線形粒子加速器

線形粒子加速器（しばしばlinacと略される）は、荷電した素粒子またはイオンを線形ビームラインに沿って一連の振動電位にさらすことによって高速に加速するタイプの粒子加速器です。このような装置の原理は、1924年にグスタフ・イジングによって提案され^{[ 1 ]} 、最初に動作した装置は、1928年にアーヘン工科大学でロルフ・ヴィデローによって構築されました^{[ 2 ] [ 3 ] [ 4 ]}。Linacには多くの用途があります。放射線療法で医療目的のX線と高エネルギー電子 を生成したり、より高エネルギーの加速器の粒子インジェクターとして機能したり、素粒子物理学のために軽粒子（電子と陽電子）の最高の運動エネルギーを直接達成するために使用したりします。

線形加速器の設計は、加速される粒子の種類（電子、陽子、イオン）によって異なります。線形加速器のサイズは、陰極線管（線形加速器の一種）から、カリフォルニア州メンローパークにあるSLAC国立加速器研究所の全長3.2キロメートル（2.0マイル）の線形加速器まで多岐にわたります。 

1924年、グスタフ・イジングは、一連の加速ギャップを用いた線形粒子加速器の最初の記述を発表した。粒子は一連のチューブを下っていく。一定の周波数で、各ギャップに加速電圧が印加される。周波数が一定のまま粒子が加速するにつれて、粒子が各ギャップに到達するたびに電圧が印加されるように、ギャップの間隔はどんどん広くなる。イジングはこの設計を実際に実現することはなかった。^{[ 5 ]}

ロルフ・ヴィデローは1927年にイジングの論文を発見し、博士論文の一環として、長さ88インチ、2ギャップの装置を製作した。イジングは電圧源としてスパークギャップを提案したが、ヴィデローは25kVの真空管発振器を使用した。彼はナトリウムイオンとカリウムイオンを50,000電子ボルト（50keV）のエネルギーまで加速することに成功し、これは真空管で一度だけ加速した場合の2倍のエネルギーであった。同じ電圧源を使用して粒子を複数回加速することに成功したことで、ヴィデローは高周波（RF）加速の有用性を実証した。^{[ 6 ]}

このタイプの線形加速器は、当時利用可能だった電圧源によって制限されており、第二次世界大戦後になってようやくルイス・アルバレスが新たに開発された高周波発振器を使用して最初の共振空洞ドリフトチューブ線形加速器を設計することができました。アルバレス線形加速器は、RF電力が粒子が通過する共振室全体に印加され、中央のチューブは発振器の位相の減速部分で粒子を遮蔽するためにのみ使用されるという点で、ウィデロー型とは異なります。この加速方法を使用することで、アルバレスの最初の線形加速器は1947年に31.5 MeVの陽子エネルギーを達成することができ、これは当時到達した中で最高の値でした。^{[ 7 ]}

初期のアルバレス型線形加速器にはビームを集中させるための強力な機構がなく、その結果、長さとエネルギーが制限されていました。 1950年代初頭に強力な集束原理が開発されたことで、ドリフトチューブ内に集束四重極磁石が設置され、より長く、より強力な線形加速器が実現しました。強力な集束磁石を備えたアルバレス型線形加速器の初期の例のうち2つは、 CERNとブルックヘブン国立研究所に建設されました。^{[ 8 ]}

1947年、アルバレスが陽子用の線形加速器の概念を開発していたのとほぼ同時期に、ウィリアム・ハンセンはスタンフォード大学で最初の進行波電子加速器を建設した。^{[ 9 ]}電子は陽子よりも十分に軽いため、加速過程の初期段階で光速に近い速度に達する。その結果、「加速」中の電子はエネルギーが増加するが、加速器の設計上は一定速度で扱うことができる。これにより、ハンセンは一連のディスクを装荷した水平導波管からなる加速構造を使用することができた。1947年の加速器のエネルギーは6 MeVであった。時を経て、 SLAC国立加速器研究所での電子加速は、2マイル（3.2 km）の規模と50 GeVの出力エネルギーにまで拡大した。^{[ 10 ]} 

線形加速器が高ビーム電流で開発されるにつれて、磁場を使用して陽子ビームや重イオンビームを集束させることは、加速器の初期段階で困難を伴いました。磁力は粒子の速度に依存するため、低～中エネルギーのハドロンを同時に加速および集束できるタイプの加速器を作成することが望ましいとされました。^{[ 11 ]} 1970年、ソ連の物理学者IMカプチンスキーとウラジーミル・テプリャコフは、高周波四重極（RFQ）タイプの加速構造を提案しました。RFQは、共振空洞内で精密に設計された形状の羽根または棒を使用して複雑な電場を生成します。これらの電場は、注入された粒子ビームに同時加速と集束を提供します。^{[ 12 ]}

1960年代から、スタンフォード大学などの科学者たちは、粒子加速に超伝導無線周波数空洞を使用することを研究し始めた。 ^{[ 13 ]}ニオブ合金製の超伝導空洞は、入力電力のかなり高い割合を熱として失われるのではなくビームに印加できるため、はるかに効率的な加速を可能にする。初期の超伝導線形加速器には、スタンフォード大学の超伝導線形加速器（電子用）^{[ 14 ]}や、アルゴンヌ国立研究所のアルゴンヌタンデム線形加速器システム（陽子および重イオン用）^{[ 15 ]}などがある。

線形粒子加速器は、以下の部分から構成されます。

• 他の構成要素を収容するまっすぐな中空パイプ真空チャンバー。加速された粒子が空気分子と衝突しないように、真空ポンプで排気される。長さは用途によって異なる。検査や治療用のX線を生成するために装置を使用する場合、パイプの長さはわずか0.5～1.5メートルになることがある。^{[ 18 ]}シンクロトロンのインジェクターとして使用される装置の場合は、長さが約10メートルになることがある。^{[ 19 ]}核粒子研究の一次加速器として使用される装置の場合は、長さが数千メートルになることがある。^{[ 20 ]}
• 加速器の一端にある粒子源（S）は、加速器が加速する荷電粒子を生成します。粒子源の設計は、加速される粒子によって異なります。電子は、冷陰極、熱陰極、光陰極、または高周波イオン源によって生成されます。陽子はイオン源で生成され、イオン源にはさまざまな設計があります。より重い粒子（例えば、ウランイオン）を加速する場合は、特殊なイオン源が必要です。粒子源には、ビームラインに粒子を注入するための独自の高電圧電源があります。^{[ 21 ]}
• 発生源からパイプに沿って伸びているのは、開口部のある円筒形電極（C1、C2、C3、C4）の列で、その長さは発生源からの距離に応じて徐々に長くなります。発生源からの粒子はこれらの電極を通過します。各電極の長さは、駆動電源の周波数と電力、および加速される粒子によって決まり、粒子が加速電圧のちょうど半周期で各電極を通過するように調整されます。粒子の質量は円筒形電極の長さに大きな影響を与えます。例えば、電子は陽子よりもかなり軽いため、非常に速く加速されるため、一般的にははるかに短い円筒形電極で済みます。
• 加速電極の端に位置する、粒子が衝突するターゲット。電子を加速してX線を生成する場合は、水冷式のタングステンターゲットが使用される。陽子やその他の原子核を加速する場合は、特定の研究に応じてさまざまなターゲット材料が使用される。ターゲットの後ろには、入射粒子がターゲットの原子と衝突して生じた粒子を検出するためのさまざまな検出器がある。多くのリニアックは、シンクロトロンや蓄積リングなどのより大型の粒子加速器の初期加速段階として機能し、この場合、加速された粒子は電極を出た後、加速器の次の段階に入る。
• 電子発振器および増幅器（G）は、円筒形電極に印加される高電圧（通常は数千ボルト）の高周波交流電圧を生成します。これが加速電圧であり、粒子を加速する電場を生成します。逆位相の電圧が連続する電極に印加されます。高出力加速器では、各電極に電力を供給するための個別の増幅器が備えられており、すべて同じ周波数に同期されています。

アニメーションで示されているように、交互に配置された円筒形電極に印加される振動電圧は逆極性（180°位相差）であるため、隣接する電極には逆の電圧がかかります。これにより、各電極間のギャップに振動電場（E）が生成され、粒子が通過する際に力が加わり、粒子が加速されてエネルギーが与えられます。粒子源は、電圧のサイクルごとに、電極の電荷が粒子の電荷と逆のときに、粒子群を最初の電極に注入します。粒子群が電極を通過するたびに、振動電圧の極性が変化するため、粒子が電極間のギャップに到達すると、電場は粒子を加速するのに適した方向になります。したがって、粒子は電極間を通過するたびに加速します。電極内部には電場がほとんどないため、粒子は各電極内で一定の速度で移動します。

粒子は、粒子が各ギャップを通過する際に電極間の振動電圧差が最大になるように適切なタイミングで注入されます。電極間に印加されるピーク電圧が${\displaystyle V_{p}}$ボルトであり、各粒子の電荷は${\displaystyle q}$素電荷の場合、粒子は同等のエネルギー増加を得る。${\displaystyle qV_{p}}$各ギャップを通過する際に電子ボルトのエネルギーが放出される。したがって、粒子の出力エネルギーは

${\displaystyle E=qNV_{p}}$

電子ボルト、${\displaystyle N}$これは、装置内の加速電極の数です。

光速に近い速度では、速度の増加は小さく、エネルギーは粒子の質量の増加として現れます。このような現象が発生する加速器の部分では、管状電極の長さはほぼ一定になります。ビームがパイプとその電極の中心に留まるように、磁気レンズまたは静電レンズなどの追加のレンズ要素が組み込まれる場合があります。非常に長い加速器では、レーザービームによって誘導されるサーボシステムを使用することで、構成要素の正確な位置合わせを維持できます。

2021年現在、様々な新しいコンセプトが開発されている。主な目標は、より集束性の高いビーム、より高いエネルギー、またはより高いビーム電流を実現する、より安価な線形加速器を開発することである。

選択する加速電圧の周波数が高いほど、一定速度の粒子が経路長あたりに受ける加速推力の回数が増え、結果として加速器全体を短くすることができる。そのため、加速器技術はより高い粒子エネルギー、特に高周波数の実現を目指して発展してきたのである。

1950年頃から使用されてきた線形加速器の概念（技術的には加速器構造と呼ばれることが多い）は、約100MHzから数ギガヘルツ（GHz）の周波数範囲で動作し、電磁波の電界成分を利用する。

線形加速器は、発明当時使用されていた従来の静電粒子加速器（コッククロフト・ウォルトン加速器やヴァンデグラフ起電機）よりも高い粒子エネルギーを生成することができた。これらの従来の装置では、粒子は印加電圧によって一度だけ加速されるため、電子ボルト単位の粒子エネルギーは加速電圧に等しく、絶縁破壊によって数百万ボルトに制限されていた。一方、線形加速器では、粒子は印加電圧によって複数回加速されるため、粒子エネルギーは加速電圧によって制限されない。

高出力線形加速器は、相対論的速度の電子を生成するためにも開発されている。これは、アーク内で高速移動する電子がシンクロトロン放射によってエネルギーを失うため、特定のサイズのシンクロトロンで電子に与えることができる最大出力が制限されるためである。線形加速器は、ほぼ連続的な粒子の流れを生成するという驚異的な出力も可能である。一方、シンクロトロンは、標的への「ショット」に値するだけのエネルギーまで粒子を周期的にしか高めることができない。（バーストは、実験用電子機器が動作する時間を与えるために、リング内にエネルギーを保持または蓄積することができるが、平均出力電流は依然として制限されている。）出力の密度が高いため、線形加速器は、粒子同士の衝突に備えて粒子を蓄積リング施設に装填するのに特に魅力的である。また、質量出力が高いため、この装置は、標的の衝突生成物のほんの一部にすぎないため、一般的に入手が困難な反物質粒子の生成にも実用的である。これらの粒子は、その後、物質と反物質の対消滅の研究にさらに利用することができる。

医療用リニアック

がん治療のためのリニアックを用いた放射線療法は、 1953年に英国ロンドンのハマースミス病院で最初の患者が治療を受けたことから始まった。この治療には、メトロポリタン・ビッカース社が製造し、1952年に設置された8  MVの装置が使用され、これが最初の専用医療用リニアックとなった。^{[ 30 ]}その後間もなく、1954年に米国スタンフォードに6 MVのリニアックが設置され、1956年から治療が開始された。 

医療用リニアックは、 RF電力によって定在波を生成する同調空洞導波管を用いて電子を加速します。一部のリニアックは短い垂直方向の導波管を備えていますが、高エネルギーの装置では水平方向の長い導波管と、ビームを患者に向けて垂直方向に曲げるための偏向磁石を備えている傾向があります。医療用リニアックは4～25 MeVの単一エネルギー電子ビームを使用し、電子が高密度ターゲット（タングステン など）に照射されると、電子エネルギーを含むエネルギースペクトルを持つX線出力が得られます。電子またはX線は、良性疾患と悪性疾患の両方の治療に使用できます。リニアックは、信頼性が高く、柔軟で、正確な放射線ビームを生成します。リニアックの汎用性は、治療ツールとしてのコバルト療法に対する潜在的な利点です。さらに、この装置は使用しないときは簡単に電源を切ることができます。強力な遮蔽を必要とする線源はありませんが、治療室自体は、散乱放射線の漏洩を防ぐために、壁、ドア、天井などにかなりの遮蔽が必要です。高出力（18 MeV以上）の装置を長時間使用すると、装置への電源供給が停止された後も、装置ヘッドの金属部分にかなりの量の放射線が放出される可能性があります（つまり、金属部分は放射性線源となり、必要な予防措置を講じる必要があります）。 

2019年、がんの放射線治療を受ける子供たちのために、82個のブロックからなる「リトル・リニアック」模型キットが開発されました。この模型を組み立てることで、治療内容を理解し、治療前の子供たちのストレスを軽減することが期待されています。キットは、医学物理工学研究所（IPEM）のデイビッド・ブレトル教授が、メーカーのベストロック社と共同で開発しました。この模型は、ロンドンの科学博物館で見ることができます。

MR-LINACは、磁気共鳴画像診断装置と統合された医療用リニアックであり、治療中のリアルタイム画像化、患者の動きの管理、およびテーブル上での適応型プランニングを可能にします。^{[ 31 ]}

Mo-99およびそこから得られる医療用同位体テクネチウム-99m の不足が予想されることから、中性子照射によって非濃縮ウランから Mo-99 を製造する線形加速器技術にも注目が集まっている。これにより、医療用同位体産業は、臨界未満プロセスでこの重要な同位体を製造できるようになる。例えば、現在も高濃縮ウランから Mo-99 の大部分を製造しているカナダのオンタリオ州にあるチョークリバー研究所のような老朽化した施設は、この新しいプロセスに置き換えられる可能性がある。このようにして、重水中の可溶性ウラン塩の臨界未満負荷、それに続く光中性子照射、そして目的生成物である Mo-99 の抽出が実現される。^{[ 32 ]}

• デバイスの長さによって、設置できる場所が制限される。^{[ 33 ]}
• 多数のドライバデバイスとそれに関連する電源が必要となるため、この部分の建設および保守費用が増加する。^{[ 33 ]}
• 加速空洞の壁が常伝導性材料でできており、加速電場が大きい場合、壁の抵抗率によって電気エネルギーが急速に熱に変換される。
• 超伝導体は臨界温度以下に保つために絶えず冷却する必要があり、加速磁場はクエンチによって制限される。
• こうした制約のため、SLACのような高エネルギー加速器（様々な世代を経て現在でも世界最長）は短いパルスで運転され、平均電流出力が制限され、実験用検出器は短いバーストで送られてくるデータを処理せざるを得ない。

• 線形粒子加速器（LINAC）のアニメーション（Ionactive提供）
• スロベニア、リュブリャナの 2MV タンデトロン線形粒子加速器