JP2000208294A - Ultraminiature x-ray generator - Google Patents
Ultraminiature x-ray generatorInfo
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- JP2000208294A JP2000208294A JP11010313A JP1031399A JP2000208294A JP 2000208294 A JP2000208294 A JP 2000208294A JP 11010313 A JP11010313 A JP 11010313A JP 1031399 A JP1031399 A JP 1031399A JP 2000208294 A JP2000208294 A JP 2000208294A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、可撓性の同軸ケー
ブルの先端にＸ線放出真空室を配置して、血管内放射線
治療用、癌治療用、医療診断などの医療分野や非破壊検
査などの工業用、研究用分野で利用する超小形Ｘ線発生
装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a medical field such as an intravascular radiotherapy, a cancer treatment, a medical diagnosis, and a non-destructive inspection in which an X-ray emission vacuum chamber is arranged at the end of a flexible coaxial cable. The present invention relates to a micro X-ray generator used in industrial and research fields.
【０００２】[0002]
【従来の技術】放射線で治療されるべき人数は日本国内
で年間１０万人以上に達している。そして医療の分野で
は、この放射線治療は患者にも医療関係者にも大きな負
担となっている。小形で治療効果の高く、患者の負担も
少なくトータルコストの低いシステムの開発が要望され
ている。現在医療用に使われている直径２ｍｍ以下の放
射線源としてイリジウムなどのガンマ線源やリンなどの
放射能物質を詰め込んだ針または棒状のものが用いられ
ている。2. Description of the Related Art The number of people to be treated with radiation has reached more than 100,000 annually in Japan. And in the medical field, this radiation therapy is a heavy burden for both patients and healthcare professionals. There is a demand for the development of a system that is small, has a high therapeutic effect, reduces the burden on the patient, and has a low total cost. As a radiation source having a diameter of 2 mm or less, which is currently used for medical treatment, a gamma ray source such as iridium or a needle or rod-like one filled with a radioactive substance such as phosphorus is used.
【０００３】これに対して、高圧パルスを印加してＸ線
を発生するＸ線発生装置は、患部にＸ線発生部をセット
して、準備できた状態で初めて高電圧を加えてＸ線を発
生するので、患者以外に対しての被爆は最小限に抑える
ことができる。同時に、電子銃とターゲットを替えるこ
とでＸ線照射の方向性を持たせることができる。医療の
目的ではないが、電子放出用に同軸線，電極，およびタ
ーゲットを用い、直流電圧を印加してパルスを発生させ
るパルスＸ線発生装置が提案（特公昭６０−２０８６５
号）されている。On the other hand, an X-ray generator that generates an X-ray by applying a high-voltage pulse sets an X-ray generator in an affected area and applies a high voltage for the first time in a ready state to generate an X-ray. Because it occurs, exposure to non-patients can be minimized. At the same time, the direction of X-ray irradiation can be given by changing the electron gun and the target. Although not for the purpose of medical treatment, a pulse X-ray generator that generates a pulse by applying a DC voltage using a coaxial line, an electrode, and a target for electron emission has been proposed (Japanese Patent Publication No. 60-20865).
No.).
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】前述した放射性物質を
用いた線源は、常時放射線を放出しているので、患者の
治療を始める前、たとえば照射すべき患部を探す準備段
階でも、他の人体部分を照射することになる。取扱いが
非常に複雑且つ危険を常にともなうので、医師の負担と
なっていた。Since the above-described radiation source using a radioactive substance constantly emits radiation, other human bodies are not required before starting treatment of a patient, for example, in a preparation stage for searching for an affected part to be irradiated. The part will be illuminated. The handling is very complicated and always dangerous, which is a burden on the doctor.
【０００５】前記同軸ケーブルを利用するＸ線発生装置
は、冷陰極とＸ線を放出するターゲットとの空間にヘリ
ウムなどの不活性ガスを使用しており、不活性ガス中に
微量に含まれる不純物としての酸素ガスイオンなどが冷
陰極に強烈に衝突するので、冷陰極の耐久性に問題が生
ずる。また本来医療の目的ではないから全体として大形
であり、血管とか体内の内腔や管に挿入して治療用の線
源として用いることはできない。[0005] The X-ray generator using the coaxial cable uses an inert gas such as helium in the space between the cold cathode and the target that emits X-rays. Oxygen gas ions and the like strongly collide with the cold cathode, which causes a problem in durability of the cold cathode. In addition, since it is not originally intended for medical treatment, it is large as a whole and cannot be used as a therapeutic radiation source by inserting it into a blood vessel or a lumen or a tube in the body.
【０００６】本発明の目的は、同位元素等の線源を用い
ることなく同軸ケーブルを用い、必要なときにＸ線を発
生させることができる超小形Ｘ線発生装置を提供するこ
とにある。本発明のさらに他の目的は前記超小形Ｘ線発
生装置を、可撓性を持たせ且つ小形にして、たとえば人
体の内腔、器官内に大きな負担を与えることなく挿入す
ることができるようにした医療用の超小形Ｘ線発生装置
を提供することにある。An object of the present invention is to provide an ultra-small X-ray generator capable of generating X-rays when necessary by using a coaxial cable without using a source such as an isotope. Still another object of the present invention is to make the ultra-small X-ray generator flexible and compact so that it can be inserted into, for example, a lumen or organ of a human body without imposing a large burden. To provide a medical microminiature X-ray generator.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】前記目的を達成するため
に、本発明による超小形Ｘ線発生装置は、可撓性の同軸
内導体を可撓性支持誘電体で網状の外導体中に支持した
可撓性の同軸ケーブル部分と、前記内導体に接続されて
いる陰極とターゲットを含む前記外導体と略同径のチャ
ンバと、および前記ケーブルに１以上の高速短パルスま
たはパルスで変調したマイクロ波などの高電圧を供給す
る電源部とから構成されている。前記可撓性支持誘電体
は発泡性のテフロン絶縁物または二酸化珪素の絶縁物で
あり、同軸部の直径は約２ｍｍ以下であり、前記チャン
バ内を真空にしてある。前記超小形Ｘ線発生装置は、血
管内放射線治療用Ｘ線源や癌治療用小線源として利用す
ることができる。前記超小形Ｘ線発生装置は、ファイバ
スコープとともにまたは一体的に配置され、Ｘ線照射点
をファイバスコープで観察できるようにすることができ
る。前記陰極は先端が尖っている冷陰極または熱陰極と
することができる。前記超小形Ｘ線発生装置は陰極から
放出された電子を前記ターゲット方向に加速するアノー
ドを有するものとすることができる。In order to achieve the above-mentioned object, a microminiature X-ray generator according to the present invention comprises a flexible coaxial inner conductor supported by a flexible supporting dielectric in a net-shaped outer conductor. A flexible coaxial cable portion, a chamber connected to the inner conductor and having a diameter substantially equal to that of the outer conductor including a cathode and a target, and a micrometer modulated with one or more high-speed short pulses or pulses on the cable. And a power supply unit for supplying a high voltage such as a wave. The flexible supporting dielectric is a foamed Teflon insulator or a silicon dioxide insulator, the diameter of the coaxial portion is about 2 mm or less, and the inside of the chamber is evacuated. The microminiature X-ray generator can be used as an X-ray source for intravascular radiation therapy or a small-ray source for cancer treatment. The microminiature X-ray generator can be arranged together with or integrally with a fiberscope so that the X-ray irradiation point can be observed with the fiberscope. The cathode may be a sharp-pointed cold cathode or hot cathode. The micro X-ray generator may include an anode for accelerating electrons emitted from a cathode toward the target.
【０００８】[0008]
【作用】本発明において、芯線を柔らかい発泡性のテフ
ロン絶縁物または二酸化珪素の絶縁物などで覆った直径
２ｍｍ以下の同軸の可撓性ケーブルで構成してあるの
で、体内に挿入しても自由に曲がり、治療を容易にする
ことができる。また、先端の尖った冷陰極を形成するこ
とにより、電界を集中させ、高電圧の短パルスで電子放
射を強めることができる。また、ゲッタ部を内蔵して、
チャンバ内の高い真空度を保つことができる。そのため
ヘリウムなどの不活性ガスを使用する必要はなく、不活
性ガス中に微量に含まれる不純物としての酸素ガスイオ
ンなどによる冷陰極電子放射の劣化を回避して、冷陰極
の耐久性を改善することができる。According to the present invention, since the core wire is made of a coaxial flexible cable having a diameter of 2 mm or less and covered with a soft foaming Teflon insulator or a silicon dioxide insulator, it can be freely inserted into the body. To facilitate treatment. In addition, by forming a cold cathode having a sharp tip, an electric field can be concentrated, and electron emission can be enhanced by high-voltage short pulses. In addition, built-in getter section,
A high degree of vacuum in the chamber can be maintained. Therefore, it is not necessary to use an inert gas such as helium, and the deterioration of cold cathode electron emission due to oxygen gas ions as impurities contained in a trace amount in the inert gas is avoided, and the durability of the cold cathode is improved. be able to.
【０００９】さらに、癌治療用または血管内放射線治療
用において可撓性ケーブルのＸ線源とファイバスコープ
と光線軸を交差する照明用スポット光源を互いに平行に
配置し、２つのスポットが１つの円に重なる点にセッテ
ィングして患部にＸ線照射できる構成により、患部への
照射作業が容易になる。しかも患部を探しセッティング
した時点で、高圧パルス電圧を印加してＸ線を発生する
ので、常時Ｘ線を放出する放射性物質による治療法に比
べて患者のみならず医師、技師などに対しＸ線被爆が避
けられて安全な治療方法を実施できる。Further, in cancer treatment or endovascular radiation treatment, an X-ray source of a flexible cable, a fiberscope, and an illumination spot light source intersecting a beam axis are arranged in parallel with each other, and two spots are formed into one circle. By irradiating the affected part with X-rays by setting it at a point that overlaps with the above, the work of irradiating the affected part becomes easy. In addition, when the affected area is searched and set, a high-voltage pulse voltage is applied to generate X-rays, so that not only patients but also doctors and technicians are exposed to X-rays compared to radiotherapy that constantly emits X-rays. Can be avoided and a safe treatment method can be implemented.
【００１０】[0010]
【発明の実施の形態】以下図面等を参照して本発明によ
る装置の実施の形態を説明する。本発明の高圧パルス発
生装置は図１に示すように、パルス発生装置１からケー
ブル２を通じて、パルスケーブルコネクタ３に接続して
いる。さらにここで分配されて複数の可撓性ケーブル４
に高圧パルス６０〜１２０ＫＶを供給する。そしてその
電圧を超小型Ｘ線源に印加する。特にこのパルス電圧に
ついて詳しく述べると、このパルス電圧の幅はＤＣパル
スの場合約１００ｎＳＥＣ、パルスで変調されたマイク
ロ波の場合約１μＳＥＣである。そして繰り返し周期は
１００〜１０００ＰＰＳ（ＰＵＬＳＥＳ／ＳＥＣ）であ
る。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings. As shown in FIG. 1, the high-voltage pulse generator of the present invention is connected to a pulse cable connector 3 via a cable 2 from a pulse generator 1. Further distributed here are a plurality of flexible cables 4
Is supplied with a high voltage pulse of 60 to 120 KV. Then, the voltage is applied to the microminiature X-ray source. More specifically, the pulse voltage has a width of about 100 nSEC for a DC pulse and about 1 μSEC for a microwave modulated by a pulse. The repetition period is 100 to 1000 PPS (PULSES / SEC).
【００１１】さらに超小形Ｘ線源部を詳しく説明する。
図２Ａは、超小形Ｘ線源の第１の実施例の先端部の拡大
断面図である。可撓性のケーブル４の先端部には前述の
Ｘ線部が設けられている。直径２ｍｍ以下の同軸の可撓
性ケーブル４の中の芯線（内導体）５は柔らかい発泡性
のテフロン絶縁物７またはこれより曲がりに対し少し硬
いが、二酸化珪素ＳｉＯ2 の絶縁物などで覆われ、電気
的に絶縁されている。外導体３６は網状であり、表面は
被覆されている。Further, the ultra-small X-ray source will be described in detail.
FIG. 2A is an enlarged cross-sectional view of the distal end of the first embodiment of the microminiature X-ray source. The above-mentioned X-ray portion is provided at the tip of the flexible cable 4. The core wire (inner conductor) 5 in the coaxial flexible cable 4 having a diameter of 2 mm or less is covered with a soft foamed Teflon insulator 7 or an insulator such as silicon dioxide SiO 2 although it is slightly harder to bend. , Electrically insulated. The outer conductor 36 has a mesh shape, and the surface is covered.
【００１２】チャンバ壁２２の内部１２を真空に保つ場
合について説明する。真空を保持するためにガラスの壁
８を通して、電界を集中させるための尖った冷陰極６を
形成する。高電圧のパルスが印加されると、冷陰極６の
先端で高電界放出により電子が発生し、加速されてター
ゲット９に衝突する。この重金属タングステン、イリジ
ウムまたは金などの材料で形成するターゲット９からＸ
線１０が発生する。ここでターゲット９の冷却のため
に、銅、アルミなどで形成するチャンバ壁２２にターゲ
ット９を接合する。このＸ線１０は窓１１を透過して外
部に放出される。このチャンバ内は高い真空度を保つた
めにゲッタ部１３を内蔵する。特に可撓性ケーブル４は
体内に挿入されるので、自由に曲がるが、パルス電圧の
内部ロスや電気的絶縁性を保持するための絶縁物７の選
定に配慮されている。A case where the inside 12 of the chamber wall 22 is kept at a vacuum will be described. A sharp cold cathode 6 for concentrating an electric field is formed through a glass wall 8 to maintain a vacuum. When a high voltage pulse is applied, electrons are generated by high field emission at the tip of the cold cathode 6, accelerated and collide with the target 9. The target 9 formed of a material such as heavy metal tungsten, iridium, or gold can be used as X
Line 10 occurs. Here, in order to cool the target 9, the target 9 is bonded to a chamber wall 22 formed of copper, aluminum, or the like. The X-rays 10 pass through the window 11 and are emitted to the outside. The chamber has a built-in getter unit 13 for maintaining a high degree of vacuum. In particular, since the flexible cable 4 is inserted into the body, it bends freely, but consideration is given to the selection of the insulator 7 for maintaining the internal loss of the pulse voltage and the electrical insulation.
【００１３】このように、冷陰極とＸ線を放出するター
ゲットとの空間にヘリウムなどの不活性ガスを使用しな
いので、不活性ガス中に微量に含まれる不純物としての
酸素ガスイオンなどによる冷陰極上への強烈な衝突が回
避される。これにより冷陰極の耐久性を向上させること
ができる。As described above, since an inert gas such as helium is not used in the space between the cold cathode and the target that emits X-rays, the cold cathode caused by oxygen gas ions as impurities contained in the inert gas in a small amount is used. A strong upward collision is avoided. Thereby, the durability of the cold cathode can be improved.
【００１４】図２Ｂはアノードを設け、一方向にＸ線を
発生する超小形Ｘ線源の第２の実施例の先端部の拡大断
面図である。図３はこの実施例で使用する可撓性ケーブ
ルの実施例を示す図である。この可撓性ケーブルは３芯
線の構成であり、図において内導体である芯線５は可撓
性の絶縁体７で被覆され、可撓性の絶縁体７は外導体
（Ｉ）３７で被覆され、外導体Ｉ再度絶縁体７で被覆さ
れ、さらに絶縁体７は外導体（II）３８で被覆されてい
る。FIG. 2B is an enlarged sectional view of the tip of a second embodiment of a microminiature X-ray source which is provided with an anode and generates X-rays in one direction. FIG. 3 is a view showing an embodiment of a flexible cable used in this embodiment. This flexible cable has a three-core structure. In the figure, a core wire 5 as an inner conductor is covered with a flexible insulator 7, and the flexible insulator 7 is covered with an outer conductor (I) 37. The outer conductor I is again covered with the insulator 7, and the insulator 7 is further covered with the outer conductor (II) 38.
【００１５】図２Ｂに示すように内導体である芯線５の
端部はガラス壁８により固定され、その先端に円錐状の
冷陰極６が固定されている。外導体（Ｉ）３７にはアノ
ード４０が接続されている。アノード４０の内部にはリ
ング状のゲッタ１３が設けられている。ゲッタ１３をリ
ング状にすることにより表面積を大きくして、ガスの吸
着力を高めることがでる。外導体（II）３８にはチャン
バ壁３５が接続されており、ターゲット９が、熱的およ
び電気的導伝性を有する材料の支持体３９により電子線
に対して傾いて支持されている。ターゲット９は電子ビ
ーム３４により励起されてＸ線１０を一定方向に放出す
る。As shown in FIG. 2B, an end of a core wire 5 as an inner conductor is fixed by a glass wall 8, and a conical cold cathode 6 is fixed to the end. An anode 40 is connected to the outer conductor (I) 37. The ring-shaped getter 13 is provided inside the anode 40. By making the getter 13 ring-shaped, the surface area can be increased, and the gas adsorbing power can be increased. A chamber wall 35 is connected to the outer conductor (II) 38, and the target 9 is supported by a support 39 made of a material having thermal and electrical conductivity so as to be inclined with respect to the electron beam. The target 9 is excited by the electron beam 34 and emits X-rays 10 in a certain direction.
【００１６】図４は前記第２の実施例の回路図である。
アノード４０は接地されており芯線（内導体）５はアノ
ード４０に対して外導体（Ｉ）３７を介して負の高速パ
ルス（−５０ＫＶ）が印加される。またターゲット９は
外導体(II)３８を介して正の高速パルス（＋５０ＫＶ）
が印加される。FIG. 4 is a circuit diagram of the second embodiment.
The anode 40 is grounded, and the core wire (inner conductor) 5 is applied with a negative high-speed pulse (−50 KV) to the anode 40 via the outer conductor (I) 37. The target 9 is a positive high-speed pulse (+50 KV) via the outer conductor (II) 38.
Is applied.
【００１７】図２Ｃはアノードを設け、全方向にＸ線を
発生する超小形Ｘ線源の第３の実施例の先端部の拡大断
面図である。基本的な構成は先に説明した第２の実施例
と異ならないが、ターゲット９の面を陰極６に対面させ
てある。電子ビーム３４が前記ターゲット９に衝突する
と全方向にＸ線１０を発生する。駆動回路は第２の実施
例で説明したものと同じである。なお回路の外導体(II)
３８を接地して全体を遮蔽することもできる。FIG. 2C is an enlarged sectional view of the tip of a third embodiment of a microminiature X-ray source provided with an anode and generating X-rays in all directions. Although the basic configuration is not different from that of the second embodiment described above, the surface of the target 9 faces the cathode 6. When the electron beam 34 collides with the target 9, X-rays 10 are generated in all directions. The drive circuit is the same as that described in the second embodiment. The outer conductor of the circuit (II)
38 can be grounded to shield the whole.
【００１８】次に癌治療用または血管内放射線治療用に
利用する場合の実施例を図５と図６に示す。図５は可撓
性ケーブル４のＸ線源とファイバスコープ１４を組み合
わせた装置を示す。図６は図５を側面から見た図面であ
る。可撓性ケーブル４とファイバスコープ１４とは互い
に平行に配置されている。照明用スポット光源１７，１
８は光線軸を交差している。それぞれの光線軸は１９，
２０に示すように一定の距離で２つのスポットが１つの
円に重なる。FIGS. 5 and 6 show an embodiment in which the present invention is used for cancer treatment or intravascular radiation treatment. FIG. 5 shows an apparatus in which the X-ray source of the flexible cable 4 and the fiberscope 14 are combined. FIG. 6 is a drawing of FIG. 5 viewed from the side. The flexible cable 4 and the fiber scope 14 are arranged parallel to each other. Spot light source for lighting 17,1
8 intersects the ray axis. Each ray axis is 19,
As shown in FIG. 20, two spots overlap one circle at a fixed distance.
【００１９】一方患部２１、例えば血管性病変部または
悪性腫瘍部などの患部が発する光線は、装置の外枠２４
に取付けられている窓２３を通してレンズ１６に入射す
る。レンズ１６からの光線が反射鏡１５により直角に曲
がり、ファイバスコープ１４の端面に結像する。この像
をファイバスコープ１４で外部から観察する。前述した
スポットが患部に対して一定の距離に保たれたときに、
２つのスポット１９，２０が重なるが、このときにレン
ズ１６による結像も鮮明になるように光学系を設計して
おく。さらに可撓性ケーブル４のＸ線源はこの一定距離
のときに、患部２１に照射するように設定すれば、ファ
イバスコープ１４で患部２１を観測しながら、スポット
が１つに重なるとき、すなわち患部２１の結像が鮮明に
なるときに、Ｘ線を患部２１に照射することができる。On the other hand, the light rays emitted from the diseased part 21, for example, a diseased part such as a vascular lesion or a malignant tumor, are transmitted to the outer frame 24 of the apparatus.
Is incident on the lens 16 through the window 23 attached to the lens 16. The light beam from the lens 16 is bent at a right angle by the reflecting mirror 15 and forms an image on the end face of the fiberscope 14. This image is observed from the outside with the fiberscope 14. When the aforementioned spot is kept at a certain distance from the affected area,
Although the two spots 19 and 20 overlap, the optical system is designed so that the image formed by the lens 16 is also sharp at this time. Further, if the X-ray source of the flexible cable 4 is set so as to irradiate the affected part 21 at this fixed distance, when the spot overlaps with one while observing the affected part 21 with the fiberscope 14, X-rays can be applied to the affected area 21 when the image of the area 21 becomes clear.
【００２０】前記の構成により、患部２１へ照射する作
業が簡単になる。しかも放射性物質による治療に比べ
て、常時Ｘ線を放出しているわけではなく、患部２１を
見つけてセッティングを完了した時点で、高圧パルス電
圧を印可してＸ線を発生するので、患者のみならず医師
や技師などに対し余分なＸ線被爆が避けられる。本発明
の治療方法は極めて安全である。The above configuration simplifies the work of irradiating the affected area 21. Moreover, compared to radioactive treatment, X-rays are not always emitted, and when the affected area 21 is found and setting is completed, a high-voltage pulse voltage is applied to generate X-rays. Extra X-ray exposure to doctors and technicians can be avoided. The treatment method of the present invention is extremely safe.
【００２１】以上詳しく説明した実施例について、本発
明の範囲内で種々の変形を施すことができる。冷陰極電
子放出の例を示したが、陰極を熱しておいて、高速パル
ス電圧の印加により熱電子を発生させてターゲットに衝
突させるようにすることも可能である。Various modifications can be made to the embodiment described in detail above within the scope of the present invention. Although an example of cold cathode electron emission has been described, it is also possible to heat a cathode and generate a hot electron by applying a high-speed pulse voltage to collide with a target.
【００２２】[0022]
【発明の効果】芯線を柔らかい発泡性のテフロン絶縁物
などで覆った直径２ｍｍ以下の同軸の可撓性ケーブルと
ゲッタ部を内蔵する高真空度のチャンバを有する超小形
Ｘ線源部で構成して、ヘリウムなどの不活性ガスを使用
しないので、不活性ガス中に微量に含まれる不純物とし
ての酸素ガスイオンなどによる冷陰極上の強烈な衝突が
回避される。これにより冷陰極の耐久性を向上すること
ができる。またプラズマ放電によっても、同様にＸ線を
発生することができる。The present invention comprises a coaxial flexible cable having a core wire covered with a soft foaming Teflon insulator or the like having a diameter of 2 mm or less, and a microminiature X-ray source section having a high vacuum chamber containing a getter section. Since no inert gas such as helium is used, intense collisions on the cold cathode due to oxygen gas ions or the like as impurities contained in the inert gas in a small amount are avoided. Thereby, the durability of the cold cathode can be improved. X-rays can also be generated by plasma discharge.
【００２３】本発明による超小形Ｘ線発生装置は、可撓
性の同軸内導体を可撓性支持誘電体で網状の外導体中に
支持した可撓性の同軸ケーブル部分とから構成してある
から同軸部分を可撓性で且つ極めて細くすることができ
る。The microminiature X-ray generator according to the present invention comprises a flexible coaxial cable portion in which a flexible coaxial inner conductor is supported by a flexible supporting dielectric in a net-shaped outer conductor. Can make the coaxial portion flexible and extremely thin.
【００２４】前記内導体に接続されている先端が尖った
冷陰極とターゲットを含む前記外導体と略同径のチャン
バを用いているから、先頭部も同軸ケーブル部分と同様
に小形にすることができる。Since the cold cathode connected to the inner conductor and the chamber having substantially the same diameter as the outer conductor including the target and the target are used, the head portion can be made as small as the coaxial cable portion. it can.
【００２５】また癌治療用または血管内放射線治療用を
目的とし、可撓性ケーブルの先端にあるＸ線源とファイ
バスコープとを互いに平行に、そして光線軸を交差した
照明用スポット光源を配置させた装置に構成して使用す
ることができる。ファイバスコープで患部を観測しなが
ら、スポットが１つに重なるとき、すなわち患部の結像
が鮮明になるときに、Ｘ線を患部に照射することができ
る。患部へ照射する作業が簡単になる。For the purpose of cancer treatment or intravascular radiation treatment, an X-ray source and a fiberscope at the end of a flexible cable are arranged in parallel with each other, and a spot light source for illumination is provided which crosses the optical axis. Can be configured and used. While observing the affected part with a fiberscope, when the spots overlap, that is, when the image of the affected part becomes clear, the affected part can be irradiated with X-rays. The task of irradiating the affected area is simplified.
【００２６】しかも常時Ｘ線を放出する放射性物質によ
る治療に比べて、患部を見つけてセッティングを完了し
た時点で、高圧パルス電圧を印可してＸ線を発生するこ
とができる。したがって、患者に対し余分なＸ線被爆が
避けられる。この治療方法は極めて安全である。In addition, as compared with a treatment using a radioactive substance that constantly emits X-rays, a high-voltage pulse voltage can be applied to generate X-rays when an affected part is found and setting is completed. Therefore, extra X-ray exposure to the patient is avoided. This method of treatment is extremely safe.
【図１】本発明による超小形Ｘ線発生装置の実施例を示
す斜視図である。FIG. 1 is a perspective view showing an embodiment of a microminiature X-ray generator according to the present invention.
【図２Ａ】前記超小形Ｘ線源の第１の実施例の先端部の
拡大断面図である。FIG. 2A is an enlarged cross-sectional view of a tip of the first embodiment of the microminiature X-ray source.
【図２Ｂ】チャンバ内にアノードを設け、一方向にＸ線
を発生する超小形Ｘ線源の第２の実施例の先端部の拡大
断面図である。FIG. 2B is an enlarged cross-sectional view of a tip portion of a second embodiment of a microminiature X-ray source that provides an anode in a chamber and generates X-rays in one direction.
【図２Ｃ】チャンバ内にアノードを設け、全方向にＸ線
を発生する超小形Ｘ線源の第３の実施例の先端部の拡大
断面図である。FIG. 2C is an enlarged cross-sectional view of the tip of a third embodiment of a microminiature X-ray source that provides an anode in a chamber and generates X-rays in all directions.
【図３】前記第２および第３の実施例で使用する可撓性
ケーブルの実施例を示す図である。FIG. 3 is a view showing an embodiment of a flexible cable used in the second and third embodiments.
【図４】前記第２および第３の実施例の回路図である。FIG. 4 is a circuit diagram of the second and third embodiments.
【図５】前記超小形Ｘ線発生装置を癌治療用Ｘ線源とし
て使用する例を示す図である。FIG. 5 is a view showing an example in which the microminiature X-ray generator is used as an X-ray source for cancer treatment.
【図６】本発明に係わる癌治療用Ｘ線源の側面図であ
る。FIG. 6 is a side view of the X-ray source for cancer treatment according to the present invention.
１ 高圧パルス発生装置 ２ ケーブル ３ パルスケーブルコネクタ ４ 可撓性ケーブル ５ 芯線 ６ 冷陰極 ７，７Ａ，７Ｂ 発泡性のテフロン絶縁物 ８ ガラスの壁 ９ ターゲット １０ Ｘ線 １１ 窓 １２ チャンバ内空間 １３ ゲッタ １４ ファイバスコープ １５ 反射鏡 １６ レンズ １７，１８ スポット光源 １９，２０ 光線軸 ２１ 患部 ２２ チャンバ壁 ２３ ファイバスコープ用窓 ２４ 装置の外枠 ３４ 電子ビーム ３５ チャンバ壁 ３６ 外導体 ３７ 外導体（Ｉ） ３８ 外導体（II） ３９ 支持体 ４０ アノード DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 High-voltage pulse generator 2 Cable 3 Pulse cable connector 4 Flexible cable 5 Core wire 6 Cold cathode 7, 7A, 7B Foamable Teflon insulator 8 Glass wall 9 Target 10 X-ray 11 Window 12 Chamber space 13 Getter 14 Fiberscope 15 Reflector 16 Lens 17, 18 Spot light source 19, 20 Ray axis 21 Affected part 22 Chamber wall 23 Window for fiberscope 24 Outer frame of device 34 Electron beam 35 Chamber wall 36 Outer conductor 37 Outer conductor (I) 38 Outer conductor (II) 39 support 40 anode
─────────────────────────────────────────────────────
────────────────────────────────────────────────── ───
【手続補正書】[Procedure amendment]
【提出日】平成１１年２月１０日（１９９９．２．１
０）[Submission date] February 10, 1999 (1999.2.1
0)
【手続補正１】[Procedure amendment 1]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】全文[Correction target item name] Full text
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction contents]
【書類名】 明細書[Document Name] Statement
【発明の名称】 超小形Ｘ線発生装置[Title of the Invention] Microminiature X-ray generator
【特許請求の範囲】[Claims]
【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、可撓性の同軸ケー
ブルの先端にＸ線放出真空室を配置して、血管内放射線
治療用、癌治療用、医療診断などの医療分野や非破壊検
査などの工業用、研究用分野で利用する超小形Ｘ線発生
装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a medical field such as an intravascular radiotherapy, a cancer treatment, a medical diagnosis, and a non-destructive inspection in which an X-ray emission vacuum chamber is arranged at the end of a flexible coaxial cable. The present invention relates to a micro X-ray generator used in industrial and research fields.
【０００２】[0002]
【従来の技術】放射線で治療されるべき人数は日本国内
で年間１０万人以上に達している。そして医療の分野で
は、この放射線治療は患者にも医療関係者にも大きな負
担となっている。小形で治療効果の高く、患者の負担も
少なくトータルコストの低いシステムの開発が要望され
ている。現在医療用に使われている直径２ｍｍ以下の放
射線源としてイリジウムなどのガンマ線源やリンなどの
放射能物質を詰め込んだ針または棒状のものが用いられ
ている。2. Description of the Related Art The number of people to be treated with radiation has reached more than 100,000 annually in Japan. And in the medical field, this radiation therapy is a heavy burden for both patients and healthcare professionals. There is a demand for the development of a system that is small, has a high therapeutic effect, reduces the burden on the patient, and has a low total cost. As a radiation source having a diameter of 2 mm or less, which is currently used for medical treatment, a gamma ray source such as iridium or a needle or rod-like one filled with a radioactive substance such as phosphorus is used.
【０００３】これに対して、高圧パルスを印加してＸ線
を発生するＸ線発生装置は、患部にＸ線発生部をセット
して、準備できた状態で初めて高電圧を加えてＸ線を発
生するので、患者以外に対しての被爆は最小限に抑える
ことができる。同時に、電子銃とターゲットを替えるこ
とでＸ線照射の方向性を持たせることができる。医療の
目的ではないが、電子放出用に同軸線，電極，およびタ
ーゲットを用い、直流電圧を印加してパルスを発生させ
るパルスＸ線発生装置が提案（特公昭６０−２０８６５
号）されている。On the other hand, an X-ray generator that generates an X-ray by applying a high-voltage pulse sets an X-ray generator in an affected area and applies a high voltage for the first time in a ready state to generate an X-ray. Because it occurs, exposure to non-patients can be minimized. At the same time, the direction of X-ray irradiation can be given by changing the electron gun and the target. Although not for the purpose of medical treatment, a pulse X-ray generator that generates a pulse by applying a DC voltage using a coaxial line, an electrode, and a target for electron emission has been proposed (Japanese Patent Publication No. 60-20865).
No.).
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】前述した放射性物質を
用いた線源は、常時放射線を放出しているので、患者の
治療を始める前、たとえば照射すべき患部を探す準備段
階でも、他の人体部分を照射することになる。取扱いが
非常に複雑且つ危険を常にともなうので、医師の負担と
なっていた。Since the above-described radiation source using a radioactive substance constantly emits radiation, other human bodies are not required before starting treatment of a patient, for example, in a preparation stage for searching for an affected part to be irradiated. The part will be illuminated. The handling is very complicated and always dangerous, which is a burden on the doctor.
【０００５】前記同軸ケーブルを利用するＸ線発生装置
は、冷陰極とＸ線を放出するターゲットとの空間にヘリ
ウムなどの不活性ガスを使用しており、不活性ガス中に
微量に含まれる不純物としての酸素ガスイオンなどが冷
陰極に強烈に衝突するので、冷陰極の耐久性に問題が生
ずる。また本来医療の目的ではないから全体として大形
であり、血管とか体内の内腔や管に挿入して治療用の線
源として用いることはできない。[0005] The X-ray generator using the coaxial cable uses an inert gas such as helium in the space between the cold cathode and the target that emits X-rays. Oxygen gas ions and the like strongly collide with the cold cathode, which causes a problem in durability of the cold cathode. In addition, since it is not originally intended for medical treatment, it is large as a whole and cannot be used as a therapeutic radiation source by inserting it into a blood vessel or a lumen or a tube in the body.
【０００６】本発明の目的は、同位元素等の線源を用い
ることなく同軸ケーブルを用い、必要なときにＸ線を発
生させることができる超小形Ｘ線発生装置を提供するこ
とにある。本発明のさらに他の目的は前記超小形Ｘ線発
生装置を、可撓性を持たせ且つ小形にして、たとえば人
体の内腔、器官内に大きな負担を与えることなく挿入す
ることができるようにした医療用の超小形Ｘ線発生装置
を提供することにある。An object of the present invention is to provide an ultra-small X-ray generator capable of generating X-rays when necessary by using a coaxial cable without using a source such as an isotope. Still another object of the present invention is to make the ultra-small X-ray generator flexible and compact so that it can be inserted into, for example, a lumen or organ of a human body without imposing a large burden. To provide a medical microminiature X-ray generator.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】前記目的を達成するため
に、本発明による超小形Ｘ線発生装置は、可撓性の同軸
内導体を可撓性支持誘電体で網状の外導体中に支持した
可撓性の同軸ケーブル部分と、前記内導体に接続されて
いる陰極とターゲットを含む前記外導体と略同径のチャ
ンバと、および前記ケーブルに１以上の高速短パルスま
たはパルスで変調したマイクロ波などの高電圧を供給す
る電源部とから構成されている。前記可撓性支持誘電体
は発泡性のテフロン絶縁物または二酸化珪素の絶縁物で
あり、同軸部の直径は約２ｍｍ以下であり、前記チャン
バ内を真空にしてある。前記超小形Ｘ線発生装置は、血
管内放射線治療用Ｘ線源や癌治療用小線源として利用す
ることができる。前記超小形Ｘ線発生装置は、ファイバ
スコープとともにまたは一体的に配置され、Ｘ線照射点
をファイバスコープで観察できるようにすることができ
る。前記陰極は先端が尖っている冷陰極または熱陰極と
することができる。前記超小形Ｘ線発生装置は陰極から
放出された電子を前記ターゲット方向に加速するアノー
ドを有するものとすることができる。In order to achieve the above-mentioned object, a microminiature X-ray generator according to the present invention comprises a flexible coaxial inner conductor supported by a flexible supporting dielectric in a net-shaped outer conductor. A flexible coaxial cable portion, a chamber connected to the inner conductor and having a diameter substantially equal to that of the outer conductor including a cathode and a target, and a micrometer modulated with one or more high-speed short pulses or pulses on the cable. And a power supply unit for supplying a high voltage such as a wave. The flexible supporting dielectric is a foamed Teflon insulator or a silicon dioxide insulator, the diameter of the coaxial portion is about 2 mm or less, and the inside of the chamber is evacuated. The microminiature X-ray generator can be used as an X-ray source for intravascular radiation therapy or a small-ray source for cancer treatment. The microminiature X-ray generator can be arranged together with or integrally with a fiberscope so that the X-ray irradiation point can be observed with the fiberscope. The cathode may be a sharp-pointed cold cathode or hot cathode. The micro X-ray generator may include an anode for accelerating electrons emitted from a cathode toward the target.
【０００８】[0008]
【作用】本発明において、芯線を柔らかい発泡性のテフ
ロン絶縁物または二酸化珪素の絶縁物などで覆った直径
２ｍｍ以下の同軸の可撓性ケーブルで構成してあるの
で、体内に挿入しても自由に曲がり、治療を容易にする
ことができる。また、先端の尖った冷陰極を形成するこ
とにより、電界を集中させ、高電圧の短パルスで電子放
射を強めることができる。また、ゲッタ部を内蔵して、
チャンバ内の高い真空度を保つことができる。そのため
ヘリウムなどの不活性ガスを使用する必要はなく、不活
性ガス中に微量に含まれる不純物としての酸素ガスイオ
ンなどによる冷陰極電子放射の劣化を回避して、冷陰極
の耐久性を改善することができる。According to the present invention, since the core wire is made of a coaxial flexible cable having a diameter of 2 mm or less and covered with a soft foaming Teflon insulator or a silicon dioxide insulator, it can be freely inserted into the body. To facilitate treatment. In addition, by forming a cold cathode having a sharp tip, an electric field can be concentrated, and electron emission can be enhanced by high-voltage short pulses. In addition, built-in getter section,
A high degree of vacuum in the chamber can be maintained. Therefore, it is not necessary to use an inert gas such as helium, and the deterioration of cold cathode electron emission due to oxygen gas ions as impurities contained in a trace amount in the inert gas is avoided, and the durability of the cold cathode is improved. be able to.
【０００９】さらに、癌治療用または血管内放射線治療
用において可撓性ケーブルのＸ線源とファイバスコープ
と光線軸を交差する照明用スポット光源を互いに平行に
配置し、２つのスポットが１つの円に重なる点にセッテ
ィングして患部にＸ線照射できる構成により、患部への
照射作業が容易になる。しかも患部を探しセッティング
した時点で、高圧パルス電圧を印加してＸ線を発生する
ので、常時Ｘ線を放出する放射性物質による治療法に比
べて患者のみならず医師、技師などに対しＸ線被爆が避
けられて安全な治療方法を実施できる。Further, in cancer treatment or endovascular radiation treatment, an X-ray source of a flexible cable, a fiberscope, and an illumination spot light source intersecting a beam axis are arranged in parallel with each other, and two spots are formed into one circle. By irradiating the affected part with X-rays by setting it at a point that overlaps with the above, the work of irradiating the affected part becomes easy. In addition, when the affected area is searched and set, a high-voltage pulse voltage is applied to generate X-rays, so that not only patients but also doctors and technicians are exposed to X-rays compared to radiotherapy that constantly emits X-rays. Can be avoided and a safe treatment method can be implemented.
【００１０】[0010]
【発明の実施の形態】以下図面等を参照して本発明によ
る装置の実施の形態を説明する。本発明の高圧パルス発
生装置は図１に示すように、パルス発生装置１からケー
ブル２を通じて、パルスケーブルコネクタ３に接続して
いる。さらにここで分配されて複数の可撓性ケーブル４
に高圧パルス６０〜１２０ＫＶを供給する。そしてその
電圧を超小型Ｘ線源に印加する。特にこのパルス電圧に
ついて詳しく述べると、このパルス電圧の幅はＤＣパル
スの場合約１００ｎＳＥＣ、パルスで変調されたマイク
ロ波の場合約１μＳＥＣである。そして繰り返し周期は
１００〜１０００ＰＰＳ（ＰＵＬＳＥＳ／ＳＥＣ）であ
る。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings. As shown in FIG. 1, the high-voltage pulse generator of the present invention is connected to a pulse cable connector 3 via a cable 2 from a pulse generator 1. Further distributed here are a plurality of flexible cables 4
Is supplied with a high voltage pulse of 60 to 120 KV. Then, the voltage is applied to the microminiature X-ray source. More specifically, the pulse voltage has a width of about 100 nSEC for a DC pulse and about 1 μSEC for a microwave modulated by a pulse. The repetition period is 100 to 1000 PPS (PULSES / SEC).
【００１１】さらに超小形Ｘ線源部を詳しく説明する。
図２Ａは、超小形Ｘ線源の第１の実施例の先端部の拡大
断面図である。可撓性のケーブル４の先端部には前述の
Ｘ線部が設けられている。直径２ｍｍ以下の同軸の可撓
性ケーブル４の中の芯線（内導体）５は柔らかい発泡性
のテフロン絶縁物７またはこれより曲がりに対し少し硬
いが、二酸化珪素ＳｉＯ2 の絶縁物などで覆われ、電気
的に絶縁されている。外導体３６は網状であり、表面は
被覆されている。Further, the ultra-small X-ray source will be described in detail.
FIG. 2A is an enlarged cross-sectional view of the distal end of the first embodiment of the microminiature X-ray source. The above-mentioned X-ray portion is provided at the tip of the flexible cable 4. The core wire (inner conductor) 5 in the coaxial flexible cable 4 having a diameter of 2 mm or less is covered with a soft foamed Teflon insulator 7 or an insulator such as silicon dioxide SiO 2 although it is slightly harder to bend. , Electrically insulated. The outer conductor 36 has a mesh shape, and the surface is covered.
【００１２】チャンバ壁２２の内部１２を真空に保つ場
合について説明する。真空を保持するために二酸化珪素
またはガラスの壁８を通して、電界を集中させるための
尖った冷陰極６を形成する。高電圧のパルスが印加され
ると、冷陰極６の先端で高電界放出により電子が発生
し、加速されてターゲット９に衝突する。この重金属タ
ングステンまたは金などの材料で形成するターゲット９
からＸ線１０が発生する。ここでターゲット９の冷却の
ために、銅，アルミなどで形成するチャンバ壁２２にタ
ーゲット９を接合する。このＸ線１０は窓１１を透過し
て外部に放出される。このチャンバ内は高い真空度を保
つためにゲッタ部１３を内蔵する。特に可撓性ケーブル
４は体内に挿入されるので、自由に曲がるが、パルス電
圧の内部ロスや電気的絶縁性を保持するための絶縁物７
の選定に配慮されている。A case where the inside 12 of the chamber wall 22 is kept at a vacuum will be described. A sharp cold cathode 6 for concentrating an electric field is formed through a silicon dioxide or glass wall 8 to maintain a vacuum. When a high voltage pulse is applied, electrons are generated by high field emission at the tip of the cold cathode 6, accelerated and collide with the target 9. Target 9 formed of a material such as heavy metal tungsten or gold
X-rays 10 are generated. Here, in order to cool the target 9, the target 9 is bonded to a chamber wall 22 formed of copper, aluminum, or the like. The X-rays 10 pass through the window 11 and are emitted to the outside. The chamber has a built-in getter unit 13 for maintaining a high degree of vacuum. In particular, since the flexible cable 4 is inserted into the body, it bends freely, but the insulator 7 for maintaining the internal loss of the pulse voltage and the electrical insulation.
Consideration for selection.
【００１３】このように、冷陰極とＸ線を放出するター
ゲットとの空間にヘリウムなどの不活性ガスを使用しな
いので、不活性ガス中に微量に含まれる不純物としての
酸素ガスイオンなどによる冷陰極上への強烈な衝突が回
避されると同時に、電子がヘリウムなどのガスイオンに
衝突することがないので運動エネルギーを保存してター
ゲットにあたる。これにより冷陰極の耐久性を向上させ
ることができると同時に、エネルギーの高いＸ線を出す
ことができる。As described above, since an inert gas such as helium is not used in the space between the cold cathode and the target that emits X-rays, the cold cathode caused by oxygen gas ions as impurities contained in the inert gas in a small amount is used. A strong upward collision is avoided, and at the same time, electrons do not collide with gas ions such as helium, so kinetic energy is conserved and hits the target. Thereby, the durability of the cold cathode can be improved, and at the same time, X-rays with high energy can be emitted.
【００１４】図２Ｂはアノードを設け、一方向にＸ線を
発生する超小形Ｘ線源の第２の実施例の先端部の拡大断
面図である。図３はこの実施例で使用する可撓性ケーブ
ルの実施例を示す図である。この可撓性ケーブルは３芯
線の構成であり、図において内導体である芯線５は可撓
性の絶縁体７で被覆され、可撓性の絶縁体７は外導体
（Ｉ）３７で被覆され、外導体Ｉ再度絶縁体７で被覆さ
れ、さらに絶縁体７は外導体（II）３８で被覆されてい
る。FIG. 2B is an enlarged sectional view of the tip of a second embodiment of a microminiature X-ray source which is provided with an anode and generates X-rays in one direction. FIG. 3 is a view showing an embodiment of a flexible cable used in this embodiment. This flexible cable has a three-core structure. In the figure, a core wire 5 as an inner conductor is covered with a flexible insulator 7, and the flexible insulator 7 is covered with an outer conductor (I) 37. The outer conductor I is again covered with the insulator 7, and the insulator 7 is further covered with the outer conductor (II) 38.
【００１５】図２Ｂに示すように内導体である芯線５の
端部は二酸化珪素またはガラス壁８により固定され、そ
の先端に円錐状の冷陰極６が固定されている。外導体
（Ｉ）３７にはアノード４０が接続されている。アノー
ド４０の内部にはリング状のゲッタ１３が設けられてい
る。ゲッタ１３をリング状にすることにより表面積を大
きくして、ガスの吸着力を高めることがでる。外導体
（II）３８にはチャンバ壁３５が接続されており、ター
ゲット９が、熱的および電気的導伝性を有する材料の支
持体３９により電子線に対して傾いて支持されている。
ターゲット９は電子ビーム３４により励起されてＸ線１
０を一定方向に放出する。As shown in FIG. 2B, an end of a core wire 5 as an inner conductor is fixed by silicon dioxide or a glass wall 8, and a conical cold cathode 6 is fixed to the end. An anode 40 is connected to the outer conductor (I) 37. The ring-shaped getter 13 is provided inside the anode 40. By making the getter 13 ring-shaped, the surface area can be increased, and the gas adsorbing power can be increased. A chamber wall 35 is connected to the outer conductor (II) 38, and the target 9 is supported by a support 39 made of a material having thermal and electrical conductivity so as to be inclined with respect to the electron beam.
The target 9 is excited by the electron beam 34 and the X-ray 1
0 is emitted in a certain direction.
【００１６】図４は前記第２の実施例の回路図である。
アノード４０は接地されており芯線（内導体）５はアノ
ード４０に対して外導体（Ｉ）３７を介して負の高速パ
ルス（例えば−５０ＫＶ）が印加される。またターゲッ
ト９は外導体(II)３８を介して正の高速パルス（例えば
＋５０ＫＶ）が印加される。またこのシステムでは電圧
の組合せを変えることにより、ビームの形状，電圧を変
化させてＸ線の照射の状態をコントロールできる。FIG. 4 is a circuit diagram of the second embodiment.
The anode 40 is grounded, and the core wire (inner conductor) 5 is applied with a negative high-speed pulse (for example, −50 KV) to the anode 40 via the outer conductor (I) 37. Further, a positive high-speed pulse (for example, +50 KV) is applied to the target 9 via the outer conductor (II) 38. In this system, the state of X-ray irradiation can be controlled by changing the shape of the beam and the voltage by changing the combination of voltages.
【００１７】図２Ｃはアノードを設け、全方向にＸ線を
発生する超小形Ｘ線源の第３の実施例の先端部の拡大断
面図である。基本的な構成は先に説明した第２の実施例
と異ならないが、ターゲット９の面を陰極６に対面させ
てある。電子ビーム３４が前記ターゲット９に衝突する
と全方向にＸ線１０を発生する。駆動回路は第２の実施
例で説明したものと同じである。なお回路の外導体(II)
３８を接地して全体を遮蔽することもできる。FIG. 2C is an enlarged sectional view of the tip of a third embodiment of a microminiature X-ray source provided with an anode and generating X-rays in all directions. Although the basic configuration is not different from that of the second embodiment described above, the surface of the target 9 faces the cathode 6. When the electron beam 34 collides with the target 9, X-rays 10 are generated in all directions. The drive circuit is the same as that described in the second embodiment. The outer conductor of the circuit (II)
38 can be grounded to shield the whole.
【００１８】次に癌治療用または血管内放射線治療用に
利用する場合の実施例を図５と図６に示す。図５は可撓
性ケーブル４のＸ線源とファイバスコープ１４を組み合
わせた装置を示す。図６は図５を側面から見た図面であ
る。可撓性ケーブル４とファイバスコープ１４とは互い
に平行に配置されている。照明用スポット光源１７，１
８は光線軸を交差している。それぞれの光線軸は１９，
２０に示すように一定の距離で２つのスポットが１つの
円に重なる。FIGS. 5 and 6 show an embodiment in which the present invention is used for cancer treatment or intravascular radiation treatment. FIG. 5 shows an apparatus in which the X-ray source of the flexible cable 4 and the fiberscope 14 are combined. FIG. 6 is a drawing of FIG. 5 viewed from the side. The flexible cable 4 and the fiber scope 14 are arranged parallel to each other. Spot light source for lighting 17,1
8 intersects the ray axis. Each ray axis is 19,
As shown in FIG. 20, two spots overlap one circle at a fixed distance.
【００１９】一方患部２１、例えば血管性病変部または
悪性腫瘍部などの患部が発する光線は、装置の外枠２４
に取付けられている窓２３を通してレンズ１６に入射す
る。レンズ１６からの光線が反射鏡１５により直角に曲
がり、ファイバスコープ１４の端面に結像する。この像
をファイバスコープ１４で外部から観察する。前述した
スポットが患部に対して一定の距離に保たれたときに、
２つのスポット１９，２０が重なるが、このときにレン
ズ１６による結像も鮮明になるように光学系を設計して
おく。さらに可撓性ケーブル４のＸ線源はこの一定距離
のときに、患部２１に照射するように設定すれば、ファ
イバスコープ１４で患部２１を観測しながら、スポット
が１つに重なるとき、すなわち患部２１の結像が鮮明に
なるときに、Ｘ線を患部２１に照射することができる。On the other hand, the light rays emitted from the diseased part 21, for example, a diseased part such as a vascular lesion or a malignant tumor, are transmitted to the outer frame 24 of the apparatus.
Is incident on the lens 16 through the window 23 attached to the lens 16. The light beam from the lens 16 is bent at a right angle by the reflecting mirror 15 and forms an image on the end face of the fiberscope 14. This image is observed from the outside with the fiberscope 14. When the aforementioned spot is kept at a certain distance from the affected area,
Although the two spots 19 and 20 overlap, the optical system is designed so that the image formed by the lens 16 is also sharp at this time. Further, if the X-ray source of the flexible cable 4 is set so as to irradiate the affected part 21 at this fixed distance, when the spot overlaps with one while observing the affected part 21 with the fiberscope 14, X-rays can be applied to the affected area 21 when the image of the area 21 becomes clear.
【００２０】前記の構成により、患部２１へ照射する作
業が簡単になる。しかも放射性物質による治療に比べ
て、常時Ｘ線を放出しているわけではなく、患部２１を
見つけてセッティングを完了した時点で、高圧パルス電
圧を印可してＸ線を発生するので、患者のみならず医師
や技師などに対し余分なＸ線被爆が避けられる。本発明
の治療方法は極めて安全である。The above configuration simplifies the work of irradiating the affected area 21. Moreover, compared to radioactive treatment, X-rays are not always emitted, and when the affected area 21 is found and setting is completed, a high-voltage pulse voltage is applied to generate X-rays. Extra X-ray exposure to doctors and technicians can be avoided. The treatment method of the present invention is extremely safe.
【００２１】以上詳しく説明した実施例について、本発
明の範囲内で種々の変形を施すことができる。冷陰極電
子放出の例を示したが、陰極を熱しておいて、高速パル
ス電圧の印加により熱電子を発生させてターゲットに衝
突させるようにすることも可能である。Various modifications can be made to the embodiment described in detail above within the scope of the present invention. Although an example of cold cathode electron emission has been described, it is also possible to heat a cathode and generate a hot electron by applying a high-speed pulse voltage to collide with a target.
【００２２】[0022]
【発明の効果】芯線を柔らかい発泡性のテフロン絶縁物
などで覆った直径２ｍｍ以下の同軸の可撓性ケーブルと
ゲッタ部を内蔵する高真空度のチャンバを有する超小形
Ｘ線源部で構成して、ヘリウムなどの不活性ガスを使用
しないので、不活性ガス中に微量に含まれる不純物とし
ての酸素ガスイオンなどによる冷陰極上の強烈な衝突が
回避される。これにより冷陰極の耐久性を向上すること
ができる。またプラズマ放電によっても、同様にＸ線を
発生することができる。The present invention comprises a coaxial flexible cable having a core wire covered with a soft foaming Teflon insulator or the like having a diameter of 2 mm or less, and a microminiature X-ray source section having a high vacuum chamber containing a getter section. Since no inert gas such as helium is used, intense collisions on the cold cathode due to oxygen gas ions or the like as impurities contained in the inert gas in a small amount are avoided. Thereby, the durability of the cold cathode can be improved. X-rays can also be generated by plasma discharge.
【００２３】本発明による超小形Ｘ線発生装置は、可撓
性の同軸内導体を可撓性支持誘電体で網状の外導体中に
支持した可撓性の同軸ケーブル部分とから構成してある
から同軸部分を可撓性で且つ極めて細くすることができ
る。The microminiature X-ray generator according to the present invention comprises a flexible coaxial cable portion in which a flexible coaxial inner conductor is supported by a flexible supporting dielectric in a net-shaped outer conductor. Can make the coaxial portion flexible and extremely thin.
【００２４】前記内導体に接続されている先端が尖った
冷陰極とターゲットを含む前記外導体と略同径のチャン
バを用いているから、先頭部も同軸ケーブル部分と同様
に小形にすることができる。Since the cold cathode connected to the inner conductor and the chamber having substantially the same diameter as the outer conductor including the target and the target are used, the head portion can be made as small as the coaxial cable portion. it can.
【００２５】また癌治療用または血管内放射線治療用を
目的とし、可撓性ケーブルの先端にあるＸ線源とファイ
バスコープとを互いに平行に、そして光線軸を交差した
照明用スポット光源を配置させた装置に構成して使用す
ることができる。ファイバスコープで患部を観測しなが
ら、スポットが１つに重なるとき、すなわち患部の結像
が鮮明になるときに、Ｘ線を患部に照射することができ
る。患部へ照射する作業が簡単になる。For the purpose of cancer treatment or intravascular radiation treatment, an X-ray source and a fiberscope at the end of a flexible cable are arranged in parallel with each other, and a spot light source for illumination is provided which crosses the optical axis. Can be configured and used. While observing the affected part with a fiberscope, when the spots overlap, that is, when the image of the affected part becomes clear, the affected part can be irradiated with X-rays. The task of irradiating the affected area is simplified.
【００２６】しかも常時Ｘ線を放出する放射性物質によ
る治療に比べて、患部を見つけてセッティングを完了し
た時点で、高圧パルス電圧を印可してＸ線を発生するこ
とができる。したがって、患者に対し余分なＸ線被爆が
避けられる。この治療方法は極めて安全である。In addition, as compared with a treatment using a radioactive substance that constantly emits X-rays, a high-voltage pulse voltage can be applied to generate X-rays when an affected part is found and setting is completed. Therefore, extra X-ray exposure to the patient is avoided. This method of treatment is extremely safe.
【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]
【図１】本発明による超小形Ｘ線発生装置の実施例を示
す斜視図である。FIG. 1 is a perspective view showing an embodiment of a microminiature X-ray generator according to the present invention.
【図２Ａ】前記超小形Ｘ線源の第１の実施例の先端部の
拡大断面図である。FIG. 2A is an enlarged cross-sectional view of a tip of the first embodiment of the microminiature X-ray source.
【図２Ｂ】チャンバ内にアノードを設け、一方向にＸ線
を発生する超小形Ｘ線源の第２の実施例の先端部の拡大
断面図である。FIG. 2B is an enlarged cross-sectional view of a tip portion of a second embodiment of a microminiature X-ray source that provides an anode in a chamber and generates X-rays in one direction.
【図２Ｃ】チャンバ内にアノードを設け、全方向にＸ線
を発生する超小形Ｘ線源の第３の実施例の先端部の拡大
断面図である。FIG. 2C is an enlarged cross-sectional view of the tip of a third embodiment of a microminiature X-ray source that provides an anode in a chamber and generates X-rays in all directions.
【図３】前記第２および第３の実施例で使用する可撓性
ケーブルの実施例を示す図である。FIG. 3 is a view showing an embodiment of a flexible cable used in the second and third embodiments.
【図４】前記第２および第３の実施例の回路図である。FIG. 4 is a circuit diagram of the second and third embodiments.
【図５】前記超小形Ｘ線発生装置を癌治療用Ｘ線源とし
て使用する例を示す図である。FIG. 5 is a view showing an example in which the microminiature X-ray generator is used as an X-ray source for cancer treatment.
【図６】本発明に係わる癌治療用Ｘ線源の側面図であ
る。FIG. 6 is a side view of the X-ray source for cancer treatment according to the present invention.
【符号の説明】 １ 高圧パルス発生装置 ２ ケーブル ３ パルスケーブルコネクタ ４ 可撓性ケーブル ５ 芯線 ６ 冷陰極 ７，７Ａ，７Ｂ 発泡性のテフロン絶縁物 ８ ガラスの壁 ９ ターゲット １０ Ｘ線 １１ 窓 １２ チャンバ内空間 １３ ゲッタ １４ ファイバスコープ １５ 反射鏡 １６ レンズ １７，１８ スポット光源 １９，２０ 光線軸 ２１ 患部 ２２ チャンバ壁 ２３ ファイバスコープ用窓 ２４ 装置の外枠 ３４ 電子ビーム ３５ チャンバ壁 ３６ 外導体 ３７ 外導体（Ｉ） ３８ 外導体（II） ３９ 支持体 ４０ アノード[Description of Signs] 1 High-voltage pulse generator 2 Cable 3 Pulse cable connector 4 Flexible cable 5 Core wire 6 Cold cathode 7, 7A, 7B Foamable Teflon insulator 8 Glass wall 9 Target 10 X-ray 11 Window 12 Chamber Inner space 13 Getter 14 Fiberscope 15 Reflector 16 Lens 17, 18 Spot light source 19, 20 Ray axis 21 Diseased part 22 Chamber wall 23 Fiberscope window 24 Outer frame of device 34 Electron beam 35 Chamber wall 36 Outer conductor 37 Outer conductor ( I) 38 outer conductor (II) 39 support 40 anode
【手続補正２】[Procedure amendment 2]
【補正対象書類名】図面[Document name to be amended] Drawing
【補正対象項目名】全図[Correction target item name] All figures
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction contents]
【図１】 FIG.
【図２Ａ】 FIG. 2A
【図３】 FIG. 3
【図２Ｂ】 FIG. 2B
【図２Ｃ】 FIG. 2C
【図４】 FIG. 4
【図５】 FIG. 5
【図６】 ─────────────────────────────────────────────────────
FIG. 6 ────────────────────────────────────────────────── ───
【手続補正書】[Procedure amendment]
【提出日】平成１２年４月１２日（２０００．４．１
２）[Submission date] April 12, 2000 (2004.1.
2)
【手続補正１】[Procedure amendment 1]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】特許請求の範囲[Correction target item name] Claims
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction contents]
【特許請求の範囲】[Claims]
【手続補正２】[Procedure amendment 2]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】０００７[Correction target item name] 0007
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction contents]
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】前記目的を達成するため
に、本発明による医療用超小形Ｘ線発生装置は、可撓性
の同軸内導体を発泡性のテフロン絶縁物または二酸化珪
素の絶縁物である可撓性支持誘電体で網状の外導体中に
支持して構成した可撓性の同軸ケーブル部分と、可撓性
の同軸ケーブル部分の先端の前記内導体に接続されてい
る陰極およびＸ線ターゲットを含み外径が前記可撓性の
同軸ケーブル部分の外導体と略同径のチャンバと、およ
び前記ケーブルに１以上の高速短パルスまたはパルスで
変調したマイクロ波などの高電圧を供給する電源部とか
ら構成されている。前記可撓性の同軸ケーブルの同軸部
の直径は約２ｍｍ以下であり、前記チャンバ内を真空に
することができる。前記超小形Ｘ線発生装置は、血管内
放射線治療用Ｘ線源や癌治療用小線源として利用するこ
とがでのる。前記超小形Ｘ線発生装置は、ファイバスコ
ープとともにまたは一体的に配置され、Ｘ線照射点をフ
ァイバスコープで観察できるようにしてある。前記陰極
は先端が尖っている冷陰極または熱陰極とすることがで
きる。前記超小形Ｘ線発生装置は陰極から放出された電
子を前記ターゲット方向に加速するアノードを有するも
のとすることができる。In order to achieve the above object, a medical microminiature X-ray generator according to the present invention comprises a flexible coaxial inner conductor formed of a foamed Teflon insulator or a silicon dioxide insulator. A flexible coaxial cable portion supported and supported in a net-shaped outer conductor by a flexible supporting dielectric, and a cathode and X connected to the inner conductor at the tip of the flexible coaxial cable portion. A chamber including a wire target and having an outer diameter substantially the same as the outer conductor of the flexible coaxial cable portion; and supplying a high voltage such as one or more high-speed short pulses or pulse-modulated microwaves to the cable. And a power supply unit. The diameter of the coaxial portion of the flexible coaxial cable is about 2 mm or less, and the inside of the chamber can be evacuated. The ultra-small X-ray generator can be used as an X-ray source for intravascular radiation therapy or a small source for cancer therapy. The ultra-small X-ray generator is disposed together with or integrally with a fiberscope so that an X-ray irradiation point can be observed with the fiberscope. The cathode may be a sharp-pointed cold cathode or hot cathode. The micro X-ray generator may include an anode for accelerating electrons emitted from a cathode toward the target.
【手続補正３】[Procedure amendment 3]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】００１２[Correction target item name] 0012
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction contents]
【００１２】チャンバ壁２２の内部１２を真空に保つ場
合について説明する。真空を保持するためにガラスの壁
８を通して、電界を集中させるための尖った冷陰極６を
形成する。高電圧のパルスが印加されると、冷陰極６の
先端で高電界放出により電子が発生し、加速されてター
ゲット９に衝突する。この重金属タングステン、イリジ
ウムまたは金などの材料で形成するターゲット９からＸ
線１０が発生する。ここでターゲット９の冷却のため
に、銅，アルミなどで形成するチャンバ壁２２にターゲ
ット９を接合する。このＸ線１０は窓１１を透過して外
部に放出される。このチャンバ内は高い真空度を保つた
めにゲッタ部１３を内蔵する。特に可撓性ケーブル４は
体内に挿入されるので、自由に曲がるが、パルス電圧の
内部ロスや電気的絶縁性を保持するための絶縁物７の選
定に配慮されている。A case where the inside 12 of the chamber wall 22 is kept at a vacuum will be described. A sharp cold cathode 6 for concentrating an electric field is formed through a glass wall 8 to maintain a vacuum. When a high voltage pulse is applied, electrons are generated by high field emission at the tip of the cold cathode 6, accelerated and collide with the target 9. The target 9 formed of a material such as heavy metal tungsten, iridium, or gold can be used as X
Line 10 occurs. Here, in order to cool the target 9, the target 9 is bonded to a chamber wall 22 formed of copper, aluminum, or the like. The X-rays 10 pass through the window 11 and are emitted to the outside. The chamber has a built-in getter unit 13 for maintaining a high degree of vacuum. In particular, since the flexible cable 4 is inserted into the body, it bends freely, but consideration is given to the selection of the insulator 7 for maintaining the internal loss of the pulse voltage and the electrical insulation.
【手続補正４】[Procedure amendment 4]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】００１５[Correction target item name] 0015
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction contents]
【００１５】図２Ｂに示すように内導体である芯線５の
端部はガラス壁８により固定され、その先端に円錐状の
冷陰極６が固定されている。外導体（Ｉ）３７にはアノ
ード４０が接続されている。アノード４０の内部にはリ
ング状のゲッタ１３が設けられている。ゲッタ１３をリ
ング状にすることにより表面積を大きくして、ガスの吸
着力を高めることができる。外導体（II）３８にはチャ
ンバ壁３５が接続されており、ターゲット９が、熱的お
よび電気的導伝性を有する材料の支持体３９により電子
線に対して傾いて支持れている。ターゲット９は電子ビ
ーム３４により励起されてＸ線１０を一定方向に放出す
る。As shown in FIG. 2B, an end of a core wire 5 as an inner conductor is fixed by a glass wall 8, and a conical cold cathode 6 is fixed to the end. An anode 40 is connected to the outer conductor (I) 37. The ring-shaped getter 13 is provided inside the anode 40. By forming the getter 13 in a ring shape, the surface area can be increased and the gas adsorbing power can be increased. A chamber wall 35 is connected to the outer conductor (II) 38, and the target 9 is supported by a support 39 made of a material having thermal and electrical conductivity so as to be inclined with respect to the electron beam. The target 9 is excited by the electron beam 34 and emits X-rays 10 in a certain direction.
【手続補正５】[Procedure amendment 5]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】００１６[Correction target item name] 0016
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction contents]
【００１６】図４は前記第２の実施例の回路図である。
アノード４０は接地されており芯線（内導体）５はアノ
ード４０に対して外導体（Ｉ）３７を介して負の高速パ
ルス（−５０ＫＶ）が印加される。またターゲット９は
外導体(II)３８を介して正の高速パルス（＋５０ＫＶ）
が印加される。FIG. 4 is a circuit diagram of the second embodiment.
The anode 40 is grounded, and the core wire (inner conductor) 5 is applied with a negative high-speed pulse (−50 KV) to the anode 40 via the outer conductor (I) 37. The target 9 is a positive high-speed pulse (+50 KV) via the outer conductor (II) 38.
Is applied.
Claims (6)
で網状の外導体中に支持した可撓性の同軸ケーブル部分
と、前記内導体に接続されている陰極とターゲットを含
む前記外導体と略同径のチャンバと、および前記ケーブ
ルに１以上の高速短パルスまたはパルスで変調したマイ
クロ波などの高電圧を供給する電源部とから構成した超
小形Ｘ線発生装置。1. A flexible coaxial cable portion having a flexible coaxial inner conductor supported by a flexible supporting dielectric in a mesh outer conductor, and a cathode and a target connected to the inner conductor. A micro X-ray generator comprising: a chamber having substantially the same diameter as the outer conductor; and a power supply unit for supplying a high voltage such as one or more high-speed short pulses or pulse-modulated microwaves to the cable.
ン絶縁物または二酸化珪素の絶縁物であり、同軸部の直
径は約２ｍｍ以下であり、前記チャンバ内を真空にした
請求項１記載の超小形Ｘ線発生装置。2. The chamber of claim 1, wherein the flexible supporting dielectric is a foamed Teflon insulator or a silicon dioxide insulator, the diameter of the coaxial portion is about 2 mm or less, and the inside of the chamber is evacuated. Micro X-ray generator.
線治療用Ｘ線源や癌治療用小線源として利用される請求
項１記載の超小形Ｘ線発生装置。3. The microminiature X-ray generator according to claim 1, wherein the microminiature X-ray generator is used as an X-ray source for intravascular radiotherapy or a miniature radiotherapy source for cancer treatment.
コープとともにまたは一体的に配置され、Ｘ線照射点を
ファイバスコープで観察できるようにした請求項１記載
の超小形Ｘ線発生装置。4. The microminiature X-ray generator according to claim 1, wherein the microminiature X-ray generator is arranged together with or integrally with a fiberscope so that an X-ray irradiation point can be observed with the fiberscope.
は熱陰極である請求項１記載の超小形Ｘ線発生装置。5. The microminiature X-ray generator according to claim 1, wherein the cathode is a cold cathode or a hot cathode having a sharp tip.
された電子を前記ターゲット方向に加速するアノードを
有するものである請求項１記載の超小形Ｘ線発生装置。6. The microminiature X-ray generator according to claim 1, wherein the microminiature X-ray generator has an anode for accelerating electrons emitted from a cathode toward the target.
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