Proceedings of the 5th Annual Meeting of Particle Accelerator Society of Japanand the 33rd Linear Accelerator Meeting in Japan (August 6-8, 2008, Higashihiroshima, Japan)

STUDY FOR THE PERFORMANCE OF CANCER MEDICAL TREATMENTUSING OF A COHERENT MONOCHROMTIC X-RAYIsamu SatoA), Kazutaka Shintomi A), Itaru Moro A), Takao Kuwada A), Takeshi Sakai A), Ken HayakawaB),
Toshinari Tanaka B),Yasushi Hayakawa B), Keisa Nakao B), Yumiko Takahashi B), Kyoko Nogami B), Koichi IshikawaC),
Genichiro Takahashi C), Katsumi Abe C), Tsutomu Saito C), Hiroki Nagase C), Fumio Shishikura C), Tetsuo Yoshikawa C),
Koji Kurihara C), Reiko Mori C), Hiroshi YamamotoD), Kaoru Suzuki D), Tetsuya NakanishiE), Toshiro SagaeF),
Atsushi MoriG), Shigaki FukudaH), Satoshi OhsawaH), Kazuo FurokawaH), Shinichiro MichizonoH), Takeshi Suwada H),
Takuya KamitaniH), Kazue YokoyamaH), Shuichi NoguchiH) Nakaharu KakoH), Soichi Wakatsuki I),
Shigeru Yamamoto I), Kimichika Tsuchiya I), Hisataka TakenakaJ), Kastuhiko AsanoK), Kiyokazu Sato L),
Koiichi NakayamaL), Masaru KuribayashiM), Kazuaki MiyazakiM),Kazuhiko SakuraiM), Naoki YamamotoN),Akio NodaO),
Ario Koizumi O)
A)

Advanced Research Institute for the Sciences and Humanities, Nihon University,Chiyoda-ku,Tokyo,102-0073 Japan
B)
Laboratory for Electron Beam Research and Application, Nihon University, Funabashi 274-8501, JapanC)
School of Medicine, Nihon University, Itabashi-ku, Tokyo,173-8610,JapanD)
College of Science and Technology, Nihon University, Tokyo,101-830, Japan
E)
College of Industrial Technology, Nihon University, Marashi-shi, Chiba, Tokyo,275-8575, JapanF)
School of Dentistry at Matsudo, Nihon University, Matsudo,271-8587, JapanG)College of Pharmacy, Nihon University, Narashinodai 7-24-1, Funabashi 274-8555, Japan
H)
High Energy Accelerator Research Organization (KEK), Tsukuba-shi, Ibaragi,305-0801,JapanI)
Institute of Materials Structure Science, KEK, Tsukuba-shi, Ibaragi,305-0801,JapanJ)
Nanofabrication Corporation, NTT-AT, Atsugi-shi,Kanagawa,243-0018,JapanK)Supervisory Office for Power, Hitachi,Ltd,Chiyoda-ku,Tokyo,108-8608,JapanL)
Power Systems Company, Toshiba Corporation,Tsurumiku,Yokohama,230-0045, Japan
M)
Rigaku Corporation, Akishima-chi,Tokyo,196-8666,Japan

Abstract : Development of the high intensity compact X-rays equipment aims to picturize imaging of the soft tissue ofa living body at a speed of one sheet per second. The last purpose of the development is to perform radiotherapy of thecancer by coherent monochrome X-rays. In order to attain this purpose, the source of X-rays and an accelerator arebased on parametric X-rays radiation and a superconductive electron linear accelerator, respectively. The fundamental
parameter of the linear accelerator is based on the experimental data of the parametric X-rays radiation performed
using the 100MeV electron linear accelerator of Nihon University. The meeting reports the details of the basic design ofthe research purpose and the superconducting electron linear accelerator.

コヒーレント単色Ｘ線によるガン治療医療を考える及びＸ線科学の発展に役立てる試みである。実用性に耐えるものが実現するならば、これらの分野に新たなイノベーション創出を形成し、２１世紀の長寿化社会における医療福祉やＸ線科学の進展に新たな展開が開けると期待する。

１．はじめに日本大学電子線利用研究施設では、１２５ＭｅＶ電子リニアックを活用し、２００４年４月に２枚の単結晶システムによるパラメトリックＸ線放射（ＰＸＲ）の実用化に成功した。一方、ＰＸＲの基本特性を計測する課程に於いて、
ＰＸＲはブラック条件を満たす方位に対してＸ線のエネルギーが一次関数的に変化する準単色Ｘ線源１）であることを実証し、またブラック条件を満たす方向に放射されるＸ線波束は空間コヒーレンスに富むＸ線（位相の揃ったＸ線）であることを動植物のイメージング映像 ２、３）から突き止めることができた。更に、ＰＸＲはイメージング画像を撮像するＸ線照射の実時間から高輝度Ｘ線源であることが裏付けられた。
上述の事象を最大限に活用し、コヒーレントの特長であるＸ線集束性と可変波長単色Ｘ線の特性を有用して、ガンなどの腫瘍に集合するＸ線共鳴吸収特性を有する物質を探索して単色Ｘ線によるハドロン粒子のブラックピークに相当する特性の形成、並びに腫瘍などの軟組織のＸ線映像を立体画像の構築の可能性を探り、新機軸のＸ線源による新たな放射線ガン治療、医療診断、

２．日大ＰＸＲの進展
日大では、図１に示すように、薄いシリコン単結晶（第１単結晶）の結晶面に約１００ＭｅＶの電子ビームを射入射で照射した時、単結晶が分極振動してその波動束が単結晶面でブラック反射して放射されるＸ線成分を更に他のＳｉ単結晶（第２単結晶）でブラック反射させて実験室に導いている。また、電子ビームの入射軸に対する第１単結晶面の角度を変えると、Ｘ線エネルギーは可変になる。この放射Ｘ線を第２単結晶の位置と結晶面の角度を変えて、上述と同様にブラック反射させて実験室に導いている。ＰＸＲの可変エネルギー範囲は、５ｋｅＶ～２０ｋｅＶであり、Ｘ線源から約８ｍ離れた場所に於けるＸ線束の断面は約１００ｍｍφである。
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電子ビーム（γ線、中性子）

回転電子ビーム

Ｓｉ（１１１）面
第１単結晶

ブラック反射回転と移動 ブラック反射

パラメトリックＸ線

第２ 単結 晶図１ パラメトリックＸ線放射実用化の基本構成

図４（ａ） ２ｃｍ

当初は、この大面積の単色Ｘ線束を活用し、ＩＣカード、植物、生物などのＸ線吸収コントラスト撮像に最適なＸ線エネルギーの探索を行った。その後、回折強調イメー
ジング（ＤＥＩ）や図２に示すような構成の伝搬法によるＸ
線屈折コントラスト撮像に移行し、現在もＰＸＲ特性の基礎研究は続行している。図３、図４には、高橋（由）、桑田らが、イメージングプレート（ＩＰ）を用いて、伝搬法で撮像した蜘蛛とトカゲのＸ線コントラスト像を示す。

ラスト画像である。特にこの画像はトカゲの骨と軟組織の屈折率の違いによるＸ線位相差が距離によって異なることを示している。これらの現象は、Ｘ線が蜘蛛の軟組織やトカゲの骨で屈折されて発現したと考えられ、Ｘ線源の波束位相が揃っていることを示している。これらの基礎実験から、ＰＸＲは位相が揃った干渉性の強い単色Ｘ線源であることが実証できた。また、これらの画像の撮像時間は１５～３０分であるが、しかし、正味の照射時間は約１８０～３６０μｓで撮像できることから、このＸ線源の輝度は非常に高いと推定できる。一方、Ｘ線源の第１単結晶を照射する電子ビームのパラメーターは、エネル
ギー：１００ＭｅＶ，ビーム電流：１００ｍＡ、加速周波数：２８５６ＭＨｚ、ビームのミクロパルス：３.５ｐｓ、マクロパルス：
１０μｓ、繰り返し数：２Ｈｚである。また、電子ビームの平均電流が２μＡであり、このデーターを基礎に、Ｘ線影像が毎秒１枚撮像できるＸ線源の概念設計を試み、更にコヒーレント単色Ｘ線によるガン治療と診断ができないかを検討して見た。

伝播法によるイメージ撮像
放射線シールド
電子ビーム
移動220cm
ＩP2

蜘蛛

ＩP1

実:驗室

（～700ｃｍ）

第１単結晶

ＰＸＲ

第２単結晶

加速器室

2007/09/11

図2 伝搬法によるＸ線屈折コントラスト撮像の構成（ｂ） ４０ｃｍ（ｃ） ２２０ｃｍ

３．空間干渉Ｘ線について高エネルギー電子線が、図５に示すように、単結晶面に対して角度θで入射すると、Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３，・・・・の線に沿った単結晶原子は電子線のウェーク場で摂動され分極振動する。特に、ブラック条件を満たす電磁波動は周期構造をした単結晶面Ｓ０，Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３，・・・間をＲ１，Ｐ１，Ｐ２，Ｂ２，・・・で反射を繰り返して伝播するが、各反射点
では電磁波動が一部通り抜け減衰しながら結晶全体に拡散して行く。これらのブラック条件を満たす電磁波動の反射波はＢ１，Ｂ２，Ｂ３，・・・を結ぶ線上に同相位相があり、空間コヒーレンスが確保され、単結晶のＳ０のＰ１，B１，・・・から空間干渉Ｘ線の波束として放射される。
反射Ｘ線

図３ａ ＩＰ２の映像

Ｘ線束の位相面

図３ｂ ＩＰ１の映像
単結晶面

図３ａは図２のＩＰ2、図３ｂは図２のＩＰ１の位置で、それぞれイメジングプレート（ＩＰ）を用いて撮像した蜘蛛のＸ
線画像であり、撮像場所がＩＰ１からＩＰ２へ移動すると蜘蛛の軟組織によってＸ線が屈折されてフォーカスしコントラストが強調されたことを意味する歴史的な画像である。
図４（ａ）、図４（ｂ）、図４（ｃ）は試料（トカゲ）からそれぞれ、２ｃｍ、４０ｃｍ、２２０ｃｍ離れた距離で撮像したコント
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Ａ１ｄｄｄ

反射Ｘ線
Ｂ２

Ｐ１Ｐ２

θ
Ｒ１

反射Ｘ線

Ｂ１θ θ θθＲ2θ
Ｒ３Ｓ０θ

Ｂ３Ｐ３Ｓ１

θ

Ｓ２Ｐ４θ

電子軌道

図5 空間干渉Ｘ線発生の概念図

Ｓ３透過Ｘ線

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４．空間干渉単色Ｘ線源によるガン診断治療
通常Ｘ線源（白色Ｘ線）では、軽い元素で形成される
生体の軟組織は、図６に示すように、Ｘ線吸収係数が小さいために、生体軟組織構造の吸収コントラスト像を得ることは困難である。

フレネルレンズ癌部

１ ０５

位相シフト係数
１ ０４

空間干渉Ｘ線

相３
互 １０
作
用 １ ０２係数
１ ０１

図８ 悪性腫瘍のピンポイント治療例の概念図(Ni)

13.5KeV (Br)１ ００24.8KeV (Ag)

吸収係数62.0KeV (Yb)

１０－１１０２０４０ ５０ ６０３０
原子番号
図６ Ｘ線と物質の相互作用に於ける物質によるＸ線位
相シフトとＸ線吸収とＸ線エネルギーの相関０

各種放射線の生体内線量分布

Ｘ線源が単色で波束位相が揃っているならば、図３や図４で用いた手法で、軽い元素で構成される内蔵軟組織の被写体を距離に応じて屈折コントラスト像を撮像し、それらの画像をコンピューターで立体画像に合成することができれば、被写体の内部構造像が得られる。医療診断に活用すると、Ｘ線ＣＴやＭＲＩの出現に匹敵する。
できる。この概念を図７に示す。また、コヒーレント単色Ｘ
線で診断する場合、少ないＸ線量で位相コントラスト画像が得られ、患者の被爆量が少なくなる利点がある。

ブラックピーク

相対線量（％）. 83KeV

生体を通過中に生体組織へ吸収されてガン組織に到達するまでに線束が減少することを示している。一方、陽子線や重粒子線では物質通過中の電離損失が速度の２乗に逆比例する特性を持ち、停止する寸前に電離損失が極大（ブラックピーク）になる性質がある。陽子線や重粒子の入射エネルギーを制御し、生体内の悪性腫瘍の近傍で粒子を停止させると、悪性腫瘍に対する放射線治療効果は大きい。これが陽子線や重粒子が、γ線、Ｘ線の電磁放射線や中性粒子の中性子より放射線治療効果が大きい根拠の１つになっている。

10090807060

Ｘ線（ 白色）γ線（ 白色）中性子線

50403020100

陽子線
重粒子線

0

Ｘ線撮像装置2468
表面からの距離（ｃｍ）

1012

図９ 各種放射線の生体内線量分布（百分率）
空間干渉Ｘ線移動⇒
図９に示されている電磁放射線の相対線量は、電子線でタングステンなどの重金属を照射して得られる制動輻射を基軸に計算されたものと推定され、電磁放射線のエネルギーはブロード（白色）である。
この白色Ｘ線をコヒーレント単色Ｘ線に置き換えて、生体軟組織は水と同等の質量吸収係数であると仮定し、陽子線や重粒子線と同等の生体内線量分布を得られる方策がないかを検討した。
コヒーレント単色Ｘ線は、図１０に示すように、フレネルレンズにおけるＸ線束の断面積Ｓ０＝πｒ０２が約３００ｍｍφから１ｍｍφの断面積Ｓ＝πｒｆ２に集束すると、真空中では焦点のＸ線輝度が約１０万倍になる。この集束点を生体内の１０ｃｍの位置にある悪性腫瘍に設定する。フ
レネルレンズと悪性腫瘍の距離を ｄ、フレネルレンズか

図７ 空間干渉Ｘ線による医療診断例の概念図
また、コヒーレントＸ線（空間干渉Ｘ線）は、波束位相が揃っているので、図８に示すように、フレネルレンズなどの集束媒体を用いれば、Ｘ線集束が可能となる。この特性を活用すれば、Ｘ線によるガン腫瘍のピンポイント治療が可能となる。ガン組織が生体の表面から約１０cmの深さにある場合を想定した従来表示の各種放射線の生体内線量分布を図９に示す。しかしながら、γ線、Ｘ線、中性子などの電磁放射線や中性粒子線の線束は、-66-

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空間干渉Ｘ線

Ｎ０Ｎxy

吸収エネルギー（３３．１６８ｋｅＶ）で単色Ｘ線を照射する
場合、Ｘ線束は約４％に減少するが、陽子線や収粒子線による放射治療のブラックピークと同様に、更にＸ線の吸収が急激に増大する。この事象はＸ線の放射線治療効果を飛躍的に増大させると推測される。この手法は正常細胞に優しく悪性腫瘍には厳しい放射線治療と云える。

生体組織

2r0=300mmφ

2rf=1mmφ

フレネルレンズ10d

図１０ 空間干渉Ｘ線の集束と線束強度
ら計算点までの距離を ｘ、とする。一方、集束Ｘ線の半径 ｒ は、ｒ＝（ｒ０－ｒｆ）((d-x))/d＋ｒｆ で与えられ、悪性腫瘍に近づくに従って、その半径は減少する。
生体内のＸ線束Ｎ(y)は表面からの距離（１０－y）に依存し、Ｎ＝Ｎ０ｅ－μ（１０－ｙ） で表される。ｙ は10≧y≧0 の範囲で、10-ｙ＝10-（ｄ－ｘ）となる。しかし、生体軟組織の放射線損傷はＸ線強度に依存する筈である。Ｘ線の生体内屈折を無視すれば、生体内のＸ線強度 Ｉ は、Ｉ＝Ｎ（y）/Ｓ（ｘ）＝ｅ－μ（10-ｄ+ｘ）/πr2の関数で表すことができる。ここで、μは単色Ｘ線に対する生体軟組織の質量吸収係数である。
生体の表面のＸ線束Ｎ０を Ｎ０=１ とした相対強度を、μが０.０５～０.５の範囲で計算した結果を図１１に示す。
表面のX線の断面積が約２ｃｍ ２であることから、線相対強度の初期値は０.５となる。

図１２ Ｘ線エネルギーに対する水の質量吸収係数と水の厚さによるＸ線の減衰率

６．コヒーレント単色Ｘ線の強度
Ｘ線画像が毎秒１枚撮像できるＸ線源には、現在の日大電子線利用研究施設に設置されている電子リニ
アックの約２０００倍の平均電流、即ち、４ｍＡが必要となる。この場合、電子ビーム電力は４００ＫＷ（１００ＭｅＶ×４ｍＡ）となり、これは通常のパルス常伝導電子リニアックの仕様を遙かに凌駕している。

コヒ-レント単色Ｘ線の物質中の強度分布

電子ビーム

Ｘ線相対強度100
A=0.05
A=0.1
A=0.2
A=0.3
A=0.4
A=0.5
A=0.6

10
10.1

高周波電力

進行波超伝導減速管

電子ビーム

進行波超伝導加速管
図１３ 高周波環流方式によるエネルギー回復超伝導電子リニアックの概念図

0.01
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11
表面からの距離（ｃｍ）

図１１ 質量吸収係数に対するコヒーレント単色Ｘ線の物質中の線量分布
照射Ｘ線のエネルギー（波長）に対する水の質量吸収係数と水の厚さによるＸ線束の減衰率を図１２に示す。
例えば、厚さ１０cmの水に４５ｋｅＶのＸ線を照射すると約９０％が水に吸収されるが、Ｘ線束の照射面積が１０％に減少すれば生体内のＸ線強度は一定になる。生体中のＸ線強度は照射Ｘ線エネルギーに大きく依存する。悪性腫瘍にヨウ素などの重い物質を集合させ、その共鳴-67-

一方、Ｘ線源からコヒーレント単色Ｘ線として放射されるＸ線の電力は高々数Ｗである。
もし、この電子ビームを、ビームダンプに捨てると、約４００ＫＷのジュール熱の発生と同時に、高速中性子や高エネルギーγ線などの２次粒子が大量に発生する。
従って、大規模の冷却装置や放射線シールドを必要とする。上述の理由から医療治療用大強度コンパクト空間干渉Ｘ線源の加速器にはエネルギー回復型超伝導電子リニアックを想定し概念設計を行った。医療治療用加速器の設計に於ける最も重要なポイントは加速器を

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この方式では加速周波数が１３００ＭＨｚの場合、簡便な冷凍システムで加速電界を２５ＭＶ／ｍに上げられる可能性がある。図１３には、進行波環流方式のエネルギー回復超伝導電子リニアックの概念図を示す。進行波環流型を採用した超伝導電子リニアックのパラメーターを表１に掲示してある。図１４には、エネルギー回収型超伝導電子リニアックを基盤とする医療治療用大強度コンパクト空間Ｘ線源の概念的な構成予想図を示す。
現在、建設コストを低減させるため、ビーム負荷率が数パーセントのＳバンド常伝導進行波環流方式のエネ
ルギー回復電子リニアックの実現性を検討中である。

如何にコンパクトに設計できるかである。
電子リニアックをコンパクトにするためには、高電界加速を試みることになる。一方、超伝導電子リニアックに於ける高電界は電界放出電子を抑制するために、加速管冷却を超流動温度に下げることが必須になり、大型ヘリウム冷凍装置が必要となる場合がある。また、既設の超伝導加速管では、高周波空洞の共振制御を容易にするために、πモードのオペレーションが常識になっている。このモードでは加速空洞に定在波が常駐し、加速電界の２倍の電界が発生するために、電界放出電子が増大になり、これが加速電界の上限を制約する要因となる。
表１ 高周波環流型を採用したエネルギー回収型
超伝導電子リニアックのパラメーター
電子ビームエネルギー
100MeV
平均ビーム電流4mA
電子ビームミクロパルス幅3ps
加速周波数1300ＭＨｚ
ミクロパルス間隔769ps
進行波環流型超伝導加速管
4本×2 (8m)
加速モード
2/3π
電界強度25MV/m
損失係数 Ｑ
5×1010Ｒ／Ｑ
1×103
高周波電力損失（Ｗ／ｍ）
12７．おわりにこの概念設計は昨年に基盤研究Ｓに応募した研究課
題「コンパクト空間干渉Ｘ線源の開発」を基軸に草案したものである。最近、先端融合イノベーション推進事業、量子ビーム基盤技術開発プログラムなど、公募の羅列の状態である。本プロジェクトを推進するために、色々な計画と連携する機会が多くなったが、コヒーレント単色Ｘ線によるガン治療医療の接点は始まったばかりであり、放射線、医学物理、生命科学、加速器などに係わる多くの研究者や技術者の力を結集し、これから派生する諸問題と真摯に対峙することが重要であり、政府による真摯な対応に期待を寄せている。
Reference[1] Y. Hayakawa, et al., Phys. Soc. Jpn. 67 (1998) 1044.
[2] Y. Hayakawa, et al., Nucl. Instr. and Meth. B227
(2005) 32[3] T. Kuwada, et al., “Phase Contrast Imaging ofBiological Materials Using LEBRA-PXR”, SRI2006 TheNinth Inter. Conf. on Synchrotron Radiation, May 28June, 2006 Daegu, Korea

高周波電力が２本の加速管を環流させることにより、加速管内に定在波が発生しない進行波環流方式を採用する。方式の高周波電力損失は、１本の加速管内を高周波電力が往復する時の電力損失と同等である。環流型の構造は複雑であるが、しかし、この方式では加速管内の電界強度が１／２になるので、冷凍システムが簡便になる利点がある。

０１偏向電磁石

２４ 極電 磁石３（ｍ）

４単結晶２パラメトリックＸ線

４極電磁石
単結晶１減速管２

ビー ムダ ン プ

５偏向電磁石電子ビーム
クライオスタット

減速管４電子銃バ ン チ ャー加速管１加速管４放射線シールド

図１４ エネルギー回収型超伝導電子リニアックを基盤とする医療治療用大強度コンパクト空間Ｘ線源の予想図-68-