KR101837599B1

KR101837599B1 - X-ray Tube System Using X-ray Tube Based on Carbon Nanotube for Keloid and Skin Cancer Treatment X-ray Brachytherapy Apparatus

Info

Publication number: KR101837599B1
Application number: KR1020160085335A
Authority: KR
Inventors: 조성오; 김현진; 김현남; 박한범
Original assignee: 한국과학기술원
Priority date: 2015-12-30
Filing date: 2016-07-06
Publication date: 2018-03-14
Also published as: KR20170081121A

Abstract

본 발명은 탄소나노튜브 기반의 X-선 튜브를 이용한 켈로이드 및 피부암 치료용 X-선 근접 치료 장치에 사용되는 초소형 X-선 튜브 시스템에 관한 것으로, 고전압 연결부; 상기 고전압 연결부에 연결된 X-선 튜브; 상기 고전압 연결부의 적어도 일부 및 X-선 튜브의 적어도 일부를 둘러싸는 보호부; 및 상기 보호부의 적어도 일부를 둘러싸는 어플리케이터;를 포함하고, 상기 어플리케이터의 일단이 상기 X-선 튜브 보다 외부로 연장되어 배치된 것을 특징으로 한다.The present invention relates to a miniature X-ray tube system for use in X-ray proximity treatment apparatus for treatment of keloids and skin cancer using a carbon nanotube-based X-ray tube, An X-ray tube connected to the high voltage connection; A protective portion surrounding at least a portion of the high voltage connection and at least a portion of the X-ray tube; And an applicator for surrounding at least a part of the protective portion, wherein one end of the applicator is disposed outside the X-ray tube.

Description

TECHNICAL FIELD [0001] The present invention relates to a compact X-ray tube system for use in a X-ray proximity treatment apparatus for treating keloids and skin cancers using a carbon nanotube-based X-ray tube Cancer Treatment X-ray Brachytherapy Apparatus}

본 발명은 탄소나노튜브 기반의 X-선 튜브를 이용한 켈로이드 및 피부암 치료용 X-선 근접 치료 장치에 사용되는 초소형 X-선 튜브 시스템에 관한 것이다.The present invention relates to a miniature X-ray tube system used in X-ray proximity treatment apparatus for treatment of keloid and skin cancer using carbon nanotube-based X-ray tube.

X-선 튜브는, 음극(Cathode)과 양극(Anode) 사이에 고전압이 인가되면 필라멘트로 이루어진 음극에서 발생한 열전자(thermal electron)가 금속물질인 양극에 부딪치게 되어, 금속 내 전자와의 충돌로 X-선을 발생시키는 원리를 이용한다.In the X-ray tube, when a high voltage is applied between a cathode and an anode, thermal electrons generated in a cathode made of filaments collide with an anode, which is a metal material, The principle of generating lines is used.

X-선 튜브 안은 전자가 타겟으로 날아가는 동안 분자와의 충돌에 의한 운동에너지 감소와 편향(defection)을 줄이기 위해 진공상태를 유지한다. 타겟은 얇은 금속막으로 되어 있으며 그 두께는 전자의 투과 깊이와 타겟에 서 발생하는 열의 흡수 능력을 고려하여 결정된다.The X-ray tube maintains a vacuum to reduce kinetic energy and deflection caused by collision with molecules while electrons are flying to the target. The target is made of a thin metal film, and its thickness is determined in consideration of the penetration depth of electrons and the ability of the target to absorb heat generated.

X-선 튜브는 양극의 동작 방식에 따라 고정형 X-선 튜브와 회전형 X-선튜브로 나뉜다. 회전형 X-선 튜브는 양극이 회전하여 타겟에서 발생하는 열을 분산시키는 기능 외에는 고정형 X-선 튜브와 대체로 동일하다.The X-ray tube is divided into a fixed X-ray tube and a rotatable X-ray tube depending on the operation of the anode. Rotating X-ray tubes are generally the same as stationary X-ray tubes, except that the anode rotates to disperse heat generated from the target.

이와 같은 기존 X-선 튜브의 경우에는, 타겟에서 발생한 X-선이 중심선으로부터 음극 쪽으로 갈수록 강도가 강해져서 실효초점치수(effective focal spot size)가 커지고 반대로 양극 쪽으로 갈수록 X-선 강도가 약하여져서 실효초점치수 가 작아지는 양극효과(anode heel effect)가 발생하게 된다.In the case of the conventional X-ray tube, the intensity of the X-ray generated from the target becomes stronger from the center line toward the cathode, so that the effective focal spot size becomes larger. On the other hand, An anode heel effect occurs in which the focal length is reduced.

이로 인해, 실제로 방사선 기사들이 X-선 촬영 장치를 운용할 때, 두꺼운 부위를 측정할 때는 음극 쪽으로, 얇은 부위를 찍을 때는 양극 쪽으로 이동하면서 촬영한다. 이러한 불균일한 X-선 강도 분포는 양극의 경사각도 때문에 발생하게 된다.As a result, radiographers actually move to the cathode when measuring X-ray equipment, while moving to the cathode when taking thin parts. This uneven distribution of X-ray intensity is caused by the inclination angle of the anode.

소형 X-선 튜브는 지름 10mm 이하의 소형 X-선 발생 장치이다. 협소한 공간에 설치가 용이하고, 전기적인 X-선 제어가 가능하기 때문에 소형 X-선 튜브는 방사성 동위원소를 대체하여 X-선 비파괴 검사와 휴대용 X-선 분광기, 전기적 근접암치료, 강내 삽입형 방사선 치료 혹은 의료 영상에 쓰일 수 있다. The small X-ray tube is a small X-ray generator with a diameter of 10 mm or less. Because it is easy to install in a small space and it is possible to control the electric X-ray, the small X-ray tube replaces the radioisotope and can be used for X-ray nondestructive inspection and portable X-ray spectroscopy, It can be used for radiotherapy or medical imaging.

소형 X-선 튜브는 지금까지 열전자 에미터와 이차 X-선원 등을 통해 개발되어 왔다.Small X-ray tubes have been developed through thermoelectron emitters and secondary X-ray sources.

이와중에, 열전자빔원에 비해 다양한 장점을 가진 탄소나노튜브 전자빔원을 이용한 X-선 튜브가 활발히 개발되고 있다. 첫째로 전자빔 인출에 열이 거의 발생하지 않고, 둘째로 간략한 에미터 구조와 펄스 구동제어의 편리성, 셋째 고해상도 X-선관에 있어서 높은 전자빔 휘도를 사용할 수 있는 장점이 있다. Among them, an X-ray tube using an electron beam source of carbon nanotubes having various advantages over a thermal electron beam source is being actively developed. First, there is little heat generation in electron beam extraction. Second, there is a merit of simpler emitter structure and convenience of pulse drive control. Third, high electron beam luminance can be used in high resolution X-ray tube.

지금까지 탄소나노튜브 기반의 다양한 X-선 튜브가 개발되었지만, 그 중에 소형 X-선 튜브는 진공 밀봉되어 있지 않은 채 외부 진공 펌프와 연결되거나, 진공 챔버 안에서 구동되는 것이었다. 게다가 최대 관전압이 30kV로 현실적으로 타 분야에 응용되지 않았다.Various X-ray tubes based on carbon nanotubes have been developed so far. Among them, small X-ray tubes were connected to an external vacuum pump without being vacuum-sealed, or were driven in a vacuum chamber. In addition, the maximum tube voltage of 30kV has not been practically applied to other fields.

기존의 암 치료기술은 외과적 수술(물리적 선택성)과 화학요법(생물학적 선택성)의 두가지 방향으로 전개되어 왔다. Conventional cancer treatment techniques have been developed in two directions: surgical surgery (physical selectivity) and chemotherapy (biological selectivity).

상기 외과적 수술의 경우 목적부위의 암을 성공적으로 제거할 수 있지만, 시술 도중에 생긴 커다란 물리적 상처와 기능성 장기의 손실로 인한 신체의 침해가 불가결하며, 기계적으로 제거되지 못한 잔여 암에 의한 재발 가능성이 높다.In the case of the surgical operation, the cancer of the target site can be successfully removed. However, it is indispensable to invade the body due to a large physical injury and loss of functional organs during the procedure, and the possibility of recurrence due to the residual cancer that has not been mechanically removed high.

상기 화학요법은 암세포에만 치사적으로 작용하는 물질을 투여하여 암을 제거하는 방법이자만 대체적으로 암의 성장과 전이를 일시간 지연시킬 뿐 환자 신체에 부작용이 나타나고 완치가 어렵다는 단점이 있다.The chemotherapy is a method of removing cancer by administering a lethal substance acting only on cancer cells. However, the cancer treatment is delayed by one hour in general, and the side effects are shown on the patient's body and it is difficult to cure.

방사선을 이용한 암 치료기술은 방사선 에너지를 체내의 목적부위에 집중시켜 정상세포보다 세포분열 주기가 빠른 암세포 치사를 유도하는 것이다.Radiation-induced cancer therapy is a technique that concentrates radiation energy at the target site in the body to induce cancer cell death that is faster than normal cells.

기존 임상결과에 의하면 외과수술로 접근할 수 없는 신체부위에 적용되어 그 치료효과가 가시적으로 나타나고 있으며, 동시에 인체 침해가 최소화되고 장기의 손실이 없어 신체 기능을 보전할 수 있다는 장점이 있다. According to the existing clinical results, it is applied to the parts of the body which can not be accessed by the surgical operation, and the therapeutic effect is visible. At the same time, there is an advantage that the body function can be preserved because the human body infringement is minimized and there is no loss of organs.

상기 방사선 암치료 방법으로는 환자 외부에 설치된 비교적 대형의 가속기나 방사성 동위원소에서 발생된 방사선을 인체 내부로 조사시키는 외부 치료법(external radiotherapy; teletherapy)과 암 주위에 방사선 발생원을 설치하여 치료하는 근접치료법(brachytherapy)으로 구분된다. The radiation cancer treatment method includes external radiotherapy (teletherapy) for irradiating the inside of the human body with radiation generated from relatively large accelerators or radioactive isotopes provided outside the patient, and proximal therapy (brachytherapy).

상기 외부 치료법은 암 주위의 정상조직에도 방사선이 조사되므로, 정상세포에 대한 손상을 피할 수가 없으나, 근접치료의 경우에는 정상세포에 대한 손상을 최소화할 수 있는 이점이 있다.Since the external treatment method irradiates normal tissues around the cancer, damage to normal cells can not be avoided, but in the case of close treatment, damage to normal cells can be minimized.

또한, 상기 근접치료의 경우, 상대적으로 높은 선량률을 조사할 수 있어 치료기간이 짧다는 이점도 있다.In addition, in the case of the above-mentioned close-up treatment, there is an advantage that a relatively high dose rate can be investigated and the treatment period is short.

상기 근접치료법을 위한 방사선원으로 대개 방사선 동위원소를 사용하여 왔다. 상기 동위원소는 소형화에 유리하지만, i) 방사선이 항상 발생하므로 시술자도 방사선에 피폭될 위험성이 항상 존재하며, ii) 짧은 반감기로 인한 방사선원의 정기적인 공급, 동위원소 보관 및 관리, 사용 후 방사선 폐기물 처리 등의 까다로운 작업이 필요하며, iii) 발생하는 방서선의 에너지와 선량 조절이 어려워 암 주위의 선량분포를 조절하기 어렵다는 단점이 있다.Radiation isotopes have often been used as radiation sources for the above-mentioned proximal therapy. These isotopes are advantageous for miniaturization, but there is always a risk that the operator will also be exposed to radiation because i) radiation is always generated, ii) regular supply of the radiation source due to short half-life, isotope storage and management, And iii) it is difficult to adjust the dose and the dose of radiation around the arm.

상기와 같은 단점들을 극복하기 위하여 인체 내부에 삽입할 수 있는 정도의 크기는 가진 소형 X-선관이 개발되어 상용화되고 있다.In order to overcome such shortcomings, a small X-ray tube having a size enough to be inserted into the human body has been developed and commercialized.

상기 X-선관은 전기를 인가할 경우에만 X-선이 발생하므로 환자나 시술자가 불필요한 방사선에 노출될 가능성이 거의 없으며, 발생하는 방사선의 에너지와 선량을 쉽게 조절 가능하므로 선량분포를 조절하여 효과적으로 암을 치료할 수 있다. 또한, 전기만으로 방사선을 발생함으로 방사선 물질에 대한 생산, 유지, 관리, 폐기물 관리 등이 전혀 필요하지 않다.Since the X-ray tube generates X-rays only when electricity is applied, there is little possibility that the patient or the operator is exposed to unnecessary radiation, and the energy and dose of the generated radiation can be easily adjusted. Therefore, Lt; / RTI > In addition, since it generates radiation only by electricity, it does not need production, maintenance, management and waste management of the radiation material at all.

현재 개발된 X-선관의 경우, 텅스텐 등의 금속을 필라멘트 형태로 만들어 고온으로 가열할 때 발생하는 열전자를 빔형태로 만드는 열전자 방출방식을 전자빔원으로 이용하고 있다. 여기서, 열전자빔원을 소형 X-선관에 사용할 경우 발열에 의해 정상세포의 피해가 발생할 뿐 아니라, 발생하는 전자빔 전류밀도의 한계로 선원의 크기를 줄이는 데 한계가 있다는 문제점이 있다. In the currently developed X-ray tube, a thermoelectron emission system is used as an electron beam source in which a metal such as tungsten is formed into a filament shape and a thermoelectron generated when heating is heated to a beam shape. Here, when a column electron beam source is used for a small X-ray tube, there is a problem that normal cells are damaged due to heat generation, and there is a limit in reducing the size of a source due to limitations of electron beam current density.

근래에, 나노기술의 발전과 더불어 나노 전계 방출원(nano field emitter)를 이용한 X-선관에 대한 많은 연구 및 개발이 이루어지고 있다. 상기 나노 전계 방출원은 전계인가 방식으로 전자빔을 인출하므로 열이 발생하지 않을 뿐만 아니라 구동 전원장치가 간단하다는 이점이 있다. 또한, 발생하는 전자빔의 전류밀도가 열전자 방식에 비해 100배 이상 커서 고출력의 X-선을 발생할 수 있을 뿐만 아니라 음극의 크기를 소형화할 수 있다는 이점이 있으며, X-선관이 발생하는 시간구조(time structure)를 쉽게 조절할 수 있다는 장점이 있다.Recently, along with the development of nanotechnology, a lot of researches and developments have been made on X-ray tubes using nano field emitters. Since the nano-field emission source draws an electron beam in an electric field application mode, heat is not generated and a driving power source device is simple. In addition, the current density of the generated electron beam is more than 100 times larger than that of the thermoelectronic system, so that it is possible to generate a high-output X-ray as well as to miniaturize the size of the cathode. structure can be easily adjusted.

다만, 현재 개발된 근접 방사선 치료장치는 거의 모두 열전자 방식을 이용하고 있으며, 상기 열전자 방식의 경우 장치의 소형화나 높은 선량을 기대하기는 어렵다는 단점이 있다.However, almost all the near-field radiotherapy devices currently developed use a thermoelectronic system, and in the case of the thermoelectronic system, it is difficult to expect a miniaturization of the apparatus or a high dose.

한국등록특허 제10-1026863호Korean Patent No. 10-1026863

본 발명은 탄소나노튜브 전계방출원을 이용하여 종래의 열전자 방출구조가 지니고 있는 발생 전자빔의 선질 저하로 인한 X-선 출력 한계를 해소할 수 있는 X-선 튜브 시스템을 제공하는데 그 목적이 있다.It is an object of the present invention to provide an X-ray tube system capable of solving an X-ray output limitation due to deterioration of a linearity of a generated electron beam having a conventional thermionic emission structure using a carbon nanotube field emission source.

또한, 기존 필라멘트 음극 기반의 X-선관에 비해 전원인가 구조가 단순하여 소형화에 적합한 X-선 튜브 시스템을 제공하는데 그 목적이 있다.Also, it is an object of the present invention to provide an X-ray tube system suitable for miniaturization by simplifying a power application structure as compared with a conventional filament cathode-based X-ray tube.

또한, X-선 발생에 있어서 열을 가할 필요가 없기 때문에 X-선관의 크기를 최소화할 수 있고, 이에 따라 방사선 치료선원으로서 다양한 신체부위에 접목할 수 있는 X-선 튜브 시스템을 제공하는데 그 목적이 있다.It is also an object of the present invention to provide an X-ray tube system capable of minimizing the size of an X-ray tube because heat does not need to be generated in the generation of X-rays and thus can be applied to various body parts as a radiation treatment source. .

또한, 사용이 용이하고, 제조가 용이하며, 안정성이 높은 X-선 튜브 시스템을 제공함에 목적이 있다. It is also an object of the present invention to provide an X-ray tube system that is easy to use, easy to manufacture, and highly stable.

본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템은, 고전압 연결부; 상기 고전압 연결부에 연결된 X-선 튜브; 상기 고전압 연결부의 적어도 일부 및 X-선 튜브의 적어도 일부를 둘러싸는 보호부; 및 상기 보호부의 적어도 일부를 둘러싸는 어플리케이터;를 포함하고, 상기 어플리케이터의 일단이 상기 X-선 튜브 보다 외부로 연장되어 배치된다.An X-ray tube system in accordance with an embodiment of the present invention includes: a high voltage connection; An X-ray tube connected to the high voltage connection; A protective portion surrounding at least a portion of the high voltage connection and at least a portion of the X-ray tube; And an applicator surrounding at least a portion of the protective portion, wherein one end of the applicator is disposed extending outwardly of the X-ray tube.

상기 어플리케이터 중 상기 X-선 튜브를 둘러싸는 부분의 지름이 상기 어플리케이터의 끝단의 지름 보다 클 수 있다.The diameter of the portion of the applicator surrounding the X-ray tube may be larger than the diameter of the end of the applicator.

상기 어플리케이터는 상기 어플리케이터의 타단으로 갈수록 지름이 커지는 나팔관 형상일 수 있다.The applicator may be in the shape of a trumpet tube having a larger diameter toward the other end of the applicator.

상기 어플리케이터의 일단에 배치된 X-선 필터를 더 포함할 수 있다.And an X-ray filter disposed at one end of the applicator.

상기 X-선 필터는 X-선이 상기 X-선 필터를 통과하여 조사되는 영역에 일정한 강도로 조사될 수 있다.The X-ray filter may be irradiated with a predetermined intensity on a region irradiated with X-rays through the X-ray filter.

상기 X-선 필터는 상기 어플리케이터의 일단보다 안쪽에 배치될 수 있다.The X-ray filter may be disposed inside the one end of the applicator.

상기 X-선 튜브는 탄소나노튜브에서 인출된 전자빔을 이용하여 X-선을 생성할 수 있다.The X-ray tube can generate an X-ray using an electron beam extracted from a carbon nanotube.

상기 고전압 연결부에 연결된 전압 커넥터를 더 포함할 수 있다.And a voltage connector connected to the high voltage connection.

상기 보호부는 상기 전압 커넥터의 적어도 일부를 둘러싸도록 배치될 수 있다.The protection portion may be arranged to surround at least a part of the voltage connector.

상기 어플리케이터는 상기 어플리케이터의 일단에 배치되고, 치료받는 부위에 접하여 상기 어플리케이터를 지지하는 지지부를 포함할 수 있다.The applicator may include a support disposed at one end of the applicator and adapted to support the applicator in contact with a region to be treated.

본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템은 사용이 용이하고, 제조가 용이하며, 안정성이 높다.The X-ray tube system according to the embodiment of the present invention is easy to use, easy to manufacture, and high in stability.

또한, 난치성 피부암 및 켈로이드 치료 기술 개발로 국민의료 복지 증진, 새로운 첨단 방사선 의료기기 개발 및 상용화를 통한 부가가치 창출, 방사선원의 국산화를 통해 수입대체/수출증대 및 방사선 의료산업의 선진화, 대형, 고가의 선형가속기를 대체할 수 있는 소형 저가의 치료장비 보급가능 등의 효과를 도모할 수 있다.In addition, through the development of technology for treatment of intractable skin cancer and keloid, enhancement of national medical welfare, creation of added value through the development and commercialization of new advanced radiation medical device, localization of radiation source, import substitution / export increase, advancement of radiation medical industry, And the ability to replace small-sized and low-cost therapeutic devices that can replace accelerators.

도 1은 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템의 사시도이다.
도 2는 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템의 단면도이다.
도 3은 X-선 튜브를 도시한 것이다.
도 4는 X-선 튜브에서 방출되는 X-선을 도시한 것이다.
도 5는 X-선 필터를 도시한 것이다.
도 6은 X-선 필터를 통과한 X-선의 강도를 도시한 것이다.
도 7은 본 발명의 다른 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템의 사시도이다.
도 8은 본 발명의 다른 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템의 단면도이다.
도 9는 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템의 사용 예를 도시한 것이다.1 is a perspective view of an X-ray tube system in accordance with an embodiment of the present invention.
2 is a cross-sectional view of an X-ray tube system in accordance with an embodiment of the present invention.
Figure 3 shows an X-ray tube.
Figure 4 shows the X-rays emitted from the X-ray tube.
Figure 5 shows an X-ray filter.
6 shows the intensity of the X-ray passing through the X-ray filter.
7 is a perspective view of an X-ray tube system according to another embodiment of the present invention.
8 is a cross-sectional view of an X-ray tube system according to another embodiment of the present invention.
9 shows an example of the use of an X-ray tube system according to an embodiment of the present invention.

이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시 형태들을 다음과 같이 설명한다. 그러나, 본 발명의 실시 형태는 여러 가지 다른 형태로 변형될 수 있으며, 본 발명의 범위가 이하 설명하는 실시 형태로 한정되는 것은 아니다.　 또한, 본 발명의 실시 형태는 당해 기술분야에서 평균적인 지식을 가진 자에게 본 발명을 더욱 완전하게 설명하기 위해서 제공되는 것이다.　 따라서, 도면에서의 요소들의 형상 및 크기 등은 보다 명확한 설명을 위해 과장될 수 있으며, 도면 상의 동일한 부호로 표시되는 요소는 동일한 요소이다. 또한, 유사한 기능 및 작용을 하는 부분에 대해서는 도면 전체에 걸쳐 동일한 부호를 사용한다. 덧붙여, 명세서 전체에서 어떤 구성요소를 "포함"한다는 것은 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있다는 것을 의미한다. Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings. However, the embodiments of the present invention can be modified into various other forms, and the scope of the present invention is not limited to the embodiments described below. Further, the embodiments of the present invention are provided to more fully explain the present invention to those skilled in the art. Accordingly, the shapes and sizes of the elements in the drawings may be exaggerated for clarity of description, and the elements denoted by the same reference numerals in the drawings are the same elements. In the drawings, like reference numerals are used throughout the drawings. In addition, "including" an element throughout the specification does not exclude other elements unless specifically stated to the contrary.

도 1은 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)의 사시도이고, 도 2는 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)의 단면도이다.1 is a perspective view of an x-ray tube system 100 in accordance with an embodiment of the present invention, and Fig. 2 is a cross-sectional view of an x-ray tube system 100 in accordance with an embodiment of the present invention.

도 1 및 2를 참조하면, 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)는, 고전압 연결부(110); 상기 고전압 연결부(110)에 연결된 X-선 튜브(120); 상기 고전압 연결부(110)의 적어도 일부 및 X-선 튜브(120)의 적어도 일부를 둘러싸는 보호부(130); 및 상기 보호부(130)의 적어도 일부를 둘러싸는 어플리케이터(140);를 포함하고, 상기 어플리케이터(140)의 일단이 상기 X-선 튜브(120) 보다 외부로 연장되어 배치된다.Referring to Figures 1 and 2, an x-ray tube system 100 in accordance with an embodiment of the present invention includes a high voltage connector 110; An X-ray tube 120 connected to the high voltage connection 110; A protective portion (130) surrounding at least a portion of the high voltage connection (110) and at least a portion of the X-ray tube (120); And an applicator 140 surrounding at least a portion of the protector 130. One end of the applicator 140 is disposed outside the X-ray tube 120.

상기 X-선 튜브(120)는 외부로부터 전원을 인가 받아 X-선을 생성하여 방출하는 역할을 한다. 상기 X-선 튜브(120)는 컴퓨터 등으로 구성된 제어장치를 통하여 생성되는 X-선의 에너지 및 동작 시간 등이 제어될 수 있다. 이와 같이 X-선의 생성을 제어함으로써 켈로이드 및 피부암 등의 치료에 적합하도록 X-선이 발생하게 할 수 있다. The X-ray tube 120 receives power from the outside and generates and emits X-rays. The X-ray tube 120 can control the energy and operation time of the X-ray generated through a control device including a computer or the like. By controlling the generation of X-rays in this manner, X-rays can be generated to be suitable for treatment of keloids and skin cancer.

상기 X-선 튜브(120)는 고전압 연결부(110)와 연결되며, 상기 X-선 튜브(120)의 다른 부분에는 X-선 타겟이 배치될 수 있다. 고전압 연결부(110)는 외부의 전원장치와 연결되어 상기 X-선 튜브(120)로 전압을 인가하는 통로 역할을 할 수 있다. 상기 X-선 튜브(120)의 X-선 타겟은 접지와 연결될 수 있다. 외부의 전원장치에서 전압을 인가함으로써 상기 X-선 튜브(120)에는 수십 kV의 음전압이 걸릴 수 있다. 이와 같은 구성을 통해, 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)는 안정적이고 안전하게 X-선을 생성하여 방출할 수 있다.The X-ray tube 120 is connected to the high voltage connection part 110, and the X-ray target may be disposed on another part of the X-ray tube 120. The high-voltage connecting unit 110 may be connected to an external power source and serve as a path for applying a voltage to the X-ray tube 120. The X-ray target of the X-ray tube 120 may be connected to the ground. A negative voltage of several tens kV may be applied to the X-ray tube 120 by applying a voltage from an external power supply device. With such a configuration, the X-ray tube system 100 according to the embodiment of the present invention can generate and discharge X-rays stably and safely.

도 3은 X-선 튜브(120)의 일 실시 예를 도시한 것이다. 도 3을 참조하면, X-선 튜브(120)는 전자빔 발생부(20), 세라믹 튜브(16), X-선 타겟(18) 및 연결 양극(17)을 포함한다. 상기 전자빔 발생부(20)는 원통형 형상으로 형성된 집속 전극(13)을 구비하며, 상기 집속 전극(13) 중심부에 삽입된 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)를 통해 전자빔을 인출할 수 있다.FIG. 3 illustrates one embodiment of the x-ray tube 120. Referring to FIG. 3, the X-ray tube 120 includes an electron beam generating portion 20, a ceramic tube 16, an X-ray target 18, and a connecting anode 17. The electron beam generating unit 20 includes a focusing electrode 13 formed in a cylindrical shape and is capable of drawing an electron beam through a carbon nanotube electron beam emitter 11 inserted in the center of the focusing electrode 13.

탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)는 단일벽 탄소나노튜브와 은나노입자를 섞은 탄소나노튜브 페이스트를 코팅시켜 제작될 수 있다. 예컨대, 지름 0.8mm 의 끝이 평평한 텅스텐 와이어를 고온에서 소결하여 제작할 수 있다. 상기 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)는 일단의 끝에 편평한 와이어 형태의 금속 팁(11a)을 더 포함하며, 상기 팁(11a) 끝에는 탄소나노튜브와 금속나노분말이 조밀하게 혼합되며, 상기 에미터 팁(11a)을 가열시킴으로써 탄소나노튜브 냉전계방출 전자빔원을 생성할 수 있다. 상기 에미터 팁(11a)은 지름 0.01 내지 수 mm의 금속 와이어(Wire) 끝을 기계적 연마 혹은 화학적으로 에칭하여 형성할 수 있다. 재질로는 금속재인 텅스텐(W), 철(Fe), 니켈(Ni), 티타늄(Ti), 은(Ag), 구리(Cu) 중 어느 하나일 수 있다. 이때, 상기 에미터 팁(11a)은 지름이 1 내지 100nm, 길이 0.5 내지 100μm의 탄소나노튜브를 가열시켜 상기 탄소나노튜브의 산화기와 화학적, 물리적 접착이 가능한 1 nm 내지 1 μm의 지름을 갖는 비자성 또는 자성 나노 금속 분말을 통해 형성할 수 있다. 상기 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)는 상기 집속 전극(13)의 중공 원통의 중앙에 고정되어 설치되며, 상기 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)의 외곽을 둘러싸는 내측 원통면과 원통의 끝 단면의 경사가 굴곡되어, 외부로 향한 돌출각이 제거되어 있고, 상기 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)가 중공 원통 끝 단면의 하단에 설치됨으로써, 전자빔 인출 시, 전자빔 인출 전기장을 집속시키는 기능을 수행한다.The carbon nanotube electron beam emitter 11 can be manufactured by coating a carbon nanotube paste containing a mixture of a single-wall carbon nanotube and a silver nanoparticle. For example, a tungsten wire having a flat end having a diameter of 0.8 mm can be manufactured by sintering at a high temperature. The carbon nanotube electron beam emitter 11 further includes a metal tip 11a in the form of a flat wire at one end of the carbon nanotube emitter 11. The tip of the tip 11a is densely mixed with the carbon nano tube and the metal nano powder, By heating the tip 11a, a carbon nanotube cold electron emission electron beam source can be generated. The emitter tip 11a can be formed by mechanically polishing or chemically etching the end of a metal wire having a diameter of 0.01 to several mm. The material may be any one of tungsten (W), iron (Fe), nickel (Ni), titanium (Ti), silver (Ag), and copper (Cu). At this time, the emitter tip 11a may be formed by heating a carbon nanotube having a diameter of 1 to 100 nm and a length of 0.5 to 100 μm to form a visor having a diameter of 1 nm to 1 μm Or may be formed through magnetic or nano metal powder. The carbon nanotube electron beam emitter 11 is fixed to the center of the hollow cylinder of the focusing electrode 13 and has an inner cylindrical surface surrounding the outer surface of the carbon nanotube electron beam emitter 11, And the carbon nanotube electron beam emitter 11 is provided at the lower end of the hollow cylindrical end surface to function to focus the electron beam drawing electric field when the electron beam is drawn out .

이때, 집속 전극(13)의 형상은 상기 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)에서 발생된 전자빔이 세라믹 절연체(예컨대, 세라믹 튜브(16))와 충돌 및 손실 없이 X-선 타겟(18)에 도달할 수 있도록 전자빔광학코드를 이용하여 설계할 수 있다. 이러한 전자빔광학코드를 이용하는 이유는 세라믹 절연체에서 소량의 전자빔 충돌이 고전압 방전을 야기할 수 있으므로, 전자빔 광학계는 빔손실 여부에 주의하여야 하기 때문이다. 따라서, 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)의 집속 전극(13) 내부 위치는 인출되는 전자빔 전류와 전자빔 궤적에 영향을 주기 때문에 이 역시 전자빔계산코드와 전자빔 인출 실험을 통해 조건이 결정될 수 있다. 또한, 상기 집속 전극(13)은 비휘발성 진공 게터 필름(12)을 구비하며, 상기 진공 게터 필름(12)은 상기 집속 전극(13)에 접착되어 밀봉된 X-선 튜브(120) 내부의 잔여 기체를 흡착하는 기능을 수행할 수 있다.At this time, the shape of the focusing electrode 13 is such that the electron beam generated from the carbon nanotube electron beam emitter 11 reaches the X-ray target 18 without collision and loss with the ceramic insulator (for example, the ceramic tube 16) It can be designed using an electron beam optical code. The reason why such an electron beam optical code is used is that a small amount of electron beam collision in a ceramic insulator may cause a high voltage discharge, so that the electron beam optical system should pay attention to whether or not the beam is lost. Therefore, since the position of the carbon nanotube electron beam emitter 11 in the focusing electrode 13 affects the electron beam current and the electron beam locus to be drawn out, the conditions can also be determined through an electron beam calculation code and an electron beam extraction experiment. The focusing electrode 13 is provided with a non-volatile vacuum getter film 12. The vacuum getter film 12 is bonded to the focusing electrode 13, It is possible to perform the function of adsorbing gas.

상기 세라믹 튜브(16)는 상기 전자빔 발생부(20)의 일면과 삽입되어, 상기 집속 전극(13)을 감싸도록 형성되며, 알루미나(Al₂O₃) 재질로 형성되어 내부에서 발생되는 고전압을 차단하기 위한 절연체로서의 기능을 수행할 수 있다. 보다 구체적으로, 상기 세라믹 튜브(16)는 외구경이 1 내지 30 mm, 내구경 0.5 내지 25 mm 길이가 5 내지 100 mm, 순도 90 내지 99.99%인 알루미나로 이루어진 중공 원통형의 고전압 절연체일 수 있으며, 금속재질의 초소형 전극과 진공 밀봉 접합이 가능하도록 양 끝단이 망간/몰리브데눔 혼합체 10 내지 70 μm, 니켈 0.5 내지 5 μm가 증착되도록 설계될 수 있다.The ceramic tube 16 is inserted into one surface of the electron beam generating part 20 to surround the focusing electrode 13 and is formed of alumina (Al ₂ O ₃ ) It is possible to perform the function as an insulator for the purpose. More specifically, the ceramic tube 16 may be a hollow cylindrical high voltage insulator made of alumina having an outer diameter of 1 to 30 mm, an inner diameter of 0.5 to 25 mm, a length of 5 to 100 mm, and a purity of 90 to 99.99% Molybdenum mixture 10 to 70 [mu] m and nickel 0.5 to 5 [mu] m so that both ends can be vacuum-sealed with a micro-electrode made of a metal.

상기 X-선 타겟(18)은 상기 전자빔(예컨대, X-ray)이 인출되는 방향에 구비될 수 있다. 상기 X-선 타겟(18)은 X-선 투과창(15), X-선 타겟층(14)을 구비할 수 있다. 상기 X-선 투과창(15)은 상기 전자빔이 충돌하여 치료 및 진단용 방사선을 발생시켜 전리 방사선을 대기중으로 방사하는 기능을 수행하며, 모양으로는 원통형, 원뿔형, 원뿔통형, 갓형 중 어느 하나로 형성될 수 있다. 상기 X-선 타겟층(14)은 상기 X-선 투과창(15) 내측면에 얇은 박막으로 형성되며, 그 재질로는 텅스텐(W), 이트륨(Y), 몰리브데눔(Mo), 탄탈륨(Ta), 은(Ag) 중 어느 하나일 수 있다. 예컨대, 상기 X-선 타겟(18)의 X-선 윈도우(15)가 원뿔형 구조일 경우, 경사면 사이각이 5도 내지 60도, X-선 타겟층(14)의 두께는 0.1 내지 10㎛일 수 있다. 또한, 상기 X-선 투과창(15)은 베릴륨(Be), 알루미늄(Al), 마그네슘(Mg), 알루니늄 나이트라이드(AlN), 알루미늄베릴륨 합금(AlBe), 산화 규소(SixOy), 티타늄(Ti) 중 어느 하나의 재질 또는 결합을 통한 합금일 수 있다. The X-ray target 18 may be provided in a direction in which the electron beam (e.g., X-ray) is drawn out. The X-ray target 18 may include an X-ray transmitting window 15 and an X-ray target layer 14. [ The X-ray transmission window 15 generates radiation for treatment and diagnosis by colliding with the electron beam, and radiates ionizing radiation into the atmosphere. The X-ray transmission window 15 is formed in any shape such as a cylindrical shape, a conical shape, a conical shape, . The X-ray target layer 14 is formed as a thin film on the inner side of the X-ray transmission window 15. The material of the X-ray target layer 14 is tungsten (W), yttrium (Y), molybdenum (Mo), tantalum Ta, and silver (Ag). For example, when the X-ray window 15 of the X-ray target 18 has a conical structure, the angle between the inclined surfaces may be 5 degrees to 60 degrees, and the thickness of the X-ray target layer 14 may be 0.1 to 10 占have. The X-ray transmission window 15 may be made of at least one selected from the group consisting of beryllium (Be), aluminum (Al), magnesium (Mg), aluminum nitride (AlN), aluminum beryllium alloy (AlBe), silicon oxide (Ti), or an alloy through bonding.

상기 X-선 타겟(18)과 상기 세라믹 튜브(16)는 연결 양극을 통해 연결되며, 상기 연결 양극은 상기 원뿔형상의 투과형 X-선 투과창(15)과 X-선 타겟층(14)에 의해 360도 입체각 방향으로 균일한 X-선 발생선을 얻을 수 있다. 상기 집속 전극(13)을 통해 전계방출형 전자빔 에미터(11)에 구비된 탄소나노튜브 냉전계방출 전자빔원은 0 내지 -70 kV의 고전압으로 대전되고, X-선 타겟(18)을 구성하는 X-선 타겟층(14)과 X-선 투과창(15)는 연결 양극(17)을 통해 전기적으로 접지되어 집속 이극관 전계방출형 구조로 초소형 X-선 튜브(120)의 전자빔의 인출, 가속을 동시에 이루어 낼 수 있다.The X-ray target 18 and the ceramic tube 16 are connected to each other through a connection anode. The connection anode is formed by the conical transmission type X-ray transmission window 15 and the X- A uniform X-ray generation line can be obtained in the direction of the solid angle. The carbon nanotube cold electron emission electron beam source provided in the field emission electron beam emitter 11 through the focusing electrode 13 is charged to a high voltage of 0 to -70 kV, The X-ray target layer 14 and the X-ray transmission window 15 are electrically grounded through the connection anode 17 to form a condensed cathode tube field emission structure, which draws and accelerates the electron beam of the micro- Can be achieved at the same time.

상기 X-선 타겟(18)의 구조는 몬테카를로 전산모사를 통해 발생되는 X-선이 균일한 공간분포를 가지도록 설계된 구조로서, 상기 X-선 타겟(18)은 기계적으로 가공된 베릴륨 X-선 투과창(14) 내측에 마그네트론 스퍼터를 이용하여 X-선 타겟층(14)을 증착한 것일 수 있다. 예컨대, 두께 1.5㎛ 의 텅스텐(W) 박막을 증착하고, 본 X-선 튜브(120)의 전자빔 조건에서 발생되는 X-선을 최대화하도록 최적화된 것일 수 있다. 상기 연결 양극(17)은 전원공급을 받기 위해 외부표면과 연결된 리드선(미도시)이 개별적으로 구비될 수 있다.The structure of the X-ray target 18 is designed to have a uniform spatial distribution of X-rays generated through Monte-Carlo computational simulation, and the X-ray target 18 has a mechanically processed beryllium X- And the X-ray target layer 14 may be deposited on the inside of the transmission window 14 using a magnetron sputter. For example, a tungsten (W) thin film having a thickness of 1.5 占 퐉 may be deposited and optimized to maximize the X-ray generated in the electron beam condition of the present X-ray tube 120. [ The connection anode 17 may be provided with lead wires (not shown) connected to the external surface to receive power supply.

모든 접합 부위는 단단하게 진공 밀봉되어 있을 수 있는데, 양측이 개봉된 알루미나 재질의 세라믹 튜브(16)는 전자빔 발생부(20)와 연결 양극(17)으로 접합될 수 있다. 양쪽 전극은 알루미나 재질의 세라믹과 유사한 열팽창 계수를 가진 코바로 제작될 수 있다. 상기 연결 양극(17)은 열팽창 계수가 다른 베릴륨 재질의 X-선 투과창과 세라믹 튜브를 접합하기 위한 중간 구조물로 사용될 수 있다. 보다 구체적으로, X-선 튜브(120)에 포함된 부품은 550 ℃에서 10 시간 동안 가열하여 표면 탈가스를 시행하였고, 곧바로 680℃에서 30분간 가열하여 브레이징 접합을 통해 형성될 수 있다. 또한, 진공 브레이징 접합 이전에 진공 챔버 속에서 전자빔 인출을 테스트하고 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)와 집속 전극(13)의 위치를 조정하여 형성될 수 있다.All of the joints may be tightly sealed in vacuum. A ceramic tube 16 made of alumina, which is opened at both sides, may be joined to the electron beam generating portion 20 and the connection anode 17. Both electrodes can be made of cobalt having a thermal expansion coefficient similar to that of an alumina ceramic. The connection anode 17 can be used as an intermediate structure for joining a ceramic tube with an X-ray transmission window made of beryllium having a different thermal expansion coefficient. More specifically, the components included in the X-ray tube 120 can be formed through brazing bonding by heating at 550 ° C for 10 hours to perform surface degassing and immediately heating at 680 ° C for 30 minutes. It may also be formed by testing the electron beam withdrawal in a vacuum chamber prior to vacuum brazing and adjusting the position of the carbon nanotube electron beam emitter 11 and focusing electrode 13.

이와 같은 구성을 통해, 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)는 별도의 냉각 장치가 필요하지 않을 수 있다. 종래의 텅스텐 필라멘트를 이용한 X-선 튜브(120)의 경우 전자빔 방출을 위해 텅스텐 필라멘트를 가열하여야 하며, 이에 따라 별도의 냉각 장치를 필요로 한다. 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)는 상기 텅스텐 필라멘트를 사용하는 기술과 달리 전자빔 생성 및 방출을 위해 가열을 하지 않기 때문에 별도의 냉각 장치를 필요로 하지 않는다. With such a configuration, the X-ray tube system 100 according to the embodiment of the present invention may not require a separate cooling device. In the case of the conventional X-ray tube 120 using a tungsten filament, the tungsten filament must be heated to emit an electron beam, and thus a separate cooling device is required. The X-ray tube system 100 according to the embodiment of the present invention does not require heating for generation and emission of electron beams, unlike the technique using the tungsten filament, so that no separate cooling device is required.

상기 X-선 튜브(120)는 탄소나노튜브에서 인출된 전자빔을 이용하여 X-선을 생성하여 방출할 수 있다. 이 때, 탄소나토튜브에서 생성된 전자빔이 가속되어 X-선 타겟과 충돌하여 X-선 타겟에서 열이 발생할 수 있으나, 치료 시 안전한 온도 범위에서 제어 가능하다. The X-ray tube 120 can generate and emit X-rays using electron beams extracted from the carbon nanotubes. At this time, the electron beam generated from the carbon nano tube accelerates and collides with the X-ray target to generate heat in the X-ray target, but it can be controlled in a safe temperature range in the treatment.

상기 고전압 연결부(110)는 X-선 튜브(120)와 외부의 전원장치를 연결하여, X-선 튜브(120)에서 X-선을 생성 및 방출할 수 있도록 하는 역할을 한다. X-선 튜브(120)에 고전압 연결부(110)를 연결하도록 배치함으로써 다양한 전원장치를 연결하여 사용할 수 있기 때문에 X-선 튜브 시스템(100)의 사용 접근성을 높일 수 있다. X-선 튜브 시스템(100)에 다양한 전원장치를 연결할 수 있으므로 다양한 전원 공급 환경에서 사용할 수 있고, X-선 튜브(120)의 수명이 다한 경우에도 상기 X-선 튜브(120)의 교체를 용이하게 할 수 있다. 또한, X-선 튜브(120)의 집속 전극(13) 및 X-선 타겟에 각각 전압 공급 및 접지 연결을 용이하게 수행할 수 있어 안정적인 X-선 생성이 가능하도록 할 수 있다. The high-voltage connecting unit 110 connects the X-ray tube 120 and an external power supply unit to generate and discharge X-rays in the X-ray tube 120. Since the high voltage connecting unit 110 is connected to the X-ray tube 120, various power supply units can be connected to the X-ray tube 120, thereby improving the accessibility of the X-ray tube system 100. Since various power supply devices can be connected to the X-ray tube system 100, the X-ray tube 120 can be used in various power supply environments and the X-ray tube 120 can be easily replaced even when the life of the X- . In addition, voltage supply and ground connection can be easily performed to the focusing electrode 13 and the X-ray target of the X-ray tube 120, so that stable X-ray generation can be performed.

상기 고전압 연결부(110)는 X-선 튜브(120)의 집속 전극(13)에 접하는 제1 전극(111)을 포함할 수 있으며, 상기 제1 전극(111)을 통해 X-선 튜브(120)에 전원을 공급할 수 있다. 또한, X-선 튜브(120)의 X-선 타겟(18)에 전기적으로 연결되는 제2 전극(112)을 포함할 수 있다. 상기 제2 전극(112)은 양극 전극(17)을 통해 X-선 타겟(18)에 전기적으로 연결될 수 있으며, 상기 제2 전극(112) 및 양극 전극(17)은 추가적인 배선을 통해 전기적으로 연결될 수 있다. The high voltage connection 110 may include a first electrode 111 in contact with the focusing electrode 13 of the X-ray tube 120 and may be connected to the X-ray tube 120 through the first electrode 111, As shown in FIG. It may also include a second electrode 112 electrically connected to the X-ray target 18 of the X-ray tube 120. The second electrode 112 may be electrically connected to the X-ray target 18 via the anode electrode 17 and the second electrode 112 and the anode electrode 17 may be electrically connected through additional wiring .

본 발명의 일 실시 예에서, 고전압 연결부(110)는 리셉터클을 포함할 수 있다. 이 때, 상기 제1 전극(111) 및 제2 전극(112)은 리셉터클에 포함될 수 있다. 리셉터클을 포함함으로써 외부의 전원 및 X-선 튜브(120)의 연결을 용이하게 할 수 있다. In one embodiment of the present invention, the high voltage connection 110 may include a receptacle. At this time, the first electrode 111 and the second electrode 112 may be included in the receptacle. By including the receptacle, external power supply and connection of the X-ray tube 120 can be facilitated.

이 때, 상기 고전압 연결부(110)의 제1 전극(111)은 외부의 전원장치와 연결되어 상기 X-선 튜브(120)로 전압을 인가하는 통로 역할을 할 수 있고, 상기 고전압 연결부(110)의 제2 전극(112)은 외부의 접지와 연결되어 X-선 타겟이 외부의 접지와 연결되도록 할 수 있다. 이를 통해, 외부의 전원장치에서 전압을 인가함으로써 상기 X-선 튜브(120)에는 수십 kV의 음전압이 걸릴 수 있고, 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)는 안정적이고 안전하게 X-선을 생성하여 방출할 수 있다.In this case, the first electrode 111 of the high-voltage connecting part 110 may be connected to an external power source to serve as a path for applying a voltage to the X-ray tube 120, and the high- The second electrode 112 of the X-ray target may be connected to an external ground so that the X-ray target is connected to the external ground. Accordingly, a voltage of several tens kV can be applied to the X-ray tube 120 by applying a voltage from an external power source device, and the X-ray tube system 100 according to the embodiment of the present invention can stably and safely X-rays can be generated and released.

상기 보호부(130)는 상기 고전압 연결부(110)의 적어도 일부 및 X-선 튜브(120)의 적어도 일부를 둘러싼다. 상기 보호부(130)는 상기 X-선 튜브(120)에서 음전압이 생성 및 방출될 수 있도록 하며, 사용자 또는 환자에 대한 위해 요소를 방지하는 역할을 할 수 있다.The protective portion 130 surrounds at least a portion of the high voltage connection 110 and at least a portion of the X-ray tube 120. The protection unit 130 may generate and discharge a negative voltage in the X-ray tube 120, and may prevent a risk to a user or a patient.

외부의 전원장치로부터 고전압 연결부(110)에 전압을 인가하면 X-선 튜브(120) 및 고전압 연결부(110)의 연결부위를 중심으로 수십 kV의 음전압이 공기 중으로 방출될 수 있다. X-선 튜브(120) 및 고전압 연결부(110)의 연결부위를 중심으로 방출되는 음전압은 X-선 튜브(120)에서의 음전압 방출을 방해하여, X-선 튜브(120)가 50 kV 이상의 고전압을 생성하지 못하는 문제점이 발생할 수 있다. 또한, X-선 튜브(120) 및 고전압 연결부(110)의 연결부위를 중심으로 방출되는 음전압은 사용자 또는 환자에게 위해가 될 수 있다. When a voltage is applied to the high voltage connection part 110 from an external power supply device, a negative voltage of several tens kV can be emitted into the air around the connection part between the X-ray tube 120 and the high voltage connection part 110. The negative voltage emitted around the connection of the X-ray tube 120 and the high voltage connection 110 interrupts the negative voltage emission in the X-ray tube 120, so that the X- The high voltage may not be generated. In addition, the negative voltage emitted around the connection portion between the X-ray tube 120 and the high voltage connecting portion 110 may be harmful to the user or the patient.

본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)는 고전압 연결부(110)의 적어도 일부 및 X-선 튜브(120)의 적어도 일부를 둘러싸는 보호부(130)를 포함함으로써 X-선 튜브(120)의 X-선 타겟을 통해 X-선이 방출되도록 할 수 있고, 상기 설명한 문제를 방지할 수 있다. Ray tube system 100 in accordance with an embodiment of the present invention includes a protective portion 130 surrounding at least a portion of the high voltage connection 110 and at least a portion of the x- Ray can be emitted through the X-ray target of the X-ray source 120, and the above-described problem can be prevented.

또한, 상기 보호부(130)는 상기 고전압 연결부(110)의 적어도 일부 및 X-선 튜브(120)의 적어도 일부를 둘러싸도록 배치됨으로써, 고전압 연결부(110) 및 X-선 튜브(120)가 일체화될 수 있다. X-선 튜브(120)를 X-선 튜브 시스템(100)로부터 제거하는 경우, 고전압 연결부(110)와 X-선 튜브(120)가 일체화됨으로써 X-선 튜브(120)의 제거가 용이하다. The protection unit 130 is disposed to surround at least a part of the high voltage connection part 110 and at least a part of the X-ray tube 120 so that the high voltage connection part 110 and the X-ray tube 120 are integrated . When the X-ray tube 120 is removed from the X-ray tube system 100, the X-ray tube 120 is easily removed by integrating the high-voltage connector 110 and the X-ray tube 120.

상기 보호부(130)는 폴리머 등의 절연성 물질을 포함할 수 있으며, 본 발명이 여기에 한정하는 것은 아니다. 보호부(130)는 고전압 연결부(110) 및 X-선 튜브(120)의 적어도 일부를 감싸도록 절연성 필름을 부착하거나, 액상 또는 반고상의 절연물질을 분사 또는 칠하여 피복함으로써 형성할 수 있다. 상기 보호부(130)는 고전압 연결부(110) 및 X-선 튜브(120)의 측면 전체를 감싸도록 형성할 수 있다. 상기 보호부(130)의 두께는 특별히 한정되지 않는다. 상기 보호부(130)의 두께는 고전압 연결부(110) 및 X-선 튜브(120)가 일체화하고, X-선이 고전압 연결부(110) 및 X-선 튜브(120)의 측면쪽으로 방출되지 않도록 X-선을 차단할 수 있는 범위에서 정해질 수 있다. The protection unit 130 may include an insulating material such as a polymer, and the present invention is not limited thereto. The protection unit 130 may be formed by attaching an insulating film to cover at least a part of the high-voltage connecting unit 110 and the X-ray tube 120, or by spraying or painting a liquid or semi-insulating material. The protection unit 130 may be formed to surround the entire sides of the high-voltage connection unit 110 and the X-ray tube 120. The thickness of the protective portion 130 is not particularly limited. The thickness of the protective portion 130 is set such that the high voltage connecting portion 110 and the X-ray tube 120 are integrated and the X-ray is not emitted to the side surfaces of the high voltage connecting portion 110 and the X- - It can be set within a range that can block the line.

상기 어플리케이터(140)는 X-선 튜브(120)에서 생성된 X-선이 치료 부위로 방출되도록 X-선의 방출 경로를 형성하는 역할을 할 수 있다. The applicator 140 may serve to form an X-ray emission path so that the X-ray generated in the X-ray tube 120 is emitted to the treatment site.

도 4는 X-선 튜브(120)에서 방출되는 X-선을 도시한 것이다. 도 4를 참조하면, X-선 튜브(120)에서 생성된 X-선은 방향성 없이 전 방향으로 방출된다. 이와 같은 X-선을 치료 부위가 있는 방향으로만 방출되도록 함으로써, 치료 효과를 높일 수 있고 X-선 노출에 의한 부작용 발생을 방지할 수 있다. FIG. 4 shows X-rays emitted from the X-ray tube 120. FIG. Referring to FIG. 4, the X-rays generated in the X-ray tube 120 are emitted in all directions without directionality. By allowing such X-rays to be released only in the direction of the treatment site, the therapeutic effect can be enhanced and the occurrence of side effects due to X-ray exposure can be prevented.

상기 어플리케이터(140)는 보호부(130)의 적어도 일부를 둘러싸도록 배치된다. 이를 통해 X-선 튜브(120)에 고정하여 배치될 수 있다. 또한, 상기 어플리케이터(140)의 일단이 상기 X-선 튜브(120) 보다 외부로 연장되어 배치된다. 이를 통해 X-선 튜브(120)에서 생성된 X-선이 어플리케이터(140)의 내면에 형성된 통로를 따라 치료 부위로 향하여 방출되도록 할 수 있다. The applicator 140 is disposed to surround at least a part of the protective portion 130. And can be fixedly arranged on the X-ray tube 120 through the X-ray tube 120. One end of the applicator 140 is disposed outside the X-ray tube 120. Thereby allowing X-rays generated in the X-ray tube 120 to be emitted toward the treatment site along a path formed in the inner surface of the applicator 140.

어플리케이터(140)는 X-선이 목적하는 방향으로 방출되도록 하기 위해 상기 어플리케이터(140) 중 상기 X-선 튜브(120)를 둘러싸는 부분의 지름이 상기 어플리케이터(140)의 끝 단의 지름 보다 크게 형성될 수 있다. 보다 구체적으로, 상기 어플리케이터(140)는 상기 어플리케이터(140)의 타단으로 갈수록 지름이 커지는 나팔관 형상일 수 있다. The applicator 140 may be configured such that the diameter of the portion of the applicator 140 surrounding the X-ray tube 120 is larger than the diameter of the end of the applicator 140 so that the X- . More specifically, the applicator 140 may have a trumpet shape having a larger diameter toward the other end of the applicator 140.

또한, X-선이 방출되는 상기 어플리케이터(140)의 끝 부분은 X-선의 방출을 용이하게 하기 위하거나, 치료 부위의 형태 및 치료 목적에 따라 나팔관의 크기, 끝 부분의 지름 및 너비, 끝 부분의 형상을 다양한 형태로 변형할 수 있다. In addition, the end portion of the applicator 140 through which the X-ray is emitted may be designed to facilitate the release of the X-ray, or the size of the fallopian tube, the diameter and width of the end portion, Can be modified into various shapes.

상기 어플리케이터(140)를 안정적으로 고정하기 위하여, 상기 어플리케이터(140)는 고전압 연결부(110)가 배치된 부분까지 연장되어 배치될 수 있다. 또한, 다른 실시 예에 있어서, 전압 커넥터(260)가 배치된 부분까지 연장되어 배치될 수 있다. 이 때, 어플리케이터(140)의 모양이 고전압 보호부(130)의 외형에 대응하는 형상일 수 있다. In order to stably fix the applicator 140, the applicator 140 may be extended to a portion where the high voltage connecting portion 110 is disposed. Further, in another embodiment, the voltage connector 260 may be extended to a portion where the voltage connector 260 is disposed. In this case, the shape of the applicator 140 may be a shape corresponding to the outer shape of the high voltage protection unit 130.

상기 어플리케이터(140)는 상기 어플리케이터(140)의 일단에 배치되고, 치료받는 부위에 접하여 상기 어플리케이터(140)를 지지하는 지지부를 포함할 수 있다. 상기 지지부는 어플리케이터(140)의 끝 부분을 감싸는 형태로 형성될 수 있으며, 치료 부위에 안정적으로 접할 수 있도록, 어플리케이터(140)의 다른 부분의 두께보다 두껍게 형성될 수 있다. 상기 지지부는 어플리케이터(140)와 동일한 재질로 이루어질 수 있다. 또한, X-선 튜브 시스템(100)가 치료 부위에 안정적으로 지지될 수 있도록 하기 위해 폴리머 등의 신축성 있는 재질로 이루어질 수 있다.The applicator 140 may include a support disposed at one end of the applicator 140 and supporting the applicator 140 in contact with a portion to be treated. The support portion may be formed to surround the end portion of the applicator 140 and may be thicker than other portions of the applicator 140 so as to stably contact the treatment portion. The support may be made of the same material as the applicator 140. In addition, the X-ray tube system 100 may be made of a stretchable material such as a polymer in order to stably support the X-ray tube system 100 at a treatment site.

상기 어플리케이터(140)는 X-선이 어플리케이터(140)를 투과하여 방출되는 것을 방지하고, X-선이 원하는 방향으로 방출되도록 하기 위해 적절한 두께를 갖도록 형성될 수 있다. 상기 어플리케이터(140)의 두께는 50 keV의 에너지를 갖는 X-선을 100% 차단할 수 있는 조건으로 형성될 수 있다. 또한, 상기 어플리케이터(140)는 X-선이 어플리케이터(140)를 투과하여 방출되는 것을 방지하고, X-선이 원하는 방향으로 방출되도록 하기 위해 금속을 포함하여 형성될 수 있다. The applicator 140 may be formed to have an appropriate thickness to prevent the X-rays from being transmitted through the applicator 140 and to allow the X-rays to be emitted in a desired direction. The thickness of the applicator 140 may be set to 100% of the X-ray having an energy of 50 keV. In addition, the applicator 140 may include a metal to prevent X-rays from being transmitted through the applicator 140 and to allow X-rays to be emitted in a desired direction.

도 5는 X-선 필터(150)를 도시한 것이다. 도 2 및 도 5를 참조하면, 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)는 어플리케이터(140)의 일단에 배치된 X-선 필터(150)를 더 포함할 수 있다. FIG. 5 shows an X-ray filter 150. FIG. 2 and 5, an X-ray tube system 100 according to an embodiment of the present invention may further include an X-ray filter 150 disposed at one end of the applicator 140.

상기 X-선 필터(150)는 X-선이 상기 X-선 필터(150)를 통과하여 조사되는 영역에 일정한 강도로 조사되도록 하는 역할을 할 수 있다. 이를 위해 상기 X-선 필터(150)는 상기 어플리케이터(140)의 일단보다 안쪽에 배치될 수 있다. The X-ray filter 150 may function to irradiate the X-ray through the X-ray filter 150 at a predetermined intensity. For this, the X-ray filter 150 may be disposed inside the one end of the applicator 140.

도 6은 X-선 필터(150)를 통과한 X-선의 강도를 도시한 것이다. 도 6을 참조하면, 상기 X-선 필터(150)는 어플리케이터(140)의 끝 부분을 통해 방출되는 X-선이 공간적으로 균일하게 방출되도록 할 수 있다. 이를 위해, X-선 필터(150)는 도 5(a) 및 (b)에 도시된 바와 같이, 일면의 중앙부 또는 양면의 중앙부가 볼록한 형상일 수 있다. 또한, 어플리케이터(140)의 끝 부분의 형상에 따르는 형상을 가질 수 있다. Fig. 6 shows the intensity of the X-ray passing through the X-ray filter 150. Fig. Referring to FIG. 6, the X-ray filter 150 may cause the X-rays emitted through the end portion of the applicator 140 to be spatially and uniformly emitted. 5 (a) and 5 (b), the X-ray filter 150 may have a convex shape in the central part of one surface or the central part in both surfaces. Further, it may have a shape corresponding to the shape of the end portion of the applicator 140.

X-선 필터(150)의 재질은 특별히 한정되지 않으며, 알루미늄 또는 지르코늄 등의 금속 물질 또는 흑연을 포함할 수 있다. 상기 X-선 필터(150)는 흑연을 포함하여 형성됨으로써, X-선 필터(150)를 통과한 X-선의 강도의 감소를 줄일 수 있고, 얇게 제작할 수 있으며, 다양한 어플리케이터(140)의 형상에 맞추어 제작할 수 있는 이점이 있다. The material of the X-ray filter 150 is not particularly limited, and may include a metal material such as aluminum or zirconium or graphite. Since the X-ray filter 150 includes graphite, it is possible to reduce the intensity of the X-ray passing through the X-ray filter 150 and to make the X-ray filter thinner. There is an advantage that it can be made to match.

도 7은 본 발명의 다른 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(200)의 사시도이고, 도 8은 본 발명의 다른 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(200)의 단면도이다.FIG. 7 is a perspective view of an X-ray tube system 200 according to another embodiment of the present invention, and FIG. 8 is a cross-sectional view of an X-ray tube system 200 according to another embodiment of the present invention.

도 7 및 도 8을 참조하면, 본 발명의 다른 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(200)는, 상기 고전압 연결부(210)에 연결된 전압 커넥터(260)를 포함할 수 있다.Referring to FIGS. 7 and 8, an X-ray tube system 200 according to another embodiment of the present invention may include a voltage connector 260 connected to the high voltage connection 210.

상기 전압 커넥터(260)는 X-선 튜브(220)와 연결된 고전압 연결부(210)와 연결되고, 또한 외부의 전원장치에 연결됨으로써, X-선 튜브(220)에서 X-선을 생성 및 방출할 수 있도록 하는 역할을 할 수 있다. 상기 전압 커넥터(260) 및 고전압 연결부(210)는 X-선 튜브 시스템(200)로부터 용이하게 탈착되도록 구성될 수 있다. The voltage connector 260 is connected to a high voltage connecting part 210 connected to the X-ray tube 220 and connected to an external power source device so as to generate and emit X-rays in the X-ray tube 220 Can play a role. The voltage connector 260 and the high voltage connection 210 may be configured to be easily removable from the X-ray tube system 200.

전압 커넥터(260)는 외부의 전원 및 고전압 연결부(210)의 제1 전극(211)과 전기적으로 연결되는 제3 전극(261)을 포함할 수 있고, 이를 통해 X-선 튜브(220)로 전압을 공급할 수 있다. 또한, 전압 커넥터(260)는 외부의 접지 및 고전압 연결부(210)의 제2 전극(212)과 전기적으로 연결되는 제4 전극(262)을 포함할 수 있고, 이를 통해 X-선 타겟을 접지시킬 수 있다. The voltage connector 260 may include a third electrode 261 electrically connected to an external power source and the first electrode 211 of the high voltage connection 210 through which the voltage Can be supplied. The voltage connector 260 may also include a fourth electrode 262 that is in electrical communication with the second electrode 212 of the external ground and high voltage connection 210 to ground the X- .

본 발명의 다른 실시 예에서는, 전압 커넥터(260)의 제4 전극(262)은 고전압 연결부(210)를 거치지 않고 X-선 타겟과 전기적으로 연결될 수 있다. 즉, 고전압 연결부(210)는 X-선 타겟과 전기적으로 연결되는 제2 전극(212)을 포함하지 않을 수 있고, 이 때, X-선 타겟과 연결된 배선을 통해 전압 커넥터(260)의 제4 전극(262)이 X-선 타겟과 연결될 수 있다. In another embodiment of the present invention, the fourth electrode 262 of the voltage connector 260 may be electrically connected to the X-ray target without going through the high voltage connection 210. That is, the high voltage connection 210 may not include the second electrode 212, which is electrically connected to the X-ray target, Electrode 262 may be connected to the X-ray target.

앞서 설명한 바와 같이, 고전압 연결부(210)는 리셉터클을 포함할 수 있다. 이 때, 상기 제1 전극(211) 및 제2 전극(212)은 리셉터클에 포함될 수 있다. 리셉터클을 포함함으로써 상기 제1 전극(211) 및 제2 전극(212)을 각각 전압 커넥터(260)의 제3 전극(261) 및 제4 전극(262)과 용이하게 연결할 수 있으며, X-선 튜브(220)와의 연결을 용이하게 할 수 있다. As described above, the high voltage connection 210 may include a receptacle. At this time, the first electrode 211 and the second electrode 212 may be included in the receptacle. By including the receptacle, the first electrode 211 and the second electrode 212 can be easily connected to the third electrode 261 and the fourth electrode 262 of the voltage connector 260, respectively, (220).

이와 같이 전압 커넥터(260) 및 고전압 연결부(210)를 배치함으로써 다양한 전원장치를 연결하여 사용할 수 있기 때문에 X-선 튜브 시스템(200)의 사용 접근성을 높일 수 있다. X-선 튜브 시스템(200)에 다양한 전원장치를 연결할 수 있으므로 다양한 전원 공급 환경에서 사용할 수 있고, X-선 튜브(220)의 수명이 다한 경우에도 상기 X-선 튜브(220)의 교체를 용이하게 할 수 있다. Since the voltage connector 260 and the high-voltage connecting unit 210 are disposed in this manner, various power supply units can be connected and used. This improves the accessibility of the X-ray tube system 200. Since various power supply devices can be connected to the X-ray tube system 200, the X-ray tube 220 can be used in various power supply environments and the X-ray tube 220 can be easily replaced even when the life of the X- .

본 발명의 다른 실시 예에서, 보호막은 고전압 연결부(210)의 적어도 일부, X-선 튜브(220)의 적어도 일부 및 전압 커넥터(260)의 적어도 일부를 감싸도록 배치될 수 있다. 이를 통하여 전압 커넥터(260), 고전압 연결부(210) 및 X-선 튜브(220)가 일체화될 수 있다. X-선 튜브(220)를 X-선 튜브 시스템(200)로부터 제거하는 경우, 전압 커넥터(260), 고전압 연결부(210) 및 X-선 튜브(220)가 일체화됨으로써 X-선 튜브(220)의 제거가 용이하다. In another embodiment of the present invention, the protective film may be arranged to enclose at least a portion of the high voltage connection 210, at least a portion of the X-ray tube 220, and at least a portion of the voltage connector 260. Through which the voltage connector 260, the high voltage connection 210 and the X-ray tube 220 can be integrated. When the X-ray tube 220 is removed from the X-ray tube system 200, the voltage connector 260, the high voltage connection 210 and the X-ray tube 220 are integrated, Can be easily removed.

도 9는 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(200)의 사용 예를 도시한 것이다. 9 illustrates an example of use of an x-ray tube system 200 in accordance with an embodiment of the present invention.

도 9를 참조하면, 고전압 연결부(210)에 전압 커넥터(260)가 연결되고, 상기 전압 커넥터(260)에 전압 케이블이 연결되어 외부의 전원장치로부터 X-선 튜브 시스템(200)로 전원이 공급되도록 형성됨을 알 수 있다. 또한, 외부의 접지가 전압 케이블, 전압 커넥터(260), 고전압 연결부(210)를 통해 X-선 타겟으로 연결됨을 알 수 있다. 9, a voltage connector 260 is connected to the high voltage connector 210, a voltage cable is connected to the voltage connector 260, and power is supplied from the external power supply to the X-ray tube system 200 . &Lt; / RTI > It can also be seen that the external ground is connected to the X-ray target via the voltage cable, the voltage connector 260 and the high voltage connection 210.

본 발명은 상술한 실시 형태 및 첨부된 도면에 의해 한정되는 것이 아니며 첨부된 청구범위에 의해 한정하고자 한다. 따라서, 청구범위에 기재된 본 발명의 기술적 사상을 벗어나지 않는 범위 내에서 당 기술분야의 통상의 지식을 가진 자에 의해 다양한 형태의 치환, 변형 및 변경이 가능할 것이며, 이 또한 본 발명의 범위에 속한다고 할 것이다. The present invention is not limited to the above-described embodiment and the accompanying drawings, but is intended to be limited by the appended claims. It will be apparent to those skilled in the art that various changes in form and details may be made therein without departing from the spirit and scope of the invention as defined by the appended claims. something to do.

100, 200: X-선 튜브 시스템
110, 210: 고전압 연결부
111, 211: 제1 전극
112, 212: 제2 전극
120, 220: X-선 튜브
130, 230: 보호부
140, 240: 어플리케이터
150, 250: X-선 필터
260: 전압 커넥터
261: 제3 전극
262: 제4 전극
11: 전자빔 에미터
12: 진공 게터 필름
13: 집속 전극
14: X-선 타겟층
15: X-선 투과창
16: 세라믹 튜브
17: 양극 전극
18: X-선 타겟
20: 전자빔 발생부100, 200: X-ray tube system
110, 210: High voltage connection
111, 211: first electrode
112, 212: second electrode
120, 220: X-ray tube
130, and 230:
140, 240: applicator
150, 250: X-ray filter
260: Voltage connector
261: Third electrode
262: fourth electrode
11: electron beam emitter
12: Vacuum getter film
13: focusing electrode
14: X-ray target layer
15: X-ray transmission window
16: Ceramic tube
17: anode electrode
18: X-ray target
20: electron beam generator

Claims

High voltage connection;
An X-ray tube that receives power from the high voltage connection and emits X-rays;
A protective portion surrounding at least a portion of the high voltage connection and at least a portion of the X-ray tube;
An applicator surrounding at least a portion of the protective portion and having one end extended outwardly from the X-ray tube; And
And an X-ray filter disposed at the one end of the applicator, wherein the X-ray emitted from the X-ray tube irradiates the irradiated region with a constant intensity,
The X-
A carbon nanotube electron beam emitter for extracting an electron beam; And
And an X-ray target connected to the ground, the X-ray target colliding with the drawn electron beam to emit the X-ray.

The method according to claim 1,
Wherein the diameter of the portion of the applicator surrounding the X-ray tube is larger than the diameter of the end of the applicator.

The method according to claim 1,
Wherein the applicator is in the shape of a trumpet tube having a larger diameter toward the other end of the applicator.

delete

The method according to claim 1,
Wherein the X-ray filter is disposed inside the one end of the applicator.

delete

The method according to claim 1,
And a voltage connector coupled to the high voltage connection.

9. The method of claim 8,
Wherein the guard surrounds at least a portion of the voltage connector.

The method according to claim 1,
Wherein the applicator comprises a support disposed at one end of the applicator and adapted to support the applicator in contact with a region to be treated.