JPS5990399A - Ｘ線発生方法及びその装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 岐４分児 本発明は、広義ではＸ線の発生技術に関し、より詳しく
云うと、医学的診断及び治療、又は工業用試験の目的に
適する範囲の周波数において、コンプトン散乱効果によ
りＸ線を発生させる方法及びその装置に関する。更に詳
しく云うと、本発明は、狭帯域周波数特性を有するＸ線
を対象物体に照射する方法及びその装置の他に、Ｘ線ビ
ームの方向を、電子的に変化させるための新規な方法及
びその装置に関する。

先行技術 医学的診断を行なうためには、通常、陰極管を用いて、
電子流を金属板に向けて衝突させ、前記金属板から、診
断用の約２０ＫｅＶから１００ＫｅＶまでのＸ線範囲内
にある放射線を放射させることにより、Ｘ線を発生させ
ている。この過程は、前記金属の殻電子の励起、及び原
子殻外被内の自然準位変化によって、Ｘ線の形でのエネ
ルギーを突然に解放させるから、個々のＸ線光子の特性
を決定することは不可能である。

従来のＸ線管は、Ｘ線ビーム内の光子の周波数又はエネ
ルギー準位が、広い範囲に分布しているような高発散性
Ｘ線ビームを放射するようになっている。作業者及び、
又は患者を過度のＸ線被曝から保護するために、Ｘ線装
置を遮蔽したり、又は覆ったりして、放射されるＸ線ビ
ームが、所望の区域のみを照射するようにすることが必
要である。放射角度を制御するためには、機械式開閉装
置が使用されている。

医学的診断のための従来のＸ線管は、遮蔽が完全になさ
れていることは、まれであり、かつ、発生するＸ線の一
部分しか、所望の目的に使用されず、従ってその使用状
態は、理想からは全く程遠いものとなっている。この状
況は、Ｘ線ビームが非常の広いＸ線スペクトル範囲に亘
って分布するという事実のために、更に悪化している。

そのため、Ｘ線照射の対象物、すなわち、試験、検査、
又は分析のための物品、あるいは、検査又は放射線治療
を受ける患者の肉体の一部分は、最適エネルギー準位の
Ｘ線のみでなく、最適範囲以外のエネルギー準位を有す
るＸ線にも曝されることとなる。

このようにして、最適Ｘ線エネルギー準位の所望の放射
線量を被曝するためには、同時に、最適範囲以外の相当
なＸ線放射線量をも被曝することになるので、前記物体
のＸ線被曝、言い換えれば、Ｘ線放射線量は、必要な水
準よりもはるかに過大となる。

４− 放射線治療の目的には、約１０　ＫｅＶから約２５０に
ｅＶの範囲のＸ線が使用されるが、従来は、これより高
いエネルギー範囲のＸ線には、直線形加速装置を用いて
電子流を加速し、金属板に衝突させて、Ｘ線を放射させ
ている。しかし、ここで発生する高エネルギーＸ線も又
、広角度ビーム及び広帯域周波数特性を有しているので
、前述したと全く同様の欠点は、依然として存在してい
る。

元素分析の目的には、偏極Ｘ線が好都合である。

従来、偏極Ｘ線は、不偏極Ｘ線を黒鉛のような物質の中
を通過させることによって得られている。

しかし、この方法は、きわめて非能率的である。

医学的放射線写真においては、われわれの知る限り、偏
極Ｘ線は全く使用されていないので、その潜在的実用性
は、未開発状態のままとなっている。

物理学の研究分野では、閉ループの周囲に電子を加速す
る大型電子ストレイシリングを使用して、電子の加速及
び減速過程の副産物として、偏極Ｘ線を発生させている
。しかし、これらの大型電子ストレイシリングは巨大な
設備であって、世界中でもきわめて僅かしか存在せず、
医学上又は工業−］―に使用することは実際的ではない
。

更に、従来のＸ線装置における上記した以外の欠点は、
Ｘ線ビームの方向を電子的に変化させることができない
ということである。患者のＸ線による走査は、医学的技
術として非常に好ましいものである。よく知られている
ように、従来は、患者を機械的に動かしたり、Ｘ線管自
体を機械的に動かしたり、又はＸ線装置の放射口開閉装
置を機械的に動かすことで走査していた。患者を台上に
固定し、所望の方向に動かしつるようにした巨大なＸ線
装置を備えている病院もある。また、患者を固定したま
まで、その周囲にＸ線装置を動かすようにしたものもあ
る。

これらの先行技術のものは、全て非常に面倒で扱い難く
、しかも重大な欠点として、速度が遅く、大体１５−２
０秒又はそれ以」二かかるので、患者の動きで、Ｘ線に
ぶれを生じることである。

原子物理学の研究分野では、ガンマン線、即ちＭｅＶか
らＧｅＶの領域の高エネルギー光子を発生するだめに、
コンプトン後方散乱効果を使用することは公知である。

簡単に要約すると、コンプトン効果は、次のような特徴
をもっている。

レーザのような光源より供給される入射光子は、電子加
速装置によって供給される入射電子と衝突を起す。この
衝突の結果、前記電子はエネルギーを損失し、光子はエ
ネルギーを増加する。反跳電子又は偏倚電子は、非常に
高エネルギー準位を有しており、前述のガンマ線の領域
に属している。

われわれの知る限り、コンプトン効果は、生体医学及び
工業的調査のためのＸ線発生には、使用されたことはな
い。

杢３１吐Φ−１− （１）オノＬ明の目的 本発明の第１の目的は、前述した先行技術における諸欠
点を排除することにある。

本発明の第２の目的は、医学的診断又は治療、又は工業
用試験の目的に適する範囲のＸ線を発生させることにあ
る。

本発明の第３の目的は、新規な方法によって、７− 確実にかつ制御可能な状態で、Ｘ線を発生させることに
ある。

本発明の第４の目的は、個々の光子の特性を、きわめて
正確に決定しうるようなＸ線を発生させることにある。

本発明の第５の目的は、医学用又は工業用Ｘ線装置の操
作者を、広大な遮蔽体を用いることなく。

過度のＸ線被曝から保護することにある。

本発明の第６の目的は、Ｘ線を照射される患者に最適範
囲のＸ線のみを照射し、最適範囲外の放射線を過度に被
曝しないようにすることにある。

本発明の第７の目的は、Ｘ線周波数帯域を、確実にかつ
制御可能に選択して、Ｘ線を照射される物品又は人体に
放射線を照射することにある。

本発明の第８の目的は、医学的応用目的と同様に、元素
分析の目的にも使用しうる偏極Ｘ線を、能率的に発生さ
せることにある。

本発明の第９の目的は、Ｘ線装置又は患者を機械的に動
かすことによる走査の代わりに、Ｘ線ビームを動かすこ
とにより走査を行ないつるような８一 本質的に電子的な装置を提供することにある。

本発明の第１０の目的は、コンプトン後方散乱効果を、
生体医学及び工業的応用範囲に利用することにある。

本発明の第１１の目的は、高放射線量治療装置として使
用しうろことの他に、低放射線量診断装置として使用で
き、かつ治療過程を計画する目的に使用しうるような単
体の装置を具体化することにある。これは、光子放射治
療において同調化Ｘ線周波数を用いること、又は電子ビ
ーム自体を用いることのどちらかによって達成すること
ができる。

本発明の第１２の目的は、試料内で散乱過程が発生して
いる位置を、正確に見つけるようにすることにある。

（２）本発明の特徴 前述の諸口的、及び後述するところにより明らかとなる
その他の目的を達成するための本発明の一つの特徴は、
簡単に言えば、医学的診断及び治療、又は工業用試験の
目的に適する範囲のＸ線を発生させる方法及びその装置
にある。

後で述べるように、この範囲は、約０　、５　ＫｅＶか
ら約２５０ＫｅＶまである。本発明によれば、多数の子
め決められたエネルギー準位の入射電子は、一方向から
、予め決められた行路に沿って、相互作用領域を通過す
るようにされ、かつ多数の子め決められたエネルギー準
位の入射光子は、前記方向の実質的に反対方向から、前
記相互作用領域を通過するように送り出されて、前記入
射電子と衝突関係を生じるようになっている。

コンプトン効果によれば、前記入射電子と入射光子との
間に生じる相互作用によって、とりわけエネルギー準位
の増加した反跳光子は、Ｘ線放射の対象物体に向かって
、概ね一つの方向に伝播する。前記物体は、生命体又は
非生命体であってもよい。前記光子の増加したエネルギ
ー準位は、前述したＸ線の所望の特性範囲内にある。前
記入射電子のエネルギー準位は、前記反跳光子をＸ線と
して伝播するために、慎重に制御される。

本発明の新規性は、広義では、入射電子のエネルギー準
位を慎重に制御することによって、原子物理学研究にお
いて一般に得られる光子よりも、かなり低エネルギーの
光子を、コンプトン後方散乱効果を用いて発生させるこ
とにある。前記Ｘ線範囲内の光子を発生することにより
、その結果として発生するＸ線は、医学的診断、放射線
治療、元素分析、工業用放射線写真は勿論、それ以外の
多くの分野で使用することができろ。

他の特徴は、本発明によって発生するＸ線は、非常に挟
角のビームとして放射されるということである。Ｘ線が
高度な方向性を有すると、機械式開閉装置、遮蔽装置等
の必要性は完全にはなくならないとしても、これを相当
に減少させることができる。なお本発明は、後述する走
査機構と組合せると、きわめて有意義なものとなる。

更に他の特徴は、本発明によって発生するＸ線は、非常
に狭帯域の周波数にて放射されるということにある。従
来装置で放射されるＸ線は、広帯域周波数特性を有して
いるので、物体は、きわめて過度のＸ線量を被曝するこ
とになる。

１１− 特定の照射には、特に狭い範囲のＸ線スペクトルのみで
よいことは云うまでもない。そのため、患者には、特定
の最適範囲の放射線のみを照射すればよいこととなる。

従来のＸ線は、最適範囲外の周波数をも含んでいるとい
うので、甚だ好ましくないものであり、かつ過剰放射線
量被曝及び副作用問題の潜在的な原因ともなっている。

本発明によって発生させられるＸ線の狭帯域周波数特性
によれば、これらの全ての欠点が克服される。

上記以外の関連のある特徴は、同調可能性という点にあ
る。それによって作業員は、Ｘ線スペクトル内の特定の
狭帯域周波数を選択することができる。例えば、医者は
、特定の処置のために、最適なＸ線周波数を選択するこ
とができる。先行技術では、このような同調制御は全く
見られなかった。

前述したように、所望の範囲内のＸ線ビームの走査は、
従来、前記Ｘ線ビームを電子的に偏倚させることによる
のではなく、速度の遅い機械式装置によって行なわれて
きた。

１２一 本発明は、Ｘ線走査の分野に重要な進歩をもたらすもの
である。所望の範囲のＸ線ビームは、電子的にも、磁気
的にも、又は光学的にも偏向されることのない、電子と
は異なる非荷電粒子からなっている。

本発明は、前記Ｘ線ビームの方向を電子的に変化させて
、前記相互作用領域の空間内における位置を変化させる
ことを提案している。好適な実施例においては、非常に
低エネルギーの前記入射光子は、電子的に制御される光
走査装置によって光学的に偏向され、かつ前記入射電子
は、磁気装置によって磁気的に偏向されるようになって
いる。

前記光子及び電子の偏向は、常に一致した行路に沿うよ
うに、慎重に制御する必要がある。それ故、前記Ｘ線ビ
ームは、Ｘ線ビーム自体を偏向することによってではな
く、相互作用領域を動かすことによって、動かされてい
るのである。

更に他の特徴は、コンプトン効果によるＸ線は、偏極さ
れているという事実に基くものである。医学放射線写真
においては、偏極Ｘ線は全く使用されでいないので、そ
の潜在的有用性は、未開発状態のままである。しかし、
偏極Ｘ線を好適とする医学の生体内微量元素分析への応
用、及び工業的応用において、本発明によれば、前記方
法の感度は高められ、かつ前述した従来の非能率的な黒
鉛媒体を用いた過程が排除されるのである。

本発明の本質としての新規な特徴は、特許請求の範囲に
記載されている。本発明による改良されたＸ線装置の構
造及び操作要領並びに上記した以外の特徴及び利点は、
添付図面を参照しつつ、以下１こ行なう好適実施例の詳
細な説明により、容易に理解しうるちのと思われる。

災應舛夏に肌 第１図は、原子物理学の研究分野で、ガンマ線領域内の
高エネルギー光子を発生するのに利用されているコンプ
トン後方散乱効果の概略を示している。

る。量子エネルギー準位Ｅ１を有する前記入射光子ｐ１
は、運動エネルギー準位Ｅを有する前記入射電子（３，
と衝突すると、衝突の相互作用によってエネルギーを損
失する入射電子からエネルギーを得て、電子エネルギー
準位〔２まで増加する１、この相互作用の結束、非常に
僅かであるがエネルギーを損失した入射電子は反射電子
ｅ２の図示された軌道に偏向し、かつエネルギーを増加
した入射光子Ｐ２は、反跳光子ｐ２の図示された軌道に
偏向する。

前記反跳光子は、実質的に後方に、入射光子の方向の反
対方向に伝播される。第１図に示すように、反跳光子は
、散乱角度Ｏの範囲内に偏向されて円錐状ビームを形成
する。前記散乱角度は、第１図では非常に誇張されてい
るが、実際には、零度に極めて近いので、前記反跳光子
の軌跡は、入射光子の軌跡とほぼ同一直線」二にある。

更に、図面上の電子ｅ２軌跡も非常に誇張されている。

実際には、後述するエネルギー準位において、電子ｅ、
は、光子Ｐ、との衝突で、はとんどエネルギ＝１５− 一を損失しないので、光子Ｐ＋　どの衝突による偏向作
用によって、電子ｅ１は、光子Ｐｌと衝突する前の狭い
電子ビームから偏向することはない。

前述のコンプトン効果は、従来、ガンマ線を用いて基礎
的研究を行なう原子物理学においてのみ使用されている
。本発明は、広い意味において、Ｘ線はコンプトン効果
によって発生させうろこと、及びこれらのＸ線は様々な
応用範囲に使用しうろこと、特に医学的診断及び治療分
野に応用することができるという知見に基づいている。

本明細書及び特許請求の範囲において使用されているＸ
線の語は、約０　、５　ＫｅＶから約２５０ＫｅＶの範
囲に属する光子を指すものである。詳しく言えば、約２
０ＫｅＶから約１００ＫｅＶの範囲の中、特に低い方の
部分が医学的診断のためには最適であって、例えば、４
０ＫｅＶが、胸部Ｘ線検査等の基本的診断のための典型
的な値である。放射線治療においては、１０ＫｅＶから
３０ＫｅＶの低エネルギー範囲は、軽度の腫瘍のＸ線放
射治療又は光子照射治療に最適であり、一方高い範囲の
３０ＫｅＶから１６− ２５０ＫｅＶの範囲は、重度の腫瘍治療に使用される。

Ｘ線放射による元素分析の場合、約０　、５　ＫｅＶか
ら約］００ＫｅＶの範囲が最適である。

前述した特定の応用分野での数値及び範囲は、単に好適
例として挙げたものであって、従来より好適な数値とし
て知られているものである。この範囲が、多少重複する
ことはありうるし、また医学の進歩によって、これらの
範囲が広がることもありうる。

第２図に示すのは、本発明の方法によって、医学上の診
断及び治療、又は工業試験の目的に適した前述の範囲内
のＸ線を発生させるための装置であって、後部反射凹面
鏡（２）及び前部反射凹面鏡（３）で限定された光学的
空間内に、光子を連続的に、又はパルス状に発生させう
るようになっているレーザー発生源（１）を備えている
。

凹面鏡（２）及び（３）は、Ｘ線よりも低エネルギー準
位の光子である低エネルギー光子を反射するようになっ
ている。後述するように、前記凹面鏡は、両方ともにＸ
線に対して透過性を有している。前記低エネルギー光子
は、凹面鏡（２）及び（３）で反射して、その間を行っ
たり来たりするようになっている。前部凹面鏡（３）で
反射して、指定の相互作用領域を横切り、図において右
方がら左方に進行する前記光子は、第１図においては、
入射光子と一致する。

電子に関して言えば、特に小型ストレイシリング（４）
のような高流量、良好な安定性、良質のビームを提供す
ることのできるような電子加速器のみに限らず、それ以
外のいかなる電子加速器を使用して、電子を直線部分と
円形部分とからなる言わゆるトラックに沿って加速する
ことができる。

前記トラックにおける互いに離れている各円形部分には
、１対の扇形電磁石（Ｍｌ）及び（Ｍ２）が配置され、
電磁的に作用して、電子を予め決められたエネルギー準
位Ｅをもって、閉ループに沿って繰り返えし回転運動さ
せうるようになっている。

前記電磁石には巻線が巻かれており、電源（Ｖ）及び可
変制御抵抗器（Ｒ）と電気的に直列に接続されている。

始動に際しては、様々な型式を有するインジェクタを用
いて、電子を前記ストレイシリングに導入する。図にお
いて、インジェクタはマイク１〜ロロン（Ｔ）として示
されており、低い初期運動エネルギー準位の電子を、次
第に半径が大きくなり、かつ共通の１点で相互に正接す
るような多数の円からなる軌跡に沿って動かすようにな
っている。

二の電子の軌跡は、外向きに螺旋状に進んで、前記トラ
ックと直線部分で交わるようになってオー１、そこから
、初期に比して高い運動エネルギーを有する電子は、大
体数時間の非常に長い時間に亘って、狭いビームの中を
トラックに沿って回転させられるようになっている。

電子を繰返して送り込み、かつ複数の電子のパルスを積
重ねることによって、高いビーム流量を得ることができ
る。所望のビーム流量が得られろと、前記インジェクタ
は遮断される。またインジェクタは、独白に使用して、
対象物に′准子流を照射しうるようになっている。１ 電子の回転による減衰損失は避けられないので、＝１９
− 前記トラックの直線部分には、無線周波空胴（５）を設
けてあり、回転中の電子に、回転毎に失なわれるエネル
ギーを回復させるようになっている。

位置検知器（図示せず）を使用して、前記トラックに沿
って、電子の位置を監視することもできる。

は、前記トラックの直線部分に配置されている。

入射電子及び入射光子は、反対方向へ進行して、子はエ
ネルギーを損失するが、いま問題としているエネルギー
準位においては、電子がコンプトン衝突によって損失す
るエネルギーは僅少であるので、衝突後の電子は、衝突
前と同じ狭い電子ビームの中を、前記ストレイシリング
に沿って飛び続けることとなる。

前記反跳光子は、エネルギーを得て、図において右方向
に、特に０．５７３度（０，０１ラジアン）２０− 以下の小さな発散角度をも１円錐状ビームの中を伝播す
る。前記円錐状ビームの軸線は、相互作用領域に才己Ａ
で前記入射光子に一致する。エネルギーの増大した前記
反跳光子、即ちＸ線は、前部凹面鏡（３）を、図に才？
いて右方に通過して標的（６）に衝突する。

生命体または非生命体のあらゆる対象物を、標的（６）
の１Ｆ面に置くことができる。この対象物は、試験、検
査または分析のためのどのような物品であってもよく、
あるいは、検査または照射治療を受ける患者の肉体の一
部分であってもよい。標的（６）の例としては、Ｘ線フ
ィルム又はＸ線に感応する位置感知装置があげられる。

散乱または反跳光子のエネルギーε２と、入射光子のエ
ネルギーε１との関係は、次の等式によって表わさる。

Ｆ２＝４ργ２　ε１ 但し、ε２＝ｈ乍ｔ／ｍｃ？ ｔ＋＝ｈｖ１／ｍｃ２ γ　＝　Ｅ　／　ｍ　ｃ　２ σ　＝（１＋γ２０”＋４ε、γ）−１ここにおいて、
ｈ＝ニブランク数 乍２二反跳光子の周波数 シ、＝入射光子の周波数 ｍｃ２＝電子の静止質量エネルギー （０，５］Ｉ　ＭｅＶ） 前述の等式より、反跳光子のエネルギーは、電子エネル
ギーの関数として圧変することが分かる。

このことにより、電子エネルギーを制御することによっ
て、例えば、連続可変抵抗器Ｒを調整することによって
、電子の運動エネルギーは変化し、この変化に付随して
、前記反跳光子のエネルギーを、所望のＸ線範囲に調整
しうろことが分かる。

抵抗器Ｒの抵抗を変化させることによって、前記電磁石
の巻き線への電流は変化し、次に、電子に作用する磁界
が変化して、前記無線周波空胴は、前記磁界の変化と協
働して、電子の運動エネルギーを変化させることになる
。

例をあげると、４０ＫｅＶの光子、即ち胸部検査に使用
するＸ線を発生させる場合には、第１表に示すような電
子エネルギー及びパラメータ値が、あらゆる型式のレー
ザ発生源用として計算される。

第１表　あらゆるレーザ用の４０ＫｅＶＸ線発生のため
の電子エネルギー 原子物理学の研究において使用される典型的なレーザは
、約３ワツトの連続電力で可視光線を放射するアルゴン
レーザである。この電力レベルは、医学の診断または放
射線治療技術に使用するには低すぎる。もちろん、原子
物理学研究には、これ以上の高電力は必要ではない。更
に原子物理学研究においては、巨大で、重く、大規模な
ストレイシリングは、約３００ＭｅＶがら約８　ＧｅＶ
の入射電子エネルギーの範囲で作動するようになってい
る。

２３− 従来のストレイシリングは、大体５０ｍの周長を有し、
１−ラックの周囲に、８個から４８個の電磁石を配置し
うるようになっている。発生するガンマ線は、数ＭｅＶ
からＧｅＶの領域のものである。

しかし、これとは対照的に、本発明において使用される
レーザは、非常に高い電力レベルで赤外線を放射する二
酸化炭素レーザ、またはネオジムイッｌ−リウムーアル
ミニウムーガーネット　レーザであることが好ましい。

二酸化炭素レーザは、約１０キロワツトの平均電力で赤
外線を放射することができ、ネオジム　イツトリウム−
アルミニウムーガーネット　レーザは、約１キロワツト
の平均電力で赤外線を放射することができる。更に第２
図に示すよいに、電磁石としては、僅か２個の扇形電磁
石（Ｍｌ）及び（Ｍ２）のみを使用する。

従来の装置の局長は５０ｍであるのに比して、本発明に
おいて使用する小型ストレイシリングの周長は、約１０
ｍである。従来、電子を大体数十億電子ボルトのエネル
ギー準位に加速するのに比−２４＝ して、本発明においては、電子は非常に低いエネルギー
準位に加速される。例えば第１表に示すように、４０Ｋ
ｅＶのＸ線を発生させるために必要な電子エネルギー準
位は、表中の個々のレーザに対して、３２ＭｅＶから＋
４２ＭｅＶの範囲の間にある。

前述のように、このレーザは、連続モード又はパルスモ
ードで操作しろるようになっている。パルスモードは、
レーザの有効出力を増大させるので好都合である。前記
ストレイシリングにおいて、電子は単数又は複数の電子
東向に拘束されるようになっている。このことから、前
記レーザパルスを電子流パルスと同期化させて、最初か
ｒ）相互作用領域において、電子の各回転毎に衝突を起
こしうるようにするのが好都合である。

コンブ１−ン衝突の発生は比較的少ないので、同じレー
ザパルスを１対の凹面鏡（２）及び（３）の間の光学的
空胴の中を、繰返し振動させることによって、何度も使
用し、前記有効出力を著しく改善することができる。こ
れによって、レーザ０４本の繰返し率を減らすことがで
きる。前記レーザは、相互作用領域の２倍の長さのパル
スを発生しうるようになっているのが好都合である。

前記ストレイシリングにおいて、ただ一つの電子束を操
作する場合には、レーザパルスと電子束を正確に同期化
するために、前記光学的空胴の長さは、ストレイシリン
グの周長の半分となる。１個のレーザパルスは、前記電
子束と数回相互に作用するが、前記凹面鏡による反射の
みにより減衰する。前記レーザの波長によって、−通過
毎の減衰率は、何分の１％という程度まで、非常に小さ
くすることができるので、新しいパルスを発生させるま
でに、相互作用領域を多数回通過させることができる。

コンプトン衝突による電子束の減衰率も非常に小さいの
で、電子ビームの寿命は非常に長く、数時間程度にも及
ぶ。

第３図は、第２図の小型Ｘ線装置の簡単な透視図である
。分かり易くするために、いくつかの装置は省略され、
かつ本発明の他の特徴を示すために、若干の装置が付加
されている。

第３図に示すように、レーザ発生源（１）は、真空閉鎖
箱もしくは主ケース（８）の一方の側面に固定支持され
た管状延長部（７）の中に配置されている。後部凹面鏡
（２）は、管状延長部（７）の主ケース（８）の反対側
の外端部分に配置されており、前記管状延長部（７）の
他端には、後述する光学的走査装置（９）が配置されて
いる。連通管（１１）を備える真空イオンポンプ装置（
１０）は、主ケース（８）の内部と連通しており、電子
ビームのノｆ命を長くするために、前記内部を、例えば
１．３ＸＩＯ気圧（１０トル）以下という極度の真空状
態にしうるようになっている。

ストレイシリング（７Ｉ）、無線周波空胴（５）、イン
ジェクタ（Ｉ）及び１対の扇形電磁石（旧）及び（Ｍ２
）偏向磁石装置（１２）及び（１３）が配置されている
が、それらが光学的走査装置（９）と協働ルて発揮する
作用については、第４図と関連して後述する。

反射凹面鏡（３）は、主ケース（８）の内部に取イＮ１
けてもよいし、主ケース（８）の他方の側面に配置２７
− 標的は、アナログＸ線フィルム又はデジタルＸ線感知器
であってもよい。

前述の通り、前記電子流が所望のエネルギー準位に達し
た後は、前記インジェクタの操作は不必要となる。しか
しインジェクタは、その後も、独立した電子源として電
子の照射に応用しうるので、運転停止の必要はない。図
示していないが、インジェクタの出口に設置された抽出
磁石装置に通電すると、電子は、前記閉ループへの通常
な進入路から偏向して、吐出口（２２）を通って外に出
る。

複数の制御モジュールを有する制御装置（１５）は、前
記Ｘ線装置の個々の構成要素と、電線によって接続（簡
単化のため図示せず）されている。

例えば、モジュール（１６）は、前記インジェクタに電
力を供給し、モジュール（］７）は、扇形電磁石（Ｍｌ
）及び（Ｍ２）に電力を供給し、モジュール（１８）は
、無線周波空胴に電力を供給し、モジュール（１９）は
。

＝２８− 前記レーザに電力を供給し、モジュール（２０）は、イ
オンポンプ（１０）に電力を供給し、モジュール（２１
）は、光学走査装置（９）及び偏向磁石（１２）及び（
１３）に電力を供給するようになっている。制御装置ｆ
（＋５）は、移動容易とするため、車軸付きの台上に置
かれている。

第３図に示すＸ線装置は、空間部分を除いて、約２．８
立方ｍ（１００立方フイート）から、５．７立方ｍ（２
００立方フイート）の容精をもっている。前記Ｘ線装置
は、寸法が小さいので、病院又変化させて対象物を走査
しつるようしこシた、前記Ｘ線装置の構成要素とを拡大
して示している。

Ｘ線ビームは、電子的に、あるいは磁気的に偏向される
ことのない非荷電粒子からなっているので、本発明は、
Ｘ線ビームを電子的番こ動かすものとして最初のもので
あると思われろ。勿論、前述の通り、Ｘ線ビームは、あ
らゆる機械的走査装置に使用されているが、それらは全
て、非常に速度が遅く、面倒で扱いにくく、かつ患者が
動くと、ぶれを起し易いものである。第４図に示す諸構
成要素によれば、これらは全ての欠点を除去した非線ビ
ーム自体は偏向されないが、光子ビーム及び電子ビーム
は偏向される。

偏倚路に偏向させられる。偏向磁石（１３）は、水平に
近い元の進路よりも、むしろ傾斜をもつ偏倚路を画定し
うるように、電子を偏向磁石（１２）によりも偏向しう
るようになっているのが好都合である。

電子は、磁気的に偏向される荷電粒子であることは前述
の通りである。

同時に、前記光子は、光学的走査装置（９）によって光
学的に偏向され、前記入射光子は、電子と前記偏倚傾斜
路」−にて衝突する。光学的走査装置（９）と偏向磁石
（１２）及び（１３）は、光子路と電子路とを、各偏倚
路の位置において一致させるように、注意深く電子的に
制御する必要がある。図に示すように、原相互作用領嘗
び偏倚相互作用側Ｒ１走査の両限界位置を表わしている
。図中の両限界位置の間に、中間相互作用領域が複数存
在ずろことは、云うまでもない。

Ｘ線を電子的に動かすことによって、作業者は、対象部
分を、高い走査速度で正確に走査することができる。Ｘ
線のぶれは、走査速度の速さだけではなく、後述する新
デジタル検知技術によっても、減少させることができる
。ビームの角度が狭いため、走査特性と相まって、患者
の安全のために精密な制御が必要とされる診断と、放射
線治療の改善のために、非常に丁確かつ精密に位置制御
をすることが可能である。

前述の通り、コンプトン効果によるＸ線は、散乱角度Ｏ
が特に０．５７３度（０，０１ラジアン）を−ｊｌ　　
− 超えない非常に挟角の円錐ビームとして放射されるよう
になっている。円錐立体角ビー１１内で単位時間に発生
する反跳光子数ｎは、電子と相互作用を起こす入射光子
数Ｎ１７．電子数ＮＦ、、衝突頻度ｆ、散乱過程での断
面積σに正比例し、かつ電子ビームと光子ビームとの共
通幾何学的断面積ηに反比例する。

これらの中の４個の数を用いて、次の等式により、視感
度（、ｅ）の特性値を定義する。

ｅＮＬ メエ□ｆ η 単位時間に発生する反跳光子数は、次の通り定義する。

。＝、：１゜ これらによって、コンプトン断面積は、前記散乱角度０
の関数であり、電子エネルギーが高ければ高いほど、θ
＝０度近辺の狭い円錐内に含まれる前記散乱光子の数は
多くなることが理解される。

例をあげて説明すると、電子エネルギーが１４２ＭｅＶ
である二酸化炭素レーザ（第１表参照）の場合には、反
跳Ｘ線光子の約９３％を、約０．５７３３２一 度（０，０１ラジアン）の半角の円錐状ビーｌ、の中に
含んでいることになる。

本発明において発生させられるＸ線の高度な方向性は、
遮蔽の必要性を完全に排除するわけてはないが、相当に
減少させる傾向をもっている。また、従来のＸ線装置の
広い指向性パターンと対照的に、高度に方向性を有する
ビームの位置を確実に知ることができるので、走査モー
ド中に前記ビームを動かすことは、非常に重要である。

好適な実゛施例によれば、標的（６）は、Ｘ線感応式検
知器のマトリックスからなる検知器アレイであって、個
々の検知器に衝突する単位時間当たりの光子束又は光子
数の比例して、電気的計数４３号を発生するようになっ
ている。同時に、Ｘ線ビームを運転するために使用する
光学的走査装置（９）及び偏向磁石（１２）及び（１３
）は、前記Ｘ線ビームの位置を指示する電気的運転信号
を発生するようになっている。

前記計数信号及び運転信号は、データ数年計算機（２３
）に伝達され、かつ処理されて、調査中の前記試料内に
発生している散乱相互作用を表示するデータに転換され
る。このデータは、印字装置（２４）のような適宜の表
示装置に表示されるようになっている。

前述したＸ線を発生させるためのコンプトン相互作用と
は別に、他のコンブ１〜ン相互作用が前記試料内に発生
し、前記Ｘ線光子は、試料内の電子に衝突して、コンプ
トン反応を起していると思われる。従来は、前記走査ビ
ーム中の個々の光子のエネルギーを探知することはでき
なかったので、試料内の散乱相互作用の位置を正確に知
ることはできなかった。本発明によれば、個々の光子の
エネルギーを決めることは不可能であり、これによって
、三次元放射線写真の分野は、著しく進歩することにな
る。

前記検知器アレイは、対象物の後方に配置されて、二次
元放射線写真を形成するようになされた実質的に平面の
主検知器又は平板（６）を構成している。他の実施例で
は、複数の実質的に平面の軸方向検知器（６ａ）を、三
次元放射線写真を形成しうるように、前記対象物の周囲
のあらゆる位置に配置している。１対の軸方向検知器（
６ａ）を患者の両側に配置し、かつ主検知器（６）を、
前記患者の後方に配置することができる。

更に他の実施例においては、複数の平面検知器の代わり
に、患者の周囲を、完全に又は部分的に覆うようになっ
ている円筒形検知器を使用している。

第５ａ図に示すように、通常のＸ線管から放射されたＸ
線材、広帯域周波数特性を有している。

図において１通常のＸ線管の出力は、周波数の連続体に
、特定周波数又は特定エネルギー準位における言わゆる
特性曲線を重ねるようにして示されている。

第５１）図は、前記特性曲線を含まない同様の広帯域周
波数特性を示しており、従来のシンクロ１ヘロンの出力
を示している。

従来のＸ線管又はシンクロ１ヘロンを用いて、医者が胸
部Ｘ線検査を実施するために、患者に４０ＫｅＶの放射
線を照射しようとすると、患者は、はぼ４０ＫｅＶをも
って、有効領域内の周波数の放射線を被曝するだけでな
く、有効領域外の周波数の放射線をも被曝することにな
る。従って、患者は、無益なかつ不必要な照射を受ける
ことになる。そのため、望ましくない副作用及び過量放
射線量被曝を招くこととなる。

これとは対照的に、本発明によって発生されるＸ線は、
狭帯域周波数特性を有している。第５ｃ図に示すように
、４０ＫｅＶ周辺の周波数帯域は非常に狭く、大体±０
．５％の範囲である。Ｘ線の出力は、広帯域周波数の連
続体になっていない。患者は、不必要な無益の放射線を
被曝することはなく、所望の放射線のみを被曝すること
になる。

更に、本発明の重要な他の特徴は、Ｘ線の同調能力、即
ち選択したエネルギーを有するＸ線を発生しうろことで
ある。例えば、４０　５０ＫｅＶ及び９Ｏ−１００Ｋｅ
ＶのＸ線を用いて影像を合成し、胸部骨格構造又は軟組
織のどちらかを表わすような胸部放射線写真、もしくは
その両方を同一の影像に重ねて表わすような胸部放射線
写真を製作す−，１ｂ　　− ることかできる。

２つ以上のＸ線エネルギーを選択して、それぞれのＸ線
エネルギーのもつそれぞれの減衰特性によって、骨格、
軟組織、又は脂肪部分を表わしうるように影像を合成す
ることができる。また、造影剤を注入し、そのに吸収限
界の」二下のエネルギーにおいて影像を製作することに
よって、患者に対する照射放射線量を最小として、強い
コントラストを提供することもできる。複合式エネルギ
ー影像は、不純物又は暇疵を検知する必要のある工業用
放射線写真においても、利用することができる。

本発明によれば、電磁石（Ｍ］）及び（Ｍ２）の磁束を
変化させて、前記ストレイシリング内の入射電子のエネ
ルギーを変化させることにより、この同調能力を発揮さ
せることができる。このことは、ある好ましい実施例に
おいては、可変抵抗器Ｒ（第２図参照）の抵抗値を変化
させ、それにより、次に前記電磁石の巻き線への電流を
変化させて、磁束を変化させることによりなされる。他
の技術によれば、分割した永久磁石を使用し、機械式駆
動装置によって、前記永久磁石の各々の半分を相互に接
近させたり遠ざけたりするようになっている。

また、第５Ｃ図において矢印によって示しているように
、作業者は、Ｘ線装置の出力を、自由に２８ＫｅＶ又は
４０ＫｅＶ、あるいはいかなるエネルギー準位にも同調
させることができる。前記可変抵抗器は、微調整しつる
ようにアナログ制御式のものである。必要に応じ、頻繁
に使用される特定のエネルギー準位を選択しつるように
、デジタル制御装置を使用することもできる。

前記同調能力の特徴により、１台のＸ線装置で様々なＸ
線を発生させて、多目的に使用することができる。−人
の作業者が、同一装置を、診断及び放射線治療の両方に
使用することができる。この多様性は、予算が少なく、
かつ作業面積の制限されている医者、病院及び産業にと
って、非常に経費節減効果のある解決策となる。

本発明により発生されるＸ線は、はぼ完全に偏極してい
る。偏極度Ｐは、前述の通り定義されたγ、及び前記散
乱角度の規準半角であるθＣを用いて、次式によって清
算される１、 ■）々１−（γ０ｃ）４ 例をあげて説明すると、γ＝２８／ｌ　　（第１表中、
二酸化炭素レーザの欄参照）及び視儂角度Ｏｃを約２．
８６５ｘｌｏ−５度（０，５Ｘ］Ｏ’ラジアン）とした
場合、偏極度は１００％となる。従来のＸ線管は偏ｔ＠
Ｘ線を発生しないので、医学約数ｎ−１性写真には全く
使用されていない。しかし、医学、工業、微量元素分析
には、偏極Ｘ線が必要であり、本発明は、特に有用であ
る。

例えば、微量元素の測定が可能となり、そのＸ線スペク
トル特性かＩ）、生体内及び生体外での全布を予想しう
るようになる。偏ｌＸ線の使用によって、厚い試料（人
体の一部分）内で発生する↑■ケ乱乱射射線排除するこ
とが可能となるので、生体内測定の感度は、著しく高め
られることになる。

甲状線内のヨウ素の測定は、ｋ殻電子の結合エネルギー
（約３２ＫｅＶ）に近似するＸ線エネルギーを用いるこ
とにより、最適に実行される。適切に３９− 選択したＸ線エネルギーを用いて、人体内の全ゆる高原
子番号元素の検出及び計量方法を確立することができる
。

このようにして、鉛、カドミウム、水銀、砒素等の元素
を、様々な励起源を用いて測定しうる。

同調エネルギー偏極Ｘ線を用いることによって、工業用
材料と同様に生物学的材料に対しても、最適化多素子微
量元素分析を実施することができる。

前述したように、不偏極Ｘ線し；１例えば黒鉛内を通過
させて、偏向Ｘ線を発生させる従来技術は、非常に非能
率的である。本発明は、これらの欠点を除去している。

要約すると、本発明によれば、Ｘ線が新規な方法によっ
て発生させられるのみできなく、このＸ線は、高度の方
向性を有し、同調可能であり、狭帯域であるとともに、
単色であり、走査能力を有し、かつ偏極している。

全ゆる標準的なＸ線の応用分野に、本発明によるＸ線を
使用することができる。胸部Ｘ線乳房造影法、小児用Ｘ
線等には、前記Ｘ線の走査能力を、＝４０− 特に好都合に利用することができる。心臓及び血管の研
究は、固定モード又は非走査モードを操作することによ
って、有益なものになしうる。癌の研究においては、チ
ミジンの前駆物質ヨウ素化ヌクレオチドを投与して、ヨ
ウ素等の元素を核酸内にとり込むことにより、所定の癌
細胞腫を選択して照射しつるようになる。この点（光子
放射療法）においても、Ｘ線の同調能力は、特に重要性
をもっており、特に個々の腫瘍によって異なった元素を
必要とす゛るような場合には、個々の腫瘍に対して、異
なったエネルギーのＸ線を使用すればよい。

医学又は工業用非破壊試験に使用される計算機断面放射
線撮影装置は、単数又は複数のＸ線エネルギーの差動伝
送によって、電子密度の二次元分布状態を影像化する。

これらの装置は、人体に対して多数の角度から照射した
Ｘ線を伝送すること、及び比較的長時間（２秒以上）を
要する弔い装置を、前記対象物の周囲に回動させること
を必要とする。

人体から放射される前記コンプトン散乱放射線のｉｌｌ
！ｌ量は、同調可能なＸ線で構成される走査ビームの照
射中に行なわれる。各Ｘ線のエネルギーは、正確に知り
うるようになっているので（電子の発生に協働する電子
エネルギーの測量による。）、前記患者又は励磁源を動
かすことはなく、人体内の電子密度の三次元分布を再現
することが可能である。標準的射影放射線写真について
前述したように、多量エネルギーを使用することによっ
て、異なった肉体組織を選択して影像化することができ
る。

好適実施例のパラメータは、次の通りである。

前記ストレイシリングにおける電子エネルギーは、約１
４２ＭｅＶである（第１表、二酸化炭素レーザ参照）。

平均ビーム電流は、３００ｍＡである。

相互作用断面積η＝］、ｍｍ２である。ストレイシリン
グの周長は６ｍであり、電子繰返し時間Ｔｏ＝２０Ｘ１
０　　秒である。相互作用領域の長さは１．５ｍであり
、前記相互作用領域の相互作用時間Ｔｉ＝５ＸＩＱ−９
秒である。各電子束の長さは３０ｃｍであり、そのパル
ス幅時間Ｔｅ＝　Ｉ　Ｘ　１０−９秒である。前記相互
作用領域におけろ衝突頻度ｆは５０Ｍｔｌｚである。各
電イ東向の電子数Ｎｅ＝］、！１×Ｉ０３個である、。

前記レーザに−）いては、−゛酸化炭素レーザを使用し
、その光子エネルギーｈヤ１　＝０．１．２４　ｅ、Ｖ
である。光子パルス幅は１０×１０−９秒、繰返し時間
は、周波数１００ＫＩＩｚにおいてＩ　ＯＸ　］　Ｏ−
’秒である。前記パルスエネルギーは２ｏジコール、パ
ルス出力はｌＤＭｕであり、平均出力は］０Ｋ１Ｎであ
る。各パルス毎の光子数け５×１０＋８個である。前記
光ゝ学的卆胴内の凹面鏡間の減衰中は、−通過毎に約２
％であり、パルス毎の通過回数は５０回である。

前記相互作用領域については、視感度は５×１０”　／
ｍ２ｓｅｃである。エネルギービーム分解佳０．５％に
対する散乱断面積σは２．４　Ｘ　＋　Ｏ−”’　ｍ　
２である。規準半角０ｃ＝２．８６５　Ｘ　１０−２度
（ｏ、５Ｘ　１０−３ラジアン）である。４０ＫｅＶに
オンけろイミノ。

秒の光子数は１．２Ｘ］０１２個／秒である。１発生す
るＸ線持続時間はｌ　Ｘ　］　Ｏ＝秒であり、毎繰返し
−４５− 発生しつる。発生する各Ｘ線のパルス毎の光子数は１．
２Ｘ］０６個である。偏向度は１−２．５　Ｘ１０−”
”１００％である。

５００ｍｍＸ　５００ｍｍの面積に典型的な二次元走査
を行なうには、前記円錐ビーム内で０．５％のエネルギ
ー分解計数を得るために、約１０　個の光子を必要とす
る。これは、上述の具体的数値例で言えば、１０４個の
Ｘ線パルスを使用して達成される。完全な走査は、約１
００×１０−３秒で完了するようになっている。これは
、従来の機械式走査投影式放射線撮影装置では、走査に
１５秒から２０秒要するのに比べて、対照的である。

上述の各要素は、あるいは更に２個又は２個以上の要素
を加えて、上述の型式とは異なった構造をもつ他の型式
においても有益に応用しうる方法のあることは明らかで
ある。

以上、Ｘ線発生方法及びその装置の実施例をあげて、本
発明を図示し、かつ詳細に説明してきたが、本発明は、
これらの詳細な説明及び図面に限定されるものではなく
、本発明の精神から逸脱す４４− ることなしに、様々な修正及び構造の変化を行ないうる
ものである。

これ以上付言するまでもなく、前述の説明によって、本
発明の本質は完全に明らかになっているので、第三者は
、従来の知識を利用することによって、本発明の特有の
、又は特異な面の本質的な特徴を構成している数々の要
件を省略することなく、本発明を、様々な応用範囲に容
易に適応させることが可能である。従って、そのように
適応させろこ左は、すべて本発明の技術的範囲に含まれ
るところである。

【図面の簡単な説明】

第１図は、コンプトン後方散乱効果の原理を示す線図で
ある。 第２図は、本発明によるＸ線装置の概略図である。 第３図は、第２図に示す装置を具体化した例を示す透視
図である。 第４図は、第２図の装置の主要構成要素、及び走査実行
中の各構成要素の働きを線図で示す平面図である。 第５ａ図、第５ｂ図、第５ｃ図は、それぞれ従来のＸｇ
管、シンクロ１−ロン、本発明による装置による放射特
性曲線図である。 （１）レーザ発生源　　　　　（２）後部反射凹面鏡（
３）前部反射凹面鏡　　　　（４）ストレイシリング（
５）無線周波空胴　　　　　（６）標的、主検知器（６
ａ）軸方向検知器　　　　　（７）管状延長部（８）主
ケース　　　　　　　（９）光学的走査装置（１０）真
空イオンポンプ装置　（１１）連通管（１，２）　（１
，３）偏向磁石装置　　　（１４）管状延長部（１５）
制御装置　　　　　　　（１６）〜（２１）モジュール
（２２）吐出口　　　　　　　　（２３）データ収集計
算機（２４）印字袋Ｍ　　’　　　　　　（Ｉ）マイク
ロトロン（Ｍｌ）（Ｍ２）扇形電磁石　　　　（Ｒ）可
変制御抵抗器（Ｖ）電　源 ４７−

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. （１）多数の子め決められたエネルギー準位の入射電子
   を、ある一方向に予め決められた行路に沿って相互作用
   領域を通過させる過程と、多数の子め決められたエネル
   ギー準位の入射光子を、前記方向の実質的に反対方向に
   前記相互作用領域を通過するように送り出し、かつ前記
   入射電子と衝突関係を生じるようにすることによって、
   コンプトン散乱効果によりエネルギー準位の増加した反
   跳光子を、Ｘ線放射の対象物体に向けて実質的に前記方
   向に伝播させる過程と、前記入射電子のエネルギー準位
   を制御して前記反跳光子を約０　、５　ＫｅＶから約２
   ５０ＫｅＶの間の所望の範囲にＸ線に転換する過程とか
   らなることを特徴とする医学的診断及び治療、又は工業
   用試験等の目的に適する範囲のＸ線発生方法。
2. （２）コンプトン効果によって発生するＸ線の伝播方向
   を変化させて、前記相互作用領域の空間的位置を変化さ
   せることによって、前記物体を走査する過程を更に含む
   ことを特徴とする特許請求の範囲第（１）項に記載のＸ
   線発生方法。
3. （３）相互作用領域を通過する前記電子を、磁気的に偏
   倚位置に偏向させる過程と、電子の前記偏倚位置に一致
   する位置をなすように前記入射光子を動かす過程とを更
   に含むことを特徴とする特許請求の範囲第（２）項に記
   載のＸ線発生方法。
4. （４）多数の子め決められたエネルギー準位の入射電子
   を、ある一方向に予め決められた行路に沿って相互作用
   領域を通過させる装置と、多数の子め決められたエネル
   ギー準位の入射光子を、前記方向の実質的に反対方向に
   前記相互作用領域を通過するように送り出し、かつ前記
   入射電子と衝突関係を生じるようにすることによって、
   コンブ１−ン散乱効果によりエネルギー準位の増加した
   反跳光子を、Ｘ線放射の対象物体に向けて実質的に前記
   方向に伝播させる装置と、前記入射電子のエネルギー準
   位を制御して、前記反跳光子を所望の範囲のＸ線に転換
   する装置とからなることを特徴とする医学的診断及び治
   療、又は工業用試験等の目的に適する範囲のＸ線発生装
   置。
5. （５）電磁的にＸ線の伝播方向を変化させることによっ
   て、Ｘ線放射の対象物体を走査する装置を更に含んでお
   り、かつこの走査装置は、電磁的に電子を偏向して前記
   行路の空間的位置を偏倚行路に動かす装置と、前記偏倚
   行路の電子と一致する行路をなすように、前記入射光子
   を動かす装置とを含んでいることを特徴とする特許請求
   の範囲第（４）項に記載のＸ線発生装置。