(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線治療を実施するために動物体内の目標位置へ挿入するための誘導ワイヤの遠位端に接続した小型Ｘ線源装置において、少なくとも、
互いに一定距離だけ間隔を置いた、電子放射材料を有する陰極及び陽極を収容する真空チューブと、
陰極から自由電子を放射するための放射手段と、
使用中に前記陰極及び前記陽極間に高電圧を印加し、前記放射自由電子を前記陽極に向けて加速するための電場手段と、
前記真空チューブにおける無高電圧電場領域に配置され、前記陰極によって、前記高電圧電場から遮蔽されるゲッター材とを備え、
前記真空チューブは、前記陽極の放射するＸ線放射線に対しては少なくとも部分的に透明であり、前記陰極が前記ゲッター材を取り囲む空間構造を備え、前記ゲッター材は、前記陰極により支持されるとともに、前記陰極から電気的に絶縁されるように構成されることを特徴とする小型Ｘ線源装置。
【請求項２】
前記陰極は前記ゲッター材と前記陽極の間に配置されることを特徴とする請求項１に記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項３】
前記陰極は少なくとも部分的に前記ゲッター材を覆っていることを特徴とする請求項１又は２に記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項４】
前記陰極は多角形状横断面をもつ細長形状を有し、前記ゲッター材は前記陰極内部に配置されることを特徴とする請求項１ないし３のいずれか１つに記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項５】
前記細長形状陰極は円形又は長円形横断面をもつことを特徴とする請求項４に記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項６】
前記ゲッター材は棒状であることを特徴とする請求項４又は５に記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項７】
前記陰極には少なくとも１つの開口が設けられることを特徴とする請求項１ないし６のいずれか１つに記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項８】
前記陰極は格子材からなることを特徴とする請求項７に記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項９】
前記陰極は、強誘電性電子放射材を有するゲート型電界放出型であることを特徴とする請求項１ないし８のいずれか１つに記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項１０】
前記強誘電性電子放射材は、上部電極と下部電極の間に位置決めされ、両電極は駆動電圧に接続されることを特徴とする請求項９に記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項１１】
前記上部電極は、放射自由電子の放射孔となる多数の開口を備えた導電性シートとして構成されることを特徴とする請求項１０に記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項１２】
前記上部電極は、多数の円盤状素子が部分的に強誘電性電子放射材上に固定された少なくとも１つの導電性フレームとして構成されることを特徴とする請求項１０に記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項１３】
前記電子放射材はカーボンナノチューブから形成された冷陰極型であることを特徴とする請求項１ないし１２のいずれか１つに記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項１４】
前記カーボンナノチューブは配向単層ナノチューブであることを特徴とする請求項１３に記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項１５】
前記カーボンナノチューブは配向複層ナノチューブであることを特徴とする請求項１３に記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項１６】
前記カーボンナノチューブはランダム化ナノチューブであることを特徴とする請求項１３ないし１５のいずれか１つに記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項１７】
前記陰極は、一端が真空室内に伸び、他端が真空室外に伸びる中空支持チューブによって支持され、前記他端は真空室を封止するための捲縮加工処理を受けることを特徴とする請求項１ないし１６のいずれか１つに記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項１８】
前記中空支持チューブはその周面に複数の開口を有することを特徴とする請求項１７に記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項１９】
前記支持チューブの捲縮加工された他端は、陰極と陰極から自由電子を放射するための放射手段及び／又は電場手段との間の電気接続となることを特徴とする請求項１７又は１８に記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項２０】
前記真空チューブは遠位端面を有し、前記遠位端面の内面にも前記陽極材が設けられ、前記陰極の前記電子放射材の一部が前記遠位端面に対向することを特徴とする請求項１ないし１９のいずれか１つに記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項２１】
前記陰極は、前記真空チューブの遠位端面に向かって方向付けられた電子放射材を設けた遠位自由端を有するチューブ状であることを特徴とする請求項２０に記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項２２】
前記陰極の前記電子放射面は、前記陽極材で覆われている前記真空チューブの内面に一致することを特徴とする請求項２０又は２１に記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項２３】
前記真空チューブの前記遠位端面及び前記陰極の前記遠位自由端は半球面状であることを特徴とする請求項２０ないし２２のいずれか１つに記載の小型Ｘ線源装置。
【請求項２４】
前記真空チューブの前記遠位端面及び前記陰極の前記遠位自由端は互いに対して一様に間隔を隔てられることを特徴とする請求項２０ないし２３のいずれか１つに記載の小型Ｘ線源装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線治療を実施するために動物体内の目標位置へ挿入するための誘導ワイヤの遠位端に接続した小型Ｘ線源装置において、少なくとも、
互いに一定距離だけ間隔を置いた陰極及び陽極を収容する真空チューブと、
陰極から自由電子を放射するための放射手段と、
使用中に前記陰極及び前記陽極間に高電圧電場を印加し、前記放射自由電子を前記陽極に向けて加速するための電場発生手段と、
前記真空チューブにおける無高電圧電場領域に配置されるゲッター材とを備え、
前記真空チューブは、前記陽極の放射するＸ線放射線に対しては少なくとも部分的に透明である小型Ｘ線源装置に関する。
【０００２】
本発明は、医療目的のＸ線発生に関し、特に、体組織における病巣の血管内治療、特に冠状血管における狭窄治療や癌性腫瘍の治療のための小型Ｘ線源装置に関する。
【背景技術】
【０００３】
放射線治療は、癌を含む幾つかの疾患の治療に対して定着した方法である。小型Ｘ線源装置の推定有用性は明白である。このような線源装置を血管又は他の体腔内に挿入すると、送り込んだ放射線量を小組織領域に託すことが可能となる。より具体的には、小型Ｘ線源装置を備えたカテーテルを心臓血管組織の照射に使用することができる。
【０００４】
本小型Ｘ線源装置は、例えば、国際特許出願公開番号ＷＯ  ０１／１８８４２  Ａ１号とは区別される。この特許出願で開示される小型Ｘ線源装置は、互いに一定距離だけ間隔を置いて真空チューブ内に配置される陰極及び陽極を収容する小型真空チューブ組立体と、陰極に高電圧を加えるために陽極と陰極の間に高電圧電場を発生するための手段と、Ｘ線源装置の正確な動作に必要な必要真空レベルを維持するために前記真空チューブ内に配置されるゲッター材と有する。
【０００５】
Ｘ線源装置は、前記陰極の放射する自由電子を陽極に向けて加速するために、陽極及び陰極間に高電圧を印加することによって動作する。この陰陽極間の加速用高電圧電場によって、電子は著しく高速度で陽極に衝突し、前記陽極材において、陽極材内部の原子の衝突励起によって著しく高エネルギーレベルをもつＸ線放射線を発生する。Ｘ線放射線は、例えば、放射線治療によって癌性腫瘍を治療するために、前記真空チューブからＸ線源装置の周囲の患者組織に向かって放射される。
【特許文献１】国際特許出願公開番号ＷＯ  ０１／１８８４２  Ａ１号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
前記陰極から前記陽極へ放射される自由電子の効率的な加速を保証するために、真空チューブ内にかなり低い真空レベルが必要となる。かなり低い真空レベルは、前記真空チューブ内に残存する気体分子のガス放電を予防するためにも、あるいは、前記真空チューブ内における電弧の形成を回避するためにも必要である。更に、組立体の全体破壊も起こりうる。
【０００７】
これらの問題を回避するため、公知の小型Ｘ線源装置には、ゲッター材が設けられる。ゲッター材は、真空チューブ内で、好適には陽極及び陰極間に印加される高電圧電場の影響を免れる場所に配置される。公知のゲッター材は、Ｘ線源装置の真空チューブ内の浮遊気体分子と反応する活性化温度をもつ。例えば、ＳＡＥＳ  ＳＴ  ７０７合金ゲッターは、４００℃〜５００℃の活性化温度をもつ。この合金は、バナジウム２４．６％、鉄５．４％、ジルコニウム７０％からなる。
【０００８】
ゲッター材を活性化する前に、正常条件で大気からゲッター材を遮蔽する酸化層でゲッター材を覆う。ゲッター材を真空中でその活性化温度まで加熱すると、酸化層はゲッター材の内部に拡散し、真空内に残存するすべての浮遊気体分子と反応結合する活性ゲッター表面を露出する。その結果、ゲッターは浮遊気体分子を除去して、真空チューブ内の真空レベルの質を１０−７乃至１０−８Ｔｏｒｒにまで改善する。
【０００９】
しかし、真空チューブ内部のうち陽極及び陰極間の電場が存在しない場所にゲッター材を配置する必要がある。ゲッターが表面アーク放電や破壊に関する如何なる内部電気問題も引き起こすことのないように、ゲッター材を本質的に電場の存在しない場所に配置することが必要となる。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
このため、内部の真空レベルを改善し、しかも上述の如何なる電気問題も回避するために真空チューブ内部にゲッター材を使用する効果を得るために、また、本発明による構成寸法を小さくした改良された小型Ｘ線チューブ線源装置を得るために、前記陰極は前記高電圧電場から前記ゲッター材を遮蔽するように構成される。
【００１１】
これらの特徴によって、陰極によってゲッター材を前記高電圧電場から遮蔽するように、ゲッター材を真空チューブ内部に位置決めすることが可能となる。こうして構成寸法の著しい減少が得られ、公知の小型Ｘ線源装置の更なる小型化が可能となり、患者体内へのＸ線源装置の位置決めを更に改善することが可能となる。
【００１２】
本発明の更なる様相によれば、前記陰極は前記ゲッター材と前記陽極の間に配置され、更に前記陰極は少なくとも部分的に前記ゲッター材を覆っている。
【００１３】
真空チューブ内部空間のより効果的な利用を示す好適な一実施例では、本発明による小型Ｘ線源装置は、前記陰極が多角形状横断面をもつ細長形状を有し、前記ゲッター材が前記陰極内部に配置され、前記ゲッター材は前記陰極によって支持されるとともに、前記陰極からは電気的に絶縁されることを特徴とする。これらの後者の特徴は、ファラデーケージの原理によって陰極内でゲッター材が完全に電気的に絶縁されることを保証する。
【００１４】
別の実施例では、前記細長形状陰極は円形又は長円形横断面をもつ。
【００１５】
これらの実施例全てにおいて、前記ゲッター材は棒状であってもよい。
【００１６】
これらの特徴は、真空チューブ、延いては小型Ｘ線源装置の構成寸法を著しく減少させ、装置の患者体内への挿入及び移動を改善する。また、如何なる内部電気問題の発生もこれによって回避される。更にまた、これらの実施例を用いれば、ゲッター材表面の著しい増大が得られ、その結果、真空チューブ内に残存する浮遊気体分子を排除する能力が改善される。
【００１７】
好適な一実施例によれば、真空チューブ内部においてゲッター材と真空室の正確な接触を確保するために、前記陰極には少なくとも１つの開口が設けられ、より複雑な実施例では、前記陰極は格子材からなる。
【００１８】
より強健な構成を得るには、好適な一実施例におけるように、前記ゲッター材は前記陰極によって支持される。
【００１９】
本発明による小型Ｘ線源装置の更なる実施例では、前記陰極は強誘電性電子放射材を有する電界放出型である。
【００２０】
好適には、前記強誘電性電子放射材は、上部電極と下部電極の間に位置決めされ、両電極は駆動電圧に接続され、一実施例では、前記上部電極は、放射自由電子の放射孔となる多数の開口を備えた導電性シートとして構成される。
【００２１】
別の好適な一実施例では、前記上部電極は、多数の円盤状素子が強誘電性電子放射材上に固定された少なくとも１つの導電性フレームとして構成される。
【００２２】
別の実施例では、電子放射材はカーボンナノチューブから形成された冷陰極型である。陰極がカーボンナノチューブから形成される所謂陰極型である本実施例では、カーボンナノチューブは配向単層ナノチューブである。或いはカーボンナノチューブは配向複層ナノチューブである。どちらの実施例においても前記カーボンナノチューブはランダム化ナノチューブであってもよい。
【００２３】
放射性線源と違って、小型Ｘ線源装置は電子的にオンオフ切り換え可能となる。更にまた、その放射線エネルギーは電極間の電圧によって与えられる。組織内でのＸ線の侵入深度はＸ線エネルギーに依存するので、最適深度は対応する電極電圧を印加することによって得ることができる。
【００２４】
特に近接照射治療では、放射線治療線源は患者体内の目標位置に向かって埋め込まれる。例えばＩｒ−１９２線源からなる前記放射線治療線源は自然放射性崩壊の原理に従って放射線を放射する。しかしながら、患者体内で放射線治療を実施するためのエネルギー放出源としてＩｒ−１９２のような放射性同位体を使用することは、放射線治療実施時における放射線治療線源の取り扱いや保管に関してだけでなく使用後の放射性物質の廃棄に関しても一定の欠点を示す。更にまた、放射線治療線源の使用には、医療職員及び患者を放射線照射に危険なほど曝すことを回避するために極度の配慮が必要となる。
【００２５】
本発明の更なる様相は、放射線療法治療を実施するために放射性線源を使用することに関わるこれらの欠点を克服することを目的とし、例えばＩｒ−１９２放射線治療線源のような円筒形放射線治療線源の放射線量分布と同様な放射線量分布をもつ小型Ｘ線源装置を提供するものである。
【００２６】
本発明によれば、小型Ｘ線源装置は、真空チューブが遠位端面を有し、前記遠位端面の内面にも前記陽極材が設けられ、前記陰極の前記電子放射材の一部が前記遠位端面に対向することを特徴とする。
【００２７】
これらの特徴によって、この新タイプの小型Ｘ線源装置の放射線は、限られた領域だけを経由することなく真空チューブの全体の外面上に放射される。本発明のＸ線源装置を用いれば、Ｉｒ−１９２放射線治療線源などの放射線治療線源の放射線量分布と同様なＸ線放射線量分布が得られる。
【００２８】
本発明のこの具体的な実施例では、前記陰極は、前記真空チューブの前記遠位端に向かって方向付けられた電子放射材を設けた遠位自由端を有するチューブ状であり、より詳細には、前記陰極の前記電子放射面は、前記陽極材で覆われている前記真空チューブの内面に一致する。
【００２９】
本発明による、放射線治療線源の線量分布により正確に一致した好適な一実施例では、前記真空チューブの前記遠位端面及び前記陰極の前記遠位自由端は半球面状である。
【００３０】
より均質なＸ線放射線量分布を得るために、本発明によれば、前記真空チューブの前記遠位端面及び前記陰極の前記遠位自由端は互いに対して一様に間隔を隔てられる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３１】
図面を参照して本発明を説明する。
【００３２】
図１は、従来技術による公知の小型Ｘ線源装置を図示し、小型Ｘ線源装置を縦断面で示す。従来技術による小型Ｘ線源装置は、ロッドやワイヤなどの細長部材１３を有する。この細長部材は参照番号１４で示す薄膜陰極の支持体として作用する。薄膜陰極は薄い細長部材１３の外面を覆う。細長ロッド１３及び陰極１４からなる組立体は、空所又は真空チューブ１７を形成する細長の円筒形ハウジング１１に収容される。真空チューブ壁１１の内面には、陽極材１５が設けられる。
【００３３】
陰極材１４は、従来技術で既知な方法を用いて電子が解放される電子放射材からなる。
【００３４】
図１には示されていないが、一般に従来技術による公知の小型Ｘ線源装置には更に、陽極と陰極の間に高電圧電場を生成するための手段が設けられる。このため、陽極材は高電圧源に接続した電源線に接続される。
【００３５】
前記陰極材から解放された電子は前記高電圧電場によって加速され、陽極材に衝突する。電子の高速度によって特定のＸ線放射線が陽極材内に生じる。真空チューブ１１はＸ線放射線に対して高度に透明な材料から製造されるので、Ｘ線放射線は、小型Ｘ線源装置の埋め込まれた患者の組織に向かって真空チューブ１１を脱出することになる。
【００３６】
この構成によって、陰極１４の支持部材１３の縦軸に垂直な平面で見て円筒形となるＸ線放射線量分布が発生される。
【００３７】
本発明出願の序文で述べたように、こうして発生した放射線量分布は例えば近接照射療法のような一定の放射線療法治療に対して必ずしも適用可能なものとは限らない。
【００３８】
図２Ａ〜２Ｃでは、本発明による小型Ｘ線源装置の第１の様相が示される。図２Ａに示すように小型Ｘ線源装置２０は、陽極材２５をその内面に備えた真空チューブ２１を有する。前記真空チューブ２１内には細長陰極２２が収容される。この陰極２２は真空チューブ２１内に同心配置される。細長陰極支持体２２は陰極物質２３（電子放射材）を備える。
【００３９】
細長陰極２２、２３は、陰極２２、２３を電気的絶縁状態且つ同心状態に真空チューブ内に維持する２つの支持部材２４ａ〜２４ｂを用いて真空チューブ２１内に装着される。更にまた、支持部材２４ａは、真空チューブ内を正確な真空レベルに維持するために封止機能をもつ。更にまた、陽極２５は、陽極と陰極の間に高電圧電場を設定するための高電圧電源線２６に接続される。
【００４０】
同様に、陰極２２の前記電子放射材２３から放射された自由電子は陽極材２５の方向（矢印参照）に加速され、前記陽極材に衝突すると、特定のＸ線放射線が発生される。前記Ｘ線放射線は、例えば癌性腫瘍の治療などの放射線療法治療を実施するために小型Ｘ線源装置を埋め込まれた患者の組織に向かうＸ線放射線に対して高度に透明な材料からなる真空チューブ２１から出ていく。
【００４１】
本発明の前記第１の様相によると、陰極２２は、図２Ａ〜２Ｃに示すように、小型Ｘ線源装置の陰極と陽極２５の間に存在する高電圧電場からゲッター材３０を遮蔽するように構成される。ゲッター材は棒状で、電気的に絶縁された状態で中空陰極２２に収容される。陰極２２はチューブ状で、好適には少なくとも１つの開口３１を備える。開口３１は、真空チューブ２１の空所１７に残存する浮遊気体分子を除去又は捕獲するために、ゲッター材３０と真空チューブ２１の空所１７の間の正確な真空接続を確実なものとする。それ故、ゲッター材の使用によって、本発明の小型Ｘ線源装置の正確な動作に必要な真空チューブ２１内の低真空レベルが保証される。
【００４２】
チューブ状中空陰極２２に設けられた１つの開口だけでゲッター材３０を正確に機能させるのに十分ではあるが、陰極に複数の開口３１を設けることがより好ましく、具体的な一実施例では前記陰極２２は多数の開口を示す格子材からなる。
【００４３】
図２Ｂでは、本発明による小型Ｘ線源装置の放射線量分布が概略的に示される。Ｘ線源装置の縦方向と垂直な平面において約３６０°の放射線量分布が得られるのみならず、小型Ｘ線源装置の縦方向へも放射線が放射される。
【００４４】
図３Ａ〜３Ｃには、本発明による小型Ｘ線源装置の他の３つの実施例が示される。図３Ａ〜３Ｃでは、図２Ａ〜２Ｃに対応する部品・部分は同一参照番号で示される。
【００４５】
図３Ａ〜３Ｃには、陰極２２、２３と陽極２５の間に存在する高電圧電場から電気的に絶縁されたゲッター材３０を遮蔽する陰極２２、２３の具体的な構成が示される。ここでは、真空チューブ２１は、陽極２５が配置される遠位端面２１ａを備えるため、真空チューブは、図２Ａ〜２Ｃに示す実施例に対して異なる構成をもつ。陽極内で発生したＸ線放射線は、Ｘ線放射線に対して少なくとも部分的に透明な前記遠位端面２１ａから真空チューブ２１を出ていく。
【００４６】
陰極２２、２３は、外部大気から真空チューブを封止する支持部材２４ａ上に搭載される。本発明によれば、陰極２２、２３は、前記支持部材２４ａ上に搭載されるゲッター３０を遮蔽するようにも構成される。
【００４７】
３つの実施例では全て、陰極２２、２３は好適には、空所１７内の如何なる浮遊気体分子をも除去するためにゲッターを真空に接触させる少なくとも１つの開口３１を備えた格子材からなる。
【００４８】
図４Ａ〜４Ｃには、本発明による小型Ｘ線源装置の他の３つの実施例が示される。図４Ａ〜４Ｃにおいても、図２Ａ〜２Ｃ、３Ａ〜３Ｃに対応する部品・部分は同一参照番号で示される。
【００４９】
図４Ａにおける本発明の更なる様相によれば、真空チューブ２１は陽極材２５ａを備えた遠位端面２１ａを有し、前記細長陰極２２には遠位端２２ａが設けられる。遠位端２２ａは電子放射材２３を備え、前記電子放射材２３の一部２３ａが前記追加陽極材２５ａを備えた前記真空チューブ２１の前記遠位端面２１ａに対向する。
【００５０】
従って本構成では、より空間的な特徴をもつＸ線放射線量分布が得られるので、患者体内に埋め込まれた小型Ｘ線源装置を直接取り囲む組織の有効範囲がより完全で正確なものとなる。
【００５１】
図４Ｂには、本発明による小型Ｘ線源装置の別の実施例が示される。この装置では、真空チューブ２１の前記遠位端面は切頭円錐（角錐）形であり、異なる空間Ｘ線放射線量分布を生じる。更にまた、図４Ｂでは、陰極２２の遠位端も真空チューブ２１の遠位端面２１ａの形状に一致した形状をもつ。
【００５２】
図４Ｃには本発明によるＸ線源装置の別の実施例が示される。この装置では、陰極２２には半球形の丸い遠位端２２ａが設けられる。同様に真空チューブ２１の遠位端面２１ａも半球形で、陽極材２５ａを備える。本実施例は、例えばＩｒ−１９２インプラントシードのような放射性インプラントシードの放射線量分布と同様な放射線量分布をもつ。それ故、図４Ｃに示す実施例は、近接照射療法治療用の放射性インプラントシードの代替品として非常に適当である。
【００５３】
図４Ａ〜４Ｃに示す３つの実施例では全て、ゲッター材が前述のように中空形状の陰極内に電気的に絶縁状態で収容される。これら３つの実施例を用いても、前記ゲッター材３０は、陰極２２と陽極２５の間に設定された高電圧電場による悪影響を受けずに、真空チューブ２１の空所１７に残存する浮遊気体分子を除去又は捕獲する。それ故、ゲッター材の使用によって、本発明の小型Ｘ線源装置の正確な動作に必要な真空チューブ２１内の低真空レベルが保証される。
【００５４】
好適な一実施例では、陰極は、陽極と陰極の間に高電圧電場を発生させるために印加される加速用高電圧とは無関係に電子流をより正確に制御できる強誘電性エミッタを備えたゲート型電界放出型である。
【００５５】
図５Ａでは、前記強誘電性電子放射材４３は下部電極４１と上部電極４２の間に配置され、両電極は前記放射手段（図２Ａ〜２Ｃ参照）に接続される。この組立体は全体として支持体又は基板４０によって支持可能である。
【００５６】
陰極２２の下上部電極４１、４２間に制御された電圧差を印加することによって強誘電材４３から陽極２５への電子電流は変調又は完全に遮断することさえ可能となる。陰極に印可される駆動電圧は強誘電材の状態、即ち、その結晶相や厚さによって決まる。陰極層の厚さが減少するに従って、強誘電材から電子を解放する駆動電圧は減少する。また、駆動電圧の大きさは電子放射領域の寸法、即ち、駆動電極上の全電子放射サイズに大きく依存する。
【００５７】
強誘電材４３からの電子の自由放射を更に制御し向上させるために、前記上部電極４２は、多数の開口３１を備えた導電性シートとして構成される。これらの開口３１は放射自由電子の放射孔となる。図５Ｂにはこの特徴をもつ前記具体的な実施例が示される。
【００５８】
この特徴をもつ別の実施例が図５Ｃに示される。ここでは、前記上部電極４２は、多数の円盤状素子４４が前記強誘電性電子放射材４３（３１）上に固定された導電性フレーム４２ａとして構成される。露出した強誘電材４３（図５Ｃでは参照番号３１で示す）は電子を放射可能である。
【００５９】
図６Ａ〜６Ｃには、遮蔽特性をもつ陰極の３つの好適な実施例が示される。陰極２２は細長い多角形状を有する。
【００６０】
図６Ａでは、陰極２２の外面（電子放射面）は接触縁部２２ｄをもつ複数の切子面２２ｃを有する。しかし、６角形や８角形など一般に多角形表面も可能である。具体的な一実施例では、陰極の電子放射面は、異なる外形状をもつ複数の切子面に細分することができる。切子面は相互接続されてもされなくともよい。
【００６１】
図６Ｂ及び６Ｃでは、陰極２２が円形又は長円形の横断面をもつ。
【００６２】
更にまた、図６Ａ及び６Ｃの陰極２２は、図５ａ及び５ｂに示すような強誘電性放射型であり、図６Ｂの陰極２２は図５Ａ及び５Ｃに示すような強誘電性放射型である。
【００６３】
上述のような強誘電性エミッタ材型の陰極を備えた本発明の小型Ｘ線源を用いれば、パルス電気信号に応じてチューブの全表面上でＸ線を生じることができる。更にまた、このような強誘電性エミッタを有する陰極の利点は、電場に印加する加速用電圧とは無関係に電子流及びＸ線量率を制御できる点である。
【００６４】
これによって、小型Ｘ線源装置は、近接照射療法を含む多様な放射線治療用途に使用可能となる。
【００６５】
図７Ａ〜７Ｂには、本発明の小型Ｘ線源装置で使用される陰極の更なる具体的一実施例が示される。
【００６６】
一般に、陽極及び陰極が収容された真空室をもつ小型Ｘ線源装置は、陽極及び陰極を真空室内に装着し、真空室を閉鎖し、続いて真空室を小さなオリフィスから目標真空レベルまで真空ポンプで吸引し、最後に捲縮技術（crimp-off vacuum sealing technique）又は他の閉鎖法を用いてオリフィスを閉鎖することで製造される。
【００６７】
ＷＯ  ０１／１８８４２には、Ｘ線真空空所を真空ポンプで吸引して捲縮技術を用いて閉鎖することが開示されている。この技術では、捲縮ジョイントがＸ線源装置の縦方向両端に配置される。陽極の捲縮ジョイントは小型Ｘ線源装置の前面の遠位端面に位置する。陰極の捲縮ジョイントは、空所を真空ポンプで吸引するためのオリフィスを閉鎖する機能以外の機能を有さない。
【００６８】
ＷＯ  ０１／１８８４２に開示されたＸ線源装置は、捲縮ジョイントがＸ線源装置の外法寸法を拡大することを示す。特に線源装置の前面の遠位端に存在する陽極の捲縮ジョイントは、一定量のＸ線放射を施さねばならない場所に向かってＸ線源装置を患者の病変から導入、前進させるときに、Ｘ線源装置の患者内への挿入の邪魔になる先細構成形状を有する。
【００６９】
図７Ａ及び７Ｂでは、公知の捲縮真空チューブの更なる改良が示される。図７Ａでは、陰極２２は、支持部材２４ａ経由で伸びる支持チューブ７０上に装着される。この支持部材２４ａは、第１には、Ｘ線源装置の空所１７の真空シールとして働く。第２には、空所内の適当な場所に陰極を維持するためのスペーサとして働く。
【００７０】
支持チューブ７０は、第１には、内部に収容した中空細長陰極２２及びゲッター材３０の支持体として働く。第２には、支持チューブ７０は、図７ａでは参照番号７５で概略図示される適当な真空ポンプ手段とのポンプ吸引接続として働く。
【００７１】
このため、支持チューブ７０は、真空室２１の内部空所１７を複数の開口７１経由で真空ポンプ手段７５のポンプ室７３に接続する、前記開口７１を備えた細長中空形状を有する。このポンプ接続によって、空所１７は、小型Ｘ線源装置の正確な動作に必要な目標真空レベルまで真空ポンプで吸引可能となる。
【００７２】
空所１７内の真空がその目標レベルまで到達又は吸引されると、前記中空支持チューブは、図７Ｂで２つの矢印が配置されている場所７２で捲縮される。この捲縮動作の結果、空所１７と外部大気（図７Ａの参照番号７３）の間を開放接続する真空密着ジョイント７２が出来る。
【００７３】
単一の捲縮ジョイントが陰極付近に位置するだけなので、Ｘ線源装置の外法寸法は著しく減少する。特に、Ｘ線源装置の遠位端面における捲縮ジョイントの欠点はこれによって回避される。更に、陰極２２付近の捲縮ジョイント７２は、患者の病変から放射線治療場所に向かってＸ線源装置を誘導移動するのに使用されるカテーテルチューブ（図示せず）内に収容されるので、Ｘ線源装置の外法寸法を増加させない。
【００７４】
より詳細には、捲縮ジョイント７２は、陰極から自由電子を放射するために、及び／又は、陰極２２と陽極２５の間に前記高電圧電場を設定するために、高電圧電源（図示せず）に陰極２２を接続する同軸高電圧ケーブル２７の電気コネクタとして働く。
【図面の簡単な説明】
【００７５】
【図１】従来技術による小型Ｘ線源装置を示す図である。
【図２Ａ】本発明による小型Ｘ線源装置の第１の様相の３つの異なる実施例の１つを示す図である。
【図２Ｂ】本発明による小型Ｘ線源装置の第１の様相の３つの異なる実施例の他の１つを示す図である。
【図２Ｃ】本発明による小型Ｘ線源装置の第１の様相の３つの異なる実施例のさらに他の１つを示す図である。
【図３Ａ】本発明による小型Ｘ線源装置の前記第１の様相の他の３つの異なる実施例の１つを示す図である。
【図３Ｂ】本発明による小型Ｘ線源装置の前記第１の様相の他の３つの異なる実施例の他の１つを示す図である。
【図３Ｃ】本発明による小型Ｘ線源装置の前記第１の様相の他の３つの異なる実施例のさらも他の１つを示す図である。
【図４Ａ】本発明による小型Ｘ線源装置の更なる様相の他の３つの異なる実施例の１つを示す図である。
【図４Ｂ】本発明による小型Ｘ線源装置の更なる様相の他の３つの異なる実施例の他の１つを示す図である。
【図４Ｃ】本発明による小型Ｘ線源装置の更なる様相の他の３つの異なる実施例のさらに他の１つを示す図である。
【図５Ａ】本発明による小型Ｘ線源装置の具体的な特徴の更なる詳細図である。
【図５Ｂ】本発明による小型Ｘ線源装置の具体的な特徴の更なる詳細図である。
【図５Ｃ】本発明による小型Ｘ線源装置の具体的な特徴の更なる詳細図である。
【図６Ａ】図５Ａ〜５Ｃに示す前記具体的な特徴の３つの異なる実施例を示す図である。
【図６Ｂ】図５Ａ〜５Ｃに示す前記具体的な特徴の３つの異なる実施例を示す図である。
【図６Ｃ】図５Ａ〜５Ｃに示す前記具体的な特徴の３つの異なる実施例を示す図である。
【図７Ａ】捲縮真空封止技術を使用する本発明による小型Ｘ線源装置で使用するための陰極の具体的な一実施例を示す図である。
【図７Ｂ】捲縮真空封止技術を使用する本発明による小型Ｘ線源装置で使用するための陰極の具体的な一実施例を示す図である。
【図１】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図２Ｃ】
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【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
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【図３Ｃ】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図４Ｃ】
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【図５Ａ】
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【図５Ｂ】
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【図５Ｃ】
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【図６Ａ】
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【図６Ｂ】
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【図６Ｃ】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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