JP2000208294A

JP2000208294A - 超小形ｘ線発生装置

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Publication number: JP2000208294A
Application number: JP11010313A
Authority: JP
Inventors: Eiji Tanabe; 英二田辺
Original assignee: AET JAPAN KK
Current assignee: AET JAPAN KK
Priority date: 1999-01-19
Filing date: 1999-01-19
Publication date: 2000-07-28
Anticipated expiration: 2019-01-19
Also published as: JP3090910B2

Abstract

(57)【要約】【課題】血管内放射線治療用、癌治療用小線源等に利
用できる超小形Ｘ線源を提供する。【解決手段】血管内放射線治療用Ｘ線源や癌治療用小
線源に置き替わる超小形で耐久性があり、治療に簡便
で、危険を避けたＸ線発生装置において、芯線（同軸内
導体）５を柔らかい発泡性のテフロン絶縁物７などで覆
った直径２ｍｍ以下の同軸の可撓性ケーブルと、高電圧
の短いパルスで動作する電子放射を強める先端の尖った
冷陰極６とゲッタ部１３を内蔵して、高い真空度を保つ
チャンバ１２とで構成する。また前記チャンバ１２にプ
ラズマ放電用のガスを封入して超高速パルスによりプラ
ズマ放電を惹起してそれによりＸ線を発生させることが
できる。また前記超小形Ｘ線発生装置において、可撓性
ケーブルのＸ線源とファイバスコープを併用または一体
化して利用することができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、可撓性の同軸ケー
ブルの先端にＸ線放出真空室を配置して、血管内放射線
治療用、癌治療用、医療診断などの医療分野や非破壊検
査などの工業用、研究用分野で利用する超小形Ｘ線発生
装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】放射線で治療されるべき人数は日本国内
で年間１０万人以上に達している。そして医療の分野で
は、この放射線治療は患者にも医療関係者にも大きな負
担となっている。小形で治療効果の高く、患者の負担も
少なくトータルコストの低いシステムの開発が要望され
ている。現在医療用に使われている直径２ｍｍ以下の放
射線源としてイリジウムなどのガンマ線源やリンなどの
放射能物質を詰め込んだ針または棒状のものが用いられ
ている。

【０００３】これに対して、高圧パルスを印加してＸ線
を発生するＸ線発生装置は、患部にＸ線発生部をセット
して、準備できた状態で初めて高電圧を加えてＸ線を発
生するので、患者以外に対しての被爆は最小限に抑える
ことができる。同時に、電子銃とターゲットを替えるこ
とでＸ線照射の方向性を持たせることができる。医療の
目的ではないが、電子放出用に同軸線，電極，およびタ
ーゲットを用い、直流電圧を印加してパルスを発生させ
るパルスＸ線発生装置が提案（特公昭６０−２０８６５
号）されている。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】前述した放射性物質を
用いた線源は、常時放射線を放出しているので、患者の
治療を始める前、たとえば照射すべき患部を探す準備段
階でも、他の人体部分を照射することになる。取扱いが
非常に複雑且つ危険を常にともなうので、医師の負担と
なっていた。

【０００５】前記同軸ケーブルを利用するＸ線発生装置
は、冷陰極とＸ線を放出するターゲットとの空間にヘリ
ウムなどの不活性ガスを使用しており、不活性ガス中に
微量に含まれる不純物としての酸素ガスイオンなどが冷
陰極に強烈に衝突するので、冷陰極の耐久性に問題が生
ずる。また本来医療の目的ではないから全体として大形
であり、血管とか体内の内腔や管に挿入して治療用の線
源として用いることはできない。

【０００６】本発明の目的は、同位元素等の線源を用い
ることなく同軸ケーブルを用い、必要なときにＸ線を発
生させることができる超小形Ｘ線発生装置を提供するこ
とにある。本発明のさらに他の目的は前記超小形Ｘ線発
生装置を、可撓性を持たせ且つ小形にして、たとえば人
体の内腔、器官内に大きな負担を与えることなく挿入す
ることができるようにした医療用の超小形Ｘ線発生装置
を提供することにある。

【０００７】

【課題を解決するための手段】前記目的を達成するため
に、本発明による超小形Ｘ線発生装置は、可撓性の同軸
内導体を可撓性支持誘電体で網状の外導体中に支持した
可撓性の同軸ケーブル部分と、前記内導体に接続されて
いる陰極とターゲットを含む前記外導体と略同径のチャ
ンバと、および前記ケーブルに１以上の高速短パルスま
たはパルスで変調したマイクロ波などの高電圧を供給す
る電源部とから構成されている。前記可撓性支持誘電体
は発泡性のテフロン絶縁物または二酸化珪素の絶縁物で
あり、同軸部の直径は約２ｍｍ以下であり、前記チャン
バ内を真空にしてある。前記超小形Ｘ線発生装置は、血
管内放射線治療用Ｘ線源や癌治療用小線源として利用す
ることができる。前記超小形Ｘ線発生装置は、ファイバ
スコープとともにまたは一体的に配置され、Ｘ線照射点
をファイバスコープで観察できるようにすることができ
る。前記陰極は先端が尖っている冷陰極または熱陰極と
することができる。前記超小形Ｘ線発生装置は陰極から
放出された電子を前記ターゲット方向に加速するアノー
ドを有するものとすることができる。

【０００８】

【作用】本発明において、芯線を柔らかい発泡性のテフ
ロン絶縁物または二酸化珪素の絶縁物などで覆った直径
２ｍｍ以下の同軸の可撓性ケーブルで構成してあるの
で、体内に挿入しても自由に曲がり、治療を容易にする
ことができる。また、先端の尖った冷陰極を形成するこ
とにより、電界を集中させ、高電圧の短パルスで電子放
射を強めることができる。また、ゲッタ部を内蔵して、
チャンバ内の高い真空度を保つことができる。そのため
ヘリウムなどの不活性ガスを使用する必要はなく、不活
性ガス中に微量に含まれる不純物としての酸素ガスイオ
ンなどによる冷陰極電子放射の劣化を回避して、冷陰極
の耐久性を改善することができる。

【０００９】さらに、癌治療用または血管内放射線治療
用において可撓性ケーブルのＸ線源とファイバスコープ
と光線軸を交差する照明用スポット光源を互いに平行に
配置し、２つのスポットが１つの円に重なる点にセッテ
ィングして患部にＸ線照射できる構成により、患部への
照射作業が容易になる。しかも患部を探しセッティング
した時点で、高圧パルス電圧を印加してＸ線を発生する
ので、常時Ｘ線を放出する放射性物質による治療法に比
べて患者のみならず医師、技師などに対しＸ線被爆が避
けられて安全な治療方法を実施できる。

【００１０】

【発明の実施の形態】以下図面等を参照して本発明によ
る装置の実施の形態を説明する。本発明の高圧パルス発
生装置は図１に示すように、パルス発生装置１からケー
ブル２を通じて、パルスケーブルコネクタ３に接続して
いる。さらにここで分配されて複数の可撓性ケーブル４
に高圧パルス６０〜１２０ＫＶを供給する。そしてその
電圧を超小型Ｘ線源に印加する。特にこのパルス電圧に
ついて詳しく述べると、このパルス電圧の幅はＤＣパル
スの場合約１００ｎＳＥＣ、パルスで変調されたマイク
ロ波の場合約１μＳＥＣである。そして繰り返し周期は
１００〜１０００ＰＰＳ（ＰＵＬＳＥＳ／ＳＥＣ）であ
る。

【００１１】さらに超小形Ｘ線源部を詳しく説明する。
図２Ａは、超小形Ｘ線源の第１の実施例の先端部の拡大
断面図である。可撓性のケーブル４の先端部には前述の
Ｘ線部が設けられている。直径２ｍｍ以下の同軸の可撓
性ケーブル４の中の芯線（内導体）５は柔らかい発泡性
のテフロン絶縁物７またはこれより曲がりに対し少し硬
いが、二酸化珪素ＳｉＯ₂ の絶縁物などで覆われ、電気
的に絶縁されている。外導体３６は網状であり、表面は
被覆されている。

【００１２】チャンバ壁２２の内部１２を真空に保つ場
合について説明する。真空を保持するためにガラスの壁
８を通して、電界を集中させるための尖った冷陰極６を
形成する。高電圧のパルスが印加されると、冷陰極６の
先端で高電界放出により電子が発生し、加速されてター
ゲット９に衝突する。この重金属タングステン、イリジ
ウムまたは金などの材料で形成するターゲット９からＸ
線１０が発生する。ここでターゲット９の冷却のため
に、銅、アルミなどで形成するチャンバ壁２２にターゲ
ット９を接合する。このＸ線１０は窓１１を透過して外
部に放出される。このチャンバ内は高い真空度を保つた
めにゲッタ部１３を内蔵する。特に可撓性ケーブル４は
体内に挿入されるので、自由に曲がるが、パルス電圧の
内部ロスや電気的絶縁性を保持するための絶縁物７の選
定に配慮されている。

【００１３】このように、冷陰極とＸ線を放出するター
ゲットとの空間にヘリウムなどの不活性ガスを使用しな
いので、不活性ガス中に微量に含まれる不純物としての
酸素ガスイオンなどによる冷陰極上への強烈な衝突が回
避される。これにより冷陰極の耐久性を向上させること
ができる。

【００１４】図２Ｂはアノードを設け、一方向にＸ線を
発生する超小形Ｘ線源の第２の実施例の先端部の拡大断
面図である。図３はこの実施例で使用する可撓性ケーブ
ルの実施例を示す図である。この可撓性ケーブルは３芯
線の構成であり、図において内導体である芯線５は可撓
性の絶縁体７で被覆され、可撓性の絶縁体７は外導体
（Ｉ）３７で被覆され、外導体Ｉ再度絶縁体７で被覆さ
れ、さらに絶縁体７は外導体（II）３８で被覆されてい
る。

【００１５】図２Ｂに示すように内導体である芯線５の
端部はガラス壁８により固定され、その先端に円錐状の
冷陰極６が固定されている。外導体（Ｉ）３７にはアノ
ード４０が接続されている。アノード４０の内部にはリ
ング状のゲッタ１３が設けられている。ゲッタ１３をリ
ング状にすることにより表面積を大きくして、ガスの吸
着力を高めることがでる。外導体（II）３８にはチャン
バ壁３５が接続されており、ターゲット９が、熱的およ
び電気的導伝性を有する材料の支持体３９により電子線
に対して傾いて支持されている。ターゲット９は電子ビ
ーム３４により励起されてＸ線１０を一定方向に放出す
る。

【００１６】図４は前記第２の実施例の回路図である。
アノード４０は接地されており芯線（内導体）５はアノ
ード４０に対して外導体（Ｉ）３７を介して負の高速パ
ルス（−５０ＫＶ）が印加される。またターゲット９は
外導体(II)３８を介して正の高速パルス（＋５０ＫＶ）
が印加される。

【００１７】図２Ｃはアノードを設け、全方向にＸ線を
発生する超小形Ｘ線源の第３の実施例の先端部の拡大断
面図である。基本的な構成は先に説明した第２の実施例
と異ならないが、ターゲット９の面を陰極６に対面させ
てある。電子ビーム３４が前記ターゲット９に衝突する
と全方向にＸ線１０を発生する。駆動回路は第２の実施
例で説明したものと同じである。なお回路の外導体(II)
３８を接地して全体を遮蔽することもできる。

【００１８】次に癌治療用または血管内放射線治療用に
利用する場合の実施例を図５と図６に示す。図５は可撓
性ケーブル４のＸ線源とファイバスコープ１４を組み合
わせた装置を示す。図６は図５を側面から見た図面であ
る。可撓性ケーブル４とファイバスコープ１４とは互い
に平行に配置されている。照明用スポット光源１７，１
８は光線軸を交差している。それぞれの光線軸は１９，
２０に示すように一定の距離で２つのスポットが１つの
円に重なる。

【００１９】一方患部２１、例えば血管性病変部または
悪性腫瘍部などの患部が発する光線は、装置の外枠２４
に取付けられている窓２３を通してレンズ１６に入射す
る。レンズ１６からの光線が反射鏡１５により直角に曲
がり、ファイバスコープ１４の端面に結像する。この像
をファイバスコープ１４で外部から観察する。前述した
スポットが患部に対して一定の距離に保たれたときに、
２つのスポット１９，２０が重なるが、このときにレン
ズ１６による結像も鮮明になるように光学系を設計して
おく。さらに可撓性ケーブル４のＸ線源はこの一定距離
のときに、患部２１に照射するように設定すれば、ファ
イバスコープ１４で患部２１を観測しながら、スポット
が１つに重なるとき、すなわち患部２１の結像が鮮明に
なるときに、Ｘ線を患部２１に照射することができる。

【００２０】前記の構成により、患部２１へ照射する作
業が簡単になる。しかも放射性物質による治療に比べ
て、常時Ｘ線を放出しているわけではなく、患部２１を
見つけてセッティングを完了した時点で、高圧パルス電
圧を印可してＸ線を発生するので、患者のみならず医師
や技師などに対し余分なＸ線被爆が避けられる。本発明
の治療方法は極めて安全である。

【００２１】以上詳しく説明した実施例について、本発
明の範囲内で種々の変形を施すことができる。冷陰極電
子放出の例を示したが、陰極を熱しておいて、高速パル
ス電圧の印加により熱電子を発生させてターゲットに衝
突させるようにすることも可能である。

【００２２】

【発明の効果】芯線を柔らかい発泡性のテフロン絶縁物
などで覆った直径２ｍｍ以下の同軸の可撓性ケーブルと
ゲッタ部を内蔵する高真空度のチャンバを有する超小形
Ｘ線源部で構成して、ヘリウムなどの不活性ガスを使用
しないので、不活性ガス中に微量に含まれる不純物とし
ての酸素ガスイオンなどによる冷陰極上の強烈な衝突が
回避される。これにより冷陰極の耐久性を向上すること
ができる。またプラズマ放電によっても、同様にＸ線を
発生することができる。

【００２３】本発明による超小形Ｘ線発生装置は、可撓
性の同軸内導体を可撓性支持誘電体で網状の外導体中に
支持した可撓性の同軸ケーブル部分とから構成してある
から同軸部分を可撓性で且つ極めて細くすることができ
る。

【００２４】前記内導体に接続されている先端が尖った
冷陰極とターゲットを含む前記外導体と略同径のチャン
バを用いているから、先頭部も同軸ケーブル部分と同様
に小形にすることができる。

【００２５】また癌治療用または血管内放射線治療用を
目的とし、可撓性ケーブルの先端にあるＸ線源とファイ
バスコープとを互いに平行に、そして光線軸を交差した
照明用スポット光源を配置させた装置に構成して使用す
ることができる。ファイバスコープで患部を観測しなが
ら、スポットが１つに重なるとき、すなわち患部の結像
が鮮明になるときに、Ｘ線を患部に照射することができ
る。患部へ照射する作業が簡単になる。

【００２６】しかも常時Ｘ線を放出する放射性物質によ
る治療に比べて、患部を見つけてセッティングを完了し
た時点で、高圧パルス電圧を印可してＸ線を発生するこ
とができる。したがって、患者に対し余分なＸ線被爆が
避けられる。この治療方法は極めて安全である。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による超小形Ｘ線発生装置の実施例を示
す斜視図である。

【図２Ａ】前記超小形Ｘ線源の第１の実施例の先端部の
拡大断面図である。

【図２Ｂ】チャンバ内にアノードを設け、一方向にＸ線
を発生する超小形Ｘ線源の第２の実施例の先端部の拡大
断面図である。

【図２Ｃ】チャンバ内にアノードを設け、全方向にＸ線
を発生する超小形Ｘ線源の第３の実施例の先端部の拡大
断面図である。

【図３】前記第２および第３の実施例で使用する可撓性
ケーブルの実施例を示す図である。

【図４】前記第２および第３の実施例の回路図である。

【図５】前記超小形Ｘ線発生装置を癌治療用Ｘ線源とし
て使用する例を示す図である。

【図６】本発明に係わる癌治療用Ｘ線源の側面図であ
る。

【符号の説明】

１高圧パルス発生装置２ケーブル３パルスケーブルコネクタ４可撓性ケーブル５芯線６冷陰極７，７Ａ，７Ｂ発泡性のテフロン絶縁物８ガラスの壁９ターゲット１０Ｘ線１１窓１２チャンバ内空間１３ゲッタ１４ファイバスコープ１５反射鏡１６レンズ１７，１８スポット光源１９，２０光線軸２１患部２２チャンバ壁２３ファイバスコープ用窓２４装置の外枠３４電子ビーム３５チャンバ壁３６外導体３７外導体（Ｉ）３８外導体（II）３９支持体４０アノード

─────────────────────────────────────────────────────

【手続補正書】

【提出日】平成１１年２月１０日（１９９９．２．１
０）

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】全文

【補正方法】変更

【補正内容】

【書類名】明細書

【発明の名称】超小形Ｘ線発生装置

【特許請求の範囲】

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【０００２】

【０００４】

【０００７】

【０００８】

【００１０】

【００１２】チャンバ壁２２の内部１２を真空に保つ場
合について説明する。真空を保持するために二酸化珪素
またはガラスの壁８を通して、電界を集中させるための
尖った冷陰極６を形成する。高電圧のパルスが印加され
ると、冷陰極６の先端で高電界放出により電子が発生
し、加速されてターゲット９に衝突する。この重金属タ
ングステンまたは金などの材料で形成するターゲット９
からＸ線１０が発生する。ここでターゲット９の冷却の
ために、銅，アルミなどで形成するチャンバ壁２２にタ
ーゲット９を接合する。このＸ線１０は窓１１を透過し
て外部に放出される。このチャンバ内は高い真空度を保
つためにゲッタ部１３を内蔵する。特に可撓性ケーブル
４は体内に挿入されるので、自由に曲がるが、パルス電
圧の内部ロスや電気的絶縁性を保持するための絶縁物７
の選定に配慮されている。

【００１３】このように、冷陰極とＸ線を放出するター
ゲットとの空間にヘリウムなどの不活性ガスを使用しな
いので、不活性ガス中に微量に含まれる不純物としての
酸素ガスイオンなどによる冷陰極上への強烈な衝突が回
避されると同時に、電子がヘリウムなどのガスイオンに
衝突することがないので運動エネルギーを保存してター
ゲットにあたる。これにより冷陰極の耐久性を向上させ
ることができると同時に、エネルギーの高いＸ線を出す
ことができる。

【００１５】図２Ｂに示すように内導体である芯線５の
端部は二酸化珪素またはガラス壁８により固定され、そ
の先端に円錐状の冷陰極６が固定されている。外導体
（Ｉ）３７にはアノード４０が接続されている。アノー
ド４０の内部にはリング状のゲッタ１３が設けられてい
る。ゲッタ１３をリング状にすることにより表面積を大
きくして、ガスの吸着力を高めることがでる。外導体
（II）３８にはチャンバ壁３５が接続されており、ター
ゲット９が、熱的および電気的導伝性を有する材料の支
持体３９により電子線に対して傾いて支持されている。
ターゲット９は電子ビーム３４により励起されてＸ線１
０を一定方向に放出する。

【００１６】図４は前記第２の実施例の回路図である。
アノード４０は接地されており芯線（内導体）５はアノ
ード４０に対して外導体（Ｉ）３７を介して負の高速パ
ルス（例えば−５０ＫＶ）が印加される。またターゲッ
ト９は外導体(II)３８を介して正の高速パルス（例えば
＋５０ＫＶ）が印加される。またこのシステムでは電圧
の組合せを変えることにより、ビームの形状，電圧を変
化させてＸ線の照射の状態をコントロールできる。

【００２２】

【図面の簡単な説明】

【図４】前記第２および第３の実施例の回路図である。

【図６】本発明に係わる癌治療用Ｘ線源の側面図であ
る。

【符号の説明】１高圧パルス発生装置２ケーブル３パルスケーブルコネクタ４可撓性ケーブル５芯線６冷陰極７，７Ａ，７Ｂ発泡性のテフロン絶縁物８ガラスの壁９ターゲット１０Ｘ線１１窓１２チャンバ内空間１３ゲッタ１４ファイバスコープ１５反射鏡１６レンズ１７，１８スポット光源１９，２０光線軸２１患部２２チャンバ壁２３ファイバスコープ用窓２４装置の外枠３４電子ビーム３５チャンバ壁３６外導体３７外導体（Ｉ）３８外導体（II）３９支持体４０アノード

【手続補正２】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】全図

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１】

【図２Ａ】

【図３】

【図２Ｂ】

【図２Ｃ】

【図４】

【図５】

【図６】 ─────────────────────────────────────────────────────

【手続補正書】

【提出日】平成１２年４月１２日（２０００．４．１
２）

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】特許請求の範囲

【補正方法】変更

【補正内容】

【特許請求の範囲】

【手続補正２】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０００７

【補正方法】変更

【補正内容】

【０００７】

【課題を解決するための手段】前記目的を達成するため
に、本発明による医療用超小形Ｘ線発生装置は、可撓性
の同軸内導体を発泡性のテフロン絶縁物または二酸化珪
素の絶縁物である可撓性支持誘電体で網状の外導体中に
支持して構成した可撓性の同軸ケーブル部分と、可撓性
の同軸ケーブル部分の先端の前記内導体に接続されてい
る陰極およびＸ線ターゲットを含み外径が前記可撓性の
同軸ケーブル部分の外導体と略同径のチャンバと、およ
び前記ケーブルに１以上の高速短パルスまたはパルスで
変調したマイクロ波などの高電圧を供給する電源部とか
ら構成されている。前記可撓性の同軸ケーブルの同軸部
の直径は約２ｍｍ以下であり、前記チャンバ内を真空に
することができる。前記超小形Ｘ線発生装置は、血管内
放射線治療用Ｘ線源や癌治療用小線源として利用するこ
とがでのる。前記超小形Ｘ線発生装置は、ファイバスコ
ープとともにまたは一体的に配置され、Ｘ線照射点をフ
ァイバスコープで観察できるようにしてある。前記陰極
は先端が尖っている冷陰極または熱陰極とすることがで
きる。前記超小形Ｘ線発生装置は陰極から放出された電
子を前記ターゲット方向に加速するアノードを有するも
のとすることができる。

【手続補正３】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００１２

【補正方法】変更

【補正内容】

【００１２】チャンバ壁２２の内部１２を真空に保つ場
合について説明する。真空を保持するためにガラスの壁
８を通して、電界を集中させるための尖った冷陰極６を
形成する。高電圧のパルスが印加されると、冷陰極６の
先端で高電界放出により電子が発生し、加速されてター
ゲット９に衝突する。この重金属タングステン、イリジ
ウムまたは金などの材料で形成するターゲット９からＸ
線１０が発生する。ここでターゲット９の冷却のため
に、銅，アルミなどで形成するチャンバ壁２２にターゲ
ット９を接合する。このＸ線１０は窓１１を透過して外
部に放出される。このチャンバ内は高い真空度を保つた
めにゲッタ部１３を内蔵する。特に可撓性ケーブル４は
体内に挿入されるので、自由に曲がるが、パルス電圧の
内部ロスや電気的絶縁性を保持するための絶縁物７の選
定に配慮されている。

【手続補正４】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００１５

【補正方法】変更

【補正内容】

【００１５】図２Ｂに示すように内導体である芯線５の
端部はガラス壁８により固定され、その先端に円錐状の
冷陰極６が固定されている。外導体（Ｉ）３７にはアノ
ード４０が接続されている。アノード４０の内部にはリ
ング状のゲッタ１３が設けられている。ゲッタ１３をリ
ング状にすることにより表面積を大きくして、ガスの吸
着力を高めることができる。外導体（II）３８にはチャ
ンバ壁３５が接続されており、ターゲット９が、熱的お
よび電気的導伝性を有する材料の支持体３９により電子
線に対して傾いて支持れている。ターゲット９は電子ビ
ーム３４により励起されてＸ線１０を一定方向に放出す
る。

【手続補正５】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００１６

【補正方法】変更

【補正内容】

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】可撓性の同軸内導体を可撓性支持誘電体
で網状の外導体中に支持した可撓性の同軸ケーブル部分
と、前記内導体に接続されている陰極とターゲットを含
む前記外導体と略同径のチャンバと、および前記ケーブ
ルに１以上の高速短パルスまたはパルスで変調したマイ
クロ波などの高電圧を供給する電源部とから構成した超
小形Ｘ線発生装置。
【請求項２】前記可撓性支持誘電体は発泡性のテフロ
ン絶縁物または二酸化珪素の絶縁物であり、同軸部の直
径は約２ｍｍ以下であり、前記チャンバ内を真空にした
請求項１記載の超小形Ｘ線発生装置。
【請求項３】前記超小形Ｘ線発生装置は、血管内放射
線治療用Ｘ線源や癌治療用小線源として利用される請求
項１記載の超小形Ｘ線発生装置。
【請求項４】前記超小形Ｘ線発生装置は、ファイバス
コープとともにまたは一体的に配置され、Ｘ線照射点を
ファイバスコープで観察できるようにした請求項１記載
の超小形Ｘ線発生装置。
【請求項５】前記陰極は先端が尖っている冷陰極また
は熱陰極である請求項１記載の超小形Ｘ線発生装置。
【請求項６】前記超小形Ｘ線発生装置は陰極から放出
された電子を前記ターゲット方向に加速するアノードを
有するものである請求項１記載の超小形Ｘ線発生装置。