▶ アデルファイ・テクノロジー・インコーポレイテッドの特許一覧
(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】公開特許公報(A)
(11)【公開番号】P2022140253
(43)【公開日】2022-09-26
(54)【発明の名称】癌治療のためのビーム成形装置を有する中性子源
(51)【国際特許分類】
A61N 5/10 20060101AFI20220915BHJP
G21K 1/00 20060101ALI20220915BHJP
G21K 5/02 20060101ALI20220915BHJP
H05H 3/06 20060101ALI20220915BHJP
H05H 7/12 20060101ALI20220915BHJP
G21K 1/02 20060101ALI20220915BHJP
【ＦＩ】
A61N5/10 H
G21K1/00 N
G21K5/02 N
H05H3/06
H05H7/12
G21K1/02 R
【審査請求】有
【請求項の数】18
【出願形態】ＯＬ
【外国語出願】
(21)【出願番号】P 2021166597
(22)【出願日】2021-10-11
(31)【優先権主張番号】17/198,922
(32)【優先日】2021-03-11
(33)【優先権主張国・地域又は機関】US
【公序良俗違反の表示】
（特許庁注：以下のものは登録商標）
１．テフロン
(71)【出願人】
【識別番号】521177072
【氏名又は名称】アデルファイ・テクノロジー・インコーポレイテッド
(74)【代理人】
【識別番号】110001173
【氏名又は名称】弁理士法人川口國際特許事務所
(72)【発明者】
【氏名】メルビン・アーサー・ピーストルップ
(72)【発明者】
【氏名】クレイグ・マシュー・ブラウン
(72)【発明者】
【氏名】ジェイ・シオドア・クリーマー・ジュニア
(72)【発明者】
【氏名】チャールズ・ケビン・ギャリー
(72)【発明者】
【氏名】デイビッド・ラウンズ・ウィリアムズ
(72)【発明者】
【氏名】アラン・シー・チェン
(72)【発明者】
【氏名】グレン・エマーソン・ジョーンズ・ジュニア
(72)【発明者】
【氏名】ヤオ・ゾン・グワン
(72)【発明者】
【氏名】ランドル・スコット・アーダール
(72)【発明者】
【氏名】アダム・ナサニエル・アモロソ
【テーマコード（参考）】
2G085
4C082
【Ｆターム（参考）】
2G085BA02
2G085BA17
2G085DA03
2G085EA07
4C082AC07
4C082AE01
4C082AG26
4C082AG42
(57)【要約】
【課題】癌治療のためのビーム成形装置を有する中性子源を提供すること。
【解決手段】癌治療装置は、モデレータブロックの表面を通って出る中性子を発生する中性子源と、長さおよび長さより小さい直径の円形断面を有する細長いビーム成形装置（ＢＳＡ）とを有し、ＢＳＡが、一端で中性子源のモデレータブロックの表面に結合され、モデレータブロックの表面から直交して突出し、ＢＳＡが、モデレータブロックから離れた一端で円錐形の要素を有し、円錐形の要素が、モデレータブロックから離れる方向で直径が減る。中性子源によって生成される中性子が、モデレータブロックの表面でＢＳＡに入り、ＢＳＡの長さを進行し、モデレータブロックから離れたＢＳＡの一端での開口を通ってＢＳＡを出る。
【選択図】図１Ａ
【解決手段】癌治療装置は、モデレータブロックの表面を通って出る中性子を発生する中性子源と、長さおよび長さより小さい直径の円形断面を有する細長いビーム成形装置（ＢＳＡ）とを有し、ＢＳＡが、一端で中性子源のモデレータブロックの表面に結合され、モデレータブロックの表面から直交して突出し、ＢＳＡが、モデレータブロックから離れた一端で円錐形の要素を有し、円錐形の要素が、モデレータブロックから離れる方向で直径が減る。中性子源によって生成される中性子が、モデレータブロックの表面でＢＳＡに入り、ＢＳＡの長さを進行し、モデレータブロックから離れたＢＳＡの一端での開口を通ってＢＳＡを出る。
【選択図】図１Ａ
【特許請求の範囲】
【請求項1】
モデレータブロックの表面を通って出る中性子を発生する中性子源と、
長さおよび長さより小さい直径の円形断面を有する細長いビーム成形装置（ＢＳＡ）とを備え、ＢＳＡが、一端で中性子源のモデレータブロックの表面に結合され、モデレータブロックの表面から直交して突出し、ＢＳＡが、モデレータブロックから離れた一端で円錐形の要素を有し、円錐形の要素が、モデレータブロックから離れる方向で直径が減り、
中性子源によって生成される中性子が、モデレータブロックの表面でＢＳＡに入り、ＢＳＡの長さを進行し、モデレータブロックから離れたＢＳＡの一端での開口を通ってＢＳＡを出る、癌治療装置。
長さおよび長さより小さい直径の円形断面を有する細長いビーム成形装置（ＢＳＡ）とを備え、ＢＳＡが、一端で中性子源のモデレータブロックの表面に結合され、モデレータブロックの表面から直交して突出し、ＢＳＡが、モデレータブロックから離れた一端で円錐形の要素を有し、円錐形の要素が、モデレータブロックから離れる方向で直径が減り、
中性子源によって生成される中性子が、モデレータブロックの表面でＢＳＡに入り、ＢＳＡの長さを進行し、モデレータブロックから離れたＢＳＡの一端での開口を通ってＢＳＡを出る、癌治療装置。
【請求項2】
ＢＳＡが、サファイア結晶シリンダおよびモデレータブロックから離れた一端の円錐形の要素内のファンネルキャビティと同一線上のビスマスディスクを入れる同心の内側スリーブを入れる外側スリーブをさらに備え、
ＢＳＡに近接した表面を通ってモデレータブロックを出る中性子が、ビスマスディスクおよびサファイア結晶を通過し、ファンネルに入り、ファンネルを通りコリメートされて、ＢＳＡの一端で開口を通って出て、腫瘍の中性子照射に有用なスポットサイズを有する中性子ビームを提供する、請求項１に記載の癌治療装置。
ＢＳＡに近接した表面を通ってモデレータブロックを出る中性子が、ビスマスディスクおよびサファイア結晶を通過し、ファンネルに入り、ファンネルを通りコリメートされて、ＢＳＡの一端で開口を通って出て、腫瘍の中性子照射に有用なスポットサイズを有する中性子ビームを提供する、請求項１に記載の癌治療装置。
【請求項3】
モデレータブロックが、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）、テフロン、超高分子量ポリエチレンまたは黒鉛のうちの１つまたは組み合わせで作られる、請求項１に記載の癌治療装置。
【請求項4】
外側スリーブが、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）または超高分子量ポリエチレンである、請求項２に記載の癌治療装置。
【請求項5】
ＢＳＡの長さが、３インチ以上１０インチ以下である、請求項１に記載の癌治療装置。
【請求項6】
ＢＳＡの外径が、３／４インチ以上２インチ以下である、請求項１に記載の癌治療装置。
【請求項7】
ファンネルの長さが、１以上１０インチ以下である、請求項２に記載の癌治療装置。
【請求項8】
モデレータブロックから離れたＢＳＡの一端の開口が、０．３８インチ以上０．７５インチ以下の直径を有する、請求項１に記載の癌治療装置。
【請求項9】
モデレータブロックの表面を通ってＢＳＡ内に出る中性子を発生する中性子源のモデレータブロックの表面から、第１の端から直交して突出するように、長さおよび長さより小さい直径の円形断面を有する細長いビーム成形装置（ＢＳＡ）を結合することであって、ＢＳＡが、モデレータブロックから離れる一端で円錐形のファンネルを有し、円錐形の要素が、モデレータブロックから離れる方向で直径が減り、モデレータブロックから離れた第２の端での放射開口で終了する、ことと、
対象者を中性子源に近接したサポート上に配置することと、
放射開口をＰＯＮＳにおける腫瘍部位に近接させながら、対象者の口腔内にＢＳＡを位置決めすることと、
ある期間、放射開口から放射される中性子で腫瘍を照射することと
を含む、ＰＯＮＳにおける腫瘍のために対象者を治療するための方法。
対象者を中性子源に近接したサポート上に配置することと、
放射開口をＰＯＮＳにおける腫瘍部位に近接させながら、対象者の口腔内にＢＳＡを位置決めすることと、
ある期間、放射開口から放射される中性子で腫瘍を照射することと
を含む、ＰＯＮＳにおける腫瘍のために対象者を治療するための方法。
【請求項10】
ＢＳＡを口腔内に位置決めするために対象者および装置が操作される時間の間、中性子源の電源が切れていて、中性子を発生しないことを確実にするためのステップと、対象者および装置が治療のために位置決めされた後、腫瘍を治療するために、中性子源に電力を供給するためのステップとをさらに含む、請求項９に記載の方法。
【請求項11】
ＢＳＡが、サファイア結晶シリンダおよびモデレータブロックから離れた一端の円錐形の要素内のファンネルキャビティと同一線上のビスマスディスクを入れる同心の内側スリーブを入れる外側スリーブをさらに備え、ＢＳＡに近接した表面を通ってモデレータブロックを出る中性子が、ビスマスディスクおよびサファイア結晶を通過し、ファンネルに入り、ファンネルを通りコリメートされて、ＢＳＡの一端で開口を通って出る、請求項９に記載の方法。
【請求項12】
モデレータブロックが、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）、テフロン、超高分子量ポリエチレンまたは黒鉛のうちの１つまたは組み合わせで作られる、請求項９に記載の方法。
【請求項13】
外側スリーブが、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）または超高分子量ポリエチレンである、請求項１１に記載の方法。
【請求項14】
モデレータブロックの表面を通ってＢＳＡ内に出る中性子を発生する中性子源のモデレータブロックの表面から、第１の端から直交して突出するように、長さおよび長さより小さい直径の円形断面を有する細長いビーム成形装置（ＢＳＡ）を結合することであって、ＢＳＡが、モデレータブロックから離れる一端で円錐形のファンネルを有し、円錐形の要素が、モデレータブロックから離れる方向で直径が減り、モデレータブロックから離れた第２の端での放射開口で終了する、ことと、
対象者を中性子源に近接したサポート上に配置することと、
放射開口を前立腺の腫瘍部位に近接させながら、対象者の肛門の腔内にＢＳＡを位置決めすることと、
ある期間、放射開口から放射される中性子で腫瘍を照射することと
を含む、前立腺における腫瘍のために対象者を治療するための方法。
対象者を中性子源に近接したサポート上に配置することと、
放射開口を前立腺の腫瘍部位に近接させながら、対象者の肛門の腔内にＢＳＡを位置決めすることと、
ある期間、放射開口から放射される中性子で腫瘍を照射することと
を含む、前立腺における腫瘍のために対象者を治療するための方法。
【請求項15】
ＢＳＡを口腔内に位置決めするために対象者および装置が操作される時間の間、中性子源の電源が切れていて、中性子を発生しないことを確実にするためのステップと、対象者および装置が治療のために位置決めされた後、腫瘍を治療するために、中性子源に電力を供給するためのステップとをさらに含む、請求項１４に記載の方法。
【請求項16】
ＢＳＡが、サファイア結晶シリンダおよびモデレータブロックから離れた一端の円錐形の要素内のファンネルキャビティと同一線上のビスマスディスクを入れる同心の内側スリーブを入れる外側スリーブをさらに備え、ＢＳＡに近接した表面を通ってモデレータブロックを出る中性子が、ビスマスディスクおよびサファイア結晶を通過し、ファンネルに入り、ファンネルを通りコリメートされて、ＢＳＡの一端で開口を通って出る、請求項１４に記載の方法。
【請求項17】
モデレータブロックが、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）、テフロン、超高分子量ポリエチレンまたは黒鉛のうちの１つまたは組み合わせで作られる、請求項１４に記載の方法。
【請求項18】
外側スリーブが、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）または超高分子量ポリエチレンである、請求項１５に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本出願は、２０２０年９月２５日に出願されたＳ／Ｎ１７／０３２，２１１の同時係属出願の一部継続出願である。親のケースの開示は、少なくとも引用により本明細書に組み込まれる。
【0002】
本発明は、ホウ素中性子癌治療法（ＢＮＣＴ）のための装置および方法の技術領域にあり、特に中性子発生装置のための改善されたビーム成形および治療のための対象者への適用に関する。
【背景技術】
【0003】
熱中性子が癌腫瘍の破壊のための癌治療法のために用いられてきたように、ホウ素中性子捕捉療法（ＢＮＣＴ）は当技術において新規ではない。これらの中性子は、癌部位に配置されたホウ素－１０と相互作用する。中性子はホウ素と相互作用して、分裂イベントを生成し、それにより、アルファ粒子およびリチウム核が作成される。次に、これらの極めて多くのイオン化された粒子は放出され、近くの癌腫瘍細胞の化学結合を破壊する。現在、リアクタまたは加速器内で作成される中性子は、ＢＮＣＴ治療に適した中性子エネルギースペクトルを成形するモデレータを通過する。モデレータおよびその次に患者の組織を通過しながら、中性子は、衝突によって低速化され、低エネルギー熱中性子になる。熱中性子は、癌部位に配置されたホウ素－１０核との反応を受け、複合核（励起したホウ素－１１）を形成し、それらは、次にリチウム－７およびアルファ粒子に即座に崩壊する。アルファ粒子およびリチウムイオンの両方は、反応のすぐ近くで、約５－９マイクロメートルまたは大体１つの細胞直径の厚さの範囲で密集したイオン化を生成する。このエネルギーの放出は、周囲の癌細胞を破壊する。この技術は、放射線損傷が短距離で起こり、したがって通常の組織を残すことができるので、有利である。
【0004】
ガドリニウムはまた、その非常に高い中性子捕捉断面積のため、中性子捕捉療法（ＮＣＴ）における捕捉剤とみなすことができる。多くのガドリニウム化合物は、脳腫瘍をイメージングするための造影剤として、いつも決まって用いられてきた。腫瘍は、ガドリニウムの大部分を吸収し、ガドリニウムをＮＣＴのための優れた捕捉剤にしてきた。それゆえ、ＧＮＴＣはまた、本発明の実施形態におけるバリエーションとみなされてもよい。
【0005】
中性子エネルギー範囲、Ｅ、の以下の定義は、しばしば、医療、市販および科学的な用途のために中性子を生成および使用する当業者によって用いられる：高速（Ｅ＞１ＭｅＶ）、熱外（０．５ｅＶ＜Ｅ＜１Ｍｅｖ）および熱（Ｅ＜０．５ｅＶ）中性子。
【0006】
ＢＮＣＴは、多形性膠芽腫（ＧＢＭ）のような以前は治療不可能な癌を治療する可能性を有する。米国において、脳腫瘍は、２９歳未満の男性および２０歳未満の女性のための癌関連の死亡の２番目によくある原因である。ＧＢＭは、ほぼいつも致命的であり、これまで知られている効果的な治療がない。原発性脳腫瘍により、１年につき約１３，０００人が死亡する。
【0007】
膠芽細胞が切除されたところで従来の医療が用いられる場合、新しい腫瘍は、ほぼ必ず、しばしば元の腫瘍部位から遠くで再発する。それゆえ、有効な放射線療法は、かなりの体積を包含しなければならず、放射線は均一に分布されなければならない。従来の放射線治療は、たいてい、ＧＢＭに対して役立つためには、あまりに有毒である。
【0008】
分布した腫瘍のために、有効な放射線療法は、より大きい体積を包含しなければならず、放射線は、均一に分布されなければならない。これは、肝癌にもあてはまる。肝臓は、多くの原発腫瘍からの転移の最も一般的なターゲットである。原発性および転移性肝癌は、たいてい、特に多数の個々の腫瘍の切除の後、致命的である。従来の放射線治療または化学療法に対する切除不能な肝細胞癌の奏効率はまた非常に劣っている。しかしながら、最近の結果は、低エネルギー中性子に衝突される１０Ｂ化合物を用いた、肝臓全体の熱中性子照射がすべての肝転移を破壊する方法でありうることを示す。
【0009】
ＢＮＣＴの最近の研究は、中性子捕捉療法が用いられて大量の異なる癌を治療することができることを示した。ＢＮＣＴが、従来のガンマ放射線によって以前照射された部位で再発した手術不可能の局所的に進行した頭頸部癌の治療において、効果的で安全であると判明した。したがって、ＢＮＣＴは、より広範囲にわたる癌のために検討可能である。癌部位に対するドーズが、γ－放射線源によって生成されるドーズより大いに強化可能であるので、ＢＮＣＴは期待できる。これは、中性子－ホウ素反応が短距離（５－９ｕｍ距離）の放射線の放射を生成するという事実の結果であり、したがって、通常の組織は残されることができる。加えて、ホウ素は、１０以上の高い腫瘍対脳の高濃度比を達成でき、それにより、異常組織を選択的に破壊することができる。
【0010】
ＢＮＣＴは、大部分の臨床環境に対して実際的でないか入手可能でない原子炉または加速器を用いてテストされて中性子を生成する。リアクタはまた、理想的な中性子スペクトルを生成せず、γ－放射線によって汚染される。
【0011】
低電圧融合中性子発生装置（ＬＶＦＧ）は、癌治療に利用できる長寿命の容易に減速される中性子源を可能にする。しかしながら、ＤＤ核融合反応を用いたコンパクトな中性子発生装置は、等方性であり指向性ではない放射を有し、それゆえ、生成される中性子を集束またはコリメートすることは、容易に達成されない。さらに、大部分の減速材料およびプロセスは、結果として、ガンマおよびより高いエネルギー中性子のような好ましくない成分を生ずる。高速中性子を熱エネルギーに減速することはまた、結果として、所望の熱中性子束および輝度の低減につながる。指向性で高密度の熱中性子束をターゲット部位上で取得することは、中性子の大きな損失および拡大された熱中性子源なしでは困難であった。
【0012】
リアクタとは異なり、ＬＶＦＧは、この問題を補償することができる品質、例えば小さい源サイズ、高い中性子の輝度および低い高速中性子エネルギー（２．５ＭｅＶ）を有する。小さい源サイズは、より容易な収集および高速中性子の熱中性子または熱外中性子のいずれかへの減速を可能にし、それにより、中性子束を増加させる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【0013】
当技術において明らかに必要なものは、モジュール式の比較的小さいＬＶＦＧであって、固有のコリメーティング装置に結合されて熱中性子の実質的に集束されたビームを生成し、対象者の体上の腫瘍部位に係合するための装置に統合されて、腫瘍部位への中性子の送達を効果的に改善することができるものである。
【課題を解決するための手段】
【0014】
本発明の一実施形態では、癌治療装置が提供され、癌治療装置は、モデレータブロックの表面を通って出る中性子を発生する中性子源と、長さおよび長さより小さい直径の円形断面を有する細長いビーム成形装置（ＢＳＡ）とを備え、ＢＳＡが、一端で中性子源のモデレータブロックの表面に結合され、モデレータブロックの表面から直交して突出し、ＢＳＡが、モデレータブロックから離れた一端で円錐形の要素を有し、円錐形の要素が、モデレータブロックから離れる方向で直径が減る。中性子源によって生成される中性子が、モデレータブロックの表面でＢＳＡに入り、ＢＳＡの長さを進行し、モデレータブロックから離れたＢＳＡの一端での開口を通ってＢＳＡを出る。
【0015】
一実施形態において、ＢＳＡに近接した表面を通ってモデレータブロックを出る中性子が、ビスマスディスクおよびサファイア結晶を通過し、ファンネルに入り、ファンネルを通りコリメートされて、ＢＳＡの一端で開口を通って出て、腫瘍の中性子照射に有用なスポットサイズを有する中性子ビームを提供するように、ＢＳＡが、サファイア結晶シリンダおよびモデレータブロックから離れた一端の円錐形の要素内のファンネルキャビティと同一線上のビスマスディスクを入れる同心の内側スリーブを入れる外側スリーブをさらに備える。
【0016】
一実施形態において、モデレータブロックが、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）、テフロン、超高分子量ポリエチレンまたは黒鉛のうちの１つまたは組み合わせで作られる。また、一実施形態において、外側スリーブが、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）または超高分子量ポリエチレンである。そして、一実施形態において、ＢＳＡの長さが、３インチ以上１０インチ以下である。
【0017】
本発明の一実施形態において、ＢＳＡの外径が、３／４インチ以上２インチ以下である。また、一実施形態において、ファンネルの長さが、１以上１０インチ以下である。そして、一実施形態において、モデレータブロックから離れたＢＳＡの一端の開口が、０．３８インチ以上０．７５インチ以下の直径を有する。
【0018】
本発明の他の態様において、ＰＯＮＳにおける腫瘍のために対象者を治療するための方法が提供され、方法は、モデレータブロックの表面を通ってＢＳＡ内に出る中性子を発生する中性子源のモデレータブロックの表面から、第１の端から直交して突出するように、長さおよび長さより小さい直径の円形断面を有する細長いビーム成形装置（ＢＳＡ）を結合することであって、ＢＳＡが、モデレータブロックから離れる一端で円錐形のファンネルを有し、円錐形の要素が、モデレータブロックから離れる方向で直径が減り、モデレータブロックから離れた第２の端での放射開口で終了する、ことと、対象者を中性子源に近接したサポート上に配置することと、放射開口をＰＯＮＳにおける腫瘍部位に近接させながら、対象者の口腔内にＢＳＡを位置決めすることと、ある期間、放射開口から放射される中性子で腫瘍を照射することとを含む。
【0019】
一実施形態において、方法は、ＢＳＡを口腔内に位置決めするために対象者および装置が操作される時間の間、中性子源の電源が切れていて、中性子を発生しないことを確実にするためのステップと、対象者および装置が治療のために位置決めされた後、腫瘍を治療するために、中性子源に電力を供給するためのステップとをさらに含む。また、一実施形態において、方法が、サファイア結晶シリンダおよびモデレータブロックから離れた一端の円錐形の要素内のファンネルキャビティと同一線上のビスマスディスクを入れる同心の内側スリーブを入れる外側スリーブをさらに備え、ＢＳＡに近接した表面を通ってモデレータブロックを出る中性子が、ビスマスディスクおよびサファイア結晶を通過し、ファンネルに入り、ファンネルを通りコリメートされて、ＢＳＡの一端で開口を通って出る。一実施形態において、モデレータブロックが、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）、テフロン、超高分子量ポリエチレンまたは黒鉛のうちの１つまたは組み合わせで作られる。そして、一実施形態において、外側スリーブが、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）または超高分子量ポリエチレンである。
【0020】
本発明のさらに他の態様において、前立腺における腫瘍のために対象者を治療するための方法が提供され、方法は、モデレータブロックの表面を通ってＢＳＡ内に出る中性子を発生する中性子源のモデレータブロックの表面から、第１の端から直交して突出するように、長さおよび長さより小さい直径の円形断面を有する細長いビーム成形装置（ＢＳＡ）を結合することであって、ＢＳＡが、モデレータブロックから離れる一端で円錐形のファンネルを有し、円錐形の要素が、モデレータブロックから離れる方向で直径が減り、モデレータブロックから離れた第２の端での放射開口で終了する、ことと、対象者を中性子源に近接したサポート上に配置することと、放射開口を前立腺の腫瘍部位に近接させながら、対象者の肛門の腔内にＢＳＡを位置決めすることと、ある期間、放射開口から放射される中性子で腫瘍を照射することとを含む。
【0021】
一実施形態において、この方法は、ＢＳＡを口腔内に位置決めするために対象者および装置が操作される時間の間、中性子源の電源が切れていて、中性子を生成しないことを確実にするためのステップと、対象者および装置が治療のために位置決めされた後、腫瘍を治療するために、中性子源に電力を供給するためのステップとをさらに含む。一実施形態において、方法が、サファイア結晶シリンダおよびモデレータブロックから離れた一端の円錐形の要素内のファンネルキャビティと同一線上のビスマスディスクを入れる同心の内側スリーブを入れる外側スリーブをさらに備え、ＢＳＡに近接した表面を通ってモデレータブロックを出る中性子が、ビスマスディスクおよびサファイア結晶を通過し、ファンネルに入り、ファンネルを通りコリメートされて、ＢＳＡの一端で開口を通って出る。一実施形態において、モデレータブロックが、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）、テフロン、超高分子量ポリエチレンまたは黒鉛のうちの１つまたは組み合わせで作られる。そして、一実施形態において、外側スリーブが、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）または超高分子量ポリエチレンである。
【図面の簡単な説明】
【0022】
【図1A】本発明の一実施形態におけるモジュール式中性子発生装置の横断面図である。
【図2】中性子源を用いたラジオグラフィにおける「幾何形状の不鮮明度」すなわちぼやけを示す図である。
【図3】本発明の一実施形態におけるＬＶＦＧ、そのプレモデレータおよび小エリアの源のための収束ファンネルの断面図である。
【図4A】本発明の一実施形態において、単純なビーム成形アセンブリ（ＢＳＡ）の収束ファンネルの軸にわたる距離ｘの関数として、熱中性子収率（ｎ／ｓｅｃ－ｃｍ２）を示す図である。
【図4B】単純なＢＳＡ（ファンネルを有するスラブ）の収束ファンネルの軸にわたる距離ｘの関数として、および、ファンネルなしで、厚さＬ１＋Ｌ２＝９．５ｃｍを有するモデレータの場合に測定された熱中性子収率（ｎ／ｓｅｃ－ｃｍ２）を示す図である。
【図5】本発明の一実施形態において、コンピュータシミュレーションのためのナイフエッジ画像を生成するのに必要な構成要素の断面図である。
【図6】本発明の一実施形態において、高速中性子（Ｅ＞０．５ｅＶ）および熱中性子（Ｅ＜０．５ｅＶ）に対するガドリニウム（Ｇｄ）から作られるナイフエッジのコンピュータシミュレーションを示す図である。
【図7A】本発明の一実施形態において、検出器アレイにわたる横断距離ｘの関数として、画像流束を示す図である。
【図7B】本発明の一実施形態において、検出器アレイにわたる横断距離ｘの関数として、画像流束を示す図である。
【図8】本発明の一実施形態において、ＢＳＡの端とナイフエッジとの間の距離、Ｌの関数として、ナイフエッジの画像解像度（ｍｍ）を示す図である。
【図9】本発明の一実施形態において、ＢＳＡの端とナイフエッジとの間の距離、Ｌの関数として、ナイフエッジを測定するのにかかる推定された時間（秒）を示す図である。
【図10A】本発明の一実施形態において、ビスマスフォイル、ファンネル、出口開口および反射する黒鉛スリーブを有するサファイア結晶から成るＢＳＡを有するモジュール式発生装置の長手方向断面である。
【図11】本発明の一実施形態においてビーム成形装置（ＢＳＡ）を有する低電圧融合発生装置（ＬＶＦＧ）の正面図である。
【図12】対象者の脳の基底部内の腫瘍を治療するために適用されるＢＳＡを有するＬＶＦＧを示す図である。
【図13】対象者の前立腺内の腫瘍を治療するために適用されるＢＳＡを有するＬＶＦＧを示す図である。
【発明を実施するための形態】
【0023】
図１Ａおよび図１Ｂは、十分な熱中性子束を生成するように設計された、発明者に知られているモジュール式中性子発生装置１１８の断面図である。モジュール式発生装置１１８は、高速中性子のエネルギーを熱エネルギーに減速させるように知られている材料で作られるプレモデレータ１０８を備える。熱中性子生成のための大部分の実施形態において、プレモデレータは、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）または超高分子量（ＵＨＭＷ）ポリエチレンのような材料の成形された固体ブロックでもよい。材料およびその厚さの選択は、少なくとも部分的に所望の中性子スペクトル（例えば、熱または熱外）および所望の中性子収率によって決定される。
【0024】
モジュール式発生装置１１８は、この例では、４つの重要な要素を有する：（１）ジュウテリウムイオン源１０２、（２）ジュウテリウムイオン１０４が加速される加速チャンバ１００、および（３）ジュウテリウムイオンによって衝突されて、高エネルギーの中性子１１０を生成するチタンターゲット１０６。ジュウテリウムイオン源１０２は、実施態様において、取り付けられたマイクロ波源１６０およびマイクロ波スラグチューナ１７２を有する。動作中、ジュウテリウムガスは、加速チャンバの上部の端のプラズマイオンチャンバ１７４内にゆっくり漏出させられ、そこで、マイクロ波エネルギーはガスをイオン化し、ジュウテリウムＤ＋イオン１０４を作成する。ガスはマイクロ波エネルギーによってイオン化され、ジュウテリウムイオン（Ｄ＋）１０４は、作成され、加速チャンバ１００内へと、イオン抽出アイリス１３８を通り、そして、装置に損傷を与えうる、逆流電子がプラズマ源内に戻るように加速されることから逸らす電子抑制シュラウド１８０を通り加速される。電子は、加速チャンバ内で作成されたジュウテリウムガス内のＤ＋イオンの衝突によって作成される。
【0025】
ジュウテリウムイオンは正に帯電し、ターゲット１０６は１２０ｋＶから２２０ｋＶまでのレベルに負に帯電し、Ｄ＋イオンは負にバイアスされたチタン（Ｔｉ）ターゲット１０６に強く引きつけられる。加速チャンバ１００は、一実施形態では約１０－６トルの適度の真空を提供するターボ真空ポンプ１２４に接続され、Ｄ＋イオンが抽出アイリス１３８からターゲット１０６まで進行するとき、Ｄ＋イオンの散乱を最小にする。チタンターゲット１０６は、キャビティ１８１内のチャンバの底に位置決めされ、キャビティは、プレモデレータ材料内に形成される。プレモデレータ１０８は、ターゲットへの、およびターゲットからの高圧ケーブルおよび流体冷却流路のための通路を有する。プレモデレータ１０８は、高電圧絶縁体として、および、高い負のバイアスにあるターゲットのための機械的支持として作用する。動作中にあるとき、イオンビーム内のＤ＋イオンはチタンターゲット１０６に引きつけられ、そこで、高速中性子は、結果として生じるＤＤ核融合反応において生成される。
【0026】
ジュウテリウム－ジュウテリウム（Ｄ－Ｄ）反応を用いて、熱中性子エネルギーに減速されなければならない高速中性子を生成する融合源のための大きな問題は、高速の熱外中性子ならびに高エネルギーのガンマ放射がたいてい高速中性子の熱エネルギーへの減速の一部であるということである。外部からの放射線がアイリス材料を貫通しうる場合、これらの成分はアイリスの吸収材料を貫通する熱中性子を伴いうるし、開口サイズＤを実質的に増加させ得、所望の画像をぼやけさせる。
【0027】
大きなリアクタにおいて、ガンマ線およびＸ線とともに熱中性子、熱外中性子および高速中性子の混合物を有する熱中性子が取得された。中性子ラジオグラフィおよび放射線療法のような用途は、たいてい、中性子エネルギーがＸ線またはガンマ成分のない単一の中性子エネルギー帯に制限されることを必要とする。不必要な放射成分を排除するための方法が必要である。
【0028】
本発明の実施形態におけるモジュール式ＤＤ融合発生装置１１８は、小さいチタンターゲット（例えば、水冷式の銅のフィンが後置されるチタンの５－７ｃｍの直径ディスク）を用いて、中性子を生成する。図１Ａおよび図１Ｂは、最大の熱中性子を生成するモジュール式中性子発生装置の断面図である。ターゲットは、この実施態様における装置の不可欠な部分であるプレモデレータ上で直接支持される。Ｔｉターゲットは、締着具でプレモデレータブロックに取り付けられてもよく、Ｏリングでブロックに封止されてもよい。本発明の実施形態におけるターゲットは、容易に手動で除去可能であり、置換可能である。それらはまた、長寿命を有し、不具合なしで４０００時間以上もテストされた。
【0029】
以下の説明において、本発明の開示および教示の一部を形成し、本発明が実施されうる特定の実施形態を示す添付の図面が参照される。他の実施形態が利用されてもよく、本発明の範囲を逸脱することなく構造の変化がなされてもよいことを理解されたい。
【0030】
本発明の実施形態における加速器構造は、コンパクトであり、わずか約４－５ｃｍの高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）または１５－２０ｃｍのポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）テフロンを追加して、本発明の実施形態における中性子ビームテーラリングの第１のステージを生成するプレモデレータ１０８を含む。これらの実施形態におけるプレモデレータは、以下いくつかの図面に関して教示されているように、各モジュール式発生装置の不可欠な部分である。他の短い長さのアタッチメントは、プレモデレータに追加されて、中性子ビームのビーム純度、サイズおよび形状をさらに改善し、モジュール式中性子発生装置を非常に多用途の中性子源にする。この出願において教示される固有の装置のための主な用途は、熱中性子ラジオグラフィであり、それは、小さい源のサイズ、高い中性子収率（ｎ／ｃｍ２）および高いビーム純度を必要とする。高い熱中性子ビーム純度は、ＤＤ融合プロセスおよび２．５ＭｅＶの中性子を熱エネルギーに減速する間導入されうる他の中性子および光子成分を最小にすることによって、本発明の実施形態において達成される。フィルタリングプロセスは、中性子フィルタ：「ローパス」および「ハイパス」フィルタの両方を用いて遂行される。結果として生じる中性子束を最大にし、中性子源のサイズを最小にするために、これらのフィルタおよびコリメータは、長さにおいて最小にされ、中性子発生装置に近接する。これは、結果として、多くの用途のための非常にコンパクトで有用な中性子源を生ずる。
【0031】
大部分の放射線源に知られているように、画像の鮮明度および鮮鋭度のために小さい源のサイズが必要である。「幾何形状の不鮮明度」すなわち「ぼやけ」は、源の直径の有限サイズによって生じる画像詳細の損失を参照する。これは、Ｘ線管のような放射線源にあてはまり、直径Ｄの電子ビームは、Ｘ線管の陽極（例えば、タングステンターゲット）に当たり、直径Ｄの源サイズを生成する。ラジオグラフィイメージング（例のシンクロトロンラジエータまたはプラズマピンチＸ線源）に用いられる他の放射線源において、スポットまたは源サイズＤは、Ｘ線または中性子が放射されているところを定義するスリットまたは金属開口のいずれかにより定義可能である。本発明において、開口は、ファンネルまたは円錐開口の出口開口Ｄ２によって定義される。
【0032】
源またはスポットサイズは、結果として「幾何形状の不鮮明度」、「ぼやけ」または直径Ｄ２の中性子放射サイズの有限サイズによって生じる画像詳細の損失になりうる。中性子が熱中性子エネルギーに減速された後、中性子源において、スポットサイズＤ２は出口開口によって定義される。収束開口は、ＨＤＰＥおよび黒鉛のような異なる材料で作られることができる出口開口によって定義され、結果として熱中性子の収集およびコリメーションになる。
【0033】
単純な幾何形状を有する図２に示すように、中性子源から検出器までの距離Ｌ、２４０、および源－放射直径Ｄ２、２２８、が結果として小さいＤ２／Ｌになる場合、最小のぼやけ（Ｂｏ、２２６）が達成されうる。これは、Δｘ厚さ２４２である対象物のためのΔｘ（Ｄ２／Ｌ）の解像度を可能にする。より高い解像度（より少ないぼやけＢｏ、２２６）のために、この関係は、源直径Ｄ２ができるだけ小さく、検出器距離Ｌ、２４０、からできるだけ離れていることを必要とする。源サイズＤ２を制限する中性子源の上に開口を配置することは、流束密度（Ｎ／ｓｅｃ－ｃｍ２）を低減させ、ここでＮは、開口を検出器へと通過する１秒当たりの中性子の数である。最適条件は、中性子の損失なしにＤ２を低減することである。集束光学素子は、光子のためにこれを達成するが、熱エネルギー範囲の中性子に対しては、これは、絶えず拡大する中性子ビームからの中性子の損失なしでは短距離Ｌにおいて困難である。
【0034】
熱中性子の収集は、ファンネルの出口Ｄ２で増加した熱流束を有する中性子を、小さいスポットサイズＤ２に収集する、および導く両方のためのファンネル２２２（図３）により達成可能である。短い（４－５ｃｍ）モデレータを有するコンパクトなＤＤ融合源は、高速中性子源（チタンターゲット）から短い距離において、高速の２．５ＭｅＶの中性子を熱エネルギーに低速化させる。次に、中性子は、ＨＤＰＥのスラブに形成される比較的短い（例えば、Ｌ２＝３から４ｃｍ）ファンネル形状によって収集される。減速および散乱の両方は、ファンネル長Ｌに沿って起こり続ける。シミュレーションは、この結果、円錐の幾何形状および高速中性子エミッタ（Ｔｉターゲット）のサイズに応じて、中性子束が２から３倍に増加し、スポットサイズが直径１から３ｃｍになることを示す。
【0035】
熱中性子を生成および収集するためのＤＤ融合発生装置のコンパクト性およびプレモデレータの短さにより、中性子ビーム内の他のデバイスの使用も可能になる。これらのデバイスは、中性子ビーム内の高速中性子およびガンマ放射を低減することができる短い長さのサファイア結晶およびビスマスを含み、したがって、ビームを浄化し、熱中性子の比較的純粋なビームを達成する。
【0036】
融合デバイスにおいて、例えば本発明のＬＶＦＧにおいて、中性子の数は制限される。中性子の比較的小さいスポット源を有するコンパクトな融合発生装置の使用が、中性子フィルタもまたコンパクトで互いに接近していることを可能にする。モジュール式発生装置は、従来技術では別々の機能であった多数の機能を組み合わせる。これらの統合された機能は、中性子の生成および中性子エネルギー帯の選択の両方を含む。この方法は、デバイスの全長を短縮し、高流束を確実にする。
【0037】
図２に示されたように、画像解像度の重大な要件は、高い中性子収率の小さい直径の源サイズである。図３は、中性子発生装置の断面である。一実施形態において、ラジオグラフィのための小さい源サイズを生成することができる、ファンネル２２２の形の単純なビーム成形装置（ＢＳＡ）が追加される。一実施形態において、収束ファンネルは、６ｃｍのベース直径Ｄ１および１．５ｃｍの出口開口Ｄ２を有する。ファンネルは、プレモデレータ１０８によって放射されている熱中性子を収集する。図３の断面は、イオンビーム発生のための加速チャンバ１００の軸に沿って、モジュール式発生装置の一部であるターボ真空ポンプ１２４の軸に直角にとられる。
【0038】
一実施形態において、ファンネル２２２の入力開口Ｄ１（２５２）は、ほぼＬ１＝５．５ｃｍで、直径が６ｃｍであるチタンターゲット１０６から離れて配置される。この位置は、少なくともこの特定の例では、熱中性子束が最大であることを示したところであり、熱中性子を収集することが出口開口Ｄ２で中性子を最大にするところである。
【0039】
図３に示すように、ファンネル２２２の形をした短いビーム成形アセンブリ（ＢＳＡ）は、ここでＴｉターゲット１０６および短いモデレータまたはプレモデレータ１０８の後に提供され、熱中性子は、大きい開口Ｄ１によって収集され、ファンネル２２２の端のより小さい開口Ｄ２の方に向けられうる。単純な実施形態では、ファンネル２２２は、斜視図の図３に示すように、ＨＤＰＥで作られるＢＳＡ支持構造（またはプレート）２３４内に機械加工される逆円錐であり、入口開口Ｄ１および出口開口Ｄ２を有する。本実施形態における円錐形のファンネル２２２は、ＨＤＰＥのプレート２３４内に形成される。他の材料、例えばテフロン、ＵＨＭＷポリエチレンまたは黒鉛がプレートのために用いられることができる。図３に示すように、出口開口２５０はまた、遮蔽２４８内に機械加工されて、出口開口から来る熱中性子を定義する。
【0040】
開口Ｄ１での収集の後、結果として生ずる熱中性子ビームは、開口Ｄ２を出て、単純なプレモデレータと比較したとき、熱中性子のための増加した流束およびより小さい源サイズを提供する。
【0041】
図４Ａは、一例における、Ｄ２における流束密度対ｃｍでの横方向寸法のプロットである。図４Ａの例において、スポットサイズは、直径（Ｄ１）でおよそ１．５ｃｍである。ファンネル２２２なしであれば、源サイズの直径は、直径６ｃｍのディスクであり、拡大しているであろう（図４）。チタンターゲット１０６と直接またはほぼ接触したモデレータの使用は、ファンネル２２２の上部開口Ｄ１で最大の熱中性子束を生成するためである。適度の長さ（この例ではＬ２＝４ｃｍ）のファンネル２２２を直接プレモデレータ上に追加することは、最大数の中性子およびより高い熱中性子束が収集され、より小さい源サイズが取得されることを可能にする。プレモデレータ１０８およびＢＳＡ（ＨＤＰＥスラブ２３４内のファンネル２２２）の接近したスタッキングが、最大数の熱中性子が小さい源サイズによって取得されることを可能にする。図４Ａは、ファンネルを有するスラブの有益な効果を明らかに示す。
【0042】
その最大の熱中性子束（ｎ／ｓｅｃ－ｃｍ２）でＨＤＰＥモデレータによって放射される熱中性子ビームのサイズを低減するために、ファンネル開口２２２は、Ｄ＋イオンビーム１０４の方向によって定義される発生装置１１８の軸とチタンターゲット１０６とに沿って追加される。図３Ａおよび図３Ｂに示すように、開口の寸法は、この例では：Ｄ２＝１．５ｃｍ、Ｄ１＝６．０ｃｍ、Ｌ１＝４．０ｃｍ、Ｌ２＝３．０ｃｍ、Ｅ＜０．５ｅＶである。図４のプロットは、これらのパラメータに対するモンテカルロ中性粒子（ＭＣＮＰ）コードシミュレーションからである。ファンネルがない場合、モデレータは、直径１０ｃｍのＦＷＨＭのビームスポットを示す。ファンネル２２２が配置されると、半値全幅（ＦＷＨＭ）と呼ばれる知られている技術によって定義される、放射のＦＷＨＭは、直径およそ２ｃｍであり、中性子束は、コリメートされていない中性子ビームより２倍大きい。ファンネルの後の源サイズは、２ｃｍの半値全幅を有するが、プレモデレータだけに対しては、それは１０ｃｍである。源が十分な距離Ｌにあり、十分小さい放射サイズ直径（Ｄ２）で小さいＤ２／Ｌを有する場合、高解像度を達成することができる。これは、厚さΔｘ＝１ｍｍである対象物に対するΔｘ（Ｄ２／Ｌ）の解像度を可能にする。１．５ｃｍのＤ２およびＬ＝２０ｃｍに対して、解像度は、０．１ｍｍである。
【0043】
装置のプロトタイプは、本特許出願の出願時に構築され、テストされた。上述したように、２つの図に示されるように、装置は、ファンネルコリメータを有して、図３Ａおよび図３Ｂに示される。プロトタイプファンネルコリメータの寸法は、Ｄ１＝６ｃｍおよびＤ２＝１．５ｃｍで、Ｌ１＝５．５ｃｍおよびＬ２＝４ｃｍを有する。これらの寸法は、他の実施形態において異なってもよい。熱中性子の検出の方法は、ＮａＣｌの小さいチップの線形配列である。これらのチップは、測定された時間に到来する熱中性子によって活性化された。次に、放射性流束は、中性子分光手段により測定された。結果は、図４Ｂに示される。全体形状および大きさは、図４Ａのシミュレーションされた結果と同等である。図４Ｂのピーク流束は、図４Ａのシミュレーション（９×１０６ｎ／ｓｅｃ－ｃｍ２）のそれより小さい（６×１０６ｎ／ｓｅｃ－ｃｍ２）。相違は、検出器の解像度からである（測定されたもの対シミュレーションされたもの）。図４Ａのシミュレーションは、より短いプレモデレータ、Ｌ１＝４．０ｃｍを使用し、対してＬ１＝５．５ｃｍであった。しかしながら、両方の場合において、Ｌ２＝５．５ｃｍであり、４Ａと４Ｂとの間の比較は、ＨＤＰＥファンネルＢＳＡがコリメーションの方法として実際効果的であることを示す。
【0044】
ＢＳＡの例において、収束コリメータが用いられる。円錐台の方向を逆転させる発散コリメータのような他の幾何形状が用いられることもできる。これらは、原子炉源産業の全体にわたって用いられてきた。いくつかのコリメータは、発散収束形状を有し、結果としてより短いＢＳＡ長およびより高い熱中性子束を生じうる。
【0045】
円錐開口源がどの程度良好に行うかを見るために、図５に示すように、５．０ｍｍのＨ２Ｏ、１４２、で作られる検出器アレイ２２４の前に配置された、厚さ１．０ｍｍのガドリニウム（Ｇｄ）ナイフエッジ２３８の画像がシミュレーションされる。この計算のために、望ましい画像特性は、（ａ）１０３ｎ／（ｓ－ｃｍ２）より大きい流束であり、（ｂ）望ましい解像度は１ｍｍであり、１桁以上のコントラストを有する。
【0046】
円錐開口中性子源がどの程度良好に働くかを見るために、円錐ＢＳＡ２２２を有する厚さ１．０ｍｍのガドリニウム（Ｇｄ）ナイフエッジ２３８の画像がシミュレーションされる。水（５ｃｍ、２４０）は、熱中性子を散乱させる検出器２４６内の材料をシミュレーションするために用いられる。Ｇｄナイフエッジ２３８は、上流側上に、Ｈ２Ｏ、２４０の前に配置されて、解像度およびコントラストを決定する。図５に示す配置では、Ｌは、ＢＳＡ２２２とＧｄ－ナイフエッジ２３８との間の距離である。この提案に示されるすべてのシミュレーションにおいて、ダイオードアレイ検出器２４６は、Ｈ２Ｏ２４０の後ろから１．０ｍｍ離れたところにあると仮定される。ＢＳＡ２２２は、埋め込まれた空気の円錐である（ＨＤＰＥ内で機械加工され、Ｄ１＝６ｃｍの入口開口およびＤ２＝１．５ｃｍの出口開口を有する）。中性子束（ｎ／ｃｍ２－ｓｅｃ）は、熱（Ｅ＜０．５ｅＶ）および高速（Ｅ＞０．５ｅＶ）エネルギー中性子束成分を比較する、図６に示されるモンテカルロ中性粒子（ＭＣＮＰ）シミュレーションを用いて見出される。
【0047】
これらの特性を達成することを試みるために、さまざまなモジュレータおよびＢＳＡ配置が考慮される。対象物は、５ｍｍのＨ２Ｏ、２４０が後置される厚さ１．０ｍｍのＧｄナイフエッジ２３８であり、Ｈ２Ｏの上流側に配置されて、解像度およびコントラストを決定する。発生装置において、イオンビーム１０４は、直径５ｃｍのＴｉターゲット１０６に当たり、２．５ＭｅＶの中性子は、厚さＬ１＝４ｃｍのプレモデレータ内に放射される。図６は、シミュレーションされたモンテカルロ輸送（ＭＣＮＰ）熱流束２４４および高速２４２の中性子束を、検出器アレイ２２４にわたるｘの関数として示す。この配置に対して、解像度は、８．５ｍｍであると計算される。いくらか異なるパラメータを有する他のシミュレーションは、３．３ｍｍの解像度を与えた。
【0048】
減速プロセスから作成される高速中性子は、図６の一番上の曲線に示される。シミュレーションの高速中性子２４２がＧｄナイフエッジ全体でコントラストされていないことに留意されたい。実際、大部分の中性子検出器は、高速中性子および熱中性子を容易に区別することができない。しかしながら、高速中性子および熱中性子の分離は、中性子ビームをパルス化することによって達成可能である。発生装置は、イオンビームをパルス化し、Ｄ＋イオンを作成するマイクロ波電力を中断することによって減速可能である。１０μ秒と同程度に短いパルスは、この方法を用いて発明者によって生成された。高速中性子は、チタンターゲットで作成され、次に、４ｃｍのＨＤＰＥプレモデレータを通過し、ここで約５０％が熱エネルギーに低減する。１０μ秒のパルスの中性子に対して、速度の違い（熱中性子が２．２ｋｍ／ｓｅｃ、高速中性子が１．４×１０４ｋｍ／ｓｅｃ）は、開口から２０ｃｍで検出器に到達するとき、結果として２０μ秒遅れる熱中性子になる。電荷結合素子（ＣＣＤ）カメラによって検出される高速中性子および熱中性子パルスの読み込みタイミングが、２つの画像：熱中性子によって生じる一方および高速中性子によって生ずる他方を区別することを可能にする。中性子源の特性は、十分な中性子束である（例えば、１０３ｎ／（ｓ－ｃｍ２）または小さいスポットサイズから来るものより大きい。１桁以上の画像コントラストを有するミリメートルの解像度が望ましい。
【0049】
図５の配置およびＬ＝２．０ｃｍについて、図６は、熱およびより高いエネルギーの中性子束を示す。これらのパラメータに対して、流束は良好であり、コントラストは良好であり、横寸法は良好であるが、解像度は約８．５ｍｍである。
【0050】
解像度を改善するために、Ｄ１およびＤ２に対する異なるパラメータが選択され、ＢＳＡ開口Ｄ２２２８からナイフエッジまでの異なる距離Ｌが試される。発生装置、ナイフエッジおよび検出器アレイに対する他のすべてのパラメータは同一である。より大きい開口Ｄ２＝５ｃｍおよびＤ１＝８ｃｍ。ナイフエッジまでの距離Ｌ＝２ｃｍ。ｘ（ｃｍ）の関数としての流束は、図７Ａに示される。最大熱流束は、理にかなった３．４×１０６ｎ／ｃｍ２－ｓｅｃであるが、解像度は６－ｍｍである。図７Ｂに示すように、距離Ｌを１００ｃｍに増加すると、ミリメートル以下の解像度が達成される。これらのシミュレーションの全体にわたって、ＨＤＰＥがモデレータ１０８およびＢＳＡ２２２の両方において用いられ、モデレータの厚さはＬ１＝４ｃｍであり、ＢＳＡの厚さはＬ２＝４ｃｍである。図８において、解像度をＬの関数としてプロットすると、解像度は改善し続ける。Ｌ＝２０から５０ｃｍについて、１ｍｍの所望の解像度を達成することができる。
【0051】
しかしながら、距離Ｌの増加とともに、イメージングのための利用できる中性子束は減少し、結果として、中性子の収集のための測定時間は増加する。これは、アレイの各ダイオードが約２５０の中性子を測定のために必要とするという単純な仮定によって推定されうる。図９において、測定時間をＬの関数としてプロットすると、数秒のオーダーで測定時間を達成するということが分かる。Ｌ＝２０から５０ｃｍについて、１ｍｍの解像度を有するナイフエッジ画像の検出を、１から３秒以内の高品質の画像を達成するのに十分すぎる時間に行うことができる。
【0052】
この出願の全体において、収束コリメータが用いられるが、発散コリメータまたは収束および発散コリメータの組み合わせが用いられてもよい。発散円錐コリメータにおいて、円錐は、カドミウム、インジウム、Ｂ４Ｃまたはホウ素のようなグレージング角の反射材料に内側が覆われてもよい。円錐は、機械加工可能な材料で作られ、Ｃｄ、ＩｎまたはＢによって内側が覆われる。収束コリメータにおいてライニング（Ｃｄ、ＩｎまたはＢ）のないＨＤＰＥの使用は、この開示において教示され、ＭＣＮＰシミュレーションによって示されるように、収集および中性子の熱エネルギーへのさらなる減速の両方が達成可能であることを確実にする。
【0053】
熱中性子は透過されるが高速中性子は減衰されるローパスフィルタによって高速中性子を減衰させることによって、解像度はさらに改善されうる。高速中性子は減衰される必要があるか、または、高速中性子に対する検出器の感度は抑制される必要がある。高速中性子を排除するために、長さ９ｃｍのサファイア結晶は、ＢＳＡに追加されうる。サファイア（Ａｌ２Ｏ３）は、０．０４ｎｍ未満の波長の中性子（５００ｍｅＶ）に対するその透過率が厚さ１００ｍｍのための３％未満であるので、有効な高速中性子フィルタである。
【0054】
現在の技術は、キロポーラス（Ｋｙｒｏｐｏｕｌｏｓ）技術として知られているものを用いて、大きい直径の単結晶サファイアインゴットを成長させることを可能にする。サファイアインゴットの直径は、５から１２ｃｍであり、５から２０ｃｍの長さの厚さを有してもよい。熱中性子束のおよそ８０％を透過させながら、７ｃｍのサファイアが高速中性子収率を１桁分だけ低減させうると推定される。
【0055】
図１０Ａおよび図１０Ｂは、図３に示すのと同じ要素の多くを有するが、ＨＤＰＥの長方形のプレート２３４の追加の詳細およびコリメーティングファンネル２２２の前で中性子ビームをフィルタリングするための、プレート２３４を通る通路内の要素を有するモジュール式発生装置を示す。この例では、約５．５ｃｍのＨＤＰＥを用いたプレモデレータ１０８は、高速中性子および熱中性子においてとほぼ等しい中性子ビームを生成する。図１０Ａおよび図１０Ｂに示すように、ＨＤＰＥ内の水素の熱中性子捕捉によって生成される高エネルギーガンマ線の数を低減するビスマスフィルタ２３８およびサファイア結晶２２０が追加されうる。本実施形態において、サファイア結晶２２０は、スリーブ２３６内に適合する長さ５から１５ｃｍの外径を有し、ガンマバックグラウンドを減衰させるのに十分高い平均原子番号、Ｚ、を有するシリンダでもよい。ビスマスフィルタ２３８は、サファイア結晶の直上でスリーブ２３６内に適合するサファイア結晶の直径のディスクである。サファイアフィルタ２２０は、プレモデレータ１０８の真下で、サファイアフィルタ２２０を包囲するスリーブ２３６内に追加され、反射器として作用し、サファイア結晶２２０の外側にある中性子を減衰させる。ファンネル２２２は、長さＬ２＝４ｃｍであり、低減する開口Ｄ１は、所望の小さいビーム直径Ｄ２のための所望の最小開口Ｄ２に熱中性子を向ける。Ｔｉターゲット１０６から開口Ｄ２、２５０までの距離（Ｌ１＋Ｌ２＋Ｌ３＋Ｌ４＋Ｌ５）を最小にすることは、重要である。これは、小さい開口Ｄ２に送達される熱中性子収率を最大にしながら、ガンマおよび高速中性子のスプリアス放射を最小にする。これは、良好な画像解像度およびコントラストのために必要な熱中性子の数を最大にする。
【0056】
Ｄ＋イオンビーム１０４は、チタンターゲット１０６に当たり、そこで、Ｄ＋イオンは、埋め込まれ、ＤＤ融合反応を作成し、結果として高速（２．５ＭｅＶ）中性子の等方性放射を生ずる。サファイアフィルタを通して透過されている流束を最大にするために、結晶２２０は、イオンビーム１０４の方向および最大の到来する熱中性子ビームと同一線上のその軸に整列される。サファイア結晶の長さおよび方位は、好ましくは、１．２から２．５Ａの波長範囲において熱中性子透過を最大にしながら、高速中性子の波長を１オングストローム未満に最小にするように選択される。高速中性子透過、Ｔ、は、結晶長、Ｌ、とともに、指数的に減少する：すなわちＴ＝Ｉ／Ｉｏ＝ｅｘｐ（－Ｌ／Ｌｏ）である。本実施形態において、７０ｍｍのサファイア結晶長が選択され、それは、大体、熱中性子に対して高速中性子の１桁分の減少を与える。
【0057】
混合中性子ビームがサファイアフィルタを透過していると仮定し、高速および熱外中性子成分ならびにＨＤＰＥプレモデレータ材料内で生成されるガンマ線を抑制しながら、熱中性子を最大にすることが望ましい。この例では、サファイア結晶から成るシリンダ２２０の下の熱中性子の、半値全幅（ＦＷＨＭ）の定義によって定義される２．５ｃｍのビームの透過を最大にすることが望ましい。熱中性子は透過の間散乱され、いくつかはサファイア結晶の外側で失われる。しかしながら、結晶面のすぐ外側の高密度（または高いＺ）反射材料のスリーブ２３６は、熱中性子を反射し、結晶内に戻すことができ、このことにより、ＢＳＡへの出口における全中性子収率を増加させることができる。この例では、スリーブ２３６は、サファイア結晶を囲むビスマスである。高いＺスリーブの臨界角は、いかなるグレージング角の熱中性子をも反射するが、サファイアからビスマスに通過する高いエネルギーの中性子を散乱し、吸収する。理想的には、熱中性子はサファイアシリンダの下に進行し、高速中性子は吸収または散乱される。サファイア結晶の端の円錐開口は、小開口（Ｄ２）から熱流束を透過させるように作用する。この実施態様では、円錐開口２２８の直径は、Ｄ１＝６ｃｍからＤ２＝１．５ｃｍまで先細になる。円錐開口２２２および長方形のプレート２３４を形成するのに用いられることができる他のパラメータおよび材料、例えば黒鉛が存在する。
【0058】
タングステンターゲット１０６が、プラスチック（ＨＤＰＥまたはテフロン）のプレモデレータ１０８上にあるので、ターゲットから来る高速中性子は、プレモデレータに直接入り、熱または熱外エネルギーに減速可能である。短いビーム成形アセンブリ（ＢＳＡ）は、Ｔｉターゲットおよびプレモデレータの下で提供され、そこで熱中性子のいくつかは、収集され、ＢＳＡの端の小さい開口の方に向けられうる。短い、Ｌ５、アイリス２５０は、ＢＳＡの真下に配置される。アイリス２５０の材料は、鉛およびＢ４Ｃで作られてもよい。その最も単純な実施形態において、ＢＳＡは、図３Ａおよび図３Ｂで示す逆円錐２２２である。ＢＳＡのＨＤＰＥは、熱中性子の反射器およびコリメータとして作用する。他で述べられるように、コリメータは、黒鉛のような他の材料で作られることができる。ＢＳＡの開口で結果として生ずる熱中性子ビームは、単純なモデレータと比較したとき、熱中性子のためのより高い流束およびより小さい源サイズを与える。示した例では、スポットサイズは、直径（Ｄ２）でおよそ１．５ｃｍである。ＢＳＡなしであれば、プレモデレータの源サイズの直径は、直径６ｃｍのディスクであり、拡大しているであろう。チタンターゲット１０６との直接またはほぼ接触したプレモデレータ１０８の使用の背景にあるアイディアは、最大の熱中性子束を生成することである。適度の厚さ（この例ではＬ２＝４ｃｍ）のＢＳＡを直接プレモデレータに追加することは、最大数の中性子およびより高い熱中性子束が収集され、より小さい源サイズが取得されることを可能にする。プレモデレータおよびＢＳＡの接近したスタッキングは、最大数の熱中性子が小さい源サイズＤ２によって取得されることを可能にする。
【0059】
本発明の実施形態では、熱中性子の収集は、ファンネルの円錐の出口で増加した熱流束を有する中性子を、小さいスポットサイズに収集する、および導く両方のための円錐形のファンネルにより達成可能である。短い熱モデレータ（例えばＨＤＰＥまたは高濃度の水素原子を有するＵＨＭＷプラスチック）を有するコンパクトなＤＤ融合源は、高速中性子源（チタンターゲット１０６）から短い距離（Ｌ１＋Ｌ２＋Ｌ３＋Ｌ４＋Ｌ５）において、高速の２．５ＭｅＶの中性子を熱エネルギーに急速に散乱させる。図３Ａおよび図３Ｂに示すように、次に、中性子は、ＨＤＰＥのスラブ内の比較的短い（例えば、Ｌ２＝３から４ｃｍ）ファンネル２２２によって収集される。減速および散乱の両方は、円錐長Ｌに沿って起こり続ける。シミュレーションは、この結果、円錐の幾何形状および高速中性子エミッタ（Ｔｉターゲット）のサイズに応じて、中性子束が２から３倍に増加し、直径１から３ｃｍのスポットサイズになることを示す。短い空間およびエネルギーフィルタの追加は、中性子源の輝度を改善し、高速中性子、ガンマ放射のスプリアス放射の影響を制限することによって、画像を改善する。
【0060】
本発明の実施形態では、熱中性子を生成および収集するためのＤＤ融合発生装置および減速プロセスの短さおよびコンパクト性が、中性子ビーム内の高速中性子およびガンマ放射を低減することができる短い長さのサファイア２２０およびビスマス結晶２４０を含むビーム内の他のデバイスの使用も可能にし、したがって、ビームを浄化し、癌部位での熱中性子のビームを達成する。中性子の比較的小さいスポット源を有するコンパクトな融合発生装置の使用は、これらの中性子フィルタもまた、コンパクトで互いに接近していることを可能にする。これは、結果として、固定された、大きなおよび高価なリアクタ源と異なり、多くの研究室および現場位置において用いられることができる中性子の有用な源になる。
【0061】
本発明の他の態様において、固有のビーム成形装置（ＢＳＡ）は、ホウ素中性子捕捉療法の用途において腫瘍の集中治療のための低電圧融合発生装置（ＬＶＦＧ）の使用のために提供される。上述したように、ＢＮＣＴは、安定ホウ素同位元素１０Ｂを運搬する薬を蓄積する、生じる腫瘍のための選択的な放射線治療である。ＢＮＣＴは、腫瘍の治療のための従来の放射線療法に代わるものとして、臨床評価されてきた。薬運搬１０Ｂおよび熱中性子の両方は、癌部位に送達されなければならない。
【0062】
図１１は、本発明の一実施形態において固有のビーム成形装置（ＢＳＡ）１１０５を有する低電圧融合発生装置（ＬＶＦＧ）１１０１の正面図である。図１２は、腫瘍のびまん性橋膠腫（ＤＩＰＧ）を治療するために適用されるＢＳＡ１１０５を有するＬＶＦＧ１１０１を示す図である。図１３は、対象者の前立腺内の腫瘍を治療するために適用されるＢＳＡ１１０５を有するＬＶＦＧ１１０１を示す図である。
【0063】
一実施形態において、図１１のＬＶＦＧ１１０１は、詳細に上述したＬＶＦＧ１１８と同一または非常に類似してもよいが、他の実施形態において異なってもよく、発生装置がＢＳＡ１１０５への入口で熱中性子束を生成するという一般要件を有する。
【0064】
この例では、コンパクトなＢＳＡ１１０５は、モデレータ１１０３のベース表面からの全長Ｌ１０および最大直径Ｄ５を有する細長い管構造である。この構造は、発明者によってコンパクト腫瘍学中性子源（Ｃｏｍｐａｃｔ Ｏｎｃｏｌｏｇｉｃ Ｎｅｕｔｒｏｎ Ｓｏｕｒｃｅ）（ＣＯＮＳ）と称されてきた。異なる実施形態において、Ｌ１０の長さは、約３インチから約１０インチまででもよい。異なる実施形態において、長さは、装置の意図された使用に少なくとも部分的に依存しうる。例えば、図１２に描写された目的のために、対象者の口腔内に延在して、対象者ののどの後ろでＰＯＮＳに近接して中性子を放射するために、Ｌ１０は、約６インチでもよい。図１２に描写された目的のための最大直径Ｄ５は、例えば、約１インチでもよいが、異なる対象物への適用のモデルのためにいくぶん変わってもよい。
【0065】
対象者の前立腺内の腫瘍を治療するために、図１３に示すように、Ｌ１０は６インチよりいくらか小さくてもよく、全径Ｄ５は、より大きくてもよく、例えば直径２インチまででもよい。いずれの場合でも、ＢＳＡ１１０５は、比較的長く比較的狭い管構造である。
【0066】
ＢＳＡ１１０５の幾何形状およびサイズは、健康な組織に損傷を与えうるより有害な放射成分の最小化を伴って、人体上の特定の点で中性子を位置決めし、集束させることを可能にする。この例では、ＬＶＦＧ１１０１は、約５．５ｃｍのＨＤＰＥのプレモデレータ１１０３を通過した後、高速中性子および熱中性子の混合物を生成する。この例では、高速中性子は、プレモデレータ１１０３によって約５０％の熱エネルギーおよび５０％の高速中性子に減速される。硬Ｘ線もまた、典型的には生成される。高速中性子および硬Ｘ線は、役に立つｎth＋１０Ｂ反応に寄与せず、健康な組織に有害であるので、中性子ビームおよび収集された残留する熱中性子ｎthから排除される必要がある。熱中性子だけは、ホウ素中性子の相互作用および癌細胞の破壊に効果的である。図１０Ａおよび図１０Ｂに示される、ラジオグラフィでの使用のために設計されるＢＳＡ３１４による有害な成分のフィルタリングおよび熱中性子の収集は、まさにそれをする。
【0067】
ＢＳＡ１１０５およびプレモデレータ１１０３は、材料選択および最適寸法によって癌部位で最適な中性子エネルギーのために調整されうる。プレモデレータスラブ１１０３は、サイズが低減され、人体と密接に接触できるように成形されうる。図１１において、ＢＳＡはＬＶＦＧとともにＰＯＮＳにおける腫瘍を照射するために用いられて示されて、図１３において、ＢＳＡは、肛門において位置決めされ、前立腺における癌を照射する。両方の場合において、ＢＳＡは、手術なしでこれらの位置に配置される。図１１において、ＢＳＡは、口内に位置決めされて、口蓋でプレートの前方のＰＯＮＳの方に向けられる。これは、手術なしでＰＯＮＳにできるだけ近くで中性子放射をもたらし、中性子はＰＯＮＳが位置する脊柱の上部に向けられる。
【0068】
図１１に示すように、この例では、サファイア結晶１１０７およびビスマスフィルタ１１０６は、ＨＤＰＥ内の水素の熱中性子捕捉によって生成される高エネルギーガンマ線を低減するために位置決めされる。本実施形態において、サファイア結晶１１０７は、内側スリーブ１１０８内に適合する外径を有するシリンダであり、スリーブの材料は、ガンマバックグラウンドを減衰させるのに十分高い平均原子番号、Ｚ、を有する。ビスマスフィルタ１１０６は、サファイア結晶の真上でスリーブ１１０８内に適合するサファイア結晶の直径のディスクである。この例では長さＬ７＝４ｃｍ程度であるファンネル１１１１は、所望の小さいビーム直径のための所望の最小開口Ｄ４に熱中性子を向ける低減する開口を提供する。Ｔｉターゲット１１０４から開口Ｄ４、１１１２までの距離（Ｌ６＋Ｌ７＋Ｌ８＋Ｌ９）を最小にすることは、重要である。これは、小さい開口Ｄ４に送達される熱中性子収率を最大にしながら、ガンマおよび高速中性子のスプリアス放射を最小にする。これは、癌部位に対する最大ドーズのために必要な熱中性子の数を最大にする。
【0069】
図１２および図１３に示される中性子およびガンマ線遮蔽１１１５は、癌ゾーンの外側での患者に対する放射線を最小にするために、プレモデレータスラブ１１０３の表面内におよびそれに沿って位置決めされる。この遮蔽は、さもなければプレモデレータスラブ１１０３から漏れる有害な放射線から対象者を保護する。遮蔽１１１５は、Ｇｄ、ＷもしくはＢ４Ｃのいくつかの層、または、これらの材料の１つ以上の組み合わせとして作られてもよい。Ｇｄは、熱中性子を停止させるのが得意であり、Ｗは、ガンマ線およびＢ４Ｃの両方を停止させる。
【0070】
遮蔽１１１５の主な目的は、健康組織に対する有害な放射線を低減することであるが、トレードオフは、患者から中性子源までの距離Ｌ１０＋Ｌ６の増加のため、癌部位へ行く熱放射もまた低減することである。有害な放射線を最小にするために、ドーズ間の時間は、発生装置をオンおよびオフするが、依然として「殺す」ドーズを癌細胞に与えることによって制限される。ドーズが十分なことを確実にするために、遮蔽１１１５は薄くなる。
【0071】
内側スリーブ１１０８内に入れられたディスク１１０６および円筒状結晶１１０７に加えて、ＢＳＡ１１０５は、外側スリーブ１１０９と、この例では高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）または超高分子量（ＵＨＭＷ）ポリエチレンでもよいファンネル１１１１上の外側のカバー１１１０とをさらに含む。これらの材料は、有害物質（例えばＢｉおよびＰｂ）との患者の接触を最小にし、さらに、円錐レンズによって癌部位の方に向けられない中性子およびガンマを低減するように選択される。
【0072】
図示の位置にＢＳＡを持ってくることによって、最小の健康な組織が照射される間、放射線は癌部位に位置決め可能である。加えて、ＬＶＦＧは、リアクタまたは線形加速器よりはるかに小さく、説明されている適切なＢＳＡによって、これらのデバイスと比較して、中性子ビームを癌部位に向け、位置決めするために容易に位置決め可能である。ＬＶＦＧおよびその付随するＢＳＡは、線形加速器またはリアクタとは異なる小さいガントリーを用いて回転されることおよび移動されることが可能であり、線形加速器またはリアクタは、はるかに大きく、ほとんどの場合、全く移動されることができず、患者は、装置に整列され、位置決めされなければならない。
【0073】
治療の選択肢の不足およびほとんどすべてのＤＩＰＧ患者が診断後の２年以内に死ぬという事実は、ＤＩＰＧ調査に重要で差し迫った必要性を作る。残念なことに、ＤＩＰＧ治療の選択肢は、制限される。腫瘍細胞はすべて、呼吸のような機能のために重要である脳幹内の通常の細胞によって混在するので、腫瘍は外科的に除去されることができない。腫瘍に対するガンマ放射は、これらの腫瘍を縮小し、ＤＩＰＧをもつ子供により長生きさせると証明された唯一の治療法であるが、放射線の量が癌細胞および健康な細胞の両方に悪影響を与えるので、放射線でさえ腫瘍を永久になくすことはできない。ＢＮＣＴの使用は、ホウ素を選択的に吸収した癌細胞をターゲットにする。ＣＯＮＳを用いて癌部位をターゲットにすることは、健康組織に対する放射線をさらに低減し、一方ＢＮＣＴは、癌細胞死をさらに増加させる。
【0074】
当業者は、この出願に描写および説明されている例が完全に例示的であり、本発明の範囲を制限するものでないということを理解する。寸法は、異なる用途で変わりうるし、材料および構造の詳細も同様に変わりうる。本発明の範囲は、請求項によってのみ制限される。
【符号の説明】
【0075】
１００ 加速チャンバ
１０２ ジュウテリウムイオン源
１０４ イオン
１０６、１１０４ Ｔｉターゲット
１０８、１１０３ プレモデレータ
１１０ 中性子
１１８ 発生装置
１２４ ターボ真空ポンプ
１３８ 抽出アイリス
１６０ マイクロ波源
１７２ マイクロ波スラグチューナ
１７４ プラズマイオンチャンバ
１８０ 電子抑制側板
１８１ キャビティ
２２０、１１０７ 結晶
２２２、１１１１ ファンネル
２２４ 検出器アレイ
２２８ 円錐開口
２３４ プレート
２３６ スリーブ
２３８ ナイフエッジ
２４８、１１１５ 遮蔽
２５０ 出口開口
１１０１ 低電圧融合発生装置（ＬＶＦＧ）
１１０５ ビーム成形装置（ＢＳＡ）
１１０６ ビスマスフィルタ
１１０８ 内側スリーブ
１１０９ 外側スリーブ
１１１０ カバー
１０２ ジュウテリウムイオン源
１０４ イオン
１０６、１１０４ Ｔｉターゲット
１０８、１１０３ プレモデレータ
１１０ 中性子
１１８ 発生装置
１２４ ターボ真空ポンプ
１３８ 抽出アイリス
１６０ マイクロ波源
１７２ マイクロ波スラグチューナ
１７４ プラズマイオンチャンバ
１８０ 電子抑制側板
１８１ キャビティ
２２０、１１０７ 結晶
２２２、１１１１ ファンネル
２２４ 検出器アレイ
２２８ 円錐開口
２３４ プレート
２３６ スリーブ
２３８ ナイフエッジ
２４８、１１１５ 遮蔽
２５０ 出口開口
１１０１ 低電圧融合発生装置（ＬＶＦＧ）
１１０５ ビーム成形装置（ＢＳＡ）
１１０６ ビスマスフィルタ
１１０８ 内側スリーブ
１１０９ 外側スリーブ
１１１０ カバー
【図1A】
【図1B】
【図2】
【図3】
【図4A】
【図4B】
【図5】
【図6】
【図7A】
【図7B】
【図8】
【図9】
【図10A】
【図10B】
【図11】
【図12】
【図13】
【外国語明細書】