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JP2008022920A - Medical apparatus for boron neutron capture therapy - Google Patents

Medical apparatus for boron neutron capture therapy Download PDF

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JP2008022920A JP2006196110A JP2006196110A JP2008022920A JP 2008022920 A JP2008022920 A JP 2008022920A JP 2006196110 A JP2006196110 A JP 2006196110A JP 2006196110 A JP2006196110 A JP 2006196110A JP 2008022920 A JP2008022920 A JP 2008022920A
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a BNCT apparatus which utilizes a linear accelerator and emits neutrons to a treatment site from a plurality of directions depending on the treatment site. <P>SOLUTION: Protons are accelerated by using the linear accelerator 3 in such a manner that proton energy is in a range that a neutron generation rate generated per unit proton current by a<SP>9</SP>Be (p, xn) reaction is greater than that by a<SP>7</SP>Li (p, n) reaction and is smaller than that by a nuclear spallation reaction. The accelerated protons are introduced to a plurality of quadrupolar electromagnets 14 and a rotary gantry 5A comprising deflecting electromagnets 15A, 15B, 15C and are collided with a target 7 of beryllium for generating neutrons which is provided at the end of the rotary gantry 5A. The fast neutrons generated at the target 7 are adjusted to thermal neutrons or epithermal neutrons which are necessary for the boron neutron capture therapy by using an attachable and detachable neutron irradiation part 9 and are emitted to the treatment site from a plurality of directions. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明は、荷電粒子加速器を用いて発生させた中性子を適切な中性子エネルギに減速し、その減速した中性子を患者の治療部位に照射するホウ素中性子捕捉療法用の治療装置に関する。   The present invention relates to a treatment apparatus for boron neutron capture therapy in which a neutron generated using a charged particle accelerator is decelerated to an appropriate neutron energy, and the treatment site of a patient is irradiated with the decelerated neutron.

従来、ホウ素中性子捕捉療法（ＢＮＣＴ：Boron Neutron Capture Therapy）は、原子炉から発生する中性子を用いて行われている。ＢＮＣＴは、加速器で発生されたＸ線、荷電粒子線等を治療部位に照射して腫瘍細胞を破壊する放射線療法と異なり、予め患者に投与されて腫瘍内部に局在するホウ素（１０Ｂ）と、外部から照射された中性子との核反応（１０Ｂ（ｎ，α）７Ｌｉ）によって発生するα線とリチウム原子核（７Ｌｉ）とを腫瘍細胞の破壊に利用する放射線治療と薬剤デリバリーシステムを融合した癌治療法である。 Conventionally, boron neutron capture therapy (BNCT) is performed using neutrons generated from a nuclear reactor. BNCT is different from radiotherapy that destroys tumor cells by irradiating an X-ray, charged particle beam, etc. generated by an accelerator to a treatment site, and boron ( 10 B) that is administered to a patient in advance and is localized inside the tumor. Radiotherapy and drug delivery system using α-rays and lithium nuclei ( 7 Li) generated by nuclear reaction ( 10 B (n, α) 7 Li) with neutrons irradiated from the outside for destruction of tumor cells A fusion cancer treatment.

α線とリチウム（７Ｌｉ）原子核の飛程は、細胞１個分程度であることから、正常細胞を傷つけることなく腫瘍細胞を破壊することができる。しかし、原子炉自体が高価であり、また、原子炉利用にはさまざまな規制が伴うことから、治療を実施する医師に多大な負担を強いる。そこで、病院に設置が可能な加速器を用いた安価で簡易なホウ素中性子捕捉療法用の加速器システムが望まれていた。ホウ素中性子捕捉療法用の加速器による中性子発生方法としては、２．５ＭｅＶ程度以下の加速エネルギの陽子による７Ｌｉ（ｐ，ｎ）７Ｂｅ反応を利用したもの、４ＭｅＶの加速エネルギの陽子による９Ｂｅ（ｐ，ｎ）反応を利用したもの、３０ＭｅＶ以上の加速エネルギの陽子によるタングステンやタンタル等の核破砕反応を利用したものが検討されている。
「ＪＲＲ−４医療照射設備」資料、２００５年７月、日本原子力研究所発行 Since the range of α rays and lithium ( 7 Li) nuclei is about one cell, tumor cells can be destroyed without damaging normal cells. However, the nuclear reactor itself is expensive, and various regulations are associated with the use of the nuclear reactor, which imposes a great burden on the doctor who performs the treatment. Therefore, an inexpensive and simple accelerator system for boron neutron capture therapy using an accelerator that can be installed in a hospital has been desired. The neutron generation method using an accelerator for boron neutron capture therapy uses a 7 Li (p, n) 7 Be reaction with protons with acceleration energy of about 2.5 MeV or less, and 9 Be (4 Be with acceleration energy protons of 9 Be ( Those using a p, n) reaction and those using a nuclear spallation reaction of tungsten, tantalum or the like with protons having acceleration energy of 30 MeV or more are being studied.
"JRR-4 Medical Irradiation Equipment" document, July 2005, published by Japan Atomic Energy Research Institute

しかしながら、７Ｌｉ（ｐ，ｎ）７Ｂｅ反応においては、中性子発生用のターゲットである７Ｌｉの融点が１７９℃と低いために、加速陽子による熱負荷に耐えることが困難であること、および、必要加速電流が１０ｍＡ以上と非常に高いことから、加速器を利用したホウ素中性子捕捉療法用の装置としての実現性が低い。
９Ｂｅ（ｐ，ｎ）反応においては、９Ｂｅの融点が１２７８℃と高いために、加速陽子による熱負荷には耐えられると考えられるが、所要の中性子束のレベルを得るためには陽子の必要電流が１０ｍＡ以上と非常に高いことから加速器を利用したホウ素中性子捕捉療法用の装置としての実現性が低い。 However, in the 7 Li (p, n) 7 Be reaction, since the melting point of 7 Li, which is a target for neutron generation, is as low as 179 ° C., it is difficult to withstand the heat load due to accelerated protons, and Since the required acceleration current is as high as 10 mA or more, the feasibility as an apparatus for boron neutron capture therapy using an accelerator is low.
In the 9 Be (p, n) reaction, the melting point of 9 Be is as high as 1278 ° C, so it is considered that it can withstand the heat load due to accelerated protons. However, in order to obtain the required neutron flux level, Since the required current is as high as 10 mA or more, the feasibility as a device for boron neutron capture therapy using an accelerator is low.

また、タングステンやタンタル等の核破砕反応を用いた、陽子の加速エネルギが３０ＭｅＶ以上のホウ素中性子捕捉療法用の装置においては、高エネルギの中性子が発生してしまい、患者の治療部位に中性子を照射するための中性子照射部には、発生した中性子の減速または遮蔽に大量の中性子減速材および中性子遮蔽材が必要である。また、加速エネルギが高く加速器も高価となり、さらに、照射部が大型で重量のあるものになってしまうことから、装置全体が大きく高価なものとなってしまう。
また、照射部で所定の中性子エネルギスペクトルに調整して、患者の治療部位に中性子を照射しやすいように、照射部を回転ガントリに取付ける場合も、前記核破砕反応を利用した装置の回転ガントリが大型で高価なものとなってしまう。 In addition, in a device for boron neutron capture therapy with a proton acceleration energy of 30 MeV or more using a spallation reaction of tungsten, tantalum or the like, high energy neutrons are generated, and the patient's treatment site is irradiated with neutrons. The neutron irradiating unit for this purpose requires a large amount of neutron moderator and neutron shielding material for moderating or shielding the generated neutrons. Further, the acceleration energy is high and the accelerator is expensive, and the irradiation unit becomes large and heavy, so that the entire apparatus becomes large and expensive.
In addition, when the irradiation unit is attached to the rotating gantry so that the irradiation unit is adjusted to a predetermined neutron energy spectrum so as to easily irradiate the treatment site of the patient, It becomes large and expensive.

本発明は、斯かる問題を解決することを課題とし、ホウ素中性子捕捉療法に必要な所定の中性子エネルギスペクトルの中性子束を確保でき、かつ、治療部位に応じて中性子を多方向から治療部位に照射可能な、加速器を利用したホウ素中性子捕捉療法用の医療装置を提供することを目的とする。   An object of the present invention is to solve such a problem, and can secure a neutron flux of a predetermined neutron energy spectrum necessary for boron neutron capture therapy and irradiate the treatment site from multiple directions according to the treatment site. An object is to provide a medical device for boron neutron capture therapy using an accelerator.

前記課題を解決するため本発明は、陽子を加速する線形加速器により加速された陽子を偏向させて回動自在に患者の治療部位方向に導くための、複数の偏向電磁石を含んで構成された回転ガントリと、回転ガントリの先端に設けられた加速された陽子が照射されるターゲットと、回転ガントリに取り付けられ、ターゲットの周囲を囲む様に構成されて、ターゲットで発生する高速中性子を減速し、かつ、所定の中性子エネルギスペクトルに調整して中性子を照射する中性子照射部と、を備え、線形加速器は、９Ｂｅ（ｐ，ｘｎ）反応による単位陽子電流当りの中性子発生率が、７Ｌｉ（ｐ，ｎ）反応による単位陽子電流当りの中性子発生率より大きく、かつ、核破砕反応による単位陽子電流当りの中性子発生率よりも小さくなる範囲のエネルギになるように陽子を加速することを特徴とする。 In order to solve the above-mentioned problems, the present invention provides a rotation comprising a plurality of deflecting electromagnets for deflecting a proton accelerated by a linear accelerator for accelerating the proton and guiding it in the direction of the patient's treatment site. A gantry, a target irradiated with accelerated protons provided at the tip of the rotating gantry, and attached to the rotating gantry so as to surround the target, decelerating fast neutrons generated at the target, and A neutron irradiation unit that adjusts to a predetermined neutron energy spectrum and irradiates neutrons, and the linear accelerator has a neutron generation rate per unit proton current by a 9 Be (p, xn) reaction of 7 Li (p, n) Energy in a range that is larger than the neutron generation rate per unit proton current due to the reaction and smaller than the neutron generation rate per unit proton current due to the spallation reaction It is characterized by accelerating protons to become lugi.

本発明によれば、ホウ素中性子捕捉療法に必要な所定の中性子エネルギスペクトルの中性子束を確保でき、かつ、治療部位に応じて中性子を多方向から治療部位に照射可能な、加速器を利用したホウ素中性子捕捉療法用の装置を提供することができる。   According to the present invention, a boron neutron using an accelerator that can secure a neutron flux of a predetermined neutron energy spectrum necessary for boron neutron capture therapy and can irradiate the treatment site from multiple directions according to the treatment site. An apparatus for capture therapy can be provided.

（ＢＮＣＴ装置の全体構成）
以下、本発明の実施の形態に係るホウ素中性子捕捉療法用の装置について図１から図６を参照しながら説明する。以下、ホウ素中性子捕捉療法用の装置を、ＢＮＣＴ装置と略称する。
図１に示すように本実施の形態のＢＮＣＴ装置１Ａは、陽子を所定のエネルギに加速する線形加速器３と、加速された陽子のビームを導くビーム管１６を含み、陽子のビームを偏向させて患者２の治療部位の照射方向へ導く回転ガントリ５Ａと、この回転ガントリ５Ａに取り付けられたビーム管１６の終端に設置されたターゲット７と、このターゲット７を囲むように設けられ、ターゲット７で発生する高速中性子を減速し、かつ所定の中性子エネルギスペクトルに調整して、中性子を患者２の治療部に照射する中性子照射部９と、患者２を載せるベッド６と、を含んで構成されている。 (Overall configuration of BNCT system)
Hereinafter, an apparatus for boron neutron capture therapy according to an embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. Hereinafter, an apparatus for boron neutron capture therapy is abbreviated as a BNCT apparatus.
As shown in FIG. 1, the BNCT apparatus 1A of the present embodiment includes a linear accelerator 3 for accelerating protons to a predetermined energy and a beam tube 16 for guiding the accelerated proton beam to deflect the proton beam. A rotating gantry 5A for guiding the treatment site of the patient 2 in the irradiation direction, a target 7 installed at the end of a beam tube 16 attached to the rotating gantry 5A, and surrounding the target 7 are generated. The neutron irradiation part 9 which decelerates the fast neutron to perform, adjusts it to a predetermined neutron energy spectrum, and irradiates the treatment part of the patient 2 with the neutron, and the bed 6 on which the patient 2 is placed.

（線形加速器）
線形加速器３は、イオン源１１、高周波四重極線形加速器（以下、ＲＦＱ（Radio Frequency Quadrupole）加速器と称する）１２、ドリフトチューブ型線形加速器（以下、ＤＴＬ（Drift Tube Linac）と称する）１３、四重極電磁石１４、ビーム管１６等を含んで構成されている。
イオン源１１で生成された陽子イオンは、ＲＦＱ加速器１２で加速され、さらに一台または加速エネルギによっては複数台のＤＴＬ１３で７〜１８ＭｅＶまで加速される。加速された陽子ビームは、真空に維持されたビーム管１６の外周にビーム方向に一台または複数台配置された四重極電磁石１４でビーム径を調整された後、ビーム管１６を含む回転ガントリ５Ａを経て中性子照射部９に内蔵されたターゲット７まで導かれる。 (Linear accelerator)
The linear accelerator 3 includes an ion source 11, a high-frequency quadrupole linear accelerator (hereinafter referred to as RFQ (Radio Frequency Quadrupole) accelerator) 12, a drift tube type linear accelerator (hereinafter referred to as DTL (Drift Tube Linac)) 13, four. It is configured to include a multipole electromagnet 14, a beam tube 16, and the like.
Proton ions generated by the ion source 11 are accelerated by the RFQ accelerator 12 and further accelerated to 7 to 18 MeV by one or a plurality of DTLs 13 depending on acceleration energy. The accelerated proton beam is adjusted in beam diameter by one or more quadrupole electromagnets 14 arranged in the beam direction on the outer periphery of the beam tube 16 maintained in a vacuum, and then the rotating gantry including the beam tube 16 is used. The light is guided to the target 7 built in the neutron irradiation unit 9 through 5A.

（回転ガントリ）
回転ガントリ５Ａは、屈曲したビーム管１６と、線形加速器３の終端に設けられた四重極電磁石１４でビーム径を調整された陽子ビームを９０°上方に曲げる偏向電磁石１５Ａ、その上方に曲げられた陽子ビームを水平方向に９０°曲げる偏向電磁石１５Ｂ、その水平方向に曲げられた陽子ビームを下方向に９０°曲げる偏向電磁石１５Ｃと、各偏向電磁石１５Ａ、１５Ｂ、１５Ｃを通過後にビーム径を調整する四重極電磁石１４と、偏向電磁石１５Ｃの手前に設けられた回転シール部１７と、中性子照射部９を保持する中性子照射部保持板（保持手段）１９と、前記各構成の荷重を受ける図示しない支持装置を含んで構成されている。
偏向電磁石１５Ａ、１５Ｂ、１５Ｃは、所定曲率で９０°曲げられた図示しないビーム管１６をそれぞれの対向する電磁石極の間に挟むように配置されており、偏向電磁石１５Ａ、１５Ｂ、１５Ｃの発生させる磁場により陽子ビームの方向を９０°ずつ曲げる。
回転シール部１７は、ビーム管１６の直管部分の末端同士を、ビーム管１６内の真空を維持しながら回転軸Ｘ１の周方向に回動可能に結合する密封接続構造物である。回転ガントリ５Ａは、回転シール部１７から先のビーム管１６、偏向電磁石１５Ｃ、四重極電磁石１４、ターゲット７、中性子照射部９を一体に回転軸Ｘ１周りに回動可能に、図示しない支持装置で支持し、回転シール部１７に回転シール部１７から先の前記構成物の荷重が掛からないようにしている。このように回転シール部１７を備える回転ガントリ５Ａによる回転軸Ｘ１周りの中性子照射部９の回動を可能とすることにより、図１のＡ矢視である図２に示すように、中性子照射部９を患者２の体軸の周方向の上半分の任意の方向に向けることを可能としている。 (Rotating gantry)
The rotating gantry 5A includes a bent beam tube 16 and a deflecting electromagnet 15A that bends a proton beam whose beam diameter is adjusted by a quadrupole electromagnet 14 provided at the end of the linear accelerator 3 upward by 90 °. The deflection electromagnet 15B that bends the proton beam 90 ° horizontally, the deflection electromagnet 15C that bends the proton beam bent 90 ° downward, and the beam diameter is adjusted after passing through each deflection electromagnet 15A, 15B, 15C. The quadrupole electromagnet 14 to be performed, the rotary seal part 17 provided in front of the deflection electromagnet 15C, the neutron irradiation part holding plate (holding means) 19 for holding the neutron irradiation part 9, and the loads of the respective components shown in the figure It is configured to include a support device that does not.
The deflection electromagnets 15A, 15B, and 15C are arranged so as to sandwich a beam tube 16 (not shown) bent by 90 ° with a predetermined curvature between the opposing electromagnet poles, and generate the deflection electromagnets 15A, 15B, and 15C. The direction of the proton beam is bent by 90 ° by the magnetic field.
The rotary seal portion 17 is a sealed connection structure that joins the ends of the straight tube portions of the beam tube 16 so as to be rotatable in the circumferential direction of the rotation axis X1 while maintaining the vacuum in the beam tube 16. The rotary gantry 5A is a support device (not shown) that allows the beam tube 16, the deflection electromagnet 15C, the quadrupole electromagnet 14, the target 7, and the neutron irradiation unit 9 to be rotated around the rotation axis X1 integrally. The rotation seal portion 17 is prevented from being subjected to the load of the component from the rotation seal portion 17. Thus, by enabling rotation of the neutron irradiation unit 9 around the rotation axis X1 by the rotating gantry 5A including the rotary seal unit 17, as shown in FIG. 9 can be directed in any direction in the upper half of the body axis of the patient 2.

なお、図２に示すように回転ガントリ５Ａによる中性子照射部９の回転軸Ｘ１周りの角度設定に応じて、ベッド６は図示しないベッド支持装置により中性子照射部９の照射方向と対応する位置に移動設定可能としている。   2, the bed 6 is moved to a position corresponding to the irradiation direction of the neutron irradiation unit 9 by a bed support device (not shown) in accordance with the angle setting around the rotation axis X1 of the neutron irradiation unit 9 by the rotating gantry 5A. It can be set.

（熱中性子照射部）
次に、図３および図４を参照しながら、本実施の形態におけるＢＮＣＴ装置１Ａの熱中性子を用いたホウ素中性子捕捉療法用の中性子照射部９について説明する。以下では、熱中性子を用いたホウ素中性子捕捉療法用の中性子照射部９を熱中性子照射部９Ａと称する。ここで、熱中性子は、エネルギが０．５ｅＶ以下の中性子である。
図３の（ａ）は、後記する突起型中性子コリメータ３１Ａ付の熱中性子照射部９Ａの縦断面図であり、（ｂ）はターゲット７に照射される加速された陽子ビーム１０の方向を前面側とすると、熱中性子照射部９Ａの前面側（照射面側）を示す平面図である。熱中性子照射部９Ａは、図３の（ａ）に示すように、回転ガントリ５Ａに支持されたビーム管１６の末端近くの、例えば、溶接で固定された中性子照射部保持板１９に固定ピン１９ａで着脱可能に固定されている。 (Thermal neutron irradiation part)
Next, the neutron irradiation unit 9 for boron neutron capture therapy using thermal neutrons of the BNCT apparatus 1A in the present embodiment will be described with reference to FIGS. Hereinafter, the neutron irradiation unit 9 for boron neutron capture therapy using thermal neutrons is referred to as a thermal neutron irradiation unit 9A. Here, thermal neutrons are neutrons having an energy of 0.5 eV or less.
FIG. 3A is a longitudinal sectional view of a thermal neutron irradiation section 9A with a protruding neutron collimator 31A described later, and FIG. 3B shows the direction of the accelerated proton beam 10 irradiated to the target 7 on the front side. Then, it is a top view which shows the front side (irradiation surface side) of the thermal neutron irradiation part 9A. As shown in FIG. 3A, the thermal neutron irradiation unit 9A has a fixed pin 19a on a neutron irradiation unit holding plate 19 fixed by welding, for example, near the end of the beam tube 16 supported by the rotating gantry 5A. It is fixed in a removable manner.

前記ビーム管１６の末端には、中性子発生用のターゲット７が着脱可能に取り付けられている。ターゲット７は、ビーム管１６の末端を密封できる密封シール構造を有しており、また、ターゲット７の発熱を除去する冷却用のヒートシンク１８と密着している。
中性子発生用のターゲット７としてベリリウムを用い、ターゲット冷却用のヒートシンク１８として銅を用いる。このターゲット７とヒートシンク１８の両者は、熱間等方加圧法（Hot Isostatic Pressing法：ＨＩＰ法）等で接合されている。ベリリウムおよび銅のＨＩＰ接合による耐熱温度は、７００℃以上である。例えば、１１ＭｅＶのエネルギの陽子ビーム３ｍＡを半径３ｃｍの中性子発生用のターゲット７に入射した場合の熱負荷は、１．２ｋＷ／ｃｍ２であるが、電子ビームを用いた１．２ｋＷ／ｃｍ２の熱負荷模擬試験において、接合部分の温度が５００℃以下という結果が得られており、中性子発生用のターゲット７の熱負荷による健全性は確かめられている。 A neutron generating target 7 is detachably attached to the end of the beam tube 16. The target 7 has a hermetic seal structure that can seal the end of the beam tube 16, and is in close contact with a cooling heat sink 18 that removes heat generated by the target 7.
Beryllium is used as the target 7 for generating neutrons, and copper is used as the heat sink 18 for cooling the target. Both the target 7 and the heat sink 18 are joined by a hot isostatic pressing method (HIP method) or the like. The heat resistance temperature by HIP bonding of beryllium and copper is 700 ° C. or higher. For example, the heat load when a proton beam 3 mA of 11 MeV energy is incident on a neutron generating target 7 having a radius of 3 cm is 1.2 kW / cm 2 , but 1.2 kW / cm 2 using an electron beam. In the thermal load simulation test, a result that the temperature of the joint portion is 500 ° C. or less is obtained, and the soundness due to the thermal load of the neutron generation target 7 is confirmed.

ターゲット７のビーム方向、つまり、前面側には、円柱形の熱中性子照射部９Ａが、前記中性子照射部保持板１９に支持されて、ターゲット７を囲むように取り付けられる。
熱中性子照射部９Ａは、ターゲット７に照射される加速された陽子ビーム１０の方向を前面側とし、陽子ビーム１０の軸を中心軸とした径方向に多重および前記中心軸方向に多層の円柱形状の構造である。具体的には、ターゲット７の前面側に円柱形の熱中性子化用減速材２１を配置し、さらに、この熱中性子化用減速材２１の前面側に円板状の中性子透過γ線遮蔽材（第１の中性子透過γ線遮蔽材）２５Ａを配置し、さらに、ターゲット７と熱中性子化用減速材２１と中性子透過γ線遮蔽材２５Ａとを囲むように前面側が開口した有底の円筒形状の中性子反射材２３を配置し、さらに、この中性子反射材２３の径方向外側に中性子吸収材２８を配置し、さらに、少なくとも前記中性子透過γ線遮蔽材２５Ａと有底の円筒形状の中性子反射材２３の前面側に中性子透過γ線遮蔽材（第２の中性子透過γ線遮蔽材）２５Ｂ、突起型中性子コリメータ（中性子コリメータ）３１Ａの順に配置したものである。
なお、高速中性子は、陽子ビーム１０方向と同一方向にターゲット７から発生するので、熱中性子化用減速材２１はターゲット７の前面側にだけ配置すれば良い。 In the beam direction of the target 7, that is, on the front side, a cylindrical thermal neutron irradiation part 9 A is supported by the neutron irradiation part holding plate 19 and attached so as to surround the target 7.
The thermal neutron irradiation unit 9A has a cylindrical shape in which the direction of the accelerated proton beam 10 irradiated to the target 7 is the front surface side, and multiple layers are formed in the radial direction with the axis of the proton beam 10 as the central axis. This is the structure. Specifically, a cylindrical thermal neutronization moderator 21 is disposed on the front side of the target 7, and a disk-shaped neutron transmission γ-ray shielding material (on the front side of the thermal neutronization moderator 21 ( (First neutron transmission γ-ray shielding material) 25A is disposed, and a bottomed cylindrical shape whose front side is opened so as to surround the target 7, the thermal neutronization moderator 21 and the neutron transmission γ-ray shielding material 25A. A neutron reflector 23 is disposed, a neutron absorber 28 is disposed radially outside the neutron reflector 23, and at least the neutron transmitting γ-ray shielding material 25A and a bottomed cylindrical neutron reflector 23 are disposed. The neutron transmission γ-ray shielding material (second neutron transmission γ-ray shielding material) 25B and the protruding neutron collimator (neutron collimator) 31A are arranged in this order on the front side.
Since fast neutrons are generated from the target 7 in the same direction as the proton beam 10, the thermal neutron moderator 21 may be disposed only on the front side of the target 7.

熱中性子化用減速材２１としては、高速中性子および熱外中性子を熱中性子に減速する性能が高く、かつ、熱中性子の吸収が少ない重水を用いる。ここで、熱外中性子は０．５ｅＶ以上、１０ｋｅＶ未満の中性子であり、高速中性子は１０ｋｅＶ以上の中性子を指す。
中性子透過γ線遮蔽材２５Ａ、２５Ｂは、ターゲット７における核反応時に生じるγ線、中性子減速過程で生じるγ線等、治療に有害なγ線を抑制し、熱中性子を治療部位に照射できるように透過させる。中性子透過γ線遮蔽材２５Ａとしては、中性子透過能力が高く、かつ、γ線遮蔽性能が高いフッ化鉛（ＰｂＦ２）等を用い、中性子透過γ線遮蔽材２５Ｂには、中性子透過能力が高く、かつ、γ線遮蔽性能が高いビスマス（Ｂｉ）等を用いる。フッ化鉛とビスマスを比較するとビスマスの方が、中性子透過能力が高く、かつ、γ線遮蔽性能が高い材料であるが、ビスマスは非常に高価な材料であることから、価格と必要性能に応じてフッ化鉛とビスマスを使い分ける。 As the moderator 21 for thermal neutronization, heavy water is used which has a high performance for decelerating fast neutrons and epithermal neutrons to thermal neutrons and has little absorption of thermal neutrons. Here, epithermal neutrons are neutrons of 0.5 eV or more and less than 10 keV, and fast neutrons indicate neutrons of 10 keV or more.
The neutron transmission γ-ray shielding materials 25A and 25B can suppress γ-rays harmful to the treatment such as γ-rays generated during the nuclear reaction in the target 7 and γ-rays generated during the neutron deceleration process, and can irradiate the treatment site with thermal neutrons Make it transparent. As the neutron transmission γ-ray shielding material 25A, lead fluoride (PbF 2 ) or the like having high neutron transmission ability and high γ-ray shielding performance is used, and the neutron transmission γ-ray shielding material 25B has high neutron transmission ability. And bismuth (Bi) etc. with high gamma ray shielding performance are used. Comparing lead fluoride and bismuth, bismuth is a material with higher neutron transmission capability and higher γ-ray shielding performance, but bismuth is a very expensive material, so depending on the price and required performance Use lead fluoride and bismuth separately.

突起型中性子コリメータ３１Ａは、中性子透過γ線遮蔽材２５Ｂを通過した熱中性子を、治療部位の大きさおよび形状に合わせてコリメートし、コリメータ開口部（開口部）３１ａを通して治療部位に照射する。突起型中性子コリメータ３１Ａとしては、中性子遮蔽性能が高く、かつ、中性子照射によるγ線発生が低い、フッ化リチウム（ＬｉＦ）等を用いる。突起型中性子コリメータ３１Ａは、固定ピン３１ｂにより熱中性子照射部９Ａ本体に着脱自在に固定される。
なお、熱中性子照射部９Ａ本体は、図３に示す前記熱中性子照射部９Ａから突起型中性子コリメータ３１Ａを除いた残り部分である。 The protruding neutron collimator 31A collimates the thermal neutrons that have passed through the neutron transmission γ-ray shielding material 25B in accordance with the size and shape of the treatment site, and irradiates the treatment site through a collimator opening (opening) 31a. As the protruding neutron collimator 31A, lithium fluoride (LiF) or the like having high neutron shielding performance and low generation of γ rays by neutron irradiation is used. The protrusion type neutron collimator 31A is detachably fixed to the main body of the thermal neutron irradiation unit 9A by a fixing pin 31b.
The thermal neutron irradiation unit 9A main body is the remaining part of the thermal neutron irradiation unit 9A shown in FIG. 3 excluding the protruding neutron collimator 31A.

熱中性子化用減速材２１および中性子透過γ線遮蔽材２５Ａの前面側を除く周囲には、コリメータ開口部３１ａでの熱中性子束のレベルを増加させるために、中性子反射材２３を設置する。中性子反射材２３としては、熱中性子の反射性能が高く、かつ、安価な炭素を用いる。価格と必要性能によっては、ベリリウム（Ｂｅ）を中性子反射材２３として用いても良い。中性子反射材２３の径方向周囲には、中性子吸収材２８を設置し、中性子によって周囲に与える不要な線量をできるだけ低くする。中性子吸収材２８としては、高速中性子および熱外中性子を減速し熱中性子化する性能が高いポリエチレンに、熱中性子を吸収する性能が高いホウ素を、例えば、重量割合で１０％混合した、ホウ素入りポリエチレン等を用いる。   In order to increase the level of thermal neutron flux at the collimator opening 31a, a neutron reflector 23 is installed around the thermal neutron moderator 21 and the neutron transmission γ-ray shielding material 25A except the front side. As the neutron reflector 23, carbon having high thermal neutron reflection performance and low cost is used. Depending on the price and required performance, beryllium (Be) may be used as the neutron reflector 23. A neutron absorber 28 is installed around the neutron reflector 23 in the radial direction so that an unnecessary dose given to the periphery by the neutron is made as low as possible. As the neutron absorber 28, boron-containing polyethylene in which, for example, 10% by weight in weight is mixed with polyethylene having a high performance of decelerating fast neutrons and epithermal neutrons and converting them into thermal neutrons and having high performance of absorbing thermal neutrons. Etc. are used.

次に、図４を参照しながら、熱中性子照射部９Ａの他の例を示す。図４の（ａ）は、後記する平面型中性子コリメータ３１Ｂ付の熱中性子照射部９Ａの縦断面図であり、（ｂ）はその熱中性子照射部９Ａの照射面を示す平面図である。
図３に示す熱中性子照射部９Ａとほぼ同じであるが、突起型中性子コリメータ３１Ａの代わりに平面型中性子コリメータ（中性子コリメータ）３１Ｂを組み合わせている点が異なる。図３に示す突起型中性子コリメータ３１Ａ付の中性子照射部９Ａと同じ構成については同じ符号を付し、重複する説明を省略する。
平面型中性子コリメータ３１Ｂは、突起型中性子コリメータ３１Ａと比較して、コリメータ開口部３１ａにおける熱中性子束のレベルは高いが、平面型であるため患者２の頭頸部等の腫瘍のように肩等を避ける必要がある場合は使用できない。しかし、頭部や胸部等に対しては使用可能であり、突起型中性子コリメータ３１Ａを使用する場合と比較して、単位加速陽子電流値あたりの治療位置での熱中性子束のレベルを高くできるため、突起型中性子コリメータ３１Ａを使用する場合と比較して治療時間を短くできる。突起型および平面型中性子コリメータ３１Ａ、３１Ｂは、それぞれ取り外し可能な構造となっており、軽量であることから、治療部位に応じて容易に付け替えることができる。 Next, another example of the thermal neutron irradiation unit 9A is shown with reference to FIG. 4A is a longitudinal sectional view of a thermal neutron irradiation unit 9A with a planar neutron collimator 31B described later, and FIG. 4B is a plan view showing an irradiation surface of the thermal neutron irradiation unit 9A.
3 is substantially the same as the thermal neutron irradiation unit 9A shown in FIG. 3, except that a planar neutron collimator (neutron collimator) 31B is combined instead of the protruding neutron collimator 31A. The same components as those of the neutron irradiation unit 9A with the protruding neutron collimator 31A shown in FIG.
The planar neutron collimator 31B has a higher level of thermal neutron flux at the collimator opening 31a than the protruding neutron collimator 31A. Cannot be used if it is necessary to avoid it. However, it can be used for the head, chest, etc., and the level of the thermal neutron flux at the treatment position per unit accelerated proton current value can be increased as compared with the case where the protruding neutron collimator 31A is used. The treatment time can be shortened as compared with the case where the protruding neutron collimator 31A is used. The protrusion-type and planar-type neutron collimators 31A and 31B each have a detachable structure and are lightweight, and thus can be easily replaced according to the treatment site.

（熱外中性子照射部）
次に、図５および図６を参照しながら、本実施の形態におけるＢＮＣＴ装置１Ａの熱外中性子を用いたホウ素中性子捕捉療法用の中性子照射部９について説明する。以下では、熱外中性子を用いたホウ素中性子捕捉療法用の中性子照射部９を熱外中性子照射部９Ｂと称する。熱中性子照射部９Ａと同じ構成については同一の符号を付し、重複する説明を省略する。
図５の（ａ）は、前記の突起型中性子コリメータ３１Ａ付の熱外中性子照射部９Ｂの縦断面図であり、（ｂ）は熱外中性子照射部９Ｂの照射面を示す平面図である。熱外中性子照射部９Ｂも、図５の（ａ）に示すように、中性子照射部保持板１９に固定ピン１９ａで着脱可能に固定されている。 (External neutron irradiation part)
Next, the neutron irradiation unit 9 for boron neutron capture therapy using epithermal neutrons of the BNCT apparatus 1A in the present embodiment will be described with reference to FIGS. Hereinafter, the neutron irradiation unit 9 for boron neutron capture therapy using epithermal neutrons is referred to as an epithermal neutron irradiation unit 9B. The same components as those of the thermal neutron irradiation unit 9A are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted.
FIG. 5A is a longitudinal sectional view of the epithermal neutron irradiation section 9B with the protruding neutron collimator 31A, and FIG. 5B is a plan view showing an irradiation surface of the epithermal neutron irradiation section 9B. The epithermal neutron irradiation part 9B is also detachably fixed to the neutron irradiation part holding plate 19 with a fixing pin 19a, as shown in FIG.

ターゲット７のビーム方向前面側には、円柱形の熱外中性子照射部９Ｂが、前記中性子照射部保持板１９に支持されて、ターゲット７を囲むように取り付けられる。
熱外中性子照射部９Ｂは、ターゲット７に照射される加速された陽子ビーム１０の方向を前面側とし、陽子ビーム１０の軸を中心軸とした径方向に多重および前記中心軸方向に多層の円柱形状の構造である。具体的には、ターゲット７の前面側に円柱形にさらに前面側に円錐台を重ねた形状の熱外中性子化用減速材２２を配置し、さらに、ターゲット７と熱外中性子化用減速材２２の円柱形部分とを囲むように前面側が開口した有底の円筒形状の中性子反射材（第１の中性子反射材）２３を配置し、さらに、この中性子反射材２３の前面側に前記熱外中性子化用減速材２２の円錐台部分を囲むように環状の熱外中性子用中性子反射材（第２の中性子反射材）２４を配置し、さらに、この中性子反射材２３および前記熱外中性子用中性子反射材２４の径方向外側に中性子吸収材２８を配置し、さらに、少なくとも、前記熱外中性子化用減速材２２と前記熱外中性子用中性子反射材２４の前面側に熱中性子吸収材２６を配置し、さらに、この熱中性子吸収材２６の前面側の中央に中性子透過γ線遮蔽材２５Ｂを、その径方向周囲にγ線遮蔽材２７を配置し、さらに、前記中性子透過γ線遮蔽材２５Ｂとγ線遮蔽材２７の前面側に突起型中性子コリメータ３１Ａを配置したものである。 A cylindrical epithermal neutron irradiation part 9B is supported by the neutron irradiation part holding plate 19 and attached so as to surround the target 7 on the front side of the target 7 in the beam direction.
The epithermal neutron irradiation unit 9B has a multi-layered cylinder in the radial direction with the direction of the accelerated proton beam 10 irradiated to the target 7 as the front side and the radial direction with the axis of the proton beam 10 as the central axis, and in the central axis direction. Shape structure. Specifically, a moderator 22 for epithermal neutronization having a cylindrical shape on the front side of the target 7 and a truncated cone on the front side is disposed, and the target 7 and the moderator 22 for epithermal neutronization are further provided. A bottomed cylindrical neutron reflector (first neutron reflector) 23 having an opening on the front side is disposed so as to surround the cylindrical portion of the neutron reflector, and the epithermal neutrons are disposed on the front side of the neutron reflector 23. An annular epithermal neutron reflector (second neutron reflector) 24 is disposed so as to surround the truncated cone portion of the rectifying moderator 22, and further, this neutron reflector 23 and the neutron reflection for epithermal neutrons. A neutron absorber 28 is disposed on the radially outer side of the material 24, and a thermal neutron absorber 26 is disposed at least on the front side of the epithermal neutronization moderator 22 and the epithermal neutron reflector 24. Furthermore, this thermal neutron absorption A neutron transmission γ-ray shielding material 25B is arranged in the center of the front side of the material 26, a γ-ray shielding material 27 is arranged around the radial direction thereof, and the neutron transmission γ-ray shielding material 25B and the front side of the γ-ray shielding material 27 are arranged. Are provided with a protruding neutron collimator 31A.

熱外中性子化用減速材２２としては、高速中性子から熱外中性子へ減速する割合が比較的高く、熱外中性子から熱中性子へ減速する割合が比較的低い、アルミニウム、フッ化アルミニウム、アルミニウムとフッ化アルミニウムの混合材等を用いる。アルミニウム、フッ化アルミニウム、アルミニウムとフッ化アルミニウムの混合材との間で、治療位置での熱外中性子束のレベルの計算結果がほとんど変わらなかったことから、価格および加工のし易さを考慮に入れた場合、アルミニウムが適している。
熱外中性子用中性子反射材２４は、熱外中性子化用減速材２２の円錐台部分の周囲に配置され、コリメータ開口部３１ａでの熱外中性子束のレベルをできるだけ高めるようにしている。熱外中性子用中性子反射材２４としては、熱外中性子反射性能が高い材料である、ニッケル等を使用する。 As the moderator 22 for epithermal neutronization, the rate of deceleration from fast neutrons to epithermal neutrons is relatively high, and the rate of deceleration from epitopic neutrons to thermal neutrons is relatively low. An aluminum halide mixed material or the like is used. The results of calculating the level of epithermal neutron flux at the treatment site were almost the same among aluminum, aluminum fluoride, and aluminum / aluminum fluoride, taking into account price and ease of processing. If included, aluminum is suitable.
The epithermal neutron reflector 24 is arranged around the truncated cone portion of the epithermal neutronization moderator 22 so as to increase the level of epithermal neutron flux at the collimator opening 31a as much as possible. As the neutron reflector 24 for epithermal neutrons, nickel or the like, which is a material having high epithermal neutron reflection performance, is used.

熱中性子吸収材２６としては、熱中性子吸収性能の高いカドミウム等を用いる。ただし、カドミウムは、熱中性子を吸収するときに治療に有害なγ線を発生するので、熱中性子束のレベルとγ線束のレベルを治療に必要なレベルまで抑えるように厚さを調整する必要がある。
中性子透過γ線遮蔽材２５Ｂは、熱中性子吸収材２６を通過した熱外中性子を透過させ、治療に有害なγ線束を低減する。
治療部位の大きさおよび形状に合わせてコリメートする突起型中性子コリメータ３１Ａの後面側には、突起型コリメータ３１Ａを通過してくるγ線束を少なく押さえるために、γ線遮蔽材２７を設置する。γ線遮蔽材２７としては、γ線遮蔽性能が高く、かつ、安価である鉛等を用いる。 As the thermal neutron absorber 26, cadmium or the like having high thermal neutron absorption performance is used. However, cadmium generates γ-rays that are harmful to treatment when absorbing thermal neutrons, so it is necessary to adjust the thickness so that the level of thermal neutron flux and the level of γ-ray flux are reduced to the level required for treatment. is there.
The neutron transmission γ-ray shielding material 25B transmits epithermal neutrons that have passed through the thermal neutron absorber 26, and reduces γ-ray flux harmful to treatment.
On the rear surface side of the protruding neutron collimator 31A that collimates according to the size and shape of the treatment site, a γ-ray shielding material 27 is installed in order to suppress a small amount of γ-ray flux passing through the protruding collimator 31A. As the γ-ray shielding material 27, lead or the like having high γ-ray shielding performance and being inexpensive is used.

次に、図６を参照しながら、熱外中性子照射部９Ｂの他の例を示す。図６の（ａ）は、平面型中性子コリメータ３１Ｂ付の熱外中性子照射部９Ｂの縦断面図であり、（ｂ）はその熱外中性子照射部９Ｂの照射面を示す平面図である。
図５に示す熱中性子照射部９Ｂとほぼ同じであるが、突起型中性子コリメータ３１Ａの代わりに平面型中性子コリメータ（中性子コリメータ）３１Ｂを組み合わせている点が異なる。図５に示す突起型中性子コリメータ３１Ａ付の中性子照射部９Ｂと同じ構成については同じ符号を付し、重複する説明を省略する。
平面型中性子コリメータ３１Ｂは、突起型中性子コリメータ３１Ａと比較して、コリメータ開口部３１ａにおける熱外中性子束のレベルは高いが、平面型であるため患者２の頭頸部等の腫瘍のように肩等を避ける必要がある場合は使用できない。しかし、頭部や胸部等に対しては使用可能であり、突起型中性子コリメータ３１Ａを使用する場合と比較して、単位加速陽子電流値あたりの治療位置での熱外中性子束のレベルを高くできるため、突起型中性子コリメータ３１Ａを使用する場合と比較して治療時間を短くできる。突起型および平面型中性子コリメータ３１Ａ、３１Ｂは、それぞれ取り外し可能な構造となっており、軽量であることから、治療部位に応じて容易に付け替えることができる。 Next, another example of the epithermal neutron irradiation unit 9B is shown with reference to FIG. 6A is a longitudinal sectional view of the epithermal neutron irradiation section 9B with the planar neutron collimator 31B, and FIG. 6B is a plan view showing an irradiation surface of the epithermal neutron irradiation section 9B.
5 is substantially the same as the thermal neutron irradiation unit 9B shown in FIG. 5, except that a planar neutron collimator (neutron collimator) 31B is combined instead of the protruding neutron collimator 31A. The same components as those of the neutron irradiation unit 9B with the protruding neutron collimator 31A shown in FIG.
The planar neutron collimator 31B has a higher level of epithermal neutron flux at the collimator opening 31a than the protruding neutron collimator 31A, but because of the planar type, the shoulder or the like like a tumor such as the head and neck of the patient 2 If you need to avoid it can not be used. However, it can be used for the head, chest, etc., and the level of the epithermal neutron flux at the treatment position per unit acceleration proton current value can be increased as compared with the case where the protruding neutron collimator 31A is used. Therefore, the treatment time can be shortened as compared with the case where the protruding neutron collimator 31A is used. The protrusion-type and planar-type neutron collimators 31A and 31B each have a detachable structure and are lightweight, and thus can be easily replaced according to the treatment site.

（作 用）
次に、図７から図１０を参照（適宜、図１を参照）しながら、本実施の形態のＢＮＣＴ装置１Ａの作用を説明する。
イオン源１１で生成された陽子イオンをＲＦＱ加速器１２で加速し、さらにＤＴＬ１３で、９Ｂｅ（ｐ，ｘｎ）反応による単位陽子電流当りの中性子発生率が、図７に示すように、７Ｌｉ（ｐ，ｎ）反応による単位陽子電流当りの中性子発生率より大きく、かつ、核破砕反応による単位陽子電流当りの中性子発生率よりも小さくなる範囲のエネルギ、例えば、７〜１８ＭｅＶまで加速する。加速された陽子ビームは、四重極電磁石１４でビーム径を調整された後、回転ガントリ５Ａの部分でビーム方向を曲げられて中性子照射部９の内部に設置したターゲット７に衝突させられる（図１参照）。
ターゲット７で発生した高速中性子は、中性子照射部９によって、所定の中性子エネルギスペクトルの中性子に整えられた後、患者２に照射される。 (Work)
Next, the operation of the BNCT apparatus 1A of the present embodiment will be described with reference to FIGS. 7 to 10 (refer to FIG. 1 as appropriate).
The proton ions generated in the ion source 11 is accelerated by the RFQ accelerator 12, further DTL13, 9 Be (p, xn ) neutron generation rate per unit proton current due to reaction, as shown in FIG. 7, 7 Li ( p, n) The energy is accelerated to an energy in a range larger than the neutron generation rate per unit proton current due to the reaction and smaller than the neutron generation rate per unit proton current due to the spallation reaction, for example, 7 to 18 MeV. After the beam diameter is adjusted by the quadrupole electromagnet 14, the accelerated proton beam is made to collide with the target 7 which is bent in the direction of the rotating gantry 5 A and installed inside the neutron irradiation unit 9 (FIG. 1).
Fast neutrons generated at the target 7 are adjusted to neutrons having a predetermined neutron energy spectrum by the neutron irradiation unit 9 and then irradiated to the patient 2.

また、回転ガントリ５Ａに支持されたビーム管１６の先端近傍に設けられた中性子照射部保持板１９により中性子照射部９が保持されているので、回転ガントリ５Ａの回転軸Ｘ１周りの回動に合わせて患者２の体軸周囲を中性子照射部９が回動可能となり、多方向から熱中性子を用いたホウ素中性子捕捉療法用の中性子（または熱外中性子を用いたホウ素中性子捕捉療法用の中性子）を患者２に照射することができる。   In addition, since the neutron irradiation unit 9 is held by the neutron irradiation unit holding plate 19 provided in the vicinity of the tip of the beam tube 16 supported by the rotating gantry 5A, the rotation gantry 5A is rotated around the rotation axis X1. The neutron irradiation unit 9 can rotate around the body axis of the patient 2, and neutrons for boron neutron capture therapy using thermal neutrons (or neutrons for boron neutron capture therapy using epithermal neutrons) from multiple directions. The patient 2 can be irradiated.

中性子照射部９によって所定の中性子エネルギスペクトルに整えられた中性子が、ベッド６の上に位置する患者２に突起型中性子コリメータ３１Ａまたは平面型中性子コリメータ３１Ｂのコリメータ開口部３１ａを通して照射される。患者２に予め投与され、腫瘍内部に局在するホウ素（１０Ｂ）と、外部から照射した中性子との核反応（１０Ｂ（ｎ，α）７Ｌｉ）によって発生するα線とリチウム原子核（７Ｌｉ）によって腫瘍細胞を破壊できる。 Neutrons adjusted to a predetermined neutron energy spectrum by the neutron irradiation unit 9 are irradiated to the patient 2 positioned on the bed 6 through the collimator opening 31a of the protruding neutron collimator 31A or the planar neutron collimator 31B. Α rays and lithium nuclei ( 7 ) generated in advance by a nuclear reaction ( 10 B (n, α) 7 Li) between boron ( 10 B) previously administered to patient 2 and localized in the tumor and neutrons irradiated from the outside Tumor cells can be destroyed by Li).

図７に、９Ｂｅ（ｐ，ｘｎ）反応、７Ｌｉ（ｐ，ｘｎ）反応、核破砕反応の中性子発生率を、それぞれ実線、破線、一点鎖線で示す。単位陽子電流当りの中性子発生率は、陽子ビームの加速エネルギが７〜１８ＭｅＶのエネルギ範囲Ｒ２においては、ベリリウムと陽子が核反応することによって中性子が発生する反応である９Ｂｅ（ｐ，ｘｎ）反応による中性子発生率が他の２つの核反応より大きいことから、中性子発生用のターゲット７としてベリリウムが適していることが分かる。また、ベリリウムの融点は１２７８℃と高いために、加速陽子による熱負荷に耐えることができる。
陽子とベリリウムの核反応は、陽子のエネルギが７〜１８ＭｅＶのエネルギ範囲Ｒ２では、９Ｂｅ（ｐ，ｘｎ）反応、つまり、陽子１個の衝突により複数の高速中性子を発生する。この発生高速中性子の個数は、図７の実線で示すように陽子のエネルギが高いほど多くなる。
しかし、陽子のエネルギが７ＭｅＶ以下のエネルギ範囲Ｒ１では、７Ｌｉ（ｐ，ｘｎ）反応の中性子発生率の方が高いが、前記従来技術で述べたように融点が低いのでターゲットに用いるのに適していない。 In FIG. 7, the neutron generation rates of the 9 Be (p, xn) reaction, the 7 Li (p, xn) reaction, and the spallation reaction are shown by a solid line, a broken line, and a one-dot chain line, respectively. The neutron generation rate per unit proton current is the 9 Be (p, xn) reaction, which is a reaction in which neutrons are generated by the nuclear reaction between beryllium and protons in the energy range R2 where the acceleration energy of the proton beam is 7 to 18 MeV. From the fact that the neutron generation rate due to is larger than the other two nuclear reactions, it can be seen that beryllium is suitable as the target 7 for neutron generation. Moreover, since the melting point of beryllium is as high as 1278 ° C., it can withstand the heat load caused by accelerated protons.
In the nuclear reaction between protons and beryllium, a plurality of fast neutrons are generated by a 9 Be (p, xn) reaction, that is, collision of one proton in the energy range R2 where the proton energy is 7 to 18 MeV. The number of generated fast neutrons increases as the proton energy increases, as shown by the solid line in FIG.
However, in the energy range R1 where the proton energy is 7 MeV or less, the neutron generation rate of the 7 Li (p, xn) reaction is higher, but it is suitable for use as a target because the melting point is low as described in the prior art. Not.

また、１８ＭｅＶ以上のエネルギ範囲Ｒ３の核破砕反応を利用しようとすると、中性子発生率は良くなるが、次の２つの問題がある。（１）１８ＭｅＶ以上のエネルギまで陽子を加速するためには、線形加速器３がより大型になり、価格が高くなる。（２）加速された陽子の方向を回転ガントリ５Ａ部分で照射方向に曲げるためには、より強力な磁場を発生させたり、より長い距離を使用したりして曲げる必要が生じるため、回転ガントリ５Ａが大きくなる。（３）核破砕反応で生じる高速中性子のエネルギがより高くなるので、それを減速するための減速材の体積、中性子反射材の体積が増加し中性子照射部９の大きさが増加し、熱中性子照射部９Ａおよび熱外中性子照射部９Ｂの重量も増加する。
前記理由により１８ＭｅＶ以上のエネルギ範囲Ｒ３の核破砕反応を利用するＢＮＣＴ装置は、病院に設置するのに適しない。 Moreover, when trying to use the nuclear spallation reaction in the energy range R3 of 18 MeV or more, the neutron generation rate is improved, but there are the following two problems. (1) In order to accelerate protons to an energy of 18 MeV or more, the linear accelerator 3 becomes larger and the price becomes higher. (2) In order to bend the direction of the accelerated proton in the irradiation direction at the rotating gantry 5A, it is necessary to bend by generating a stronger magnetic field or using a longer distance. Becomes larger. (3) Since the energy of fast neutrons generated by the spallation reaction becomes higher, the volume of the moderator and the volume of the neutron reflector for decelerating it increases, and the size of the neutron irradiation part 9 increases, and thermal neutrons The weights of the irradiation unit 9A and the epithermal neutron irradiation unit 9B also increase.
For the above reasons, a BNCT device that uses a spallation reaction in an energy range R3 of 18 MeV or more is not suitable for installation in a hospital.

（効 果）
本実施の形態のＢＮＣＴ装置１Ａによれば、陽子ビームの加速エネルギが７〜１８ＭｅＶと低いことから回転ガントリ５Ａを回転半径１ｍ程度に小型にできる。また、発生する高速中性子のエネルギが核破砕反応により発生する高速中性子のエネルギより低いので、中性子照射部９を半径６０ｃｍ程度、高さ６０ｃｍ程度の小型円柱形状にできる。したがって、中性子照射部９と回転ガントリ５Ａの部分を小型軽量にできる。このように回転ガントリ５Ａが小型軽量にできることから、患者２の治療部位に体軸周方向の多方向からの中性子照射が可能となり治療部位の適用範囲が拡大する。
特に、熱中性子照射部９Ａおよび熱外中性子照射部９Ｂの前記構成材料の組合せおよび配置構造にすることで、９Ｂｅ（ｐ，ｘｎ）反応によって発生する中性子を効率良く熱中性子化または熱外中性子化でき、熱中性子照射部９Ａおよび熱外中性子照射部９Ｂを小型にすることができる。 (Effect)
According to the BNCT apparatus 1A of the present embodiment, since the acceleration energy of the proton beam is as low as 7 to 18 MeV, the rotating gantry 5A can be downsized to a rotational radius of about 1 m. Moreover, since the energy of the generated fast neutrons is lower than the energy of the fast neutrons generated by the spallation reaction, the neutron irradiation part 9 can be formed into a small cylindrical shape having a radius of about 60 cm and a height of about 60 cm. Therefore, the neutron irradiation unit 9 and the rotating gantry 5A can be made small and light. Since the rotating gantry 5A can be made small and light in this way, the treatment site of the patient 2 can be irradiated with neutrons from multiple directions around the body axis, and the application range of the treatment site is expanded.
In particular, by using a combination and arrangement structure of the constituent materials of the thermal neutron irradiation unit 9A and the epithermal neutron irradiation unit 9B, neutrons generated by the 9 Be (p, xn) reaction can be efficiently converted into thermal neutrons or epithermal neutrons. The thermal neutron irradiation part 9A and the epithermal neutron irradiation part 9B can be made small.

突起型中性子コリメータ３１Ａは、頭頸部等の腫瘍の治療時に、肩などを避けて中性子を照射することができるとともに、治療部以外の正常部への不要な線量を低減できる。また、熱中性子照射部９Ａの中性子透過γ線遮蔽材２５Ａ、２５Ｂは、ターゲット７で発生した高速中性子が伴うγ線束を低減できる。熱外中性子照射部９Ｂの中性子透過γ線遮蔽材２５Ｂは、ターゲット７で発生した高速中性子が伴う治療に有害なγ線束を低減でき、γ線遮蔽材２７は熱中性子を熱中性子吸収材２６で吸収したときに発生する治療に有害なγ線束を低減できる。   The protrusion-type neutron collimator 31A can irradiate neutrons while avoiding the shoulder or the like during treatment of a tumor such as the head and neck, and can reduce an unnecessary dose to a normal part other than the treatment part. Further, the neutron transmission γ-ray shielding materials 25A and 25B of the thermal neutron irradiation unit 9A can reduce the γ-ray flux accompanied by fast neutrons generated in the target 7. The neutron transmission γ-ray shielding material 25B of the epithermal neutron irradiation unit 9B can reduce γ-ray flux harmful to the treatment accompanied by fast neutrons generated in the target 7, and the γ-ray shielding material 27 is a thermal neutron absorbing material 26. It is possible to reduce γ-ray flux harmful to the treatment that occurs when absorbed.

図８に、１１ＭｅＶの加速エネルギの陽子とベリリウムのターゲット７との核反応によって発生した高速中性子を、熱中性子照射部９Ａを用いて中性子エネルギスペクトルを調整し、熱中性子を用いたホウ素中性子捕捉療法用の中性子に整えた結果を示す。横軸が径方向位置、縦軸が中性子束のレベルを示す。
照射部分を制限するためのコリメータ開口部３１ａで、熱中性子束のレベルが熱外中性子束の５０倍以上となっており、良好な熱中性子を用いたホウ素中性子捕捉療法用の中性子束が形成されていることがわかる。このとき、治療に必要な線形加速器の電流値は１．６８ｍAであり、製作可能な電流値となっている。 FIG. 8 shows boron neutron capture therapy using thermal neutrons by adjusting the neutron energy spectrum of the fast neutrons generated by the nuclear reaction between the proton of 11 MeV acceleration energy and the beryllium target 7 using the thermal neutron irradiation unit 9A. Shows the results of arranging neutrons for use. The horizontal axis represents the radial position, and the vertical axis represents the neutron flux level.
In the collimator opening 31a for limiting the irradiated portion, the thermal neutron flux level is 50 times or more of the epithermal neutron flux, and a neutron flux for boron neutron capture therapy using good thermal neutrons is formed. You can see that At this time, the current value of the linear accelerator necessary for treatment is 1.68 mA, which is a manufacturable current value.

図９に、１１ＭｅＶの加速エネルギの陽子とベリリウムのターゲット７との核反応によって発生した高速中性子を、熱外中性子照射部９Ｂを用いて中性子エネルギスペクトルを調整し、熱外中性子を用いたホウ素中性子捕捉療法用の中性子に整えた結果を示す。照射部分を制限するためのコリメータ開口部３１ａで、熱外中性子束のレベルが熱中性子束の５０倍以上となっており、良好な熱外中性子を用いたホウ素中性子捕捉療法用の中性子束が形成されていることがわかる。このとき、治療に必要な線形加速器の電流値は２．８５ｍAであり、製作可能な電流値となっている。   In FIG. 9, the neutron energy spectrum of the fast neutron generated by the nuclear reaction between the proton of acceleration energy of 11 MeV and the beryllium target 7 is adjusted using the epithermal neutron irradiation unit 9B, and the boron neutron using epithermal neutron. The result of arranging the neutrons for capture therapy is shown. In the collimator opening 31a for limiting the irradiated part, the epithermal neutron flux level is 50 times or more of the thermal neutron flux, and a neutron flux for boron neutron capture therapy using good epithermal neutrons is formed. You can see that At this time, the current value of the linear accelerator necessary for treatment is 2.85 mA, which is a manufacturable current value.

図１０に参考用に、ＢＮＣＴ装置１Ａにおける熱中性子照射モード（熱中性子を用いたホウ素中性子捕捉療法）、および熱外中性子照射モード（熱外中性子を用いたホウ素中性子捕捉療法）の熱中性子束、熱外中性子束、高速中性子混在割合、γ線混在割合に対する必要条件を示す。
図８および図９と、図１０とを比較して分かるように、必要電流値が３mＡ以下（２．８５ｍＡ）で、前記ホウ素中性子捕捉療法用の所定の中性子エネルギスペクトルの中性子束が形成できることから、製作可能な線形加速器３でＢＮＣＴ装置１Ａを提供することができる。 For reference in FIG. 10, thermal neutron flux in thermal neutron irradiation mode (boron neutron capture therapy using thermal neutrons) and epithermal neutron irradiation mode (boron neutron capture therapy using epithermal neutrons) in BNCT apparatus 1A, The necessary conditions for epithermal neutron flux, fast neutron mixing ratio, and γ-ray mixing ratio are shown.
As can be seen by comparing FIG. 8 and FIG. 9 with FIG. 10, a neutron flux having a predetermined neutron energy spectrum for the boron neutron capture therapy can be formed at a required current value of 3 mA or less (2.85 mA). The BNCT apparatus 1A can be provided by the linear accelerator 3 that can be manufactured.

（変形例）
次に、図１１を参照しながら本実施の形態のＢＮＣＴ装置１Ａの変形例を説明する。本変形例では、回転ガントリ５Ｂにおける回転軸Ｘ２の位置が図１１に示すように線形加速器３の終端部の四重極電磁石１４のすぐ前方に回転シール部１７が設けられている。実施の形態と同じ構成については同じ符号を付し、重複する説明を省略する。
この位置に回転シール部１７を持ってくることにより、ベッド６を図２のように回動させて位置設定するが必要なく、体軸回りの多方向から所定の中性子を照射することが出来る。
また、図示しないが回転シール部１７と同様の回転シール部を偏向電磁石１５Ａと偏向電磁石１５Ｂの間に設けて、回転ガントリ５Ｂを縦方向の回転軸周りに回動可能としても良い。そのような構造にすることにより、前記縦方向の回転軸の周りに放射状に複数のベッド６を用意し、複数の患者２を１台のＢＮＣＴ装置で、照射時間をずらして治療することが可能となる。 (Modification)
Next, a modification of the BNCT apparatus 1A of the present embodiment will be described with reference to FIG. In this modification, a rotary seal portion 17 is provided immediately in front of the quadrupole electromagnet 14 at the end of the linear accelerator 3 as shown in FIG. The same components as those in the embodiment are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted.
By bringing the rotary seal portion 17 to this position, it is not necessary to set the position by rotating the bed 6 as shown in FIG. 2, and it is possible to irradiate predetermined neutrons from multiple directions around the body axis.
Further, although not shown, a rotation seal portion similar to the rotation seal portion 17 may be provided between the deflection electromagnet 15A and the deflection electromagnet 15B so that the rotation gantry 5B can be rotated around the vertical rotation axis. With such a structure, a plurality of beds 6 can be prepared radially around the vertical rotation axis, and a plurality of patients 2 can be treated with a single BNCT apparatus with different irradiation times. It becomes.

さらに、本実施の形態およびその変形例では回転ガントリ５Ａまたは回転ガントリ５Ｂに支持されたビーム管１６の末端近くに、中性子照射部保持板１９が溶接固定されるものとしたが、それに限定されない。中性子照射部９の荷重がビーム管１６に掛からないように、回転ガントリ５Ａまたは回転ガントリ５Ｂの図示しない支持装置が、直接、中性子照射部保持板１９を、回転軸Ｘ１または回転軸Ｘ２回りに回動可能に支持する構成でも良い。   Furthermore, in the present embodiment and its modifications, the neutron irradiation part holding plate 19 is welded and fixed near the end of the beam tube 16 supported by the rotating gantry 5A or the rotating gantry 5B. However, the present invention is not limited to this. A support device (not shown) of the rotating gantry 5A or the rotating gantry 5B directly rotates the neutron irradiation unit holding plate 19 around the rotation axis X1 or the rotation axis X2 so that the load of the neutron irradiation unit 9 is not applied to the beam tube 16. The structure which supports so that movement is possible may be sufficient.

なお、本実施の形態およびその変形例においては、線形加速器３をホウ素中性子捕捉療法専用に用いる構成としたが、それに限定されるものではない。
線形加速器３の終端部の四重極電磁石１４の前方に、図示しないＹ字形に分岐するＹ字ビーム管と、このＹ字ビーム管の一方の分岐管が回転ガントリ５Ａ（または、回転ガントリ５Ｂ）のビーム管１６に連なり、他方の分岐管が図示しない放射性核種製造用ターゲット装置へのビーム管に連なっている構成でも良い。そして、前記Ｙ字ビーム管には偏向電磁石が設けられており、偏向電磁石に通電時には、陽子ビームは回転ガントリ５Ａ（または、回転ガントリ５Ｂ）側に偏向され、偏向電磁石に無通電時には陽子ビームは放射性核種製造用ターゲット装置へ直進する。 In addition, in this Embodiment and its modification, although it was set as the structure which uses the linear accelerator 3 only for boron neutron capture therapy, it is not limited to it.
In front of the quadrupole electromagnet 14 at the terminal end of the linear accelerator 3, a Y-shaped beam tube (not shown) branches into a Y-shape, and one branch tube of this Y-shaped beam tube is a rotating gantry 5A (or rotating gantry 5B). The other branch tube may be connected to a beam tube to a radionuclide production target device (not shown). The Y-beam tube is provided with a deflection electromagnet. When the deflection electromagnet is energized, the proton beam is deflected toward the rotating gantry 5A (or the rotating gantry 5B), and when the deflection electromagnet is not energized, the proton beam is Go straight to the target device for radionuclide production.

放射性核種製造用ターゲット装置には、１１Ｂ、１３Ｃ、 １５Ｎまたは １８Ｏ等を含むターゲットを設置して陽子ビームで照射することで、１１Ｂ（ｐ，ｎ）１１Ｃ、１３Ｃ（ｐ，ｎ）１３Ｎ、１５Ｎ（ｐ，ｎ）１５Ｏまたは１８Ｏ（ｐ，ｎ）１８Ｆ反応を利用し、核医学に利用される１１Ｃ、１３Ｎ、１５Ｏまたは１８Ｆ等の放射性物質または放射性物質を含む化合物を製造する。
このような構成とすることにより、陽子ビームの方向を中性子照射部９の方向および放射性核種製造用ターゲット装置の方向に振り分けることができ、線形加速器３を有効に利用することができる。例えば、一日に必要な量の１８Ｆをはじめとする核医学用放射性核種は、数分程度の加速器運転時間で製造することができるため、ホウ素中性子捕捉療法の合間にでも、充分な量の放射性核種を製造することが可能である。
ホウ素中性子捕捉療法においては、パラボロノフェニールアラニン（ＢＰＡ）を１８Ｆで標識した物質が通常使用されており、１台の線形加速器３をホウ素中性子捕捉療法にも核医学用放射性核種製造にも利用でき、線形加速器３の稼働率が向上する。 In a target device for producing radionuclides, a target containing 11 B, 13 C, 15 N, 18 O, or the like is placed and irradiated with a proton beam, so that 11 B (p, n) 11 C, 13 C (p , N) 13 N, 15 N (p, n) 15 O or 18 O (p, n) 18 F reaction, 11 C, 13 N, 15 O, 18 F, etc. used for nuclear medicine Manufactures substances that contain substances or radioactive substances.
With such a configuration, the direction of the proton beam can be distributed to the direction of the neutron irradiation unit 9 and the direction of the target device for radionuclide production, and the linear accelerator 3 can be used effectively. For example, the amount of radionuclide for nuclear medicine including 18 F required for a day can be produced in an accelerator operation time of several minutes, so that a sufficient amount can be obtained even between boron neutron capture therapy. It is possible to produce radionuclides.
In boron neutron capture therapy, a substance labeled with 18 F of paraboronophenylalanine (BPA) is usually used, and one linear accelerator 3 is used for both boron neutron capture therapy and radionuclide production for nuclear medicine. It can be used, and the operating rate of the linear accelerator 3 is improved.

実施の形態のホウ素中性子捕捉療法用の医療装置の全体模式図である。It is a whole schematic diagram of the medical device for boron neutron capture therapy of an embodiment. 図１のＡ矢視図である。It is A arrow directional view of FIG. （ａ）は突起型中性子コリメータ付の熱中性子照射部の縦断面図であり、（ｂ）はその正面図である。(A) is a longitudinal cross-sectional view of the thermal neutron irradiation part with a projection type neutron collimator, (b) is the front view. （ａ）は平面型中性子コリメータ付の熱中性子照射部の縦断面図であり、（ｂ）はその正面図である。(A) is a longitudinal cross-sectional view of the thermal neutron irradiation part with a planar neutron collimator, (b) is the front view. （ａ）は突起型中性子コリメータ付の熱外中性子照射部の縦断面図であり、（ｂ）はその正面図である。(A) is a longitudinal cross-sectional view of the epithermal neutron irradiation part with a projection type neutron collimator, (b) is the front view. （ａ）は平面型中性子コリメータ付の熱外中性子照射部の縦断面図であり、（ｂ）はその正面図である。(A) is a longitudinal cross-sectional view of the epithermal neutron irradiation part with a planar neutron collimator, (b) is the front view. 各中性子発生反応の中性子発生率を示すグラフである。It is a graph which shows the neutron generation rate of each neutron generation reaction. 熱中性子照射部を用いた中性子束の検討結果を示すグラフである。It is a graph which shows the examination result of the neutron flux using a thermal neutron irradiation part. 熱外中性子照射部を用いた中性子束の検討結果を示すグラフである。It is a graph which shows the examination result of the neutron flux using an epithermal neutron irradiation part. ホウ素中性子捕捉療法の熱中性子照射モード、熱外中性子照射モードの照射される中性子の必要条件のデータ表を示す図である。It is a figure which shows the data table of the required condition of the neutron irradiated in the thermal neutron irradiation mode of boron neutron capture therapy, and the epithermal neutron irradiation mode. 実施の形態のホウ素中性子捕捉療法用の医療装置の変形例の全体模式図である。It is the whole schematic diagram of the modification of the medical device for boron neutron capture therapy of embodiment.

符号の説明Explanation of symbols

１Ａ、１Ｂ ホウ素中性子捕捉療法用の医療装置
２ 患者
３ 線形加速器
５Ａ、５Ｂ 回転ガントリ
６ ベッド
７ ターゲット
９ 中性子照射部
９Ａ 熱中性子照射部
９Ｂ 熱外中性子照射部
１０ 陽子ビーム
１１ イオン源
１２ 高周波四重極線形加速器
１３ ドリフトチューブ型加速器
１４ 四重極電磁石
１５Ａ、１５Ｂ、１５Ｃ 偏向電磁石
１６ ビーム管
１７ 回転シール部
１８ ヒートシンク
１９ 中性子照射部保持板（保持手段）
１９ａ 固定ピン
２１ 熱中性子化用減速材
２２ 熱外中性子化用減速材
２３ 中性子反射材（第１の中性子反射材）
２４ 熱外中性子用中性子反射材（第２の中性子反射材）
２５Ａ 中性子透過γ線遮蔽材（第１の中性子透過γ線遮蔽材）
２５Ｂ 中性子透過γ線遮蔽材（第２の中性子透過γ線遮蔽材）
２６ 熱中性子吸収材
２７ γ線遮蔽材
２８ 中性子吸収材
３１Ａ 突起型中性子コリメータ（中性子コリメータ）
３１Ｂ 平面型中性子コリメータ（中性子コリメータ）
３１ａ コリメータ開口部
３１ｂ 固定ピン
Ｘ１、Ｘ２ 回転軸 1A, 1B Medical device for boron neutron capture therapy 2 Patient 3 Linear accelerator 5A, 5B Rotating gantry 6 Bed 7 Target 9 Neutron irradiation unit 9A Thermal neutron irradiation unit 9B Epithermal neutron irradiation unit 10 Proton beam 11 Ion source 12 High frequency quadruple Polar linear accelerator 13 Drift tube type accelerator 14 Quadrupole electromagnet 15A, 15B, 15C Bending electromagnet 16 Beam tube 17 Rotating seal part 18 Heat sink 19 Neutron irradiation part holding plate (holding means)
19a fixed pin 21 moderator for thermal neutronization 22 moderator for epithermal neutronization 23 neutron reflector (first neutron reflector)
24 Neutron reflector for epithermal neutrons (second neutron reflector)
25A Neutron transmission γ-ray shielding material (first neutron transmission γ-ray shielding material)
25B Neutron transmission gamma ray shielding material (second neutron transmission gamma ray shielding material)
26 Thermal Neutron Absorber 27 γ-ray Shielding Material 28 Neutron Absorber 31A Protruding Neutron Collimator (Neutron Collimator)
31B Planar neutron collimator (neutron collimator)
31a Collimator opening 31b Fixed pin X1, X2 Rotating shaft

Claims (8)

陽子を加速する線形加速器と、
該線形加速器により加速された陽子を偏向させて回動自在に患者の治療部位方向に導くための、複数の偏向電磁石を含んで構成された回転ガントリと、
該回転ガントリの先端に設けられた前記加速された陽子が照射されるターゲットと、
前記回転ガントリに取り付けられ、前記ターゲットの周囲を囲む様に構成されて、該ターゲットで発生する高速中性子を減速し、かつ、所定の中性子エネルギスペクトルに調整して中性子を照射する中性子照射部と、を備え、
前記線形加速器は、９Ｂｅ（ｐ，ｘｎ）反応による単位陽子電流当りの中性子発生率が、７Ｌｉ（ｐ，ｎ）反応による単位陽子電流当りの中性子発生率より大きく、かつ、核破砕反応による単位陽子電流当りの中性子発生率よりも小さくなる範囲のエネルギになるように陽子を加速することを特徴とするホウ素中性子捕捉療法用の医療装置。 A linear accelerator that accelerates protons;
A rotating gantry configured to include a plurality of deflecting electromagnets for deflecting protons accelerated by the linear accelerator and rotating them in the direction of the patient's treatment site;
A target to be irradiated with the accelerated protons provided at the tip of the rotating gantry;
A neutron irradiation unit that is attached to the rotating gantry and is configured to surround the target, decelerates fast neutrons generated at the target, and adjusts to a predetermined neutron energy spectrum to irradiate neutrons; With
The linear accelerator has a neutron generation rate per unit proton current due to a 9 Be (p, xn) reaction larger than a neutron generation rate per unit proton current due to a 7 Li (p, n) reaction, and is caused by a spallation reaction. A medical device for boron neutron capture therapy characterized by accelerating protons so that the energy is in a range smaller than the neutron generation rate per unit proton current. 前記線形加速器は、陽子を７〜１８ＭｅＶのエネルギ範囲で加速できることを特徴とする請求項１に記載のホウ素中性子捕捉療法用の医療装置。   The medical device for boron neutron capture therapy according to claim 1, wherein the linear accelerator can accelerate protons in an energy range of 7 to 18 MeV. 前記中性子照射部は、前記ターゲットで発生した高速中性子を減速する熱中性子化用減速材、中性子反射材、中性子吸収材、中性子透過γ線遮蔽材および中性子コリメータによって構成され、前記中性子コリメータの開口部を通して患者の治療部位に前記所定の中性子エネルギスペクトルの中性子を照射することを特徴とする請求項１または請求項２に記載のホウ素中性子捕捉療法用の医療装置。   The neutron irradiation unit is composed of a thermal neutron moderator that slows down fast neutrons generated at the target, a neutron reflector, a neutron absorber, a neutron transmission γ-ray shielding material, and a neutron collimator, and an opening of the neutron collimator The medical device for boron neutron capture therapy according to claim 1, wherein the treatment site of the patient is irradiated with neutrons having the predetermined neutron energy spectrum. 前記中性子照射部は、前記ターゲットで発生した高速中性子を減速する熱外中性子化用減速材、中性子反射材、中性子吸収材、中性子透過γ線遮蔽材および中性子コリメータによって構成され、前記中性子コリメータの開口部を通して患者の治療部位に前記所定の中性子エネルギスペクトルの中性子を照射することを特徴とする請求項１または請求項２に記載のホウ素中性子捕捉療法用の医療装置。   The neutron irradiation unit is composed of a moderator for epithermal neutronization that decelerates fast neutrons generated at the target, a neutron reflector, a neutron absorber, a neutron transmission γ-ray shielding material, and a neutron collimator, and an opening of the neutron collimator The medical device for boron neutron capture therapy according to claim 1 or 2, wherein the treatment site of the patient is irradiated with neutrons having the predetermined neutron energy spectrum through the unit. 前記中性子照射部は、前記回転ガントリに設けられた保持手段により着脱可能であることを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載のホウ素中性子捕捉療法用の医療装置。   The medical device for boron neutron capture therapy according to any one of claims 1 to 4, wherein the neutron irradiation section is detachable by a holding means provided in the rotating gantry. 前記中性子コリメータは、前記中性子照射部の照射側の面に交換、着脱可能であることを特徴とする請求項３または請求項４に記載のホウ素中性子捕捉療法用の医療装置。   5. The medical device for boron neutron capture therapy according to claim 3, wherein the neutron collimator is replaceable and detachable on an irradiation side surface of the neutron irradiation unit. 前記所定の中性子エネルギスペクトルの中性子は、熱中性子であり、
前記中性子透過γ線遮蔽材は、第１の中性子透過γ線遮蔽材と第２の中性子透過γ線遮蔽材とを含み、
前記照射部は、前記ターゲットに照射される加速された陽子のビームの方向を前記所定の中性子エネルギスペクトルの中性子を照射する前面側とし、前記陽子のビームの軸を中心軸とした径方向に多重および前記中心軸方向に多層の構造であり、
前記ターゲットの前面側に円柱形の熱中性子化用減速材を配置し、
さらに、該熱中性子化用減速材の前面側に円板状の第１の中性子透過γ線遮蔽材を配置し、
さらに、前記ターゲットと前記熱中性子化用減速材と第１の中性子透過γ線遮蔽材とを囲むように前面側が開口した有底の円筒形状の中性子反射材を配置し、
さらに、該有底の円筒形状の中性子反射材の径方向外側に中性子吸収材を配置し、
さらに、少なくとも前記第１の中性子透過γ線遮蔽材と有底の円筒形状の中性子反射材の前面側に第２の中性子透過γ線遮蔽材、前記中性子コリメータの順に配置したことを特徴とする請求項３に記載のホウ素中性子捕捉療法用の医療装置。 The neutron of the predetermined neutron energy spectrum is a thermal neutron,
The neutron transmission γ-ray shielding material includes a first neutron transmission γ-ray shielding material and a second neutron transmission γ-ray shielding material,
The irradiation unit is configured such that the direction of the accelerated proton beam irradiated to the target is the front side irradiated with neutrons of the predetermined neutron energy spectrum, and is multiplexed in the radial direction with the proton beam axis as the central axis. And a multilayer structure in the central axis direction,
Place a cylindrical thermal neutronization moderator on the front side of the target,
Furthermore, a disk-shaped first neutron transmission γ-ray shielding material is disposed on the front side of the thermal neutronization moderator,
Furthermore, a bottomed cylindrical neutron reflector having an open front side is disposed so as to surround the target, the thermal neutronization moderator and the first neutron transmission γ-ray shielding material,
Furthermore, a neutron absorber is disposed on the radially outer side of the bottomed cylindrical neutron reflector,
Furthermore, the second neutron transmission γ-ray shielding material and the neutron collimator are arranged in this order on the front side of at least the first neutron transmission γ-ray shielding material and the bottomed cylindrical neutron reflection material. Item 4. A medical device for boron neutron capture therapy according to Item 3. 前記所定の中性子エネルギスペクトルの中性子とは、熱外中性子であり、
前記中性子反射材は、第１の中性子反射材と第２の中性子反射材を含み、
前記照射部は、前記ターゲットに照射される加速された陽子のビームの方向を前記所定の中性子エネルギスペクトルの中性子を照射する前面側とし、前記陽子のビームの軸を中心軸とした径方向に多重および前記中心軸方向に多層の構造であり、
前記ターゲットの前面側に、円柱形にさらに前面側に円錐台を重ねた形状の熱外中性子化用減速材を配置し、
さらに、前記ターゲットと前記熱外中性子化用減速材の円柱形部分とを囲むように前面側が開口した有底の円筒形状の第１の中性子反射材を配置し、
さらに、該有底の有底の円筒形状の第１の中性子反射材の前面側に前記熱外中性子化用減速材の円錐台部分を囲むように環状の第２の中性子反射材を配置し、
さらに、前記有底の円筒形状の第１の中性子反射材および前記環状の第２の中性子反射材の径方向外側に中性子吸収材を配置し、
さらに、少なくとも前記円錐台形状の熱外中性子化用減速材と前記第２の中性子反射材の前面側に熱中性子吸収材を配置し、
さらに、前記熱中性子吸収材の前面の中央に中性子透過γ線遮蔽材を、その周囲にγ線遮蔽材を配置し、
さらに、前記中性子透過γ線遮蔽材とγ線遮蔽材の前面側に前記中性子コリメータを配置したことを特徴とする請求項４に記載のホウ素中性子捕捉療法用の医療装置。
The neutron of the predetermined neutron energy spectrum is an epithermal neutron,
The neutron reflector includes a first neutron reflector and a second neutron reflector,
The irradiation unit is configured such that the direction of the accelerated proton beam irradiated to the target is the front side irradiated with neutrons of the predetermined neutron energy spectrum, and is multiplexed in the radial direction with the proton beam axis as the central axis. And a multilayer structure in the central axis direction,
On the front side of the target, a moderator for epithermal neutronization having a cylindrical shape and a truncated cone stacked on the front side is arranged,
Furthermore, a bottomed cylindrical first neutron reflector having an open front side is disposed so as to surround the target and the cylindrical portion of the epithermal neutronization moderator,
Furthermore, an annular second neutron reflector is arranged on the front side of the bottomed cylindrical first neutron reflector with a bottom so as to surround the truncated cone portion of the epithermal neutronization moderator,
Furthermore, a neutron absorber is disposed radially outside the bottomed cylindrical first neutron reflector and the annular second neutron reflector,
Furthermore, a thermal neutron absorber is disposed on the front side of at least the truncated cone shaped epithermal neutronization moderator and the second neutron reflector,
Furthermore, a neutron transmission γ-ray shielding material is disposed in the center of the front surface of the thermal neutron absorber, and a γ-ray shielding material is disposed around the neutron transmission γ-ray shielding material,
5. The medical device for boron neutron capture therapy according to claim 4, wherein the neutron collimator is disposed on a front side of the neutron transmitting γ-ray shielding material and the γ-ray shielding material.
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