JPH10223400A - Particle accelerator for medical use - Google Patents
Particle accelerator for medical useInfo
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- JPH10223400A JPH10223400A JP3310697A JP3310697A JPH10223400A JP H10223400 A JPH10223400 A JP H10223400A JP 3310697 A JP3310697 A JP 3310697A JP 3310697 A JP3310697 A JP 3310697A JP H10223400 A JPH10223400 A JP H10223400A
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Abstract
Description
【0001】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、放射光と陽子を利
用した医療に用いる医療用粒子加速器に関し、特にアン
ジオグラフィー診断など自由電子からの放射光を利用し
た医療と陽子線照射治療など高速陽子を利用した医療の
いずれにも用いることができる医療利用粒子加速器に関
する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a medical particle accelerator for medical treatment using synchrotron radiation and protons, and more particularly, to medical treatment using synchrotron radiation from free electrons such as angiographic diagnosis and high-speed protons such as proton beam irradiation therapy. The present invention relates to a medical use particle accelerator that can be used for any of medical uses.
【0002】[0002]
【従来の技術】放射光は、医学、化学、生物学、物理学
の分野、あるいはリソグラフィ等の半導体分野での応用
が注目され、各放射光利用施設で実験されている。なか
でも医学分野での応用は最も期待されており、特に心臓
冠状動脈の診断に用いるアンジオグラフィーについては
日本の高エネルギー物理学研究所(KEK)等において
実証研究がなされている段階にある。アンジオグラフィ
ーは、ヨウ素を造影剤として血液中に注入し、33ke
V付近にあるヨウ素のK吸収端を挟んだ質量吸収係数の
差を利用して、この前後の波長を有する2種のX線を照
射して取得する画像間の差分を求めることにより、心臓
冠状動脈の映像を得る方法である。2. Description of the Related Art Synchrotron radiation has attracted attention in the fields of medicine, chemistry, biology, physics, and semiconductors such as lithography, and has been tested in facilities using radiation. Above all, application in the medical field is expected most, and particularly angiography used for diagnosis of cardiac coronary arteries is in the stage of empirical research at the Japan High Energy Physics Laboratory (KEK) and the like. Angiography involves injecting iodine into the blood as a contrast agent,
The difference between the images acquired by irradiating two types of X-rays having wavelengths before and after this using the difference in the mass absorption coefficient sandwiching the K absorption edge of iodine near V is obtained to obtain the coronary heart shape. This is a method of obtaining an artery image.
【0003】アンジオグラフィーに用いる約33keV
にピークを持つ放射光を得るためには、電子貯蔵リング
に蓄積する電子ビームあるいは陽電子ビームのエネルギ
ーE(GeV)とリングに設置した挿入光源の磁場強度
B(T)が、 E2×B≒34 (1) の関係を有するところが最も効率がよく、アンジオグラ
フィー用リングは上記の式(1)の左辺が34の前後1
0%内で設計されることが好ましいとされる。一方、プ
ロトンを用いた医療治療の研究も進められていて、有効
な治療には数10MeVから300MeVのプロトンビ
ームがあればよいことが分かっており、この為には円形
のプロトン加速器が用いられている。これらアンジオグ
ラフィー用の電子貯蔵リング実験施設とプロトンリング
はいずれも装置を設置する面積が大きいが、ふたつを同
時的に作用させる技術的思想がなかったこともあり、従
来それぞれ独立に設備されていた。About 33 keV used for angiography
In order to obtain emission light having a peak at a point, the energy E (GeV) of the electron beam or positron beam accumulated in the electron storage ring and the magnetic field strength B (T) of the insertion light source installed in the ring are expressed by E 2 × B ≒. 34 (1) is most efficient, and the ring for angiography has the left side of equation (1) above and below 1
It is preferable to design within 0%. On the other hand, research on medical treatment using protons is also underway, and it is known that a proton beam of several tens of MeV to 300 MeV is sufficient for effective treatment. For this purpose, a circular proton accelerator is used. I have. Both the angiography electron storage ring experimental facility and the proton ring have a large area where the equipment is installed, but there was no technical idea to make them work simultaneously, so conventionally they were separately installed. .
【0004】例えば、デンマークのアーフス(Aahu
s)大学が所有するASTRIDと呼ばれる貯蔵リング
には、プロトン等を加速するイオン加速用シンクロトロ
ンの機能が付加されている。しかし、貯蔵リングのエネ
ルギーが600MeVであるため、現状の技術で可能な
20Tの超電導電磁石を用いて挿入光源を構成しても式
(1)を満足させることはできない。したがって、33
keV付近の放射光出力効率が非常に悪くアンジオグラ
フィー用に使用することは適当でない。[0004] For example, Aahu, Denmark
s) A storage ring called ASTRID owned by the university is provided with the function of a synchrotron for ion acceleration for accelerating protons and the like. However, since the energy of the storage ring is 600 MeV, even if the insertion light source is configured using a superconducting conductive magnet of 20 T, which is possible with the current technology, Expression (1) cannot be satisfied. Therefore, 33
The radiation output efficiency near keV is very poor and is not suitable for use in angiography.
【0005】また、スイスの欧州原子核研究センター
(CERN)では、設備上の面積効率を考慮して電子貯
蔵リングとプロトンリングの両方を複合的に配置して粒
子の衝突実験を行えるようにしたLEP(ラージエレク
トロンポジトロンコリダー)と呼ばれるリングを所有し
ている。LEPに高エネルギーの電子、陽電子あるいは
陽子を入射するためこれら粒子を発生し加速する装置を
備えている。LEPに粒子を供給する加速装置の最終段
のシンクロトロンをSPS(スーパープロトンシンクロ
トロン)と呼ぶ。In addition, the European Nuclear Research Center (CERN) in Switzerland has designed an LEP in which both an electron storage ring and a proton ring are arranged in a complex manner to perform a particle collision experiment in consideration of area efficiency on equipment. Owns a ring called the Large Electron Positron Corridor. A device is provided for generating and accelerating high energy electrons, positrons or protons into the LEP in order to make them incident. The synchrotron at the last stage of the accelerator that supplies particles to the LEP is called SPS (Super Proton Synchrotron).
【0006】図5は粒子発生部からSPSまでの設備構
成を表す概略構成図である。600MeVリニアックか
ら放射される電子は600MeV電子陽電子アキュミレ
ーター(EPA)に順次送り込む。また、200MeV
リニアックから放射される電子線を電子極性変換器にお
いて物質に入射させて陽電子線に変換して600MeV
リニアックの加速管で加速してEPAに順次送り込む。
EPAでは送り込まれた電子あるいは陽電子を蓄積して
所定の量の電子ビームが形成される。電子ビームは次ぎ
に電子エネルギーで3.5GeVまで加速できるプロト
ンシンクロトロン(PS)で加速してSPSに注入す
る。SPSでは電子あるいは陽電子をさらに20GeV
まで加速して、図示しないLEPに入射する。電子と陽
電子はLEPのリング中の僅かにずれた周回軌道を対向
方向に高速で周回しており、適当なタイミングで両者の
軌道を同一位置にすることにより電子と陽電子の衝突を
起こすことができる。FIG. 5 is a schematic configuration diagram showing the equipment configuration from the particle generator to the SPS. The electrons emitted from the 600 MeV linac are sequentially sent to a 600 MeV electron positron accumulator (EPA). Also, 200MeV
An electron beam emitted from a linac is incident on a substance in an electron polarity converter, converted into a positron beam, and converted to 600 MeV.
It is accelerated by the linac accelerating tube and sent to the EPA sequentially.
In the EPA, a predetermined amount of electron beam is formed by accumulating the electrons or positrons that have been sent. The electron beam is then accelerated by a proton synchrotron (PS) that can accelerate to 3.5 GeV with electron energy and injected into the SPS. In SPS, electrons or positrons are further increased by 20 GeV
And then enters the LEP (not shown). Electrons and positrons orbit the slightly shifted orbit in the LEP ring at high speed in the opposite direction, and by making the orbits of the same position at the appropriate timing, collision of electrons and positrons can occur. .
【0007】CERNでは、また陽子を発生する陽子リ
ニアックを備え、発生した陽子を50MeVまで加速し
てプロトロンシンクロトロンブースター(PSB)に注
入することができるようにしてある。PSBで80Me
Vまで加速された陽子はPSに注入され、さらに10G
eV程度まで加速される。PSで加速された陽子ビーム
は反陽子生成等の物理実験に用いると共に、さらに大型
のSPSに入射させて400GeVまで加速して、これ
を取り出してより高度な物理実験に用いられる。このよ
うに、CERNの衝突型リングLEPは、陽子リニアッ
ク、電子リニアック、シンクロトロンを備えており、シ
ンクロトロンには電子と陽子の両方を周回させることが
できるように構成されている。[0007] The CERN is also provided with a proton linac that generates protons so that the generated protons can be accelerated to 50 MeV and injected into a protron synchrotron booster (PSB). 80Me in PSB
The protons accelerated to V are injected into the PS, and 10G
It is accelerated to about eV. The proton beam accelerated by the PS is used for a physical experiment such as antiproton generation, and is incident on a larger SPS to be accelerated to 400 GeV, and is taken out and used for a more advanced physical experiment. As described above, the collision type ring LEP of the CERN includes the proton linac, the electron linac, and the synchrotron, and the synchrotron is configured so that both electrons and protons can circulate.
【0008】しかし、SPSは物理学的見地からの粒子
の衝突実験という先端的な物理学の研究を目的とするも
のであるから、アキュミレーションリング、ブースター
シンクロトロン、プロトンリングの与えるエネルギーが
大きく、またEPA、PS、SPSそれぞれの周長は1
20m、600m、7kmと極めて大きいばかりでな
く、アキュミレーションリングやブースターシンクロト
ロンはプロトンリングの外側に配設されているため、設
備全体の面積が極めて大きいものとなっている。However, since SPS is intended for advanced physics research such as particle collision experiments from a physical point of view, the energy provided by the accumulation ring, booster synchrotron, and proton ring is large. , The circumference of EPA, PS, and SPS is 1
In addition to the extremely large lengths of 20 m, 600 m, and 7 km, the accumulation ring and the booster synchrotron are disposed outside the proton ring, so that the area of the entire equipment is extremely large.
【0009】このようにCERNのシンクロトンSPS
等は、アンジオグラフィー用放射光発生装置や医療用プ
ロトン発生装置として必要とされる3.2GeVより遥
かに大きなエネルギーを扱うものとして適正化された装
置となっており、また医療の現場で要求されるような面
積効率を問題にすることもない。以上のように、アンジ
オグラフィー専用の貯蔵リングあるいはシンクロトロン
と医療用のプロトンリングを併設した小型の医療現場に
設置が可能な医療用設備の例は未だ見られず、また現状
の設備に手を入れて医療用設備にすることも困難であ
る。Thus, the synchrotron SPS of CERN
Are optimized for handling much larger energy than 3.2 GeV, which is required for an angiographic synchrotron radiation generator or medical proton generator, and are required in the medical field. There is no problem of area efficiency. As described above, no examples of medical equipment that can be installed in a small medical site with a storage ring dedicated to angiography or a synchrotron and a proton ring for medical use have not yet been seen. It is also difficult to put them into medical facilities.
【0010】[0010]
【発明が解決しようとする課題】そこで、本発明の解決
しようとする課題は、放射光とプロトン線の照射が可能
な小型の装置を提供することであり、特に医療現場に設
置してアンジオグラフィーを用いた診断とプロトン照射
による治療を行うことができる小型の医療用粒子加速器
を提供することであり、また、その医療用粒子加速器の
適切な操作方法を提供するところにある。SUMMARY OF THE INVENTION Accordingly, an object of the present invention is to provide a small-sized apparatus capable of irradiating emitted light and a proton beam. It is an object of the present invention to provide a small-sized medical particle accelerator capable of performing a diagnosis using a laser and a treatment by proton irradiation, and an appropriate operation method of the medical particle accelerator.
【0011】[0011]
【課題を解決するための手段】上記課題を解決するた
め、本発明の加速器は、陽子用線形型加速器(リニアッ
ク)と、電子用線形加速器(リニアック)と、シンクロ
トロンと、そのシンクロトロンから注入される電子の蓄
積を行う電子貯蔵リングとを備えた加速器であって、陽
子用線形型加速器と電子用線形型加速器とシンクロトロ
ンが電子貯蔵リングの内側に配設されることを特徴とす
る。さらに、シンクロトロンが周回軌道中に陽子加速管
と電子加速管を備え、陽子用線形型加速器から陽子の注
入を受けて陽子の加速と射出を行い、電子用線形型加速
器から電子の注入を受けて電子の加速を行うとともに、
電子貯蔵リングがシンクロトロンから注入される電子の
蓄積と放射光の発生をすることを特徴とする医療用粒子
加速器である。In order to solve the above-mentioned problems, an accelerator according to the present invention comprises a linear accelerator for protons (linac), a linear accelerator for electrons (linac), a synchrotron, and injection from the synchrotron. An electron storage ring for accumulating electrons to be obtained, wherein a linear accelerator for protons, a linear accelerator for electrons, and a synchrotron are disposed inside the electron storage ring. Furthermore, the synchrotron has a proton accelerator and an electron accelerator in its orbit, and receives proton injection from the proton linear accelerator, accelerates and ejects protons, and receives electron injection from the electron linear accelerator. To accelerate the electrons,
A medical particle accelerator characterized in that an electron storage ring accumulates electrons injected from a synchrotron and generates emitted light.
【0012】なお、陽子用線形型加速器と電子用線形型
加速器をシンクロトロンの内側に配設するようにしても
よい。また、電子貯蔵リングに超電導ウィグラーを設置
してアンジオグラフィー診断用の放射光を発生するよう
にすることが好ましい。さらに、シンクロトロンは、周
長が30ないし110mの範囲内に形成し、電子の加速
エネルギーが1.2GeV以上であって250MeV付
近の陽子の加速エネルギーを発生できるように構成する
ことが好ましい。また、陽子用線形型加速器により加速
された陽子のエネルギーが100MeV以下であり、電
子用線形型加速器により加速された電子のエネルギーが
30ないし200MeVの範囲内であることが好まし
い。The proton linear accelerator and the electron linear accelerator may be arranged inside the synchrotron. Preferably, a superconducting wiggler is installed in the electron storage ring to generate radiation for angiographic diagnosis. Further, it is preferable that the synchrotron is formed to have a circumference within a range of 30 to 110 m and has a configuration in which the acceleration energy of electrons is 1.2 GeV or more and the acceleration energy of protons around 250 MeV can be generated. Further, it is preferable that the energy of protons accelerated by the linear accelerator for protons is 100 MeV or less, and the energy of electrons accelerated by the linear accelerator for electrons is in the range of 30 to 200 MeV.
【0013】上記課題を解決するため、本発明の医療用
粒子加速器の運転方法は、まず電子用線形型加速器を運
転して発生する電子をシンクロトロンに注入し、シンク
ロトロンにより電子を所定エネルギーまで加速し、加速
された電子を電子貯蔵リングに注入し蓄積した後で、陽
子用線形型加速器を運転して発生した陽子をシンクロト
ロンに注入して陽子加速管により陽子を加速することに
より、高エネルギー電子と高エネルギー陽子を同時に得
るようにすることを特徴とする。[0013] In order to solve the above-mentioned problems, a method of operating a medical particle accelerator according to the present invention comprises: first operating a linear accelerator for electrons to inject electrons generated into a synchrotron; After accelerating, injecting the accelerated electrons into the electron storage ring and accumulating them, operating the proton linear accelerator to inject the generated protons into the synchrotron and accelerating the protons with the proton accelerator, It is characterized in that energy electrons and high energy protons are obtained simultaneously.
【0014】本発明の医療用粒子加速器によれば、1組
の加速器を用いることにより、電子貯蔵リング中を周回
する電子により放射光を得て患部の診断を行うととも
に、別途に改めてシンクロトロンに注入されシンクロト
ロンを周回して加速された陽子を患部に照射して治療を
行うことができる。このようにひとつのシンクロトロン
を電子と陽子に共用するためシンクロトロンを1基節約
ができる。また、設備上最も大きな面積を必要とする電
子貯蔵リングの内側に他の主要な要素を収納するため、
貯蔵リングを収容できる敷地があれば設備を設けること
ができ、粒子加速器を医療現場に設置して利用すること
がより容易になる。According to the medical particle accelerator of the present invention, by using one set of accelerators, the circulating light in the electron storage ring is used to obtain the emitted light to diagnose the affected part, and separately to the synchrotron. Irradiated protons are injected into the synchrotron and accelerated by orbiting the synchrotron, and treatment can be performed. As described above, one synchrotron is used for both electrons and protons, so that one synchrotron can be saved. Also, to house other main elements inside the electronic storage ring that requires the largest area on the facility,
If there is a site that can accommodate the storage ring, facilities can be provided, and it becomes easier to install and use the particle accelerator at the medical site.
【0015】なお、電子貯蔵リングの内側に配設された
シンクロトロンの内側に陽子用線形型加速器と電子用線
形型加速器を配設することにより、より単純で調整の容
易な構造を得ることができる。なお、これら加速器のい
ずれかあるいは一方をシンクロトロンの外側に配置した
場合にはより大型で出力の大きな加速器を設備すること
ができるようになるという利点が生ずる。また、電子貯
蔵リングに超電導ウィグラーを設置して所定の波長の放
射光を発生させるようにするとアンジオグラフィーによ
り心臓冠状動脈の鮮明な画像を得ることができ、医者の
正確な診断を補助することができる。By arranging the linear accelerator for protons and the linear accelerator for electrons inside the synchrotron provided inside the electron storage ring, a simpler and easy-to-adjust structure can be obtained. it can. When one or one of these accelerators is arranged outside the synchrotron, there is an advantage that a larger accelerator having a large output can be installed. In addition, if a superconducting wiggler is installed on the electron storage ring to generate radiation of a predetermined wavelength, a clear image of the coronary artery of the heart can be obtained by angiography, which can assist a doctor in making an accurate diagnosis. it can.
【0016】さらに、アンジオグラフィーに使用できる
ようにシンクロトロンの周長を30ないし110mの範
囲内に形成し、電子の加速エネルギーを1.2GeV以
上とすれば、特別な付加装置を用いなくても同じシンク
ロトロンを利用して陽子の加速エネルギーを250Me
V付近まで可能にすることが比較的容易になる。陽子用
線形型加速器により加速される陽子エネルギーが100
MeV以下であり、電子用線形型加速器により加速され
る電子のエネルギーが30ないし200MeVの範囲内
であれば、シンクロトロンにおいて十分効率よく加速す
ることができる。また、本発明の医療用粒子加速器の運
転方法によれば、はじめに電子貯蔵リング中に電子ビー
ムを形成してから、不要になったシンクロトロン中に陽
子を周回させるから、放射光と陽子をそれぞれ別々に医
療に用いる場合はもちろん同時に一人もしくは複数の患
者に使用することも可能となる。Furthermore, if the circumference of the synchrotron is formed within the range of 30 to 110 m and the acceleration energy of the electrons is 1.2 GeV or more so that it can be used for angiography, no special additional device is required. Using the same synchrotron to increase the proton acceleration energy to 250 Me
It is relatively easy to make it possible to approach V. The proton energy accelerated by the proton linear accelerator is 100
If the energy is not more than MeV and the energy of the electrons accelerated by the electron linear accelerator is in the range of 30 to 200 MeV, the electron beam can be sufficiently efficiently accelerated in the synchrotron. According to the method for operating a medical particle accelerator of the present invention, an electron beam is first formed in an electron storage ring, and then protons are circulated in an unnecessary synchrotron. When used separately for medical treatment, it is of course possible to simultaneously use one or more patients.
【0017】[0017]
【発明の実施の形態】以下、本発明に係る医療用粒子加
速器を、図面を用い実施例に基づいて詳細に説明する。
図1は本発明の1実施例を示す医療用粒子加速器システ
ムの配置図、図2は本実施例の医療用粒子加速器の運転
手順を示すフローチャート、図3と図4はそれぞれ本発
明の別の実施例を示す医療用粒子加速器のシステム配置
図である。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, a medical particle accelerator according to the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
FIG. 1 is a layout diagram of a medical particle accelerator system showing one embodiment of the present invention, FIG. 2 is a flowchart showing an operation procedure of the medical particle accelerator of this embodiment, and FIGS. It is a system layout of a medical particle accelerator showing an example.
【0018】図1において、1は陽子用リニアック、2
は電子用リニアック、3はシンクロトロン、4は電子貯
蔵リングである。陽子用リニアック1と電子用リニアッ
ク2はシンクロトロン3の内側に配設され、シンクロト
ロン3は電子貯蔵リング4の内側に配設されている。こ
のため、装置の主要部分は全て貯蔵リング4の内部に収
納される形になっていて、全体として貯蔵リングより広
い設置面積を必要としない。In FIG. 1, 1 is a linac for protons, 2
Is an electronic linac, 3 is a synchrotron, and 4 is an electron storage ring. The proton linac 1 and the electronic linac 2 are disposed inside a synchrotron 3, and the synchrotron 3 is disposed inside an electron storage ring 4. For this reason, all the main parts of the device are housed inside the storage ring 4 and do not require a larger installation area than the storage ring as a whole.
【0019】陽子用リニアック1は陽子発生器12と陽
子加速器14から構成され発生器で発生する陽子ビーム
を陽子加速器14で100MeV程度までの例えば15
MeVなど所定のエネルギーを与えてシンクロトロン3
に注入する。電子用リニアック2は電子銃(ガン)22
と3基の高周波(RF)加速器24、26、28から構
成され、ガン22から射出される電子ビームを3段のR
F加速器で30〜200MeVの範囲内の、例えば15
0〜170MeVなど、所定のエネルギーを与えて所定
の速度にしてシンクロトロン3に注入する。The proton linac 1 is composed of a proton generator 12 and a proton accelerator 14, and the proton beam generated by the generator is converted to about 100 MeV by the proton accelerator 14, for example, up to 15 MeV.
Synchrotron 3 with given energy such as MeV
Inject into The electronic linac 2 is an electron gun (gun) 22
And three high-frequency (RF) accelerators 24, 26, and 28, and the three-stage R beam
F accelerator in the range of 30-200 MeV, for example 15
A predetermined energy such as 0 to 170 MeV is applied to the synchrotron 3 at a predetermined speed.
【0020】シンクロトロン3は、偏向角15度の2極
偏向電磁石a6基と各偏向電磁石の間に配設された4極
電磁石bからなり荷電粒子に90度の偏向角を与えるユ
ニットを4つ組み合わせて周回軌道を形成した円形加速
器であり、入射された陽子あるいは電子もしくは陽電子
を円形軌道に保って加速する。必要に応じて6極電磁石
を配置してもよい。The synchrotron 3 comprises four dipole electromagnets a having a deflection angle of 15 degrees and quadrupole electromagnets b disposed between the respective deflection electromagnets, and four units for giving a 90 degree deflection angle to charged particles. This is a circular accelerator that forms a circular orbit in combination, and accelerates an incident proton or electron or positron while maintaining the circular orbit. A six-pole electromagnet may be provided as necessary.
【0021】シンクロトロン3には、電子ビーム加速用
の高周波電子加速空洞32と陽子ビーム加速用の高周波
陽子加速空洞34が設備されている。電子は入射エネル
ギーで粒子速度がほぼ光速度であるため粒子の回転周波
数が加速と共に殆ど変化しないのに対して、陽子の場合
は入射エネルギーでは速度が遅く加速とともに回転周波
数が変化するので高周波電場の周波数を変調する必要が
あることから、それぞれに適した加速空洞を備えるよう
にしたものである。このようにして、周長68mのシン
クロトロンで、電子が例えば2.2GeVまで加速さ
れ、陽子が300MeVまで加速されるようになってい
る。The synchrotron 3 is provided with a high-frequency electron acceleration cavity 32 for electron beam acceleration and a high-frequency proton acceleration cavity 34 for proton beam acceleration. The rotation frequency of a particle hardly changes with acceleration because the particle velocity is almost the speed of light at the incident energy of an electron. Since the frequency needs to be modulated, an acceleration cavity suitable for each is provided. In this way, electrons are accelerated to, for example, 2.2 GeV and protons are accelerated to 300 MeV in the synchrotron having a circumference of 68 m.
【0022】所定の速度まで加速されたプロトンビーム
はシンクロトロン中に設けたプロトン射出用偏向電磁石
でシンクロトロン外に放射し、患者の患部に照射させた
りして医療に利用する。また、所定の速度まで加速され
た電子ビームは移送のための偏向電磁石によりシンクロ
トロン3から取り出して貯蔵リング4に注入される。The proton beam accelerated to a predetermined speed is radiated out of the synchrotron by a proton emitting deflection electromagnet provided in the synchrotron, and is used for medical treatment by irradiating an affected part of a patient. The electron beam accelerated to a predetermined speed is taken out of the synchrotron 3 by a bending electromagnet for transfer and injected into the storage ring 4.
【0023】電子貯蔵リング4は、相対的速度で周回す
る電子ビームからアンジオグラフィーに用いる33ke
V付近のX線放射光を得るためのもので、構造的にはシ
ンクロトロン3と同様に偏向電磁石aと4極電磁石bか
らなる4組の周期磁石配列により円形軌道が構成されて
いる。各周期磁石配列は、中心となる偏向磁石の中心か
ら左右対称に順次、4極電磁石、偏向電磁石、4極電磁
石、4極電磁石、4極電磁石、4極電磁石、偏向電磁
石、4極電磁石、偏向電磁石、4極電磁石、4極電磁
石、4極電磁石と配設されている。偏向電磁石は電子ビ
ームを15度ずつ偏向させ、最外側の偏向電磁石は他の
ものの丁度半分の長さを持っていて電子を7.5度偏向
させるので、1組の周期磁石配列は電子ビームを合計9
0度偏向させる。The electron storage ring 4 is a 33-ke beam used for angiography from an electron beam circling at a relative speed.
A circular orbit is constituted by four sets of periodic magnet arrangements composed of a bending electromagnet a and a quadrupole electromagnet b, similarly to the synchrotron 3, for obtaining X-ray radiation near V. Each periodic magnet arrangement is sequentially symmetrical from the center of the center deflection magnet in the left-right direction, quadrupole electromagnet, deflection electromagnet, quadrupole electromagnet, quadrupole electromagnet, quadrupole electromagnet, quadrupole electromagnet, deflection electromagnet, quadrupole electromagnet, deflection It is provided with an electromagnet, a quadrupole electromagnet, a quadrupole electromagnet, and a quadrupole electromagnet. A set of periodic magnets deflects the electron beam because the deflection magnet deflects the electron beam by 15 degrees and the outermost deflection magnet has just half the length of the others and deflects the electrons by 7.5 degrees. 9 in total
Deflected 0 degrees.
【0024】貯蔵リング4の周期磁石配列同士の間に、
放射損失により失うエネルギーを補うための加速電圧を
供給するRF加速空洞42が備えられている。また、放
射光を発生させるための挿入光源として超電導ウィグラ
ー44が周期磁石配列同士の間の直線部に配設されてい
る。また、永久磁石を用いたアンジュレータ46、48
が周期磁石配列中の4個連続して配設される4極電磁石
の中間に設けられている。超電導ウィグラー44から放
射されるX線は患者の心臓部分に照射して行うアンジオ
グラフィー診断に用いられる。Between the periodic magnet arrays of the storage ring 4,
An RF accelerating cavity 42 is provided that provides an accelerating voltage to compensate for the energy lost due to radiation loss. In addition, a superconducting wiggler 44 is provided in a linear portion between the periodic magnet arrays as an insertion light source for generating radiation light. Undulators 46 and 48 using permanent magnets
Are provided in the middle of four consecutively arranged four-pole electromagnets in the periodic magnet array. X-rays emitted from the superconducting wiggler 44 are used for angiographic diagnosis performed by irradiating the heart portion of the patient.
【0025】超電導ウィグラー44における磁場強度
は、現状の技術水準における超電導磁場の限界が20T
程度であり、常伝導より大きい場合に超電導採用の意義
が生ずることを考慮に入れると、3T〜20Tの範囲に
あると考えてよい。そこで、超電導ウィグラーの磁場強
度と上述の式(1)を考慮すると、電子貯蔵リング4の
エネルギーは1.2GeVから4GeVの範囲にあり、
低いエネルギーであれば貯蔵リングの周長も短くてよ
い。The magnetic field strength in the superconducting wiggler 44 is such that the limit of the superconducting magnetic field in the state of the art is 20 T
Considering that the significance of adoption of superconductivity arises when it is larger than normal conduction, it may be considered to be in the range of 3T to 20T. Therefore, considering the magnetic field strength of the superconducting wiggler and the above equation (1), the energy of the electron storage ring 4 is in the range of 1.2 GeV to 4 GeV,
If the energy is low, the circumference of the storage ring may be short.
【0026】シンクロトロンの電子エネルギーE(Ge
V)と磁場強度B(T)と曲率半径ρ(m)の間には、 E=0.3B×ρ (2) の関係があることは知られている。電子貯蔵リング4に
電子を注入するシンクロトロン3のエネルギーは、貯蔵
リングのエネルギーに対応して1.2GeV〜4GeV
の範囲にあれば十分である。そこで、常伝導電磁石は磁
場強度と印加電流の関係の線形性がよい範囲が1.5T
程度までであることを考慮しこの式を適用すると、シン
クロトロン3に用いる偏向電磁石aの曲率半径ρは2.
6m〜9mが適当であることがわかる。シンクロトロン
には収束電磁石や入射部の偏向電磁石などリングを形成
する偏向電磁石以外の要素も必要であることを考慮する
と、リングの周長は32m〜110m程度、平均直径は
10m〜35m程度になる。The electron energy E of the synchrotron (Ge
It is known that there is a relationship of E = 0.3B × ρ (2) between V), the magnetic field strength B (T), and the radius of curvature ρ (m). The energy of the synchrotron 3 for injecting electrons into the electron storage ring 4 is 1.2 GeV to 4 GeV corresponding to the energy of the storage ring.
Is enough. Therefore, the normal conduction magnet has a good linearity of the relationship between the magnetic field strength and the applied current in the range of 1.5T.
When this formula is applied in consideration of the above, the radius of curvature ρ of the bending electromagnet a used for the synchrotron 3 is 2.
It turns out that 6 m-9 m are suitable. Considering that the synchrotron also requires elements other than the bending electromagnet such as the converging electromagnet and the deflection electromagnet at the incident part, the circumference of the ring is about 32 m to 110 m, and the average diameter is about 10 m to 35 m. .
【0027】一方、電子と比較して重い陽子について
は、上記の式(2)にローレンツファクターγを加味し
た E=0.3B×ρ/(1−1/γ2)1/2 (3) の関係が成立する。式(3)によれば、上記の電子加速
用に設計された曲率半径ρが2.6m〜9mのシンクロ
トロン3をプロトンシンクロトロンとして使用すると、
磁場強度が1.5Tのときに、静止エネルギーを除いた
運動エネルギーが560MeV〜3.2GeVとなる。
従って、上記の電子用シンクロトロンをプロトンシンク
ロトロンとして用いて偏向電磁石aの磁場強度を調整
し、プロトンの加速と同調するようにプロトン加速空洞
34のRF周波数を変調することにより、たとえばガン
の治療に有効なプロトン照射に必要とされる250Me
Vまでのプロトンビームを容易に発生させることができ
る。On the other hand, for protons that are heavier than electrons, E = 0.3B × ρ / (1-1 / γ 2 ) 1/2 (3) in which the Lorentz factor γ is added to the above equation (2). Is established. According to equation (3), when the synchrotron 3 having a radius of curvature ρ of 2.6 m to 9 m designed for the electron acceleration is used as a proton synchrotron,
When the magnetic field strength is 1.5 T, the kinetic energy excluding the quiescent energy is 560 MeV to 3.2 GeV.
Therefore, by using the above-mentioned electron synchrotron as a proton synchrotron to adjust the magnetic field strength of the bending electromagnet a and modulate the RF frequency of the proton accelerating cavity 34 so as to be synchronized with the acceleration of the proton, for example, the treatment of cancer Me required for effective proton irradiation
Proton beams up to V can be easily generated.
【0028】なお、図1の実施例の場合のように平均直
径10m〜35mのシンクロトロン3の内側に陽子リニ
アック1と電子リニアック2を設置するためには、各リ
ニアックの長さは輸送系のスペースを考慮しても5m〜
30mとすることができる。このように、本発明の医療
利用粒子加速器は、アンジオグラフィー専用の貯蔵リン
グ4と、電子ビームのブースター用と医療用プロトンビ
ーム発生用を兼ねたシンクロトロン3を併存させた小型
の医療用粒子加速器となる。In order to install the proton linac 1 and the electron linac 2 inside the synchrotron 3 having an average diameter of 10 to 35 m as in the case of the embodiment of FIG. 5m or more even considering space
It can be 30 m. As described above, the medical particle accelerator according to the present invention is a small medical particle accelerator in which the storage ring 4 dedicated to angiography and the synchrotron 3 serving both as a booster for the electron beam and for generating a medical proton beam coexist. Becomes
【0029】なお、本発明の医療用粒子加速器は、アン
ジオグラフィー診断とプロトンビーム照射のいずれに使
用してもよいが、貯蔵リング4に必要な電子ビームを貯
蔵すると同時にシンクロトロン3にプロトンビームを貯
蔵して、同時にあるいは独立に2つの医療行為を行うよ
うにすることができる。図2は、貯蔵リング4とシンク
ロトロン3を同時に運転するための手順を説明したフロ
ーチャートである。The medical particle accelerator of the present invention may be used for any of angiography diagnosis and proton beam irradiation. However, the electron beam necessary for the storage ring 4 is stored in the storage ring 4 and the proton beam is supplied to the synchrotron 3 at the same time. It can be stored so that two medical actions can be performed simultaneously or independently. FIG. 2 is a flowchart illustrating a procedure for simultaneously operating the storage ring 4 and the synchrotron 3.
【0030】運転を開始する時には(S101)、まず
電子銃22やRF加速器24、26、28を起動して電
子用リニアック2を運転し、電子ビームを発生させ30
MeV〜200MeVのエネルギーを与えてシンクロト
ロン3に注入する(S102)。この時、シンクロトロ
ン3におけるRF電子加速空洞32を運転し電子ビーム
を蓄積すると共に1.2GeV〜4GeVまで加速する
(S103)。所定のエネルギーに達した電子ビームは
貯蔵リング4に注入して貯蔵する(S104)。貯蔵リ
ング4内に電子ビームが所要量まで蓄積された後は、貯
蔵リング4の運転を継続すると共に、電子用リニアック
2を停止し、シンクロトロン3の電子加速空洞34を停
止する(S105)。When the operation is started (S101), first, the electron gun 22 and the RF accelerators 24, 26, and 28 are started to operate the electronic linac 2 to generate an electron beam.
The energy of MeV to 200 MeV is applied and injected into the synchrotron 3 (S102). At this time, the RF electron accelerating cavity 32 in the synchrotron 3 is operated to accumulate the electron beam and accelerate the electron beam to 1.2 to 4 GeV (S103). The electron beam that has reached the predetermined energy is injected into the storage ring 4 and stored (S104). After the required amount of electron beams has been stored in the storage ring 4, the operation of the storage ring 4 is continued, the linac 2 for electrons is stopped, and the electron accelerating cavity 34 of the synchrotron 3 is stopped (S105).
【0031】次ぎに、陽子用リニアック1を運転し、陽
子ビームを発生させエネルギー20MeVまで加速する
(S106)。今度はシンクロトロン3におけるRF陽
子加速空洞34を運転し、徐々に周波数を上昇させてシ
ンクロトロン中を周回する陽子ビームのエネルギーを2
50MeVまで増加させる(S107)。このようにし
て、貯蔵リング4中に電子ビームが周回し、シンクロト
ロン中にプロトンビームが周回しているようにする。Next, the proton linac 1 is operated to generate a proton beam and accelerate the energy to 20 MeV (S106). This time, the RF proton accelerating cavity 34 in the synchrotron 3 is operated to gradually increase the frequency to reduce the energy of the proton beam circulating in the synchrotron by 2
It is increased to 50 MeV (S107). In this way, the electron beam circulates in the storage ring 4 and the proton beam circulates in the synchrotron.
【0032】貯蔵リング4に挿入した超電導ウィグラー
挿入光源44で発生させる放射光の照射位置に患者を位
置せしめてアンジオグラフィー診断をする。放射により
減少する電子ビームのエネルギーはRF加速空洞42に
より補充されるので、長時間にわたり多数回の照射が可
能である。また、シンクロトロン中のプロトンビームは
必要なときにパルス磁石により取り出されてビームの照
射位置に位置せしめられた患者の患部に照射されて、治
療効果を発揮する。(S108)。蓄積された電子ビー
ムの量あるいは質が劣化すると運転を停止して(S10
9)、再度電子ビームを蓄積する。An angiography diagnosis is performed by positioning a patient at a position irradiated with the radiation generated by the superconducting wiggler insertion light source 44 inserted into the storage ring 4. Since the energy of the electron beam reduced by the radiation is supplemented by the RF accelerating cavity 42, multiple irradiations over a long time are possible. When necessary, the proton beam in the synchrotron is extracted by a pulse magnet and irradiated to the affected part of the patient positioned at the irradiation position of the beam, thereby exhibiting a therapeutic effect. (S108). When the quantity or quality of the accumulated electron beam deteriorates, the operation is stopped (S10).
9) The electron beam is stored again.
【0033】図3と図4は、本発明の別の実施例を示す
医療用粒子加速器システム配置図である。図では図1と
同じ機能を有する要素について同じ参照番号を付すこと
により説明を省略あるいは簡約化した。図3は陽子用リ
ニアック1を貯蔵リング4の内側でシンクロトロン3の
外側に配設した場合を示す。貯蔵リング4の径はシンク
ロトロン3の径より大きいので、このように配置するこ
とにより、図1の配置と比較してより大きなリニアック
を用いることができるようになる。勿論、陽子用リニア
ック1の代わりに電子用リニアック2をシンクロトロン
3の外側に配設してもよい。FIGS. 3 and 4 are layout diagrams of a medical particle accelerator system showing another embodiment of the present invention. In the figure, elements having the same functions as those in FIG. 1 are denoted by the same reference numerals, and the description is omitted or simplified. FIG. 3 shows a case where the proton linac 1 is disposed inside the storage ring 4 and outside the synchrotron 3. Since the diameter of the storage ring 4 is larger than the diameter of the synchrotron 3, this arrangement allows a larger linac to be used as compared to the arrangement of FIG. Of course, an electronic linac 2 may be provided outside the synchrotron 3 instead of the proton linac 1.
【0034】また、図4は陽子用リニアック1と電子用
リニアック2の両方を貯蔵リング4とシンクロトロン3
の間に配設した場合を示す。このように配設してもより
大型のリニアックを採用することができるようになるの
は明らかである。なお、電子と陽子の極性は反対である
から、陽子用リニアック1の射出方向と電子用リニアッ
ク2の射出方向とが対峙する形となってシンクロトロン
3に導入され、互いに反対の方向に周回するようになっ
ているが、電子に代えて陽電子を用いる場合は、陽子も
同じ方向からシンクロトロンに注入して同じ方向に周回
するように配設することが好ましい。FIG. 4 shows a storage ring 4 and a synchrotron 3 for both a proton linac 1 and an electron linac 2.
It shows the case where it is arranged between. Obviously, even with such an arrangement, a larger linac can be adopted. Since the polarities of electrons and protons are opposite to each other, the emission direction of the proton linac 1 and the emission direction of the electron linac 2 are introduced into the synchrotron 3 so as to face each other, and orbit in the opposite directions. However, when positrons are used instead of electrons, it is preferable that protons are also injected into the synchrotron from the same direction and arranged so as to orbit in the same direction.
【0035】上記実施例では、シンクロトロンや貯蔵リ
ングの構成要素の形状や組み合わせを含めて、諸元に具
体的な数値を適用したものとして説明しているが、これ
らの形状や数値は発明の理解を容易にするために使用し
たものであって設計上の選択に過ぎず、当業者ならば発
明の技術的思想に基づいて他の適当な形状や値を選択し
て組み合わせることができることは言うまでもない。ま
た、全ての装置が同じ平面内にある必要はなく、例えば
一部を地下に設置してもよいことはいうまでもない。な
お、両リニアックからの電子や陽電子あるいは陽子のビ
ームをそのまま各種の実験に用いるようにすることもで
きる。In the above-described embodiment, specific numerical values are applied to the specifications, including the shapes and combinations of the components of the synchrotron and the storage ring. It is used for ease of understanding and is merely a design choice. It goes without saying that those skilled in the art can select and combine other appropriate shapes and values based on the technical idea of the invention. No. Also, it is needless to say that not all the devices need to be on the same plane, and for example, some of them may be installed underground. The electron, positron or proton beams from both linacs can be used for various experiments as they are.
【0036】[0036]
【発明の効果】以上詳細に説明した通り、本発明の医療
用粒子加速器は、アンジオグラフィー診断とプロトン照
射治療を同時に行うことができる小型の医療用粒子加速
器であって、従来同じ目的で使用する粒子加速器と比較
してシンクロトロンが1基少なく経済的に建設すること
ができるばかりでなく、格段に小さな敷地に設置できる
ようになった。As described above in detail, the medical particle accelerator of the present invention is a small medical particle accelerator capable of simultaneously performing angiographic diagnosis and proton irradiation treatment, and is conventionally used for the same purpose. Compared to a particle accelerator, not only can a synchrotron be constructed economically with one less unit, but it can be installed on a much smaller site.
【図1】本発明の1実施例を示す医療用粒子加速器シス
テムの配置図である。FIG. 1 is a layout view of a medical particle accelerator system showing one embodiment of the present invention.
【図2】本発明の医療用粒子加速器の運転手順を示すフ
ローチャートである。FIG. 2 is a flowchart showing an operation procedure of the medical particle accelerator of the present invention.
【図3】本発明の別の実施例を示す医療用粒子加速器シ
ステム配置図である。FIG. 3 is a plan view of a medical particle accelerator system showing another embodiment of the present invention.
【図4】本発明のさらに別の実施例を示す医療用粒子加
速器システム配置図である。FIG. 4 is a plan view of a medical particle accelerator system showing still another embodiment of the present invention.
【図5】従来の電子陽子併用型シンクロトロンの例を示
す加速器のシステム構成図である。FIG. 5 is a system configuration diagram of an accelerator showing an example of a conventional electron-proton combined use synchrotron.
1 陽子用リニアック 12 陽子発生器 14 陽子加速器 2 電子用リニアック 22 電子銃22 24、26、28 高周波(RF)加速器 3 シンクロトロン 32 高周波電子加速空洞 34 高周波陽子加速空洞 4 電子貯蔵リング 42 高周波電子加速空洞 44 超電導ウィグラー 46、48 アンジュレータ a 偏向電磁石 b 4極電磁石 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Proton linac 12 Proton generator 14 Proton accelerator 2 Electron linac 22 Electron gun 22 24,26,28 High frequency (RF) accelerator 3 Synchrotron 32 High frequency electron acceleration cavity 34 High frequency proton acceleration cavity 4 Electron storage ring 42 High frequency electron acceleration Cavity 44 Superconducting wiggler 46, 48 Undulator a Bending electromagnet b Quadrupole electromagnet
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 コルチュガノフ・ウラジミル ロシア連邦ノボシビルスク市アカデミカ・ ラブレンチェバ通り11番 インスティツー ト・ヤデルノイ・フィジーキ・イーエム・ ゲー・イー・ブドケラ内 ──────────────────────────────────────────────────の Continuing on the front page (72) Inventor Korcuganov Vladimir, No. 11, Academica Lavrencheva Street, Novosibirsk, Russian Federation Inside Institute Yadelnoy Fijiki IM G.E.
Claims (6)
器と、シンクロトロンと、該シンクロトロンから注入さ
れる電子の蓄積を行う電子貯蔵リングを備えた加速器で
あって、前記陽子用線形型加速器と前記電子用線形型加
速器と前記シンクロトロンが前記電子貯蔵リングの内側
に配設され、前記シンクロトロンが陽子加速管と電子加
速管を備え前記陽子用線形型加速器から陽子の注入を受
けて陽子の加速と射出を行い前記電子用線形型加速器か
ら電子の注入を受けて電子の加速を行うとともに、前記
電子貯蔵リングが該シンクロトロンから注入される電子
の蓄積と放射光の発生をすることを特徴とする医療用粒
子加速器。1. An accelerator comprising a linear accelerator for protons, a linear accelerator for electrons, a synchrotron, and an electron storage ring for accumulating electrons injected from the synchrotron, wherein the linear accelerator for protons is provided. An accelerator, the linear accelerator for electrons, and the synchrotron are disposed inside the electron storage ring, and the synchrotron includes a proton accelerator and an electron accelerator, and receives protons from the linear accelerator for protons. Accelerating and emitting protons, receiving electrons from the linear accelerator for electrons to accelerate electrons, and storing the electrons injected from the synchrotron and generating emitted light by the electron storage ring. A medical particle accelerator.
形型加速器が前記シンクロトロンの内部に配設されるこ
とを特徴とする請求項1記載の医療用粒子加速器。2. The medical particle accelerator according to claim 1, wherein the linear accelerator for protons and the linear accelerator for electrons are disposed inside the synchrotron.
ー診断用の放射光を発生する超電導ウィグラーを設置す
ることを特徴とする請求項1または2記載の医療用粒子
加速器。3. The medical particle accelerator according to claim 1, wherein a superconducting wiggler for generating radiation for angiography diagnosis is installed in the electron storage ring.
し110mの範囲内で、電子の加速エネルギーが1.2
GeV以上であって250MeV付近の陽子の加速エネ
ルギーを発生できることを特徴とする請求項1ないし3
のいずれかに記載の医療用粒子加速器。4. The synchrotron has a circumference of 30 to 110 m and an electron acceleration energy of 1.2.
4. The method according to claim 1, wherein an acceleration energy of protons of not less than GeV and around 250 MeV can be generated.
The medical particle accelerator according to any one of the above.
た陽子のエネルギーが100MeV以下であり、前記電
子用線形型加速器により加速された電子のエネルギーが
30ないし200MeVの範囲内であることを特徴とす
る請求項1ないし4のいずれかに記載の医療用粒子加速
器。5. The energy of protons accelerated by the linear accelerator for protons is 100 MeV or less, and the energy of electrons accelerated by the linear accelerator for electrons is in the range of 30 to 200 MeV. The medical particle accelerator according to any one of claims 1 to 4, wherein:
速器において、電子用線形型加速器により電子をシンク
ロトロンに注入して電子を加速し、加速された電子を電
子貯蔵リングに蓄積した後で、陽子用線形型加速器によ
り陽子をシンクロトロンに注入して陽子加速管により陽
子を加速することにより、高速電子と高速陽子を同時に
得るようにすることを特徴とする医療用粒子加速器の運
転方法。6. The medical particle accelerator according to claim 1, wherein electrons are injected into a synchrotron by a linear electron accelerator for electrons to accelerate the electrons, and the accelerated electrons are stored in an electron storage ring. A method of operating a medical particle accelerator, wherein high-speed electrons and high-speed protons are simultaneously obtained by injecting protons into a synchrotron with a linear accelerator for protons and accelerating the protons with a proton accelerator. .
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP3310697A JPH10223400A (en) | 1997-01-31 | 1997-01-31 | Particle accelerator for medical use |
Applications Claiming Priority (1)
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Publications (1)
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---|---|
JPH10223400A true JPH10223400A (en) | 1998-08-21 |
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ID=12377422
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JP (1) | JPH10223400A (en) |
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1997
- 1997-01-31 JP JP3310697A patent/JPH10223400A/en active Pending
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