具体实施方式
参照与附图一起详细后述的实施例，则可以明确本发明的优点和特征以及达成这些的方法。然而，本发明可以实现为互不相同的多种形态，并不限于以下公开的实施例，提供本实施例仅使本发明的公开完整并用于向本发明所属技术领域中的普通技术人员完整地告知本发明的范围，本发明仅由权利要求的范围所定义。
本说明书中使用的术语是用于说明实施例的，而不是用于限制本发明的。在本说明书中，单数型也包括复数型，除非在语句中特别提到。说明书中使用的“包含（comprises）”和/或“包括（comprising）”不排除除了所提及的构成要素之外的一个以上的其他构成要素的存在或添加。贯穿整个说明书，相同附图标记指代相同的构成要素，“和/或”包括所提及的构成要素中的每一个和一个以上的所有组合。虽然“第一”、“第二”等用于叙述多种构成要素，但这些构成要素显然不受限于这些术语。这些术语仅用于将一个构成要素与另一构成要素进行区分。因此，以下提及的第一构成要素在本发明的技术构思中显然也可以是第二构成要素。
除非有其他定义，本说明书中所使用的所有术语（包括技术及科学术语）可使用为本发明所属技术领域的一般技术人员共同理解的含义。此外，一般所使用的词典中定义的术语不能被理想地或过度地解释，除非有特别明确地定义。
如图中所述，作为空间上相对的术语的“下方（below）”、“之下（beneath）”、“下部（lower）”、“上方（above）”、“上部（upper）”等可以用于方便描述一个构成要素与另一构成要素之间的相关关系。空间上相对的术语应当理解为除了图中所示的方向以外还包括使用时或者操作时构成要素的相互不同的方向。例如，翻转图中所示的构成要素时，描述为另一构成要素“下方（below）”或者“之下（beneath）”的构成要素可以置于另一构成要素的“上方（above）”。因此，作为示例性的术语的“下方”可以包括下方和上方这两个方向。构成要素也可以沿其他方向定向，因此空间上相对的术语可以根据定向来解释。
以下，参照附图对本发明的实施例进行详细说明。
图1及图2是示意性地示出根据本发明的一实施例的放射线治疗装置的概念图。
参照图1，根据本发明的一实施例的放射线治疗装置10可以包括磁场生成装置。磁场生成装置可包括磁场产生部200及同步化控制部700。即，放射线治疗装置10可以以放射线产生部100和放射线量控制部500为基本构成的同时进一步包括磁场生成装置。因此，以下将放射线治疗装置10和磁场生成装置彼此联动的说明应被理解为放射线治疗装置10中进一步包括磁场生成装置的构成的说明。
在一实施例中，放射线治疗装置10和磁场生成装置可以彼此联动。联动方式可以利用通信网络，或者可以检测光子束放射线而联动，或者可以预先设定磁场或光子束产生周期而彼此联动。
在一实施例中，在患者B的内部可以具有肿瘤T、正常组织N及低密度空间L，低密度空间L可与肿瘤T或正常组织N中的至少一个相邻。体内低密度空间L可以是诸如口腔、鼻腔、呼吸道、肺之类的正常存在的空间，也可以是通过注入空气、注入气囊、注入发泡剂等形成的人工空间。此外，低密度空间L可以是供由光子束放射线产生的二次电子透过的空间。此外，低密度空间L可包括体内的空的空间、体腔（body cavity）。
在一实施例中，放射线治疗装置10的放射线产生部100可以向照射对象（例如，患者B）的患部组织（例如，肿瘤T）照射光子束放射线。
在一实施例中，放射线治疗装置10的放射线量控制部500可以调节磁场的强度、方向及相位，使电子在体内的低密度空间L中衍射，从而控制患者B的肿瘤T及相邻于肿瘤T的正常组织N所吸收的放射线剂量。例如，放射线治疗装置10和磁场生成装置联动，使放射线量控制部500控制磁场产生部200，从而可以调节磁场的强度方向及相位。在这种情况下，磁场脉冲的生成时间范围也可以由同步化控制部700所控制。
在一实施例中，磁场生成装置的磁场产生部200可以在患者B的内部形成磁场。例如，磁场产生部200可以在低密度空间L中形成磁场。
在一实施例中，磁场生成装置的同步化控制部700可以使对应于光子束放射线的放射线脉冲和对应于磁场的磁场脉冲同步。其中，脉冲的同步可以指脉冲的产生在时间上彼此重叠。例如，同步化控制部700可以使光子束放射线脉冲和磁场脉冲的产生时间一致。
在一实施例中，磁场生成装置的同步化控制部700可以与放射线治疗装置10的放射线量控制部500联动。同步化控制部700可以从放射线量控制部500接收光子束放射线的输出周期，并使光子束放射线的输出周期和磁场的输出周期同步。
在一实施例中，磁场生成装置还可以包括检测光子束放射线的脉冲检测部800。例如，脉冲检测部800可检测磁场脉冲和放射线脉冲。脉冲检测部800可通过有线或无线网络分别从磁场产生部200和放射线产生部100接收磁场脉冲和放射线脉冲，从而检测磁场脉冲和放射线脉冲。此外，脉冲检测部800可通过分析从外部获取的放射线和磁场来检测磁场脉冲和放射线脉冲。为此，脉冲检测部800可以具有放射线检测传感器（未示出）和磁场传感器（未示出）。
在一实施例中，磁场生成装置的同步化控制部700可以分析从脉冲检测部800检测到的光子束放射线而获取光子束放射线的输出周期。
在一实施例中，磁场生成装置的同步化控制部700可以设定磁场生成范围，使得在磁场达到目标值之后，由光子束放射线照射而产生的二次电子生成区间包含在磁场生成时间范围内。因此，光子束放射线与人体物质（例如，位于放射线向肿瘤行进的路径上的正常组织）反应而产生的二次电子可以在磁场生成时间中生成。
在一实施例中，磁场生成装置的同步化控制部700可考虑磁场达到目标值所需的延迟时间而设定磁场生成时间范围。由此，光子束放射线与人体物质（例如，位于放射线向肿瘤行进的路径上的正常组织）反应而产生的二次电子可以考虑到延迟时间在磁场生成时间中生成。
在一实施例中，同步化控制部700可以在每次识别光子束放射线脉冲之后立即产生磁场脉冲或相反地操作。例如，同步化控制部700可响应于放射线脉冲的检测而产生磁场脉冲，或响应于磁场脉冲的检测而产生放射线脉冲。此外，同步化控制部700可学习放射线脉冲的规律性以产生磁场的脉冲或相反地操作。例如，同步化控制部700可基于通过分析所检测的放射线脉冲而获得的放射线脉冲周期以产生磁场脉冲，或基于通过分析所检测的磁场脉冲而获得的磁场脉冲周期以产生放射线脉冲。此外，在存在预定的放射线脉冲周期和预定的磁场脉冲周期的情况下，同步化控制部700当然可通过使其一致来使放射线脉冲和磁场脉冲同步。
如此，随着同步化控制部700使放射线脉冲和磁场脉冲的产生时间一致，磁场产生部200在照射光子束放射线期间无需持续地生成磁场，从而能够大大地降低运转率（dutyfactor）。此外，磁场产生部200的运转率越低，磁场产生部200就越不需要驱动，因此磁场产生部200的发热量也会降低，磁场的外部泄漏量也会整体上降低。最终，可以使用于控制从磁场产生部200产生的发热的冷却装置和用于供电的电源供应装置的尺寸小型化，这可以实现放射线治疗装置10的小型化。
此外，随着同步化控制部700使放射线脉冲和磁场脉冲的产生时间一致，用于磁场产生部200的电力减少，从而能够减少热的产生，由此能够排除或减少冷却装置等的结构。
另外，根据本发明的一实施例的同步化控制部700可以以光子束放射线所照射的区域与患部的位置关系为基础来控制磁场的形成，使得二次电子中的至少一部分避开与患部组织相邻的正常组织进行移动。
即，若光子束放射线照射到照射对象，则在该区域中产生二次电子，若过多的二次电子到达与相邻于患部组织的正常组织对应的照射对象上，则该照射对象的组织可能受损，因此一部分二次电子必须避开与患部组织相邻的正常组织而移动。
另外，用于上述操作的磁场产生部200可包括至少一个线圈及电容器元件。
线圈可以配备为用于形成脉冲型磁场的构成，电容器可以配备成为了输出大电流而对电荷进行充电，与此相关的详细说明将进行后述。
此外，同步化控制部700可以以光子束放射线所照射的区域与患部的位置关系为基础来控制供应到至少一个线圈的电流而形成磁场。
具体而言，同步化控制部700可以考虑从光子束放射线所照射的区域到患部的距离。
此外，二次电子借由磁场产生部200所产生的磁场而改变路径，磁场产生部200生成的磁场可以基于由同步化控制部700供应的电流而形成。
另外，磁场产生部200可以设置为接收脉冲电源而产生脉冲形态的磁场。
为了减少发热量，磁场产生部200可以设置为产生脉冲形态的磁场。
此外，同步化控制部700可以控制向所述磁场产生部200供应脉冲电源，使得磁场产生部200在所产生的发热量小于预定值的状态下形成磁场。
即，同步化控制部700可以监测磁场产生部200的发热量，并向磁场产生部200供应脉冲电源，以使向磁场产生部200供应脉冲电源而产生的发热量不超过特定值。
同步化控制部700可以包括照射对象的尺寸信息和与照射对象对应的识别信息。
识别信息可以指不仅包括照射对象的位置及尺寸信息，还包括照射对象的自身特性的信息。
另外，同步化控制部700可以基于识别信息来控制磁场的形成。
例如，在照射对象的尺寸较小的情况下，由于二次电子需要在二次电子的较短的行进路径上避开患部，因此同步化控制部700可以向磁场产生部200供应强电流而形成强磁场。
磁场产生部可设置为导管（catheter）结构，该导管结构具有设置成插入体内的第一区域及除所述第一区域之外的第二区域。
导管可以指用于插入具有体腔或具有管腔的器官中的管型的器具。
至少一个线圈可以设置在第一区域中，电容器可以设置在第二区域中。
第一区域可以指在使用导管执行操作时插入体内的区域，第二区域可以指当执行操作时设置在体外的区域。
另外，同步化控制部700可以以放射线产生部200和照射对象之间的位置关系为基础来确定光子束放射线的照射方向。
可以以使对应于磁场的磁力线与所述光子束放射线的照射方向形成的角度大于预定的角度的方式控制磁场的形成。
同步化控制部700可以改变至少一个磁体的位置或照射对象的位置，以使对应于所述磁场的磁力线与光子束放射线的照射方向所形成的角度正交。
在磁力线的方向和电子的行进方向垂直的情况下，在二次电子中会产生较多的电磁力，因此，同步化控制部700可以控制包括在磁场产生部200的磁体或设置在磁场产生部200的板状框架的操作，从而能够控制磁力线和光子束放射线的照射方向所形成的角度正交。
同步化控制部700可以以使到达照射对象的所述二次电子的每单位面积的到达密度未满预定值的方式控制所述磁场的形成。
同步化控制部700可以以防止被照射对象的组织损伤的方式控制二次电子的到达密度。
同步化控制部700可以以使到达患部的二次电子的每单位面积的到达密度超过预定值的方式控制光子束放射线的形成。
即，为了达到放射线照射目的，需要向患部传递特定密度以上的二次电子。
因此，同步化控制部700可以以使由放射线产生部200产生的光子束放射线照射到对应于患部的照射对象上的方式控制放射线量控制部500。
利用图3至图5来说明放射线照射方向和磁场方向垂直的情况下的散焦实施例，利用图6及图7来说明放射线照射方向和磁场方向平行的情况下的聚焦实施例。例如，在与光子束放射线的照射方向垂直的方向上形成磁场是用于在通过体腔后进一步布置正常组织之后具有目标位置的情况的放射线治疗实施例。此外，在与光子束放射线的照射方向平行的方向（并列的方向）上形成磁场是在体腔的表面上具有目标部位而集中向目标部位提供在体腔行进的二次电子的实施例。其中，目标部位可以是患部组织（或肿瘤部位）。
在与光子束照射方向垂直的方向上生成磁场的示例可以是在治疗与患者的直肠相邻而布置的前列腺癌时通过在直肠放入气囊的方式在直肠内形成空间并在直肠内部空间中形成磁场，从而使提供到直肠表面的二次电子分散的实施例。
图3至图5的实施例是涉及在与放射线照射方向垂直的方向上生成磁场的示例。图3是示意性地示出根据本发明的一实施例的磁场生成装置的立体图。图4a至图4e是示意性地示出根据本发明的一实施例的磁场生成装置的磁场分布的剖视图。图5是用于说明在利用图4a至图4e的磁场的放射线治疗装置中根据放射线照射的带电粒子（例如，电子）与磁场的作用关系的示意性的概念图。
参照图3及图4a至图4e，放射线治疗装置10可以包括能够布置各个结构的多种形状的壳体20、30、40，并且壳体的结构可以进行多种变更，使得能够向躺卧的患者照射放射线并生成磁场。
放射线治疗装置10的放射线产生部100安装在布置于具有中空形状的镗孔(未图示)的外侧的屏蔽结构物内，从而向位于镗孔内的患者B的肿瘤T部位照射光子束放射线。
其中，优选地，放射线治疗装置10的放射线产生部100是产生MV X射线的线性加速器(LINAC：Linear Acceleretor)。所产生的MV区域的X射线束的特性决定了在被照射的物质的表面通过由康普顿（compton）效应而引起的反应向二次电子（secondary electron，以下称为“电子”）传递动能，并借由该电子向体内传递放射线剂量。
磁场生成装置的磁场产生部200安装在布置于膛孔外侧的另一屏蔽结构物内，从而在患者B的体内形成磁场区域。磁场产生部200由隔着膛孔并具有彼此不同的极性且相对布置的一对电磁体或永久磁体组成。
其中，磁场生成装置的磁场产生部200在放射线产生部100与患者B的肿瘤T部位之间的患者B的身体的一个区域中形成磁场区域，更优选地，在体内的空的空间、体腔（bodycavity）中形成磁场区域更为有效。此外，磁场产生部200可包括电磁体或永久磁体或它们的复合体。
另外，为了增大磁场方向的自由度，作为磁场产生部200，一对磁体可以沿着膛孔外侧周围（例如，沿着位于膛孔内的患者B周围）旋转，但并不限定于此，磁场产生部200由多个磁体沿着膛孔外侧周围（例如，沿着患者B周围）固定布置，也可借由通过放射线量控制部500的控制而选自多个磁体中的磁体来形成磁场区域。
在一实施例中，与上述说明不同，磁场生成装置还可包括布置有磁场产生部200的板形框架900。板形框架900可以放置患者并布置磁场生成物质。例如，板形框架900可具备磁场生成物质移动的空间910，磁场生成物质可布置于空间910。例如，如图3所示，空间910可沿着板形框架900的长度方向较长地形成，以使磁场生成物质能够移动。在图3中示例性地示出了空间910的长度，也可以较长地形成到板形框架900的两端。
在一实施例中，磁场生成物质可以连接于移动杆230，移动杆230可以通过单独的驱动部（未图示）在空间910中沿着板形框架900的长度方向移动。因此，随着患者B的位置而移动磁场生成物质，从而能够容易地改变患者体内的磁场生成区域。
在一实施例中，磁场产生部200可以包括以光子束放射线照射的轴为基准形成左右对称结构而布置的多个电磁体、永久磁体或它们的复合体（以下统称为磁场生成物质），如图4所示，可以生成磁场MT。
例如，在图4a中布置有N极的电磁体210和S极的电磁体220，使得磁场产生部200可以生成与放射线照射方向R垂直的方向的磁场MT。其中，如图4a所示，磁场产生部200可沿着电磁体210、220的长度方向在板形框架900上形成有效区域。此外，作为一实施例，在磁场产生部200的下方可以包括磁场屏蔽部，由此，在板形框架900的下部可以不形成磁场。即，由于无需在不影响患者的放射线治疗的板形框架900下部形成磁场，并且需防止磁场对放射线治疗装置等装置产生影响，因此，可以在板形框架900内的磁场产生部200的下方包括磁场屏蔽部。
此外，如图4b所示，布置有N极的电磁体210和S极的电磁体220，使得磁场产生部200可以生成与放射线照射方向R垂直的方向的磁场MT。其中，磁场产生部200的面积小于布置有电磁体210、220的面积，如图4b所示，可在板形框架900的上方和下方形成有效区域。
此外，如图4c所示，布置有N极电磁体210和S极电磁体220，使得磁场产生部200可以生成与放射线照射方向R垂直的方向的磁场MT。其中，磁场产生部200的面积大于布置有电磁体210、220的面积，如图4c所示，可在板形框架900的上方和下方形成有效区域。
此外，如图4d所示，N极的电磁体210和S极的电磁体220布置于下端的板形框架920，N极的电磁体240和S极的电磁体250布置于上端的板形框架920，从而磁场产生部200可生成与放射线照射方向R垂直的方向的两个磁场MT。其中，磁场产生部200的面积小于布置电磁体210、220、240、250的面积，如图4d所示，可以在上端板状框架920和下端板状框架920中的每一个的上方和下方形成有效区域。在这种情况下，板形框架920之间的磁场的强度可以变得更强。
此外，如图4e所示，N极的电磁体210和S极的电磁体220布置于下端的板形框架920，N极的电磁体240和S极的电磁体250布置于上端的板形框架920，从而磁场产生部200可生成与放射线照射方向R垂直的方向的两个磁场MT。其中，磁场产生部200的面积小于布置电磁体210、220、240、250的面积，如图4e所示，可以只在板形框架920之间形成有效区域。
在一实施例中，放射线治疗装置的放射线量控制部500通过调节磁场产生部200的磁场的方向、强度和相位，从而控制从放射线产生部100传递到患者B的肿瘤T部位的放射线剂量。例如，在磁场为正弦波形态的脉冲波的情况下，放射线量控制部500可改变磁场的相位，并可使正弦波中的所需基准强度以上的区间和使光子束放射线产生的二次电子的产生区间彼此一致。
在一实施例中，放射线量控制部500可以控制放射线产生部100的操作，并且还可以包括计算传递到肿瘤T的放射线剂量的计算部（未示出）。
在一实施例中，计算部可以使用下面的数学式1来计算传递到患者B的肿瘤T的放射线剂量。
[数学式1]
其中，D（x,y,z）表示在特定位置（x,y,z）吸收的放射线剂量值，TERMA(x’,y’,z’)表示在微体积dx’dy’dz’衰减而入射的放射线束的总能量，Kernel(x,x’,y,y’,z,z’)表示在微体积dx’dy’dz’衰减的单位能量在特定位置（x,y,z）被吸收的剂量比率。此时，使用考虑到由磁场产生部200形成的磁场的卷积核（Kernel）。
因此，若使TERMA值和Kernel值相对于整体体积进行卷积（convolution），则可计算在特定位置（x,y,z）吸收的放射线剂量值。
另外，TERMA值表示不带电荷的X射线的衰减的总能量，因此与磁场无关。
此外，由于Kernel值主要表示由衰减过程中产生的电子而引起的空间剂量分布，因此一定会受到磁场的影响。通常通过计算机模拟来获得Kernel，并且通过在计算机模拟程序中实现空间上恒定的磁场来获得新的Kernel，继而按如下方式构建卷积核变形图（Kernel Deform map）。如下面的数学式2所示，将其建模并应用。
[数学式2]
由此，计算部计算用于优化放射线剂量分布的磁场的强度、方向相位、大小。
另外，作为另一实施例，计算部也可借由完整的蒙特卡罗模拟方法（Full MonteCarlo Simulation Method）来进行计算。
即，利用可模拟磁场的工具包（toolkit），使用概率性的蒙特卡罗技术来构建每一个粒子的历史记录，并将对历史记录的每一个剂量的空间影响进行相加来计算整体的剂量分布，从而可计算在特定位置吸收的放射线剂量值。
参照图5，借由图3及图4a至图4e所说明的构成，针对利用根据本发明的利用磁场的体内剂量控制放射线治疗装置10来对患者B的肿瘤T进行放射线治疗的过程进行如下说明。
在说明之前，如图5所示，以下作为一实施例，在光子束放射线从图5的左侧的放射线产生部100照射到右侧的肿瘤T，磁场在进入地面的方向上起作用，并且在放射线产生部100与肿瘤T之间布置有诸如中空的消化器官（胃、小肠、大肠等）之类器官的情况下，对治疗肿瘤T进行说明。
首先，在具有需要治疗的肿瘤T的患者B躺在板形框架900上的状态下，通过放射线量控制部500的控制来操作磁场产生部200，以在患者B的体内形成磁场区域。
然后，通过放射线量控制部500的控制来操作放射线产生部100，以朝向患者B的肿瘤T照射光子束放射线。
此时，从放射线产生部100产生的光子束放射线穿过患者B的体内的同时，带电荷的粒子（即，电子）被发射出来。被发射的电子起到传递光子束放射线的高能量的作用。
另外，被发射的电子穿过由磁场产生部200而形成于体内的磁场区域，此时，被发射的电子受到磁场的力（例如，洛伦兹力（Lorentz's Force））而在磁场区域内偏向或分散。
即，如图5所示，当光子束放射线从位于左侧的放射线产生部100照射到位于右侧的肿瘤T上并且磁场在进入地面的方向上起作用时，由位于左侧的放射线产生部100产生的光子（photon）在穿过患者B的体内的同时发射出电子，并且被发射的电子与光子一起沿着光子束放射线的照射方向经过磁场区域而向作为目标的肿瘤T移动。
此时，在被发射的电子穿过磁场区域的过程中，由根据计算部的计算的放射线量控制部500的控制来调节磁场产生部200的磁场方向、强度及相位，例如，在磁场为正弦波形态的脉冲波的情况下，放射线量控制部500可改变磁场的相位，并可使正弦波中所需基准强度以上的区间和使产生光子束放射线的二次电子的生成区间彼此一致，从而一部分电子借由洛伦兹的力而偏向一侧，与适当的放射线剂量对应的量的电子经过黏膜M传递到目标的肿瘤T，以向肿瘤T照射适当的放射线剂量。
即，如图5所示，经过计算部的计算并通过放射线量控制部500来调节磁场产生部200中的磁场的方向、强度及相位，若借由光子束放射线而发射的电子的一部分向器官内部的空的空间区域（例如，体腔）等偏向或分散，则向位于肿瘤T的前方的器官的黏膜传递最小限度的电子。
因此，可以最小化传递到正常组织的放射线剂量，并且可以将适当的放射线剂量传递到患者B的肿瘤T，以减少放射线的副作用并提高了治疗效果。
另外，经过磁场区域和黏膜到达作为目标的肿瘤T的电子扰乱肿瘤T的肿瘤细胞，由此抑制肿瘤细胞的生长或使肿瘤细胞坏死，从而治疗肿瘤T。
图6a至图6d及图7的实施例涉及在与放射线照射方向平行的方向上生成磁场的一例。图6a至图6d是示意性地示出根据本发明的另一实施例的磁场生成装置的磁场分布的剖视图。图7是用于说明在利用图6a至图6d的磁场的放射线治疗装置中根据放射线照射的带电粒子（例如，电子）与磁场的作用关系的示意性的概念图。省略与图3及图4重复的说明。
另外，在与光子束放射线的照射方向水平的方向上生成磁场的示例可以是当治疗位于诸如肺、口腔、鼻腔和呼吸道之类的低密度空间内部的肿瘤时，通过在低密度空间内部形成磁场来抑制在低密度空间中的二次电子分散，从而使提供到肿瘤的二次电子增加，并使到达周围正常组织的二次电子减少的实施例。
参照图6a至图6d，放射线治疗装置的放射线产生部100安装在布置于具有中空形状的镗孔(未图示)外侧的结构物内，从而向位于镗孔中的患者B的肿瘤T的部位照射光子束放射线。
其中，除了产生MV X射线的线性加速器(LINAC：Linear Acceleretor)之外，放射线治疗装置的放射线产生部100还对应于带电粒子本身或与带电粒子相关的所有放射线（电子、质子、中子、重粒子等）。尤其，所产生的MV区域的X射线束的特性决定了在被照射的物质的表面通过由康普顿（compton）效应而引起的反应向二次电子（secondary electron，以下称为“电子”）传递动能，并借由该电子向体内传递放射线剂量。
磁场生成装置的磁场产生部200安装在布置于膛孔外侧的另一屏蔽结构物内，从而在患者B的体内形成磁场区域。磁场产生部200形成隔着膛孔且对向地布置，并位于放射线产生部100和患者B的肿瘤T部位之间，与向肿瘤T部位照射的放射线束平行的磁场。
另外，磁场生成装置的磁场产生部200为了产生与照射到患者B的肿瘤T部位的放射线束平行的磁场，使多个磁体在放射线束的周围彼此对向地布置，以使得相同的极性面对，并且磁体可以具有预定的长度。
此外，作为另一实施例，磁场产生部200为了产生与照射到患者B的肿瘤T部位的放射线束平行的磁场，使多个磁体在放射线束的周围彼此对向地布置，以使得相同的极性面对，并且磁体的长度可以设置为延伸至肿瘤T的表面。在磁场产生部200的多个磁体在放射线束的周围彼此对向地布置而使相同的极性面对的情况下，可以设置有具有多种长度的磁体。
此外，作为又一实施例，磁场产生部200为了产生与照射到患者B的肿瘤T部位的放射线束平行的磁场，以亥姆霍兹线圈（Helmholtz coil）的形态包围放射线束的周围，以使卷绕有线圈的多个磁体的相反的极性面对，并可沿着放射线束的照射方向间隔布置。
此外，作为又一实施例，磁场产生部200为了根据安培的右旋定律（Ampere’s law）而产生与照射到患者B的肿瘤T部位的放射线束平行的磁场，使多个主磁体在放射线束的周围彼此对向地布置，以使相同的极性面对，并在主磁体的一侧可布置有辅助磁体，使得磁场向放射线束的照射方向的外侧形成磁场，在主磁体的另一侧可布置有辅助磁体，使得磁场向放射线束的照射方向的内侧形成磁场。
如上所述，随着布置磁场产生部200的磁体，被发射的电子在通过磁场区域的过程中，借由平行于放射线束而形成的磁场来进行螺旋运动（helical motion），且不会偏向或分散，并与放射线束一同移动。
其中，磁场产生部200在放射线产生部100与患者B的肿瘤T部位之间的患者B的体内的一区域中，更优选地，在体内的空的空间（body cavity）或低密度部位（肺）中形成磁场区域更为有效的。此外，磁场产生部200可以形成放射线束轨迹的全部或部分均质或非均质的磁场区域。并且，磁场产生部200可包括电磁体或永久磁体或它们的复合体。
另外，为了增大磁场方向的自由度，作为磁场产生部200，一对磁体可以沿着膛孔外侧周围（例如，沿着位于膛孔内的患者B周围）旋转，但并不限定于此，磁场产生部200由多个磁体沿着膛孔外侧周围（例如，沿着患者B周围）固定布置，也可借由通过放射线量控制部500的控制而选自多个磁体中的磁体来形成磁场区域。
磁场生成装置可包括彼此面对的两个板形框架920。各个板形框架920的结构与图3及图4的板形框架900相同，因此省略说明。
在一实施例中，两个板形框架920可以布置为彼此面对。其中，彼此面对的结构可布置有连接两个板形框架920的单独的垂直框架。当然，除此之外还可以进行多种变形，也可以由圆形的框架构成。
在一实施例中，磁场产生部200可以包括以放射线照射的轴为基准形成左右对称结构而布置的磁场生成物质，可以如图6a至图6d一样生成磁场MT。
例如，在图6a中，随着具有N极的两个电磁体240、250布置于上部的板形框架920，具有S极的两个电磁体210、220布置于下部的板形框架，磁场产生部200可生成彼此面对且与放射线照射方向R平行的方向的磁场MT。其中，磁场产生部200与电磁体210、220、240、250的面积一致，如图6a所示，可以在上部及下部的板形框架920之间形成两个有效区域。
此外，例如，在图6b中，布置具有相同的极性的两个电磁体210、220，从而磁场产生部200可生成与放射线照射方向R平行的方向的磁场MT。其中，磁场产生部200的面积大于布置电磁体210、220的面积的同时，如图6b所示，可以只在板形框架920的上方形成两个有效区域。
此外，例如，在图6c中，布置具有相同的极性的两个电磁体210、220，从而磁场产生部200可以生成与放射线照射方向R平行的方向的磁场MT。其中，磁场产生部200的面积小于布置电磁体210、220的面积的同时，如图6c所示，可以在板形框架920的上方和下方形成两个有效区域。
此外，例如在图6d中，随着具有N极的两个电磁体240、250布置于上部的板形框架920，具有S极的两个电磁体210、220布置于下部的板形框架，磁场产生部200可以生成彼此面对且与放射线照射方向R平行的方向的磁场MT。其中，磁场产生部200的面积小于电磁体210、220、240、250的面积，如图6d所示，可以在上部及下部的板形框架920之间形成两个有效区域。
在一实施例中，放射线治疗装置的放射线量控制部500调节磁场产生部200的磁场的强度、方向、相位和有效区域，从而控制从放射线产生部100传递至患者B的肿瘤T部位的肿瘤表面剂量，以集中或增强患者B的肿瘤T部位的肿瘤表面剂量。放射线量控制部500可以在使磁场产生部200沿着患者B的周围旋转到所需的位置的同时调节磁场的强度、方向、相位和有效区域。
在一实施例中，放射线量控制部500可以控制放射线产生部100的操作，并且还可以包括计算传递到肿瘤T的肿瘤表面剂量的计算部（未示出）。
在一实施例中，计算部可以使用下面的数学式3来计算传递到患者B的肿瘤T的肿瘤表面剂量。
[数学式3]
其中，D（x,y,z）表示在特定位置（x,y,z）吸收的肿瘤表面剂量值，TERMA(x’,y’,z’)表示在微体积dx’dy’dz’衰减而入射的放射线束的总能量，Kernel(x,x’,y,y’,z,z’)表示在微体积dx’dy’dz’衰减的单位能量在特定位置（x,y,z）吸收的剂量比率。此时，使用考虑到由磁场产生部200形成的磁场的卷积核（Kernel）。
因此，若使TERMA值和Kernel值相对于整体体积进行卷积（convolution），则可计算在特定位置（x,y,z）吸收的肿瘤表面剂量值。
另外，TERMA值表示不带电荷的X射线的衰减的总能量，因此与磁场无关。
此外，由于Kernel值主要表示由衰减过程中产生的电子而引起的空间剂量分布，因此一定会受到磁场的影响。通常通过计算机模拟来获得Kernel，并且通过在计算机模拟程序中实现空间上恒定的磁场来获得新的Kernel，继而如下构建卷积核变形图（KernelDeform map）。如下面的数学式4所示，将其建模并应用。
[数学式4]
由此，计算部计算用于优化放射线剂量分布的磁场的强度、方向、相位、大小。
另外，作为另一实施例，计算部也可借由完整的蒙特卡罗模拟方法（Full MonteCarlo Simulation Method）来进行计算。
即，利用可模拟磁场的工具包（toolkit），使用概率性的蒙特卡罗技术来构建每一个粒子的历史记录，并对历史记录的每一个剂量的空间影响进行相加来计算整体的剂量分布，从而可计算在特定位置吸收的放射线剂量值。
因此，放射线量控制部500可以规划肿瘤表面剂量，通过计算部计算根据肿瘤表面剂量的磁场的分布和强度。
参照图7，借由这种结构，对利用根据本发明的患部组织治疗装置10对患者B的肿瘤T部位进行放射线治疗的过程进行如下说明。
在说明之前，如图7所示，作为一实施例，以下将针对在放射线从图7的左侧照射到右侧的肿瘤T部位，磁场在平行于放射线束的方向上起作用，并且在放射线产生部100与肿瘤T之间具有内部密度较小的器官（肺、口腔、呼吸道等）的情况下，增强肿瘤T的表面部位的治疗进行说明。
首先，在具有需要治疗的肿瘤T的患者B躺在板形框架900上的状态下，通过放射线量控制部500的控制来操作磁场产生部200，以在患者B的体内形成磁场区域。
然后，通过放射线量控制部500的控制来操作放射线产生部100，以向患者B的肿瘤T照射放射线。
此时，从放射线产生部100产生的放射线穿过患者B的体内的同时，带电荷的粒子（即，电子）被发射出来。被发射的电子起到传递放射线的高能量的作用。其中，磁场区域的形成和放射线的照射可以同时进行。
另外，被发射的电子将穿过由磁场产生部200在体内形成的磁场区域，被发射的电子在穿过磁场区域的过程中，借由平行于放射线束形成的磁场而进行螺旋运动（helicalmotion），被发射的电子不会偏向或分散，并向目标的肿瘤T部位移动。
更具体地，被发射的电子在借由磁场的力而进行螺旋运动的同时沿着放射线束的照射方向移动，并向目标的肿瘤T部位移动。
即，如图7所示，当放射线从位于左侧的放射线产生部100照射到右侧的肿瘤T部位且磁场沿着放射线束的照射方向平行地作用时，从位于左侧的放射线产生部100产生的放射线光子（photon）在穿过患者B体内的同时发射电子，并且被发射的电子与光子一同沿着放射线的照射方向经过磁场区域而移动到目标的肿瘤T部位。
此时，在被发射的电子通过磁场区域的过程中，借由根据计算部的计算的放射线量控制部500的控制来调节磁场产生部200的磁场的强度、相位、方向和有效区域，由此，通过磁场区域的电子与放射线束一同移动，与适当的放射线剂量对应的量的电子经过低密度空间向目标的肿瘤T部位传递，从而在肿瘤T表面部位集中并照射适当的肿瘤表面剂量。
此外，随着经过计算部的计算并通过放射线量控制部500来调节磁场产生部200中的磁场的强度、方向、相位和有效区域，如图7所示，借由放射线而被发射的电子的一部分不会向器官内部的空的空间区域等偏向或分散，并且向肿瘤T表面传递最大限度的电子。
由此，可以阻止放射线散射带电粒子的发散，并使散射带电粒子集中，以增强传递到治疗目标的肿瘤T部位表面的放射线剂量，从而可以提高放射线治疗效果。此外，可以减少由于附加放射线的使用和散射带电粒子的发散而引起的对周围正常组织的损伤，从而可以减少放射线的副作用。
另外，由于外部泄漏磁场可能会引起放射线治疗装置10的误操作，并且可能是对治疗造成妨碍的因素，因此除了上述的使磁场脉冲和放射线脉冲同步来减少外部泄漏磁场的方法之外，将根据图8a至图8c说明在放射线治疗装置10中设置单独的屏蔽部来减少外部泄漏磁场的方法，并通过以下的图9至图16具体说明又一示例。
图8a至图8c是说明根据本发明的一实施例的磁场屏蔽部的结构的图。
参照图8a至图8c，磁场屏蔽部50可以是包裹放射线治疗装置10的头部（head）40形态，而不是包围患者空间侧的形态。例如，磁场屏蔽部50可以类似“指套”一样包裹放射体治疗装置10的头部（head）40的下方和侧面的形态。此外，构成磁场屏蔽部50的屏蔽物质可以是铁（iron）或高导磁合金（Mu-metal）。
另外，图9至图16中说明的根据本发明的又一实施例的放射线治疗装置10显然可以增加图1中说明的同步化控制部700和放射线量控制部500的操作。
最近，在放射线治疗装置10中为了使对正常组织的放射线照射最小化的同时仅集中治疗肿瘤组织而采用多叶准直器（MLC：Multi-Leaf Collimator），这种多叶准直器（MLC）为了防止利用马达驱动的杆式马达的误动作，需要将马达中的磁场抑制在最大600高斯（G：Gauss）以下。
图9和图10示例了根据本发明的又一实施例的放射线治疗装置10的具体构成。
此时，图9中示例了将电磁体（electromagnet）用作磁场产生部200的情况，图10中示例了将永久磁体（permanent magnet）用作磁场产生部200的情况。
以下，将参照图9和图10更详细地描述根据本发明的又一实施例的放射线治疗装置10的各个构成。
首先，在放射线产生部100中，将放射线照射到照射对象（例如，患者）的患部组织（例如，肿瘤部位）。
更具体地，如图9及图10所示，放射线产生部100可以构成为包括：电子枪110，生成电子束；线性加速器120，对从电子枪110生成的电子束进行加速；弯曲磁体（bendingmagnet）130，使加速的电子束的方向弯曲；目标（target）140，通过电子束碰撞而生成X射线等放射线；以及多叶准直器（MLC：Multi-Leaf Collimator）150，限制从目标140生成的放射线所照射的区域。由此，在根据本发明的又一实施例的放射线治疗装置10中，可以将由放射线产生部100生成的放射线照射到患者等照射对象的患部组织来进行治疗。
但是，在放射线所照射的轨迹上存在对放射线敏感的部位的情况下，在传递预定的放射线剂量以上时就会产生副作用。尤其，在对放射线敏感的正常组织与肿瘤组织邻近的情况下，由于不能向肿瘤组织传递充足的治疗放射线剂量，所以治疗效果只能降低。因此，当进行放射线治疗时，应使需要破坏的肿瘤接收到充足的放射线，并调节为对肿瘤周围的正常组织的损伤最小化。
据此，在根据本发明的又一实施例的放射线治疗装置10中，如图9和图10所示，可以具有在患部组织中形成磁场的磁场产生部200，并在磁场产生部200中沿与放射线照射的第一方向垂直的第二方向形成磁场，从而借由放射线照射来控制在患部组织中可能产生的带电粒子（例如，电子），以减少对正常组织的放射线剂量。
更具体地，如图9及图10所示，磁场产生部200可构成为包括以照射放射线的轴为基准形成左右对称结构而布置的多个电磁体（图9）或永久磁体（图10）。
然而，在根据本发明的一实施例的放射线治疗装置10中使用磁场产生部200的情况下，由此产生的磁场可能会对放射线产生部100等造成影响，从而导致误操作等问题的发生。
更具体地，在磁场产生部200的多叶准直器150设置有马达151，以照射放射线的开口形态驱动多叶（multi-leaf），马达151可能会因泄漏到外部的磁场而导致误操作或无法操作，尤其，在多叶（multi-leaf）被错误驱动而位置错位的情况下，可能会导致向正常组织照射大量放射线的危险状况，为了保障多叶准直器150的马达151的正常操作，优选地，外部磁场必须保持调节在600高斯（G：Gauss）以下。
此外，除了马达151之外，在电子枪110及线性加速器120中，电子束的路径等也因外部磁场而扭曲，可能会在放射线照射量等方面产生差异，进而导致光束靶向（beamtargeting）也变得困难，从而存在难以进行准确的放射线照射及治疗的问题。
由此，如图9和图10所示，在根据本发明的又一实施例的放射线治疗装置10中，将磁场产生部200布置在内部区域并具有使泄漏到外部区域的磁场衰减的磁场屏蔽部300，从而防止在磁场产生部200中产生的磁场对放射线产生部100等造成的影响而导致误操作等。
此时，优选地，磁场屏蔽部300构成为由铁（iron）或高导磁合金（Mu-metal）等的磁性体（magnetic material）构成的圆筒形的形态，由此，对于从磁场产生部200形成的磁场而言，可以在形成环状（loop）的磁路结构的同时，能够衰减向外部区域泄漏的磁场。
继而，图11a至11c和图12a至图12c示了根据本发明的一实施例的放射线治疗装置10的外部区域中的磁场分布。
首先，图11a至11c示例出了具有使用电磁体的磁场产生部200的放射线治疗装置10的外部区域中的磁场分布。
此时，图11a中示例了不具有磁场屏蔽部300的情况，如图11a所示，马达151的外部磁场强度为500高斯（G），虽然满足马达151的正常操作条件（600高斯(G)以下），但由于接近阈值，因此表示很难排除引发误操作的可能性。
另一方面，图11b中示例了具有磁场屏蔽部300的情况，如图11b所示，可以确认在马达151的外部磁场强度为70高斯(G)，能够充分满足马达151的正常操作条件（600高斯(G)以下），进而可以看出与患部组织相对应的中心区域中的磁场也增强到2320高斯（G）（图11a中为2100高斯（G））。
此外，在图11c中示例了除磁场屏蔽部300之外还设置有磁场集束部400的情况。如图11c所示，通过设置磁场集束部400，使得在与患部组织对应的中心区域中的磁场聚焦并增强到2670高斯（G），此时可以确认马达151中的外部磁场强度为200高斯（G），也能够充分地满足正常操作条件。
此外，图12a至图12c示出了具有使用永久磁体的磁场产生部200的放射线治疗装置10的外部区域中的磁场分布。
首先，在图12a中示例了不具备磁场屏蔽部300的情况，如图12a所示，可以看出马达151的外部磁场强度为1000高斯（G），超出了马达151的正常操作条件（600高斯（G）以下），因此引发误操作的可能性非常高。
另一方面，在图12b中例示了具有磁场屏蔽部300的情况，如图12b所示，可以确认马达151的外部磁场强度为250高斯（G），能够充分满足马达151的正常操作条件（600高斯（G）以下），进而可以看出与患部组织对应的中心区域中的磁场也增强到2460高斯（G）（图12a中为2090高斯（G））。
此外，在图12c中例示了在磁场产生部200与磁场屏蔽部300一同设置海尔贝克磁体210来形成海尔贝克阵列（Halbach array）结构的情况。如图12c所示，在所述磁场产生部200设置有海尔贝克磁体210而形成海尔贝克阵列（Halbach array）结构，从而可以确认在与患部组织对应的中心区域中的磁场增强到2890高斯（G）的同时，马达151的外部磁场强度也可以进一步优化至120高斯（G）。
此外，图13a及图13b示出了根据本发明的一实施例的放射线治疗装置10的内部区域中的磁场分布。
更具体地，图13a示例了使用电磁体构成磁场产生部200的情况，图13b示例了使用永久磁体构成磁场产生部200的情况。
如图13a及图13b所示，在根据本发明的一实施例的放射线治疗装置10中，磁场产生部200设置在磁场屏蔽部300的内部区域中，从而在与放射线产生部100照射的放射线的方向垂直的方向上形成磁场。
此时，在本发明的一实施例的放射线治疗装置10中，磁场屏蔽部300设置有圆筒形的磁性体（magnetic material），在构成从磁场产生部200形成的磁场的磁路结构的同时，能够衰减向外部区域泄漏的磁场。
此外，磁场集束部400设置于磁场屏蔽部300的内部区域的两侧末端，以集中（focusing）所述内部区域的磁场，从而增加在患部组织形成的磁场的强度。
进而，如图13a及图13b所示，磁场集束部400可以构成为包括位于磁场产生部200的侧部的第一外径的外侧部410和位于磁场产生部200的内部的第二外径的内侧部420，此时，第一外径具有大于第二外径的值，并形成与所述磁场产生部200的形状对应的形状，从而可以形成紧固的结构。
此外，磁场产生部200可以构成为包括以所述放射线照射的轴为基准形成左右对称结构而布置的多个电磁体或永久磁体。
进而，如图13b所示，磁场产生部200可以利用永久磁体构成，此时，磁场产生部200也可以在形成左右对称结构而布置的多个磁体之间附加地布置有永久磁体，从而形成海尔贝克阵列（Halbach array）结构。
进而，在磁场产生部200中，通过在形成左右对称结构而布置的多个磁体之间附加布置具有与中心磁场方向相反的磁场方向的永久磁体，能够进一步改善磁场强度及外部泄漏磁场等的特性。
此外，图14a和图14b中示例了根据本发明的一实施例的放射线治疗装置10的磁场屏蔽部300的结构。
首先，如图14a所示，磁场屏蔽部300可以构成为包括以照射放射线的轴为基准左右布置的两个圆筒形磁性体310、320（=分离型屏蔽结构），此时，放射线产生部100可以通过两个圆筒形磁性体310、320之间向患部组织照射放射线。
此外，如图14b所示，磁场屏蔽部300可以构成为包括设置有放射线能够穿过的第一开口结构330的圆筒形磁性体（=一体型屏蔽结构），此时放射线产生部100可以通过第一开口结构330向患部组织照射放射线。此时，优选地，磁场屏蔽部300与放射线产生部100联动驱动，以使放射线能够通过所述第一开口结构310进行照射。进而，更优选地，在磁场屏蔽部300设置有供用于监测患部组织的放射线束照射的第二开口结构340。
此外，图15a至图15c和图16示例了根据本发明的一实施例的放射线治疗装置10的磁场屏蔽部300的种类的磁场分布。
首先，在图15a中图示了在设置具有图14a的分离型屏蔽结构的磁场屏蔽部300的情况下的磁场分布。如图15a所示，可以看出马达151的外部磁场具有接近于450高斯（G）的高值。
此外，在图15b中图示了在设置具有图14b的一体型屏蔽结构的磁场屏蔽部300的情况下的磁场分布。如图15b所示，可以看出马达151中的外部磁场具有接近于300高斯（G）的值。
进而，在图15c中图示了在设置具有图14b的一体型屏蔽结构的磁场屏蔽部300同时设置具有海尔贝克磁体210的磁场产生部200的情况下的磁场分布。如图15c所示，可以确认马达151中的外部磁场仅为100高斯（G）左右。
更具体地，在图16中，对于上述图15a至图15c的情况，以图表的方式图示了随着角度的马达151位置的磁场分布。如图16所示，可以看出在设置具有分离型屏蔽结构的磁场屏蔽部300的情况下（图16的（A）），可以具有接近于约0.041特斯拉（T）至0.045特斯拉（T）的范围的磁场，在设置具有一体型屏蔽结构的磁场屏蔽部300的情况下（图16的（B）），可以具有约0.026特斯拉（T）至0.028特斯拉（T）的范围的磁场。
尤其，在设置具有一体型屏蔽结构的磁场屏蔽部300同时设置具有海尔贝克磁体210的磁场产生部200的情况下（图16的（C））呈现出约0.01特斯拉（T）左右的磁场，可以看出通过抑制由磁场产生部200引起的外部磁场，能够有效地防止电子枪110、线性加速器120、马达151等的误操作等。
因此，在根据本发明的又一实施例的放射线治疗装置10中，在磁场产生部200中将磁场以与放射线的照射方向垂直的方向形成于患部组织，并且将所述磁场产生部200布置在磁场屏蔽部300的内部区域以衰减向外部区域泄漏的磁场，从而防止由于放射线照射而可能在患部组织中产生的带电粒子所引起的放射线剂量的减少，进而能够有效地抑制由于磁场的泄漏而可能出现的误操作。
根据本发明的一实施例的与利用光子束放射线治疗照射对象的患部组织的放射线治疗装置联动的磁场生成装置可以包括：磁场产生部，在所述照射对象的内部形成磁场；以及同步化控制部，使与所述光子束放射线对应的放射线脉冲和与所述磁场对应的磁场脉冲同步。
根据多种实施例，所述同步化控制部可以与所述放射线治疗装置的放射线量控制部联动，所述同步化控制部可以从所述放射线量控制部接收光子束放射线的输出周期，并可以使所述光子束放射线的输出周期与磁场的输出周期同步。
根据多种实施例，磁场生成装置还可以包括：脉冲检测部，检测所述光子束放射线，其中，所述同步化控制部可以分析检测到的所述光子束放射线而获得光子束放射线的输出周期。
根据多种实施例，所述同步化控制部可以以在所述磁场达到目标值之后使由所述光子束放射线的照射而产生的二次电子生成区间包括在磁场生成时间范围内的方式设定所述磁场生成时间范围。
根据多种实施例，所述同步化控制部可以考虑所述磁场达到目标值为止所需的延迟时间而设定磁场生成时间范围。
根据多种实施例，所述患部组织、正常组织及低密度空间可以位于所述照射对象的所述内部设置有，并且所述低密度空间可以与所述患部组织或所述正常组织中至少一个相邻，所述磁场产生部可以在所述低密度空间形成磁场。
根据多种实施例，所述磁场产生部可以包括电磁体、永久磁体或其复合体，所述磁场产生部可以沿所述照射对象的周围旋转，或者可以沿所述照射对象的周围以固定或流动的方式布置。
根据多种实施例，所述磁场产生部可以包括以所述放射线照射的轴为基准形成左右对称结构而布置的多个电磁体、永久磁体或其复合体。
根据多种实施例，所述磁场生成装置还可以包括：板形框架，供所述照射对象安置，并布置有所述电磁体、所述永久磁体或所述复合体，其中，所述板形框架可以具有供所述电磁体、所述永久磁体或所述复合体移动的空间。
根据本发明的一实施例的放射线治疗装置可以包括：放射线产生部，与上述的磁场生成装置联动，并向所述照射对象的所述患部组织照射放射线。
根据本发明的一实施例的磁场生成装置，作为与利用光子束放射线治疗照射对象的患部组织的放射线治疗装置联动的磁场生成装置，可以包括：磁场产生部，在所述照射对象的内部形成磁场；以及同步化控制部，使与所述光子束放射线对应的放射线脉冲和与所述磁场对应的磁场脉冲同步。
根据本发明的一实施例的磁场生成装置，其特征在于，所述同步化控制部可以与所述放射线治疗装置的放射线量控制部联动，所述同步化控制部可以从所述放射线量控制部接收光子束放射线的输出周期，并可以使所述光子束放射线的输出周期与磁场的输出周期同步。
根据本发明的一实施例的磁场生成装置，其特征在于，磁场生成装置还可以包括：脉冲检测部，检测所述光子束放射线，其中，所述同步化控制部可以分析检测到的所述光子束放射线而获得光子束放射线的输出周期。
根据本发明的一实施例的磁场生成装置，其特征在于，所述同步化控制部可以以在所述磁场达到目标值之后使由所述光子束放射线的照射而产生的二次电子生成区间包括在磁场生成时间范围内的方式设定所述磁场生成时间范围。
根据本发明的一实施例的磁场生成装置，其特征在于，所述同步化控制部可以考虑所述磁场达到目标值为止所需的延迟时间而设定磁场生成时间范围。
根据本发明的一实施例的磁场生成装置，其特征在于，所述患部组织、正常组织及低密度空间可以位于所述照射对象的所述内部设置有，并且所述低密度空间可以与所述患部组织或所述正常组织中至少一个相邻，所述磁场产生部可以在所述低密度空间形成磁场。
根据本发明的一实施例的磁场生成装置，其特征在于，所述磁场产生部可以包括电磁体、永久磁体或其复合体，所述磁场产生部可以沿所述照射对象的周围旋转，或者可以沿所述照射对象的周围以固定或流动的方式布置。
根据本发明的一实施例的磁场生成装置，其特征在于，所述磁场产生部可以包括以所述放射线照射的轴为基准形成左右对称结构而布置的多个电磁体、永久磁体或其复合体。
根据本发明的一实施例的磁场生成装置，其特征在于，所述磁场生成装置还可以包括：板形框架，供所述照射对象安置，并布置有所述电磁体、所述永久磁体或所述复合体，其中，所述板形框架可以具有供所述电磁体、所述永久磁体或所述复合体移动的空间。
图17是用于说明根据本发明的一实施例的放射线生成装置及磁场生成装置基于二次电子的每单位面积到达密度而进行操作的图。
参照图17，同步化控制部可以以使到达照射对象的二次电子17e的每单位面积的到达密度小于预定值的方式控制光子束放射线的形成。
另外，根据本发明的一实施例，磁场产生部可以包括设置为插入于体内并形成低密度空间的插入结构体。
这种插入结构体的形态可以以光子束放射线所照射的区域与患部的位置关系为基础预先确定。
即，在照射光子束放射线的情况下，用户可以预先确定光子束放射线所照射的区域和患部的位置，并且可以计算低密度空间的形成，以使二次电子较少地到达患部周围的正常组织，从而防止对正常组织的损伤。
另外，插入结构体可以生成为对应于这种低密度空间的形态。
此外，为了实现上述的形态，插入结构体可以设置为气囊（balloon）结构体。对插入结构体的具体说明如下。
另外，同步化控制部可以以所述光子束放射线所照射的区域与所述患部T的位置关系为基础来控制所述磁场的生成，以使二次电子中的至少一部分向正常组织N以外的低密度空间L移动。
如上所述，图17中也示出了产生的二次电子向正常组织N以外的低密度空间移动的情形。
通过这样的操作，同步化控制部可以控制二次电子，使其避开与患部组织T临近的正常组织N而移动。
图17示出了根据本发明的一实施例的形成半径为R的低密度空间L的球形的照射对象B。
另外，在如图17所示的状况下，放射线产生部生成的光子束放射线与电子的路径变化的关系可以用以下的数学式5来表示。
[数学式5]
参照数学式5，R表示上述低密度空间L的半径的长度，即，是指在与二次电子的移动方向垂直的方向上的移动距离，E表示在放射线产生部供应放射线而产生的二次电子的初始动能，q表示电子的电荷量，B表示磁场产生部所产生的磁场的大小，m表示电子的质量。θ可以表示电子的行进方向与磁场形成的角度。
如上所述，放射线产生装置可以存储针对各照射对象的识别信息。另外，识别信息中可以包括照射对象的尺寸信息。
此时，由于低密度空间L的大小是已知的，因此为了使放射线对除了患部之外的正常组织N的影响最小化，同步化控制部可以基于低密度空间L的大小对除了患部之外的正常组织N施加能量而生成二次电子17e。
在本实施例中，虽然示出为照射对象B被设置为球形，但照射对象B的形状不受限制。
另外，同步化控制部可以获取照射对象的图像，或者可以从预定的识别信息获取照射对象的体积及表面宽度。
此时，如下所述，低密度空间L可借由包括在磁场产生部中的插入结构体而形成。
插入结构体可以设置为气囊形态的结构体，并插入到体内而形成低密度空间L。
图17中示出了这种插入结构体形成为半径为R的球形空间L，但插入结构体所形成的形态不受限制。
同步化控制部可以利用磁场控制由光子束放射线形成的二次电子17e，从而改变二次电子的路径，并可以计算路径被改变的二次电子17e到达低密度空间L的一表面的量。
因此，同步化控制部可以利用低密度空间的面积和到达低密度空间的一表面的二次电子的量并基于以下数学式来计算二次电子的每单位面积的到达密度。
[数学式6]
参照数学式6，S可以表示低密度空间的一部分的单位面积17S，D可以表示二次电子的到达密度，C可以表示到达相应的单位面积的二次电子的数量。
另外，若基于上述等式6所确定的二次电子的正常组织的到达密度超过特定值，则除了对患部照射放射线之外还可能对正常组织造成损害。
同步化控制部可以以使到达特定面积的二次电子17e的密度小于特定值的方式形成磁场。
基于这样的操作，同步化控制部可以将对除了患部以外的正常组织N的损伤最小化。
同步化控制部可以以使到达患部T的二次电子17e的每单位面积的到达密度不超过预定值的方式控制光子束放射线17u的形成。
如上所述，若光子束放射线17u照射到照射对象B上，则在该位置上产生二次电子。另外，为了使光子束放射线17u到达患部周围的照射对象B，光子束放射线17U也可以到达除患部T周围之外的正常组织N。
在此也可以生成二次电子，并且在患部周边以外产生的二次电子17e不会直接用于对患部T的治疗。
然而，若光子束放射线17U到达患部T周围的照射对象B，则可以形成二次电子并传递到患部T。
然而，为了去除和治疗患部，需要产生特定量以上的二次电子并传递到患部T，因此同步化控制部可以通过控制放射线产生部以使在光子束放射线17u到达患部T区域中的照射对象的同时对正常组织N的影响较小的方式来控制放射线17u的生成。
另外，图17中所示的照射对象B的形状或二次电子的路径仅仅是用于说明本发明的操作的一实施例，并且照射对象B的形态、二次电子17e的路径及适用于二次电子17e的磁场的形态不受限制。
图18a是示出构成根据本发明的一实施例的磁场生成部的电路图的图，图18b是示出根据本发明的一实施例的磁场生成部的结构的框图。
同时参照图18a和图18b，磁场产生部可以包括至少一个线圈L1、L2、L3、Ln以及电容器元件C1、C2、C3、Cn。
此外，磁场产生部还可以包括开关元件SW1、SW2、SW3、SWn，其用于连接或断开电容器元件C1、C2、C3、Cn与线圈L1、L2、L3、Ln。
另外，在本发明中，为了防止巨大的电力消耗、发热以及漏磁场的危险而可以利用脉冲型电磁体。因此，在图18a及图18b所示的结构中，可供应用于驱动脉冲型磁场的脉冲电源。
此时，同步化控制部可以以在所述磁场产生部产生的发热量小于预定值的状态下形成所述磁场的方式控制所述脉冲电源供应到所述磁场产生部。
根据本发明的一实施例的磁场产生部可以由多个小线圈L1、L2、L3、Ln组合的电磁体形成，以实现短脉冲。
此外，在以脉冲型操作的磁场产生部可设置有用于短时间内输出大量电流的电容器C1、C2、C3、Cn。
另外，同步化控制部可以以光子束放射线所照射的区域与患部的位置关系为基础来控制供应到线圈L1、L2、L3、Ln的电流，从而形成磁场。
此时，同步化控制部可通过控制开关元件SW1、SW2、SW3、SWn及供应的电源P来控制传递到线圈L1、L2、L3、Ln的电流。
另外，在磁场产生部以导管形态设置的情况下，上述线圈L1、L2、L3、Ln可设置在插入到体内的区域中，与此相关的详细说明将进行后述。
另外，图18a及图18b所示的磁场产生部的电路图及框图仅为本发明的一实施例，只要是包括线圈L1、L2、L3、Ln和开关SW1、SW2、SW3、SWn以及电容器C1、C2、C3、Cn的模块，磁场产生部的结构就不受限制。
图19a及图19b是用于说明在气囊形态的插入结构体中设置线圈的形态的图。
图19a是示出插入结构体19CA插入于体内h的侧面的形态的图，图19b是示出插入结构体19CA插入于体内h的前面的形态的图。
另外，磁场产生部可包括对应于设置为插入体内h的插入结构体的第一区域和其之外的区域的第二区域。
另外，如图19a及图19b所示，构成如上所述的磁场产生部的线圈19I可以设置于插入结构体上的第一区域内。
具体而言，线圈19I可设置于气囊形态的单独的插入结构体的第一区域，虽未图示，但构成磁场产生部的电容器和开关可设置于第一区域以外的区域（即，第二区域）。
以下，将详细说明在气囊（balloon）形态的插入结构体上设置有磁场生成部的情况下的二次电子的路径改变及磁场生成。
图20a及图20b是用于说明在气囊形态的插入结构体中的二次电子与磁场之间的相互作用的图。
参照图20a及图20b，在照射对象上设置插入结构体20CA，插入结构体20CA以气囊形态设置，从而可以形成照射对象上的低密度空间。
若电流施加到线圈20I，则可以形成磁场20B。
在图20b中，磁场20B的方向可以形成为从前向后的方向。
另外，同步化控制部可以以使由与磁场20B对应的磁力线和光子束放射线的照射方向形成的角度超过预定角度的方式控制磁场的形成，。
在磁场的方向和二次电子20E所形成的电流的方向实质上形成直角的情况下，施加到二次电子20E的电磁力可达到最大。
因此，同步化控制部可以以使由与磁场20B对应的磁力线和光子束放射线的照射方向形成的角度垂直的方式改变包括在磁场产生部中的线圈的位置或照射对象的位置。
另外，如图20a所示，二次电子20E可以在磁场的影响下使行进方向迂回。
此时，可以防止二次电子20E到达诸如黏膜组织之类的正常组织的照射对象而造成组织损伤。
相反，由磁场产生部所产生的光子束放射线可以到达正常组织，并且可以在该位置上产生二次电子20E，二次电子20E可以到达患部而进行治疗。
此时，在另一照射对象的区域中产生的二次电子20E借由磁场20B绕行而不会到达患部周围的正常组织，从而可使正常组织得到保护。
图21是示出在根据本发明的一实施例的气囊形态的单独的装置上设置有引导部的图。
参照图21，示出了在插入结构体以导管形态设置的情况下，该情况下的插入结构体在导管内设置有支撑导管的引导部21G，光线束放射线到达引导部21G并生成二次电子21E。
在引导部21G中产生的二次电子21E的路径迂回，由于距离较短，与图20a不同，一部分的二次电子21E可能到达正常组织。
与图20a不同，二次电子的一部分到达正常组织N，因此与图20a相比对正常组织的损伤可能增加。
即，在如图21所示的情况下，在引导部可能会产生新的二次电子，在该位置产生的二次电子可能到达正常组织N而损伤正常组织。但此时到达肿瘤T的二次电子的量是相同的。
因此，为了防止正常组织N的损伤，用户可优选地使用不具有引导部21G的导管21CA。
另外，在图20a、图20b及图21中说明的插入结构体的结构仅为本发明的一实施例，插入结构体的形态及形成导管的结构不受限制。
图22a及图22b是用于说明设置于根据本发明的一实施例的磁场产生装置的磁场产生部与设置于气囊形态的插入结构体22CA的线圈200-1的相互作用的图。
参照图22a及图22b，磁场产生部200-2除了设置于导管之外，还可设置于磁场生成装置本身上而形成磁场。
即，同步化控制部可以向设置于插入结构体本身的线圈200-1供应电流来形成磁场，或者利用在磁场产生装置中生成的磁场使在照射对象中产生的二次电子的路径迂回。
图22a及图22b中示出了设置于插入结构体22CA的线圈200-1以电磁体形态设置而形成磁场，设置于磁场生成装置的永久磁体形成磁场来控制被照射对象的二次电子的路径的结构。
如图22a所示，由磁场产生装置的磁体200-2所形成的磁场可以与设置在插入结构体的线圈200-1所形成的磁场沿同一方向形成。因此，由线圈200-1所产生的磁场和由磁场生成装置的磁体200-2所产生的磁场可以重叠而改变二次电子的路径。
图23a及图23b是示出设置于根据本发明的一实施例的磁场产生装置的磁场产生部以线圈的集合200N、200S的方式形成的图。
如图22a及图22b所示，设置于磁场产生装置的磁体也可设置为永久磁体，但如图23a及图23b所示，也可设置为由线圈200N、200S形成的电磁体。在这种情况下，同步化控制部除了将电流传递到设置于插入结构体的线圈之外，还可以通过向磁场产生装置供应电流来形成磁场。
如图23a及图23b所示，在利用线圈的集合而形成电磁体的情况下，一个线圈的集合200N可形成磁体的N极，另一个线圈的集合200S可形成磁体的S极。
另外，在图22a、图22b、图23a及图23b中说明的磁场产生部的结构仅为本发明的一实施例，构成磁场产生部的磁体的物理形态和操作的形态不受限制。
图24是根据本发明的一实施例的流程图。
参照图24，可以通过放射线生成装置的放射线产生部向所述照射对象照射光子束放射线（S2401）。
此外，可以通过放射线生成装置的放射线产生部在光子束放射线所照射的照射对象的区域中诱导二次电子的产生（S2402）。
此外，以使二次电子中的至少一部分避开与患部组织相邻的正常组织而移动的方式形成磁场（S2403）。
具体地，可以通过放射线生成装置的磁场产生部在产生二次电子的区域中形成磁场。
另外，对于形成磁场而言，可以以光子束放射线所照射的区域与所述患部的位置关系为基础形成磁场，以使所述二次电子中的至少一部分避开所述患部组织而移动。
以上参照附图说明了本发明的实施例，但在本发明所属技术领域中具有普通知识的人员可以理解的是，可以在不改变本发明的技术构思或者必要特征的情况下以其他具体形态实施。因此，以上所述的实施例应当理解为在所有方面均为示例性的，而不是局限性的。