JPH09505686A - 形状放射パターンを使用するｘ線源 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は、Ｘ線源であって、ハウジング（１２）と、電源（１２Ａ）と、細長管状のプローブ（１４）と、ターゲットアセンブリ（２６）と、ビーム操縦アセンブリ（２９）とを含み、ハウジング（１２）が、電子ビーム源としての陰極（２２）と、ビーム通路に沿って電子ビームを発生するための要素とを有する。電源（１２Ａ）は電子ビームの電圧、電流、調時を制御するべくプログラム可能である。プローブ（１４）はハウジング（１２）から中心軸線に沿ってビーム通路の周囲を伸延する。ターゲットアセンブリ（２６）が、中心軸線に沿って伸延し且つハウジングから遠い側のプローブ端部と連結するようになっており、ビーム通路に沿って位置決めされたターゲット要素（２６Ａ）を含み、該ターゲット要素が、入射電子に応答して前決定されたスペクトル範囲でＸ線を放射するようになっている。ビーム操縦アセンブリ（２９）が偏向要素（３０）と、フィードバックネットワーク（３１）と、偏向制御体（１４４）とを含み、偏向要素（３０）が、偏向制御信号に応答して公称軸線からターゲット要素上の選択表面へとビームを偏向させ、フィードバックネットワーク（３１）が、ビームの偏向を検出するための偏向検出要素と、該検出に応じてフィードバック信号を発生するための要素とを含んでいる。

Description

【発明の詳細な説明】 形状放射パターンを使用するＸ線源 〔発明の属する技術分野〕 本発明は、特定領域に実質的に一定の或は間欠的な低レベルのＸ線を送達する 上で使用するための、小型化された、低電力型の、プログラム可能なＸ線源に関 する。 〔従来の技術〕 従来からの医療用Ｘ線源は、大型で位置が固定される装置である。一般に、Ｘ 線管のヘッドをある部屋に配置し、隣接する部屋には制御コンソールを配置し、 覗窓を設けた保護壁でこれら２つの設備を分離する。Ｘ線管は代表的には長さ約 ２０ｃｍから３５ｃｍ、直径は約１５ｃｍであり、このＸ線管を納めた部屋の角 に位置付けた容器内には高電圧電源が格納される。患者はこの装置で診断、治療 或は一時抑え上の処置を受ける。 診断用Ｘ線装置は代表的には電圧１５０キロボルト（ｋＶ）以下、電流約２５ 乃至１２００ミリアンペア（ｍＡ）で運転される。これとは逆に、治療用Ｘ線装 置では代表的には電流は２０ｍＡを越えることは無く、電圧は約１５０ｋＶ以上 の範囲となる。Ｘ線装置を公称電圧１０乃至１４０ｋｖの電圧で運転する場合、 放射されるＸ線の、組織への侵入は限定的なものとなることから 皮膚病変治療に有効である。電圧を高めると（約２５０ｋＶ）Ｘ線透過深度は深 くなり、主な体腫瘍の治療に有効なものとなる。４乃至８メガボルト（ＭＶ）で 運転される超高電圧型のものは、外表皮病変を除くあらゆる種類の腫瘍を除去或 は破壊するのに使用される。 従来のＸ線管は、陽極、グリッド、陰極アセンブリを含んでいる。陰極アセン ブリから発生する電子ビームが、陽極とグリッドの確立する電界によりターゲッ トに配向される。ターゲットからは、入射する電子ビームに応答してＸ線が放出 される。患者には、Ｘ線管内のターゲットからＸ線管内の、伝達損失を考慮した 窓を通過して送られた放射が吸収される。この窓は典型的には断面の薄いベリリ ウムその他好適な材料製のものである。代表的なＸ線装置では陰極アセンブリは 、直径が約２ｍｍ、長さ１乃至２ｃｍのトリエーテッドタングステンコイルから 成り立っている。このトリエーテッドタングステンコイルは、４アンペア（Ａ） 或はそれ以上の電流で抵抗加熱されると熱電子的に電子を放出する。トリエーテ ッドタングステンコイルを金属製の集束キャップが包囲し、この集束キャップが 、放出された電子ビームを、やはりターゲットとして機能する対向する陽極上の 小スポット位置に収束させる。グリッドを有するモデルの場合、電子ビームの通 路の制御及び収束はグリッドが行う。 陰極から陽極への電子ビームの伝達は、電子の空間電 荷力の影響を受ける。この影響は、１Ａを越える電流で運転される従来からのＸ 線装置では重大なものとなる。そうした従来装置では電子ビームは陽極上の０． ３乃至２．５ｍｍの直径範囲のスポット位置に収束する。多くの用途に於て、電 子ビームのエネルギーの大半は陽極位置で熱に変換される。高電力型の治療用Ｘ 線源ではこの熱を収受するための液体冷却材と、急速回転する陽極とをしばしば 使用して有効ターゲット面積を増大させ、小スポット位置での集束を可能としつ つも局部的な熱の影響を最少化している。熱伝達の良好化及び熱消散の有効化を 達成するために、陽極は代表的には銅で作られる。更には陽極の電子ビーム入射 領域には、原子番号の大きい素材を使用してＸ線発生を効率化させる必要がある 。熱伝達性、有効な熱消散そして効率的なＸ線発生の条件に合わすべく、銅には 代表的にはタングステン合金を埋封する。 使用に際し、Ｘ線源からの総照射線量は電子ビームの積分である時間に正比例 する。比較的長い照射時間（例えば１乃至３秒間）中、陽極の温度は明るく輝く に十分な程に上昇し、それに伴い表面が極部的に溶融し、点食を生じて放射出力 が劣化する。しかしながら、従来のＸ線管の故障の原因は、最も頻繁には、Ｘ線 管のコイル状の陰極フィラメントが熱により蒸発することである。 Ｘ線の放射効率は電子ビームの電流とは無関係であるが、加速電圧とは大いに 関係がある。６０ｋＶ以下では 電子ビームの運動エネルギーの数十分の１パーセントのみがＸ線に変換されるに 過ぎないが、２０ＭＶではこの変換率は７０パーセントに上昇する。放射される Ｘ線スペクトルは部分的には、ターゲット要素の束縛電子エネルギー順位間に於 ける遷移の個々のエネルギー特性から構成される。Ｘ線スペクトルには、制動放 射として知られるＸ線エネルギー連続体も含まれる。制動放射は、電子ビームが ターゲット核心部を通過する際に加速されることにより生じるものである。Ｘ線 の最大エネルギーは電子ビームにおける電子のピークエネルギーを越えることは 出来ない。更に、制動放射曲線のピークは電子ビームのエネルギーのほぼ１／３ の位置に現れる。 電子ビームの電流を増大すると、全エネルギー値でのＸ線放射が正比例して増 大する。しかし、電子ビームの電圧を変化させた場合のＸ線出力の総変動量は、 Ｘ線光子エネルギーのピーク値が相当量移動する状態に於て、電圧の二乗に概略 等しい。制動放射の創出効率は、ターゲット要素の原子番号と共に増長される。 制動放射曲線におけるピーク出力と特性スペクトル線とは、ターゲット要素の原 子番号が大きくなるに従い、より高いエネルギー位置へと移行する。最近のＸ線 管で最も一般的に使用されるターゲット材料は原子番号７４のタングステンであ るが、幾つかの特別なＸ線管では原子番号７９の金や原子番号４２のモリブデン を使用する。 Ｘ線は幾つかの方法で物質と相互反応する。生物学的 サンプルに対しては以下の２つの形式の相互作用が最も重要である。即ち、中庸 エネルギーのＸ線の外殻電子のコンプトン散乱と、内殻電子の光電離の相互作用 とである。これらのプロセスでは、柔組織及び骨の光子エネルギーが増大すると 、原子がイオン化する確率は少なくなる。この関係は光電効果に対しては逆３乗 法則に従うものとなる。 現在の治療用のＸ線装置の１つの欠点は、骨内部の或は骨の下側の柔組織にＸ 線を配向させるためには高い電圧が必要となることである。一例として、Ｘ線を 人間の、骨で囲まれた脳の領域に照射する場合がある。骨を突き抜くための高エ ネルギーのＸ線が必要であるが、こうしたＸ線はしばしば皮膚や脳組織を痛める 。放射線処置に於ける別の例には、体腔内に位置付けられた柔組織、他の柔組織 間に横たわる柔組織、或は炭酸カルシウムを含む組織中の柔組織へのＸ線照射が ある。現在の高電圧型Ｘ線装置では、そうした領域にＸ線を選択的に照射するた めの能力には限界がある。 現在の高電圧型のＸ線装置の別の欠点は、Ｘ線の照射を受けた臓器或は組織の 外側の皮膚を損傷させることである。従って、現在の高電圧型のＸ線装置は、特 に人体腫瘍治療に使用した場合、しばしば目標部分或は目標組織だけでなく周囲 の全ての組織や表皮をも著しく損傷させる。しかしながら、現在のＸ線装置は、 Ｘ線放射を目標部分の外側のＸ線源から患者の体内の目標部分に適用 することから、組織がそのように付帯的に損傷することは事実上回避することが 出来ない。 特に、実質的に再生能力を持たない脳組織について、脳腫瘍を取り扱うには、 特定組織を破壊させるための精密な技術が必要である。脳腫瘍治療のための従来 のＸ線装置の使用には、容量照射に於て必要な精密さに欠ける点があり、その結 果、脳の非癌組織や関連する腺組織に損傷を与えてしまう。 近接照射線処置と称する、別形態の腫瘍処置には、カプセル封入した放射性同 位元素を、被処置腫瘍の内部或はその近くに埋め込むことが含まれる。放射性同 位元素を埋め込むことは、ある種の腫瘍を処置する上で有効となり得るが、埋め 込みには健康な組織を侵す処置が必要であり、そうした処置には副作用、例えば 、感染の恐れの如き副作用がある。更に、この処置形態では、時間投薬或は放射 強度を選択的に制御することが出来ない。放射性同位元素の取り扱い及び廃棄に は、取り扱う個人や環境の双方に対する危険が関与する。 脳を侵す技法では、使用する放射性同位元素の選択及び濃度を介して照射を精 密に制御する必要がある。頭蓋透過には斯界に周知の如き著しい危険がある。 現在のＸ線装置を治療、診断、一時抑え或は評価的環境で使用することに対す る前述の如き条件や限界に鑑みて、Ｘ線源を被照射環境に近接して位置決めする ことの出来る、比較的小型で、操作が簡単で制御し易い、低エ ネルギー型のＸ線装置に対する要望はいまだに存在する。低エネルギー及び低電 力で運転されるそのようなＸ線装置は本明細書に記載する多くの用途に対し好適 なものとなろう。 〔解決しようとする課題〕 操作の易しい、低電力型のＸ線装置を提供することであり、 制御性があり或はプログラム可能な電源を有し、比較的小型で低電力型のＸ線 装置を提供することであり、 所望の部位の組織にＸ線を直接照射するために患者に埋め込むことの出来る、 比較的小型で低電力型のＸ線装置を提供することであり、 所望の照射部位外の組織の損傷を低減させるために予め決定された等線量コン タにより画定される吸収プロフィールを確立する容量を照射するための低電力型 のＸ線装置を提供することであり、 所望の表面部位にＸ線の影響を与えるための、比較的小型で表面取付けの出来 る、低電力型のＸ線装置を提供することであり、 特定部位にＸ線を直接照射するために患者に挿入することの出来る、比較的小 型で低電力型のＸ線装置を提供することであり、 Ｘ線源を患者の腫瘍に隣り合わせて或は腫瘍内に制御自在に位置決めし、当該 腫瘍にＸ線を照射しそしてこれ を処置するための、参照フレームアセンブリと共に使用する比較的小型で低電力 型のＸ線装置を提供することであり、 既存の、不規則な形状の通路を縫って進入することの出来る比較的小型で低電 力型のＸ線装置を提供することであり、 目標要素位置での電子ビームを配向するための改良機構を含む、比較的小型で 低電力型のＸ線装置を提供することである。 〔課題を解決するための手段〕 略記すれば本発明は、継続時間、有効エネルギー及び強度を前選択或は調節自 在の、電子ビーム（ｅ−ビーム）活性化型の低電力のＸ線源を有する、操作の容 易な装置である。医療用途に於て、本装置（或はプローブとも称する）は患者の 所望の領域に完全に或は取り外し自在に挿入され、埋め込み或は表面取り付けさ れ、或る部位にＸ線を照射する。また本装置は、可変厚Ｘ線シールドと共に組み 立て、一組の等線量コンタにより画定されるところの前選択容量での照射及び引 き続く吸収を可能としそれにより、所望の照射部位以外の部分に対するＸ線の破 壊的影響を低減させることが出来る。本装置を参照フレーム、例えば脳腫瘍の治 療に使用するための定位フレーム及び関連するカプラーとの組み合わせに於て組 み立てることも出来る。本装置は、その他の腫瘍、例え ば胸部或は肝臓その他部位に見出される腫瘍を治療するためにも有益であり、ま た、膀胱のような体腔表面上のガン細胞の処置に使用することも出来る。 本装置は比較的低い電圧、例えば約１０ｋｅＶから９０ｋｅＶの範囲の電圧で 作動され、電子電流は小さく、例えば約１ｎＡから１００μＡの範囲である。所 望部位に渡る所望の照射を達成しつつ、その他の部位への照射を最小とするため に、Ｘ線は、所望の被照射部位の内部或は隣り合って位置付けた公称の或は有効 な“点”放射源から放射される。この点放射源を、マスク或はシールドと共に使 用することにより、Ｘ線の照射形状を制御するのが好ましい。或る用途に於て、 低線量率のＸ線が長時間に渡り連続的或は定期的に、所望部位の任意の部分を照 射する。脳腫瘍治療のための参照フレームと共に使用するためには、高い線量率 のＸ線を単一線量照射するのが一般的に好ましい。“反復配置体（ｒｅｐｅａｔ ｌｏｃａｌｉｚｅｒ）”を使用することにより、所望であれば単一線量照射を 、高線量率での一連の照射、即ち分割的処置に代替させることが出来る。 本装置には、制御自在の、或はプログラム可能な電源が所望の被照射部位の外 側に位置付けられこれが、電圧、電流、そして電子ビーム調時の変動を可能なら しめる。電子ビームは所望のビーム軸線に沿って通過するよう制御され、患者の 体に好ましく位置付けられたターゲ ット上に入射する。身体の表面に対する照射ではあっても、電子ビーム軸線とタ ーゲットとは体外にある。ビーム軸線は直線或は曲線であり得る。ターゲット、 即ちＸ線放射物質の構成及び或は幾何形状は、要求Ｘ線パターンを提供するべく 選択される。ターゲット位置或はターゲット周囲をシールドすることにより、Ｘ 線放射のエネルギー及び空間的輪郭を制御し、所望部位全体を所望通りに照射す るようなものに近付けることが出来る。ターゲットよりも大きいか或は小さい電 子スポットを使用して（電子スポットは、ターゲットよりも大きいと電子の使用 効率が悪く、ターゲットよりも小さいと、放出される放射線の球状等方性が落ち るとは言え）、安定した且つ再現性の有るＸ線源を創出することが出来る。 また、本発明によれば、前述の装置を使用する、生態内での、例えば腫瘍に見 出される如き悪性細胞を処置する方法が提供される。一般に、本方法は、コンピ ューター断層写真（ＣＴ）スキャン或は磁気共鳴画像処理（ＭＲＩ）による如き 、斯界で一般に入手することの出来る装置を使用しての悪性細胞の識別及び位置 付けを含んでいる。針形式での腫瘍の生検を実施して診断を確認することが出来 る。次いで、処置部位を選択し、照射線量を決定する。そうした放射線処置のプ ランニングには、腫瘍の寸法形状を判定し、身体に於けるその位置を正確に決定 し、その腫瘍を取り巻く、放射線に過敏な臨界的な生物学的組織を識別し、腫瘍 及び周囲組織に於ける適切 な分与放射線量を決定し且つ腫瘍への装置の埋め込み部分の入口通路を決定する ことが含まれる。球形の腫瘍に対しては放射線処置のプランニングをＣＴ或はＭ ＲＩデータを使用して手動で実施することが出来る。しかし、もっと複雑な幾何 学的形状の、臨界的組織に接近した、或はずっと精密な手順のためにはコンビュ ーターベースの“３Ｄ”画像処理を実施する。この場合、腫瘍と臨界的組織とは 、デジタル化された一連のＣＴスキャンをもとに、例えば手動で或は半自動的に セグメント化することにより３Ｄ画像を合成し、腫瘍を任意方向から見えるよう にする。線形加速器やガンマナイフを使用する如き、放射線外科的手順のための 色々のソフトウェアシステムが開発されており、その幾つかは市販入手可能であ る。例えばマサチューセッツ州アーリントンＲａｄｉｏｎｉｃｓ Ｓｏｆｔｗａ ｒｅ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ社からは、透明な頭蓋図に固着したＣＲＷ及び ＢＲＷ定位フレームを画像化するソフトウェアが販売される。このソフトウェア の画像では等線量コンタが、腫瘍及びその他の脳組織上を被覆して配置される。 類似のソフトウェアを、腫瘍に埋設した、Ｘ線を放射する電子ビームターゲット と共に使用するための定位フレームに関する画像化を行う、米国特許出願番号第 ９５５，４９４号に記載される発明と共に使用することも出来る。この画像では ターゲット周囲の等線量コンタが、腫瘍と、腫瘍に隣り合う組織上にスーパーイ ンポーズされる。各等線量 コンタに沿って送達される放射線の絶対線量は、プローブ較正のために実施する 経験的な線量測定により決定する。この線量測定に於ては、水タンクに沈めたタ ーゲットの周囲の多数の位置で線量を測定する。柔組織は水で十分に模擬化され る。線量は、ドイツ国フライブルグのＰＴＷ社の製造する如きイオン化チャンバ により測定する。イオン化チャンバ内では、Ｘ線により発生したイオンが小さい 流れを創出しこれが、オハイオ州、クリーブランドのＫｅｉｔｈｌｅｙ Ｒａｄ ｉａｔｉｏｎ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ Ｄｉｖｉｓｉｏｎから市販入手するこ との出来るような電子メーターにより検出される。別法としてはターゲットを、 生物学的組織を模した模型に埋め込んでも良い。そうした、プラスチック製の“ ソリッドウォーター”の模型はワイオミング州ミドルトンのＲＭＩ社から市販入 手することが可能であるが、様々な体組織、例えば脳の柔組織を模したものがあ る。熱発光検出器（ＴＬＤ）か或は、較正されたＸ線に感応するフィルム（例え ばカリフォルニア州ゴレタのＦａｒ Ｗｅｓｔ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ社の ｇａｆｃｈｒｏｍｉｃ フィルム）をソリッドウォーター内に位置決めし、線量 を直接測定する。放射線処置のプランニングの結果としての画像化及び線量測定 を使用して、低電力型の電子ビーム源と、選択形状のＸ線放射パターンを発生す るターゲット及びシールドアセンブリとを、一般的には腫瘍細胞であるところの 被照射細胞を含む部位の内部 或はその近辺に、例えば米国特許出願番号第９５５，４９４号に記載されるよう な定位フレームアセンブリと組み合わせた状態で位置決めする。その他の位置決 めアセンブリ或は位置決め方法を使用することも出来る。 本発明に従えば、ターゲット及びシールドアセンブリの幾何学的形状及び材料 は、所望の被照射部位の特性に従い形状付けられ且つ選択される。プログラム可 能な電源が設けられこれが、電子ビーム源の電圧、電流そして継続時間を変化さ せることにより、線量測定情報に従いターゲットに配向される所望の電子ビーム を確立する。最後に、ターゲットから放射されるＸ線は、シールドアセンブリに より加減され、所望の被照射部位を貫いて伝搬され、その部位の細胞を破壊する 。ターゲットから放射され、電子ビームの通路に沿って後方に向かうＸ線を、電 子ビーム放射体の背後に位置決めした検出器により監視する信号フィードバック 法を使用することにより、ターゲット上での電子ビーム入射部位或は入射スポッ トを自動制御し且つ最適位置化するための電子ビーム偏差の調節を行うことが出 来る。 詳しく説明すると、脳腫瘍の治療を、制御自在な放射パターンを発生する低電 力型のＸ線源と、このＸ線源を脳内に正確に位置決めするための装置とを組み合 わせてなる本発明の装置を使用することにより実施することが出来る。 Ｘ線源と、ターゲット及びシールドアセンブリとを含 む本発明を身体の様々な位置で使用し、様々な形式の腫瘍を処置するための要求 形状の放射界を発生させることが出来る。また、放射界を、治療するべき各腫瘍 に合わせたものとすることも出来る。しかしながら、多くの腫瘍は幾何学的に類 似することから、この治療を標準セットのシールドを使用して行うことが可能で ある。 本発明の別態様に従えば、プローブは可撓性とされ、既存の通路を縫っての進 入或は障害物を廻り込んでの進行が可能とされる。この具体例に従えば、光電子 放出要素（即ち光電陰極）が、ターゲット要素と共にターゲットアセンブリに位 置付けられる。更に、レーザー源からの光を光電陰極にカップリングする可撓性 の光学繊維ケーブルが、可撓性のプローブのためのベースを形成することが出来 る。 高電圧電源の一方の端子を、光学繊維ケーブルに埋め込んだ導電体を介して光 電陰極に連結し、他方の端子を、光学繊維ケーブルの周囲に形成した、導電性且 つ可撓性の外側シースを介してターゲット要素に連結する。このようにして、光 電陰極から放出されターゲット要素に向う電子を加速させる電界が確立される。 先に議論した具体例に於けるように、ターゲット要素は光電陰極から入射する電 子に応答してＸ線を放射する。 〔図面の簡単な説明〕 図１は本発明を具体化した低電力型の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ようになっているシースの概略斜視図である 。 図３Ａは本発明を具体化した、表面取り付け出来る装置の斜視図である。 図３Ｂは図３Ａを３Ｂ−３Ｂで切断した側面断面図である。 図４は図１の具体例の概略フロックダイヤグラム図である。 図５Ａはタングステン−ターゲットでのＸ線放射スペクトルを表すグラフであ る。 図５Ｂはモリブデン−ターゲットでのＸ線放射スペクトルを表すグラフである 。 図６は図１の具体例の電源を表す詳細ブロックダイヤグラム図である。 図７は図６の電源の詳細な概略ダイヤグラム図である。 図８は本発明を具体化したビーム配向用アセンブリの斜視図である。 図８Ａは図８を線８Ａ−８Ａに沿って切断した断面図である。 図９はＸ線源を位置決めするための定位フレームを組み込んだ脳腫瘍Ｘ線治療 システムの斜視図である。 図１０は、図９のシステムのＸ線源と連結アセンブリとの分解斜視図である。 図１１は図１０のＸ線源の高電圧電源を表す概略ダイヤグラム図である。 図１２はＸ線の安定した且つ再現性のある供給源を創出するためのＸ線シール ド及びＸ線ターゲットを含む、交互するターゲットアセンブリを有するプローブ の端部位置での断面図である。 図１３はＸ線ターゲットの１つの幾何学形態を表す部分断面図である。 図１４は可変厚さのＸ線シールドを発生させるためのレーザーミリングシステ ムのブロックダイヤグラム図である。 図１５ＡはＸ線シールドの角度を正確に整合させるためのプローブ及びターゲ ットアセンブリの分解斜視図である。 図１５ＢはＸ線シールドの角度を正確に整合させるためのプローブ及びターゲ ットアセンブリの斜視図である。 図１６は電子ビーム位置決めのためのフィードバックループを含む内側ビーム 配向アセンブリを有する、低電力型のＸ線源の断面図である。 図１７は電子ビーム位置決めのためのフィードバックループを含む外側ビーム 配向アセンブリを有する、低電力型のＸ線源の断面図である。 図１８は図１７のアセンブリを線１６Ｃ−１６Ｃに沿って切断した断面図であ る。 図１９は、広面積照射のための機械式のプローブ位置決め体の断面図である。 図２０Ａはターゲットアセンブリ内に位置付けた光電子放出体を組み込んでな る、可撓性のプローブの断面図である。 図２０Ｂは図２０Ａの可撓性のプローブの拡大断面図である。 図２１Ａは本発明を使用することにより達成することの出来る種々の等線量コ ンタの１例である。 図２１Ｂは本発明を使用することにより達成することの出来る種々の等線量コ ンタの１例である。 図２１Ｃは本発明を使用することにより達成することの出来る種々の等線量コ ンタの１例である。 図２１Ｄは本発明を使用することにより達成することの出来る種々の等線量コ ンタの１例である。 図２１Ｅは本発明を使用することにより達成することの出来る種々の等線量コ ンタの１例である。 図２１Ｆは本発明を使用することにより達成することの出来る種々の等線量コ ンタの１例である。 図２２は図２０ＡのＸ線源の光電陰極に隣り合って位置決めされたシールドを 有するプローブ先端部の概略断面図である。 〔発明の実施の形態〕 本発明は、電子ビーム活性の、比較的小型の低電力型 Ｘ線装置であり、医療目的、例えば腫瘍の処置的或は一時抑え的処置或はその他 目的のために使用されるものである。 特に医療上の使用に関し、本装置は患者の選択された内側部位に完全に埋設さ れ或は部分的に差し込まれ、選択照射時間に渡りＸ線放射を提供する。或はまた 、本装置は患者の、被照射部位の外側表面上に取り付けられる。患者の腫瘍を、 本発明の装置を使用して治療するための方法も開示される。 一般に、本発明の装置は電子ビーム活性のＸ線源を含み、このＸ線源は約１０ ｋｅＶから９０ｋｅＶの範囲の比較的低い電圧と、比較的低い電子ビーム電流、 即ち約１ｎＡから１００μＡの範囲の電子ビーム電流で作動する。こうした作動 電圧及び電流ではＸ線出力は比較的小さいので、装置は極めて小型のものとする ことが出来、医療的な治療用途に際し体内に埋め込むことが出来るようになる。 Ｘ線出力水準が低いことから、このＸ線源を被照射部位に隣り合わせて或はその 内部に位置付けることにより、適切な組織透過と累積線量とを達成することが可 能である。かくして、Ｘ線は、被照射部位の内部或はそこに隣接して位置決めさ れた、明確な、小さい照射源から放射される。１具体例では、腫瘍の任意の部分 に対して線量率の小さいＸ線が、連続的か或は定期的に長期間、例えば一箇月間 に渡り適用され得る。脳腫瘍治療のための低位フレームと共に使用するに際して はもっと 線量率の高いＸ線がずっと短い（即ち５分から３時間のオーダーでの）時間適用 され得る。 本発明は、天然或は人口の放射性同位元素を収納したカプセル、針、管そして 細線を埋設して行う近接照射線処置として知られる両方と類似の間質性の放射線 療法を提供する。しかしながら、本発明のＸ線源には、放射のエネルギー、強度 そして時間を変化させるためのプログラム可能な電源が含まれ得る。従って、Ｘ 線の強度や透過深度が、外科的或は組織を侵しての放射性同位元素の置き換えを 行うことなく変化され得るのであって、この点、近接照射線処置とは異なってい る。 図１は、本発明を具体化したＸ線装置１０を表している。Ｘ線装置１０はハウ ジング１２と、このハウジング１２から参照軸線１６に沿って伸延する細長円筒 形状のプローブ１４とを含み、ハウジング１２には高電圧電源１２Ａ（図６及び ７に電気的配線図を例示する）が包納されている。プローブ１４は中空管であり 、高電圧電源１２Ａに隣り合う位置に電子ビーム発生体としての陰極２２を有し ている。陰極２２は、代表的にはこの陰極とほぼ同電位にある環状の集束用電極 ２３に極めて接近して位置付けられる。集束電極２３から約０．５ｃｍ或はそれ 以上の位置には環状の陽極２４が位置決めされる。中空の、管状のプローブ１４ が、陰極、グリッド、陽極の中心孔と同じ軸線方向に沿って伸延する。プローブ １４はハウジング１２と一体であり、ターゲットアセンブ リ２６に向けて伸延する。種々の具体例に於て、プローブ１４の部品はＸ線の空 間的分布を制御するべく選択的にシールドされ得る。更に、プローブ１４は外部 磁界によって電子ビームがターゲットから遠く逸らされないようにするために磁 気的にシールドされ得る。 陰極２２は、熱電子放出体（浮動低電圧電源により駆動される）或は光電陰極 （ＬＥＤ或はレーザー源により照射される）を含み得る。高電圧電源が陰極２２ と陽極２４との間に加速電位差を確立しそれにより、参照軸線１６に沿って陽極 の中心孔を貫く電子ビームを確立する。この場合、陽極２４とターゲットアセン ブリ２６との間の領域は実質的に無電界領域となる。電子ビーム発生及び加速の ための構成部品が、公称直線の参照軸線１６に沿ってプローブ１４内部に細い（ 例えば直径１ｍｍ或はそれ未満の）電子ビームを確立するようになっている。 好ましい具体例に於てプローブ１４は、ベリリウム（Ｂｅ）製のキャップと、 モリブデン−レニウム（Ｍｏ−Ｒｅ）、モリブデン（Ｍｏ）或はミューメタル製 の本体部と、ステンレス鋼製の基部延長部とから構成され、曝気された中空シリ ンダである。プローブ１４は長さが１６ｃｍあり、内径は２ｍｍ、外径は３ｍｍ である。ターゲットアセンブリ２６は、入射する電子ビームに露呈される側に例 えば、タングステン（Ｗ）、ウラン（Ｕ）或は近（Ａｕ）のような原子番号の大 きい元素の薄膜或 は薄層２６Ｂでコーティングした、小型の、ベリリウム（Ｂｅ）製のターゲット 要素２６Ａから成るＸ線放射要素を含んでいる。例えば、３０ｋｅＶに加速した 電子を使用する場合、２．２ミクロン厚のタングステン薄膜は実質的に全ての入 射電子を吸収しつつ、このタングステン薄膜に於て発生したＸ線の、３０ｋｅＶ では約９５％、２０ｋｅＶでは８８％、１０ｋｅＶでは８３％を透過させる。好 ましい具体例に於てターゲット要素２６Ａの厚さを０．５ｍｍとした結果、ター ゲット要素２６Ａと直交し且つターゲット要素２６Ａに向けて発生され、タング ステンの薄層２６Ｂを通過したＸ線の９５％が、ターゲット要素２６Ａを透過し てプローブ１４の遠方端を出る。図３Ｂではターゲット要素２６Ａは円盤形状と されているが、半球形或いは円錐形状の外側表面を有する如きその他形状のもの を使用することが出来る。 或る形態のターゲットでは、ターゲット要素２６Ａは多重層のフィルム（或は 合金）の薄層２６Ｂを含み、異なる層の放射特性が異なったものであり得る。例 えば、第１のフィルム層が比較的低いエネルギーでの放射（対エネルギーでの） ピークを有し、第２の（下側の）フィルム層が比較的高いエネルギーでの（対エ ネルギーでの）放射特性を有し得る。この形態での本発明に於ては、低エネルギ ーの電子ビームを使用して第１のフィルム層にＸ線を発生させ（第１の放射特性 を達成し）、高 エネルギーの電子ビームを、第１のフィルム層を貫いて下側のフィルム層に透過 させる（第２の放射特性を達成する）。例えば、陰極から放出される幅０．５ｍ ｍの電子ビームは、横断方向での電子エネルギーが０．１ｅＶである状態で陽極 を貫いて３０ｋｅＶに加速され、陽極の下流側１６ｃｍの位置のターゲットアセ ンブリ２６に到達した時、その直径はターゲット要素２６Ａ位置では１ｍｍ未満 となる。Ｘ線は、予め選択された電子ビームの電圧、電流、そしてターゲット要 素２６Ａの組成に従い、ターゲットアセンブリ２６内で発生される。ターゲット 要素２６Ａはベリリウムに代えて、Ｘ線が最小エネルギー損失下に通過すること の出来る炭素その他好適な素材で作製することが出来る。ターゲット要素２６Ａ のための最適素材はダイヤモンド形態での炭素である。それは、ダイヤモンド形 態での炭素の伝熱性が優れているからである。これらのパラメータを使用するこ とで、Ｘ線のエネルギーは１センチ或はそれ以上の深さで柔組織を透過するに十 分なものとなる。正確な透過深さはＸ線エネルギー分布に基く。 図１に示すＸ線装置は患者に完全に埋め込むために特に適したものであり、ハ ウジング１２は生物相容性の外側表面を有し且つ、電子ビーム発生体としての陰 極２２のための駆動電圧を確立するための高電圧電源１２Ａと、この高電圧電源 １２Ａを駆動するための関連するバッテリー１２Ｂとを共に包納している。この 場合、関連 する制御体１２Ｃが、以下に説明する様式での高電圧電源１２Ａの出力電圧の制 御を確立する。 図１のＸ線装置は、プローブ１４のみを患者に差し込み、ハウジングを患者の 体外に保持する、即ち、経皮的形態に於ても使用することが出来る。この形態で は、ハウジング１２の内部に示される種々の要素の幾つか或は全てを選択的に遠 方に位置付けることも出来る。 経皮的形態ではＸ線装置１０は図２に示すような細長い、端部閉鎖型の（或は コップ形状の）シース３４と共に使用することが出来る。シース３４は生物相容 性の外側表面、例えば、マサチューセッツ州ＷｏｂｕｒｎのＴｈｅｒｍｅｄｉｃ ｓ社がＴｅｃｏｆｌｅｘの商標名で製造するような医療等級の脂肪族ポリウレタ ンから作製した外側表面を有する。この構成では先ずプローブ１４をシース３４ に差し込んだ後、シース３４とプローブ１４とを皮膚を通して患者に挿入する。 或はまた、皮膚を通してポートを挿入し、このポートに、例えばマサチューセッ ツ州ＷｏｂｕｒｎのＴｈｅｒｍｅｄｉｃｓ社の製造するＤｅｒｍａｐｏｒｔ（商 標名）ポートを付設する。次いでプローブ１４をこのポートに挿通する。 シース或はポートのライニングは、シース中に硫酸バリウム或はビスマス三酸 化物その他、Ｘ線シールド材料を導入することにより、Ｘ線シールドとすること が出来る。もし必要であれば、プローブ１４とハウジング１２とを患者の体に固 着させ、長い処置時間中の相対的移動 を防止することも出来る。シース３４の具体例が図２に示される。 図１に示すようなＸ線装置の１具体例に於て、プローブ１４の主胴部を、ミュ ーメタルのような磁気シールド材料から作製することが出来る。或はまた、プロ ーブ１４を非磁性の、好ましくはヤング率及び弾性限界の比較的高い金属から作 製しても良い。そうした金属の例にはモリブデン、レニウム或はそれらの合金が ある。次いでプローブ１４の内外の各表面を、高浸透性の磁性合金、例えばパー マロイ（約８０％がニッケル、２０％が鉄）でコーティングし、磁性シールドを 得る。或はまた、プローブ１４を覆って或はプローブの内側にミューメタル製の 薄いスリーブを嵌合させ得る。Ｘ線装置１０は電力、地球の場その他の、プロー ブの軸線から電子ビームを逸らすことが出来ると公称される磁性体に基く交流や 直流の磁界の存在する環境内で使用することが出来る。 埋め込み形態の高電圧電源１２Ａとターゲットアセンブリ２６とは、金属カプ セル内に包囲することにより、Ｘ線源からの電流が患者に流れないようにするの が好ましい。かくして、閉じたハウジング１２とプローブ１４とは、先に述べた ような適宜のシールド材料製の連続する外側シェル内にカプセル封入される。 例示具体例での各高電圧電源１２Ａは３つの基準、即ち、１）寸法が小型であ ること、２）バッテリー電源の使用効率が高いこと、そして、３）Ｘ線管の電圧 及び電 流を独立して変更することが出来それにより、特定用途に対しユニットをプログ ラムすることが出来ること、という基準を満たすことが好ましい。これらの条件 に合致させるために、高周波型の、スイッチ−モード式の電力変換機を使用する 。低電力及び高電圧を発生させるために最も適切なトポロジーは、高電圧型のＣ ｏｃｋｒｏｆｔ−Ｗａｌｔｏｎ形式のマルチプライヤと組み合わされた状態で作 動するフライバック電圧変換器である。そうしたトポロジーを若干の補助部品を 使用して制御するために、現在、エネルギー消散の小さい、スイッチモード式の 、電源制御体を一体化した集積回路（ＩＣ）を入手することが出来る。 Ｘ線を能動的に制御するために、本発明の好ましい具体例では、グリッド電極 を使用せずに陰極の電圧及び電流の独立制御が確立される。この形態での本発明 に於ては好ましくは、４０ｋｅＶの陰極電位で浮動する変圧器に連結した０．６ ボルト、０〜３００ｍＡのフィラメント電源を使用して、無線周波数オーム加熱 電流が陰極２２に提供される。 図３Ａ及び図３Ｂには、患者の皮膚に直接配置する表面使用に適合する別態様 のＸ線装置１０’が示される。この形態に於ける本発明は特に、皮膚病変部或は 皮膚腫瘍その他の皮膚科用途に於けるＸ線処置のために有益である。図３Ａ及び 図３Ｂでは、図１の具体例の要素に相当する各要素には同じ参照番号が付記され る。Ｘ線装置 １０’では、ハウジング１２に格納されたチャンネル４０内に電子ビームが発生 され、このチャンネル４０がプローブ１４に相当する。図３Ａ及び図３Ｂの具体 例ではターゲットアセンブリ２６（要素２６Ａ及び２６Ｂ）は、陽極としてのみ ならずＸ線放射体としても機能する。その他の点ではＸ線装置１０’はＸ線装置 １０と類似している。図３Ａ及び図３Ｂの構成では、低電力のＸ線は患者の所望 の皮膚部位に配向され得る。 これまで説明した全ての具体例に於て、ターゲットアセンブリのＸ線放射要素 は、被照射部位に隣り合って或はその内部に位置付けられる。Ｘ線放射要素をタ ーゲット部位、例えば腫瘍に近接させることで、Ｘ線を体壁を貫いて腫瘍部位に うまく透過させるために現在のＸ線装置で必要とされる高電圧が不要となる。低 電圧はまた、ターゲットとする腫瘍への放射を集中させ、透過点位置の周辺組織 や表皮への損傷を限定する。例えば、乳房切除術後に必要とされるような、４０ ｋｅＶ、２０μＡの電子ビームを使用しての４０００ラド照射には約１乃至３時 間の放射が必要となる。しかしながら、この好ましい具体例ではＸ線源を被照射 部位に近接して或はその内部に挿通することが出来るので、患者の身体のその他 の部分が、入射する放射線に晒される危険性は著しく小さくなる。 更に、腫瘍処置に於けるこの特異性は、ターゲット及びシールドの幾何寸法や Ｘ線放射部位での材料を目的に 合わせて調整することにより達成することが出来る。この調整により、ターゲッ ト腫瘍全体へのＸ線放射の分布をより均一化することを保証するための、Ｘ線の 放射エネルギーや空間的輪郭の制御が容易化される。 図４は、図１に示すＸ線装置１０の概略図である。ハウジング１２は第１のハ ウジング部分１２’と第２のハウジング部分１２”とに分割されており、第１の ハウジング部分１２’には再充電式のバッテリー１２Ｂと、このバッテリー１２ Ｂのための再充電ネットワーク１２Ｄとが収納されている。再充電ネットワーク １２Ｄは、外部充電器５０と、外部遠隔測定装置５２に応答し、以下に説明する ように機能するようになっている遠隔測定ネットワーク１２Ｅと共に使用するよ うに適合される。第１のハウジング部分１２’はケーブルにより第２のハウジン グ部分１２”と連結される。第２のハウジング部分１２”には、高電圧電源１２ Ａと、制御体１２Ｃと、プローブ１４と、電子ビームを発生する要素としての陰 極２２とを含んでいる。１具体例では陰極２２は高電圧電源１２Ａにより駆動さ れる熱電子放出体を含んでいる。作動に際し、高電圧電源１２Ａがこの陰極２２ としての熱電子放出体を加熱し、その結果発生した電子は陽極２４に向けて加速 される。陽極２４は電子を引き付けるがそれらを陽極の中心孔を通してターゲッ トアセンブリ２６に向わせる。制御体１２Ｃは、陰極電圧、電子ビーム電流、時 間パラメータを動的に調整し、或は予め 選択した電圧、電子ビーム電流、時間パラメータを提供するべく高電圧電源１２ Ａを制御する。 図４には、別態様の電子ビーム発生器も例示される。この電子ビーム発生器は 、ドライバ５５により動力供給されるダイオードレーザー或はＬＥＤのような光 源５６により照射される光電子放出体２２を含み、光源５６からの光は集束レン ズ５８によりこの光電子放出体２２上に収束される。 例示具体例に於て、外部遠隔測定装置５２と遠隔測定ネットワーク１２Ｅとが 協働して、高電圧電源１２Ａ及び時間パラメータに関しての（動的或は予め決定 された）外部制御を可能とする。本発明の重要な様相に於てターゲットアセンブ リ２６は、予め決定したスペクトル範囲での放射パターンでＸ線を放射する形状 とされ得る。こうしたスペクトルターゲットシェイピングは部分的には、特性が 既知であるターゲット材料を選択することにより達成され得る。例えば図５Ａ及 び図５Ｂに示されるように、タングステンターゲット（図５Ａ）とモリブデンタ ーゲット（図５Ｂ）とに対する放射スペクトルは異なる。図５Ａには、３０及び ５０ｋｅＶで作動するタングステンターゲット管からのＸ線放射スペクトルが示 される。制動放射スペクトルが目立ち、Ｘ線が幅広いエネルギー範囲に於て供給 されている。図５Ｂは、同じく３０及び５０ｋｅＶで作動するモリブデンターゲ ット管からのＸ線放射スペクトルが示され、制動放射Ｘ線は 殆ど無い。モリブデンターゲット管からのＸ線放射スペクトルの形状が、３０ｋ ｅＶから５０ｋｅＶへの管電位の変化によって若干変化していることも分かる。 かくして、ターゲットアセンブリ２６からのＸ線スペクトル放出は、ターゲット 材料を選択することにより組織、例えば腫瘍への所望の放射線透過を提供するべ く、有効に形状付けすることが可能である。 Ｘ線の空間的分布もまた、ターゲット要素２６Ａの幾何学的形状を変更するこ とによって形状付けすることが出来る。例えば、ターゲット要素２６Ａを、陽極 から配向される電子が予め決定された角度で入射するような、或は被照射部位と 異なる部位に選択的に配向されるような形状とすることが出来る。また例えば、 ターゲット要素２６Ａを、電子に対して実質的に不透明となるに十分な厚さで、 しかしＸ線に対しては実質的に透明となるに十分に薄く形成することが出来る。 詳しく言うと、０．５μｍ厚の球形の金製ターゲット要素と４０ｋｅＶの電子ビ ームを使用したとすると、実質的に全ての電子がターゲット要素により停止され 、このターゲット要素で生じた実質的に全てのＸ線がこのターゲット要素を抜け 出す。 Ｘ線の空間的分布は、可変厚プロフィールを有するＸ線透過性シールドをター ゲットアセンブリ２６に組み込むことによっても形状付けすることが出来る。図 １２には図１に示すＸ線装置１０と共に使用するための別態様 のターゲットアセンブリ１２６を有するプローブ１４が示される。このターゲッ ト１２６は前述の如きＸ線透過性シールドを有している。ターゲットアセンブリ １２６は例えばベリリウム製の、Ｘ線に対して殆ど透明なプローブチップ１２６ Ａと電子ビーム照射に際してＸ線源を発生するＸ線ターゲット１２６Ｂとを含み 、このＸ線ターゲット１２６Ｂはプローブの参照軸線１６に沿ってプローブ１４ の、図１に示す陰極２２及び陽極２４からは遠い端部に付設される。好ましい形 態に於て、プローブチップ１２６Ａの外側表面は凸状であり、好ましくは例示さ れるように半球形であるが、その他の凸形状とすることも出来る。ターゲットア センブリ１２６は、プローブチップ１２６Ａの外径がプローブ１４の外径未満で あるような形状とされる。可変厚Ｘ線シールド（或はシャドウマスク）１２８と その下側のシールドキャリヤー１２８Ａとを、ターゲットアセンブリ１２６のプ ローブチップ１２６Ａを覆って位置決めする。ターゲットアセンブリ１２６とプ ローブ１４との交差する位置でのターゲットアセンブリ１２６の外径は、実質的 にプローブ１４の外径と一致する。 可変厚Ｘ線シールド１２８は、減衰係数の大きい材料から作製され、シールド キャリヤー１２８Ａにより支持される。ターゲットアセンブリ１２６の任意の点 からのＸ線フラックスは部分的には、Ｘ線ターゲット１２６Ｂから伸延し前記任 意の点を通過する軸線に沿っての可変 厚Ｘ線シールド１２８の厚さ次第である。かくして、本発明に従えば、空間的に 可変のＸ線線量分布を発生させるためにＸ線シールド１２８の厚さが選択的に制 限される。 好ましい具体例ではプローブ１４は外径が３ｍｍ、内径が２ｍｍ、長さは代表 的には１０乃至１６ｃｍである。ターゲットキャリヤー１２６Ｃはベリリウム製 であって、半径０．８ｍｍの半球形先端部１２６Ｃ’を有し、プローブチップ１ ２６Ａはベリリウム製で厚さは０．５ｍｍである。シールドキャリヤー１２８Ａ は軽い元素、例えばベリリウム、マグネシウム、アルミニューム或は炭素のよう な元素から作製され、厚さは０．２ｍｍであり、Ｘ線シールド１２８は、仮にこ れを金で作製するとすれば、０乃至０．１ｍｍの範囲の厚さを有することになる 。 Ｘ線ターゲット１２６ＢはＸ線放射性材料（例えば金のような原子番号の大き い金属）から成る小型の円盤（例えば直径０．１ｍｍ）であり、ターゲットキャ リヤー１２６Ｃの中心内に配設される。以下に議論するように、Ｘ線ターゲット １２６Ｂの寸法は、プローブの参照軸線１６に沿って確立される電子ビームの直 径に対して小さくしそれにより、創出されるＸ線源が、小さいターゲットにより 画定され、電子ビームの位置或は寸法によっては画定されないようにすることが 出来る。この特徴により、Ｘ線シールド１２８は、再現性があり且つ安定 したＸ線源を放射出来るようになる。しかしながら、Ｘ線ターゲット１２６Ｂ上 に収束する電子ビームはこのＸ線ターゲット１２６Ｂよりも大きいので、発生す るＸ線の効率の損失を生じる。そうした損失は、電子ビームをＸ線ターゲット１ ２６Ｂの寸法と比較して小さい点に収束させると共に、その集束位置を好適な手 段により制御することにより回避することが出来る。 予め選択した放射容量のＸ線シールド１２８を使用して得られる空間的消退は 、Ｘ線源の限定的寸法、Ｘ線発生用の電子スポットに於ける相当する安定性によ るところの、Ｘ線源の寸法及び位置に安定性、照射容量でのＸ線デポジットエネ ルギーの散乱、そしてプローブからプローブへのＸ線源の再現性そして、Ｘ線シ ールド１２８に対するＸ線源の位置による境界領域を含む幾つかの要因によって 制限される。 前記境界領域は、Ｘ線源の寸法の、Ｘ線シールド１２８からの距離に対する比 率により決定される。一様なＸ線源に対してはこの比率の好ましい範囲は、散乱 の性質に基き、１／２０から１／３のオーダーのものである。Ｘ線源の寸法的安 定やその位置は、最適の前記比率における僅かな部分であるのが好ましい。 シールドされるＸ線源の境界領域及び位置合わせを受容され得るものとするた めの一つの方法は、参照軸線１６に沿って入射する電子ビームの焦点及び変更を 制御することにより、Ｘ線源の位置及び寸法を制御することで ある。例えば、電子ビームをＸ線ターゲット１２６ＢのＸ線放射表面上の点にス ポット収束させることにより、この集束スポットの直径をＸ線源の寸法とするこ とが出来る。この方法では、集束スポットの寸法が正確であるばかりで無く、Ｘ 線シールド１２８に関する集束スポットの位置を正確に知り且つそれを維持する ことが要求される。 この具体例ではＸ線ターゲットは、理論的には製作上支承の無い限り大きくす ることが出来るが、好ましい具体例ではＸ線ターゲット１２６Ｂは、電子ビーム と実質的に同じか或は若干大きい。 Ｘ線シールド１２８に関する集束スポットの位置が所定の小型Ｘ線システムに 対して時間的に安定であることと、使用された全ての他のシステムに於て空間的 再現性を有することとを保証するために、正確に配置した起点マークを電子ビー ム偏向体と共に使用して、Ｘ線シールド１２８に関する集束スポットを位置付け る。そうした起点マークは、電子ビームの振舞いが非常に異なる２つの領域間の 境界を画定する縁部から成り立つ。例えば、本例では、金の如きＸ線ターゲット １２６Ｂと、ベリリウムのようなターゲットキャリヤー１２６Ｃとの間の境界が 基準縁として作用するものとなり得る。電子ビームがこの起点マークを通過する と、Ｘ線検出器がＸ線強度の差を検出し、相当する制御信号を電子ビーム偏向体 に送る。 Ｘ線検出器は、電子ビームをサーボ制御してターゲット上に、好ましくは電子 ビーム源から見てターゲット中心に配向するために、フィードバック制御ループ 内に埋設され得る。ターゲットの、電子ビーム通路に関しての位置は一般的に分 かっているが、電子ビーム通路をターゲット中心に合わせることが所望される１ つのそうした構成に於ては、先ず、電子ビーム通路と直交する第１の方向（Ｘ方 向）に於てターゲットを横断してビームを走査する。電子ビームがターゲットの 基準縁を通過した時（例えば、走査中の電子ビームがターゲットと遭遇し、次い でこのターゲットを離れる時）制御体がこの基準縁の位置を識別し、Ｘ方向での 走査に際しての２つの基準縁間の中点を表す制御信号から成るＸ成分を決定する 。次いで電子ビームが、この制御信号成分に従い位置決めされ（即ちＸ方向での 走査で検出された基準縁間の中間位置に）、このＸ方向と直交する第２の方向（ Ｙ方向）に走査される。このＹ方向での走査中、各基準縁が検出され、また検出 された２つの基準縁間の中点を表す制御信号から成るＹ成分が決定される。次い でこれらのＸ及びＹの各成分を使用して電子ビームをターゲットの中心に制御す る。 電子ビーム通路に関するターゲット位置が初期に於て知られていない場合、こ のターゲット位置は、電子ビームをターゲットと遭遇するまでＸ方向にラスター 走査することにより迅速に確立され得る。次で、このラスター 走査によって基準縁が検出されたのに応じて中間点を決定し、電子ビームをこの 中間点位置に位置決めし、次でＹ方向、即ちＸ方向での走査に於ける基準縁をつ なぐ線の二等分線に直交する方向を走査する。Ｙ方向での走査によって基準縁が 検出されたのに応じてＹ方向の中間点を決定し、Ｘ及びＹの各方向での各中間点 を表わす制御信号を使用して電子ビームをターゲット中心に合わせる。 以上は、ターゲットの中心を決定する場合を説明したものであるが、ターゲッ トのその他の所望の参照点を決定することも可能であり、偏向させた電子ビーム をそれらの参照点に入射させることも出来る。 Ｘ線源の正しい位置を確立しそれにより、全てのシステムに対するシールド放 射界での空間的消退を保証するための別法は、所望のＸ線源の寸法としての、小 さいＸ線ターゲット１２６Ｂを使用することである。原理的にはシールド放射界 での空間的消退の程度を落とさずに任意の寸法の電子ビームスポットを使用する ことが出来るのではあるが、電子ビームスポットの寸法をＸ線ターゲット１２６ Ｂと同一寸法或いはもっと小さくし、Ｘ線に対する電子のエネルギー変換効率を 最大化しそれにより、患者の治療時間を短くし或いはシールドされたＸ線源を使 用してのその他の所望の作業を実施するのが望ましい。これに関連して、仮に、 スポット内の電子ビームの９０％を含む寸法を電子ビームスポット寸法であると 定義する場合、それよりも小さいスポットではシステム効率が有意には改善され ないという意味の上では、スポット寸法を小さいターゲット寸法に等しくするこ とが最適となる。この場合、即ち、小さいスポットではシステム効率が有意には 改善されないという意味では、スポットをターゲットと同じ程に小さくするのは 望ましくないことになるのである。何れにせよ、小さいターゲットを使用するこ とで、放射界を画定するためのシールドを使用する全てのＸ線プローブにおける 、空間的消退とプローブ先端に対する位置とが実質的に同じとなることが保証さ れる。 図１２に示されるように、ターゲットキャリヤー１２６Ｃはプローブチップ１ ２６Ａの端部にぴったりと嵌着され、図示具体例ではＸ線ターゲット１２６Ｂは このブローブチップ１２６Ａに挿入する以前に於て、ターゲットキャリヤー１２ ６Ｃ上に配設される。プローブチッブ１２６Ａを、Ｘ線ターゲット１２６Ｂ及び ターゲットキャリヤー１２６Ｃを配置するに先立ってプローブ１４の胴部に付設 する場合では、プローブ１４の内径がターゲットキャリヤー１２６Ｃの外径より も若干大きくなるように形成することで、プローブ１４の胴部を下方に向けてタ ーゲットキャリヤー１２６Ｃに挿通させることが容易化される。 構造上の機械的一体性を保証するために、ターゲットキャリヤー１２６Ｃをプ ローブチップ１２６Ａに密着状 態で嵌着させるのが一般に望ましい。プローブチップ１２６Ａへのターゲットキ ャリヤー１２６Ｃの密着状態での嵌着は、例えば、これら２つの部材を“密着” させること、或いは熱膨張を利用して２つの部材を相互に区ランプさせることに より達成することが出来る。後者の場合、冷やしたターゲットキャリヤー１２６ Ｃ（例えば液体窒素で冷却された）を比較的高温の（例えば室温の）プローブチ ップ１２６Ａに挿通する。２つの部材は、等温状態に達すると相互にしっかりと クランプする。 別態様に於て、プローブチップ１２６Ａにターゲットキャリヤーが一体化され 得る。この場合、Ｘ線ターゲット１２６Ｂを配置し、次でプローブ１４にプロー ブチップ１２６Ａを付設する。 Ｘ線ターゲット１２６Ｂは、プローブの参照軸線１６に直交した状態で、且つ プローブチップ１２６Ａの端部を画定する同心の半球形表面の中心位置でターゲ ットキャリヤー１２６Ｃ上に配設すべきである。Ｘ線ターゲット１２６Ｂをこの ように同心的に配設することで、Ｘ線シールド１２８の設計形状を所望のＸ線等 線量コンタのものとするために必要な計算が非常に簡略化される。ここで等線量 コンタとは、三次元容積体の、組織の質量単位当りのＸ線吸収量がどの点でも同 じとなる表面のことである。 Ｘ線ターゲット１２６Ｂを、プローブ１４に挿通する前にターゲットキャリヤ ー１２６Ｃ上に配設することが 出来るが、ターゲットキャリヤー１２６Ｃの中心位置にＸ線ターゲット１２６Ｂ を形成するための任意の幾つかの方法を使用することも可能である。そうしたＸ 線ターゲット１２６Ｂを形成するための１方法は、原子番号の大きな金属を、タ ーゲットキャリヤーの内腔に挿通したシールドを通過して揮発させることである 。このシールドは、Ｘ線ターゲット１２６Ｂに相当する中心孔を有する円盤から 成立ち、この中心孔を通して金属がターゲットキャリヤー１２６Ｃ上に付着する 。 Ｘ線源の寸法と、Ｘ線シールド１２８に対する粗の位置とを考慮することに加 えて、Ｘ線ターゲット１２６Ｂそれ自体での、このＸ線ターゲット１２６Ｂの平 面に対する接線方向からのＸ線吸収を考慮することも必要である。そうした吸収 は、Ｘ線ターゲット１２６Ｂを平坦表面状に代えて湾曲表面状に作製することに より低下させることが出来る。例えば、図１３にはターゲットキャリヤー１２６ Ｃにおける半球形凹所が示される。この半球形凹所はＸ線ターゲット１２６Ｂの 形態を画定する作用を為す。Ｘ線ターゲット１２６Ｂの曲面は、このＸ線ターゲ ット１２６ＢでのＸ線吸収量の低下と、Ｘ線ターゲット１２６Ｂから放射される Ｘ線の、残る任意の角度依存関係を広げる２つの作用を為す。これにより、Ｘ線 ターゲット１２６Ｂからはより等方性のＸ線が放射されこれが、シールドキャリ ヤー１２８Ａ上に位置付けたＸ線シールド１２８を照射する。図１３に示される 湾曲し たターゲットは１具体例に過ぎず、例えば、半球形、或いは切頭円錐形状に球形 部分を組合わせたようなその他の有効な形状のものを使用しても良い。 Ｘ線ターゲット１２６Ｂは、これを凹所に配置する場合、プローブチップ１２ ６Ａの内部にその場でターゲットキャリヤーと共に作製し得、或いはプローブチ ップ１２６Ａの一体部分として作製することが出来る。蒸着により、この凹所と 周囲表面１２６Ｄとをコーティングすることも出来る。周囲表面１２６Ｄ上に付 着した原子量の大きい金属は引き続き、この周囲表面を、凹所とは接触しないス クレーパで払拭することにより除去することが出来る。 本発明のＸ線装置には、Ｘ線の点源に代えて広面積源を必要とする用途がある 。例えば、小さい胸部腫瘍を切除するには、腫瘍の収束点の周囲を何センチも除 去する。切除の後、“腫瘍−床”を照射してこの切除部の周囲に残る腫瘍細胞を 殺すのが望ましい。好ましい具体例に於て、所望の照射用量を越えて組織が破壊 されるのを減らすために、図１２に示されると実質的に類似のＸ線シールド１２ ８を用いるＸ線装置を使用して広面積照射が実施される。 広面積照射は、プローブ１４のターゲットアセンブリ１２６を、非照射表面か らと追い位置に配置することにより簡単に実施出来るようになる。ターゲットア センブリ１２６から前方に向けての照射の立体角を、Ｘ線シー ルド１２８を使用することにより制御することが出来る。このＸ線シールド１２ ８の各点での厚さは、得られる照射パターンが実質的に一様となるように決定す る。ターゲットアセンブリ２６を類似の様式に於て用いることも出来る。 図１９には、ターゲットアセンブリ２６或いは１２６と照射表面（組織）との 間で必要とされる精度を達成するための、本発明のＸ線装置と共に使用する機械 式位置決め装置３００が示される。この機械式位置決め装置３００は、組織と接 触するインターフェースプレート３０２を有し、このインターフェースプレート ３０２はＸ線に対して透明な、例えばベリリウム、銅或いはプラスチックのよう な幾つかの材料から作製され、Ｘ線に対して不透明なバックプレート３０４によ ってプローブ１４に付設される。特定の照射界を更にパターン化するために、通 常はＸ線に対し透明なインターフェースプレート３０２の表面を、先に説明した Ｘ線シールド１２８と類似の様式でＸ線シールドを使用することにより部分的に Ｘ線に対して不透明化させ得る。 そうした広面積源のＸ線源の別の用途は、膀胱の内側のような、体腔内照射で ある。この場合、組織と広面積Ｘ線源との間のインターフェースプレート３０２ を膨張性のバルンとし、これをプローブ１４に伸延させ、ターゲットアセンブリ １２６がこのバルンの中心に位置するようにする。またこのとき、Ｘ線に対して 不透明なバッ クプレート３０４は使用しない。 図２１Ａから２１Ｆには、本発明を使用して達成し得る色々の等線量コンタ例 が示される。図２１Ａでは、プローブ１４が、プローブチップ１２６Ａを中心と する球状放射界３００を形成する等線量コンタを送達するようになっており。図 ２１Ｂではプローブ１４は球状放射界３０２を送達するようになっている。図１ ２Ｂの場合、プローブチップ１２６Ａは球状放射界３０２の中心からオフセット されている。図２１Ｃではプローブ１４は、番号３０４Ａの位置で、番号３０４ Ｂの線３０５に沿って見た斜視図が示されるへん平楕円（即ち“パンケーキ”状 の）形状の放射界を送達するようになっている。図２１Ｄでは、プローブ１４は 楕円３０６Ａに、その短軸線に沿って侵入する。図２１Ｅではプローブチップ１ ２６は、偏長楕円形状での放射界を送達するようにもなっている。この偏長楕円 形状は、番号３０８Ａの位置で番号３０９Ｂ位置の線３０９に沿って見た斜視図 で示される。図２１Ｆではプローブチップ１２６が、番号３１０Ａの位置で、番 号３１０の軸線３１１に沿って見た斜視図で示す、非対称の放射界を送達するよ うに適合されている。 原理的に予め決定した等線量コンタ内でのＸ線を発生させるためのＸ線シール ド１２８の設計は、一般的にはＣＴスキャン或いは磁気共鳴画像処理等による幾 つかの画像処理方法によって得た所望の照射容積（例えば腫 瘍）の寸法形状を表わすデジタルデータを使用して始める。そうしたデータ、そ して使用するシールド材料のそしてプローブ材料のＸ線吸収特性を知ることによ り、シールドの厚さプロフィールの詳細を算出することが出来る。一般に、等線 量コンタは多くの寸法形状を取ることが可能であり対称である必要はない。 設計データを物理的なシールドに移行させるために色々の方法を使用すること が出来る。１つの方法は、レーザー切削技法を使用することである。例えば半球 形のシールドキャリヤー１２８Ａに、原子番号の大きい金属、例えば金の層を約 １００μｍの厚さでコーティングする。シールドキャリヤー１２８Ａ上に付着す るシールド材料の厚さは、引き続く切削プロセスに於て度の程度の材料が除去さ れるかを知るためにうまく制御される。高度の厚さ制御を達成するための１方法 は、電気メッキによってＸ線吸収性の材料を付着させることである。 図１４には、予め決定されたＸ線等線量コンタを送達させる適宜のＸ線シール ド１２８を発生させるためのレーザー切削システム２００が示される。強いレー ザーパルスによって金属の表面層を除去出来るのは周知である。図１４のレーザ ー切削システム２００は、全体的に位置制御体２０２として示される機械式位置 決め装置を含んでおりこれが、シールドキャリヤー１２８Ａの表面状の全ての点 をレーザービーム２０４に対して順に提示する。例えば、Ｘ線シールド１２８と シールドキャリヤ ー１２８Ａとをプローブの参照軸線１６を中心として或いは参照軸線１６と直交 する軸線２１２を中心として回転させ得る。好ましい具体例ではマイクロプロセ ッサ２１０が、位置制御体２０２の運動を直接制御し、Ｘ線シールド１２８の表 面の最新位置に関する情報がマイクロプロセッサ２１０に逆送され、その特定位 置が検証される。 Ｘ線シールドの使用、即ち厚さプロフィールは、切削プロセスに先立って算出 され、そのデータから、マイクロプロセッサ２１０が、レーザー２１４を駆動す るレーザー制御体２０８に対し、Ｘ線シールド１２８上の特定の照射表面点位置 でシールド材料を正しい量除去するために必要な電力量に関する指令を与える。 シールド材料が全て金属である場合、受け入れ可能な時間で切削プロセスを完 了させるためには強力且つ高価なレーザーが必要となる。この条件のために好ま しいレーザーはエキシマレーザーである。然しながら、シールド材料が有機物質 、例えばポリイミドに懸濁された金属粒子から成立つ場合には、窒素レーザーの ようなもっと電力の小さいレーザーを使用することも出来る。 別態様に於て、可変厚のＸ線シールド１２８は、シールド材料を制御下に蒸着 させることによって発生させることが出来る。この技法は自動化し易く、またマ イクロプロセッサ被駆動システムにより付着パターンを制御することも可能であ る。 別態様ではシールド材料は先ず、金に対して必要とされる約１００μｍの最大 厚さでキャリヤー上にメッキされ、次で高精度のＣＮＣ工具を使用して加工され る。この具体例は、使用する機械プロセスが簡単であることから、レーザー切削 で必要となるオンライン測定システムに対する必要性が排除されるという利点が ある。 図１５Ａ及び１５Ｂには、シールドキャリヤー１２８Ａとの、斯くして、Ｘ線 シールド１２８とプローブ１４とを正確に角度整合することの出来るプローブ設 計形状の１具体例が示される。プローブ１４内部のタブ１４０の形態に於て示さ れるメカニカルキーと、ターゲットアセンブリ１２６内の相当する溝１４２とを Ｘ線シールド１２８とプローブ１４との間に設けることにより、所望の照射容量 の幾何寸法でのＸ線放射パターンを配向させるべくＸ線シールド１２８とプロー ブ１４とを正確に位置決めすることが保証される。当業者には、図１５Ａ及び１ ５Ｂでのキー配列構成を、図１のターゲットアセンブリ１２６との組合わせに於 ても使用出来ることを認識されよう。 本発明の更なる特徴は、例えば、ターゲットが異なる空間領域に於て異なる放 射特性を有している場合に、放射される電子ビームを放射要素上の選択された表 面に操縦して配向させ得ることである。電子ビームの制御は、遠隔制御下に、或 いはＸ線装置１０の全て或いは一部を埋め込むに先立って電源を予めプログラム しておくこと により達成され得る。 図８には静電ビーム操縦アセンブリ２９の１例が示される。例示具体例では陰 極２２から先に説明した具体例と同じ態様で電子が発生される。発生した電子は 収束用電極２３を通して陽極２４に向けて加速され、孔２４Ａを通過してターゲ ットアセンブリ２６に向かう。ターゲットアセンブリ２６に向かう途中、電子ビ ームは図８Ａに示す静電偏向アセンブリ３０を通過する。静電偏向アセンブリ３ ０は４つの偏向３２を含む。相対する偏向体３２への印加電圧を変化させること により、当該アセンブリに軸線１６Ａに沿って入る電子ビームは、ターゲットア センブリ２６に向けて軸線１６Ｂに沿って移動する際に偏向、即ち“操縦”され る。斯くして、ビーム軸線は所望に応じ直線或いは曲線に制御することが出来る 。以下に説明するように、別法として電磁的技法を使用してビームを操縦するこ とも出来る。この場合、電磁偏向プレート３２は、所望のビーム偏向を達成する ために必要な磁界を確立する電流によって駆動される。 別態様のビーム操縦具体例では、電子ビームは静電偏向アセンブリ３０ではな くむしろ、一組の磁界発生用コイルを通過される。これらのコイルは、静電偏向 アセンブリ３０の静電偏向プレートと類似時の形状に配列され得る。コイルを通 る電流を変化させることにより、磁界が、電子ビームの通路に影響を与える予め 決定された態様に於て創出される。この様式に於ては、電子ビーム を、図８に示す円錐形状のターゲットアセンブリの、或いはその他の特定の幾何 学形状のターゲットの特定の物理的位置に命中させるように操縦することが出来 る。例えば、例示具体例では、ターゲットアセンブリ２６の曲がった側部に当る 電子ビームが、ターゲットアセンブリに入射する放射Ｘ線がこのターゲットアセ ンブリを貫いて反対側に僅かに透過する或いは全く透過しない状態に於て、この 側部からＸ線を放出させる。斯くして、ターゲットアセンブリの、必要なＸ線放 射特性及び方向を達成するための領域にビームを選択的に配向させることが出来 る。 当業者には、図８の静電ビーム操縦アセンブリ２９を図１２のターゲットアセ ンブリ１２６と組合わせて使用することも出来ることを認識されよう。 図１６、１７及び１８は別態様のビーム操縦アセンブリ２９’を示すもので、 Ｘ線ターゲット１２６Ｂ上に電子ビームを正確に位置決めするためのフィードバ ックループシステム３１を有している。例示具体例に於て、偏向アセンブリ３０ は図８に示すそれと実質的に類似（プローブの外側に位置付けられた磁気偏向シ ステムである点を除き）のものであり、Ｘ線ターゲット１２６Ｂから放射される Ｘ線を監視するためのＸ線検出器１４２が配列されている。このＸ線検出器１４ ２は図示の如く、電子ビームの軸線から離して、或は陰極２２の後方の軸線上に 位置決めすることが出来る。 電子ビームの軌道は、Ｘ線ターゲット１２６Ｂから放射されるＸ線が付随的に 変化することにより測定することが出来る。好ましくはマイクロプロセッサで駆 動される偏向制御体１４４が、Ｘ線検出器１４２からのデータを使用し、また、 偏向アセンブリ３０の偏向体３２に加えられる電圧を制御することにより、電子 ビームを適宜に位置決めする。 例えば、フィードバックループシステム３１を使用して電子ビームを小さいＸ 線ターゲット１２６Ｂのセンタに集束させることが出来る。しかしながら、監視 信号の変化が、電子ビーム中心がターゲット中心から外れたことを表示している 間は、発生した偏向の方向に関する情報を即座に得ることは出来ない。従って、 電子ビームを再度センタリングするためには、既知の方向の電子ビームを定期的 に偏向させると共に、監視信号の振舞い（ｂｅｈａｖｉｏｒ）を観察する必要が あり得る。 電子ビームをＸ線ターゲット上に位置決めした状態に維持する上で必要な監視 信号は、Ｘ線検出器１４２を電子光学系１３８の後方に配置して、プローブ１４ の参照軸線１６に沿って後方に放射されるＸ線を監視することに寄り得られる。 図１６及び１７に於て、監視されたＸ線１４０は電子光学系１３８の一方側を通 過する状態で示されている。しかしながら、仮に陰極がＸ線に対して透明である 程度に薄い場合には、システムを、Ｘ線１４０が電子光学系及び陰極２２を通過 するような設計とす ることが可能である。Ｘ線検出器１４２は、図１６及び１７に夫々示すように、 ハウジング１２の内部或は外側に配置することが出来る。図１７に例示されるよ うに、Ｘ線検出器１４２がハウジング１２の外側に配置される場合、Ｘ線透過性 の窓１４８をハウジングの壁面に位置付け、Ｘ線検出器１４２とＸ線ターゲット １２６Ｂとを光学的に連結すべきである。 Ｘ線ターゲット１２６Ｂ中心上に電子ビームを正確に位置付けした後、図１６ 及び１７のフィードバックループシステムを使用して、電子ビームの焦点を、最 大出力でのＸ線のために最適化することが出来る。例えば、この最適化は、偏向 制御体１４４を使用して電子光学系１３８の集束要素（例えば集束用電極２３の ような）での電圧を調節することにより、フィードバックループシステムで監視 される信号を最大化することによって達成され得る。更には、このフィードバッ クループシステムを使用して電子光学系の加速電圧を制御することも出来る。 前記具体例に示されるように、図１のＸ線装置１０は電源１２Ａを含んでいる 。図６は代表的な電源１２Ａのブロックダイヤグラム図である。図７は図６の電 源の詳細図である。図６及び７に示されるように、図１のＸ線装置具体例は、フ ライバック切り替え式のコンバータ及びレギュレータ２８０を含み、３０：１電 圧変換器２８２が制御電圧（或は高電圧マルチプライヤ入力）端子２ ８２Ａに連結され、１０ステージ型電圧マルチプライヤ２８４が高電圧端子２２ Ａに連結され、陰極２２のフィラメントを駆動するようになっている。フィラメ ント型の無線周波数パワードライバ及び電圧対周波数（Ｖ／Ｆ）コンバータ２９ ０並びに関連する無線周波数フィラメントドライバ２９２が、電流制御端子２９ ２ＡとコンデンサＣ_aとを介し、フィラメント駆動回路２８６を使用して陰極２ ２のフィラメントに連結される。 差動増幅器２９４が、ライン２９５上での電流フィードバック信号とライン２ ９６上での印加放射制御信号との間に差が検出されたのに応答して、無線周波数 パワードライバ及び電圧対周波数（Ｖ／Ｆ）コンバータ２９０を駆動する電流フ ィードバックループを確立する。ライン２９６上での印加放射制御信号は、陰極 ２２のフィラメントのＸ線管陰極電流に於ける所望される時間変動を確立するべ く選択的に制御することが出来る。 制御フライバック切り替え式のコンバータ及びレギュレータ２８０により、ラ イン２９７での電圧フィードバック信号とライン２９８上での印加高電圧との間 に差が検出されたのに応じて高電圧増幅フィードバックループが確立される。 図６及び図７に示される電源の詳細な説明は、米国特許第５，１５３，９００ 号及び米国特許出願番号第９５５，４９４号を参照されたい。 図９には、脳腫瘍のＸ線治療のために適合されたシス テム３００が例示される。システム３００は、低電力型のＸ線装置１０Ａを連結 した状態で組み合わせてなる定位フレーム３０２を含んでいる。この形状に於て 、Ｘ線装置１０Ａは、全体的には図１に示すＸ線装置１０と類似しているが、幾 何学的形状は円筒形状となっている。Ｘ線装置１０及び１０Ａの相当する要素は 同じ参照番号で示される。一般的に、定位フレームは患者の頭蓋に対し一定の参 照構造体を提供する。先に説明した好ましい具体例はこの定位フレームと共に使 用するように特に適合されているが、本発明のその他の具体例も同様に、この定 位フレーム或はその他のフレーム、或は例えば、頭部以外の身体の一部に対して 固定的に参照される差動フィクスチャを確立する一般的な参照フレームと共に使 用されるように適合される。図９に示される具体例では定位フレーム３０２は、 バーリントンのＲａｄｉｏｎｉｃｓ社の製造するＣｏｓｍａｎ−Ｒｏｂｅｒｔｓ −Ｗｅｌｌｓ ｓｙｓｔｅｍと実質的に類似のものである。 例示具体例に於て定位フレーム３０２は、所望の原点Ｏを中心として配設され たＸＹＺ座標系を確立する。 定位フレーム３０２は、全体的にＵ字型の、参照平面）を画定する支持要素３ ０４を含む。４本のアーム３０６Ａ、３０６Ｂ、３０６Ｃ、３０６Ｄ（図示せず ）が、支持要素３０４から外側に伸延する。各アームは位置決めピン３０８を有 し、これらの位置決めピン３０８は、アーム３０６Ａ、３０６Ｂ そして３０６ Ｃ及び３ ０６Ｄの夫々の遠方チップから外側方向に、全体的に反対側に伸延する。使用に 際し、４本の位置決めピン３０８を患者の頭蓋に当接して位置決めされそれによ り、定位フレーム３０２と患者の頭蓋との間に固定位置間系を確立する。かくし て、定位フレーム３０２は患者の頭蓋に関する参照ＸＹＺ座標系を画定する。 Ｘ線装置支持部材３１０が、一対の回転連結アセンブリ３１２と、一対の直線 連結アセンブリ３１４とにより支持要素３０４に連結される。Ｘ線装置支持部材 ３１０は、湾曲形状の支持軌道３１０Ａを含む。Ｘ線装置１０はこの支持軌道３ １０Ａに対し、連結アセンブリ３１６を介して連結される。連結アセンブリ３１ ６が、支持軌道３１０Ａに沿った円形通路と、この円形通路から原点Ｏに向けて 半径方向内側に伸延する軸線（軸３１６’として例示される）に沿った内側限界 点及び外側限界点間でのＸ線装置１０の制御された運動を提供する。 更には、回転連結アセンブリ３１２をハブを中心として回転すると、Ｘ線装置 支持部材３１０を、Ｘ軸を中心として回転移動させることが出来る。この場合、 Ｘ線装置支持部材３１０は、直線連結アセンブリ３１４の軌道３１４Ａに沿って 移動させることによりＸ軸及びＹ軸（Ｘ−Ｙ平面）の画定する平面と直交する方 向で転置させることが出来る。例示具体例では軌道３１４Ａ内のＴ字溝は、支持 部材３０４に固定したブロック３１４Ｂのホゾと合致し、Ｘ−Ｙ平面と直交する 方向での直線運動 を可能とする。ブロック３１４Ｂのねじ３３２を調節してＸ線装置支持部材３１ ０を支持フレーム３０４に対する設定高さに固定する。 Ｘ線装置支持部材３１０を、このＸ線装置支持部材３１０から部材３０４の軌 道３０４Ａ内を伸延するホゾに沿って移動させることにより、Ｚ軸方向に移動さ せることも出来る。軌道３０４Ａに沿っての部材３１０の制御位置を、固定用ね じ３３４を使用することにより確立することが出来る。 更には、支持部材３０４を支持部材３０５に関して摺動させることにより、支 持部材３０４のＸ軸方向での位置を調節することが可能であり、また、支持部材 ３０４を３つの自由度に於て調節自在に位置決めすることにより、患者の頭蓋内 部の原点Ｏの所望の位置を確立することも出来る。 図１０では連結アセンブリ３１６は分解状態に於て、Ｘ線装置１０Ａと共に示 される。図示の如く、連結アセンブリ３１６は受けブロック３１６Ａと、ブッシ ュ要素３１６Ｂと、Ｘ線装置１０Ａの相補形状部分と共に示される。図示の如く 、Ｘ線装置１０Ａのプローブ１４の参照軸線１６は軸線３１６’と同軸である。 プローブ１４からの電子ビームはこの軸線３１６’と公称同軸であるが、先に説 明した図８、８Ａ、１６、１７、１８及び以下に説明する図１０との組み合わせ に於て説明されるように、調節して変更することが出来る。 円筒形状のブッシュ要素３１６Ａは受けブロック３１６Ａの内部の一部分に同 心状態で位置決めされる。ブッシュ要素３１６Ａは摺動自在（半径方向軸線３１ ６’方向で）であり、また、ねじ３１８Ａを使用して受けブロック３１６Ａに関 して然るべき位置に選択的に固定することも出来る。ブッシュ要素３１６Ｂは、 その中心軸線に沿って伸延する中心孔（直径Ｄ）を含んでいる。 前述の如く、Ｘ線装置１０Ａは図１のＸ線装置１０と類似しているが、全体的 に円筒形状のハウジング１２を有し、プローブ１４は円筒形状の肩部分１４Ａ（ 前記直径Ｄよりも若干小さい直径を有する）を、ハウジング１２の直となりに含 み、この方部分１４Ａの主要部分の直径は小さく（好ましい具体例では３．０ｍ ｍ）なっている。この構成のＸ線装置１０Ａでは、その参照軸線１６を半径方向 軸線３１６’と同軸状態で位置決めし、肩部１４Ａをブッシュ要素３１６Ｂの中 心孔の内部に摺動自在に位置決めすることが出来る。Ｘ線装置１０Ａの相対位置 は、ブッシュ要素３１６Ｂのねじ３２０を使用することにより、半径方向軸線３ １６’に沿って固定することが出来る。 Ｘ線装置１０Ａは、その電子ビームのための磁気偏向サブシステムを含み得る 。この磁気偏向サブシステムは、図１８に示すように肩部１４Ａの内部で参照軸 線１６の周囲に位置決めされた磁気偏向コイル３２を含んでいる。これらの磁気 偏向コイルは、駆動されることによ り、電子ビームの位置を調節自在に制御し、電子ビームを所望の態様に於てター ゲットアセンブリ１２６（例えば図１６及び１７に示すような）に入射させる。 好ましい形態に於ては、Ｘ線装置１０Ａの発生する放射が監視（例えば図１６及 び１７に示すＸ線検出体１４２及び或は患者の体外に位置決めしたＸ線検出体に よって）され、Ｘ線検出体の磁気偏向コイルが、この磁気偏向コイルにＸ１、Ｘ ２、Ｙ１、Ｙ２の各方向に於て加えられる制御電流の操縦に従って駆動される。 図９に示すように、ハウジング１２内にはマイクロプロセッサベースの制御体 は配設されないが、ハウジング１２の外側には制御ユニット３４２が位置付けら れる。この制御ユニット３４２はケーブル３４２’により、Ｘ線装置１０Ａと連 結される。Ｘ線装置１０の細長いプローブ１４は、軌道を通過する際に生検針を 残しそれにより、患者の脳内にプローブ１４を容易に差し込めるような形状とさ れる。腫瘍が硬組織から成り、幅がプローブ１４よりも小さい生検針を使用する 場合、腫瘍中にプローブ１４を適切に差し込むには先ず、生検針の残した軌道を 中間寸法の針を使用して拡大することである。 この形状に於て、プローブ１４は、その先端部にＸ線放射用のターゲットを収 納し、また、半径方向軸線３１６’に沿って頭蓋差し込み部位に関して内外に移 動することが出来る。Ｘ線装置１０Ａは、ねじ３１８Ａ及び３２０を使用して所 定位置に固定することが出来る。Ｘ 線装置１０Ａのプローブ１４の長さは、プローブ１４の先端部の曲線部の中心が 、受けブロック３１６Ａの半径方向軸線３１６’に沿って下方限界位置にまで完 全に差し込まれた時には、原点Ｏに正確に位置決めされ、Ｘ線装置１０Ａを半径 方向軸線３１６’に沿って上方限界位置にまで完全に引き抜いた時には、プロー ブ１４の遠方の先端部が患者の頭蓋の外側に位置付けられるように選択される。 支持軌道３１０Ａの座標は、原点Ｏが放射の所望の等中心位置に位置付けられる ように設定することが出来る。かくして、Ｘ線装置支持部材３１０を回転し、支 持軌道３１０Ａの円周方向軌道に沿って且つ半径方向軸線３１６’に沿って位置 決めすることにより、ユーザーは患者にプローブ１４を差し込むための適宜の通 路（好ましくは最小破壊状態での）を選択することが可能であり、プローブが下 方限界点に完全に差し込まれた時にプローブ１４の先端は常に原点Ｏに位置決め されるようになる。 図１１には、図９及び１０のＸ線装置１０Ａと共に使用するために好ましい高 電圧電源１２Ａの概略ダイヤグラムが示される。この電源に於ては、ＨＶ駆動信 号は０から９ボルトの駆動信号である。この信号が、フライバック切り替え式の 電界効果型トランジスタ（ＦＥＴ）Ｑ１を駆動し、このＦＥＴＱ１が結局、ＨＶ フライバック変圧器を駆動する。ＨＶフライバック変圧器は＋１２ボルトの電圧 を数千ボルトに昇圧する。ＨＶマルチプライ ヤＤ１からＤ２８が、結局、この数千ボルトの電圧を所望の出力電圧である１５ 乃至４０ｋＶに昇圧する。電圧フィードバックラインが、ＨＶマルチプライヤの 出力電圧が一定値に維持され得るよう、フィードバック情報を制御体１２Ｃに提 供する。 フィラメントの＋及び−の各ラインが、ＦＥＴのＱ２及びＱ３に対し、９ボル ト２５０ｋＨｚの相補方形波駆動信号を提供する。これらのＦＥＴが可変のフィ ラメントＤＣ電圧をＡＣ電圧にチョップし、フィラメント／ＨＶ絶縁変圧器Ｔ２ を駆動する。高周波信号を使用してこの絶縁変圧器を駆動することにより、単一 巻きの二次コイルでＸ線管フィラメントを駆動することが出来るようになる。こ れが結局、変圧器の小型化と、必要な高電圧の絶縁状態の維持とを可能とする。 電流フィードバックラインが、制御体１２Ｃによる電子ビーム電流の検出を可能 とし、次いで制御体１２Ｃは、陰極２２に適宜の加熱電流を提供することにより フィラメントＤＣ電圧を調整し、所望のビーム電流のためのものとする。偏向ラ インＸ１、Ｘ２、Ｙ１、Ｙ２が、磁気ビーム偏向コイルに電流駆動信号を提供す る。 図１に関して先に議論したように、Ｘ線装置１０は電子ビームを発生させそし て加速させるための各構成部品を、これら電子ビームがプローブ１４に入る前の 位置に含んでいる。発生した電子ビームはプローブ１４を通過し、Ｘ線ターゲッ ト２６ｂに衝突し、Ｘ線を創出させ る。次回が存在しない状態ではプローブ１４を通る電子ビームは直線軌道をたど って進む。その結果、プローブ１４は代表的には曲がり部を有さず剛性である。 しかしながら、ある種の医療用途に於ては、可撓性のプローブを使用するのが 有益である。そうした用途ではＸ線源を、気管のような既存の通路を縫って進ま せることが含まれる。別のそうした用途にはＸ線源を、神経或は血管のような臨 界構造体を巡って誘導することが含まれる。 図２０Ａには、可撓性プローブ２１４を含むＸ線装置２００のダイヤグラム図 が示される。Ｘ線装置２００は、高電圧ネットワーク２１８と、レーザー源２２ ０と、プローブアセンブリ２１４と、ターゲットアセンブリ２２６とが含まれる 。本発明の１様相に従えば、Ｘ線装置２００は、強電界を使用することなく、電 子ビーム発生及び加速用の各構成部品をターゲットアセンブリ２２６内に位置付 けすることによって、必要な可撓性を提供する。プローブアセンブリ２１４は、 レーザー源２２０と高電圧ネットワーク２１８とをターゲットアセンブリ２２６ に連結する。プローブアセンブリは、可撓性の小直径の金属管２０４に収納した 可撓性の光学繊維ケーブル２０２を含む。 長さが例えば１乃至２ｃｍであり得るターゲットアセンブリ２２６が、プロー ブアセンブリ２１４の端部から伸延し、ターゲット２２８を収納したシェルを含 んでい る。１具体例に従えば、ターゲットアセンブリ２２６は本来剛性であり、全体的 に円筒形状を有している。この具体例では、ターゲットアセンブリを収納した円 筒形状のシェルが、電子ビーム源のためのハウジングを提供するのみならず、電 子ビーム通路に沿ってこのハウジングから伸延する管状のプローブを提供すると 考えることが出来る。ターゲットアセンブリ２２６の内面２２６Ａが電気的絶縁 体でライニングされ、一方、ターゲットアセンブリ２２６の外面２２６Ｂは導電 性とされる。好ましい具体例に従えば、ターゲットアセンブリはプローブアセン ブリ２１４の端部に対し密封状態でシールされ、また曝気される。別の具体例で はプローブアセンブリ２１４全体が曝気される。 光学繊維ケーブル２０２の端子端２０２Ａはその面積の少なくとも一部を、例 えばＡ_g−Ｏ−Ｃ_sのような半透明の光放出基材でコーティングするのが好ましい 。光学繊維ケーブル２０２に埋設した高電圧導体２０８が、高電圧ネットワーク ２１８からの電子ビームを光電陰極２１６に導く。同様に、可撓性の金属管２０ ４が、ターゲット２２８からの大地帰路を高電圧ネットワーク２１８に連結しそ れにより、光電陰極２１６とターゲット２２８との間に高電圧界を確立する。光 学繊維ケーブル２０２は、高電圧導体２０８と金属管２０４との間の絶縁誘電体 として作用する。 １具体例では、高電圧導体２０８からの光線が光学繊 維ケーブル２０２に吸収され散乱するのをなくすために、光学繊維ケーブル２０ ２は図２０Ｂに示すような断面を有する環状構造のものとすることが出来る。レ ーザー源２２０からの光線は光学繊維ケーブル２０２の環状コア２５０を移動す る。コア２５０の各側のクラッド２６０が、インターフェースに入射する光線ビ ームがコア２５０内に屈せ打つするような屈折率を有する。研磨された可撓性の 金属管２０４が外側クラッド２０６を包囲する。 先に説明した具体例に於けるように、ターゲット２２８は、例えばベリリウム を、その一方の側に原子番号の大きい元素、例えばタングステン（Ｗ）或は金（ Ａｕ）の薄膜或は薄層２２８Ａをコーティングしたものであり得る。 作動に際し、小さいレーザー源２２０が光学繊維ケーブル２０２を照射し、光 電陰極２１６を活性化して電子２２２を発生させる。光電陰極２１６とターゲッ ト２２８との間の高電圧界が電子を加速させ、これにより、電子をしてターゲッ ト２２８の内面２２８Ａに衝突せしめ、Ｘ線を創出させる。波長が０．８μｍの 光線を放出するレーザー源２２０を使用して、Ａ_g−Ｏ−Ｃ_sの光電陰極２１６か ら、例えば２０μＡの電流を発生させるためには、レーザー源２２０が７．５ｍ Ｗの光学パワーを放出する必要がある。本発明に従えば、光電陰極２１６を構成 する光電子放出性表面は実際には極めて小さ い。例えば、光電陰極２１６位置での電流密度が１Ａ／ｃｍ²である場合、光電 子放出性表面の直径は僅か約５０μｍであれば良い。 ３０乃至５０ｋＶの高電圧界内で自由電子２２２を加速することにより、ター ゲット２２８の内面２２８Ａで正のイオンを衝撃発生せしめ得る。これらのイオ ンは光電陰極２１６に向けて加速され、その表面に衝突しそしておそらくは損傷 を与える。図２２に概略示されるように、１具体例では光電陰極２１６への衝撃 を最小化するための電気的インピーダンスの大きい（トロイドシェル）シールド ２１７が、陰極の外側縁部に沿って密接して位置決めされ且つ電気的に連結され る。このシールド２１７に於ける小さい孔２１７Ａが、自由電子２２２を収束し 、次いでターゲット２２８上に分散させる。戻りイオンは光電陰極２１６では無 くシールド２１７に衝突する。 光電陰極２１６の作製は、１０^-3を越える妥当な量子効率を有する実用品とす るためには、これを真空中で作製しなければならない点に困難性がある。この手 順は、光学繊維ケーブル２０２をベルジャー内に位置決めし、そこで例えば、Ａ ｇ−Ｏ−Ｃ_s感光面を従来様式に於て作製する。続いて、空気に曝すことなく光 学繊維ケーブル２０２を金属管２０４に挿入し、光電陰極２１６をシールド２１ ７と接触させた状態では位置する。光学繊維ケーブルの端部２０２Ｂを金属管２ ０４に真空シールす ることが出来る。 上記具体例に於て、プローブ１４或は２１４を、関連するターゲットアセンブ リ２６、１２６或は２２６と共に、生物相容性の外側層に、例えば窒化チタンを 下層のニッケル上にコーティングすることが出来る。生物相容性の追加的な保護 のための、例えばポリウレタン製のシースを、図２に示すようにプローブを覆っ て嵌着させることも出来る。 以上本発明を具体例を参照して説明したが、本発明の内で多くの変更を成し得 ることを理解されたい。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号 ０８／１８４，２９６ (32)優先日 1994年１月21日 (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，Ｍ Ｃ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＡＵ，ＣＡ，ＣＮ，ＪＰ，Ｋ Ｒ，ＭＸ，ＲＵ (72)発明者 スリスキ，アラン ピー. アメリカ合衆国 01770 マサチューセッ ツ，リンカン，コンコード ロード 273 (72)発明者 スミス，ドナルド オー. アメリカ合衆国 02173 マサチューセッ ツ，レクシントン，デューイー ロード 16 (72)発明者 エッティンガー，ピーター イー. アメリカ合衆国 01720 マサチューセッ ツ，アクトン，フロックス レイン ４ 【要約の続き】 させ、フィードバックネットワーク（３１）が、ビーム の偏向を検出するための偏向検出要素と、該検出に応じ てフィードバック信号を発生するための要素とを含んで いる。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．Ｘ線源であって、 Ａ．電子ビーム通路に沿って電子ビームを発生させるための電子ビーム発生手 段を包納し、該電子ビーム発生手段が電子源を含んでなるハウジングと、 Ｂ．ハウジングから中心軸線に沿って且つ電子ビーム通路の周囲を伸延する細 長の管状プローブと、 Ｃ．ターゲット要素を含むターゲットアセンブリにして、ターゲット要素が該 ターゲット要素に入射する電子に応答してＸ線を放出し、該ターゲットアセンブ リをプローブの、ハウジングから遠い側の端部に連結しそれにより、ターゲット 要素を電子ビーム通路に沿って位置決めするための連結手段を有しているターゲ ットアセンブリと、 Ｄ．電子ビーム操縦アセンブリにして、 ｉ．偏向制御信号に応答して電子ビームを、通常の軸線からターゲット要素上 の選択表面部分と交差する軸線へと偏向させるための偏向手段と、 ｉｉ．電子ビームの偏向を検出するための偏向検出手段と、該検出に応答して フィードバック信号を発生するためのフィードバック信号発生手段とを含むフィ ードバックネットワークと、 ｉｉｉ．偏向手段及びフィードバックネットワークとに連結され、フィードバ ック信号に応答して偏向制御信 号を発生するための手段を含む偏向制御体と、 を有してなる電子ビーム操縦アセンブリ とからなるＸ線源。 ２．偏向検出手段が、ターゲット要素から放出されるＸ線を検出するためのＸ線 検出手段を含んでいる請求の範囲１に記載のＸ線源。 ３．電子ビーム源が、ターゲット要素とＸ線検出手段との間に位置決めされ、放 出されるＸ線の少なくとも一部分が電子ビーム源を通してＸ線検出手段に伝搬さ れてなる請求の範囲２に記載のＸ線源。 ４．偏向制御体が、電子ビームのための偏向を制御するための手段を含みそれに より、Ｘ線検出手段が、ターゲット要素から放出される最大のＸ線を検出する請 求の範囲２に記載のＸ線源。 ５．電子ビーム操縦アセンブリが、予め決定された少なくとも１つの方向軸線に 沿って電子ビームを定期的に偏向することにより偏向検出手段を較正するための 較正手段を含んでいる請求の範囲１に記載のＸ線源。 ６．電子ビーム操縦アセンブリが、予め決定された少なくとも１つの方向軸線に 沿って電子ビームを偏向するための手段を含み、ターゲットアセンブリが、ター ゲット要素を支持するための担持手段を含み、該担持手段とターゲット要素との 間には１つ以上の境界線が形成され、各境界線が、関連する１つの方向軸線を横 断する、相当する基準縁を画定してなる請求の範囲１に記載のＸ線 源。 ７．偏向手段が、電子ビームを制御してターゲットの中心に入射させるための位 置決め手段を含み、該位置決め手段が、 ｉ．電子ビームを、電子ビーム通路と直交する第１の方向（Ｘ方向）でターゲ ットを横断して走査させることによりＸ方向での基準縁を検出させ、Ｘ方向での 基準縁の検出に応答してターゲット上での、検出された基準縁間でのＸ方向参照 点を決定するための手段と、 ｉｉ．電子ビームを、前記Ｘ方向と直交する第２の方向（Ｙ方向）でターゲッ トを横断して走査させることによりＹ方向での基準縁を検出させ、Ｙ方向での基 準縁の検出に応答してターゲット上での、検出された基準縁間でのＹ方向参照点 を決定するための手段と、 ｉｉｉ．Ｘ方向での中点とＹ方向での参照点を表す制御信号を発生するための 手段と、 ｉｖ．該制御信号を偏向手段に送る手段にして偏向手段に送られた前記制御信 号により、電子ビームがＸ線源から見てターゲットの所望の点上に入射されてな る手段と、 を含んでいる請求の範囲６に記載のＸ線源。 ８．偏向手段がターゲット捕捉手段を含み、該ターゲット捕捉手段が、 ｉ．電子ビームを制御し、ハウジングから遠い側のプローブ端部位置をラスタ ースキャンパターンに於て走査 させるための電子ビーム制御手段と、 ｉｉ．ターゲット要素を横断する電子ビームのスキャンを識別し、該スキャン に沿って基準縁を検出し、基準縁の検出に応じて、前記識別されたスキャンに沿 っての第１の参照点を決定するためのスキャン識別手段と、 を含んでいる請求の範囲６に記載のＸ線源。 ９．ｉ．第１の参照点を表す制御信号を発生するための手段と、 ｉｉ．該制御信号をスキャン識別手段に送ることにより、識別されたスキャン に於ける基準縁を連結するラインに対し垂直な二等分線に沿って電子ビームを位 置決めさせるための電子ビーム位置決め手段と、 ｉｉｉ．前記基準線を連結するラインと直交する方向軸線に沿って電子ビーム を走査させ、該方向軸線に沿っての基準縁の検出に応答して、該方向軸線に沿っ ての、検出された基準縁間の中点であるところの第２の参照点を決定するための 手段と、 ｉｖ．第１の参照点及び第２の参照点を表す制御信号を発生するための手段と 、 ｖ．該制御信号を偏向手段に送る手段にして、偏向手段に送られた前記制御信 号により、電子ビームがＸ線源から見てターゲットの中心に入射されてなる手段 と、 を含む請求の範囲８に記載のＸ線源。 １０．電子ビームがビーム電流により特長付けられ、電子ビーム源が、ターゲッ ト要素からのＸ線放射の検出に 応じてビーム電流を調節するための、Ｘ線検出手段に応答する制御手段を更に含 んでいる請求の範囲１に記載のＸ線源。 １１．Ｘ線源であって、 Ａ．電子ビーム軸線に沿って配設された電子ビーム通路に沿って電子を発生さ せるための電子ビーム発生手段にして、電子源を含む電子ビーム発生手段を包納 するハウジングと、 Ｂ．ハウジングから、電子ビーム通路の中心軸線に沿って伸延する細長の管状 のプローブと、 Ｃ．前記中心軸線に沿って伸延するターゲットアセンブリにして、該ターゲッ トアセンブリをハウジングから遠い側のプローブ端部に連結するための手段を含 み、ターゲットアセンブリが、 （ｉ）第１の表面を有し、電子ビーム通路内に位置決めされたターゲット要素 にして、該ターゲット要素が、電子ビームから前記第１の表面上に入射する電子 に応答してＸ線を放射してなるターゲット要素と、 （ｉｉ） ターゲット要素の第１の表面を電子ビーム通路内に維持するための 手段を含むプローブ先端アセンブリにして、Ｘ線に対して実質的に透明であり、 プローブの遠方端部位置に外側表面を確立してなるプローブ先端アセンブリと、 （ｉｉｉ）選択された伝達プロフィールにより特徴付けられ、プローブ先端ア センブリの凸状の外側表面上に 位置決めされるシールドにして、Ｘ線源から放出されプローブ先端アセンブリを 通過するＸ線の等線量コンタでの空間的分布を制御するシールドと、 を含んでなるＸ線源。 １２．プローブ先端アセンブリが、 Ａ．ターゲットキャリヤー要素にして、ターゲット要素を支持するようになっ ている第１の側部と、該第１の側部と反対側の第２の側部にして、外側表面とな る第２の側部とを有してなるターゲットキャリヤー要素と、 Ｂ．ターゲットキャリヤー要素と同軸に位置決めされ且つ連結されてなるプロ ーブ先端要素と、 を含んでなる請求の範囲１１に記載のＸ線源。 １３．ターゲットキャリヤー要素が実質的に半球形であり且つターゲット要素の 周囲に同心状態で位置決めされるようになっている請求の範囲１２に記載のＸ線 源。 １４．ターゲットキャリヤー要素がベリリウムから作成される請求の範囲１２に 記載のＸ線源。 １５．ターゲットキャリヤー要素が、プローブ先端要素がターゲットキャリヤー 要素を覆って同心的に連結されるに先立って、プローブ先端要素に関し冷却され 、プローブ先端要素とターゲットキャリヤー要素とが、ターゲットキャリヤー要 素とプローブ先端要素とが熱平行状態に近づくに従い、ターゲットキャリヤー要 素が熱膨張するのに基き、相互にクランプされてなる請求の範囲１２に記載のＸ 線源。 １６．ターゲットアセンブリが、プローブ先端要素の外側表面とシールドとの間 に介装されたシールドキャリヤー要素を含む請求の範囲１１に記載のＸ線源。 １７．シールドが予め決定された厚さプロフィールを有している請求の範囲１１ に記載のＸ線源。 １８．ターゲット要素の第１の表面が実質的に平坦であり、ターゲット要素が、 第１の表面が、電子ビーム通路の中心軸線と直交するように位置決めされる請求 の範囲１１に記載のＸ線源。 １９．電子ビームが、ターゲット要素位置での、直径がｄ₁の実質的に円形の横 断面を有し、ターゲット要素が、該ターゲット要素位置で電子ビーム通路の中心 軸線を通り且つ該中心軸線を横断して測定した最大寸法ｄ₂を有し、ｄ₂がｄ₁よ りも大きい或は等しい請求の範囲１１に記載のＸ線源。 ２０．電子ビームが、ターゲット要素位置での、直径がｄ₁の実質的に円形の横 断面を有し、ターゲット要素が、該ターゲット要素位置で電子ビーム通路の中心 軸線を通り且つ該中心軸線を横断して測定した最小寸法ｄ₂を有し、ｄ₂がｄ₁よ りも大きい或は等しい請求の範囲１１に記載のＸ線源。 ２１．シールドが、ターゲット要素に面する実質的に半球形の表面を有し、ター ゲット要素が、ターゲット要素位置で電子ビームの軸線を横断する最大寸法ｄ₂ を有し、電子ビーム軸線とターゲット要素との交差部分が、 シールドの半球形表面からの最小距離ｄ₃に位置決めされ、ｄ₂／ｄ₃が約１／３ から１／２０の範囲にある請求の範囲１１に記載のＸ線源。 ２２．電子ビームが、ターゲット要素位置での、直径がｄ₁の実質的に円形の断 面を有し、ｄ₁／ｄ₃が約１／３から１／２０の範囲にある請求の範囲１１に記載 のＸ線源。 ２３．シールドが、予め決定された厚さプロフィールに於てプローブ先端要素の 外側表面に蒸着される請求の範囲１１に記載のＸ線源。 ２４．シールドが、プローブ先端要素の外側表面上に電気メッキされ、次いで予 め決定された厚さプロフィールを有するように加工される請求の範囲１１に記載 のＸ線源。 ２５．Ｘ線源であって、 Ａ．電源にして、第１の端子及び第２の端子と、該第１の端子及び第２の端子 間に出力電圧を確立するための駆動手段とを含み、前記出力電圧が、約１０乃至 ９０ｋＶの範囲でのピーク値を有してなる電源と、 Ｂ．始点及び終点を有する可撓性の光学繊維ケーブルアセンブリにして、前記 始点から前記終点に伸延する光学繊維要素を有し、前記始点から前記終点へと入 射光線を伝達するようになっている可撓性の光学繊維ケーブルアセンブリと、 Ｃ．光線のビームを発生させ、発生した光線のビーム を光学繊維ケーブルアセンブリの始点に配向するための手段を含む光源と、 Ｄ．光学繊維ケーブルアセンブリの終端に固定されたターゲットアセンブリに して、電源と、第１の端子及び第３の端子を介して電気的に連結され、前記終端 に伝達された光線に応答して予め決定されたスペクトル範囲でＸ線を放射するた めの手段を含むターゲットアセンブリと、 を含むＸ線源。 ２６．ターゲットアセンブリが光電子放出表面を有する光電陰極を含み、該光電 陰極が、光学繊維要素の終端に隣り合って位置決めされ且つ該終端から光電陰極 に入射する光線ビーム部分に応答して光電子放出表面から電子を放出する請求の 範囲２５に記載のＸ線源。 ２７．ターゲットアセンブリが、光電子放出表面から該光電子放出表面と反対側 に離間するターゲット要素を含み、光電子放出表面からターゲット要素に入射す る電子に応答してＸ線を放射するための手段を含んでいる請求の範囲２６に記載 のＸ線源。 ２８．電源の第１の端子が光電子放出表面に電気的に連結され、電源の第２の端 子がターゲット要素に電気的に連結されそれにより、光電子放出表面からターゲ ット要素に向けて放射される電子を加速する作用を為す電界を確立してなる請求 の範囲２７に記載のＸ線源。 ２９．光学繊維ケーブルアセンブリが、光学繊維要素の 内部に位置付けられた導電体を含み、電源の第１の端子を光電陰極に電気的に連 結するようになっている請求の範囲２８に記載のＸ線源。 ３０．光学繊維ケーブルアセンブリが、導電性の、可撓性の、外側シースを含み 、該外側シースが、電源の第２の端子をターゲットアセンブリに電気的に連結す るようになっている請求の範囲２９に記載のＸ線源。 ３１．ターゲットアセンブリが、外側シースとターゲット要素とを連結する請求 の範囲３０に記載のＸ線源。 ３２．ターゲットアセンブリが本来実質的に剛性であり且つ全体的に円筒形状を 有し、電気的絶縁用の内面と、第１の底端部と、第２の底端部とを有し、第１の 底端部が長手方向軸線に沿って第２の底端部と対向し、光電陰極が第１の底端部 に近接して位置決めされ、ターゲット要素が第２の底端部に近接して位置決めさ れている請求の範囲３０に記載のＸ線源。 ３３．ターゲットアセンブリが、該ターゲットアセンブリをシールすることによ り、電気的絶縁用の内面と、第１の底端部及び第２の底端部とにより画定される 閉じたチャンバを形成するためのシール手段を含んでいる請求の範囲３２に記載 のＸ線源。 ３４．光電子放出表面からターゲット要素に入射する電子が約１ｎＡから１００ Ａの範囲の電流により特長付けられるビームを形成する請求の範囲２７に記載の Ｘ線源。 ３５．光電子放出表面からターゲット要素に入射する電子が、電界により約１０ ｋｅＶから９０ｋｅＶの範囲のエネルギーに加速される請求の範囲２７に記載の Ｘ線源。 ３６．光学繊維ケーブルアセンブリが、 Ａ．導電性ケーブルにして、周囲に光学繊維要素が同心状態で配設されてなる 導電性ケーブルと、 Ｂ．光学繊維要素の周囲に同心状態で配設された導電性の外側シェルと、 を含んでいる請求の範囲２５に記載のＸ線源。 ３７．光学繊維ケーブルアセンブリが、第１のクラッドシェルにして、光伝達性 のコアの屈折率よりも小さい屈折率を有し且つ導電性ケーブルと光学繊維要素と の間に同心状態で配設される第１のクラッドシェルを有する請求の範囲２７に記 載のＸ線源。 ３８．光学繊維ケーブルアセンブリが、第２のクラッドシェルにして、光伝達性 のコアの屈折率よりも小さい屈折率を有し且つ光学繊維要素と導電性の外側シェ ルとの間に同心状態で配設される第２のクラッドシェルを有する請求の範囲２７ に記載のＸ線源。 ３９．光電陰極に隣接するトロイドシェル型のシールド要素を含み、該シールド 要素が、放射された電子ビームの幾分かがターゲット要素に向けて通過出来るよ うにする中心孔を画定し且つ残余の電子ビームの幾分かを阻止する請求の範囲２ ７に記載のＸ線源。