加速器医療応用
加速器医療応用１応用１重イオンビーム１
イオンビーム１
1. はじめに

薬事未承認技術も多く含まれていることを留意願いたい。

2. 粒子線治療の粒子線治療の基礎

粒子線治療においては、筑波大学が 1983 年から

2.1. 粒子線治療とは
粒子線治療とは2000 年の間に KEK-PS の陽子線を用いて行った粒子線治療は放射線治療の一種である。放射線治

陽子線治療や、1994 年から放射線医学総合研究
所（放医研）の HIMAC で行われている重粒子線治療により、日本は粒子線治療におけるパイオニ
アとして世界をリードしてきた。
陽子線治療については、世界中でおよそ 20 施設が建設中であり、急速に普及しつつある。一方
で重粒子線治療は、生物学的効果がフォトンや陽子線とは異なると考えられていることや、装置規模が大きいことから、これまで日本以外での普及は遅れている。
しかし、HIMAC における累積患者数は 7,000
人近くになり、その優れた治療成績と臨床経験の蓄積は炭素線治療の普及にとって貴重なデータとして世界的に注目を浴びている。さらに、2004
年から放医研が主導する小型普及型炭素線治療

療 では 放射線 が及 ぼす作 用に よって 、細 胞のDNA をなんらかの形によって死滅させる。DNA
を損傷させるメカニズムとしては、細胞内の水分をイオン化して間接的に切断する作用や、放射線の電離作用で直接 DNA の鎖を切断するなど、用いる線種によって異なる。
腫瘍ならびに健常組織に対する放射線の影響について述べる。図 2.1-1 に示すように、一定線量の放射線を照射した場合の健常組織と腫瘍細胞の反応は異なる。図に示した例では、腫瘍細胞の死亡率が 85%に相当する線量において、健常細胞の死亡率は 20％に抑えられる。定量的には組織や細胞の分裂周期などによって左右されるが、放射線治療全般の背景にはこうした原理がある。

装置の開発が行われ、実証機として群馬大学重粒調に稼動している。こういった状況から、世界中
で重粒子線治療装置に対する期待が高まりつつある。

腫瘍細胞への影響

細胞 の死亡率

子線医学研究センターに建設され 2010 年より順健常細胞への影響

三菱電機は、HIMAC の建設に主契約社として係わり、兵庫県立粒子線医療センター（陽子線と炭素線）、群馬大学、そして建設中の九州国際重粒子線がん治療センター（佐賀）の治療装置を供給させて頂いている。三菱電機は陽子線治療装置
も４施設に納入しており、現在では陽子線治療装
置と炭素線治療装置の双方において薬事承認を

図 2.1-1 腫瘍細胞
腫瘍細胞の細胞の死亡率
死亡率と健常組織への健常組織への影響
への影響[2.1-1]

得ている世界で唯一のメーカーである。
このような経緯から、今回、炭素線装置につい

従来、放射線治療で主として用いられている放て講義をまとめる好機会を頂いた。講義内容につ射線は、X 線、ガンマ線、電子線であり、電子線

いては、なるべく重粒子線の視点から記載したつ以外は電磁波（光子線）である。一方、1950 年もりであるが、粒子線治療の基礎的な部分は陽子代の後半からより高い治療効果を求めて速中性線と重複する部分が多々あると思われるので容子線、負パイ中間子線、陽子線、重粒子線などの赦願いたい。また、本稿の中で個別技術の薬事承

粒子線による治療が試みられてきた。（図 2.1-2）

認取得状況については言及しないが、記載内容にこれらの粒子線のうち、陽子線や重粒子線は比較

的生成と制御が容易なので、世界的にも広く治療に至るまでの比較的平坦な部分をプラトーといに用いられてきている[2.1-2] [2.1-3] [2.1-4]。

う（図 2.1-3）。荷電粒子の持つこのような特性を荷電粒子が物質中を通過するとエネルギーを利用すれば、がん病巣の部分にブラッグピークの与える。荷電粒子がその通過パス（飛跡）の単位

位置を合わせることにより、途中のプラトー部に長さあたりに物質に与えるエネルギーを LET

おける正常組織の損傷を少なくしてがん病巣に(Linear Energy Transfer)といい、keV/μm の単線量を集中することができる。

位で表す。LET が大きいほど周囲の物質へ与える影響は大きくなる。
従来の X 線、ガンマ線、電子線は低 LET 放射線（数 keV/μm 程度）であり、陽子線も低 LET
放射線である。負パイ中間子線には高 LET 放射線の成分と低 LET 放射線の成分とがある。一方、
速 中 性 子 線 、 重 粒 子 線 は 高 LET 放 射 線（100-200keV/μm 程度）であり、その生物学的効
果比 RBE (Relative Biological Effectiveness) は大きな値を示す。重粒子線の RBE は低 LET 放射線の 3 倍程度のピーク値を持ち、それよりも高1
図 2.1-2 放射線の射線の種類

LET 側では減少していくことが広く知られている[2.1-5]。
X 線やガンマ線に対するがん細胞の放射線感受性は、がん細胞が低酸素状態にある時には低下することが知られており、細胞分裂周期によっても変動するといわれている。一方、高 LET 放射線には低酸素状態にあるがん細胞に対しても損傷を与え、更に、細胞分裂周期によってその有効性が変化しないことなどの生物学的効果があるので、高い治療効果が期待できる。
X 線やガンマ線などの光子線は体表付近で吸収線量が最大となり体内深さに沿ってほぼ指数関数的に減衰する放射線であり、深部にあるがん病
巣では吸収線量が減少し、がん病巣の奥の正常組

図 2.1-3 吸収線量の
吸収線量の比較織も通過して体外に抜けていく。陽子線や重粒子線などの荷電粒子は、物質を通過する時、電離、励起作用を起こすことでエネルギーを失いながらその初期エネルギーによって決まる飛程まで

2.2. いろいろな照射方法
いろいろな照射方法

進む。荷電粒子の飛跡の単位長さ当たりの電離作照射装置は回転ガントリ治療室と固定ポート治用の大きさ（吸収線量）を深さに対して描いた曲療室がある。回転ガントリは 360 度任意方向から線をブラッグ曲線という。陽子線以上の重い荷電照射できるように回転できる構造体に照射機器

粒子はその飛程の終端付近で大きな電離作用を示すので、ブラッグ曲線にはピークが現れ、これをブラッグピークという。また、ブラッグピーク

1

がん治療においては、放射線はフォトン、陽子、重粒子で区分され、ヘリウムより重たい粒子をすべて重粒子と称する場合が多い。

を搭載している。固定ポートは決まった方向（水あると患者コリメータが不要となるので放射線

平、垂直、斜め）から照射できるように照射機器

廃棄物を減らすことができる。

は固定されている。炭素線治療装置では、もっぱ

単円ワブラ
単円ワブラ

ら固定照射ポートが用いられている。
ワブラ電磁石2.2.1. ブロードビーム法

散乱体

我が国の粒子線治療施設のほとんどでは、拡大照射法（ブロードビーム法）を採用している。照射らせんワブラ
ワブラ
らせん
螺旋ワブラ
ワブラ
螺旋

装置はシンクロトロンで加速された細い粒子線
ビームをがん病巣の大きさに合わせ、ビーム軸に垂直面内（ラテラル方向）およびビーム軸方向（深さ方向）のそれぞれの方向に対して均一に拡大する。これらの照射野形成機能は各ビームラインのジグザグスキャン終端にある照射ノズルにて実現される。
（１）ラテラル方向の照射野形成
ラテラル方向の照射野拡大法として一般的に用いられているのは二重散乱体法と単円ワブラ法である。二重散乱体法では、散乱した粒子線の中心部分をより散乱させたり遮蔽させたりして照射位置で平坦な照射野を得る方法である。陽子線ではこの方式が主に用いられる。

図 2.2-1 拡大照射法の拡大照射法の改良技術[2.1-7]
改良技術（２）深さ方向の照射野形成深さ方向については、体表面でのビームエネルギ

ワブラ法では、散乱した粒子線を照射位置で円ーを調整することによってブラッグピークにモ形に走査することによって一様分布を作る。重粒

ジュレーションをかけて均一な照射野を形成す

子線ではこの方式が主に用いられる。ワブリング

る。深さ方向に均一な線量分布を SOBP (Spread

する軌跡のパターンに応じて、単円、多円、螺旋Out Bragg Peak；拡大ブラッグピーク)と呼んで[2.1-6]、ジグザグなどいくつかの方式が考案され。SOBP の形成手段としてはリッいる（図 2.2-2）ている。
（図 2.2-1）。

ジフィルタ法やモジュレーションホイール法が実際に患者に照射するには上記の均一な線量ある。

分布から患部形状に合った形の照射野をコリメ

SOBP

ータで切り出して用いる。コリメータは通常真鍮製のもので、一般的に照射ポートの先端部（最下最深のブラッグピーク流）に装着される。患者コリメータというこれらの部品は患者ごとに1作成することになり、治療後には放射線廃棄物になってしまう。これに対し、多葉コリメータ装置（マルチリーフコリメータ＝MLC）は粒子線を遮蔽できる厚さを有する細かい遮蔽体で構成されており、複雑ながん病巣形状に

図 2.2-2 SOBP

対応した照射野を遠隔で迅速に制御できて稼働

最深のブラッグピークの上に、浅い側に小さくブ
ラ ッグ ピーク を重 ねてい くこ とで所 望の 幅のSOBP を形成する。

率を上げることができる。多葉コリメータ装置が1

正確には「門ごとに」。

リッジフィルタ法では、異なる厚みと幅を有すは、患部への投与線量が高いほど有利になる。こる領域から構成されるリッジフィルタと呼ばれれに対し、周辺の健康組織への線量はできるだける装置を用いる。粒子線が通過する場所によっ少なくしたい。①患部周辺の放射線感受性の高いて、異なる厚みを通過することで異なる飛程をも重要臓器（Organ At Risk＝OAR）の線量低減、。
つことを利用する（図 2.2-3）②放射線感受性が高いといわれている皮膚の線

モジュレーションホイール法では、扇風機のプ量低減、③低線量ながら被曝をうける全体体積のロペラのような回転する装置で、周回方向に所定縮小などの要因が患部投与線量の上限を与える。

の厚さ変調をもって設計される。ビームの進路上

すなわち、治療における効用（Efficacy）と副作で回転することで飛程を制御するが、炭素線では用（Toxicity）のバランスである。
粒子線はブラッグピークがあるため線量集中

使われていない。
粒子線の飛程を患部形状に合わせるために、補性は本質的に優れているが、更に線量集中性を高償フィルタ（ボーラス）を製作し、患者コリメー

めるために粒子線を有効に利用する次世代照射

タ同様、照射ポートの先端部に装着する。

方法として高度 3 次元照射技術が注目を浴びている。積層原体照射法とペンシルビームスキャニン
グ照射法という粒子線を 3 次元空間で制御し線量

ワブラ電磁石分布をさらに向上させる方法が期待されている。
従来の拡大照射法は、ビーム照射中には機器の動散乱体装置的な制御を行わない静的照射法であったが、高度リッジフィルタ装置

3 次元照射技術は、より複雑なビームの制御を行

レンジフィルタ装置

う動的な照射法である。

リングコリメータ（１）積層原体照射法

多葉コリメータ装置
補償フィルタ(ボーラス）

積層原体照射法[2.2-1][2.2-2][2.2-3]では、数ミリ厚の SOBP を作り、この層状の SOBP をレンジ
シフタで深さ方向に移動させ、同時に多葉コリメータ装置で照射野を最適に絞ることで標的の３患部次元形状に適合した照射（原体照射＝Conformal

図 2.2-3 照射装置構成

Treatment）を実現する。図 2.2-4 に積層原体照
射法と拡大照射法のそれぞれを模式的に示す。拡（３）ビーム利用効率大照射法であらわれる近位側の不要線量（図中のブロードビーム法では、細い粒子線ビームを一様

矢印の部分）を積層原体照射法ではなくすことがに拡げた後に、患部形状に合わせてカットする技

でき、治療体積と標的との一致度が向上すること術が用いられており、一般的にビーム利用効率はがわかる。

20～40％に制限される。これを 100%近くにし、照射時間短縮、ビームをカットする際の中性子等
2 次放射線の発生低減、患者被ばく低減が期待される技術として、ペンシルビームスキャニング照射法が注目されている。
2.2.2. ３次元照射法
フォトンや粒子線治療においては線量の集中性の向上が常に求められる。患部を局所制御するに

ﾚﾝｼﾞｼﾌﾀ③ ボーラスやコリメータを必要としないので製作の手間が省ける、廃棄物が発生しない。

リッジフィルタ

スキャニング照射法には、1 つのスポットを照射した後、次のスポットへの移動中にビームを停止するスポットスキャニング法と、ビームを停止
せずに一定強度で連続で走査するラインスキャ
ニング法に大別される。また、「ラスタースキャ
ニング」照射法は、上記 2 つの方法の中間に位置するもので、スポットごとに照射線量を制御しな
がら、1 スポット照射ごとにビームは停止せず、
次のスポットへの移動中もビームを連続で照射し続ける。これにより線量分布品質の向上と照射

積層原体照射法

時間の短縮という 2 つの利点を兼ね備えることが拡大照射法できる（図 2.2-5）。

線量分布の比較（
比較（積層、
積層、拡大照射）拡大照射）
図 2.2-4 線量分布の上述したように、原理的にはスキャニングには非常に理解しやすいメリットがいくつかある。しかもスキャニングの方式自体は古くから考案さ（２）ペンシルビームスキャニング照射法
スキャニング照射法[2.2-4] [2.2-5][2.2-6]は、粒子線ビームを細く絞って、がん病巣をスポット（点）で塗りつぶしていく照射方法である。スキャニン
グには以下の利点がある。
① がん病巣の形状に沿って精密に線量分布を制御できる。
② ビーム利用効率が高いので加速器に要求されるビーム電流が少なくすむ、無駄な中性子を発生しない。

れている[2.2-4]。それにもかかわらず、粒子線治療が本格的に始まってから２０年以上経つが、スキャニング治療についてはまだ始まったばかりの感がある。世界の数箇所でスキャニング治療が行われているものの、ブロードビーム照射法が根強い。その理由は、以下の要因による。
① ピンポイントでビームが照射されるため、安全性の要求が厳しい。
② ピンポイントでビームが照射されるため、装置の照射精度が要求される。

スポット移動時
スポット移動時はビームOFF
ビーム

スポット移動時
スポット 移動時
もビームON
ビーム

連続的に
連続的に
走査

① スポットスキャニング②ラスター
ハイブリッドスキャニング
ー スキャニング②ラスタ③ ラインスキャニング・スポットの移動時にはビームをいったん遮断する・スポット毎に照射線量を管理し、線量変調を行う・スポットの移動時にもビームをいったん遮断しない・スポット毎に照射線量を管理し、線量変調を行う・テレビのブラウン管に似ている
・ビーム電流強度、あるいは走査速度で線量調整 （線量変調）を行う

ハイブリッド方式

TV走査線方式

一般的な方式

図 2.2-7 スキャニングのスキャニング の分類

③ 動的照射であるため、患部の動きに弱い。呼吸性移動、心拍性移動、日々の体内変化などへの対応にも精度が要求される。
このことより、スキャニング照射の発展には加速器、制御、治療計画、画像診断といった全ての方
面において更なる技術革新が必要であり、今後の創意工夫に期待するところである。

−1

 dE 
R(T ) = ∫  dE0 dx 
1dE = Mβdβ
31− β 2T((式 2.3-2)(式 2.3-3))

なお M は粒子線の質量を表す。式 2.3-2, 2.3-3 より、 β が同じ、つまり一核子当たりの運動エネル
2

2.3. 陽子線と陽子線と炭素線の炭素線の違いギーがほぼ同じ粒子線の飛程は、M / z に比例す22る。陽子線と炭素線の M / z の比は、1 / 1 : 12 / 6

2

ここでは、陽子線と炭素線のエネルギー損失等のであるから、一核子当たりの運動エネルギーが同物理的特性と、DNA 損傷等の生物学的特性の違

じ陽子線の飛程は、炭素線の約 3 倍である。従っいについて述べる。放射線治療においては、生物て、体表からの深さが同じ腫瘍を治療する場合、効果や臨床的観点からフォトン≒陽子≠重粒子

一核子当たりの運動エネルギーは炭素線のほうという考えが一般的である。

が大きくする必要がある。一般に、粒子線治療で使用する加速器の最大エネルギーは、陽子線が約2.3.1. 物理的特性

220～235MeV、炭素線が約 400～430MeV/u であ（１）エネルギー損失る。このときの水中残留飛程はおよそ 30cm であ

粒 子線 が媒質 中で 失うエ ネル ギーは 、以 下のる。図 2.3-1 に陽子線と炭素線の水中での飛程をBethe-Bloch の式で表される [2.3-1]。

示す。
500

dE
Z 1
= Kz 2dx
A β2

 1 2m c β γ Tmax
δ (βγ )  (式 2.3-1)
×  ln e
−β2 −
2
I
2 
2
ここで K = 0.307075 MeVcm 2 /g であり、 z は粒子線の電荷、Z, A は媒質の原子番号と質量数、βは粒子線の速度を光速 c で割ったもの、 γ はロー
2

2

2

2

レンツ因子（ 1 / 1 − β ）、 me は電子質量、 Tmax
は最大エネルギー移行、 I は媒質の平均励起エネ
ルギーを表す。また δ は密度補正である。
Bethe-Bloch の式が示すようにエネルギー損失の大きさは粒子線の z 2 に比例する。粒子線治療で使

水中での飛程[mm]

−

陽子
陽子÷3
炭素

400
300
200
100
0
0

100
200
300
400
運動エネルギー[MeV/u]500

図 2.3-1 陽子線と陽子線と炭素線の炭素線の水中での水中での飛程での飛程
横軸は 1 核子あたりの運動エネルギー、縦軸は水中での飛程を表す。太い実線は陽子、太い鎖線は陽子の飛程を 1/3 したもの、細い実線は炭素。

用される陽子線は 1 価であり、炭素線は 6 価であるから、同じ速度では炭素線のエネルギー損失はなお、式 2.3-2 の飛程は「平均」飛程である。粒

陽子線の約 36 倍である。

子線と媒質内電子の相互作用は確率的に起こる（２）飛程

ため、飛程は広がり（Range Straggling）を持つ。
この広がりは、平均飛程が同じなら M に反比例

運動エネルギー T の粒子線が媒質内を進むことの出来る距離である飛程 R (T ) は、エネルギー損するため、炭素線のほうが陽子線より小さい。陽

失の逆数を積分することで得られる。

の大きさを図 2.3-2 に示す。

子線・炭素線を含む粒子線の Range Straggling図 2.3-2 粒子線の粒子線の Range Straggling
横軸は平均飛程、縦軸は Range Straggling をガ
ウス分布で表したときのσである。図中の文字は粒子線の種類を表す。[2.3-2]

図 2.3-3 粒子線の粒子線の多重クーロン
多重クーロン散乱
クーロン散乱による散乱による広による広がり横軸は平均飛程、縦軸は平均飛程の長さの媒質中を通過したときの位置の広がりをガウス分布で表したときのσである。 図中の文字は粒子線の種類を表す。[2.3-2] [2.3-4]（３）線エネルギー付与（５）核反応（核破砕、ガンマ）

Bethe-Bloch の式は粒子線が失うエネルギーを表すのに対し、媒質が受け取るエネルギーとして線
エネルギー付与（LET) が定義される。LET は局
所的に与えられるエネルギーだけに限定して計算される。粒子線と媒質内電子との衝突で与えられるエネルギーが大きいと、δ 線のように大きなエネルギーを持つ電子が生じる。この電子は生物学的効果に関係する微小体積（細胞の大きさ）で、全てのエネルギーを失わない。LET は、このような大きなエネルギーを与える場合は除いて計算される。

炭素線は通過媒質の原子核との核破砕反応を起こし、炭素より軽い粒子を生じさせる（図 2.3-4）。
これらは元の炭素線よりも長い飛程を持つため、炭素線よりも体内の深い位置まで到達する。また
核破砕によりガンマ線も生じる。炭素線治療ではこれらの考慮が必要である。

（４）多重クーロン散乱
粒子線は媒質の原子核との多数の小角クーロン
散乱により、媒質通過後にある程度の散乱角度を持つ。一度または数回の大角クーロン散乱により大きな散乱角度を持つものを除いて、散乱角度の広がりはガウス分布で表すことができる。[2.3-1]

σθ =

13.6
z x / X0
βcp
× [1 + 0.038 ln( x / X 0 )](式 2.3-4)

ここで、 p は粒子線の運動量、 x は粒子線の通過
距離、 X 0 は媒質の放射長を表す。 β , c, z の定義
は式 2.3-1 に同じである。この式が表すとおり、
多重クーロン散乱による散乱角度の広がりは、同じ速度では z / p に比例し、炭素線の角度広がりは陽子線の約 1/2 である。図 2.3-3 に様々な粒子線の多重クーロン散乱によるビームサイズの広がりを示す。

図 2.3-4 炭素線の炭素線の核破砕による
核破砕による生による生じる粒子
じる粒子の粒子の数
実線は 290MeV/u、破線は 270MeV/u。横軸は水の厚みであり、縦軸は元の炭素線との個数比を表す。Z は原子番号である。[2.3-3]
陽子線は媒質中の原子核との弾性散乱や非弾性散乱により、陽子や中性子、より重い粒子やガン
マ線を生じさせる。中性子やガンマ線といった電荷を持たないものは、元の陽子線と比べて長い飛程を持つため、遮蔽や影響の考慮が必要である。

（６）水中での線量分布

放射線による生物学的効果の違いは、生物学的効

体内には物理的性質の異なる様々な組織が存在

果比（RBE）により表される。RBE の定義は、するので、LET などの物理的特性を計算する際、以下の通りである。

体内の各組織の厚みを、同じ LET を生じる水のRBE=ある生物効果を生じさせるのに必要な基本

厚みに変換して計算することが多い。水中での陽放射線の線量／同じ生物効果を生じさせるのに

子線・炭素線の線量分布は図 2.3-5 のようになる。

必要な対象線の線量

Bethe-Bloch の式が示すようにエネルギー損失は

1 / β 2 に比例するので、エネルギーが小さくなる
につれて線量は大きくなり、止まる直前に鋭いピーク（Bragg Peak）を示す。炭素線は媒質でのビームの広がりが小さいので、アパチャーの有り無
しによって Bragg Peak の形状があまり変わらな

基本放射線としては X 線が使用される。放射線のLET と RBE の関係を図 2.3-6 に示す。低 LET 放射線である陽子線の RBE は約 1 であり、生物学的効果は X 線と同等である。一方、高 LET 放射線である炭素線の RBE は、X 線の数倍である。

い。また、炭素線の線量分布には前述の核破砕反応による破砕片のテール（Fragmentation Tail）
が、ブラッグピークより深い領域に伸びている。

図 2.3-5 陽子線（
陽子線（左図）左図）と炭素線（
炭素線（右図）右図）の水中での水中での線量線量分布
分布での線量
横軸は水の深さ、縦軸は相対線量。実線はアパチ
ャー無しのもの、破線はφ=1cm のアパチャーを通過したもの。[2.3-2]

放射線の LET と RBE の関係
図 2.3-6 放射線の横軸は平均 LET であり縦軸は RBE。S(%)は、ヒト由来培養細胞における生存率レベルを表す。上部の文字は放射線の種類を表し、黒い逆三角はその平均 LET を表す。[2.1-1]（２）酸素増感比
RBE は放射線の種類による生物学的効果の違い

2.3.2. 生物学的特性（１）生物学的効果比

であるが、放射線が照射される細胞の状態による生物学的効果の違いも存在する。がん細胞は酸素濃度が低いが、酸素濃度が低い場合、細胞の放射

陽子線と炭素線の生物学的な違いは、LET の違い

線感度が低くなる。酸素濃度による放射線感受性による DNA 損傷の違いに基づく。放射線は低の 違 い で あ る 酸 素 増 感 比 （ OER: Oxygen

LET 放射線（フォトン、陽子）と高 LET 放射線

Enhancement Ratio）は、以下のように定義され（炭素線などの重粒子線）に大別されるが、高 LETる。

放射線は媒質を密にイオン化する。DNA は二本

OER=酸素で飽和した状態で照射したときの放射鎖で構成されるが、陽子線はこのうち一本を損傷

線増感効果／無酸素で照射したときの放射線増させ、炭素線は二本とも損傷させることが多く、感効果 《OER=1 が良い》

炭素線のほうが細胞死に導きやすい。

放射線の OER を図 2.3-7 に示す。

2.4. 炭素線の炭素線の治療実績
2.4.1. 粒子線治療人数の推移
世界の累積粒子線治療実施数[2.4-1]は 96,537 人（2012 年 3 月末時点）であり、そのうち陽子線は83,667 人、炭素線は 9,283 人である。（図 2.4-1）
粒子線治療の適用は近年の新規施設稼動開始もあって順調に増加しており今後もますます増加
（横軸）
（縦軸）
図 2.3-7 放射線の
放射線の LET（横軸）と OER（
縦軸）の関係[2.1-1]
関係

していくものと予想される。炭素線について言え
ば、現在治療を行っている施設は世界で 6 施設あり、それぞれの治療人数実績を表 2.4-1 に示す。
96537

図 2.3-7 が示すように、OER は LET が大きい
61855

ほど小さい。
（３）スキャニングにおける炭素線の利点
既に述べたように、炭素線は陽子線と比較して、ーロン散乱による広がりが小さい。水に換算すると 150mm または 260mm の深さの飛程を持つ陽子線と炭素線の飛程終端付近での水中でのビームの広がりを表 2.3-1 に示す。

70051

53818
4450

61122
5342

2007

2008

体内および粒子線治療装置の各装置での多重ク

水飛程
(mm)
150
260

陽子線のσ
(mm)
3.6
6.3

炭素線のσ
(mm)
1.0
1.7

67097

2009
陽子

83667

73804

9283

7101

5582

全体

2010

2011

炭素イオン

図 2.4-1 累積粒子線治療
累積粒子線治療の実施数[2.4-3]
実施数
表 2.4-1 炭素線治療施設と炭素線治療施設と治療人数実績
開始年

表 2.3-1 同じ水飛程を水飛程を持つ陽子線と陽子線と炭素線の炭素線の飛程終端付近飛程終端付近での付近でのビームサイズ
でのビームサイズ（
ビームサイズ（σ）

84492

76266

国

患者数

1994

放射線医学総合研究所

施設名称

日

6569

2002

兵庫県立粒子線医療センター

日

1271

2006

中国近大物理研究所

中

159

2010

ドイツハイデルベルク大学

独

568

2010

群馬大学

日

271

2011

イタリア重粒子治療センター

伊5（集計年月 2011 年 12 月 PTCOG の HP より引用[4.1-1]）

従って、炭素線は陽子線よりも小さなビームサイズで治療が可能である。よってスキャニング治療

ここで、年間の治療患者数の国内と海外のデー

では、炭素線のほうが正常組織に不要な線量を与タを比較する場合は注意すべき点がある。ひとつえることなく、より複雑な形状の腫瘍が治療可能

は１日のシフト数で、国内では今のところ全てのである。

施設が１日１シフトの治療を行っているが、欧米同様に、炭素線は真空ダクトの窓や線量モニの病院では社会的な背景の違いにより１日２シ

タ、位置モニタといった上流機器による散乱の影

フトで運用する施設が多い。もう１点は、欧米の響も受けにくいため、ペンシルビームの形成には

施設では目の治療が多いことである。目の治療は適している。

照射回数が少なくて済むため、治療人数としては多めに出る。その意味では、治療ボリュームを表す指標としては年間治療患者数ではなく、年間照射門数（ショット数）のほうが妥当と言える。

2.4.2. 粒子線治療の適用と炭素線
炭素線は光子や陽子線に比べて高い生物学的表 2.4-3 兵庫県立粒子線医療センター
兵庫県立粒子線医療センターでのセンターでの2011 年度治療患者数の年度治療患者数の実績[2.4-2]
実績

効果比(RBE)を持つため、この特性を利用して、

部位

陽子線

炭素線

計

酸素濃度が低く放射線感度が低いとされる骨軟

頭頸部

1

78

79

部の腫瘍や悪性黒色腫といった症例にも効果が

肺

6

60

66

期待される。図 2.4-1 の治療人数においても炭素

肝臓

70

99

169

線の比率が近年増加傾向にあり、その特徴的な臨

膵臓

79

0

79

床効果を期待されていることを示している。

前立腺

189

0

189

表 2.4-2 放射線医学総合研究所 重粒子医科学

骨軟部

16

9

25

センター病院におけるに炭素線治療の登録患者

その他

24

32

56

数を示す。様々な症例に適用していることがわか

総数

385

278

663

る。表 2.4-3 に陽子線および炭素線が使用可能な
兵庫県立粒子線医療センターの粒子線治療患者
2.5. 薬事法について
薬事法について数を示す。
表 2.4-2 放射線医学総合研究所での放射線医学総合研究所での1994 年 6 月～2012 年 2 月の登録患者数[2.4-3]
登録患者数

2.5.1. 薬事法と粒子線治療装置の分類
日本国内で販売される医療機器は薬事法によ

部位など

登録患者数

割合

りその製造、販売が規制される。粒子線治療装置

前立腺

1482

22.8 %

は主として人の腫瘍を治療するための装置であ

骨軟部

829

12.7 %

り、薬事法の定める医療機器の定義（第 2 条、第

頭頚部

794

12.2 %

4 項）に該当する。

肺673

10.3 %

薬事法では医療機器をその特性及びリスクを

肝臓

425

6.5 %

勘案し、表 2.5-1 に示すように分類している。粒

直腸術後

331

5.1 %

子線治療装置は高度管理医療機器に指定され、そ

膵臓

183

2.8 %

のリスクからクラスⅢに分類される。製造販売に

婦人科

180

2.8 %

は薬事法の定めるところにより厚生労働大臣の

眼

116

1.8 %

承認を受けなければならない。

中枢神経

106

1.6 %

粒子線治療装置は薬事法の対象となる点が研

頭蓋底

84

1.3 %

究用加速器と大きく異なる。例えば、認可された

消化管

67

1.0 %

内容に係わる部分については、メーカーやユーザ

腹部リンパ節38

0.6 %ーが勝手に装置を改造することは許されず（たと

涙腺

21

0.3 %

え、それが改良であっても）、その場合は変更申スキャニング照射

11

0.2 %

請が必要となる。薬事承認取得はメーカー責任で

総合

1172

18.0 %

あるが、このことは医療従事者にも認識していただく必要がある。
2.5.2. 米国の粒子線治療装置の承認状況
米 国 で は 数 社 の 陽 子 線治 療 装 置 メ ー カ ー がFDA(アメリカ食品医薬品局)の市販前届出による認許(510(K)：Premarketing Notification)を受けている。しかし、炭素線治療装置は現時点で申請

これに対し、米国では治療費の設定方法が確定していないため施設の経営収支が不透明である

及び認許の情報はない。
米国においては、陽子線治療装置はクラスⅡにことを理由に導入が遅れている。

分類されている。「陽子線は物理線量分布がフォ

米国では最先端の放射線治療や陽子線治療をトンと違うだけで、線質は同じである。よって薬受けるには日本の３倍以上の費用がかかる。治療事申請としてはフォトン治療（医療用ライナッ

費は１回の照射（フラクション）を単価として計ク）が先行装置になる」ということのようである

算されるしくみになっており、物理士や技師の各が、重粒子線治療装置においては、まだ認許の実作業項目に対しても費用が細かく設定されてい績はない。

る。こうした陽子線と同じしくみを重粒子線に適用すると、重粒子線の場合は照射回数が少なく、

2.5.3. 粒子線治療の治療費

かつ装置の初期コストは陽子線より高いため、当2012 年 7 月現在、粒子線治療は保険適応対象

然ながら収支は成立しなくなる。この問題はメーとなっていない。日本における治療費は、いずれ

カーよりは医療機関が積極的に取り組まないとの施設でも約 300 万円近辺としている。施設間や解決しない問題であり、政治的な要素も少なくな

陽子線・炭素線による大きな差はない。炭素線治い。しかしながら、欧州で病院ベースの重粒子線療では、照射回数が陽子線より少ないことで年間治療が既に開始されている事実や、フォトン治療の治療人数が増えるため、症例あたりの治療費が装置でも Cyberknife という装置に対しては治療

陽子線と同程度の場合でも、陽子線より高額な装全体で費用請求額を決めるという考え方が認め

置の建設コストを回収することができる。上記のられたことから、状況打開の条件は整いつつあ

費用は原則患者の負担となる。近年、高度先進医る。

療を対象とした医療保険商品が販売されている。
欧州でもこれに近い状況である。
表 2.5-1 薬事法上の薬事法上の医療機器の
医療機器の分類と分類と認許制度の認許制度の対応
クラス分類

認可制度

クラスⅣ
高度管理医療機器
人の生命及び健康に重大な影響を与えるおそれがある

不具合時が生命の危機に直結(例：ペースメーカ)
クラスⅢ

厚生労働大臣による承認

不具合時のリスクが比較的高い(例：透析器、人工呼吸器)
管理医療機器人の生命及び健康に影響を与えるおそれがある
一般医療機器人の生命及び健康に影響を与えるおそれがほとんどな
いクラスⅡ
不具合時のリスクが比較的低い

登録認証機関による認証(例：MRI、内視鏡)（※指定管理医療機器のみ）

クラスⅠ
不具合時のリスクが極めて低い(例：鋼製小物(ピンセット等))

厚生労働大臣への届出

3. 粒子線治療システム
粒子線治療システム
3.1. 治療の治療の流れ
粒子線治療の照射は以下のように行われる。

（４）インフォームドコンセント
粒子線治療に適合すると判定された患者に対し、粒子線治療の内容、効果、リスクを説明する。
（５）詳細治療方針検討

1 回の照射は 10～30 分程度で終わる。そのう

必要な診断情報より適応プロトコール、門数、照

ちビーム照射の時間は 1 分～数分程度で、照射時

射方向、照射体位など詳細な治療方針を検討す

間は主に呼吸同期の有無による。これを週に４る。

日、5 日繰り返す。部位やプロトコール（処方箋）によって合計の照射回数は数回～40 回となる。１（６）固定具作成

日の治療は非常に短期間で済むが、40 回の場合は詳細な治療方針に従って毎回の治療体位再現性

全体期間が 8 週間にもおよぶことになる。この点を高め、照射中の体位を保持するために治療台ににおいて炭素線の場合、照射回数は最大約 16 回

患者を固定する固定具を作成する。固定具には熱とかなり短縮できるメリットがある。複数の門

可塑性プラスチックによるシェル、発泡スチロー（角度）の照射が処方される場合が多いが、同じ

ル等で形成されたモールドケアといった患者に日に複数門照射する場合と、角度によって別の日合わせて加工する固定具（図 3.3-1）や不特定のに照射する場合があり、施設によっても異なる。

患者で共用する汎用の固定具があり、これらを組治療全体の流れとしては、上記の照射以外にいみ合わせて最適な固定状態を形成する。患者固定

ろいろな作業が発生する。ここでは、標準的な治に対する考え方や、使用する固定具の種類は施設療の流れについて以下に述べる。

によって大きく異なる。

（１）患者受入・患者情報入力
粒子線治療装置を有する施設において、粒子線治療の適用判断を行う対象として患者を受け入れる。病院情報システムにおいて、患者情報を入力する。
（２）適合性確認
粒子線治療スタディの遂行にあたり来院患者を診断し、対象の治療プロトコールに対する適合性を確認する。

図 3.1-1 患者固定具の
患者固定具の例（治療台上の
治療台上の白いシェル）
シェル）（３）診断画像撮像・検査（７）計画用 CT 撮像

患者の疾患状態を適切に把握するために各種の計画用の CT 画像は治療計画作成の入力情報とし画像診断、生化学検査を行い、治療方針の検討やて使用される。このため、計画用 CT 画像は治療

経過観察を行う。また、治療計画における計画用の時と同じ固定具を装着した状態で行われるのCT 画像への輪郭情報の入力作業では、CT 、MRIが一般的である。また、呼吸性移動を伴う照射部と計画用 CT 画像をフュージョンして標的抽出を

位では、安定な呼吸フェーズを見極めて、CT 撮行うことがあり、これらの診断画像を用いること

像タイミングをゲーティングして撮像することがある。

が必要である。

（８）治療計画（１２）照射補助具作成

治療計画では粒子線治療装置と患者（計画用 CT

患者コリメータやボーラスといった患者固有の画像）をモデル化して照射条件を導出し、線量分照射補助具を使用する場合は、計画指示の形状デ布を計算して患部と周辺臓器に付与される線量ータに基づいて作成する。

分布の評価を行う。
（図 3.1-2）（１３）線量測定
治療計画単位で（すなわち患者ごとに）行う線量測定としては患者校正深測定と患者分布測定がある。患者校正深測定は計画指示の患者測定条件で患者校正深における吸収線量と線量モニタの出力比（患者校正定数）を得るために行われる。
治療時には患者校正定数に応じて決められた線量が照射される。一方、患者分布測定では患者に照射する条件で水ファントムに照射し、測定が計算と一致することで計画の妥当性を確認する目

図 3.1-2 治療計画画面の治療計画画面の例

的で行う。

（９）治療討議（１４）治療リハーサル／シミュレーション立案された計画情報のレビュー、治療遂行方法な

治療リハーサルは以下の目的で行われる。

どを医療スタッフ間で共有する目的で治療討議① 位置決め用の DRR1 を参照画像として対象（カンファレンス）を行う。計画系では確定した照射室で位置決めを行い、X 線 TV 撮像装置

計画情報の要約と治療計画装置の操作画面のキで取得した DR2 画像を参照画像として登録

ャ プ チ ャ 画 像 （ 例 え ば DVH=Dose Volumeする。この位置決め時の治療台設定を、次回Histogram 表示）を出力し、治療討議で参照され以降の位置決め粗設定位置として登録する。

る情報の一部を提供する。

② 照射時の配置で照射方向から撮像した DR 画
像を BEV3 確認用 の参照画像として登録す（１０）治療計画承認る。

治療討議で問題ない場合、対象の計画情報を承認③ 位置決め条件や照射条件におけるレーザポイ

する。承認済みの計画情報は治療や準備作業の指ンタの軌跡（IEC 固定座標の各軸） や光照

示情報として計画系から粒子線治療装置に転送

射野によるコリメータ形状投影像 を体表（通される。治療計画情報が承認されると、治療前の準備作業（照射補助具作成、患者測定、治療リハ

常はシェル）にマーキングする。
④ 照射配置で患者コリメータやボーラス取付台ーサル）を必要に応じて行う。

を装着して、患者や構成機器が干渉しないこ（１１）治療スケジュール作成とを確認する。ここで、計画指示のコリメー
タスライド値を修正した方が良いと判断され治療計画の指示情報に従って、粒子線治療装置のる場合は、修正値を治療時の参照設定として治療と治療前の準備作業（患者測定、治療リハー

粒子線治療装置に登録することがある。

サル）のスケジュールを作成する。

DRR：Digitally Reconstructed Radiograph. CT の３次元情報から計算機で作成された 2 次元の X 線画像。
2 DR：Digital Radiography. デジタル化された 2 次元のX 線画像。
3 BEV：Beam’s Eye View. ビーム方向から見ること。
1

この他、患者所在で一連の治療リハーサル作業を通じて顕在化する問題がないことや、計画通りの治療が可能かを確認する。このプロセスで問題ありと判断される場合は、治療方針の再検討が必要となる。
以上は、照射に先立つ準備作業であり、治療方
針の見直しがない限り、１回だけ行われる。これに対し、（１５）～（１７）の手順は照射のたびに毎回行われる。
（１５）位置決め（１８）予後管理
がんは長期的なフォローアップが必要な疾病なので、患者の長期にわたる予後管理が行われる。
このとき、紹介元の病院と連携も必要となってくる。
以上の一連の手順は治療ワークフローと呼ばれ、治療システムは、できるだけ人の手を解さずに、
シームレスにこのフローを実行する必要がある。
3.2. 治療システム
治療システムのシステムの構成

治療位置決めで撮像した正・側直行する２方向のDR 画像と参照用 DRR もしくは治療リハーサル
や過去の治療で撮影した DR 画像を画像照合し、。呼吸同期照射患者の位置決めを行う（図 3.1-3）を行う場合、計画用 CT 撮像と同じ呼吸フェーズ
で DR 画像を撮像する。

3.2.1. 全体システム
粒子線治療システムは、機能・使用目的等により、病院系・治療計画系・照射系・加速器系・建屋安
全管理系の大きく５つに分類して定義される。
（１）病院系（HIS/RIS）
病 院系 は、本 院に 具備し た病 院情報 シス テム（HIS1）と放射線部内に特化した放射線情報シス
テム（RIS2）に分類される。HIS は、患者情報や
電子カルテ、治療費関連の処理、入院者(床)の管理等を行う。RIS は，放射線診断情報や画像情報の管理、放射線・粒子線治療データの管理等を行う。

図 3.1-3 位置決め
位置決め画面の画面の例（１６）治療照射（２）治療計画系
治療計画系は、患部の位置や重要臓器等を特定し、適切な核種、エネルギー、SOBP、レンジシ

計画情報および位置決め作業などで確定した設

フタ、照射角、照射線量、照射回数等の決定を行

定条件に基づいて粒子線照射を行う。対象治療でう。

呼吸同期照射を行う場合、CT 撮像と同じ呼吸フェーズで粒子線を照射する。
（１７）実施記録作成
粒子線治療装置では個別の治療セッションが終（３）照射系
照射系は、治療計画に従って適切な照射を行い、患者位置決めや照射機器の制御、治療・測定情報の管理等を行うシステムである。

了した段階で照射機器の動作記録、照射線量情報、患者位置決め過程の画面キャプチャなどの治療実施の記録を保存し確認する。

1
2

Hospital Information System.
Radiology Information System.

② 位置決めシステムは、X 線撮像装置から取得し（４）加速器系
加速器系は、照射系の要求に従って、所望のビー
ムコース（治療室）に、正しいエネルギーと強度の粒子線を供給するシステムである。

た画像データをもとに患者の患部を照射位置に合わせる機能を提供するシステムである。
③ 照射機器制御システムは、照射ビームを形成するための照射機器の制御や線量計算に使用す（５）建屋安全管理系

る温度計、気圧計、エレクトロメータ、及び照建屋安全管理系は、週間線量の監視や放射線区域

射線量を制御する機能を提供するシステムでへの入退監視等を行うシステムである。

ある。
④ 加速器制御システムは、シンクロトロン、入射

3.2.2. 狭義の粒子線治療装置

器、HEBT、LEBT を制御するために、運転に

本項では、粒子線治療装置（前項の照射系・加速必要なデータの管理、操作・監視機能を提供す

器系）について説明する。粒子線治療は、粒子線るシステムである。

のもつ線量分布の良さを生かすため、患者を適切

粒子線治療はこれら各システムを有機的に連に位置決めし、適切なビームを供給する必要があ

動させ、ユーザーの動線に合わせて適切に配置する。また、治療計画から指定された線量を過不足ることが必要である。また、各種データの管理やなく適切に照射する必要がある。

治療エビデンスとなる帳票類を運用に即した形

粒子線治療装置のシステム構成を図 3.2-1 に示す。

で提供する。
3.3. 加速器の加速器のシステム設計
システム設計病院情報システム

3.3.1. 加速器の運転パターン
治療計画システム

照合システム・患者照合・治療・測定選択
・照射線量監視 etc

粒子線治療で使われるシンクロトロンは「遅い
照射機器制御システム
・照射機器制御・機器操作 etc

繰り返し、遅い取り出し」に分類される。シンク
ロトロンは、入射、捕獲、加速、出射、減速を１周期として､パターン運転を繰り返すことになる。ここでは、加速器の運転パターンとしてシン加速器制御システム

位置決めシステム・加速器制御・パラメータ管理・機器監視 etc

・患者位置決め・X線画像撮影
etc

クロトロンの偏向電磁石の運転パターンを例にとって説明する。
図 3.3-1 にシンクロトロン偏向電磁石の運転パ
ターン（１周期の磁場変化）を示す。図中の(ⅰ)
はフラットベース期間であり、入射器からシンク

粒子線治療装置システム構成
システム構成図 3.2-1 粒子線治療装置システム

ロトロンにビームが入射された後、高周波捕獲が行われる。(ⅱ)は加速。(ⅲ)のフラットトップでは、

粒子線治療システムは、照合システム・位置決

加速されたビームは数百 ms～数秒にわたって出めシステム・照射機器制御システム・加速器制御射される。(ⅳ)は減速。リング内にあるビームをシステムから構成される。

使いきらなかった場合、残存したビームは減速し① 照合システムは、ユーザーが治療・測定する際てから棄てることで､周辺機器の放射化や建屋のに必要な機能を提供するシステムである。患者

遮蔽負荷を軽減する。呼吸同期運転で患者の呼吸照合や患者の治療・測定データの管理、治療装状態が照射に適さない場合や、積層照射、スキャ

置のシステム状態の監視等を行う。

ニング照射においては、ビームを使い切らないことがある。

シンクロトロンの繰り返し周期は数秒～10 数
秒程度で運転され、照射法により使い分けられングの手間が増えるだけでなく、治療ビームの定期的な品質確認が必要となる。
積層照射や、スキャニングでは、深さ方向の照る。
磁場

射野形成にブラッグピークを動的に（時系列的(ⅰ) (ⅱ)(ⅲ)(ⅳ) (ⅰ)に）重ね合わせる Energy Stacking を用いる。このとき、ブラッグピークが狭すぎると深さ方向の線量分布がデコボコになるため、SOBP 幅の狭い
ミニリッジフィルタを使ってブラッグピークを広げ、このような“ミニピーク”をスタッキング
する。スタッキングのピッチは炭素の場合は陽子

１周期

時間

シンクロトロン偏向電磁石
偏向電磁石の図 3.3-1 シンクロトロン
偏向電磁石の運転パターン
運転パターン

より細かく、狭い場合は 2, 3mm 程度である。このとき、ビームエネルギーはシンクロトロンで変化させるか、照射系のレンジシフタを用いるか、
あ るい はその 組合 せで行 う。 放医研 では 飛程30cm のうち 10 段程度をシンクロトロンのエネル

3.3.2. 加速器システムの構成と要求事項

ギーで調整し、中間エネルギーはレンジシフタで

ここでは、加速器システム構築の考え方について的最深部に飛程を合わせる微調整が必要である。

述べる。

これについてはブロードビームと同様にレンジ（１）加速エネルギー

シフタで対応する。

シンクロトロンの最大エネルギーは 400MeV/u～（２）粒子数、ビーム強度

430MeV/u とされている。このエネルギーではビ

図 3.3-2 に示す SOBP 曲線において体表面に近いーム本来の残留飛程（ビーム窓や散乱体を含まな「入口」部分はブラッグピークと対比してプラトい）が 28cm～31cm となる。ワブラ法では、散乱ーと呼ばれる。プラトー部分は線量の変化が緩や体による飛程ロスがあるため、clinical な飛程はかで安定しているため線量測定の誤差を抑えやこの値より 2,3cm 程度短くなる。ワブラ法でも単すく、ここで線量を規程する方法が採られること

円ワブラ法ではなく、螺旋ワブラ法のように細いが多い。

ビームを利用することにより、飛程ロスを抑えることができる。
シンクロトロンの出射エネルギーの下限値は、対応する予定である[3.3-1]。 上記とは別に、標最大飛程 15cm、SOBP10cm、直径 15cm の照射体積に対して生物線量 5GyE を 1 分間で照射するために必要な粒子数は、以下のようにして求め140MeV/u 程度であり、これは生の残留飛程 4cmられる。

相当であるが、照射ノズルにおけるレンジシフタ① 図 3.3-2 から､上記の条件で照射した時の照射等で減速することも可能であり、この数値に絶対

体積表面における物理線量は、的な意味合いはない。

5Gy÷2.2＝2.27Gy.

シンクロトロンで準備するエネルギーの段数② 照射体積表面の LET＝11keV/µm から、については、炭素線は散乱が少ないため、ブロー

照射体積表面で 1Gy の照射に必要なフルエン

ドビーム法の場合は加速器のビームエネルギースは 5.67×107 /cm2.

は２段階とし、細かい飛程調整は照射ノズルにあるレンジシフタにて 0.5mm ピッチで対応している。エネルギーの段数が増えると、コミッショニ③ 直径 15cm の面積は 176.7cm2、螺旋ワブラ法のビーム利用効率は 40%とする。

長 が短 すぎる と、 １回の スピ ル内で 一つ の層

RA

プラトー
RB

RB→ A =

RA
= 2.2
RB

ピーク

SOBP

（iso-energy layer）を塗りきることができなくなるケースが発生し、時間的に非効率が生じる。
どこまでスキャニングのビーム電流を上げるかという一つの目安として、照射野形成におけるビーム利用効率が単円ワブラ法で約 20%、スキャ
ニング法ではほぼ 100%であるため、スキャニン

図 3.3-2 SOBP 10cm の物理線量分と物理線量分と生物線量分布[3.3-2]グ時に 1/5 のビーム強度で照射すればブロードビ

以上より、SOBP10cm に 5GyE を付与するのにわち、蓄積粒子数が一定として、ブロードビーム

必要な粒子数は 5.7×1010 個となり、これを 1 分の５倍のスピル長が目安となる。

ーム時と同じ時間で照射することができる。すな

間で照射するには平均ビーム電流として 0.95×

通常のブロードビーム法でシンクロトロンの109pps が必要となる。加速器のシステム設計にお運転周期が 3 秒、照射時間が１分かかるとすると、

いては、粒子の発生から加速、出射、輸送におけ

これは 20 スピルに相当する。スキャニング法でる効率をそれぞれ考慮してイオン源で必要な粒ビーム利用効率が 5 倍になれば、粒子数としては

子数を求める。

4 スピル分で十分ということになる。すなわち、（３）スピル長、繰り返し周期

普及小型シンクロトロンより５倍のビーム強度が得られれば、１回の加速周期で照射が完了できブロードビーム照射では平均線量率を最大化することになる。このことを利用して、HIMAC でることが望ましい。シンクロトロンで蓄積できるは１回の加速周期内でシンクロトロンの出射エ

最大粒子数は一定であるので、繰り返し周期は短ネルギーを変化させる運転方法が考案され、実証いほうが平均線量率を稼げる。すなわち、スピルされている。[3.3-3]長は短いほうがよい。このとき、加速、減速のdB/dt は電磁石電源の容量や渦電流の影響を考慮
した最大値にて固定値で運用される。

（４）小型化
既に述べたように、「小型普及型炭素線治療装スピル長はいくらでも短くできるわけではな

置」の開発によって重粒子線装置の小型化が実現

く、ワブラ法においては照射野の平坦化が１回のされた。加速器に関する具体的な方策をまとめる

照射で達成できる最短時間を確保しないといけと以下のとおりである。

ない。すなわちスピル長×N スピルの全照射時間① イオン源の磁石を電磁石から永久磁石に変え以下で照射野平坦度が十分に確保できることがることで電源を減らし、高圧デッキを不要とし必要条件となる。

た。従来は、イオン源１台につき高圧デッキが一方で、スキャニング法ではビーム強度を下げて照射する。理由は、線量分布の均一性を確保す

約 4m 四方の面積を占めていたので、この削減効果は大きい。

るためで、加速器のビーム波形のリップル、走査② 入射器の後段リナックには加速構造として IH

速度、そして線量モニタの応答速度から、所定の型を採用した。この方式は従来のアルバレ型よ線量分布均一性を得るためにはビーム電流を絞り高い加速効率が得られる。

る必要があるためである。言い換えると、絞った③ 更に入射器の集束方式として APF 型を採用

ビームを照射するので、線量率の瞬間値はかなりし、集束要素を置くスペースを不要とした。こ高くなり、それだけ高速な制御が必要ということ

うしないと加速管をタンクと呼ばれる小単位である。そのとき、効率的に照射するためスピルに分割し、タンク間のスペースに四極電磁石を長を長くすれば、シンクロトロンに蓄積された粒配置することが必要になる。APF の採用によ

子数をうまく使いきることができる。もしスピルってこのような外部集束要素は不要となる。加速電場の一部を集束力に使うため、その分は加入射器においては兵庫県の装置と比べるとエ

速効率が低下し入射器の短尺化効果は薄れる

ネルギーは 5MeV/u から 4MeV/u と異なるが、加が、その代わりタンクの分割が不要となるた

速管の長さは 10.6ｍから 6.2m に小型化された。

め、タンク間の RF 位相の調整の心配がなくな

そして、必要な RF パワーは 300kW (RFQ)＋

り、タンク間のビームドリフトによるディバン

1300kW (DTL) か ら 200kW (RFQ) ＋ 500kW

チング効果も避けられるというメリットがあ(DTL)と半分以下に低減された。

る。
④ シンクロトロンはコンパクトな FODO ラティ

3.3.3. 加速器制御システム

スを採用した[3.3-4]。兵庫県 HIBMC の装置と図 3.3-3 に加速器制御システムの概略構成を示

比べると、偏向電磁石の filling factor を 27.6%

す。操作を行うためのマンマシンインターフェーから 42.7%に上げ、シンクロトロンの最大偏向ス（MMI）と運転パラメータを管理するデータシ

磁場を 1.38T から 1.48T に上げたことによっ

ステム、統括 PLC と、その下にぶら下がる各機て 、 最 大 エ ネ ル ギ ー を 320MeV/u か ら器のコントローラ、およびタイミング系、安全イ

400MeV/u に上げ、なおかつシンクロトロの周

ンターロック系から構成される。

長は 96m から 63m に小型化された。
⑤ 加速空洞を同調型から非同調型に変更することで、加速空洞や高周波制御を単純化した。

図 3.3-3 加速器制御システム
加速器制御システムのシステムの構成概略

統括 PLC は、下位に対して操作指令・ステー保する。そして、運用面では電磁石のヒステリシ

タスの統括監視を行い、下位のローカルコントロ

スを常に維持するよう制御シーケンスを構築すーラは機器個別の指令・ステータス監視を行う。

る。制御系の構成においては、分散制御の考えに

各制御装置間を結ぶネットワークは、それぞれ沿って系毎に統括 PLC を設置し、複数系統のパの特長に応じて複数種類使い分けている。

ラメータ切替を同時並行に処理することでパラ

Ethernet は大容量データ転送用、PLC ネットワ

メータ切替の高速化を図っている。

ークは複数系統間での指令・ステータス授受用、CC-Link は 1：n 通信用で使用する。
（１）運転員の省人化
医療用加速器の運用は毎晩停止し、毎朝立上げ（３）安全性
粒子線治療装置は人の治療に使用される装置であるため、誤照射の防止は粒子線治療装置で最も重要な機能である。

を行う。この点において研究用加速器とは異な加速器制御系では、統括コントローラにより機り、立上げ・停止・治療における運転の効率化は、器の故障やパラメータ異常を常に監視しており、治療の効率化と運転コストの削減に影響する。治例えば、照射中にある機器が故障した場合、イン療運用においては様々なエネルギー・強度のビー

ターロックが作動し、即座にビームを遮断する。

ムを各々のコースに提供する。こうした要求に対

このインターロックは、リレー回路、IC 回路、お応するため、加速器はビームエネルギーや強度によび通信系で同じロジックが組まれており、多重対応してあらかじめ調整を行い、そのときの加速化されている。フェイルセーフの点では、リレー器の各機器の設定パラメータはデータベースに回路を用いることによって実現している。リレーて一括登録される。これらの運転パラメータは、

回路は機械的な動作を伴うため、回路動作に数十

治療用パラメータとして登録、管理、維持される。

msec の時間が必要であり、IC 回路の併用によっ照射試験によってあらかじめ評価されたパラメて数μsec の高速性を同時に実現している。

ータのみが「治療用」として格上げされることによって、パラメータファイルの取り違えを防止している。
また､朝の立上げや治療運用は、治療現場からのビーム要求に従って加速器系のエネルギーやコースを自動で変更できるようになっており、毎朝立上げや治療運用は運転員による一括操作で対応でき、毎朝の立上げ操作は運転員１名で対応可能となっている。
（２）加速器のパラメータ切替の高速化
粒子線治療装置では１台の加速器を複数の照射室で共有するので､加速器のエネルギーやコース変更については迅速に実施し、照射室で準備が完了時点でなるべく早くビーム供給できるようにする必要がある。一般的な仕様としてはエネル
ギー変更とコース切替が１分以内で行うという要求がある。
切替時間を短縮化するには、まずは、装置電源の容量と、各機器のハードウェア的な再現性を確

4. いろいろな重粒子線治療装置
いろいろな重粒子線治療装置

からビーム供給を受け、水平照射＋垂直照射を備えた治療室 2 室が整備されており、今後、回転ガ

ここでは、世界で稼動中もしくは計画中の主な炭ントリを備えた治療室 1 室が増設される計画であ

素線治療施設について述べる。図 4.1-1 に示すとる。輸送ラインのビームオプティクス設計、磁石

おり、全ての施設が日本、欧州、中国にあり、米仕様については、[4.2-1]に記載されている。

国やその他のアジア諸国には今のところない。以
下に各施設の概要を述べる。
4.1. HIMAC
千葉県にある放射線医学総合研究所に設置されている重粒子線がん治療装置 HIMAC の概観を次ページの図 4.1-2 に示す。シンクロトロンが２台（上リング、下リング）あるのが特徴である。水平照射、垂直照射、水平照射＋垂直照射の 3 治療照射室がある。諸元を表 4.1-1 に示す。He, C, N,
O, Ne, Si, Ar, Fe など多くのイオン種を治療に適したエネルギーでまで加速できるため、最大エネ
ルギーは 800MeV/u と粒子線治療用加速器の中では最も高い。この特長を生かし、多分野の研究

図 4.2-1 新治療研究棟 (放射線医学総合研究所
放射線医学総合研究所
ホームページより
ホームページより引用
より引用[4.1-2])
引用者との共同利用研究にも利用されている。
表 4.1-1 HIMAC の諸元
イオン源
初段入射器
後段入射器
主加速器
治療照射室

PIG/ECR
RFQ：RF 周波数 100MHz
800keV/u, φ0.6m, L7.3m
アルバレ：RF 周波数 100MHz
6MeV/u, φ2.2m, L24m
シンクロトロン（2 リング）
800MeV/u, リングφ42m
H, V, H+V

※H：水平照射室、V：垂直照射室、45：45 度照射室、例えば、H+V は水平、垂直ポートが同室にあることを意味する。

4.2. HIMAC 新治療研究棟

4.3. 普及小型タイプ
普及小型タイプ
重粒子線治療をより多くの人に提供するために、小型化、低価格化をめざした「普及小型重粒子線照射装置」の研究開発が、2004 年度から 2 年か
けて実施された。放射線医学総合研究所が中心となって設計と要素技術開発が行われた結果、装置を炭素線に特化し、最適化することで HIMAC の
1/3 程度の大きさで実現することが可能になった。
ビ ーム 集束及 び加 速を全 て高 周波電 場で 行う
APF-IH 型を採用することで後段入射器は 3.5mに小型化された。これに対し、現 HIMAC の後段
入射器の 24m である。シンクロトロンに関して放射線医学総合研究所では、新治療研究棟を建設

は、周長が HIMAC130m に対し 63m である。

し、2011 年 5 月から、ペンシルビームスキャニ

表 4.3-1 に普及小型タイプの諸元を示す。

ング照射による治療を開始した。当治療システムの特長は、ハイブリッドスキャニングを採用した
高速照射で、最高で従来比 100 倍の速度で照射可能である。さらなる線量の集中性および副作用の低減を実現可能である。図 4.2-1 に概観を示す。
HIMAC の 2 台あるうちの上側のシンクロトロン

☆ドイツハイデルベルク大学☆中国近代物理研究所▲ドイツ Kiel▲ドイツ Marburg▲上海粒子線治療センター

韓国原子力医学院 K IRAMS☆群馬大学重粒子線医学研究センター

神奈川県立がんセンター
フランス Archade☆放射線医学総合研究所

九州国際重粒子線がん治療センター
フランスエトワール計画☆イタリア重粒子治療センター☆稼動中

建設または計画中
1
図 4.1-1 世界の世界の炭素線治療施設

図 4.1-2 HIMAC の概観 [4.1-2]

1

メーカーの事情により Kiel は計画が中断、Marburg は研究用に転用された。

☆兵庫県立粒子線医療センター

図 4.3-1 から HIMAC と普及小型タイプの大きさの違いを確認できる。普及小型タイプの実証機の１号機が群馬大学に建設され、2010 年 3 月に治療を開始した。2 号機、3 号機は佐賀、神奈川で建設が進められており、それぞれ 2013 年、2015
年の治療開始を目指している。表 4.3-2 に各施設の治療室構成を示す。図 4.3-2 は群馬大学施設の概観である。
及小型タイプのタイプの諸元[4.3-1]
諸元表 4.3-1 普及小型タイプ
イオン源
初段入射器
後段入射器
主加速器

永久磁石 ECR
ピーク磁場約 0.8T
RFQ：RF 周波数 200MHz
0.6MeV/u, φ0.4m, L2.5m
IH-APF：RF 周波数 200MHZ
４MeV/u, φ0.4m, L3.5m
シンクロトロン
400MeV/u, リングφ20m

表 4.3-2 各普及小型タイ
各普及小型タイプ
タイプの照射室構成

施設名
群馬大学
重粒子線医学センター ※２
佐賀 HIMAT※３

神奈川 i-ROCK※４

治療室 ※１
H, H+V, V(3 室 4 門)
H+V, H+45(2 室 4 門)
H, H, H+V, H+V(4 室 6 門)※１ H：水平照射室、V：垂直照射室、45：45 度照射室、例えば、H+V は水平、垂直ポートが同室にあることを意味する。
※２ 第 4 室で、スキャニング照射システムの開発を進行中※３ 将来増設用に、H+V 治療室を配置し、スキャニング照射に利用予定※４ 従来照射に加え、スキャニング照射を
建設当初より整備予定

4.4. 兵庫タイプ
兵庫タイプ
兵庫県立粒子線医療センターは、日本で唯一の陽子線治療と炭素線治療の両方を行っている施設である。表 4.4-1 に装置の諸元、図 4.4-1 に概観を示す。治療照射室は、ガントリ照射が 2 室、水平照射＆垂直照射が 1 室、45 度照射が 1 室、水平照射が 1 室の全 5 室である。ガントリ室は陽子線専用であるが、その他の治療室は炭素線、陽子線の両方が使用可能である。2003 年に炭素線治療が始まってから 2010 年にドイツの HIT で治療

図 4.3-1 普及小型タイプ
普及小型タイプとタイプと HIMAC の外形比較[4.1-2]が開始されるまでは、陽子線と炭素線の両方で治療が行われていた臨床施設は世界で兵庫県のみであった。兵庫県では運用開始当初は陽子線が中心であったが、炭素線の適用を徐々に増やして、
直近 2 年間の治療人数は陽子／炭素でそれぞれ
816 人／633 人と順調に治療が行われている。
[4.1-1]
兵庫県立粒子線医療センターのセンターの諸元
表 4.4-1 兵庫県立粒子線医療センター

図 4.3-2 群馬大学施設の馬大学施設の概観

イオン源
初段入射器
後段入射器
主加速器

ECR×2
RFQ, 1MeV/u
アルバレ, 5MeV/u
シンクロトロン
320MeV/u( 炭 素 ), 230MeV( 陽子), リングφ30m

水平垂直照射室
45 度照射室

水平照射室
シンクロトロンガントリ照射室

イオン源

図 4.4-1 兵庫県立粒子線医療センター
兵庫県立粒子線医療センターのセンターの概観
図 4.5-2 HIT の配置図[4.5-2]
配置図
4.5. GSI タイプ

HIT シンクロトロン設計をベースとした重粒子

ドイツの GSI 研究所が中心となって設計した装線治療施設が、ドイツの Marburg と Kiel、中国

置で、重粒子線と陽子が供給できるデュアルタイ

の上海の３案件で計画されていた[4.5-2]。このうプである。第 1 号施設が、ドイツハイデルベルグ

ち、メーカーの収益的理由により Kiel は中断されの治療施設 HIT (Heidelberg Ion-Beam Therapy

Marburg は研究用に転用された。表 4.5-2 に各施

Center)である。水平照射 2 室、世界初の炭素線設の治療室構成を示す。

用ガントリ 1 室を備え、陽子線、炭素線の強度変調ラスタースキャニング照射専用でる。表 4.5-1

表 4.5-2 海外の
海外の重粒子線治療施設の重粒子線治療施設の治療室構成
治療室構成に装置の諸元、図 4.5-1、図 4.5-2 に概観と配置図

施設名
HIT

を示す。
表 4.5-1 HIT の諸元
イオン源
初段入射器
後段入射器
主加速器

永久磁石 ECR×2
RFQ, 0.4MeV/u
IH, 7MeV/u
シンクロトロン
430MeV/u( 炭 素 ), 220MeV( 陽子), リングφ21m

Marburg
Kiel
上海
CNAO

MedAustron

治療室※
GSI タイプ（3 室 3 門）
Gantry, H, H, H（QA 用)GSI タイプ（4 室 4 門）
H, H, H, 45
GSI タイプ（3 室 5 門）
H, H+45, H+45
GSI タイプ（3 室 5 門）
H, H+45, H+45
PIMMS（３室 4 門）
H, H, H+V
（Gantry 2 台将来増設）
PIMMS（4 室 5 問）
H, H, H+V, 陽子線 Gantry※H：水平照射室、V：垂直照射室、45：45 度照射室、例えば、H+V は水平、垂直ポートが同室にあることを意味する。

図 4.5-1 HIT の概観 [4.5-1]

表 4.6-1 CNAO の諸元4.6. CERN
CERN タイプ
CERN が主催する PIMMS グループ[4.6-1]が設計したシンクロトロンを主加速器とする施設では、
イ タ リ ア の CNAO 、 お よ び オ ー ス ト リ ア のMedAustron がある。

イオン源
初段入射器
後段入射器
主加速器

イタリア重粒子治療センターCNAO[4.6-2]は、永久磁石 ECR
RFQ, 0.4MeV/u
IH, 7MeV/u
シンクロトロン
400MeV/u( 炭 素 ), 250MeV( 陽子), リングφ25m

水平照射が 2 室、水平照射＆垂直照射が 1 室の全
3 治療室で構成される（将来 2 ガントリ増設予
定）。表 4.6-1 に装置の諸元、図 4.6-1 に概観を示す。
MedAustron[4.6-3]は水平照射 2 室 (IR1, 3)、
水平照射＆垂直照射 1 室(IR2)、陽子線ガントリ
1 室 (IR4)で構成される。研究用に 800MeV の陽子線が供給できる以外の加速器の緒元は CNAOと同じである。図 4.6-2 に配置を示す。

概観
図 4.6-1 CNAO の概観[4.6-2]

図 4.6-2 MedAustron の配置[4.6-3]
配置

回転ガントリ
回転ガントリ

4.7. 超伝導サイクロトロン
超伝導サイクロトロン

4.8.

小型超伝導サイクロトロンを採用した炭素線治

回転ガントリは、患部を任意の方向から照射する

療装置が、フランスの ARCHADE 計画や韓国原ための装置であり、古くから医療用ライナック向子力医学院（KIRAMS）で計画されている。表けに考案され、粒子線治療でも適用されている。

4.7-1 に当サイクロトロンの諸元[4.7-1]、図 4.7-1

陽子線や重粒子線を扱う粒子線治療では医療に当サイクロトロンの構成を示す。多イオン種を用ライナックのような加速器とガントリの一体扱えるよう複数のイオン源がサイクロトロン下化は難しく、ガントリの構造体が巨大化すること方に配置されている。その上に４つの四極電磁石は避けられない。このため粒子線用に小型化するからなる入射ラインがある。超伝導サイクロトロ

ため、数多くのガントリ方式が昔から考案されてンで 400MeV/u まで加速されたイオンは、デフレ

きた。図 4.8-1 に、ガントリの様々の方式を示す。

クターにより、引出しラインへ導かれる。エネル

これまで、陽子線用のガントリとしては、ほとギー変更は、ビームラインに設置される ESS

んどの施設で“通常タイプ”（図 4.8-1 の(a)）が(Energy Selection System) により行われる。

導入されてきた。この場合、最終偏向角度は 135度もしくは 90 度で、上流側電磁石の数や角度については、メーカーによって異なる。その他のタイプとしては、米国のロマリンダ大学のコークス
クリュー型（図 4.8-1 の(b)）や、スイスの PSI 研究所で採用された非アイソセントリックなガントリ（図 4.8-1 の(c)）が実用化されている。非ア
イソセントリックとは照射の中心点（アイソセン
タ）が回転中心に対してオフセンタであることを指しており、回転(±185 度)と連動して治療台が水平面内を移動する(0 度～120 度)。

小型超伝導サイクロトロンのサイクロトロンの構成[4.7-1]
構成
図 4.7-1 小型超伝導サイクロトロン

一方、炭素は重いため、同じ強度の磁場で偏向した場合、陽子の 3 倍程度の曲率半径となってし

表 4.7-1 小型超伝導サイクロトロン
小型超伝導サイクロトロンのサイクロトロンの諸元
イオン源
加速器

ECR/マルチカスプ
超伝導サイクロトロン
400MeV/u( 炭 素 ), 260MeV( 陽子), 外径φ6.9m, 総重量 660t

まう。そこで、炭素線用ガントリで回転半径を小型化する工夫が必要となる。通常タイプのガント
リでは、ガントリ最下流の偏向電磁石の直後にx-y 対の２台の走査電磁石を配置する。最下流の偏向電磁石に、この一方の方向の走査電磁石の機能を持たせることで、仮想焦点距離（Source toAxis Distance）を維持しながら回転半径を小さくすることができる（図 4.8-2）。[4.8-2]
また、最下流の偏向電磁石を超伝導(3.2T)とし、その前に照射野形成用の 1 対の二極電磁石を配置する案も提唱されている（図 4.8-3）。[4.8-3]
ドイツハイデルベルグの HIT のガントリが現在、世界で唯一の炭素線回転ガントリである。図4.8-4 に 1 概観を示す。強度変調ラスタースキャ
ン照射が可能である。サイズは、長さ 25m、直径13m、重量は 670 トン（回転部 600 トン）である。

(a) 通常タイプ(最終偏向角度 90 度)(b) コークスクリュータイプ

(c) PSI 方式(c) PSI 方式
図 4.8-1 ガントリ
ガントリのトリの方式（方式（陽子線）陽子線）[4.8-1]

図 4.8-2 炭素線用ガントリ
炭素線用ガントリでガントリで回転半径を
回転半径を
小型化する
小型化する工夫
する工夫の工夫の例 1

図 4.8-3 炭素線用ガントリ
炭素線用ガントリでガントリで回転半径を
回転半径を
小型化する
小型化する工夫
する工夫の工夫の例 2

図 4.8-4 HIT のガントリ[4.5-1]
ガントリ

国内では、放射線医学研究所の新治療研究棟にお標準的でない例としては、最近提案されたマル

いて炭素線用ガントリが計画されている。
図 4.8-5

チ治療室を立体的に配置した例がある。図 4.8-6に概観と電磁石配置を示す。超伝導電磁石を用い

通常ガントリでは回転中心と照射中心が一致することで、軸長 13ｍ、回転半径 5.5ｍ、ガントリ

るが、この方式では照射中心を外側にもってい重量 200ｔ台と陽子線用ガントリと同程度の小型

き、ガントリの角度に応じて、患者を移動させ、化を達成する見込みである。5 種 10 台の超伝導偏照射室の位置によって照射できる角度範囲が限向電磁石、2 対のステアリング電磁石、1 対のス定される。このような制約を設けることで、施設

キャニング電磁石で構成される。8 台の偏向電磁の大幅な小型化、低コスト化を図るという考え方

石の内側に 4 極コイル、外側に２極コイルを配置である。

した機能結合型超伝導電磁石とすることで、４極電磁石を削減した。偏向電磁石の最大磁場は上流
６台が 2.88T、下流 4 台が 2.37T である。スキャ
ニング電磁石を上流に配置し、最下流の偏向電磁石２個のビームダクト内径をφ290mm の大口径とすることで、200mm 角の照射領域を確保している。一部の超伝導電磁石の製作を完了している。[4.2-1]

図 4.8-6 LIONESS Light Ions 社の重粒子線ガントリ
重粒子線ガントリのガントリの提案[4.8-4]
提案

SCM-X
BM5

SCM-Y
BM7

BM6

BM8

BM4

BM9
5450mm

BM1

BM10

線量モニタ
位置モニタ

BM3
BM2
13000mm

図 4.8-5 放射線医学研究所で放射線医学研究所で設計中の設計中のガントリ（上）概観図 （下）電磁石配置

5. 加速器システム
加速器システム5.1. イオン源
イオン源と LEBT

図 5.1-2 小型永久磁石 ECR イオン源
イオン源
表 5.1-1 ECR イオン源
イオン源の諸元表

図 5.1-1 高効率小型入射器の高効率小型入射器の概略図[5.1-1]
概略図

イオン種
型式
運転モード
マイクロ波源
生成イオン

入射器はイオン源や大電力 RF パワーを必要とす
るため、シンクロトロンやビーム輸送系に比べて信頼性の向上が難しいが、医療用の加速器として

炭素
全永久磁石型 ECR イオン源
パルス
進行波管(TWT)
炭素 4 価は重要な課題である。ここでは、小型化、低コスト化を目的として放射線医学総合研究所で開発

イオン源下流の LEBT（低エネルギービーム輸され[5.1-1]、群馬大学重粒子線医学センターの普送系）には、分析用偏向電磁石や、ビームを集束

及小型重粒子線照射装置に第 1 号機として適用さするための静電四極電磁石やソレノイド電磁石、れた装置（図 5.1-1）を例にとって説明する。

およびビームを診断するための各種モニタ機器

従来、ECR（Electron Cyclotron Resonance）

にて構成されている。LEBT には、その他にビー

イオン源のプラズマ閉じ込め磁場は電磁石によム調整装置としてチョッパ及びアッテネータがり形成されていたが、小型永久磁石 ECR イオン

組み込まれている。

源は永久磁石を採用することにより、電磁石の場

下流のライナックは荷電質量比が 1/3 のビーム合に必要となる高圧デッキ上の電源や電磁石をを加速する設計となっているため、LEBT にて４冷却するための冷却装置が不要となり、装置の小価炭素イオンが選択される。

型化、低コスト化を実現している。また、装置の取り扱いやメンテナンス性に優れていることも

5.2. RFQ、
RFQ、APF

大きなメリットとなっている。永久磁石の採用に初段の線形加速器は 4 ベイン構造を持つ RFQ1型

より磁場が固定となるため、マイクロ波源として

線形加速器である。RFQ ではビーム加速方向へ伸は周波数が可変な進行波管方式が採用されていびた加速電極が共振器内に 90 度おきに配列されており、その電極先端に波 形 に加工されている。

る。表 5.1-1 に諸元を示す。

200MHz の高周波電力が供給されると四重極の集束電場が形成され、発生した電界によりビームの加速と集束を行い，ビームを取りこぼすことな
く、かつバンチングして後段加速器が加速できるエネルギーまで加速する。RFQ の外観と諸元を表 5.2-1、図 5.2-1 に示す。
1

Radio Frequency Quadrupole.

図 5.2-1 RFQ 型線形加速器
線形加速器の諸元表 5.2-1 RFQ 線形加速器の方式
加速イオン
入射エネルギー
出射エネルギー
運転周波数
運転モード
空洞長

4 ベイン型 RFQ 線形加速器
炭素 4 価
10keV/u
600keV/u
200MHzパルス
2.4m(参考値）

後段線形加速器は IH ( Interdigital-H）
型 DTL1。共振器内にドリフである（図 5.2-1、表 5.2-2）
トチューブ電極を配列し，電極間に発生する電界にてビームを加速する。電界を発生させるため，
共振器内ビーム加速方向（共振器長手方向）に磁界を励起させ、誘起される誘導電流によって電界を発生させる。従来型のアルバレ型 DTL（ビーム
加速方向に電界を励起させる）に比べ、加速効率（供給電力に対する加速エネルギ量）が格段に高いことが特徴である。
共振器の小型化により、アルバレ型 DTL のよ
うに集束要素を内部に組み込むことが困難であるため、APF2 集束方式が採用されている。APF
方式は、ギャップの同期位相を正負交互に選ぶことにより、ビーム進行方向と垂直方向の集束を高周波電場のみで得ることができるので、構造を簡素化することが出来る。

図 5.2.-2 APF 方式 IH 型 DTL
型線形加速器の諸元表 5.2-2 APF-IH 型線形加速器の方式
加速イオン
入射エネルギー
出射エネルギー
運転周波数
運転モード
空洞長

APF-IH 線型加速器
炭素 4 価
0.6MeV/u
4.0MeV/u
200MHzパルス
3.4m（参考値）

5.3. MEBT
入射器から出射された炭素イオンビームを主加速器（シンクロトロン）の入射点まで、ビームを輸送するシステムが MEBT(中エネルギービーム
輸送系)である。
MEBT には荷電変換装置が設けられている。荷電変換装置は入射器の 4 価炭素イオンビームを炭
素薄膜に通過させ、6 価炭素イオンビームに変換する装置である。炭素薄膜の最適厚さは、荷電変換効率、エネルギーロス、多重散乱によるビームの広がりにより決定され、40μg/cm2 程度で 90%以上の荷電変換効率が得られる。実際には、この他に装置組み込みに必要な形状に成型する際の取り扱い易さ等から薄膜厚さを決定する。
5.4. シンクロトロン
シンクロトロンは、円形軌道を保つ偏向電磁石、ビームを集束させる四極電磁石、炭素を加速させる電場を作り出す RF 加速空洞、入出射装置など

Drift Tube Linear accelerator.
2 Alternating Phase Focusing.
1の機器から構成される。

普及小型炭素線のシンクロトロンの配置図を
図 5.4-1 に示す。[5.4-1]

図 5.4-2 電源の電源の基本構成図
表 5.4-1 基本諸元

図 5.4-1 普及小型炭素線シンクロトロン
普及小型炭素線シンクロトロン配置図
シンクロトロン配置図

最大出力電流2220A

最大出力電圧1460V

最大出力電力3241kw

電磁石

14.9mH-13.2mΩ、18直列

電流追従性±1×10－４ (@2220A)

電流リプル

10の－7乗台(@2220A)

IGBT基本ユニット
1台分の構成IGBT1700V-400A(2in1)、4ﾊﾟﾗ
ｽｲｯﾁﾝｸﾞ周波数：1.953kHz
水冷式

チョッパ構成(1S-4P)×2×6並列×2直列

概略寸法

W24520×D1680×H2360

5.4.1. 電磁石
シンクロトロンの偏向電磁石は珪素鋼板を用いた積層タイプである。HIMAC シンクロトロン偏向電磁石の実績を参考にヨーク形状を決定している。また、最小磁場から最大磁場の励磁条件において一定の一様磁場領域を確保する必要があ

図 5.4-3 に制御装置を示す。電源の制御は比例り、磁場計算コードを用いて磁極形状を決定す

積分での定電流制御である。本電源は電流基準にる。コイルはホローコンダクターを使用し、水冷

従ってパターン運転に高精度で追従することがにてコイルを冷却する。

要求されるため、電流フィードバック制御と5.4.2. 電磁石電源

電圧フィードフォワード制御を用いている。

加速器用電源で最大容量であるシンクロトロン
偏向電磁石電源について、構成図を図 5.4-2 に示す。[5.4-2] 24 パルスのダイオード整流器で直流変換し、二象限 IGBT チョッパにより高精度電流制御を実現している。基本諸元を表 5.4-1 に示す。

制御装置の構成
図 5.4-3 制御装置のこの結果、図 5.4-3 に示すとおりの電流偏差を実現できている。

加速空洞は、1/4λ同軸型を両側に配置した構造となっており、それぞれに半導体高周波増幅器か
ら高周波電力が供給される。加速電圧としては
2kV 程度が必要である。これは入射時の高周波捕獲に必要な電圧で決まる。必要な電力を 2kW 程度にするためには空洞のインピーダンスは 200Ω程度が必要となる。
加速空洞と高周波増幅器間のインピーダンス
整合器は、伝送線路トランスによりインピーダン
スを整合されるために設置されている（図 5.4-4）。

図 5.4-3 パターン運転波形
パターン運転波形
5.4.3. 入出射装置
シンクロトロンへのビーム入射は、多重入射方式
であり、入射装置としては、2 台の入射用バンプ
電磁石と高速四極電磁石、静電セプタム、セプタ
ム電磁石からなる。出射装置は、出射バンプ電磁
石３台、静電セプタムと 2 台のセプタム電磁石で構成される。セプタム電極には電圧特性が良くビーム損失を小さくできるタングステン薄板を使用している。
5.4.4. 加速装置
高周波加速空胴はシンクロトロンリング内に設置され、真空ダクトに設けられたギャップ間に高周波電界を発生することにより、炭素イオンビームにエネルギーを付与して加速する装置である。高周波加速空洞内部には、真空ダクトの周囲にコア材が設置されており、コア材のインダクタ
ンス成分とギャップ間の静電容量成分により共振回路が形成されている。電子リングで使われている内壁が無酸素銅で作られたものとは異なり空洞というよりは加速ギャップというイメージである。
高周波電界は 1MHz 以下～7MHz 程度の広い帯域が必要であるが、普及小型重粒子線照射装置
用の高周波加速空洞では、小型化、低コスト化及びメンテナンス性を考慮して無同調方式が採用されている[5.4-3] [5.4-4] [5.4-5]。

加速装置の模式図
図 5.4-4 加速装置の5.4.5. ビームモニタ
シンクロトロン内に配置されるビームモニタはビーム位置モニタ、直流電流モニタ、チューン測定用電極、スクリーンモニタなどである。
ビーム位置モニタはビーム進行軸に対し垂直方向のビームの電荷重心の変位、位置を測定する
もので、閉軌道の測定・補正に用いる。
直流電流モニタは DCCT (DC Current Transformer)とも呼ばれ、周回ビーム電流を測定するのに用いる。ビーム電流が周りに作る磁場を高い
透磁率を持つコアの飽和特性を利用して CT では測定できない直流電流の測定を可能としている。
外部磁場の影響を受けやすいが、シンクロトロンの電磁石から遠いところに設置することが困難なため、磁気シールドを取り付けている。

チューン測定用電極はチューンおよびクロマ
ティシティの測定に用いる。

タイオンポンプを採用している。スパッタイオン
ポンプは、ターボ分子ポンプ等と違ってバックポスクリーンモニタは入射後数ターンのビーム位置を測定するものと、出射セプタム電磁石入口の出射ビームの位置を測定するものがある。ビームがスクリーン（蛍光板）に当たり発光した光を
CCD カメラにて観測する。

ンプが不要なため、ポンプ故障時にも大気が流入して真空破壊が発生しない利点もある。
5.4.7. タイミング系
シンクロトロンの機器は、ビームの加速・減速・出射などのフェーズに合わせてパターン運転

5.4.6. 真空系

を周期的に行う。シンクロトロンでは入射・加シンクロトロンの真空は、残留ガスによるビーム

速・出射に応じて電磁石や入出射機器、モニタ等

損失が十分小さいことが要求される。このため主の動作を同期させる必要がある。図 5.4-5 にタイ

排気装置としては、高真空まで到達可能なスパッ

ミングシステムの概要を示す。

図 5.4-5 タイミングシステム
タイミングシステムのステムの概要シンクロトロンの運転は基準クロックに基づ場の変化率 dB/dt を利用して作る B クロック方式

いて各機器毎に設けられたパターン発生器からとがある。粒子線治療装置では、いずれの方式も固有のパターンを出力して行われる。基準クロッ

採用されている。B クロック方式の場合、フラッ

クとしては数 kHz～数百 kHz 程度が使われていトベースやフラットトップではクロックが発生る。シンクロトロンの運転周期は「マスタ信号」

できないため、この部分においては T クロックにをトリガとして開始され、全ての機器はマスタ信切り替える必要がある。

号のタイミングから基準クロックに従って動作する。

入射器のほうは数 MHz 以上と、シンクロトロ
ンより速い制御が必要となるため、入射器専用のシンクロトロンでは加速時に磁場と高周波加タイミング系で動作するが、マスタ信号をトリガ

速の同期を取る必要があるが、これには基準クロとすることで、シンクロトロンとの同期を取ってックを使う T クロック方式と、主偏向電磁石の磁いる。

6. 照射・
照射・位置決め
位置決めシステム
6.1. 照射ノズル
照射ノズル
ブロードビームノズルは上流側から下記の機器構成となっている。ワブラ電磁石、散乱体装置、
リッジフィルタ装置、レンジシフタ装置、ブロッ
クコリメータ、多葉コリメータ、補償フィルタ（ボーラス）（図 6.1-1）。炭素線と陽子線では構成機器は同様であるが、陽子線のほうが炭素線に比べて、ビームの偏向が容易であり、散乱しやすいため、ワブラ電磁石～アイソセンタ間の距離（SAD）
を約 7m から 3m 以下に小型化することができる。
各機器の詳細を下記に記載する。
6.1.1. 横方向の照射野形成装置（１）ワブラと散乱体
粒子線は細いビームとして治療室に供給されるので、ビームを広げて横方向に均一な照射野を形成する必要がある。横方向の照射野形成装置としてワブラ電磁石と散乱体装置を使う。ワブラ
ワブラ電磁
ワブラ電磁
石 は水平方向変更磁石と垂直方向変更磁石の２台で構成され、それぞれを位相差 90°の正弦波で励磁させることで、粒子線を進行方向を軸としたリング状に回転させる。その下流で散乱体を通過させて粒子線のガウス分布の半値半幅σを大きくすることでリングの内側を埋めることによってアイソセンタにおいて所望の平坦性を得ることができる。
散乱体装置は任意の厚みの複数の散乱体を搭
散乱体装置載したロータリーテーブルにて構成され、ロータ
リーテーブルを駆動することで、ビーム軸上に任意の散乱体を設置することができる。
散乱体には主に鉛が用いられるが、単円ワブ
ラ法では照射野サイズと同程度まで散乱半径を広げる必要があるため、散乱体を厚くする必要がある。φ200mm 程度の照射野を得るためには、散乱体を通過することで炭素線では 3cm 程度の飛程ロスが生じる。このため単円ワブラ法に比べて小さい散乱半径で平坦度を得ることができる
螺旋ワブラ法が開発された。

図 6.1-1 ブロードビームノズル（
ブロードビームノズル（ワブラ法
ワブラ法）
上記のワブラ法以外に平坦な照射野を得る方法
として 2 重散乱体法がある。2 重散乱体法は散乱した粒子線の中心部分をより散乱させたり遮蔽させたりして照射位置で平坦な照射野を得る方法であるが、ビームが散乱しにくい炭素線の場
合、平坦な照射野を得るためにはワブラ法以上の飛程ロスが生じることになるため現実的でない。
ワブラ電磁石を駆動するワブラ
ワブラ電源
ワブラ電源には、電磁電源
石のインダクタンスと電源内部に設置したコン
デンサの共振により交流波形を形成する共振タ
イプと、5.4.2 に示したようなチョッパ回路によるパターンタイプとが存在する。前者は回路が簡略であり正弦波波形を実現するには適している。
後者は回路構成が複雑であるが任意波形を出力可能であり、螺旋ワブラ法や、様々なパターンに対応することができる。

（２）コリメータ
治療に使用しない周辺の粒子線をカットし、コに装備され、任意のリッジフィルタをビーム軸上に設定することができる。

リメートする装置がブロックコリメータ
ブロックコリメータである。
ブロックコリメータ
ブロックコリメータを通過してきた粒子線は多葉コリメータにて患部の外形に合わせてコリメートされる。多葉
多葉コリメータ
多葉コリメータ装置
コリメータ装置は粒子線の照射
装置
形状を患部の外形に合わせるための装置であり、対向した複数の遮蔽体（リーフと呼ばれる）で構成され、各リーフは独立にモータ駆動にてビーム
軸に直線に出し入れが可能であり、任意の位置で停止できる。粒子線を患部に合わせて最終的に絞り、照射野のきれを良くするためにはリーフが患部に近いほうが良いので、多葉コリメータ装置はビーム軸方向にスライドする機能を持つ。スライド機能により、多葉コリメータ装置を患者に近づけた状態で粒子線の照射が可能となる。
照射ノズルの先端には患者
患者コリメータ
患者 コリメータの取付コリメータが可能となっている。患者コリメータは MLC より微細な照射野やコリメータをさらに近づけた。
いときに使用する（図 6.1-2）

図 6.1-3 リッジフィルタ（２）レンジシフタ装置
レンジシフタ装置は、粒子線のエネルギーを吸収し、体内の標的の最大深部位置に合わせてビームの飛程をシフトさせる装置である。飛程は加速器にてエネルギーを変更することにより調整できるが、最大 255mm までの飛程調整はレンジシフ
タ装置にて行うことができる。レンジシフタ装置
は平板状の板であり、水等価に近いことから材質
はポリエチレンを使用する。0.5mm, 1mm, 2mm,
4mm, といった厚みの板をバイナリ方式で組合せられることによって 0.5mm ピッチで飛程の調整ができる。

患者コリメータ（
コリメータ（左）図 6.1-2 患者コリメータ
6.1.2. 深さ方向の照射野形成装置（２）補償フィルタ（ボーラス）
照射野最深部の形状を作るには、症例ごとに製作される補償フィルタ（ボーラス）を用いる。ブ

（１）リッジフィルタ

ロードビーム照射法と積層照射法においては、

ブラッグピークを患部に合わせて粒子線の進行

ボーラス（図 6.1-4）は必須である。ボーラスは方向に広げるためにはリッジフィルタ装置を用

ノズル先端に装着できるようになっている。

いる。リッジフィルタは粒子線の一部のエネルギーを吸収することでエネルギーに幅を持たせ、幅の狭いブラッグピークを患部の大きさに広げ、粒子線進行方向の線量分布を平坦にする。リッジフ
ィルタは三角形断面のアルミもしくは真鍮製の。リ三角柱を必要数並べて構成される（図 6.1-3）
ッジフィルタ装置は散乱体装置と同様に複数のリッジフィルタを搭載したロータリーテーブル

図 6.1-4 補償フィルタ
補償フィルタ（フィルタ（ボーラス）
ボーラス）

6.1.3. ビームモニタ

軸、回転 3 軸であり、治療台も 6 自由度に対応し照射ノズルには照射線量を監視するための線量ている。

モニタも配置される。線量モニタは正副の２台の

近年、画像誘導粒子線治療（IGPT2）の開発がモニタが配置されており、正モニタが異常になっ盛んである。これは、Cone Beam CT や動体追跡た場合にも副モニタによって過大線量が照射さなどの Imaging と画像処理を組み合わせた位置

れない構成となっている。その他に、粒子線の平決め照射技術であり、治療の都度、腫瘍の位置を

坦度を計測する平坦度モニタも併設されている。

正確に把握し、動きを計測しながら精密な照射を線量モニタとしてはイオンチェンバか二次電子行うために必須の技術となってきている。そこで放出モニタ（SEM）を用いる。イオンチェンバでは、次項で示すように FPD3が用いられ、様々なは、細いビームに対するイオン再結合に注意する

自動化技術も開発されている。

必要があり、これが問題となる場合は SEM 方式を採用する。
6.2. 位置決め
位置決めシステム
6.2.1. 位置決め装置の構成
粒子線は線量分布の切れがよい放射線であるから、がん病巣に正確に照射する必要がある。がん
病巣を誤差が少なく照射位置に設定することができる、患者位置決め装置は必須である。患者位
置決め装置は、患者の設定・調整を実施する治療
台、粗い位置決め用のレーザポインタ、精密位置決め用の直交する 2 式の X 線 TV 装置から構成さ

図 6.2-1 患者位置決め
患者位置決め装置。
れている（図 6.2-1）
従来の X 線治療では位置決めに体表面のマー6.2.2. FPD

キングが利用されているが、体表面と患部の位置

X 線 TV 装置の撮像管としては、II 管(Image

関係が一致しているわけではない。そこで、大部Intensifier)が使われてきたが、最近では、FPD分の粒子線治療施設では体内情報を活用するたが採用されてきている。FPD は近年、視野、感度、めに、治療計画時に取得した CT 画像から正側の空間分解能が飛躍的に向上し、その上ひずみがな

DRR1を作成して、X 線 TV 画像による患者位置

いこともあって、診断システムでも主流になりつ決めを行っている。DRR とは、治療計画装置でつある。

粒子線治療をシミュレーションした時の患者体位を再現する画像である。

II 管と比べたときの FPD をメリットは、①磁場や磁性体による空間ひずみがない、②ダイナミ

治療時には、照射直前に X 線 TV 装置で撮影しックレンジが広いためハレーションが起こりにた正面と側面の直交する 2 枚の X 線 TV 画像（位くい、③厚さが薄いため、収納しやすい、といっ

置決め画像）と計画時の DRR を用いて計画時かた点が挙げられる。

らの患者のズレ量を計算し、治療台を制御して正一方で FPD のデメリットとしては、①感度が確な位置に設定する。このとき、ズレ量の計算に低いため、照射線量が多めになる、②検出器が損は骨構造の情報を用いる。患者のズレ量は並進 3

傷した場合、本体全てが交換になるが、II 管は
2

1

Digitally Reconstructed Radiography.

3

Image Guided Particle Therapy.
Flat Panel Detector.

CCD のみの交換で、パーツ単位で交換可能なた

6.2.4. CT 位置決め

め、比較的安価であるという点が挙げられる。

X 線 TV 画像では肺野にある結節影等の特殊な場
合以外は直接患部を描出することが出来ないの

6.2.3. 2D-3D 自動位置決めで、患部ではなく患部付近の特徴点である骨構造

位置決め作業は操作者の技能に依存することも等を目印に位置決めを行っている。このため、患あって、自動化や高速化が課題である。位置決め

部を直接位置決めしているわけではなく、治療計

作業の効率化を目的として自動位置決め技術も画のマージン設定等に工夫が必要となる。また、開発されている。治療位置の患者の X 線 TV 画像

X 線 TV 画像と DRR の画質が異なるので、治療と同じ DRR を作成して、治療計画時の DRR と毎の位置決めを容易にするために、最初の治療照のズレ量を計算すれば、位置決め処理が自動化で射までにリハーサルなどで参照用 X 線 TV 画像をき、操作者の技能に依存せず高速で位置決め計算

取得しておく必要がある。図 6.2-3 のように X 線が可能となる[6.2-1]。患者に対して、X 線 TV 画

CT 装置を治療室内に同室設置した CT 位置決め

像がどこから撮影されたものかを求めるため、CTシステムが提案されている[6.2-2]。CT 位置決め

画像を任意の仮想視点から再投影した DRR を繰

の場合には、一般的に患部を直接描出できる可能

り返し生成し、X 線 TV 画像と DRR が最も一致性が高いので、治療計画時の患部の位置と治療時するときの仮想視点パラメータ（位置と姿勢の 6の患部の位置を直接比較できる利点があり、より自由度）を探索する。この手法は、3 次元 CT 画

精度の高い位置決めと粒子線照射が期待できる。

像から 2 次元 DRR を順次生成しながら 2 次元 X
線 TV 画像と比較するため、所謂「2 次元-3 次元」の自動位置決めに分類される。大量の X 線 CT 画
像の取り扱いと、高速で DRR を計算するアルゴ
リズムが必要となる（図 6.2-2）
。

（DRR）
DRR）
画像群の
画像群の中から最適位置から最適位置を高速照合*
高速照合

図 6.2-2 2D-3D 自動位置決め
自動位置決めCT 画像を使った 3 次元的な位置決めを支援する

タ駆動により制御され、高い位置決め精度を有すため、治療時の位置決め CT 画像と治療計画時のる。回転ガントリを持たない重粒子線などの固定参照 CT 画像の 3 次元的なずれ量(回転・並進量)

ビームラインの場合、任意の角度からの粒子線照の計算、位置決め CT 画像と参照 CT 画像の画像射を可能とするためにカプセルローリング方式

ずれ量を補正する。

（ロール角±25°）を採用する（図 6.2-4）。カプ
セ ルロ ーリン グ仕 様の治 療台 と水平 照射 ポー
ト・45 度照射ポート・垂直照射ポートの３ポートを併用することで、重粒子線を任意の角度から照射することが可能となるが、45 度照射ポートについては、配置のスペースをとる、特化したポートであるなど賛否両論ある。
上記カプセルローリング仕様治療台以外には、駆動軸すべてをリンク構造（回転駆動）で構成したロボットアーム治療台などが重粒子線治療にて用いられている（図 6.2-5）。

自動位置決め図 6.2-3 CT 自動位置決め（写真は福井県立病院陽子線がん治療センター殿ご提供）

6.2.5. 呼吸同期装置
肺・肝臓などの粒子線治療では、がん標的周辺の正常組織の線量を抑えながら、動くがん標的のみにいかに精度よく線量を集中させられるかということが臨床的に重要となる。患者の呼吸に同期して患部にビームを照射するゲーティング照射が広く利用されている。セットアップと測定の容易さから、体表面のマーカ変位を測定する間接的

図 6.2-4 カプセルローリング治療台
カプセルローリング治療台

な 方法 が実際 の治 療で使 用さ れるこ とが 多い[6.2-3]。しかし、患者の呼吸の状態が正確に内臓の動きを反映しないとき照射精度が悪くなり、マージンを広げないといけない。このため、ビーム照射中に X 線透視画像よって観測された実際の内臓や埋め込まれた金属マーカの運動を使って同期を取る方法も提案されている[6.2-4]。
6.2.6. 治療台
治療台は患者を乗せ、患部を治療中心に設定するための装置である。前後・左右・上下と回転・ピッチング・ローリングの６つの自由度（並進３
軸、回転３軸）を持ち、患部をビームの照射のしやすい方向に設定可能とする。駆動軸は全軸モー

図 6.2-5 ロボットアーム治療台
ロボットアーム治療台（放射線医学総合研究所）[6-3-1]

7. ペンシルビームスキャニング

方式：マルチワイヤ比例係数管
照射範囲：15cm×15cm
ピッチ：1.5mm

7.1. システム構成
システム構成と構成と要求仕様
炭素線を用いた粒子線治療装置の加速器はシン

方向：x 方向、y 方向(3)線量モニタ

クロトロンが一般的であり、スポットスキャニン

方式：電離箱グ法、又は放射線医学総合研究所が開発したラス

照射野：15cm×15cm

タースキャニング法（照射ビームの ON/OFF を(4)レンジシフタ

せず、所定の線量満了で次のスポットに高速で移方式：7 段バイナリ型

動させる方法）となる[7.1-1]。このとき、スキャ

材質：アクリル

ニングシステムのビームライン機器は、図 7.1-1

厚さ：0.5mm～63.5mmのように構成される。

(5)散乱体方式：回転式
材質：Pb(6)リッジフィルタ

スキャニング電磁石X

ピッチ：1.5mm
材質：AL

スキャニング電磁石Y

7.2. 加速器へ
加速器へ要求（１）基本のビーム性能

散乱体

ハイブリッドスキャニング法での照射時間とビーム強度の概算値を算出する。
あるスポットから次のスポットへ移動に要す
る時間 Tm に照射される線量（管理できない線量）

位置モニタ
線量モニタ
リッジフィルタ
レンジシフタアイソセンタ

図 7.1-1 スキャニングビームライン機器
スキャニングビームライン機器
例えば、群馬大学装置の各機器の基本仕様を記述する[7.1-2]。
(1)スキャニング電磁石（X,Y）
ビームスキャニング速度：100mm/ms（アイソセンタで観測した時）
真空ダクト：絶縁材(2)ビーム位置モニタを低減させるためトータルの照射時間 Tr の下限が決まってくる。

Tm t m ⋅ N=
TrTr(7.1-1)

ここで、

tm：スポット移動が完了する時間
N：スポット数
生物学的線量 DE[GyE]は式(7.1-2)、炭素線の 1Gy
物理線量当たりの粒子線束φ[cm-2]は式(7.1-3)、照射に必要なビーム強度 I [pps]は式(7.1-4)で与えられる。

DE = RBE ⋅ D(7.1-2)φ=

1e ⋅ (S / ρ ) × 10 9I=

φ ⋅ A⋅ D(7.1-3)(7.1-4)

Tr

ここで、
RBE：生物学的効果比（2.2）
D：物理線量[Gy]e：素電荷（1.602 x 10−19[C]）S/ρ：炭素線の阻止能[108MeV･cm2･g-1]（SOBP 10cm のときの体表面入口での値）

図 7.2-1 群馬大学での群馬大学でのスピル
でのスピル波形
スピル波形[7.2-1]
波形

A：ターゲットの面積[cm2]（２）パルス-to-パルスエネルギー切替
3mm のスポット間隔を tm=100µs の時間で移動完

1 回の照射においてエネルギーを切替えることが了する照射ポートで、10cm×10cm×10cm のターゲできると、炭素線深さの調整をレンジシフタに頼ットを照射するとき、式(7.1-1)から移動線量/照射る回数が減り、ビームライン機器の簡略化、照射

線量比の指針を 2%以下とすると、照射時間 Tr は

時間の短縮化に有効である。そのひとつとして、

185 秒となる。エネルギー調整時のペナンブラの

パルス-to-パルスエネルギー切替法がある。

広がり、スポット位置の再現性などの影響を含

図 7.2-3 ように、パルスごとにシンクロトロンとめ、照射野形成時の線量均一性の変動を±3.0%以

HEBT のエネルギーを切替えることができるよ

内に収めることを目標とすると、図 7.2-1 のスピ

うに、電磁石、高周波空洞のパターン駆動を制御

ル波形に相当して、表 7.2-1 の条件が必要になる。

する必要がある。このとき、重要なのが、電磁石

図 7.2-1 ビーム性能例
ビーム性能例の B/I のヒステリシス特性であり、どんなエネル

線量
ターゲット
スポットサイズ
スポット間隔照射時間
平均ビーム強度

5 [GyE]
10 [cm]×10 [cm]×10 [cm]
3 [mm]
3 [mm]
185[秒]
7.09×107 [pps]

ギーであろうとも同じヒステリシスカーブをトレースすることである。図 7.2-2 に、ヒステリシ
スカーブでの運転パターンに相当する動き位置を示す。

図 7.2-2 電磁石は
電磁石は、毎回同
毎回同じ
ヒステリシスカーブ上上を動作する
ヒステリシスカーブ
動作する7.3. スキャニング電磁石
スキャニング電磁石
スポットスキャニング照射で、照射時間を短くするために重要な項目として、あるスポットから次のスポットへ移動させる時間があり、スポットが細かくなるとスポット移動時間が、照射時間の多くを占めることになる。移動時間はスキャニング
電磁石とスキャニング電磁石電源システムのパラメータに依存しており、適切に選ぶ必要がある。電源システムは図 7.3-1 のように、小電圧大電流を長時間流せる電源と高電圧大電流を短時
間流せる電源を直列に配置し、スポット移動の間は高電圧を印加し、所定の電流なると低電圧電源、高速で高精度で駆動することにより（図 7.3-2）
図 7.2-3 シンクロトロンのシンクロトロンの一般 BM 励磁運転（上）とパルス-to-パルス
パルス パルスエネルギー
パルスエネルギー切替用
エネルギー切替用
BM 励磁運転
励磁運転（下）なスキャニング電源を得ることができる。高速になるほど出力される電圧は、式(7.3-1)からわかる
ように、大きくなり、また、短時間で所定の磁場を発生させるために、スキャニング電磁石のインダクタンスを小さくする必要がある。

V = NS

∆B
∆I
=L
∆t
∆t

∆t = NS
シンクロトロンのパルス内
パルス内
図 7.2-4 シンクロトロンのエネルギー
エネルギー切替用
ギー切替用 BM 励磁運転

∆B
∆I
=L
V
V

ここで、
V：電源電圧（３）パルス内エネルギー切替

N：コイル巻き数
S：有効磁極面積

パルス-to-パルスエネルギー切替法よりさらに加∆B：ギャップの磁束密度の変化

速粒子を有効に使い、照射時間を短縮する手法と∆t：変化時間

して、パルス内エネルギー切替法がある。本切替

L：電磁石のインダクタンス

法では、ひとつの B/I ヒステリシス曲線上で駆動

ΔI：コイル電流の変化できるように、図 7.2-4 ように、最大励磁後、順に磁場を下げながら、出射し、加速粒子がなくな
ると、最小励磁まで下げ、再度、入射・捕獲・加速のシーケンスを繰り返す。[3.3-3](7.3-1)(7.3-2)

7.4. ビームモニタ
7.4.1. 線量モニタ
粒子線治療装置の線量計測には、大気の電離箱や二次電子放出型モニタが用いられる。粒子線スポット毎の線量を精度よく計測し、線量満了を出力させる線量モニタには、電離箱がよく用いられる。図 7.2-1 のスピル波形からわかるように、スキャニング照射で重要な点は、線量モニタシステ
図 7.3-1 スキャニング電磁石
スキャニング電磁石と電磁石と電源の電源の等価回路

ムの高速性と信号のダイナミックレンジ、電離箱のギャップ精度、および S/N 比である。ここでは、
高速性とダイナミックレンジに関して説明する。
電離箱システムの高速性を考える上で、加速器からのスピル波形のリプル速度に追随した電離箱と信号処理回路が必要になる。陽イオンが電極間を移動に要する時間τは、

τ=

d2
µV

(7.4-1)

ここで、μ：イオンの移動度[m2V-1s-1]
V：印加電圧[V]スキャニング電磁石電流
電磁石電流と電磁石電流と
図 7.3-2 スキャニング
電圧パターン
電圧パターンd：電極間隔[m]一般に用いられる電離箱の媒質である大気ではスキャニング電磁石は高速変動磁場を発生させるため、磁極での渦電流損による発熱に注意する必要がある。励磁パターンの周波数解析を実施
し、各周波数の励磁強度と電磁石の３次元交流解
析結果による発熱分布から温度上昇を解析する。
電磁石の適切な厚さを持った積層鋼板の採用、磁極端部の “Rogowski” 形状に加工、および渦電流
流れを限定するスリット加工することにより、群馬大学スキャニング電磁石の場合は温度上昇を
4K 以下に抑えることができている。

イ オ ン の 移 動 度 μ =1.4X10-4[m2V-1s-1] で あ り 、
V=2000[V]、d=3X10-3[m]のとき電離箱のτは32µs となる。信号処理回路は、図 7.4-1 のように、I/V 変換器で電流を電圧に変換し、V/F 変換器で電圧を時間的なパルス列に直し、カウンタでパルスを計数し、スポット線量満了信号を出力させる。
S/N 比を考慮しながら、I/V 変換器の高速化を図り、1 パルス当たりの電離電荷の変換計数を選択する。

d 2 q 
ξ = κ
 V 

q=(7.4-2)I b (S / ρ )ρW ⋅ πr 2(7.4-3)

ここで、
κ≒2.01×107
図 7.4-1 線量モニタ
線量モニタ信号処理回路
モニタ信号処理回路の信号処理回路の模式図

V：印加電圧[V]d：電極間隔[m]線量モニタシステムのダイナミックレンジを考

q0：電離箱中に毎秒発生する電離密度[Cm-3s-1]

える上で重要な項目は、電離箱の電離密度に対す
100％に近づける）ことと、VF 変換器を含めた信Ｉb：ビーム電流（S/ρ）：空気の阻止能
ρ：空気の密度号処理回路の非線形性を小さくすることである。

W：空気のイオン化エネルギーる 非線 形性を 小さ くする （イ オン収 集効 率を

ここでは、高精度線量モニタを設計する上で重r：ビームの半径

要な電離電流とイオン再結合係数の関係を示す。
ワブラ法に代表されるブロード照射でのビーム1.2径に比べ、スキャニング照射に用いられるビーム1

径は小さく（すなわち電離密度が大きく）、適切

0.8f

な電極間隔と印加電圧を選ぶ必要がある。

0.6
0.4
0.2
0
0.1

1

10

ξ

図 7.4-3 イオン収集効率
イオン収集効率
7.4.2. 位置モニタ
図 7.4-2 平行平板型電離箱

ペンシルビームの位置（x,y）を検出するビームモ

図 7.4-2 示すように、平板電極間隔 d の平行平板ニタには、ストリップライン型モニタや多ワイヤ型電離箱のイオン収集効率 f は、式(7.4-1) (7.4-2)

比例計数管（MWPC1）がよく用いられる。

(7.4-3) で与えられる[7.4-1]。計算結果を図 7.4-3
に示す。

1
f =
1
1+ ξ 26

図 7.4-4 のように、信号処理装置において、センサからの電流信号を線量モニタと同等の速度で AD 変換し、FPGA などでペンシルビームの位(7.4-1)

置やスポットサイズを高速に演算処理し、記録す1

Multi-Wire Proportional Chamber.

るとともに、位置異常やスポットサイズ異常のイ

a：陽極ワイヤの半径[cm]

ンターロック信号を高速に出力する必要がある。

b：陰極の半径[cm]p：ガス圧力[atm]∆V：ガスの平均イオン化ポテンシャル[eV]
K：ガス増幅の始まる換算電圧[V/cm/atm]
MWPC では、陰極の半径 b を等価半径 beq に置き換える。
Ar ガス１気圧を充填した比例計数管（a=10µm、
beq=3mm、K=26.4 eV、∆V=4.8×104 V/cm/atm）のガ
ス増幅率の計算例を図 7.4-6 に示す。
100000

図 7.4-4 位置モニタシステム
位置モニタシステムのモニタシステムのブロック

10000

化のためにも、センサからの信号強度を大きくすることは重要であり、MWPC のガス増幅を利用する。ワイヤ近傍で発生する高電界によって電離ガス増幅率

多数の信号を扱う上で、電気回路の簡略化、小型

1000
100

電子の雪崩現象を発生させ初期の電離電荷に比10例した大きな信号を発生させる。

1
0.1
0

200

400

600 800 1000 1200 1400
印加電圧(V)

図 7.4-6 比例計数管の比例計数管のガス増幅率
ガス増幅率の増幅率の計算例

図 7.4-5 同軸円筒型の同軸円筒型の比例計数管

図 7.4-5 のような円筒同軸型の比例計数管の増幅
率 M は Diethorn の式（7.4-4）で表せる。[7.4-2]

ln M =

V
ln 2 
Vln− ln K ln(b / a ) ∆V  pa ⋅ ln(b / a )
(7.4-4)

ここで、
M：ガス増幅率
V：印加電圧[V]8. 治療計画システム
治療計画システム

8.1. 治療計画サーバ
治療計画サーバ

放射線や粒子線治療を実施するためには、患部へ治療計画サーバとは、粒子線治療のデータを管理の最適な放射線・粒子線の照射が必要になる。治するサーバである。既存の病院系システムや治療療計画とは、実際に照射治療を実施する前に、そに必要な他系との連携をスムーズに行うため、医れぞれの患部、症例に合わせた最適な照射のシミ

療業界標準の DICOM 規格に準拠したインターフュレーション（図 8.1-1 のＡ）をするためのもの

ェースを備えている。これによって､医療診断装である。

置や情報システムの進歩に対しても柔軟に対応治療計画では、医師と放射線技師が CT やＭＲすることができる。
（図 8.1-2）

撮影を行い、その画像を治療計画装置に取り込んで患部への照射の方向や範囲を決め、線量計算を実施する事で、正確な線量を視覚的に評価できる。これにより、患者への副作用を（図 8.1-1 の B）

病院のシステムとの連携

・ DICOM サービスのサービスの 提供

診断RIS
診断
治療計画システム
治療計画システム

治療計画端末XiO-N

最小限に抑え、治療する部位の位置がずれないよ

治療計画
サーバ

うに計画を立てるシステムである。この治療計画
装置で立てられた計画に従い実際の治療を進めていくのが「粒子線治療装置」（図 8.1-1 のＣ）となる。したがって「治療計画」は、粒子線治療の内容を決定する重要な機能を担っている。次章において治療計画システムを構成する各機能につ

治療RIS
治療

HIS
放射線治療システム
システム
放射線治療
システム
放射線治療

粒子線治療
システム
システム
粒子線治療

治療シミュレータ
シミュレータ室室
治療シミュレータ室
シミュレータ室治療
シミュレータ
X 線撮影装置
工作
工作システムシステム
工作システム図 8.1-2 粒子線専用サーバ
粒子線専用サーバ(DICOM-ION
サーバ)
サーバ
サーバ
による院内
による院内ネットワーク
院内ネットワークシステム
ネットワークシステムとのシステムとの連携図との連携図

いて述べる。
8.2. 治療計画 線量計算コード
線量計算コード
線量計算コードは、粒子線治療計画装置のコアとなる部分であり、治療計画端末上に搭載されている。放医研で開発されたものを三菱電機にて「治療計画システム」として組み込み、製品化した。
単円ワブラ照射、螺旋ワブラ照射、積層照射などに対応でき、今のところメーカーがサポートする
治療計画装置では世界で唯一、陽子線と炭素線の双方、及び螺旋ワブラ照射、積層照射に対応できる製品である。炭素線の特長である RBE を表現するためのα, βをユーザー自身が変更可能であり、臨床評価などを行うことも可能である。
8.3. 治療計画プラットフォーム
治療計画プラットフォーム
治療計画プラットフォームは、治療計画作成の際のマンマシン I/F となる部分である。治療計画プ
ラットフォームとして、エレクタ（CMS）社製の
図 8.1-1 粒子線治療計画装置と粒子線治療計画装置と粒子線治療装置の粒子線治療装置の I/F

XiO を用いている。治療計画プラットフォームとして有する機能を以下に記す。

＜メイン機能＞治療計画プラットフォームとして、メインとなる機能は以下の 2 つである。
① 輪郭描画：取得した CT に対して、体輪郭、ターゲット、及び重要臓器を定義するための輪郭作成機能を有する。画像データから
体輪郭、各臓器の自動輪郭抽出。マウス（以前はスペースボール）を使用したマニュア
ルでの輪郭抽出が可能。
② 線量分布表示：線量計算結果を 2 次元/3 次
元的にグラフィカルに表示することができるため、ターゲットや重要臓器への影響を評価することが可能。
（図 8.3-1）＜サブ機能＞

図 8.3-1 線量分布表示画面の線量分布表示画面の例

治療計画プラットフォームとして、メイン機能を補うサブ機能として以下がある。
③ Multiple Plane View 表示：抽出臓器や設定

cation Probability）：正常組織障害発生率。

リッド、トランスペアレントのリアルタイ

線量評価の一つの指標として提供される。
⑩ DICOM デ ータ入 出力： DICOM 形式の

BEV1表示：明瞭な BEV の提供とそれに伴CT/MR/PET 画像データ、Structure set デ

う DRR 画像の構成

ータ、Plan データ，Dose データの入出力⑤ MPR （ Multi-Planar Reconstruction ）表示：取得した CT 画像を元に、Sagittal,
Coronal などコンピュータ上で再構成した
画像を表示することが可能。
（図 8.3-1）が可能であり、他システムとのデータ連携を実現することが可能である。
8.4. Adaptive Therapy への適用
への適用

⑥ ＣＴ画像密度補正：作成した輪郭内の CT

今後期待される技術として、治療室で CT を撮影

画像密度を、ユーザーが指定した密度に変し治療計画を立案する Online Adaptive と、シミ換する機能を有する。

ュレータ室で再計画を行う Offline Adaptive があ⑦ DRR 画像の生成：得られた CT 画像からる。さらに、治療の都度の CT によって線量分布

Vertical, Horizontal, Beam Line の３面で計算を行い、CT 画像に線量分布を重ね合わせての DRR 画像を生成することで、位置決めシ

表示することで、標的がマージン内に入っている

ステムに必要とするデータを生成する。

かどうかの判断も対象となる。アイソセンタのシ⑧ DVH (Dose Volume Histogram)機能：線量

フトによる位置決めで対応するか、計画補正（飛評価手法の一つ。関心領域、抽出臓器等の程調整など照射系パラメータの変更）を行うか、体積に対しての線量率評価を行うことがで再計画を行うか、線量分布計算で確認しながらのき、定量的な治療計画の線量評価を実施す意思決定がなされる。

ることが可能。

1

御率／NTCP（Normal Tissue Compli-

した体輪郭、外輪郭等に対してワイヤ、ソム３次元表示が可能。
④⑨ TCP（Tumor Control Probability）：腫瘍制

Beam's Eye View

9. 建設工程と建設工程と建設プロジェクト
建設プロジェクトのプロジェクトの推進

9.3. ユーザーとユーザーとメーカーのメーカーの責任分担
表 9.3-1 に代表的な作業項目と作業担当を示す。

9.1. 建設プロジェクト
建設プロジェクトのプロジェクトの運営と運営と推進

粒子線装置で言うコミッショニングとは、医療

粒子線治療装置を導入するにあたり、一般にユー装置の慣例にならってクリニカル・コミッショニ

ザーとメーカーは計画から運用に至るまで建設

ングのこととしている。研究用加速器の場合、コプロジェクトを運営する。

ミッショニングと言えば、加速器システムとして

粒子線治療装置は医療機器、放射線発生装置、所定の性能を達成するためのビーム調整のこと

大電力使用設備、情報処理装置等の多様な側面をを指すが、医療装置の場合は、この作業はアクセ

持ち、それぞれの側面から仕様検討と調整が必要

プタンスの前の段階として位置付ける。アクセプである。一般的に専用建屋が必要となるが、治療タンスでは装置の性能（ビームの基本性能や薬事室の構成、機器の配置、放射線遮蔽等、治療運用対応の試験を含む）を確認する。その後、コミッの動線と装置仕様、建屋を総合的に検討し、計画

ショニングにて治療ビームとしての最終確認をを立てなければならない。同様に、粒子線治療装ユーザーが主体で実施する。最終的に臨床的見地

置は高圧電源供給や冷却等の特殊環境条件を建からビーム性能の妥当性を検証、判断することは屋に要求する。これらの制約条件は環境、ユーザ

ユーザーに責任を持っていただく必要がある。

ーの意向、装置仕様等により変化するため、ユー

表 9.3-1 代表的作業項目と代表的作業項目と作業担当

ザー、メーカー、そして建築会社は一丸で調整する。建設プロジェクトは逐次課題を発見、解決し、

作業項目

作業担当

内容

完遂に向け運営・推進される。

計画

ユーザー

全体計画

メーカー

基本設計

メーカー

装置の設計、

9.2. 建設工程
建設工程

設計製造

製造

図 9.2-1 に典型的な粒子線治療施設の建設工程の例を示す。図中に示した期間は参考値である。粒

施設申請

ユーザー

子線治療施設の建設は往々にして数年がかりの一大建設プロジェクトである。

の申請
アクセプタンス

メーカー

建設は大きく４つのフェーズに分けられる。
① 粒子線治療施設の全体計画・基本設計を実施する計画フェーズ② 装置と建屋の詳細設計および製造を行う
設計・製造フェーズ③ 建屋の施工・装置の搬入・据付調整を行う
工事・据付フェーズ④ 装置のビーム性能を検査し、治療運転を行
うためのデータを収集するアクセプタン
ス・コミッショニングフェーズ

放射線発生装置
総合検査
ビーム調整試験コミッショニング

ユーザー

妥当性確認
臨床データ測定

項目

1年目

2年目

3年目

4年目

契約
設計

粒子線治療施設
竣工

着工
契約
基本設計
詳細設計・機器製

搬入・据付

粒子線治療装置

アクセプタンス
コミッショニング治療

図 9.2-1 粒子線治療施設の粒子線治療施設の建設工程の
建設工程の例

10. 重粒子線治療の重粒子線治療の今後の今後の動向

素部分に対して集中的に高線量領域を作って効果／障害の比率を上げることが想定される。一つ将来の装置の動向を考える参考として、今後の重の可能性として面白いのは LET painting と呼ば粒子線の進展をクリニカルな側面を交えて以下れる手法で、標的の線量分布は従来どおり均一分にコメントする。1布としながらも、高 LET 領域を低酸素部分に集粒子線治療は、これまでは治療効果を実証する

中させるという治療計画の手法が提案されてい観点からも粒子線単独の根治治療が主な適用でる。[10.1-1] こうした技術動向は“腫瘍になるべあった。しかし、今後は、フォトン照射との併用

く多くの線量を付与し、健康細胞にはなるべく少や化学療法との併用、あるいは姑息療法の割合もなく付与する”という放射線治療の基本的な流れ

増え、それによって粒子線治療の適用が更に増加に沿ったものであるが、これまで陽子線やフォトすると思われる。

ン治療においては物理線量分布の均一性という粒子線に共通な技術動向として、長期的にはス

シンプルな物理的指標でもって最適化していた

キャニング照射、IGPT、Adaptive Therapy が技のに対し、重粒子線では LET、RBE、OER とい術 的 な ３本 柱 と なっ て展 開 さ れる で あ ろう 。

う新たなパラメータに拡張し、照射のさらなる最IGPT のキーワードは“見ながら照射できる高精適化が可能ではないだろうか。

度治療”。Adaptive Therapy のキーワードは“い今後、装置技術の面でやるべきことは何か？まつでも、どこでも”、“その日の患部の状態に応じずはスキャニング照射技術の普及、そして精度向たオンデマンド治療”である。こういった技術革上という明らかな目標がある。今後の IGPT、

新は、照射の自由度が豊富なスキャニングと組みAdaptive Therapy に向けては、治療計画と診断

合わせることで意味をもってくる。

装置技術の発展が重要なファクターとなる。そし重粒子線に限定した場合、今後は高 LET 特性て個別技術の発展に加え、照射装置と計画・診断によって得られる高 RBE、低 OER といった生物システムを今よりさらに融合して、多様化する照学的な利点をさらに活用することになるだろう。

射オプションを自由に選択する手段をユーザー

スキャニングで可能な強度変調を活用して線量に提供し、医療現場で実施しやすくすることがメ分布を自由自在にコントロールし、腫瘍内の低酸

ーカーにとってのミッションと思われる。加速器的な切り口では、更なる装置の小型化は常に求められる課題である。そして、普及タイプの重粒子

1

ただし、ここで述べるのはメーカーの意見であり、実際に治療を行う医師の意見ではないことに留意願いたい。

線回転ガントリが実現可能であれば、照射する角

度が自由に選べるということで、医師にとってはす。そして技術原稿の作成にあたっては、三菱電やはり大きな魅力となる。

機 磁気応用先端システム部員をはじめ、関係者

より日常的な課題として装置メーカーが取り一同の協力に感謝します。

組むべき課題は次の点である。
・ 装置のイニシャルコストの低減

参 考 文 献・ 保守費用を含めたランニングコストの低減[2.1.-1] 西臺武弘, 放射線治療物理学, 文光堂.

・ 初期調整やコミッショニングを容易にするための工夫
・ 日常運用における装置の操作性、信頼性の改
善・ 故障した場合の復旧時間の短縮
・ 医療事故を防止する治療運用とフレキシブル
な研究運用を両立させた制御システム

11. 結 語
粒子線治療装置は実に幅広い科学技術分野の上に成り立っており、日本が保有する総合技術力を発揮し、世界に発信していくにふさわしい分野である。そして、粒子線治療の発展において、日本はこれまでパイオニア的な役割を果たし、世界をリードしてきた。その理由は、・ 日本の研究所やメーカーにおいて長年培ってきた加速器技術と、ものづくりへのこだわり
・ 産官学の協力体制
・ 治療に対する実用的なアプローチ
といった点にある。そして、日本の研究用加速器の強みが一大要因であったことは海外と比べても明らかである。そして今後も加速器技術が粒子線治療の中心的な技術であり続けることは変わりないが、その反面、医療装置の分野では欧米のほうが強いと言われてきた。この分野は技術的に最先端であり続けることは必須であり、そのためにも今後、元気な若手が多数参加し、技術的に牽引していくことを切望する。
末筆ながら、今回高エネルギー加速器セミナー
OHO’12 にて講義する機会をいただいた高エネル
ギー加速器研究機構の木村嘉孝名誉教授、ならびに OHO’12 校長の古屋貴章教授に感謝いたします。放射線医学総合研究所、ならびに群馬大学重
粒子線医学研究センターの先生方には、長年にわたり技術指導をいただいたことを感謝いたしま[2.1-2] 福本貞義, 日本の陽子線治療のはじまり,
加速器, Vol.3, No.1, pp.3-9 (2006).
[2.1-3] 辻井博彦, 陽子線によるがん治療, Isotope
News, No.460, pp.2-7 (1992).
[2.1-4] 福本貞義, 粒子線治療の現状, 日本原子力学会誌, Vol.35, No.10, pp.885-890 (1993).
[2.1-5] 渡邊立子, 重粒子線トラックと DNA 損傷,
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[2.1-7] 放射線医学総合研究所,「放医研 NEWS」
2004 年 4 月号から引用した図に追加した.
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