DE69531855T2

DE69531855T2 - Röntgenstrahlungsquelle mit flexibler sonde

Info

Publication number: DE69531855T2
Application number: DE69531855T
Authority: DE
Inventors: J. Kenneth HARTE; E. Peter OETTINGER
Original assignee: Photoelectron Corp
Current assignee: Carl Zeiss AG
Priority date: 1994-01-21
Filing date: 1995-01-19
Publication date: 2004-08-12
Anticipated expiration: 2015-01-20
Also published as: CA2181799A1; MX9602886A; US5422926A; WO1995020241A1; RU2155413C2; JPH09505686A; AU1686295A; EP0871198A2; EP0869534A2; AU686741B2; US5442678A; DE69531855D1; KR970700930A; US5428658A; JP3110463B2; EP0740847B1; ATE251339T1; EP0740847A4; EP0740847A1; CN1068454C

Description

HINTERGRUND DER OFFENLEGUNG
Die vorgelegte Erfindung bezieht sich auf eine programmierbare Miniatur-Röntgenquelle mit geringer Leistungsaufnahme, die weitgehend konstante oder periodische Röntgenstrahlen in geringem Umfang in einen bestimmten Bereich ausbringen kann.
Das Patent US-A-3,906,235 offenbart ein Gerät zur Verwendung bei der Herstellung von Dental-Röntgenfotografien. Dieses besteht u. a. aus einer Hohlanoden-Röntgenröhre, die aus einem Gehäuse hervortritt, in dem die Röhre so montiert ist, dass sie Stöße und Belastungen, denen die Anodenröhre ausgesetzt ist, absorbiert. Wenn die Anodenröhre, die aus dem Gehäuse hervortritt, nicht verwendet wird, dann sollte sie vorzugsweise durch eine hervortretende Röhre, die in bezug auf das Gehäuse verschoben werden kann, geschützt werden. Das Gerät beinhaltet ebenfalls eine zweite Röntgenröhre für die intra-orale und extra-orale Fotografie, wobei diese zweite Röhre Röntgenstrahlen mit einem Winkel von 90° zur Achse der Hohlanoden-Röntgenröhre ausstrahlt. Material zum Vorfiltrieren kann auf dem Kopfstück der Anodenröhre aufgebracht werden oder das Kopfstück der Anodenröhre kann speziell geformt werden, sodass eine gleichmäßige Vorfiltrierung der Strahlung von der Anodenröhre über den Strahlwinkel auftritt, der zur Fotografie des gesamten Mundes benötigt wird.
Das Patent US-A-4,104,530 offenbart einen Dental-Röntgenapparat, der die Strahlenaussetzung des Patienten stark begrenzt. Dieser Apparat besteht aus:

(a) Röntgenröhrenteil, das einen Elektronenstrahl erzeugt,
(b) Strahlziel (Target), das von dem erwähnten Teil getragen wird und sich axial dahinter befindet und somit rückwärts in den Mund eines Patienten eingeführt werden kann,
(c) dem Target in einem Winkel relativ zur genannten Achse, um ein Strahlungsmuster zu erzeugen, das sich vom Target aus gesehen nach vorne und auch nach hinten und seitwärts ausbreitet, und
(d) ein Schild, das hinter dem Target anliegt und nach vorne oberhalb und unterhalb des Targets verläuft. Das Schild kann ebenfalls ein Zungensperrgerät darstellen und kann abnehmbar auf dem röhrenförmigen Träger des Targets montiert werden. Es steht ebenfalls ein extra-oraler Adapter zur Verfügung, der abnehmbar auf der Trägeröhre montiert werden kann. Die Struktur, die von dem Röhrenteil getragen wird, projiziert ein Bild, das den Hauptpfad des Röntgenstrahls skizziert.

WO-A-92/04727 offenbart eine durch einen niederenergetischen Elektronenstrahl aktivierte Röntgenquelle, bei der Dauer und Intensität der Röntgenstrahlen vorgegeben oder programmiert werden können. Die Quelle kann vollständig oder teilweise implantiert oder auf der Oberfläche an der gewünschten Stelle montiert werden, um auf einen vorgegebenen zu bestrahlenden Bereich einzuwirken. Bei medizinischen Anwendungen, eine Methode zur Behandlung in vivo von bösartigen Zellen, wie zum Beispiel Tumoren, unter Verwendung des oben beschriebenen Apparats.
E BAS ET AL: „Über eine Fernfokus-Elektronenkanone und ihre Anwendungen" ZEITSCHRIFT FÜR ANGEWANDTE PHYSIK, Bd. 11, 1959, Seiten 370–375, enthält die folgende Zusammenfassung der Offenlegungen. „Zunächst liegt ein Bericht vor zu Untersuchungen zu der Frage der Dimensionierung einer Fernfokus-Elektronenkanone mit flacher Kathode (Bolzenkathode). Es wird nachgewiesen, dass die Position der Fokussiermembran (Wehneft-Membran) ausschlaggebend für die Fokussiereigenschaften ist. Bei optimaler Dimensionierung des beschriebenen Systems zur Strahlerzeugung ist es möglich, einen 2 mA-Elektronenstrahl von 50 kV auf einen Punkt von ca. 150 μ Halbwert-Durchmesser in einem Abstand von 170 mm von der Kathode zu fokussieren. Mit einer solchen Fernfokus-Elektronenkanone kann eine neue Art von Röntgenröhren mit Weitwinkelprojektion für Panorama-Zahnfotografien erzeugt werden. Die Röhre hat ein konisches Target (Gegenkathode) und kann folglich die Röntgenstrahlen mit einem Winkel von mehr als 180° ausstrahlen. Die Selbstfokussierung des Elektronenstrahls wird dadurch ermöglicht, dass sich in der Umgebung des Targets vier Messsonden befinden. Diese messen die Winkelverteilung der Sekundärelektronen, die vom Target emittiert werden. Eine Röhrenbrücke vergleicht die Ströme. Sie steuert einen Ablenkungs-Vierpol, sodass die Ströme jederzeit von gleicher Intensität sind. Dies führt zu einer automatischen Fokuszentrierung des Elektronenstrahls auf der Spitze des konischen Targets. Der abgeschrägte Teil der Röntgenröhre mit dem konischen Target am Ende wird in die Mundhöhle des Patienten eingeführt. Der Film wird dann um den Kopf gewickelt. Ebenfalls werden die weiteren Anwendungen dieser neuen Röntgenröhre diskutiert, wenn diese bei der Röntgenuntersuchung von Feinstrukturen und im Bereich der vergrößernden Radiographie eingesetzt wird.
Das Patent US-A-4,827,494 offenbart einen Röntgenapparat, bei dem Röntgenstrahlen von einem Elektronenstrahl erzeugt werden, der auf einem Brennfleck auf einem Metall-Target auftrifft. Die Wärme des Brennflecks wird auf eine Lateraleffekt-Fotodiode fokussiert, deren elektrische Leistungsabgabe sich entsprechend der Positionsänderungen des Brennflecks ändert. Diese Leistungsabgabe wird in die Ablenkspulen des Elektronenstrahls zurückgeführt, um die Richtung des Elektronenstrahls zu ändern und ihn zurück zur ursprünglich beabsichtigten Position des Brennflecks auf dem Target zu lenken.
Konventionelle Röntgenquellen im medizinischen Bereich sind große, fest montierte Maschinen. Im Allgemeinen wird der Kopfteil der Röntgenröhre in einem Raum platziert und die Steuerungskonsole in einem benachbarten Raum. Die beiden Räume sind durch eine Schutzwand mit Sichtfenster abgetrennt. Die Röntgenröhre ist normalerweise ungefähr 20 bis 35 Zentimeter (cm) lang und hat einen Durchmesser von ca. 15 cm. In einer Ecke des Raumes, in dem sich die Röntgenröhre befindet, befindet sich ein Gehäuse mit einer Hochspannungs-Stromversorgung. Patienten werden zur diagnostischen, therapeutischen oder palliativen Behandlung zur Maschine gebracht.
Diagnostische Röntgengeräte werden normalerweise mit Spannungen von weniger als 150 Kilovolt (kV) betrieben und bei Stromstärken von ungefähr 25 bis 1200 Milliampere (mA). Im Gegensatz dazu betragen die Stromstärken bei therapeutischen Geräten normalerweise nicht mehr als 20 mA bei Spannungen, die mehr als 150 kV betragen können. Wenn ein Röntgengerät bei Nennspannungen von 10 bis 140 kV betrieben wird, dann dringen die ausgestrahlten Röntgenstrahlen nur begrenzt in das Gewebe ein und eigenen sich daher gut zur Behandlung von Hautläsionen. Bei höheren Spannungen (ungefähr 250 kV) wird eine tiefere Röntgen-Durchdringung erreicht, die zur Behandlung von großen Tumoren im Körper verwendet werden kann. Hochspannungsgeräte, die im Bereich 4 bis 8 Megavolt (MV) betrieben werden, werden eingesetzt um alle Arten von Tumoren zu entfernen oder zu zerstören, abgesehen von Läsionen der Hautoberfläche.
Eine konventionelle Röntgenröhre enthält eine Anode, ein Gitter und eine Kathodenbaugruppe. Die Kathodenbaugruppe erzeugt einen Elektronenstrahl, der über ein elektrisches Feld, das von der Anode und dem Gitter erzeugt wird, in ein Target gelenkt wird. Das Target wiederum strahlt durch den auftreffenden Elektronenstrahl Röntgenstrahlung aus. Die Strahlung, die im Allgemeinen von einem Patienten absorbiert wird, ist die, die vom Target in der Röntgenröhre durch ein Fenster in der Röhre übertragen wird, wobei die Übertragungsverluste in Kauf genommen werden.
Dieses Fenster ist normalerweise ein dünnes Stück aus Beryllium oder einem anderen geeigneten Material. Bei einem typischen Röntgengerät besteht die Kathodenbaugruppe aus einer thorierten Wolframspule mit einem Durchmesser von ungefähr 2 mm und einer Länge von 1 bis 2 cm. Diese Wolframspule emittiert thermoionisch Elektronen, wenn sie durch den Widerstand mit einer Stromstärke von 4 Ampere (A) oder mehr aufgeheizt wird. Diese Spule ist von einem Fokussierbecher aus Metall umgeben, der den Strahl der Elektronen auf einen kleinen Punkt auf einer gegenüberliegenden Anode konzentriert, die gleichzeitig als Target eingesetzt wird. Bei Modellen, die mit einem Gitter ausgestattet sind, steuert und fokussiert das Gitter den Elektronenstrahl.
Die Übertragung eines Elektronenstrahls von der Kathode zur Anode wird von Raumladungskräften auf die Elektronen beeinflusst, die bei konventionellen Röntgengeräten bei einer Stromstärke von mehr als 1 A von Bedeutung sind. Bei solchen konventionellen Geräten wird der Strahl auf der Anode auf einen Punkt mit einem Durchmesser von 0,3 bis 2,5 Millimeter (mm) fokussiert. Bei vielen Anwendungen wird der Großteil der Energie des Elektronenstrahls an der Anode in Wärme umgewandelt. Um diese Erwärmung zu kompensieren, verwenden Hochleistungs-Röntgenquellen im medizinischen Bereich oft Flüssigkeitskühlung und eine sich schnell drehende Anode. Auf diese Weise erhält man eine höhere effektive Target-Fläche, wodurch ein kleiner Brennfleck ermöglicht wird, während gleichzeitig die Effekte der lokalen Erwärmung minimiert werden. Um eine gute Wärmeleitung zu erreichen und eine effektive Wärmeableitung, wird die Anode normalerweise aus Kupfer gefertigt. Außerdem muss der Bereich der Anode, auf den der Elektronenstrahl auftrifft, aus einem Material mit einer hohen Atomzahl (= Ordnungszahl) bestehen, um Röntgenstrahlung effizient zu erzeugen. Um die Anforderungen zur Wärmeleitung, effektiver Wärmeableitung und effizienten Röntgenerzeugung zu erfüllen, wird normalerweise eine Wolframlegierung in das Kupfer eingebettet.
Bei der Verwendung ist die gesamte Bestrahlung durch eine Röntgenquelle direkt proportional zum Zeitintegral des Elektronenstrahls. Bei relativ langen Bestrahlungen (die z. B. 1 bis 3 Sekunden dauern) kann die Temperatur der Anode so stark ansteigen, dass sie hell glüht. Dabei kann die Oberfläche an manchen Stellen schmelzen und Narbenbildung kann auftreten, wodurch sich die Strahlungsabgabe verringert. Allerdings ist meistens die thermische Verdampfung des Heizfadens der Kathodenspule der Röhre dafür verantwortlich, wenn eine konventionelle Röhre ausfällt.
Die Effizienz der Röntgenstrahlerzeugung ist zwar unabhängig vom Strom des Elektronenstrahls, allerdings hängt sie stark von der Beschleunigungsspannung ab. Bei weniger als 60 kV werden nur wenige Tausendstel der kinetischen Energie eines Elektrons in Röntgenstrahlen umgewandelt, wohingegen dieser Faktor bei 20 MV auf 70 Prozent steigt. Ein ausgestrahltes Röntgenspektrum besteht teilweise aus diskreten Energien, die für die Übergänge zwischen Energieniveaus der gebundenen Elektronen des Target-Elements charakteristisch sind. Das Spektrum umfasst ebenfalls ein Röntgen-Energiekontinuum, das als Bremsstrahlung bekannt ist. Diese wird durch die Beschleunigung der Elektronen des Strahls erzeugt, wenn sie den Kern des Targets passieren. Die maximale Energie eines Röntgenstrahls kann nicht höher sein als der Energiespitzenwert eines Elektrons im Strahl. Außerdem tritt der Spitzenwert der Emissionskurve der Bremsstrahlung bei ungefähr einem Drittel der Elektronenenergie auf.
Wenn der Elektronenstrom erhöht wird, so führt dies zu einer direkt proportionalen Erhöhung der Röntgenemission auf allen Energieniveaus. Allerdings hat eine Veränderung der Strahlspannung eine insgesamte Veränderung der Röntgenabgabe zur Folgen, die in etwa gleich dem Quadrat der Spannung ist, wobei eine entsprechende Verschiebung des Spitzenwerts der Röntgen-Photonenenergie auftritt. Die Effizienz der Bremsstrahlungserzeugung nimmt mit höherer Ordnungszahl des Target-Elements zu. Wenn das Target-Element eine höhere Ordnungszahl hat, so verschieben sich der Spitzenwert der Bremsstrahlungsabgabe in der Kurve und die charakteristischen Spektrallinien zu höheren Energien. Obwohl bei modernen Röhren meistens Wolfram (Z = 74) als Target-Material eingesetzt wird, werden bei speziellen Röhren auch Gold (Z = 79) und Molybdän (Z = 42) verwendet.
Röntgenstrahlen haben verschiedene Wirkungen auf Materie. Die beiden wichtigsten Einwirkungen bei biologischen Proben sind die beiden folgenden: Compton-Streuung von Röntgenstrahlen mit mittlerer Energie an Elektronen der Außenschale; und photoionisierende Interaktionen von Elektronen der Innenschale. Bei diesen Prozessen verringert sich die Wahrscheinlichkeit, dass ein Atom ionisiert wird, bei sich erhöhender Photonenenergie, sowohl im Weichgewebe als auch im Knochen. Diese Relation folgt beim photoelektrischen Effekt einem Gesetz der umgekehrten dritten Potenz.
Ein Nachteil der derzeit vorhandenen Röntgengeräte, die in der Therapie eingesetzt werden, ist die benötigte Hochspannung, wenn das Gerät auf Weichgewebe innerhalb oder unterhalb von Knochen gerichtet wird. Ein Beispiel wäre die Ausrichtung der Röntgenstrahlen auf einen Bereich des menschlichen Gehirns, das von Knochen umgeben ist. Hochenergie-Röntgenstrahlen sind erforderlich, um den Knochen zu durchdringen. Diese beschädigen allerdings oft die Haut und das Gehirngewebe. Ein weiteres Beispiel aus der Strahlentherapie: Ausrichtung der Röntgenstrahlen auf Weichgewebe, das sich innerhalb der Körperhöhle befindet, zwischen anderem Weichgewebe oder innerhalb einer inneren kalkhaltigen Struktur. Die derzeitigen Hochspannungsgeräte können in solchen Bereichen nur begrenzt die gewünschte Röntgenstrahlung abgeben.
Ein weiterer Nachteil der Hochspannungsabgabe der derzeitigen Röntgenquellen besteht in den Schäden, die der Haut außerhalb vom betroffenen Organ oder Gewebe zugefügt werden. Folglich verursachen die Hochspannungsgeräte der derzeitigen Systeme oftmals bedeutende Schäden, nicht nur in der Zielregion oder dem Zielgewebe, sondern auch am gesamten benachbarten Gewebe und der Oberflächenhaut, besonders wenn die Geräte in der Tumortherapie beim Menschen eingesetzt werden. Die derzeitigen Geräte lenken Röntgenstrahlung in eine Zielregion, die sich im Inneren des Körpers des Patienten befindet, wobei sich die Quelle außerhalb der Zielregion befindet. Daher sind diese mit der Behandlung einhergehenden Gewebeschäden praktisch unvermeidbar.
Besonders bei Gehirngewebe, das kaum sich kaum regenerieren kann, müssen bei der Behandlung von Gehirntumoren präzise Techniken eingesetzt werden, um eine genaue Gewebezerstörung zu bewirken. Die Verwendung konventioneller Röntgengeräte bei der Therapie von Gehirntumoren führt oftmals nicht zu der bei der volumetrischen Bestrahlung benötigten Präzision. Dadurch wird auch nicht vom Geschwür befallenes Gewebe des Gehirns und zugehöriger Drüsenstrukturen beschädigt.
Eine alternative Form der Tumortherapie namens Brachytherapie (auch Kontaktbestrahlung oder Endotherapie) besteht in der Implantation eingekapselter Radioisotope im zu behandelnden Tumor oder in dessen Nähe. Diese Verwendung von Radioisotopen mag zwar bei der Behandlung mancher Tumorarten effektiv sein. Allerdings sind zur Einbringung der Isotope invasive Prozeduren notwendig, die potenzielle Nebeneffekte haben, wie zum Beispiel die Gefahr von Infektionen. Außerdem können manche Anwendungen zu Gehirnschwellungen führen, da die Emission des Isotops nicht kontrolliert werden kann. Des weiteren können die zeitliche Dosierung oder die Strahlungsintensität nicht selektiv kontrolliert werden. Der Umgang mit und die Entsorgung solcher Radioisotope bringt Gefahren mit sich, sowohl für den einzelnen Anwender, als auch für die Umwelt.
Bei invasiven Techniken am Gehirn wird eine genaue Kontrolle der Bestrahlung benötigt, die durch die Auswahl und Konzentration der verwendeten Isotope erfolgen kann. Die intrakranielle Penetration stellt ein hohes Risiko dar, wie unter Fachleuten allgemein bekannt ist.
Angesichts der oben genannten Anforderungen und Einschränkungen bei der Verwendung von Röntgenstrahlen, die von den derzeitigen Geräten erzeugt werden, in therapeutischen, diagnostischen, palliativen oder evaluativen Umgebungen, besteht ein Bedarf an einem relativ kleinen, leicht zu bedienenden, kontrollierbaren Röntgengerät mit geringer Leistungsaufnahme, bei dem die Röntgenquelle in der Nähe des zu bestrahlenden Bereichs positioniert werden kann. Ein solches Gerät, das mit geringer Leistungsaufnahme und Spannung betrieben wird, eignet sich für viele der hier beschriebenen Anwendungen.
Daher ist es ein Ziel der vorgelegten Erfindung, ein leicht bedienbares Röntgengerät mit geringer Leistungsaufnahme bereitzustellen.
Ein weiteres Ziel der Erfindung besteht darin, ein relativ kleines Röntgengerät mit geringer Leistungsaufnahme zu schaffen, das eine kontrollierbare oder programmierbare Stromversorgung aufweist.
Ein weiteres Ziel der Erfindung besteht darin, ein relativ kleines Röntgengerät mit geringer Leistungsaufnahme zu schaffen, das zur direkten Bestrahlung mit Röntgenstrahlen des gewünschten Gewebebereichs in den Patienten implantiert wird.
Ein weiteres Ziel der Erfindung besteht darin, ein Röntgengerät mit geringer Leistungsaufnahme zur Bestrahlung eines bestimmten Volumens zu schaffen, sodass ein Absorptionsprofil erzeugt wird, das von zuvor festgelegten Isodosenlinien definiert wird, um die Beschädigung von Gewebe außerhalb des gewünschten zu bestrahlenden Bereichs zu verringern.
Noch ein Ziel der Erfindung besteht darin, ein relativ kleines Röntgengerät mit geringer Leistungsaufnahme zur Oberflächenmontage zu schaffen, mit dem der gewünschte Oberflächenbereich mit Röntgenstrahlen behandelt werden kann.
Noch ein Ziel der Erfindung besteht darin, ein relativ kleines Röntgengerät mit geringer Leistungsaufnahme zu schaffen, das in den Patienten eingeführt werden kann, um einen bestimmten Bereich direkt mit Röntgenstrahlen zu behandeln.
Noch ein Ziel der Erfindung besteht darin, ein kleines Röntgengerät mit geringer Leistungsaufnahme zu schaffen, das zusammen mit einer Bezugsrahmenbaugruppe verwendet werden kann, um eine Röntgenquelle kontrolliert in der Nähe eines Tumors in einem Patienten zu platzieren, um den Tumor zu bestrahlen und somit zu behandeln.
Noch ein Ziel der Erfindung besteht darin, ein kleines Röntgengerät mit geringer Leistungsaufnahme zu schaffen, das durch bereits vorhandene, unregelmäßig geformte Kanäle geführt werden kann.
Noch ein Ziel der Erfindung besteht darin, ein kleines Röntgengerät mit geringer Leistungsaufnahme zu schaffen, das einen verbesserten Mechanismus enthält, um einen Elektronenstrahl auf ein Target-Element zu lenken.
Die vorgelegte Erfindung beinhaltet, in ihren unterschiedlichen Gesichtspunkten, die in den unabhängigen Ansprüchen aufgeführten Merkmale. Eine Ausführungsform der Erfindung (gemäß Anspruch) ist ein leicht zu bedienender Apparat mit einer Röntgenquelle, die durch einen Elektronenstrahl mit geringer Leistung (E-Strahl) aktiviert wird, wobei die Röntgenquelle über eine zuvor einstellbare oder anpassbare Dauer, effektive Energie und Intensität verfügt. Bei medizinischen Anwendungen kann der Apparat (oder die „Sonde") vollständig oder wieder entfernbar in den gewünschten Bereich des Körpers eines Patienten eingesetzt oder implantiert werden bzw. auf die Oberfläche aufgebracht werden, um einen Bereich mit Röntgenstrahlen zu bestrahlen. Außerdem kann der Apparat mit einem Röntgenschild von variabler Dicke aufgebaut werden, um die Bestrahlung und die daraus folgende Absorption eines vorgegebenen Volumens zu ermöglichen, das durch eine Reihe von Isodosenlinien definiert wird. So können die zerstörerischen Auswirkungen der Röntgenstrahlen außerhalb des gewünschten zu bestrahlenden Bereichs verringert werden. Der Apparat kann in Kombination mit einem Bezugsrahmen, zum Beispiel einem stereotaktischen Ring, und einer dazugehörigen Verbindung aufgebaut werden, um bei der Behandlung von Gehirntumoren eingesetzt zu werden. Der Apparat ist ebenfalls nützlich zur Behandlung von anderen Tumoren, wie sie zum Beispiel in der Brust oder der Leber oder anderen Stellen auftreten. Der Apparat kann ebenfalls bei der Behandlung von Krebszellen an der Oberfläche von Körperhöhlen, wie zum Beispiel der Blase, verwendet werden.
Der Apparat wird mit einer relativ geringen Ausgangsspannung betrieben, wobei ein Spitzenwert im Bereich von ungefähr 10 kV bis 90 kV liegt, mit geringen Elektronenströmen, zum Beispiel im Bereich von ungefähr 1 nA bis 100 μA. Um ein gewünschtes Strahlungsmuster in einem gewünschten Bereich zu erzielen, bei dem andere Bereich nur sehr gering bestrahlt werden, werden Röntgenstrahlen von einer nominalen oder effektiven „Punkt"-Quelle ausgestrahlt, die sich innerhalb oder in der Nähe des Bereichs befindet, der bestrahlt werden soll. Vorzugsweise wird die Punktquelle zusammen mit einer Maske oder einem Schild verwendet, um die Form der emittierten Röntgenstrahlung zu kontrollieren. Bei manchen Anwendungen werden alle Teile des gewünschten Bereichs durch eine niedrige Dosierungsrate der Röntgenstrahlen bestrahlt, entweder fortlaufend oder periodisch über einen längeren Zeitraum hinweg. Bei der Verwendung mit einem Bezugsrahmen zur Behandlung von Gehirntumoren ist normalerweise eine hohe Dosierungsrate der Bestrahlung mit einer Dosis vorzuziehen. Unter Verwendung eines „Folgelokalisierers" (der dafür sorgt, dass der Röntgenstrahl auch bei mehrfacher Bestrahlung innerhalb kurzer Abstände immer auf dieselbe Stelle auftrifft) kann die einzelne Dosis, falls gewünscht, durch eine Reihe von hohen Dosierungsraten ersetzt werden, d. h. fraktionierte Behandlungen.
Der Apparat kann eine kontrollierbare oder programmierbare Stromversorgung enthalten, die sich außerhalb des zu bestrahlenden Bereichs befindet, damit der Elektronenstrahl in Bezug auf Spannung, Stromstärke und Zeitsteuerung eines verändert werden kann. Der Elektronenstrahl kann so gesteuert werden, dass er entlang einer gewünschten Strahlachse verläuft und auf ein Target auftrifft, das sich vorzugsweise im Körper des Patienten befindet. Bei der Bestrahlung der Körperoberfläche hingegen befinden sich Strahlachse und Target außerhalb des Körpers. Die Achse kann gerade oder gebogen sein. Die Zusammensetzung und/oder Geometrie des Target-Materials (d. h. des die Röntgenstrahlen emittierenden Materials) wird so gewählt, dass es ein gegebenes Röntgenstrahlenmuster liefert. Durch eine Abschirmung am Target oder um das Target herum können die Energie und das räumliche Profil der Röntgenemission weiter kontrolliert werden, um diese genau an die gewünschte Verteilung der Strahlung im jeweiligen Bereich anzupassen. Eine stabile und reproduzierbare Röntgenstrahlenquelle kann so aufgebaut werden, dass der Elektronenpunkt entweder größer oder kleiner als das Target ist. Die erstere Variante allerdings führt zu einer ineffizienten Verwendung der Elektronen und die letztere kann die sphärische Isotropie der emittierten Strahlung beeinträchtigen.
Die Röntgenquelle der vorgelegten Erfindung (gemäß Anspruch) kann bei einer Methode zur In-vivo-Behandlung von bösartigen Zellen, wie zum Beispiel Tumoren, verwendet werden. Im Allgemeinen umfasst diese Methode die Identifizierung und Lokalisierung von bösartigen Zellen mit einem bei Fachleuten allgemein verfügbaren Gerät, wie zum Beispiel Scannen durch Computer-Tomographie (CT) oder Magnetresonanz-Bildgebung (MRI). Zur Bestätigung der Diagnose kann eine Nadel artige Biopsie des Tumors durchgeführt werden. Anschließend wird der Bereich der Behandlung ausgewählt und die Strahlungsdosis bestimmt. Die Planung einer solchen Strahlungsbehandlung beinhaltet die Bestimmung der Größe und Form des Tumors, sowie seiner genauen Lage im Körper, die Identifizierung der strahlungsempfindlichen, benachbarten biologischen Strukturen, die Festlegung der richtigen Verteilung der Strahlungsdosis im Tumor und dem umgebenden Gewebe und des Eintrittspfads des implantierten Teils des Apparats bis zum Tumor. Bei sphärischen Tumoren kann die Behandlungsplanung manuell unter Verwendung von CT oder MRI-Daten durchgeführt werden. Bei komplexeren Geometrien allerdings oder benachbarten kritischen Strukturen oder Prozeduren mit höherer Präzision ist eine Computer-basierte „3-D"-Bildgebung vorzuziehen. In diesem Falle werden Tumoren und kritische Strukturen zum Beispiel in einer Reihe von digitalisierten CT-Scans manuell oder halbautomatisch segmentiert und ein 3-D-Verbundbild wird erstellt, mit dem der Tumor aus jeder beliebigen Richtung betrachtet werden kann. Unterschiedliche Softwaresysteme wurden für radiochirurgische Prozeduren entwickelt, wie zum Beispiel diejenigen, die das LINAC- und Gamma-Knife verwenden, und manche sind kommerziell erhältlich. So bietet zum Beispiel die Firma Radionics Software Applications aus Arlington, Massachusetts, USA, eine Software an, die den stereotaktischen CRW- und BRW-Ring abbildet, der an einem grafisch transparenten Schädel angebracht ist. Isodosen-Profile werden dem Tumor und dem übrigen Hirngewebe überlagert. Eine ähnliche Software kann mit der Erfindung verwendet werden, die in U.S.-Patentantrag Nr. 955,494 offengelegt wird. Diese Erfindung bezieht sich auf die Bildgebung in bezug auf einen stereotaktischen Ring, zur Verwendung mit dem Röntgenstrahlen erzeugenden Elektronenstrahl-Target, das in den Tumor eingebettet ist. Isodosenlinien um das Target herum werden dem Tumor und dem umliegenden Gewebe überlagert. Die absolute Strahlungsdosis, die entlang jeder Linie geliefert wird, wird durch experimentelle Dosimetrie bestimmt, die zur Kalibrierung der Sonde durchgeführt wird. Bei diesen Tests wird die Dosis an mehreren Orten um das Target herum gemessen, das sich in einem Wasserbehälter befindet. Weichgewebe kann mit Wasser auf geeignete An und Weise simuliert werden. Die Dosis wird von einer Ionisierungskammer gemessen, wie sie zum Beispiel von der Firma PTW in Freiburg, Deutschland, hergestellt wird. In einer solchen Kammer erzeugen durch Röntgenstrahlung erzeugte Ionen einen kleinen Strom, der mit einem Elektrometer gemessen wird, wie es zum Beispiel kommerziell über Keithley Radiation Measurement Division in Cleveland, Ohio, USA, erhältlich ist. Alternativ dazu kann das Target in ein biologisches Phantom eingetaucht werden, das Gewebe simuliert. Solche Solid-Water-Phantome aus Kunststoff sind kommerziell erhältlich (RMI, Middleton, WI, USA) und simulieren unterschiedliche Gewebearten des Körpers, z. B. Weichgewebe des Gehirns. Im Solid-Water können entweder Thermolumineszenz-Detektoren (TLD) oder kalibrierte, Röntgen-empfindliche Filme (z. B. Film Gafchromic von Far West Technologies, Goleta, CA, USA) positioniert werden, um die Dosis direkt zu messen. Mithilfe der Ergebnisse aus der Bildgebung und der Dosimetrie bei der Planung der Strahlungsbehandlung werden eine Elektronenstrahlquelle mit geringer Leistungsaufnahme und ein Target, das vorgegebene Röntgenstrahlungsmuster erzeugt, sowie eine Schildbaugruppe innerhalb oder in der Nähe eines Bereichs positioniert, der die zu bestrahlenden Zellen enthält, normalerweise Tumorzellen, zum Beispiel zusammen mit einem stereotaktischen Ring, wie er im U.S.-Patentantrag mit der Nummer 955,494 offengelegt wird. Andere Methoden oder Baugruppen können zur Positionierung verwendet werden.
Ausführungsformen der vorgelegten Erfindung (gemäß Anspruch) können ein Target, eine Schildbaugruppengeometrie und Materialien enthalten, die entsprechend den Eigenschaften des zu bestrahlenden Bereichs geformt und ausgewählt sind. Eine programmierbare Stromversorgung kann bereitgestellt werden, mit der Spannung, Stromstärke und Dauer der Elektronenstrahlquelle so verändert werden können, dass entsprechend den Dosimetrie-Informationen der gewünschte Elektronenstrahl erzeugt und auf das Target gelenkt wird. Schließlich kann die aus dem Target emittierte Röntgenstrahlung, die von der Schildbaugruppe verändert wird, durch den zu bestrahlenden Bereich propagiert werden, um die Zellen in diesem Bereich zu zerstören. Durch Einsatz einer Methode zur Signalrückkopplung, durch welche die vom Target emittierten Röntgenstrahlen rückwärts entlang des Pfads des Elektronenstrahls geführt und von einem Detektor überwacht werden, der sich hinter dem Elektronenemitter befindet, kann die Ablenkung des Elektronenstrahls so eingestellt werden, dass der Bereich, auf den der Elektronenstrahl auf dem Target (Spot) auftrifft automatisch gesteuert und optimal positioniert werden kann.
Genauer gesagt, kann die Behandlung eines Gehirntumors durchgeführt werden, indem ein Apparat verwendet wird, der eine Kombination aus Röntgenquelle mit geringer Leistungsaufnahme der vorgelegten Erfindung zur Erzeugung eines kontrollierbaren Bestrahlungsmusters zusammen mit einem Gerät zur genauen Positionierung der Röntgenquelle im Gehirn verwendet. Die Röntgenquelle kann auf diese Weise genau im oder neben dem Tumor platziert werden.
Die Röntgenquelle der vorgelegten Erfindung (gemäß Anspruch), zusammen mit dem Target und der Schildbaugruppe kann an verschiedenen Stellen des Körpers eingesetzt werden, um genau angepasste Bestrahlungsfelder zur Behandlung einer Vielzahl von Tumorarten zu erzeugen. Die Bestrahlungsfelder können ebenfalls an den zu behandelnden Tumor angepasst werden. Aufgrund der geometrischen Ähnlichkeit vieler Tumoren können diese mit einem Standardsatz von Schilden behandelt werden.
Entsprechend der Ausführungsform der Erfindung (gemäß Anspruch), einschließlich einer Sonde, ist die Sonde flexibel, sodass sie durch vorhandene Kanäle oder um Hindernisse herum eingeführt werden kann. Entsprechend einer solchen Ausführungsform befindet sich ein photoemissives Element (d. h. eine Photokathode) zusammen mit einem Target-Element in der Target-Baugruppe. Eine Glasfaserkabel-Baugruppe, die das Licht einer Laserquelle mit der Photokathode koppelt, bildet die Grundlage der flexiblen Sonde.
Ein Anschluss einer Hochspannungs-Stromversorgung kann mit der Photokathode über einen elektrischen Leiter im Glasfaserkabel gekoppelt werden. Der andere Anschluss der Stromversorgung kann mit dem Target-Element über eine elektrisch leitende, flexible Außenhülle gekoppelt werden, die das Glasfaserkabel umgibt. Auf diese Weise wird ein elektrisches Feld erzeugt, das die Elektronen, die von der Photokathode erzeugt werden, in Richtung des Target-Elements beschleunigt. Wie bei zuvor erläuterten Ausführungsformen emittiert das Target-Element Röntgenstrahlen als Reaktion auf das Auftreffen der Elektronen aus der Photokathode.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Das vorgenannte und andere Ziele dieser Erfindung (gemäß Anspruch), ihre verschiedenen Merkmale und die Erfindung selbst sind besser verständlich anhand der folgenden Beschreibung, wenn diese zusammen mit den beliegenden Zeichnungen gelesen wird. Dabei handelt es sich um folgende:
1 ist eine perspektivische Ansicht einer Röntgenquelle mit geringer Leistungsaufnahme, hilfreich für das Verständnis der vorgelegten Erfindung.
2 ist eine schematische Darstellung einer Hülle für die Verwendung mit dem Apparat aus 1;
3A und 3B sind perspektivische Ansichten bzw. Querschnitte des Apparats zur Oberflächenmontage, hilfreich für das Verständnis der vorgelegten Erfindung (gemäß Anspruch).
4 ist ein schematisches Blockdiagramm der Ausführungsform von 1;
5A und 5B sind grafische Darstellungen des Röntgenemissionsspektrums von Wolfram- bzw. Molybdän-Targets;
6 ist detailliertes Blockdiagramm einer repräsentativen Stromversorgung von 1;
7 ist detailliertes Blockdiagramm einer Stromversorgung von 6;
8 ist eine perspektivische Ansicht einer Baugruppe zur Strahlsteuerung, hilfreich beim Einsatz der vorgelegten Erfindung (gemäß Anspruch).
8A ist eine Querschnittsansicht der Baugruppe von 8, entlang der Geraden 8a;
9 ist eine perspektivische Ansicht eines Röntgen-Behandlungssystems für Gehirntumore, das einen stereotaktischen Ring zur Positionierung der Röntgenquelle umfasst;
10 ist eine perspektivische Explosionsdarstellung einer Röntgenquelle und der Kopplungsbaugruppe des Systems von 9;
11 ist eine schematische Darstellung einer repräsentativen Hochspannungs-Stromversorgung der Röntgenquelle von 10;
12 ist eine Querschnittsansicht des Endes einer Sonde mit einer alternativen Target-Baugruppe, die ein Röntgenschild und ein Röntgen-Target umfasst und zur Erzeugung einer stabilen und reproduzierbaren Röntgenstrahlen-Quelle dient;
13 ist eine Querschnitt-Teilansicht einer geometrischen Form eines Röntgen-Targets;
14 ist ein Blockdiagramm eines Laser-Frässystems zur Erzeugung von Röntgenschilden mit variabler Dicke;
15A und 15B sind perspektivische Ansichten einer Sonden- und Target-Baugruppe für die genaue Ausrichtung des Winkels eines Röntgenschilds;
16 ist eine Querschnittsansicht einer Röntgenquelle mit geringer Leistungsaufnahme, die eine interne Baugruppe zur Strahlsteuerung hat, die eine Rückkopplungsschleife zur Positionierung des Elektronenstrahls enthält;
17 ist eine Querschnittsansicht einer Röntgenquelle mit geringer Leistungsaufnahme, die eine externe Baugruppe zur Strahlsteuerung hat, die eine Rückkopplungsschleife zur Positionierung des Elektronenstrahls enthält;
18 ist eine Querschnittsansicht der Baugruppe von 17, entlang der Geraden 16C;
19 ist eine Querschnittsansicht eines mechanischen Sondenstellgerätes zur großflächigen Bestrahlung;
20A und B sind Querschnittsansichten einer flexiblen Sonde, entsprechend der vorgelegten Erfindung, die einen Photoemitter beinhaltet, der sich innerhalb der Target-Baugruppe befindet;
21A–21F zeigen Beispiele verschiedener Isodosenlinien, die mit der Erfindung erzeugt werden können; und
22 zeigt eine schematische Darstellung, im Schnitt, einer Sondenspitze, die über einen Schild verfügt, der sich in der Nähe der Photokathode der Quelle von 20A befindet.
Elemente mit den gleichen Nummern in jeder FIGUR stellen die gleichen oder ähnliche Elemente dar. Die 1 bis 19, 21, 22 zeigen keine Ausführungsformen der vorgelegten Erfindung, gemäß Anspruch.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Die vorgelegte Erfindung kann Teil eines relativ kleinen Röntgenapparats mit geringer Leistungsaufnahme sein, der durch einen Elektronenstrahl aktiviert wird. Der Apparat kann zu medizinischen Zwecken eingesetzt werden, zum Beispiel therapeutische oder palliative Strahlungsbehandlung von Tumoren, oder zu anderen Zwecken.
Speziell in bezug auf medizinische Anwendungen kann der Apparat in einen bestimmten zuvor ausgewählten inneren Bereich eines Patienten vollständig implantiert oder teilweise eingesetzt werden, um während einer ausgewählten Bestrahlungszeit Röntgenstrahlung abzugeben. Alternativ dazu kann der Apparat an der Oberfläche des Körpers eines Patienten extern zu dem zu bestrahlenden Bereich montiert werden. Es wird ebenfalls eine Methode zur Behandlung von Tumoren in einem Patienten offenbart, bei welcher der Apparat der Erfindung verwendet wird.
Allgemein gesprochen handelt es sich bei dem Röntgenquellenapparat der vorgelegten Erfindung (gemäß Anspruch) um eine durch Elektronenstrahl (E-Strahl) aktivierte Röntgenquelle, die vorzugsweise bei relativ niedrigen Spannungen betrieben wird, d. h. im Bereich von ungefähr 10 kV bis 90 kV, und bei relativ kleinen Elektronenstrahl-Stromstärken, d. h. im Bereich von ungefähr 1 nA bis 100 μA. Bei diesen Betriebsspannungen und -stromstärken ist die Röntgenabgabe relativ gering und der Apparat kann recht klein hergestellt und so angepasst werden, dass er zur Implantation bei medizinisch-therapeutischen Anwendungen verwendet werden kann. Angesichts der geringen Röntgenabgabe kann die geeignete Gewebedurchdringung und kumulative Dosierung erreicht werden, indem die Röntgenquelle in der Nähe oder innerhalb des zu bestrahlenden Bereichs platziert wird. Auf diese Weise werden die Röntgenstrahlen von einer eng definierten, kleinen Quelle emittiert, innerhalb oder in der Nähe des zu bestrahlenden Bereichs. Bei einer Ausführungsform kann eine geringe Dosierungsrate der Röntgenstrahlen auf einen beliebigen Teil eines Tumors aufgebracht werden, entweder fortlaufend oder in regelmäßigen Abständen, über einen längeren Zeitraum, z. B. bis zu einem Monat. Bei der Verwendung zusammen mit einem stereotaktischen Ring zur Behandlung von Gehirntumoren kann eine höhere Dosierungsrate für einen kürzeren Zeitraum auf den Tumor einwirken (d. h. in Höhe von 5 Minuten bis 3 Stunden).
Ausführungsformen der vorgelegten Erfindung (gemäß Anspruch) ermöglichen die interstitielle Radiotherapie, ähnlich derjenigen, die mit implantierten Kapseln, Nadeln, Röhren und Fäden erreicht wird, die natürliche oder künstliche radioaktive Isotope enthalten, bekannt als Brachytherapie. Allerdings kann eine programmierbare Stromversorgung Teil der Röntgenquelle des vorgelegten Apparats sein, um Energie, Intensität und Dauer der Strahlung zu variieren. Dies unterscheidet sich von der Brachytherapie insofern, als die Intensität und Eindringtiefe der Röntgenstrahlen geändert werden können, ohne dass die Isotope chirurgisch oder invasiv ausgewechselt werden müssen. Des weiteren ist die vorgelegte Erfindung nicht durch die Halbwertszeit eines bestimmten Isotops eingeschränkt und stellt keine Strahlungsgefahr dar, wenn sie ausgeschaltet ist.
1 zeigt einen Röntgenapparat 10, der ein Gehäuse 12 umfasst und eine verlängerte zylindrische Sonde 14, die entlang einer zentralen Referenzachse 16 aus dem Gehäuse 12 weist. Das Gehäuse 12 beinhaltet eine Hochspannungs-Stromversorgung 12A (abgebildet als elektrischer Schaltplan in den 6 und 7). Die Sonde 14 ist eine Hohlröhre mit einem Elektronenstrahlgenerator 22 neben der Hochspannungs-Stromversorgung 12A. Eine Kathode des Strahlgenerators 22 befindet sich in nächster Nähe zu einer ringförmigen Fokussierungselektrode 23, die normalerweise das gleiche Potenzial hat wie die Kathode 32. Eine ringförmige Anode 24 ist ungefähr 0,5 cm oder mehr von der ringförmigen Fokussierungselektrode 23 entfernt positioniert. Eine hohle, röhrenförmige Sonde 14 weist entlang der gleichen Achse wie die Kathode, das Gitter und das Loch in der Anode. Die Sonde 14 ist Bestandteil des Gehäuses 12 und weist in Richtung einer Target-Baugruppe 26. Bei unterschiedlichen Ausführungsformen können Teile der Sonde 14 wahlweise geschirmt werden, um die räumliche Verteilung der Röntgenstrahlen zu kontrollieren. Außerdem kann die Sonde 14 magnetisch geschirmt sein, um zu verhindern, dass externe Magnetfelder den Strahl vom Target ablenken.
Der Elektronenstrahlgenerator 22 kann einen thermoionischen Emitter (d. h. Kathode) enthalten (angetrieben von einer gleitenden Niederspannungs-Stromversorgung) oder eine Photokathode (d. h. Photoemitter) (bestrahlt von einer LED oder Laserquelle, die beide als Elektronenquelle oder Strahlquelle dienen können). Die Hochspannungs-Stromversorgung erzeugt eine Beschleunigungspotenzialdifferenz zwischen der Kathode von Generator 22 und der geerdeten Anode 24. Auf diese Weise wird ein Elektronenstrahl entlang der Referenzachse 16 durch das mittlere Loch der Anode und bis zur Target-Baugruppe 26 erzeugt, wobei der Bereich zwischen Anode 24 und der Target-Baugruppe 26 weitgehend feldfrei ist. Die Komponenten zur Strahlerzeugung und -beschleunigung sind so angepasst, dass sie einen dünnen Elektronenstrahl (z. B. Durchmesser von 1 mm oder weniger) innerhalb der Sonde 14 entlang der nominell geraden Achse 16 erzeugen.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist die Sonde 14 ein hohler, evakuierter Zylinder bestehend aus einer Beryllium-Kappe (BE) und einem Körper aus Molybdän-Rhenium, (Mo-Re), Molybdän (Mo) oder Mu-Metall und einer Basiserweiterung aus Edelstahl. Der Zylinder ist 16 cm lang, mit einem Innendurchmesser von 2 mm und einem Außendurchmesser von 3 mm. Die Target-Baugruppe 26 umfasst ein Emissionselement, bestehend aus einem kleinen Target-Element 26A aus Beryllium (BE), das an derjenigen Seite, die zum auftreffenden Elektronenstrahl weist, mit einem dünnen Film oder einer Schicht 26B aus einem Element mit hoher Ordnungszahl beschichtet ist, wie zum Beispiel Wolfram (W), Uran (U) oder Gold (AU). Wenn beispielsweise Elektronen auf 30 keV beschleunigt werden, so absorbiert ein 2,2 Mikron dicker Wolframfilm beinahe alle auftreffenden Elektronen. Dabei werden ungefähr 95% von allen 30 keV-, 88% von allen 20 keV- und 83% von allen 10 keV-Röntgenstrahlen durchgelassen, die in dieser Schicht erzeugt werden. Bei der bevorzugten Ausführungsform ist das Target-Element 26A aus Beryllium 0,5 mm dick, mit dem Ergebnis, dass 95% dieser Röntgenstrahlen, die in der senkrechten Richtung und hin zum Substrat erzeugt werden und die durch das Wolfram-Target dringen, dann durch das Beryllium-Substrat und nach Außen am entfernten Ende der Sonde 14 übertragen werden. Das Target-Element 26A, das in 3B dargestellt ist, hat zwar die Form einer Scheibe, aber es können auch Elemente mit anderen Formen verwendet werden, wie zum Beispiel solche mit einer Außenoberfläche in der Form einer Halbkugel oder mit konischer Form.
Bei manchen Formen des Targets kann das Fensterelement 26A einen Film aus mehreren Schichten (oder eine Legierung) 26B enthalten, wobei die einzelnen Schichten unterschiedliche Emissionseigenschaften aufweisen können. Beispielsweise kann die erste Schicht einen Emissionsspitzenwert (im Verhältnis zur Energie) bei recht niedriger Energie haben und die zweite (darunter liegende) Schicht kann einen Emissionsspitzenwert (im Verhältnis zur Energie) bei relativ hoher Energie haben. Bei dieser Ausführungsform der Erfindung kann ein Elektronenstrahl mit niedriger Energie verwendet werden, um Röntgenstrahlen in der ersten Schicht zu erzeugen (um eine erste Strahlungscharakteristik zu erhalten) und Elektronen mit hoher Energie können verwendet werden, um bis zur darunter liegenden Schicht zu dringen (um eine zweite Strahlungscharakteristik zu erhalten). Zum Beispiel: Ein Elektronenstrahl mit einer Breite von 0,5 mm wird an der Kathode emittiert und durch die Anode auf 30 keV beschleunigt, wobei die Energie der transversalen Elektronen 0,1 eV beträgt. Der Elektronenstrahl trifft auf der Target-Baugruppe 26 sechzehn Zentimeter weiter unten von der Anode auf, wobei der Strahldurchmesser am Target-Element 26A weniger als 1 mm beträgt. In der Target-Baugruppe 26 werden Röntgenstrahlen entsprechend der zuvor ausgewählten Strahlspannung, -Stromstärke und Zusammensetzung des Target-Elements 26A erzeugt. Die so erzeugten Röntgenstrahlen dringen mit einem minimierten Energieverlust durch das Target-Element 26A aus Beryllium in der Sonde. Alternativ zu Beryllium kann das Target-Element 26A aus Kohlenstoff oder anderen geeigneten Materialien bestehen, welches die Röntgenstrahlen mit minimalem Energieverlust durchdringen können. Ein optimales Material für das Target-Element 26A ist Kohlenstoff in Diamantform, da dieses Material ein ausgezeichneter Wärmeleiter ist. Bei Verwendung dieser Parameter haben die daraus resultierenden Röntgenstrahlen ausreichende Energie, um in Weichgewebe bis zu einer Tiefe von einem Zentimeter oder mehr zu dringen. Die genaue Tiefe hängt von der Energieverteilung der Röntgenstrahlen ab.
Der Apparat aus 1 ist besonders für die vollständige Implantation in einen Patienten geeignet, wobei das Gehäuse 12 eine biokompatible äußere Oberfläche hat und sowohl einen Schaltkreis zur Hochspannungs-Stromversorgung 12A zur Erzeugung einer Treiberspannung für den Strahlgenerator 22 umfasst, als auch eine dazugehörige Batterie 12B zum Antrieb dieses Schaltkreises 12A. In diesem Falle sorgt eine zughörige Steuerung 12C für die Kontrolle der Ausgangsspannung des Hochspannungs-Versorgungsschaltkreises 12A, wie unten beschrieben.
Der Apparat aus 1 kann ebenfalls so verwendet werden, dass nur die Sonde 14 in einen Patienten eingeführt wird und das Gehäuse hingegen außerhalb des Patienten verbleit, d. h. in transkutaner Form. In der letzteren Form können einige oder alle der verschiedenen Elemente, die innerhalb des Gehäuses 12 dargestellt sind, sich alternativ dazu auch weiter entfernt befinden.
In der transkutanen Form kann der Apparat 10 mit einer Hülse 34 mit verlängertem geschlossenen Ende (oder Becher-förmig), verwendet werden, wie in 2 dargestellt, wobei die Hülse eine biokompatible äußere Oberfläche hat. Diese Oberfläche kann zum Beispiel aus medizintechnischem aliphatischem Polyurethan bestehen, wie es unter dem Warenzeichen Tecoflex^® von Thermedics, Inc., Woburn, Massachusetts, USA, hergestellt wird. Bei dieser Konfiguration wird die Sonde 14 zuerst in die Hülse 34 eingesetzt. Die Hülse 34 und die Sonde 14 werden dann durch die Haut in den Patienten eingeführt. Alternativ dazu kann ein Port durch die Haut eingesetzt und an ihr befestigt werden, wie zum Beispiel ein Dermaport^®, hergestellt von Thermedics Inc., Woburn, Massachusetts, USA. Die Sonde 14 wird dann in den Port eingesetzt.
Die Auskleidung der Hülse oder des Ports kann als Röntgenschild ausgeführt werden, indem Bariumsulfat, Wismuttrioxid oder andere Materialien, die Röntgenstrahlen abschirmen, in die Hülse eingelegt werden. Falls notwendig können die Sonde 14 und das Gehäuse 12 am Körper des Patienten gesichert werden, um bei einer länger dauernden Behandlung eine relative Bewegung zu verhindern. Ein Beispiel für die Hülse 34 ist in 2 enthalten.
Bei einer Ausführungsform des Apparats, die in 1 dargestellt ist, kann die Haupteinheit der Sonde 14 aus einem magnetisch geschirmten Material bestehen, wie zum Beispiel einem Mu-Metall. Alternativ dazu kann die Sonde 14 aus einem nicht-magnetischen Metall bestehen, vorzugsweise mit relativ hohen Werten für Youngs Modulus und für die Elastizitätsgrenze. Solche Materialien wären beispielsweise Molybdän, Rhenium oder Legierungen aus diesen Materialien. Die innere oder äußere Oberfläche der Sonde 14 kann dann mit einer hoch durchlässigen, magnetischen Legierung, wie zum Beispiel Permalloy (ungefähr 80% Nickel und 20% Eisen), beschichtet werden, um für magnetische Abschirmung zu sorgen. Alternativ dazu kann eine dünne Hülse aus Mu-Metall über oder innerhalb der Sonde 14 angebracht werden. Der Röntgenapparat 10 kann dann in Umgebungen verwendet werden, in denen aufgrund elektrischer Spannungen oder durch das Magnetfeld der Erde bzw. andere magnetisierte Körper DC- und AC-Magnetfelder vorhanden sind, durch die der Elektronenstrahl von der Sondenachse abgelenkt werden könnte.
Bei implantierbaren Konfigurationen sind die Stromversorgung 12A und die Target-Baugruppe 26 vorzugsweise von einer Metallkapsel umschlossen, um einen Stromfluss von der Röntgenquelle zum Patienten zu verhindern. Das geschlossene Gehäuse 12 und die Sonde 14 sind somit in einer kontinuierlichen Außenhülle eingekapselt, die aus geeignetem Abschirmungsmaterial besteht, wie zum Beispiel den zuvor erwähnten Materialien.
Die Hochspannungs-Stromversorgung 12A bei jeder der abgebildeten Ausführungsformen sollte vorzugsweise drei Kriterien genügen: 1) Geringe Größe; 2) hohe Effizienz, um die Verwendung von Batteriespannung zu ermöglichen; und 3) unabhängig veränderbare Spannung und Stromstärke der Röntgenröhre, damit die Vorrichtung für spezielle Anwendungen programmiert werden kann. Um diese Anforderungen zu erfüllen, wird ein Hochfrequenz-Schaltstromrichter verwendet. Die am besten zur Erzeugung von geringer Leistung und hoher Spannung geeignete Topologie ist ein Sperrwandler zusammen mit einem Hochspannungs-Cockroft-Walton-Beschleuniger. Getaktete Netzteilschaltkreise (IC) mit geringer Leistungsaufnahme und integrierter Steuerung sind derzeit zur Steuerung solcher Topologien mit wenigen Nebenkomponenten verfügbar.
Damit die Röntgenstrahlen aktiv gesteuert werden können, sorgt eine bevorzugte Ausführungsform der vorgelegten Erfindung für eine unabhängige Steuerung der Kathodenspannung und -stromstärke, ohne dass dabei eine Gitterelektrode verwendet wird. Bei dieser Form der Erfindung wird ein ohmscher Heizstrom mit Radiofrequenz an eine thermoionische Kathode des Strahlgenerators 22 angeschlossen, vorzugsweise unter Verwendung einer Transformator-gekoppelten Heizfaden-Stromversorgung mit 0,6 Volt und 0–300 mA, wobei das Schwimmpotenzial dem der Kathode von 40 kV entspricht.
In den 3A und 3B ist eine alternative Ausführungsform 10' der Erfindung dargestellt, die für den Oberflächeneinsatz optimiert ist, das heißt für die direkte Platzierung auf der Haut eines Patienten. Diese Form der Erfindung ist besonders nützlich für die Röntgenbehandlung von Hautläsionen oder -tumoren oder für andere dermatologische Anwendungen. In den 3A und 3B sind Elemente, die den Elementen in der Ausführungsform von 1 entsprechen, mit den gleichen Bezugsnummern versehen. Der Apparat 10' erzeugt einen Elektronenstrahl in einem Kanal 40, der sich innerhalb eines Gehäuses 12 befindet, wobei dieser Kanal 40 der Sonde 14 entspricht. Bei der vorhandenen Ausführungsform aus 3A und 3B fungiert die Target-Baugruppe 26 (Elemente 26A und 26B) sowohl als Anode, als auch als Röntgenemitter. Abgesehen davon ist der Apparat 10' ähnlich zu Apparat 10. Wie bei der Konfiguration der 3A und 3B, können Röntgenstrahlen mit niedriger Energie auf einen gewünschten Hautbereich eines Patienten gelenkt werden.
Bei allen oben beschriebenen Ausführungsformen wird das Röntgenemissions-Element der Target-Baugruppe so angepasst, dass es sich in der Nähe oder innerhalb des zu bestrahlenden Bereichs befindet. Durch die Nähe des Emissionselements zu dem anvisierten Bereich, z. B. zum Tumor, müssen nicht die gleichen hohen Spannungen wie bei den derzeit verwendeten Geräten eingesetzt werden, um eine ausreichende Röntgendurchdringung durch den Körper bis zur Stelle des Tumors zu erreichen. Durch die Niederspannung wird die Strahlung ebenfalls im anvisierten Tumor konzentriert und die Beschädigung des benachbarten Gewebes und der Oberflächenhaut an der Durchdringungsstelle verringert. Zum Beispiel benötigt die Zuführung von 4000 rad, wie sie nach einer Brustamputation erforderlich ist, mit einem Elektronenstrahl von 40 kV, 20 μA, ungefähr 1 bis 3 Stunden Strahlung. Da allerdings die Röntgenquelle bei dieser bevorzugten Ausführungsform in der Nähe oder innerhalb des zu bestrahlenden Bereichs eingesetzt werden kann, ist das Risiko, dass dadurch andere Teile des Körpers des Patienten der Strahlung ausgesetzt werden, stark verringert.
Des weiteren kann die Tumorbehandlung genau durchgeführt werden, indem Target- und Schildgeometrie und das Material an der Emissionsstelle angepasst werden. Durch diese Anpassung wird das Energie- und Raumprofil der Röntgenemission so gesteuert, dass eine homogenere Verteilung der Strahlung im gesamten anvisierten Tumor erzielt wird.
4 ist eine schematische Darstellung des Röntgenquellen-Apparats 10, gezeigt in 1. Bei dieser bevorzugten Konfiguration ist das Gehäuse 12 in einen ersten Teil 12' und einen zweiten Teil 12'' aufgeteilt. Der erste Gehäuseteil 12'' enthält eine aufladbare Batterie 12B, ein Ladenetzwerk 12D für die Batterie 12B, das an die Verwendung mit einem externen Ladegerät 50 angepasst ist, und ein Telemetrie-Netzwerk 12E, das so ausgelegt ist, dass es auf ein externes Telemetriegerät 52 anspricht und wie unten beschrieben funktioniert. Dieser Teil 12' ist über Kabel mit dem zweiten Gehäuseteil 12'' verbunden. Der zweite Gehäuseteil 12'' umfasst die Hochspannungs-Stromversorgung 12A, die Steuerung 12C und die Sonde 14, sowie das Element zur Elektronenstrahlerzeugung oder die Strahlquelle von Strahlgenerator 22. Bei einer Ausführungsform beinhaltet der Elektronenstrahlgenerator 22 einen thermoionischen Emitter (d. h. Kathode) 22', die von der Stromversorgung 12A angetrieben wird. Im Betrieb erwärmt die Stromversorgung 12A den thermoionischen Emitter 22, der wiederum Elektronen erzeugt, die dann in Richtung der Anode 24 beschleunigt werden. Die Anode 24 zieht die Elektronen an, die sie aber durch die Öffnung in der Mitte durchdringen, in Richtung der Target-Baugruppe 26. Die Steuerung 12C steuert die Stromversorgung 12A so, dass die Kathodenspannung, der Elektronenstrahlstrom und temporäre Parameter dynamisch angepasst werden, oder um eine vorgegebene Spannung, Strahlstromstärke und temporäre Parameter einzustellen.
Es ist ebenfalls ein alternativer Elektronenstrahlgenerator abgebildet, der einen Photoemitter 22' umfasst, der von einer Lichtquelle 56 bestrahlt wird, wie zum Beispiel einem Dioden-Laser oder einer LED, die durch einen Antrieb 55 versorgt werden. Das Licht wird durch eine Sammellinse 58 auf den Photoemitter 22' fokussiert.
Im abgebildeten Beispiel arbeiten Gerät 52 und Netzwerk 12E zusammen, um die externe (dynamische oder vorgegebene) Steuerung der Stromversorgung 12A und der temporären Parameter zu ermöglichen. Bei Ausführungsformen, bei denen das Gehäuse 12'' nicht implantiert wird, sondern nur Sonde 14 in den Körper des Patienten eindringt, kann die Steuerung 12C direkt verwendet werden, um den Betrieb zu steuern. In diesem Falle wird Netzwerk 12E nicht benötigt.
Ein wichtiger Gesichtspunkt des Beispiels ist es, dass die Target-Baugruppe 26 so geformt werden kann, dass die Röntgenstrahlen mit einem Strahlungsmuster in einem voreingestellten Spektralbereich emittiert werden und eine vorgegebene räumliche Verteilung haben. Diese Spektralformung durch das Targets kann teilweise erreicht werden, indem man Target-Materialien mit bekannten Eigenschaften auswählt. Zum Beispiel sind die Emissionsspektren, wie in 5A und 5B gezeigt, für Wolfram- Targets (5A) und Molybdän-Targets (5B) unterschiedlich. 5A zeigt das Röntgenemissions-Spektrum einer Wolfram-Target-Röhre, die mit 30 und 50 kV betrieben wird. Es ist zu beachten, dass das Bremsstrahlungsspektrum vorherrscht und dass die Röntgenstrahlen über einen breiten Energiebereich erzeugt werden. 5B zeigt das Emissionsspektrum einer Molybdän-Target-Röhre, die ebenfalls mit 30 und 50 kV betrieben wird. Es ist zu beachten, dass die Bremsstrahlungs-Röntgenstrahlen hier nicht vorhanden sind. Es ist ebenfalls zu beachten, dass die Veränderung des Röhrenpotenzials von 30 auf 50 kV bei der Molybdän-Target-Röntgenröhre zu einer geringen Änderung der Form des Emissionsspektrums führt. Daher kann die Röntgen-Spektralemission von Target-Baugruppe 26 effektiv geformt werden, indem man das Target-Material so auswählt, dass es für die gewünschte Eindringung der Strahlung in das Gewebe, z. B. den Tumor, sorgt.
Die räumliche Verteilung der Röntgenstrahlen kann ebenfalls beeinflusst werden, indem man die geometrische Ausprägung des Target-Elements 26A ändert. Beispielsweise kann das Target-Element 26A so geformt sein, dass die Elektronen von der Anode mit einem voreingestellten Winkel auftreffen oder die Elektronen können selektiv auf verschiedene Teilbereiche des Bereichs gelenkt werden, von denen die Emission auftreten soll. Ein anderes Beispiel wäre die Herstellung des Target-Elements 26A mit einer Dicke, die ausreicht um hinreichend undurchlässig für Elektronen zu sein, aber dünn genug, um ausreichend durchgängig für die Röntgenstrahlen zu sein. Genauer gesagt, wenn ein sphärisches Target-Element aus Gold mit einer Dicke von 0,5 μm und ein 40 kV-Elektronenstrahl verwendet werden, so werden praktisch alle Elektronen vom Target-Element gestoppt und praktisch alle Röntgenstrahlen, die im Target-Element erzeugt werden, können entweichen.
Die räumliche Verteilung der Röntgenstrahlen kann ebenfalls beeinflusst werden, indem man ein für Röntgenstrahlen durchlässiges Schild mit einem variablen Dickenprofil in die Target-Baugruppe 26 einbaut. 12 zeigt eine Sonde 14 mit einer alternativen Target-Baugruppe 126, die mit dem Röntgenapparat 10 aus 1 verwendet werden kann und ein solches Schild enthält. Bei der abgebildeten Ausführungsform ist Sonde 14 weitgehend ähnlich zur Sonde 14, die in 1 dargestellt wird, abgesehen von der Target-Baugruppe 126. Die Target-Baugruppe 126 umfasst eine Sondenspitze 126A aus einem Material (z. B. BE), das für Röntgenstrahlen nahezu durchlässig ist, und ein Röntgen-Target 126B zur Erzeugung einer Röntgenstrahlenquelle bei Bestrahlung mit einem Elektronenstrahl. Diese Sondenspitze ist an der Sonde 14 entlang einer Mittelachse der Sonde 16 am Distalende der Kathode von Strahlgenerator 22 und Anode 24 (in 1 dargestellt) befestigt. Bei der bevorzugten Form ist die äußere Oberfläche der Sondenspitze 126A konvex und vorzugsweise halbkugelförmig, wie in der abgebildeten Ausführungsform, obwohl auch andere konvexe Formen verwendet werden können. Die Target-Baugruppe 126 wird so hergestellt, dass der Außendurchmesser der Sondenspitze 126A kleiner ist als der Außendurchmesser der Sonde 14. Ein Röntgenschild mit variabler Dicke (oder eine Lochmaske) 128 und ein darunter liegender Schildträger 128A werden über der Sondenspitze 126A der Target-Baugruppe 126 positioniert. An der Verbindung von Target-Baugruppe 126 und Sonde 14 entspricht der Außendurchmesser der Target-Baugruppe 126 weitgehend dem der Sonde 14.
Das Röntgenschild 128 besteht aus einem Material mit hohem Dämpfungsfaktor und wird von dem Schildträger 128A getragen. Der Fluss der Röntgenstrahlen von einem beliebigen Punkt der Target-Baugruppe 126 hängt teilweise von der Dicke des Röntgenschilds 128 ab, entlang einer Achse von Target 126B durch diesen Punkt. Daher wird entsprechend der Erfindung eine selektive Beschränkung der Dicke des Röntgenschilds 128 eingesetzt, um räumlich variable Verteilungen der Röntgendosis zu erzeugen.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform hat die Sonde 14 einen Außendurchmesser von 3 mm und einen Innendurchmesser von 2 mm, und ist normalerweise 10 bis 16 cm lang. Der Target-Träger 126C besteht aus Beryllium und hat eine halbkugelförmige Spitze 126C' mit einem Radius von 0,8 mm. Die Sondenspitze 126A besteht aus Beryllium und hat eine Dicke von 0,5 nun. Der Schildträger 128A besteht aus einem Element wie zum Beispiel Beryllium, Magnesium, Aluminium oder Kohlenstoff, und hat eine Dicke von 0,2 mm. Das Schild 128 hat eine Dicke von 0 bis 0,1 mm, falls es aus Gold besteht.
Das Röntgen-Target 126B ist eine kleine Scheibe (z. B. 0,1 mm Durchmesser) aus einem Röntgen-emissiven Material (z. B. einem Metall mit einer hohen Ordnungszahl, wie zum Beispiel Gold), das in die Mitte des Target-Trägers 126C eingesetzt wird. Wie weiter unten noch genauer erläutert wird, kann die Größe (d. h. Durchmesser (d2)) des Röntgen-Targets 126B klein sein relativ zum Durchmesser (d1) des Elektronenstrahls, der entlang der Sondenachse 16 erzeugt wird, sodass die Quelle der erzeugten Röntgenstrahlen von der Position des kleinen Targets und nicht von der Position oder Größe des Elektronenstrahls definiert wird. Dadurch kann das Röntgenschild 128 mit einer reproduzierbaren und stabilen Röntgenstrahlenquelle beleuchtet werden. Allerdings tritt bei einem Elektronenstrahl, dessen Punkt auf dem Target 126B größer als das Target 126B (d. h. d1 > d2) ist, ein Effizienzverlust bei der Erzeugung der Röntgenstrahlen auf.
Ein solcher Verlust kann vermieden werden, indem der Strahl auf einen kleinen Punkt, verglichen mit der Größe des Targets 126B, fokussiert wird und die Position auf dem Target 126B auf geeignete Weise eingestellt wird.
Die räumliche Auflösung des zuvor ausgewählten Bestrahlungsvolumen, das durch Verwendung des Schilds 128 erreicht werden kann, wird von mehreren Faktoren begrenzt, einschließlich des Halbschattens, der aus der begrenzten Größe der Röntgenquelle resultiert; der Instabilität der Größe und Position der Röntgenquelle, die aus der entsprechenden Instabilität des Elektronenpunkts herrührt, der die Röntgenstrahlung erzeugt; der Streuung der Röntgenenergie im bestrahlten Volumen; und der Reproduzierbarkeit der Röntgenquelle und ihrer Position relativ zum Schild 128 bei unterschiedlichen Sonden.
Der Halbschatten wird von dem Verhältnis der Größe (d1) der Röntgenquelle zum Abstand (d3) vom Schild 128 bestimmt. Bei einer gleichmäßigen Quelle liegt dieses Verhältnis (d1/d3) vorzugsweise in der Größenordnung von 1/20 bis 1/3, je nach Streuungsverhalten. Die Stabilität der Größe der Röntgenquelle und ihrer Position ist vorzugsweise ein geringer Bruchteil des optimalen Verhältnisses von Quelle zu Abstand.
Eine Methode zur Erzeugung eines akzeptablen Halbschattens und Registrierung des Schilds der Röntgenquelle ist die Steuerung der Position und Größe der Röntgenquelle durch Einstellung des Fokus und der Ablenkung des auftreffenden Elektronenstrahls entlang Achse 16. Beispielsweise kann der Elektronenstrahl auf einen Punkt auf der Röntgen-emissiven Oberfläche des Targets 126B fokussiert werden, wobei der Durchmesser des Brennflecks somit die Größe der Röntgenquelle darstellt. Bei dieser Methode muss nicht nur die Punktgröße korrekt sein, sondern auch die Position des Punkts relativ zum Röntgenschild 128 BE muss genau bekannt und beibehalten werden.
Bei dieser Ausführungsform kann das Target theoretisch so groß sein, wie durch die Fertigungsumstände vorgegeben. Bei einer bevorzugten Ausführungsform hat das Röntgen-Target 126B allerdings praktisch die gleiche Größe oder ist nur geringfügig größer als der Elektronenstrahl.
Um sicher zu gehen, dass die Position des Elektronenpunkts, relativ zum Schild, sowohl zeitlich stabil bei allen gegebenen Miniatur-Röntgensystemen, als auch räumlich reproduzierbar bei allen anderen verwendeten Systemen ist, können zusammen mit Elektronenstrahldeflektoren genau platzierte Rahmenmarken verwendet werden, um den Elektronenpunkt relativ zum Schild auszurichten. Solche Rahmenmarken bestehen aus einer Kante, die eine Grenze zwischen zwei Bereichen definiert, die in einem Elektronenstrahl ein sehr unterschiedliches Verhalten aufweisen. In der vorliegenden Ausführung beispielsweise kann eine Grenze zwischen dem Target-Material 126B, wie zum Beispiel AU, und dem Material des Target-Trägers 126C, wie zum Beispiel BE, eine solche Rahmenmarke darstellen. Der wichtige Unterschied im Verhalten ist, dass AU eine sehr viel effizientere Röntgenquelle als BE ist, wenn es einem Elektronenstrahl mit hoher Energie ausgesetzt wird. Wenn der Strahl an der Rahmenmarke vorbeiläuft, dann kann ein Röntgendetektor den Unterschied der Röntgenintensität messen und ein entsprechendes Steuersignal erzeugen, durch das die Strahldeflektoren gesteuert werden.
Der Röntgendetektor kann in einen Rückkopplungs-Regelkreis eingebunden werden, um den Strahl von der Elektronenquelle aus gesehen auf das Target und vorzugsweise in die Mitte des Targets zu lenken. Bei einer solchen Konfiguration, bei der die Target-Position im Allgemeinen in bezug auf den Strahlverlauf bekannt ist, aber der Strahlverlauf in die Mitte des Targets gelenkt werden soll, kann der Strahl zur Abtastung zuerst über das Target in einer ersten (x) Richtung geführt werden, die orthogonal zum Strahlverlauf ist. Wenn der Strahl an den Rahmenmarken des Targets (zum Beispiel wenn der Strahl bei der Abtastung auf das Target trifft und danach wenn der Strahl das Target verlässt) vorbeiläuft, identifiziert die Steuerung die Position der Rahmenmarken. Die Steuerung bestimmt dann eine x-Komponente eines Steuersignals, das den Mittelpunkt zwischen den beiden Rahmenmarken in x-Richtung wiedergibt. Anschließend wird der Strahl entsprechend dieser Steuersignalkomponente (d. h. in der Mitte zwischen den bei der x-Abtastung erkannten Rahmenmarkierungen) positioniert und eine Abtastung in einer zweiten (y-) Richtung durchgeführt, die orthogonal zur x-Richtung und zum Strahlverlauf ist. Während der Abtastung in y-Richtung werden die Rahmenmarken erkannt und eine y-Komponente eines Steuersignals wird bestimmt, die den Mittelpunkt zwischen den beiden Rahmenmarken wiedergibt, die bei der Abtastung in y-Richtung festgestellt wurden. Die x- und y-Komponenten werden dann verwendet, um den Strahl zu steuern, der im Target zentriert werden soll.
Falls die Target-Position in bezug auf den Strahlverlauf zu Beginn nicht bekannt ist, kann die relative Position schnell ermittelt werden, indem mit dem Strahl ein Raster-Scan durchgeführt wird, bis das Target bei einer Abtastung oder beim Scannen in x-Richtung festgestellt wird. Als Reaktion auf die Erkennung der Rahmenmarken bei dieser Abtastung wird anschließend ein Mittelpunkt ermittelt und der Strahl wird auf die Position dieses Mittelpunkts ausgerichtet. Anschließend wird eine Abtastung in y- Richtung durchgeführt, d. h. entlang der Mittelsenkrechten einer Geraden zwischen den bei der Abtastung festgestellten Rahmenmarken. Als Reaktion auf die Erkennung der Rahmenmarken bei dieser y-Abtastung, wird ein Mittelpunkt in y-Richtung bestimmt und Steuersignale der Mittelpunkte von x- und y-Richtung werden verwendet, um den Strahl auf dem Target zu zentrieren.
Obwohl oben die Vorgehensweise zur Bestimmung des Mittelpunkts eines Targets beschrieben ist, können auch andere gewünschte Bezugspunkte auf dem Target bestimmt werden und der Strahl kann so abgelenkt werden, dass er auf diese Punkte auftrifft.
Eine andere Methode zur Festlegung der geeigneten Quellenposition, und somit zur Gewährleistung der räumlichen Auflösung eines abgeschirmten Strahlungsfelds für alle Systeme, ist der Einsatz eines kleinen Röntgen-Targets 126B mit der Größe der gewünschten Röntgenquelle. Im Prinzip kann zwar ein Elektronenpunkt von beliebiger Größe verwendet werden, ohne dass die räumliche Auflösung des abgeschirmten Strahlungsfelds beeinträchtigt wird. Allerdings ist es wünschenswert, den Punkt so zu gestalten, dass er die gleiche Größe wie das Target 126B hat oder kleiner ist, um die Umwandlung der Elektronenenergie in Röntgenstrahlen zu maximieren. So kann die Behandlungszeit für Patienten bzw. die Zeit, die bei einem anderen Einsatz der abgeschirmten Röntgenquelle benötigt wird, verringert werden. In diesem Kontext, falls die Punktgröße so definiert wird, dass 90% der Elektronen im Punkt in der so festgelegten Punktgröße enthalten sind, dann würde das Optimum darin liegen, die Größe eines solchen Punkts der kleinen Target-Größe anzupassen, da ein noch kleinerer Punkt die Systemeffizienz nicht bedeutend verbessern würde. In einem solchen Fall ist es eventuell unerwünscht, den Punkt so klein wie das Target zu gestalten. In jedem Falle sorgt die Verwendung eines kleinen Targets dafür, dass alle Röntgensonden, die ein Schild zur Eingrenzung des Strahlungsfelds verwenden, praktisch die gleiche räumliche Auflösung und Position relativ zur Sondenspitze haben.
Wie in 12 dargestellt, passt der Target-Träger 126C gut in das Ende der Sondenspitze 126A. Bei der abgebildeten Ausführungsform befindet sich das Röntgen-Target 126B auf dem Target-Träger 126C bevor es in die Sondenspitze 126A eingesetzt wird. In solchen Fällen, bei denen die Sondenspitze 126A vor Platzierung des Röntgen-Targets 126B und des Target-Trägers 126C am Gehäuse der Sonde 14 angebracht wurde, kann der Target-Träger 126C so hergestellt werden, dass der Innendurchmesser der Sonde 14 etwas größer als der Außendurchmesser des Target-Trägers 126C ist. Auf diese Weise gestaltet sich des Einsetzen im Gehäuse der Sonde 14 leichter.
Allgemein ist es anzustreben, dass der Target-Träger 126C fest in die Sondenspitze 126A passt, um die mechanische Sicherheit der Struktur zu gewährleisten. Dies kann zum Beispiel erreicht werden, indem die Teile für Presspassung ausgelegt werden oder indem die thermische Ausdehnung verwendet wird, um die beiden Teile zu verbinden. Im letzteren Fall wird ein kalter Target-Träger 126C (z. B. mit flüssigem Stickstoff gekühlt) in eine relativ gesehen wärmere Sondenspitze 126A (die z. B. Zimmertemperatur hat) eingesetzt. Wenn die Teile das thermische Gleichgewicht erreichen, sind sie fest miteinander verbunden.
Bei einer alternativen Ausführungsform kann die Sondenspitze 126A so hergestellt werden, dass sie einen Target-Träger umfasst. Die Sondenspitze 126A wird an der Sonde 14 angebracht, nachdem das Röntgen-Target 126B platziert wurde.
Das Röntgen-Target 126B sollte auf dem Target-Träger 126C lotrecht zu der Sondenachse 16 aufgebracht werden und in der Mitte der konzentrischen Halbkugelflächen, die das Ende der Sondenspitze 126A festlegen. Wenn das Röntgen-Target 126B auf diese Weise konzentrisch angebracht wird, dann vereinfacht dies sehr die Berechnung, die notwendig ist, um das Röntgenschild 128 mit variabler Dicke zu entwerfen, sodass die gewünschten Röntgen-Isodosenlinien erzeugt werden. Der Ausdruck Isodosenlinie, wie er hier verwendet wird, bezieht sich auf die Oberfläche eines drei-dimensionalen Raums, auf der jeder Punkt der gleichen Röntgenabsorption pro Masseneinheit des Gewebes ausgesetzt ist.
Da das Röntgen-Target 126B vor dem Einsetzen in die Sonde 14 auf dem Target-Träger 126C platziert werden kann, kann eine beliebige von mehreren Methoden verwendet werden, um ein Röntgen-Target 126B in der Mitte des Target-Trägers 126C zu bilden. Eine Methode der Erzeugung eines solchen Röntgen-Targets 126B ist die Verdampfung eines Metalls mit hoher Ordnungszahl durch ein Schild, das in den Hohlraum im Target-Träger eingesetzt wird. Das Schild kann aus einer Scheibe mit einer Öffnung in der Mitte bestehen, die dem Röntgen-Target 126B entspricht und durch die das Metall auf dem Target-Träger 126C abgelagert wird.
Zusätzlich zur Einbeziehung der Größe und Position der Röntgenquelle relativ zum Röntgenschild 128, ist es ebenfalls notwendig die Röntgenabsorption im Röntgen-Target 126B selbst in einer Richtung tangential zur Ebene des Röntgen-Targets 126B in Betracht zu ziehen. Diese Absorption kann verringert werden, indem das Röntgen-Target 126B mit einer gebogenen statt einer ebenen Oberfläche versehen wird. 13 zeigt zum Beispiel eine halbkugelförmige Vertiefung im Target-Träger 126C, die zur Festlegung der Form des Röntgen-Targets 126B dient. Die Krümmung des Röntgen-Targets 126B dient sowohl zur Verringerung der Absorption von Röntgenstrahlen im Target, als auch zur Verteilung der verbleibenden Winkelabhängigkeiten der Röntgenstrahlen, die vom Röntgen-Target 126B emittiert werden. Das Ergebnis kann insgesamt eine sehr viel isotropischere Emission der Röntgenstrahlen vom Röntgen-Target 126B sein, welches das Röntgenschild 128 beleuchtet, das sich auf dem Schildträger 128A befindet. Die gekrümmte Target-Form, die in 13 dargestellt ist, ist nur eine Ausführungsform. Es können auch andere effektive Formen verwendet werden, wie zum Beispiel eine Halbkugel oder ein sphärischer Abschnitt zusammen mit einem Kegelstumpf.
Wenn das Target 126B in einer Vertiefung platziert wird, dann kann es bei in der Sondenspitze 126A vorhandenem Target-Träger 126C angefertigt werden oder als integraler Bestandteil der Sondenspitze 126A. Durch eine Verdampfungsablagerung können die Vertiefung und die umliegenden Oberflächen 126D mit einer Schicht überzogen werden. Das Metall mit hoher Ordnungszahl, das auf den Oberflächen 126D platziert wird, kann anschließend entfernt werden, indem die Oberfläche mit einem flachen Schaber abgekratzt wird, der die Vertiefung nicht berührt.
Es gibt Anwendungen für die Röntgensonde, die eine Röntgenquelle der vorgelegten Erfindung (gemäß Anspruch) umfasst, bei der eine großflächige Quelle anstelle einer Punktquelle von Röntgenstrahlen benötigt wird. So werden zum Beispiel bei einer Ektomie eines kleinen Brusttumors mehrere Zentimeter des Gewebes um den Fokuspunkt des Tumors herum entfernt. Nach der Ektomie ist es u. U. wünschenswert, das „Tumorbett" zu bestrahlen, um alle verbleibenden Tumorzellen in der Umgebung der Ektomie abzutöten. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird die großflächige Bestrahlung mit einem Röntgenapparat durchgeführt, der ein Röntgenschild 128 verwendet, das demjenigen in 12 sehr ähnlich ist. So kann die Beschädigung des Gewebes über das zu bestrahlende Volumen hinaus verhindert werden.
Die großflächige Bestrahlung kann einfach erzeugt werden, indem man die Target-Baugruppe 126 der Sonde 14 in einem Abstand zur zu bestrahlenden Oberfläche platziert. Der feste Winkel der vorwärts gerichteten Strahlung von der Target-Baugruppe 126 kann mit einem Röntgenschild 128 gesteuert werden. Die Dicke des Schilds 128 wird an jedem Punkt so festgelegt, dass man ein weitgehend gleichmäßiges Strahlungsmuster erhält. Die Target-Baugruppe 26 kann auf ähnliche Weise eingesetzt werden.
19 zeigt ein mechanisches Stellgerät 300, das mit einem Röntgenapparat der vorgelegten Erfindung verwendet werden kann, um die Präzision zu erreichen, die zwischen der Target-Baugruppe 26 oder 126 und der bestrahlten Oberfläche (Gewebe) benötigt wird. Das mechanische Stellgerät 300 umfasst eine Schnittstellenplatte 1302, die Kontakt zu dem Gewebe hat und aus einem Material besteht, das für Röntgenstrahlen durchlässig ist, wie zum Beispiel BE, C oder Kunststoff. Die Schnittstellenplatte 1302 wird mithilfe einer für Röntgenstrahlen nicht durchlässigen Rückplatte 1304 an der Sonde angebracht. Um die Struktur eines spezifischen Strahlungsfeldes weiter zu gestalten, kann die Oberfläche der normalerweise für Röntgenstrahlen durchlässigen Schnittstellenplatte 1302 teilweise für Röntgenstrahlen undurchlässig gemacht werden, indem man ein Röntgenschild ähnlich dem oben beschriebenen Röntgenschild 128 einsetzt.
Eine weitere Anwendung für eine solche großflächige Röntgenquelle ist die Bestrahlung zwischen Hohlräumen innerhalb des Körpers, wie zum Beispiel der Innenseite der Blase. In diesem Falle kann es sich bei der Schnittstellenplatte 1302 zwischen dem Gewebe und der großflächigen Röntgenquelle um einen aufblasbaren Ballon handeln, der die Sonde 14 nach unten vergrößert, sodass sich die Target-Baugruppe 126 in der Mitte des Ballons befindet. In diesem Falle wäre keine undurchlässige Rückplatte 1304 vorhanden.
Die 21A–21F stellen Beispiele für verschiedene Isodosenlinien dar, die mit der vorgelegten Erfindung erzeugt werden können. Genauer gesagt zeigt 21A die Sonde 14, die so angepasst wurde, dass sie Isodosenlinien erzeugt, die eine Strahlungskugel 2300 bilden, in deren Mitte sich die Sondenspitze 126A befindet. 21B zeigt die Sonde 14, die so angepasst wurde, dass sie eine Strahlungskugel 2302 erzeugt, wobei sich die Sondenspitze 126A nicht in der Mitte der Kugel 2302 befindet. 21C zeigt die Sonde 14 mit einer Spitze 126A, die so angepasst wurde, dass sie ein Strahlungsfeld in Form eines abgeplatteten Ellipsoids bildet (d. h. eine „Pfannkuchen"-Form), wie in perspektivischer Darstellung bei 2304A gezeigt und entlang der Achse 2305 bei 2304B. Die 21D stellt die Sonde 14 dar mit einer Spitze 126A, die so angepasst wurde, dass sie ein Strahlungsfeld in Form eines länglichen Ellipsoids (d. h. einer „Zigarren"-Form) bildet, wie in perspektivischer Darstellung bei 2306A gezeigt und entlang der Achse 2307 bei 2306B. Wie in 21D gezeigt, tritt die Sonde 14 in den Ellipsoid 2306A entlang der kleineren Achse ein. 21E zeigt die Spitze 126A, die so angepasst wurde, dass sie ein Strahlungsfeld in der Form eines verlängerten Ellipsoids erzeugt. Der Ellipsoid ist perspektivisch bei 2308A und entlang der Achse 2309 bei 2308B dargestellt. Wie zu sehen ist, tritt die Sonde 14 in den Ellipsoid 2308A entlang seiner großen Achse ein. 21F zeigt die Sondenspitze 126A, die für die Abgabe eines asymmetrischen Strahlungsfelds angepasst wurde, perspektivisch bei 2310A und entlang der Achse 2311 bei 2310B dargestellt.
Beim Entwurf eines Röntgenschilds 128 mit variabler Dicke zur Erzeugung von Röntgenstrahlung, die grundsätzlich zwischen vorgegebenen Isodosenlinien liegt, geht man im Allgemeinen von digitalen Daten aus. Diese beschreiben die Größe und Form des gewünschten Bestrahlungsvolumens (wie zum Beispiel eines Tumors) und wurden mithilfe einer Bildgebungsmethode gewonnen, wie zum Beispiel CT-Scannen oder Magnetresonanz-Bildgebung. Aus solchen Daten und aufgrund der Kenntnis der Röntgenabsorptionseigenschaften der verwendeten Sondenmaterialien und des Abschirmmaterials, können die Einzelheiten des Dickenprofils des Schilds berechnet werden. Allgemein gesagt können die Isodosenlinien vielerlei Form und Größe haben und müssen nicht symmetrisch sein.
Es können verschiedene Methoden verwendet werden, um die Entwurfsdaten in einen physischen Schild zu überführen. Eine Methode wäre die Verwendung von Laser-Frästechniken. Beispielsweise kann ein halbkugelförmiger Schildträger 128A mit einer Schicht aus einem Metall mit sehr hoher Ordnungszahl beschichtet werden (z. B. AU). Diese Schicht ist dabei etwa 100 μm dünn. Die Dicke des auf dem Schildträger 128A abgelagerten Schildmaterials wird dabei genau gesteuert, damit bekannt ist, wie viel Material im anschließenden Fräsprozess entfernt werden muss. Eine Methode, um eine sehr gute Kontrolle der Dicke zu erreichen, besteht in der Ablagerung des Röntgenabsorptionsmaterials durch Galvanisieren.
14 zeigt ein Laser-Frässystem 200 zur Herstellung eines geeigneten Röntgenschilds 128 mit variabler Dicke zur Erzeugung vorgegebener Röntgen-Isodosenlinien. Wie allgemein bekannt ist, können starke Laserimpulse Oberflächenschichten von Metall entfernen. Das Laser-Frässystem 200 aus 14 umfasst einen mechanischen Positionierungsapparat, der allgemein als Positionssteuerung 200' dargestellt ist und der systematisch alle Oberflächenpunkte des Schildträgers 128A einem Laserstrahl 204' aussetzt. Zum Beispiel können Röntgenschild 128 und Schildträger 128A um die Sondenachse 16 oder um Achse 212 rotiert werden, die lotrecht zur Sondenachse 16 steht. Bei einer bevorzugten Ausführungsform unterliegen die Bewegungen der Positionssteuerung 202' der direkten Kontrolle eines Mikroprozessors 210. Die Informationen zur aktuellen Position der Oberfläche des Röntgenschilds 128 werden in den Mikroprozessor 210 zurückübertragen, um die angegebene Position zu überprüfen.
Die Spezifikationen des Röntgenschilds, d. h. das Dickenprofil, werden vor dem Fräsprozess berechnet. Basierend auf diesen Daten gibt der Mikroprozessor 210 Befehle an eine Lasersteuerung 208 aus, die einen Laser 214 ansteuert. Diese Befehle geben an, wie viel Leistung erforderlich ist, um den richtigen Betrag des Schildmaterials an einem bestimmten bestrahlten Oberflächenpunkt auf dem Röntgenschild 128 zu entfernen.
Falls das Schildmaterial vollständig aus Metall besteht, so wird evtl. ein leistungsfähiger und teurer Laser benötigt, um den Fräsprozess innerhalb einer annehmbaren Zeitspanne abzuschließen. Der bevorzugte Laser unter diesen Bedingungen ist ein Excimer-Laser. Wenn das Schildmaterial allerdings aus Metallpartikeln besteht, die in ein organisches Material, wie zum Beispiel Polyimid, eingebettet sind, dann kann ein sehr viel schwächerer Laser, wie zum Beispiel ein Stickstoff-Laser, verwendet werden.
Bei einer anderen Ausführungsform kann das Röntgenschild 128 mit variabler Dicke mithilfe einer kontrollierten Dampfablagerung des Schildmaterials erzeugt werden. Diese Technik eignet sich ebenfalls für die Automatisierung und das Ablagerungsmuster kann durch ein Mikroprozessorsystem kontrolliert werden.
Bei einer anderen Ausführungsform wird das Schildmaterial zuerst bis zur erforderlichen maximalen Dicke von 100 μm für Gold auf den Träger aufgebracht. Anschließend wird es mit einem hochpräzisen CNC-Werkzeug bearbeitet. Der Vorteil dieser Ausführungsform besteht in der Verwendung eines einfachen mechanischen Ablaufs und darin, dass kein angeschlossenes Messsystem benötigt wird, wie beim Laserfräsen.
In den 15A und 15B wird ein Sondenentwurf dargestellt, mit dem der Winkel des Schildträgers 128A genau ausgerichtet werden kann, und damit auch der Röntgenschild 128 mit der Sonde 14. Ein mechanischer Schlüssel, der in Form einer Feder 140 an der Sonde 14 und einer entsprechenden Nut 142 in der Target-Baugruppe 126 dargestellt ist, kann zwischen den beiden Teilen angebracht werden, um eine genaue Positionierung des Röntgenschilds 128 und der Sonde 14 zu gewährleisten. Dadurch wird das Röntgenemissionsmuster in bezug auf die Geometrie des gewünschten Bestrahlungsvolumens ausgerichtet. Wie für einen Fachmann mit dem Wissensstand entsprechend dem einschlägigen Stand der Technik ersichtlich ist, kann die Schlüsselanordnung aus 15A und 15B ebenfalls mit der Target-Baugruppe 26 aus 1 verwendet werden.
Als weitere Funktion kann eine Steuerung eingesetzt werden, um den emittierten Elektronenstrahl auf ausgewählte Oberflächen auf dem Emissionselement zu lenken, zum Beispiel wenn das Target unterschiedliche Emissionseigenschaften in unterschiedlichen räumlichen Bereichen hat. Die Steuerung des Elektronenstrahls kann durch Telemetrie erreicht werden oder indem die Stromversorgung vor der Implantation des Apparats 10 (ganz oder teilweise) programmiert wird.
In 8 ist beispielhaft eine elektrostatische Strahllenkungsbaugruppe 29 dargestellt, bei der die Kathode 22 entsprechend den oben beschriebenen Beispielen Elektronen erzeugt. Die Elektronen werden durch eine Fokussierungselektrode 23 in Richtung der Anode 24 beschleunigt und passieren eine Öffnung 24A in Richtung der Target-Baugruppe 26. Auf dem Weg zur Target-Baugruppe 26 laufen die Elektronen durch eine elektrostatische Ablenkungsbaugruppe 30, die in 8A im Querschnitt dargestellt ist. Die Baugruppe umfasst vier Deflektoren 32. Durch Veränderung der Spannung, die an den gegenüberliegenden Paaren der Deflektoren 32 anliegt, werden die Elektronen des Strahls, der in die Baugruppe entlang der Achse 16 eintritt, abgelenkt oder gelenkt, während sie sich auf die Target-Baugruppe 26 entlang der Strahlachse 16B zu bewegen. Auf diese Weise kann die Strahlachse so gesteuert werden, dass sie gerade oder gebogen ist, je nach Wunsch. Wie unten beschrieben, können alternativ dazu elektromagnetische Techniken verwendet werden, um die Strahllenkung zu erzeugen. Im letzteren Falle können die elektrostatischen Ablenkungsplatten 32 gegen magnetische Ablenkungsspulen ausgetauscht werden. Diese werden durch Strom gespeist und erzeugen so die Magnetfelder, die zur Strahlablenkung mit den gewünschten Eigenschaften benötigt werden.
Bei einer anderen Ausführungsform der Strahlsteuerung läuft der Elektronenstrahl durch eine Reihe von Spulen, die ein Magnetfeld erzeugen, statt durch eine elektrostatische Ablenkungsbaugruppe 30. Die Spulen können in einer Konfiguration angeordnet werden, die den elektrostatischen Ablenkungsplatten der Baugruppe 30 ähnelt. Durch Veränderung der Stromstärke durch die Spulen wird das daraus resultierende Magnetfeld auf eine vorgegebene Art und Weise erzeugt, sodass es den Verlauf des Elektronenstrahls beeinflusst.
Auf diese Weise kann der Elektronenstrahl so gelenkt werden, dass er auf gewisse physische Stellen einer Konusförmigen Target-Baugruppe (8) auftrifft, oder auf ein Target mit beliebiger anderer geometrischer Form. Beispielsweise trifft bei der abgebildeten Ausführungsform der Strahl auf die abgewinkelte Seite von Target-Baugruppe 26 auf und erzeugt so Röntgenstrahlen, die von dieser Seite emittiert werden, wobei nur geringe oder gar keine Nebenstrahlung durch die gegenüberliegende Seite der Target-Baugruppe dringt.
Bei einer anderen Ausführungsform der Strahlsteuerung können die Eigenschaften der Röntgenemission gesteuert werden, indem man die Emissionsparameter der Target-Baugruppe verändert (wie zum Beispiel den Strahlungsspitzenwert im Verhältnis zur Energie). Durch Änderung des Emissionsspitzenwerts (als Funktion der Energie) an verschiedenen Punkten der Target-Baugruppe 26, beispielsweise mit dem räumlichen Muster „Ochsenauge" (Bullseye), kann der Strahl in Bereiche mit Röntgenemissionen von relativ hoher Energie gelenkt werden, bzw. in Bereiche mit Röntgenemission von relativ niedriger Energie. Auf diese Weise kann der Strahl wahlweise in Bereiche der Target-Baugruppe gelenkt werden, um die erforderlichen Eigenschaften und Richtung der Röntgenemission zu erreichen.
Wie für einen Fachmann mit dem Wissensstand entsprechend dem einschlägigen Stand der Technik ersichtlich ist, kann die Strahlsteuerungs- Baugruppe 29 aus 8 ebenfalls zusammen mit der Target-Baugruppe 126 aus 12 verwendet werden.
In den 16, 17 und 18 wird eine alternative Strahlsteuerungs-Baugruppe 29' dargestellt, die ein System mit Rückkopplungsschleife 31 beinhaltet, um den Elektronenstrahl genau auf dem Röntgen-Target 126B zu positionieren. Bei der abgebildeten Ausführungsform ist die Ablenkungsbaugruppe 30 weitgehend ähnlich zu derjenigen aus 8 (abgesehen davon, dass es sich um ein magnetisches Ablenkungssystem handelt, das sich außerhalb der Sonde befindet). Ein Röntgendetektor 142 ist so angeordnet, dass er Röntgenstrahlen überwacht, die vom Röntgen-Target 126B emittiert werden. Der Röntgendetektor 142 kann abseits der Achse des Elektronenstrahls positioniert werden, wie dargestellt, oder auf der Achse hinter der Kathode 22' platziert werden.
Veränderungen der Bahn des Elektronenstrahls können gemessen werden, wenn entsprechende Änderungen der Röntgenemission von Target 126B auftreten. Eine Ablenkungssteuerung 144, die vorzugsweise von einem Mikroprozessor gesteuert wird, kann die Daten des Röntgendetektors 142 verwenden und durch Steuerung der Spannungen, die an den Deflektoren 32 der Ablenkungsbaugruppe 30 anliegen, den Elektronenstrahl richtig positionieren.
Beispielsweise kann die Rückkopplungsschleife 31 verwendet werden, um den Elektronenstrahl auf einem kleinen Röntgen-Target 126B zu zentrieren. Eine Änderung des Überwachungssignals zeigt zwar an, dass sich die Mitte des Strahls gegenüber der Mitte des Targets verschoben hat, aber es liegen keine unmittelbaren Informationen vor, in welche Richtung diese Verschiebung stattgefunden hat. Daher kann es in regelmäßigen Abständen notwendig sein, den Strahl in einer bekannten Richtung abzulenken und das Verhalten des Überwachungssignals zu beobachten, um den Strahl wieder zu zentrieren.
Das Überwachungssignal, das benötigt wird, um den Strahl auf dem Röntgen-Target 126B positioniert zu halten, kann man erzeugen, indem man einen Röntgendetektor 142 hinter der Elektronenoptik 138 platziert, um die Röntgenstrahlen zu überwachen, die entlang der Achse 16 der Sonde 14 zurückemittiert werden. In den 16 und 17 sind die überwachten Röntgenstrahlen 140 dargestellt, die an einer Seite der Elektronenoptik 138 vorbeilaufen. Wenn allerdings die Kathode so dünn ist, dass sie für Röntgenstrahlen durchlässig ist, dann ist es möglich, das System dergestalt aufzubauen, dass die Röntgenstrahlen 140' durch die Elektronenoptik 138 und die Kathode 22' laufen. Der Detektor 142 kann entweder innerhalb oder außerhalb des Gehäuses 12 platziert werden, wie in 16 bzw. 17 dargestellt. Wie in 17 dargestellt, sollte sich ein für Röntgenstrahlen durchlässiges Fenster 148 in der Wand des Gehäuses befindet, um die optische Kopplung des Detektors 142 und Röntgen-Targets 126B zu ermöglichen, falls sich der Detektor 142 außerhalb des Gehäuses 12 befindet.
Nachdem der Strahl genau auf Röntgen-Target 126B zentriert wurde, kann das Rückkopplungssystem aus 16 und 17 verwendet werden, um den Fokus des Elektronenstrahls so zu optimieren, dass der Ausstoß der Röntgenstrahlen maximiert wird. Dies kann zum Beispiel erreicht werden, indem man das Signal, das vom Rückkopplungssystem überwacht wird, maximiert und zwar durch Einstellung der Spannungen der Fokuselemente (wie zum Beispiel der Fokussierungselektrode 23) der Elektronenoptik 138 mithilfe der Ablenkungssteuerung 144.
Das Rückkopplungssystem, das in 16 und 17 dargestellt ist, kann ebenfalls mit der Target-Baugruppe 26 verwendet werden, die in den 1 oder 8 abgebildet ist. Beispielsweise können die Rückkopplungssysteme verwendet werden, um den Elektronenstrahl so zu positionieren, dass er auf einen bestimmten Punkt eines Emissionselements auftrifft, das einen Bereich mit unterschiedlichen Emissionseigenschaften hat (wie zum Beispiel das räumliche Muster „Ochsenauge", das oben beschrieben wurde). Zusätzlich kann das Rückkopplungssystem eingesetzt werden, um die Beschleunigungsspannung der Elektronenoptik zu steuern.
Wie in den oben beschriebenen Ausführungsformen gezeigt, beinhaltet der Apparat 10 aus 1 eine Stromversorgung 12A 6 ist ein Blockdiagramm einer repräsentativen Versorgung 12A. 7 zeigt ein detaillierteres Schaltbild der Stromversorgung aus 6. Wie in den 6 und 7 dargestellt, umfasst diese Ausführungsform einen Sperrwandler und Regler 280, einen Spannungswandler 30 : 1 282, der mit dem Anschluss 282A einer Steuerungsspannung verbunden ist (oder einem Hochspannungs-Verstärkereingang) und einen 10-stufigen Spannungsverstärker 284, der mit einem Hochspannungsanschluss 22A gekoppelt ist, und so angepasst ist, dass er den Heizfaden des thermoionischen Emitters 22' speist. Ein Radiofrequenz-Leistungstreiber für den Heizfaden und ein Spannungs-Frequenz-Wandler (V/F) 290 und ein dazugehöriger Radiofrequenz-Heizfaden-Treiber sind über Stromsteuerungs-Anschluss 292A und Kondensator C₀ mittels eines Heizfaden-Versorgungsschaltkreises 286 an den Heizfaden von Emitter 22' gekoppelt.
Ein Differenzverstärker 294 erzeugt eine Strom-Rückkopplungsschleife, indem der Radiofrequenz-Leistungstreiber und der V/F-Wandler 290 angetrieben werden. Dies geschieht in Abhängigkeit des festgestellten Unterschieds zwischen einem Strom-Rückkopplungssignal an Leitung 295 und einem zugeführten Emissions-Steuersignal an Leitung 296. Das letztere Signal kann wahlweise gesteuert werden, um eine gewünschte zeitliche Veränderung des Kathodenstroms der Röntgenröhre im Heizfaden des Emitters (thermoionische Kathode) 22' des Elektronenstrahlgenerators zu erzeugen.
Eine Hochspannungs-Amplituden-Rückkopplungsschleife wird erzeugt, indem der Wandler und Regler 280 entsprechend der festgestellten Differenz zwischen einem Spannungs-Rückkopplungssignal an Leitung 297 und einem angelegten Hochspannungs-Steuersignal an Leitung 298 umgeschaltet werden. Das letztere Signal kann wahlweise kontrolliert werden, um eine gewünschte Amplitudenänderung des Potenzials am Heizfaden des Emitters (thermoionische Kathode) 22' zu erreichen.
Eine genauere Beschreibung der Stromversorgung, die in 6 und 7 dargestellt ist, ist in U.S.-Patent Nummer 5,153,900 und ebenfalls im übergeordneten U.S.-Patentantrag Ser. Nr. 955,494 enthalten.
In 9 ist beispielhaft ein System 300 dargestellt, das für die Röntgenbehandlung von Gehirntumoren angepasst wurde. Das System 300 umfasst einen stereotaktischen Ring 302 zusammen mit einem Röntgengerät mit geringer Leistungsaufnahme 10A, das daran befestigt ist. Bei dieser Konfiguration ist das Röntgengerät 10A im Allgemeinen ähnlich zu dem Röntgengerät 10 aus 1, hat allerdings eine Zylindergeometrie. Die einander entsprechenden Elemente der beiden Röntgengeräte 10 und 10A sind mit den gleichen Referenznummern bezeichnet. Im Allgemeinen bieten stereotaktische Ringe eine feste Bezugsstruktur relativ zum Schädel eines Patienten. Während die bevorzugte Ausführungsform, die oben beschrieben wurde, speziell zur Verwendung mit diesem stereotaktischen Ring angepasst wurde, können andere Ausfhrungsformen der Erfindung auf ähnliche Weise für die Verwendung mit diesem oder anderen Gestellen oder mit allgemeinen Bezugsrahmen angepasst werden, zum Beispiel eines, das eine Operationseinrichtung fest in bezug auf einen anderen Körperteil als den Kopf einrichtet. Bei der abgebildeten Ausführungsform von 9 ist der stereotaktische Ring 302 weitgehend ähnlich zu dem Cosman-Roberts-Wells-System, das von Radionics Inc., Burlington, Massachusetts, USA, hergestellt wird.
Bei der abgebildeten Ausführungsform bildet der Ring 302 ein XYZ-Referenz-Koordinatensystem, das um einen gewünschten Ursprung O angeordnet ist. Der Ring 302 enthält ein allgemein U-förmiges Element 304, das eine Bezugsebene festlegt. Die vier Arme 306A, 306B 306C und 306D (nicht abgebildet) weisen aus dem Tragering 304. Jeder Arm verfügt über einen Positionierungsstift 308. Im Allgemeinen weisen die Stifte 308 aus Sicht der distalen Spitzen der Arme 306A, 306B, 306C und 306D zueinander. Bei der Verwendung werden die vier Stifte 308 gegen den Schädel eines Patienten positioniert, um eine feste Lagebeziehung zwischen dem Gestell 302 und dem Schädel des Patienten zu etablieren. Somit definiert das Gestell 302 das XYZ-Referenz-Koordinatensystem in bezug auf den Schädel des Patienten.
Ein Röntgengerät-Stützelement 310 ist mit dem Stützelement 304 über ein Paar von Drehkupplungs-Baugruppen 312 und ein Paar Linearkupplungs-Baugruppen 314 verbunden. Das Röntgengerät-Stützelement 310 umfasst eine gebogene Stützschiene 310A. Ein Röntgengerät 10 ist mit der Stützschiene 310A über eine Kupplungsbaugruppe 316 verbunden. Die Kupplungsbaugruppe 316 sorgt für eine kontrollierte Bewegung des Röntgengeräts 10 auf einem kreisförmigen Pfad entlang der Schiene 310A und zwischen einem inneren Begrenzungspunkt und einem äußeren Begrenzungspunkt entlang der Achsen (veranschaulicht durch Achse 316'), die von dem kreisförmigen Pfad der gebogenen Schiene 310A radial nach Innen in Richtung Ursprung O weisen.
Außerdem kann das Röntgengerät-Stützelement 310 durch die Drehung um die Naben der Drehkupplungs-Baugruppen 312 um die X-Achse gedreht werden. Das Röntgengerät-Stützelement 310 kann in senkrechter Richtung zur Ebene der X- und Y-Achsen (die X-Y-Ebene) durch Bewegung entlang der Schienen 314A der Linearkupplungs-Baugruppen 314 verschoben werden. Bei der abgebildeten Ausführungsform greift eine T-Nut in den Schienen 314A in einen Zapfen von Block 314B, der an Element 304 befestigt ist, sodass eine lineare Bewegung in senkrechter Richtung zur X-Y-Ebene möglich ist. Die Einstellschrauben 332 in Block 314B können so eingestellt werden, dass das Röntgengerät-Stützelement 310 mit einer bestimmten Höhe relativ zum Stützgestell 304 verriegelt wird.
Das Röntgengerät-Stützelement 310 kann durch die Zapfen, die von Element 310 in die Schienen 304A des Stützelements 304 greifen, in Richtung der Z-Achse bewegt werden. Eine kontrollierte Position des Elements 310 entlang der Schienen 304A kann erreicht werden, indem man die Verriegelungsschrauben 334 verwendet.
Außerdem kann das Stützelement 304 einstellbar in Richtung der X-Achse positioniert werden, indem Element 304 relativ zu seinem Stützelement 305 geschoben wird, und einstellbar mit drei Freiheitsgraden positioniert werden, um einen gewünschten Punkt vom Ursprung O innerhalb des Schädels eines Patienten festzulegen.
Die Kupplungsbaugruppe 316 ist in 10 als Explosionszeichnung zusammen mit einem Röntgengerät 10A dargestellt. Wie dargestellt beinhaltet die Kupplungsbaugruppe 316 einen Aufnahmeblock 316A, ein Lagerelement 316B, zusammen mit komplementär geformten Teilen des Röntgengeräts 10A. Wie dargestellt ist die mittlere Achse 16 der Sonde 14 des Röntgengeräts 10A koaxial zur Achse 316'. Der Elektronenstrahl von Sonde 14 ist senkrecht koaxial zur Achse 316', kann aber einstellbar verschoben werden, wie oben in bezug auf 8, 8A, 16, 17 und 18 und weiter unten in bezug auf 10 beschrieben.
Das zylindrische Lagerelement 316B ist teilweise innerhalb des und koaxial zum Aufnahmeblock 316A positioniert. Das Lagerelement 316B kann verschoben werden (in Richtung der radialen Achse 316') und kann mit einer Einstellschraube 318A wahlweise relativ zu Block 316A an einer bestimmten Stelle festgeschraubt werden. Das Lagerelement 316B hat in der Mitte eine Bohrung (mit Durchmesser D), die entlang der mittleren Achse führt.
Wie oben angemerkt, ähnelt das Röntgengerät 10A dem Röntgengerät 10, das in 1 dargestellt ist, hat aber im Allgemeinen ein zylinderförmiges Gehäuse 12. Die Sonde 14 beinhaltet direkt neben Gehäuse 12 einen zylinderförmiges Schulterteil 14A (mit einem Durchmesser, der etwas kleiner ist als D), mit einem Hauptteil mit einem kleinen Durchmesser (3,0 mm bei der bevorzugten Ausführungsform). Bei dieser Konfiguration kann das Röntgengerät 10A so positioniert werden, dass seine Achse 16 koaxial zur Achse 316' ist und der Schulterteil 14A so innerhalb der Bohrung von Lagerelement 316B positioniert werden, dass er gleitet. Die relative Position des Röntgengeräts 10A kann entlang der Achse 316' mit den Einstellschrauben 320 von Element 316B fest eingestellt werden.
Das Röntgengerät 10A kann ein Teilsystem für die magnetische Ablenkung des Elektronenstrahls beinhalten. Das Ablenkungsteilsystem umfasst magnetische Ablenkungspulen 32, wie in 18 dargestellt, die sich auf der Achse 16 innerhalb des Schulterteils 14A befinden. Diese Spulen werden so gespeist, dass sie die Position der Strahlachse einstellbar steuern, sodass der Strahl wie gewünscht auf das Target von Baugruppe 126 auftrifft (zum Beispiel in 16 und 17 dargestellt). Bei der bevorzugten Form wird die von Gerät 10A erzeugte Strahlung überwacht (zum Beispiel durch Röntgendetektor 142, dargestellt in 16 und 17, und/oder einem Röntgendetektor außerhalb des Patienten). Die Ablenkungsspulen werden entsprechend von den Steuerungsströmen der Ablenkungsgeraden X1, X2, Y1 und Y2 gespeist, die an den Ablenkungsspulen (gezeigt in 11) angelegt werden.
Wie in 9 dargestellt, kann sich die Mikroprozessor-basierte Steuerung auch außerhalb des Gehäuses 12 in einem Steuergerät 342 befinden. Das Steuergerät 342 ist über Kabel 342' mit dem Röntgengerät 10A verbunden. Die verlängerte Sonde 14 von Röntgengerät 10 ist so konfiguriert, dass die Sonde 14 durch den Kanal einer Biopsienadel laufen kann, wodurch die Sonde 14 leicht in das Gehirn eines Patienten eingeführt werden kann. Bei Tumoren, die aus Hartgewebe bestehen und bei denen eine Biopsienadel mit kleinerer Breite als die der Sonde 14 verwendet wird, muss der Kanal der Biopsienadel evtl. zunächst mit Nadeln von mittlerer Größe erweitert werden, um für eine richtige Penetration in den Tumor zu sorgen.
Bei dieser Konfiguration enthält die Spitze von Sonde 14 das Röntgenstrahlen emittierende Target und kann in bezug auf die Stelle der Einführung in den Schädel hinein und hinaus bewegt werden, indem sie sich entlang Achse 316' bewegt. Das Röntgengerät 10A kann in einer bestimmten Position mit den Einstellschrauben 318A und 320 festgeschraubt werden. Die Länge der Sonde 14 des Röntgengeräts 10A ist so ausgewählt, dass die Mitte der Krümmung der Spitze von Sonde 14 sich genau im Ursprung O befindet, wenn sie vollständig bis zur unteren Grenzposition entlang Achse 316' von 316A eingeführt wird. Wenn der Röntgenapparat 10 vollständig bis zum oberen Begrenzungspunkt entlang Achse 316' herausgezogen wird, dann sollte sich die distale Spitze der Sonde 14 außerhalb des Schädels des Patienten befinden. Die Koordinaten der gebogenen Stützschiene 310A können so eingestellt werden, dass sich der Ursprung O im gewünschten Isozentrum der Bestrahlung befindet. Somit kann ein Benutzer durch Drehung des Stützelements 310 von Röntgengerät 10A und Positionierung des Röntgengeräts 10A entlang der Umfangsschiene der gebogenen Stützschiene 310A und entlang der Achse 316' den geeigneten Pfad (vorzugsweise den mit der geringsten Zerstörung) zum Einführen der Sonde 14 in das Gehirn des Patienten auswählen. Dabei ist die Spitze von Sonde 14 bei vollständig bis zum unteren Begrenzungspunkt eingeführter Sonde immer im Ursprung O positioniert.
11 zeigt ein schematisches Diagramm einer bevorzugten Hochspannungs-Stromversorgung 12A zur Verwendung mit dem Röntgengerät 10A aus 9 und 10. Bei dieser Stromversorgung ist das Hochspannungs-Antriebssignal ein Antriebssignal von 0 bis 9 Volt. Dieses Signal treibt den Sperr-Feldeffekt-Transistor (FET) Q1 an, der wiederum den HS-Sperrtransformator antreibt. Der HS-Sperrtransformator erhöht die Spannung von +12 Volt schrittweise auf mehrere Tausend Volt. Der HS-Verstärker, D1 bis D28, wiederum erhöht die Spannung bis zur gewünschten Ausgangsspannung von 15 bis 40 kV. Die Spannungs-Rückkopplungsleitung liefert Rückkopplungsinformationen an die Steuerung 12C, sodass die Ausgangsspannung des HS-Verstärkers konstant gehalten werden kann.
Die Plus- und Minus-Anschlüsse des Heizfadens speisen ein komplementäres Rechteck-Treibersignal mit 9 Volt und 250 kHz in die FETs Q2 und Q3 ein. Die FETs zerhacken die variable Heizfaden-Gleichspannung in Wechselspannung und treiben den Heizfaden-/HS-Isoliertransformator T2 an. Mit einem Hochfrequenzsignal zum Antrieb dieses Transformators kann eine Einzelwindungs-Sekundärspule den Heizfaden der Röntgenröhre speisen. Dadurch wiederum kann der Transformator als Miniaturgerät ausgeführt werden, wobei gleichzeitig die notwendige Hochspannungsisolierung aufrechterhalten wird. Über die Rückkopplungs-Stromleitung kann die Steuerung 12C die Strahlstromstärke messen. Die Steuerung passt die Gleichspannung des Heizfadens dann so an, dass man die gewünschte Strahlstromstärke erhält, indem der entsprechende Heizstrom am thermoionischen Emitter 22 angelegt wird. Die Ablenkungsgeraden X1, X2, Y1, Y2 liefern Strom-Antriebsignale an die Magnetspulen zur Strahlablenkung.
Wie oben in bezug auf 1 erläutert, beinhaltet der Apparat 10 Komponenten zur Strahlerzeugung und -beschleunigung, um Elektronen zu erzeugen und zu beschleunigen, bevor diese in die Sonde 14 eindringen. Der erzeugte Elektronenstrahl verläuft dann durch Sonde 14, trifft auf das Target 26b auf und erzeugt somit Röntgenstrahlen. Wenn keine Magnetfelder vorhanden sind, dann ist der Verlauf der Elektronen durch die Sonde 14 eine Gerade. Folglich ist die Sonde 14 normalerweise gerade und hat keine Biegungen.
Bei bestimmten medizinischen Anwendungen allerdings ist es von Vorteil eine flexible Sonde zu verwenden. Bei einer solchen Anwendung wird die Röntgenquelle in einen vorhandenen Kanal geschoben, wie zum Beispiel durch die Luftröhre. Bei einer anderen derartigen Anwendung wird die Röntgenquelle um kritische Strukturen herumgeführt, wie zum Beispiel Nerven- oder Blutgefäße.
20A zeigt ein Diagramm des Apparats 200, gemäß der vorgelegten Erfindung, einschließlich einer flexiblen Sonde 214. Der Apparat 200 beinhaltet ein Hochspannungs-Netzwerk 218, eine Laserquelle 220, eine Sondenbaugruppe 214 und eine Target-Baugruppe 226. Entsprechend einem der Gesichtspunkte der Erfindung bietet der Apparat 200 die erforderlich Flexibilität, ohne dass starke Magnetfelder eingesetzt werden, indem sich Komponenten zur Erzeugung und Beschleunigung von Elektronen in der Target-Baugruppe 226 befinden. Die Sondenbaugruppe 214 verbindet sowohl die Laserquelle 220, als auch das Hochspannungs-Netzwerk 218 mit der Target-Baugruppe 226. Die Sondenbaugruppe umfasst ein flexibles Glasfaserkabel 202, das sich in einer flexiblen Metallröhre 204 von geringem Durchmesser befindet.
Die Target-Baugruppe 226, deren Länge beispielsweise 1 bis 2 cm betragen kann, ragt aus dem Ende der Sondenbaugruppe 214 hervor und enthält eine Hülle, die das Target 228 umschließt. Entsprechend einer Ausführungsform ist die Target-Baugruppe 226 starr und allgemein zylindrisch geformt. Bei dieser Ausführungsform kann davon ausgegangen werden, dass die zylindrische Hülle, welche die Target-Baugruppe umschließt, ein Gehäuse für die Elektronenstrahlquelle und für eine Rohrsonde bietet, die aus dem Gehäuse entlang des Elektronenstrahlpfads weist. Die innere Oberfläche 226A der Baugruppe 226 ist mit einem elektrischen Isolator ausgekleidet, wohingegen die äußere Oberfläche 226b der Baugruppe 226 elektrisch leitend ist. Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform ist die Target-Baugruppe bis zum Ende der Sondenbaugruppe 214 hermetisch abgedichtet und evakuiert. Gemäß einer anderen Ausführungsform ist die gesamte Sondenbaugruppe 214 evakuiert.
Das Anschlussende 202A des Glasfaserkabels 202 ist vorzugsweise, zumindest teilweise, mit einer halbdurchlässigen, photoemissiven Substanz beschichtet, wie zum Beispiel Ag-O-Cs, wodurch eine Photokathode 216 gebildet wird. Ein Hochspannungsleiter 208, der in das Glasfaserkabel 202 eingebettet ist, leitet die Elektronen vom Hochspannungs-Netzwerk 218 zur Kathode 216. Auf ähnliche Weise verbindet die flexible Röhre 204 eine Masserückfuhrung von Target 228 mit dem Hochspannungs-Netzwerk 218. So wird ein Hochspannungsfeld zwischen der Kathode 216 und dem Target 228 erzeugt. Das Glasfaserkabel 202 wirkt als isolierendes Dielektrikum zwischen dem Hochspannungsleiter 208 und der geerdeten flexiblen Röhre 204.
Bei einer Ausführungsform kann das Glasfaserkabel 202 ringförmig ausgeführt sein, wie im Querprofil in 20B dargestellt, um die Absorption und Streuung des Lichts durch den Hochspannungsdraht 208 aus dem Glasfaserkabel 202 heraus zu beseitigen. Das Licht aus dem Laser 220 verläuft durch den ringförmigen Kern 250 des Glasfaserkabels 202. Der Brechungsindex des Mantels 260 auf jeder Seite des Kerns 250 ist so ausgelegt, dass der Lichtstrahl, der auf die Schnittfläche trifft, zurück in den Kern 250 reflektiert wird. Der äußere Mantel 260 ist von einer geerdeten, flexiblen Metallröhre 204 umgeben.
Wie in zuvor beschriebenen Ausführungsformen, kann es sich bei dem Target 228 zum Beispiel um Beryllium (BE) handeln, das auf einer Seite mit einem dünnen Film oder einer Schicht 228A aus einem Element mit hoher Ordnungszahl, wie zum Beispiel Wolfram (W) oder Gold (AU), beschichtet wurde.
Im Betrieb aktiviert der kleine Halbleiterlaser 220, der das Glasfaserkabel 202 entlang strahlt, die durchlässige Photokathode 216, die freie Elektronen 222 erzeugt. Das Hochspannungsfeld zwischen der Kathode 216 und Target 228 beschleunigt diese Elektronen, wodurch sie auf die Oberfläche 228A von Target 228 aufschlagen und Röntgenstrahlen erzeugen. Um beispielsweise einen Strom von 20 μA von einer Ag-O-Cs-Photokathode 216 mit einem Laser 220, dessen Wellenlänge von 0,8 pm beträgt, zu erzeugen muss der Laser 220 wegen des Quantenwirkungsgrads von 0,4% für diese Photokathode 216 bei dieser Wellenlänge eine optische Leistung von 7,5 mW abgeben. Derartige Diodenlaser sind leicht im Handel erhältlich. Gemäß der Erfindung kann die photoemissive Oberfläche, welche die Kathode 216 bildet, in der Tat recht klein sein. So kann der Durchmesser des Photoemitters beispielsweise bei einer Stromdichte von 1 A/cm² an der Kathode 216 nur etwa 50 μm betragen.
Die Beschleunigung der freien Elektronen 222 in einem Hochspannungsfeld von 30 bis 50 kV kann dazu führen, dass in dem dünnen Film 228A des Targets 228 positive Ionen durch den Aufprall erzeugt werden. Diese Ionen werden in Richtung der Photokathode 216 beschleunigt, wo sie auf die Oberfläche auftreffen und diese möglicherweise beschädigen. Wie in 22 schematisch dargestellt, befindet sich bei einer Ausführungsform ein Schild mit hoher elektrischer Impedanz (Ringhülle) 217 sehr nah an der Photokathode und ist mit dieser an der Außenkante entlang elektrisch verbunden, um so den Beschuss der Photokathode 216 zu verringern. Ein kleines Loch 217A in diesem Schild 217 fokussiert die freien Elektronen 222 und verstreut sie über das Target 228. Die rücklaufenden Ionen treffen auf das Schild 217 statt auf die Photokathode 216 auf.
Ein schwieriger Gesichtspunkt bei der Herstellung dieser Erfindung ist die Herstellung der Photokathode 216, die bei praktischen Substanzen mit brauchbaren Quantenwirkungsgraden von mehr als 10^–3 in einem Vakuum durchgeführt werden sollte. Dieses Verfahren kann durchgeführt werden, wenn sich das Glasfaserkabel 202 in einer Gasglocke befindet, in der zum Beispiel eine Ag-O-Cs-Photooberfläche auf konventionelle Art und Weise hergestellt wird. Danach kann das optische Kabel 202 in die Röhre 204 eingesetzt werden (ohne dass es der Luft ausgesetzt wird) und die Photokathode 216 in Kontakt mit dem Schild 217 platziert werden. Das Ende 202B kann an der flexiblen Röhre 204 Vakuum-versiegelt werden.
Im Beispiel oben kann die Sonde 14 oder 214, zusammen mit der dazugehörigen Target-Baugruppe 26, 126, oder 226, mit einer biokompatiblen Außenschicht beschichtet werden, wie zum Beispiel Titannitrit auf einer Unterschicht aus Nickel. Um für zusätzlichen biokompatiblen Schutz zu sorgen, kann eine Hülle, beispielsweise aus Polyurethan, über der Sonde angebracht werden, wie in 2 dargestellt.
Die Erfindung, gemäß Anspruch, kann in anderen spezifischen Formen ausgeführt sein. Die vorliegenden Ausführungsformen dienen folglich in jeder Hinsicht als Veranschaulichung und sind nicht als Einschränkung zu sehen. Der Umfang der Erfindung wird von den beiliegenden Ansprüchen und nicht von der vorgenannten Beschreibung festgelegt.

Claims

Röntgenstrahlungsquelle (200'), welche umfasst: A. eine Stromversorgung (218), die einen ersten Anschluß und einen zweiten Anschluß und eine Treibereinrichtung zum Aufbauen einer Ausgangsspannung zwischen dem ersten Anschluß und dem zweiten Anschluß beinhaltet, wobei die Ausgangsspannung einen Spitzenwert in dem ungefähren Bereich von 10 kV bis 90 kV aufweist; B. eine flexible Glasfaserkabelanordnung (214), die ein Ausgangsende (202B) und ein Abschlußende (202A) aufweist und ein Glasfaserelement (202) beinhaltet, das sich von dem Ausgangsende zu dem Abschlußende erstreckt und dafür ausgelegt ist, auf das Ausgangsende einfallendes Licht zum Abschlußende zu übertragen; C. eine Lichtquelle (220), die eine Einrichtung zum Erzeugen eines Lichtstrahls beinhaltet und auf das Ausgangsende der Glasfaserkabelanordnung gerichtet ist; und D. eine Zielanordnung (226), die an dem Abschlußende der Glasfaserkabelanordnung befestigt und mittels des ersten Anschlusses und des zweiten Anschlusses elektrisch an die Stromversorgung (208) angeschlossen ist und eine Einrichtung (228) zum Emittieren von Röntgenstrahlen in einem vorher bestimmten Spektralbereich in Antwort auf Licht beinhaltet, das zu dem Abschlußende übertragen wird; und worin wahlfrei der Lichtstrahl im wesentlichen monochromatisch ist oder die Stromversorgung eine selektiv betreibbare Steuereinrichtung zum selektiven Steuern der Amplitude der Ausgangsspannung beinhaltet, wo in diesem Falle wahlfrei die Lichtquelle ein Laser ist und worin der Strahl kohärent ist.
Röntgenstrahlungsquelle nach Anspruch 1, worin die Zielanordnung eine Photokathode (216) mit einer photoemissiven Oberfläche ist, wobei die Photokathode dem Abschlußende des Glasfaserelements benachbart angeordnet ist und auf Anteile des vom Abschlußende her darauf einfallenden Lichtstrahls reagiert, um aus der photoemissiven Oberfläche Elektronen (222) zu emittieren.
Röntgenstrahlungsquelle nach Anspruch 2, worin die Zielanordnung ein Zielelement (228) beinhaltet, das gegenüber der photoemissiven Oberfläche und in einem Abstand davon angeordnet ist und eine Einrichtung (228A) zum Emittieren von Röntgenstrahlen in Antwort auf Elektronen beinhaltet, die von der photoemissiven Oberfläche auf das Zielelement einfallen, wahlfrei worin die vom photoemissiven Element auf das Zielelement einfallenden Elektronen einen Strahl bilden, der durch einen Strom im ungefähren Bereich von 1 nA bis 100 A gekennzeichnet ist.
Röntgenstrahlungsquelle nach Anspruch 3, worin der erste Anschluß der Stromversorgung elektrisch an das photoemissive Element angeschlossen ist (208) und der zweite Anschluß der Stromversorgung elektrisch an das Zielelement angeschlossen ist, wodurch ein elektrisches Feld aufgebaut wird, das dazu dient, von der photoemissiven Oberfläche emittierte Elektronen zum Zielelement hin zu beschleunigen, und worin wahlfrei entweder: a) die von der photoemissiven Oberfläche auf das Zielelement einfallenden Elektronen durch das elektrische Feld auf Energien im ungefähren Bereich von 10 keV bis 90 keV beschleunigt werden; oder b) der zweite Anschluß auf Erdpotential liegt; oder c) die Glasfaserkabelanordnung einen elektrischen Leiter (208) beinhaltet, der sich im Inneren des Glasfaserelements angeordnet befindet und für ein elektrisches Anschließen des ersten Anschlusses der Stromversorgung an die Photokathode ausgelegt ist; worin in diesem Falle wahlfrei die Glasfaserkabelanordnung eine elektrisch leitfähige, flexible äußere Hülle (204) beinhaltet, wobei die Hülle für ein elektrisches Anschließen des zweiten Anschlusses der Stromversorgung an die Zielanordnung ausgelegt ist, worin in diesem Fall weiter wahlfrei entweder: (i) die Zielanordnung eine elektrisch leitfähige äußere Oberfläche beinhaltet, die zwischen der Hülle und dem Zielelement verbindet, oder (ii) die Zielanordnung eine im wesentlichen starre Beschaffenheit und eine im allgemeinen zylindrische Form hat und eine elektrisch isolierende innere Oberfläche (226A), ein erstes Basisende und ein zweites Basisende aufweist, worin das erste Basisende entlang einer Längsachse dem zweiten Basisende gegenüber liegt und worin die Photokathode nahe dem ersten Basisende angeordnet ist und das Zielelement nahe dem zweiten Basisende angeordnet ist, worin in diesem Fall noch weiter wahlfrei die Zielanordnung eine Einrichtung zum Abdichten der Zielanordnung beinhaltet, um eine von der inneren Oberfläche, dem ersten Basisende und dem zweiten Basisende definierte, geschlossene Kammer zu bilden, und worin in diesem Fall noch weiter wahlfrei die geschlossene Kammer evakuiert ist.
Röntgenstrahlungsquelle nach Anspruch 2, worin die Photokathode am Abschlußende des Glasfaserelements ausgebildet ist und worin wahlfrei die Zielanordnung ein Zielelement (228) beinhaltet, das in einem Abstand von der Photokathode angeordnet ist und eine Einrichtung (228A) zum Emittieren von Röntgenstrahlen in Antwort auf einfallende Elektronen beinhaltet, und worin weiter wahlfrei der erste Anschluß der Stromversorgung elektrisch an die Photokathode angeschlossen ist und der zweite Anschluß der Stromversorgung elektrisch an das Zielelement angeschlossen ist, wodurch ein elektrisches Feld aufgebaut wird, das dazu dient, von der photoemissiven Oberfläche emittierte Elektronen zum Zielelement hin zu beschleunigen, worin in diesem Fall weiter wahlfrei entweder: (i) der zweite Anschluß auf Erdpotential liegt; oder (ii) die Glasfaserkabelanordnung einen elektrischen Leiter (208) beinhaltet, der sich im Inneren des Glasfaserelements befindet und dafür ausgelegt ist, den ersten Anschluß der Stromversorgung an die Photokathode anzuschließen, worin in diesem letzteren Fall wahlfrei die Glasfaserkabelanordnung eine elektrisch leitfähige, flexible äußere Hülle (204) beinhaltet, wobei die Hülle für das Anschließen des zweiten Anschlusses der Stromversorgung an die Zielanordnung ausgelegt ist, worin in diesem Fall weiter wahlfrei die Zielanordnung eine elektrisch leitfähige äußere Oberfläche beinhaltet, die die Hülle an das Zielelement anschließt, worin in diesem Fall noch weiter wahlfrei die Zielanordnung eine im wesentlichen starre Beschaffenheit und eine im allgemeinen zylindrische Form hat und eine elektrisch isolierende innere Oberfläche (226A), ein erstes Basisende und ein zweites Basisende beinhaltet, worin das erste Basisende entlang einer Längsachse dem zweiten Basisende gegenüber liegt und worin die Photokathode nahe dem ersten Basisende angeordnet ist und das Zielelement nahe dem zweiten Basisende angeordnet ist.
Röntgenstrahlungsquelle nach Anspruch 1, worin die Glasfaserkabelanordnung ferner umfaßt: A. ein elektrisch leitfähiges Kabel (208), worin das Glasfaserelement (202) um das elektrisch leitfähige Kabel herum konzentrisch angeordnet ist; und B. einen elektrisch leitfähigen äußeren Mantel (204), der um das Glasfaserelement herum konzentrisch angeordnet ist.
Röntgenstrahlquelle nach Anspruch 3, worin entweder: a) die Glasfaserkabelanordnung ferner einen ersten Hüllmantel (260) umfaßt, wobei der erste Hüllmantel einen niedrigeren Brechungsindex als den Brechungsindex des lichtdurchlässigen Kerns aufweist und zwischen dem elektrisch leitfähigen Kabel und dem Glasfaserelement konzentrisch angeordnet ist und worin wahlfrei die Glasfaserkabelanordnung ferner einen zweiten Hüllmantel (260) umfaßt, wobei der zweite Hüllmantel einen niedrigeren Brechungsindex als den Brechungsindex des lichtdurchlässigen Kerns aufweist und zwischen dem Glasfaserelement und dem elektrisch leitfähigen äußeren Mantel konzentrisch angeordnet ist; oder b) die ferner ein der Photokathode benachbartes ringförmiges Mantelabschirmelement (217) umfaßt, wobei das Abschirmelement eine zentrale Öffnung definiert, die den Durchgang bestimmter der emittierten Elektronen dort hindurch zum Zielelement gestattet und bestimmte des Restes der emittierten Elektronen blockiert und worin wahlfrei das Abschirmelement ein Material mit hoher elektrischer Impedanz ist.
Glasfaserkabelanordnung (214), welche umfaßt: A. ein elektrisch leitfähiges Kabel (208); B. einen lichtdurchlässigen Kern (250), wobei der Kern um das elektrisch leitfähige Kabel herum konzentrisch angeordnet ist; und C. einen elektrisch leitfähigen äußeren Mantel (204), der um den lichtdurchlässigen Kern herum konzentrisch angeordnet ist, und worin wahlfrei die Anordnung ferner einen ersten Hüllmantel (260) umfaßt, wobei der ersten Hüllmantel einen niedrigern Brechungsindex als den Brechungsindex des lichtdurchlässigen Kerns aufweist und zwischen dem elektrisch leitfähigen Kabel und dem lichtdurchlässigen Kern konzentrisch angeordnet ist, und worin weiter wahlfrei die Anordnung ferner einen zweiten Hüllmantel (260) umfaßt, wobei der zweite Hüllmantel einen niedrigeren Brechungsindex als den Brechungsindex des lichtdurchlässigen Kerns aufweist und zwischen dem lichtdurchlässigen Kern und dem elektrisch leitfähigen äußeren Mantel konzentrisch angeordnet ist.