(57)【要約】小型Ｘ線装置のための絶縁ハウジングシェルが提供される。前記ハウジングシェルは、クォーツ単結晶からカットされる。前記クォーツ単結晶は、電気滴定光度、絶縁耐力等の観点から絶縁ハウジングに適した材料である。前記Ｘ線発生器人体に挿入されて、Ｘ線を放射することができる。前記発生器は、前記ケーブルの基部端と末端部分を有する。絶縁ハウジングシェルは、前記ケーブルの末端部分に連結しており、前記アノードと前記カソードは絶縁ハウジングシェル内に配置される。前記カソードは、粒状表面を有し、アノードと、コネクタと共に動作し、Ｘ線放射を行う。前記カソードは、ゲッタとして機能できる材料で構成される。
2004518478.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
結晶質クォーツハウジングシェルと、
前記結晶質クォーツハウジングシェル内に配置されるアノードと、
前記結晶質クォーツハウジングシェル内に配置されるカソードと、
を有するＸ線放射を行うための装置であって、
前記カソードは、前記アノードと共に動作して、Ｘ線放射を行う前記装置。
【請求項２】
前記結晶質クォーツハウジングシェルは、前記結晶質クォーツハウジングシェルの軸に平行なｚ軸を持つクォーツ単結晶からカットされることを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項３】
前記カソードは、少なくとも一つの粒状表面と前記カソードがゲッタとして機能できるような材料とを有することを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項４】
前記アノードは、重金属を含むことを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項５】
前記アノードは、少なくとも一つの金とニッケルとから構成されることを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項６】
前記アノードは、銅から構成されることを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項７】
前記結晶質クォーツハウジングシェルの基端部に接続されるケーブルを、更に、含むことを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項８】
イントロジューサ又はトロカールを介して、被験者に導入することができるＸ線カテーテルであって、
ハウジングシェルと、
前記ハウジングシェル内に配置されるアノードと、
前記ハウジングシェル内に配置されるカソードと、
を有し、前記ハウジングシェルは、結晶質クォーツであることを特徴とする前記カテーテル。
【請求項９】
Ｘ線放射を行うために適合した装置を製造するための方法であって、
結晶質クォーツからなる構成を作成するステップと、
前記構成内に、中空チャンバを形成するステップと、
前記中空チャンバ内に粒状ゲッタ材料を含むカソードを配置するステップと、
前記中空チャンバ内に、カソードを配置し、前記アノードと前記カソードがギャップを持って離間して配置することを特徴とするステップと、
エンドキャップを接合し、前記エンドキャップとアノードは前記構成の反対端部に配置し、中空チャンバから真空チャンバを製作し、前記真空チャンバはカソードを封入し、前記カソードは前記アノードと共に動作し、Ｘ線放射を行うことを特徴とするステップと、
を有する前記方法。
【請求項１０】
前記作成するステップは、前記構成の軸に平行であるｚ軸に沿って、前記構成を作成するために、結晶質クォーツをカットするステップを含む請求項９記載の方法。
【請求項１１】
前記構成に配置する為のカソードを形成する前に、粒子化されたゲッタ材料とダイヤモンド粉末を混合するステップを、更に、含む請求項９記載の方法。
【請求項１２】
前記接合するステップは、５００−５５０℃より率い温度で実行し、真空チャンバを製作することを特徴とする請求項９記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（本発明の背景）
（発明の属する技術分野）
本発明は、冷カソードを持つＸ線装置に関する。更に具体的にいえば、本発明は、冷カソードを有する小型Ｘ線装置とその製造方法に関する。
【０００２】
（背景技術）
医師及び科学者は、患者を取り扱うのに低侵襲的な方法（ｌｅｓｓ ｉｎｖａｓｉｖｅ ｗａｙｓ）を発見しようと、絶え間なく努力をしている。患者の身体を低侵襲的な治療を行うと、医師は、患者に与えるストレスを大きく低減することができる。例えば、腹腔鏡技術を使うと、医師は、人体の内部を調べることができ、皮膚の小開口を通して手術を行うことができる。低侵襲的医学技術は、心臓血管疾患、逆流性食道炎、その他血管、人体の空腔と内腔（ｃａｖｉｔｉｅｓ ａｎｄ ｌｕｍｅｎｓ ｏｆ ｔｈｅ ｂｏｄｙ）の疾病に応用すると、極めて有効である。この目的で、カテーテル及びこれに類する装置が開発されてきており、人間の心臓血管又は循環器システムを横断するようになっている。この種の装置は、直径２−４ミリメータ程の小血管にも進入し、心臓血管内で曲がりくねったパスに沿ってヘアピンターンを行う能力を持っている。
【０００３】
多種のカテーテルが開発され、心臓血管病（例えば、狭窄、再狭窄等）を治療するのに、医師に使用されてきた。例えば、Ｈｅｐａｒｉｎ， Ｄｅｘａｍｅｔｈａｓｏｎｅ等である。カテーテルは、又、再狭窄のような病気を処置するために、血管壁に沿ってβ照射をするのに使用されてきた。更に、カテーテルは、逆流胃食道炎（ｇａｓｔｒｏｅｓｏｐｈａｇｅａｌ ｒｅｆｌｕｘ ｄｉｓｅａｓｅ：ＧＥＲＤ）を治療するのに、食道に入れて使用されてきた。他の多くの疾患を、人体内部にアクセスできる小型で有効な医療装置を使って治療してきた。
【０００４】
典型的なＸ線カテーテルは、同軸ケーブル、末端部に接続される小型Ｘ線発生装置を有している。前記Ｘ線発生装置は、小型真空チューブ中に搭載された、アノード・カソードのアセンブリから構成されている。Ｘ線カテーテルを動作させる為に、高電圧ＤＣ又はパルス電圧（例えば、１５−３５ｋＶレンジ）がチューブに印加される。カソード表面では、高電界が、カソードから電子の電界放出を行う。電子は、アノードとカソードの間の真空ギャップに放出されて、電界で加速される。加速電子が、アノードを叩くと、Ｘ線放射が電子から生成される。
【０００５】
同軸ケーブルの基部端が、高電圧電源に接続されている。患者の身体の外側で、ケーブルはプルバック装置（ｐｕｌｌｂａｃｋ ｄｅｖｉｃｅ）に固定される。該プルバック装置は、Ｘ線を照射しながら、血管又は他の人体の内腔に沿って発生装置を移動するものである。
【０００６】
内腔及び血管内で、操作可能である為には、Ｘ線装置はできるだけ小型であることが望ましい。しかし、Ｘ線発生装置を小型化する場合、絶縁シェルに要求される材料の絶縁耐力と電気抵抗に関して、厳しい条件が課せられる。冠動脈に使う場合は、前記発生装置の壁厚みは、１５０−２００ミクロン程度の薄さにし、電圧３０ｋＶで、尚、保持できなければならない。言い換えると、これは、前記シェル材料の絶縁耐力が１５０−２００ｋＶ／ｍｍの間の範囲であることを要求する。
【０００７】
これら条件を満足させる絶縁材料はほとんどない。例えば、従来からのセラミクスが、比較的安価であるという理由で、絶縁のために使用されてきた。しかし、高電圧分野で応用するときは、役に立たない。従来の絶縁材料としては、他に、窒化硼素があった。しかし、窒化硼素の真空完全性は、劣っている。又、窒化硼素は、柔軟で、機械的に脆弱な物質で、蝋付けジョイントでクラックが起こりやすい。長く、高度な化学気相反応（ＣＶＤ）プロセスを使って、特別なチャンバ内で電気抵抗と絶縁耐力条件を満たすダイヤモンドを成長させることができる。ＣＶＤダイヤモンドは、低熱膨張特性を有しているが、ＣＶＤダイヤモンドは、Ｘ線吸収率が低く、ＣＶＤプロセスに起因して、極めて利用しにくく、機械加工しにくい。
【０００８】
従って、必要とされるものは、クラッキングが少なく、製造が容易で、コストがかからない、Ｘ線発生器のハウジング用の絶縁材料である。
【０００９】
（本発明の概要）
本発明は、小型Ｘ線発生器の収容に使用されるのハウジングシェルに関する。好ましい実施例において、ハウジングシェルは、クォーツ単結晶から、ｚ軸に沿って、切り出される。
【００１０】
Ｘ線発生器は、被験者の人体に挿入し、Ｘ線照射を行うのに適したものである。前記発生器は、同軸ケーブルを有し、基部部分と末端部分を有する。ケーブルの末端部分は、結晶質クォーツ・ハウジングシェルに結合している。前記ハウジングシェルは、アノードとカソードを内部に配置する真空チャンバを提供するものである。カソードは、ザラザラした表面をしており、アノードと一緒に動作し、Ｘ線放射を行う。カソードは、その表面にダイアモンドフィルムを有しており、これにより冷電子放出を容易にしている。
【００１１】
本発明の利点は、結晶質クォーツハウジングが、既存の蝋付け（ｂｒａｚｉｎｇ）、はんだ付け（ｓｏｌｄｅｒｉｎｇ）又は他の接合技術と適合していることである。これにより、真空チャンバを容易に、既知の又は未来の蝋付け、はんだ付け又は他の接合技術で、製造することができる。
【００１２】
本発明のもう一つの利点は、結晶質クォーツの電気抵抗と絶縁耐力特性が、より高温で、実質的に劣化したり、クラックを起こさないことである。
【００１３】
本発明の他の利点は、結晶質クォーツを、より容易に利用でき、機械加工可能にし得ることである。
【００１４】
図面は、本明細書と共に、本発明を説明するもので、本発明の原理の説明に役立ち、当該技術の当業者が、本発明を製作し、使用するのを可能にする。図において、同一の番号は、同一物又は、機能的に類似した構成要素を指す。尚、数字の一番左の数字は、参照番号が最初に現れる図面を表す。
【００１５】
（本発明の詳細な説明）
本発明は、Ｘ線放射で被験者の人体の通路（ｐａｓｓａｇｅ）、内腔（ｌｕｍｅｎｓ）、血管、空腔（ｃａｖｉｔｉｅｓ）又は内部を照射する装置の為の絶縁ハウジングシェルとその製造方法に関する。本発明の装置は、特に、局所的Ｘ線放射を人体の内部に行うことが有効であることが分かった、心臓血管、胃食道器系、胃腸器系の再狭窄、狭窄、他の病気を治療するのに有利である。実施例においては、Ｘ線装置を、イントロジューサ（ｉｎｔｒｏｄｕｃｅｒ）又はトロカール（ｔｒｏｃａｒ）を介して被験者体内に導入することができる。
【００１６】
人体の多くの病状では、内腔又は通路の異常な肥厚が見られる。本発明のＸ線装置は、この種の病状を治療するのに極めて有望な方法を提供する。このＸ線装置はイオン化照射を生成する。これは、パッセージ又は内腔表面の細胞への透過深さをコントロールできるものである。この照射は、アポトーシス即ち、プログラムされた細胞死を促す。
【００１７】
血管形成又は、血管の拡大が起こる血管領域にＸ線を照射する時に、Ｘ線照射が再狭窄発生を低減することが、分かった。冠状動脈へ応用する際、Ｘ線照射が、血管の外膜組織に、深さ約０．５−１．０ｍｍに透過することが望ましい。心筋組織への透過は、最小にしなければならない。
【００１８】
本発明の一つの形態においては、Ｘ線装置が食道内に配置され、上皮組織の異常細胞にアポトーシスを起こさせて、バレット食道（Ｂａｒｒｅｔｔ’ｓ ｅｓｏｐｈａｇｕｓ）を治療するのに使用される。従って、本発明のＸ線装置を使用することにより、この状態から癌化するのを低減できる。更に、本発明のＸ線装置は、幽門狭窄を拡張した後、幽門の肥厚を防止することができる。
【００１９】
人体内部を治療する時に、装置はできる限り小さいものが望ましい。例えば、心臓血管系の血管を横断する場合には、極めて小さい装置が要求される。より小型の装置にすれば、治療部位に容易に導くことができる。又、血液をできるだけ流す為に、血管の閉鎖を最小にすることが重要である。
【００２０】
図１と図１Ａは、本発明の実施例によるＸ線発生装置１００を示す。Ｘ線発生装置１００は、基端部１０２と末端部１０４を有し、カソード１１２、アノード１１４、エンドキャップ１１６とハウジングシェル１１８を有している。アノード１１４、エンドキャップ１１６とハウジングシェル１１８は、真空空間１２４を囲み入れる真空チャンバを規定する。Ｘ線を照射するために、カソード１１２とアノード１１４を横断して、電界をかけ、結果として、カソード１１２から電子放出が起こり、これら電子はアノード１１４に向かって加速される。アノード１１４は、重金属から構成されており、高速電子がアノード１１４に衝突した時、Ｘ線が常に放射される。
【００２１】
Ｘ線放射は、発生し、ハウジングシェル１１８を通リ抜ける。ハウジングシェルはＸ線に関し、中程度に透過的である。Ｘ線放射は、８ｋｅＶ以下の低エネルギーであり、血管表面を過度に照射しないようにフィルタをかける必要がある。ハウジング１１８（以下に詳しく説明する）は、この機能を果たすものである。アノード１１４とカソード１１２は、ギャップを以って離間している。このギャップの大きさは、具体的な応用における条件に依存して、変化する。多くの冠状動脈への応用では、ギャップは０．２０から１．５ｍｍの範囲であってよい。具体的適用に応じて、種々の範囲のギャップを使用してよいことは、当業者には、明らかである。
【００２２】
Ｘ線発生器１００には、ケーブル１２６（例えば、同軸ケーブル等）を通じて、高電圧が供給されてもよい。Ｘ線発生装置１００の基端部１０２を、ケーブル１０６に結合することができ、ケーブル１２６の末端部は、治療中、人体内部に配置される。ケーブルの基部端部１２６は、人体から出て来る部分で、電圧発生器（図示しない）に接続することができる。
【００２３】
ハウジングシェル１１８内部は真空状態に保つことが望ましい。真空チャンバを作り出す為に、真空内で構成部品を組立てる、又は、従来の方法で、真空を作り出す為に、チャンバから排気する。更に、ゲッタを、ハウジングシェル１１８内に配することもできる。前記ゲッタは、ジルコニウム、アルミニウム、バナジウム、鉄及び／又はチタンを含むことができる。実施例において、ゲッタ材料は、バナジウム、鉄、ジルコニウムを含む合金から構成することができる。ゲッタの一つの成功した選択例は、ＳＡＥＳが製造する材料で、ＳＴ７０７と呼ばれているものである。前記ＳＡＥＳ ＳＴ７０７合金ゲッタは熱拡散接合により製造されたもので、バナジウム２４．６％、鉄５．４％、ジルコニウム７０％から構成される。
【００２４】
ゲッタには、活性化温度（真空中の漂遊ガス分子と反応する）がある。例えば、前記ＳＡＥＳ ＳＴ７０７合金ゲッタの活性化温度は、４００−５００℃である。ゲッタが活性化する前には、酸化層でカバーされており、該酸化層は、通常状態では、大気からゲッタ材料をシールドしている。ゲッタが、真空中で、その活性化温度まで加熱されると、前記酸化層は、ゲッタ内部に拡散され、活性ゲッタ面が現れ、漂遊ガス分子と反応し、結合する。こうして、ゲッタは、漂遊ガス分子を取り除く。これにより、ハウジングシェル１１８の真空の質が、１０−７から１０−８に改善される。
【００２５】
電圧差が加えられた時、ゲッタが、電子エミッタとして機能することを示すことができる。従って、実施例において、ゲッタは、カソード１１２として使用される。この構成要素の組み合わせから、極めて簡単な設計の小型Ｘ線装置がもたらされる。従って、ゲッタは、十分、導電的であるとともに、又、例えば、１０Ｖ／ミクロンから６０Ｖ／ミクロンの、中程度の電界で、有効なカソードとして機能し、電子放出を行わなければならない。
【００２６】
既に説明したように、ゲッタカソード１１２は、各種の材料で構成することができる。実施例においては、カソード１１２は、粒状ゲッタ材料である。カソード１１２のザラザラの表面には、複数の極小突起があり、中レベル電界で効率的な電子の電界放射を行うことができる。粒状ゲッタ材料を使用すると、１０〜５０Ｖ／ミクロンの電界で、約０．５〜５ミリアンペア／ｍｍ２の電界放射電流密度が、カソード１１２において観測される。放射電流のレベルは、中程度（Ｘ線生成で）の電界で、ダイアモンド被覆されたカソードで発生するものと類似のレベルである。そこで、カソード１１２が粒状金属材料で作られる場合、カソード１１２は、中程度の電界でＸ線発生のために電子放出を行う為には、追加的な被覆（例えば、ダイアモンドフィルム）は不要である。又、カソード１１２として粒子状ゲッタ材料を使う装置はかなり簡単に製造できる。極小突起を有するカソード１１２は、粒状ゲッタ材料、ゲッタ粉末（直径０．５〜５０マイクロメータの粒子サイズを持つ）の熱拡散結合で作成できる。
【００２７】
本発明の実施例においては、カソード１１２を作る前に、チタンカーバイト、又は、好ましくはダイアモンド粉末を粒状ゲッタ材料に混合し、電界を低レベルに維持して、Ｘ線放射が行われる。ダイアモンド材料は、電界が加えられると簡単に電子を失うという、電界エミッタとして有用な特性を示す。ダイアモンド粉末がカソード１１２に含まれる場合、１０−５０Ｖ／ミクロンの電界では、１−１０ｍＡ／ｍｍ２レンジの電流密度が生成される。ダイアモンド材料は、数多くの調達先から、商業的に購入することができる。粉末ダイアモンド材料は、ダイアモンドの自然基板（ｎａｔｕｒａｌ ｂｅｄ）から作り出すことができるが、大半の粉末ダイヤモンド材料は、室温で行われるレーザデポジション法で得られる。
【００２８】
本発明の実施例において、カソード１１２の電界放出特性の変更は、カソード１１２の表面を変える調整工程により行い、所定の電界放出パラメータを作ることができる。電極間の種々の距離と複数の相対的な配置を以って、電極間に各種の高電圧を加えて、電極間の電気的放電を行う。この放電は、カソード１１２表面の不安定な放出サイトを破壊し、電界放出パラメータを所望の範囲に移行する。結果として、条件付けられたカソード１１２は、更に効率的な、しっかりした性能を発揮することができる。カソード１１２の調整は、Ｈｉｇｈ Ｖｏｌｔａｇｅ Ｖａｃｕｕｍ Ｉｎｓｕｌａｔｉｏｎ： Ｂａｓｉｃ Ｃｏｎｃｅｐｔｓ ａｎｄ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｃａｌ Ｐｒａｃｔｉｃｅ（Ｒ． Ｖ． Ｌａｔｈａｍ編、Ａｃａｄｅｍｉｃ Ｐｒｅｓｓ， １９９５）で説明される考え方に基づいて、行うことができる。
【００２９】
本発明の実施例において、スパーク調整と電流調整を行って、カソード１１２を改善できる。電流調整に関連して電圧を緩慢に印加することは、カソード（１１２）調整にとって、最もよい方法である。電流調整には、カソード１１２とアノード１１４を横断する電圧印加の緩慢な増加が必要である。電圧印加は、電界約１ｋＶ／ｍｍから始まり、約６０ｋＶ／ｍｍ（恐らく、最高で１００ｋＶ／ｍｍ）まで、徐々に増加する。本発明の実施例においては、電圧の印加については、１ｋＶ／ｍｍ毎の増分で増加することができる。カソード（１１２）調整工程には約３０分かけてもよい。調整プロセスは、カソード１１２がハウジングに組み入れる前に、行うことができる。
【００３０】
緩慢に電圧を印加すると、カソード１１２上の微小突起をゆっくり溶かす。最も鋭い電界放出微小突起は、熱的には鈍くなり、その後、電流調節による過剰電子放出が行われる。
【００３１】
人体において、８−１０ＫｅＶのＸ線放射を行う間、カソード１１２の表面の電界の大きさを低位に維持し、アノード１１４とカソード１１２の間のアークを防止することが重要である。アノード１１４とカソード１１２から見てハウジングシェル１１８の反対側で、導電層１１９は、アースに保持される。カソード１１２の表面からアノード１１４への、ハウジングシェル１１８表面に沿った放電は、電気的フラッシュオーバー（ｆｌａｓｈｏｖｅｒ）と呼ばれる。電気的フラッシュオーバーを防止し、Ｘ線発生器１００が動作を維持させなければならない。本発明によれば、フラッシュオーバーの可能性は、カソード１１２とエンドキャップ１１６を、それらが接触する点でシールドするように構成することにより、低減される。更に、ダイアモンド被覆の電界電子放出が、より低い電界で開始する。従って、前記放出は、一層安定である。
【００３２】
真空に起因するブレークダウン及び材料ブレークダウン及びフラッシュオーバーについての重要性のために、絶縁強度について考慮することは、ハウジングシェル１１８の材料選択をする時、重要である。絶縁強度は、材料が破壊するのに耐えることのできる最大電界である。しかしながら、表面放電は、低電界強度で起こる可能性がある。多くの個別要因がフラッシュオーバー電圧に影響を与える。例えば、表面の幾何学形状（ｓｕｒｆａｃｅ ｇｅｏｍｅｔｒｙ）、材料の汚染、材料の履歴、真空の質等である。
【００３３】
カソード１１２における必要電界を低減すると、より安価に製造できる。カソード１１２表面の不規則性が小さいと、印加電圧に対し、電界の大きさが増加する。したがって、電気的フラッシュオーバーが増加する。カソード１１２における必要電界が弱くなればなるほど、不安定な放出点からの真空ブレークダウンの危険無しに、カソード１１２表面の不完全性を、ますます許容できる。
【００３４】
Ｘ線発生器１００の動作により、熱が発生する。従って、熱膨張係数（ＣＴＥｓ）が、Ｘ線発生器１００の構成材料全てにおいて、類似の大きさ出ることが重要である。熱膨張係数が不揃いな材料の場合、Ｘ線発生器１００の真空チャンバの完全性が危険に曝されることになる。本発明の実施例において、エンドキャップ１１６は、熱望膨張係数４．９×１０−６／℃モリブデンで構成される。しかし、上記説明したように、エンドキャップ１１６を、ハウジングシェル１１６の熱膨張係数と一致する熱膨張係数を持つ材料で構成すると、真空密閉度を維持する事ができる。アノード１１４の熱膨張係数も、それが、ハウジングシェル１１８の基部端部１０２を密閉するのであるから、又、重要である。従って、この実施例においては、アノード１１４は、熱膨張係数４．６×１０−６／℃のタングステンで構成することができる。他の材料と類似の特性と同様の熱膨張係数をもつ材料の組合せを使用することもできる。
【００３５】
熱発生に関するもう一つ重要なことは、いくつかの局面で冷却が望ましいことがある点である。Ｘ線発生器１００が、血管で使用される場合、Ｘ線発生器を流れる血流が、発生した熱を十分放散する。Ｘ線発生器１００が、食道又はその他の内腔で使用される場合、流体をＸ線発生器１００を取り巻くバルーンを通って巡回させ、人体に対する損傷を防止する。
【００３６】
実施例において、Ｘ線発生器１００の構成要素は、真空蝋付け（ｖａｃｕｕｍ ｂｒａｚｉｎｇ）で接合される。蝋付け合金はカソード１１６をエンドキャップ１１６に接合する。更に、蝋付け合金は、エンドキャップ１１６をハウジングシェル１１８に連結する。追加的な蝋付け合金は、アノード１１４をハウジングシェル１１８に接合する。真空蝋付け技術は、真空チャンバの完全性を維持するのに重要である。例えば、Ｘ線発生器１００で使用される真空蝋付けは、Ｋｏｒａｌ  Ｌａｂｓ社（ミネソタ州ミネアポリス）が提供する。好ましい蝋付け合金の２例は、ＡｕＳｎとＡｕＧｅである。この実施例では、構成要素を接合する為の好ましい方法を説明するが、現在利用可能な又は将来開発される接着技術又は接着方法（これに限定するものではないが、はんだ溶接、溶接、エポキシ、他の接着剤等）を、構成要素を付着させ、ハウジングシェル１１８をシールするのに使用することができる。
【００３７】
カソード１１２の形状は、カソードの電子放出の品質に影響を与える。カソード１１２は、半球形の一端部を有する、円筒状形状を有することができる。他の選択として、カソード１１２は、一端部の先端で、標準的な１１８度ドリルポイント（ｓｔａｎｄａｒｄ １１８ ｄｅｇｒｅｅ ｄｒｉｌｌ ｐｏｉｎｔ）を持つことができる。
【００３８】
アノード１１４とカソード１１２を横断して電界をかけるために、ケーブルとして、同軸ケーブルを使用することができる。同軸ケーブル１２６は、ケーブル１２６の基端部を高電圧発生器に接続することができる。前記基端部は、本体の外側に露出する。前記同軸ケーブル１２６の末端部は、Ｘ線発生器１００に接続される。同軸ケーブル１２６の内部導体は、適当な電圧でアノード１１４に接続することができる。同軸ケーブル１２６の外部導体は、接地電位に保たれ、導電性半田を介して、カソード１１２ベースに接続する。他の方法を使用して、アノード１１４とカソード１１２を横断して電界をかけることができる。これは、当業者に自明である。
【００３９】
本発明において使用される同軸ケーブル１２６は、必要な電圧を伝えなければならず、十分な可撓性を有し、人体の内部通路に沿って、急カーブで屈曲できなければならない。又、治療を受ける人体部位を横断できる程度に十分小さい、直径を有する必要がある。一般的には、標準高電圧同軸ケーブルは、十分な可撓性を有しない。しかし、外径約１−３ミリメータの小型高周波数同軸ケーブルは、一般的に、十分な可撓性を提示する。これらのタイプのケーブルは、通常、数キロボルトより小さい高周波を使用される。これらケーブルは、７５−１００ｋＶの直流電圧をブレークダウン無しで持続できることが分かっている。従って、これらケーブルは、Ｘ線エミッタ１００で使用するのに適している。１つの実施例において、外径が３ミリメータに等しいか、それより小さいケーブルがケーブル１２６として使用されている。他の実施例において、前記ケーブル１２６の外径は、１−２ミリメータである。このケーブルは、例えば、Ｎｅｗ Ｅｎｇｌａｎｄ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｗｉｒｅ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ社（Ｌｉｓｂｏｒｎ、ＮＨ）で製造されている。
【００４０】
Ｘ線発生器１００のハウジングシェル１１８は、実質的に、Ｘ線を透過させる。治療部位に、放射線被爆量を到達させなければならないからである。ハウジングシェル１１８は、電気的に絶縁体で、Ｘ線発生器１００を支持でき、接地電位のハウジング１１８の外部と、高電圧のハウジングシェル１１８内部との間の放電を防止できるものである。重合体材料（例えば、ポリエチレン、ポリウレタン又はＴｅｆｌｏｎ（登録商標））の生物学的適合コーティングが、ハウジングシェル１１８の該表面に塗布される。ハウジングシェル１１８は、ＣＶＤ窒化硼素、ＣＶＤ窒化珪素、酸化ベリリウム、酸化アルミニウム、その他金属、セラミック材料で構成される。ハウジング１１８は、ＣＶＤダイアモンド３次元構造で構成してもよい。しかし、既に説明したように、これら材料は、いくらか欠点を有している。即ち、高電圧使用の場合、必要な絶縁耐力が欠けるし、製造コストがかかる。
【００４１】
好ましい実施例においては、結晶質クォーツが、ハウジングシェル１１８の製造に使用される。結晶質クォーツは、自然、又は人工の結晶形（又は単結晶クォーツとして知られている）のＳｉＯ２と呼ばれる。結晶質クォーツの絶縁耐力は、約６００ｋＶ／ｍｍで、温度が下がっても、低下しない。前に説明したように、心臓血管に適用する為には、ハウジングシェル１１８の厚みは、１５０−２００ミクロンの薄さで、約３０ｋＶの電圧を保ち、絶縁耐力は、１５０−２００ｋＶ／ｍｍであル必要がある。２００ミクロンの厚さの結晶質クォーツ板の絶縁耐力は、絶縁耐力要件を満たす１７５ｋＶ／ｍｍより高い。
【００４２】
結晶質クォーツの電気抵抗は、１０１６Ω−ｃｍである。ＣＶＤダイアモンドに比較して、結晶質クォーツは、Ｘ線吸収性が高いが、ダイアモンドベースの絶縁シェルより、安価で、入手しやすく、機械加工しやすい。
【００４３】
本発明は、人体に挿入し、Ｘ線放射を行うのに適した装置を製造することを考慮している。第１に、ハウジングシェル１１８を機械加工し、又は、従来技術を使って、ハウジングシェル１１８を結晶質クォーツから切り出す。図２は、本発明の実施例に従って、結晶質クォーツから切り出したハウジングシェル１１８を示す。図示されているように、ハウジングシェル１１８は、ハウジングシェル１１８の軸に平行なｚ軸で、結晶質クォーツから切り出される。ｚカットは、好ましいカットで、ハウジングシェル１１８が、必要な絶縁耐力と電気抵抗度を満足するようにできる。室温から５５０℃の温度範囲で、結晶質クォーツは、ｚ軸に平行な方向の熱膨張率１２×１０−６／℃を有している。ｚ軸に垂直な方向の熱膨張率は２０×１０−６／℃である。
【００４４】
ハウジングシェル１１８が所望の長さにカットされた後、従来技術を使って、カソードキャビティ２１２とアノードキャビティ２１４が形成される。次に、カソード（鋳型で作られる粒状のゲッタ材料を含む）とアノード１１４の構成が作られる。製造のこの方法は、単純で利点がある。というのは、カソード１１２とゲッタ構成要素が同一構成において存在するからである。次に、カソード１１２とアノード１１４は、真空ハウジングに封入され、カソード１１２はアノード１１４と共に動作して、Ｘ線放出を行う。５００−５５０℃より低い温度で、全真空密閉プロセスを行うことが推奨される。通常、結晶質クォーツは、５７５℃で相転移を起こし、かなりの体積変化をもたらし、これがために、熱ストレスで結晶破壊を起こす可能性がある。
【００４５】
一つの実施例において、クォーツベースのＸ線発生器１００を密閉するために、アノード１１４の円錐表面とエンドキャップ１１６の表面で、ハウジングシェル１１８の蝋付け表面を、当業者に知られた方法を使って、予備的に、金属化する。次に、４５０℃−５５０℃の蝋付けプロセスを使って、Ｘ線発生器１００の最終密閉を行う。このように、結晶質クォーツは、既存の蝋付け及び同様の接着技術に適合する。
【００４６】
前記のとおり、Ｘ線発生器１００の他の構成要素の熱膨張係数は、Ｘ線発生器１００の真空チャンバの完全性を保持する為に、ハウジングシェル１１８の熱膨張係数と一致させる必要がある。従って、エンドキャップ１１６に使用される材料の熱膨張係数は、５×１０−６−１３×１０−６℃の範囲に亘ってもよい。一つの実施例において、１４．２×１０−６／℃の熱膨張係数を持つ金が、アノード１１４用物質として使用される。別の実施例においては、１６．６−６／℃の熱膨張係数を持つ銅が、アノード１１４用物質として使用される。より重い金属を作り、放射の効率を高める為に、ニッケルを金でコーティングすることができる。
【００４７】
本発明の各種の実施例を説明してきたが、それらは例示であって、それに限定するものではないことを理解すべきである。当業者には明らかであるが、本発明の考え方及び範囲から逸脱しない範囲で、形式、細部についての各種変形を行うことができる。このように、本発明は、上記例示として説明した実施例に限定されず、特許請求の範囲とそれらに均等なものにより、規定される。
【図面の簡単な説明】
【図１】
本発明の実施例によるＸ線発生器の断面図（図１Ａの１−１ラインに沿った）である。
【図１−Ａ】
図１のＸ線発生器の概略図である。
【図２】
本発明の実施例による絶縁ハウジングシェルである。
【図１】
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【図２】
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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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