DE60000199T2

DE60000199T2 - Miniatur-Röntgenvorrichtung mit Elektroden zur Auswahl einer Spannung

Info

Publication number: DE60000199T2
Application number: DE60000199T
Authority: DE
Inventors: Pelle Rangsten; Leif Smith; Lars Tenerz; Jonas Tiren
Original assignee: Radi Medical Technologies AB
Current assignee: Radi Medical Technologies AB
Priority date: 2000-03-31
Filing date: 2000-03-31
Publication date: 2002-11-21
Anticipated expiration: 2020-04-01
Also published as: EP1139383B1; US6275566B1; ATE218751T1; DE60000199D1; EP1139383A1

Description

GEBIET DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Miniatur- Röntgenröhre. Insbesondere ist die Miniaturröntgenröhre gemäß der Erfindung zur Verhinderung von erneuter Stenose und zur Behandlung von Krankheiten, wie etwa Krebs, in einem lebenden Körper anwendbar.

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Bei Behandlung von Stenose in koronaren Arterien tritt in 30- 60% der Fälle eine Restenose auf. Es ist bekannt, dass eine Behandlung mit Beta- oder Gamma-(Röntgen)-Strahlung das Auftreten von Restenose wesentlich verringern wird. Verfahren, diese Strahlung auf die behandelte Stenose anzuwenden, sind gegenwärtig Gegenstand einer intensiven Forschung.
Ein anderes Beispiel einer Anwendung der gegenwärtigen Erfindung ist Behandlung von Krebstumoren, wo es gewünscht wird, die Strahlung lokal abzugeben.
Die Verwendung von radioaktiven Kügelchen oder Ballons etc., um radioaktive Isotope einzuführen, ist bekannt. Die radioaktiven Isotope werden über einen Katheter, eine Nadel oder ähnliches in das behandelte Gebiet eingeführt. Derartige Verfahren haben einige Nachteile, wie etwa eine begrenzte Halbwertzeit der Isotope ebenso wie die Tatsache, dass die verwendeten Vorrichtungen Strahlung kontinuierlich emittieren. Derartige Vorrichtungen erfordern manchmal erhebliche Anstrengungen, um Strahlung in der Umgebung außerhalb des Patienten zu steuern und weisen auch Probleme bei einer Dosissteuerung auf.
Die Bedeutung des Steuerns der Strahlungsverteilung entlang des Gefäßes und des Sicherstellens, dass nur Gewebe, das durch koronare Angioplastik behandelt wurde, Strahlung empfangen wird, während so wenig wie möglich Strahlung auf gesundes Gewebe angewendet wird, wurde erkannt. So hat Novoste Corp. eine Anordnung von Isotopenelementen eingeführt, die ermöglicht, die bestrahlte Länge des Gefäßes schrittweise vorzubestimmen.
Ein bekannter Weg, um einige der obigen Nachteile zu überwinden, ist die Verwendung einer Miniatur- Elelctroröntgenröhre einschließlich einer kalten Katode. Eine derartige Röhre kann infolge ihrer elektrischen Aktivierung ein- und ausgeschaltet werden. Ein Beispiel einer derartigen Röntgenröhre wird in dem US-Patent 5,854,822 beschrieben.
In GB-1 331 032 wird eine Flash-Röntgenröhre offen gelegt, die mit elektrischen Hochspannungsimpulsen alternierender Polarität gespeist wird, um die Verwendung von Gleichrichtungsmitteln zu vermeiden, die den Aufbau verkomplizieren können. Die Röhre kann z. B. für medizinische und radiobiologische Forschung verwendet werden.
Ein Beispiel einer In-Vivo-Behandlungsvorrichtung wird in WO- 98/48899 offen gelegt, die sich auf eine einführbare Miniaturröntgenquelle zur intravaskulären Bestrahlung bezieht, die einer perkutanen transluminalen koronaren Angioplastik für die Behandlung einer koronaren Arterienerkrankung folgt.
Die konventionelle Miniatur-Elektroröntgenröhre weist jedoch ein Problem dabei auf, dass die Abgabe von Strahlung eine sehr begrenzte räumliche Ausdehnung hat. Diese Strahlungsquellen können im wesentlichen angenähert als "punktartige" Strahlungsquellen betrachtet werden.
Ein anderes Problem, das mit einer konventionellen Miniatur- Elelctroröntgenröhre vorgelegt wird, ist die abgegebene Wärme. Die Temperaturerhöhung in Bezug auf die Körpertemperatur sollte nicht hoch genug sein, um eine lokale Temperatur zu erzeugen, die ungefähr 41ºC überschreitet.
Ein Weg, die abgegebene Wärme zu handhaben ist, Kühlung durch Spülen einer Salzlösung an die Röhre vorzusehen. Kühlung durch Spülen weist das Problem der Vergrößerung der Geometrie auf, da das Salz der Wärmequelle zugestellt werden muss und deshalb durch irgendein Mittel gerichtet werden muss, das unvermeidlich Raum beansprucht. Auch muss ein Fluss durch einen Katheter eingerichtet und aufrecht erhalten werden, um die Röntgenröhre zu kühlen, was im allgemeinen schwierig ist.
Ein anderer Weg, die abgegebene Wärme zu reduzieren, ist die Verwendung einer gepulsten Quelle, wobei die elektrisch aktivierte Röhre intermittierend eingeschaltet wird. Eine gepulste Quelle weist jedoch den Nachteil auf, dass die Behandlungszeit entsprechend verlängert wird, da die empfangene Dosis konstant gehalten werden muss. Dies ist teuer und erhöht das Unbehagen für den Patienten.
Noch ein anderer Weg, die abgegebene Wärme zu reduzieren ist, einen ausreichend niedrigen Strom an die konventionelle Röntgenröhre anzulegen. In der Folge muss die Behandlungszeit entsprechend erhöht werden, um die geeignete Dosis von Röntgenstrahlung anzuwenden. Dies ist natürlich von Nachteil dadurch, dass die längere Behandlungszeit für den Patienten unbequem ist und erhöhte Kosten in dem Krankenhaus hervorruft.
Noch ein anderes Problem, das bei den konventionellen Techniken einschließlich Miniatur-Elektroröntgenröhren wahrgenommen wird, ist die Erosion des Elektrodenmaterials. Da das Ziel mit Hochenergiepartikeln beschossen wird, werden diese Aufschläge Atome von der Oberfläche abreißen. Wenn diese Atome ionisiert sind, können sie von dem Ziel abtransportiert werden, um an der Katode oder an anderen Teilen des Inneren der Röntgenröhre abgelagert zu werden.
Deshalb gibt es ein Erfordernis für eine verbesserte Miniatur-Elektroröntgenröhre.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Es ist ein Ziel der vorliegenden Erfindung, eine verbesserte Miniatur-Elektroröntgenröhre vorzusehen.
Dieses Ziel wird mit einer Röntgenröhre gemäß Anspruch 1 erreicht.
Mit der Röntgenröhre der Erfindung wird die emittierte Röntgendosis abwechselnd von mehr als einer Katode emittiert. Somit gibt es zu jedem Zeitpunkt immer eine Katode, die nicht aktiv ist, wodurch ermöglicht wird, ihre Temperatur abzukühlen. Gleichzeitig gibt es eine andere Katode, die Strahlung emittiert, wodurch eine im wesentlichen kontinuierliche Strahlung vorgesehen wird. Deshalb wird die maximale Arbeitstemperatur von jeder Katode geringer sein als die Temperatur einer konventionellen Katode für die gleiche ausgestrahlte Röntgendosis und folglich wird das Problem von abgegebener Wärme beträchtlich reduziert.
Gleichzeitig sieht die Röntgenröhre der vorliegenden Erfindung eine beträchtlich reduzierte Behandlungszeit im Vergleich mit einer konventionellen gepulsten Röntgenröhre für die gleiche Strahlungsdosis vor.
Zusätzlich zu diesen Vorteilen sieht die Röntgenröhre der Erfindung eine Röhre mit mindestens zwei Strahlungsquellen vor, was es möglich macht, ein größeres Gebiet mit Strahlung während der Behandlung abzudecken. Dieses Merkmal wird in Multizellen-Ausführungsformen der Erfindung verbessert, wie ferner nachstehend beschrieben wird.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Fig. 1 ist eine schematische Querschnittsansicht einer ersten Ausführungsform einer Röntgenröhre gemäß der vorliegenden Erfindung in einem ersten Betriebszustand.
Fig. 2 ist eine schematische Querschnittsansicht einer ersten Ausführungsform einer Röntgenröhre gemäß der vorliegenden Erfindung in einem zweiten Betriebszustand.
Fig. 3 ist eine schematische Querschnittsansicht einer zweiten Ausführungsform einer Röntgenröhre gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 4 ist eine schematische Querschnittsansicht einer Elektrode einer dritten Ausführungsform einer Röntgenröhre gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 5 ist eine Seitenansicht der Elektrode von Fig. 4.
Fig. 6 ist eine schematische Querschnittsansicht eines Elektrodenpaares einer vierten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
Fig. 7 ist eine schematische Querschnittsansicht einer Elektrode einer fünften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
Fig. 8 ist eine schematische Querschnittsansicht einer Röntgenröhre in einem Betriebzustand (und wobei aus Gründen der Klarheit einige Schnittlinien weggelassen wurden).
Fig. 9 ist eine schematische Querschnittsansicht einer Elektrode einer sechsten Ausführungsform einer Röntgenröhre gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 10 ist eine schematische Querschnittsansicht einer Röntgenröhre des Stands der Technik.
Fig. 11 ist eine schematische Querschnittsansicht einer Röntgenröhre gemäß der Erfindung ohne Endwände.
Figur. 12 ist ein Spannungs-Zeit-Diagramm, das ein Beispiel einer Versorgungsspannung zeigt.
Figur. 13 ist ein andere Ausführungsform einer Röntgenröhre gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 14 ist ein Strom-Zeit-Diagramm für eine Ausführungsform eines Röntgensystems der vorliegenden Erfindung, wobei die Elektrodenpotenzialschaltung durch Messen des Energieverbrauchs an jeder Elektrode gesteuert wird.
Fig. 15. ist eine schematische Ansicht einer Vorrichtung zum Einführen einer Röntgenröhre gemäß der vorliegenden Erfindung in einen Körper.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG VON AUSFÜHRUNGSFORMEN

Ein Beispiel einer konventionellen Miniaturröntgenröhre des Stands der Technik wird in der schematischen Querschnittsansicht von Fig. 10 gezeigt. Die Röhre hat eine Einschließung, die aus einer hohlen zylindrischen Röhre 102 aus einem röntgen-transparenten Material besteht, und Endwände 103, 104 (obwohl auch andere Anordnungen, wie etwa Endwände, die mit der röhrenförmigen Einschließung integriert sind, bekannt sind). Die Einschließung ist hermetisch abgeschlossen und es wird ein Vakuum innerhalb der Röhre vorgesehen. Eine Katode 106, die angepasst ist, Elektronen zu emittieren, und eine Anode 108, wobei die letztere angepasst ist, Röntgenstrahlung zu emittieren, durchdringt jeweils entgegenliegende Enden der Röhre. Wenn die Katode mit dem negativen Potenzial einer Hochspannungsquelle 113 verbunden ist und die Anode mit dem entsprechenden positiven Potenzial der Spannungsquelle verbunden ist, werden Elektronen 110 von der Katode emittiert, um auf die Anode aufzuschlagen. Während die Elektronen die Anode treffen, wird Röntgenstrahlung 111 von der Anode emittiert. Die röntgen-transparente Einschließung erlaubt der Röntgenstrahlung, einem Patienten zugestellt zu werden.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird an Stelle einer dedizierten Katode und einer dedizierten Anode die Miniatur- Röntgenröhre mit mindestens einem Paar von Elektroden versehen, wobei jede Elektrode angepasst ist, abwechselnd als Katode bzw. Anode zu dienen. Genauer noch agiert zu einem ersten Zeitpunkt eine der Elektroden des Paares als die Katode, während die andere Elektrode als die Anode agiert. Danach wird zu einem zweiten Zeitpunkt die Elektrode, die zuvor als die Katode agiert hat, nun die Anode und umgekehrt. Da die Wärme im wesentlichen an der Anode abgeleitet wird, und die Position der Anode auf diesem Wege während einer Behandlung zwischen zwei physikalischen Positionen wechselt, wird die Wärmeableitung an jeder Anodenposition reduziert und als Folge wird die Temperatur an jeder Anode wegen den wiederholten Abkühlungsintervallen, die zwischen den aktiven Intervallen vorgesehen werden, reduziert.
Die Erfindung soll nun detailliert anhand von Ausführungsformen beschrieben werden. Natürlich sollten die beschriebenen Ausführungsformen nicht als den Bereich der Erfindung begrenzend betrachtet werden.
Eine erste und elementare Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird schematisch in Bezug auf Fig. 1 und 2 dargestellt, wobei eine Einzelzellenröntgenröhre 1 gezeigt wird. Die Einzelzellenröntgenröhre wird bestimmt durch eine Einschließung 2 aus einem Material, das durch Röntgenstrahlen durchdringbar ist, wie etwa Glas, Siliziumkarbid, Al&sub2;O&sub3;, Quarz, Diamant, Bornitrit, pyrolytisches Bornitrit etc., eine erste isolierende Endwand 3 an einer Endseite der Röhre und eine zweite isolierende Endwand 4 an der anderen Endseite. Obwohl eine beliebige geeignete Form der Einschließung verwendet werden könnte, wie etwa glühlampenförmig, kugelförmig oder hohl mit einem rechteckigen Querschnitt, wird bevorzugt, die Einschließung als eine Röhre zu bilden, d. h. als einen hohlen Zylinder mit einem kreisförmigen Querschnitt oder mit einer ähnlichen Querschnittsform, wie etwa sechsseitig.
Die Teile werden durch eine vakuumdichte Versiegelung verbunden. Dies kann durch Verwendung von Vakuumgrad- Epoxydharzen unter Verwendung von Vakuumhartlötung mit geeigneten Metalllegierungen (typischerweise eine Ag/Cu- Legierung) oder durch Verwendung von Glassintermasse erreicht werden. Die Endmontage muss offensichtlich in Vakuum ausgeführt werden.
Die Endwände, die typischerweise aus einem ähnlichen Material wie die Einschließung hergestellt werden, könnten in der Tat mit der röhrenförmigen Einschließung integriert werden, oder sogar in einem Fall einer Röhre mit einem inneren Durchmesser der gleichen Größenordnung wie der Durchmesser der Elektroden weggelassen werden. Ein Beispiel einer Miniaturröntgenröhre gemäß der Erfindung ohne dedizierte Endwände wird in Fig. 11 gezeigt, wobei eine röhrenförmige Einschließung 82 Elektroden 86, 88 hält.
Bezugnehmend erneut auf Fig. 1 wird in der Röhre ein Vakuum 5 hergestellt.
Eine erste Elektrode 6 durchdringt die erste Endwand 3. In der gezeigten Ausführungsform besteht die Elektrode 6 aus einem Leiterabschnitt 6A zur Befestigung an einer externen Energiequelle 13 über einen Leiter 14 und einem internen Abschnitt 6B innerhalb der Röntgenröhre. Der Leiterabschnitt 6A wird aus einem geeigneten leitenden Material hergestellt, wie etwa Kupfer. Der interne Abschnitt 6B wird aus einem Material hergestellt, das zum Emittieren von Röntgenenergie geeignet ist, wenn es durch Elektronen getroffen wird, wie etwa Tungsten, Iridium oder Gold.
Wie gezeigt, könnte der interne Abschnitt 6B mit einer Spitze 7 geformt sein. Die spitz geformte Form sieht einen brauchbaren emittierenden Bereich vor, wenn die Elektrode als ein Emitter agiert, wie nachstehend beschrieben wird, obwohl andere Formen ebenso brauchbar sind, wie etwa plan oder halbkugelig mit einer glatten oder gerauten Oberfläche.
Die Energiequelle 13 ist eine schaltende Energieversorgung, d. h. eine Energiequelle, die mit einer Schalteinheit zum Vorsehen eines alternierenden Spannungspotenzials versehen ist.
Eine zweite Elektrode 8, im allgemeinen der ersten Elektrode 6 in der Form ähnlich oder identisch, durchdringt die zweite Seitenendwand 4. Somit hat in der gezeigten Ausführungsform die Elektrode 8 zwei Abschnitte entsprechend den Abschnitten 6A, 6B der anderen Elektrode 6. Die zweite Elektrode 8 ist über einen Leiter 12 mit der schaltenden Energieversorgung 13 verbunden.
Natürlich ist es nicht notwendig, dass jede Elektrode aus zwei Abschnitten besteht. Sie könnte auch in einem Stück oder eben so in verschiedenen Abschnitten gefertigt werden.
Bei Anwendung legt die schaltende Energieversorgung 13 eine alternierende Spannung über die Elektroden an.
Genauer noch wird während eines ersten Intervalls die erste Elektrode 6 mit einem negativen elektrischen Potenzial bezüglich der anderen Elektrode 8 versehen, wodurch die erste Elektrode 6 zu einer Katode gemacht wird und folglich die zweite Elektrode 8 mit einem positiven elektrischen Potenzial in Bezug auf die erste Elektrode 6 versehen wird, wodurch die zweite Elektrode 8 zu einer Anode gemacht wird.
Während eines zweiten Intervalls, das dem ersten folgt, wie in Fig. 2 dargestellt, die die Röntgenröhre von Fig. 1 in einem Zustand eines umgekehrten elektrischen Potenzials zeigt, werden die Potenziale durch die schaltende Energieversorgung 13 umgeschaltet. Somit wird die erste Elektrode 6 mit einem positiven elektrischen Potenzial versehen, wodurch sie zu einer Anode gemacht wird, während die zweite Elektrode 8 mit einem negativen elektrischen Potenzial versehen wird, wodurch sie zu einer Katode gemacht wird.
Dieses Schalten der elektrischen Potenziale setzt sich solange fort, wie die Röntgenröhre aktiviert ist. Die Spannungspegel und Schaltfrequenz werden ausgewählt, um sich an die bevorstehende Anwendung anzupassen.
Während jedes Intervalls erzeugt der elektrische Potenzialunterschied, der zwischen der Katode und der Anode angelegt wird, einen Elektronenstrom 10 von der Elektrode, die gegenwärtig die Katode ist, zu der Elektrode, die gegenwärtig die Anode ist. Wenn die Elektronen die Elektrode treffen, die gegenwärtig die Anode sind, wird Energie in der Form von Wärme und Röntgenstrahlung 11 freigesetzt.
Der äußere Durchmesser der Röntgenröhre gemäß der vorliegenden Erfindung sollte im allgemeinen innerhalb eines Bereiches von ungefähr 0,5 bis 3 mm sein, um zur Behandlung in die Gefäße zu passen, die typischerweise innere Durchmesser innerhalb eines Bereiches von ungefähr 1 bis 5 mm haben. Die längslaufende Länge einer Stenose ist typischerweise in dem Bereich von 1 bis 100 mm.
Die Behandlungsdauer wird ausgewählt, um eine adäquate Strahlungsdosis vorzusehen. Zum Beispiel ist eine Strahlungsdosis, die zur Behandlung von koronarer Stenose geeignet ist, typischerweise in dem Bereich von 10-40 Gy, während eine Strahlungsdosis, die zur Behandlung von Krebs geeignet ist, typischerweise in dem Bereich von 1-100 Gy ist.
Mit der Röntgenröhre und der schaltenden Energieversorgung der vorliegenden Erfindung wird im wesentlichen die gleiche Energieausgabe pro Zeiteinheit erhalten wie mit einer entsprechenden konventionellen kontinuierlich strahlenden Röntgenröhre. Wegen dem Schaltschema jedoch wird die Wärme, die während eines Betriebs entwickelt wird, zwischen zwei Anodenbereichen geteilt, wodurch der Temperaturanstieg verringert wird. In der Folge wird auch die Materialerosion der Elektroden entsprechend verringert.
Im Vergleich mit einer entsprechenden konventionellen gepulsten Röntgenröhre wird andererseits die Behandlungszeit beträchtlich verringert, solange wie Wärmeabgabe die Dosisrate begrenzt.
Wegen dem axialen Abstand zwischen den Schaltzielbereichen, d. h. den Quellen einer Röntgenstrahlung, wird des weiteren eine axiale Ausdehnung entsprechend dem Abstand zwischen den Eleka rodenzielbereichen erhalten. Deshalb verteilt eine Röntgenröhre gemäß der vorliegenden Erfindung die Röntgenstrahlung über einen größeren Zielbereich als es eine konventionelle Röhre mit einer punktartigen Röntgenquelle tut.
Die Elektroden an jedem Ende sollten so gestaltet sein, um im allgemeinen die gleichen beiderseitigen elektrischen Eigenschaften zu haben, wenn sie jeweils als Anoden ebenso wie als Katoden agieren. Obwohl aus Herstellungsgründen bevorzugt, erfordert dies nicht, dass die Elektroden identisch sind. Ein Beispiel dazu wird in Fig. 13 gezeigt, wo sich eine erste Elektrode 126 von einer zweiten Elektrode 128 unterscheidet, mit Ausnahme eines distalen operativen Abschnitts 126A, der einem distalen operativen Abschnitt 128A der zweiten Elektrode ähnlich ist. Die operativen Abschnitte 126A, 128A agieren alternativ als Anoden und Katoden. Tatsächlich könnten auch die operativen Abschnitte eine unterschiedliche Gestaltung haben, solange ihre Anoden- und Katodeneigenschaften beiderseitig ähnlich sind.
In einer sehr elementaren Ausführungsform, wie in Fig. 1 und 2 dargestellt, wird die Einzelzellen-Röntgenröhre der vorliegenden Erfindung Strahlung von zwei Standorten (im Gegensatz zu einem in den konventionellen Röntgenröhren) emittieren und die Wärme wird an den gleichen beiden Standorten (im Gegensatz zu einem) erzeugt.
In einer zweiten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, wie in Fig. 3 dargestellt, sind zwei Röntgenzellen gemäß der Erfindung angeordnet, um eine Röntgenstrahlungsvorrichtung zu bilden. Die Röntgenröhre 21 gemäß der zweiten Ausführungsform umfasst eine Röhreneinschließung 22, die für Röntgenstrahlung durchlässig ist, eine erste Endwand 23, eine zweite Endwand 24, eine Zwischenwand 25, ein erstes Paar von Elektroden 26, 28, eine von denen 26 an der ersten Endwand 23 und die andere 28 an der Zwischenwand 25 befestigt ist, ein zweites Paar von Elektroden 36, 38, eine von denen 36 an der Zwischenwand 25 und die andere 38 an der zweiten Endwand 24 befestigt ist, und eine elektronische Einheit 213.
Die elektronische Einheit 213 ist eine schaltende Energieversorgung ähnlich der, die für die erste Ausführungsform beschrieben wurde, zum Vorsehen einer Spannung mit schaltenden Polaritäten. Ein Ausgang von der elektronischen Einheit 213 ist jeweils mit der einen Elektrode von jedem Paar von Elektroden verbunden, während der andere Ausgang jeweils mit der anderen Elektrode von jedem Paar von Elektroden verbunden ist.
Somit sind in der in Fig. 3 gezeigten Ausführungsform eine Elektrode 28 des ersten Paares und eine Elektrode 36 des zweiten Paares gemeinsam mit einem Anschluss der elektronischen Einheit 213 verbunden, was in Fig. 3 schematisch mit einem Draht gezeigt wird, der durch einen Kanal 27 verläuft, der sich durch die Röhreneinschließung 22 und die Zwischenwand 25 erstreckt.
Wie leicht zu verstehen ist, wird durch Schalten der Polarität der Spannung, die durch die elektronische Einheit 213 auf eine Weise angelegt wird, die dem entspricht, was oben beschrieben wurde, Röntgenstrahlung von den Elektroden 28, 36 während eines ersten Intervalls von jedem Schaltzyklus und von den Elektroden 26, 38 während eines zweiten Intervalls des Schaltzyklus emittiert.
Dies wird ermöglichen, dass im Vergleich zu der ersten Ausführungsform die Wärme weiter verteilt wird, wodurch eine größere Dosisrate und eine kürzere Behandlungszeit ermöglicht werden, wenn die Erzeugung von Strahlung ansonsten durch Wärmeabgabe begrenzt wird.
Es sollte verstanden werden, dass eine weitere Integration einer beliebigen Anzahl von Röntgenzellen gemäß diesem Prinzip möglich ist, solange wie es praktisch ist, so zu verfahren. Somit könnte eine beliebige geeignete Anzahl von Röntgenzellen in einer Reihe, parallel oder in einem beliebigen anderen Muster ähnlich zu der zweiten Ausführungsform angeordnet werden.
Mit der zweiten Ausführungsform könnte auch ein sogar größerer Bereich mit Röntgenstrahlung im Vergleich zu der ersten Ausführungsform wegen den vier emittierenden Oberflächen abgedeckt werden.
Diese Ausführungsform der Röntgenröhre kann auch auf einem derartigen Weg verwendet werden, dass nur eine der integrierten Röhren gewählt wird zu strahlen. Dies könnte z. B. durch Einführen eines Schalters (nicht gezeigt) erreicht werden, um die Elektrode 38 aus Fig. 3 oder alternativ die Elektrode 26 zu verbinden oder zu trennen. Wenn eine größere Anzahl von derartigen Röntgenzellen in einer Röntgenröhre integriert wird, wird verstanden, dass eine beliebige Anzahl von diesen gewählt werden kann. Dies wird den Freiheitsgrad weiter verbessern, wenn die Vorrichtung verwendet wird.
Somit wird gemäß der Ausführungsform von Fig. 3 Strahlung an vier Standorten emittiert, während nur drei elektrische Punkte benötigt werden, wodurch eine einfache elektrische Verbindung vorgesehen wird.
Es sollte auch vermerkt werden, dass es möglich ist, unterschiedliche Elektrodenabstände D1, D2 für jede einzelne Röntgenzelle zu verwenden. Dies macht es möglich, eine von diesen Kammern zu verwenden, um unterschiedliche Strahlungsenergien von den unterschiedlichen Teilen der Röhre zu erzielen, während der Strom noch auf einem gewünschten niedrigen Pegel gehalten wird, wodurch die Wärmeabgabe begrenzt wird.
Gemäß einer dritten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden Elektroden, die speziell gestaltet sind, um alternativ als Katoden und Anoden zu dienen, in der Röntgenröhre vorgesehen. Genauer noch werden gemäß der dritten Ausführungsform Elektrodenmaterialien gewählt und angeordnet, um die Fähigkeit der Elektrode zu verbessern, sowohl als eine Katode als auch als eine Anode zu dienen.
Eine Elektrode gemäß dieser dritten Ausführungsform wird in Fig. 4 als eine Ausschnittsansicht eines vergrößerten Maßstabs einer Röntgenröhre gemäß der Erfindung gezeigt. In Fig. 4 wird ein Abschnitt einer Endwand 43 einer Röntgenröhre gezeigt, durch die sich eine Elektrode 46 erstreckt.
An der Vakuumsseite der Endwand, wie auch in der Seitenansicht von Fig. 5 gezeigt wird, ist die Elektrode auf einen flanschförmigen Endteil 44 erweitert. Die Elektrode und in Folge der Endteil 44 wird aus einem relativ schweren Material gefertigt, das als Zielmaterial geeignet ist, wie etwa Gold, Platin, Tungsten, Iridium oder einer Legierung wie etwa Tungsten-Thorium. Angeordnet auf dem Endteil 44 ist eine dünne Schicht 45 aus einem Material, das als ein elektronenemittierendes Material geeignet ist, wie etwa Diamant, Tungsten, Grafit oder ein ferro-elektrisches Material. Das emittierende Material könnte den gesamten Endteil 44 oder nur einen Teil von ihm bedecken, und es könnte auch als eine Spitze oder ähnlich (nicht gezeigt) geformt sein. Die Schicht aus emittierendem Material ist dünn, um Elektronen zu ermöglichen, auf die selbige auf zutreffen oder mit geringem Energieverlust zu durchlaufen.
Es sollte natürlich verstanden werden, dass anstatt als ein Flansch geformt zu sein, wie in Fig. 5 gezeigt wird, die Elektrode auch eine beliebige andere geeignete Form haben könnte, wie etwa zylindrisch ohne jeglichen Flansch oder mit einem allgemein vieleckigen Querschnitt.
Gemäß einer vierten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird ein anderer Entwurf von Elektroden, die alternativ als Katoden und Anoden dienen, in der Röntgenröhre vorgesehen. Genauer noch werden gemäß der vierten Ausführungsform Elektrodenmaterialien gewählt und geometrisch an verschiedenen Abständen angeordnet, um die Fähigkeit der Elektrode zu verbessern, sowohl als eine Katode als auch eine Anode zu dienen.
Dies wird mit dem Beispiel von Fig. 6 dargestellt, wo die Elektroden 56A, 56B einer Röntgenröhre gemäß der Erfindung dargestellt werden. Jede Elektrode 56A, 56B hat eine allgemein tassenartige Form an der Vakuumsseite der Einschließung 53 der Röntgenröhre. Die Elektrode 56B ist der Elektrode 56A allgemein identisch. Die Zieloberfläche 54 der Elektrode umgibt eine zentrale Vertiefung 57. Der Boden der Vertiefung 57 agiert als die emittierende Oberfläche der Elektrode und wird vorzugsweise mit einem Material 55 bedeckt, das zum Emittieren von Elektronen geeignet ist, wie oben mit der dritten Ausführungsform beschrieben.
Wie in Fig. 6 gezeigt, könnte der Abstand L1 von dem Boden der elektronenemittierenden Vertiefung von einer Elektrode zu dem ringförmigen kurzen Ende der anderen Elektrode beträchtlich kürzer als der Abstand L2 von dem Boden der elektronenemittierenden Vertiefung von einer Elektrode zu dem Boden der elektronenemittierenden Vertiefung der anderen Elektrode gemacht werden. Wenn folglich ein elektrisches Potenzial über die Elektroden angelegt wird, tendieren die Elektronen, die von dem Material 55 an dem Boden einer Vertiefung emittiert werden dazu, die andere Elektrode an ihrem ringförmigen kurzen Ende 54 zu treffen, da der Unterschied in den Abständen zu einer höheren elektrischen Feldstärke nahe dem ringförmigen Ende 54 der empfangenden Elektrode als nahe dem Boden der Vertiefung dieser Elektrode führt.
Deshalb wird durch Ausbilden der Endoberfläche 54 aus einem Material, das als ein Zielmaterial geeignet ist, Röntgenstrahlung an dieser Oberfläche erzeugt. Wenn das Material der Endoberfläche 54 gewählt wird, sollte vorzugsweise auch seine Fähigkeit, Elektronen nicht zu emittieren, betrachtet werden. Gleichzeitig wird das elektronenemittierende Material 55 an dem Boden der Vertiefung 57 vor übermäßigem Elektronenbeschuss geschützt, wodurch die Lebensdauer dieses Teils der Elektrode verlängert wird.
In einer fünften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, wie in Fig. 7 dargestellt, wird eine ähnliche Wirkung einer verbesserten Lebensdauer einer Elektrode durch Gestalten der Elektroden, den Pfad der Elektronen in Richtung von Zielmaterialien zu steuern, erzielt.
In Bezug auf Fig. 7 hat jede Elektrode an dem Vakuumseitenende eines Konnektorteils 66 (gebildet durch ein geeignetes leitendes Material, wie etwa Kupfer) einen Halbleiterabschnitt 61, der mit ihm verbunden ist. Ein allgemein ringförmiger Körper 65 aus einem Zielmaterial mit einer zentralen Öffnung 67 ist mit dem Halbleiterabschnitt 61 verbunden. Der Zielkörper 65 weist eine Zieloberfläche 64 in Richtung der anderen Elektrode (in Fig. 7 nicht gezeigt) auf.
In der zentralen Öffnung 67 und verbunden mit dem Halbleiterabschnitt 61 ist eine Struktur zum Emittieren von Elektronen angeordnet, in Fig. 7 als ein pyramidenförmiger Diamant 68 gezeigt, obwohl andere Strukturen wie etwa ein dünner Diamant oder eine Tungstenplatte ebenso möglich sind.
Der Halbleiterabschnitt 61 wird aus n-dotiertem Silizium hergestellt. Ein Teil 62 jedoch, der allgemein den Boden der Vertiefung bildet, die durch die Öffnung 67 gebildet wird, besteht aus p-dotiertem Silizium. Diese Teile sind derart angeordnet, dass der p-dotierte Siliziumteil 62 keine direkte elektrische Verbindung mit dem Ziel 64 hat, und das ndotierte Silizium hat direkte elektrische Verbindung mit dem Ziel 64, aber nicht mit der elektronenemittierenden Struktur 68.
Somit ist mit der Anordnung gemäß der fünften Ausführungsform der elektronenemittierende Teil 68 der Elektrode an einem Halbleiter-pn-Übergang positioniert, der eine Diode bildet.
Es sollte vermerkt werden, dass es nicht notwendig ist, die Elektrode derart anzuordnen, dass sie eine Vertiefung aufweist, die das Halbleitermaterial aufnimmt, wie die Vertiefung, die durch die zentrale Öffnung 67 der in Fig. 7 gezeigten Ausführungsform gebildet wird. Es ist möglich, das Halbleitermaterial im wesentlichen in einer Ebene mit einer Zieloberfläche anzuordnen.
In Fig. 8. wird die Verwendung von Elektroden gemäß der Erfindung dargestellt, um das elektrische Feld und folglich die Elektronenstrahlen zu lenken.
Dies macht es möglich, ankommende Elektronen von dem elektronenemittierenden Material weg und in Richtung des Zielmaterials zu zwingen, wie nun in Bezug auf Fig. 8 beschrieben wird.
In Fig. 8 werden gezeigt eine Elektrode 70A in einem Zustand, wo sie als eine Katode agiert, und eine Elektrode 70B in einem Zustand, wo sie als eine Anode agiert, wobei beide Elektroden aus der in Bezug auf Fig. 7 beschriebenen Ausführungsform sind. Es sollte natürlich verstanden werden, dass gemäß der vorliegenden Erfindung während eines nachfolgenden Intervalls die Elektrode 70A als Anode agieren wird, während die Elektrode 70B als Katode agieren wird.
Eine Hochspannung, wie etwa 20 000 V, wird über die Elektroden angelegt, wodurch die Elektrode 70A in Bezug auf die andere Elektrode 70B negativ ist. Somit agiert Elektrode 70A als Katode bzw. Elektrode 70B als eine Anode.
An der Katode, d. h. Elektrode 70A, wird der pn-Übergang einen geringen Spannungsabfall (typischerweise kleiner als 1 V) zwischen dem p-dotierten Teil 72A und dem n-dotierten Teil 71A erfahren, wobei die n-dotierte Zone 71A das geringere Potenzial hat. Somit wird der pn-Übergang vorwärts vorgespannt und in diesem Zustand agiert er als ein Leiter.
Gleichzeitig wird der pn-Übergang der anderen Elektrode 70B, die als eine Anode agiert, rückwärts vorgespannt. In diesem Zustand wird eine Verarmungszone zwischen dem p-dotierten Teil 72B der Elektrode 70B und dem n-dotierten Teil 71B gebildet. Die Diode, die durch die p-dotierten bzw. die ndotierten Teile gebildet wird, wird deshalb als ein Isolator agieren.
Als Folge wird ein elektrisches Feld zwischen den Elektroden 70A und 70B eingerichtet, wie durch die punktierten Linien 78 angedeutet. Diese Feldverteilung wird eine Mehrheit der Elektronen, die von Elektrode 70A emittiert werden, drängen, durch das elektrische Feld gelenkt zu werden, um auf die Zieloberfläche 74 aufzutreffen. Wenn das Elektron auf die Zieloberfläche 74 auftrifft, wird Röntgenenergie emittiert.
Wenn die Polaritäten umgeschaltet werden, werden die Elektroden 70A, 70B entsprechend in der anderen Richtung arbeiten.
In Fig. 9 wird eine sechste Ausführungsform der vorliegenden Erfindung gezeigt. Das Arbeitsprinzip ist das gleiche wie für die fünfte Ausführungsform, es wird aber eine vereinfachte Gestaltung vorgesehen. Wie für die vierte und fünfte Ausführungsform wird das Vakuumseitenende der Elektrode gemäß Figur. 9 zu einer tassenartigen Form mit einer allgemein zylindrischen Vertiefung 77 an ihrem Ende ausgebildet. Der Elektrodenkörper wird aus einem geeigneten Metall hergestellt, wie etwa Gold, Platin oder Tungsten.
Am Boden der Vertiefung 77 ist eine pn-Diode (bestehend aus einer n-dotierten Siliziumschicht 71 neben dem Vertiefungsboden bzw. einer p-dotierten Siliziumschicht 72) angebracht, und ein elektronenemittierendes Material 75 deckt die pn-Diode ab.
Während eines Betriebs gemäß dem gleichen Prinzip wie der fünften Ausführungsform wird die Elektrode der sechsten Ausführungsform beurteilt, einen einfacheren Herstellungsprozess und somit geringere Kosten vorzusehen.
Es sollte vermerkt werden, dass die Wissenschaft und Technologie zum Ausbilden von Hochspannungsdioden, Erreichen guter elektrischer Halbleiterübergänge, guter elektrischer Kontakte zwischen Halbleiter und Metallen ebenso wie anderer notwendiger Herstellungsprozesse betrachtet werden, einem Durchschnittsfachmann gut bekannt zu sein.
Die Energieversorgung zum Einspeisen einer alternierenden Hochspannung in die Röntgenröhre gemäß der Erfindung könnte eine beliebige geeignete konventionelle Energieversorgung sein. Obwohl viele Wellenformen möglich sind, ist eine verwendbare Spannungsversorgung eine im wesentlichen rechteckig geformte Spannung, die zwischen einer positiven und einer negativen Spannung wechselt. In Fig. 12 wird ein Spannungs-Zeit-Diagramm gezeigt, das eine gegenwärtig bevorzugte Versorgungsspannung 91 zeigt mit einem hohen positiven Spannungspegel 92, wie etwa +20 000 V, gefolgt durch einen entsprechenden negativen Spannungspegel 93, wie etwa -20 000 V, dem eine Verweilzeit bei ungefähr 0 V folgt. Durch Auswählen einer geeigneten Verweilzeit zwischen den Zyklen einer alternierenden Spannung könnte die Temperatur der Elektroden in Bezug auf den Pegel der Spannung, die während der hohen und tiefen Pegel angelegt wird, gesteuert werden.
Wie allgemein bekannt ist werden, selbst wenn zwei Elektroden hergestellt werden, um bei sehr engen Toleranzen identisch zu sein, dennoch sehr kleine Unterschiede verbleiben, die zu etwas unterschiedlichen Charakteristika führen. Außerdem veranlasst normaler Betrieb derartige Unterschiede wegen der Empfindlichkeit des Emissionsprozesses auf eine lokale elektrische Feldstärke. Derartige Unterschiede könnten sich mit der Zeit wegen der Erosion, die an den Elektroden auftritt, ändern. Als Folge werden die beiden Elektroden bei einem gegebenen Potenzial des gleichen Betrages nicht genau den gleichen Strom emittieren. Ein Unterschied im Strom wird zu unterschiedlichen abgegebenen Dosisraten führen, abhängig davon, welche Elektrode als ein Emitter agiert.
Es ist wünschenswert, das angelegte Potenzial auf einem ziemlich konstanten Betrag zu halten, um das Energiespektrum der emittierten Strahlung ziemlich konstant zu halten. Deshalb könnte es wünschenswert sein, das Potenzial nicht übermäßig ändern, um die Unterschiede im Strom zu korrigieren. Gleichzeitig ist es wichtig, die Dosisrate im wesentlichen gleich zu halten, ungeachtet dessen, welche der Elektroden die ist, die die Röntgenstrahlung emittiert.
Stattdessen könnte die Energiequelle zur Verwendung mit einer Röntgenröhre der vorliegenden Erfindung mit Mitteln zum Steuern der Dosisrate, die durch jede Elektrode vorgesehen wird, auf eine derartige Weise versehen werden, dass im wesentlichen die gleiche Röntgendosisrate von jeder Elektrode emittiert wird. Derartige Mittel umfassen eine Einheit zum Überwachen des Stromverbrauchs, eine Kalkulationseinheit zum Integrieren des Stromverbrauchs über die Zeit und eine Einheit zum Steuern der Zeitsteuerung zum Schalten des Elektrodenpotenzials.
In Fig. 14 wird dies (auf eine übertriebene Weise) mit einem Diagramm dargestellt, das die Stromstärke als eine Funktion der Zeit zeigt. Das Diagramm ist dahingehend idealisiert, dass die Stromstärke, die zwischen jedem Schaltpunkt als allgemein konstant gezeigt wird, in der Realität sichtbar schwanken wird.
Während eines Schaltzyklus wird zu einem ersten Zeitpunkt t1 eine Elektrode des Elektrodenpaares als die Anode gespeist, und die Stromausgabe i(t) 201 erreicht eine Stärke von 11. Zu einem zweiten Zeitpunkt t2 wird die Energiequelle geschaltet und die andere Elektrode des Elektrodenpaares wird als die Anode gespeist. Zwischen der Zeit t2 und der Zeit t3, wo die Energiequelle erneut schaltet, um die erste Elektrode in den Anodenzustand zurückzuversetzen, erreicht die Stromausgabe i(t) 202 eine Stärke von 12, was in Bezug auf 11 ein umgekehrtes Potenzial ist.
Die Energiequelle steuert kontinuierlich die Schaltinstanzen t1, t2, t3 auf eine derartige Weise, dass der abgegebene Strom, der der abgegebenen Dosisrate proportional ist, zwischen jeder Schaltinstanz im wesentlichen für jede Elektrode der gleiche ist. Dies könnte durch die Formel ausgedrückt werden
ABS(i)dt = ABS(i)dt
Um die Röntgenausgabe noch besser zu steuern, könnte ähnlich die Schaltoperation auf einer Messung der Röntgenstrahlung, die an jeder Elektrode emittiert wird, basiert sein. Auf diese Weise sollte es auch möglich sein, geometrischen Unterschieden in oder nahe jedem Paar von Strahlungselementen ebenso wie Unterschieden in Stärke oder Zusammensetzung einer Röhrenwand, Montagetoleranzen, Unterschieden in Elektrodengeometrie etc. Rechnung zu tragen.
In Fig. 15 wird eine Vorrichtung 300 zum Einführen in einem menschlichen Körper gezeigt, wobei eine miniaturisierte Röntgenröhre 301 gemäß der Erfindung an oder nahe dem distalen Ende eines verlängerten Führungsgliedes 302, wie etwa einem Kabel mit geeigneten mechanischen Eigenschaften (Steifheit etc.) oder einer Nadel, befestigt ist. Somit dient das Führungsglied dazu, die Röntgenröhre in den Körper einzuführen. Auch sind die elektrischen Anschlussdrähte 303, 304 durch das Führungsglied, wie etwa das Kabel oder die Nadel, vorgesehen. Es muss Sorge dafür getragen werden, die Hochspannungsteile von dem Patienten zu isolieren. Der Anmelder hat herausgefunden, dass Drähte mit kleinem Durchmesser (ungefähr 1 mm) mit FEP-Isolation in verschiedenen Schichten diesen hohen Spannungen einfach widerstehen können.
Wie in der Technik des Einführens von Vorrichtungen im Gefäße innerhalb des Körpers bekannt ist, wird vorzugsweise ein Führungslumen (nicht gezeigt) verwendet, um die Vorrichtung zu positionieren. Das Lumen wird verwendet, um die Vorrichtung auf einen bereits platzierten Führungsdraht zu fädeln, und die Vorrichtung wird durch dieses Verfahren in die richtige Position gesteuert.
Zusätzlich zu den oben beschriebenen Vorteilen könnte eine Miniaturröntgenröhre gemäß der vorliegenden Erfindung wegen den sehr wenigen Komponenten einfach und preiswert hergestellt werden. Ein Grund dafür ist die Möglichkeit, an beiden Seiten der Röntgenzelle identische Elektroden zu verwenden.
Natürlich sind verschiedene Modifikationen einer Röntgenröhre gemäß den Erfindungen möglich. Zum Beispiel könnte die Röntgenröhre Gitter, die selbst gut bekannt sind, umfassen, um eine Triode zu bilden.

Claims

1. System zur Strahlungsbehandlung im Inneren eines menschlichen Körpers mit einer miniaturisierten Röntgenröhre (1) mit zumindest zwei Elektroden (6, 8; 26, 28, 36, 38; 46; 56A, 56B; 66; 70A, 70B; 76; 86; 126, 128), eine Energiequelle (13), die mit den Elektroden verbunden ist, und einem länglichen Führungselement (302) mit einem distalen und einem proximalen Ende, wobei die Röntgenröhre (301) an dem distalen Ende des länglichen Führungselements (302) befestigt ist, angepasst um in den menschlichen Körper eingeführt zu werden, dadurch gekennzeichnet, dass die Energiequelle eine Schalteinheit umfasst zum Bereitstellen einer Spannung umschaltender Polaritäten über den Elektroden, wobei jede Elektrode dabei abwechselnd als Anode und Kathode agiert.

2. System zur Strahlungsbehandlung nach Anspruch 1, wobei die Energiequelle umfasst eine Einheit zum Beobachten des Stromverbrauchs an jeder Elektrode, eine integrierende Einheit zum Integrieren des Stromsverbrauchs über der Zeit und eine Einheit zum Steuern der Zeitsteuerung der Schalteinheit, basierend auf dem integrierten Stromverbrauch.

3. System nach Anspruch 2, bei dem die Einheit zum Steuern der Zeitsteuerung der Schalteinheit ausgelegt ist, um ferner eine Verzugszeit (94) zwischen Perioden wechselnder Spannungen zu umfassen.

4. System nach Anspruch 2, bei dem die Schalteinheit derart steuerbar ist, dass der Stromverbrauch an jeder Elektrode jeweils im wesentlichen der gleiche ist innerhalb eines Schaltzyklus.

5. System nach Anspruch 1, bei dem die erste und die zweite Elektrode, von denen jede einen Hauptteil (44; 54; 64; 74; 76) umfasst, hergestellt sind aus einem Targetmaterial zum Abstrahlen von Röntgenstrahlung, wenn es von Elektronen getroffen wird und bei dem jede Elektrode mit einem emittierenden Material (45; 55; 68; 75) ausgestattet ist zum Abstrahlen von Elektroden zur Reaktion auf ein elektrisches Potential, das an die Elektrode angelegt wird.

6. System nach Anspruch 5, bei dem das Targetmaterial ausgewählt ist aus einer Gruppe, bestehend aus Gold, Wolfram, Platin, Iridium und einer Wolfram-Thorium- Legierung.

7. System nach Anspruch 5 oder 6, bei dem das emittierende Material ausgewählt ist aus der Gruppe bestehend aus Diamant, Wolfram, Graphit und ferroelektrischem Material.

8. System nach einem der vorangegangenen Ansprüche, bei dem zumindest eine der Elektroden mit einer Ausnehmung (57, 67, 77) am Elektronen abstrahlenden Ende ausgestattet ist, wobei die Ausnehmung an ihrem Boden mit einem emittierenden Material (55; 68; 75) ausgestattet ist zum Abstrahlen von Elektronen in Reaktion auf ein elektrisches Potential, das an die Elektrode angelegt ist.

9. System nach einem der vorangegangenen Ansprüche, bei dem zumindest eine der Elektroden eine pn-Diode (61, 62; 71A, 72A; 71B, 72B) umfasst, wobei die pn-Diode vorwärts vorgespannt ist, wenn die Elektrode als Kathode agiert und rückwärts vorgespannt ist, wenn die Elektrode als Anode agiert.

10. System nach einem der vorangegangenen Ansprüche mit zumindest einem zweiten Elektrodenpaar (28, 36), wobei die Elektroden des zweiten Paars angepasst sind, um als Anode bzw. Kathode zu agieren.

11. System nach einem der vorangegangenen Ansprüche, bei denen das System elektrische Leiter (303, 304) umfasst, die die Elektroden mit der Energiequelle verbinden.

12. System nach Anspruch 1, bei dem das längliche Element ein Kabel ist.

13. System nach Anspruch 1, bei dem das längliche Element eine Nadel ist.