小型Ｘ線発生装置
【課題】電子放射部の温度上昇を抑制して電子放射部の耐久性を向上させ安定かつ大線量のＸ線を取り出すことが可能な、血管内放射線治療用、がん治療用、医療診断等の医療分野及び非破壊検査などの工業用、研究用分野にも適用できる小型Ｘ線発生装置の提供。
【解決手段】少なくとも、先端を先鋭化加工された単結晶ダイヤモンドから成る電子放射陰極部１０、ターゲット部２２、及びＸ線透過窓２５を有する小型チャンバ２１と、可撓性ケーブル３１と、高電圧供給電源とから構成された小型Ｘ線発生装置。
【解決手段】少なくとも、先端を先鋭化加工された単結晶ダイヤモンドから成る電子放射陰極部１０、ターゲット部２２、及びＸ線透過窓２５を有する小型チャンバ２１と、可撓性ケーブル３１と、高電圧供給電源とから構成された小型Ｘ線発生装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、小型Ｘ線発生装置に関し、詳細には血管内放射線治療用、がん治療用、医療診断等の医療分野のみならず、非破壊検査などの工業用、研究用分野にも適用できる小型Ｘ線発生装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療分野においてＸ線、γ等の放射線を治療に利用する放射線療法の果たす役割は非常に大きい。放射線療法は、放射線による電離作用で、主に細胞のＤＮＡ鎖を切断させることで作用する。腫瘍細胞は、放射線により受けた影響を修復する能力が正常細胞に比べて乏しく、また、細胞死を引き起こしやすい。放射線療法は化学療法に比べて局所的な照射が可能であり、副作用を起こす領域を制限させることもできる。
放射線の照射方法としては、体外から病変部に向かって放射線を照射する方法と、放射性同位元素を封入した線源を体内に挿入する方法が利用されている。
【０００３】
しかしながら、体外から病変部に向かって放射線を照射する方法では、副作用を起こす領域を化学療法に比べて制限できるとはいえ、体内深くの病変部に対しては、高エネルギーの放射線を照射させざるを得ない。また、放射性同位元素を封入した線源を用いると、常時放射線を放出しているので、患者の治療を始める前、照射すべき患部を探す段階においても、不要な放射線被爆を受け続けることになり、また、高度な取扱い技術が要求されることから、医師、放射線技師にも大きな負担となっている。
【０００４】
これらに対して、特許文献１には、放射性同位元素を用いることなく、同軸ケーブルを用い、必要な時にＸ線を発生させることが出来る超小型Ｘ線発生装置が開示されている。この装置では、冷陰極に高速短パルスの高電圧を印加することによって冷陰極の先端で高電界放出により高強度の電子が放出され、この放出された電子を金属ターゲットに照射することによってＸ線を取り出すことが出来る。可撓性の同軸ケーブルの先端部にこのようなＸ線管を取り付けて体内に挿入することにより、病変部に到達したところで必要なだけ病変部に照射することができるので、患者、医師、双方の負担が大幅に軽減される。
【０００５】
また、特許文献２には、特許文献１のＸ線発生装置と同様に可撓性の同軸ケーブルを用いて先端にＸ線管を取り付けているが、電子源としてＷ、Ｔａ等の金属からなる陰極基体に薄いダイヤモンドの被膜をコーティングしたものを用いたＸ線発生装置が開示されている。ダイヤモンドを用いることにより、必要とされる電界を小さく維持しながら、必要なＸ線強度を取り出すことが出来る。ダイヤモンドの被膜は、それをコーティングすることにより、電子を容易に放出する特性を有し、電子を放出させるのに必要な電界は１／１０以下になる。
上記の２つの公知例ともに、Ｘ線管部、同軸ケーブルの直径は３ｍｍ以下であり、体内挿入に適した大きさとなっている。
【０００６】
しかしながら、これらの公知例では、電子源が金属であるか又は金属にコーティングしたダイヤモンド被膜であるので、ある一定以上の放出電流を継続して取り出そうとすると、放出部の温度が上昇し、電子源の損傷やコーティング被膜が剥離したりするという問題点があった。
【０００７】
【特許文献１】特開２０００−２０８２９４号公報
【特許文献２】特開２０００−０１４８１０号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
本発明は、金属又は金属にダイヤモンドをコーティングした電子放射部に比べて電子放射部の温度上昇を抑制して電子放射部の耐久性を向上させ安定かつ大線量のＸ線を取り出すことが可能な小型Ｘ線発生装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明者等が鋭意検討を進めた結果、先端を先鋭化加工された単結晶ダイヤモンドによって電子放射陰極部を形成することによって上記課題が解決できるとの知見を得て本発明を完成した。
すなわち、本発明は以下に記載するとおりのＸ線発生装置である。
【００１０】
（１）少なくとも、先端を先鋭化加工された単結晶ダイヤモンドから成る電子放射陰極部、ターゲット部、及びＸ線透過窓を有する小型チャンバと、可撓性ケーブルと、高電圧供給電源とから構成された小型Ｘ線発生装置。
（２）先端が先鋭化加工されたダイヤモンドの表面の少なくとも一部に、ｎ型ダイヤモンドからなる導電層が形成されていることを特徴とする上記（１）に記載の小型Ｘ線発生装置。
（３）ターゲット部に、Ｘ線を発生する金属が埋め込まれたダイヤモンド板を用いることを特徴とする上記（１）又は（２）に記載の小型Ｘ線発生装置。
（４）電子放射陰極から放射される電流が１００ｍＡ以上であり、３０Ｇｙ／ｍｉｎ以上の放射線量が得られることを特徴とする上記（１）〜（３）のいずれかに記載の小型Ｘ線発生装置。
（５）前記高電圧供給電源が高電圧パルス電源であることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の小型Ｘ線発生装置。
（６）前記高電圧供給電源が、電子放射陰極と引き出し電極（アノード電極）とに三角波又は正弦波の波形の電圧であって、電子放射陰極の閾値電圧を超える電圧が４０％以下の占有率である電圧を印加する電源であることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の小型Ｘ線発生装置。
【発明の効果】
【００１１】
本発明の小型Ｘ線発生装置は、電子放射部だけでなく、陰極全体が単結晶ダイヤモンドであるので、カーボンナノチューブやコーティング膜を陰極に用いた場合と比べて、放熱性が高く電子放射部の温度上昇を抑制できる。その結果、電子放射部の耐久性が向上し、安定かつ大線量のＸ線を取り出すことが可能となる。
また、本発明のＸ線発生装置においては、陰極となる単結晶ダイヤモンドの先端が先鋭化加工されているため、低い印加電圧で大電流の電子放出が可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
本発明の小型Ｘ線発生装置（以下「Ｘ線発生装置」ともいう）について以下詳述する。
本発明のＸ線発生装置の概略を図１に示した例に基づいて説明する。
図１において、小型チャンバ２１は円筒形をしており側部にＸ線透過窓２５が形成されている。この小型チャンバ２１内にはターゲット部２２と、先端を先鋭化した単結晶ダイヤモンドからなる電子放射陰極１０と、小型チャンバ２１内を高真空に保つためのゲッタ剤２６とが収容されている。ターゲット部２２としては、図示例では導電性のダイヤモンド製基材２３の表面に形成した窪みにターゲットとなる金属板２４が埋め込まれたものを用いている。
小型チャンバ２１には可撓性同軸ケーブル３１が接続されており、同軸ケーブル３１の内導体３２は電子放出陰極に、外導体３３は小型チャンバにそれぞれ電気的に接続される。図２に示すように、この可撓性同軸ケーブル３１の反対側の末端には、高電圧供給電源３４が接続される。
以下では、高電圧供給電源３４として直流パルス電源を用いた場合について説明する。
【００１３】
Ｘ線透過窓２５は、Ｘ線に対して透明である必要があり、かつ体内に挿入する場合を考えると体組織と親和性の高いものであることが好ましい。具体的には、ＢＮ、カーボン（グラファイト）、ダイヤモンドが好適に使用できる。特にダイヤモンドが好ましい。
【００１４】
上記チャンバ２１内は、電子線を発生させ、ターゲットに照射するために真空に保たれる必要がある。チャンバ内には、ある活性化温度を持ったゲッタ剤２６（例えばＳＡＥＳ ＳＴ １０１合金やＳＴ７０７合金）を配置して、チャンバ内を高真空状態に保っておくことが好ましい。
【００１５】
先端を先鋭化加工した単結晶ダイヤモンド１０を電子放射陰極に用い、高電圧パルス電源３４から高電圧パルスを印加すると、おおよそ１０〜２０ｋＶのＤＣパルス（約１０ｍｓｅｃ）で約１００ｍＡの大きな放出電流が得られ、３０Ｇｙ／ｍｉｎ以上の線量を得ることができる。この電子放射陰極を用いることにより、所望の場所で、所望の深さにＸ線照射ができ、かつ低加速で大線量の照射も可能であるので、余分な被爆を極力抑制でき、短時間で照射が完了できる。患者、医師への負担も大幅に削減することができる。
【００１６】
図３に先鋭化加工された単結晶ダイヤモンドの例を示す。単結晶ダイヤモンド１０の先端部１１の先鋭化加工は、例えば機械研磨による方法や、ドライエッチングによる方法を併用することが好ましい。
先端が先鋭化されたダイヤモンドの表面の少なくとも一部に、ｎ型ダイヤモンドからなる導電層１３が形成されていると、より一層電子放出が促進され、かつ本発明の電子放射陰極は全体がダイヤモンドからなるので、電子放出部の温度上昇は抑制される。ここで、ｎ型ダイヤモンドが形成される面は、（１１１）面もしくは（１１１）面からのオフ角が７度以下である面であることが好ましい。また、ｎ型ダイヤモンドは不純物としてＰ（リン）が１０１６個／ｃｍ３以上含まれていることが好ましい。
【００１７】
一方、電子線が照射されたターゲットにおいては、照射された電子線エネルギーのうち９９％が熱に変換される。電子源としてダイヤモンドを用いて、大線量のＸ線を取り出すためにはターゲット部の放熱性も非常に重要になる。そこで、ターゲット部に、Ｘ線が発生する金属が埋め込まれたダイヤモンド板を用いると、金属で発生した発熱は容易に拡散され、ターゲット金属の耐久性も向上する。
本発明のＸ線発生装置は、ファイバスコープや、位置固定機構などを併用することにより、体内での照射位置の詳細な確認、確定を行うことができる。
【００１８】
本発明の「小型Ｘ線発生装置」のもう一つの特徴は電子源用にパルス電源を用いないで、パルス電流を得る方法である。高強度のＸ線を得るためには大きな放出電流を得る必要があったが、このため高い印加電圧を必要とするため電子源破損等の問題が生じ安定な動作を維持することが困難であった。パルス電源を用いると、これらを回避可能であるが、パルス電源は大型で、高価なものとなることから、小型で安価なパルス電源駆動に変わる方式が必要となった。そこで、三角波駆動電源を用いて、電子源の電子放出の閾値電圧を超える電圧の占有率が三角波の中で４０％以下、より好ましくは１０％以下と設定することで、パルス電源の代わりをさせることができる。三角波という波形には制限はなく、正弦波でも、その他の周期変動電圧波形でも構わないが、三角波は単純でより鋭い放出電流が得られるので一番好ましい。閾値電圧を超える電圧の占有時間が、４０％以下、もしくは１０％以下あることが重要である。
【実施例】
【００１９】
［実施例１］
高温高圧合成ダイヤモンド単結晶IIｂ型（３×０．５×０．５ｍｍ）を用意した。面方位は０．５×０．５ｍｍの面が（２１１）面、３×０．５ｍｍの面が（１１０）、（１１１）面であった。（１１１）面のオフ角は、おおよそ２．９度であった。
このダイヤモンド単結晶１０の片方の先端部１１を、図３に示すように機械研磨で先鋭化加工を行って先鋭化した端部１２とした。その後、マイクロ波プラズマＣＶＤ法で、（１１１）面にＰドープエピタキシャル層１３を約３μｍの厚さで形成した。
こうして得られた、先端を先鋭化した単結晶ダイヤモンドからなる電子放射陰極１０を、図１に示す小型チャンバ２１にセットした。この小型チャンバ２１は、直径が約２．４ｍｍ、長さが約１５ｍｍとなっている。ターゲット部２２は、Ｂドープ気相合成ダイヤモンド多結晶板２３（導電性）に、レーザー加工で円形にくぼみを形成し、そのくぼみにタングステン板２４を埋め込んで作製した。Ｘ線透過窓２５はダイヤモンドで形成した。
小型チャンバ２１中には、ゲッタ剤２６としてＳＡＥＳ ＳＴ １０１合金を配置し、活性化させてチャンバ２１中を高真空に保った。
小型チャンバ２１に可撓性同軸ケーブル３１を接続し、電気的には同軸内導体３２に電子放出陰極、外導体３３にはチャンバ２１を接続した。
この可撓性同軸ケーブル３１の反対側の末端には、電圧３０ｋＶ，電流１Ａ，パルス幅１ｍｓｅｃの直流パルス電源を接続し、同軸内導体３２に負の電圧、同軸外導体３３を接地する条件で使用した。
【００２０】
その結果、電圧２０ｋＶ，パルス幅１０ｍｓｅｃ、パルス周波数１００Ｈｚの条件で、電子放出電流が約１８５ｍＡを観測し、得られた線量は３９Ｇｙ／ｍｉｎとなった。
このような構成は、非常に小型であるので体内に挿入することも容易である。低加速で大線量のＸ線を取り出すことができ、かつ電圧を印加している間のみＸ線を取り出すことができるので、体内病変部のみに必要な照射深さでＸ線を短時間に照射することが可能となり、患者、及び医師への負担が大幅に低減される。
【００２１】
［比較例］
電子放射陰極１０として、約０．５×０．５×３ｍｍの金属Ｍｏの先端を球形に加工し、その先端部にＢドープダイヤモンドを約５μｍコーティングしたものを用いて、実施例と同様のＸ線発生装置を構成した。電圧１０ｋＶ、パルス幅１０ｍｓｅｃ、パルス幅１００Ｈｚの条件では、電子放出電流として０．２ｍＡ程度にとどまり、得られた線量も１Ｇｙ／ｍｉｎ以下となってしまった。印加電圧を２０ｋＶ，１０ｍｓｅｃ、１００Ｈｚとすると、電子放出電流は約４ｍＡに到達したが、照射線量は１Ｇｙ／ｍｉｎ程度にとどまり、かつ１０分間動作させると大幅に電子放出電流が小さくなった。内部を確認したところ、ダイヤモンド膜の剥離が生じていた。
【産業上の利用可能性】
【００２２】
本発明のＸ線発生装置は、非常に小型であるため体内に挿入することが容易であり、また、低加速で大線量のＸ線を取り出すことができ、かつ電圧を印加している間のみＸ線を取り出すことができるため、Ｘ線療法等の医療分野のみならず、非破壊検査などの工業用、研究用分野にも好適に利用できる。
【図面の簡単な説明】
【００２３】
【図１】本発明のＸ線発生装置のチャンバ部分の構成を示す図である。
【図２】本発明のＸ線発生装置の全体の構成を示す図である。
【図３】本発明のＸ線発生装置における電子放射陰極部として用いる先端を先鋭化加工された単結晶ダイヤモンドを示す図である。
【符号の説明】
【００２４】
１０ 電子放射陰極（ダイヤモンド単結晶）
１２ ダイヤモンド単結晶の先鋭化した端部
１３ Ｐドープエピタキシャル層
２１ チャンバ
２２ ターゲット部
２３ ダイヤモンド製基材
２４ 金属板
２５ Ｘ線透過窓
２６ ゲッタ剤
３１ 可撓性同軸ケーブル
３２ 内導体
３３ 外導体
３４ 直流パルス電源
【技術分野】
【０００１】
本発明は、小型Ｘ線発生装置に関し、詳細には血管内放射線治療用、がん治療用、医療診断等の医療分野のみならず、非破壊検査などの工業用、研究用分野にも適用できる小型Ｘ線発生装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療分野においてＸ線、γ等の放射線を治療に利用する放射線療法の果たす役割は非常に大きい。放射線療法は、放射線による電離作用で、主に細胞のＤＮＡ鎖を切断させることで作用する。腫瘍細胞は、放射線により受けた影響を修復する能力が正常細胞に比べて乏しく、また、細胞死を引き起こしやすい。放射線療法は化学療法に比べて局所的な照射が可能であり、副作用を起こす領域を制限させることもできる。
放射線の照射方法としては、体外から病変部に向かって放射線を照射する方法と、放射性同位元素を封入した線源を体内に挿入する方法が利用されている。
【０００３】
しかしながら、体外から病変部に向かって放射線を照射する方法では、副作用を起こす領域を化学療法に比べて制限できるとはいえ、体内深くの病変部に対しては、高エネルギーの放射線を照射させざるを得ない。また、放射性同位元素を封入した線源を用いると、常時放射線を放出しているので、患者の治療を始める前、照射すべき患部を探す段階においても、不要な放射線被爆を受け続けることになり、また、高度な取扱い技術が要求されることから、医師、放射線技師にも大きな負担となっている。
【０００４】
これらに対して、特許文献１には、放射性同位元素を用いることなく、同軸ケーブルを用い、必要な時にＸ線を発生させることが出来る超小型Ｘ線発生装置が開示されている。この装置では、冷陰極に高速短パルスの高電圧を印加することによって冷陰極の先端で高電界放出により高強度の電子が放出され、この放出された電子を金属ターゲットに照射することによってＸ線を取り出すことが出来る。可撓性の同軸ケーブルの先端部にこのようなＸ線管を取り付けて体内に挿入することにより、病変部に到達したところで必要なだけ病変部に照射することができるので、患者、医師、双方の負担が大幅に軽減される。
【０００５】
また、特許文献２には、特許文献１のＸ線発生装置と同様に可撓性の同軸ケーブルを用いて先端にＸ線管を取り付けているが、電子源としてＷ、Ｔａ等の金属からなる陰極基体に薄いダイヤモンドの被膜をコーティングしたものを用いたＸ線発生装置が開示されている。ダイヤモンドを用いることにより、必要とされる電界を小さく維持しながら、必要なＸ線強度を取り出すことが出来る。ダイヤモンドの被膜は、それをコーティングすることにより、電子を容易に放出する特性を有し、電子を放出させるのに必要な電界は１／１０以下になる。
上記の２つの公知例ともに、Ｘ線管部、同軸ケーブルの直径は３ｍｍ以下であり、体内挿入に適した大きさとなっている。
【０００６】
しかしながら、これらの公知例では、電子源が金属であるか又は金属にコーティングしたダイヤモンド被膜であるので、ある一定以上の放出電流を継続して取り出そうとすると、放出部の温度が上昇し、電子源の損傷やコーティング被膜が剥離したりするという問題点があった。
【０００７】
【特許文献１】特開２０００−２０８２９４号公報
【特許文献２】特開２０００−０１４８１０号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
本発明は、金属又は金属にダイヤモンドをコーティングした電子放射部に比べて電子放射部の温度上昇を抑制して電子放射部の耐久性を向上させ安定かつ大線量のＸ線を取り出すことが可能な小型Ｘ線発生装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明者等が鋭意検討を進めた結果、先端を先鋭化加工された単結晶ダイヤモンドによって電子放射陰極部を形成することによって上記課題が解決できるとの知見を得て本発明を完成した。
すなわち、本発明は以下に記載するとおりのＸ線発生装置である。
【００１０】
（１）少なくとも、先端を先鋭化加工された単結晶ダイヤモンドから成る電子放射陰極部、ターゲット部、及びＸ線透過窓を有する小型チャンバと、可撓性ケーブルと、高電圧供給電源とから構成された小型Ｘ線発生装置。
（２）先端が先鋭化加工されたダイヤモンドの表面の少なくとも一部に、ｎ型ダイヤモンドからなる導電層が形成されていることを特徴とする上記（１）に記載の小型Ｘ線発生装置。
（３）ターゲット部に、Ｘ線を発生する金属が埋め込まれたダイヤモンド板を用いることを特徴とする上記（１）又は（２）に記載の小型Ｘ線発生装置。
（４）電子放射陰極から放射される電流が１００ｍＡ以上であり、３０Ｇｙ／ｍｉｎ以上の放射線量が得られることを特徴とする上記（１）〜（３）のいずれかに記載の小型Ｘ線発生装置。
（５）前記高電圧供給電源が高電圧パルス電源であることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の小型Ｘ線発生装置。
（６）前記高電圧供給電源が、電子放射陰極と引き出し電極（アノード電極）とに三角波又は正弦波の波形の電圧であって、電子放射陰極の閾値電圧を超える電圧が４０％以下の占有率である電圧を印加する電源であることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の小型Ｘ線発生装置。
【発明の効果】
【００１１】
本発明の小型Ｘ線発生装置は、電子放射部だけでなく、陰極全体が単結晶ダイヤモンドであるので、カーボンナノチューブやコーティング膜を陰極に用いた場合と比べて、放熱性が高く電子放射部の温度上昇を抑制できる。その結果、電子放射部の耐久性が向上し、安定かつ大線量のＸ線を取り出すことが可能となる。
また、本発明のＸ線発生装置においては、陰極となる単結晶ダイヤモンドの先端が先鋭化加工されているため、低い印加電圧で大電流の電子放出が可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
本発明の小型Ｘ線発生装置（以下「Ｘ線発生装置」ともいう）について以下詳述する。
本発明のＸ線発生装置の概略を図１に示した例に基づいて説明する。
図１において、小型チャンバ２１は円筒形をしており側部にＸ線透過窓２５が形成されている。この小型チャンバ２１内にはターゲット部２２と、先端を先鋭化した単結晶ダイヤモンドからなる電子放射陰極１０と、小型チャンバ２１内を高真空に保つためのゲッタ剤２６とが収容されている。ターゲット部２２としては、図示例では導電性のダイヤモンド製基材２３の表面に形成した窪みにターゲットとなる金属板２４が埋め込まれたものを用いている。
小型チャンバ２１には可撓性同軸ケーブル３１が接続されており、同軸ケーブル３１の内導体３２は電子放出陰極に、外導体３３は小型チャンバにそれぞれ電気的に接続される。図２に示すように、この可撓性同軸ケーブル３１の反対側の末端には、高電圧供給電源３４が接続される。
以下では、高電圧供給電源３４として直流パルス電源を用いた場合について説明する。
【００１３】
Ｘ線透過窓２５は、Ｘ線に対して透明である必要があり、かつ体内に挿入する場合を考えると体組織と親和性の高いものであることが好ましい。具体的には、ＢＮ、カーボン（グラファイト）、ダイヤモンドが好適に使用できる。特にダイヤモンドが好ましい。
【００１４】
上記チャンバ２１内は、電子線を発生させ、ターゲットに照射するために真空に保たれる必要がある。チャンバ内には、ある活性化温度を持ったゲッタ剤２６（例えばＳＡＥＳ ＳＴ １０１合金やＳＴ７０７合金）を配置して、チャンバ内を高真空状態に保っておくことが好ましい。
【００１５】
先端を先鋭化加工した単結晶ダイヤモンド１０を電子放射陰極に用い、高電圧パルス電源３４から高電圧パルスを印加すると、おおよそ１０〜２０ｋＶのＤＣパルス（約１０ｍｓｅｃ）で約１００ｍＡの大きな放出電流が得られ、３０Ｇｙ／ｍｉｎ以上の線量を得ることができる。この電子放射陰極を用いることにより、所望の場所で、所望の深さにＸ線照射ができ、かつ低加速で大線量の照射も可能であるので、余分な被爆を極力抑制でき、短時間で照射が完了できる。患者、医師への負担も大幅に削減することができる。
【００１６】
図３に先鋭化加工された単結晶ダイヤモンドの例を示す。単結晶ダイヤモンド１０の先端部１１の先鋭化加工は、例えば機械研磨による方法や、ドライエッチングによる方法を併用することが好ましい。
先端が先鋭化されたダイヤモンドの表面の少なくとも一部に、ｎ型ダイヤモンドからなる導電層１３が形成されていると、より一層電子放出が促進され、かつ本発明の電子放射陰極は全体がダイヤモンドからなるので、電子放出部の温度上昇は抑制される。ここで、ｎ型ダイヤモンドが形成される面は、（１１１）面もしくは（１１１）面からのオフ角が７度以下である面であることが好ましい。また、ｎ型ダイヤモンドは不純物としてＰ（リン）が１０１６個／ｃｍ３以上含まれていることが好ましい。
【００１７】
一方、電子線が照射されたターゲットにおいては、照射された電子線エネルギーのうち９９％が熱に変換される。電子源としてダイヤモンドを用いて、大線量のＸ線を取り出すためにはターゲット部の放熱性も非常に重要になる。そこで、ターゲット部に、Ｘ線が発生する金属が埋め込まれたダイヤモンド板を用いると、金属で発生した発熱は容易に拡散され、ターゲット金属の耐久性も向上する。
本発明のＸ線発生装置は、ファイバスコープや、位置固定機構などを併用することにより、体内での照射位置の詳細な確認、確定を行うことができる。
【００１８】
本発明の「小型Ｘ線発生装置」のもう一つの特徴は電子源用にパルス電源を用いないで、パルス電流を得る方法である。高強度のＸ線を得るためには大きな放出電流を得る必要があったが、このため高い印加電圧を必要とするため電子源破損等の問題が生じ安定な動作を維持することが困難であった。パルス電源を用いると、これらを回避可能であるが、パルス電源は大型で、高価なものとなることから、小型で安価なパルス電源駆動に変わる方式が必要となった。そこで、三角波駆動電源を用いて、電子源の電子放出の閾値電圧を超える電圧の占有率が三角波の中で４０％以下、より好ましくは１０％以下と設定することで、パルス電源の代わりをさせることができる。三角波という波形には制限はなく、正弦波でも、その他の周期変動電圧波形でも構わないが、三角波は単純でより鋭い放出電流が得られるので一番好ましい。閾値電圧を超える電圧の占有時間が、４０％以下、もしくは１０％以下あることが重要である。
【実施例】
【００１９】
［実施例１］
高温高圧合成ダイヤモンド単結晶IIｂ型（３×０．５×０．５ｍｍ）を用意した。面方位は０．５×０．５ｍｍの面が（２１１）面、３×０．５ｍｍの面が（１１０）、（１１１）面であった。（１１１）面のオフ角は、おおよそ２．９度であった。
このダイヤモンド単結晶１０の片方の先端部１１を、図３に示すように機械研磨で先鋭化加工を行って先鋭化した端部１２とした。その後、マイクロ波プラズマＣＶＤ法で、（１１１）面にＰドープエピタキシャル層１３を約３μｍの厚さで形成した。
こうして得られた、先端を先鋭化した単結晶ダイヤモンドからなる電子放射陰極１０を、図１に示す小型チャンバ２１にセットした。この小型チャンバ２１は、直径が約２．４ｍｍ、長さが約１５ｍｍとなっている。ターゲット部２２は、Ｂドープ気相合成ダイヤモンド多結晶板２３（導電性）に、レーザー加工で円形にくぼみを形成し、そのくぼみにタングステン板２４を埋め込んで作製した。Ｘ線透過窓２５はダイヤモンドで形成した。
小型チャンバ２１中には、ゲッタ剤２６としてＳＡＥＳ ＳＴ １０１合金を配置し、活性化させてチャンバ２１中を高真空に保った。
小型チャンバ２１に可撓性同軸ケーブル３１を接続し、電気的には同軸内導体３２に電子放出陰極、外導体３３にはチャンバ２１を接続した。
この可撓性同軸ケーブル３１の反対側の末端には、電圧３０ｋＶ，電流１Ａ，パルス幅１ｍｓｅｃの直流パルス電源を接続し、同軸内導体３２に負の電圧、同軸外導体３３を接地する条件で使用した。
【００２０】
その結果、電圧２０ｋＶ，パルス幅１０ｍｓｅｃ、パルス周波数１００Ｈｚの条件で、電子放出電流が約１８５ｍＡを観測し、得られた線量は３９Ｇｙ／ｍｉｎとなった。
このような構成は、非常に小型であるので体内に挿入することも容易である。低加速で大線量のＸ線を取り出すことができ、かつ電圧を印加している間のみＸ線を取り出すことができるので、体内病変部のみに必要な照射深さでＸ線を短時間に照射することが可能となり、患者、及び医師への負担が大幅に低減される。
【００２１】
［比較例］
電子放射陰極１０として、約０．５×０．５×３ｍｍの金属Ｍｏの先端を球形に加工し、その先端部にＢドープダイヤモンドを約５μｍコーティングしたものを用いて、実施例と同様のＸ線発生装置を構成した。電圧１０ｋＶ、パルス幅１０ｍｓｅｃ、パルス幅１００Ｈｚの条件では、電子放出電流として０．２ｍＡ程度にとどまり、得られた線量も１Ｇｙ／ｍｉｎ以下となってしまった。印加電圧を２０ｋＶ，１０ｍｓｅｃ、１００Ｈｚとすると、電子放出電流は約４ｍＡに到達したが、照射線量は１Ｇｙ／ｍｉｎ程度にとどまり、かつ１０分間動作させると大幅に電子放出電流が小さくなった。内部を確認したところ、ダイヤモンド膜の剥離が生じていた。
【産業上の利用可能性】
【００２２】
本発明のＸ線発生装置は、非常に小型であるため体内に挿入することが容易であり、また、低加速で大線量のＸ線を取り出すことができ、かつ電圧を印加している間のみＸ線を取り出すことができるため、Ｘ線療法等の医療分野のみならず、非破壊検査などの工業用、研究用分野にも好適に利用できる。
【図面の簡単な説明】
【００２３】
【図１】本発明のＸ線発生装置のチャンバ部分の構成を示す図である。
【図２】本発明のＸ線発生装置の全体の構成を示す図である。
【図３】本発明のＸ線発生装置における電子放射陰極部として用いる先端を先鋭化加工された単結晶ダイヤモンドを示す図である。
【符号の説明】
【００２４】
１０ 電子放射陰極（ダイヤモンド単結晶）
１２ ダイヤモンド単結晶の先鋭化した端部
１３ Ｐドープエピタキシャル層
２１ チャンバ
２２ ターゲット部
２３ ダイヤモンド製基材
２４ 金属板
２５ Ｘ線透過窓
２６ ゲッタ剤
３１ 可撓性同軸ケーブル
３２ 内導体
３３ 外導体
３４ 直流パルス電源
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも、先端を先鋭化加工された単結晶ダイヤモンドから成る電子放射陰極部、ターゲット部、及びＸ線透過窓を有する小型チャンバと、可撓性ケーブルと、高電圧供給電源とから構成された小型Ｘ線発生装置。
【請求項２】
先端が先鋭化加工されたダイヤモンドの表面の少なくとも一部に、ｎ型ダイヤモンドからなる導電層が形成されていることを特徴とする請求項１に記載の小型Ｘ線発生装置。
【請求項３】
ターゲット部に、Ｘ線を発生する金属が埋め込まれたダイヤモンド板を用いることを特徴とする請求項１又は２に記載の小型Ｘ線発生装置。
【請求項４】
電子放射陰極から放射される電流が１００ｍＡ以上であり、３０Ｇｙ／ｍｉｎ以上の放射線量が得られることを特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の小型Ｘ線発生装置。
【請求項５】
前記高電圧供給電源が高電圧パルス電源であることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の小型Ｘ線発生装置。
【請求項６】
前記高電圧供給電源が、電子放射陰極と引き出し電極（アノード電極）とに三角波又は正弦波の波形の電圧であって、電子放射陰極の閾値電圧を超える電圧が４０％以下の占有率である電圧を印加する電源であることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の小型Ｘ線発生装置。
【請求項１】
少なくとも、先端を先鋭化加工された単結晶ダイヤモンドから成る電子放射陰極部、ターゲット部、及びＸ線透過窓を有する小型チャンバと、可撓性ケーブルと、高電圧供給電源とから構成された小型Ｘ線発生装置。
【請求項２】
先端が先鋭化加工されたダイヤモンドの表面の少なくとも一部に、ｎ型ダイヤモンドからなる導電層が形成されていることを特徴とする請求項１に記載の小型Ｘ線発生装置。
【請求項３】
ターゲット部に、Ｘ線を発生する金属が埋め込まれたダイヤモンド板を用いることを特徴とする請求項１又は２に記載の小型Ｘ線発生装置。
【請求項４】
電子放射陰極から放射される電流が１００ｍＡ以上であり、３０Ｇｙ／ｍｉｎ以上の放射線量が得られることを特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の小型Ｘ線発生装置。
【請求項５】
前記高電圧供給電源が高電圧パルス電源であることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の小型Ｘ線発生装置。
【請求項６】
前記高電圧供給電源が、電子放射陰極と引き出し電極（アノード電極）とに三角波又は正弦波の波形の電圧であって、電子放射陰極の閾値電圧を超える電圧が４０％以下の占有率である電圧を印加する電源であることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の小型Ｘ線発生装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図２】
【図３】
【公開番号】特開２００９−２８３１６９（Ｐ２００９−２８３１６９Ａ）
【公開日】平成２１年１２月３日（２００９．１２．３）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００８−１３１６２２（Ｐ２００８−１３１６２２）
【出願日】平成２０年５月２０日（２００８．５．２０）
【出願人】（５０４１７３４７１）国立大学法人 北海道大学 (971)
【出願人】（０００００２１３０）住友電気工業株式会社 (12,747)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２１年１２月３日（２００９．１２．３）
【国際特許分類】
【出願日】平成２０年５月２０日（２００８．５．２０）
【出願人】（５０４１７３４７１）国立大学法人 北海道大学 (971)
【出願人】（０００００２１３０）住友電気工業株式会社 (12,747)
【Ｆターム（参考）】
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