JP2014026801A - 穿刺用ｘ線発生装置 - Google Patents

Abstract

【課題】外囲器５の内部に配置された電子放出部６と、この電子放出６から放出された電子が照射されることによりＸ線を放出するターゲット１１とを備え、生体内の患部にターゲット１１から放出されたＸ線を照射するための穿刺用Ｘ線発生装置について、Ｘ線の照射領域の調整を可能とし、もってより効果的かつ効率的なＸ線治療を可能とする。
【解決手段】外囲器５から外部に突出して配置されると共に、患部に照射されるＸ線の通路となる開口部２０を備えた前方遮蔽体８を設け、この前方遮蔽体８を交換することによって、患部に照射されるＸ線の照射領域を調整可能にする。
【選択図】図１

Description

本発明は、医療分野で利用される穿刺用Ｘ線発生装置に関する。

従来、穿刺用Ｘ線発生装置としては、電子放出部である冷陰極とターゲットを細い外囲器内に設け、外囲器の後端に接続した同軸ケーブルを介して駆動用の電力を供給できるようにしたものが知られている（例えば、特許文献１参照）。この穿刺用Ｘ線発生装置の場合、ターゲットは反射型となっている。電力の供給により冷陰極から電子が放出され、この電子がターゲットに照射されることで発生するＸ線は、外囲器の先端側の側方に設けられた窓部から患部へ照射されるものとなっている。

また、他の穿刺用Ｘ線発生装置としては、先端がターゲットで構成された細い外囲器内に、電子放出部である熱カソードをターゲットに向けて設け、外囲器の後端に光ファイバーを接続したものが知られている（例えば、特許文献２参照）。この穿刺用Ｘ線発生装置の場合、ターゲットは透過型となっている。光ファイバーを介してレーザー光を照射することで熱カソードから電子が放出され、この電子がターゲットに照射されることで発生するＸ線は、窓部を兼ねたターゲットが構成している外囲器の先端部から患部へ照射されるものとなっている。

特登録３０９０９１０号公報 アメリカ第７３８２８５７号特許明細書

しかしながら、上記従来の穿刺用Ｘ線発生装置は、いずれも、患部の大きさや位置に合わせたＸ線の照射領域の調整（照射領域の大きさ又は位置の調整）をすることができない。このため、患部の大きさや位置に対してＸ線の照射領域がずれ、最適なＸ線の照射による効果的で効率的なＸ線治療が行いにくくなる場合があるという問題がある。

本発明は、上記従来の問題点に鑑みてなされたもので、穿刺用Ｘ線発生装置において、Ｘ線の照射領域の調整を可能とし、もってより効果的かつ効率的なＸ線治療を可能とすることを目的とする。

上記目的のために、本発明は、外囲器の内部に配置された電子放出部と、該電子放出部から放出された電子が照射されることによりＸ線を放出するターゲットとを備え、生体内の患部に前記ターゲットから放出されたＸ線を照射するための穿刺用Ｘ線発生装置であって、
前記外囲器から外部に突出して配置されると共に、前記患部に照射されるＸ線の通路となる開口部を備えた前方遮蔽体を有し、該前方遮蔽体によって前記患部に照射されるＸ線の照射領域を調整可能であることを特徴とする穿刺用Ｘ線発生装置を提供するものである。

本発明の穿刺用Ｘ線発生装置は、患部に照射されるＸ線の通路となる開口部を備えた前方遮蔽体を有しており、しかもこの前方遮蔽体によって患部に照射されるＸ線の照射領域を調整可能となっている。具体的には、前方遮蔽体の開口部の径又は向きを変えることで照射領域の調整が可能である。このため、患部の大きさや位置に応じてＸ線の照射領域を最適な大きさと位置に設定しやすく、効果的で効率の良いＸ線治療が可能となる。

本発明の第一の実施形態を模式的に示す断面図である。 ターゲットの拡大断面図である。 ターゲット周りの拡大断面図である。 前方遮蔽体の他の例を示すターゲット周りの拡大断面図である。 前方遮蔽体の更に他の例を示すターゲット周りの拡大図で、（ａ）は断面図、（ｂ）は先端側の正面図である。 Ｘ線の質量吸収係数の光子エネルギー依存性の説明図である。 実施例３の説明図である。 実施例４の説明図である。

以下、図面に基づいて本発明の実施形態を説明する。なお、以下に参照する図面において、同じ符号は同様の構成要素を示す。

図１を用いて本発明の第一の実施形態について説明する。

図１に示すように、本発明の第一の実施形態に係る穿刺用Ｘ線発生装置１は、Ｘ線発生管２と、グリップ部３と、駆動制御部４とを備えている。

Ｘ線発生管２は、Ｘ線の放出源となるもので、外囲器５と、電子放出部６を有する電子銃７と、前方遮蔽体８と、後方遮蔽体９とを備えている。

外囲器５は、筒状の胴部１０と、この胴部１０の一端側（先端側）を塞いで設けられたターゲット１１とで構成されている。本例のターゲット１１は、透過型で、後述するように電子線の照射によってＸ線を発生させる役割を有すると共に、発生するＸ線を取り出すための窓部としての役割を兼務している。外囲器５の内部は、減圧（真空排気）されている。外囲器５の内部の真空度は、電子の平均自由行程として、電子銃７の電子放出部６とターゲット１１との間の距離を電子が飛翔可能なだけの真空度であれば良く、１×１０^-4Ｐａ以下の真空度が適用可能である。外囲器５内の真空度の維持のために、不図示のゲッタを外囲器５内の空間又はこの空間に連通している不図示の補助空間に設置することも可能である。外囲器５を構成する胴部１０の材質は、ターゲット１１側の電位を規定する電気的接続をグリップ部３側からとりやすくするために、導電性材料が好ましく、通常金属で構成される。また、同時にＸ線を遮蔽して余分な被曝を防止できるよう、Ｘ線遮蔽効果の高い金属で構成することが好ましく、例えばモリブデン、タンタル、タングステン等の重金属、即ち原子番号３０以上の金属で構成することが好ましい。外囲器５は、通常、胴部１０の後端部を接地端子に接続し、接地電位としておくことが好ましい。

電子銃７は、電子放出部６と制御電極１２を備えた電子線加速部１３と、電子銃フランジ部１４とから構成されている。電子銃７は、外囲器５の後端側に、電子線加速部１３側から挿入されており、電子線加速部１３に設けられている電子放出部６は、ターゲット１１と対向して外囲器５の内部に配置されている。電子線加速部１３は、電子放出部６で電子を放出させ、電子放出部６から放出させた電子を制御電極１２で所望の軌道とサイズを持つ電子線１５に形成し、ターゲット１１に向け出射する。電子銃７としては、外囲器５の外部より放出電子量を制御可能なものが好ましい。また、電子放出部６として冷陰極を用いたものでもよいが、安定した電流が得られる熱陰極を電子放出部６としたものが好ましい。好ましい電子放出部６としては、タングステン、レニウム等の高融点金属又はそれらの表面にイットリア等を塗布したフィラメント型カソード、熱電界放出型カソード、多孔質タングステンに酸化バリウムを主成分として含浸させた含浸型カソードを挙げることができる。

電子銃７の電子線加速部１３は、外囲器５の後端からグリップ部３内に突出した電子銃フランジ部１４の後端部に設けられた真空気密な電気導入端子１６を介して駆動制御部４に電気的に接続されている。電子銃７の電子線加速部１３を駆動するための電力及び電気信号は接続ケーブルの一部を兼ねるグリップ部３内を通る配線を介して、外囲器５の外部に設けられた駆動制御部４から供給されるものとなっている。

電子銃７の電子線加速部１３を駆動することにより電子放出部６から放出された電子は、不図示の引き出しグリッド及び加速電極により、１０ｋｅＶ〜６０ｋｅＶ程度のエネルギーを有する電子線１５となる。この電子線１５は、電子放出部３０２に対向しているターゲット１１に入射し、これによってＸ線が放出される。上記不図示の引き出しグリッド及び加速電極は、別途外囲器５内の電子線１５の軌道に沿って設けてもよいが、電子銃７の電子線加速部１３に内蔵することも可能である。また、電子線１５の照射スポット位置及び非点収差の調整のための補正電極を設け、これを不図示の補正回路に接続して、電子線１５の照射スポット位置及び非点収差を調整することもできる。補正電極は、電子銃７とは別に外囲器５内の電子線１５の軌道に沿って設けてもよいが、電子銃７の電子線加速部１３に内蔵することも可能である。また、補正回路は、外囲器５外から制御することができれば、外囲器５の内部に設けることも外部に設けることもできる。

電子銃７の電子銃フランジ部１４は、絶縁体１７を介して外囲器５の胴部１０に接続されている。電子銃フランジ部１４と絶縁体１７との間と、絶縁体１７と胴部１０との間の接続にはロウ付けを用いることができる。絶縁体１７と、電子銃フランジ部１４及び胴部１０とはロウ付けしやすい材質であることが好ましく、例えば絶縁体１７がアルミナの場合、電子銃フランジ部１４及び胴部１０はコバールで構成するのが最適である。電子銃７の電子銃フランジ部１４と外囲器５の胴部１０を、両者間に絶縁体１７を挟んで接続することにより、外囲器５の内部空間を密閉すると共に、電子銃フランジ部１４と胴部１０との間を電気的に絶縁している。

胴部１０の他端側（後端側）にはグリップ部３が設けられている。グリップ部３は、穿刺後の位置を決めるためのもので、外部から制御可能な剛性を有す構造としているとともに、内部に電力供給用の配線が通る貫通孔を設け、ケーブルとしても機能する構造としておくことが好ましい。グリップ部３は、例えば、可撓性を有する同軸内導体を、やはり可撓性を有する網状支持誘電体の積層体で覆った構成することで、体内に挿入した時の位置制御を行うことができる剛性を付与すると共に、耐圧を維持した構成にすることができる。更に前記網状支持誘電体の積層体の最外面を液密に覆い、網目によって構成される内部空間に絶縁油を循環させる機構を設けることでＸ線放出時の温度上昇を制御することも可能である。

次に、ターゲット１１及びターゲット周りの構造について、図１〜図３を用いて説明する。ターゲット１１は、内部が真空雰囲気となった外囲器５の一部を構成しており、内面に電子放出部６からの電子線１５が入射可能な位置に配置されている。ターゲット１１は、ターゲット層１８と、支持基板１９とから構成されている。ターゲット層１８は電子線１５が入射する内面を形成しており、電子線１５の入射によってＸ線を発生させるターゲット物質により構成されている。Ｘ線は、ターゲット物質内において、入射した電子線１５の電子が運動エネルギーを失う過程で発生する。即ち、ターゲット物質中の（電子侵入長）×（電子線スポット）の領域がＸ線の発生領域となり、ここから、全方位にＸ線が放射される。本例のターゲットは透過型で、発生したＸ線のうち、支持基板１９を透過してターゲット１１の外面側から放出されるＸ線を利用するものである。図１中破線の矢印で示されるのが、ターゲット１１の外面側から放出されるＸ線である。

ターゲット１１の支持基板１９としては、例えばダイアモンド基板を用いることができる。また、ターゲット層１８は、原子番号が４２以上の金属を含有する層として構成することができる。支持基板１９は、外囲器５の内側向きの面で内面にターゲット層１８を有し、その反対側の外面がＸ線の放出面となっている。また支持基板１９の周側面は、胴部１０との接合面となっている。支持基板１９の厚さは、Ｘ線の透過率分布を均一化するために、実質的に一定であることが好ましい。支持基板１９は、円柱状（ディスク状）、平板状の形状とすることが可能である。ダイアモンド基板を用いる場合、厚さの上限はＸ線の透過率の観点で決めることが可能であり、厚さの下限は熱伝達性と強度の観点から決めることが可能であって、５０μｍ〜２０００μｍの範囲を使用することが可能である。特に好ましくは、３５０μｍ〜１２００μｍの範囲である。ダイアモンド基板は、単結晶体、多結晶体、ダイアモンドライクカーボン（ＤＬＣ）のような非晶質体のいずれもでも良いが、熱伝導性の観点からは単結晶体であることが好ましい。ダイアモンド基板を得るための製法についても、化学気相成長法（ＣＶＤ）、焼結体形成法、種結晶と原料炭素と触媒金属を用いて高圧下で合成した高圧合成法のいずれでも可能であり、特に限定されない。しかし、厚さの確保と熱物性、純度の観点からは、高圧合成法が好ましく適用される。

次に、ターゲット層１８について説明する。ターゲット層１８を構成するターゲット物質としては、入射電子を効率的にＸ線に変換するために高い比重を有する金属が使用される。具体的には、原子番号が４２以上の金属が好ましい。例えば、タングステン、ルテニウム、白金、イリジウム、タンタル等が適用可能である。電子からＸ線への変換に関与する領域は、同時に発熱の領域でもあり、ターゲット層１８の層厚方向で電子侵入長の範囲に局所的な発熱スポット生じる。ターゲット層１８が高い熱伝導性を有する材料であることは、発熱部より低温である周辺部材（前方遮蔽体８、後方遮蔽体９等）への熱伝達性の点で有利であり、電子線１５の照射による過熱を緩和することが可能となる。特にタングステンは、高融点３３８０℃であり、広い温度域で１００Ｗ／ｍＫより大の高熱伝導率を有する材料であって、より好ましい材料の一つである。

ターゲット層１８の膜厚は、Ｘ線の発生量、減衰量、線質、電子の加速電圧、周辺部材への熱伝達の観点から選択することが可能であり、例えば、１μｍ〜１５μｍの範囲を実施することが可能である。より高電圧で加速した電子を利用する場合は、ターゲット層１８を電子侵入長よりも高膜厚とすることが可能であるが、制動放射成分よりも特性放射成分を支配的としたい場合は、電子侵入長より低膜厚とすることが可能である。ターゲット層１８の形成方法は、支持基板１９との密着性が確保されれば、特定の製法には限定されず、スパッタ、ＣＶＤ、蒸着等が利用可能である。

なお、支持基板１９に対するターゲット層１８の形態は、図３に示すように、支持基板１９の片面全体を覆うような形態に限らず、支持基板１９の片面の一部を覆って形成することもできる。どのような形態とするかは、電子線１５の照射範囲や、周辺部材との電気的接続を考慮して決定することが可能である。

ターゲット１１は、外囲器５の先端側に、前方遮蔽体８と後方遮蔽体９の間に挟まれた状態で保持されている。具体的には、胴部１０の先端側に、後方遮蔽体９、ターゲット１１、前方遮蔽体８の順で嵌め込まれている。ターゲット１１は、後方遮蔽体９及び／又は胴部に固定することができる。ターゲット１１の固定には、銀ロウ材等の導電性の接続部材を用いる方法又は圧着方法等が利用可能である。

前方遮蔽体８は、後端部が着脱可能に胴部１０の先端部に嵌め込まれ、外囲器５から外部に突出して配置されている。この前方遮蔽体８は、生体内の患部に照射されるＸ線の通路となる開口部２０を備えている。後方遮蔽体９は、ターゲット１１を挟んで前方遮蔽体８と対向する位置に配置されている。この後方遮蔽体９は、ターゲット１１に連なり電子線１５を通過させる電子入射孔２１を有している。本例においては、電子放出部６の中心と、電子入射光２１の中心と、ターゲット１１の中心と、開口部２０の中心とが一直線上に並ぶように配置されている。

前方遮蔽体８及び後方遮蔽体９は、余剰のＸ線が放出されるのを遮断するためのものであると同時に、ターゲット１１を保持する部材でもある。また、加速された電子線１５をターゲット１１に入射させるために、所定の電位にターゲット１１のターゲット層１８を電位規定するための電気的接続部材をも兼ねている。従って、これらは、ターゲット１１の温度が変動した場合にも安定して所定の位置にターゲット１１を保持できる耐熱性と、電気的接続が維持できる導電性とを有し、しかもＸ線の遮蔽効果の高い材料であることが好ましい。具体的には、例えば、モリブデン、タンタル、タングステン等の金属、すなわち、原子番号３０以上の金属(重金属)が好ましい。

後方遮蔽体９が重金属で構成されている場合は、ターゲット１１で発生する反射電子と、電子放出部６側に放射されるＸ線の放射範囲を制限することができる。但し、胴部１０を重金属で構成しておくこと等によって、電子放出部６側に放射されるＸ線の漏洩を十分抑制できる場合においては、後方遮蔽体９の設置を省略したり、後方遮蔽体９を
Ｘ線の遮蔽効果がさほど高くない他の金属で構成したりすることもできる。但し、ターゲット１１から離れた位置にある胴部１０等を重金属で構成する場合に比較して、ターゲット１１により近い位置にある後方遮蔽体９を重金属とする方が、全体の重量増を抑制しやすく、軽量化の点で有利である。

前方遮蔽体８は、重金属で構成されているもので、ターゲット１１から放出されるＸ線の放射範囲を、開口部２０の径、形状、向き等によって制限するもので、Ｘ線の照射領域を調整可能にしている。図１及び図３に示される前方遮蔽体８は交換可能である。従って、例えば開口部２０の径、形状、向き等が異なる複数の前方遮蔽体８を用意しておき、患部の大きさに合わせた径の開口部２０を有する前方遮蔽体８に交換することで、正常組織への影響を最小限に抑えることが可能となる。径や形状の変化は、開口部２０の形状を外側に向かって拡大するテーパーを有する形状とし、テーパー角を異ならせることで付けることもできる。開口部２０は、円形だけでなく、楕円形その他の形状とすることもできる。図４に示されるように、開口部２０を電子線１５の照射方向（外囲器５の軸方向）に対して斜めに形成しておくことで、Ｘ線の照射方向を斜めに向けることができる。前方遮蔽体８を、電子線１５の照射方向に平行な中心軸である回転軸周りに回転可能とし、開口部２０をこの回転軸に対して傾斜して設けておくと、前方遮蔽部材８の回転によりＸ線の照射方向を変えることができる。また、図５（ａ），（ｂ）に示されるように、前方遮蔽部材８の開口部２０と、後方遮蔽体９の電子線導入孔２１とを、一端部同士が重なる長円形とし、この状態から前方遮蔽部材８を回転させることで、全体が重なるようにすることもできる。即ち、部分的に重なる状態と、全体が重なる状態との間で変化させることで、Ｘ線の照射領域を調整可能とすることもできる。更には、前方遮蔽体８に、必要なＸ線の照射領域に応じて開口部２０の開口径を調整可能とする不図示の絞り機構を設け、この絞り機構によってＸ線の照射領域を調整可能とすることもできる。絞り機構としては、例えば切欠き又は孔を有する二枚の板材を、切欠き同士又は孔同士が重なるようにして相互にスライド移動可能に重ね合せたものを用いることができる。この場合、切欠き又は孔の重なり部分として開口部２０の開口が形成され、二枚の板材を相互にスライドさせることでこの開口の大きさを調整することができる。また、複数枚の板材を、これらの板材で囲んで開口を形成できるよう、位置をずらせてスライド移動可能に重ね合せたものや、カメラのシャッター状の構造のものを用いることもできる。

電子銃７とターゲット１１のターゲット層１８との電位関係は、外囲器５の電位及び駆動制御部４の種類等により適宜選択可能である。電子銃７とターゲット層１８との電位関係は、加速した電子線５がターゲット層１８に所定の運動エネルギーで入射可能であればよく、例えば電子線加速部１３の加速電極を接地した上で、電子放出部（カソード）６を接地電位に対して負電位に規定するようにすることも可能であるし、電子放出部６と加速電極の間の任意の電位を接地して、加速電極を正電位に、電子放出部６の電位を負電位に規定することも可能である。

図６は体内の主要構成物質である水と骨、乳房組織に対するＸ線の質量収係数の光子エネルギー依存性を示す（米国商務省標準技術研究所 ＮＩＳＴ データ）。吸収されたエネルギーは電子を電離し、この電子がＤＮＡに損傷を与えることで癌細胞を死滅させることになる。図６には水により光子エネルギーが半分に減る半価層の厚さも併記されている。治療用に外部から照射するＸ線は、生体内の患部にＸ線が十分届くようにするために、半価層が１００ｍｍ以上必要となる。このため、１ＭｅＶ以上のエネルギー領域を使用し、結果として吸収係数は小さくなるため、照射線量が大きくなり、正常細胞への負担も増加している。

ここで０．０１ＭｅＶから０．０４ＭｅＶのＸ線であれば吸収係数が一桁大きくなり、照射線量を低減できる。更に半価層も数ｍｍから数十ｍｍで済み、局部に集中した照射が可能となり、正常細胞への負担も激減する。そこで正常細胞を介さず直接癌細胞に近接してＸ線を照射することで、その治療効果が格段に向上することが期待できる。

反射型のＸ線源は、電子からエネルギーをもらって発生するＸ線がターゲット中を透過する距離が長くなり、吸収係数の大きな低エネルギーほど低減するという特徴を持つ。このため、上記０．０１ＭｅＶから０．０４ＭｅＶのＸ線を得るのには不都合な特性となっている。本発明では反射型のターゲットを用いることもできるが、上記の理由から、発明に用いるターゲットは透過型が好ましい。透過型のターゲットを用いることにより、一定以上の加速電圧では単位加速電流当たりに変換されるＸ線量が増加し、同じ線量を発生させる電流を低減することが可能になる。

本発明においては、電子線を加速する電圧は６０ｋＶ以下とし、ターゲットから取り出すＸ線のエネルギーピークを４０ｋｅＶ以下、好ましくは３０ｋｅＶ以下とし、体内で照射した場合の吸収係数を増加させることが好ましい。本発明において、３０ｋｅＶ以下の低エネルギーＸ線を使用することで、外部照射治療で使用される１ＭｅＶ以上のＸ線に比較して体内での吸収係数は１桁以上高くなり、治療に必要な線量は１桁小さくなることが期待できる。Ｘ線発生に必要な電流は前述した変換効率の増加と合わせ、１／１０以下となるため、電子放出部の面積とターゲットに照射する焦点径を小さくでき、冷却機構と合わせても穿刺が可能な直径１０ｍｍ以下にＸ線源を小型化可能となる。

外囲器を、周囲に空間を開けて収納容器の内部に配置し、収納容器の内部空間に冷却媒体として絶縁油を満たしておくこともできる。この場合、前記のように、グリップ部の内部に空間を形成しておき、収納容器の内部の外囲器との間の空間と、このグリップ部の内部の空間とを互いに連通させておき、全体を冷却しやすくしておくことが好ましい。このようにすると、高電力で駆動した場合にも全体の温度を低く保ちやすくなる。また、外囲器の外表面は、例えばテトラフルオロエチレン等の耐熱性の絶縁材料で被覆しておくことが好ましい。

実施例１
第１の実施例を、図１〜図３を用いて詳細に説明する。

まず、住友電気工業株式会社製の高圧合成のダイアモンド基板を支持基板１９として用意した。ダイアモンド基板は、直径５ｍｍ、厚さ１ｍｍのディスク状（円柱状）の形状であり、室温での熱伝導率は、２０００Ｗ／ｍ／Ｋである。予め、ＵＶ−オゾンアッシャにより、ダイアモンド基板の表面に付着している有機物を除去した。

この支持基板１９の一方の面上に、Ａｒをキャリアガスとして、スパッタにより、タングステンからなるターゲット層１８を７μｍの厚さに形成した。タングステンの成膜時の支持基板１９は、２６０℃となるようにステージにより基板加熱した。成膜過程で予め用意したモニター基板により各層の熱伝導率を評価したところ、ターゲット層１８の熱伝導率は、１７８Ｗ／ｍ・Ｋであった。

ターゲット層１８の厚さは、成膜する前に、予め単層膜で成膜した膜厚と成膜時間との検量線データを取得し、成膜時間により指定の膜厚となるようにした。検量線データを取得するための膜厚の測定には、株式会社堀場製作所製の分光エリプソメータ「ＵＶＩＳＥＬ ＥＲ」を用いた。

得られたターゲット１１の断面を、機械研磨とフォーカスイオンビーム加工処理（ＦＩＢ加工処理）により、ターゲット層１８及び支持基板１９の界面を含むようにした断面検体を準備した。準備した検体をＸ線電子分光法（ＸＰＳ）により、組成と結合の分布状態をマッピングしたところ、ターゲット層１８であるタングステンが支配的な領域と、支持基板１８であるダイアモンド基板の炭素が支配的な領域が存在することを確認している。

このようにして、支持基板１９であるダイアモンド基板と、ターゲット層１８であるタングステン層からなるターゲット１１を得た。

次に、ターゲット１１を後方遮蔽体９と、前方遮蔽体８との間に狭持した。ここで、後方遮蔽体９と前方遮蔽体８の中心軸方向の長さ（厚さ）はそれぞれ５ｍｍとし、同心円形状に電子入射光２１と開口部２０を加工した。更に、不図示の銀ロウを接続層として用いて、図３のように、ターゲット層１８が後方遮蔽体９と接触するように固定した。

次に、ターゲット１１と後方遮蔽体９と前方遮蔽体８とからなるターゲットユニット（Ｘ線放出部）を、ターゲット１１と、電子放出部６を有する含侵型の熱電子銃７とを、ターゲット層１８と電子放出部６とが正対するように対向させた。次に、電子銃７を、外径１０ｍｍのステンレス製胴部１０内の中央に配置し、胴部１０の内壁と制御電極１２の間隔が３．２ｍｍ以上となるよう構成した。更に、前記ターゲットユニットの端部と制御電極１２の端部間距離が５ｍｍ程度となるよう位置を調整して固定した。ターゲットユニットの後方遮蔽体９は、胴部１０の先端側にレーザー溶接により固定し、真空シーリング性も持たせた構造にした。ターゲット１１のターゲット層１８は、後方遮蔽体９を介して胴部１０との間で電気的な導通が得られるよう接続した。前方遮蔽体８は、胴部１０の先端部に着脱可能に嵌め込んで取り付けた。更に、ステンレス製の胴部１０は、接続した接地端子により接地電位に電位規定した。電子銃７の電子放出部６は、−６０ｋＶに不図示の電源回路により電位規定し、ターゲット１１のターゲット層１８の中心に、６０ｋｅＶの運動エネルギーを有する電子線１５を照射可能となるようにした。

上記穿刺用Ｘ線発生装置を駆動して線量を測定した。線量は、１ｍＡで１秒間曝射し、１ｍ離れた位置で１．７Ｒとなった。吸収線量に換算すると１５ｍＧｙとなり、これは距離を１０ｍｍに近接すると１５０Ｇｙと見積もられ、十分大きな吸収線量が低電流で発生することが確認された。線量計は半導体検出器とし、電子照射は、ターゲット層１８の表面に焦点をアライメントし、電子線１５のスポット半径が２ｍｍ以下となるようにして行った。

ターゲット１１で電子線１５が照射されている部分の温度は７５℃に上昇していたが、ターゲット１１に接する前方遮蔽体８、後方遮蔽体９及び胴部１０の先端部の温度上昇は２０℃以下であり、体内に穿刺しても影響が無い程度に抑えられていた。また、開口部２０の径、形状又は向きが異なる複数の前方遮蔽体８，８・・・を用意しておくことで、前方遮蔽体８，８・・・の交換によりＸ線の照射領域の調整を容易に行うことが可能となった。

更に、図４に示されるような斜めの開口部２０を有し、回転可能な前方遮蔽体８とすることで、前方遮蔽体８の回転による照射領域の調整も可能となった。

実施例２
図１に示される外囲器５に接触して絶縁油が熱伝達する機構を設けた。外囲器５及びその内部の構造は実施例１と同様である。駆動制御部４からケーブル及びグリップ部３を通じて電気導入端子１６に接続している構成で、グリップ部３の途中から冷却用の絶縁油を不図示の温度調整装置を通して注入、排出する機構を設けた。グリップ部３は同軸内導体を網状の可撓性シリコン樹脂の積層体で覆った構成とし、網状の可撓性シリコン樹脂の網目に絶縁油を循環させる機構を設けるたことで、Ｘ線放出時の温度上昇を制御することも可能となった。

絶縁油が電気導入端子１６、電子銃フラン１４の後部、外囲器１０の後端部に接触し、温度調整装置との間を循環することで、Ｘ線曝射時の温度上昇は１０℃以下に低減し、体内でのＸ線照射を想定した場合の患者への負担を更に減少させることが可能となった。また、電流を増加させて線量を増やす場合にも、絶縁油の温度調整で許容範囲が増大し、治療における適用範囲の拡大が期待される。

実施例３
図７に示されるように、電子加速部１３において制御電極１２の外側に更に電極２２を追加した以外は、実施例１と同様の構成とした。制御電極１２の電位を適宜制御することによりターゲット層１８上に収束する電子線１５の径を１ｍｍ以下にすることが可能となった。また、体外にＸ線センサーを設けることで、体内でＸ線照射した患部周辺の配置を透過像により精度良く検出可能となった。

実施例４
図８に示すように、金属製の胴部１０と電子銃フランジ１４間を絶縁する絶縁体１７に凹凸形状を設けた以外は実施例１と同様の構造とした。

コバール製の電子銃フランジ１４とステンレス製の胴部１０間を絶縁するセラミック製の絶縁体１７において、強電界が発生する側面に、この電界の電気力線に垂直な方向に３０μｍ以上の凹凸を設けた。凹凸加工は機械加工でもエッチング加工でも良く、本実施例ではアルミナビーズによるブラスト加工で行った。３０μｍ以上の凹凸を設けることで不要電子の雪崩現象による放電が抑制され、耐圧が向上した。絶縁体１７部分での放電頻度を測定したところ、１時間無放電となる耐圧が６０ｋＶから９０ｋＶに上昇した。

上記効果により吸収係数の小さな比較的高エネルギーのＸ線も使用可能となり、治療範囲が大きな癌組織にも適用範囲が広がることが期待される。

実施例５
外囲器６と電子線加速部１３の制御電極１２を０．５ｍｍ厚のタングステンで構成した以外は実施例１と同様とした。

実施例１において電子線１５がターゲット１１に入射して制動放射で発生するＸ線は等方的であり、大部分は前方遮蔽体８及び後方遮蔽体９で遮蔽される。電子放出部１６側に放射したＸ線は後方遮蔽体９では遮蔽できず、電子銃７遮蔽される構成となっているが、Ｘ線放射線量が増加した場合、一部が周辺に散乱する場合がある。そこで、電子線加速部１３の制御電極１２を０．５ｍｍ厚のタングステンにし、Ｘ遮蔽効果を増加させることで、漏洩Ｘ線量を支障ない値まで低減することができる。更に、電子線１５が衝撃等によりずれた場合、後方遮蔽体９に照射され、周辺へのＸ線漏洩量が増加する恐れがある。本例の場合、このリスクに、外囲器５に遮蔽効果の大きなタングステンを使用することで対応しているもので、漏えい量を低減させ、信頼性を向上させることができる。

１：穿刺用Ｘ線発生装置、２：Ｘ線発生管、３：グリップ部、４：駆動制御部、５：外囲器、６：電子放出部、７：電子銃、８：前方遮蔽体、９：後方遮蔽体、１０：胴部、１１：ターゲット、１２：制御電極、１３：電子線加速部、１４：電子銃フランジ部、１５：電子線、１６：電気導入端子、１７：絶縁体、１８：ターゲット層、１９：支持基板、２０：開口部、２１：電子線導入孔、２２：電極

Claims (9)

1. 外囲器の内部に配置された電子放出部と、該電子放出部から放出された電子が照射されることによりＸ線を放出するターゲットとを備え、生体内の患部に前記ターゲットから放出されたＸ線を照射するための穿刺用Ｘ線発生装置であって、
   前記外囲器から外部に突出して配置されると共に、前記患部に照射されるＸ線の通路となる開口部を備えた前方遮蔽体を有し、該前方遮蔽体によって前記患部に照射されるＸ線の照射領域を調整可能であることを特徴とする穿刺用Ｘ線発生装置。
2. 前記ターゲットは、前記外囲器の一部を構成する透過型のターゲットであって、前記前方遮蔽体は前記ターゲットに前記開口部を連ねて設けられている一方、
   前記ターゲットを挟んで前記前方遮蔽体と対向する位置に後方遮蔽体が配置されており、該後方遮蔽体は、前記ターゲットに連なり前記電子を通過させる電子入射孔を有することを特徴とする請求項１に記載の穿刺用Ｘ線発生装置。
3. 前記外囲器と前記前方遮蔽体とが着脱可能に接続されており、必要な前記Ｘ線の照射領域に応じて、前記開口部の径、形状又は向きが異なる前方遮蔽体と交換可能となっていることを特徴とする請求項１又は２に記載の穿刺用Ｘ線発生装置。
4. 前記前方遮蔽体が、必要な前記Ｘ線の照射領域に応じて前記開口部の開口径を調整可能とする絞り機構を備えていることを特徴とする請求項１又は２に記載の穿刺用Ｘ線発生装置。
5. 前記前方遮蔽体が回転軸周りに回転可能に設けられていると共に、前記開口部が前記回転軸に対して傾斜して設けられていることを特徴とする請求項１又は２に記載の穿刺用Ｘ線発生装置。
6. 前記外囲器の一端側に前記前方遮蔽体が配置されている一方、前記外囲器の他端側にグリップ部が接続されていることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の穿刺用Ｘ線発生装置。
7. 前記グリップ部の内部には、前記電子放出部から電子を放出させるための電力供給用の配線が通る貫通孔が形成されていることを特徴とする請求項６に記載の穿刺用Ｘ線発生装置。
8. 前記外囲器が周囲に空間を開けて収納容器の内部に配置されていると共に、前記グリップ部の内部に空間が形成されており、
   前記収納容器の内部の前記外囲器との間の空間と、前記グリップ部の内部の空間とは、互いに連通していると共に、絶縁油が満たされていることを特徴とする請求項６又は７に記載の穿刺用Ｘ線発生装置。
9. 前記グリップ部の内部に前記絶縁油を循環させる機構が設けられていることを特徴とする請求項９に記載の穿刺用Ｘ線発生装置。

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