JP4612466B2 - 診断・治療用ｘ線切換え発生装置 - Google Patents

Description

本発明は、診断用Ｘ線と治療用Ｘ線を切換えて発生するＸ線切換え発生装置に関する。

Ｘ線は波長が約０．１〜１００Å（１０^−１１〜１０^−８ｍ）程度の電磁波であり、このうち波長の短いＸ線（１０〜１００ｋｅＶ，λ＝１〜０．１Å）を硬Ｘ線、波長の長いＸ線（０．１〜１０ｋｅＶ，λ＝１００〜１Å）を軟Ｘ線という。また、物質に電子線などを当てた時に放射される、物質の構成元素固有の波長をもつＸ線を特性Ｘ線という。

Ｘ線を用いた装置としてＸ線透過装置、Ｘ線ＣＴ装置、Ｘ線回折装置、Ｘ線分光装置等が、医療、生命科学、材料科学など広い分野で利用されている。例えば、心筋梗塞の治療には、５０ｋｅＶ程度のＸ線を用いた冠状動脈血管造影（ＩＶＣＡＧ）が一般に行なわれている。また、Ｘ線ＣＴ装置は、測定する物体に異なる方向からＸ線を照射してその吸収を測定し、コンピュータによって画像を再構築して物体の二次元断面画像を得る装置である。

Ｘ線の発生源としては、Ｘ線管とシンクロトロン放射光が広く知られている。
Ｘ線管は、真空中でフィラメントを加熱して得られる熱電子を高電圧で加速して金属陽極（ターゲット）に衝突させて、Ｘ線を発生させる装置である。Ｘ線管から発生するＸ線は、電子の制動放射による連続Ｘ線と、輝線スペクトルである特性Ｘ線とからなる。連続Ｘ線は特定の波長のＸ線を必要としない用途、例えば医療用や工業用の透過法の光源として用いられる。また特性Ｘ線は、特定の波長のＸ線を必要とする用途、例えばＸ線回折や蛍光Ｘ線分光等に用いられる。

一方、シンクロトロン放射光（ＳＲ光）は、環状加速器（シンクロトロン）において、光速に近い速度まで加速した電子ビームの軌道を強力な磁石で変化させ、その軌道変化の際に発生するＸ線である。ＳＲ光は、Ｘ線管に比べて桁違い（１０^３倍以上）に強力なＸ線源であり（例えばＸ線強度（光子数）：約１０^１４ｐｈｏｔｏｎｓ／ｓ、パルス幅：約１００ｐｓ）、高いＸ線強度を必要とする分野で用いられる。

しかし、シンクロトロンを用いた放射光施設は、シンクロトロンの長径が例えば５０ｍ以上、軌道長が１００ｍ以上に達する大型設備であるため、研究や医療用であっても容易には導入できない問題がある。そこで、小型の線形加速器を用いた小型Ｘ線発生装置が提案されている（例えば非特許文献１）。

一方、従来のＸ線ＣＴ装置では、放射光から単色硬Ｘ線を得る手段として２枚の結晶板からなるモノクロメータを用いている。また、単色Ｘ線ＣＴ装置では電子密度の測定精度が低いため、主波と高調波の混合比が異なる２種類のＸ線を用いる混合２色Ｘ線ＣＴ装置が提案されている（例えば非特許文献２）。

また、特性Ｘ線を照射用Ｘ線として利用する診断・治療装置として特許文献１が、電子ビームを治療用にＸ線ビームを診断用に用いる診断・治療装置として特許文献２が既に開示されている。

非特許文献１の「小型Ｘ線発生装置」は、図４に示すように、小型の加速器５１（Ｘバンド加速管）で加速された電子ビーム５２をレーザー５３と衝突させてＸ線５４を発生させるものである。ＲＦ電子銃５５（熱ＲＦガン）で生成されたマルチバンチ電子ビーム５２はＸバンド加速管５１で加速され、パルスレーザー光５３と衝突する。コンプトン散乱により、時間幅１０ｎｓの硬Ｘ線５４が生成される。
この装置は、一般に線形加速器で用いられるＳバンド（２．８５６ＧＨｚ）の４倍の周波数にあたるＸバンド（１１．４２４ＧＨｚ）を電子ビーム加速用のＲＦとして用いて小型化を図っており、例えばＸ線強度（光子数）：約１×１０^９ｐｈｏｔｏｎｓ／ｓ、パルス幅：約１０ｐｓの強力な硬Ｘ線の発生が予測されている。

非特許文献２の「混合２色Ｘ線ＣＴ装置」は、図５に示すように、回転フィルター６１、モノクロメータ６２、コリメータ６３、透過型イオンチェンバー６４、散乱体６５、スライド・回転テーブル６６、ＮａＩ検出器６７、及びプラスチックシンチレーションカウンター６８を備え、シンクロトロン放射光６９ａからモノクロメータ６２により４０ｋｅＶの主波Ｘ線と８０ｋｅＶの２倍高調波Ｘ線を抽出し、回転フィルター６１により４０ｋｅＶＸ線と８０ｋｅＶＸ線の混合比を調整し、散乱体６５からの散乱Ｘ線スペクトルをＮａＩ検出器６７で観察して混合比を測定し、コリメータ６３で混合２色Ｘ線６９ｂのサイズを整形し、透過型イオンチェンバー６４および被写体６０を透過させ、プラスチックシンチレーションカウンター６８で強度を測定するものである。
この装置により、電子密度の測定精度を高めるとともに、電子密度および実効原子番号のイメージ像の作成に成功している。

特許文献１の「Ｘ線診断装置およびＸ線治療装置」は、図６に示すように、被験者７７に摂取させたＸ線遮断性金属錯体を患部に選択的に蓄積させて、Ｘ線発生装置７１、７２からのＸ線を照射してＸ線撮像装置７６で患部のＸ線画像を形成するＸ線診断装置であって、所定のエネルギー範囲に属する特性Ｘ線を発生する金属ターゲット７３を用いて、電子発生器７１で発生し電子加速器７２で加速した電子ビームを金属ターゲット７３にぶつけて発生した特性Ｘ線を照射用Ｘ線として利用するものである。
なおこの図で、７４はフィルター装置、７５は寝台である。

特許文献２の「低ドーズ低位及びポータルイメージング用Ｘ線ソースを有する放射線治療装置」は、メガボルトの放射線治療及びポータルイメージング用の診断Ｘ線ソースの両方に適用可能な装置であり、図７に示すように、図示しない電子銃から放出され導波管内で加速させた電子ビーム８１（高エネルギー治療ソース）と、電子銃８２から発射された電子ビーム８３の可動ターゲット８４への衝突により発生するＸ線ビーム８５（低エネルギー診断ソース）の両方が、装置内の物理的に同一ライン上８６に配置され、かつ可動ターゲット８４を軸方向に移動するアクチュエータを備え、所望により治療または診断用の位置に配置して、電子ビーム８１を治療用にＸ線ビーム８５を診断用に用いるものである。

土橋克広、他、「Ｘバンドリニアックを用いた小型硬Ｘ線源の開発」、２００２ 佐々木誠、他、「混合２色Ｘ線ＣＴシステムの開発」、医学物理 Ｖｏｌ．２３ Ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ Ｎｏ．２ Ａｐｒｉｌ ２００３

特開２００３−３８４７５号公報、「Ｘ線診断装置およびＸ線治療装置」 特開平８−２０６１０３号公報、「低ドーズ低位及びポータルイメージング用Ｘ線ソースを有する放射線治療装置」

診断用Ｘ線には、狭域でエネルギーの高い「単色硬Ｘ線」を用いることで、鮮明な画像を得ることができ、なおかつ、患者に無駄に放射線を浴びせずに済む。
また、治療用Ｘ線の光線位置を診断用Ｘ線の光源と近づけることでＸ線照射位置の誤差を少なくできる。
従って、診断と治療を同一の装置で行なう診断・治療装置用として、診断用Ｘ線としての単色硬Ｘ線と治療用Ｘ線としての特性Ｘ線を同一の光源位置において切換えて発生するＸ線切換え発生装置が強く要望されていた。

特許文献１の診断・治療装置では、所定のエネルギー範囲に属する特性Ｘ線を、診断用と治療用の両方に用いている。しかし、この特性Ｘ線は、人体への吸収率が低いＸ線エネルギーが４０ｋｅＶ以上のものであるが、単色でない（すなわち広域である）ため、鮮明な画像を得るためには被験者の患部にc線遮断性金属錯体を選択的に蓄積させる必要があり、治療用Ｘ線としてもエネルギーが低く広域であるため、Ｘ線遮断性金属錯体を患部に蓄積させる必要があり、被験者の負担が大きい問題があった。

また、特許文献２の診断・治療装置では、電子ビームを治療用にＸ線ビームを診断用に用いている。しかし、発生するＸ線は診断用のみであり、診断用Ｘ線と治療用Ｘ線を切換えて発生することはできない。また、診断用Ｘ線ビームを発生させるために、治療用電子ビームとは別の電子ビームを必要とするため、装置が複雑かつ高価となる。

放射光から単色硬Ｘ線を得る場合、非特許文献２に示すように２枚の結晶板からなるモノクロメータを用いることができる。しかし、放射光光源は、大型設備であるため、研究や医療用であっても容易には導入できない問題がある。
また、Ｘ線診断においてＸ線画像の精度を高め、同時に電子密度と実効原子番号の分布を計測するために、２種類のＸ線を用いる場合、モノクロメータは、結晶角度を精密に調整する必要あるため、短時間での高速切換えは非常に困難である。

また、非特許文献２のように、シンクロトロン放射光から主波Ｘ線と２倍高調波Ｘ線が混合した混合２色Ｘ線を抽出して用いる場合、Ｘ線の波長が高調波に限定され、かつ主波と高調波が分離できない問題がある。

本発明は、上述した要望を満たすために創案されたものである。すなわち、本発明の目的は、診断と治療を同一の装置で行なうため、診断用Ｘ線としての単色硬Ｘ線と治療用Ｘ線としての特性Ｘ線を切換えて発生することができる診断・治療用Ｘ線切換え発生装置を提供することにある。

本発明によれば、パルス電子ビームを加速して所定の直線軌道を通過させる電子ビーム発生装置と、
パルスレーザー光を発生するレーザー発生装置と、
前記パルスレーザー光を前記直線軌道上にパルス電子ビームに対向して導入するレーザー光導入装置と、
パルス電子ビームの衝突により高エネルギーの特性Ｘ線を発生する金属ターゲットと、
該金属ターゲットを前記直線軌道上の衝突位置と該軌道外の退避位置との間で移動可能なターゲット移動装置とを備え、
前記衝突位置において、金属ターゲットの衝突面が、パルス電子ビームとパルスレーザー光の衝突点と空間的に同一位置に位置しており、
これにより金属ターゲットを退避位置に位置決めして前記直線軌道上でパルス電子ビームとパルスレーザー光が正面衝突して衝突点で診断用の単色硬Ｘ線を発生し、金属ターゲットを衝突位置に位置決めしてパルス電子ビームと金属ターゲットの衝突により同一の衝突点から特性Ｘ線を発生し、同一の装置の同一の光源位置から診断用と治療用のＸ線を照射する、ことを特徴とする診断・治療用Ｘ線切換え発生装置が提供される。

本発明の好ましい実施形態によれば、前記金属ターゲットは、タングステン、鉄、コバルト、ニッケル、銅、モリブデン、銀、またはこれらの合金からなる。

また、前記衝突点と被験者の間に、診断用単色硬Ｘ線および治療用特性Ｘ線の放射方向を制御するコリメータを備える、ことが好ましい。

また、前記レーザー発生装置は、互いに波長が異なる複数のパルスレーザー光を発生する複数のパルスレーザー装置と、
前記複数のパルスレーザー光を同一光路上に合流させるレーザー合流光学系と、
前記複数のパルスレーザー光が互いに時間差を有するように複数のパルスレーザー装置を制御するレーザー制御装置とを有する。

また、前記直線軌道上の衝突点におけるパルスレーザー光のビームプロファイルを調整するプロファイル調整光学系を有する、ことが好ましい。

上記本発明の構成によれば、金属ターゲットが退避位置にあるとき、所定の直線軌道上でパルス電子ビームとパルスレーザー光が正面衝突して「単色硬Ｘ線」を発生し、金属ターゲットが衝突位置にあるとき、パルス電子ビームと金属ターゲットの衝突により同一の光源位置から「特性Ｘ線」を発生する。
従って、ターゲット移動装置で金属ターゲットを「衝突位置」と「退避位置」のどちらかに移動させるだけで、同一の装置において、診断用Ｘ線としての単色硬Ｘ線と治療用Ｘ線としての特性Ｘ線を切換えて発生することができる。これにより、診断用と治療用の両方のＸ線源を同じ電子ビームを用いて同一の衝突点（光源位置）から発生でき、診断画像と治療用Ｘ線の光源位置の完全な一致が実現でき、Ｘ線照射位置の誤差を原理的に排除できる。
また、本発明では、パルス電子ビームにパルスレーザー光が直線軌道上で正面衝突して、単色硬Ｘ線を発生させるので、衝突効率を最大にできる。

また、パルス電子ビームとパルスレーザー光の衝突により発生するＸ線の波長は、レーザー光の波長に依存するので、レーザー発生装置で波長の異なる複数のパルスレーザー光を発生させることで、２種以上の複数の単色硬Ｘ線を短い時間間隔で順次切換えて発生させることができる。
例えば、電子ビームとレーザー光の衝突において、複数種類の波長のレーザー光を交互に発射して電子ビームと衝突させることで、２色のＸ線を交互に発生可能となり、電子密度分布、元素分布を高い精度で求めることができ、治療計画の高度化が可能となる。
さらにこの硬Ｘ線を利用してドラッグデリバリーシステムと組み合わせた治療にも適用できる。

以下、本発明の好ましい実施形態を図面を参照して説明する。なお各図において、共通する部分には同一の符号を付し、重複した説明は省略する。

図１は、本発明の診断・治療用Ｘ線切換え発生装置を備えた診断・治療装置の全体構成図である。この図において、６は被験者、７は被験者を載せて移動可能な移動ベッド、８は診断・治療装置の本体、９はＸ線検出器９ａを備えた移動アームである。
本発明の診断・治療用Ｘ線切換え発生装置は、本体８内に内蔵されており、診断用Ｘ線としての単色硬Ｘ線４と治療用Ｘ線としての特性Ｘ線５を切換えて発生し、被験者６に向けて照射するようになっている。

単色硬Ｘ線４は、被験者の患部にＸ線遮断性金属錯体を蓄積させる必要がなく、被験者の負担を軽減できるように、好ましくは１０〜４０ｋｅＶ程度の狭域Ｘ線であり、Ｘ線ＣＴの光源としてＸ線検出器９ａによりその吸収を検出し、コンピュータによって画像を再構築して被験者６の二次元断面画像を得るのに用いることができる。
また、特性Ｘ線５は、好ましくは患者手前の正常組織には影響の少ない例えば５〜５０ＭｅＶ程度の高エネルギーＸ線であるのがよい。

図２は、本発明による診断・治療用Ｘ線切換え発生装置の第１実施形態を示す平面図である。この図に示すように、本発明の多色Ｘ線発生装置は、電子ビーム発生装置１０、複合レーザー発生装置２０、レーザー光導入装置３０およびターゲット移動装置４０を備える。

電子ビーム発生装置１０は、電子ビームを加速してパルス電子ビーム１を発生し所定の直線軌道２を通過させる機能を有する。
この例において、電子ビーム発生装置１０は、ＲＦ電子銃１１、α‐磁石１２、加速管１３、ベンディング磁石１４、Ｑ−磁石１５、減速管１６、およびビームダンプ１７を備える。

ＲＦ電子銃１１と加速管１３は、Ｘバンド（１１．４２４ＧＨｚ）の高周波電源１８により駆動される。ＲＦ電子銃１１から引き出された電子ビームは、α‐磁石１２により軌道を変えて加速管１３に入射する。加速管１３は、小型のＸバンド加速管であり、電子ビームを加速し、好ましくは約５０ＭｅＶ前後の高エネルギーの電子ビームを形成する。この電子ビームは、例えば約１μｓ前後のマルチバンチのパルス電子ビーム１である。

ベンディング磁石１４は、パルス電子ビーム１の軌道を磁場で曲げて所定の直線軌道２を通過させ、通過後のパルス電子ビーム１をビームダンプ１７まで導く。Ｑ−磁石１５はパルス電子ビーム１の収束具合を調整する。減速管１６は、パルス電子ビーム１を減速する。ビームダンプ１７は、直線軌道２を通過した後のパルス電子ビーム１を捕捉して、放射線の漏洩を防止する。

同期装置１９は、電子ビーム発生装置１０と複合レーザー発生装置２０の同期をとり、パルス電子ビーム１のタイミングと後述するパルスレーザー光３とのタイミングを合わせ、パルス電子ビーム１とパルスレーザー光３が所定の直線軌道２上の衝突点２ａ（光源位置）で衝突するように制御する。

上述した電子ビーム発生装置１０により、例えば、約５０ＭｅＶ前後、約１μｓ前後のマルチバンチのパルス電子ビーム１を発生し、これを所定の直線軌道２を通過させることができる。

レーザー発生装置２０は、パルスレーザー光３を発生する機能を有する。この例において、レーザー発生装置２０は、パルスレーザー装置２２、レーザー合流光学系２３、レーザー制御装置２４、およびレーザーダンプ２５を有する。

パルスレーザー装置２２は、特定の波長のパルスレーザー光３を発生する。例えば、パルスレーザー装置２２として、波長１０６４ｎｍのＮｄ−ＹＡＧレーザーを使用する。

レーザー合流光学系２３は、この例では全反射ミラー２３ａからなる。全反射ミラー２３ａは、パルスレーザー装置２２のパルスレーザー光３をレーザー光導入装置３０の第１ミラー３２に向けて反射する。
この構成により、パルスレーザー光３を第１ミラー３２に入射させ、パルス電子ビーム１の直線軌道２上に導入することができる。

レーザー制御装置２４は、パルスレーザー装置２２を制御する。例えば、パルスレーザー光３のパルス発振数が１０ｐｐｓであり、パルス幅が１０ｎｓである場合、同期装置１９からの指令に応じてパルス電子ビーム１とパルスレーザー光３が所定の直線軌道２上の衝突点２ａで衝突するように制御する。

レーザーダンプ２５は、直線軌道２を通過した後、第２ミラー３４によりレーザー発生装置２０に戻るパルスレーザー光３を捕捉して、飛散を防止する。

図２において、本発明のＸ線発生装置は、さらに第１ミラー３２と全反射ミラー２３ａの間にプロファイル調整光学系２６を有する。このプロファイル調整光学系２６は、例えば複合レンズであり、直線軌道２上の衝突点２ａにおけるパルスレーザー光３のビームプロファイル（例えば、サイズ、傾き、位置）を調整する。

レーザー光導入装置３０は、この例では２枚のミラー３２、３４を有し、第１ミラー３２により、複数のパルスレーザー光３を上述した直線軌道２上にパルス電子ビーム１に対向して導入し、第２ミラー３４により直線軌道２を通過した後のパルスレーザー光３をレーザー発生装置２０のレーザーダンプ２５に戻すようになっている。第１ミラー３２と第２ミラー３４は、全反射ミラーであるのがよい。

上述した構成によれば、パルス電子ビーム１とパルスレーザー光３の衝突により発生するＸ線の波長は、レーザー光３の波長に依存し、例えば、波長１０６４ｎｍのＮｄ−ＹＡＧレーザーを使用することにより、単色硬Ｘ線４を発生させることができる。
また、パルス電子ビーム１にパルスレーザー光３が直線軌道２上で正面衝突して、単色硬Ｘ線を発生させるので、衝突効率を最大にできる。

なおパルスレーザー装置およびパルスレーザー光は、この例に限定されず、エキシマレーザーのＡｒＦ（波長１９３ｎｍ），ＫｒＦ（波長２４８ｎｍ），ＸｅＣｌ（波長３０８ｎｍ），ＸｅＦ（波長３５１ｎｍ），Ｆ２（波長１５７ｎｍ）やＹＡＧレーザーの第２高調波（波長５３２ｎｍ）、第３高調波（波長３５５ｎｍ）、第４高調波（波長２６６ｎｍ）、第５高調波（波長２１３ｎｍ）、その他を用いてもよい。

ターゲット移動装置４０は、金属ターゲット４２を直線軌道２上の衝突位置と軌道外の退避位置との間を移動させるアクチュエータである。このアクチュエータは、遠隔操作が可能な、直動液圧シリンダ又は直動電動シリンダであるのがよい。
なお、切換え頻度が少ない場合は、ターゲット移動装置４０を手動操作できるように構成してもよい。

金属ターゲット４２に衝突したパルス電子ビーム１のＸ線への変換効率は、ターゲットの原子番号と電子ビームの加速電圧に比例する。従って、変換効率を高めるために、ターゲットとしては原子番号の大きい物質、例えば、タングステン、鉄、コバルト、ニッケル、銅、モリブデン、銀、またはこれらの合金を用いるのがよい。
また金属ターゲット４２の衝突面は、パルス電子ビーム１とパルスレーザー光３の衝突点２ａと空間的に同一位置に位置するように、金属ターゲット４２の衝突位置を設定する。この衝突面は、Ｘ線の照射方向（図１で下向き、図２で紙面に直交する方向）にＸ線が発生するように面を構成するのがよい。

上述した構成により、金属ターゲット４２を退避位置に位置決めして、直線軌道２上でパルス電子ビーム１とパルスレーザー光３を正面衝突させ衝突点２ａから単色硬Ｘ線を４発生させることができる。
また、金属ターゲット４２を直線軌道２上の衝突位置に位置決めして、金属ターゲット４２とパルス電子ビーム１の衝突により同一の衝突点２ａから特性Ｘ線５を発生させることができる。

また、パルス電子ビーム１の加速電圧と金属ターゲット４２の材質を適正に選択することにより、発生する特性Ｘ線５を、被験者の患部に手前の正常組織の影響の少ない５〜５０ＭｅＶ程度の高エネルギーのＸ線に調整することができる。

衝突点２ａで発生する単色硬Ｘ線４および特性Ｘ線５は、指向性は少なく四方八方に放射される。従って、図１に示すように衝突点２ａと被験者６の間に、コリメータ４４を設け、単色硬Ｘ線４および特性Ｘ線５の放射方向を制御するのがよい。

図３は、本発明による診断・治療用Ｘ線切換え発生装置の第２実施形態図である。この例において、レーザー発生装置２０は、複数のパルスレーザー装置２２Ａ，２２Ｂ、レーザー合流光学系２３、レーザー制御装置２４、およびレーザーダンプ２５を有する。

複数のパルスレーザー装置２２Ａ，２２Ｂは、互いに波長が異なる複数のパルスレーザー光３ａ，３ｂを発生する。例えば、パルスレーザー装置２２Ａ，２２Ｂとして、波長１０６４ｎｍのＮｄ−ＹＡＧレーザーと、これに波長を半分に変換するＫＴＰ結晶を組込んだ波長５３２ｎｍのＮｄ−ＹＡＧレーザーを使用する。

レーザー合流光学系２３は、この例では全反射ミラー２３ａとハーフミラー２３ｂからなる。全反射ミラー２３ａは、パルスレーザー装置２２Ａのパルスレーザー光３ａをレーザー光導入装置３０の第１ミラー３２に向けて反射する。ハーフミラー２３ｂは、パルスレーザー光３ａがそのまま通過できるハーフミラーであり、パルスレーザー光３ｂをレーザー光導入装置３０の第１ミラー３２に向けて反射する。
この構成により、複数のパルスレーザー光３ａ，３ｂを同一光路上に合流させ、パルスレーザー光３として、第１ミラー３２に入射させ、合流した複数のパルスレーザー光を直線軌道２上に導入することができる。

レーザー制御装置２４は、複数のパルスレーザー光３ａ，３ｂが互いに時間差を有するように複数のパルスレーザー装置２２Ａ，２２Ｂを制御する。例えば、複数のパルスレーザー光３ａ，３ｂのパルス発振数がそれぞれ１０ｐｐｓであり、パルス幅がそれぞれ１０ｎｓである場合、一方のパルス発振時期をずらすことにより、パルス幅１０ｎｓの複数のパルスレーザー光３ａ，３ｂ（波長１０６４ｎｍと波長５３２ｎｍ）が交互に出力されるパルスレーザー光３として、第１ミラー３２に入射させることができる。

その他の構成は、第１実施形態と同様である。
なお、パルスレーザー装置は、２台に限定されず、３台以上でもよい。
またパルスレーザー光は、上述した例に限定されず、エキシマレーザーのＡｒＦ（波長１９３ｎｍ），ＫｒＦ（波長２４８ｎｍ），ＸｅＣｌ（波長３０８ｎｍ），ＸｅＦ（波長３５１ｎｍ），Ｆ２（波長１５７ｎｍ）やＹＡＧレーザーの第３高調波（波長３５５ｎｍ）、第４高調波（波長２６６ｎｍ）、第５高調波（波長２１３ｎｍ）、その他を用いてもよい。

上述した本発明の構成によれば、第１実施形態と同様に、金属ターゲット４２を退避位置に位置決めして直線軌道２上でパルス電子ビーム１とパルスレーザー光３を正面衝突させ衝突点２ａから単色硬Ｘ線を発生させることができる。また、金属ターゲット４２を直線軌道２上の衝突位置に位置決めしてパルス電子ビーム１を金属ターゲット４２に衝突させ同一の衝突点２ａから特性Ｘ線５を発生させることができる。
また、パルス電子ビーム１とパルスレーザー光３の衝突により発生するＸ線の波長は、レーザー光３の波長に依存するので、この第２実施形態により、複合レーザー発生装置２０で波長の異なる複数のパルスレーザー光３ａ，３ｂを発生させることで、２種以上の複数の単色硬Ｘ線４（４ａ，４ｂ）を短い時間間隔で順次切換えて発生させることができる。

すなわち、パルスレーザー装置は短い周期（例えば１０ｐｐｓ以上）でパルスレーザー光を発生できるので、レーザー制御装置で複数のパルスレーザー光を互いに時間差を有するように制御することにより、短い周期で複数のパルスレーザー光をパルス電子ビームに順次正面衝突させ、短い周期（例えば１０ｐｐｓ以上）で２種以上の複数の単色硬Ｘ線を順次切換えて発生させることができる。
衝突点２ａで発生する単色硬Ｘ線４（４ａ，４ｂ）および特性Ｘ線５は、コリメータ４４により放射方向が制御され、図１の衝突点２ａから被験者６に向けて放射される。
取り出した複数の単色硬Ｘ線４（４ａ，４ｂ）は、血管造影や２色Ｘ線ＣＴに用いることができ、特性Ｘ線５は被験者６の治療に用いることができる。

従って、第２実施形態によれば、装置や部品の物理的な移動なしにＸ線の波長を順次高速で切換えることができ、波長切換え時間の被写体の変化を小さく抑えることができ、Ｘ線画像の解像度を高め、電子密度分布、元素分布を高い精度で求めることができ、治療計画の高度化が可能となる。

なお、本発明は、上述した実施形態に限定されず、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々に変更することができることは勿論である。

本発明の診断・治療用Ｘ線切換え発生装置を用いた診断・治療装置の全体構成図である。 本発明による診断・治療用Ｘ線切換え発生装置の第１実施形態図である。 本発明による診断・治療用Ｘ線切換え発生装置の第２実施形態図である。 非特許文献１の「小型Ｘ線発生装置」の模式図である。 非特許文献２の「混合２色Ｘ線ＣＴ装置」の模式図である。 特許文献１の診断・治療装置の模式図である。 特許文献２の診断・治療装置の模式図である。

符号の説明

１ パルス電子ビーム、２ 直線軌道、２ａ 衝突点（光源位置）、
３，３ａ，３ｂ パルスレーザー光、
４（４ａ，４ｂ） 単色硬Ｘ線、５ 特性Ｘ線、
６ 被験者、７ 移動ベッド、８ 診断・治療装置の本体、
９ 移動アーム、９ａ Ｘ線検出器、
１０ 電子ビーム発生装置、１１ ＲＦ電子銃、１２ α‐磁石、
１３ 加速管、１４ ベンディング磁石、１５ Ｑ−磁石、
１６ 減速管、１７ ビームダンプ、１８ 高周波電源、１９ 同期装置、
２０ 複合レーザー発生装置、２２，２２Ａ，２２Ｂ パルスレーザー装置、
２３ レーザー合流光学系、２３ａ 全反射ミラー、２３ｂ ハーフミラー、
２４ レーザー制御装置、２５ レーザーダンプ、
２６，２７ プロファイル調整光学系、
２８ レーザー周回光学系、２８ａ 全反射ミラー、
２８ｂ ハーフミラー、２９ レーザー増幅器、
３０ レーザー光導入装置、３２ 第１ミラー、３４ 第２ミラー、
４０ ターゲット移動装置、４２ 金属ターゲット、
４４ コリメータ

Claims (5)

1. パルス電子ビームを加速して所定の直線軌道を通過させる電子ビーム発生装置と、
   パルスレーザー光を発生するレーザー発生装置と、
   前記パルスレーザー光を前記直線軌道上にパルス電子ビームに対向して導入するレーザー光導入装置と、
   パルス電子ビームの衝突により特性Ｘ線を発生する金属ターゲットと、
   該金属ターゲットを前記直線軌道上の衝突位置と該軌道外の退避位置との間で移動可能なターゲット移動装置とを備え、
   前記衝突位置において、金属ターゲットの衝突面が、パルス電子ビームとパルスレーザー光の衝突点と空間的に同一位置に位置しており、
   これにより金属ターゲットを退避位置に位置決めして前記直線軌道上でパルス電子ビームとパルスレーザー光が正面衝突して衝突点で診断用の単色硬Ｘ線を発生し、金属ターゲットを衝突位置に位置決めしてパルス電子ビームと金属ターゲットの衝突により同一の衝突点から特性Ｘ線を発生し、同一の装置の同一の光源位置から診断用と治療用のＸ線を照射する、ことを特徴とする診断・治療用Ｘ線切換え発生装置。
2. 前記金属ターゲットは、タングステン、鉄、コバルト、ニッケル、銅、モリブデン、銀、またはこれらの合金からなる、ことを特徴とする請求項１に記載の診断・治療用Ｘ線切換え発生装置。
3. 前記衝突点と被験者の間に、診断用単色硬Ｘ線および治療用特性Ｘ線の放射方向を制御するコリメータを備える、ことを特徴とする請求項１に記載の診断・治療用Ｘ線切換え発生装置。
4. 前記レーザー発生装置は、互いに波長が異なる複数のパルスレーザー光を発生する複数のパルスレーザー装置と、
   前記複数のパルスレーザー光を同一光路上に合流させるレーザー合流光学系と、
   前記複数のパルスレーザー光が互いに時間差を有するように複数のパルスレーザー装置を制御するレーザー制御装置とを有する、ことを特徴とする請求項１に記載の診断・治療用Ｘ線切換え発生装置。
5. 前記直線軌道上の衝突点におけるパルスレーザー光のビームプロファイルを調整するプロファイル調整光学系を有する、ことを特徴とする請求項４に記載の診断・治療用Ｘ線切換え発生装置。