JP2623372B2 - 小型化された低電力ｘ線源 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 発明の分野 本発明は、低レベルで実質的に一定もしくは間欠的な
Ｘ線を特定の領域へ送給する際に使用する小型化された
低電力のプログラム可能なＸ線源に関する。

発明の背景 従来の医療用のＸ線装置は、位置を固定された大型の
機械である。一般に、Ｘ線管のヘッドは、一室に配置さ
れ、その隣接領域に制御装置が据えられる。この一室は
Ｘ線管のヘッドと制御装置との間に眺め窓を備えた防御
壁をおいて二つに分離される。Ｘ線管は、典型的には長
さが約20から35cmで直径が約15cmである。高電圧電力源
は、Ｘ線管を含んでいる部屋の角に配置される容器内に
収容される。患者は、診断用、治療用あるいは緩和治療
用の機械のところへ連れてこられる。

診断用Ｘ線機械は、典型的に150kV以下の電圧でかつ
約25〜1200mAの電流で動作される。対照してみると、治
療用機械の電流は、典型的には150kVを越えて変動する
電圧で20mAを越えない。Ｘ線の機械が公称電圧10〜140k
Vで動作される時、放出されるＸ線は、制限された透過
を組織に行うため、皮膚の損傷を治療する際に有用であ
る。高電圧（約250kV）では、深いＸ線透過が達成され
る。この深いＸ線透過は、多くの身体の腫瘍の治療に有
用である。４〜8MVの範囲で動作可能な超電圧機械は、
外傷を除く全ての型の腫瘍を切除もしくは破壊するのに
使用される。

従来のＸ線管は、アノードと、グリッドと、カソード
組立体を含んでいる。カソード組立体は、アノードとグ
リッドによって形成される電界によってターゲットへ向
けられる電子ビームを発生する。ターゲットは、入射電
子ビームに反応してＸ線放射を放射する。患者によって
吸収される放射線は、伝送損を考慮して、Ｘ線管のター
ゲットから管内の窓を通って透過されるものである。こ
の窓は、典型的にベリリウムもしくは他の適当な材料の
薄片である。代表的なＸ線機械では、カソード組立体
は、直径約2mm、長さ１〜2cmのトリウムタングステン製
コイルから構成される。このカソード組立体は、4Aもし
くはそれより高い電流で抵抗的に加熱されると、熱電子
的に電子を放出する。このコイルは、電子のビームを対
峙するアノード上の小さなスポットに集中させる金属集
束カップによって包囲される。この対峙するアノード
は、またターゲットとしても機能する。グリッドをもつ
モデルでは、グリッドは、電子ビームの経路を制御する
こととビームを集束させることの両方を行う。

カソードからアノードへの電子ビームの伝送は、1Aを
越える電流で従来のＸ線機械において重要となりがちな
電子の空間電荷力によって影響される。このような従来
の機械では、ビームはアノード上の直径0.3〜2.5mmの範
囲のスポットに集束される。多くの応用において、電子
ビームからのエネルギーのほとんどは、アノード上で熱
に変換される。このような加熱を調節するために、高電
力の医療用Ｘ線源はしばしば液体冷却と高速回転アノー
ドを使用する。これにより、増大された有効なターゲッ
ト領域の拡大を図り、小さな焦点スポットを可能にし、
他方特定の位置に限定される加熱の効果を最小にする。
優れた熱伝導率と効果的な熱消散を達成するために、ア
ノードは、典型的に銅から製造される。さらに、電子ビ
ームが入射するアノードの領域は、Ｘ線が効率よく発生
するために大きな原子番号の物質が必要である。熱伝導
率と、効果的な熱消散と、Ｘ線発生効率との要件を満た
すために、タングステン合金が典型的に銅にはめ込まれ
る。

使用において、Ｘ線源からの全照射線量は、電子ビー
ムの時間の積分に正比例する。比較的長い暴露の間（例
えば、１〜３秒続く）、アノードの温度は十分に上昇し
てアノードを明るく発光せしめることができ、同時に限
定された表面の溶解とくぼみの発生によって放射出力の
低下を伴う。しかしながら、管のコイル状に巻かれたカ
ソードフィラメントの熱蒸発がほとんどしばしば従来の
管の減退の原因となっている。

Ｘ線の発生の効率は、電子ビーム電流に関係ないが、
加速電圧に非常に影響される。60kV以下では、電子の運
動エネルギーの１％の10分の２もしくは３だけが、Ｘ線
に変換される。ところが20MVでは変換係数が70％まで上
昇する。放射されるＸ線スペクトルは、一部ターゲット
要素の束縛電子のエネルギー準位間での遷移の個々のエ
ネルギー特性から構成される。このスペクトルは、また
制動放射として知られるＸ線のエネルギー連続体を含ん
でいる。この連続体は、ビーム電子がターゲットの原子
核の近くを通るときにビーム電子を加速することによっ
て生じる。さらに、制動放射の放射曲線のピークは約３
分の１の電子エネルギーで起こる。

電子電流を増大すると、全てのエネルギー値でのＸ線
放射が正比例して増大する結果になる。しかしながら、
ビーム電圧が変化すると、電圧の２乗にほぼ等しい全Ｘ
線出力の変化が生ずる。制動放射の発生の効率は、ター
ゲット要素の原子番号に従って増大する。制動放射曲線
と特性スペクトル線に関するピーク出力は、ターゲット
要素の原子番号が増大するに従って高いエネルギーに移
行する。タングステン（Ｚ＝74）は、現在の管に使用さ
れる最も標準的なターゲット材料であり、金（Ｚ＝70）
やモリブデン（Ｚ＝42）は、いくつかの特別な管におい
て使用される。

Ｘ線は、いくつかの方法では物質と相互作用してい
る。生物学的な標本に対して、次の二種の相互作用は、
最も重要である。それらは、外殻の電子に関する適度な
エネルギーのＸ線のコンプトン散乱と、内殻電子の光イ
オン化の相互作用とである。これらの行程は、原子のイ
オン化の確率は、柔らかい組織と骨の両方において光子
のエネルギーを増大するにつれて減少する。光電効果に
対して、この関係は、逆三乗の法則に従う。

治療のために使用される現在のＸ線装置の一つの欠点
は、骨の内側あるいはその下の柔らかい組織へ向けられ
る時に必要となる高電圧であることである。一つの例と
しては、Ｘ線を骨で囲まれた人間の脳の領域に向ける場
合がある。高いエネルギーのＸ線は、骨を透過するのに
必要であるが、しかししばしば皮膚や脳の組織に損傷を
与える。放射線治療における別の例としては、Ｘ線を体
腔内に位置する柔らかい組織、あるいは他の柔らかい組
織の間に置かれた柔らかい組織、あるいは内部のカルシ
ウム構造体内に位置する柔らかい組織へ向ける場合があ
る。現在の高電圧機械は、これらの性能を制限されて所
望のＸ線放射をこのような領域へ選択して供給する。

現在のＸ線源の高電圧出力の別の欠点は、作用を受け
る組織より外側の皮膚に生ずる損傷である。したがっ
て、現在の装置の高電圧装置は、特に人の腫瘍の治療に
使用される時にしばしばターゲットの組織に対してばか
りでなく包んでいる組織と表面の皮膚全てに対しても大
きな損傷を与える。しかしながら、現在の装置は、Ｘ線
放射をターゲット領域の外側の放射源から患者の内側の
ターゲット領域へ供給するため、このような付随的な組
織の損傷は実際には回避できない。

腫瘍治療の別の形式は、治療されるべき腫瘍内あるい
はその付近にカプセルに収容された放射性同位体の植え
こみを含んでいる。放射性同位体のこのような使用は、
ある種の腫瘍を治療するのに効果的にできるが、同位体
の導入は、感染の可能性のような潜在的な副作用を含む
健康な組織を冒す進行を伴う。さらに、同位体からの放
射が制御できないために脳腫瘍がいくつかの応用では起
きる可能性がある。さらに、時間の放射線量もしくは放
射線の強度を選択的に制御する性能をもたない。このよ
うな放射性同位体の取扱いと処理の仕方は、個々の取扱
者と環境の両方に対して危険を含んでいる。

別の応用では、Ｘ線放射は、特に半導体チップの製造
工場において、構造分析と製造工程を補助するために物
質を検査するのにしばしば使用される。このような応用
のためのＸ線機械は、製造組立てライン内にしばしば組
み込まれる大型で位置を固定された機械である。これら
の扱いにくい機械は、物理的空間を広く取るばかりでな
く、多くの応用においてＸ線の結像の使用を実際的でな
いものにする。そうでなければ有用であろう。

治療上か診断上か緩和上かあるいは評価上の環境にお
ける現在の機械からのＸ線の使用に対する上記要件と制
限を考察すると、結局、比較的小さく容易に扱えて低エ
ネルギーのＸ線装置が必要となる。低エネルギー及び電
力で動作するこのような装置は、ここで説明した応用の
ほとんどに適しているだろう。

本発明の目的のひとつは、容易に扱えて低電力のＸ線
装置を提供することである。

本発明の別の目的は、制御可能な、つまりプログラム
可能な、電力源をもつ比較的小さく低電力のＸ線装置を
提供することである。

本発明の別の目的は、Ｘ線を使って組織の所望領域を
直接照射するために患者内に植えこみ可能である比較的
小さく低電力のＸ線装置を提供することである。

本発明のまた別の目的は、Ｘ線を使って所望の表面領
域に影響を与えるために比較的小さく表面に固定可能で
低電力のＸ線装置を提供することである。

本発明のまた別の目的は、Ｘ線を使って特定領域を直
接照射するために患者内に部分的に植えこみ可能な比較
的小さく低電力のＸ線装置を提供することである。

発明の要約 簡単に言えば、本発明は、前もって選択したもしくは
調整可能な持続時間及び強度の、低レベルの電子ビーム
（ｅ−ビーム）により活性化されるＸ線源をもち容易に
扱える装置である。医療用の応用において、この装置は
患者の所望領域内へ完全あるいは部分的に植え込むかあ
るいはその領域上表面に固定されて前もって選択した領
域をＸ線を使って照射できる。

この装置は、例えば約1nA〜100μＡの範囲の小さな電
流とともに例えば約10kV〜90kVの範囲の比較的低い電圧
で動作する。所望領域全体に所望の放射パターンを達成
するために、他の領域を最小に照射しながら、Ｘ線は影
響されるべき所望領域内あるいはその領域に隣接して配
置される公称もしくは有効な「点」源から放出できる。
低線量率のＸ線は、長時間に渡って連続あるいは周期的
のいずれかで所望領域のある部分を照射する。

この装置は、所望領域の外側に配置される制御可能も
しくはプログラム可能な電力源を含んで電圧、電流およ
びＸ線放射の時間の変更を可能にすることができる。タ
ーゲットの、つまりＸ線放射の、材料は、その組成およ
び／もしくは形状を適合するように工夫して作りＸ線の
注文パターンを提供する。放射位置の、つまりターゲッ
トの周囲のシールドは、さらにＸ線放射のエネルギーと
空間分布との制御を可能にして前もって選択した放射分
布を所望領域全体に適合する。

本発明は、さらに生体内の腫瘍内に見られるような悪
性細胞を上述した装置を使用して治療する一つの方法を
提供する。概して、この方法は、計算機援用断層撮影
（CAT）走査もしくは磁気共鳴結像（MRI）によるような
技術において概して利用できる装置を使って悪性細胞を
見極め突き止めることを含んでいる。それから、低電力
の電子ビーム源と、選択的に形成されるＸ線放射パター
ンを発生するターゲット及びシールド組立体とは、悪性
細胞に隣接して配置される。ターゲット及びシールド組
立体の形状と材料は、悪性細胞の特性に従って形成され
て選択される。電圧と電流と電子ビームの持続時間とを
変えるのに使用できるプログラム可能な電力源が提供さ
れてターゲットに向けられる所望の電子ビームを確立す
る。最後に、ターゲット及びシールド組立体から放射さ
れたＸ線は、細胞を選択的に破壊するために悪性細胞内
に導入される。

図面の簡単な説明 本発明の前述及び他の目的と種々の特徴と本発明その
ものは、添付の図面と共に以下の説明を読めばさらに十
分に理解できるであろう。

図１は、本発明を具体化する低電力Ｘ線源の斜視図で
ある。

図２は、図１の装置と共に使用するのに適応される鞘
の斜視図である。

図3A及び3Bは、それぞれ本発明を具体化する表面に固
定可能な装置の斜視図と断面図である。

図４は、図１の実施例の構成ブロック図である。

図5A及び5Bは、それぞれタングステン製及びモリブデ
ン製のターゲットのＸ線放射スペクトルのグラフ表現で
ある。

図６は、図１の実施例を表現した電力源の詳細なブロ
ック図である。

図７は、図１の実施例を表現した電力源の詳細な構成
図である。

図８は、本発明を具体化するビームステアリング組立
体の平面図である。

図8Aは、線8aによる図８の組立体の断面図である。

各々の図面における同一参照番号は、同一もしくは同
様の要素を表す。

好ましい実施例の説明 本発明は、比較的小さい電子ビームで活性化される低
電力Ｘ線装置である。この装置は、例えば腫瘍の治療上
もしくは緩和的な放射治療のような医療目的や、あるい
は物質の構造的な完全性の観察や分析装置において使用
する放射源のような他の目的にも使用できる。

特に医療上の使用に関して、この装置は、患者の前も
って選択した内部領域へ完全に植え込むあるいは部分的
に挿入されて選択した暴露時間に亙って低線量率のＸ線
放射を行うことができる。別法として、この装置は、照
射されるべき領域の外側の患者の表面上に固定できる。
また、本発明の装置を使用して患者の腫瘍を治療する方
法も開示される。

概略的に述べると、本発明の装置は、比較的低電圧
（すなわち、約10〜90kVの範囲）で且つ比較的小さい電
子ビーム電流（すなわち、約1nA〜100μＡの範囲）で動
作する電子ビーム（ｅビーム）により活性化されるＸ線
源を含んでいる。これらの動作電圧及び電流では、Ｘ線
出力は比較的低く、そしてこの装置は非常に小型に製造
できかつ医療治療上の応用での植え込みに適応できる。
低レベルのＸ線の出力を顧慮すると、十分な組織透過及
び集積適用量は、Ｘ線放射源を照射されるべき領域内に
あるいはそこに隣接して位置付けることによって達成で
きる。こうして、Ｘ線は、照射されるべき領域内もしく
はこれに隣接して位置付けられる十分限定された小さな
Ｘ線源から放射される。好ましい実施例では、低線量率
のＸ線は、長期間（例えば一か月近く）にわたって絶え
ずもしくは周期的のいずれかで腫瘍のある部分に適応で
きる。これは、現在市販されている診断及び治療用Ｘ線
装置によって提供されるような、所望の位置から離れた
点から供給される高い線量の短いパルスと対照をなして
いる。

本発明は、小線源照射療法として知られる自然もしく
は人工の放射性同位元素を含む植え込み型のカプセル、
針、管及び糸を使って達成される放射線療法と同様の植
え込み放射線療法を提供する。しかしながら、プログラ
ム可能な電力源を本発明装置のＸ線放射源内部に設けれ
ば、電圧、電流及び放射期間を変えることができる。こ
れは、Ｘ線の強度及び透過深度が同位元素を外科的につ
まり健康な組織を侵して取り替えなくても変更できると
いう点で小線源照射療法と異なる。さらに、本発明は、
特定の同位元素の半減期によって限定されないし、スイ
ッチを切っているときに放射性障害も生じない。

図１は、本発明を具体化するＸ線装置10を示す。この
装置10は、ハウジング12と基準軸16に沿ってハウジング
12から延長する細長い円柱状の探り針（プローブ）14と
を含んでいる。ハウジング12は、（図６及び７に電気回
路の設計図形式で図示した）高電圧電力源12Aを収納し
ている。探り針14は、高電圧電力源12Aに隣接する電子
ビーム発生器（カソード）22をもつ中空の管である。カ
ソード22は、典型的にはカソード22と同電位の管状集束
電極23に非常に隣接して配置される。管状アノード24
は、管状集束電極23から約0.5cmもしくはそれ以上離れ
て位置付けられる。中空の円柱状探り針14は、カソー
ド、グリッドとアノード内のホールと同じ軸線に沿って
延長する。探り針14は、ハウジング12と一体に形成され
ており、ターゲット組立体26方向へ延長する。種々の実
施例では、探り針14の一部は、選択的にシールドされて
Ｘ線の空間分布を制御できる。さらに、探り針14を磁気
的にシールドすれば、外部磁界がビームをターゲットか
ら外すのを阻止できる。

電子ビーム発生器22は、（浮動低電圧電力源によって
駆動される）タングステン製フィラメントの熱電子エミ
ッタあるいは（LEDもしくはレーザ源によって照射され
る）光電陰極を含むことができる。高電圧電力源は、発
生器22のカソードと接地アノード24との間に加速電位差
を形成する。その結果、電子ビームが基準軸16に沿って
アノードの中央ホールを通りターゲット組立体26へと形
成される。アノード24とターゲット組立体26との間の領
域は実質的に無電界である。ビームを発生及び加速する
要素は、軸16に沿う探り針14内に細い（例えば、1mmも
しくはそれ以下の直径）電子ビームを形成するように応
用される。

好ましい実施例では、探り針14は、中空で排気された
ベリリウム（Be）製、タンタル（Ta）製もしくはステン
レス鋼製の、長さ15cm、内径2mm、外径3mmの円筒であ
る。ターゲット組立体26は、入射電子ビームにさらされ
る側面をタングステン（Ｗ）の薄いフィルムもしくは層
26bで被覆された小型のベリリウム（Be）製ディスク26a
から成る放射要素を含んでいる。例として、30keVまで
加速された電子の場合、2.2ミクロンの厚さのタングス
テン製フィルムは、実質的に入射電子全てを吸収し、他
方この層内で発生される30keV以下のＸ線の95％と、20k
eV以下のＸ線の88％と、10keV以下のＸ線の83％とを透
過する。好ましい実施例では、ベリリウム基質のディス
クは1mmの厚さであることから、基質に垂直に向かう方
向に発生され、タングステン製ターゲットを通って送ら
れたこれらのＸ線の95％は、その後ベリリウム基質を通
って探り針14の末端端部の外側へ放出される。

本発明のいくつかの形式では、ディスク26aの組立体
は、多重層フィルム26bを含んでもよい。ここで、異な
る層は、異なった放射特性を持ってもよい。例として、
第一層が比較的低いエネルギーにある放射（vs.エネル
ギー）ピークをもってもよいし、第二層が比較的高いエ
ネルギーにある放射（vs.エネルギー）ピークをもって
もよい。本発明のこの形式の場合、ビームからの低エネ
ルギー電子が使用されれば（第一放射特性を達成するた
めに）第一層内でＸ線を発生でき、そして高エネルギー
電子が使用されれば第一層を通過して（第二放射特性を
達成するために）下にある層へ達することがてきる。一
例として、0.5mm幅の電子ビームがカソードで放出さ
れ、アノードを通り抜けて横断電子エネルギー0.1eVの3
0keVまで加速され、そして1mmより小さいビーム直径で
アノードから10cm下流のターゲット26に達する。Ｘ線
は、前もって選択したビーム電圧と、電流とターゲット
構成物に従ってターゲット材料内で発生される。こうし
て、発生されたＸ線は、エネルギーの最小の損失で探り
針内のベリリウムディスク26aを通過する。ディスク26a
は、炭素か、ベリリウム（Be）か、あるいはＸ線が最小
のエネルギー損失で通過できる他の適当な材料から作成
してもよい。ディスク26aに最適な材料は、ダイアモン
ドである。その理由は、この材料が優れた熱導体である
からである。いくつかの実施例では、ターゲット組立体
26から離れた別個のＸ線透過窓が使用できる。これらの
パラメータを使用すると、結果としてのＸ線は、十分な
エネルギーをもって、1cmもしくはそれより深い深度ま
で柔らかい組織へ突き通る。正確な深度は、Ｘ線のエネ
ルギー分布に依存する。

図１の装置は、特に患者の内部に完全に植え込むのに
適応される。このときハウジング12は、生体適合性の外
面をもち、ビーム発生装置22のための駆動電圧を作るた
めの高電圧電力源回路12Aと、この回路12Aを駆動するた
めの関連バッテリ12Bとの両方を収納している。この場
合、関連した制御器12Cが、後述する様式で、高電圧電
力源回路12Aの出力電圧の制御を確立する。

図１の装置は、また探り針14だけを患者に挿入し、一
方、ハウジング12は患者の外側に出したままの様式（す
なわち、経皮形式）でも使用できる。この後の方の形式
では、ハウジング12内に示されている種々の要素は離れ
て配置できる。

経皮形式では、この装置10は、例えば登録商標「Teco
flex」としてマサチューセッツ州WoburnのThermedics I
nc.製のような、医療段階の脂肪性ポリウレタンから構
成される生体適合性の外面をもつ、図２に示すような細
長い閉じた端部（カップ形状）の鞘34とともに使用でき
る。この形状の場合、鞘34は、まず皮膚の侵入ポート
（例えば、マサチューセッツ州WoburnのThermedics In
c.により製造された登録商標「Demaport」）を通って患
者へ挿入される。その後、探り針14を、鞘内に配置する
と、所望するような放射位置への探り針14の挿入と配置
及びそこからの移動を簡単に行える。鞘34の裏張りは、
硫酸バリウムもしくは三酸化ビスマスかあるいは他のＸ
線遮蔽材料を鞘内に挿入することによってＸ線を遮蔽す
るように形成できる。必要であれば、探り針14とハウジ
ング12は、患者の体に固定して長時間に渡る治療中の相
対的な移動を防止する。鞘34の一例が図２に示される。

図3A及び3Bは、表面使用法に適する、すなわち患者の
皮膚に直接配置するよう適応される本発明の別の実施例
10′を示す。本発明のこの形式は、皮膚の傷害や腫瘍あ
るいは他の皮膚科の応用のＸ線治療に有用である。図3A
及び3Bにおいては、図１の実施例の要素に対応する要素
は同一の参照番号で示される。装置10′は、ハウジング
12内に収納されたチャンネル40内で電子ビームを発生す
る。このチャンネル40は、探り針14に対応する。図3A及
び3Bのこの実施例では、ターゲット26（要素26a及び26
b）は、アノード及びＸ線エミッタとして機能する。他
の点では、この装置10′は、装置10と同様である。図3A
及び3Bの形状の場合、低電力のＸ線は、所望する患者の
皮膚の領域に方向づけできる。

上記実施例の全てにおいて、ターゲット組立体のＸ線
放射要素は、照射されるべき領域に隣接あるいはその内
部に配置される。放射要素を例えば腫瘍のような標的領
域に近づけることで、現在使用されている機械の高電圧
の必要性を除去して体壁を通って腫瘍位置への満足なＸ
線透過を達成する。低電圧はまた標的腫瘍内に放射線を
集中して周囲組織と透過点表面の皮膚への損傷を制限す
る。例えば、20kVで１μＡの電子ビームを使って乳房切
除術に必要な4000ラドの投射を行うには、約40〜50時間
の放射時間が必要かもしれない。しかしながら、この好
ましい実施例では、Ｘ線源が遮蔽された無菌ポートを通
って照射位置に隣接して挿入できるので、患者の体の他
の部分への偶発的な放射線被爆の危険がかなり抑制され
る。

さらに、腫瘍を治療する際の特殊性は、放射位置のタ
ーゲットとシールドの形状及び材料とを工夫して構成す
ることによって達成できる。この構成が、エネルギーの
制御と、Ｘ線放射の空間的な分布とを容易にして標的の
腫瘍の隅々にわたる放射線の同原分布を保証する。

図４は、図１に示す完全に植え込み可能なＸ線源装置
10の構成図である。ハウジング12内に収納されているの
は、高電圧電力源12Aと再充電バッテリ12Bとマイクロプ
ロセッサを基本とした制御器12Cとである。ハウジング1
2は、またバッテリ12Bのための再充電ネットワーク12D
も含んでいる。この再充電ネットワーク12Dは外部充電
器50に結合された変圧器とともに使用に適合される。遠
隔測定ネットワーク12Eは、外部遠隔測定装置52に応答
するように適合されて後述する様式で機能する。図示し
た装置10において、電子ビーム発生器は、関連する光源
駆動器55とダイオードレーザ56と関連するレンズ組立体
58とによって駆動される光電陰極22を含んでいる。動作
において、レーザ56が光電陰極22を照射すると、光電陰
極22が電子を発生する。その後この電子はアノード24へ
加速される。アノード24は、電子を引きつけるが、しか
しその中央の開口を通してターゲット組立体26へ送る。
マイクロプロセッサ12Cは、電力源12Aと光源駆動器55を
制御してカソードの電圧と電子ビーム流と時間的なパラ
メータとを動的に調節するか、あるいは前もって選択し
た電圧とビーム電流と時間的なパラメータとを提供す
る。

図示した実施例では、装置52とネットワーク12Eは、
協同して電力源12Aと光源駆動器55と時間パラメータと
にわたって外部制御（動的なあるいは前もって決めた制
御）を可能にする。

本発明の重要な様相において、ターゲット組立体26
は、前もって決めた空間分布をもつ放射パターンでかつ
前もって決めたスペクトルの範囲内にＸ線を放射するよ
うに形成できる。このターゲット形成は、分かっている
特性のターゲット材料を選択することによって達成でき
る。例えば、図5A及び5Bに示すように、タングステン製
ターゲットの放射スペクトル（図5A）とモリブデン製タ
ーゲットの放射スペクトル（図5B）とは明瞭に異なる。
図5Aは、30kVと50kVで動作するタングステン製ターゲッ
ト管からのＸ線放射スペクトルを示す。制動放射のスペ
クトルが目立っていることと、Ｘ線がある幅のエネルギ
ー範囲で供給されることに注意されたい。図5Bは、同様
に30kVと50kVで動作するモリブデンターゲット管からの
Ｘ線放射スペクトルを示す。制動放射のＸ線が付近に見
当たらないことに注意されたい。30〜50kVまでの管の電
位が変化してもモリブデンターゲットのＸ線管からの放
射スペクトルの形状の変化は微小でしかないことに注意
されたい。透過の型と照射されるべき標的領域に従って
ターゲット材料を選択することによって、ターゲット組
立体26からのＸ線放射は、効率よく形成できる。

放射の空間分布は、またターゲット組立体26の幾何形
状を変えることによって形成できる。例として、ターゲ
ット組立体26の放射要素は、アノードから出ていく電子
が放射線が発生する範囲の異なる領域へ決まった角度で
入射するかあるいは選択的に方向づけできるように形成
できる。同様の仕方で、「ビームステアリング」が使用
されて、放射される電子ビームを、例えば、ターゲット
は、異なる空間範囲において異なる放射特性をもつよう
な放射要素上の選択表面に方向づけできる。電子ビーム
の制御は、遠隔測定制御の下で、あるいは装置10を植え
込む前に電力源を前もってプログラムすることによって
達成できる。

図８は、ビームステアリング組立体の一例を示す。図
示した実施例において、カソード22は、上記実施例と一
致するある様式で電子を発生する。電子は、集束用の電
極23を通ってアノード24へと加速され、そして開口24a
を通ってターゲット組立体26へ送られる。ターゲット組
立体26への途中で、電子は、図8Aの断面図で示される静
電偏向組立体30を通る。この組立体は、四つの逸らせ板
32を含んでいる。対峙する対の逸らせ板32に供給される
電圧を変えることによって、軸16aに沿って組立体に入
るビームの電子は偏向され、あるいは軸16bに沿ってタ
ーゲット組立体26方向へ進むように「進路付けられ
る」。

このようにして、電子ビームは、進路付けられて円錐
形状のターゲット組立体（図８）上、あるいはある別の
特定の幾何形状のターゲット上のある物理的位置に当た
る。例として、図示した実施例において、ターゲット組
立体26のある角度で置かれた側面に当たるビームは、あ
る角度で置かれた側面に放射されるＸ線を生じ、ターゲ
ット組立体の偶発的に起きる反対の側面への放射は少し
しかあるいは全く無い。

ビームステアリングの実施例の別の形式において、Ｘ
線の放射特性は、ターゲット組立体の（放射ピーク対エ
ネルギーのような）放射パラメータを空間的に変化する
ことによって制御できる。例えば、「金的」の空間的な
パターンを使ってターゲット組立体26内のいろいろな点
での（エネルギーのある関数のような）放射ピークを変
化させることによって、このビームは、比較的高いエネ
ルギーＸ線放射の領域、あるいは比較的低いエネルギー
Ｘ線放射の領域へ進路付けできる。こうして、ビームは
ターゲット組立体の領域へ選択的に方向づけられて必要
なＸ線の放射特性および方向を達成できる。

植え込み可能な形状において、電力源12Aとターゲッ
ト組立体26は、好ましくは金属カプセル内に収納されて
Ｘ線源から患者への電流の流れを阻止する。このよう
に、密閉されたハウジング12と探り針14は、前述したよ
うな適当なシールド材料の連続した外部殻内に内包され
る。

図示した実施例の各々において、高電圧電力源12A
は、１）大きさが小さいことと、２）バッテリ電力の使
用を可能にする高い効率であることと、３）Ｘ線管の電
圧と電流が特定の応用に対してユニットをプログラム可
能にする独立変数であることと、の三つの判断基準を満
足させるのが好ましい。高周波スイッチ−モード電力変
換器が使用されてこれらの要件を満たす。低電力及び高
電圧を発生するための最適な形態（トポロジー）は、高
電圧Cockroft-Walton型マルチプライヤと結合して動作
するフライバック電圧変換器である。低電力消散のスイ
ッチモード電力源の制御器集積回路（IC）は、現在、補
助要素を少ししか備えていないこのような形態を制御す
るのに利用できる。

Ｘ線の能動制御を行うために、本発明の好ましい実施
例は、グリッド電極を使用せずにカソードの電圧と電流
の独立した制御を確立する。本発明のこの形式では、rf
抵抗加熱電流は、カソード電位30kVで浮動する容量的に
結合された2V、30mAのフィラメント電力源を使用して熱
電子カソード22に供給される。熱電子カソードのための
従来の電力源では、高電圧の絶縁変圧器が使用されてこ
の機能を実行するが、しかしこのような要素は非常にか
さばりかつ小型の装置には適さない。従来技術とは対照
的に、本発明は、高電圧の直流（dc）を絶縁しながらマ
ルチプライヤの段内に二連の蓄電コンデンサを使用して
ラジオ周波数（rf）の電流をフィラメントへ伝導する高
電圧電力源ネットワークを含んでいる。この装置は、駆
動電圧の振幅あるいは周波数のいずれかを変化させるこ
とによってrf電流レベルの制御を可能にするインダクタ
ー（Ｌ）を使ってrf電流入力で共振できる。フィラメン
ト電流のこの変化が、フィラメントの温度を変化させ
て、こうしてカソードとアノード間の電圧を変えずにカ
ソード電流放出の制御を可能にする。

電力源12Aの好ましい形式は、図６に概略的に示さ
れ、図７には詳細な構成図形式で図示される。図６に示
されるように、この実施例は、フライバックスイッチン
グ変換器及び調整器280と、制御電圧端子282aに結合さ
れた30:1の高電圧変圧器282と、高電圧端子22aに結合さ
れて熱電子エミッタ22のフィラメントを駆動するのに適
応される10段の電圧マルチプライヤ284とを含んでい
る。フィラメントのRF電力駆動器及び電圧−周波数変換
器290と関連するRFフィラメント駆動器292とは、電流制
御端子292aとコンデンサC_aを経由してフィラメント駆動
回路286によってエミッタ22のフィラメント結合され
る。

マルチプライヤ284は、一組2n（すなわち、20）連鎖
接続のダイオードと第一及び第二の組のｎ連鎖結合のコ
ンデンサとを含んでいる。このダイオードの組は、高電
圧端子22aと、抵抗素子Ｒを通って基準（グランド）電
位までの間に一方方向の直流経路を形成する。

第一組のコンデンサは、（端子22aから）第一及び第
二のダイオードの結合点と制御電圧端子282aとの間に結
合される。第一組の最初のｎ−１個のコンデンサは、そ
れぞれ（端子22aから）第二ダイオードから始まるダイ
オードの組の関連する連続の対のダイオードの間に結合
される。

第二組のコンデンサは、高電圧端子22aと基準（グラ
ンド）電位との間に結合される。第二組の最初のｎ−１
個のコンデンサは、それぞれ（端子284aから）第一ダイ
オードから始まるダイオードの組の関連する連続の対の
ダイオードの間に結合される。

フィラメント駆動回路286は、電圧マルチプライヤ284
（原理的に、第二組のコンデンサ）と第三組の連鎖結合
されたコンデンサとを含んでいる。第三組のコンデンサ
は、熱電子エミッタ端子22bと電流制御端子292aとの間
に結合される。第三組の各連続のコンデンサは、第二組
中の対応して位置付けられたコンデンサと結合される。
第三組のコンデンサとコンデンサの結合点は、第二組の
コンデンサとコンデンサの結合点の対応して位置付けら
れた結合点に抵抗的に結合される。

差動増幅器294は、線路295の電流帰還信号と線路296
の供給した放出制御信号との間に検波される差に応答し
てRF電力駆動器及びV/F変換器290を駆動することによっ
て電流フィードバックループを確立する。後の方の（線
路296の供給した放出制御）信号は、選択的に制御され
てエミッタ（熱電子カソード）22のフィラメントのＸ線
管電流の所望の時間的な変更を確立できる。

高電圧振幅帰還ループは、線路297の電圧帰還信号と
線路298の供給した高電圧制御信号との間に検波される
差に応答するスイッチング変換器及び調整器280によっ
て確立される。後の方の（線路298の供給した高電圧制
御）信号は、選択的に制御されてエミッタ（熱電子カソ
ード）22のフィラメントの電位の所望振幅の変更を確立
できる。図７に示すように高電圧電力源12Aは、電力変
圧器282からの一定のエネルギーパルスの密度を変える
ことによって（カソード22での）出力電圧を制御する低
電力CMOS負性ブースト変換制御器IC1を含んでいる。こ
の出力電圧は、（線路298からの）プログラムミング電
圧と電気的に比較されて、出力電圧があまりに低い場合
は、エネルギーパルスの周波数は増加される。制御器IC
1からの制御パルスは、このパルスが高電圧フライバッ
ク変換器（Q1とT1）を駆動するのに適当なあるレベルま
で短縮かつ緩衝される低電力CMOSタイマーIC2へ送給さ
れる。高電圧パルスが、変圧器282（T1）の二次側に発
生され、ｎ＝10の段のダイオードマルチプライヤ284に
よって整流される。電圧帰還は、マルチプライヤ284の
第一段から取られるのが好ましい。その理由は、これ
が、少ない電力を使用し且つ帰還抵抗R9の電圧ストレス
を制限するためである。マルチプライヤ284の出力電圧
は、この種のマルチプライヤのクランピング性質により
第一段の電圧と互いに十分関連づけられる。

カソードの放出電流制御は、カソード電流のための直
流経路だけがマルチプライヤ284の2n個のダイオードを
通ることから、マルチプライヤ284のｎダイオードの連
鎖の末端（R7とC8）で電流を感知することによって達成
される。これは、例えば30kVでもよい出力電位の代わり
にグランド電位の近くでカソードの電流を感知できる。
この感知される電流は、ある電圧に変換されてブロック
291の放出電流のプログラミング電圧（線路296からの信
号）と比較される。エラー状態であれば、フィラメント
駆動器の電圧もしくは周波数は、閉じたループ様式に従
って調整される。

この構成を使うと、カソードの電圧と電流の独立した
制御は、この装置の所望の設計目標と合わせて70％より
大きな電力効率と49.16cm³（３立方インチ）より小さい
体積を維持しながら達成される。

本発明は、その技術思想もしくは基本特性から逸脱す
ることなく他の特定の形式でも具体化できる。したがっ
て、ここで説明した実施例は、例証するものであって制
限するものではないことと、本発明の範囲が添付の請求
の範囲によって明示されるものであって上述した詳細な
説明によるものでないことと、請求の範囲と同等の意味
及び範囲内で生じる全ての修正が本発明の範囲に包含さ
れるべきものであることと、の全ての点において判断さ
れるべきである。

フロントページの続き (72)発明者 スリスキ，アラン ピー. アメリカ合衆国 01773 マサチューセ ッツ，リンカン，コンコード ロード 273 (56)参考文献 特開 昭63−299100（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−44940（ＪＰ，Ａ) 特開 昭49−126291（ＪＰ，Ａ) 特開 昭47−1425（ＪＰ，Ａ) 実開 昭64−29764（ＪＰ，Ｕ) 特公 昭63−52760（ＪＰ，Ｂ２)

Claims (11)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】Ｘ線源において、 A.約10kVから90kVの範囲内にピーク値をもつ出力電圧を
   確立するための駆動手段を含んでいる電力源（12A）
   と、 B.電子ビームをビーム経路に沿って発生するための、前
   記出力電圧に応答するビーム発生器手段（22）と、 C.前記ビーム経路内に配置され、前記ビームからの入射
   電子に応答して前もって決めたスペクトル範囲内のＸ線
   を放射するのに適応される少なくとも一つのＸ線放射要
   素を含んでいるターゲット組立体（26）と、 D.前記ビーム発生器手段（22）から延び出し且つ前記ビ
   ーム経路を内部に有する細長い磁気遮蔽された管（14）
   と、 E.前記管（14）の末端において前記ビーム経路に配置さ
   れた前記ターゲット組立体の一部を構成するターゲット
   （25）とよりなるＸ線源。
2. 【請求項２】前記ターゲットはＸ線透過性基体（26a）
   に支持されたＸ線放出性膜（26b）である請求項１のＸ
   線源。
3. 【請求項３】Ｘ線放出性膜はタングステン及びモリブデ
   ンから選択され、Ｘ線透過性基体はベリリウム及びダイ
   ヤモンドより選択される、請求項２のＸ線源。
4. 【請求項４】A.前記電力源（12A）はプログラム可能で
   あり、 B.前記ビーム発生器手段（22）は約1nA〜100Aの範囲の
   電流の電子ビームを発生するものであり、それにより前
   記電圧の大きさと前記電流の大きさの少なくとも一方
   が、使用者の操作に応答して時間的に変動するように
   し、さらに、 C.前記電圧の振幅と前記電流の大きさの少なくとも一方
   を使用者が調整するための制御器（12c）と、 D.前記Ｘ線源の外部において所望の空間的分布を有する
   Ｘ線放射パターンを確立するＸ線エネルギー分布手段と
   を含んでいる、請求項１のＸ線源。
5. 【請求項５】前記ビーム発生手段が、光電陰極と、前記
   光電陰極から放出された電子を引き付けるのに適応され
   るアノードと、前記出力電圧に応答して前記光電陰極と
   前記アノードとの間に加速電界を形成するための手段
   と、を含んでいる請求項１に記載のＸ線源。
6. 【請求項６】前記ビーム発生手段が、熱電子エミッタ
   と、前記出力電圧に応答して前記熱電子エミッタと前記
   アノードとの間に加速電界を形成するための手段と、を
   含んでいる請求項１に記載のＸ線源。
7. 【請求項７】前記熱電子エミッタが、第一端子および第
   二端子をもつ熱電子カソードを含んでおり、前記駆動手
   段が、 A.制御電圧端子をもち、前記熱電子エミッタの前記第一
   端子に結合された高電圧端子をもち、前記制御電圧端子
   と前記高電圧端子との間に結合された第一回路手段を含
   み、前記高電圧端子に前記出力電圧を確立するための、
   前記制御電圧端子に供給される制御電圧に応答する電圧
   マルチプライヤネットワークと、 B.電流制御端子をもち、前記電流制御端子に結合されて
   rf抵抗加熱電流を駆動するための熱電子エミッタヒータ
   ネットワークと、 を含んでいる請求項３に記載のＸ線源。
8. 【請求項８】前記ビーム発生器手段と前記ターゲット組
   立体とが、密閉されたハウジング内に配置され、前記ハ
   ウジングがその一つの外面に窓をもちそれにより前記放
   射されたＸ線が前記窓を通って放射される、前記ハウジ
   ングをさらに有する請求項１に記載のＸ線源。
9. 【請求項９】前記電力源と前記ビーム発生器手段と前記
   ターゲット組立体とが、生体適合性の外面をもち該外面
   に一つの窓をもつハウジング内に配置され、それにより
   放射されたＸ線が前記窓を通って放射される、密閉され
   た前記ハウジングをさらに有する請求項１に記載のＸ線
   源。
10. 【請求項１０】前記電力源が、前記出力電圧の振幅を選
    択的に制御するための手段を含んでいる選択的に動作可
    能な制御手段をさらに含んでいる請求項１に記載のＸ線
    源。
11. 【請求項１１】前記電子ビーム発生器手段はさらに前記
    電子ビーム発生器手段の電流を選択的に制御するための
    制御手段を含む請求項１に記載のＸ線源。