устройство и способ для воздействия рентгеновскими лучами на внутреннюю поверхность полости тела

Формула изобретения

1. Устройство для воздействия рентгеновскими лучами на внутреннюю поверхность полости тела, содержащее источник рентгеновских лучей, включающий жесткий трубчатый элемент, имеющий конец источника луча и конец нацеливания, определяющий внутреннюю область, проходящую вдоль прямой оси источника между концом источника луча и концом нацеливания, средство источника луча, расположенное на ближнем крае конца источника луча для вырабатывания электронного луча, проходящего практически вдоль оси источника по направлению к концу нацеливания, средство нацеливания, расположенное вблизи конца нацеливания для вырабатывания рентгеновских лучей при падении на него указанного электронного луча, средство управления для избирательной активизации указанного средства источника луча таким образом, что указанный электронный луч падает на указанное средство нацеливания, отличающееся тем, что содержит сборку баллона, включающую накачиваемый баллон, расположенный вблизи конца нацеливания трубчатого элемента, который будучи в накачанном состоянии определяет внутреннюю область, расположенную в непосредственной близости к указанному концу нацеливания.

2. Способ воздействия рентгеновскими лучами на внутреннюю поверхность полости тела, включающий этапы обеспечения источника рентгеновских лучей, включающего жесткий трубчатый элемент, имеющий конец источника луча и конец нацеливания и определяющий внутреннюю область, проходящую вдоль прямой оси источника между концом источника луча и концом нацеливания, средство источника луча располагают вблизи конца источника луча и вырабатывают электронный луч, проходящий практически вдоль указанной оси источника по направлению к указанному концу нацеливания, средство нацеливания располагают вблизи конца нацеливания и вырабатывают рентгеновские лучи при падении на него указанного электронного луча, средством управления избирательно включают средства источника луча таким образом, чтобы электронный луч падал на средство нацеливания, отличающийся тем, что сборку баллона, включающую накачиваемый баллон, располагают вблизи конца нацеливания трубчатого элемента и в накачанном состоянии определяют внутреннюю область, расположенную в непосредственной близости от конца нацеливания, вводят сборку баллона внутрь тела так, чтобы баллон занимал определенное положение внутри указанной полости тела, осуществляют накачивание баллона, вводят конец нацеливания трубчатого элемента в баллон и включают средство управления, осуществляют падение электронного луча на область нацеливания и вырабатывают рентгеновские лучи.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к миниатюрному программируемому источнику рентгеновского излучения малой мощности, который используется для воздействия на определенную область рентгеновскими лучами с практически постоянным или прерывистым уровнем. Конкретнее, изобретение касается устройства и способов воздействия однородным рентгеновским потоком на внутреннюю поверхность полости тела.

Чаще всего обычные медицинские источники рентгеновского излучения - это большие, неподвижно установленные агрегаты. Обычно головка рентгеновской трубки размещается в одном помещении, а консоль управления в соседнем, за защитной стеной, оборудованной смотровым окном, которая разделяет эти два помещения. Рентгеновская трубка обычно имеет приблизительно 20 - 35 см в длину и приблизительно 15 см в диаметре. Источник питания высокого напряжения размещается внутри контейнера, устанавливаемого в углу помещения, в котором находится рентгеновская трубка. Для диагностического, терапевтического или профилактического лечения пациентов доставляют к машине.

Диагностические рентгеновские машины обычно функционируют при напряжениях ниже 150 кВ, и токах приблизительно 25 - 1200 мА. В противоположность этому, токи в терапевтических устройствах обычно не превышают 20 мА при напряжениях, которые могут превышать 150 кВ. Когда рентгеновское устройство эксплуатируется при номинальных напряжениях 10 - 140 кВ, излучаемые рентгеновские лучи ограниченно проникают в ткань и, таким образом, их можно использовать для лечения повреждений кожи. При более высоких напряжениях (приблизительно 250 кВ), достигается глубокое проникновение рентгеновских лучей, что используется при лечении большинства опухолей тела. Устройства со сверхвысоким напряжением, работающие в области напряжений 4 - 8 МВ, используются для удаления или разрушения всех типов опухолей, за исключением поверхностных повреждений кожи.

Обычная рентгеновская трубка включает анод, сетку и сборку катода. Сборка катода вырабатывает электронный луч, который с помощью электрического поля, формируемого анодом и сеткой, направляется в точку нацеливания. Точка нацеливания под воздействием падающего электронного луча, в свою очередь, испускает рентгеновское излучение. Излучение, поглощаемое телом пациента, в общем случае, представляет собой ту часть излучения, которая передается из точки нацеливания в рентгеновской трубке через окно в трубке с учетом потерь на передачу. Это окно обычно выполняется в виде тонкой секции из бериллия или другого подходящего материала. В типичном рентгеновском аппарате сборка катода представляет собой торированную спираль из вольфрама диаметром приблизительно 2 мм и от 1 до 2 см длиной, которая, будучи нагрета за счет внутреннего электрического сопротивления током 4 А или выше, испускает тепловые электроны. Эта спираль окружена металлическим фокусирующим колпачком, который собирает электронный луч в малое пятно на расположенном напротив аноде, который также играет роль точки нацеливания. В моделях, имеющих сетку, сетка управляет направлением электронного луча и фокусирует его.

На прохождение электронного луча от катода к аноду влияют пространственные силы заряда электронов, которые имеют тенденцию становиться значительными в обычных рентгеновских устройствах при токах, превышающих 1 А. В таких обычных аппаратах луч фокусируется на аноде до пятна размером 0,3 - 2,5 мм. Во многих случаях применения большая часть энергии электронного луча преобразуется на аноде в тепло. Чтобы компенсировать этот нагрев, в медицинских источниках рентгеновских лучей высокой мощности часто используют жидкостное охлаждение и быстро вращающийся анод, обеспечивая, таким образом, увеличение эффективной площади нацеливания, позволяя использовать малое фокальное пятно при уменьшении влияния нагрева на ограниченной поверхности. Для достижения хорошей тепловой проводимости и эффективного рассеивания тепла анод обычно изготавливают из меди. Кроме того, в области анода, на которую падает электронный луч, для эффективного генерирования рентгеновских лучей требуется применение материала с большим атомным числом. Для удовлетворения условий тепловой проводимости, эффективного теплового рассеивания и эффективного генерирования рентгеновского излучения в медь обычно внедряется вставка из сплава вольфрама.

На практике общая экспозиция источника рентгеновских лучей прямо пропорциональна общему времени воздействия электронного луча. В течение относительно длинных экспозиций (например, длительностью 1 - 3 с, температура анода может повыситься настолько, что вызовет его яркое свечение, сопровождаемое ограниченным расплавом поверхности и точечной коррозией, которая ухудшает генерацию рентгеновских лучей. Однако чаще всего неисправность рентгеновских трубок возникает из-за теплового испарения спиральной нити накала катода.

В то время как эффективность генерирования рентгеновского излучения не зависит от тока электронного луча, она в значительной степени зависит от ускоряющего напряжения. При напряжении ниже 60 кВ лишь несколько десятых процента кинетической энергии электронов преобразуется в рентгеновские лучи, в то время как при 20 MB коэффициент преобразования повышается до 70%. Спектр рентгеновского излучения состоит частично из дискретных энергетических характеристик перехода между энергетическими уровнями связанного электрона элемента области нацеливания. Спектр также включает непрерывную энергию рентгеновского излучения, известного как тормозное излучение, которое вызвано ускорением электронов луча, когда они проходят вблизи атомных ядер материала области нацеливания. Максимальная энергия рентгеновского излучения не может превышать пиковую энергию электрона в луче. Кроме того, пик кривой характеристики эмиссии тормозного излучения приходится приблизительно на одну треть энергии электрона.

Увеличение электронного тока приводит к прямо пропорциональному увеличению эмиссии рентгеновского излучения на всех энергетических уровнях. Однако изменение напряжения луча приводит к общему изменению вырабатываемого рентгеновского излучения, приблизительно равному квадрату напряжения, что соответствует смещению пика энергии фотонов рентгеновского излучения. Эффективность генерирования тормозного излучения повышается с ростом атомного числа элемента материала области нацеливания. С увеличением атомного числа материала области нацеливания максимум кривой тормозного излучения и спектральные линии характеристики смещаются к более высоким энергиям. Хотя в современных трубках в качестве материала области нацеливания чаще всего используется вольфрам (z=74), в некоторых специальных трубках используются золото (z=79) и молибден (z=42).

Один из недостатков большинства рентгеновских аппаратов, используемых для терапии, состоит в том, что требуется высокое напряжение и соответственно высокая энергия излучения, направляемого на мягкие ткани внутри кости или за ней. Одним из таких примеров является рентгеновское облучение областей человеческого мозга, который окружен костью. Для проникновения сквозь кость требуются рентгеновские лучи высокой энергии, которые часто вызывают повреждение кожи и ткани мозга между местом входа излучения и опухолью. Другим примером терапии с помощью излучения является направление рентгеновских лучей на мягкую ткань, размещенную внутри полости кости, расположенную внутри мягкой ткани, или в пределах внутренней известковой структуры. Существующие в настоящее время рентгеновские устройства с высоким напряжением ограничены по способности избирательно обеспечить требуемое облучение таких областей рентгеновскими лучами.

Другим недостатком обычных источников рентгеновских лучей с высоким напряжением является повреждение, вызываемое на кожных покровах, окружающих орган или ткань, подвергаемые воздействию. Поэтому известные источники рентгеновского излучения с высоким напряжением часто вызывают значительное повреждение не только области нацеливания или ткани, но также всех окружающих тканей между местом подвода излучения, областью нацеливания, и областью выхода лучей, в частности, при использовании для терапии опухолей в человеческом организме. Однако, поскольку известные в настоящее время устройства применяют рентгеновское излучение к областям нацеливания, являющимся внутренними по отношению к пациенту, от источника, являющегося внешним по отношению к области нацеливания, подобное побочное повреждение ткани практически является неизбежным.

Обычное лечение путем облучения мягких тканей, которые включают полости тела, такие как: мочевой пузырь, влагалище, а также шейка матки, мочеиспускательный канал, матка, толстая кишка и прямая кишка, предполагают применение рентгеновского излучения от внешнего источника. Следовательно, подобная технология радиационной терапии имеет недостаток, состоящий в том, что обязательно облучаются области тела пациента, расположенные между местом входа излучения, тканью нацеливания и местом выхода, что вызывает повреждение этих тканей.

Обычные способы лучевого лечения полостей тела имеют также другие недостатки, состоящие в том, что они не способны обеспечить подачу равномерной дозы радиации на ткани нацеливания. В некоторых случаях желательно, чтобы лучевое лечение тканей, находящихся внутри полости тела, могло обеспечить одинаковые дозы радиации на каждый сегмент ткани, то есть, равномерную или другую требуемую дозу. В других случаях может потребоваться применение специально выраженной неравномерной дозы. Известные в настоящее время источники рентгеновского излучения не в состоянии выполнить это для внутренних полостей тела. Применяемый здесь термин "равномерная доза" относится к контуру изодозы, то есть означает поверхность, на которой плотность энергетического потока практически постоянна.

Некоторые из указанных недостатков могут быть преодолены с помощью миниатюрных маломощных источников рентгеновского излучения, таких, как описаны в вышеупомянутом американском патенте N 5153900 авторов Номикос и др. Эти источники могут вводиться внутрь и активизироваться внутри тела пациента. Таким образом, эти источники могут генерировать рентгеновские лучи, находясь в непосредственной близости к ткани нацеливания. Когда такие источники рентгеновского излучения используются для лечения тканей, находящихся внутри полости тела, рентгеновским лучам нет необходимости проходить через кожу пациента, кости и другие ткани до того, как они достигнут ткани нацеливания. Однако при применении таких источников не существует заранее известного способа обеспечения равномерного или другого требуемого распределения дозы радиации на ткань нацеливания, в частности, в случае, когда геометрия области нацеливания не является фиксированной, например, в случае мочевого пузыря, которые имеет гибкую внутреннюю стенку без определенной формы.

В качестве примера некоторые миниатюрные источники, типа описанного в американском патенте N 5153900, обычно действуют как точечные источники рентгеновского излучения. Поэтому напряженность поля радиации уменьшается равномерно в воздухе приблизительно пропорционально квадрату расстояния от источника (т. е. 1/R²). Поскольку полости тела не являются, в общем случае, сферически симметричными, точечный источник внутри полости тела не способен обеспечить равномерную дозу облучения ткани, находящейся внутри полости.

Поэтому задачей настоящего изобретения является обеспечение способа и устройства получения равномерной или другой требуемой дозы облучения ткани, которая находится внутри полости тела.

Другие задачи и преимущества настоящего изобретения будут ясны при рассмотрении прилагаемых чертежей и их описания.

В одной из форм настоящее изобретение представляет собой устройство для воздействия заранее определенным потоком рентгеновских лучей на внутреннюю поверхность полости тела, включающее источник рентгеновских лучей, предназначенный для внедрения внутрь полости, а также сборку надуваемого баллона.

Источник рентгеновского излучения включает трубкообразный элемент, источник луча и устройство управления. Трубкообразный элемент имеет конец нацеливания, который содержит активируемый электронами источник рентгеновского излучения. Источник луча расположен поблизости от конца источника луча трубчатого элемента и способен вырабатывать электронный луч. Устройство управления избирательно активизирует источник луча таким образом, что электронный луч падает на конец нацеливания. Конец нацеливания источника рентгеновского излучения расположен внутри полости тела, которое следует подвергнуть облучению.

Сборка баллона включает надуваемый баллон, располагаемый на конце нацеливания трубчатого элемента источника рентгеновского излучения. Будучи накаченным, баллон определяет внутреннюю область, непосредственно прилегающую к концу нацеливания.

При такой конфигурации этот баллон может нагнетаться таким образом, что он будет находиться в контакте с границами полости тела, и будет заполнять эту полость для того, чтобы определять требуемую форму ее очертания. Конец нацеливания располагается внутри внутренней области, определенной накаченным баллоном. Баллон может располагаться, например, внутри мочевого пузыря пациента и при накачивании он может определять сферическую внутреннюю область, и область нацеливания может располагаться в центре этой сферы. В соответствии с этим аспектом, источник рентгеновского излучения, активизируемый электронами, также может вырабатывать поле рентгеновского излучения, имеющее контур изодозы, совпадающий с поверхностью накаченного баллона, обеспечивания, таким образом, равномерную дозу по отношению к контуру мочевого пузыря.

Таким образом, с помощью настоящего изобретения поверхность полости тела согласуется с заранее определенным контуром и затем источник рентгеновского излучения настраивается для обеспечения получения равномерной дозы на этой поверхности (то есть, на поверхности изодозы, на которой плотность потока не является практически постоянной). Плотность потока уменьшается с увеличением расстояния от источника за пределами контура полости, выполняя, таким образом, лечебное воздействие на поверхности контура и имеет затухающий эффект воздействия на ткани, находящиеся за пределами этого контура.

Вышеуказанные и другие задачи настоящего изобретения, различные его признаки, а также само изобретение, будут более понятны из нижеследующего описания, которое следует рассматривать совместно с прилагаемыми чертежами, на которых:

фигура 1 изображает вид в перспективе устройства, воплощающего настоящее изобретение;

фигура 2 изображает схематическую блок-схему источника рентгеновского излучения по фигуре 1;

фигура 3 изображает поперечное сечение конца зонда, имеющего альтернативный вариант сборки нацеливания, которая включает экран рентгеновского излучения и точку нацеливания рентгеновского излучения для получения стабильного и воспроизводимого источника рентгеновских лучей;

фигуры 4A-4F изображают примеры различных контуров изодозы, которые могут быть достигнуты с помощью настоящего изобретения;

фигура 5 изображает зонд и сборку баллона устройства по фигуре 1 с выпущенным из баллона воздухом;

фигура 6 изображает другой вариант воплощения зонда и сборки баллона устройства по настоящему изобретению с надутым баллоном;

фигура 7 изображает еще один вариант воплощения настоящего изобретения, в котором зонд рентгеновских лучей введен в положение, близкое к стенке баллона; а также

фигуры 8A и 8B изображают поперечные сечения гибкого зонда, которые включает фотоэмиттер, размещенный внутри сборки области нацеливания.

Одинаковые пронумерованные элементы на каждом чертеже представляют одни и те же или аналогичные элементы.

Настоящее изобретение представляет собой относительно малогабаритное, активируемое электронным лучом, устройство малой мощности и способ использования такого устройства. Это устройство может использоваться для медицинских целей таких, как терапевтическое облучение мягких тканей контура полости тела, например, мочевого пузыря или других полостей.

В общем случае устройство, в соответствии с настоящим изобретением включает источник рентгеновского излучения, активируемый электронным лучом (e-луч), который работает при относительно низких напряжениях, то есть в диапазоне приблизительно 10 - 90 кВ, и при относительно малых токах электронного луча, то есть в диапазоне приблизительно 1 нА - 1 мА. При таких рабочих напряжениях и токах, источник рентгеновского излучения может быть изготовлен достаточно малых размеров и может быть приспособлен для имплантации для медицинского терапевтического применения. Адекватное проникновение в ткани и дозировка могут быть достигнуты с помощью размещения источника рентгеновского излучения внутри или в непосредственной близости к области, которая подвергается облучению. Таким образом, рентгеновские лучи испускаются из четко определенного, малоразмерного источника, расположенного внутри или в непосредственной близости к области, которая должна быть подвергнута облучению.

На фигуре 1 изображено устройство для вырабатывания рентгеновских лучей, в соответствии с вариантом воплощения настоящего изобретения. Это устройство включает источник 10 рентгеновского излучения и сборку 400 баллона. Подходящий источник 10 рентгеновских лучей подробно описан в вышеупомянутом американском патенте N 5153900 под названием "Миниатюрный источник рентгеновского излучения малой мощности". Сборка 400 баллона подробно описана ниже и изображена на фигурах 5, 6 и 7.

Источник 10 рентгеновского излучения включает корпус 12, а также удлиненный цилиндрический зонд 14, выходящий из корпуса 12 вдоль оси 16, имеющий сборку 26 нацеливания на дальнем конце. Корпус 12 включает источник 12A высокого напряжения. Зонд 14 представляет собой полую трубку, имеющую генератор 22 электронного луча (катод), расположенный поблизости источника 12A высокого напряжения. Катод 22 размещен в непосредственной близости к кольцевому фокусирующему электроду 23, на который подается приблизительно такой же потенциал, как и на катод 22. Кольцевой анод 24 расположен приблизительно на расстоянии 0,5 см или больше от кольцевого фокусирующего электрода 23. Полый, трубчатый зонд 14 проходит вдоль той же оси, что и катод, сетка и отверстие в аноде. Зонд 14 представляет собой интегрированный с корпусом 12 элемент и вытянут в направлении сборки 26 нацеливания. В различных вариантах воплощения части зонда 14 могут быть избирательно экранированы для управления пространственным распределением рентгеновских лучей. В дополнение к этому, зонд 14 может быть магнитным способом экранирован для предотвращения влияния внешних магнитных полей на отклонение луча от области нацеливания.

Генератор 22 электронного луча может включать нагреваемый эмиттер (питаемый с помощью переносного источника питания низкого напряжения) или фотокатод (облучаемый светодиодным или лазерным источником). Источник питания высокого напряжения обеспечивает ускоряющую разность потенциалов между катодом генератора 22 и заземленным анодом 24, таким образом, что электронный луч направляется вдоль оси 16 через центральное отверстие анода по направлению к сборке 26 нацеливания с областью между анодом 24 и сборкой 26 области нацеливания, которая является практически свободной. Компоненты генерирования луча и его ускорения выполнены таким образом, чтобы обеспечить формирование тонкого (например, диаметром в 1 мм или меньше) электронного луча внутри зонда 14 вдоль номинально прямой оси 16.

В предпочтительном варианте воплощения зонд 14 представляет собой полый, заполненный разреженным воздухом цилиндр, изготовленный из бериллиевого (Be) колпачка и молибдено-рениевого (MoRe), молибденового (Mo) или выполненного из мю-металла корпуса и основания из нержавеющей стали. Цилиндр имеет длину, определяемую размерами полости, которая будет подвергнута лечению. Например, для использования в мочевом пузыре зонд может быть длиной до 40 см, с внутренним диаметром 4 мм, и внешним диаметром 5 мм. Для использования в других полостях могут использоваться другие геометрические размеры.

Область 26 нацеливания включает излучающий элемент, состоящий из небольшого бериллиевого (Be) окошка 26A, покрытого на одной стороне, подвергаемой воздействию падающего электронного луча, тонкой пленкой или слоем 26B элемента с большим атомным числом, такого, как вольфрам (W), уран (U) или золото (Au. Например, в случае применения электронов, ускоренных до энергии 30 кэВ, вольфрамовая пленка толщиной 2,2 мкм, поглощает практически все падающие электроны, излучая приблизительно 95% от энергии 30 кэВ, 88% от энергии 20 кэВ, и 83% от энергии 10 кэВ рентгеновских лучей, вырабатываемых в этом слое. В предпочтительном варианте осуществления, бериллиевое окошко 26A, представляет собой окошко толщиной 0,5 мм, которое пропускает 95% этих рентгеновских лучей, вырабатываемых в слое 26B в нормальном направлении к окошку, и прошедших через вольфрамовый слой 26B области нацеливания, которые затем передаются через бериллиевое окошко 26A наружу с дальнего конца зонда 14.

Устройство, изображенное на фигуре 1, обычно используется таким образом, что только зонд 14 вводится внутрь тела пациента, в то время как корпус остается снаружи тела пациента. В этой форме некоторые или все элементы, показанные внутри корпуса 12, могут в качестве альтернативы размещаться отдельно.

В одном из вариантов воплощения устройства, изображенного на фигуре 1, основной корпус зонда 14 может быть изготовлен из материала, экранирующего магнитное поле, такого как мю-металл. В качестве альтернативы, зонд 14 может быть изготовлен из немагнитного металла, предпочтительно имеющего высокие значения модуля Юнга и предела эластичности. Примеры таких материалов включают молибден, рений или сплавы этих материалов. Внутренняя и внешняя поверхность зонда 14 может затем быть покрыта магнитным сплавом с высокой магнитной проницаемостью, таким как пермаллой (приблизительно 80% никеля и 20% железа), для обеспечения магнитного экранирования. В качестве альтернативы, тонкий слой мю-металла может наноситься поверх или внутри зонда 14. Устройство 10 рентгеновского излучения может, таким образом, использоваться в условиях, когда присутствуют магнитные постоянные и переменные поля с низким уровнем напряженности, вызываемые электрическими источниками, магнитным полем Земли, или другими намагниченными телами, которые номинально способны отклонять электронный луч от оси зонда.

В вышеописанных вариантах осуществления элемент излучения рентгеновских лучей устройства 26 зоны нацеливания устроен таким образом, чтобы его можно было размещать в непосредственной близости или внутри области тела пациента, которая будет подвергаться облучению. Близость элемента излучения к области нацеливания, например полости внутри тела, устраняет необходимость применения высоких напряжений, используемых в устройствах, известных в настоящее время, для достижения удовлетворительного проникновения рентгеновских лучей через тело внутрь полости. Низкое напряжение также концентрирует излучение внутри ткани нацеливания и ограничивает повреждение до окружающей ткани и поверхности кожи в точке входа.

В общем случае при лечении полости тела с помощью лучевой терапии желательно равномерно облучать всю поверхность мягкой ткани, образующей контур полости так, что контур изодозы совпадает с поверхностью полости тела. Контур изодозы представляет собой поверхность, в которой поглощенная энергия излучения одинакова в каждой точке поверхности.

Предпочтительный способ равномерного облучения полости тела, такого как мочевой пузырь пациента, представляет собой использование устройства, во-первых, для растягивания этой полости для придания ей сферической формы, расположение наконечника зонда, генерирующего равномерно направленные рентгеновские лучи (то есть, точечного источника) в центре этой полости. При такой конфигурации контур изодозы можно установить совпадающим с поверхностью полости тела. Устройством, применяемым для растяжения полости тела до сферической формы, является эластичный баллон.

На фигуре 2 изображена блок-схема, представляющая устройство 10 - источник рентгеновского излучения, изображенное на фигуре 1. В этой предпочтительной конфигурации корпус 12 разделен на первую часть 12" и вторую часть 12"". В первой части 12" помещается перезаряжаемая батарея 12B, схема перезаряда 12D для батареи 12B, которая предназначена для использования с внешним зарядным устройством 50, а также схема 12E телеметрии, предназначенная для работы в соответствии с параметрами, задаваемыми устройством 52 внешней телеметрии для работы в таком режиме, который будет описан ниже. Эта часть 12" соединена с помощью кабеля со второй частью 12"" корпуса. Вторая часть кожуха 12"" включает высоковольтный источник 12A питания, контроллер 12C и зонд 14, а также элемент 22, генерирующий электронный луч. В изображенном варианте осуществления генератор электронного луча включает фотоэмиттер 22, облучаемый источником 56 света, таким как диодный лазер или светодиод, питаемым от схемы 55 питания. Свет фокусируется на фотоэмиттер 22 с помощью фокусирующей линзы 58.

В изображенном варианте воплощения устройство 52 и схема 12E работают совместно для того, чтобы обеспечить внешнее управление (динамическое или заранее определенное) по отношению к источнику 12A питания и временным параметрам. Контроллер 12C может непосредственно использоваться для управления работой, причем при этом отпадает необходимость в схеме 12E.

В альтернативном виде, генератор электронного луча может включать тепловой эмиттер 22, питаемый от источника 12A питания. При работе этого варианта источник 12A питания нагревает тепловой эмиттер 22, который, в свою очередь, вырабатывает электроны, которые затем ускоряются по направлению к аноду 24. Анод 24 притягивает электроны, но пропускает их через центральное отверстие по направлению к сборке 26 нацеливания. Контроллер 12C управляет источником 12A питания для динамической подстройки напряжения катода, тока электронного луча и временных параметров или для обеспечения предварительно выбранного напряжения, тока электронного луча и временных параметров. Другие подходящие конфигурации источника питания описаны в американском патенте N 5153900 и в серии заявок на американский патент N 955494.

Падающие электроны обычно заставляют работать область 26 нацеливания как точечный источник рентгеновских лучей. Однако дополнительные особенности лечения поверхности полостей тела и опухолей на них или в непосредственной близости к этим поверхностям могут быть достигнуты с помощью специально подобранной геометрии области нацеливания и экранов, а также материала на излучающей стороне. Такое приспособление позволяет обеспечить управление энергией и облегчает контроль над энергией и пространственным распределением рентгеновского излучения для обеспечения более равномерного распределения излучения по всей полости нацеливания тела пациента. Подобное специальное приспособление подробно описано в упомянутой выше серии заявок на американский патент N 08/084271 под названием "Источник рентгеновского излучения с определенной конфигурацией излучения".

Пространственное распределение рентгеновского излучения можно также сформировать с помощью включения в сборку 26 области нацеливания прозрачных для рентгеновского излучения экранов, имеющих профиль различной толщины. На фигуре 3 изображен зонд 14, имеющий альтернативный вариант сборки 126 области нацеливания для использования с устройством 10 рентгеновского излучения, представленного на фигуре 1, которая включает такой экран. В иллюстративном варианте воплощения зонд 14 практически аналогичен зонду 14, изображенному на фигуре 1, за исключением области 126 нацеливания. Область 126 нацеливания включает наконечник зонда 126A, изготовленный из материала (например, Be), который практически прозрачен для рентгеновских лучей, и область нацеливания 126B, для получения источника рентгеновских лучей при облучении ее с помощью электронного луча, помещенную внутри зонда 14 вдоль оси 16 зонда на дальнем конце по отношению к катоду 22 и аноду 24 (изображенных на фигуре 1). В предпочтительной форме внешняя поверхность наконечника зонда 126A является выпуклой, и, предпочтительно, полусферической, как в изображенном варианте воплощения, хотя могут использоваться другие выпуклые формы. Область 126 нацеливания выполняется таким образом, что внешний диаметр наконечника 126A зонда является меньшим, чем внешний диаметр зонда 14. Экран для рентгеновских лучей различной толщины (или затеняющие маски, как их иногда называют в известных устройствах) 128, а также находящийся под ним носитель 128A экрана, располагается поверх наконечника 126A сборки 126 области нацеливания зонда. В месте соединения сборки 126 области нацеливания и зонда 14 внешний диаметр сборки 126 области нацеливания практически соответствует диаметру зонда 14.

Экран 128 для рентгеновских лучей выполняется из такого материала, который не полностью прозрачен для рентгеновских лучей (то есть материал, который, по меньшей мере, частично поглощает рентгеновские лучи, такой как тяжелые металлы), и располагается на носителе 128A экрана. Поток рентгеновских лучей из любой точки сборки 126 области нацеливания зависит частично от толщины экрана 128 рентгеновских лучей вдоль оси, проходящей через область 126B нацеливания и проходящей через эту точку. Таким образом, в соответствии с настоящим изобретением избирательное изменение толщины экрана 128 рентгеновских лучей, используется для вырабатывания пространственно переменного распределения дозы рентгеновских лучей.

На фигурах 4A-4F изображены примеры различных контуров изодозы, которые могут быть достигнуты с помощью настоящего изобретения. В частности на фигуре 4A представлен профиль 14, приспособленный для обеспечения контуров изодозы, которые формируют сферу излучения 300 с центром в районе наконечника зонда 126. На фигуре 4B показан зонд 14, выполненный таким образом, чтобы обеспечить сферическое облучение 302, в котором наконечник 126 зонда смещен от центра сферы 302. Фигура 4C изображает зонд 14, имеющий наконечник 126, выполненный таким образом, чтобы обеспечить поле излучения в форме сплющенного эллипсоида (то есть в форме "блина"), как показано в проекции 304A и в проекции 304B вдоль оси 305. Фигура 4D изображает зонд 14, имеющий наконечник 126, предназначенный для получения поля излучения в форме вытянутого эллипсоида (то есть в форме "сигары"), как показано в проекции 306A и вдоль оси 307 в проекции 306B. Как изображено на фигуре 40, зонд 14 входит в эллипсоид 306A вдоль его меньшей оси. На фигуре 4E изображен наконечник 126, также предназначенный для формирования поля излучения в виде вытянутого эллипсоида. Эллипсоид показан в проекции 308A и вдоль оси 309 в проекции 308B. Как можно видеть, зонд 14 входит в эллипсоид 308A вдоль его большей оси. На фигуре 4F изображен наконечник 126 зонда, предназначенный для формирования асимметричного поля излучения, показанного в проекции 310A и вдоль оси 311 в проекции 310B.

Излучение широкой области может быть легко получено, размещая сборку 26 области нацеливания зонда 14 на некотором расстоянии от поверхности, которая будет облучаться. Постоянный угол облучения вперед от сборки 26 облучения может изменяться с помощью экранирования рентгеновского излучения, как описано в приведенных выше заявках на патент, таким образом, что достигается практически равномерная характеристика облучения.

Другой вариант применения такого источника рентгеновского излучения с широкой диаграммой направленности представляет собой облучение внутри полости тела, такой как мочевой пузырь. В таком случае интерфейс между тканью и источником рентгеновского излучения с широкой диаграммой направленности может представлять собой надуваемый баллон, являющийся продолжением зонда 14 так, что сборка 26 нацеливания будет находиться в центре этого баллона.

Часто при лечении полости тела с помощью радиационной терапии желательно равномерно облучать всю поверхность мягкой ткани, очерчивающей полость. Другими словами, желательно обеспечить, чтобы контур изодозы совпадал с поверхностью полости тела. Один из способов равномерного облучения полости состоит в том, что определяется трехмерная форма полости с помощью обычных способов (например, с помощью наблюдения через катетер или с помощью диагностических процедур, таких, как СТ сканирование или с помощью получения изображения методом магнитного резонанса), а затем изготавливается зонд 126, таким образом, что он будет обеспечивать контуры изодозы, которые соответствуют форме полости. Равномерное облучение производится внутри полости посредством внедрения зонда и активирования его внутри полости тела. Этот способ может быть сложным для практического использования, поскольку полости тела редко имеют равномерную форму, и, кроме того, поскольку полости тела имеют разную форму у разных пациентов.

Предпочтительный способ равномерного облучения полости тела состоит в том, что используется устройство для первоначального растяжения полости до известной равномерной формы. В предпочтительном варианте воплощения для лечения мочевого пузыря полость вытягивается до сферической формы. Затем в центре принявшей сферическую форму полости помещается наконечник или зонд, излучающий равномерно направленные рентгеновские лучи (то есть, точечный источник). При такой конфигурации контур изодозы совпадает с поверхностью полости тела. Устройство, используемое для растяжения полости тела до известной формы, представляет собой хирургический баллон, расположенный на конце нацеливания зонда 14.

На фигуре 5 изображен зонд 14 источника рентгеновских лучей, изображенного на фигуре 1, со сборкой 400 баллона, включающий баллон 410, расположенный поверх сборки 26 нацеливания. Как изображено на фигуре 5, баллон 410 в ненакаченном состоянии компактно складывается поверх конца нацеливания зонда 14.

На фигуре 6 изображен вариант воплощения с зондом 14 и сборкой 400 баллона, включающий удлиненную направляющую трубку 402 источника, проходящую вдоль центральной оси и имеющую ближний конец 404 и дальний конец 406. Направляющая трубка 402 источника имеет внутренний канал 408, проходящий вдоль центральной оси. Надуваемый баллон 410 закреплен на внешней поверхности дальнего конца 406 трубки 402. Зонд расположен с возможностью скольжения внутри трубки 402 так, что конец нацеливания зонда 14 располагается в пределах внутренней области баллона 410, когда баллон будет накачен. Когда баллон 410 будет в накаченном состоянии, определяя сферическую область 404, как изображено на фигуре 6, сборка 26 нацеливания располагается практически в центре баллона 410.

Надуванием и выпуском газа из баллона 410 можно управлять с ближнего конца 404 зонда 14, как будет подробно описано ниже. Комбинации баллонов и катетеров хорошо известны и описаны, например, в американском патенте N 4209725.

На практике для варианта воплощения, изображенного на фигуре 5, баллон 410 первоначально находится в не накаченном состоянии и располагается вокруг дальнего конца зонда 14 как изображено на фигуре 5. Дальний конец 406 зонда 14, с ненакаченным баллоном 410 затем вводится в тело пациента таким образом, что дальний конец располагается внутри полости тела, которая будет подвергаться лечению. Ближний конец 404 остается вне тела пациента во время всей процедуры. После того как дальний конец 406 будет введен в полость тела, баллон 410 надувается для растяжения полости тела до сферической формы.

Как указано выше, на фигуре 6 изображен баллон 410, расположенный внутри полости тела 420 (показана пунктирными линиями). Полость тела 420 может представлять собой, например, мочевой пузырь. Первоначально полость 420 имеет неравномерную форму, но надуваемый баллон 410 растягивает контур полости 420 практически до сферической формы, при этом мочевой пузырь оказывает относительно небольшое сопротивление накачиванию. Предпочтительно, после накачивания практически вся внешняя поверхность баллона 410 находится в контакте с внутренней поверхностью полости 420.

На фигуре 6 также изображен канал 408, проходящий вдоль зонда 14, представляющий собой путь для потока газа, с помощью которого баллон 410 может надуваться снаружи тела пациента. В предпочтительном варианте воплощения зонд 14 вводится таким образом, что сборка 26 нацеливания располагается в центре баллона 410. Поскольку баллон 410 растягивает полость 420 до сферической формы, центр баллона 410 совпадает с центром полости 420.

Соответственно располагая сборку 26 нацеливания в центре надутого баллона 400, сборка 26 нацеливания располагается в центре полости тела.

Как только сборка 26 нацеливания будет сцентрирована, генератор электронного луча может быть включен и электронный луч может быть направлен на сборку 26 нацеливания, в результате чего вырабатываются рентгеновские лучи, причем контур изодозы совпадает с надутым баллоном, и контуром деформированной полости тела.

На фигуре 7 изображен другой вариант воплощения настоящего изобретения, используемый для лечения части полости 420 тела такой, как области, где находится опухоль. На фигуре 7 сборка 26 нацеливания экранирована таким образом, что рентгеновские лучи, испускаемые из сборки 26 нацеливания, направлены только вперед под телесным углом, изображенным стрелками 422. В этом варианте воплощения только область 424 полости 420 будет подвергаться облучению.

Вышеприведенные рассуждения описывают настоящее изобретение по отношению к применению сферических баллонов, однако, для специалистов в данной области будет понятно, что настоящее изобретение может использоваться на практике также с баллонами различной формы, включая эллиптическую и цилиндрическую формы, которые могут использоваться для лечения, например толстой кишки или других внутренних полостей, таких, как мочеиспускательный канал, влагалище, и шейка матки, матка, толстая кишка или прямая кишка.

Как описано выше по отношению к фигуре 1 устройство 10 включает компоненты генерирования и ускорения луча для генерирования и ускорения электронов, до того, как эти электроны войдут в зонд 14. Выработанный электронный луч затем проходит через зонд 14, падает на область нацеливания 26, вырабатывая таким образом, рентгеновские лучи. В отсутствие магнитных полей электроны, проходящие через зонд 14, пролетают по прямолинейной траектории. Следовательно, зонд 14 обычно выполняется жестким, без каких либо изгибов.

Однако в определенных случаях медицинского применения предпочтительно использовать гибкий зонд. Одно из таких применений предполагает пропускание источника рентгеновского излучения по существующему проходу такому как трахея. Другое такое применение предполагает маневрирование источником рентгеновского излучения вдоль критических структур таких как нервы или кровеносные сосуды.

На фигуре 8A изображена схема устройства 200, включающего гибкий зонд 214. Устройство 200 содержит высоковольтную схему 218, источник 220 лазерного излучения, сборку зонда 214, сборку 226 нацеливания. В соответствии с одним из аспектов настоящего изобретения устройство 200 обеспечивает требуемую гибкость без использования сильных магнитных полей путем размещения компонентов, вырабатывающих и ускоряющих электроны в сборке 226 нацеливания. Сборка 214 зонда соединяет источник 220 лазерного излучения и схему 218 высокого напряжения со сборкой 226 нацеливания. Сборка зонда включает гибкий волоконно-оптический кабель 202, помещенный внутри гибкой металлической трубки 204 малого диаметра.

Сборка 226 нацеливания длина которой может быть например, от 1 до 2 см проходит от конца сборки 214 зонда и включает оболочку, внутри которой помещается область 228 нацеливания. В соответствии с одним из вариантов воплощения сборка 226 нацеливания выполнена из твердого материала и имеет в общем цилиндрическую форму. В этом варианте воплощения цилиндрическая оболочка, внутри которой помещается сборка нацеливания может рассматриваться как оболочка для помещения в нее источника электронного луча, а также как трубчатый зонд, выходящий из корпуса вдоль пути электронного луча. Внутренняя поверхность 226A сборки 226 покрывается электроизоляционным материалом в то время, как внешняя поверхность 226B сборки 226 является электропроводной. В соответствии с предпочтительным вариантом воплощения сборка нацеливания герметично закрыта на конце сборки 214 зонда, и атмосфера внутри нее разрежена. В соответствии с другим вариантом воплощения из всей сборки 214 зонда откачен воздух.

Конечный вывод 202A волоконно-оптического кабеля 202 предпочтительно покрыт по крайней мере на части его поверхности полупрозрачным излучающим под действием света электроны веществом, таким, как Ag-O-Cs, формируя, таким образом, фотокатод 216. Провод 208 высокого напряжения помещен внутри волоконно-оптического кабеля 202, подводя электроны к катоду 216 от высоковольтной схемы 218. Аналогично гибкая трубка 204 имеет обратный провод заземления от области 228 нацеливания к высоковольтной схеме 218, обеспечивая, таким образом, поле высокого напряжения между катодом 216 и областью нацеливания 228. Волоконно-оптический кабель 202 работает как изолирующий диэлектрик между проводом 208 высокого напряжения и заземленной гибкой трубкой 204.

В одном из вариантов воплощения для предотвращения рассеяния луча в волоконно-оптическом кабеле 202, вызываемого проводом 208 высокого напряжения, волоконно-оптический кабель 202 может иметь кольцевую конфигурацию, как изображено в поперечном сечении на фигуре 8B. Свет от лазера 220 проходит по кольцевому сердечнику 250 волоконно-оптического кабеля 202. Оболочка 260 на каждой стороне сердечника 250 имеет такой коэффициент преломления, который вызывает рефракцию пучка света, падающего на поверхность контакта обратно в сердечник 250. Заземленная гибкая металлическая трубка 204 окружает внешнюю поверхность оболочки 260.

Так же, как и в ранее описанных вариантах воплощения, область 228 нацеливания может представлять собой, например, бериллий (Be), покрытый на одной стороне тонкой пленкой или слоем 228A элемента с более высоким сопротивлением, таким, как вольфрам (W) или золото (Au).

Во время операции малогабаритный полупроводниковый лазер 220 испускает свет вдоль волоконно-оптического кабеля 202, активизируя пропускающий фотокатод 216, который вырабатывает свободные электроны 222. Поле высокого напряжения между катодом 216 и областью 228 нацеливания разгоняет эти электроны, заставляя их, таким образом, ударять по поверхности 228 области 228A нацеливания и генерировать рентгеновские лучи. Для того, чтобы вырабатывать, например, 20 мА тока фотокатода 216 Ag-O-Cs с помощью лазера 220, излучающего света на длине волны 0,8 мкм, при квантовой эффективности этого фотокатода 216 для этой длины волны, равной 0,4%, требуется, чтобы лазер 220 генерировал свет с оптической мощностью 7,5 мВт. Такие диодные лазеры являются коммерчески доступными в готовом виде. В соответствии с настоящим изобретением светоизлучающая поверхность, которая формирует катод 216, может быть фактически достаточно малых размеров. Например, для плотности тока 1 А/см² катода 216, требуется, чтобы диаметр фотоэмиттера был приблизительно 50 мкм. Один трудно выполнимый аспект при производстве устройства в соответствии с настоящим изобретением, представляет собой производство фотокатода 216, который для практически применяемых веществ, с приемлемой квантовой эффективностью, большей 10^-3, должен выполняться в вакууме. Эта процедура может выполняться с помещением волоконно-оптического кабеля 202 внутри вакуумного контейнера, где, например, поверхность фотокатода Ag-O-Cs производится обычным способом. Затем без впуска воздуха оптический кабель 202 вводится внутрь трубки 204. Конец 202B может быть вакуумно герметизирован внутри гибкой трубки 204.

Настоящее изобретение может иметь варианты воплощения в других конкретных формах без отхода от духа и его существенных характеристик. Поэтому приведенные варианты воплощения настоящего изобретения следует рассматривать во всех их аспектах как иллюстрирующие, а не ограничивающие, причем рассмотрение настоящего изобретения определяется прилагаемой формулой изобретения, а не приведенным выше описанием, и все изменения, которые подразумеваются эквивалентными этим пунктам изобретения, должны охватываться ими.