The 14th Symposium on Accelerator Science and Technology, Tsukuba, Japan, November 2003

炭素イオン生成用永久磁石型小型 ECR イオン源
Masayuki Muramatsu
National Institute of Radiological Sciences, 4-9-1 Anagawa, Inage, Chiba 263-8555
Graduate school of Mechanical Engineering, Toyo University, 2100 Kujirai, Kawagoe, Saitama 350-0815
m_mura@nirs.go.jp

設計の方針

概要

2

Carbon-ion cancer treatment is successfully being
made at the Heavy Ion Medical Accelerator in Chiba(HIMAC). Design philosophy for the ion sources for
medical facilities are as follows: (1) sufficient beam
intensity, a few hundred eµA; (2) long lifetime with goodstability; (3) easy operation and easy maintenance; and(4) compactness. In order to develop such source for
future heavy-ion facilities, a compact ECR source has
been designed and constructed. Features of the source
are utilizing permanent magnets for both axial and radial
field and tuning the microwave frequency from 8 to 11GHz. The beam intensity and stability for C4+ were 280
eµA and better than 6% during 20 hours with noadjustment of any source parameters. These results
were acceptable for the medical requirements.

上記の目標より、重粒子線治療装置のイオン源部には、ECR イオン源が最適であると考えられる。ECR イオン源は、電子衝撃型のイオン源の一種で、電子サイクロトロン共鳴周波数と一致するマイクロ波を外部から導入し、電子を高エネルギーに加速する。そして、minimumB 構造の磁場で高エネルギーの電子とイオンを強く閉じ込めることで、多価イオンの生成を可能とする。ECR イオン源のその他の特徴として、原理的に消耗部品を使わないことから、再現性が良く比較的大強度のビームを長時間安定に供給することができる。現在 HIMAC では 10 GHz のマイクロ波を用いた ECR イオン源（NIRS-ECR）が治療用の炭素ビームを安定に供給している。しかし NIRS-ECR では、閉じ込め磁場を最大 600 A の 2 台の電磁石で形成しているため、電源を含めた全体のサイズは 5.3 m ×6.9 m と大きく、また、維持費も高くなってしまう欠点がある。さらに、約 10 年間の運転経験より、大出力のクライストロン管を用いたマイクロ波アンプに故障が多く、また、部品点数が多いことから、経年劣化による回路などの故障も増えつつある。
これらの問題点を解決するために、永久磁石のみで閉じ込め磁場を形成する小型の ECR イオン源(Kei-source)を開発した[2][3]。永久磁石型としての特徴は、プラズマの閉じ込めを永久磁石で行っているので、電力とスペースが小さくてすむことと、部品数が少ないために、メンテナンスが容易であることがあげられる。逆に、磁場が固定であるために、必要なイオンの必要な価数のビームに最適化することは非常に困難である。そこで、ビームの目標値を達成するために以下のような方針でイオン源の設計を行った。
１）最適な閉じ込め磁場の磁場分布を見つけ出すために、あらかじめ既存の NIRS-ECR を用いて C4+を生成するのに最適な磁場を決定し、それを再現させることとした。
NIRS-ECR よりも小さくつくるため、上流側と下流側のミラーピークと、minimumB が同じ値になるように磁石の配置と形状を決定した。２）マイクロ波源として進行波管アンプ(Traveling-Wave-Tube Amplifier)を採用した。進行波管アンプは出力が大きくないが、周波数を大きく変えることができる（このイオン源で使用したアンプは 270 W, 9-18GHz）。これにより、永久磁石を用いた ECR イオン源では、磁場の調整によるビームの最適化がはかれないという欠点を補うことができる。３）炭素イオンを生成しつづけても、絶縁破壊が起こる事がない様な構造を工夫した。炭素イオンを生成していて一番問題になるのが、絶縁物への炭1

開発の目的

放射線医学総合研究所の重粒子線がん治療装置(HIMAC)では、140 から 400 MeV/n の炭素イオンを使用したがん治療が行われている[1]。現在までに約 1600 人の臨床試験を行い、満足な結果が得られている。過去 9 年の経験から判断して、線量分布が優れている事と、生物効果が高い事から、炭素イオンの有効性は確かであるようにみえるが、今後、世界的に炭素イオン治療施設を拡張するにあたって、加速器のコストに問題が集約すると考えられる。
このため、放医研では、将来の炭素イオン治療施設用に小型かつ低コストの治療装置の開発を目指して研究を行っている。
治療装置において、イオン源の性能は他の加速器構成に大きく影響する。例えば、多価イオンを大強度で、かつ、高電圧デッキなどを用いてより高いエネルギーで供給できれば、入射器に用いる線形加速器のコストが低減されることとなる。したがってイオン源の開発目標としては、建設、運転のために費用が安いこと、全体のサイズが小さく必要な電力、冷却が少ないことが重要である。また、ビームとしては、C4+を生成し、ビーム強度が 200 eµA 以上、エミッタンスが 0.3 π mm mrad (normalized)、安定度が 10%以下、１年間メンテナンス無しでトラブルが起きないこと、最後に、短時間で再現性が良くビームが供給できて、運転に特別な調整を必要としないことが要求されている。

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素の付着による絶縁破壊である。このイオン源では、永久磁石を用いることにより、ほぼ全ての部品を同一電位に保つことができ、使用する絶縁物の量を最小におさえることができた。絶縁物を使用している部分は、ビームの引き出し部分とマイクロ波の真空窓、および、装置を支える架台である。炭素の付着による絶縁破壊が起きないように、引出電極には円盤を取り付け、ビームが直接絶縁物を見ることが無い様にした。また、rf 窓はプラズマチェンバーから直接見えないように 90 度曲げたところに取り付け、電子やイオンによる汚れを防ぐようにした。

3装置の詳細ンプは周波数を大きく変えることができるので、固定磁場の下で細かい調整が可能となる。設計では、周波数が 8 から 11 GHz で共鳴しかつ ECR ゾーンが閉じるようになっている。チェンバー直前には rf 窓が取り付けてあり、マイクロ波の透過を妨げることなく、チェンバー内の真空を保っている。rf 窓はプラズマチェンバーから直接見えないように 90 度曲げたところに取り付けた。引出電極の下流側にアインツェルレンズがあり、最大電圧は 30 kV である。アインツェルレンズの下方に 500 l/s のターボ分子ポンプが取り付けてあり、イオン源内の真空排気は主にこの真空ポンプによって行われる。到達真空度は、アインツェル箱内で 2.0E-7 torr で、分析磁石の下流側で 7.0E-6 torr である。
このときのプラズマチェンバー内の真空度は、簡単に見積もって 2.4E-6 torr である。

小型 ECR イオン源の概略図を図１に、仕様を表１に示す。イオン源の本体は直径 31 cm、長さ 29.5 cm の円筒形である。プラズマチェンバーは、内径 5 cm、長さ 27 cm、肉厚 5 mm の銅製チェンバーで、高温での磁石の減磁を抑Mirror magnetsえるために純水によって冷却される。磁石および鉄ヨーク
Materialの形状と配置は、HIMAC 既存の NIRS-ECR の磁場分布にMaximum field strength近づくように設計されている。永久磁石には信越化学製のExtraction side
N45M と N32Z を使用した。上流側にはマイクロ波とガス
Gas injection sideの導入ポートと、マイクロ波チューナーを設けてある。ア
Minimum B strength
ノード電極はプラズマが直接あたるので、発熱を考えてモSextupolemagnet
リブデン製とした。アノードホールの大きさはφ6 である。
Material
プラズマチェンバーの真空度を上げるためにアノードホ
Maximum field strengthールのまわりには排気用の穴をあけた。アノード電極の取On the surface
り付け位置は、下流側ミラー磁場のピークに位置しており、Length
上流側に 21 mm、下流側に 28 mm の移動ができる。引出電
Inner diameter
極はモリブデン製で、引出穴はφ10 である。また、引出電
Microwave
流密度の変化による電極間隔の変更の可能性を考慮して、
Frequency
電極間隔を最大 50 mm まで可動出来る様にした。引出電圧
Maximum power
は最大 30 kV であり、絶縁物として熱に強いアルミナを使用した。炭素イオンが絶縁物に付着しないように、引出部分に円盤を取り付けた。マイクロ波の導入は軸方向からのWRJ-10 の導波管により行われる。マイクロ波源は進行波
表１．Kei-source の仕様
管アンプを使用し、出力が最大 270 W である。進行波管ア

図１．Kei-source の概略図

NdFeB
0.51 T
0.75 T
0.25 T
NdFeB
1.1 T
105 mm
60 mm
8-11 GHz
270 W

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また、C4+だけでなく、さらに多価イオンの強度を上げるために、２つの手法を試した。一つ目は、チューナーに製作したイオン源について、基本性能を確認するための電圧を印加した、バイアスディスク法である。バイアスデ試験を行った。ビームの安定度は、治療用の装置として最ィスク法は多くのグループが多価イオンのビーム強度をも重要な性能のひとつである。イオン源としては、1 年間上げるのに有効な手法だと報告している[5][6][7]。結果をトラブルなしで運転しつづけることが望まれる。そこで安図３に示す。バイアスディスクが多価イオン生成に効果が定度のテストを次のように行った。運転パラメータは、C4+あることがわかる。しかし、チューナーの位置を最適化しが最大になるように最適化した。運転パラメータは、マイたときとはほとんど変わらない。二つ目は、プラズマチェ
クロ波の出力が 270 W、パルス運転で繰り返しが 5 Hz、パンバーの側壁に電圧を印加したバイアスシリンダー法でルス幅が 2.5 msec、アインツェル箱内の真空度が 7.0E-7 torr、 ある。この手法はもともと、ECR プラズマから径方向に逃引出電圧が 25 kV である。結果を図２に示す。ビーム強度
げ出してくる粒子を調べるための手法であったが、この実と安定度はそれぞれ、260 eµA、6%（20 時間無調整）であ験で正に電圧を印加したときに多価イオンの強度が増えった。このような基本性能の確認後、運転パラメータの詳ることを発見した。この実験の詳細は、Reference 8 で紹介
細な調査や、再現試験など１年間以上繰り返したが、特にしている。ビーム強度は、C4+では 340 eµA、O6+では 120 eµA、問題となる故障や性能の劣化は認められなかった。この性
Ar8+では 140 eµA が得られた。これらの手法により、多価能を得るために最も効果があったものは、進行波管アンプイオンの強度を増やすことができた。しかし、これらの手を用いてマイクロ波の周波数を最適化することと、そのチ法は複雑な構造を必要とするため、トラブルの原因になるューニングであった。マイクロ波のチューニングをするた可能性があり、治療用の装置で使用するには、慎重に検討めに、イオン源内にマイクロ波チューナーを取り付けた。 する必要がある。したがって、シンプルな周波数調整と、チューナーは、イオン源の上流側に取り付け、軸上に置かチューナーを用いる手法が治療用のイオン源としては最れている（図１）。材質はステンレスで、ディスク径は 8 mm適と考えられる。
である。チューナーの位置は、ミラーピーク（上流側）から上流に 7 mm、下流側に 25 mm 動かすことが可能である。
これらの結果は、治療用としての要求値を十分に満たしている[4]。表２に Kei-source で得られたビーム強度をまとめる。
500

4 KEI-SOURCE を用いた炭素イオンの生成

case 1case 2case 3400

300

200100

図２．C4+ビームの安定度試験の結果

01+2+3+4+5+

340

466+7+8+9+ 10+ 11+123

45charge

He 1055 310
C155 290

O82 125 217

Ar375 345 227 145

242 122 6.5112 117 146

表２．Kei-source で得られたビーム[eµA]
太字は最適化した値

658

図３．炭素の価数分布。
Case1:チューナー無し
Case2:チューナーあり
Case3:バイアスディスク法

6

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新イオン源(KEI2-SOURCE)の設計

磁場が下がった理由として、磁石の構造が計算時と実際に出来上がったものでは厳密には誤差を生じることと、減磁Kei-source で 得 た 経 験 を も と に 、 新 た に 実 機からきていると考えられる。したがって、NIRS-ECR と同（Kei2-source）の製作を開始した。新イオン源では試作機よ等の性能を得るために、作成したい磁場(細い実線)よりりさらに性能を上げるため２つの改良を行った。一つ目は、 10%高い磁場を計算値として設定し、磁石の形と配置を変線形加速器への入射エネルギーを上げること。二つ目は、 え、磁場分布を決定した(太い実線)。経験通り 10%の磁場閉じ込め磁場をさらに強くした。の低下が起これば、C4+のビーム強度は 30%向上すると予線形加速器への入射エネルギーを上げるのは、イオン源想される[3]。磁場計算には POSSON/SUPERFISH コードから線形加速器までの低エネルギービームラインでの、空を 使 用 し た 。そ の 他の Kei2-source の 基 本 的 な構 造 は間電荷効果による輸送効率の低下を減らすことができるKei-source とほぼ同じである。イオン源本体の大きさは、からである。既存の 18 GHz NIRS-HEC イオン源の経験に径が 32 cm で長さが 29.5 cm である。マイクロ波源には進基づいて、Kei2-source では引出電圧を最大 60 kV とした。 行波管アンプを使用し、周波数は 9-10 GHz で、出力は最Kei2-source の概略図を図４に示す。この高電圧引出を実現
大 700 W である。ミラー磁場の最大値は 0.58 T (ビーム引するために、２つの改良を行った。一つ目は、引出電極を出側)、0.87 T (ガス入射側)とした。MinimumB は 0.25 T と直接水で冷却する構造とした。これは、引出付近のアウトした。
ガスを減らし、高真空を保つのに効果的である。二つ目は、電源や真空ポンプなどをすべて高圧側に置き、絶縁部分の構造を簡略化した。これは高い絶縁を得るためには必要である。これらの改良により、高電圧下においてもイオン源1.0の信頼性は十分に得られると予想される。

50.510 GHz Becr

0-0.5measured (k1)calculated (k1)design value (k2 )-1.0010203040position [cm]図５．ミラー磁場の比較

6

図４．Kei2-source の概略図
Kei-source の磁場は NIRS-ECR のビームテストの結果をもとに決定したが、ビームの性能は NIRS-ECR にはとどかなかった(NIRS-ECR では C4+で 430 eµA)。軸方向の閉じ込め磁場の分布を図５に示す。これは、ミラー磁場が設計時より 10%程度下がったことが原因だと考えられる(点線)。

まとめ

上記のとおり Kei-source では、C4+ビーム強度が 260 eµA、安定度で 6%という結果が得られた。また、1 年間以上トラブルが発生しなかったことも確認できた。これらの結果から、治療用装置として十分な性能を得たといえる。
現在、Kei-source は放医研内のサイクロトロンの垂直入射用として取り付けられ、長期間の運転テストを行う予定である。
また、Kei-source より、磁場、高電圧、マイクロ波の出力を強化した新イオン源の Kei2-source のビームテストは2003 年の 12 月から開始する予定である。

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REFERENCES[1] Y. Hirao, Proc. of the Int. Conf. on Cyclo. and their Appl.,
East Lancing, May 2001
[2] M. Muramatsu et al., Review of Scientific Instruments, Vol.
71, No. 2, 984-986 (2000).
[3] M. Muramatsu et al., Review of Scientific Instruments, Vol.
73, No. 2, 573-575 (2002).
[4] M. Muramatsu et al., Proceedings of the 15th International
Workshop on ECRIS, 2002, p, 59.
[5] G. Melin et al., Proceedings of the 10th International
Workshop on ECRIS, 1990, p, 1.
[6] S. Gammino et al., Review of Scientific Instruments, Vol. 63,
No. 4, 2872-2874 (1992).
[7] S. Biri et al., Proceedings of the 14th International Workshop
on ECRIS, 1999, p, 81.
[8] A. G. Drentje et al., Review of Scientific Instruments, (to bepublished)