(57)【要約】【課題】  電子線のエネルギーを連続的に変えることのできる放射線治療用の小形のリニアックならびにこれを用いた放射線治療装置を提供する。【解決手段】  電子線を加速する直列に接続された２つの加速管６，７を設け、これらの加速管６，７に入力される高周波の相対的な位相を調整することにより電子線のエネルギーを調整するフェーズシフタ１１を設けてリニアック４を構成した。このとき、加速管６，７をＸバンド帯域の周波数の高周波で動作するように構成するとともに、これらの加速管６，７の間で電子線の軌道を１８０°偏向するための永久磁石からなる電子線偏向部８を設けて小形化を図った。【選択図】  図１
2005063894.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線治療用のX線、電子線を生成するための放射線治療用リニアックにおいて、前記電子線を加速する直列に接続された複数の加速管を有し、前記複数の加速管の少なくとも２つの加速管に入力される高周波の相対的な位相を調整することにより前記電子線のエネルギーを調整する電子線エネルギー調整手段を有していることを特徴とする放射線治療用リニアック。
【請求項２】
請求項１に記載の放射線治療用リニアックにおいて、
前記複数の加速管の少なくとも２つの加速管の間には、磁場によって前記電子線の軌道を偏向する電子線偏向部が設けられていることを特徴とする放射線治療用リニアック。
【請求項３】
請求項２に記載の放射線治療用リニアックにおいて、前記電子線偏向部は、前記電子線の軌道を１８０°偏向するように設けられていることを特徴とする放射線治療用リニアック。
【請求項４】
請求項２または請求項３に記載の放射線治療用リニアックにおいて、
前記電子線偏向部は、永久磁石を用いて構成されていることを特徴とする放射線治療用リニアック。
【請求項５】
請求項４に記載の放射線治療用リニアックにおいて、
前記電子線偏向部の永久磁石は、ネオジウム、鉄、ホウ素を主成分とする希土類永久磁石とされていることを特徴とする放射線治療用リニアック。
【請求項６】
請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の放射線治療用リニアックにおいて、前記加速管を２つ有していることを特徴とする放射線治療用リニアック。
【請求項７】
請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の放射線治療用リニアックにおいて、
前記加速管に入力される高周波の周波数は、Ｃバンド又はＸバンド帯域の周波数とされていることを特徴とする放射線治療用リニアック。
【請求項８】
Ｘ線生成用のターゲットに照射するための電子線を生成する電子線生成装置において、
前記電子線を加速するための直列に接続された複数の加速管を有し、前記複数の加速管の少なくとも２つの加速管に入力される高周波の相対的な位相を調整することにより前記電子線のエネルギーを調整する電子線エネルギー調整手段を有していることを特徴とする電子線生成装置。
【請求項９】
請求項８に記載の電子線生成装置において、
前記複数の加速管の少なくとも２つの加速管の間には、磁場によって前記電子線の軌道を偏向する電子線偏向部が設けられていることを特徴とする電子線生成装置。
【請求項１０】
請求項９に記載の電子線生成装置において、
前記電子線偏向部は、前記電子線の軌道を１８０°偏向するように設けられていることを特徴とする電子線生成装置。
【請求項１１】
請求項９または請求項１０に記載の電子線生成装置において、
前記電子線偏向部は、永久磁石を用いて構成されていることを特徴とする電子線生成装置。
【請求項１２】
請求項１１に記載の電子線生成装置において、
前記電子線偏向部の永久磁石は、ネオジウム、鉄、ホウ素を主成分とする希土類永久磁石とされていることを特徴とする電子線生成装置。
【請求項１３】
請求項８から請求項１２のいずれか１項に記載の電子線生成装置において、
前記加速管を２つ有していることを特徴とする電子線生成装置。
【請求項１４】
請求項８から請求項１３のいずれか１項に記載の電子線生成装置において、
前記高周波の周波数は、Ｃバンド又はＸバンド帯域の周波数とされていることを特徴とする電子線生成装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、電子線を生成する電子線生成装置、ならびに斯かる電子線生成装置を備えて、該電子線生成装置で生成された電子線をＸ線ターゲットに照射してＸ線を発生させる放射線治療に用いられて好適な小形の放射線治療用リニアックに関する。
【背景技術】
【０００２】
従来より、放射線治療においては、電子線加速器を用いて加速された電子をＸ線ターゲットに照射することによって生成されるＸ線を患部に照射したり、電子線加速器を用いて加速された電子を直接患部に照射したりして治療が行なわれている。このような放射線治療用の加速器として、リニアック（線形加速器）がよく用いられている。
放射線治療用のリニアックには、加速管に入力する高周波の周波数が約３ＧＨｚのＳバンド帯域に含まれるのものが多く用いられてきたが、近年、非特許文献１ならびに非特許文献２に開示されているように、Ｃバンド帯域ないしＸバンド帯域のより高い周波数を用いることによって、リニアックの小形化が試みられるようになってきている。周波数がＳバンド帯域にある従来の放射線治療用リニアックは、例えばリニアック本体が回転軸線と平行に置かれ、回転軸線と平行を保ちながら回転軸線周りに回転し、回転中心付近に敷設されたベッドに横たわる患者の患部に向けて全方向から電子線ないしＸ線を照射するように構成されている。ただし、このとき回転軸線が固定されているため、放射線照射は、回転軸線に垂直な面内に限られている。このような構成の放射線治療装置は、回転ガントリーとも呼ばれている。これに対して、例えば、非特許文献２に開示された放射線治療用のリニアックは、周波数がＸバンド帯域にある高周波によって小形化が図られており、産業用ロボットのアームの先端にリニアックが取り付けられ、従来のように一平面に限られることなく、様々な方向からＸ線を照射することができるように構成されている。
【非特許文献１】E. Tanabe,“超小型リニアックの医療応用”リニアック研究会, 1998
【非特許文献２】井上武宏，井上俊彦「ナロービーム放射線治療」癌の臨床43, 221-225, 1997
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
ところが、従来の放射線治療用のリニアックは、エネルギーを段階的にしか調整できないという問題があった。つまり、これらのリニアックでは、加速管の加速セルの共鳴状態を制御して、複数個ある加速セルのうちどの加速セルを使用するかによって加速される電子のエネルギーを設定するようにしているだけであるから、例えば患部の深さに合わせたＸ線を得るため、加速される電子のエネルギーを変えようとしても、加速セルのオン／オフとともに加速セル１個分に相当するエネルギーの単位でしかエネルギーを増減することができない。
【０００４】
本発明は、上記の事情に鑑み、電子線のエネルギーを連続的に変えることのできる電子線生成装置ならびにこの電子線生成装置を用いたＸ線生成装置、特に放射線治療用のリニアックを提供することにある。また、このとき、放射線治療用リニアックは、患部の周囲での小回りのきく使用を可能にするために小形とされていなければならない。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
この課題を解決するために、放射線治療用の電子線を生成するための本発明の第一の観点による放射線治療用リニアックは、電子線を加速する直列に接続された複数の加速管を有し、これらの複数の加速管の少なくとも２つの加速管に入力される高周波の相対的な位相を調整することにより電子線のエネルギーを調整する電子線エネルギー調整手段を有していることを特徴としている。
【０００６】
このような構成としたことにより、電子線エネルギー調整手段を用いて、少なくとも２つの加速管に入力される高周波の相対的な位相を連続的に調整することによって、電子線のエネルギーを連続的に調整することができる。つまり、加速管内における電子線のバンチと電場との位相角が異なるように、少なくとも２つの加速管に入力される高周波の位相が相対的に調整され、これにより、電子線のバンチが上記２つの加速管のうち一方の加速管を通過する際に加速空洞内で受ける電界に対して、この電子線のバンチがもう一方の加速管を通過する際に受ける電界を連続的に設定することができ、これらの電界で加速される電子線のエネルギーも連続的に設定することが可能になる。
【０００７】
一例として、複数の加速管のうち例えば２つの加速管に入力される高周波の相対的な位相を調整する場合を考える。２つの加速管のうち一方の加速管において電子線と電場の位相角がθ１であるときに、この電子線がこの加速管（加速管の長さＬ１で最大電界強さＥ１とする）を通過する際に得るエネルギー利得Ｖ１は概ね：
【０００８】
【数１】
2005063894.tif 000003
【０００９】
また、もう一方の加速管において電子線と電場の位相角がθ２であるときに、この電子線がこの加速管（加速管の長さＬ２と最大電界強さＥ２とする）を通過する際に得るエネルギー利得Ｖ２は概ね：
【００１０】
【数２】
2005063894.tif 000004
【００１１】
と表されるから、２つの加速管を通過した際に電子線が得るエネルギー利得Ｖ１＋Ｖ２は、上記の式から分かるように、位相角θ１，θ２の値を連続的に変更することによって連続的な値を取るように調整することができる。単なる一例として述べるならば、エネルギー利得Ｖ１＋Ｖ２を変更する際には、θ１もしくはθ２のいずれか一方の位相を例えばcosθ１＝１（あるいはcosθ２＝１）となるように固定して、他方の位相を変更調整すればよい。特に、上記２つの加速管に対して同じ高周波電源を用いる場合には、高周波を分岐して、２つの加速管にそれぞれ高周波を導入し、このとき位相を変更する方の加速管に入力する導波管に、連続的に位相を調整するための移相器（本明細書中、フェーズシフタと称する場合もある）を挿入して、相対的な位相ないし位相角の差（θ１−θ２）を連続的に調整すればよい。この場合、当該移相器が実質的に電子線エネルギー調整手段となる。なお、電子線エネルギー調整手段は、斯かる移相器に限らず、２つの加速管における電子線と電場の位相角を調整するような、当業者であれば容易に実施可能なあらゆる手段を含んでいることは言うまでもない。
【００１２】
このように、ここでは２つの加速管に入力される高周波の相対的な位相を調整する場合を述べたが、２つの加速管に限らず、複数の加速管のうち、任意の個数の加速管に入力される高周波の位相を相対的に調整して、これらの加速管内での電子線のバンチと電場との位相角が異なるように調整し、電子線のエネルギーを連続的に変更することも同じような理由で可能となる。
【００１３】
本発明の第一の観点による放射線医療用リニアックの好ましい実施形態によれば、複数の加速管を有する該放射線治療用リニアックを小形にするために、複数の加速管の少なくとも２つの加速管の間の電子線の軌道上に、磁場によって電子線の軌道を偏向する電子線偏向部が設けられている。加速管内の電子の軌道は略直線であるから、複数の加速管を直列に接続すると、複数の加速管が直線的に並ぶ構造になってしまい、全長が長くなるという大型化が避けられない。そこで、本願発明によれば、少なくとも２つの加速管の間に、磁場によって電子線の軌道を偏向する電子線偏向部を設けて、全長を少しでも短くすることができる。このとき、加速管間に配置される電子線偏向部は、電子線の軌道を１回で所定角度偏向するように構成されていてもよいし、複数回にわたって所定角度偏向するように構成されていてもよい。
【００１４】
また、本発明の第一の観点による放射線医療用リニアックにおいて、上記電子線偏向部は、電子線の軌道を１８０°偏向するように設けられていることが好ましい。このように構成すれば、電子線がＵターンするような軌道を描いて長尺な加速管を少なくとも２つ平行に配置することができ、効果的に放射線治療用リニアックを小形化することができる。
【００１５】
特に好ましい本発明の第一の観点による放射線医療用リニアックの実施形態によれば、上記電子線偏向部は、保磁力の大きい強磁性体の残留磁化を利用した永久磁石を用いて構成されている。そのため、間隙のある磁路にコイルを巻き、コイルに流す電流によって磁路を磁化して間隙に磁場を作る電磁石を電子線偏向部に用いる場合と異なり、コイルに電流を流すための電源やコイルの発熱を抑えるコイル冷却用の水冷設備等が不要となる。これにより、放射線治療用リニアックの小形化を図ることができる。
【００１６】
また、上記永久磁石は、ネオジウム（Ｎｄ）、鉄（Ｆｅ）、ホウ素（Ｂ）を主成分とする希土類永久磁石とされていることが好ましい。これにより、磁場強度が大きくなり、電子線を偏向する際の電子線の軌道の曲率半径を小さくすることができるため、放射線治療用リニアック小形化することができる。特に、ネオジウム、鉄、ホウ素を主成分にした異方性の焼結磁石として住友特殊金属のＮＥＯＭＡＸ（商標）を用いると、４．４Ｔの磁場強度を得ることができる。
【００１７】
最も簡易な構成の放射線治療用リニアックは、本発明により、２つの加速管のみ有している。この構成により、電子線のエネルギーを連続的に変えることを可能にしながら、最も小形のリニアックを得ることができる。
【００１８】
とりわけ、本発明により、加速管に入力される高周波の周波数がＣバンド又はＸバンド帯域の周波数とされている場合には、高周波の周波数がＳバンドの従来の加速管に比べて、リニアックを小形にすることが可能である。特に、Ｘバンド帯域の周波数の高周波を用いると、Ｓバンド帯域の周波数の高周波を用いる場合に比べて、加速管の大きさを半分程度にすることができるため、高周波電源と加速管とを一体で組み立てることが可能になる。従来のＳバンド加速管の場合には、高周波電源が加速管と別体で設置されていたため、固定された高周波電源と可動の加速管との間の導波路の構造が複雑となり、加速管の可動範囲が限られていたが、本発明により、加速管と高周波電源とを一体に組み立てることができ、加速管の可動範囲を広げることができる。
【００１９】
なお、本明細書において、放射線治療用の電子線は、金属薄膜といったＸ線ターゲットに照射して得られるＸ線を患部に照射する場合に限られず、患部に電子線を直接照射するような場合も含まれる。
【００２０】
放射線治療用リニアックを、Ｘ線生成用のターゲットに照射するための電子線を生成する電子線生成装置として考えれば、本発明は、放射線治療用に限られない。したがって、第二の観点による本発明は、Ｘ線生成用のターゲットに照射するための電子線を生成する電子線生成装置において、前記電子線を加速するための直列に接続された複数の加速管を有し、前記複数の加速管の少なくとも２つの加速管に入力される高周波の相対的な位相を調整することにより前記電子線のエネルギーを調整する電子線エネルギー調整手段を有していることを特徴とする電子線生成装置をも含むものである。このような構成にしたことにより、Ｘ線生成用のターゲットに照射するための電子線のエネルギーを連続的に変えることができる。
【００２１】
また、放射線治療用リニアックを小形にするための上述した第一の観点による本発明の構成は、Ｘ線生成用のターゲットに照射するための電子線を生成する第二の観点による本発明の電子線生成装置を小形にするためにも用いることができる。
【００２２】
本発明は、第三の観点としてさらに、電子線を生成する電子線生成装置と、前記電子線の照射によりＸ線を発生するＸ線ターゲットとを備えているＸ線生成装置において、前記電子線生成装置が、上記本発明の第二の観点による電子線生成装置とされていることを特徴とするＸ線生成装置をも提供する。斯かるＸ線生成装置によれば、Ｘ線生成用の電子線のエネルギーを連続的に変更でき、および／または該装置の寸法を小形化することができる。
【００２３】
本発明の第三の観点によるＸ線生成装置は、生成するＸ線の波長領域を放射線治療に用いられるＸ線の波長領域にすれば放射線治療に用いることができる。
【００２４】
本発明は、第四の観点としてさらに、電子線を直接的ないし間接的に用いる放射線治療のための放射線治療装置において、前記電子線を生成する電子線生成装置を有し、該電子線生成装置が本発明の第一の観点による放射線治療用リニアックとされている放射線治療装置を提供する。斯かる放射線治療装置によれば、電子線のエネルギーを連続的に変更でき、および／または該装置の寸法を小形化することができる。
【発明の効果】
【００２５】
以上述べてきたように、本発明の放射線治療用のリニアックによれば、電子線のエネルギーを連続的に変えることができ、および／または該装置の寸法を小さくすることができる。
また、Ｘ線生成用ターゲットに照射するための電子線を生成する本発明の電子線生成装置によれば、電子線のエネルギーを連続的に変えることができ、および／または該装置の寸法を小さくすることができる。
また、本発明のＸ線生成装置によれば、Ｘ線生成用ターゲットに照射するための電子線のエネルギーを連続的に変えることができ、および／または該装置の寸法を小さくすることができる。
また、本発明の放射線治療装置によれば、電子線のエネルギーを連続的に変えることができ、および／または該装置の寸法を小さくすることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２６】
以下、本発明を図面に基づき説明する。
【００２７】
図１は、本発明による放射線治療装置を示す図である。この放射線治療装置１は、放射線としてＸ線Ｘを放射する照射ヘッド部２と、この照射ヘッド部２が取り付けられるロボット部３とを有している。そして、放射線治療装置１は、治療対象の患者Ｐが横たわる診療台Ｂの側方にロボット部３が配置され、ロボット部３によって照射ヘッド部２が動かされ、自由な方向から患者Ｐに向けてＸ線Ｘが照射されるように構成されている。
【００２８】
ここで、ロボット部３は、照射ヘッド部２を支持するアーム部３ａと、アーム部３ａを操作して照射ヘッド部２の位置を自在に設定するようにアーム部３ａを駆動制御するロボット部本体３ｂとを有して構成されている。このロボット部３は、産業用ロボットと同様の構成とされており、当業者であれば、ロボット部３を用いて患者Ｐの患部に様々な角度からＸ線Ｘを照射するよう照射ヘッド部２を操作することは自明であるから、本明細書ではこのロボット部３についてこれ以上詳しく述べることはしない。しかしながら、本発明に係る放射線治療装置には、当業者であれば容易に想到し得る程度でこのロボット部３に変更が加えられた構成も含まれることは言うまでもない。
【００２９】
上記照射ヘッド部２は、本発明によるリニアック４（電子線生成装置としての放射線治療用リニアック）と、このリニアック４を格納して患部に照射される以外の放射線を遮断するハウジング２ａを有している。このリニアック４は、電子を放出する電子銃５と、電子銃５から放出された電子を６ＭｅＶ程度の所定のエネルギーになるまで加速する第１の加速管６と、この第１の加速管６によって加速された電子をさらに加速する第２の加速管７と、第１の加速管６と第２の加速管７との間に設けられた電子線偏向部８と、第１の加速管６と第２の加速管７とに高周波を供給する高周波電源９と、高周波電源９から第１の加速管６と第２の加速管７へ高周波を導くための導波管１０と、高周波電源９から第２の加速管７へ至る導波管内に挿入されて、高周波の位相をシフトさせるフェーズシフタ１１（電子線エネルギー調整手段）とを有して概略構成されている。
【００３０】
電子銃５は、ここでは、詳しく図示しないが、熱陰極型カソードないしフォトカソードを用いた電子銃、プリバンチャー、及びバンチャー等を有した構成か、熱陰極型カソードないしフォトカソードから高周波を用いて電子を引き出す高周波電子銃といった構成とされている。
【００３１】
電子銃５から供給される電子を加速する第１の加速管６は、Ｘバンド帯域に周波数を持つ高周波が入力される加速空洞を有し、電子を約６ＭｅＶ程度の所定のエネルギーになるまで加速するように構成されている。第１の加速管６には、高周波電源９から導波管１０ａを介して高周波が送られ、図示せぬ結合部から第１の加速管６内に高周波が入力されるようになっている。
【００３２】
第１の加速管６の電子線の進行方向下流側に設けられた電子線偏向部８は、ネオジウム（Ｎｄ）、鉄（Ｆｅ）、ホウ素（Ｂ）を主成分とする希土類永久磁石のＳ極とＮ極が、互いに離間されて間に電子線が通る間隙ができるように対向配置されて構成されている。この電子線偏向部８は、第１の加速管６からの電子線の軌道を１回で１８０°偏向する大きさに設けられている。すなわち、電子線偏向部８は、使用する希土類永久磁石の磁場強度と第１の加速管を出た電子線のエネルギーとで決まる電子線の軌道の曲率半径をｒとしたときに、第１の加速管６からの電子線が入射する入射位置を通る半径ｒの半円が全て電子線偏向部８の内部に入っているように設けられている。なお、図示しないものの、電子線偏向部８の中央付近には、電子線の理想的な軌道上にスリットが設けられていて、所定のエネルギー以外の電子線が通過できないようになっている。また、電子線偏向部８の電子線の進行方向上流側および下流側には、例えば、同じく永久磁石を用いた四重極マグネット、偏向電磁石等の電子線移送用のビーム集束磁石８ａ，８ｂやビームモニタ等が設けられている。
【００３３】
第２の加速管７は、第１の加速管６と平行、かつ自身の中心線が上記電子線偏向部８の電子線の出射位置を通るように設置されている。第２の加速管７は、第１の加速管６と略同様の構成とされ、Ｘバンド帯域に周波数を持つ高周波が入力される加速空洞を有し、電子のエネルギーを最大でさらに６ＭｅＶ程度増加させるように構成されている。第２の加速管７には、高周波電源９から導波管１０ｂを介して高周波が送られ、図示せぬ結合部から第２の加速管７内に高周波が入力されるようになっている。
【００３４】
上記導波管１０ｂの途中には、フェーズシフタ１１が挿入され、導波管１０ａと導波管１０ｂの長さの違いも考慮しながら第１および第２の加速管６，７内における電子線のバンチと電場との位相角が調整されるように、第１および第２の加速管６，７に入力される高周波の相対的な位相が調整されるようになっている。すなわち、第１の加速管６内での電子線と電場との位相角がθに設定されているとき、フェーズシフタ１１が第２の加速管７に入力される高周波の位相を第１の加速管６に入力される高周波の位相に対してシフトさせ、第２の加速管７内での電子線と電場との位相角が、連続的な任意の値Δθによってθ＋Δθに設定されるようになっている。
【００３５】
以上述べてきたような構成とされた本発明の放射線治療装置１は、Ｘ線Ｘが患者Ｐの患部に適切に照射されるように、ロボット部３によって所定の位置に配置される。電子銃５から生成された電子線は、第１の加速管６内で所定のエネルギーにまで加速され、ビーム集束磁石８ａによって電子線偏向部８の入射位置まで移送され、電子線偏向部８内で１８０°偏向される。このとき、所定のエネルギー以外の電子線は、スリットＳによって取り除かれる。初期調整段階では、このスリットＳは、第１の加速管６からの電子線のエネルギーが所定のエネルギーになるように調整されるのにも用いられる。電子線偏向部８を出射した電子線は、次にビーム集束磁石８ｂによって第２の加速管７まで移送され、第２の加速管に入射される。第２の加速管に入力される高周波の位相は、フェーズシフタ１１によって、第１の加速管に入力される高周波の位相に対して相対的にずらされ、これにより、第２の加速管内での電子線と電場の位相角が第１の加速管内での電子線と電場の位相角と異なるように調整される。例えば、第１の加速管６内での電子線と電場との位相角がθであるとき、第２の加速管７内での電子線と電場との位相角がθ＋Δθ（Δθ連続的な任意の値をとり得る）に調整される。第１の加速管６で加速される電子線のエネルギーはcosθに、また第２の加速管７でさらに加速される分の電子線のエネルギーはcos（θ＋Δθ）に依存するので、フェーズシフタ１１によってΔθの値を変えることで、第１および第２の加速管６，７で加速される電子線のエネルギーを自在に調整することができる。例えば、Δθ＝０にすれば、第２の加速管７でも第１の加速管６と同じだけ電子線を加速することができて、第１の加速管６により電子線が６ＭｅＶまで加速される本実施形態の場合、最終的な電子線のエネルギーは約１２ＭｅＶとなる。また、θ＋Δθ＝π／２に調整すれば、第２の加速管７内で加速は行なわれず、最終的な電子線のエネルギーは約６ＭｅＶとなる。
【００３６】
以上述べてきたように、リニアック４によって電子線Ｒが生成され、この電子線Ｒが薄膜金属からなるＸ線生成用ターゲット１２に照射され、放射線治療に用いられるＸ線Ｘが生成される。なお、このＸ線Ｘは、ここでは図示されぬコリメータ等によって、適宜患部の大きさに合わせたビーム形状に成形される。
【００３７】
以上述べてきたように、本実施形態によれば、放射線治療に用いるＸ線を生成するための電子線のエネルギーを自由に調整することができる。そして、第１および第２の加速管６，７に用いられる高周波がＸバンド帯域の周波数とされているため、第１および第２の加速管６，７を小形化することができる。そのため、これら第１および第２の加速管６，７と高周波電源９とを照射ヘッド部２内に一体に組み込むことができて、高周波電源が別体に設けられる従来の構成に比べて照射ヘッド部２の可動範囲を広げることができる。また、電子線偏向部８によって電子線の軌道を１８０°偏向するように構成したので、第１および第２の加速管６，７を平行に配置することができ、リニアック４を小形にすることができる。このとき、電子線偏向部８は、ネオジウム（Ｎｄ）、鉄（Ｆｅ）、ホウ素（Ｂ）を主成分とする希土類永久磁石から構成されていて磁場強度が大きく、電子線偏向部８を小形に作製することが可能であるとともに、従来の電磁石に必要な電源、冷却系等が不要となり、リニアックを小形化するのに有効である。
【００３８】
なお、図１に示した本発明による放射線治療装置１においては、放射線としてＸ線Ｘを用いる構成としたが、補助的に電子線を治療に用いるように構成することもできる。
【００３９】
また、加速管を本実施形態のように２つに限らず３つ以上複数個有する構成にしたり、電子線のビーム光学を考慮して電子線偏向部を複数の偏向磁石からなる構成にしたりする等、当業者であれば容易に想到し得る範囲で、上記の放射線治療装置、とりわけリニアックに変更を加えることもできる。
【００４０】
また、本実施形態では、Ｘ線Ｘを患者Ｐに照射する放射線治療装置の構成とされたが、当業者であれば容易に想到し得る範囲で、電子線ないしＸ線を患者以外のものに照射するように装置を変更してもよい。従って、本発明は治療に用いられることが最も好適ではあるが、治療だけに用いられることに限定する必要のないことは言うまでもないことである。
【産業上の利用可能性】
【００４１】
電子線エネルギー調整手段によって電子線のエネルギーを自由に調整でき、とりわけ放射線治療に有効に利用することができる。また、小形に構成することができ、小回りがきいて取り扱いが簡便となる。
【図面の簡単な説明】
【００４２】
【図１】本発明による放射線治療装置およびリニアックを示した概略構成図である。
【符号の説明】
【００４３】
１・・・放射線治療装置
２・・・照射ヘッド部
２ａ・・・ハウジング
３・・・ロボット部
３ａ・・・アーム部
３ｂ・・・ロボット部本体
４・・・リニアック（電子線生成装置）
５・・・電子銃
６・・・第１の加速管(電子銃を含む)
７・・・第２の加速管
８・・・電子線偏向部
８ａ，８ｂ・・・ビーム収束磁石
９・・・高周波電源
１０・・・導波管
１０ａ・・・第１の加速管に接続される導波管
１０ｂ・・・第２の加速管に接続される導波管
１１・・・フェーズシフタ
１２・・・ターゲット
Ｂ・・・診療台
Ｐ・・・患者
Ｒ・・・電子線
Ｘ・・・Ｘ線
【図１】
2005063894.tif 000005