JP2003086400A - 加速器システム及び医療用加速器施設 - Google Patents
加速器システム及び医療用加速器施設Info
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Abstract
しかも省電力且つ長メンテナンス周期で、間違って多く
の照射線量が下流側に輸送されてしまう虞れのない加速
器システムを提供すること。 【解決手段】 シンクロトロンからなる後段加速器4で
イオンビームを加速し、照射室6〜8に高エネルギーの
イオンビームを供給して治療を行う加速器システムにお
いて、後段加速器4に供給すべきイオンビーム電流値の
制御を、イオン源10と四重極電磁石15、高周波四重
極加速器17、ドリフトチューブ型加速器19からなる
前段加速器側で行うように構成したもの。 【効果】 省電力で長メンテナンス周期、且つ高信頼性
の加速器システムが提供できる。
Description
の加速器システムに係り、特に医療用に好適な加速器シ
ステムに関する。
患部に照射して医療を行なうようにした、いわゆる放射
線治療法が注目を集めているが、この場合、患部に照射
すべきイオンビームの線量を広範囲に渡り長期間、安定
して制御する必要があり、このため、例えば図5に示す
加速システムが従来から用いられている。
ば特許第2596292号の明細書に開示されているも
ので、イオン源を含む前段加速器1で発生させたイオン
ビームBを入射器2、3により偏向して後段加速器4に
入射させ、この後段加速器4で必要なエネルギーまで加
速した後、出射ビーム輸送系5により、各々の照射室
(治療室)6、8、8に輸送して治療に使用するようにな
っている。
を用いた場合、必要なエネルギー強度は250MeV程
度で、平均電流も10nA程度が必要であり、このた
め、通常、前段加速器1として、例えば特開平10−2
47600号の公報に示されているように、イオン源と
線形加速器を直線的に並べた装置が用いられ、ここでイ
オンビームBを10MeV程度まで加速し、後段加速器
4には、例えばシンクロトロンが用いられている。
ュオプラズマトロン型イオン源やPIG型イオン源の使
用が一般的であるが、これは、これらのイオン源がコン
パクトで単純な装置構成で実現できるからである。
る加速器システムでは、前段加速器1の下流側のイオン
ビームの経路にフィルタ9を挿入し、ここでイオンビー
ムの透過量を制限することにより、治療室6、7、8に
導入されるイオンビーム電流の制御を行う方法が採用さ
れている。
ッシュや多孔プレートなどが使用され、このときメッシ
ュでは、その網目の間隔と本数の変更により、多孔プレ
ートの場合は、そのアパーチャの径と個数の変更によ
り、夫々イオンビーム量が制御できるようにしている。
ン源と線形加速器を含む前段加速器で加速されたイオン
ビームの量が、常時、照射期間中に必要とする最大値に
保持されている点について配慮がされておらず、省電力
性能の低下とメンテナンス周期の短縮、それに過大なイ
オンビーム照射の阻止に問題があった。
ように、前段加速器1の下流のイオンビームの経路にフ
ィルタ20を設け、これによりイオンビーム電流値を調
整しており、従って、前段加速器1からは、常時、治療
室12のイオンビーム照射期間中に必要とするイオンビ
ーム電流値の中で、予想される最大の強さのイオンビー
ムが出力されているようにする必要がある。
流の利用率が低く、電力効率が低下してしまう上、装置
の寿命が短縮されてしまう。また、この結果、フィルタ
ー20等に何らかの不具合が生じた場合には、大電流の
ビームが間違って下流側に輸送されてしまう。
ず、メンテナンスの頻度が増し、且つ過大イオンビーム
照射の阻止に問題が生じてしまうのである。
流調整範囲をもち、しかも省電力且つ長メンテナンス周
期で、間違って多くの照射線量が下流側に輸送されてし
まう虞れのない加速器システムを提供することにある。
ム電流調整範囲をもち、しかも省電力且つ長メンテナン
ス周期で、間違って多くの照射線量が下流側に輸送され
てしまう虞れのない医療用加速器施設を提供することに
ある。
含む前段加速器から供給されるイオンビームを後段加速
器で加速して照射部に輸送し、照射室内のターゲットに
ビームを照射する方式の加速器システムにおいて、前記
照射室内のターゲットに照射すべきイオンビーム電流値
が、前記前段加速器で制御されるようにして達成され
る。
及びマイクロ波放電型の少なくとも1種のイオン源で構
成されているようにしても上記目的が達成され、前記前
段加速器がビーム集束装置を備え、前記イオンビーム電
流値の制御が、当該ビーム集束装置の集束力の制御によ
り与えられるように構成しても、やはり上記目的が達成
され、前記前段加速器が、高周波線形加速器と高周波四
重極加速器、それにドリフトチューブ型加速器の少なく
とも1種の加速器を備え、前記イオンビーム電流値の制
御が、これら加速器の少なくとも1種の制御又は2種の
組合わせの制御の少なくとも一方の制御により与えられ
るように構成しても、同じく上記目的が達成される。
クロトロン及びサイクロトロン、それにこれらの加速器
の組合わせからなっていても上記目的が達成され、同じ
く前記イオンビーム電流値の制御が、予め作成されてい
る治療手順に基づいて実行され、照射室内で治療に利用
されるように構成されていても上記目的が達成でき、前
記イオンビームが陽子線であっても、やはり上記目的が
達成せきる。
記載の発明の何れかによる加速器システムを医療用加速
器として設置することによっても達成できる。
ム及び医療用加速器施設について、図示の実施の形態に
より詳細に説明する。
ムの一実施形態について、図1により説明する。なお、
この実施形態でも、シンクロトロンからなる後段加速器
4と出射ビーム輸送系5、それに照射室(治療室)6、
8、8は、図5で説明した従来技術と同じである。
波放電型イオン源、11はイオン源電流制御装置、12
は高周波放電型イオン源、13はイオン源電流制御装
置、14は偏向電磁石、15は四重極電磁石、16は四
重極電磁石制御装置、17は高周波四重極加速器、18
は高周波四重極加速器制御装置、19はドリフトチュー
ブ型加速器、20はドリフトチューブ型加速器制御装
置、21は分岐用偏向電磁石、そして22は照射装置で
ある。
長寿命で大電流ビームを発生するための主イオン源とに
使用される。そして、高周波放電型イオン源11は予備
用のイオン源として使用され、偏向電磁石14により切
り替えられる。
マイクロ波放電型イオン源を使用しても、予備のイオン
源を使用せずに1台のイオン源で構成しても良い。
イオン源や高周波放電型イオン源を使用する理由は、大
電流の正(+)イオンビームを得るためであるが、イオン
源としての寿命が長いという理由もある。
イクロトロン共鳴磁場以上の磁場中で電波が伝播できる
ホイスラーモードを使用した伝播モードのとき、高密度
プラズマを生成することより、イオン源の出力を最大性
能で引出すことができ、従って、最終段のビーム照射部
におけるビーム電流調整範囲を広く取ることができる
が、このとき何れのイオン源の場合も、イオンビームは
50kV程度の高電圧で引き出す。
ビームを集束して前段加速器に入射させる磁気レンズシ
ステム、つまり集束レンズ系を構成している。ここでは
四重極電磁石15を使用しているが、アインツェルレン
ズ、ソレノイドレンズ、四重極電場等を使用しても同等
の効果が得られる。
集束させ、高周波線形加速器(後述)の直径10mm程度
の小さな領域に入射させることであり、このとき、ソレ
ノイドレンズは弱い磁力でビームを簡易的に収束させる
ことができ、四重極レンズは径方向に強い収束力を発生
し、ビームを強く収束させることができる。
ブ型加速器19は、組み合わされて最終的に10MeV
程度の高エネルギービームを生成する高周波線形加速器
として働く。
は、1〜3MeV程度までの比較的低いエネルギー領域
の加速に使用される線形加速器で、同等の加速性能の静
電型加速器に比較した場合、ビーム電流値が更に多くと
れる。次にドリフトチューブ型加速器19は、3〜10
MeV程度までの比較的高いエネルギー領域で使用され
る線形加速器で、ビーム電流値も多くとれる。
代えて、六極以上の偶数の磁極を持つ多重極電極型の高
周波加速器を用いても良く、これら以外の高周波加速器
を用いることもできる。
り10MeV程度まで加速されたイオンビームは分岐用
偏向電磁石21で偏向され、高エネルギー使用の場合
は、患者の治療用ビームを生成するため、イオンビーム
B1としてシンクロトロンからなる後段加速器4側に切
り替えて入射され、低エネルギービーム使用の場合はイ
オンビームB2として照射装置60に入射される。
成され、10MeV程度のエネルギーで入射されたイオ
ンビームを偏向電磁石40と種々の収束系41により所
定の周回経路に沿って周回させ、周回の都度、高周波加
速空洞42で次々に加速してゆき、最終的には200〜
250MeV程度のエネルギーになるまで加速し、それ
を出射ビーム輸送系5に出射する働きをする。
から分岐用偏向電磁石50により取りだされた高エネル
ギーのイオンビームを効率よく輸送し、複数の照射室6
〜8に導入する働きをする。
ビームの照射による患者の治療が行なわれるが、このと
きの患者に対するビーム照射電流の強さは、患部の形
状、患部の病状進行度に応じて変化させる必要があり、
このため、予めビーム照射計画が作成され、これに従っ
てイオンビームが照射されるが、ここで本発明の場合、
イオンビームが後段加速器4に入射される前、前段加速
器側で予めビーム電流の制御が行われることが特徴であ
る。
オンビームを制御する方法は、例えば次の3種に大分さ
れる。
て、図2により説明すると、この図はマイクロ波放電型
イオン源10の一実施形態で、略円筒形をした放電室1
01を設け、この中に、図では左側に設けてある開口か
らマイクロ波Mが供給されるようになっていて、右側に
は3枚のステンレス、銅、モリブデンなどからなる引出
し電極104が設けてある。
磁石102が設けられ、更にソレノイドコイル103に
よっても磁場が印加されるようになっていて、これらに
よる磁場とマイクロ波Mの相互作用により、放電室10
1内に高密度のプラズマを生成し、生成された高密度プ
ラズマから引出し電極73によってイオンビームを引き
出すことにより、イオン源として働く。
合、イオンビームの引出し電圧は通常50kV程度であ
るが、ここで、そのイオンビーム電流の値は幾つかのパ
ラメータにより制御可能で、放電室101内に供給され
るマイクロ波Mの電力をパラメータとしても制御でき、
ソレノイドコイル103による磁界の強度をパラメータ
として変化させても制御することができる。
引出し電圧をパラメータとして変化させても制御可能で
あり、更には放電室101内のガス圧力をパラメータと
して調整しても制御することができ、勿論、これらのパ
ラメータを組合せても制御可能である。
場合、図示されていないマイクロ波発振装置のマグネト
ロンのアノード電流を調整してやればマイクロ波出力が
変化し、イオンビーム強度が変わるので、これをパラメ
ータとすることができる。
は、ソレノイドコイル103に供給されている電流を変
化させればプラズマ密度が変化し、イオンビーム強度が
変わるので、これをパラメータとすることができる。
は、引出し電極104に引出し電圧を印加している高圧
電源の出力電圧を調整してやれば良く、更にガス圧をパ
ラメータとした場合は、ガス圧調整用のバルブを制御
し、プラズマ用ガスの供給圧力を調整してやれば良く、
何れの場合も容易にパラメータとすることができる。
メータの調整機能、すなわちマイクロ波電力調整機能や
コイル電流調整機能、引出し電圧調整機能、ガス圧調整
機能をイオン源電流制御装置11に設け、これにより、
各照射室6、7、8におけるターゲット(患部)へのイオ
ンビーム電流値を参照し、それが当該患者のビーム照射
計画に指定されてるイオンビーム電流値に等しくなるよ
うに、各パラメータを制御する。
オンビーム電流値制御範囲では、マイクロ波電力とコイ
ル電流の調整を主体として行い、更に広い電流値範囲に
渡る制御では、引出し電圧とガス圧の調整を併用する。
の調整を主体としている理由は、これらの調整は応答性
が良く、イオンビーム軌道に変化を与えないことによ
る。
せ、すなわち4種類の組合わせ、2種類の組合わせ、2
種類の混合組合わせ、3種類の組合わせ、更には4種類
の組合わせなどが可能であり、これにより10〜100
倍以上の広範囲に渡るイオンビーム電流の調整も容易に
なる。
て説明すると、これは四重極電磁石制御装置16に組込
まれた四重極電磁石15の電流調整機能によって容易に
制御することができる。つまり、この四重極電磁石15
の電流を制御してやれば入射したイオンビームの集束力
が調整され、これにより後段の高周波線形加速器に入射
されるビーム電流値が変化されるからである。
御すると、イオンビームの軌道が変化する。このとき、
仮に変化前、最適な集束条件に設定されていたとする
と、四重極電磁石15の電流が制御された結果、最適状
態から外れることになり、結果として集束力が調整され
たことになり、一方、後段の高周波線形加速器では、入
射されるビームの集束条件が厳しいので、これが変化し
た結果は、ビーム電流値の変化として現われるからであ
る。
について説明すると、これは、高周波四重極加速器17
とドリフトチューブ型加速器19が組合わされて構成さ
れている。そこで、まず図3を用いて高周波四重極加速
器17による制御について説明する。
給されたRF電力に対する加速電流の変化を示した特性
図で、ここには、RF電力が或る大きさ以上になると加
速電流が増加し始め、その後、或る範囲以上では、RF
電力を増大させても加速電流が飽和してしまうことが示
されており、このことから、或る範囲でRF電力を調整
することにより、加速電流(イオンビーム電流)がかなり
大幅に制御できることが判る。
に、高周波四重極加速器17に供給されるRF電力の調
整機能を組み込むことにより、後段加速器側に入射させ
るビーム電流値が容易に制御できる。
9についても同様で、ドリフトチューブ型加速器制御装
置20を設けることによってもイオンビーム電流値の調
整が可能であり、この結果、これらを組合わせても使用
できることになり、更に広範囲の調整が可能になる。
わち、のイオン源装置での制御との集束レンズ装置
での制御、それにの高周波加速装置での制御の夫々に
ついて単独に説明したが、本発明の実施形態としては、
これらを組合わせ、2種の制御を併用したり、3種全部
の制御を併用しても良く、この場合には、更に広範囲に
渡るイオンビーム電流値の制御が可能である。
ッシュなどのフィルタによりイオンビーム電流値を調整
するようにした従来技術の場合に比較して、イオン源に
おける動作電力が最低限度に抑えられるので、省電力運
転が得られるばかりでなく、低ビーム電流値照射時には
イオン源などの負担が小さくて済むことになり、この結
果、メンテナンス周期が永くて済み、使用可能時間が増
加するので、稼働率を大きく上げることができる。
ム照射時には、イオン源、集束レンズ系、高周波線形加
速器などの大元からイオンビーム電流値が小さく調整さ
れているため、以下に説明するように、金属メッシュな
どフィルタによりビーム電流を調整する場合に比較し
て、更に信頼性を向上させることができる。
ィルタによるイオンビーム電流制御の場合は、大元での
イオンビーム電流値が最大値なっている状態で使用され
るので、金属メッシュなどのフィルタに何等かの問題が
発生した場合、この最大値にあるイオンビームが下流に
供給され、最悪の場合、照射室まで達してしまう虞れが
ある。
束レンズ系、高周波加速系などの大元で、既に必要なイ
オンビーム電流値に抑えられてからイオンビームが輸送
されるので、如何なる場合でも最大値にあるイオンビー
ムが下流に輸送されてしまう虞れはなく、従って、高い
信頼性が確実に保持できるのである。
器側に偏向電磁石21が設けられ、これにより、イオン
ビームの到達先を、低エネルギービーム使用の場合は照
射装置60側に、高エネルギー使用の場合は、患者の治
療用ビームを生成するためのシンクロトロンからなる後
段加速器4側に切り替えて入射できるように構成してあ
る。
トロンからなる後段加速器4では、例えば癌治療用の陽
子線ビームを生成し、照射室6〜8において、患者の治
療を行い、一方、照射装置60では、例えば癌治療後の
経過を診断するための放射性薬剤の製造や、元素分析な
どの評価試験ができるようになっている。
置で患者の治療だけではなく、診断及び治療用薬剤製造
に使用するイオンビームが生成できることになり、利用
効率が大きく向上できる。
向電磁石21を使用せず、シンクロトロン側の高エネル
ギービーム系のみの構成によって実施しても良いことは
いうまでもない。
態は、広範囲に渡るイオンビーム電流調整範囲を持ち、
省電力で長メンテナンス周期が実現され、しかも、同一
の装置で患者の治療と、診断及び治療用薬剤製造に使用
することができる加速器システムであり、従って、これ
を医療用加速器施設に適用すれは、多大な利点が得られ
る。
した場合の一実施形態について、図4により説明する
と、この図において、60はコンクリート壁で、このコ
ンクリート壁60により、前段加速器収容領域61と、
診断及び治療用薬剤製造部収容領域62、シンクロトロ
ン収容領域63、それに各治療照射室収容領域64、6
5、66が区画されている。
〜66の夫々に、図1の実施形態における各部分を隔離
して設置し、医療用加速器施設を構成した場合の一実施
形態であり、図示のように、前段加速器を構成する部分
は領域61に、そして照射22は領域62に夫々設置し
てあり、領域63には後段加速器4を構成するシンクロ
トロンが設置され、更に各領域64〜66には、各照射
室6〜8が設置されている。
壁60に、陽子線などのイオンビームに対して遮蔽機能
を持たせることにより、各領域に保守などの必要が生じ
たときでも、他の領域での稼働状態と関係無く、作業を
行うことができ、従って、治療と診断を分離して別々に
実施することが可能になり、稼働率を大幅に向上させる
ことができる。
器としてシンクロトロンを用いた場合について説明した
が、本発明はサイクロトロンにより実施しても良く、こ
れらシンクロトロンとサイクロトロンを組合わせて使用
しても良い。勿論、後段加速器が複数台使用され、イオ
ンビームが順次加速されるようにしても良い。
整範囲を有し、省電力で長メンテナンス周期の加速器シ
ステムと医療用加速器施設が確実に提供できるという効
果がある。
じた場合にも、下流側に最大値のイオンビームが供給さ
れてしまう虞れが無いので、信頼性の高い加速器システ
ムと医療用加速器施設が確実に提供できるという効果が
ある。
す構成図である。
イオン源の一例を示す構成図である。
示す構成図である。
成図である。
Claims (8)
- 【請求項1】 イオン源を含む前段加速器から供給され
るイオンビームを後段加速器で加速して照射部に輸送
し、照射室内のターゲットにビームを照射する方式の加
速器システムにおいて、 前記照射室内のターゲットに照射すべきイオンビーム電
流値が、前記前段加速器で制御されるように構成したこ
とを特徴とする加速器システム。 - 【請求項2】 請求項1に記載の発明において、 前記イオン源が、高周波放電型及びマイクロ波放電型の
少なくとも一方のイオン源で構成されていることを特徴
とする加速器システム。 - 【請求項3】 請求項1又は請求項2に記載の発明にお
いて、 前記前段加速器がビーム集束装置を備え、 前記イオンビーム電流値の制御が、当該ビーム集束装置
の集束力の制御により与えられるように構成されている
ことを特徴とする加速器システム。 - 【請求項4】 請求項1乃至請求項3に記載の発明の何
れかにおいて、 前記前段加速器が高周波線形加速器と高周波四重極加速
器、それにドリフトチューブ型加速器の少なくとも1種
の加速器を備え、 前記イオンビーム電流値の制御が、これら加速器の少な
くとも1種の制御又は2種の組合わせの制御の少なくと
も一方の制御により与えられるように構成されているこ
とを特徴とする加速器システム。 - 【請求項5】 請求項1乃至請求項4に記載の発明の何
れかにおいて、 前記後段加速器が、シンクロトロン及びサイクロトロ
ン、それにこれらの加速器の組合わせで構成されている
ことを特徴とする加速器システム。 - 【請求項6】 請求項1乃至請求項5に記載の発明の何
れかにおいて、 前記イオンビーム電流値の制御が、予め作成されている
治療手順に基づいて実行され、照射室内で治療に利用さ
れるように構成されていることを特徴とする加速器シス
テム。 - 【請求項7】 請求項1乃至請求項6に記載の発明の何
れかにおいて、 前記イオンビームが陽子線であることを特徴とする陽子
線加速器システム。 - 【請求項8】 請求項1乃至請求項7に記載の発明の何
れかによる加速器システムを医療用加速器として設置し
たことを特徴とする医療用加速器施設。
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