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CN1068454C - 成形辐射分布的x射线源 - Google Patents

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CN1068454C
CN1068454C CN 95192068 CN95192068A CN1068454C CN 1068454 C CN1068454 C CN 1068454C CN 95192068 CN95192068 CN 95192068 CN 95192068 A CN95192068 A CN 95192068A CN 1068454 C CN1068454 C CN 1068454C
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A·P·施里斯基
D·O·史密夫
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Abstract

本发明涉及X射线源,包括外壳(12)、电源(12A)、细长管状探头(14)、靶组件(26)、和电子束控制组件(29)。外壳封闭电子束源并具有产生沿电子束路径的电子束的部件。电源(12A)可编程以控制电子束的电压、电流、和定时。细长管状探头(14)从外壳(12)围绕电子束路径沿一中心轴线延伸。靶组件(26)沿中心轴线延伸并适于耦合到外壳(12)远端的探头(14)的端部。靶组件(26)包括沿电子束路径定位的靶元件(26A),靶元件(26A)适于响应入射电子发射在预定能谱范围的X射线。电子束控制组件(29)包括偏转部件(30)、反馈网络(31)、和偏转控制器(144)。偏转部件(30)响应于偏转控制信号把电子束从标称轴线偏转到靶元件(26)上的一个选定的表面区。反馈网络(31)包括检测电子束偏转的偏转检测部件和产生代表束偏转的反馈信号的部件。

Description

成形辐射分布的X射线源

本发明涉及一种微型的、小功率的、可编程的X射线源,用于向特定区域产生基本上恒定的或断续的低能X射线。

常规的医用X射线源是大型的、位置固定的设备。一般来说,把X射线管的探头放在一个工作间,把控制台放在邻近区域,用设有观察窗口的防护墙将两者分开。X射线管的典型长度约为20~35厘米(cm),其典型直径约为15cm。在位于包含X射线管的工作间的角落一个容器内装有一个高压电源。让病人靠近该设备,以进行诊断、治疗、或缓解处理。

诊断用X射线机典型的操作电压低于150千伏(kV),电流约为25~1200毫安(mA)。与其相对比,治疗设备在大于150kv电压范围内的电流一般不超过20mA。当在标称电压为10至140kV的情况下操作X射线机时,发出的X射线可提供有限的组织穿透能力,因此可用于治疗皮肤损伤。在较高的电压下(约250kV),可实现深的X射线穿透能力,可用于治疗大块的肿瘤。在4至8兆伏(MV)区操作的超高电压设备除了可治疗表皮损伤外,还可用于切除或破坏所有类型的肿瘤。

常规的X射线管包括阳极、栅极、和阴极组件。阴极组件通过由阳极和栅极建立的电场产生一个电子束,该电子束指向靶。该靶响应于入射的电子束再辐射X射线。病人吸收的辐射一般来讲是从X射线管中的靶发出的并穿过X射线管中的一个窗口的辐射,其中要考虑发射损失。这个窗口一般说来是铍或其它的适宜材料的一个很薄的部分。在一个典型的X射线机中,队极组件由一个镀钍的钨线圈组成,线圈的直径约为2mm,长度为1至2cm;当用4安培(A)或更高些的电流对该线圈进行电阻方式加热时,该线圈按热离子方式发射出电子。该线圈用一金属的聚焦杯包围,该聚焦杯将电子束会聚成指向与其相对放置的阳极的一个小的斑点,该阳极还起靶的作用。在具有栅极的模型中,正是这个栅极起到两个作用,既可控制电子束的路径,又可聚焦电子束。

从阴极向阳极的电子束发射受电子的空间电荷力的影响,在电流超过1A的常规X射线机中电子的空间电荷力趋于变大。在这样的常规X射线机中,在阳极上聚焦成点的电子束的直径范围为0.3至2.5毫米(mm)。在许多应用场合,电子束的绝大部分能量在阳极上转换成热。为适应这种加热,高功率的医用X射线源通常要利用液体冷却和快速旋转的阳极,使有效靶面积加大,在减小局部加热效应的同时使聚点很小。为实现良好的热传导和有效的热扩散,一般由铜制作阳极。此外,电子束入射的阳极区域需用高原子序数的材料,以有效产生X射线。为满足热传导,有效热扩散、和有效产生X射线的要求,一般要在铜中加入钨合金。

在使用中,X射线源的总照射量正比于电子束的时间积分。在相当长的照射期间(例如历时1~3秒),阳极温度上升很高,足以使阳极发光,伴以局部的表面熔化和形成凹痕,这将使辐射输出下降。但X射线管的线圈状阴极丝的热蒸发是常规X射线管失效的最频繁发生的原因。

虽然X射线产生的效率和电子束电流无关,但X射线产生的效率却强烈地依赖于加速电压。在60kV以下,电子的动能只有千万之几转换为X射线;但在20MV,这个转换单已升高到70%。一个发射的X射线能谱部分地由靶元件的束缚电子能级之间跃迁的各个分立的能量特征值构成。该能谱还包括一个被称之为韧致辐射的X射线连续能谱,它是由电子束在靠近靶核通过时被加速而产生的。X射线的最大能量不可能超过束内电子的峰值能量。此外,韧致辐射曲线的峰出现在电子能量的1/3附近。

加大电子流,将使所有能量的X射线发射成正比地增加。但电子束电压的变化将导致约等于电压平方的X射线输出的总变化,并且峰值X射线光子能量发生一个相应的移动。韧致辐射的产生效率随靶元件的原子序数的增加而增加。当靶的原子序数增加时,韧致辐射曲线的峰值输出和特征谱线都要向较高的能量的方向移动。尽管在现代的X射线管中使用的最多的靶材料最钨(Z=74)但在某些特殊的X射线管中使用的是金(Z=74)和钼(Z=42)。

X射线与物质的相互作用方式有好几种。对生物样品来说,下述两种类型相互作用是最重要的:中等能量X射线与外壳层电子的康普顿散射,和内壳层电子的光致电离相互作用。在这些过程中,在软组织和骨骼内,原子电离的几率随光子能量的增加而下降。对于光电效应,这一关系遵循一个和3次方成反比的定律。

现有的用于治疗的X射线设备的一个缺点是X射线照到骨内或骨下方的软组织所需的电压太高。例如,可将X射线照到由骨骼包围的人脑的各个区域。要求高能X射线穿过骨骼,但X射线通常要损伤皮肤和脑组织。辐射治疗的另一个实例是将X射线照到体腔内的软组织,这些软组织可能包含在其它的软组织之间,或者在内部钙化结构之中。现有的高压X射线机的问题就是向这样一些区域有选择性地提供期望的X射线辐射的能力有限。

现有的X射线源的高压输出的另一缺点是对受影响的器官或组织之外的皮肤要引起损伤。因此,现有系统的高压装置不仅对目标区或组织、而且对所有的周围组织和表面皮肤通常都要引起严重的伤害,这种伤害在人体肿瘤治疗过程中尤其严重。但是,由于现有的设备是将X射线辐射从目标区外的辐射源加到病人体内的目标区的,因此这样的偶发组织损伤实际上不可避免。

具体就脑组织而论,脑组织缺乏足够的再生能力,脑瘤的治疗需要精密技术来产生特定的组织破坏。在脑瘤治疗中使用常规的X射线设备通常缺少在大体积照射中所必须有的精度,导致脑及其相关的腺体结构的非癌变组织的损伤。

一种称之为近距放射疗法的治疗肿瘤的替换形式是在要治疗的肿瘤内或其附近植入封装的放射性同位素。虽然这样使用放射性同位素对于治疗某种类型肿瘤可能是有效的,但引入同位素需要置入手术,因此有潜在的副作用,例如有感染的可能性。但在某些应用场合因为不能控制同位素的发射,所以有可能发生脑肿胀。此外,不可能对定时剂量或辐射强度提供有选择的控制。对这样一些放射性同位素的处理和处置对各处理人员和环境都要造成伤害。

脑的置入技术要求通过选择和浓缩所用的同位素精确控制辐射。正如在本领域中众所周知的那样,颅内穿刺的危险很大。

鉴于以上对使用现有的X射线机发出的X射线进行治疗、诊断、缓解处理、或评估环境的要求和限制,仍旧需要有一个相对较小的、容易操作的、可以控制的、低能X射线设备,其中可将X射线源定位在要照射的环境的附近。这样一种低能、低功率设备对于这里所述的应用场合中的许多场合是适用的。

因此,本发明的一个目的是提供一种容易操作的、低功率X射线设备。

本发明的另一个目的是提供一种具有可控的、或可编程的电源的相当小的低功率X射线设备。

本发明的第三个目的是提供一种可植入病人体内直接用X射线照射期望区域组织的相当小的低功率X射线设备。

本发明的第四个目的是提供一种低功率X射线设备,用于照射已确立了一个吸收轮廓的体积,该吸收轮廓是用等剂量线预先确定的,从而可减小在期望的照射区外部的组织的损伤。

本发明的第五个目的是提供一种相当小的、可表面安装的、低功率X射线设备,用于利用X射线来影响期望的表面区。

本发明的第六个目的是提供一种相当小的、低功率X射线设备,该设备可插入病人体内,用X射线直接照射一个特定的区域。

本发明的第七个目的是提供一种小型的、低功率X射线设备,该设备与一个基准框架组件一道使用,用于按照可控的方式将X射线源定位在病人体内肿瘤附近或其内部,以便照射并且治疗该肿瘤。

本发明的第八个目的是提供一种小型的、低功率的X射线设备,该设备可通过已存在的、不规则成形的通道。

本发明的第九个目的是提供一种小型的、低功率X射线设备,该设备包括一个改进的机构,用于把电子束引到靶元件上。

简言之,本发明是一种容易操作的设备,该设备具有一个低功率的、电子束(e束)激活的X射线源,这个X射线源的持续时间、有效能量、和强度都是预先选定的,或者说是可以调节的。在医用中,可将该设备(或“探头”)完全地、或者按可取下方式插入、植入、或者表面安装到病人的一个期望的区域,以便用X射线照射某个区。此外,可为该设备配加厚度可变的X射线屏蔽,以便能够照射由一组等剂量线确定的一个预先选定的体积并随后在该体积内被吸收,从而减小了X射线在期望的照射区外部的破坏效应。该设备可以和一个基准框架(如,立体定向框架)以及一个相关的偶合器组合起来,用于治疗脑瘤。该设备还可用于治疗其它肿瘤,例如在乳房、肝、或其它部位发现的肿瘤;还可以使用该设备治疗体腔表面(如,膀胱)上的癌细胞。

该设备的工作电压相当低,例如在约10kV至90kV范围,产生的电子流很小,例如从约1nA至100μA的范围。为了在一个期望的区域得到期望的辐射分布,虽然X射线对其它的区域的照射极小,但从位于期望的照射区内部或其附近的一个标称的或有效的“点”源还是要发射出X射线。这个点源最好和一个屏蔽件一起使用,以控制发出的X射线的形状。在某些应用中,低剂量率X射线在长的时期内或者连续地或者周期性地照射期望区域的任何部分。为了和治疗脑瘤的基准框架一道使用,一般来说最好使用单一剂量辐射的高剂量率。通过使用一个“重复定位器”,如果期望,可替换该单一剂量,进行一系列高剂量率治疗,即进行分级剂量治疗。

该设备包括一个可控的或可编程的电源,该电源位于要照射的期望区域的外部,因此电子束的电压、电流、和定时关系都可改变。控制电子束,使其沿一期望的电子束轴前进并入射到靶上,靶最好位于病人体内;当然,为了照射体表面,电子束轴和靶都应在体外。电子束轴可以是直的,也可以是弯曲的。选择靶材料(或X射线发射材料)的组分和/或几何位置、结构以提供X射线的规定的分布图形。在靶上或靶的周围进行屏蔽可进一步控制X射线发射的能量及空间分布图,以便能在整个期望区域和辐射的期望分布紧密配合一致。可以产生稳定的并且可重复产生的X射线源,其中的电子斑点或者大子靶、或者小子靶,当然前者的结果是没能有效利用电子,后者有可能妥善解决所发射的辐射的球面各向同性问题。

本发明进一步还提供一种利用上述设备治疗体内恶性细胞(例如肿瘤中发现的细胞)的方法。一般来说,该方法涉及用本领域中普通可得到的设备,例如通过计算机的层析X射线摄影(CT)扫描或磁共振成像(MRI),识别和定位恶性细胞。可进行肿瘤的针吸型治组织检查以核实诊断。然后选择治疗区,并确定辐射剂量。这种辐射治疗方案涉及:确定在体内精确定位的肿瘤的大小和形状,识别肿瘤周围的辐射敏感的临界生物结构,确定肿瘤和周围组织中准确的辐射剂量分布以及向设备植入部分的肿瘤的引入的路径。对于球状肿瘤,可以使用CT或MRI数据手工完成治疗方案。但对于比较复杂的几何结构、靠得极近的临界结构、或者较高精确度的手术步骤,则最好进行以计算机为基础的“三维”成像。在这种情况下,例如可按一系列数字化的CT扫描线手动地或半自动地把肿瘤和临界结构分段,并且提供三维的组合图像,从而可从任何方向观察肿瘤。对于放射性外科手术,例如使用直线加速器和γ(伽玛)刀的手术,已经开发出各种各样的软件系统,其中的某些软件可通过商业途径得到。例如,马萨诸塞州的“Radionics SoftwareApplication of Arlington”提供销售的是给固定到以图形曲线表示的穿透的头盖骨上的CRW和BRW立体定向框架成像的软件。在肿瘤和其它脑组织上叠加等剂量分布。类似的软件可与序列号为955,494的美国专利申请中公开的发明一道使用,该申请实现了相对于一立体定向框架的成像,与埋在肿瘤中的X射线辐射电子束靶一起使用。在肿瘤和附近的组织上叠加围绕靶的等剂量线。沿每个等剂量线形成的绝对辐射剂量由校准探头的实验剂量测定法确定。在这些试验中,在浸入一个水箱的靶的周围的多个位置测量剂量。借助于水来充分模拟软组织。通过一个电离室(例如,由德国的“PTW of Freiburg”生产的电离室)来测量剂量,其中X射线产生的离子产生一个微小电流,由静电计检测,例如市场上销售的由“Keithley Radiation Measurement Division inCleveland,Ohio.”生产的静电计。另外,可将靶浸入一个生物组织模拟模型中。这样的塑料“固体水”模型也可从市场上得到(RMI,Middleton,WI),这种模型模拟的是各种身体组织,例如脑的软组织。可将热释光探测器(TLD)或校准的X射线敏感膜(例如来自Far westTechnologies,Goleta,CA的gafchromic膜)定位在固体水中以直接测量剂量。因为使用成像技术和剂量测定法是源于辐射治疗方案的,所以要例如结合利用立体定向框架组件把一个低功率电子束源和一个可有选择地产生成形的X射线辐射分布的靶和屏蔽组件定位在包含要辐照的细胞(一般为肿瘤细胞)的区域内或其附近,其中的立体定向装置例如是美国专利申请No.955,494中公开的定向装置。可以采用其它定位组件和方法。

按照本发明,应根据期望的辐照区的特征来选择靶及屏蔽组件的几何结构与材料并确定它们的形状。要提供一个可编程的电源,可用这个电源来改变电子束源的电压、电流、和持续时间,以便能按照剂量测定信息建立指向靶的一个期望的电子束。最后,从靶发出并经屏蔽组件准直的X辐射线通过期望的照射区传播,以破坏该区域内的细胞。通过使用信号反馈的方法,即通过设在电子发射体后方的探测器监视从靶向后沿电子束路径发出的X射线,调节电子束的偏转,以便在靶上自动控制并最佳定位电子束的入射区或入射点。

具体而论,利用本发明的设备可以实现脑瘤的治疗,该设备是一个用于产生可控的照射分布的低功率X射线源与一个用于在脑中精确定位X射线源的装置的组合。因而可把X射线源精确定位在肿瘤中或其附近。

可以在身体的各个部位利用本发明的X射线源以及靶和屏蔽组件,产生按要求设计的照射场以治疗各种类型的肿瘤。此外,可针对每个要治疗的肿瘤设计专用的照射场。但许多肿瘤的几何结构都相类似,所以可以利用一套标准的屏蔽件来实现这种治疗。

按本发明的下一个实施例,探头可以是柔性的,让它沿现存的通道旋下或绕过障碍物。按照这样的一个实施例,要在靶组件中定位一个发光元件(即,光电阴极)以及一个靶元件。此外,一个柔性的纤维光缆可把光从激光源耦合到光阴极,从而可形成柔性探头的基础。

高压电源的一端经过夹在纤维光缆中的导电线耦合到光电阴极。高压电源的另一端通过在纤维光缆周围形成的导电柔性外护套耦合到靶元件上。按此方式建立了一个电场,该电场的作用是加速由光电阴极发射到靶元件的电子。像先前讨论过的实施例一样,靶元件响应于光电阴极发出的入射电子而发出X射线。

从以下结合附图的描述,可以更加全面地理解本发明的上述目的和其它目的、本发明的各个特征、以及发明的本身,其中图1是实施本发明的低功率X射线源的透视图;图2是适于与图1设备一道使用的一个护套的示意图;图3A和3B分别是实施本发明的一个可表面安装设备的透视图和剖面图;图4是图1实施例的示意方块图;图5A和5B分别是钨靶和钼靶的X射线发射能谱的曲线表示;图6是图1实施例的一个有代表性的电源的详细方块图;图7是图6电源的详细的示意图;图8是实施本发明的一个电子束控制组件的透视图;图8A是图8的组件沿线8a取的一个剖面图;图9是加入了定位X射线源的立体定位框架的脑瘤X射线治疗系统的透视图;

图10是图9系统的X射线源和耦合组件的分解透视图;图11是图10的X射线源的一个有代表性的高压电源的一个示意图;图12是具有替代的靶组件的探头的端部的剖面图,该组件包括X射线屏蔽件和X射线靶,用于产生一个稳定的、可重现的X射线源;图13是X射线靶的一种几何形式的分解剖面图;图14是产生可变厚度X射线屏蔽件的一个激光研磨系统的方块图;图15A和15B是探头及靶组件的透视图,该组件用于X射线屏蔽件的准确角对准;图16是具有内部电子束控制组件的低功率X射线源的剖面图,该组件包括用于电子束定位的一个反馈回路;图17是具有外部电子束控制组件的低功率X射线源的剖面图,该组件包括用于电子束定位的一个反馈回路;图18是图17的组件沿线16C取的剖面图;图19是用于宽带照射的机械式探头定位器的剖面图;图20A和20B是一个柔性探头的剖面图,探头中包含设在靶组件中的一个光电发射体;图21A~21F表示用本发明可实现的各种等剂量线的实例;以及图22表示探头尖端的示意剖面图,其中在靠近图20A的源的光电阴极的位置有一个屏蔽件。

在每一图中的相似标号代表相同的或相似的元件。

本发明是一个相当小的、电子束激励的、低功率X射线设备。该设备可用于医学目的,例如肿瘤的治疗或缓解辐射处理,或者用于其它目的。

具体就医学应用而论,可把这个设备完全植入或部分插入病人的预先选定的体内区域,以便在所选的照射时间提供X射线辐射。此外,还可以把这个设备安装在要照射的病人的区域之外的一个身体表面上。还公开了一种使用本发射的设备治疗病人体内肿瘤的方法。

一般而论,本发明的设备包括一个电子束(e束)激励的X射线源,该X射线源的工作电压相当低(电压范围为10kV~90kV),并且电子束电流相当小(电流范围为1μA~100μA)。X射线源在这样的工作电压和电流下的输出相当低,并可把设备作得十分小,适于在医学治疗应用中植入体内。鉴于X射线输出能级很低,通过在要照射的区域的附近或者在其中间定位X射线源就可获得足够深的组织穿透和足够大的累积剂量。因此,从定位在要照射的区域的内部或其附近的一个位置精确确定的小照射源就可发出X射线。在一个实施例中,可以把一个低剂量率X射线连续地或周期性地加到肿瘤的任何部分,历时长的时间,例如高达一个月。当和治疗脑瘤的一个立体定向框架一道使用时,可把一个较高的剂量率加到肿瘤上,历时较短,即约为5分钟到3小时。

本发明提供的放射性植入治疗与利用包含天然的或人工的放射性同位素的植入的囊、针、管、和线实现的治疗类似,称之为短距离治疗。然而,在本发明的X射线源中可以包括一个可编程的电源,以改变辐射的能量、强度、和持续时间。这不同于短距离治疗,X射线的强度和穿透深度都是可以改变的,不需要用外科的方法或置入的方法来更换同位素。此外,本发明不受特定同位素的半衰期的限制,并且在关断时本发明不具辐射损伤。

图1表示实施本发明的一个X射线设备10。设备10包括一个外壳12和一个细长圆柱形探头14,探头14从外壳12开始沿参考轴线16延伸。外壳12包含一个高压电源12A(图6和7中将对其进行示意的电路说明),探头14是一个中空的管,它在靠近高压电源12A的位置有一个电子束产生器(阴极)22。阴极22的位置非常靠近环形聚焦电极23,在一般情况下电极23和阴极22几乎具有相同的电位。距环形聚焦电极23约0.5cm或更远些设置环形阳极24。中空管状探头14伸展的轴线和阴极、栅极、及阳极中的孔的轴线相同。探头14与外壳12整体式形成在一起,并且伸向靶组件26。在各个实施例中,可对探头14的部件进行有选择的屏蔽,以控制X射线的空间分布。此外,可对探头14进行磁屏蔽,防止外部磁场偏转电子束离开靶。

电子束产生器22可包括热离子发射体(由一个浮动低电压电源驱动)或光电阴极(通过LED或激光源照射)。高压电源在产生器22的阴极和接地的阳极之间建立一个加速电位差,从而通过阳极的中心孔到靶组件26沿参考轴线16建立一个电子束,而阳极24和靶组件26之间的区域基本上没有电场。用于电子束的产生和加速的各元件适于在探头14内部沿名义上的直线轴线16建立一个细的电子束(例如,直径等于或小于1mm)。

在一个优选实施例中,探头14是一个中空的、抽成真空的圆柱体,由一个铍(Be)帽,一个钼-铼(Mo-Re)、钼(Mo)、或Mu金属的主体,以及一个不锈钢底座伸出部构成。圆柱体16cm长,内径2mm,外径3mm。靶组件26包括一个发射元件,发射元件由小的铍(Be)靶元件26A组成,在铍靶元件26A的暴露于入射电子束的一侧涂有薄膜或薄层26B,薄膜或薄层26B由高原子序数2元素构成,如钨(W)、铀(U)、或金(Au)。例如,利用加速到30keV的电子,可使2.2微米厚的钨膜吸收几乎所有的入射电子,同时发射出在该层中产生的各种能量的X射线:30kev的约95%,20kev的约88%,10kev的约83%。在优选实施例中,铍靶元件26A的厚度为0.5mm,其结果是,沿垂直于基片的方向并且指向基片产生的并且已经通过钨靶的这些X射线有95%随后穿过铍基片在探头14的远端向外发射。虽然图3B中所示的靶元件26A是圆盘形式,但也可以使用其它形状的元件,例如具有半球形的或圆锥形的外表面的元件。

按某些形式的靶,窗口元件26A可能包括一个多层的膜(或合金)26B,其中不同的层具有不同的发射特征。例如,第一层的发射(相对于能量的)峰值的能量可能相当低,第二层(下层)的发射(相对于能量的)峰值的能量可能相当高。借助于本发明的这种形式,可以使用低能电子束在第一层中产生X射线(实现第一辐射特征),并且利用高能电子穿透下层(实现第二辐射特征)。例如,在阴极发出0.5mm宽的电子束,该电子束通过阳极以0.1ev的横向电子能量被加速到30keV,并且抵达阳极下游方向16厘米处的靶组件26,在靶元件26A处的电子束直径小于1mm。根据预先选定的电子束电压、电流、和靶元件26A的组合物在靶组件26中产生X射线。这样产生的X射线以最小的能量损失通过探头中的铍靶元件26A。如果不用铍,靶元件26A还可用碳、或其它可使X射线以最小的能量损失通过的适宜的材料构成。靶元件26A的最佳材料是金刚石形式的碳,因为这种材料是一种优异的热的良导体。如果使用上述的这些参数,则最终产生的X射线就会具有足够大的能量,穿透进入软组织达到1cm的深度或者更深一些,准确的深度取决于X射线的能量分布。

图1的设备专用于全部植入病人体内,其中的外壳12有一个可适应生物的外表面,外壳12既封闭了建立电子束产生器22的驱动电压的高压电源电路12A,又封闭了驱动电路12A的相关电池12B。在此情况下,一个相关的控制器12C按下述方式控制高压电源12A的输出电压。

图1的设备还可以有另一种使用方式,即只把探头14插入病人体内而把外壳留在病人的体外,即为穿过皮肤的形式。按后一种方式,可对外壳12中所示的各个元件的全部或某一些进行另一种方式远距离定位。

按照穿过皮肤的形式,设备10可与图2所示的有细长封闭端(或杯形端)的护套34一道使用,护套34具有可适应生物的外表面,例如由医用级别的脂肪族聚亚胺酯,由Thermedics,Inc.,Woburn,Massachusetts制造,商标为Tecoflex。对于这样的结构,首先要把探头14插入护套34中。然后把护套34和探头14通过皮肤插入病人体内。另外,还可通过皮肤插入一个端口并将其固定到皮肤上,例如,由Thermedics Inc.,Wobun,Massachusetts制造的一种Dermaport型端口。然后,将探头14插入端口内。

把硫酸钡或三氧化铋、或其它X射线屏蔽材料引入护套内,就可把护套或端口的衬里作成一个X射线屏蔽件。如有必要,可把探头14和外壳12固定到病人的身体上,防止在很长的治疗期间产生任何相对移动。在图2中示出了一个典型的护套34。

在图1所示的设备的一个实施例中,探头14的主体可由磁屏蔽材料制成,例如镍铁高导磁合金。此外,探头14还可以由非磁性金属制成,这种金属最好具有相当高的杨氏模量值和弹性限值。这样的材料的例子包括钼、铑、或这些材料的合金。探头14的内表面或外表面覆有高磁导率磁合金,例如坡莫合金(约80%镍和20%铁),以提供磁屏蔽。另外,还可以在探头14上,或者在探头14的内部,装配一个由镍铁高导磁合金构成的薄的套筒。然后就可将X射线设备10用于存在电力产生的直流和交流磁场、地磁场、或其它能偏转来自探头轴线的电子束的磁化物体的环境。

按照可植入的结构,最好将电源12A和靶组件26封闭在一个金属包套中,防止电流从X射线源流向病人。于是,将封闭的外壳12和探头14包在一个由适宜的屏蔽材料(如先前提到过的那些材料)构成的连续的外部包壳中。

在每个所述的实施例中的高压电源12A最好符合三个标准:1)尺寸小;2)效率高,因而允许使用电池电源;以及3)可独立改变X射线管的电压和电流,因而允许该高压电源可对特殊的应用编程。为满足这些要求使用了一个高频、开关方式电源变换器。产生低功率和高压的最佳布局设计是与一个高压的科克罗夫特-瓦尔顿型多路转换器结合工作的回扫电压变换器。现在,低功耗的开关方式电源控制器集成电路(IC)可用来控制带有较少辅助元件的这种电路。

为了有效地控制X射线,本发明的优选实施例对阴极电压和电流建立独立控制,不用使用栅极。按本发明的这种形式,向热离子阴极22提供一个射频欧姆加热电流,为此最好使用变压器耦合的0.6V、0~300mA灯丝电源,该电源在40kV的阴极电位浮动。

图3A和3B表示本发明的一个替换实施例10′,它适合于表皮用法,即适合于直接置于病人的皮肤上。本发明的这种形式特别适用于皮肤损伤或肿瘤的X射线治疗、或其它皮肤病的应用。在图3A和3B中,对应于图1实施例的零部件的零部件使用相同的标号。设备10′在通道40中产生一个电子束,通道40封闭在外壳12中,通道40对应于探头14。在图3A和3B的实施例中,靶组件26(元件26A和26B)的作用是阳极和X射线发射体。设备10′在其它方向类似于设备10。按图3A和3B的结构,可将低功率X射线照到病人的所需皮肤区。

在上述所有的实施例中,靶组件的X射线发射元件适于放在待照射的区域的内部或其附近。因为发射元件靠近目标区(如,肿瘤),所以不再需要使用现有机器使用的高压就可让X射线满意地穿过体表到达肿瘤部位。低电压也能把辐射集中在目标肿瘤上,因此减小了对穿透点处周围组织和表面皮肤的损伤。例如,用40kV、20μA的电子束产生4000拉德的剂量(这是乳房切除术后所需要的)可能需要1~3小时左右的辐射。但由于在这个优选实施例中的X射线源可以插入待照射的区域的内部或其附近,因此明显降低了入射辐射对病人身体的其它部位进行照射的危险。

此外,通过在发射位置改变靶和屏蔽的几何位置与材料,就可实现特定的治疗肿瘤。这种改变便于控制X射线发射的能量和空间分布,从而可保证在整个目标肿瘤上辐射的均匀分布。

图4是图1所示的X射线源设备10的一个示意图。按该优选结构,将外壳12分成第一部分12′和第二部分12″。可充电电池12B、适于与外部充电器50一道使用的用于电池12B的充电网络12D、适于响应于外部遥测装置52按下述方式操作的遥测网络12E都封闭在第一外壳部分12′内。第一部分12′通过电缆连接到第二部分12″。第二部分12″包括高压电源12A、控制器12C、探头14、以及电子束产生元件22。在一个实施例中,电子束产生器包括一个由电源12A驱动的热离子发射体22。在操作中,电源12A加热热离子发射体22,发射体22又产生电子,然后电子被加速到阳极24。阳极24吸引电子,并使电子穿过中心孔飞向靶组件26。控制器12C控制电源12A,以便动态调节阴极电压、电子束电流、和瞬时参数,或者提供预选的电压、电子束电流、和瞬时参数。

图中还表示出一个可替换的电子束产生器,它包括一个光电发射体22,光电发射体22由光源55(如二极管激光器或LED)照射,光源56由驱动器55供电。通过焦聚透镜58把光聚焦在光电发射体22上。

在所示的实施例中,装置52和网络12E配合动作可使外部控制器(动态的或预先确定的)对电源12A及瞬时参数进行控制。在外壳12″不植入体内、只有探头14伸入病人体内的实施例中,可直接使用控制器12C控制操作;在这种情况下不需要网络12E。

按本发明的一个重要方面,可以确定靶组件26的形状,以便发射在预定的能谱范围内的有一定辐射分布图案的并具有预定空间分布的X射线。通过选择具有已知特征的靶材料,就可部分地确定具有这种靶具有的能谱的形状。例如,如图5A和5B所示,钨靶(图5A)和钼靶(图5B)的发射能谱截然不同。图5A表示从工作在30和50kV的钨靶管得到的X射线发射能谱。应当注意,韧致辐射谱占压倒优势,并且提供的X射线的能量范围很宽。图5B表示从钼靶管得到的发射能谱,它也工作在30和50kev。要注意的是,几乎没有韧致辐射X射线。还要注意,管的电位从30kV变到50kV引起的钼靶X射线管的发射能谱形状变化极小。因此通过选择靶材料就能有效地使靶组件26的X射线能谱发射成形,从而可以提供对组织(如肿瘤)的期望的辐射穿透。

通过改变靶元件26A的几何结构还可以确定X射线空间分布的形状。例如,可以改变靶元件26A的形状,使由阳极引出的电子能以预定的角度入射、或者可以有选择地引向发生辐射的区域的不同部位。再例如,可以把靶元件26A作得足够厚,使其对电子来说基本上是不能穿透的;但还要把靶元件26A作得足够薄,使其对X射线来说基本上是能穿透的。更具体地说,如果使用一个球形的金靶元件,且具有0.5μm的厚度和40kV的电子束,则该靶元件可阻止几乎所有的电子,并且靶元件中产生的几乎所有的X射线都能透射。

通过在靶组件26中加入断面厚度可变的一个X射线发射屏蔽件,可以确定X射线空间分布的形状。图12表示一个探头14,探头14有一个替换的靶组件126,用于图1所示的X射线设备,其中加入一个这样的屏蔽件。在所示的实施例中,除了靶组件126外,该探头14基本上类似于图1所示的探头14。靶组件126包括一个探头尖端126A和一个X射线靶126B;探头尖126A用对于X射线近于穿透的材料(如,Be)制成;X射线靶126B用于在利用电子束照射时产生X射线源,并且沿探头轴线16固定到探头14上,在阴极22和阳极24的远端(如图1所示)。按这种优选形式,探头尖端126A的外表面是凸形的,并且最好是半球形的,如所述实施例中所示;当然,还可以使用其它的凸形形状。制造靶组件126,使探头尖端126A的外径小于探头14的外径。在靶组件126的探头尖端126A上定位一个厚度可变的X射线屏蔽件(或遮板)128和一个下屏蔽件托架128A。在靶组件126和探头14的结合部,靶组件126的外径基本上与探头14的外径相一致。

X射线屏蔽件128由高衰减率的材料制成,并且由屏蔽件托架128A支撑。靶组件126上任何一点的X射线通量部分地取决于X射线屏蔽件128沿从靶126B开始并穿过这一点而延伸的轴线方向的厚度。于是,按照本发明,利用对X射线屏蔽件128的厚度的有选择性的限制可产生随空间而变的X射线剂量分布。

在一个优选实施例中,探头14的外径3mm,内径2mm,典型长度10~16cm。靶托架126c由铍制成,半球形尖端126c′的半径0.8mm;探头尖端126A由铍制成,厚度为0.5mm。屏蔽件托架128A由轻元素制成,如铍、镁、铝、或碳,厚度为0.2mm;屏蔽128如由金制成,其厚度范围是0~0.1mm。

X射线靶126B是淀积在靶托架126C中心的由X射线发射材料(例如,高原子序数的金属,如金)制成的小圆盘(如0.1mm直径)。如下面更加详细讨论的,X射线靶126B的尺寸相对于沿探头轴线16建立的电子束直径来说是很小的,所以小靶的位置就确定所产生的X射线的源点,这个源点不由电子束的位置或尺寸确定。这一特点就允许用可重现的稳定的X射线源来照射X射线屏蔽件128。然而,对于在靶126B上的击中点大于靶126B的电子束,降低了产生X射线的效率。把电子束聚焦到和靶126B的尺寸相比的一个很小的点上并且用适当的装置控制电子束在靶126B上的位置,就可以避免这种降低。

使用屏蔽128获得的预选照射体积的空间分辨率受到几个因素的限制,其中包括:由X射线源的有限尺寸产生的半影区;由产生X射线的电子击中点的不稳定性引起的X射线源的尺寸和位置的相应的不稳定性;在被照射的体积中X射线注入的能量的散布;以及,X射线和它相对于屏蔽128的位置相对于不同探头的可重现性。

X射线源的尺寸与它距屏蔽128的距离之比确定了半影区。对于一个均匀的源来说,这个比值的优选范围为1/20~1/3量级,取决于散布的情况。X射线源的尺寸及其位置的稳定性最好在最佳的源与距离之比占一个很小的份额。

建立屏蔽的X射线源的可接受的半影区和定位的一种方法是通过控制沿轴线16的入射电子束的焦点和偏转来控制X射线源的位置和尺寸。例如,可把电子束聚焦到位于靶126B的X射线发射表面上的一点,因此焦点的直径就是X射线源的大小。这一方法不仅要求击中点的尺寸是正确的,而且要求准确已知击中点相对于X射线屏蔽128的位置并且能保持这一位置。

在此实施例中,靶从理论上可以和制造设施规定的一样大。但在优选实施例中,X射线靶126B基本上和电子束有相同的尺寸,或者略微大于电子束。

为了保证电子击中点相对于屏蔽的位置对于任何指定的微型X射线系统暂时稳定,并且该位置在所有的其它使用的系统中在空间上是可以再现的,可以和电子束偏转器一起使用一些准确设置的基准标记,以确定电子击中点相对于屏蔽的位置。这样一个基准标记包括一个边缘,它在对一个电子束有截然不同作用的两个区之间确定一个边界。例如,在该实例中,在靶材料126B(如,Au(金))和靶托架材料126C(如,Be(铍))之间的边界可用作一个基准边缘。它们的作用的相对差异是:当暴露于高能电子束时:Au(金)是比Be(铍)更加明显有效的X射线源。当电子束穿过基准标记时,X射线探测器可以检测到X射线强度的差异,并产生相应的控制信号,该信号加到电子束偏转器上。

X射线探测器可设置在一个反馈控制回路中,该回路用于伺服控制电子束指向靶(并且最好是靶的中心)(从电子源方向观察)。按这样一种结构,其中相对于电子束路径的靶的位置一般是已知的,但期望把电子束路径对中在靶上,首先可让电子束沿垂直于电子束路径的第一方向(X方向)扫过靶。当电子束通过靶的基准边缘时(例如,当电子束在扫描期间碰到靶时,并且当电子束随后离开靶时),控制器识别出基准边缘的位置,并且确定一个控制信号的X分量,它表示X方向扫描中两个基准边缘之间的中点。然后按照控制信号的这个分量(即,探测到的两个X扫描基准边缘之间的中间)定位电子束,并且在垂直于X方向和电子束路径的第二方向(Y方向)进行扫描。在Y方向扫描期间,探测基准边缘,并确定控制信号的Y分量,它代表在Y方向扫描期间探测到的两个基准边缘之间的中点。然后用该X分量和Y分量来控制将要对中到靶上的电子束。

在靶相对于电子束路径的位置开始时未知的情况下,通过沿屏面扫描电子束直到在X方向扫描中碰到靶时为止,就可以很快确定该相对位置。然后,响应于该扫描中的基准边缘的检测结果,确定一个中点并将电子束定位在该中点上,然后进行沿Y方向的扫描,即沿确认的扫描的两个基准边缘的连线的垂直平分线扫描。响应于Y方向扫描的基准边缘的检测结果,确定出一个Y方向的中点,并且使用代表X和Y方向中点的控制信号把电子束对中到靶上。

以上所述用于确定靶的中心,但还可在靶上确定其它所期望的基准点,并且使电子束偏转以入射到这些点上。

确定准确的源位置以保证经屏蔽的辐射场对所有系统的空间分辨率的另一种方法是使用尺寸和期望的X射线源一样大的小的X射线靶126B。虽然在原理上可使用任何大小的电子击中点都不会降低经屏蔽的辐射场的空间分辨率,但我们期望的是,使电子击中点和靶126B一样大或小于靶126B,这样才能最大限度地把电子能量转换成X射线,因而可以减少使用屏蔽件的X射线源治疗病人或完成任何其它需要的任务的时间。在这个意义上讲,如果确定电子击中点的大小以使该击中点中的90%的电子都包含在如此确定的击中点尺寸内,那么使这样一个击中点等于小靶尺寸可能是最佳的选择,因为较小的击中点本来就不会明显改善系统的效率。在这样一种情况下,不可能期望击中点和靶一样小。无论如何,使用小靶可保证:使用一个屏蔽件来确定辐射场的所有X射线探头都有基本上相同的空间分辨率和相对于探头尖端的位置。

如图12所示,靶托架126C适当配合装进探头尖端126A的端部。在所示的实施例中,X射线靶126B在插入探头尖端126A之前先要淀积在靶托架126C上。例如在定位X射线靶126B和靶托架126C之前先把探头尖端126A固定到探头14的主体上的情况,可以制造靶托架126C,使探头14的内径略大于靶托架126C的外径,以便能比较容易地插下探头14的主体。

在一般情况下都期望将靶托架126C紧配合装进探头尖端126A以保证在机械方面的结构完整性。为此,例如通过使这些部件“压配合”,或者通过利用热膨胀将两个部件夹在一起。在后一种情况下,将一个冷的靶托架126C(例如由液氮冷却过的)插入一个相对较热的(例如,室温)探头尖端126A中。当这些部件达到热平衡时,它们就牢固地夹紧在一起。

在一个替换实施例中,制造的探头尖端126A可以包括一个整体式的靶托架。在设置X射线靶126B后再把探头尖端126A固定到探头14上。

X射线靶126B应淀积在靶托架126C上,和探头轴线16垂直,并且位于确定探头尖端126A的端部的中心半球表面的中心。中心设置X射线靶126B极大地简化了设计可变厚度X射线屏蔽件128以给出期望的X射线等剂量线所需的计算。如这里所使用的,术语等剂量线指的是一个三维体积的一个表面,其中的每一个点都经受相同的每单位的组织质量的X射线吸收。

由于靶托架126C在插入探头14之前可先淀积X射线靶126B,因此可以使用几种方法中的任何一个束在靶托架126C的中心形成X射线靶126B。制造这样一种X射线靶126B的一种方法是通过插入靶托架中的空腔的一个屏蔽件来蒸发一种高源子序数的金属。这个屏蔽件可包括一个带有中心孔的圆盘,该中心孔对应于X射线靶126B,金属通过中心孔淀积在靶托架126C。

除了考虑X射线源的尺寸和相对于X射线屏蔽128的位置以外,还必须计及沿X射线靶126B平面的切向方向的X射线在X射线靶126B本身中的吸收。通过使X射线靶126B的表面弯曲而不是平直,就可减小这种吸收。例如,图13表示出靶托架126C中的一个半球形凹坑,它用于确定X射线把126B的形状。弯曲X射线靶126B有两个作用:减小靶中的X射线吸收,减小对于X射线靶126B发出的X射线的任何其余的角度依赖性。最终的结果是X射线靶126B发射的X射线更加各向同性,它们照射到在屏蔽件托架128A上的X射线屏蔽件128上。图13所示的弯曲的靶形状只是一个实施例,还可以使用其它的有效形状,例如半球面、或球面的一部分与截头圆锥的组合。

当在一个凹坑内淀积靶126B时,可在探头尖端126A内用靶托架126C原地不动制造靶126B,或者靶126B可作为探头尖端126A的一个整体部分来制作。蒸发淀积物可覆盖凹坑处和周围表面126D。随后用平的刮刀刮擦该表面(但不接触凹坑)就可除去淀积在表面126D上的高原子序数金属。

对于本发明的X射线探头,还存在需要大面积的X射线源(而不是X射线点源)的应用。例如,小型乳房肿瘤的切除要摘除肿瘤集中点,周围许多厘米的组织。切除手术后,可能期望照射“肿瘤床”以杀死切口周围任何遗留的肿瘤细胞。在一个优选实施例中,为了减小期望照射体积外的组织损伤,要利用大致和图12所示相似的X射线屏蔽128件,用X射线设备完成大面积照射。

把探头14的靶组件126设在距要照射的表面一定距离处,就可以很容易地获得大面积辐射。可用X射线屏蔽件128控制靶组件126的前向辐射的立体角。确定屏蔽件128在每一点的厚度就可获得基本上均匀的辐射分布图案。可以按类似的方式使用靶组件26。

图19表示同本发明的X射线设备一道使用的一个机械式的定位器300,用于实现在靶组件26或126与被照射表面(组织)之间所要求的精度。机械式定位器300包括一个接触组织的接口板302,它由对于X射线来说是可透射的某种材料制成,如铍、碳、或塑料。接口板302借助于一个对X射线不透射的底板304固定到探头14上。为了进一步模仿一个特定的辐射场,按照和上述X射线屏蔽件128类似的方式,借助于X射线屏蔽件使正常情况下对X射线可透射的接口板302的一部分表面变为对X射线不透射。

这样一种大面积X射线源的另一种应用是体内的内腔辐射,例如膀胱的内部。在这种情况下,在组织和大面积X射线源之间的接口板302可以是一个可充气膨胀的气囊,它向下延伸探头14,使靶组件126在气囊的中心。在这种情况下,不存在对X射线不透射的底板304。

图21A~21F描述了本发明可实现的各个等剂量线的实例。具体来说,图21A表示的探头14适于产生形成中心在探头尖端126的辐射球300的等剂量线。图21B表示的探头14适于产生辐射球302,其中探头尖端126偏离开球302的中心。图21C表示的具有尖端126的探头14适于产生扁圆椭球形状(即“薄饼”形状)的辐射场,如在304A处清晰表示的以及在304B处沿轴305观察到的。图21D描述的具有尖端126的探头14适于产生扁长的椭球状(即,“雪茄”状)的辐射场,如在306A处透视地表示的以及在306B处沿轴307观察到的。如图21D所示,探头14沿椭球306A的短轴进入椭球306A中。图21E表示的尖端126也适于产生扁长的椭球形状的辐射场。在308A处透视地表示出该椭球,并且在308B处沿轴309也表示出这个椭球。由图21E可以看出,探头14沿椭球长轴进入椭球308A。图21F描述的探头尖端126适于产生非对称的辐射场,如在310A处透视表示的以及在310B处沿轴311表示的。

为产生主要分布在预定的等剂量线内部的X辐射,要对厚度可变的X射线屏蔽件128进行设计;一般来说,这种设计要从描述期望的照射体积(如,肿瘤)的大小和形状的数字式数据开始,而这些数据是通过某种成像方法(如CT扫描或磁共振成像)得到的。从这些数据、以及探头材料的X射线吸收性质的知识、和所用屏蔽材料的知识,就可以计算屏蔽的厚度断面的详细情况。一般来说,等剂量线可以取许多形状和大小,不必对称。

可使用各种方法把设计数据转化成实际的屏蔽。一种方法是使用激光研磨技术。例如,在一个半球形屏蔽件托架128A上涂敷一层高原子序数的金属(如,金),涂层厚度约100μm,其中要精确控制淀积在屏蔽件托架128A上的屏蔽材料的厚度,以便知道在随后的研磨过程要除掉多少材料。实现高精确度的厚度控制的一种方法是通过电镀淀积X射线吸收材料。

图14表示一个激光研磨系统200,用于产生一个厚度可变的适宜的X射线屏蔽件128,以形成预定的X射线等剂量线。众所周知,强大的激光脉冲可以清除金属的表面层。图14的激光研磨系统200包括一个机械式的定位设备,在图中一般表示成位置控制器202,它将屏蔽件托架128A的所有表面点有次序地朝向激光束204。例如,X射线屏蔽件128和屏蔽件托架128A可绕探头轴线16、或绕垂直于探头轴线16的轴线212旋转。在一个优选实施例中,微处理器210对位置控制器202的移动进行直接控制,并将有关X射线屏蔽件128的表面的现行位置的信息返回到微处理器210以核实该特定位置。

在研磨过程之前先要计算X射线屏蔽件的规格指标(即,厚度断面),微处理器210从这个数据出发向激光控制器208发出命令,让控制器208去驱动激光器214,该命令涉及需要多大的功率才能在X射线屏蔽件128上的一个特定的被照射的表面上除去正确数量的屏蔽材料。

如果屏蔽材料全是金属的,那么可能需要一个大功率的、昂贵的激光器,才能在一个合理的时间长度内完成研磨过程。这些条件下的优选激光器是一种激光(准分子)激光器。但是,当屏蔽材料是由悬浮在有机材料(如,聚酰亚胺)中的金属粒子时,可使用功率非常小的激光器,例如氮激光器。

在另一个实施例中,通过屏蔽材料的受控的蒸汽淀积可产生厚度可变的X射线屏蔽128。这种技术也适合于自动化,通过一个微处理器驱动系统可以控制淀积的图案。

在另一个实施例中,首先向托架电镀屏蔽材料,对于金来说的最大所需厚度约为100μm,然后用高精度CNC车床对其进行机加工。这一实施例的优点是使用了简单的机械加工过程,不需要激光研磨过程需要的在线测量系统。

图15A和15B表示探头设计的一个实施例,它可使屏蔽件托架128A与探头14精确地按角度对齐,因此可使X射线屏蔽件128与探头14精确地按角度对齐。在这两者之间可以提供一种机械式的键配合,它在图中的表现形式是在探头14中的一个凸片140和在靶组件126中的一个相应的凹槽142,用于保证X射线屏蔽件128和探头14的准确定位,以便调整X射线发射图案相对于期望的照射体积的几何位置的方向。正如本领域的普通技术人员所知,还可以与图1的靶组件26组合起来使用图15A和15B的键配合方式的配置。

作为本发明的另一个特征,可利用控制技术来引导发射的电子束至发射元件上的选定表面,例如至在不同的空间区靶具有不同发射特征的地方。在遥测的控制下,或者在植入设备的全部或一部分之前通过对电源进行预编程,都可实现对电子束的控制。

图8表示一个典型的静电式电子束控制组件29。在所示的实施例中,阴极22按照与上述实施例相同的方式产生电子。电子通过聚焦电极23向阳极加速,并且通过3124A飞行靶组件26。在至靶组件26的途中,电子要穿过一个静电偏转组件30,如图8A的剖面图所示。该组件包括4个偏转器32。通过改变加到相对的两对偏转器32上的电压,当电子沿轴线16B向靶组件26运动时,沿轴线16A进行组件的电子束就被偏转,或“被控制”。因此,根据需要可把电子束轴线控制成直的或弯的。如以下所述,可按另外的方式使用电磁技术来进行电子束控制。在后一种情况下,可用磁偏转器线圈代替静电偏转板32,用电流驱动该线圈以建立实现已形成的电子束偏转所必要的磁场。

按电子束控制实施例的另一种形式,不让电子束通过静电偏转组件30,而是让电子束通过一组磁场产生线圈。这些线圈的排列方式类似于组件30的静电偏转板。通过改变通过线圈的电流,按预定的方式产生了最终的磁场,以便对电子束的路径产生影响。

按这样一种方式,可以控制电子束,使其击中锥形靶组件(图8)或任何其它特殊几何形状的靶上的某些体形位置。例如,在所示的实施例中,击中靶组件26的尖角侧的电子束将产生从这一侧发出的X射线,穿过靶组件的相对侧发出的入射的射线极少或根本没有。

按电子束控制实施例的另一种形式,通过改变靶组件和空间有关的发射参数(如辐射峰值随能量的变化)可控制X射线的发射特征。通过改变例如具有“牛眼形”空间分布形状的靶组件26上各个点的发射峰值(随能量而变),就可以控制电子束,使其抵达相对高能的X射线发射区,或抵达相对低能的X射线发射区。于是,可有选择地把电子束引向靶组件的各个区,实现所需的X射线发射特征和方向。

如本领域的普通技术人员所知,还可以将图8的电子束控制组件29与图12的靶组件126结合起来使用。

图16、17、和18表示出另一种电子束控制组件29′,组件29′包括一个反馈回路系统31,以准确定位电子束在X射线靶126B上。在所述的这个说明性实施例中,偏转组件30与图8所示基本类似,(只是该组件是定位在探头外部的一个磁偏转系统),并且设有一个X射线探测器142,以监视X射线靶126B发出的X射线。X射线探测器142可偏离电子束轴定位(如图所示),或者就放在阴极22后边的轴线上。

当在靶126B的X射线发射中存在伴生变化时,可以测量电子束轨道的变化。偏转控制器144(最好由微处理器驱动)可利用来自X射线探测器142的数据,并且通过控制加到偏转组件30的偏转器32上的电压,可适当改变电子束的位置。

例如,可利用反馈回路系统31把电子束对中到小型X射线靶126B上。但,当监视信号的变化的确表示:电子束中心已经从靶中心移开时,没有立即出现有关移动在哪个方向发生的信息。因此可能必须周期性地沿已知方向偏转电子束,并且观测监视信号的状况以使电子束回到中心位置。

把X射线探测器142放在电子光学元件138的后边以监视沿探头14的轴线16向后发出的X射线,从而就可以得到保持电子束定位在X射线靶126B上所需的监视信号。在图16和17中,图中所示的被监视的X射线140都偏转通过电子光学元件138的一侧。然而,如果阴极足够薄以致于对X射线来说变成可透射的,那么就有可能设计该系统,使X射线140能够穿过电子光学元件138和阴极22,可把探测器142放在外壳12的内部或外部,分别如图16和17所示。如图17所示,如果把探测器142放在外壳12的外部,则应该在外壳的壁上设置一个X射线透射窗口48,以便对探测器142和X射线靶126B进行光耦合。

在将电子束准确对中在X射线靶126B上之后,可使用图16和17的反馈系统优化电子束焦点,以得到最大的X射线输出。为此,例如,使用偏转控制器144来调节电子光学元件138的聚焦元件(例如,聚焦电极23)上的电压,从而使反馈系统监视的信号最大。

还可以与图1或8所示的靶组件26一道使用图16和17所示的反馈系统。例如,可使用该反馈系统来定位电子束,使电子束入射到具有不同发射特征的区域(例如,上述的牛眼形空间分布形状)的发射元件的一个特定点上。此外,可利用反馈系统控制电子光学元件的加速电压。

如以上描述的这些实施例所示,图1的设备10包括一个电源12A。图6是有代表性的电源12A的方块图。图7表示图6电源的一个比较详细的示意图。如图6和7所示,该实施例包括;一个回扫开关式变换器和调节器280;一个30∶1的电压变压器282,它耦合到控制电压(或高压倍增器输入)端282A;以及,一个10级电压倍增器,它耦合到高压端22A,并且适于驱动热离子发射体22的灯丝。借助于灯丝驱动电路286并通过电流控制端292a和电容器Co把一个灯丝射频功率驱动器和电压一频率(V/F)变换器290以及相关的射频灯丝驱动器292耦合到发射体22的灯丝上。

差分放大器294响应于在线295上的电流反馈信号和在线296上的外加的发射控制信号之间检测到的差值,通过驱动射频功率驱动器和V/F变换器290建立一个电流反馈回路。有选择地控制后一个信号,从而在发射体(热离子阴极)22的灯丝中形成X射线管阴极电流的期望的瞬时变化。

根据在线297上的电压反馈信号和在线298上的外加高压控制信号之间检测到的差值通过开关式变换器和调节器280来建立高压幅度反馈回路。有选择地控制后一个信号,以便在发射体(热离子阴极)22的灯丝上形成电位的期望幅度变化。

在美国专利No.5,153,900和美国专利申请序列号No.955,494中对图6和7所示电源提供更加详细的描述。

图9表示适合于脑瘤的X射线治疗的一个典型的系统300。系统300包括一个与低功率X射线设备10A相连结合使用的立体定向框架302。在该结构中,X射线设备10A大体上类似于图1所示的X射线设备10,只是具有圆柱形的几何形状。用相同的标号代表两个X射线设备10和10A中的相同的部件,一般来说,立体定向框架提供一个相对于病人头颅固定的基准结构。虽然上述优选实施例特别适合于与这种立体定向框架一道使用,但本发明的其它实施例也可能以类似的方式同这种或其它框架、或者同通用的基准框架一道使用,例如建立一个操作固定装置的框架,可将其固定到除头部外的身体的一部分上并以此为基准。在图9所示的实施例中,立体定向框架302大体上类似于“RadionicsInc.,Burlington,Massachusetts”制造的Cosman-Roberts-Wells系统。

在所示的实施例中,框架302建立了一个围绕一个期望的原点O的XYZ参考坐标系。框架302包括一个确定了一个参考平面的大体U形的支承元件304。4个臂306A、306B、306C、和306D(未示出)从支承架304伸出。每个臂都有一个定位销308。各销308大体互相面对地从臂306A、306B、306C、和306D的对应远端尖端伸出。在使用中,4个销308靠紧患者头盖骨定位,在框架302和病人的头颅之间确定一个固定的位置关系。于是框架302相对于病人的头颅确定了该XYZ参考坐标系。

借助于一对旋转耦合组件312和一对直线耦合组件314把一个X射线设备支承件310耦合到支承件304上。X射线设备支承件310包括一个弧形支承轨道310A。X射线设备10A通过耦合组件316耦合到支承轨道310A上。耦合组件316使X射线设备10A在沿轨道310A的圆形路径上并且在沿从弧形轨道310A的圆形路径向原点O径向向内延伸的轴线(如,轴线316′)的内极限点和外极限点之间产生受控的移动。

此外,绕旋转耦合组件312的转轮体的旋转可使X射线设备支承件310绕X轴转动。通过沿直线耦合组件314的轨道314A的移动,X射线设备支承件310可以沿垂直于由X和Y轴确定的平面(X-Y平面)的方向改变位置。在该说明性实施例中,轨道314A中的T形槽与固定到元件304上的滑块314B的凸榫配合,可沿垂直于X-Y平面的方向产生直线移动。调节该滑块314B上的定位螺钉332,可以把X射线支承件310锁紧在相对于支承框架304的设定高度。

通过移动从支承件304的轨道304A中的元件310延伸的凸榫,可在Z方向移动X射线支承件310。使用锁紧螺栓334可以确定元件310沿轨道304A的受控位置。

此外,相对于支承件305滑动件304,就可以在X方向按可调节的方式定位支承件304,支承件304以三个自由度按可调节方式定位,因此能在患者的头盖骨内确定原点O的期望位置。

图10以分解的形式表示出耦合组件316和X射线设备10A。如图所示,耦合组件316包括一个容座316A、一个套管件316B、再加上X射线设备10A的形状互补部分。如图所示,X射线设备10A的探头14的中心轴线16与轴线316′同轴。探头14的电子束一般情况下也与轴线316′同轴,但可以按可调节方式改变这个电子束,如以上结合图8、8A、16、17、和18所描述的,并且如以下结合图10将要描述的。

圆柱形的套管元件316B有一部分定位在容座316A内部并且与容座316A同轴。套管元件316B是可滑动的(沿辐射轴线316′方向),并且使用定位螺钉318A可相对于容座316A有选择地把套管件316B锁紧就位。套管件316B包括沿其中心轴线延伸的一个中心孔(直径为D)。

如以上所述,X射线设备10A类似于图1所示的X射线设备10,但具有大体圆柱形的外壳12;探头14包括一个紧挨着外壳12的一个圆柱形肩部14A(其直径略小于D),肩部14A的主要部分具有较小直径(在该优选实施例中为3.0mm)。借助于这样一种结构,可以定位X射线设备10A,使它的轴线16与轴线316′同轴,并将肩部14A滑动进入套管件316B的孔中。可以使用件316B的定位螺钉310沿轴线316′固定X射线设备10A的相对位置。

X射线设备10A可以包括用于电子束的磁偏转子系统。磁偏转子系统320包括如图18所示的磁偏转线圈32,它围绕轴16定位在肩部14A内。驱动这些线圈以按可调节方式控制电子束轴的位置,使电子束以期望的方式入射在组件126的靶上(例如,如图16和17所示)。按该优选方式,监视由设备10A产生的辐射(例如通过图16和17所示的X射线探测器142,和/或设在病人体外的X射线探测器),并且通过控制加到如图11所示的偏转线圈的偏转线X1、X2、Y1和Y2上的控制电流适当驱动偏转线圈。

如图9所示,以微处理器为基础的控制器可以不设在外壳12中,而是可以定位在外壳12的外部的控制单元342中。控制单元342通过电缆342′耦合到X射线设备10A。X射线设备10A的细长探头14的结构应使探头14可穿过由活组织检查针留下的通道,因此很容易把探头14插入病人脑内。对于由硬组织构成的肿瘤,并且使用了宽度小于探头14的活组织检查针,肿瘤的正确穿刺方法首先可能要求用中等大小的针拓宽由活组织检查针留下的通道。

借助于这种结构,探头14的尖端包含X射线发射靶,并且通过沿轴线316′的移动该尖端可相对于颅侧插入部位来回移动。通过定位螺钉318A和320可把X射线设备10A固定在一个指定的位置。对X射线设备10A的探头14的长度进行选择,使其满足:当探头14全部插下并到达沿316A的轴线316′的下限位置时,探头14的尖端的曲率中心刚好在原点O;当X射线设备10A完全抽出并到达沿轴线316′的上限位置时,探头14的远端尖端趋于到达病人头盖骨的外部。可以设定弧形支承轨道310A的坐标,使原点O位于期望的等照射中心。这样,通过旋转X射线设备10A的支承件310,而且沿弧形支承轨道310A的圆周轨道还要沿轴线316′定位X射线设备10A,用户就能够选择出合适的通道(最好破坏性最小),把探头14插入病人脑内,当探头14全部插入到下限点时探头14的尖端定位在原点O。

图11表示用于图9和10的X射线设备10A的优选高压电源12A的示意图。在该电源中,高压驱动信号是0~9伏的驱动信号。这个信号驱动回扫开关型场效应晶体管(FET)Q1,Q1又驱动高压回扫变压器。高压回扫变压器将+12伏的电压提升到几千伏。高压倍增器D1~D28又将这个电压升高到15~40千伏的期望输出电压。电压反馈线向控制器12C提供反馈信息,可使高压倍增器的输出电压数值保持不变。

灯丝+和-线向FET Q2和Q3提供互补的9伏250千赫的方波驱动信号。这些FET把可变的灯丝直流电压斩波成交流电压,并且驱动灯丝/高压隔离变压器T2。如果使用高频信号去驱动这个变压器,那么只有一圈的变压器次级就能驱动X射线管的灯丝。这又可使变压器微型化,同时又能维持必要的高压隔离。电流线FB允许控制器12C去检测电子束电流,然后控制器通过向热离子发射体22提供适当的加热电流来调节灯丝直流电压以获得期望的电子束电流。偏转线X1、X2、Y1、Y2向电子束的磁偏转线圈提供电流驱动信号。

如以上对于图1讨论过的,该设备10包括在电子进入探头14之前产生并加速电子束的部件以产生并加速电子。产生的电子束然后通过探头14、冲击靶26b、并且由此产生X射线。在没有磁场的情况下,通过探头14的电子遵循一个直线的轨迹。因此,探头14一般为刚性的,不能有任何弯曲。

然而,在某些医学应用中,使用柔性探头是有益的。一种这样的应用是沿一现成的通道(如,气管)把X射线源送下。另一种这样的应用是在临界结构(如,神经或血管)周围操纵X射线源。

图20A表示包括一个柔性探头214的设备200的示意图。设备200包括一个高压网络218、一个激光源220、一个探头组件214、和一个靶组件226。按照本发明的一个方向,把电子产生和加速部件定位在靶组件226中,设备200就可提供所需的柔性,其中不使用强磁场。探头组件214把激光源220和高压网络218都耦合到靶组件226。探头组件包括封闭在一个小直径柔性金属管204中的柔性纤维光缆202。

靶组件226(例如,长度为1-2cm)从探头组件214的端部开始延伸,并且包括封闭靶228的一个壳层。按照一个实施例,靶组件226在本质上是刚性的,并且一般是圆柱形状。在该实施例中,可认为封闭靶组件的圆柱形壳层已为电子束源以及从外壳开始沿电子束路径延伸的管状探头提供了一个外壳。组件226的内表面226A衬有电的绝缘层,而组件226的外表面226B是导电的。按照一个优选实施例,靶组件严密密封到探头组件214的端部,并抽成真空。按照另一个实施例,整个探头组件214都抽成真空。

纤维光缆202的终端202A至少有一部分面积最好涂有半透明的发光物质(如,Ag-O-Cs),于是形成一个光电阴极216,夹在纤维光缆202中的高压导线208把电子从高压网络218导通到阴极216。类似地,柔性管204把地返回线从靶228耦合到高压网络218,从而在阴极216和靶228之间建立了一个高压场。纤维光缆202的作用是在高压导线208和接地的柔性管204之间的绝缘介质。

在一个实施例中,为了消除从纤维光缆202出来的光被高压线208的吸收和散射,纤维光缆202可具有环形结构,如图20B的剖面图所示。激光器220发出的光前进到纤维光缆202的环形芯250。在芯250每一侧的覆盖层260的折射系数可使入射在交界处的光束折射到芯250内。接地的柔性金属管204包围着外覆盖层260。

像先前描述的实施例那样,靶228例如是铍(Be),在靶的一侧涂以高原子序数元素(例如,钨(W)或金(Au))的薄膜或层228A。

在操作中,向下照射纤维光缆202的小型半导体激光器220激励有发射能力的光电阴极216,光电阴极216产生自由电子222。在阴极216和靶228之间的高压电场加速这些电子,迫使它们击中靶228的表面228A并产生X射线。为了用发射0.8μm波长的光的激光器220从Ag-O-Cs光电阴极216产生例如20μA的电流,如果若使光电阴极216对这个波长的光有0.4%的量子效率,则要求激光器220能发射7.5毫瓦(mW)的光功率。这样一种二极管激光器很容易通过商业途径得到。按照本发明,形成阴极216的光电发射表面实际上可十分小。例如,对于阴极216的电流密度为1A/cm2的情况,光电阴极直径仅需约50μm。

在30~50kV的高压场中自由电子222的加速在靶228的膜228A中碰撞产生正离子。这些正离子将向光电阴极216加速,撞击并有可能损坏光电阴极的表面。如在图22中示意表示的,在减小离子对光电阴极216轰击的一个实施例中,在与光电阴极非常靠近的位置定位一个高电阻抗的(环形壳)屏蔽件217,并且屏蔽件217沿其外部边缘电耦合到光电阴极。屏蔽件217中的小孔217A聚焦自由电子222,并将它们散布在靶228上。返回的离子击中在屏蔽件217上,不会击中光电阴极216。

本发明在制造方面的一个困难是制造光电阴极216,用实用的物质制造合理的量子效率大于10-3的光电阴极应该在真空中进行。这一过程可利用定位在钟形容器中的纤维光缆202来完成,在该容器中按常规方式例如制造Ag-O-Cs光表面。随后,在不暴露于空气的条件下,把光缆202插入管204,并使光电阴极216与屏蔽件217接触。把端部202B真空密封到柔性管204上。

在上述实施例中,探头14、或214,以及与其相关的靶组件26、126、或226,都可涂以生物相适应的外层,例如在镍的底层上涂以氮化钛。为了得到附加的生物相适应保护,可在探头上加一个由聚氨酯构成的护套,如图2所示的护套。

本发明在不偏离本发明的构思和基本特征的条件下还可以按其它的特定形式实施。因此认为本发明的实施例在所有方面都是说明性的而不是限制性的,本发明的范围由所附的权利要求书表示,而不是由以上的描述表示;因此期望,落在权利要求书的等价物的范围和含义内的所有变化都包括在权利要求书的范围之内。

Claims (39)

1.一种X射线源,包括:A.一个外壳,封闭一个电子束产生装置,电子束产生装置用于沿电子束路径产生电子束,所述电子束产生装置包括一个电子束源;B.一个细长管状探头,从所述外壳开始并围绕所述电子束路径沿一中心轴线延伸;C.一个靶组件,包括一个靶元件,其中所述靶元件响应于入射在该靶元件上的电子发射X射线,所述靶组件包括把所述组件从所述外壳耦合到所述探头末端端部的装置,借此可沿所述电子束路径定位所述靶组件;以及D.一个电子束控制组件,其中所述电子束控制组件包括:ⅰ.偏转装置,响应于偏转控制信号把所述电子束从一个标称轴线偏转到和所述靶元件上一个选择的表面区域交叉的轴线;ⅱ.反馈网络,包括用于检测所述束的偏转的检测装置,以及产生代表所述偏转的反馈信号的装置,以及ⅲ.偏转控制器,耦合到所述偏转装置和所述反馈网络,并且包括根据所述反馈信号产生所述偏转控制信号的装置。
2.如权利要求1所述的X射线源,其特征在于,所述偏转检测装置包括检测所述靶元件的X射线发射的X射线检测装置。
3.如权利要求2所述的X射线源,其特征在于,所述电子束源定位在所述靶元件和所述X射线检测装置之间,所述发射的X射线至少有一部分通过所述电子束源传播到所述X射线检测装置。
4.如权利要求2所述的X射线源,其特征在于,所述反馈控制器包括控制所述电子束的所述偏转的装置,借此所述X射线检测装置可检测到来自所述靶元件的最大X射线发射。
5.如权利要求1所述的X射线源,其特征在于,所述电子束控制组件包括校准装置,用于周期性地沿至少一个预定方向的轴线偏转所述电子束,以校准所述偏转检测装置。
6.如权利要求1所述的X射线源,其特征在于,的电子束控制组件包括沿至少一个预定方向的轴线偏转所述电子束的装置,其中所述靶组件包括托架装置,用于支承所述靶元件,并且其中的一个或多个边界在所述托架装置和所述靶元件之间形成,该每个所述边界都确定基准边缘,该基准边缘横断相关的所述方向轴线之一。
7.如权利要求3所述的X射线源,其特征在于,所述偏转装置包括定位装置,用于控制入射到所述靶的中心的所述电子束,并且包括:ⅰ.沿垂直于所述电子束路径的第一方向,即X方向,使所述电子束扫描所述靶的装置,该装置在所述扫描中检测基准边缘,并且借此在所述检测的基准边缘之间的所述靶上确定X方向参考点,ⅱ.使所述电子束沿第二方向,即Y方向,扫描所述靶的装置,其中所述Y方向垂直于所述X方向和所述电子束路径,该装置在所述扫描中检测基准边缘并借此在所述检测的基准边缘之间的所述靶上确定Y方向参考点,ⅲ.产生代表所述X方向中点和所述Y方向参考点的所述控制信号的装置,以及ⅳ.把所述控制信号加到所述偏转装置的装置,借此,从所述源观察,使所述电子束入射到所述靶上的一个期望点上。
8.如权利要求6所述的X射线源,其特征在于,所述偏转装置包括靶探测装置,它包括:ⅰ.控制所述电子束使其在所述外壳的远端的所述探头的所述端部以屏面扫描图案进行扫描的装置;ⅱ.识别其中所述电子束横过所述靶元件的扫描、沿所述扫描检测基准边缘、并借此沿所述经识别的扫描确定第一参考点的装置。
9.如权利要求8所述的X射线源,进一步还包括:ⅰ.产生代表所述第一参考点的所述控制信号的装置,ⅱ.把所述控制信号加到所述偏转装置的装置,借此沿连接所述经识别的扫描的所述基准边缘的一条直线的垂直平分线定位所述电子束,ⅲ.沿垂直于所述线的一个方向轴线扫描所述电子束的装置,该装置沿所述方向轴线检测所述基准边缘,并借此确定沿所述检测的基准边缘之间的所述方向轴线的第二参考点,所述第二参考点是沿在所述检测的基准边缘之间的所述方向的轴线的中点。ⅳ.产生代表所述第一和第二参考点的所述控制信号的装置,以及ⅴ.把所述控制信号加到所述偏转装置的装置,借此,从所述源观察,使所述电子束入射到所述靶的中心。
10.如权利要求1所述的X射线源,其特征在于,所述电子束源进一步包括控制器装置,它响应于所述X射线检测装置,根据来自于所述靶元件的检测到的X射线发射调节所述电子束电流。
11.一种X射线源,包括:A.一个外壳,封闭一个电子束产生装置,电子束产生装置用于沿电子束路径产生电子束,所述电子束路径沿一电子束轴线布置,所述电子束产生装置包括一个电子束源;B.一个细长管状探头,从所述外壳开始并围绕所述电子束路径沿一中心轴线延伸;以及C.一个靶组件,沿所述中心轴线延伸,并且包括把所述靶组件耦合到所述外壳远端的所述探头的端部的装置,所述靶组件包括:(ⅰ).一个靶元件,它具有一个第一表面并定位在所述电子束路径中,其中所述靶元件响应于入射在所述第一表面上来自所述电子束的电子发射X射线;(ⅱ)一个探头尖端组件,包括维持所述靶元件的所述第一表面位于所述电子束路径中的装置,所述探头尖端组件基本上对X射线是可透射的,并且在所述探头的一个远端确定一个外表面;以及(ⅲ )一个屏蔽件,其特征是有一个选择的透射断面,该屏蔽件定位在所述探头尖端组件的所述外表面上,用于控制从所述源发出的并且穿过所述探头尖端组件的所述X射线的等剂量线的空间分布。
12.如权利要求11所述的X射线源,其特征在于,所述探头尖端组件包括:A.一个靶托架元件,它的第一侧适于支撑所述靶元件,它的第二侧与所述第一侧相对,所述第二侧是所述外表面;B.一个探头尖端元件,它与所述靶托架元件同轴定位,并且耦合到所述靶托架元件。
13.如权利要求12所述的X射线源,其特征在于,所述靶托架元件基本上是半球形,所述靶托架元件适于和所述靶元件同轴定位。
14.如权利要求12所述的X射线源,其特征在于,所述的靶托架元件由铍制成。
15.如权利要求12所述的X射线源,其特征在于,在所述探头尖端元件同心地耦合在所述靶托架元件之前,使所述靶托架相对于所述探头尖端元件变冷却,并且当所述靶托架元件和所述探头尖端元件达到热平衡时,所述探头尖端元件和所述靶托架元件由于所述靶托架元件的热膨胀而变为夹紧在一起。
16.如权利要求11所述的X射线源,其特征在于,所述靶组件包括一个夹在所述探头尖端组件的所述外表面和所述屏蔽件之间的一个屏蔽件托架元件。
17.如权利要求11所述的X射线源,其特征在于,所述屏蔽件具有预定厚度的断面。
18.如权利要求11所述的X射线源,其特征在于,所述靶组件的所述第一表面基本上是平直的,并且确定所述靶元件的位置以使所述第一表面垂直于所述中心轴线。
19.如权利要求11所述的X射线源,其特征在于,所述电子束具有大致圆形的横断面,它在所述靶元件处的直径为d1,所述靶元件在横断所述电子束轴线处有最大尺寸d2,该尺寸是在所述靶元件处穿过所述束轴线处测得的;其中d2小于或等于d1。
20.如权利要求11所述的X射线源,其特征在于,所述电子束具有大致圆形的横断面,它在所述靶元件处的直径为d1,所述靶元件具有横断所述电子束轴线处有最小尺寸d2,该尺寸是在所述靶元件穿过所述束轴线处测得的;其中,d2大于或等于d1。
21.如权利要求11所述的X射线源,其特征在于,所述屏蔽具有一个面对所述靶元件的大致半球面的表面,所述靶元件在横过所述靶元件处的所述电子束轴线的一个最大尺寸d2,所述电子束轴线与所述靶元件的交点位置距所述屏蔽的所述半球面表面的最小距离为d3,并且d2/d3在1/3~1/20的近似范围内。
22.如权利要求21所述的X射线源,其特征在于,所述电子束具有大致圆形的断面,它在所述靶元件处的直径为d1,并且d1/d3在1/3~1/20的近似范围内。
23.如权利要求11所述的X射线源,其特征在于,所述屏蔽件是在所述探头尖端组件的所述外表面上蒸汽淀积形成的,其断面具有预定的厚度。
24.如权利要求11所述的X射线源,其特征在于,所述屏蔽件是向所述探头尖端的所述外表面进行的电镀层,然后再对其进行机加工使其具有一个预定厚度的断面。
25.一种X射线源,包括:A.一个电源,包括第一端和第二端,以及一个驱动装置,用于在所述第一端和所述第二端之间建立一个输出电压,所述输出电压具有一个在10kV~90kV范围的峰值B.一个柔性纤维光缆组件,具有一个起始端和一个终止端,并且包括从所述起始端延伸到所述终止端的光纤元件,适于向所述终止端发送入射在所述起始端的光;C.一个光源,它包括用于在所述光纤组件的所述起始端产生一个光束并将光束引导到该起始端的装置;以及D.一个靶组件,它固定到所述纤维光缆组件的所述终止端,并且借助于所述第一端和第二端电耦合到所述电源,并且包括响应于向所述终止端发送的光在预定的能谱范围发射X射线的装置。
26.如权利要求25所述的X射线源,其特征在于,所述靶组件包括具有光电发射表面的光电阴极,所述光电阴极靠近所述光纤元件的所述终止端定位,并且响应于来自所述终止端的并且入射在光电阴极上的所述光束部分从所述光电发射表面发射电子。
27.如权利要求26所述的X射线源,其特征在于,所述靶组件包括与所述光电发射表面隔开并与所述光电发射表面相对的靶元件,并且包括响应于从所述光电发射表面发出的并且入射在所述靶元件上的电子而发射X射线的装置。
28.如权利要求27所述的X射线源,其特征在于,所述电源的所述第一端电耦合到所述光电阴极,所述电源的所述第二终端电耦合到所述靶元件,由此建立一个电场,该电场的作用是加速从所述发射表面向所述靶元件发射的电子。
29.如权利要求28所述的X射线源,其特征在于,所述纤维光缆组件包括位于所述光纤元件内部的电导线,并且适于电耦合所述电源的所述第一端至所述光电阴极。
30.如权利要求29所述的X射线源,其特征在于,所述纤维光缆组件包括一个导电的、柔性的外护套,所述护套适于电耦合所述电源的所述第二端至所述靶组件。
31.如权利要求30所述的X射线源,其特征在于,所述靶组件包括耦合在所述护套和所述靶元件之间的一个导电的外表面。
32.如权利要求30所述的X射线源,其特征在于,所述靶组件基本上是刚性的并且是大体圆柱形形状,并且包括一个电绝缘的内表面、第一基端、和第二基端,其中所述第一基端沿一个纵轴与所述第二基端相对,其中所述光电阴极靠近所述第一基端定位,所述靶元件靠近所述第二基端定位。
33.如权利要求32所述的X射线源,其特征在于,所述靶组件包括密封所述靶组件的装置,从而形成由所述内表面,所述第一基端,和所述第二基端确定的一个封闭的室。
34.如权利要求27所述的X射线源,其特征在于,从所述光电阴极发出并入射在所述靶元件上的所述电子形成一个电子束,该电子束的特征是束电流的近以范围是1nA~100μA。
35.如权利要求28所述的X射线源,其特征在于,从所述光电发射表面发出并入射在所述靶元件上的所述电子由所述电场加速到10keV~90keV的能量近以范围。
36.如权利要求25所述的X射线源,其特征在于,所述纤维光缆组件进一步包括:A.一个导电电缆,其中所述光纤元件同轴地设在所述导电电缆的周围;以及B.一个导电的外壳层,它同轴地设置在所述光纤元件的周围。
37.如权利要求27所述的X射线源,其特征在于,所述纤维光缆组件进一步包括第一覆盖壳层,所述第一覆盖壳层的折射率小于所述透光芯部的折射率,第一覆盖壳层同心地设在所述导电电缆和所述光纤元件之间。
38.如权利要求37所述的X射线源,其特征在于,所述纤维光缆组件进一步还包括第二覆盖壳层,所述第二覆盖壳层的折射率小于所述透光芯部的折射率,第二覆盖壳层同心地设置在所述光纤元件和所述导电外壳层之间。
39.如权利要求27所述的X射线源,其特征在于,它进一步还包括一个靠近所述光电阴极的环形壳层屏蔽元件,所述屏蔽元件确定一个中心孔,可允许通过某些所述发射的电子达到靶元件并且挡住某些其余的所述发射的电子。
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