JPH0747839Y2 - Ｘ線発生装置 - Google Patents

Description

【考案の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本考案は、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線を発生させる装置に関す
る。更に詳しく云うと、本考案は、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装置に関
する。

【０００２】

【従来の技術】医学的診断を行うためには、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。

【０００３】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線被爆から保護するた
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。

【０００４】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、且つ、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。

【０００５】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爆するためには、同時に、最適範
囲以外の相当なＸ線放射線量をも被爆することになるの
で、前記物体のＸ線被爆、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。

【０００６】放射線治療の目的には、約１０ＫｅＶから
約２５０ＫｅＶ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。

【０００７】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。

【０００８】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ジリングを使用して、
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ジリ
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、医学上又は工業上に使用することは実際的
ではない。

【０００９】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うるようにし
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。

【００１０】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１５−２０秒又はそれ以上かかるので、患者の動き
で、Ｘ線にぶれを生じることである。

【００１１】原子物理学の研究分野では、ガンマ線、即
ちＭｅＶからＧｅＶの領域の高エネルギー光子を発生す
るために、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。

【００１２】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。

【００１３】

【考案が解決しようとする課題】最適範囲のエネルギー
準位のＸ線のみを効果的に利用し得るようにし、作業者
及び患者を過度のＸ線被爆から保護し、かつ、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
ることであり、さらに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。

【００１４】

【課題を解決するための手段】本考案は簡単に言えば、
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線を発生させる装置にある。

【００１５】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、
多数の予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、かつ多数の予め決められたエネ
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。

【００１６】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。

【００１７】本考案は、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る。

【００１８】本考案によって発生するＸ線は、非常に狭
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。

【００１９】更に、本考案によって発生する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線量を被爆する
ことになる。

【００２０】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
つ過剰放射線量被爆及び副作用問題の潜在的な原因とも
なっている。本考案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。

【００２１】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。

【００２２】本考案は、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。

【００２３】本考案は、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、且つ
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。

【００２４】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線は全く使用されてい
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、および工業的応用において、本考案に
よれば、前記装置の感度は高められ、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。

【００２５】本考案の本質としての新規な特徴は、実用
新案登録請求の範囲に記載されている。本考案による改
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、以下に行
なう好適実施例の詳細な説明により、容易に理解しうる
ものと思われる。

【００２６】

【実施例】図１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。

【００２７】多量の入射電子ｅ₁ は、ある方向から、相
互作用領域（Ａ）に向けて送り出される。多量の入射光
子ｐ₁ は、反対方向から、相互作用領域（Ａ）に向けて
送り出される。量子エネルギー準位ε₁ 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ｅ₁ 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ε₂ まで増加する。この相互作用の結果、
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。

【００２８】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θの範囲内に偏向されて円錘
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
線上にある。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ｅ₁ は、光子ｐ₁ との衝突で、ほとんどエネル
ギーを損失しないので、光子ｐ₁ との衝突による偏向作
用によって、電子ｅ₁ は、光子ｐ₁ 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。

【００２９】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。本考案は、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ること、及びこれらの
Ｘ線は様々な応用範囲に使用しうること、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。

【００３０】本明細書及び実用新案登録請求の範囲にお
いて使用されているＸ線の語は、約０．５ＫｅＶから約
２５０ＫｅＶの範囲に属する光子を指すものである。詳
しくいえば、約２０ＫｅＶ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、４０ＫｅＶ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０．５ＫｅＶから約１００ＫｅＶの範囲
が最適である。

【００３１】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。

【００３２】図２に示すのは、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
させるための本考案の装置であって、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。

【００３３】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、指定の相互用領域を横切り、図
において右方から左方に進行する前記光子は、図１にお
いては、入射光子と一致する。

【００３４】電子に関して言えば、特に小型ストレイジ
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。

【００３５】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（Ｍ１）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。

【００３６】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ジリングに導入
する。図において、インジェクタはマイクトロン（Ｉ）
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。

【００３７】この電子の軌跡は、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お
り、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渡って、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。

【００３８】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ると、前記
インジェクタは遮断される。またインジェクタは、独自
に使用して、対象物に電子流を照射しうるようになって
いる。

【００３９】電子の回転による減衰損失は避けられない
ので、前記トラックの直線部分には、無線周波空洞
（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。

【００４０】電子は、図２における左方より右方に向っ
て、相互作用領域（Ａ）を横切るようになっており、図
１における入射電子と一致する。前記相互作用領域
（Ａ）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、コンプ
トン衝突を起こすようになっている。

【００４１】相互作用領域内（Ａ）でのコンプトン衝突
後、反跳電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
ストレイジリングに沿って飛び続けることとなる。

【００４２】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）以下の小さな発散角度をもつ円錘状ビームの中を伝
播する。前記円錘状ビームの軸線は、相互作用領域にお
いて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、図にお
いて右方に通過して標的（６）に衝突する。

【００４３】生命体または非生命体のあらゆる対象物
を、標的（６）の正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和装置が
あげられる。

【００４４】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。 ε₂ ＝４ργ² ε₁ 但し、ε₂ ＝ｈν₂ ／ｍｃ² ε₁ ＝ｈν₁ ／ｍｃ² γ ＝Ｅ／ｍｃ² σ ＝（１＋γ² θ² ＋４ε₁ γ）^-1 ここにおいて、ｈ＝プランク定数 ν₂ ＝反跳光子の周波数 ν₁ ＝入射光子の周波数 ｍｃ² ＝電子の静止質量エネルギー（０．５１１ＭｅＶ）

【００４５】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生変することが分か
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
調整しうることが分かる。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。

【００４６】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Ｉ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
る型式のレーザー発生源用として計算される。

【００４７】表１ あらゆるレーザ用の４０ＫｅＶＸ線
発生の ための電子エネルギー

【００４８】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ワッ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、大規模なストレイジリングは、約３００ＭｅＶか
ら約８ＧｅＶ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。

【００４９】従来のストレンジリングは、大体５０ｍの
周長を有し、トラックの周囲に、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。

【００５０】しかし、これとは対照的に、本考案におい
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トリ
ウム−アルミニウム−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キロワットの平
均電力で赤外線を放射することができ、ネオジム イッ
トリウム−アルミニウム−ガーネット レーザは、約１
キロワッ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図に示すように、電磁石としては、僅か２
個の扇形電磁石（Ｍ１）及び（Ｍ２）のみを使用する。

【００５１】従来の装置の周長は５０ｍであるのに比し
て、本考案において使用する小型ストレイジリングの周
長は、約１０ｍ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して、本考案に
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Ｉ表に示すように、４０ＫｅＶ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１４２ＭｅＶの範
囲の間にある。

【００５２】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う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。前記ストレイジリングにおいて、電子は単数又
は複数の電子束内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、最初から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。

【００５３】コンプト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、レーザ自体の繰返し率を減ら
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。

【００５４】前記ストレイジリングにおいて、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
トレイジ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、一通過毎の減衰率は、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。

【００５５】図３は、図２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、かつ本考案の他の特徴を示すために、若干の装
置が付加されている。

【００５６】図３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、電子ビームの寿命を長くするために、前
記内部を、例えば１．３×１０^-12 気圧（１０×^-9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。

【００５７】ストレイジリング（４）、無線周波空胴
（５）、インジェクタ（Ｉ）及び１対の扇形電磁石（Ｍ
１）および（Ｍ２）は、図２に関連して前述したと同じ
ようにして作動する。前記相互作用領域（Ａ）の両端に
は、１対の偏向磁石装置（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）と協働して
発揮する作用については、図４と関連して後述する。

【００５８】反対凹面鏡（３）は、主ケース（８）の内
部に取付けてもよいし、主ケース（８）の他方の側面に
配置されたもう一つの管状延長部（１４）内に取付けて
もよい。Ｘ線照射の試料（Ｂ）は、標的（６）の正面に
配置される。この試料（Ｂ）は、患者であってもよい。
また標的は、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。

【００５９】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
通って外にでる。

【００６０】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（１７）は、扇形電磁石（Ｍ１）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、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（１
３）に電力を供給するようになっている。制御装置（１
５）は、移動容易とするため、車輪つき台上に置かれて
いる。

【００６１】図３に示すＸ線装置は、空間部分を除い
て、約２．８立方ｍ（１００立方フィート）から、５．
７立方ｍ（２００立方フィート）の容積をもっている。
前記Ｘ線装置は、寸法が小さいので、病院又は工業用に
おいて、便利に使用することができる。図４は、相互作
用領域（Ａ）と、Ｘ線の伝播方向を変化させて対象物を
走査しうるようにした、前記Ｘ線装置の構成要素とを拡
大して示している。

【００６２】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、本考案は、Ｘ線ビームを電子的に動かすものとして
最初のものであると思われる。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。図
４に示す諸構成要素によれば、これらは全ての欠点を除
去した非常に速度の速い電子走査装置が提供される。

【００６３】本質的にＸ線走査は、相互作用領域（Ａ）
の空間的位置を変えることによって行なわれる。前記相
互作用領域（Ａ）を動かすと、Ｘ線の伝播方向は変わ
る。Ｘ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。

【００６４】詳しく言えば、偏向磁石（１２）及び（１
３）は、前記相互作用領域（Ａ）の反対側の端部に電子
路の近くに配置されており、制御モジュール（２１）に
より通電すると、電子は、相互作用領域（Ａ）の正常な
進路から、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。

【００６５】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上にて衝突する。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、原相互作用領域（Ａ₁ ）及び偏倚相互作用領域（Ａ
₂ ）は、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すること
は、云うまでもない。

【００６６】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、非常に正確かつ
精密に位置制御をすることが可能である。

【００６７】前述の通り、コンプトン効果によるＸ線
は、散乱角度θが特に０．５７３度（０．０１ラジア
ン）を超えない非常に狭角の円錘ビームとして放射され
るようになっている。円錘立体角ビーム内で単位時間に
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Ｎ_L ，電子数Ｎ_E ，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（Ｌ）の特性値を
定義する。 Ｌ＝（ＮｅＮ_L）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。
ｎ＝Ｌσ

【００６８】これらによって、コンプトン断面積は、前
記散乱角度θの関数であり、電子エネルギーが高ければ
高いほど、θ＝０度近辺の狭い円錘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。

【００６９】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Ｉ表参照）の
場合には、反跳Ｘ線光子の約９３％を、約０．５７３度
（０．０１ラジアン）の半角の円錘状ビームの中に含ん
でいることになる。

【００７０】本考案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ではな
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。

【００７１】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
束又は光子数に比例して、電気的計数信号を発生するよ
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）お
よび（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。

【００７２】前記計数信号及び運転信号は、データ収集
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。

【００７３】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、他のコンプト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。本考案によれば、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。

【００７４】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。

【００７５】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。

【００７６】図５に示すように、通常のＸ線管から放射
されたＸ線は、広帯域周波数特性を有している。図にお
いて、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。

【００７７】図６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、従来のシンクロトロンの
出力を示している。

【００７８】従来のＸ線管又はシンクロトロンを用い
て、医者が胸部Ｘ線検査を実施するために、患者に４０
ＫｅＶの放射線を照射しようとすると、患者は、ほぼ４
０ＫｅＶをもって、有効領域内の周波数の放射線を被爆
するだけでなく、有効領域外の周波数の放射線をも被爆
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爆を招くこととなる。

【００７９】これとは対照的に、本考案によって発生さ
れるＸ線は、狭帯域周波数特性を有している。図７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
放射線を被爆することはなく、所望の放射線のみを被爆
することになる。

【００８０】更に、本考案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
しうることである。例えば、４０−５０ＫｅＶ及び９０
−１００ＫｅＶ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ることができる。

【００８１】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ｋ吸収限界の上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、不純物又は瑕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。

【００８２】本考案によれば、電磁石（Ｍ１）及び（Ｍ
２）の磁束を変化させて、前記ストレイジリング内の入
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。

【００８３】また、図７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２８Ｋ
ｅＶ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
整しう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う
るように、デジタル制御装置を使用することもできる。

【００８４】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。一人の作業者が、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。

【００８５】本考案により発生されるＸ線は、ほぼ完全
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視準半角であるθｃを用いて、
次式によって計算される。 Ｐ≒１−（ｒθｃ）⁴

【００８６】例をあげて説明すると、γ＝２８４（第Ｉ
表中、二酸化炭素レーザの欄参照）及び視準角度θｃを
約２．８６５×１０^-5度（０．５×１０^-6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
極Ｘ線を発生しないので、医学的放射性写真には全く使
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、本考案は、特に有用であ
る。

【００８７】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ら、生体内及び生体外での分布
を予想しうるようになる。偏極Ｘ線の使用によって、厚
い試料（人体の一部分）内で発生する散乱放射線を排除
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。

【００８８】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線に、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。本考案
は、これらの欠点を除去している。

【００８９】要約すると、本考案によれば、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。

【００９０】全ゆる標準的なＸ線の応用分野に、本考案
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、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
を選択して照射しうるようになる。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。

【００９１】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、電子密度の三次元分布状態を
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）を要する重い装置を、前記対象物の周囲に
回動させることを必要とする。

【００９２】人体から放射される前記コンプトン散乱放
射線の測量は、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。

【００９３】好適実施例のパラメータは、次の通りであ
る。前記ストレイジリングにおける電子エネルギーは、
約１４２ＭｅＶである（第Ｉ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＝１ｍｍ²である。ストレイジリングの周長は
６ｍであり、電子繰返し時間Ｔｏ＝２０×１０^-9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＝５×１０^-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＝
１×１０^-9秒である。前記相互作用領域における衝突頻
度ｆは５０ＭＨｚである。各電子束内の電子数Ｎｅ＝
１．９×１０⁹個である。

【００９４】前記レーザについては、二酸化炭素レーザ
を使用し、その光子エネルギーｈν1＝０．１２４ｅＶ
である。光子パルス幅は１０×１０^-9秒、繰返し時間
は、周波数１００ＫＨｚにおいて１０×１０^-6秒であ
る。前記パルスエネルギーは２０ジュール、パルス出力
は１０ＭＷであり、平均出力は１０ＫＷである。各パル
ス毎の光子数は５×１０¹⁸個である。前記光学的空胴内
の凹面鏡間の減衰率は、一通過毎に約２％であり、パル
ス毎の通過回数は５０回である。

【００９５】前記相互作用領域については、視感度は５
×１０⁴¹／ｍ²ｓｅｃである。エネルギービーム分解能
０．５％に対する散乱断面積σは２．４×１０^-30ｍ²で
ある。視準半角θｃ＝２．８６５×１０^-2度（０．５×
１０^-3ラジアン）である。４０ＫｅＶにおける毎秒の光
子数は１．２×１０¹²個／秒である。発生するＸ線持続
時間は１×１０^-6であり、毎繰返し発生しうる。発生す
る各Ｘ線のパルス毎の光子数は１．２×１０⁶個であ
る。偏向度は１−２．５×１０^-5≒１００％である。

【００９６】５００ｍｍ×５００ｍｍの面積に典型的な
二次元走査を行なうには、前記円錘ビーム内で０．５％
のエネルギー分解計数を得るために、約１０¹⁰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１００×１０^-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。

【００９７】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ものであるこ
とは明らかである。

【００９８】以上、Ｘ線発生装置の実施例をあげて、本
考案を図示し、かつ詳細に説明してきたが、本考案は、
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、本考案の精神から逸脱することなしに、様々な修正
及び構造の変化を行ないうるものである。

【００９９】これ以上付言するまでもなく、前述の説明
によって、本考案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
考案の特有の、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、本考案を、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ることは、すべて本考案の技術
的範囲に含まれるところである。

【図面の簡単な説明】

【図１】コンプトン後方散乱効果の原理を示す線図であ
る。

【図２】本考案によるＸ線装置の概略図である。

【図３】図２に示す装置を具体化した例を示す透視図で
ある。

【図４】図２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。

【図５】従来のＸ線管による放射特性曲線図である。

【図６】従来のシンクロトロンによる放射特性曲線図で
ある。

【図７】本考案による装置による放射特性曲線図であ
る。

【符号の説明】

（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
ジリング （５）無線周波空胴 （６）標的、主
検知器 （６ａ）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 （12)(13）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）印字装置 （Ｉ）マイクロ
トロン （M1)(M2）扇形電磁石 （Ｒ）可変制御
抵抗器 （Ｖ）電源

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)考案者 バートランド エイ ブリル アメリカ合衆国 ニューヨーク ショアハ ム ダートマスロード 37 (56)参考文献 特開 昭49−96689（ＪＰ，Ａ) 特開 昭54−111296（ＪＰ，Ａ) 米国特許3886366（ＵＳ，Ａ)

Claims (1)

【実用新案登録請求の範囲】
1. 【請求項１】 多数の予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、多数の予め決められ
   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Ｘ線発生装置において、 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備えており、当該走
   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Ｘ線発生装置。