(57)【要約】小型で、光学的駆動式治療用放射線源（１００）はレーザー加熱式の熱陰極（１２２）を含む。光ファイバーケーブル（１１３）は光学的源（１０４）からの光のビームを誘導し、熱陰極（１２２）の表面上に衝突させ、電子の熱電子放出を生じさせるために十分な温度まで表面を加熱する。ターゲット部材（１２８）は電子線源から入射され、加速用電場により加速された電子への応答で治療用放射線を放射する。１つの実施例において、電子線源（１２２）及びターゲット部材（１２８）は実質的に真空の領域を画定するカプセル（１３０）内に配置される。カプセルの内面は真空状態のカプセル内に均一な電圧勾配を確立するために、半導性のコーティングで被われている。もう１つの実施例において、熱陰極（３００）は互いに間隔の開いた複数の巻きを持つ、渦巻形状の伝導性部材（３１０）の形状を持つ。隣り合った巻きの間の（真空状態の）隙間空間は隙間空間を介した熱伝導を実質的に排除する。
2005502160.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
治療用放射線源であって：
Ａ．近位の端及び遠位の端を持ち、前記近位の端に入射された光学的放射線を前記遠位の端に搬送する光学的搬送構造を含むプローブ組立品；
Ｂ．前記光学的搬送構造の前記近位の端に向けられる光学的放射線のビームを発生する手段を含む光学的源；
Ｃ．前記プローブ組立品に接続されている放射線発生組立品であって：
ａ．電子放出性表面を持った熱陰極を備え、電子を放射するために前記光学的搬送構造の前記遠位の端に搬送された光学的放射線に応答する電子線源；及び、
ｂ．前記電子線源から入射され、加速された電子への応答で治療用放射線を放射する、少なくとも１つの放射線放射性材料を含むターゲット部材、
を備える放射線発生組立品；及び、
Ｄ．前記電子線源から放射された電子を前記ターゲット部材に向かって加速させるための加速用電場を確立するために、前記電子線源と前記ターゲット部材との間に加速用電圧を与える手段、
を備え、
前記光学的搬送構造が前記光学的放射線のビームを前記熱陰極の表面に衝突させるために前記光学的放射線のビームを、前記光学的搬送構造を通して前記熱陰極の表面に向ける（または、誘導する）ように構成され、
前記光学的放射線のビームが前記熱陰極の表面から熱電子放出を生じさせるために、前記表面の少なくとも一部を電子放出温度まで加熱するのに十分なパワーレベルを持つ治療用放射線源。
【請求項２】
前記光学的放射線がレーザーであり、前記光学的放射線のビームが実質的に単色かつコヒーレントである、請求項１に記載の治療用放射線源。
【請求項３】
前記熱陰極の前記電子放出性表面が金属材料から形成されている、請求項１に記載の治療用放射線源。
【請求項４】
前記金属材料がタングステン、トリウムタングステン、タングステン合金、トリウムレニウム、及びタンタルを含む、請求項３に記載の治療用放射線源。
【請求項５】
放射された電子がビーム経路に沿った電子ビームを形成し、前記ターゲット部材が前記ビーム経路上に配置される、請求項１に記載の治療用放射線源。
【請求項６】
前記電子ビームが約１ｎＡから約１ｍＡの範囲の電流として特長付けられる、請求項１に記載の治療用放射線源。
【請求項７】
前記電子放出性表面から前記ターゲット部材に入射される電子が前記加速用電場によって約１０ｋｅＶから９０ｋｅＶの範囲のエネルギーまで加速される、請求項１に記載の治療用放射線源。
【請求項８】
前記加速用電圧を与えるための前記手段が第１端子、第２端子、及び、前記第１端子と前記第２端子との間に出力電圧を確立するための駆動手段を備えた電力源であって、前記第１端子及び前記第２端子を介して前記放射線発生組立品に電気的に接続された電力源を備える、請求項１に記載の治療用放射線源。
【請求項９】
前記電力源の前記第１端子が前記熱陰極の前記電子放出性表面に電気的に接続されており、前記電力源の前記第２端子が前記ターゲット部材に電気的に接続されており、それによって、前記電力源が前記熱陰極の前記電子放出性表面から放出された電子を前記ターゲット部材に向かって加速するための電場を確立する、請求項８に記載の治療用放射線源。
【請求項１０】
前記第２端子がグランド電位である、請求項８に記載の治療用放射線源。
【請求項１１】
前記電力源がさらに、前記出力電圧の強度（または、振幅）を選択的に制御するための、選択的に動作可能な制御手段を備える、請求項８に記載の治療用放射線源。
【請求項１２】
前記ビーム電流の大きさを選択的に制御するための、選択的に動作可能な制御手段をさらに備える、請求項６に記載の治療用放射線源。
【請求項１３】
前記熱陰極が酸化物でコーティングされた金属ベース部材を含む、請求項１に記載の治療用放射線源。
【請求項１４】
前記酸化物が酸化バリウム及び酸化カルシウムを含み、前記金属性ベース部材がニッケルを含む、請求項１３に記載の治療用放射線源。
【請求項１５】
前記光学的搬送構造が光ファイバーケーブルから構成される、請求項１に記載の治療用放射線源。
【請求項１６】
前記プローブ組立品が前記光ファイバーケーブルを収容している、可撓性の、電気伝導性カテーテルを含む、請求項１５に記載の治療用放射線源。
【請求項１７】
前記加速用電圧を確立するための前記手段が、第１端子、第２端子を備えた電力源であって、前記第１端子及び前記第２端子を介して前記放射線発生組立品に電気的に接続された電力源を含む、請求項１６に記載の治療用放射線源。
【請求項１８】
前記電気伝導性カテーテルが前記電力源の前記第２端子を前記放射線発生組立品に電気的に接続する、請求項１６に記載の治療用放射線源。
【請求項１９】
前記光ファイバーケーブルが前記電力源の前記第１端子を前記熱陰極に電気的に接続する電気伝導性の外面を備える、請求項１７に記載の治療用放射線源。
【請求項２０】
前記電子線源及び前記ターゲット部材を収容する実質的に剛性にカプセルであって、前記カプセルの近位の端に配置された前記熱陰極と前記カプセルの遠位の端に配置された前記ターゲット部材との間のビーム軸に沿って拡張する実質的に真空状態の内部領域を画定するカプセルをさらに含む、請求項１に記載の治療用放射線源。
【請求項２１】
前記治療用放射線がＸ線を含む、請求項１に記載の治療用放射線源。
【請求項２２】
治療用放射線源であって：
Ａ．放射線発生組立品であって：
ａ．電子放出性表面を持った熱陰極を備えた、ビーム経路に沿って電子ビームを生成するために電子を放射する電子線源；
ｂ．前記ビーム経路上に、前記電子放出性表面から間隔を開けて、対向した状態で配置されたターゲット部材であって、前記電子線源から入射され、加速された電子への応答で治療用放射線を放射する、少なくとも１つの放射線放射性部材を含むターゲット部材；及び、
ｃ．前記電子線源及び前記ターゲット部材を収容する実質的に剛性のカプセルであって、前記カプセルの近位の端に配置された熱陰極と前記カプセルの遠位の端に配置された放射線透過性窓（radiation transmissive window）との間のビーム軸に沿って拡張する実質的に真空状態の内部領域を画定するカプセル、
を備える放射線発生組立品；
Ｂ．レーザー放射線源；
Ｃ．前記放射線発生組立品に接続されたプローブ組立品であって、近位の端及び遠位の端を持った光学的搬送構造を含むプローブ組立品；及び、
Ｄ．前記熱陰極によって吸収されなかった入射レーザー放射線を前記熱陰極に戻すように反射する、前記カプセルの内面に沿った予め決められた場所に配置された１つまたは複数の反射部材、
を備え、
前記光学的搬送構造が前記レーザー放射線源によって生成され、前記近位の端に入射されるレーザー放射線を前記遠位の端に搬送し、前記搬送されたレーザー放射線のビームを前記熱陰極の前記電子放出性表面に衝突させるために前記光学的放射線のビームを前記熱陰極の前記表面に向けるように構成され、
前記レーザー放射線のビームが前記熱陰極の前記表面から熱電子放出を生じさせるために、前記表面の少なくとも一部を電子放出温度まで加熱するのに十分なパワーレベルを持つ治療用放射線源。
【請求項２３】
前記熱陰極の前記電子放出性表面を加熱して、約１００μＡの電流を形成する電子ビームを生成するために必要な電力が約０.１ワットから約３.０ワットである、請求項１に記載の治療用放射線源。
【請求項２４】
前記ターゲット部材が前記熱陰極の前記電子放出性表面から間隔を開けて、対向した状態で配置される、請求項１に記載の治療用放射線源。
【請求項２５】
前記光ファイバーケーブルの前記電気伝導性の外面と前記可撓性のカテーテルとの間に誘電材料（または、絶縁材料）の層をさらに備える、請求項１９に記載の治療用放射線源。
【請求項２６】
治療用放射線源であって：
Ａ．放射線発生組立品であって：
ａ．電子放出性表面を持った熱陰極を備えた、ビーム経路に沿って電子ビームを生成するために電子を放射する電子線源；及び、
ｂ．前記ビーム経路上に配置されたターゲット部材であって、前記電子線源から入射され、加速された電子への応答で治療用放射線を放射する手段を含むターゲット部材、
ｃ．前記熱陰極及び前記ターゲット部材を収容している実質的に剛性の筐体であって、前記筐体の入力端と出力端との間のビーム経路に沿って拡張する実質的に真空状態の内部領域を画定する筐体、
を備え、前記熱陰極が渦巻形状の伝導性部材から構成される放射線発生組立品；
Ｂ．光学的放射線源；及び、
Ｃ．始端と終端を備え、前記光学的放射線源により生成され、前記始端に入射された光学的放射線を前記終端に搬送する光学的搬送構造、
を備え、
前記光学的搬送構造が前記搬送される光学的放射線を前記熱陰極の表面に向け、
前記光学的放射線のビームが前記熱陰極の前記表面から熱電子放出を生じさせるために、前記表面の少なくとも一部を電子放出温度まで加熱するのに十分なパワーレベルを持つ治療用放射線源。
【請求項２７】
前記熱陰極が前記筐体の前記入力端に配置されている、請求項２６に記載の治療用放射線源。
【請求項２８】
前記筐体の出力端に放射線透過性窓をさらに備え、前記ターゲット部材から放射される治療用放射線が前記放射線透過性窓を介して放射される、請求項２６に記載の治療用放射線源。
【請求項２９】
前記渦巻形状の伝導性部材が互いに間隔の開いた複数の巻きを画定する、請求項２６に記載の治療用放射線源。
【請求項３０】
前記伝導性部材が連続した前記巻きの間の隙間空間を画定する、請求項２９に記載の治療用放射線源。
【請求項３１】
前記渦巻形状伝導性部材が平面状のコイルを形成する、請求項２９に記載の治療用放射線源。
【請求項３２】
前記渦巻形状伝導性部材がらせん状のコイルを形成する、請求項２９に記載の治療用放射線源。
【請求項３３】
前記伝導性コイルの隣り合った巻きの間の距離が約２５μｍから約５０μｍである、請求項２９に記載の治療用放射線源。
【請求項３４】
前記互いに間隔の開いた複数の巻きの各々が、実質的に円形の横方向の断面を持つ、請求項２９に記載の治療用放射線源。
【請求項３５】
前記光学的搬送構造が光ファイバーケーブルである、請求項２６に記載の治療用放射線源。
【請求項３６】
前記光ファイバーケーブルが約１００μｍから約２００μｍの径を持つ、請求項２６に記載の治療用放射線源。
【請求項３７】
前記渦巻形状伝導性コイルが約２ｍｍから約７ｍｍの間の長さを持つ、請求項２９に記載の治療用放射線源。
【請求項３８】
前記熱陰極の前記電子放出性表面を加熱して、約２μＡの電流を形成する電子ビームを生成するために必要な電力が約０.１ワットから約１.０ワットである、請求項２６に記載の治療用放射線源。
【請求項３９】
前記光学的放射線源がレーザーであり、前記光学的放射線が実質的に単色かつコヒーレントである、請求項２６に記載の治療用放射線源。
【請求項４０】
前記治療用放射線がＸ線を含む、請求項２６に記載の治療用放射線源。
【請求項４１】
熱伝導によって生ずる電力損失が０.２ワット以下である、請求項２６に記載の治療用放射線源。
【請求項４２】
治療用放射線源であって：
Ａ．放射線発生組立品であって：
ａ．電子放出性表面を持った熱陰極を備えた、ビーム経路に沿って電子ビームを生成するために電子を放射する電子線源；
ｂ．前記ビーム経路上に配置されたターゲット部材であって、前記電子線源から入射され、加速された電子への応答で治療用放射線を放射する手段を含むターゲット部材；及び、
ｃ．前記熱陰極及び前記ターゲット部材を収容している実質的に剛性の筐体であって、前記筐体の入力端と出力端との間のビーム経路に沿って拡張する実質的に真空状態の内部領域を画定する筐体、
を備える放射線発生組立品；
Ｂ．光学的放射線源；及び、
Ｃ．始端と終端を備え、前記光学的放射線源により生成され、前記始端に入射された光学的放射線を前記終端に搬送する光学的搬送構造であって、前記搬送される光学的放射線を前記熱陰極の表面に向ける光学的搬送構造、
を備え、
前記光学的放射線のビームが前記熱陰極の前記表面から熱電子放出を生じさせるために、前記表面の少なくとも一部を電子放出温度まで加熱するのに十分なパワーレベルを持ち、
前記熱陰極が互いに間隔の開いた複数の巻きを持つ渦巻形状の伝導性部材から構成される治療用放射線源。
【請求項４３】
前記伝導性部材の隣り合った巻きの間の空間を介する熱伝導が実質的に排除され、それによって、熱伝導によって生ずる前記熱陰極の熱損失が大幅に減少される、請求項４２に記載の治療用放射線源。
【請求項４４】
前記電子線源から放出された電子を前記ターゲット部材に向かって加速させるために利用される加速用電場を確立するための手段をさらに含む、請求項２６に記載の治療用放射線源。
【請求項４５】
治療用放射線源であって：
Ａ．光学的源
Ｂ．近位の端及び遠位の端を持ち、前記近位の端に入射された光学的放射線を前記遠位の端に搬送する光学的搬送構造を含むプローブ組立品であって、前記光学的搬送構造が前記光学的放射線のビームを前記熱陰極の表面に衝突させるために前記光学的放射線のビームを、前記光学的搬送構造を通して前記熱陰極の表面に向けるプローブ組立品；
Ｃ．前記プローブ組立品に接続されている放射線発生組立品であって：
ａ．電子放出性表面を持った熱陰極を備え、ビーム経路に沿って電子ビームを生成するために前記光学的搬送構造の前記遠位の端に搬送された光学的放射線に応答する電子線源；
ｂ．前記電子線源から入射され、加速された電子への応答でＸ線を放射する、少なくとも１つのＸ線放射性材料を含む、前記ビーム経路に配置されたターゲット部材；及び、
ｃ．前記電子線源及び前記ターゲット部材を収容する実質的に剛性にカプセルであって、前記カプセルの近位の端に配置された熱陰極と前記カプセルの遠位の端に配置されたターゲット部材との間のビーム軸に沿って拡張する実質的に真空状態の内部領域を画定するカプセル、
を備える放射線発生組立品；及び、
Ｄ．前記電子線源から放射された電子を前記ターゲット部材に向かって加速させるための加速用電場を確立するために、前記電子線源と前記ターゲット部材との間に加速用電圧を与える手段であって、前記電子線源の前記加速用電圧が前記ターゲット部材の基準電位に対して予め選択された最大値を持つ加速用電圧を与える手段、
を備え、
前記光学的放射線のビームが前記熱陰極の表面から熱電子放出を生じさせるために、前記表面の少なくとも一部を電子放出温度まで加熱するのに十分なパワーレベルを持ち、
前記予め選択された最大値と前記基準電位との間で、前記カプセル内に実質的に平滑な電圧勾配を与えるために前記カプセルの内面が半導性のコーティングで被われている治療用放射線源。
【請求項４６】
前記半導性コーティングが弱い伝導性コーティングから構成されている、請求項４５に記載の治療用放射線源。
【請求項４７】
前記半導性コーティングがイオン注入金属から形成される、請求項４５に記載の治療用放射線源。
【請求項４８】
前記カプセルの前記内面の表面抵抗が比較的低い電力消散（power dissipation）を確立する、請求項４５に記載の治療用放射線源。
【請求項４９】
前記カプセルの前記内面の誘電率が前記加速用電場内のスパイクを防止するのに十分な程度に低い、請求項４５に記載の治療用放射線源。
【請求項５０】
前記カプセルの前記内面の二次電子放出係数が１より小さい、請求項４５に記載の治療用放射線源。
【請求項５１】
前記カプセルの前記内面に適用された前記半導性コーティングが前記熱陰極の三重会合点を電気的フラッシュオーバーから遮蔽する、請求項４５に記載の治療用放射線源。
【請求項５２】
前記光学的源がレーザー（装置）であり、前記光学的放射線のビームが実質的に単色かつコヒーレントである、請求項４５に記載の治療用放射線源。
【請求項５３】
前記光学的搬送構造が光ファイバーケーブルから構成される、請求項４５に記載の治療用放射線源。
【請求項５４】
前記プローブ組立品が前記光ファイバーケーブルを収容する、可撓性で、電気伝導性のカテーテルを含む、請求項５３に記載の治療用放射線源。
【請求項５５】
前記半導性コーティングが前記カプセルの前記内面に衝突する電子の二次放出を減少させる、請求項４５に記載の治療用放射線源。
【請求項５６】
治療用放射線源であって：
Ａ．光学的源
Ｂ．近位の端及び遠位の端を持ち、前記近位の端に入射された光学的放射線を前記遠位の端に搬送する光学的搬送構造を含むプローブ組立品であって、前記光学的搬送構造が前記光学的放射線のビームを前記熱陰極の表面に衝突させるために前記光学的放射線のビームを、前記光学的搬送構造を通して前記熱陰極の表面に向けるプローブ組立品；
Ｃ．前記プローブ組立品に接続されている放射線発生組立品であって：
ａ．電子放出性表面を持った熱陰極を備え、ビーム経路に沿って電子ビームを生成するために前記光学的搬送構造の前記遠位の端に搬送された光学的放射線に応答する電子線源；
ｂ．前記電子線源から入射され、加速された電子への応答でＸ線を放射する、少なくとも１つのＸ線放射性材料を含む、前記ビーム経路に配置されたターゲット部材；及び、
ｃ．前記電子線源及び前記ターゲット部材を収容する実質的に剛性にカプセルであって、前記カプセルの近位の端に配置された前記熱陰極と前記カプセルの遠位の端に配置された前記ターゲット部材との間のビーム軸に沿って拡張する実質的に真空状態の内部領域を画定するカプセル、
を備える放射線発生組立品；及び、
Ｄ．前記電子線源から放射された電子を前記ターゲット部材に向かって加速させるための加速用電場を確立するために、前記電子線源と前記ターゲット部材との間に加速用電圧を与える手段、
を備え、
前記光学的放射線のビームが前記熱陰極の表面から熱電子放出を生じさせるために、前記表面の少なくとも一部を電子放出温度まで加熱するのに十分なパワーレベルを持ち、
前記電子線源と前記ターゲット部材との間で、前記カプセル内に実質的に平滑な電圧勾配を与えるために前記カプセルの内面が半導性のコーティングで被われている治療用放射線源。
【請求項５７】
前記半導性コーティングが前記カプセルの前記内面に衝突する電子の二次放出を減少させる、請求項５６に記載の治療用放射線源。
【請求項５８】
前記半導性コーティングが三二酸化クロミウム、五酸化バナジウム、及びプラチナから成るグループから選択された材料から形成される、請求項４５に記載の治療用放射線源。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は治療用放射線源、特に、光学的駆動式の熱陰極（または、熱電子陰極）を利用した、省電力、高効率、且つ、小型化された放射線源に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療分野において、患者の診断、治療、及び待期療法（palliative treatment）に対して、Ｘ線やγ線等の治療用放射線が使用されている。従来の、治療のために使用される放射線源は大型で固定式の機械や小型で移動式の放射線発生プローブ等を含む。また、現在の治療システムは複雑な治療計画を作成するためにコンピューターを利用している。
【０００３】
医療用として利用される従来の放射線システムは高出力の遠隔の放射線源を利用し、放射線のビームを患者の身体の腫瘍等の、ターゲット領域（または、目標領域）に向ける。この種の治療は、放射線源がターゲット領域から予め規定された距離だけ離れた場所に配置されるので、遠隔治療法（teletherapy）と呼ばれる。しかしながら、これらの治療法には、放射線源とターゲット領域との間に存在する組織が放射線にさらされるという欠点がある。患者の外部から患者の内部のターゲット領域に放射線を適用する遠隔治療法の放射線源はターゲット領域の組織のみならず、放射線が入射された場所と放射線が出て行く場所との間に存在する、周辺の領域の組織にも損傷を与える可能性が高い。
【０００４】
一方、近接照射療法（brachytherapy）は治療をしようとしている領域の付近や領域の内部に放射線源を配置することによって治療を行う。近接照射療法は予め規定された組織部分のみを治療し、その周辺の組織に対して大きな影響を与えないように放射線を適用するという点で遠隔治療法よりも優れている。近接照射療法は一般に、治療しようとしているターゲット組織内または、その付近に直接配置することができる、「シード（seed）」、すなわち、カプセル式の放射性同位元素を使用する治療法を意味する。しかしながら、このような放射性同位元素の扱いや処分は、それらを扱う人や環境に対して大きな危険性を与える。
【０００５】
この出願において用語「Ｘ線近接照射療法」とは、治療しようとしている領域内または、その付近にＸ線源を配置する、Ｘ線放射線療法を意味するものとする。本出願人に譲渡されたNomikosらの米国特許No.5,153,900、Sliskiらの米国特許No.5,369,679、及びSmithらの米国特許No.5,422,926は患者の身体内に挿入され、身体内で起動（または、活性化）される、小型で低出力の放射線源を利用したＸ線近接照射療法システムを開示している。（これらの特許は本願に参照として組み込まれるものとする。）上述の特許で開示されたＸ線近接照射療法システムはターゲット組織内または、その付近でＸ線を発生することが可能な、小型で体内に挿入可能なプローブを備えるので、放射線を目標の組織に到達させるために、放射線を患者の皮膚、骨、または他の組織を通過させる必要がない。
【０００６】
挿入可能なプローブは治療に対して適切な領域内または、その付近に配置された定格上の「点状」放射源から低出力のＸ線を放射する。それゆえ、Ｘ線近接照射療法は治療しようとしている組織の周辺の組織に悪影響を与えずに、予め規定された組織体積部分のみにＸ線を適用することを可能にする。また、Ｘ線は予め決められた場所に予め規定された分量で、予め規定された幾何学的体積に適用される。Ｘ線近接照射療法は放射性同位元素を使用せずに、近接照射療法の長所を活用することができる。また、Ｘ線近接照射療法は、オペレーターが放射されるＸ線放射線の分量（または、投与量）や投与する時間を制御することを可能にする。
【０００７】
Ｘ線近接照射療法は通常、腫瘍や腫瘍の一部が除去された領域を局在的に配置された出力端を持った放射線源で処置するために、腫瘍や腫瘍の一部が除去された領域に挿入可能なプローブを配置することを必要とする。米国特許No.5,153,900に開示されたタイプのＸ線プローブは筐体及び、筐体から軸上に沿って拡張し、先端にＸ線放射用のターゲット部材（または、標的部材）を備えた中空で管状（または、チューブ状）のプローブまたはカテーテルを備えている。プローブは通常、熱陰極（または、熱電子陰極）等の、電子線源（または、電子源）を収容している。
【０００８】
Ｘ線近接照射療法のもう１つの形式として、米国特許No.5,428,658のＸ線プローブは金属の鞘に被われた可撓性の光ファイバー等の、可撓性の（または、フレキシブルな）プローブを備えている。この特許のＸ線プローブは可撓性プローブの先端に接続された実質的に剛性（または、硬直）のカプセルを含む。このカプセルは電子線源及びＸ線放射性ターゲット部材を収容している。そして、電子線源としては、光電陰極が使用されてもよい。光電陰極が使用された場合、ＬＥＤまたはレーザー源により光電子放出性の物質が輻射加熱（irradiate）され、自由電子が発生させられる。通常、ＬＥＤまたはレーザー源から光電陰極に光を結合（または、伝播）させるために、可撓性の光ファイバーケーブルが使用される。
【０００９】
米国特許No.5,133,900及びNo.5,428,658は電子線源とターゲット部材との間に加速用の電場を確立することを開示している。確立された電場は電子線源から放出された電子をターゲット部材に向かって加速させるために利用される。ターゲット部材は電子線源から入射された電子に対する応答で放射線を放射する。
【００１０】
従来技術の熱陰極の１つの形式は、電流及び電流に対する抵抗によって加熱されるフィラメントを利用している。フィラメントによる熱はカソードを加熱し、熱電子放出によって電子が発生する。このような抵抗によって加熱される熱陰極を利用する従来技術のＸ線装置のカソード組立品は、例えば、直径が約２ｍｍで、長さが約２ｃｍのトリウムタングステンコイルから構成される。トリウムタングステンコイルは、４Ａ以上の電流と抵抗によって加熱されたときに、熱電子放出によって電子を放射する。１つの形式において、このコイルは、生成された電子ビームを電子ビームのターゲット（または、標的）として作用する、対向するアノード上の小さなスポットに集中させるために、金属製の集束用カップによって覆われていてもよい。ビームは通常、約０.３ｍｍから２.５ｍｍの範囲の、アノード上のスポットに集束（または、集中）される。多くの応用例において、電子ビームからのエネルギーはアノード上で熱に変換される。そのような熱に対処するために、高出力医療用Ｘ線源は水冷式の、急速に回転するアノードを利用する場合が多い。このような構成により、局在的な加熱の影響を最小にしながら、小さな集束スポットを可能にする、向上した効果的なターゲット領域（または、目標領域）が確立される。
【００１１】
優れた熱伝導性及び効果的な熱消散を達成するために、アノードは通常、銅から作製される。また、アノードの電子ビームが入射される領域はＸ線が効果的に発生するように、大きな原子番号を持った材料から形成される必要がある。優れた熱伝導率、効果的な熱の消散、及び効果的なＸ線の生成の要求を満たすために、通常、タングステン合金が銅に埋め込まれる。
【００１２】
電子線源は可能な限り効果的に加熱されるのが望ましい。すなわち、熱陰極は可能な限り小さい電力で可能な限り高い温度に達するのが望ましい。しかしながら、例えば、従来のＸ線管の場合、管内に配置されたコイル状のカソードの熱的な蒸発が管の故障を引き起こす可能性が高い。また、必要以上に高温に加熱されたアノードは放射線出力を劣化させる原因となる可能性がある。例えば、約１から３秒間の比較的長い時間、Ｘ線源にさらされると、アノードの温度はアノードが輝く程度に上昇し、アノードの表面が局所的に溶けだしたり、穴があいたりし、結果的に放射線出力を劣化させる。
【００１３】
光電陰極は上述のような問題を避けることができるが、光電陰極を使用する場合、光電陰極を作製するのが困難であるという問題がある。光電陰極は十分な量子効率を持たなければならない（ここで、量子効率は入射された光子（光量子）１つ当りに対して生成される電子の数に関する量である）。この効率は有効な入射光の強度と均衡するはずである。１０-3以上の適当な量子効率を持った、実質的に使用可能な物質の場合、光電陰極は真空状態で作製されなければならない。本出願人に譲渡された米国特許No.5,428,658はベルジャー（bell jar）内に配置された光ファイバーケーブルを利用して真空状態での製造が実施可能であることを開示している。（これらの特許は本願に参照として組み込まれるものとする。）これらの従来技術を使用して、例えば、Ａｇ-Ｏ-Ｃｓの感光面（photosurface）を製造することができる。しかしながら、これらの光ファイバーケーブルは空気に触れさせることなく、管状のプローブ内に挿入され、光ファイバーケーブルの端が真空状態でプローブに封止されなければならない。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１４】
本発明の目的は大幅な省電力を達成した、高効率で小型の放射線源を提供することである。本発明のもう１つの目的は真空状態で作製される光電陰極を必要とすることなく、最小の熱損失で電子を発生する電子線源を備えた、小型の放射線源を提供することである。本発明のもう１つの目的は熱陰極を加熱するために、抵抗性（ohmic）の加熱を利用するのではなく、レーザーエネルギーを使用する小型の放射線源を提供することである。この方法により、放射線源に必要とされる電力を大幅に減少させながら、ターゲット領域（または、目標領域）に治療用の放射線を発生させるために必要な電子の流れ（または、電子流）を形成するのに十分な量の電子を生成することができる。
【００１５】
上述のレーザー加熱式の治療用放射線源に必要な電力を減少させるために、熱陰極の熱損失を最小に抑えることが望まれる。レーザー加熱式熱陰極の熱損失は次の要素を含む。
１）熱伝導による熱損失；
２）入射されるレーザー放射線の吸収されないで残る部分による熱損失；及び、
３）熱放射による熱損失。
【００１６】
したがって、  本発明のもう１つの目的は熱陰極によって吸収されずに残る、入射されたレーザー放射線による熱損失の量を減少させることによって、放射線源のレーザー加熱式熱陰極の効率を増大させることである。本発明のもう１つの目的はレーザー加熱式熱陰極中の熱伝導によって生ずる熱損失を減少させ、それによって、レーザー駆動式放射線源の効率を増大させ、電力消費を減少させることである。
【００１７】
米国特許No.5,133,900及びNo.5,428,658は実質的に剛性（または、硬直）のカプセルに収容された電子線源及びターゲット部材を開示している。電子線源はビーム経路に沿って電子ビームを発生し、ビーム経路にはターゲット部材が配置される。カプセル内には加速用の電場が確立される。加速用の電場は電子線源から放射された電子をターゲット部材に向かって加速するように作用する。電子線源からの入射電子への応答で、ターゲット部材は治療用放射線を放射する。
【００１８】
カプセルは電子ビームの軸に沿って拡張する、実質的に真空の内部領域を画定する。通常、従来技術のカプセルの内面は電気絶縁材料で被われている。上述のＸ線プローブ等の装置においては、高電圧に対する絶縁として真空が使用されるが、真空の信頼性は、真空空間の絶縁能力が突発的に失われ、電気破壊（または、絶縁破壊）が発生したときに、予測不能な「スパーキング（火花発生）」や「アーキング」を起こす危険性を伴う。また、Ｘ線の効果的な生成は電子経路がカソードからターゲットに直接的に向かう必要がある。電子が絶縁体の帯電の影響によって側面の方向に逸れた場合、Ｘ線の生成の効率が減少し、Ｘ線出力の安定性が低下してしまう。
【００１９】
したがって、本発明のもう１つの目的は、このような電気破壊を防止し、Ｘ線出力を安定させることである。電気破壊を防止し、Ｘ線出力を安定させるためには電子線源とターゲットとの間の領域に実質的に均等な電圧勾配（voltage gradient）を確立することが重要である。本発明は電子線源とターゲット部材との間の真空領域内に実質的に均一な電圧勾配を形成することによって、高効率で小型の治療用放射線源を提供する。
【課題を解決するための手段】
【００２０】
本発明は低出力の、電子ビーム駆動式放射線源を備えた、小型の治療用放射線源に関する。詳細に述べると、本発明の装置は好まれるものとしてレーザーである、光学的な放射線源によって加熱された熱陰極を含む。
【００２１】
本発明に従った治療用放射線源は放射線発生組立品、光学的放射線源、及びプローブ組立品を含む。光学的放射線源は好まれるものとして、実質的に単色の、コヒーレントな放射線ビームを生成するレーザー（または、レーザー装置）である。放射線発生組立品は定格上、直線の基準軸に沿ったビーム経路に沿って電子ビームを形成する電子を放射するための電子線源及び、ビーム経路上に配置されたターゲット部材（または、標的部材）を含む。電子線源は好まれるものとして、電子放射性表面を備えた、光学的駆動式熱陰極である。
【００２２】
本発明の１つの実施例において、光学駆動式熱陰極は渦巻状（または、螺旋）の形状を持つ。この構成により、熱陰極内の熱伝導による熱損失が最小化される。この実施例において、渦巻形状の熱陰極は好まれるものとして、渦巻形状の伝導性部材から作製される。渦巻形状の伝導性部材は互いに間隔の開いた複数の「巻き」を持ち、前記伝導性部材の連続した「巻き」の間に隙間空間（または、間隙）を画定する。渦巻形状伝導性部材は実質的に真空の内部空間に収容されるので、伝導性部材の連続した巻きの間の隙間空間を介した熱伝導が実質的に排除される。熱伝導による熱損失を最小にすることにより、結果的に小型の熱陰極の効率が増大する。
【００２３】
ターゲット部材は電子線源（または、電子源）からの、加速された入射電子への応答で、治療用の放射線を放射する手段（または、部材）を含む。好まれる実施例において、ターゲット部材は熱陰極の電子放射性表面から間隔を開けて、対向した状態で配置される。ターゲット部材は熱陰極から加速された入射電子への応答で、治療用放射線を放射するように構成された、少なくとも１つの放射線放射性部材を含む。治療用放射線源はまた、電子線源から放射された電子をターゲット部材に向かって加速するために作用する加速用電場を確立する、加速用電圧を与えるための手段を含む。
【００２４】
１つの実施例において、放射線発生組立品はさらに、電子線源及びターゲット部材を収容する、実質的に剛性（または、硬直）のカプセルを含む。好まれるものとして、電子線源はカプセルの近位の端に配置され、ターゲット部材は遠位の端に配置される。カプセルはカプセルの近位の端の熱陰極と遠位の端のターゲット部材との間の、定格上直線のビーム軸に沿って拡張する、実質的に真空の内部領域を画定する。カプセルは好まれるものとして、カプセルの遠位の端に配置される放射線透過性領域を含む。カプセルの内面の全抵抗は好まれるものとして、消散される電力を全電力の１０％以下に制限するのに十分な程度に高い。
【００２５】
本発明の１つの実施例において、真空状のカプセルの内面は予め選択された最大電位と接地電位との間で、カプセル内に実質的に平滑な（または、均一な）電圧勾配を与えるために、弱い伝導性（weakly conductive）または半導性（semiconductive）の材料でコーティングされる。弱い伝導性または半導性のコーティングはカプセルの内側の面に適用され、カプセルのコーティングされた内面に衝突する電子の二次的な放射を減少させるように構成される。弱い伝導性または半導性のコーティングはさらに、三重会合点（triple junction point）の付近の電場を減少させるように構成され、それにより、熱陰極の三重会合点の電気的フラッシュオーバー（electrical flashover）の可能性を減少させる。すなわち、電界放出（field emission）による電荷の蓄積及び、それによって引き起こされる電子なだれや電気破壊（または、絶縁破壊）を防止するために十分な程度の電流がコーティングによって搬送される。
【００２６】
プローブ組立品は好まれるものとして光ファイバーケーブルである、近位の端及び遠位の端を持った光学的搬送構造を含む。光ファイバーケーブルの遠位の端は放射線発生組立品に接続される。光ファイバーケーブルは放射源によって発生し、近位の端に入射された光学的放射線を遠位の端まで搬送（または、伝播）する。光ファイバーケーブルは熱陰極の表面上に光学的放射線を衝突させるために光学的放射線のビームを搬送（または、透過）する。そして、光学的放射線のビームは、その時点で熱陰極の表面の少なくとも一部を電子放射温度まで加熱させるのに十分なパワーレベル（または、出力レベル）を持ち、熱陰極の表面から熱電子放出によって電子を放出させる。１つの実施例において、プローブ組立品は光ファイバーケーブルを収容する可撓性の（フレキシブルな）金属性の鞘（または、カテーテル）を含む。
【００２７】
１つの実施例において、加速用電圧を与えるための手段は第１端子及び第２端子、並びに、第１端子と第２端子との間の出力電圧を確立するための駆動手段を備える電力源（または、電源）である。１つの形式において、電力源は第１端子及び第２端子を介してターゲット部材に電気的に接続される。電力源の第１端子は熱陰極の電子放出表面に電気的に接続され、第２端子はターゲット部材に電気的に接続される。この構成により、熱陰極から放出された電子をターゲット部材に向かって加速する電場が確立される。
【００２８】
本発明の１つの実施例において、本発明の装置は筐体の内側の面に沿って、予め決められた場所に配置される１つまたは複数の反射部材を含む。反射部材は熱陰極によって吸収されなかった入射レーザー放射線を熱陰極に戻すように反射するように構成され、それにより、治療用放射線減の効率をさらに増大させる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２９】
本発明は患者の診断、治療、及び待期療法（palliative treatment）に使用することが可能な、小型で低消費電力の治療用放射線源に関する。本発明は熱陰極を電子放射温度まで加熱するためにレーザーを使用する。治療用放射線源のために必要な電力は、従来の熱陰極が抵抗によって加熱されるシステムに比べ大幅に減少される。本発明の装置によって生成された治療用放射線は（制限ではないが）Ｘ線を含んでもよい。医療用の用途に使用する場合、装置は、予め選択された領域に治療用放射線を照射するために、患者の身体等の内部に完全に、または部分的に埋め込まれて（または、移植されて）もよいし、身体等の表面の所望の位置に取り付けられてもよい。本発明の装置は、例えば、約１ｎＡから約１μＡの電子の流れの範囲とともに、約１０ｋｅＶから約９０ｋｅＶの範囲の比較的低い電圧で動作することができる。
【００３０】
図１（ａ）はＸ線の形式の治療用放射線を発生及び搬送（または、伝播）する治療用放射線源１０を示している。図１（ａ）に示されている、小型で低出力のＸ線源１０は従来の抵抗性の加熱を利用した熱陰極を備えた、従来技術のＸ線近接照射療法（brachytherapy）システムである。このような装置は上述の米国特許No.5,153,900「Miniaturized Low Power X-Ray Source」等に詳細に説明されている。システムは筐体１２及び、遠位の端部にターゲット組立品（または、標的組立品）２６を備え、筐体から基準軸１６に沿って拡張する円筒形のプローブ１４を含む。プローブ１４は筐体１２と一体的に構成され、可撓性であっても、剛性であってもよい。筐体１２は高電圧電力源１２Ａを収容している。プローブ１４は中空の管（または、チューブ）から構成され、電子線源２０を収容している。電子線源２０は浮動性（floating）（または、非接地）の低電圧電力源によって駆動される熱陰極２２を含む。１つの実施例において、電子線源２０は環状の集束電極（focusing electrode）２３を含み、熱陰極２２は陰極とほぼ同じ電位を持つ環状の集束電極２３の付近に配置される。
【００３１】
プローブ１４は陰極２２及び集束電極２３と同一の軸に沿って拡張する。プローブ１４はベリリウム（Ｂｅ）製のキャップ部及び、モリブデン−レニウム（Ｍｏ−Ｒｅ）、モリブデン（Ｍｏ）、またはミューメタルの本体部から構成される中空で、真空状態の円筒形部材（または、シリンダー）である。プローブの長さは処置しようとしている身体の領域に応じて決定されてもよい。例えば、円筒形部材は長さ１５ｃｍ、内径４ｍｍ、及び、外径５ｍｍであってもよい。もちろん、他の身体部分の処置のために、他の寸法及び形状が使用されてもよい。プローブ１４の本体部はミューメタル等の、磁気遮蔽性の材料から作製されてもよい。あるいは、プローブ１４は比較的高いヤング率（Young's modulus）及び弾性限界を持った、非磁性の金属から作製されてもよい。そのような金属はモリブデン、レニウム、または、それらの合金を含む。プローブの内面または外面は磁気的遮蔽を与えるために、パーマロイ（約８０％のニッケルと約２０％の鉄）等の、高い透磁率を持った合金でコーティングされてもよい。あるいは、プローブ１４にミューメタルの薄い鞘が被されてもよいし、または、ミューメタルの薄い鞘がプローブの代わりに使用されてもよい。このような構成により、従来技術のＸ線装置１０は電力、地球の磁場、または、ビームをプローブの軸から逸らせる可能性がある他の磁気を帯びた物体等による直流または交流の磁場が存在する環境でも使用することができる。
【００３２】
図１（ｂ）は図１（ａ）に示されている従来技術のＸ線装置１０のブロック図である。このブロック図において、筐体１２は第１部分１２'及び第２部分１２''に分割された状態で示されている。第１筐体部分１２'は再充電可能なバッテリー１２Ｂ、外部の充電器５０とともに使用されるバッテリーのための再充電回路１２Ｄ、及び、外部の遠隔治療用装置５２への応答で動作するように構成された遠隔治療用回路１２Ｅを含む。第１筐体部分１２'は適当な接続手段により、第２筐体部分１２''に接続されている。第２筐体部分１２''は高電圧電力源１２Ａ、制御器１２Ｃ、プローブ１４、及び電子ビーム発生器を含む。図示された従来技術において、電子ビーム発生器は対応する光源駆動装置５５によって駆動される光電陰極２２及び、ダイオードレーザー５６及び対応するレンズ組立品５８を含む。動作中、レーザー５６は光電陰極２２を照射し、光電陰極２２は、それに対する応答で電子を発生し、さらに、発生した電子はアノード２４に向かって加速される。アノード２４は電子を引き付け、中央の開口を通して電子を通過させ、ターゲット組立品２６に向かわせる。マイクロプロセッサー１２Ｃは陰極の電圧、電子ビーム流、及び時間的なパラメーターを動的に調節するために（または、予め選択された陰極の電圧、電子ビーム流、及び時間的なパラメーターを与えるために）、電力源１２Ａ及び光源駆動装置５５を制御する。
【００３３】
図１（ｂ）に図示されているように、外部の遠隔治療用装置５２及び遠隔治療用回路１２Ｅは外部から、電力源１２Ａ及び時間的なパラメーターを動的に（または、予め決められた様式で）制御することを可能にするために協働する。また、筐体１２は装置全体が埋め込まれてもよいし、または、プローブ１４だけが患者の身体内に挿入されてもよい。さらに、プローブ１４だけが患者の身体内に挿入される場合、遠隔治療用回路１２Ｅを介さずに、制御器１２Ｃが直接操作されてもよい。
【００３４】
上述のＸ線源１０において、ターゲット２６のＸ線放射性部材は電子が照射される領域内または領域付近に配置されるように構成される。Ｘ線放射性部材を腫瘍等の、ターゲット領域（または、目標領域）に近接させることにより、身体の壁を通して腫瘍の場所まで十分な量のＸ線を透過させるために従来の大型の装置で必要であった高電圧の使用が排除される。この構成は低電圧で放射線を目的とする腫瘍に集中させることができ、周囲の組織や放射線が入射される皮膚の部分の損傷を抑えることができる。
【００３５】
図２は本発明に従って構成された、治療用放射線源１００の１つの実施例の全体的なブロック図である。治療用放射線源１００は（図１（ａ）及び図１（ｂ）に示されている）抵抗によって加熱される熱陰極、または光電陰極を使用する従来技術の治療用放射線源とは異なり、レーザー加熱式熱陰極を含む。熱陰極１２２を電流ではなく、レーザーで加熱することにより、本発明に従って構成された治療用放射線源１００は必要な電力を大幅に減少させることができる。
【００３６】
概略的に見ると、治療用放射線源１００は放射線発生組立品１０１、光学的放射線源１０４、及びプローブ組立品１０６を含む。好まれるものとして、光学的放射線源１０４はレーザーであり、光学的放射線源１０４によって発生する光学的放射線は実質的に単色且つコヒーレントである。レーザーはダイオードレーザーであってもよいし、または、例えば、Ｎｄ:ＹＡＧレーザー、Ｎｄ:ＹＶ０4レーザー、分子レーザー等の他のレーザーが使用されてもよい。あるいは、ＬＥＤ等の、他の高輝度の光源が使用されてもよい。
【００３７】
放射線発生組立品１０１は電子線源（または、電子源）１２２、及び、加速された入射電子への応答で治療用放射線を放射するための手段（または、部材）を含むターゲット部材（または、標的部材）１２８を含む。好まれるものとして、電子線源１２２は熱陰極である。プローブ組立品１０６は光ファイバーケーブル等の、光学的搬送構造１１３を含む。光学的搬送構造１１３はレーザー源１０４によって発生したレーザー放射線のビームを熱陰極１２２に向ける（または、誘導する）。レーザービームは熱陰極１２２を加熱し、電子を熱電子放出する。
【００３８】
図３及び図４は本発明に従って構成された治療用放射線源１００の１つの実施例の概略的な図を示している。図３に図示されている実施例において、治療用放射線源１００はレーザー源１０４、プローブ組立品１０６、及び放射線発生組立品１０１を含む。放射線発生組立品１０１はビーム経路１０９に沿って電子ビームを発生する電子線源１２２及び、ビーム経路１０９上に配置されたターゲット部材１２８を含む。治療用放射線源１００はまた、電子線源１２２とターゲット部材１２８との間に加速用の電圧を与えるための手段を含む。図示されている実施例において、加速用電圧を与えるための手段は高電圧電力源（または、電源）１１２である。プローブ組立品１０６はレーザー源１０４及び高電圧電力源１１２を放射線発生組立品１０１に接続する。図３は治療用放射線源１００の全体的な図を示しており、図４は放射線発生組立品１０１、及びプローブ組立品１０６の遠位の端の拡大図を示している。
【００３９】
図３及び図４を参照すると、プローブ組立品１０６は近位の端１１３Ａ及び遠位の端１１３Ｂを持った光学的搬送構造１１３を含む。光学的搬送構造１１３は可撓性（または、フレキシブル）で、電気伝導性のカテーテル（または、鞘）１０５に収容されている。光学的搬送構造１１３の遠位の端１１３Ｂは放射線発生組立品１０１に取り付けられている。好まれる実施例において、光学的搬送構造１１３は近位の端１１３Ａから遠位の端１１３Ｂまで拡張する、可撓性の光ファイバーケーブルである。この実施例において、光ファイバーケーブル１１３を被っている可撓性のカテーテル１０５は比較的小さい径を持った、可撓性の金属製の鞘（または、カテーテル）から構成される。
【００４０】
好まれる実施例において、光ファイバーケーブル１１３は電気伝導性の外部の面２００を含む。例えば、光ファイバーケーブル１１３の外面は電気伝導性のコーティングの適用（または、塗布）によって電気伝導性にされてもよい。光ファイバーケーブル１１３の電気伝導性の外面２００は高電圧電力源１１２から熱陰極１２２への接続を与える。この実施例においては、放射線発生組立品１０１もまた、電気伝導性の外部の面を持つ。好まれるものとして、可撓性の金属製鞘１０５及び放射線発生組立品１０１の伝導性の外面は両方とも、装置の危険性を減少させるために接地電位（または、グランド電位）に設定される。可撓性の鞘１０５はターゲット部材１２８からの接地用帰路（ground return）を高電圧電力源１１２に接続し、それによって、熱陰極１２２とターゲット部材１２８との間に高電圧の電場を確立する。例としての実施例において、光ファイバーケーブル１１３は約２００μｍの径を持ち、可撓性の金属鞘１０５は約１.４ｍｍの径を持つ。誘電材料（または、絶縁材料）の層２１０は光ファイバーケーブル１１３の外面と金属鞘１０５の内面との間に絶縁性を与える。
【００４１】
図３及び図４に示されているように、放射線発生組立品１０１は電子線源１２２及びターゲット部材１２８を含む。放射線発生組立品１０１は例えば、約０.５ｃｍから２ｃｍの長さで、プローブ組立品１０６の遠位の端から拡張し、電子線源１２２及びターゲット部材１２８を収容するシェルまたはカプセルを含む。１つの実施例において、カプセル１３０は実質的にに剛性（または、硬直）で、概略的に円筒形の形状を持つ。この実施例において、放射線発生組立品１０１の他の部材を収容する円筒形のカプセル１３０は電子線源１２２及びターゲット部材１２８に対して実質的に剛性の筐体を与える。この実施例において、電子線源１２２及びターゲット部材１２８は筐体（または、カプセル）１３０内に収容されており、電子線源１２２はカプセル１３０の近位の端に配置され、ターゲット部材１２８はカプセル１３０の遠位の端に配置されている。
【００４２】
カプセル１３０はカプセル１３０の近位の端の電子線源１２２とカプセル１３０の遠位の端のターゲット部材１２８との間で、ビーム軸１０９に沿って拡張する、実質的に真空状態の内部領域を画定する。放射線発生組立品１０１の内部の面は電気的絶縁物または半導体で被われており、放射線発生組立品の１０１の外部の面は、上述したように、電気伝導性の材料で構成される。低二次放出制御シート抵抗半導性フィルム（low secondary emission, controlled sheet resistance semiconducting film）はシステムの高電圧破壊電圧（high voltage breakdown voltege）を最大にする。好まれる実施例において、放射線発生組立品１０１はプローブ組立品の端部で気密封止状に構成され、真空状態にされる。他の実施例においては、プローブ組立品全体が真空状態にされてもよい。
【００４３】
図示された本発明の好まれる実施例において、電子線源１２２は電子放出性表面を持った熱陰極１２２である。本発明の他の形式（図示せず）においては、環状の集束電極（focusing electrode）が付加的に備えられてもよい。また、そのような実施例において、熱陰極１２２は陰極とほぼ同じ電位を持つ環状の集束電極の付近に配置されてもよい。
【００４４】
図３及び図４に図示された実施例において、加速用電場を確立するための手段は高電圧電力源（または、電源）１１２である。電力源１１２は第１端子１１２Ａ及び第２端子１１２Ｂ、並びに、第１端子１１２Ａと第２端子１１２Ｂとの間に出力電圧を確立するための駆動手段を備える。１つの形式において、電力源１１２は第１端子及び第２端子を介してターゲット部材に電気的に接続されてもよい。電力源１１２の第１端子１１２Ａは熱陰極１２２の電子放出性表面に電気的に接続され、第２端子１１２Ｂはターゲット部材１２８に電気的に接続される。
【００４５】
図示された実施例において、高電圧電力源１１２は熱陰極１２２と接地されたターゲット部材１２８との間に加速用の電位差を確立するために、光ファイバーケーブルの伝導性の外面と金属製鞘１０５の間に高電位差を与える。この構成により、熱陰極１２２から放射された電子はターゲット部材１２８に向かって加速され、結果的に電子ビームが生成される。電子ビームは好まれるものとして、（例えば、１ｍｍ以下の径を持った）細いビームであり、ターゲット部材１２８まで拡張する、定格上直線の基準軸に沿ったビーム経路に沿って形成される。ターゲット部材１２８はビーム経路１０９上に配置される。電子線源１２２からターゲット部材１２８までの距離は好まれるものとして、約２ｍｍ以下である。
【００４６】
高電圧電力源１１２は好まれるものとして、以下の基準を満たす。
１）寸法が小さい；
２）バッテリー電力で動作可能程度に高い効率を持つ；
３）装置を特定の用途としてプログラム可能とするために、独立的に可変なＸ線管電圧及び電流を出力する。
好まれるものとして、電力源１１２は出力電圧の強度（または、振幅）及びビーム発生器電流の大きさを選択的に制御するための手段を含む、選択的に動作可能な制御手段を含む。この要求を満たすために、好まれるものとして、高周波数スイッチモード電力変換装置（high-frequency, switch-mode power converter）が使用されてもよい。低電力かつ高電圧を生成するための最も適当な構成は高電圧コックロフトウォルトン型倍増器（Cockroft-Walton-type multiplier）とともに動作する共振電圧変換装置（resonant voltage converter）である。低電力消散スイッチモード電力源制御器一体型回路（low-power dissipation, switch-mode power-supply controller-integrated circuit）は、このような構成を比較的少ない補助的な部材とともに制御するために有効な手段である。電力源１１２として適当な、例としての電力源は米国特許No.5,153,900及びNo.5,428,658に説明されている。
【００４７】
ターゲット部材１２８は好まれるものとして、熱陰極１２２の電子放出性表面から間隔を開けて、対向した状態で配置され、熱陰極１２２の電子放出性表面から入射される、加速された電子への応答で治療用放射線を放射するように構成された、少なくとも１つの放射線放射性材料を持つ。好まれる実施例において、放射された治療用放射線はＸ線であるが、本発明の範囲がＸ線に限定されず、他の形態の治療用放射線が発生されてもよいことは当業者にとって明白であるだろう。１つの実施例において、ターゲット部材１２８は入射電子ビームに対して露出した側（または、入射電子ビームが衝突する側）がタングステン（Ｗ）、ウラニウム（Ｕ）または金（Ａｕ）等の、高Ｚ（high-Z）のＸ線放射性部材の薄いフィルムまたは層でコーティングされた、小型のベリリウム（Ｂｅ）基板である。例として、電子が３０ｋｅＶ−まで加速された場合、２μｍの厚さの金の層は実質的に全ての入射電子を吸収し、その層で発生したＸ線の約９５％（３０ｅｋＶ−）、８８％（２０ｅｋＶ−）、及び８３％（１０ｋｅＶ−）を透過（または、放射）する。この実施例において、ベリリウム基板は約０.５ｍｍの厚さを持つ。この構成において、ベリリウム基板に対して垂直かつベリリウム基板の方向に発生し、金層を通過したＸ線の９５％は、ベリリウム基板を透過し、プローブ組立品１０６の遠位の端に向かう（または、誘導される）。
【００４８】
本発明のいくつかの形式において、ターゲット部材１２８は異なった放射特性を持った複数の層またはフィルムを含んでもよい。例として、第１の層が比較的低いエネルギーで放射対エネルギーのピーク（emission versus energy peak）を持ち、第２の裏側の層が比較的高いエネルギーで放射対エネルギーのピークを持ってもよい。本発明のこの構成により、第１の放射線特性を達成するために第１層でＸ線を発生する低エネルギーの電子ビームが使用され、第２の放射線特性を達成するために第２層でＸ線を発生する高エネルギーの電子ビームが使用されてもよい。また、例として、電子ビームは０.５ｍｍ幅の電子ビームとして陰極から放射され、０.１ｅＶの横方向の電子エネルギーとともに３０ｋｅＶまで加速され、１ｍｍまたは１ｍｍ以下のビーム径の電子ビームとしてターゲット部材１２８に到達してもよい。
【００４９】
Ｘ線は予め選択されたビーム電圧、電流、及びターゲット部材の成分に従って、ターゲット部材１２８で発生する。また、発生したＸ線は最小のエネルギー損失でベリリウム基板を通過する。ターゲット部材はまた、ベリリウムの代わりに、カーボン、窒化ホウ素等のセラミック、またはＸ線が最小のエネルギー損失で通過することを可能にする他の適当な基板から作製されてもよい。ターゲット基板に対する最適な材料は、優れた熱伝導性を持つという理由で、ダイアモンドの形態のカーボンである。これらのパラメーターで装置を構成することにより、結果として生ずるＸ線は１ｃｍまたは、それ以上の深さまで柔組織に貫通するのに十分な程度のエネルギーを持つ。ただし、Ｘ線が貫通する正確な深さはＸ線のエネルギー分布に依存する。本発明のもう１つの実施例において、ターゲット部材は、Ｘ線が管（または、チューブ）の軸に垂直な環状のビームとして放射される、固体の高Ｚ（high-Z）材料である。
【００５０】
上述の実施例において、プローブ組立品１０６は、関連する放射線発生組立品１０１とともに、ニッケルのサブ層上の窒化チタン等の、生物学的適合性の外部層でコーティングされてもよい。付加的な生物学的適合性として、例えば、ポリウレタンの鞘がプローブに被されてもよい。
【００５１】
図５はレーザー加熱式の熱陰極１２２を含む、本発明に従って構成された電子線源（または、電子源）を図示している。陰極ディスクは端部の加圧変形（swage）やレーザー溶接によって適当な場所に保持されてもよい。熱陰極１２２は通常、金属製材料から形成され、電子放出性表面を持つ。陰極１２２を形成するために適当な金属材料はタングステン、トリウムタングステン、他のタングステン合金、トリウムレニウム、及びタンタルを含む。１つの実施例において、陰極１２２はベース部材に電子放出性材料の層を付着させることによって、ベース部材上に電子放出性表面を形成することによって作製される。例として、ベース部材は（制限ではないが）タングステン等の４族（グループVI）及び、バリウム等の２族（グループII）を含む、１つまたは複数の金属材料から形成されてもよい。１つの形式において、電子放出性材料の層は（制限ではないが）タングステン酸アルミニウム（aluminum tungstate）及びタングステン酸スカンジウム（scandium tungstate）を含む材料から形成されてもよい。熱陰極１２２はまた、例として、ニッケルまたはニッケル合金等の、金属製ベース部材にバリウム及びストロンチウムの混合酸化物のコーティングを適用した、酸化物でコーティングされた陰極であってもよい。金属製ベース部材は、タングステン等の４族（グループVI）の金属を含む、他の材料から作製されてもよい。
【００５２】
筐体１３０の内部にはゲッター（または、脱ガス剤）１５５が配置されてもよい。ゲッター１５５は高品質の真空状態を生成及び維持するために役立つ。ゲッターは真空内の浮遊気体分子（stray gas molecule）と反応した後に活性化温度（activation temperature）を持つ。したがって、使用されるゲッターは活性化温度に加熱されたときに、Ｘ線装置に損傷または悪影響を与えないような、比較的低い活性化温度を持つことが望ましい。
【００５３】
光ファイバーケーブル１１３は（図３に示されている）レーザー源１０４によって生成され、光ファイバーケーブル１１３の近位の端から入射されたレーザー放射線を光ファイバーケーブル１１３の遠位の端まで搬送（または、透過）するように構成される。光ファイバーケーブル１１３はまた、搬送（または、透過）されたレーザー放射線のビームを熱陰極１２２の電子放出性表面に衝突させるために、レーザー放射線のビームを搬送（または、透過）する。レーザー放射線のビームは電子放出性表面の少なくとも一部を電子放射温度（electron emitting temperature）まで加熱し、それによって、表面から電子を熱電子放出するのに十分な程度の出力レベルを持つ必要がある。
【００５４】
動作中、光ファイバーケーブル１１３に入射されたレーザービームは熱陰極１２２の表面に衝突し、表面を金属性の陰極の融点より低い電子放出温度（electron emitting temperature）まで急速に加熱する。表面が電子放出温度に達すると、表面から電子が熱電子放出により放出される。（図３及び図４に示されている）陰極１２２とターゲット部材１２８との間の高電圧電場はこれらの電子を加速し、ターゲット部材１２８の表面に衝突させ、結果的にＸ線を発生する。本発明の１つの実施例において、Ｎｄ:ＹＡＧレーザーが約４００μｍの径を持ったＳｉＯ2光ファイバーに接続される。電力源として２０ｋＶの電力源が使用され、熱陰極はタングステンから作製される。１００μＡ以上の電子流を生成するために数ワットの電力しか必要としない。
【００５５】
上述の熱陰極のレーザーエネルギーによる駆動を除く、レーザー加熱式の熱陰極の効率を増大させるためのもう１つの方法は熱陰極によって吸収されないまま残る入射されたレーザー放射線による熱損失を最小にすることである。図６は本発明の電子線源の１つの実施例を図示している。この実施例は、熱陰極１２２によって吸収されないまま残った入射レーザー放射線を熱陰極１２２に戻すための反射部材１６０を含む。図６は熱陰極１２２に吸収されず、散乱された入射レーザー放射線１５２を図示している。レーザー放射線の散乱された光線１５３は放射線発生組立品１０１を収容しているカプセル１３０の内面に衝突する。カプセル１３０の内面上の予め決められた位置に反射部材１６０を配置することによって、熱陰極１２２の電子放出性表面によって吸収されなかった入射レーザー放射線は反射部材１６０によって反射され、熱陰極１２２に戻される。すなわち、カプセル内には効果的な光学的空洞（optical cavity）が形成される。これにより、入射レーザー放射線の熱陰極１２２への結合効率が大幅に増大する。
【００５６】
図７は渦巻形状（または、螺旋形状）のレーザー加熱式熱陰極２２２を含む、本発明の治療用放射線源の実施例を示している。上述の実施例と同様に、カプセル２３０はカプセル２３０の近位の端の陰極２２２とカプセル２３０の遠位の端のターゲット部材２２８との間でビーム軸２０９に沿って拡張する、実質的に真空状態の領域を画定し、入射レーザー光は光ファイバーケーブル２１３を通って伝播される。
【００５７】
渦巻形状の熱陰極２２２は好まれるものとして、間隔の開いた複数の「巻き」を持ち、連続した「巻き」の間には隙間空間（または、間隙）が画定される。熱伝導による陰極の熱損失は陰極の渦巻形状の構成によって最小化される。熱陰極２２２は、連続した巻きの間に隙間空間を画定する、間隔の開いた複数の巻きを含む渦巻形状の伝導性部材を含む。伝導性部材は例として、ワイヤで構成されてもよい。伝導性部材はまた、光化学作用により加工された平らな渦巻状の陰極材料から構成されてもよい。ワイヤの渦巻状（または、螺旋状）の構成は陰極の伝導による熱損失を減少させる。
【００５８】
ディスク状または平面状のタングステン熱陰極の場合、陰極の入射スポットで吸収される入射放射線の割合は通常、４０％程度である。そして、吸収された４０％に対し、陰極内の熱伝導によりさらなる損失が生ずる。図示された実施例の場合、陰極２２２は複数の間隔の開いた巻きを持った渦巻コイルの形状で構成されているので、熱伝導による熱損失が最小化される。すなわち、陰極を形成している伝導性部材の間隔の開いた、隣り合った巻きの間の真空空間は熱を伝導しないので、ディスク状の熱陰極に比べ、熱伝導による熱損失が大幅に減少される。
【００５９】
上述したように、本発明の熱陰極は光学的に駆動されるので、ディスク形状の平面状の陰極を使用した場合でも、１００μＡ以上の電子流を生成するために数ワット程度の電力しか必要としない。渦巻形状の約０.５ｍｍ程度の食刻陰極（etched cathode）とともに赤外線ダイオードレーザーを使用した場合、１８０ｍＷ程度の電力で約１００μＡの電子流を達成することができ、装置の電力要求を大幅に減少することができる。
【００６０】
図８（ａ）及び図８（ｂ）は本発明に従って構成された渦巻形状の陰極３００をより詳細に図示している。図８（ａ）は渦巻形状陰極３００の平面図を図示しており、図８（ｂ）は側面図を図示している。好まれる実施例において、渦巻形状陰極３００は、この分野で周知のフォトエッチング技術を使用して作製されてもよい。渦巻形状陰極３００は渦巻形状に構成された伝導性部材３１０を含む。渦巻形状の伝導性部材を形成する材料は好まれるものとして、高温での使用に耐えることができるように、高い融点を持った金属である。陰極を形成するために適当な材料はタングステン、トリウムタングステン、他のタングステン合金、レニウム、トリウムレニウム、及びモリブデンを含む。好まれるものとして、渦巻形状の伝導性部材３１０は平面状のコイルであるが、もちろん、らせん状のコイル等の、他の伝導性コイルの形状が利用されてもよい。また、多様な形状の渦巻コイルを使用することができるだろう。例えば、互いに間隔の開いた複数の巻きの各々は、縦軸方向から見たときに、実質的に円形であってもよいし、楕円、正方形、または長方形等の他の横方向の断面を持った形状が利用されてもよい。
【００６１】
渦巻形状の伝導性部材３１０は連続した巻きの間に隙間空間３３０を画定する、間隔の開いた複数の巻きを含む。伝導性部材３１０は好まれるものとして約２ｍｍから約７ｍｍの長さを持つが、もちろん他の寸法も本発明の範囲に含まれる。伝導性部材３１０の隣り合った巻きの間の距離は好まれるものとして約２５μｍから５０μｍであるが、もちろん他の寸法も本発明の範囲に含まれる。渦巻形状陰極３００はカプセル２３０内の真空空間に配置されるので、伝導性部材３１０の隣り合った巻きの間の隙間空間３３０を介する熱の伝導が実質的に排除される。この構成により、熱伝導による熱陰極３００内の熱損失が大幅に減少される。
【００６２】
例としての実施例において、渦巻形状熱陰極３００は厚さ（または、太さ）０.００２ｍｍ、長さ７.４ｍｍの導電性のワイヤを使用して作製された。この実施例において、伝導性のワイヤは２つの隙間を画定する巻きを持つ。熱伝導によって生ずる電力損失は０.１２６ワットであり、熱伝導による電力損失が１.１ワットである平面状のディスク形陰極に比べて大幅に小さい。また、熱放射によって生ずる電力損失は約１４０ｍＷであった。
【００６３】
図９は弱い伝導性（weakly conductive）または半導性（semiconductive）のコーティングが電子線源及びターゲット部材を収容している剛性のカプセルの内側の面に適用されている、本発明に従った、放射線発生組立品及び、プローブ組立品の遠位の端の拡大図である。図９に示されているように、電子線源２０８及びターゲット部材２２８は真空状態にされたカプセル２３０内に収容されている。カプセルの内面は弱い伝導性または半導性の材料の層２０７でコーティングされている。層２０７（または、弱い伝導性または半導性のコーティング）はカプセル内に実質的に平滑な（または、均一な）電圧勾配を与えるように構成されている。
【００６４】
米国特許No.5,428,658等に開示されているような、光学的駆動式の小型治療用放射線源において、カプセル２３０の内面は通常、電気的絶縁体で被われている。これに対し、図９に図示されている実施例の場合、カプセルの内面は半導性または弱い伝導性のコーティングの層２０７で被われている。弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７はカプセル２３０の加速用領域内に局在的な高電場領域や「スパイク（spike）」の発生を防止し、それによって、カプセル２３０の真空空間内の電気破壊（または、絶縁破壊）の可能性を大幅に減少させる。弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７はまた、カプセル２３０の内壁に衝突した電子による二次放出によって生ずる電子なだれ及び、それによる電気破壊（または、絶縁破壊）の可能性を大幅に減少させる。コーティングはまた、電子ビームが絶縁壁の帯電（charge-up）の影響等によってターゲットから逸れること防止する。
【００６５】
本発明の図示された実施例は電子線源とターゲットとの間の真空領域内に実質的に均一な電圧勾配を維持する、光学的駆動式の高効率治療用放射線源である。弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７は予め決められた加速用電圧の最大値とグランド電位との間で、実質的に平滑な電圧勾配が維持されることを可能にする。弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７はまた、熱陰極の「三重会合点」（すなわち、陰極、筐体の壁、及び真空空間の間の接合点）を高電場から遮蔽し、それによって、電子の電界放出及び、それによって生ずる高電圧破壊（high voltage breakdown）を防止するためにも利用される。
【００６６】
図１０（ａ）は弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７を備えた、実質的に剛性（または、硬直）のカプセル２３０の内部の拡大図を示している。詳細に述べると、図１０（ａ）はカプセル２３０の真空領域の、実質的に平滑な電圧勾配を示している、カプセルの内部の電磁力線（electromagnetic field line）３３０を図示している。
【００６７】
図１０（ａ）に示されているように、カプセル２３０は中空の真空領域３１２を画定する、内面３１０を持つ。上述したように、高電圧電力源は電子線源から放出された電子をターゲット部材に向かって加速するための加速用電圧を与える。ターゲット部材はグランド電位に維持したほうが安全であるので、ターゲット部材を熱陰極に対して実質的に正の電位に維持するために、熱陰極は負にバイアスされる（または、負の電位にされる）。加速用電圧は通常、約９０ｋｅＶの、予め決められた最大値を持つ。
【００６８】
カプセルの中空の内面３１０は弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７で被われる。これは、弱い伝導性または半導性のコーティングが真空領域内の電圧勾配の制御を可能にするからである。すなわち、弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７は、図１０（ａ）の電圧勾配の電気力線３３０によって図示されているように、予め決められた加速用電圧の最大値とグランド電位との間で、実質的に平滑な（または、均等な）電圧勾配を維持することを可能にする。コーティング２０７は（制限ではないが）三二酸化クロミウム、五酸化バナジウム、または、プラチナ等のイオン注入金属（ion implanted metal）を含む、弱い伝導性または半導性の材料から作製されてもよい。
【００６９】
本発明の光学的駆動式小型治療用放射線源のカプセル２３０の内面３１０に適用される、弱い伝導性または半導性の高抵抗コーティング２０７は治療用放射線源２００が電気破壊を起こさずに加速用高電圧に耐える能力を向上させる。高抵抗コーティング２０７はまた、電子のターゲットへの伝播の効率を高め、Ｘ線の出力及び安定性を増強させる。この構成は米国特許No.5,428,658等に開示されているような半導性のコーティングを持たない小型の光学的駆動式治療用放射線源に比べて大幅に優れた特徴を呈する。これらの従来技術の装置は真空状態のカプセルの内面に高抵抗性の半導性（または、弱い伝導性）のコーティングではなく、絶縁性のフィルムを使用しているため、真空領域内の電圧勾配を制御することができない。
【００７０】
上述したように、カプセル２３０内の真空の信頼性は、真空領域３１２の絶縁能力が突発的に失われ、電気的破壊（または、絶縁破壊）が発生したときの、予測不能な「スパーキング（火花発生）」や「アーキング」を起こす危険性により制限されてしまう。このような真空の絶縁能力の実質的な制限により、局在的な高電圧勾配領域や「スパイク」が発生する可能性が存在する。このようなスパイクは、放射された電子がターゲットに向かって加速されるときに、真空状態のカプセル２３０内の加速領域で発生する可能性がある。真空領域３１２内の電場での、このようなスパイクの発生を防止するために、カプセル２３０の内面３１０は電場を直接的に制御することができる弱い伝導性または半導性の材料で被うことが好ましい。本発明は弱い伝導性または半導性のコーティングの抵抗層２０７の形式で低い誘電率の材料を備えることを特徴としている。
【００７１】
電極の加熱及び熱拡散及び、電子放出等の、真空空間の特性及び、それの電気破壊（または、絶縁破壊）に対する耐性に影響を与える多様な物理現象が存在する。電気破壊電圧は（制限ではないが）電極の材質及び幾何構成、表面の状態及び幾何構成、真空の質、及び、真空空間の間隔及び幾何構成を含む多様なパラメーターに依存する。また、電気破壊電圧は通常、カプセル２３０を形成している材料の誘電率の関数である。カプセル２３０を形成している材料は電気破壊を起こさずに大きな電場に耐えるために、高い絶縁耐力（dielectric strength）を持つことが望まれる。好まれるものとして、例えばセラミックから作製されるカプセルの材料の絶縁耐力は少なくとも１００ｋＶ／ｍｍであることが望まれる。カプセル２３０を形成するセラミック材料は（制限ではないが）ガラス、窒化ホウ素、サファイア、溶融石英（または、石英ガラス）、及びダイアモンドを含む。
【００７２】
弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７はまたカプセルの内面からの二次放出を減少させるために利用される。加速用領域を囲んでいるカプセルの壁に衝突する電子の二次放出は電子なだれ及び、それによる電気破壊を起こす可能性がある。このような電子なだれは、カプセル２３０の内面３１０が、例えば、３以上（＞３）の二次放出係数（secondary emission coefficient）を持った、絶縁材料で被われているときに起きやすくなる。１つの例として、１以下（＜１）の二次放出係数を持つ、半導性のコーティング２０７はこのような電子なだれを防止するために役立つ。また、このようなコーティングは弱い伝導性または半導性の層を介して電荷を排出（または、消散）させることにより、帯電（charge-up）及び、それに伴う電場の集中及び電気破壊を防止することができる。
【００７３】
図１０（ｂ）は熱陰極の三重会合点３５０を図示している。陰極の電場が弱ければ弱いほど、フラッシュオーバー（または、閃絡）の危険性を高めずに、熱陰極の内面の不完全性または不規則性を許容することができる。また、本発明において、三重会合点３５０は弱い伝導性または半導性のコーティングによって、ターゲット部材と陰極２２２との間の高電場から遮蔽されるので、電気的フラッシュオーバー（または、閃絡）の可能性が大幅に減少される。
【００７４】
図１０（ａ）を再び参照すると、加速用の真空領域内の電場はＸ線発生器組立品を収容しているカプセルの内面の抵抗性の、弱い伝導性または半導性のコーティング２０７によって制御される。弱い伝導性または半導性のコーティング２０７はカプセル２３０内の真空空間に制御された電圧勾配を確立する。また、弱い伝導性または半導性のコーティング２０７は熱陰極の三重会合点付近の電場の強度を減少させるように構成され、それによって、電気的フラッシュオーバーの可能性を減少させる。さらに、弱い伝導性または半導性のコーティング２０７は放出された電子を吸収することによって、カプセル２３０の内壁に衝突した電子の二次放出の増幅を防止し、電気破壊（または、絶縁破壊）を引き起こす可能性がある二次放出による電子なだれを防止する。このような理由により、真空状態のカプセル２３０の電気的フラッシュオーバーや電気破壊の可能性が大幅に減少されるので、カプセル２３０の内面が絶縁材料で被われている従来技術の光学的駆動式治療用放射線源に対して大幅な改善を与える。また、弱い伝導性または半導性のコーティングは、陰極から放射された電子が直接的に（または、所望の進路から逸れずに）ターゲットに向かう（または、誘導される）ことを確実にし、電子がＸ線ターゲットに衝突する可能性を高め、電子がターゲットに衝突したときに電子の運動エネルギーを最大限に利用することを可能にするので、Ｘ線の発生効率及び安定性を高める。
【００７５】
要約すると、本発明は、熱陰極を電流とともに抵抗によって加熱するのではなく、レーザーエネルギーによって熱陰極を加熱することにより、小型の治療用放射線源の電力要求を大幅に減少させる。本発明はまた、熱陰極内の熱伝導による入射レーザー放射線のエネルギー損失を最小化するように構成された、渦巻形状の熱陰極の使用を１つの特徴としている。この構成により、小型の放射線源で治療用放射線を発生するために必要な電力を大幅に減少させることができる。さらに、本発明は真空状態のカプセルの内面に適用（または、塗布）された弱い伝導性または半導性のコーティングの使用を１つの特徴としている。この構成により、電子線源とターゲットとの間の領域には実質的に均一な電圧勾配が確立されるので、真空状態のカプセル内の高電場領域やスパイクが防止され、電気破壊の可能性が減少するとともに、電子がターゲットに向かって直接的に（または、所望の進路から逸れずに）伝播することを確実にする。弱い伝導性または半導性のコーティングはまた、電子なだれ及び、それによる電気破壊（または、絶縁破壊）を引き起こす、カプセルの壁に衝突した電子の二次放出の可能性を減少させる。すなわち、電界放出された電流が一掃され、帯電（charge-up）及び電気破壊を防止する。
【００７６】
ここまで、本発明が特定の実施例とともに図示され、説明されてきたが、付随する請求の範囲によって規定される本発明の意図及び範囲から外れることなく、これらの実施例に対し多様な変更や改善を行うことができることは当業者にとって明白であるだろう。
【図面の簡単な説明】
【００７７】
【図１ａ】抵抗性の加熱を利用した熱陰極を備えた治療用放射線源（従来技術）の概略的な斜視図である。
【図１ｂ】抵抗性の加熱を利用した熱陰極を備えた治療用放射線源（従来技術）のブロック図である。
【図２】レーザー加熱式熱陰極を備えた、本発明に従って構成された治療用放射線源の全体的なブロック図である。
【図３】レーザー源、プローブ組立品、及び放射線発生組立品を図示している、本発明に従って構成された治療用放射線源の１つの実施例の概略的な図である。
【図４】本発明に従って構成された、プローブ組立品及び放射線発生組立品の１つの実施例の、概略的な拡大図である。
【図５】レーザー加熱式熱陰極を備えた電子線源を図示している、本発明の放射線発生組立品の端部の拡大図である。
【図６】熱陰極によって吸収されなかったレーザー放射線を熱陰極に戻すように反射させる反射部材を図示している、本発明の電子線源の１つの実施例の拡大図である。
【図７】渦巻形状のレーザー加熱式熱陰極を含む、本発明の治療用放射線源の実施例である。
【図８ａ】本発明に従って構成された、渦巻形状の熱陰極の平面図である。
【図８ｂ】本発明に従って構成された、渦巻形状の熱陰極の側面図である。
【図９】弱い伝導性または半導性のコーティングが電子線源及びターゲット部材を収容している剛性のカプセルの内側の面に適用されている、本発明に従った、放射線発生組立品及び、プローブ組立品の遠位の端の拡大図である。
【図１０ａ】真空状態のカプセルの電圧勾配を示す電気力線の拡大図である。
【図１０ｂ】本発明で使用される熱陰極の三重会合点を図示している。
【符号の説明】
【００７８】
１０    治療用放射線源（従来技術）
１２    筐体
１２Ａ  高電圧電力源
１２Ｂ  バッテリー
１２Ｃ  マイクロプロセッサー（制御器）
１２Ｄ  再充電回路
１２Ｅ  遠隔治療用回路
１４    円筒形のプローブ
１６    基準軸
２０    電子線源
２２    熱陰極
２３    集束電極
２４    アノード
２６    ターゲット組立品
５０    外部の充電器
５２    外部の遠隔治療用装置
５５    光源駆動装置
５６    ダイオードレーザー
５８    レンズ組立品
１００  光学的駆動式治療用放射線源
１０１  放射線発生組立品
１０４  光学的放射線源
１０５  可撓性の金属製鞘（金属製カテーテル）
１０６  プローブ組立品
１０９  ビーム経路（ビーム軸）
１１２  高電圧電力源
１１２Ａ  第１端子
１１２Ｂ  第２端子
１１３  光学的搬送構造（光ファイバーケーブル）
１１３Ａ  近位の端
１１３Ｂ  遠位の端
１２２  電子線源（レーザー加熱式熱陰極）
１２８  ターゲット部材
１３０  筐体（円筒形のカプセル）
１３３  熱陰極
１５２  入射レーザー放射線
１５３  散乱されたレーザー放射線
１５５  ゲッター（脱ガス剤）
１６０  反射部材
２００  電気伝導性の外面
２０７  コーティング
２０７  半導性のコーティング
２０８  電子線源
２０９  ビーム軸
２１３  光ファイバーケーブル
２２２  熱陰極
２２８  ターゲット部材
２３０  カプセル
３００  渦巻形状の熱陰極
３１０  渦巻形状の伝導性部材
３１２  真空領域
３３０  隙間空間
３５０  三重会合点
【図１ｂ】
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【図２】
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【図１０ｂ】
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【国際公開パンフレット】
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【国際調査報告】
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