Proceedings of the 7th Annual Meeting of Particle Accelerator Society of Japan (August 4-6, 2010, Himeji, Japan)

Development of a compact, high-intense laser Compton scattering X-ray source
for medical imaging#Ryunosuke Kuroda
National Institute of Advanced Industrial Science and Technology (AIST)
1-1-1 Umezono, Tsukuba, Ibaraki, 305-8568, Japan
Abstract
A compact, high-intense quasi-monochromatic X-ray source via laser-Compton scattering (LCS) has been developedwith a compact 40-MeV electron linac and a high power laser system. The in-line phase contrast imaging and K-edge
imaging with biological specimens have been successfully demonstrated using this X-ray source for future medicalimaging. We have also developed some components which are a high-Q rf cavity, a high-QE Cs-Te photocathode, amulti-pulse UV laser system and a regenerative-type laser cavity for Multi-collision LCS in order to increase x-ray
intensity up to 109 photons/sec. We described imaging results and upgrade status of our X-ray source.

小型高輝度レーザーコンプトン散乱Ｘ線源の開発と医用イメージングへの応用に関する研究
本装置は、上述のように加速管や電磁石、マイクロ波源やレーザー装置等、全てのコンポーネントを
レーザーコンプトン散乱は、高エネルギーの電子１つの中規模実験室（10m×10m）に設置している。
ビームとレーザー(低エネルギーの光子)を衝突させ、 図1のように、Sバンド(2856MHz)レーザーフォトカ
Ｘ線(高エネルギーの光子)として弾性散乱させる現
ソードRF電子銃とUVレーザーによって約4MeV、象で、このＸ線は、エネルギー可変性、準単色性、1nC/bunchの電子ビームを生成し、1.5mのπ/2モード
Sバンド定在波加速管（APS型）2本により約40MeV
短パルス性、微小光源性など優れた性質を持ち、装まで加速、アクロマティックアーク部によって90度置規模も大型放射光施設と比べ、電子のエネルギー偏向し、Qトリプレットにより衝突点に収束させてが 1/100 以下ですむため、装置のコンパクト性にもいる。衝突用のレーザーは、Ti:Sa発振器からのモー優れている。このような特徴から、レーザーコンプ
ドロックレーザーをストレッチャー、再生増幅器、トン散乱Ｘ線源は、従来のＸ線画像診断装置に変わプリアンプ、及びメインアンプにて、チャープパルるイメージングツールの 1 つとして、将来、地域のス増幅を行い、パルスコンプレッサーにてフェムト病院に設置可能な高度医療診断装置への早期実用化秒まで圧縮した後、電子ビームと集光衝突させていが期待されている。
る。生成したＸ線は、イメージングブースにて医用
現在、独立行政法人産業技術総合研究所（産総イメージングへの応用研究に利用している。また、
研：AIST）では、Sバンド小型リニアックをベース同時にX線収量を増加させるためのマルチ衝突レーとした、特に硬Ｘ線領域でのレーザーコンプトン散ザーコンプトン散乱を実現するための要素技術開発
X線発生装置の開発と利用研究を行っている。本装を行っており、詳細は以降に説明する。
置の前身は、独立行政法人新エネルギー･産業技術総合開発機構(NEDO)から委託を受けたフェムト秒テクノロジー研究機構(FESTA)と、産総研との共同プロジェクトにおいて、分散研のひとつである住友重機械工業(株)を中心として開発してきたものである[1]。プロジェクト終了後、装置の実用化を達成するため、産総研へ移管、装置のアップグレード開発、及び医用イメージング応用研究を行っている [2-3] 。
移管作業は、2005年10月から開始し、2006年2月27日付で放射線施設検査に合格、2006年度から本格的なビーム試験を開始している。この際、すべてのコンポーネントを1つの実験室に集約するため、レイアウトの変更、及びクライストロンパルス電源の小
図1: Sバンド小型リニアックを用いた型化、導波管立体回路の変更等を行っている。
レーザーコンプトン散乱Ｘ線発生装置

１．はじめに#E-mail: ryu-kuroda@aist.go.jp-1224-

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２．マルチ衝突レーザーコンプトン散乱のための要素技術開発
レーザーコンプトン散乱Ｘ線の弱点とも言える、Ｘ線収量増強のため、現在、マルチバンチ電子ビー
ムと再生増幅器型レーザー共振器を用いたマルチ衝
突レーザーコンプトン散乱研究を行っている。以下に、各要素技術開発の概要を述べる。
2.1 Cs-TeレーザーフォトカソードRF電子銃開発

ま で 、 約 1m×0.7m に 収 ま る 規 模 の 小 型 全 固 体 UVレーザーを開発した。このマルチパルスレーザーは、79.33 MHzのNd:YVO4 発振器、LD励起Nd:YAGプリアンプ、AO変調器、LD励起Nd:YAGメインアンプ、波長変換結晶を用いて約10 µJ/pulse×100 pulseのマルチパルスUVレーザーを実現している [6] 。上記マルチパルスUVレーザーを、Cs-Teレーザーフォトカ
ソードRF電子銃へ導入することで、図4のように約1.0 nC/bunch 以上 × 100 bunchのマルチバンチ電子ビーム生成に成功している(図4では3nC/bunch)。

Ｓバンド小型リニアックのインジェクターであるレーザーフォトカソードRF電子銃に関して、高エネルギー加速器研究機構(KEK)の協力のもと、空胴Ｑ値の向上、及びカソード量子効率の向上を目指した開発を行ってきた。まず、RF空胴では、BNLタ
イプ1.6セル空胴の従来の端板とハーフセルをシールするヘリコフレックス構造を、ロウ付けに変更し、図3: 全固体マルチパルスUVレーザー開発
これまでフルセルにのみ設けていたチューナーをハーフセルにも設け、同時に、チューニング構造を穴にロッドを出し入れする機構から、壁面押し引きタイプに変更した。更に、レーザー入射ポートを削除し、垂直入射のみを行う構造とすることで、設計に近いＱ値を得ることに成功している[4]。また、CsTeフォトカソード開発では、高量子効率のCs-Teカ
図4:マルチバンチ電子ビーム生成
ソードを導入するための小型ロードロックシステム
2.3 マルチパルスＸ線生成用レーザー共振器の開発を、KEK、早稲田大学と共同で開発した。図2にRF
また、マルチ衝突レーザーコンプトン散乱Ｘ線の電子銃に小型ロードロックシステムを装着した際のための衝突レーザー開発として、再生増幅器型レーイメージ図を示す。初期の段階ではCs-Teの蒸着はザー共振器の設計・製作を行っている[6]。これは、KEKにて行い、カソードピースを真空保持したままTi:Saレーザー発振器からのモードロックレーザーを産総研に輸送していたが、現在は、小型の蒸着チェ
数パルス切り出し、ストレッチャーにより約10ps程ンバーを導入し、産総研にて蒸着からビーム出しま度まで広げ、それをSeed光として、再生増幅器型のでの一連の作業を行っており、これまでに量子効率共振器で増幅しながら、そのビルドアップ波形とマと し て は 1%程 度 を 達成している。同時に、オペルチバンチ電子ビームを衝突させるものである。こレーション前後でのCs-Teカソードの量子効率マッのレーザー共振器により平均100 mJ/pulse×100 pulse、ピ ン グ を 、 光 電 子 顕 微 鏡 (PEEM) を 用 い て 行 う と[5]
約10 Jの蓄積を目指している。マルチパルスＸ線生いったカソード劣化機構の分析も開始している 。
成の予備的な実験としては、外部共振器から取り出した数パルスのレーザーを用いて、これまで数パルスのマルチパルスＸ線生成に成功している[7]。内部共振器タイプの再生増幅器型レーザー共振器での衝突を実現することで、Ｘ線収量としては現状の100倍となる109 photons/sec以上が可能となる。

３．レーザーコンプトン散乱X線発生装置の医用イメージングへの応用
図2: Cs-TeレーザーフォトカソードRF電子銃開発
2.2 マルチパルスUVレーザーの開発とマルチバンチ電子ビーム生成
マルチ衝突レーザーコンプトン散乱のためのマルチバンチ電子ビームを生成するため、小型マルチパルス全固体UVレーザーの開発を行ってきた。これ

本研究におけるレーザーコンプトン散乱X線発生装置では、これまで位相コントラスト法や吸収端を利用した医用イメージングへの応用展開を行ってきた。生成可能なX線のエネルギーは、電子ビームのエネルギーを20～42MeVまで変化させることにより、10～40keVの可変な準単色のX線が生成可能である。
Ｘ線収量としては、イメージング用の165度衝突時-1225-

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期待される。に約107 photons/sec程度で、フェムト秒Ｘ線用の906度衝突時には約10 photons/sec程度である。測定可能な試料の大きさは、Ｘ線取り出し窓（Be窓）や検出器の位置で制限されるが、3cm～5cm程度である。
現状のセットアップでは、衝突点の下流約2m地点に約3cmφのベリリウム窓を設置している。分解能は 検 出 器 （ X 線 CCD カ メ ラ や Imaging Plate） の ス
ペックに制限されるため60～80µｍ程度であるが、図6:血管造影(ヨウ素）とエネルギー分布根本的には、電子ビームとレーザーのサイズ（約30４．まとめ～40μm）が光源サイズを決めているため、光源のＳバンド小型リニアックを用いたレーザーコンプ持つ分解能のポテンシャルは更に高いと言える。
トン散乱Ｘ線発生装置では、約107photons/secのシン
3.1 インライン位相コントラストイメージング
グルパルスX線を生成し、準単色でエネルギー可変(10～40keV)、微小光源といった性質を利用し、骨インライン位相コントラスト法（屈折コントラス
組織のインライン位相コントラストイメージングやト法）は、微小光源で空間コヒーレンス性の高いＸ吸収端を利用した血管造影など、医用イメージング
線用いることで、サンプル中の境界における僅かなへの応用展開を行ってきた。更に、Ｘ線収量増強研
密度差による位相シフト（屈折）を利用し、サンプ究として、マルチ衝突レーザーコンプトン散乱のたルから適度な距離にある検出器上で、Ｘ線の粗密にめの要素技術開発、及び数パルスのマルチパルスＸよるエッジ強調画像を得ることが出来る手法である
線生成に成功し、Ｘ線収量２桁増強への目処がたっ(図5）。この手法は、吸収が少ない場合でもコントた。今後は、リアルタイムで高精細な医用イメージラストの高い画像が得られ、特に生体組織においてングを実現していき、高度医療診断装置としての早は、組織と軟骨や空気の層などの境界を明確に可視期実用化を目指して開発を進めていく予定である。
化できることが知られている。現在産総研では、茨最後に、本研究に関して、産総研関係者の方々は城県立医療大との共同研究において、この手法を用もちろん、システム全体の開発、及びレーザー開発
いた骨組織の高精細イメージングの研究を行っていに関しては、住友重機械工業㈱の酒井氏、中條氏、る。これまでにラットの腰椎を用いたマイクロ柳田氏(現 コマツ)に、Cs-TeフォトカソードRF電子[8][9]フォーカスＸ線管との比較 や、基節骨折 、卵巣銃開発では、KEKの浦川先生・早野先生・照沼先生[10]摘出マウスの後肢 などのインライン位相コントラを は じ め と す る KEK-ATF 、 KEK 工 作 セ ン タ ー のストイメージングに成功しており、将来の骨疾患の方々、及び京大紀井先生、阪大楊先生、早稲田大学早期診断の実現を目指している。
鷲尾研究室の方々に、多大なご協力をいただきました。また、医用イメージングへの応用研究において、血管造影研究に関しては、国立循環器病センター研究所の盛先生（現 東海大医学部）、東海大医学部の福山先生、岩手医大の佐藤先生、NHKエンジニア
リングサービスの白石氏、浜松ホトニクスの河合氏、渥美氏に、骨組織イメージングに関しては、茨城県
図5:インライン位相コントラスト法立医療大の森先生に、甚大なるご支援をいただきま
3.2 ヨウ素造影剤を用いた血管造影した。皆様に深く感謝申し上げます。
レーザーコンプトン散乱X線では、その準単色性を利用し、ヨウ素造影剤のK殻吸収端にピンポイン
参考文献
トに合わせた血管造影が実現できる。そのため、低[1] NEDO 電子・情報技術開発部平成 16 年度終了プロジェ
侵襲でリアルタイムな高精細イメージングが可能とクト事後評価報告資料なる。産総研では、国立循環器病センター研究所や[2] 黒田隆之助 他、加速器、5 巻 2 号, 137, 2008
東海大との共同で、図６に示すような家兎の耳の血[3] R. Kuroda et al., Int. J. Mod. Phys. B, 21, 488, 2007
管造影をリアルタイムで撮影することに成功してい[4] N. Terunuma et al., Nucl. Instr. Meth. A, 613, 1, 2009[5] R. Kuroda et al., Nucl. Instr. Meth. A 593, 91, 2008
る[10]。図６では、500µm程度の血管造影を１フレー[6] R. Kuroda et al., Proceedings of EPAC’08, 1878, 2008
ム/秒の動画撮影を行った際の１フレーム画像であ[7] R. Kuroda et al., Nucl. Instr. Meth. A 608, S28, 2009
るが、ピコ秒Ｘ線（パルス幅約3ps(rms)）は、10パ[8] H. Ikeura-Sekiguchi, R. Kuroda et al., Applied Physics
ルス/秒で照射されるため、たかだか30ps程度の照射
Letters 92, 131107, 2008
[9] R. Kuroda et al., Nucl. Instr. Meth. A, 2010 (in press)
時間となる。同時に、分解能チャートによる評価では、ピコ秒Ｘ線１パルスでの撮像にも成功しており、 [10] K. Yamada, R. Kuroda et al., Nucl. Instr. Meth. A 608, S7,2009
高精細な低侵襲リアルタイムイメージングの実現が-1226-