JP4268037B2 - Optically driven therapeutic radiation source - Google Patents

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Description

本発明は治療用放射線源、特に、光学的駆動式の熱陰極（または、熱電子陰極）を利用した、省電力、高効率、且つ、小型化された放射線源に関する。   The present invention relates to a therapeutic radiation source, and more particularly to a power-saving, high-efficiency, and miniaturized radiation source using an optically driven hot cathode (or a thermoelectron cathode).

医療分野において、患者の診断、治療、及び待期療法（palliative treatment）に対して、Ｘ線やγ線等の治療用放射線が使用されている。従来の、治療のために使用される放射線源は大型で固定式の機械や小型で移動式の放射線発生プローブ等を含む。また、現在の治療システムは複雑な治療計画を作成するためにコンピューターを利用している。   In the medical field, therapeutic radiation such as X-rays and γ-rays is used for diagnosis, treatment, and palliative treatment of patients. Conventional radiation sources used for treatment include large, stationary machines, small, mobile radiation generating probes, and the like. Current treatment systems also use computers to create complex treatment plans.

医療用として利用される従来の放射線システムは高出力の遠隔の放射線源を利用し、放射線のビームを患者の身体の腫瘍等の、ターゲット領域（または、目標領域）に向ける。この種の治療は、放射線源がターゲット領域から予め規定された距離だけ離れた場所に配置されるので、遠隔治療法（teletherapy）と呼ばれる。しかしながら、これらの治療法には、放射線源とターゲット領域との間に存在する組織が放射線にさらされるという欠点がある。患者の外部から患者の内部のターゲット領域に放射線を適用する遠隔治療法の放射線源はターゲット領域の組織のみならず、放射線が入射された場所と放射線が出て行く場所との間に存在する、周辺の領域の組織にも損傷を与える可能性が高い。   Conventional radiation systems utilized for medical use utilize a high-power remote radiation source and direct a beam of radiation to a target area (or target area), such as a tumor in a patient's body. This type of treatment is called teletherapy because the radiation source is located at a predetermined distance from the target area. However, these treatments have the disadvantage that the tissue present between the radiation source and the target area is exposed to radiation. Teletherapy radiation sources that apply radiation from outside the patient to a target area inside the patient exist not only in the tissue of the target area, but also between where the radiation is incident and where the radiation exits. There is a high possibility of damage to the tissue in the surrounding area.

一方、近接照射療法（brachytherapy）は治療をしようとしている領域の付近や領域の内部に放射線源を配置することによって治療を行う。近接照射療法は予め規定された組織部分のみを治療し、その周辺の組織に対して大きな影響を与えないように放射線を適用するという点で遠隔治療法よりも優れている。近接照射療法は一般に、治療しようとしているターゲット組織内または、その付近に直接配置することができる、「シード（seed）」、すなわち、カプセル式の放射性同位元素を使用する治療法を意味する。しかしながら、このような放射性同位元素の扱いや処分は、それらを扱う人や環境に対して大きな危険性を与える。   Brachytherapy, on the other hand, treats a patient by placing a radiation source near or within the area to be treated. Brachytherapy is superior to teletherapy in that it treats only a pre-determined tissue portion and applies radiation so as not to significantly affect surrounding tissue. Brachytherapy generally refers to a treatment that uses a “seed”, ie, a capsule radioisotope, that can be placed directly in or near the target tissue to be treated. However, the handling and disposal of such radioisotopes poses a great risk to the people and environment that handle them.

この出願において用語「Ｘ線近接照射療法」とは、治療しようとしている領域内または、その付近にＸ線源を配置する、Ｘ線放射線療法を意味するものとする。本出願人に譲渡されたNomikosらの米国特許No.5,153,900、Sliskiらの米国特許No.5,369,679、及びSmithらの米国特許No.5,422,926は患者の身体内に挿入され、身体内で起動（または、活性化）される、小型で低出力の放射線源を利用したＸ線近接照射療法システムを開示している。（これらの特許は本願に参照として組み込まれるものとする。）上述の特許で開示されたＸ線近接照射療法システムはターゲット組織内または、その付近でＸ線を発生することが可能な、小型で体内に挿入可能なプローブを備えるので、放射線を目標の組織に到達させるために、放射線を患者の皮膚、骨、または他の組織を通過させる必要がない。   In this application, the term “X-ray brachytherapy” shall mean X-ray radiation therapy in which an X-ray source is placed in or near the area to be treated. Nomikos et al. U.S. Pat. No. 5,153,900, Sliski et al. U.S. Pat.No. 5,369,679, and Smith et al. U.S. Pat. An activated X-ray brachytherapy system utilizing a small, low-power radiation source is disclosed. (These patents are incorporated herein by reference.) The X-ray brachytherapy system disclosed in the aforementioned patents is small and capable of generating X-rays in or near the target tissue. With a probe that can be inserted into the body, it is not necessary for the radiation to pass through the patient's skin, bone, or other tissue in order to reach the target tissue.

挿入可能なプローブは治療に対して適切な領域内または、その付近に配置された定格上の「点状」放射源から低出力のＸ線を放射する。それゆえ、Ｘ線近接照射療法は治療しようとしている組織の周辺の組織に悪影響を与えずに、予め規定された組織体積部分のみにＸ線を適用することを可能にする。また、Ｘ線は予め決められた場所に予め規定された分量で、予め規定された幾何学的体積に適用される。Ｘ線近接照射療法は放射性同位元素を使用せずに、近接照射療法の長所を活用することができる。また、Ｘ線近接照射療法は、オペレーターが放射されるＸ線放射線の分量（または、投与量）や投与する時間を制御することを可能にする。   The insertable probe emits low-power x-rays from a nominal “point” radiation source located in or near the appropriate area for treatment. Therefore, X-ray brachytherapy allows X-rays to be applied only to a predefined tissue volume without adversely affecting the tissue surrounding the tissue to be treated. X-rays are applied to a predetermined geometric volume in a predetermined amount at a predetermined location. X-ray brachytherapy can take advantage of brachytherapy without using radioisotopes. X-ray brachytherapy also allows the operator to control the amount (or dose) and time of administration of the X-ray radiation emitted.

Ｘ線近接照射療法は通常、腫瘍や腫瘍の一部が除去された領域を局在的に配置された出力端を持った放射線源で処置するために、腫瘍や腫瘍の一部が除去された領域に挿入可能なプローブを配置することを必要とする。米国特許No.5,153,900に開示されたタイプのＸ線プローブは筐体及び、筐体から軸上に沿って拡張し、先端にＸ線放射用のターゲット部材（または、標的部材）を備えた中空で管状（または、チューブ状）のプローブまたはカテーテルを備えている。プローブは通常、熱陰極（または、熱電子陰極）等の、電子線源（または、電子源）を収容している。   X-ray brachytherapy usually removes a tumor or part of a tumor in order to treat the area from which the tumor or part of the tumor has been removed with a radiation source with a localized output end It is necessary to place an insertable probe in the area. An X-ray probe of the type disclosed in U.S. Pat. No. 5,153,900 is a hollow case having a casing and a target member (or a target member) for X-ray emission that extends from the casing along the axis and has a tip at the tip. A tubular (or tubular) probe or catheter is provided. The probe typically contains an electron beam source (or electron source), such as a hot cathode (or thermionic cathode).

Ｘ線近接照射療法のもう１つの形式として、米国特許No.5,428,658のＸ線プローブは金属の鞘に被われた可撓性の光ファイバー等の、可撓性の（または、フレキシブルな）プローブを備えている。この特許のＸ線プローブは可撓性プローブの先端に接続された実質的に剛性（または、硬直）のカプセルを含む。このカプセルは電子線源及びＸ線放射性ターゲット部材を収容している。そして、電子線源としては、光電陰極が使用されてもよい。光電陰極が使用された場合、ＬＥＤまたはレーザー源により光電子放出性の物質が輻射加熱（irradiate）され、自由電子が発生させられる。通常、ＬＥＤまたはレーザー源から光電陰極に光を結合（または、伝播）させるために、可撓性の光ファイバーケーブルが使用される。   As another form of X-ray brachytherapy, the X-ray probe of US Pat. No. 5,428,658 comprises a flexible (or flexible) probe, such as a flexible optical fiber covered with a metal sheath. ing. The X-ray probe of this patent includes a substantially rigid (or rigid) capsule connected to the tip of a flexible probe. The capsule contains an electron beam source and an X-ray radioactive target member. A photocathode may be used as the electron beam source. When a photocathode is used, a photoelectron emitting substance is irradiated by an LED or laser source to generate free electrons. Typically, flexible fiber optic cables are used to couple (or propagate) light from an LED or laser source to the photocathode.

米国特許No.5,133,900及びNo.5,428,658は電子線源とターゲット部材との間に加速用の電場を確立することを開示している。確立された電場は電子線源から放出された電子をターゲット部材に向かって加速させるために利用される。ターゲット部材は電子線源から入射された電子に対する応答で放射線を放射する。   U.S. Pat. Nos. 5,133,900 and 5,428,658 disclose establishing an accelerating electric field between an electron beam source and a target member. The established electric field is used to accelerate electrons emitted from the electron beam source toward the target member. The target member emits radiation in response to electrons incident from the electron beam source.

従来技術の熱陰極の１つの形式は、電流及び電流に対する抵抗によって加熱されるフィラメントを利用している。フィラメントによる熱はカソードを加熱し、熱電子放出によって電子が発生する。このような抵抗によって加熱される熱陰極を利用する従来技術のＸ線装置のカソード組立品は、例えば、直径が約２ｍｍで、長さが約２ｃｍのトリウムタングステンコイルから構成される。トリウムタングステンコイルは、４Ａ以上の電流と抵抗によって加熱されたときに、熱電子放出によって電子を放射する。１つの形式において、このコイルは、生成された電子ビームを電子ビームのターゲット（または、標的）として作用する、対向するアノード上の小さなスポットに集中させるために、金属製の集束用カップによって覆われていてもよい。ビームは通常、約０.３ｍｍから２.５ｍｍの範囲の、アノード上のスポットに集束（または、集中）される。多くの応用例において、電子ビームからのエネルギーはアノード上で熱に変換される。そのような熱に対処するために、高出力医療用Ｘ線源は水冷式の、急速に回転するアノードを利用する場合が多い。このような構成により、局在的な加熱の影響を最小にしながら、小さな集束スポットを可能にする、向上した効果的なターゲット領域（または、目標領域）が確立される。   One type of prior art hot cathode utilizes a filament that is heated by current and resistance to current. Heat from the filament heats the cathode, and electrons are generated by thermionic emission. A cathode assembly of a prior art X-ray apparatus utilizing a hot cathode heated by such a resistance is composed of a thorium tungsten coil having a diameter of about 2 mm and a length of about 2 cm, for example. The thorium tungsten coil emits electrons by thermionic emission when heated by a current and resistance of 4 A or more. In one form, the coil is covered by a metal focusing cup to focus the generated electron beam onto a small spot on the opposing anode that acts as the target (or target) for the electron beam. It may be. The beam is typically focused (or focused) on a spot on the anode in the range of about 0.3 mm to 2.5 mm. In many applications, energy from the electron beam is converted to heat on the anode. In order to cope with such heat, high power medical x-ray sources often utilize a water-cooled, rapidly rotating anode. Such a configuration establishes an improved and effective target area (or target area) that allows a small focused spot while minimizing the effects of localized heating.

優れた熱伝導性及び効果的な熱消散を達成するために、アノードは通常、銅から作製される。また、アノードの電子ビームが入射される領域はＸ線が効果的に発生するように、大きな原子番号を持った材料から形成される必要がある。優れた熱伝導率、効果的な熱の消散、及び効果的なＸ線の生成の要求を満たすために、通常、タングステン合金が銅に埋め込まれる。   In order to achieve excellent thermal conductivity and effective heat dissipation, the anode is usually made from copper. Further, the region where the electron beam of the anode is incident needs to be formed of a material having a large atomic number so that X-rays are effectively generated. In order to meet the requirements for good thermal conductivity, effective heat dissipation, and effective x-ray production, tungsten alloys are typically embedded in copper.

電子線源は可能な限り効果的に加熱されるのが望ましい。すなわち、熱陰極は可能な限り小さい電力で可能な限り高い温度に達するのが望ましい。しかしながら、例えば、従来のＸ線管の場合、管内に配置されたコイル状のカソードの熱的な蒸発が管の故障を引き起こす可能性が高い。また、必要以上に高温に加熱されたアノードは放射線出力を劣化させる原因となる可能性がある。例えば、約１から３秒間の比較的長い時間、Ｘ線源にさらされると、アノードの温度はアノードが輝く程度に上昇し、アノードの表面が局所的に溶けだしたり、穴があいたりし、結果的に放射線出力を劣化させる。   It is desirable that the electron beam source be heated as effectively as possible. That is, it is desirable for the hot cathode to reach the highest possible temperature with as little power as possible. However, for example, in the case of a conventional X-ray tube, thermal evaporation of a coiled cathode disposed in the tube is likely to cause failure of the tube. In addition, an anode heated to an unnecessarily high temperature may cause the radiation output to deteriorate. For example, when exposed to an X-ray source for a relatively long time of about 1 to 3 seconds, the temperature of the anode rises to such an extent that the anode shines, and the surface of the anode starts to melt locally, resulting in holes. The radiation output is degraded.

光電陰極は上述のような問題を避けることができるが、光電陰極を使用する場合、光電陰極を作製するのが困難であるという問題がある。光電陰極は十分な量子効率を持たなければならない（ここで、量子効率は入射された光子（光量子）１つ当りに対して生成される電子の数に関する量である）。この効率は有効な入射光の強度と均衡するはずである。１０-3以上の適当な量子効率を持った、実質的に使用可能な物質の場合、光電陰極は真空状態で作製されなければならない。本出願人に譲渡された米国特許No.5,428,658はベルジャー（bell jar）内に配置された光ファイバーケーブルを利用して真空状態での製造が実施可能であることを開示している。（これらの特許は本願に参照として組み込まれるものとする。）これらの従来技術を使用して、例えば、Ａｇ-Ｏ-Ｃｓの感光面（photosurface）を製造することができる。しかしながら、これらの光ファイバーケーブルは空気に触れさせることなく、管状のプローブ内に挿入され、光ファイバーケーブルの端が真空状態でプローブに封止されなければならない。 The photocathode can avoid the above-mentioned problems, but when using the photocathode, there is a problem that it is difficult to produce the photocathode. The photocathode must have sufficient quantum efficiency (where quantum efficiency is a quantity related to the number of electrons generated per incident photon (photon)). This efficiency should be balanced with the effective incident light intensity. In the case of a substantially usable material with a suitable quantum efficiency of 10 −3 or higher, the photocathode must be made in a vacuum. U.S. Pat. No. 5,428,658, assigned to the present applicant, discloses that manufacturing in a vacuum state can be performed using an optical fiber cable placed in a bell jar. (These patents are incorporated herein by reference.) These prior art techniques can be used, for example, to produce a photosurface of Ag-O-Cs. However, these optical fiber cables must be inserted into a tubular probe without exposure to air, and the ends of the optical fiber cables must be sealed to the probe in a vacuum.

本発明の目的は大幅な省電力を達成した、高効率で小型の放射線源を提供することである。本発明のもう１つの目的は真空状態で作製される光電陰極を必要とすることなく、最小の熱損失で電子を発生する電子線源を備えた、小型の放射線源を提供することである。本発明のもう１つの目的は熱陰極を加熱するために、抵抗性（ohmic）の加熱を利用するのではなく、レーザーエネルギーを使用する小型の放射線源を提供することである。この方法により、放射線源に必要とされる電力を大幅に減少させながら、ターゲット領域（または、目標領域）に治療用の放射線を発生させるために必要な電子の流れ（または、電子流）を形成するのに十分な量の電子を生成することができる。   It is an object of the present invention to provide a highly efficient and compact radiation source that achieves significant power savings. Another object of the present invention is to provide a compact radiation source with an electron beam source that generates electrons with minimal heat loss without the need for a photocathode made in a vacuum. Another object of the present invention is to provide a compact radiation source that uses laser energy rather than utilizing ohmic heating to heat the hot cathode. This method creates the flow of electrons (or electron flow) necessary to generate therapeutic radiation in the target area (or target area) while significantly reducing the power required by the radiation source. A sufficient amount of electrons can be generated.

上述のレーザー加熱式の治療用放射線源に必要な電力を減少させるために、熱陰極の熱損失を最小に抑えることが望まれる。レーザー加熱式熱陰極の熱損失は次の要素を含む。
１）熱伝導による熱損失；
２）入射されるレーザー放射線の吸収されないで残る部分による熱損失；及び、
３）熱放射による熱損失。 In order to reduce the power required for the laser-heated therapeutic radiation source described above, it is desirable to minimize the heat loss of the hot cathode. The heat loss of the laser-heated hot cathode includes the following elements.
1) Heat loss due to heat conduction;
2) heat loss due to the unabsorbed portion of the incident laser radiation; and
3) Heat loss due to heat radiation.

したがって、 本発明のもう１つの目的は熱陰極によって吸収されずに残る、入射されたレーザー放射線による熱損失の量を減少させることによって、放射線源のレーザー加熱式熱陰極の効率を増大させることである。本発明のもう１つの目的はレーザー加熱式熱陰極中の熱伝導によって生ずる熱損失を減少させ、それによって、レーザー駆動式放射線源の効率を増大させ、電力消費を減少させることである。   Accordingly, another object of the present invention is to increase the efficiency of the laser heated hot cathode of the radiation source by reducing the amount of heat loss due to incident laser radiation that remains unabsorbed by the hot cathode. is there. Another object of the present invention is to reduce the heat loss caused by heat conduction in the laser heated hot cathode, thereby increasing the efficiency of the laser driven radiation source and reducing power consumption.

米国特許No.5,133,900及びNo.5,428,658は実質的に剛性（または、硬直）のカプセルに収容された電子線源及びターゲット部材を開示している。電子線源はビーム経路に沿って電子ビームを発生し、ビーム経路にはターゲット部材が配置される。カプセル内には加速用の電場が確立される。加速用の電場は電子線源から放射された電子をターゲット部材に向かって加速するように作用する。電子線源からの入射電子への応答で、ターゲット部材は治療用放射線を放射する。   U.S. Pat. Nos. 5,133,900 and 5,428,658 disclose an electron beam source and target member housed in a substantially rigid (or rigid) capsule. The electron beam source generates an electron beam along the beam path, and a target member is disposed in the beam path. An electric field for acceleration is established in the capsule. The electric field for acceleration acts to accelerate the electrons emitted from the electron beam source toward the target member. In response to incident electrons from the electron beam source, the target member emits therapeutic radiation.

カプセルは電子ビームの軸に沿って拡張する、実質的に真空の内部領域を画定する。通常、従来技術のカプセルの内面は電気絶縁材料で被われている。上述のＸ線プローブ等の装置においては、高電圧に対する絶縁として真空が使用されるが、真空の信頼性は、真空空間の絶縁能力が突発的に失われ、電気破壊（または、絶縁破壊）が発生したときに、予測不能な「スパーキング（火花発生）」や「アーキング」を起こす危険性を伴う。また、Ｘ線の効果的な生成は電子経路がカソードからターゲットに直接的に向かう必要がある。電子が絶縁体の帯電の影響によって側面の方向に逸れた場合、Ｘ線の生成の効率が減少し、Ｘ線出力の安定性が低下してしまう。   The capsule defines a substantially vacuum interior region that extends along the axis of the electron beam. Usually, the inner surface of prior art capsules is covered with an electrically insulating material. In the apparatus such as the above-described X-ray probe, a vacuum is used as an insulation against a high voltage. However, the reliability of the vacuum suddenly loses the insulation capacity of the vacuum space, and electrical breakdown (or dielectric breakdown) occurs. When it occurs, there is a risk of unpredictable “sparking” and “arcing”. Also, effective generation of X-rays requires that the electron path be directed directly from the cathode to the target. When electrons deviate in the direction of the side surface due to the influence of charging of the insulator, the efficiency of X-ray generation is reduced and the stability of X-ray output is reduced.

したがって、本発明のもう１つの目的は、このような電気破壊を防止し、Ｘ線出力を安定させることである。電気破壊を防止し、Ｘ線出力を安定させるためには電子線源とターゲットとの間の領域に実質的に均等な電圧勾配（voltage gradient）を確立することが重要である。本発明は電子線源とターゲット部材との間の真空領域内に実質的に均一な電圧勾配を形成することによって、高効率で小型の治療用放射線源を提供する。   Therefore, another object of the present invention is to prevent such electrical breakdown and stabilize the X-ray output. In order to prevent electrical breakdown and stabilize the X-ray output, it is important to establish a substantially uniform voltage gradient in the region between the electron beam source and the target. The present invention provides a highly efficient and compact therapeutic radiation source by creating a substantially uniform voltage gradient in the vacuum region between the electron beam source and the target member.

本発明は低出力の、電子ビーム駆動式放射線源を備えた、小型の治療用放射線源に関する。詳細に述べると、本発明の装置は好まれるものとしてレーザーである、光学的な放射線源によって加熱された熱陰極を含む。   The present invention relates to a small therapeutic radiation source with a low power, electron beam driven radiation source. Specifically, the apparatus of the present invention includes a hot cathode heated by an optical radiation source, preferably a laser.

本発明に従った治療用放射線源は放射線発生組立品、光学的放射線源、及びプローブ組立品を含む。光学的放射線源は好まれるものとして、実質的に単色の、コヒーレントな放射線ビームを生成するレーザー（または、レーザー装置）である。放射線発生組立品は定格上、直線の基準軸に沿ったビーム経路に沿って電子ビームを形成する電子を放射するための電子線源及び、ビーム経路上に配置されたターゲット部材（または、標的部材）を含む。電子線源は好まれるものとして、電子放射性表面を備えた、光学的駆動式熱陰極である。   Therapeutic radiation sources according to the present invention include a radiation generating assembly, an optical radiation source, and a probe assembly. The optical radiation source is preferably a laser (or laser device) that produces a substantially monochromatic, coherent beam of radiation. The radiation generating assembly is rated to have an electron beam source for emitting electrons that form an electron beam along a beam path along a linear reference axis and a target member (or target member) disposed on the beam path. )including. The electron beam source is preferably an optically driven hot cathode with an electron emitting surface.

本発明の１つの実施例において、光学駆動式熱陰極は渦巻状（または、螺旋）の形状を持つ。この構成により、熱陰極内の熱伝導による熱損失が最小化される。この実施例において、渦巻形状の熱陰極は好まれるものとして、渦巻形状の伝導性部材から作製される。渦巻形状の伝導性部材は互いに間隔の開いた複数の「巻き」を持ち、前記伝導性部材の連続した「巻き」の間に隙間空間（または、間隙）を画定する。渦巻形状伝導性部材は実質的に真空の内部空間に収容されるので、伝導性部材の連続した巻きの間の隙間空間を介した熱伝導が実質的に排除される。熱伝導による熱損失を最小にすることにより、結果的に小型の熱陰極の効率が増大する。   In one embodiment of the invention, the optically driven hot cathode has a spiral (or spiral) shape. With this configuration, heat loss due to heat conduction in the hot cathode is minimized. In this embodiment, a spiral hot cathode is preferred and is made from a spiral conductive member. The spiral-shaped conductive member has a plurality of “windings” spaced apart from each other, and defines a gap space (or gap) between successive “windings” of the conductive member. Since the spiral shaped conductive member is housed in a substantially vacuum interior space, heat conduction through the interstitial space between successive turns of the conductive member is substantially eliminated. Minimizing heat loss due to heat conduction results in increased efficiency of a small hot cathode.

ターゲット部材は電子線源（または、電子源）からの、加速された入射電子への応答で、治療用の放射線を放射する手段（または、部材）を含む。好まれる実施例において、ターゲット部材は熱陰極の電子放射性表面から間隔を開けて、対向した状態で配置される。ターゲット部材は熱陰極から加速された入射電子への応答で、治療用放射線を放射するように構成された、少なくとも１つの放射線放射性部材を含む。治療用放射線源はまた、電子線源から放射された電子をターゲット部材に向かって加速するために作用する加速用電場を確立する、加速用電圧を与えるための手段を含む。   The target member includes means (or member) for emitting therapeutic radiation in response to accelerated incident electrons from an electron beam source (or electron source). In the preferred embodiment, the target member is placed in opposition, spaced from the electron emitting surface of the hot cathode. The target member includes at least one radiation-emitting member configured to emit therapeutic radiation in response to accelerated incident electrons from the hot cathode. The therapeutic radiation source also includes means for providing an accelerating voltage that establishes an accelerating electric field that acts to accelerate electrons emitted from the electron beam source toward the target member.

１つの実施例において、放射線発生組立品はさらに、電子線源及びターゲット部材を収容する、実質的に剛性（または、硬直）のカプセルを含む。好まれるものとして、電子線源はカプセルの近位の端に配置され、ターゲット部材は遠位の端に配置される。カプセルはカプセルの近位の端の熱陰極と遠位の端のターゲット部材との間の、定格上直線のビーム軸に沿って拡張する、実質的に真空の内部領域を画定する。カプセルは好まれるものとして、カプセルの遠位の端に配置される放射線透過性領域を含む。カプセルの内面の全抵抗は好まれるものとして、消散される電力を全電力の１０％以下に制限するのに十分な程度に高い。   In one embodiment, the radiation generating assembly further includes a substantially rigid (or rigid) capsule that houses the electron beam source and the target member. Preferably, the electron beam source is located at the proximal end of the capsule and the target member is located at the distal end. The capsule defines a substantially vacuum interior region extending along a nominally linear beam axis between the hot cathode at the proximal end of the capsule and the target member at the distal end. The capsule preferably includes a radiolucent region located at the distal end of the capsule. The total resistance of the inner surface of the capsule is preferred and is high enough to limit the dissipated power to 10% or less of the total power.

本発明の１つの実施例において、真空状のカプセルの内面は予め選択された最大電位と接地電位との間で、カプセル内に実質的に平滑な（または、均一な）電圧勾配を与えるために、弱い伝導性（weakly conductive）または半導性（semiconductive）の材料でコーティングされる。弱い伝導性または半導性のコーティングはカプセルの内側の面に適用され、カプセルのコーティングされた内面に衝突する電子の二次的な放射を減少させるように構成される。弱い伝導性または半導性のコーティングはさらに、三重会合点（triple junction point）の付近の電場を減少させるように構成され、それにより、熱陰極の三重会合点の電気的フラッシュオーバー（electrical flashover）の可能性を減少させる。すなわち、電界放出（field emission）による電荷の蓄積及び、それによって引き起こされる電子なだれや電気破壊（または、絶縁破壊）を防止するために十分な程度の電流がコーティングによって搬送される。   In one embodiment of the present invention, the inner surface of the vacuum-like capsule provides a substantially smooth (or uniform) voltage gradient within the capsule between a preselected maximum potential and ground potential. Coated with a weakly conductive or semiconductive material. A weakly conductive or semiconductive coating is applied to the inner surface of the capsule and is configured to reduce the secondary emission of electrons that impinge on the coated inner surface of the capsule. The weakly conductive or semiconductive coating is further configured to reduce the electric field in the vicinity of the triple junction point, thereby providing an electrical flashover at the triple junction of the hot cathode. Reduce the possibility of That is, the coating carries a sufficient amount of current to prevent charge accumulation due to field emission and the avalanche and electrical breakdown (or dielectric breakdown) caused thereby.

プローブ組立品は好まれるものとして光ファイバーケーブルである、近位の端及び遠位の端を持った光学的搬送構造を含む。光ファイバーケーブルの遠位の端は放射線発生組立品に接続される。光ファイバーケーブルは放射源によって発生し、近位の端に入射された光学的放射線を遠位の端まで搬送（または、伝播）する。光ファイバーケーブルは熱陰極の表面上に光学的放射線を衝突させるために光学的放射線のビームを搬送（または、透過）する。そして、光学的放射線のビームは、その時点で熱陰極の表面の少なくとも一部を電子放射温度まで加熱させるのに十分なパワーレベル（または、出力レベル）を持ち、熱陰極の表面から熱電子放出によって電子を放出させる。１つの実施例において、プローブ組立品は光ファイバーケーブルを収容する可撓性の（フレキシブルな）金属性の鞘（または、カテーテル）を含む。   The probe assembly includes an optical transport structure having a proximal end and a distal end, preferably a fiber optic cable. The distal end of the fiber optic cable is connected to the radiation generating assembly. The fiber optic cable is generated by a radiation source and carries (or propagates) optical radiation incident on the proximal end to the distal end. The fiber optic cable carries (or transmits) a beam of optical radiation to impinge the optical radiation on the surface of the hot cathode. The beam of optical radiation then has a power level (or power level) sufficient to heat at least a portion of the hot cathode surface to the electron emission temperature at that time, and thermionic emission from the hot cathode surface. To emit electrons. In one embodiment, the probe assembly includes a flexible metal sheath (or catheter) that houses a fiber optic cable.

１つの実施例において、加速用電圧を与えるための手段は第１端子及び第２端子、並びに、第１端子と第２端子との間の出力電圧を確立するための駆動手段を備える電力源（または、電源）である。１つの形式において、電力源は第１端子及び第２端子を介してターゲット部材に電気的に接続される。電力源の第１端子は熱陰極の電子放出表面に電気的に接続され、第２端子はターゲット部材に電気的に接続される。この構成により、熱陰極から放出された電子をターゲット部材に向かって加速する電場が確立される。   In one embodiment, the means for providing the accelerating voltage is a power source comprising a first terminal and a second terminal and a driving means for establishing an output voltage between the first terminal and the second terminal ( Or power supply). In one form, the power source is electrically connected to the target member via a first terminal and a second terminal. The first terminal of the power source is electrically connected to the electron emission surface of the hot cathode, and the second terminal is electrically connected to the target member. With this configuration, an electric field for accelerating the electrons emitted from the hot cathode toward the target member is established.

本発明の１つの実施例において、本発明の装置は筐体の内側の面に沿って、予め決められた場所に配置される１つまたは複数の反射部材を含む。反射部材は熱陰極によって吸収されなかった入射レーザー放射線を熱陰極に戻すように反射するように構成され、それにより、治療用放射線減の効率をさらに増大させる。   In one embodiment of the present invention, the apparatus of the present invention includes one or more reflective members disposed at predetermined locations along the inner surface of the housing. The reflective member is configured to reflect incident laser radiation that has not been absorbed by the hot cathode back to the hot cathode, thereby further increasing the efficiency of therapeutic radiation reduction.

本発明は患者の診断、治療、及び待期療法（palliative treatment）に使用することが可能な、小型で低消費電力の治療用放射線源に関する。本発明は熱陰極を電子放射温度まで加熱するためにレーザーを使用する。治療用放射線源のために必要な電力は、従来の熱陰極が抵抗によって加熱されるシステムに比べ大幅に減少される。本発明の装置によって生成された治療用放射線は（制限ではないが）Ｘ線を含んでもよい。医療用の用途に使用する場合、装置は、予め選択された領域に治療用放射線を照射するために、患者の身体等の内部に完全に、または部分的に埋め込まれて（または、移植されて）もよいし、身体等の表面の所望の位置に取り付けられてもよい。本発明の装置は、例えば、約１ｎＡから約１μＡの電子の流れの範囲とともに、約１０ｋｅＶから約９０ｋｅＶの範囲の比較的低い電圧で動作することができる。   The present invention relates to a small, low power therapeutic radiation source that can be used for patient diagnosis, treatment, and palliative treatment. The present invention uses a laser to heat the hot cathode to the electron emission temperature. The power required for the therapeutic radiation source is greatly reduced compared to systems where a conventional hot cathode is heated by resistance. The therapeutic radiation generated by the apparatus of the present invention may include (but is not limited to) x-rays. When used for medical applications, the device may be fully or partially implanted (or implanted) within a patient's body or the like to deliver therapeutic radiation to a preselected region. ) Or may be attached to a desired position on the surface of the body or the like. The device of the present invention can operate at relatively low voltages in the range of about 10 keV to about 90 keV, for example, with a range of electron flow of about 1 nA to about 1 μA.

図１（ａ）はＸ線の形式の治療用放射線を発生及び搬送（または、伝播）する治療用放射線源１０を示している。図１（ａ）に示されている、小型で低出力のＸ線源１０は従来の抵抗性の加熱を利用した熱陰極を備えた、従来技術のＸ線近接照射療法（brachytherapy）システムである。このような装置は上述の米国特許No.5,153,900「Miniaturized Low Power X-Ray Source」等に詳細に説明されている。システムは筐体１２及び、遠位の端部にターゲット組立品（または、標的組立品）２６を備え、筐体から基準軸１６に沿って拡張する円筒形のプローブ１４を含む。プローブ１４は筐体１２と一体的に構成され、可撓性であっても、剛性であってもよい。筐体１２は高電圧電力源１２Ａを収容している。プローブ１４は中空の管（または、チューブ）から構成され、電子線源２０を収容している。電子線源２０は浮動性（floating）（または、非接地）の低電圧電力源によって駆動される熱陰極２２を含む。１つの実施例において、電子線源２０は環状の集束電極（focusing electrode）２３を含み、熱陰極２２は陰極とほぼ同じ電位を持つ環状の集束電極２３の付近に配置される。   FIG. 1 (a) shows a therapeutic radiation source 10 that generates and carries (or propagates) therapeutic radiation in the form of X-rays. The small, low-power X-ray source 10 shown in FIG. 1 (a) is a prior art X-ray brachytherapy system with a hot cathode utilizing conventional resistive heating. . Such an apparatus is described in detail in the aforementioned US Pat. No. 5,153,900 “Miniaturized Low Power X-Ray Source”. The system includes a housing 12 and a cylindrical probe 14 with a target assembly (or target assembly) 26 at the distal end and extending along the reference axis 16 from the housing. The probe 14 is configured integrally with the housing 12 and may be flexible or rigid. The housing 12 houses a high voltage power source 12A. The probe 14 is formed of a hollow tube (or tube) and accommodates the electron beam source 20. The electron beam source 20 includes a hot cathode 22 driven by a floating (or ungrounded) low voltage power source. In one embodiment, the electron beam source 20 includes an annular focusing electrode 23 and the hot cathode 22 is disposed in the vicinity of the annular focusing electrode 23 having approximately the same potential as the cathode.

プローブ１４は陰極２２及び集束電極２３と同一の軸に沿って拡張する。プローブ１４はベリリウム（Ｂｅ）製のキャップ部及び、モリブデン−レニウム（Ｍｏ−Ｒｅ）、モリブデン（Ｍｏ）、またはミューメタルの本体部から構成される中空で、真空状態の円筒形部材（または、シリンダー）である。プローブの長さは処置しようとしている身体の領域に応じて決定されてもよい。例えば、円筒形部材は長さ１５ｃｍ、内径４ｍｍ、及び、外径５ｍｍであってもよい。もちろん、他の身体部分の処置のために、他の寸法及び形状が使用されてもよい。プローブ１４の本体部はミューメタル等の、磁気遮蔽性の材料から作製されてもよい。あるいは、プローブ１４は比較的高いヤング率（Young's modulus）及び弾性限界を持った、非磁性の金属から作製されてもよい。そのような金属はモリブデン、レニウム、または、それらの合金を含む。プローブの内面または外面は磁気的遮蔽を与えるために、パーマロイ（約８０％のニッケルと約２０％の鉄）等の、高い透磁率を持った合金でコーティングされてもよい。あるいは、プローブ１４にミューメタルの薄い鞘が被されてもよいし、または、ミューメタルの薄い鞘がプローブの代わりに使用されてもよい。このような構成により、従来技術のＸ線装置１０は電力、地球の磁場、または、ビームをプローブの軸から逸らせる可能性がある他の磁気を帯びた物体等による直流または交流の磁場が存在する環境でも使用することができる。   The probe 14 extends along the same axis as the cathode 22 and the focusing electrode 23. The probe 14 is a hollow cylindrical member (or cylinder) composed of a beryllium (Be) cap and a molybdenum-rhenium (Mo-Re), molybdenum (Mo), or mu metal body. ). The length of the probe may be determined depending on the region of the body being treated. For example, the cylindrical member may have a length of 15 cm, an inner diameter of 4 mm, and an outer diameter of 5 mm. Of course, other dimensions and shapes may be used for treatment of other body parts. The main body of the probe 14 may be made of a magnetic shielding material such as mu metal. Alternatively, the probe 14 may be made from a non-magnetic metal with a relatively high Young's modulus and elastic limit. Such metals include molybdenum, rhenium, or alloys thereof. The inner or outer surface of the probe may be coated with a high permeability alloy, such as permalloy (about 80% nickel and about 20% iron) to provide magnetic shielding. Alternatively, the probe 14 may be covered with a thin sheath of mu metal, or a thin sheath of mu metal may be used in place of the probe. With such a configuration, the prior art X-ray device 10 has a DC or AC magnetic field due to power, the earth's magnetic field, or other magnetic objects that can deflect the beam off the probe axis. It can also be used in environments where

図１（ｂ）は図１（ａ）に示されている従来技術のＸ線装置１０のブロック図である。このブロック図において、筐体１２は第１部分１２'及び第２部分１２''に分割された状態で示されている。第１筐体部分１２'は再充電可能なバッテリー１２Ｂ、外部の充電器５０とともに使用されるバッテリーのための再充電回路１２Ｄ、及び、外部の遠隔治療用装置５２への応答で動作するように構成された遠隔治療用回路１２Ｅを含む。第１筐体部分１２'は適当な接続手段により、第２筐体部分１２''に接続されている。第２筐体部分１２''は高電圧電力源１２Ａ、制御器１２Ｃ、プローブ１４、及び電子ビーム発生器を含む。図示された従来技術において、電子ビーム発生器は対応する光源駆動装置５５によって駆動される光電陰極２２及び、ダイオードレーザー５６及び対応するレンズ組立品５８を含む。動作中、レーザー５６は光電陰極２２を照射し、光電陰極２２は、それに対する応答で電子を発生し、さらに、発生した電子はアノード２４に向かって加速される。アノード２４は電子を引き付け、中央の開口を通して電子を通過させ、ターゲット組立品２６に向かわせる。マイクロプロセッサー１２Ｃは陰極の電圧、電子ビーム流、及び時間的なパラメーターを動的に調節するために（または、予め選択された陰極の電圧、電子ビーム流、及び時間的なパラメーターを与えるために）、電力源１２Ａ及び光源駆動装置５５を制御する。   FIG. 1B is a block diagram of the prior art X-ray apparatus 10 shown in FIG. In this block diagram, the housing 12 is shown divided into a first portion 12 'and a second portion 12' '. The first housing portion 12 ′ is operative in response to a rechargeable battery 12 B, a recharge circuit 12 D for a battery used with an external charger 50, and an external teletherapy device 52. A configured teletherapy circuit 12E is included. The first housing part 12 ′ is connected to the second housing part 12 ″ by suitable connection means. The second housing portion 12 '' includes a high voltage power source 12A, a controller 12C, a probe 14, and an electron beam generator. In the illustrated prior art, the electron beam generator includes a photocathode 22 driven by a corresponding light source driver 55, a diode laser 56 and a corresponding lens assembly 58. During operation, the laser 56 irradiates the photocathode 22 and the photocathode 22 generates electrons in response thereto, and the generated electrons are accelerated toward the anode 24. The anode 24 attracts electrons and allows them to pass through a central opening and direct them toward the target assembly 26. Microprocessor 12C dynamically adjusts cathode voltage, electron beam current, and temporal parameters (or provides preselected cathode voltage, electron beam current, and temporal parameters). The power source 12A and the light source driving device 55 are controlled.

図１（ｂ）に図示されているように、外部の遠隔治療用装置５２及び遠隔治療用回路１２Ｅは外部から、電力源１２Ａ及び時間的なパラメーターを動的に（または、予め決められた様式で）制御することを可能にするために協働する。また、筐体１２は装置全体が埋め込まれてもよいし、または、プローブ１４だけが患者の身体内に挿入されてもよい。さらに、プローブ１４だけが患者の身体内に挿入される場合、遠隔治療用回路１２Ｅを介さずに、制御器１２Ｃが直接操作されてもよい。   As shown in FIG. 1 (b), the external teletherapy device 52 and the teletherapy circuit 12E can dynamically (or pre-determined) the power source 12A and temporal parameters from the outside. Work together to make it possible to control. Also, the entire housing 12 may be embedded, or only the probe 14 may be inserted into the patient's body. Furthermore, when only the probe 14 is inserted into the patient's body, the controller 12C may be directly operated without going through the teletherapy circuit 12E.

上述のＸ線源１０において、ターゲット２６のＸ線放射性部材は電子が照射される領域内または領域付近に配置されるように構成される。Ｘ線放射性部材を腫瘍等の、ターゲット領域（または、目標領域）に近接させることにより、身体の壁を通して腫瘍の場所まで十分な量のＸ線を透過させるために従来の大型の装置で必要であった高電圧の使用が排除される。この構成は低電圧で放射線を目的とする腫瘍に集中させることができ、周囲の組織や放射線が入射される皮膚の部分の損傷を抑えることができる。   In the X-ray source 10 described above, the X-ray radioactive member of the target 26 is configured to be disposed in or near the region irradiated with electrons. Necessary in large conventional devices to transmit a sufficient amount of X-rays through the body wall to the tumor location by bringing the X-ray emitting member close to the target area (or target area), such as a tumor. The use of the high voltage that was present is eliminated. With this configuration, radiation can be concentrated on the target tumor at a low voltage, and damage to the surrounding tissue and the portion of the skin on which the radiation is incident can be suppressed.

図２は本発明に従って構成された、治療用放射線源１００の１つの実施例の全体的なブロック図である。治療用放射線源１００は（図１（ａ）及び図１（ｂ）に示されている）抵抗によって加熱される熱陰極、または光電陰極を使用する従来技術の治療用放射線源とは異なり、レーザー加熱式熱陰極を含む。熱陰極１２２を電流ではなく、レーザーで加熱することにより、本発明に従って構成された治療用放射線源１００は必要な電力を大幅に減少させることができる。   FIG. 2 is a general block diagram of one embodiment of a therapeutic radiation source 100 constructed in accordance with the present invention. The therapeutic radiation source 100 differs from prior art therapeutic radiation sources that use a hot cathode or photocathode that is heated by resistance (shown in FIGS. 1 (a) and 1 (b)) as a laser. Includes a heated hot cathode. By heating the hot cathode 122 with a laser rather than an electric current, the therapeutic radiation source 100 constructed in accordance with the present invention can significantly reduce the required power.

概略的に見ると、治療用放射線源１００は放射線発生組立品１０１、光学的放射線源１０４、及びプローブ組立品１０６を含む。好まれるものとして、光学的放射線源１０４はレーザーであり、光学的放射線源１０４によって発生する光学的放射線は実質的に単色且つコヒーレントである。レーザーはダイオードレーザーであってもよいし、または、例えば、Ｎｄ:ＹＡＧレーザー、Ｎｄ:ＹＶ０4レーザー、分子レーザー等の他のレーザーが使用されてもよい。あるいは、ＬＥＤ等の、他の高輝度の光源が使用されてもよい。 Viewed generally, the therapeutic radiation source 100 includes a radiation generation assembly 101, an optical radiation source 104, and a probe assembly 106. Preferably, the optical radiation source 104 is a laser and the optical radiation generated by the optical radiation source 104 is substantially monochromatic and coherent. Laser may be a diode laser, or, for example, Nd: YAG laser, Nd: YV0 4 laser, other lasers such as molecular laser may be used. Alternatively, other high-intensity light sources such as LEDs may be used.

放射線発生組立品１０１は電子線源（または、電子源）１２２、及び、加速された入射電子への応答で治療用放射線を放射するための手段（または、部材）を含むターゲット部材（または、標的部材）１２８を含む。好まれるものとして、電子線源１２２は熱陰極である。プローブ組立品１０６は光ファイバーケーブル等の、光学的搬送構造１１３を含む。光学的搬送構造１１３はレーザー源１０４によって発生したレーザー放射線のビームを熱陰極１２２に向ける（または、誘導する）。レーザービームは熱陰極１２２を加熱し、電子を熱電子放出する。   The radiation generating assembly 101 includes a target member (or target) that includes an electron beam source (or electron source) 122 and means (or member) for emitting therapeutic radiation in response to accelerated incident electrons. Member) 128. As preferred, the electron beam source 122 is a hot cathode. The probe assembly 106 includes an optical transport structure 113, such as a fiber optic cable. The optical transport structure 113 directs (or directs) a beam of laser radiation generated by the laser source 104 to the hot cathode 122. The laser beam heats the hot cathode 122 and emits electrons.

図３及び図４は本発明に従って構成された治療用放射線源１００の１つの実施例の概略的な図を示している。図３に図示されている実施例において、治療用放射線源１００はレーザー源１０４、プローブ組立品１０６、及び放射線発生組立品１０１を含む。放射線発生組立品１０１はビーム経路１０９に沿って電子ビームを発生する電子線源１２２及び、ビーム経路１０９上に配置されたターゲット部材１２８を含む。治療用放射線源１００はまた、電子線源１２２とターゲット部材１２８との間に加速用の電圧を与えるための手段を含む。図示されている実施例において、加速用電圧を与えるための手段は高電圧電力源（または、電源）１１２である。プローブ組立品１０６はレーザー源１０４及び高電圧電力源１１２を放射線発生組立品１０１に接続する。図３は治療用放射線源１００の全体的な図を示しており、図４は放射線発生組立品１０１、及びプローブ組立品１０６の遠位の端の拡大図を示している。   3 and 4 show a schematic diagram of one embodiment of a therapeutic radiation source 100 constructed in accordance with the present invention. In the embodiment illustrated in FIG. 3, the therapeutic radiation source 100 includes a laser source 104, a probe assembly 106, and a radiation generation assembly 101. The radiation generation assembly 101 includes an electron beam source 122 that generates an electron beam along the beam path 109 and a target member 128 disposed on the beam path 109. The therapeutic radiation source 100 also includes means for providing an accelerating voltage between the electron beam source 122 and the target member 128. In the illustrated embodiment, the means for providing the acceleration voltage is a high voltage power source (or power source) 112. The probe assembly 106 connects the laser source 104 and the high voltage power source 112 to the radiation generation assembly 101. FIG. 3 shows an overall view of the therapeutic radiation source 100 and FIG. 4 shows an enlarged view of the distal end of the radiation generating assembly 101 and the probe assembly 106.

図３及び図４を参照すると、プローブ組立品１０６は近位の端１１３Ａ及び遠位の端１１３Ｂを持った光学的搬送構造１１３を含む。光学的搬送構造１１３は可撓性（または、フレキシブル）で、電気伝導性のカテーテル（または、鞘）１０５に収容されている。光学的搬送構造１１３の遠位の端１１３Ｂは放射線発生組立品１０１に取り付けられている。好まれる実施例において、光学的搬送構造１１３は近位の端１１３Ａから遠位の端１１３Ｂまで拡張する、可撓性の光ファイバーケーブルである。この実施例において、光ファイバーケーブル１１３を被っている可撓性のカテーテル１０５は比較的小さい径を持った、可撓性の金属製の鞘（または、カテーテル）から構成される。   Referring to FIGS. 3 and 4, the probe assembly 106 includes an optical transport structure 113 having a proximal end 113A and a distal end 113B. The optical delivery structure 113 is flexible (or flexible) and is housed in an electrically conductive catheter (or sheath) 105. The distal end 113B of the optical delivery structure 113 is attached to the radiation generating assembly 101. In the preferred embodiment, the optical transport structure 113 is a flexible fiber optic cable that extends from the proximal end 113A to the distal end 113B. In this embodiment, the flexible catheter 105 covering the optical fiber cable 113 is composed of a flexible metal sheath (or catheter) having a relatively small diameter.

好まれる実施例において、光ファイバーケーブル１１３は電気伝導性の外部の面２００を含む。例えば、光ファイバーケーブル１１３の外面は電気伝導性のコーティングの適用（または、塗布）によって電気伝導性にされてもよい。光ファイバーケーブル１１３の電気伝導性の外面２００は高電圧電力源１１２から熱陰極１２２への接続を与える。この実施例においては、放射線発生組立品１０１もまた、電気伝導性の外部の面を持つ。好まれるものとして、可撓性の金属製鞘１０５及び放射線発生組立品１０１の伝導性の外面は両方とも、装置の危険性を減少させるために接地電位（または、グランド電位）に設定される。可撓性の鞘１０５はターゲット部材１２８からの接地用帰路（ground return）を高電圧電力源１１２に接続し、それによって、熱陰極１２２とターゲット部材１２８との間に高電圧の電場を確立する。例としての実施例において、光ファイバーケーブル１１３は約２００μｍの径を持ち、可撓性の金属鞘１０５は約１.４ｍｍの径を持つ。誘電材料（または、絶縁材料）の層２１０は光ファイバーケーブル１１３の外面と金属鞘１０５の内面との間に絶縁性を与える。   In the preferred embodiment, the fiber optic cable 113 includes an electrically conductive outer surface 200. For example, the outer surface of the optical fiber cable 113 may be made electrically conductive by applying (or applying) an electrically conductive coating. The electrically conductive outer surface 200 of the fiber optic cable 113 provides a connection from the high voltage power source 112 to the hot cathode 122. In this embodiment, radiation generating assembly 101 also has an electrically conductive exterior surface. Preferably, both the flexible metal sheath 105 and the conductive outer surface of the radiation generating assembly 101 are set to ground potential (or ground potential) to reduce the risk of the device. The flexible sheath 105 connects the ground return from the target member 128 to the high voltage power source 112, thereby establishing a high voltage electric field between the hot cathode 122 and the target member 128. . In the exemplary embodiment, the fiber optic cable 113 has a diameter of about 200 μm and the flexible metal sheath 105 has a diameter of about 1.4 mm. A layer 210 of dielectric material (or insulating material) provides insulation between the outer surface of the optical fiber cable 113 and the inner surface of the metal sheath 105.

図３及び図４に示されているように、放射線発生組立品１０１は電子線源１２２及びターゲット部材１２８を含む。放射線発生組立品１０１は例えば、約０.５ｃｍから２ｃｍの長さで、プローブ組立品１０６の遠位の端から拡張し、電子線源１２２及びターゲット部材１２８を収容するシェルまたはカプセルを含む。１つの実施例において、カプセル１３０は実質的にに剛性（または、硬直）で、概略的に円筒形の形状を持つ。この実施例において、放射線発生組立品１０１の他の部材を収容する円筒形のカプセル１３０は電子線源１２２及びターゲット部材１２８に対して実質的に剛性の筐体を与える。この実施例において、電子線源１２２及びターゲット部材１２８は筐体（または、カプセル）１３０内に収容されており、電子線源１２２はカプセル１３０の近位の端に配置され、ターゲット部材１２８はカプセル１３０の遠位の端に配置されている。   As shown in FIGS. 3 and 4, the radiation generation assembly 101 includes an electron beam source 122 and a target member 128. The radiation generating assembly 101 is, for example, approximately 0.5 cm to 2 cm long and includes a shell or capsule that extends from the distal end of the probe assembly 106 and houses the electron beam source 122 and the target member 128. In one embodiment, the capsule 130 is substantially rigid (or rigid) and has a generally cylindrical shape. In this embodiment, a cylindrical capsule 130 containing the other members of the radiation generating assembly 101 provides a substantially rigid housing for the electron beam source 122 and the target member 128. In this embodiment, the electron beam source 122 and the target member 128 are housed in a housing (or capsule) 130, the electron beam source 122 is located at the proximal end of the capsule 130, and the target member 128 is a capsule. Located at the distal end of 130.

カプセル１３０はカプセル１３０の近位の端の電子線源１２２とカプセル１３０の遠位の端のターゲット部材１２８との間で、ビーム軸１０９に沿って拡張する、実質的に真空状態の内部領域を画定する。放射線発生組立品１０１の内部の面は電気的絶縁物または半導体で被われており、放射線発生組立品の１０１の外部の面は、上述したように、電気伝導性の材料で構成される。低二次放出制御シート抵抗半導性フィルム（low secondary emission, controlled sheet resistance semiconducting film）はシステムの高電圧破壊電圧（high voltage breakdown voltege）を最大にする。好まれる実施例において、放射線発生組立品１０１はプローブ組立品の端部で気密封止状に構成され、真空状態にされる。他の実施例においては、プローブ組立品全体が真空状態にされてもよい。   Capsule 130 has a substantially vacuum inner region that extends along beam axis 109 between electron beam source 122 at the proximal end of capsule 130 and target member 128 at the distal end of capsule 130. Define. The inner surface of the radiation generating assembly 101 is covered with an electrical insulator or semiconductor, and the outer surface of the radiation generating assembly 101 is made of an electrically conductive material as described above. A low secondary emission, controlled sheet resistance semiconducting film maximizes the system's high voltage breakdown voltege. In the preferred embodiment, the radiation generating assembly 101 is configured to be hermetically sealed at the end of the probe assembly and is evacuated. In other embodiments, the entire probe assembly may be evacuated.

図示された本発明の好まれる実施例において、電子線源１２２は電子放出性表面を持った熱陰極１２２である。本発明の他の形式（図示せず）においては、環状の集束電極（focusing electrode）が付加的に備えられてもよい。また、そのような実施例において、熱陰極１２２は陰極とほぼ同じ電位を持つ環状の集束電極の付近に配置されてもよい。   In the illustrated preferred embodiment of the invention, the electron beam source 122 is a hot cathode 122 having an electron emissive surface. In another form of the invention (not shown), an annular focusing electrode may additionally be provided. In such an embodiment, the hot cathode 122 may be disposed near an annular focusing electrode having substantially the same potential as the cathode.

図３及び図４に図示された実施例において、加速用電場を確立するための手段は高電圧電力源（または、電源）１１２である。電力源１１２は第１端子１１２Ａ及び第２端子１１２Ｂ、並びに、第１端子１１２Ａと第２端子１１２Ｂとの間に出力電圧を確立するための駆動手段を備える。１つの形式において、電力源１１２は第１端子及び第２端子を介してターゲット部材に電気的に接続されてもよい。電力源１１２の第１端子１１２Ａは熱陰極１２２の電子放出性表面に電気的に接続され、第２端子１１２Ｂはターゲット部材１２８に電気的に接続される。   In the embodiment illustrated in FIGS. 3 and 4, the means for establishing the accelerating electric field is a high voltage power source (or power source) 112. The power source 112 includes a first terminal 112A and a second terminal 112B, and driving means for establishing an output voltage between the first terminal 112A and the second terminal 112B. In one form, the power source 112 may be electrically connected to the target member via a first terminal and a second terminal. The first terminal 112A of the power source 112 is electrically connected to the electron-emitting surface of the hot cathode 122, and the second terminal 112B is electrically connected to the target member 128.

図示された実施例において、高電圧電力源１１２は熱陰極１２２と接地されたターゲット部材１２８との間に加速用の電位差を確立するために、光ファイバーケーブルの伝導性の外面と金属製鞘１０５の間に高電位差を与える。この構成により、熱陰極１２２から放射された電子はターゲット部材１２８に向かって加速され、結果的に電子ビームが生成される。電子ビームは好まれるものとして、（例えば、１ｍｍ以下の径を持った）細いビームであり、ターゲット部材１２８まで拡張する、定格上直線の基準軸に沿ったビーム経路に沿って形成される。ターゲット部材１２８はビーム経路１０９上に配置される。電子線源１２２からターゲット部材１２８までの距離は好まれるものとして、約２ｍｍ以下である。   In the illustrated embodiment, the high voltage power source 112 includes a conductive outer surface of the fiber optic cable and a metal sheath 105 to establish an accelerating potential difference between the hot cathode 122 and the grounded target member 128. A high potential difference is given between them. With this configuration, electrons emitted from the hot cathode 122 are accelerated toward the target member 128, and as a result, an electron beam is generated. The electron beam is preferably a thin beam (e.g., having a diameter of 1 mm or less) and is formed along a beam path along a nominally straight reference axis that extends to the target member 128. Target member 128 is disposed on beam path 109. The distance from the electron beam source 122 to the target member 128 is preferably about 2 mm or less.

高電圧電力源１１２は好まれるものとして、以下の基準を満たす。
１）寸法が小さい；
２）バッテリー電力で動作可能程度に高い効率を持つ；
３）装置を特定の用途としてプログラム可能とするために、独立的に可変なＸ線管電圧及び電流を出力する。
好まれるものとして、電力源１１２は出力電圧の強度（または、振幅）及びビーム発生器電流の大きさを選択的に制御するための手段を含む、選択的に動作可能な制御手段を含む。この要求を満たすために、好まれるものとして、高周波数スイッチモード電力変換装置（high-frequency, switch-mode power converter）が使用されてもよい。低電力かつ高電圧を生成するための最も適当な構成は高電圧コックロフトウォルトン型倍増器（Cockroft-Walton-type multiplier）とともに動作する共振電圧変換装置（resonant voltage converter）である。低電力消散スイッチモード電力源制御器一体型回路（low-power dissipation, switch-mode power-supply controller-integrated circuit）は、このような構成を比較的少ない補助的な部材とともに制御するために有効な手段である。電力源１１２として適当な、例としての電力源は米国特許No.5,153,900及びNo.5,428,658に説明されている。 The high voltage power source 112 is preferred and meets the following criteria:
1) Small dimensions;
2) Highly efficient to operate with battery power;
3) Output independently variable x-ray tube voltage and current to make the device programmable for specific applications.
Preferably, the power source 112 includes selectively operable control means, including means for selectively controlling the intensity (or amplitude) of the output voltage and the magnitude of the beam generator current. To meet this requirement, a high-frequency, switch-mode power converter may be used as preferred. The most suitable configuration for generating low power and high voltage is a resonant voltage converter that works with a high voltage Cockroft-Walton-type multiplier. Low-power dissipation, switch-mode power-supply controller-integrated circuits are effective for controlling such configurations with relatively few auxiliary components. Means. Exemplary power sources suitable as power source 112 are described in US Pat. Nos. 5,153,900 and 5,428,658.

ターゲット部材１２８は好まれるものとして、熱陰極１２２の電子放出性表面から間隔を開けて、対向した状態で配置され、熱陰極１２２の電子放出性表面から入射される、加速された電子への応答で治療用放射線を放射するように構成された、少なくとも１つの放射線放射性材料を持つ。好まれる実施例において、放射された治療用放射線はＸ線であるが、本発明の範囲がＸ線に限定されず、他の形態の治療用放射線が発生されてもよいことは当業者にとって明白であるだろう。１つの実施例において、ターゲット部材１２８は入射電子ビームに対して露出した側（または、入射電子ビームが衝突する側）がタングステン（Ｗ）、ウラニウム（Ｕ）または金（Ａｕ）等の、高Ｚ（high-Z）のＸ線放射性部材の薄いフィルムまたは層でコーティングされた、小型のベリリウム（Ｂｅ）基板である。例として、電子が３０ｋｅＶ−まで加速された場合、２μｍの厚さの金の層は実質的に全ての入射電子を吸収し、その層で発生したＸ線の約９５％（３０ｅｋＶ−）、８８％（２０ｅｋＶ−）、及び８３％（１０ｋｅＶ−）を透過（または、放射）する。この実施例において、ベリリウム基板は約０.５ｍｍの厚さを持つ。この構成において、ベリリウム基板に対して垂直かつベリリウム基板の方向に発生し、金層を通過したＸ線の９５％は、ベリリウム基板を透過し、プローブ組立品１０６の遠位の端に向かう（または、誘導される）。   Target member 128 is preferably responsive to accelerated electrons that are spaced from and spaced from the electron-emitting surface of hot cathode 122 and are incident from the electron-emitting surface of hot cathode 122. And at least one radiation-emitting material configured to emit therapeutic radiation. In the preferred embodiment, the emitted therapeutic radiation is X-rays, but it is clear to those skilled in the art that the scope of the invention is not limited to X-rays and other forms of therapeutic radiation may be generated. Would be. In one embodiment, the target member 128 has a high Z, such as tungsten (W), uranium (U), or gold (Au) on the side exposed to the incident electron beam (or the side on which the incident electron beam collides). A small beryllium (Be) substrate coated with a thin film or layer of a (high-Z) X-ray radioactive member. As an example, when electrons are accelerated to 30 keV-, a 2 μm thick gold layer absorbs substantially all incident electrons, and about 95% (30 ekV-) of X-rays generated in that layer, 88 % (20 ekV−) and 83% (10 keV−) are transmitted (or emitted). In this embodiment, the beryllium substrate has a thickness of about 0.5 mm. In this configuration, 95% of the X-rays generated perpendicular to the beryllium substrate and in the direction of the beryllium substrate and passed through the gold layer are transmitted through the beryllium substrate and toward the distal end of the probe assembly 106 (or Induced).

本発明のいくつかの形式において、ターゲット部材１２８は異なった放射特性を持った複数の層またはフィルムを含んでもよい。例として、第１の層が比較的低いエネルギーで放射対エネルギーのピーク（emission versus energy peak）を持ち、第２の裏側の層が比較的高いエネルギーで放射対エネルギーのピークを持ってもよい。本発明のこの構成により、第１の放射線特性を達成するために第１層でＸ線を発生する低エネルギーの電子ビームが使用され、第２の放射線特性を達成するために第２層でＸ線を発生する高エネルギーの電子ビームが使用されてもよい。また、例として、電子ビームは０.５ｍｍ幅の電子ビームとして陰極から放射され、０.１ｅＶの横方向の電子エネルギーとともに３０ｋｅＶまで加速され、１ｍｍまたは１ｍｍ以下のビーム径の電子ビームとしてターゲット部材１２８に到達してもよい。   In some forms of the invention, the target member 128 may include multiple layers or films with different radiation characteristics. As an example, the first layer may have an emission versus energy peak at a relatively low energy and the second backside layer may have a radiation to energy peak at a relatively high energy. With this configuration of the present invention, a low energy electron beam that generates X-rays in the first layer is used to achieve the first radiation characteristic, and X in the second layer to achieve the second radiation characteristic. A high energy electron beam generating lines may be used. Further, as an example, the electron beam is emitted from the cathode as an electron beam having a width of 0.5 mm, accelerated to 30 keV together with a lateral electron energy of 0.1 eV, and is targeted as an electron beam having a beam diameter of 1 mm or 1 mm or less. May be reached.

Ｘ線は予め選択されたビーム電圧、電流、及びターゲット部材の成分に従って、ターゲット部材１２８で発生する。また、発生したＸ線は最小のエネルギー損失でベリリウム基板を通過する。ターゲット部材はまた、ベリリウムの代わりに、カーボン、窒化ホウ素等のセラミック、またはＸ線が最小のエネルギー損失で通過することを可能にする他の適当な基板から作製されてもよい。ターゲット基板に対する最適な材料は、優れた熱伝導性を持つという理由で、ダイアモンドの形態のカーボンである。これらのパラメーターで装置を構成することにより、結果として生ずるＸ線は１ｃｍまたは、それ以上の深さまで柔組織に貫通するのに十分な程度のエネルギーを持つ。ただし、Ｘ線が貫通する正確な深さはＸ線のエネルギー分布に依存する。本発明のもう１つの実施例において、ターゲット部材は、Ｘ線が管（または、チューブ）の軸に垂直な環状のビームとして放射される、固体の高Ｚ（high-Z）材料である。   X-rays are generated at the target member 128 in accordance with pre-selected beam voltage, current, and target member components. The generated X-rays pass through the beryllium substrate with a minimum energy loss. The target member may also be made of ceramic, such as carbon, boron nitride, or other suitable substrate that allows X-rays to pass with minimal energy loss instead of beryllium. The optimal material for the target substrate is carbon in the form of diamond because it has excellent thermal conductivity. By configuring the device with these parameters, the resulting X-ray has sufficient energy to penetrate the soft tissue to a depth of 1 cm or more. However, the exact depth through which the X-rays penetrate depends on the energy distribution of the X-rays. In another embodiment of the invention, the target member is a solid high-Z material in which X-rays are emitted as an annular beam perpendicular to the tube (or tube) axis.

上述の実施例において、プローブ組立品１０６は、関連する放射線発生組立品１０１とともに、ニッケルのサブ層上の窒化チタン等の、生物学的適合性の外部層でコーティングされてもよい。付加的な生物学的適合性として、例えば、ポリウレタンの鞘がプローブに被されてもよい。   In the embodiments described above, the probe assembly 106, along with the associated radiation generating assembly 101, may be coated with a biocompatible outer layer, such as titanium nitride on a nickel sublayer. As an additional biocompatibility, for example, a polyurethane sheath may be applied to the probe.

図５はレーザー加熱式の熱陰極１２２を含む、本発明に従って構成された電子線源（または、電子源）を図示している。陰極ディスクは端部の加圧変形（swage）やレーザー溶接によって適当な場所に保持されてもよい。熱陰極１２２は通常、金属製材料から形成され、電子放出性表面を持つ。陰極１２２を形成するために適当な金属材料はタングステン、トリウムタングステン、他のタングステン合金、トリウムレニウム、及びタンタルを含む。１つの実施例において、陰極１２２はベース部材に電子放出性材料の層を付着させることによって、ベース部材上に電子放出性表面を形成することによって作製される。例として、ベース部材は（制限ではないが）タングステン等の４族（グループVI）及び、バリウム等の２族（グループII）を含む、１つまたは複数の金属材料から形成されてもよい。１つの形式において、電子放出性材料の層は（制限ではないが）タングステン酸アルミニウム（aluminum tungstate）及びタングステン酸スカンジウム（scandium tungstate）を含む材料から形成されてもよい。熱陰極１２２はまた、例として、ニッケルまたはニッケル合金等の、金属製ベース部材にバリウム及びストロンチウムの混合酸化物のコーティングを適用した、酸化物でコーティングされた陰極であってもよい。金属製ベース部材は、タングステン等の４族（グループVI）の金属を含む、他の材料から作製されてもよい。   FIG. 5 illustrates an electron beam source (or electron source) constructed in accordance with the present invention, including a laser heated hot cathode 122. The cathode disk may be held in place by pressurization of the edges or laser welding. The hot cathode 122 is usually formed from a metallic material and has an electron-emitting surface. Suitable metal materials for forming the cathode 122 include tungsten, thorium tungsten, other tungsten alloys, thorium rhenium, and tantalum. In one embodiment, the cathode 122 is made by forming an electron emissive surface on the base member by depositing a layer of electron emissive material on the base member. By way of example, the base member may be formed from one or more metallic materials, including (but not limited to) Group 4 such as tungsten (Group VI) and Group 2 such as barium (Group II). In one form, the layer of electron emissive material may be formed from a material including (but not limited to) aluminum tungstate and scandium tungstate. The hot cathode 122 may also be an oxide coated cathode, for example by applying a mixed oxide coating of barium and strontium to a metallic base member, such as nickel or a nickel alloy. The metallic base member may be made from other materials including Group 4 (Group VI) metals such as tungsten.

筐体１３０の内部にはゲッター（または、脱ガス剤）１５５が配置されてもよい。ゲッター１５５は高品質の真空状態を生成及び維持するために役立つ。ゲッターは真空内の浮遊気体分子（stray gas molecule）と反応した後に活性化温度（activation temperature）を持つ。したがって、使用されるゲッターは活性化温度に加熱されたときに、Ｘ線装置に損傷または悪影響を与えないような、比較的低い活性化温度を持つことが望ましい。   A getter (or degassing agent) 155 may be disposed inside the housing 130. Getter 155 helps to create and maintain a high quality vacuum. A getter has an activation temperature after reacting with a stray gas molecule in a vacuum. Therefore, it is desirable that the getter used has a relatively low activation temperature that does not damage or adversely affect the X-ray device when heated to the activation temperature.

光ファイバーケーブル１１３は（図３に示されている）レーザー源１０４によって生成され、光ファイバーケーブル１１３の近位の端から入射されたレーザー放射線を光ファイバーケーブル１１３の遠位の端まで搬送（または、透過）するように構成される。光ファイバーケーブル１１３はまた、搬送（または、透過）されたレーザー放射線のビームを熱陰極１２２の電子放出性表面に衝突させるために、レーザー放射線のビームを搬送（または、透過）する。レーザー放射線のビームは電子放出性表面の少なくとも一部を電子放射温度（electron emitting temperature）まで加熱し、それによって、表面から電子を熱電子放出するのに十分な程度の出力レベルを持つ必要がある。   The fiber optic cable 113 is generated by the laser source 104 (shown in FIG. 3) and carries (or transmits) laser radiation incident from the proximal end of the fiber optic cable 113 to the distal end of the fiber optic cable 113. Configured to do. The fiber optic cable 113 also carries (or transmits) a beam of laser radiation in order to impinge the beam of laser radiation carried (or transmitted) against the electron emissive surface of the hot cathode 122. The beam of laser radiation must have a power level sufficient to heat at least a portion of the emissive surface to an electron emitting temperature, thereby emitting thermionic electrons from the surface. .

動作中、光ファイバーケーブル１１３に入射されたレーザービームは熱陰極１２２の表面に衝突し、表面を金属性の陰極の融点より低い電子放出温度（electron emitting temperature）まで急速に加熱する。表面が電子放出温度に達すると、表面から電子が熱電子放出により放出される。（図３及び図４に示されている）陰極１２２とターゲット部材１２８との間の高電圧電場はこれらの電子を加速し、ターゲット部材１２８の表面に衝突させ、結果的にＸ線を発生する。本発明の１つの実施例において、Ｎｄ:ＹＡＧレーザーが約４００μｍの径を持ったＳｉＯ2光ファイバーに接続される。電力源として２０ｋＶの電力源が使用され、熱陰極はタングステンから作製される。１００μＡ以上の電子流を生成するために数ワットの電力しか必要としない。 During operation, the laser beam incident on the fiber optic cable 113 impinges on the surface of the hot cathode 122 and rapidly heats the surface to an electron emitting temperature below the melting point of the metallic cathode. When the surface reaches the electron emission temperature, electrons are emitted from the surface by thermionic emission. A high voltage electric field between the cathode 122 and the target member 128 (shown in FIGS. 3 and 4) accelerates these electrons and strikes the surface of the target member 128, resulting in x-rays. . In one embodiment of the invention, an Nd: YAG laser is connected to a SiO 2 optical fiber having a diameter of about 400 μm. A power source of 20 kV is used as the power source, and the hot cathode is made of tungsten. Only a few watts of power is required to generate an electron current of 100 μA or more.

上述の熱陰極のレーザーエネルギーによる駆動を除く、レーザー加熱式の熱陰極の効率を増大させるためのもう１つの方法は熱陰極によって吸収されないまま残る入射されたレーザー放射線による熱損失を最小にすることである。図６は本発明の電子線源の１つの実施例を図示している。この実施例は、熱陰極１２２によって吸収されないまま残った入射レーザー放射線を熱陰極１２２に戻すための反射部材１６０を含む。図６は熱陰極１２２に吸収されず、散乱された入射レーザー放射線１５２を図示している。レーザー放射線の散乱された光線１５３は放射線発生組立品１０１を収容しているカプセル１３０の内面に衝突する。カプセル１３０の内面上の予め決められた位置に反射部材１６０を配置することによって、熱陰極１２２の電子放出性表面によって吸収されなかった入射レーザー放射線は反射部材１６０によって反射され、熱陰極１２２に戻される。すなわち、カプセル内には効果的な光学的空洞（optical cavity）が形成される。これにより、入射レーザー放射線の熱陰極１２２への結合効率が大幅に増大する。   Another way to increase the efficiency of laser-heated hot cathodes, except for the above-described hot cathode laser energy drive, is to minimize heat loss due to incident laser radiation that remains unabsorbed by the hot cathode. It is. FIG. 6 illustrates one embodiment of the electron beam source of the present invention. This embodiment includes a reflective member 160 for returning incident laser radiation remaining unabsorbed by the hot cathode 122 to the hot cathode 122. FIG. 6 illustrates incident laser radiation 152 not scattered by the hot cathode 122 but scattered. The scattered light 153 of the laser radiation impinges on the inner surface of the capsule 130 containing the radiation generating assembly 101. By placing the reflecting member 160 at a predetermined position on the inner surface of the capsule 130, incident laser radiation that has not been absorbed by the electron-emitting surface of the hot cathode 122 is reflected by the reflecting member 160 and returned to the hot cathode 122. It is. That is, an effective optical cavity is formed in the capsule. This greatly increases the efficiency of coupling incident laser radiation to the hot cathode 122.

図７は渦巻形状（または、螺旋形状）のレーザー加熱式熱陰極２２２を含む、本発明の治療用放射線源の実施例を示している。上述の実施例と同様に、カプセル２３０はカプセル２３０の近位の端の陰極２２２とカプセル２３０の遠位の端のターゲット部材２２８との間でビーム軸２０９に沿って拡張する、実質的に真空状態の領域を画定し、入射レーザー光は光ファイバーケーブル２１３を通って伝播される。   FIG. 7 shows an embodiment of the therapeutic radiation source of the present invention including a spiral (or spiral) laser heated hot cathode 222. Similar to the embodiment described above, the capsule 230 extends substantially along the beam axis 209 between the cathode 222 at the proximal end of the capsule 230 and the target member 228 at the distal end of the capsule 230. An area of state is defined and incident laser light is propagated through the fiber optic cable 213.

渦巻形状の熱陰極２２２は好まれるものとして、間隔の開いた複数の「巻き」を持ち、連続した「巻き」の間には隙間空間（または、間隙）が画定される。熱伝導による陰極の熱損失は陰極の渦巻形状の構成によって最小化される。熱陰極２２２は、連続した巻きの間に隙間空間を画定する、間隔の開いた複数の巻きを含む渦巻形状の伝導性部材を含む。伝導性部材は例として、ワイヤで構成されてもよい。伝導性部材はまた、光化学作用により加工された平らな渦巻状の陰極材料から構成されてもよい。ワイヤの渦巻状（または、螺旋状）の構成は陰極の伝導による熱損失を減少させる。   The spiral-shaped hot cathode 222 preferably has a plurality of spaced “windings”, and a gap space (or gap) is defined between successive “windings”. The cathode heat loss due to heat conduction is minimized by the spiral configuration of the cathode. The hot cathode 222 includes a spiral conductive member that includes a plurality of spaced apart windings that define a gap space between successive turns. For example, the conductive member may be formed of a wire. The conductive member may also be composed of a flat spiral cathode material processed by photochemical action. The spiral (or spiral) configuration of the wire reduces heat loss due to cathode conduction.

ディスク状または平面状のタングステン熱陰極の場合、陰極の入射スポットで吸収される入射放射線の割合は通常、４０％程度である。そして、吸収された４０％に対し、陰極内の熱伝導によりさらなる損失が生ずる。図示された実施例の場合、陰極２２２は複数の間隔の開いた巻きを持った渦巻コイルの形状で構成されているので、熱伝導による熱損失が最小化される。すなわち、陰極を形成している伝導性部材の間隔の開いた、隣り合った巻きの間の真空空間は熱を伝導しないので、ディスク状の熱陰極に比べ、熱伝導による熱損失が大幅に減少される。   In the case of a disk-shaped or planar tungsten hot cathode, the proportion of incident radiation absorbed at the incident spot of the cathode is usually about 40%. And for 40% absorbed, further losses occur due to heat conduction in the cathode. In the illustrated embodiment, the cathode 222 is configured in the form of a spiral coil having a plurality of spaced turns, thereby minimizing heat loss due to heat conduction. That is, since the vacuum space between adjacent windings with a gap between the conductive members forming the cathode does not conduct heat, heat loss due to heat conduction is greatly reduced compared to a disk-shaped hot cathode. Is done.

上述したように、本発明の熱陰極は光学的に駆動されるので、ディスク形状の平面状の陰極を使用した場合でも、１００μＡ以上の電子流を生成するために数ワット程度の電力しか必要としない。渦巻形状の約０.５ｍｍ程度の食刻陰極（etched cathode）とともに赤外線ダイオードレーザーを使用した場合、１８０ｍＷ程度の電力で約１００μＡの電子流を達成することができ、装置の電力要求を大幅に減少することができる。   As described above, since the hot cathode of the present invention is optically driven, even when a disk-shaped planar cathode is used, only a power of several watts is required to generate an electron current of 100 μA or more. do not do. When an infrared diode laser is used with a spiral shaped etched cathode of about 0.5 mm, an electron current of about 100 μA can be achieved with a power of about 180 mW, greatly reducing the power requirements of the device. can do.

図８（ａ）及び図８（ｂ）は本発明に従って構成された渦巻形状の陰極３００をより詳細に図示している。図８（ａ）は渦巻形状陰極３００の平面図を図示しており、図８（ｂ）は側面図を図示している。好まれる実施例において、渦巻形状陰極３００は、この分野で周知のフォトエッチング技術を使用して作製されてもよい。渦巻形状陰極３００は渦巻形状に構成された伝導性部材３１０を含む。渦巻形状の伝導性部材を形成する材料は好まれるものとして、高温での使用に耐えることができるように、高い融点を持った金属である。陰極を形成するために適当な材料はタングステン、トリウムタングステン、他のタングステン合金、レニウム、トリウムレニウム、及びモリブデンを含む。好まれるものとして、渦巻形状の伝導性部材３１０は平面状のコイルであるが、もちろん、らせん状のコイル等の、他の伝導性コイルの形状が利用されてもよい。また、多様な形状の渦巻コイルを使用することができるだろう。例えば、互いに間隔の開いた複数の巻きの各々は、縦軸方向から見たときに、実質的に円形であってもよいし、楕円、正方形、または長方形等の他の横方向の断面を持った形状が利用されてもよい。   8 (a) and 8 (b) illustrate in more detail a spiral cathode 300 constructed in accordance with the present invention. FIG. 8A shows a plan view of the spiral cathode 300, and FIG. 8B shows a side view. In a preferred embodiment, the spiral cathode 300 may be made using photoetching techniques well known in the art. The spiral cathode 300 includes a conductive member 310 configured in a spiral shape. The material forming the spiral conductive member is preferably a metal having a high melting point so that it can withstand use at high temperatures. Suitable materials for forming the cathode include tungsten, thorium tungsten, other tungsten alloys, rhenium, thorium rhenium, and molybdenum. Preferably, the spiral conductive member 310 is a planar coil, but other conductive coil shapes such as a spiral coil may of course be used. Also, various shapes of spiral coils could be used. For example, each of the plurality of windings spaced apart from each other may be substantially circular when viewed from the longitudinal axis, or have other transverse cross sections such as an ellipse, square, or rectangle. Different shapes may be used.

渦巻形状の伝導性部材３１０は連続した巻きの間に隙間空間３３０を画定する、間隔の開いた複数の巻きを含む。伝導性部材３１０は好まれるものとして約２ｍｍから約７ｍｍの長さを持つが、もちろん他の寸法も本発明の範囲に含まれる。伝導性部材３１０の隣り合った巻きの間の距離は好まれるものとして約２５μｍから５０μｍであるが、もちろん他の寸法も本発明の範囲に含まれる。渦巻形状陰極３００はカプセル２３０内の真空空間に配置されるので、伝導性部材３１０の隣り合った巻きの間の隙間空間３３０を介する熱の伝導が実質的に排除される。この構成により、熱伝導による熱陰極３００内の熱損失が大幅に減少される。   The spiral shaped conductive member 310 includes a plurality of spaced apart turns that define a gap space 330 between successive turns. Conductive member 310 is preferred to have a length of about 2 mm to about 7 mm, but of course other dimensions are within the scope of the present invention. The distance between adjacent turns of the conductive member 310 is preferably about 25 to 50 μm, although other dimensions are of course within the scope of the present invention. Since the spiral cathode 300 is disposed in a vacuum space within the capsule 230, heat conduction through the gap space 330 between adjacent turns of the conductive member 310 is substantially eliminated. With this configuration, heat loss in the hot cathode 300 due to heat conduction is greatly reduced.

例としての実施例において、渦巻形状熱陰極３００は厚さ（または、太さ）０.００２ｍｍ、長さ７.４ｍｍの導電性のワイヤを使用して作製された。この実施例において、伝導性のワイヤは２つの隙間を画定する巻きを持つ。熱伝導によって生ずる電力損失は０.１２６ワットであり、熱伝導による電力損失が１.１ワットである平面状のディスク形陰極に比べて大幅に小さい。また、熱放射によって生ずる電力損失は約１４０ｍＷであった。   In the example embodiment, the spiral hot cathode 300 was made using a conductive wire having a thickness (or thickness) of 0.002 mm and a length of 7.4 mm. In this embodiment, the conductive wire has a winding that defines two gaps. The power loss caused by heat conduction is 0.126 watts, which is much smaller than that of a flat disk-type cathode having a power loss of 1.1 watts due to heat conduction. The power loss caused by heat radiation was about 140 mW.

図９は弱い伝導性（weakly conductive）または半導性（semiconductive）のコーティングが電子線源及びターゲット部材を収容している剛性のカプセルの内側の面に適用されている、本発明に従った、放射線発生組立品及び、プローブ組立品の遠位の端の拡大図である。図９に示されているように、電子線源２０８及びターゲット部材２２８は真空状態にされたカプセル２３０内に収容されている。カプセルの内面は弱い伝導性または半導性の材料の層２０７でコーティングされている。層２０７（または、弱い伝導性または半導性のコーティング）はカプセル内に実質的に平滑な（または、均一な）電圧勾配を与えるように構成されている。   FIG. 9 is in accordance with the present invention where a weakly conductive or semiconductive coating is applied to the inner surface of a rigid capsule containing an electron beam source and target member. FIG. 5 is an enlarged view of the distal end of the radiation generating assembly and the probe assembly. As shown in FIG. 9, the electron beam source 208 and the target member 228 are accommodated in a capsule 230 that is in a vacuum state. The inner surface of the capsule is coated with a layer 207 of weakly conductive or semiconductive material. Layer 207 (or weakly conductive or semiconductive coating) is configured to provide a substantially smooth (or uniform) voltage gradient within the capsule.

米国特許No.5,428,658等に開示されているような、光学的駆動式の小型治療用放射線源において、カプセル２３０の内面は通常、電気的絶縁体で被われている。これに対し、図９に図示されている実施例の場合、カプセルの内面は半導性または弱い伝導性のコーティングの層２０７で被われている。弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７はカプセル２３０の加速用領域内に局在的な高電場領域や「スパイク（spike）」の発生を防止し、それによって、カプセル２３０の真空空間内の電気破壊（または、絶縁破壊）の可能性を大幅に減少させる。弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７はまた、カプセル２３０の内壁に衝突した電子による二次放出によって生ずる電子なだれ及び、それによる電気破壊（または、絶縁破壊）の可能性を大幅に減少させる。コーティングはまた、電子ビームが絶縁壁の帯電（charge-up）の影響等によってターゲットから逸れること防止する。   In an optically driven small therapeutic radiation source, such as that disclosed in US Pat. No. 5,428,658, the inner surface of capsule 230 is usually covered with an electrical insulator. In contrast, in the embodiment illustrated in FIG. 9, the inner surface of the capsule is covered with a layer 207 of semiconductive or weakly conductive coating. The weakly conductive or semi-conductive coating layer 207 prevents the occurrence of localized high electric field regions or “spikes” in the accelerating region of the capsule 230, and thereby in the vacuum space of the capsule 230. Greatly reduces the possibility of electrical breakdown (or insulation breakdown). The weakly conductive or semi-conductive coating layer 207 also greatly reduces the potential for avalanche caused by secondary emission by electrons impinging on the inner wall of the capsule 230 and thereby electrical breakdown (or dielectric breakdown). Let The coating also prevents the electron beam from deviating from the target, such as by the effect of charge-up on the insulating wall.

本発明の図示された実施例は電子線源とターゲットとの間の真空領域内に実質的に均一な電圧勾配を維持する、光学的駆動式の高効率治療用放射線源である。弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７は予め決められた加速用電圧の最大値とグランド電位との間で、実質的に平滑な電圧勾配が維持されることを可能にする。弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７はまた、熱陰極の「三重会合点」（すなわち、陰極、筐体の壁、及び真空空間の間の接合点）を高電場から遮蔽し、それによって、電子の電界放出及び、それによって生ずる高電圧破壊（high voltage breakdown）を防止するためにも利用される。   The illustrated embodiment of the present invention is an optically driven high efficiency therapeutic radiation source that maintains a substantially uniform voltage gradient in the vacuum region between the electron beam source and the target. The weakly conductive or semi-conductive coating layer 207 allows a substantially smooth voltage gradient to be maintained between a predetermined maximum acceleration voltage and ground potential. The weakly conductive or semiconductive coating layer 207 also shields the “triple junction” of the hot cathode (ie, the junction between the cathode, the wall of the housing, and the vacuum space) from a high electric field. Is also used to prevent field emission of electrons and the resulting high voltage breakdown.

図１０（ａ）は弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７を備えた、実質的に剛性（または、硬直）のカプセル２３０の内部の拡大図を示している。詳細に述べると、図１０（ａ）はカプセル２３０の真空領域の、実質的に平滑な電圧勾配を示している、カプセルの内部の電磁力線（electromagnetic field line）３３０を図示している。   FIG. 10 (a) shows an enlarged view of the interior of a substantially rigid (or rigid) capsule 230 with a layer 207 of weakly conductive or semiconductive coating. Specifically, FIG. 10 (a) illustrates an electromagnetic field line 330 inside the capsule that shows a substantially smooth voltage gradient in the vacuum region of the capsule 230.

図１０（ａ）に示されているように、カプセル２３０は中空の真空領域３１２を画定する、内面３１０を持つ。上述したように、高電圧電力源は電子線源から放出された電子をターゲット部材に向かって加速するための加速用電圧を与える。ターゲット部材はグランド電位に維持したほうが安全であるので、ターゲット部材を熱陰極に対して実質的に正の電位に維持するために、熱陰極は負にバイアスされる（または、負の電位にされる）。加速用電圧は通常、約９０ｋｅＶの、予め決められた最大値を持つ。   As shown in FIG. 10 (a), the capsule 230 has an inner surface 310 that defines a hollow vacuum region 312. As described above, the high voltage power source provides an acceleration voltage for accelerating the electrons emitted from the electron beam source toward the target member. Since it is safer to maintain the target member at ground potential, the hot cathode is negatively biased (or negatively charged) to maintain the target member at a substantially positive potential relative to the hot cathode. ) The acceleration voltage typically has a predetermined maximum value of about 90 keV.

カプセルの中空の内面３１０は弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７で被われる。これは、弱い伝導性または半導性のコーティングが真空領域内の電圧勾配の制御を可能にするからである。すなわち、弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７は、図１０（ａ）の電圧勾配の電気力線３３０によって図示されているように、予め決められた加速用電圧の最大値とグランド電位との間で、実質的に平滑な（または、均等な）電圧勾配を維持することを可能にする。コーティング２０７は（制限ではないが）三二酸化クロミウム、五酸化バナジウム、または、プラチナ等のイオン注入金属（ion implanted metal）を含む、弱い伝導性または半導性の材料から作製されてもよい。   The hollow inner surface 310 of the capsule is covered with a layer 207 of weakly conductive or semiconductive coating. This is because a weakly conductive or semiconductive coating allows control of the voltage gradient in the vacuum region. That is, the weakly conductive or semiconductive coating layer 207 has a predetermined maximum acceleration voltage and ground potential, as illustrated by the electric field lines 330 of the voltage gradient in FIG. Between which a substantially smooth (or even) voltage gradient can be maintained. The coating 207 may be made of a weakly conductive or semiconductive material including (but not limited to) ion implanted metal such as chromium trioxide, vanadium pentoxide, or platinum.

本発明の光学的駆動式小型治療用放射線源のカプセル２３０の内面３１０に適用される、弱い伝導性または半導性の高抵抗コーティング２０７は治療用放射線源２００が電気破壊を起こさずに加速用高電圧に耐える能力を向上させる。高抵抗コーティング２０７はまた、電子のターゲットへの伝播の効率を高め、Ｘ線の出力及び安定性を増強させる。この構成は米国特許No.5,428,658等に開示されているような半導性のコーティングを持たない小型の光学的駆動式治療用放射線源に比べて大幅に優れた特徴を呈する。これらの従来技術の装置は真空状態のカプセルの内面に高抵抗性の半導性（または、弱い伝導性）のコーティングではなく、絶縁性のフィルムを使用しているため、真空領域内の電圧勾配を制御することができない。   The weakly conductive or semi-conductive high resistance coating 207 applied to the inner surface 310 of the capsule 230 of the optically driven miniature therapeutic radiation source of the present invention is intended to accelerate the therapeutic radiation source 200 without causing electrical breakdown. Improve ability to withstand high voltages. High resistance coating 207 also increases the efficiency of propagation of electrons to the target and enhances x-ray power and stability. This configuration exhibits significantly superior characteristics compared to a small optically driven therapeutic radiation source that does not have a semiconductive coating as disclosed in US Pat. No. 5,428,658. These prior art devices use an insulating film rather than a highly resistive semiconductive (or weakly conductive) coating on the inner surface of the capsule in a vacuum state, so that the voltage gradient in the vacuum region Can not control.

上述したように、カプセル２３０内の真空の信頼性は、真空領域３１２の絶縁能力が突発的に失われ、電気的破壊（または、絶縁破壊）が発生したときの、予測不能な「スパーキング（火花発生）」や「アーキング」を起こす危険性により制限されてしまう。このような真空の絶縁能力の実質的な制限により、局在的な高電圧勾配領域や「スパイク」が発生する可能性が存在する。このようなスパイクは、放射された電子がターゲットに向かって加速されるときに、真空状態のカプセル２３０内の加速領域で発生する可能性がある。真空領域３１２内の電場での、このようなスパイクの発生を防止するために、カプセル２３０の内面３１０は電場を直接的に制御することができる弱い伝導性または半導性の材料で被うことが好ましい。本発明は弱い伝導性または半導性のコーティングの抵抗層２０７の形式で低い誘電率の材料を備えることを特徴としている。   As described above, the reliability of the vacuum in the capsule 230 is that the insulation capability of the vacuum region 312 is suddenly lost and an unpredictable “sparking” occurs when an electrical breakdown (or breakdown) occurs. It is limited by the risk of sparking) and arcing. Due to the substantial limitation of the vacuum insulation capability, local high voltage gradient regions and “spikes” can occur. Such spikes can occur in the acceleration region within the capsule 230 in a vacuum state when the emitted electrons are accelerated toward the target. To prevent the occurrence of such spikes in the electric field in the vacuum region 312, the inner surface 310 of the capsule 230 is covered with a weakly conductive or semiconductive material that can directly control the electric field. Is preferred. The invention is characterized by comprising a low dielectric constant material in the form of a resistive layer 207 with a weakly conductive or semiconductive coating.

電極の加熱及び熱拡散及び、電子放出等の、真空空間の特性及び、それの電気破壊（または、絶縁破壊）に対する耐性に影響を与える多様な物理現象が存在する。電気破壊電圧は（制限ではないが）電極の材質及び幾何構成、表面の状態及び幾何構成、真空の質、及び、真空空間の間隔及び幾何構成を含む多様なパラメーターに依存する。また、電気破壊電圧は通常、カプセル２３０を形成している材料の誘電率の関数である。カプセル２３０を形成している材料は電気破壊を起こさずに大きな電場に耐えるために、高い絶縁耐力（dielectric strength）を持つことが望まれる。好まれるものとして、例えばセラミックから作製されるカプセルの材料の絶縁耐力は少なくとも１００ｋＶ／ｍｍであることが望まれる。カプセル２３０を形成するセラミック材料は（制限ではないが）ガラス、窒化ホウ素、サファイア、溶融石英（または、石英ガラス）、及びダイアモンドを含む。   There are various physical phenomena that affect the characteristics of the vacuum space and its resistance to electrical breakdown (or dielectric breakdown), such as electrode heating and thermal diffusion and electron emission. The breakdown voltage depends on a variety of parameters including (but not limited to) electrode material and geometry, surface condition and geometry, vacuum quality, and vacuum space spacing and geometry. The electrical breakdown voltage is usually a function of the dielectric constant of the material forming the capsule 230. The material forming the capsule 230 is desired to have a high dielectric strength in order to withstand a large electric field without causing electrical breakdown. It is preferred that the dielectric strength of the material of the capsule made, for example, of ceramic is at least 100 kV / mm. Ceramic materials forming the capsule 230 include (but are not limited to) glass, boron nitride, sapphire, fused silica (or quartz glass), and diamond.

弱い伝導性または半導性のコーティングの層２０７はまたカプセルの内面からの二次放出を減少させるために利用される。加速用領域を囲んでいるカプセルの壁に衝突する電子の二次放出は電子なだれ及び、それによる電気破壊を起こす可能性がある。このような電子なだれは、カプセル２３０の内面３１０が、例えば、３以上（＞３）の二次放出係数（secondary emission coefficient）を持った、絶縁材料で被われているときに起きやすくなる。１つの例として、１以下（＜１）の二次放出係数を持つ、半導性のコーティング２０７はこのような電子なだれを防止するために役立つ。また、このようなコーティングは弱い伝導性または半導性の層を介して電荷を排出（または、消散）させることにより、帯電（charge-up）及び、それに伴う電場の集中及び電気破壊を防止することができる。   A weakly conductive or semi-conductive coating layer 207 is also utilized to reduce secondary emissions from the inner surface of the capsule. Secondary emission of electrons impinging on the capsule wall surrounding the acceleration region can cause avalanche and thereby electrical breakdown. Such an avalanche is likely to occur when the inner surface 310 of the capsule 230 is covered with an insulating material having a secondary emission coefficient of, for example, 3 or more (> 3). As one example, a semiconductive coating 207 having a secondary emission coefficient of 1 or less (<1) helps to prevent such avalanche. Such coatings also prevent charge-up and associated electric field concentration and electrical breakdown by discharging (or dissipating) charge through weakly conductive or semiconductive layers. be able to.

図１０（ｂ）は熱陰極の三重会合点３５０を図示している。陰極の電場が弱ければ弱いほど、フラッシュオーバー（または、閃絡）の危険性を高めずに、熱陰極の内面の不完全性または不規則性を許容することができる。また、本発明において、三重会合点３５０は弱い伝導性または半導性のコーティングによって、ターゲット部材と陰極２２２との間の高電場から遮蔽されるので、電気的フラッシュオーバー（または、閃絡）の可能性が大幅に減少される。   FIG. 10B illustrates the triple junction 350 of the hot cathode. The weaker the electric field at the cathode, the more imperfection or irregularity of the inner surface of the hot cathode can be tolerated without increasing the risk of flashover (or flashover). Also, in the present invention, the triple junction 350 is shielded from a high electric field between the target member and the cathode 222 by a weakly conductive or semiconductive coating, so that an electrical flashover (or flashover) is caused. The possibility is greatly reduced.

図１０（ａ）を再び参照すると、加速用の真空領域内の電場はＸ線発生器組立品を収容しているカプセルの内面の抵抗性の、弱い伝導性または半導性のコーティング２０７によって制御される。弱い伝導性または半導性のコーティング２０７はカプセル２３０内の真空空間に制御された電圧勾配を確立する。また、弱い伝導性または半導性のコーティング２０７は熱陰極の三重会合点付近の電場の強度を減少させるように構成され、それによって、電気的フラッシュオーバーの可能性を減少させる。さらに、弱い伝導性または半導性のコーティング２０７は放出された電子を吸収することによって、カプセル２３０の内壁に衝突した電子の二次放出の増幅を防止し、電気破壊（または、絶縁破壊）を引き起こす可能性がある二次放出による電子なだれを防止する。このような理由により、真空状態のカプセル２３０の電気的フラッシュオーバーや電気破壊の可能性が大幅に減少されるので、カプセル２３０の内面が絶縁材料で被われている従来技術の光学的駆動式治療用放射線源に対して大幅な改善を与える。また、弱い伝導性または半導性のコーティングは、陰極から放射された電子が直接的に（または、所望の進路から逸れずに）ターゲットに向かう（または、誘導される）ことを確実にし、電子がＸ線ターゲットに衝突する可能性を高め、電子がターゲットに衝突したときに電子の運動エネルギーを最大限に利用することを可能にするので、Ｘ線の発生効率及び安定性を高める。   Referring back to FIG. 10 (a), the electric field in the accelerating vacuum region is controlled by a resistive, weakly conductive or semiconductive coating 207 on the inner surface of the capsule containing the X-ray generator assembly. Is done. The weakly conductive or semiconductive coating 207 establishes a controlled voltage gradient in the vacuum space within the capsule 230. The weakly conductive or semiconductive coating 207 is also configured to reduce the strength of the electric field near the triple junction of the hot cathode, thereby reducing the potential for electrical flashover. In addition, the weakly conductive or semiconductive coating 207 absorbs the emitted electrons, thereby preventing amplification of secondary emission of electrons colliding with the inner wall of the capsule 230, thereby preventing electrical breakdown (or dielectric breakdown). Prevent avalanche due to secondary emission that can cause. For this reason, the possibility of electrical flashover and electrical breakdown of the capsule 230 in a vacuum state is greatly reduced, so that the optically driven treatment of the prior art in which the inner surface of the capsule 230 is covered with an insulating material Giving significant improvements to radiation sources. The weakly conductive or semiconductive coating also ensures that the electrons emitted from the cathode are directed (or induced) directly (or directed) to the target (or without deviating from the desired path) Increases the possibility of collision with the X-ray target and makes it possible to make the best use of the kinetic energy of the electrons when they collide with the target, thereby increasing the generation efficiency and stability of the X-rays.

要約すると、本発明は、熱陰極を電流とともに抵抗によって加熱するのではなく、レーザーエネルギーによって熱陰極を加熱することにより、小型の治療用放射線源の電力要求を大幅に減少させる。本発明はまた、熱陰極内の熱伝導による入射レーザー放射線のエネルギー損失を最小化するように構成された、渦巻形状の熱陰極の使用を１つの特徴としている。この構成により、小型の放射線源で治療用放射線を発生するために必要な電力を大幅に減少させることができる。さらに、本発明は真空状態のカプセルの内面に適用（または、塗布）された弱い伝導性または半導性のコーティングの使用を１つの特徴としている。この構成により、電子線源とターゲットとの間の領域には実質的に均一な電圧勾配が確立されるので、真空状態のカプセル内の高電場領域やスパイクが防止され、電気破壊の可能性が減少するとともに、電子がターゲットに向かって直接的に（または、所望の進路から逸れずに）伝播することを確実にする。弱い伝導性または半導性のコーティングはまた、電子なだれ及び、それによる電気破壊（または、絶縁破壊）を引き起こす、カプセルの壁に衝突した電子の二次放出の可能性を減少させる。すなわち、電界放出された電流が一掃され、帯電（charge-up）及び電気破壊を防止する。   In summary, the present invention significantly reduces the power requirements of a small therapeutic radiation source by heating the hot cathode with laser energy rather than heating the hot cathode with resistance with current. The invention also features the use of a spiral shaped hot cathode configured to minimize the energy loss of incident laser radiation due to heat conduction in the hot cathode. With this configuration, the power required to generate therapeutic radiation with a small radiation source can be greatly reduced. Furthermore, the present invention is characterized by the use of a weakly conductive or semiconductive coating applied (or applied) to the inner surface of the capsule in a vacuum state. This configuration establishes a substantially uniform voltage gradient in the region between the electron beam source and the target, thus preventing high electric field regions and spikes in the vacuum capsule and the potential for electrical breakdown. As well as reducing, it ensures that the electrons propagate directly towards the target (or without deviating from the desired path). Weak conductive or semi-conductive coatings also reduce the possibility of secondary emission of electrons impacting the capsule wall, causing avalanche and thereby electrical breakdown (or breakdown). That is, the field emission current is swept away to prevent charge-up and electrical breakdown.

ここまで、本発明が特定の実施例とともに図示され、説明されてきたが、付随する請求の範囲によって規定される本発明の意図及び範囲から外れることなく、これらの実施例に対し多様な変更や改善を行うことができることは当業者にとって明白であるだろう。   Although the present invention has been illustrated and described with specific embodiments, various changes and modifications may be made to these embodiments without departing from the spirit and scope of the invention as defined by the appended claims. It will be apparent to those skilled in the art that improvements can be made.

抵抗性の加熱を利用した熱陰極を備えた治療用放射線源（従来技術）の概略的な斜視図である。1 is a schematic perspective view of a therapeutic radiation source (prior art) comprising a hot cathode utilizing resistive heating. FIG. 抵抗性の加熱を利用した熱陰極を備えた治療用放射線源（従来技術）のブロック図である。1 is a block diagram of a therapeutic radiation source (prior art) with a hot cathode utilizing resistive heating. FIG. レーザー加熱式熱陰極を備えた、本発明に従って構成された治療用放射線源の全体的なブロック図である。1 is an overall block diagram of a therapeutic radiation source constructed in accordance with the present invention with a laser heated hot cathode. FIG. レーザー源、プローブ組立品、及び放射線発生組立品を図示している、本発明に従って構成された治療用放射線源の１つの実施例の概略的な図である。1 is a schematic diagram of one embodiment of a therapeutic radiation source constructed in accordance with the present invention illustrating a laser source, a probe assembly, and a radiation generation assembly. FIG. 本発明に従って構成された、プローブ組立品及び放射線発生組立品の１つの実施例の、概略的な拡大図である。FIG. 2 is a schematic enlarged view of one embodiment of a probe assembly and radiation generating assembly constructed in accordance with the present invention. レーザー加熱式熱陰極を備えた電子線源を図示している、本発明の放射線発生組立品の端部の拡大図である。FIG. 2 is an enlarged view of the end of the radiation generating assembly of the present invention illustrating an electron beam source with a laser heated hot cathode. 熱陰極によって吸収されなかったレーザー放射線を熱陰極に戻すように反射させる反射部材を図示している、本発明の電子線源の１つの実施例の拡大図である。FIG. 3 is an enlarged view of one embodiment of the electron beam source of the present invention, illustrating a reflective member that reflects laser radiation that has not been absorbed by the hot cathode back to the hot cathode. 渦巻形状のレーザー加熱式熱陰極を含む、本発明の治療用放射線源の実施例である。1 is an embodiment of the therapeutic radiation source of the present invention including a spiral-shaped laser-heated hot cathode. 本発明に従って構成された、渦巻形状の熱陰極の平面図である。It is a top view of the spiral-shaped hot cathode comprised according to this invention. 本発明に従って構成された、渦巻形状の熱陰極の側面図である。1 is a side view of a spiral hot cathode constructed in accordance with the present invention. FIG. 弱い伝導性または半導性のコーティングが電子線源及びターゲット部材を収容している剛性のカプセルの内側の面に適用されている、本発明に従った、放射線発生組立品及び、プローブ組立品の遠位の端の拡大図である。In a radiation generating assembly and a probe assembly according to the present invention, a weakly conductive or semiconductive coating is applied to the inner surface of a rigid capsule containing an electron beam source and a target member. FIG. 6 is an enlarged view of the distal end. 真空状態のカプセルの電圧勾配を示す電気力線の拡大図である。It is an enlarged view of the electric force line which shows the voltage gradient of the capsule of a vacuum state. 本発明で使用される熱陰極の三重会合点を図示している。Figure 3 illustrates the triple junction of the hot cathode used in the present invention.

符号の説明Explanation of symbols

１０ 治療用放射線源（従来技術）
１２ 筐体
１２Ａ 高電圧電力源
１２Ｂ バッテリー
１２Ｃ マイクロプロセッサー（制御器）
１２Ｄ 再充電回路
１２Ｅ 遠隔治療用回路
１４ 円筒形のプローブ
１６ 基準軸
２０ 電子線源
２２ 熱陰極
２３ 集束電極
２４ アノード
２６ ターゲット組立品
５０ 外部の充電器
５２ 外部の遠隔治療用装置
５５ 光源駆動装置
５６ ダイオードレーザー
５８ レンズ組立品
１００ 光学的駆動式治療用放射線源
１０１ 放射線発生組立品
１０４ 光学的放射線源
１０５ 可撓性の金属製鞘（金属製カテーテル）
１０６ プローブ組立品
１０９ ビーム経路（ビーム軸）
１１２ 高電圧電力源
１１２Ａ 第１端子
１１２Ｂ 第２端子
１１３ 光学的搬送構造（光ファイバーケーブル）
１１３Ａ 近位の端
１１３Ｂ 遠位の端
１２２ 電子線源（レーザー加熱式熱陰極）
１２８ ターゲット部材
１３０ 筐体（円筒形のカプセル）
１３３ 熱陰極
１５２ 入射レーザー放射線
１５３ 散乱されたレーザー放射線
１５５ ゲッター（脱ガス剤）
１６０ 反射部材
２００ 電気伝導性の外面
２０７ コーティング
２０７ 半導性のコーティング
２０８ 電子線源
２０９ ビーム軸
２１３ 光ファイバーケーブル
２２２ 熱陰極
２２８ ターゲット部材
２３０ カプセル
３００ 渦巻形状の熱陰極
３１０ 渦巻形状の伝導性部材
３１２ 真空領域
３３０ 隙間空間
３５０ 三重会合点 10 Therapeutic radiation sources (prior art)
12 Housing 12A High-voltage power source 12B Battery 12C Microprocessor (controller)
12D Recharge Circuit 12E Teletherapy Circuit 14 Cylindrical Probe 16 Reference Axis 20 Electron Source 22 Hot Cathode 23 Focusing Electrode 24 Anode 26 Target Assembly 50 External Charger 52 External Remote Therapy Device 55 Light Source Drive Device 56 Diode laser 58 Lens assembly 100 Optically driven therapeutic radiation source 101 Radiation generation assembly 104 Optical radiation source 105 Flexible metal sheath (metal catheter)
106 Probe assembly 109 Beam path (beam axis)
112 High-voltage power source 112A First terminal 112B Second terminal 113 Optical transport structure (optical fiber cable)
113A Proximal end 113B Distal end 122 Electron beam source (laser-heated hot cathode)
128 target member 130 housing (cylindrical capsule)
133 Hot Cathode 152 Incident Laser Radiation 153 Scattered Laser Radiation 155 Getter (Degassing Agent)
160 Reflective member 200 Electrically conductive outer surface 207 Coating 207 Semiconductive coating 208 Electron beam source 209 Beam axis 213 Optical fiber cable 222 Hot cathode 228 Target member 230 Capsule 300 Swirl-shaped hot cathode 310 Swirl-shaped conductive member 312 Vacuum Region 330 Crevice space 350 Triple junction

Claims (26)

治療用放射線源であって：
Ａ．放射線発生組立品であって：
ａ．電子放出性表面を持った熱陰極を備えた、ビーム経路に沿って電子ビームを生成するために電子を放射する電子線源；
ｂ．前記ビーム経路上に、前記電子放出性表面から間隔を開けて、対向した状態で配置されたターゲット部材であって、前記電子線源から入射され、加速された電子への応答で治療用放射線を放射する、少なくとも１つの放射線放射性部材を含むターゲット部材；及び、
ｃ．前記電子線源及び前記ターゲット部材を収容する実質的に剛性のカプセルであって、
前記カプセルの近位の端に配置された熱陰極と前記カプセルの遠位の端に配置された放射線透過性窓との間のビーム軸に沿って拡張する実質的に真空状態の内部領域を画定するカプセル、
を備える放射線発生組立品；
Ｂ．レーザー放射線源；
Ｃ．前記放射線発生組立品に接続されたプローブ組立品であって、近位の端及び遠位の端を持った光学的搬送構造を含むプローブ組立品；及び、
Ｄ．前記熱陰極によって吸収されなかった入射レーザー放射線を前記熱陰極に戻すように反射する、前記カプセルの内面に沿った予め決められた場所に配置された１つまたは複数の反射部材、
を備え、
前記光学的搬送構造が前記レーザー放射線源によって生成され、前記近位の端に入射されるレーザー放射線を前記遠位の端に搬送し、前記搬送されたレーザー放射線のビームを前記熱陰極の前記電子放出性表面に衝突させるために前記光学的放射線のビームを前記熱陰極の前記表面に向けるように構成され、
前記レーザー放射線のビームが前記熱陰極の前記表面から熱電子放出を生じさせるために、前記表面の少なくとも一部を電子放出温度まで加熱するのに十分なパワーレベルを持つ治療用放射線源。A therapeutic radiation source:
A. Radiation generation assembly:
a. An electron beam source that emits electrons to generate an electron beam along the beam path, with a hot cathode having an electron-emitting surface;
b. A target member disposed on the beam path in a state of being opposed to and spaced from the electron-emitting surface, and receiving therapeutic radiation in response to an accelerated electron incident from the electron beam source. A target member comprising at least one radiation-emitting member that radiates; and
c. A substantially rigid capsule containing the electron beam source and the target member,
Defining a substantially vacuum interior region extending along the beam axis between a hot cathode disposed at the proximal end of the capsule and a radiation transmissive window disposed at the distal end of the capsule; Capsules,
Radiation generating assembly comprising:
B. Laser radiation source;
C. A probe assembly connected to the radiation generating assembly, the probe assembly including an optical transport structure having a proximal end and a distal end; and
D. One or more reflective members disposed at predetermined locations along the inner surface of the capsule that reflect incident laser radiation not absorbed by the hot cathode back to the hot cathode;
With
The optical transport structure is generated by the laser radiation source, transports laser radiation incident on the proximal end to the distal end, and transmits the transported laser radiation beam to the electrons of the hot cathode. Configured to direct the beam of optical radiation to the surface of the hot cathode to impinge on an emissive surface;
A therapeutic radiation source having a power level sufficient to heat at least a portion of the surface to an electron emission temperature such that the beam of laser radiation causes thermionic emission from the surface of the hot cathode. 治療用放射線源であって：
Ａ．放射線発生組立品であって：
ａ．電子放出性表面を持った熱陰極を備えた、ビーム経路に沿って電子ビームを生成するために電子を放射する電子線源；及び、
ｂ．前記ビーム経路上に配置されたターゲット部材であって、前記電子線源から入射され、加速された電子への応答で治療用放射線を放射する手段を含むターゲット部材、
ｃ．前記熱陰極及び前記ターゲット部材を収容している実質的に剛性の筐体であって、前記筐体の入力端と出力端との間のビーム経路に沿って拡張する実質的に真空状態の内部領域を画定する筐体、
を備え、前記熱陰極が渦巻形状の伝導性部材から構成される放射線発生組立品；
Ｂ．光学的放射線源；及び、
Ｃ．始端と終端を備え、前記光学的放射線源により生成され、前記始端に入射された光学的放射線を前記終端に搬送する光学的搬送構造、
を備え、
前記光学的搬送構造が前記搬送される光学的放射線を前記熱陰極の表面に向け、
前記光学的放射線のビームが前記熱陰極の前記表面から熱電子放出を生じさせるために、前記表面の少なくとも一部を電子放出温度まで加熱するのに十分なパワーレベルを持ち、
前記渦巻形状の伝導性部材が互いに間隔の開いた複数の巻きを画定し、
前記渦巻形状伝導性部材が平面状のコイルを形成する、
治療用放射線源。A therapeutic radiation source:
A. Radiation generation assembly:
a. An electron beam source that emits electrons to generate an electron beam along the beam path, with a hot cathode having an electron-emitting surface; and
b. A target member disposed on the beam path, the target member including means for emitting therapeutic radiation in response to accelerated electrons incident from the electron beam source;
c. A substantially rigid housing containing the hot cathode and the target member, the substantially vacuum interior extending along a beam path between an input end and an output end of the housing; A housing defining an area,
A radiation generating assembly, wherein the hot cathode comprises a spiral conductive member;
B. An optical radiation source; and
C. An optical transport structure comprising a start end and an end, and transporting optical radiation generated by the optical radiation source and incident on the start end to the end;
With
The optical transport structure directs the transported optical radiation to the surface of the hot cathode;
For beam of optical radiation cause thermionic emission from the surface of the hot cathode, Chi lifting sufficient power level at least part of said surface to heat to the electron emission temperature,
The spiral conductive member defines a plurality of spaced apart windings;
The spiral conductive member forms a planar coil;
Therapeutic radiation source. 前記熱陰極が前記筐体の前記入力端に配置されている、請求項２に記載の治療用放射線源。The therapeutic radiation source according to claim 2 , wherein the hot cathode is disposed at the input end of the housing. 前記筐体の出力端に放射線透過性窓をさらに備え、前記ターゲット部材から放射される治療用放射線が前記放射線透過性窓を介して放射される、請求項２に記載の治療用放射線源。The therapeutic radiation source according to claim 2 , further comprising a radiation transmissive window at an output end of the housing, wherein the therapeutic radiation emitted from the target member is emitted through the radiation transmissive window. 前記伝導性部材が連続した前記巻きの間の隙間空間を画定する、請求項２に記載の治療用放射線源。The therapeutic radiation source according to claim 2 , wherein the conductive member defines a gap space between successive turns. 前記伝導性コイルの隣り合った巻きの間の距離が２５μｍから５０μｍである、請求項２に記載の治療用放射線源。The therapeutic radiation source according to claim 2 , wherein the distance between adjacent turns of the conductive coil is 25m to 50m. 前記互いに間隔の開いた複数の巻きの各々が、実質的に円形の横方向の断面を持つ、請求項２に記載の治療用放射線源。The therapeutic radiation source according to claim 2 , wherein each of the plurality of spaced apart turns has a substantially circular transverse cross section. 前記光学的搬送構造が光ファイバーケーブルである、請求項２に記載の治療用放射線源。The therapeutic radiation source according to claim 2 , wherein the optical delivery structure is a fiber optic cable. 前記光ファイバーケーブルが１００μｍから２００μｍの径を持つ、請求項８に記載の治療用放射線源。The therapeutic radiation source according to claim 8 , wherein the optical fiber cable has a diameter of 100 μm to 200 μm. 前記渦巻形状伝導性コイルが２ｍｍから７ｍｍの間の長さを持つ、請求項２に記載の治療用放射線源。The therapeutic radiation source according to claim 2 , wherein the spiral conductive coil has a length between 2 mm and 7 mm. 前記熱陰極の前記電子放出性表面を加熱して、２μＡの電流を形成する電子ビームを生成するために必要な前記光学的放射線の光出力が、０.１ワットから１.０ワットである、請求項２に記載の治療用放射線源。The optical power of the optical radiation required to heat the electron emissive surface of the hot cathode to produce an electron beam forming a current of 2 μA is from 0.1 watts to 1.0 watts; The therapeutic radiation source according to claim 2 . 前記光学的放射線源がレーザーであり、前記光学的放射線が実質的に単色かつコヒーレントである、請求項２に記載の治療用放射線源。The therapeutic radiation source according to claim 2 , wherein the optical radiation source is a laser and the optical radiation is substantially monochromatic and coherent. 前記治療用放射線がＸ線を含む、請求項２に記載の治療用放射線源。The therapeutic radiation source according to claim 2 , wherein the therapeutic radiation comprises X-rays. 熱伝導によって生ずる電力損失が０.２ワット以下である、請求項２に記載の治療用放射線源。The therapeutic radiation source according to claim 2 , wherein power loss caused by heat conduction is 0.2 watt or less. 治療用放射線源であって：
Ａ．光学的源
Ｂ．近位の端及び遠位の端を持ち、前記近位の端に入射された光学的放射線を前記遠位の端に搬送する光学的搬送構造を含むプローブ組立品であって、前記光学的搬送構造が前記光学的放射線のビームを熱陰極の表面に衝突させるために前記光学的放射線のビームを、前記光学的搬送構造を通して前記熱陰極の表面に向けるプローブ組立品；
Ｃ．前記プローブ組立品に接続されている放射線発生組立品であって：
ａ．電子放出性表面を持った熱陰極を備え、ビーム経路に沿って電子ビームを生成するために前記光学的搬送構造の前記遠位の端に搬送された光学的放射線に応答する電子線源；
ｂ．前記電子線源から入射され、加速された電子への応答でＸ線を放射する、少なくとも１つのＸ線放射性材料を含む、前記ビーム経路に配置されたターゲット部材；及び、
ｃ．前記電子線源及び前記ターゲット部材を収容する実質的に剛性のあるカプセルであって、前記カプセルの近位の端に配置された熱陰極と前記カプセルの遠位の端に配置されたターゲット部材との間のビーム軸に沿って拡張する実質的に真空状態の内部領域を画定するカプセル、
を備える放射線発生組立品；及び、
Ｄ．前記電子線源から放射された電子を前記ターゲット部材に向かって加速させるための加速用電場を確立するために、前記電子線源と前記ターゲット部材との間に加速用電圧を与える手段であって、前記電子線源の前記加速用電圧が前記ターゲット部材の基準電位に対して予め選択された値を持つ加速用電圧を与える手段、
を備え、
前記光学的放射線のビームが前記熱陰極の表面から熱電子放出を生じさせるために、前記表面の少なくとも一部を電子放出温度まで加熱するのに十分なパワーレベルを持ち、
前記予め選択された値と前記基準電位との間で、前記カプセル内に実質的に平滑な電圧勾配を与えるために前記カプセルの内面が半導性のコーティングで被われている治療用放射線源。A therapeutic radiation source:
A. Optical source A probe assembly having a proximal end and a distal end and including an optical delivery structure for delivering optical radiation incident on the proximal end to the distal end, wherein the optical delivery A probe assembly for directing the beam of optical radiation through the optical transport structure toward the surface of the hot cathode so that a structure impinges the beam of optical radiation on the surface of the hot cathode;
C. A radiation generating assembly connected to the probe assembly comprising:
a. An electron beam source comprising a hot cathode having an electron emissive surface and responsive to optical radiation delivered to the distal end of the optical delivery structure to generate an electron beam along a beam path;
b. A target member disposed in the beam path comprising at least one X-ray emitting material that emits X-rays in response to accelerated electrons incident from the electron beam source; and
c. A substantially rigid capsule containing the electron beam source and the target member, the hot cathode disposed at a proximal end of the capsule; and a target member disposed at a distal end of the capsule; A capsule defining a substantially vacuum inner region extending along the beam axis between,
A radiation generating assembly comprising: and
D. Means for applying an accelerating voltage between the electron beam source and the target member to establish an accelerating electric field for accelerating electrons emitted from the electron beam source toward the target member; Means for providing an accelerating voltage having a preselected value for the accelerating voltage of the electron beam source with respect to a reference potential of the target member;
With
Having a power level sufficient to heat at least a portion of the surface to an electron emission temperature so that the beam of optical radiation causes thermionic emission from the surface of the hot cathode;
A therapeutic radiation source wherein the inner surface of the capsule is covered with a semiconductive coating to provide a substantially smooth voltage gradient in the capsule between the preselected value and the reference potential. 前記半導性コーティングがイオン注入金属から形成される、請求項１５に記載の治療用放射線源。The therapeutic radiation source of claim 15 , wherein the semiconductive coating is formed from an ion implanted metal. 前記カプセルの前記内面の誘電率が前記加速用電場内のスパイクを防止するのに十分な程度に低い、請求項１５に記載の治療用放射線源。 16. The therapeutic radiation source according to claim 15 , wherein the dielectric constant of the inner surface of the capsule is low enough to prevent spikes in the accelerating electric field. 前記カプセルの前記内面の二次電子放出係数が１より小さい、請求項１５に記載の治療用放射線源。The therapeutic radiation source according to claim 15 , wherein a secondary electron emission coefficient of the inner surface of the capsule is less than one. 前記熱陰極は、前記カプセルの一部と、前記真空状態の内部領域と、三重会合点で接触し、前記カプセルの前記内面に適用された前記半導性コーティングが前記熱陰極の前記三重会合点を電気的フラッシュオーバーから遮蔽する、請求項１５に記載の治療用放射線源。The hot cathode is in contact with a portion of the capsule, the vacuum internal region at a triple junction, and the semiconductive coating applied to the inner surface of the capsule is the triple junction of the hot cathode. The therapeutic radiation source of claim 15 , wherein the therapeutic radiation source is shielded from electrical flashover. 前記光学的源がレーザーであり、前記光学的放射線のビームが実質的に単色かつコヒーレントである、請求項１５に記載の治療用放射線源。 16. The therapeutic radiation source according to claim 15 , wherein the optical source is a laser and the beam of optical radiation is substantially monochromatic and coherent. 前記光学的搬送構造が光ファイバーケーブルから構成される、請求項１５に記載の治療用放射線源。The therapeutic radiation source according to claim 15 , wherein the optical delivery structure comprises a fiber optic cable. 前記プローブ組立品が前記光ファイバーケーブルを収容する、可撓性で、電気伝導性のカテーテルを含む、請求項２１に記載の治療用放射線源。24. The therapeutic radiation source of claim 21 , wherein the probe assembly includes a flexible, electrically conductive catheter that houses the fiber optic cable. 前記半導性コーティングが、前記半導体コーティングが無い場合と比較して、前記カプセルの前記内面に衝突する電子の二次放出を減少させる、請求項１５に記載の治療用放射線源。 16. The therapeutic radiation source according to claim 15 , wherein the semiconductive coating reduces secondary emission of electrons impinging on the inner surface of the capsule as compared to the absence of the semiconductor coating. 治療用放射線源であって：
Ａ．光学的源
Ｂ．近位の端及び遠位の端を持ち、前記近位の端に入射された光学的放射線を前記遠位の端に搬送する光学的搬送構造を含むプローブ組立品であって、前記光学的搬送構造が前記光学的放射線のビームを前記熱陰極の表面に衝突させるために前記光学的放射線のビームを、前記光学的搬送構造を通して前記熱陰極の表面に向けるプローブ組立品；
Ｃ．前記プローブ組立品に接続されている放射線発生組立品であって：
ａ．電子放出性表面を持った熱陰極を備え、ビーム経路に沿って電子ビームを生成するために前記光学的搬送構造の前記遠位の端に搬送された光学的放射線に応答する電子線源；
ｂ．前記電子線源から入射され、加速された電子への応答でＸ線を放射する、少なくとも１つのＸ線放射性材料を含む、前記ビーム経路に配置されたターゲット部材；及び、
ｃ．前記電子線源及び前記ターゲット部材を収容する実質的に剛性のあるカプセルであって、前記カプセルの近位の端に配置された前記熱陰極と前記カプセルの遠位の端に配置された前記ターゲット部材との間のビーム軸に沿って拡張する実質的に真空状態の内部領域を画定するカプセル、
を備える放射線発生組立品；及び、
Ｄ．前記電子線源から放射された電子を前記ターゲット部材に向かって加速させるための加速用電場を確立するために、前記電子線源と前記ターゲット部材との間に加速用電圧を与える手段、
を備え、
前記光学的放射線のビームが前記熱陰極の表面から熱電子放出を生じさせるために、前記表面の少なくとも一部を電子放出温度まで加熱するのに十分なパワーレベルを持ち、
前記電子線源と前記ターゲット部材との間で、前記カプセル内に実質的に平滑な電圧勾配を与えるために前記カプセルの内面が半導性のコーティングで被われている治療用放射線源。A therapeutic radiation source:
A. Optical source A probe assembly having a proximal end and a distal end and including an optical delivery structure for delivering optical radiation incident on the proximal end to the distal end, wherein the optical delivery A probe assembly that directs the beam of optical radiation to the surface of the hot cathode through the optical transport structure so that a structure impinges the beam of optical radiation on the surface of the hot cathode;
C. A radiation generating assembly connected to the probe assembly comprising:
a. An electron beam source comprising a hot cathode having an electron emissive surface and responsive to optical radiation delivered to the distal end of the optical delivery structure to generate an electron beam along a beam path;
b. A target member disposed in the beam path comprising at least one X-ray emitting material that emits X-rays in response to accelerated electrons incident from the electron beam source; and
c. A substantially rigid capsule containing the electron beam source and the target member, the hot cathode disposed at a proximal end of the capsule and the target disposed at a distal end of the capsule A capsule defining a substantially vacuum inner region extending along the beam axis between the members;
A radiation generating assembly comprising: and
D. Means for applying an accelerating voltage between the electron beam source and the target member to establish an accelerating electric field for accelerating electrons emitted from the electron beam source toward the target member;
With
Having a power level sufficient to heat at least a portion of the surface to an electron emission temperature so that the beam of optical radiation causes thermionic emission from the surface of the hot cathode;
A therapeutic radiation source wherein the inner surface of the capsule is covered with a semiconductive coating to provide a substantially smooth voltage gradient in the capsule between the electron beam source and the target member. 前記半導性コーティングが、前記半導体コーティングが無い場合と比較して、前記カプセルの前記内面に衝突する電子の二次放出を減少させる、請求項２４に記載の治療用放射線源。25. The therapeutic radiation source of claim 24 , wherein the semiconductive coating reduces secondary emission of electrons impinging on the inner surface of the capsule as compared to the absence of the semiconductor coating. 前記半導性コーティングが三二酸化クロム、五酸化バナジウム、及びプラチナから成るグループから選択された材料から形成される、請求項１５に記載の治療用放射線源。 16. The therapeutic radiation source according to claim 15 , wherein the semiconductive coating is formed from a material selected from the group consisting of chromium trioxide, vanadium pentoxide, and platinum.
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006524881A (en) * 2003-01-16 2006-11-02 カールツァイスシュティフトゥング、ディー／ビー／エイ カールツァイス、オーバーコーへン、ジャーマニー Thermally tuned field emission cathode and beam current measurement techniques
DE60311440T2 (en) * 2003-06-30 2007-08-23 Nucletron B.V. Miniature X-ray source
US6901136B1 (en) * 2003-12-02 2005-05-31 Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc X-ray tube system and apparatus with conductive proximity between cathode and electromagnetic shield
JP2009021032A (en) * 2007-07-10 2009-01-29 Takasago Thermal Eng Co Ltd X-ray generating tube
US8437451B2 (en) * 2011-01-12 2013-05-07 Panalytical B.V. X-ray shutter arrangement
JP6123063B2 (en) * 2011-09-10 2017-05-10 株式会社Ｂｓｒ X-ray irradiation equipment
GB2502109A (en) * 2012-05-16 2013-11-20 Ariane Medical Systems Ltd X-ray radiotherapy apparatus with indirectly heated emissive cathode
WO2014166496A1 (en) * 2013-04-12 2014-10-16 Vestas Wind Systems A/S Improvements relating to wind turbine sensors
CN107432992B (en) * 2016-05-26 2019-08-13 和鑫生技开发股份有限公司 Proximal treatment apparatus and its radioactive source
JP6355876B1 (en) * 2016-10-31 2018-07-11 キヤノンアネルバ株式会社 X-ray generator and X-ray imaging system
WO2018119513A1 (en) * 2016-12-29 2018-07-05 The University Of British Columbia Optically addressed, thermionic electron beam device
CN108395280B (en) * 2018-03-21 2020-10-09 黄石上方检测设备有限公司 Ceramic X-ray tube inner surface coating composition and sintering method thereof
CN109199628B (en) * 2018-10-30 2021-04-02 深圳先进技术研究院 Light stimulation device for biological tissue
US11819707B2 (en) * 2022-03-08 2023-11-21 Dr-Cocos Corporation Light therapy device and electrode rod

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5568056A (en) * 1978-11-17 1980-05-22 Hitachi Ltd X-ray tube
US5369679A (en) 1990-09-05 1994-11-29 Photoelectron Corporation Low power x-ray source with implantable probe for treatment of brain tumors
US5428658A (en) 1994-01-21 1995-06-27 Photoelectron Corporation X-ray source with flexible probe
US5153900A (en) 1990-09-05 1992-10-06 Photoelectron Corporation Miniaturized low power x-ray source
JP2710913B2 (en) * 1993-06-18 1998-02-10 浜松ホトニクス株式会社 X-ray generating tube
ATE207651T1 (en) * 1994-07-12 2001-11-15 Photoelectron Corp X-RAY DEVICE FOR DOSING A PREDETERMINED FLOW OF RADIATION TO INNER SURFACES OF BODY CAVIES
US6148061A (en) * 1997-04-28 2000-11-14 Newton Scientific, Inc. Miniature x-ray unit
AU4161899A (en) * 1998-06-04 1999-12-20 Uriel Halavee Radiotherapeutical device and use thereof
US6195411B1 (en) * 1999-05-13 2001-02-27 Photoelectron Corporation Miniature x-ray source with flexible probe
US6320935B1 (en) * 2000-02-28 2001-11-20 X-Technologies, Ltd. Dosimeter for a miniature energy transducer for emitting X-ray radiation

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