

ントで定常状態に達している。

6. まとめ５ ． ５ 	  ロ バ ス ト 性 に 関 す る 検 討

	  本装置は、動体追尾照射機能を除いて、2007

	  本ＡＦＣでは、１パルスでの現象は、次の 20

年 10 月 26 日 付 で 米 FDA(Food and Drug

kHz 分のコマンドに影響するだけである。例えば、あるパルスで、微小な真空放電等が発生して、BHC のサンプル値に異常な値が入力された場合

Administration) の 型 式 承 認 を 取 得(MHI-TM2000

LINEARACCELERATORSYSTEM 510(k) No.K072047(TRADITIONAL))

し、続いて 2008 年 1 月 16 日付で厚生労働省の薬速管以外にも両先生の研究成果を活用させて戴事 承 認 を 取 得 （ 線 形 加 速 器 シ ス テ ム

いています。両先生の開発された C バンド加速器

MHI-TM2000	
  承認番号 22000BZ00028000）。

技術は、片や、将来のタンパク質分析の有力なツその後も CE Marking 及びこれに続く各国の薬ールである理研 X 線自由電子レーザーSACLA を事承認を次々に取得し、動体追尾照射機能の厚生生み出して分子生物学の地平を切り開く研究に

労働省薬事承認を得た後 2011 年 9 月 14 日には京活用が期待されており、他方、本稿の VERO で都大学病院において世界初のコンフォーマル動

がん治療の最前線で多数のがん患者に福音をも体追尾による肺がんの治療にも成功している。またらす臨床機器として結実し、加速器技術というた、日本では京都大学病院、米国では University

物理・工学分野の技術が、学際を越えて最先端のof Texas South Western Medical Center、欧州で生物学・医学に寄与している点に深い感銘を覚えはベルギー自由大学病院を主要研究医療機関とます。また、両先生の、「ものづくりの原点を極して確保し、動体追尾治療のみならずその高度なめた」御指導に深く謝意を表します。

画像誘導照準能力及び自由度の高いビーム照射（2012 年 7 月 31 日	
  三菱重工業	  機械・鉄構事

能力を活かして従来の医療用電子リニアックで

業本部	
  神納	
  祐一郎）

は考えられないような多彩な臨床技術が開発されつつあり、最先端の放射線治療装置として成長

参 考 文 献し、世界中に普及しつつある。

[1] Kamino Y., Takayama K., Kokubo M., Narita Y.,
Hirai E., Kawada N., Mizowaki T., Nagata Y.,
Nishidai T. and Hiraoka M., “Development of afour-dimensional Image-guided Radiotherapy
System with a Gimbaled X-ray Head”, Int. J.
Radiat. Oncol. Biol. Phys. Vol 66(1) (2006) pp.
271-278.

	  本稿では、「加速器のための加速器」ではなく、「医療のための加速器」という観点から、最先端の実用医療機器としての要求事項がどのように加速器技術に展開され、実際のハードウェアが設計・開発されたかを述べた。これを参考として、日本の優れた加速器技術が次々と革新製品を生
み出し、日本のものづくり産業復活の一助となることを祈っている。

謝 辞	
  本開発は医工連携の賜物であり、医学・臨床面から懇切な御指導を戴いた京都大学大学院医学研究科医学専攻	  平岡	
  真寛教授、同	  溝脇	  尚志准教授、同	
  成田	
  雄一郎准教授（元）、広島大学病院放射線治療部部長	
  永田	
  靖教授、先端医療センター放射線治療科部長	
  小久保	
  雅樹
医師に深く感謝致します。更に、システム開発を御指導戴きました京都大学工学研究科電子工学
専攻	
  石川	
  順三教授（元）に感謝します。
	  本装置の中核部品である C バンド超小型加速管は、沖縄科学技術大学院大学	
  新竹	
  積教授及び高エネルギー加速器研究機構	
  松本	
  浩教授
（元）との共同研究の成果から生まれたものであり、C バンド・クライストロンや導波管系等、加[2] Gabriel S., Stanton R. and Berkowitz D. A.,“Linear accelerator selection for the one machinefor the one machine department”, Preprint of
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