DE69906257T2

DE69906257T2 - Gehäuse für eine miniaturröntgenröhre

Info

Publication number: DE69906257T2
Application number: DE69906257T
Authority: DE
Inventors: I. Chornenky
Original assignee: Medtronic AVE Inc
Current assignee: Medtronic Vascular Inc
Priority date: 1998-01-16
Filing date: 1999-01-19
Publication date: 2003-11-13
Anticipated expiration: 2019-01-20
Also published as: ATE235741T1; WO1999036938A1; EP1051728A1; AU2230699A; US6108402A; DE69906257D1; EP1051728B1; JP2002510121A

Description

GEHÄUSE FÜR EINE MINIATURRÖNTGENEINRICHTUNG

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Miniaturröntgeneinrichtungsanordnung und insbesondere eine Anordnung für ein Gehäuse einer Miniaturröntgeneinrichtung.
Im medizinischen Bereich bemühen sich Ärzte und Wissenschaftler darum, weniger invasive Methoden zur Behandlung von Patienten zu finden. Durch die Verwendung von Behandlungen, welche weniger intrusiv für den Körper sind, können Ärzte die Belastung für das Organsystem des Patienten und das Ausgesetztsein gegenüber Infektionen sehr reduzieren. Beispielsweise befähigen laparoskopische Techniken Ärzte dazu, durch eine kleine Öffnung in der Haut das Innere des Körpers zu untersuchen und operative Eingriffe durchzuführen. Weniger intrusive medizinische Techniken sind äußerst nützlich, wenn sie beispielsweise bei kardiovaskulären Erkrankungen angewendet werden.
Kardiovaskuläre Krankheiten befallen Millionen Menschen und verursachen häufig Herzanfälle und Tod. Ein häufiger Aspekt bei vielen kardiovaskulären Erkrankungen ist Stenose oder die Verdickung der Arterie oder Vene, was den Blutfluss durch die Gefäße reduziert. Angioplastische Verfahren wurden entwickelt, um verstopfte Arterien wieder zu öffnen, ohne von einer Bypass- Operation Gebrauch zu machen. Jedoch werden bei einem großen Teil der Fälle die Arterien nach einem angioplastischen Verfahren wieder verstopft. Diese sich wiederholende Verringerung des Innendurchmessers des Gefäßes wird Restenose bezeichnet. Restenose erfordert häufig eine zweite Angioplastie und eventuelle Bypass-Operation. Eine Bypass-Opertion ist sehr belastend für einen Patienten, da sie die Öffnung des Brustkastens erfordert und Risiken wegen Infektion, Anästhesie und Herzversagen bietet. Effektive Verfahren zur Vorbeugung oder Behandlung von Restenose wären für Millionen von Menschen nützlich.
Ein Versuch bezüglich Restenose probierte eine Bestrahlung der Gefäßwand. Beispielsweise beschreibt die "X-ray Catheter" betitelte WO-A-97/07740 eine Röntgeneinrichtung zum Einführen in ein Lumen eines Körpers, welche lokalisierte Röntgenstrahlung abgeben kann. Es sind viele schwierige technische Probleme damit verbunden, lokalisierte Röntgenstrahlung ins Innere des Lumens eines Patienten abzugeben. Die "Miniature X-ray Device Having Cold Cathode" betitelte WO-A-99/05694 diskutiert verbesserte Kathodenkonfigurationen, welche die Elektronenemissionsrate verbessern und das benötigte elektrische Feld verkleinern. Eine der oben beschriebenen Verbesserungen in der Anmeldung ist die, dass eine aus körnigen Metallmaterialien hergestellte Kathode keine zusätzliche Beschichtung, wie z. B. Diamant, benötigt, um Elektronen mit mäßigen elektrischen Feldern für Röntgenanwendungen zu emittieren. Eine Kathode mit einer körnigen Oberfläche, welche vielfache Mikrovorsprünge umfasst, kann unter Verwendung thermischer Diffusionsbindung aus granuliertem Gettermaterial oder Getterpulver mit Korngrößen von 0,5 bis 50 Mikrometern im Durchmesser ausgebildet werden.
Somit besteht ein Bedarf für effektive Einrichtungen, welche dafür verwendet werden, das Innere des Körpers mit minimaler Intrusion zu behandeln. Effektive, weniger invasive Techniken zur Vorbeugung und Behandlung von Stenose und Restenose an einer Hohlraumwanad werden besonders benötigt. Andere Applikationen für lokalisierte Röntgenstrahlung sind zahlreich, wie z. B. die Behandlung des Inneren des Ösophagus und die Bestrahlung von Tumoren.
Die WO-A-99/05694 offenbart eine Röntgeneinrichtung zum Einführen in einen Körper mit einem Gehäuse, das aus CVD-Diamant hergestellt ist. Dieses Dokument wurde nicht vor dem Prioritätstag des vorliegenden Falls veröffentlicht.
Gemäß der vorliegenden Erfindung ist eine zum Einführen in einen Körper und zur Abgabe von Röntgenstrahlung geeignete Einrichtung vorgesehen, umfassend einen Verbinder, der einen proximalen und einen distalen Abschnitt enthält; ein Diamantvakuumgehäuse, das mit dem distalen Abschnitt des Verbinders gekoppelt ist; eine Anode mit einem Diamantinnenabschnitt, welcher innerhalb des Diamantvakuumgehäuses angeordnet ist, und eine Kathode, die innerhalb des Diamantvakuumgehäuses angeordnet ist, wobei die Anode und die Kathode so angeordnet sind, dass sie die Erzeugung von Röntgenstrahlung ermöglichen, wobei das Diamantvakuumgehäuse eine Außenfläche und eine leitende Beschichtung auf der Außenfläche des Diamantvakuumgehäuses umfasst, wobei die leitende Beschichtung elektrisch mit der Kathode verbunden ist.
Die Erfindung kann vollständiger unter Berücksichtigung der detaillierten Beschreibung der Ausführungsform der Erfindung verstanden werden, welche in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen erfolgt, in welchen:
Fig. 1 eine Explosionsquerschnittsansicht einer Ausführungsform eines Diamantgehäuses für eine Miniaturröntgeneinrichtung der vorliegenden Erfindung zeigt;
Fig. 2 eine perspektivische Ansicht eines Dorns zur Verwendung bei einer chemischen Abscheidung aus der Gasphase des Diamantgehäuses zeigt.
Die vorliegende Erfindung ist für eine Reihe von Einrichtungen, Verwendungsverfahren, Systemen und Anordnungen geeignet, welche Lumen, Gefäße oder innere Stellen in einem Körper mit Röntgenstrahlung bestrahlen. Die Erfindung ist besonders nützlich bei der Verhinderung von Restenose in dem kardiovaskulären System.
Während die vorliegende Erfindung nicht so weit beschränkt ist, wird eine Würdigung der verschiedenen Aspekte der Erfindung am besten durch eine Diskussion der verschiedenen Anwendungsbeispiele, welche in einer solchen Umgebung arbeiten, gesehen.
Im Allgemeinen stellt die vorliegende Erfindung ein verbessertes Gehäusematerial für einen Miniaturröntgenemitter bereit, welcher zur Verwendung innerhalb des Körpers eines Patienten, vor allem innerhalb eines kardiovaskulären Systems bestimmt ist. Eine Einrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung ist zum Einführen in den Körper geeignet, gibt Röntgenstrahlung ab und umfasst einen Verbinder, wie z. B. ein Koaxialkabel, mit einem proximalen und einem distalen Abschnitt. Die Einrichtung umfasst auch ein Diamantvakuumgehäuse, welches mit dem distalen Abschnitt des Koaxialkabels gekoppelt ist. Das Diamantvakuumgehäuse enthält eine Anode und eine Kathode zur Erzeugung von Röntgenstrahlung. Die vorliegende Erfindung stellt auch ein Verfahren zur Herstellung eines Miniaturröntgenemitters bereit, umfassend die Schritte der Gestaltung einer Struktur aus Diamant, welche eine Vakuumkammer definiert und eine Kathode und eine Anode ummantelt.
Miniaturröntgenemitter benötigen Materialien mit strengen Spezifikationsforderungen für die Sicherheit und den effektiven Betrieb innerhalb eines Körpers. Beispielsweise sind hohe Potenzialunterschiede innerhalb eines Röntgenemitters über sehr kleine Abstände vorhanden. Beträchtliche Wärmemengen können auch innerhalb der Röntgeneinheit erzeugt werden. Die Komponenten des Röntgenemitters müssen mit sehr kleinen Maßstäben konstruierbar sein, uni zu ermöglichen, dass der Röntgenemitter in ein Lumen des Patienten eindringen kann, wie z. B. ein Blutgefäß oder eine Arterie. Eine für die Verwendung innerhalb des Körpers bestimmte Röntgeneinrichtung ist in der am 22. August 1996 eingereichten U. S. Patentanmeldung Serien Nr. 08/701,764 mit dem Titel "X-ray Catheter" beschrieben.
Der Gesamtdurchmesser des Röntgenemitters ist klein genug, um leicht durch menschliche Arterien und/oder Arteriolen zu passen. Insbesondere beträgt der Gesamtdurchmesser etwa 1-4 Millimeter. Wie es aus der Beschreibung der nachfolgenden Zeichnungen ersichtlich ist, ist an bestimmten Punkten in der Röntgeneinrichtung die mit der Anode verbundene Hochspannungsleitung von der mit der Kathode verbundenen Niederspannungsleitung um einen Abstand von 1 Millimeter oder weniger getrennt. Es ist vorzuziehen, dass ein Gehäusematerial des Röntgenemitters eine hohe Durchschlagsfestigkeit aufweist, um einem großen elektrischen Feld ohne Durchschlag zu widerstehen. Andere Qualitäten des Emitters tragen auch dazu bei, einen elektrischen Durchschlag zu verhindern, wie z. B. die Geometrie des Emitters, das Fehlen von Gasen und Verunreinigungen in dem Vakuumgehäuse, der spezifische Oberflächenwiderstand und die Dielektrizitätskonstante, wie es aus dem Stand der Technik bekannt ist.
Ein "Dreifachverbindungspunkt" der Kathode (die Verbindung zwischen der Kathode, der Gehäusewand und dem Vakuum) kann vor dem hohen elektrischen Feld zwischen der Anode und der Kathode durch eine leitende Beschichtung und/oder die anderen Komponenten abgeschirmt werden, um die Chancen eines elektrischen Überschlags zu reduzieren. Das Mantelmaterial kann eine niedrige Dielektrizitätskonstante aufweisen, sodass alle Impulsspitzen in dem elektrischen Feld vermieden werden.
Elektrischer Strom von der Anode zur Kathode längs einer Innenwand oder durch eine Innenwand des Gehäuses sollte verhindert werden. Daher wurde in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung auch herausgefunden, dass ein hoher spezifischer Widerstand eine wünschenswerte Eigenschaft für das Mantelgehäusematerial ist, um Kriechstrom durch das Gehäuse zu verhindern.
Kriechstrom durch das Gehäuse erzeugt unerwünschte Wärme. Zusätzlich wird durch das Gehäuse kriechender Strom nicht dafür verwendet, Röntgenstrahlen zu erzeugen, sodass eine genaue Röntgendosis nicht verabreicht werden kann.
Zusätzlich ist ein hoher spezifischer Oberflächenwiderstand eine gewünschte Charakteristik des Gehäusematerials. Vorzugsweise besitzt das Gehäuse einen spezifischen Oberflächenwiderstand von wenigstens 10¹¹ Ohm pro Quadrat. Ein spezifischer Oberflächenwiderstand von 10¹³ Ohm pro Quadrat oder höher ist bevorzugter.
Röntgentransparenz ist eine wünschenswerte Charakteristik des Gehäusematerials. Das Gehäuse umgibt die Anoden- und Kathodenkomponenten, wo die Röntgenstrahlung erzeugt wird. Ein für Röntgenstrahlung transparentes Gehäusematerial erlaubt es, dass gleichbleibende und genaue Dosierungen das Lumen des Patienten erreichen.
Eine Vakuumkammer ist von der Hülle in der Röntgeneinrichtung eingeschlossen. Daher wurde herausgefunden, dass vakuumdichte Verbindungen für den ordnungsgemäßen Betrieb der Röntgeneinrichtung erwünscht sind. Das Hüllenmaterial muss daher zu wärmewiderstandsfähigen, vakuumdichten Verbindungen mit den Metallkomponenten und der Anode und der Kathode fähig sein.
Es hat sich herausgestellt, dass Diamant eine attraktive Gehäusematerialwahl für eine Miniaturröntgeneinrichtung ist. Der Begriff Diamant umfasst Kohlenstoff mit diamantähnlichen Bindungen, welche eine negative Elektronenaffinität demonstrieren. In Verbindung mit dieser Erfindung hat sich herausgestellt, dass eine dreidimensionale Diamantstruktur ein hervorragendes Gehäusematerial für einen Miniaturröntgenemitter ist. Ein (CVD)-Verfahren zur chemischen Abscheidung aus der Gasphase (chemical vapor deposition) von Diamanten ist eine Art, das Gehäuse der vorliegenden Erfindung zu konstruieren. Jüngste Fortschritte bei CVD-Diamanttechniken ermöglichen es, ein dreidimensionales Diamantgehäuse mit einem Durchmesser von weniger als 2,5 mm hervorzubringen.
Fig. 1 ist eine Querschnittsansicht einer Röntgeneinheit gemäß der vorliegenden Erfindung. Die Röntgeneinheit der Fig. 1 besitzt ein Diamantvakuumgehäuse 10, eine Diamantanodenstruktur 12 und eine Kathodenstruktur 14. Im Allgemeinen könnten viele unterschiedliche Elemente verwendet werden, um die Röntgeneinrichtung der vorliegenden Erfindung zur Behandlungsstelle zu führen. Beispielsweise kann die Röntgeneinrichtung an dem distalen Ende eines nicht gezeigten flexiblen Katheterschafts positioniert sein.
Wenn eine hohe Potenzialdifferenz über die Anode und Kathode angelegt wird, werden von der Kathode emittierte Elektronen über den Spalt, welcher die Anode von der Kathode trennt, beschleunigt. Die beschleunigten Elektronen kollidieren mit der Anode, verzögern abrupt und emittieren Röntgenstrahlung durch den Bremsstrahlungseffekt, wie es in der Technik bekannt ist. Während die Röntgenstrahlung in die Wand des Lumens eindringt, beschädigt sie die DNA einer Mehrheit von glatten Muskelzellen. Da die Population von unbeschädigten glatten Muskelzellen dezimiert wird, wir ihre Vermehrungsrate während des Heilprozesses nach einer angioplastischen Prozedur gehemmt und die folgende Restenose tritt nicht auf. Bei koronaren Applikationen ist es erwünscht, die Röntgenstrahlung in das Adventitiagewebe des Blutgefäßes etwa 1-2 Millimeter tief von der inneren Gefäßwand eindringen zu lassen. Das Eindringen in das Herzmuskelgewebe sollte minimiert werden. Es ist ferner erwünscht, die Röntgenstrahlung mit einer Maximalenergie von etwa 8-12 Kiloelektronenvolt (keV) bei Koronarapplikationen abzugeben. Wenn die gewünschte Dosierung abgegeben wurde, wird die Spannungsquelle unterbrochen und der Katheter aus dem Körper entfernt.
Gemäß der vorliegenden Erfindung kann das Vakuumgehäuse 10 durch chemische Abscheidung von Diamant aus der Gasphase ausgebildet werden. Diamantstrukturen sind fester als die vorangehend für Röntgenkatheter verwendeten Bornitridstrukturen. Die erhöhte Festigkeit des Diamantgehäuses erlaubt die Konstruktion von Röntgenkathetern mit Durchmessern von weniger als 2,5 mm und in einigen Ausführungsformen weniger als 2 mm. Behandlungen für kardiovaskuläre Erkrankungen werden zunehmend weniger invasiv in den Körper des Patienten und daher weniger anstrengend für das System des Patienten. Größenverbesserungen an einer Röntgeneinrichtung reduzieren die Größe der benötigten Inzision, verbessern die Manövrierfähigkeit und verringern den Druck auf das Lumen und ermöglichen der Einrichtung, entferntere Orte im Körper des Patienten zu erreichen. Das Konstruieren des Vakuumgehäuses mit Diamant erlaubt eine merkliche Größenreduzierung.
Diamant besitzt auch die attraktive Charakteristik, transparent gegenüber Röntgenstrahlung zu sein, wodurch die volle Röntgendosis die Lumenwand erreichen kann. Zusätzlich ist Diamant ein ausgezeichneter Wärmeleiter. Eine bestimmte Wärmemenge wird typischerweise von der Röntgeneinheit an der Anode erzeugt. Die thermische Leitfähigkeit von Diamant beträgt 20 Watt/cmºC. Daher wird die von der Röntgeneinheit an der Anode erzeugte Wärme überall in der Struktur schnell abgeleitet, was eine Beschädigung der Anodenkomponenten verhindert.
Wenn in einer Arterie verwendet, wo der typische Blutfluss etwa 50-60 cm³/Minute beträgt, unterstützt der Blutfluss die Ableitung der durch das Vakuumgehäuse geleiteten Wärme. Jedoch kann ein Kühlmechanismus dennoch erwünscht sein, besonders wenn der Röntgenemitter innerhalb eines flexiblen Katheterschafts verwendet wird. Eine Spülung mit einer Salzlösung durch den flexiblen Katheterschaft beispielsweise führt die durch das Vakuumgehäuse geleitete Wärme ab, sodass der Katheter selbst nicht durch die Wärme beschädigt wird. Wo die Röntgeneinrichtung in anderen Körpersystemen verwendet wird, können zusätzliche Kühlverfahren notwendig sein. Eine Spülung mit einer Salzlösung kann auch eine Schmierung zwischen dem Röntgenemitteraufbau und dem Kathetermantel bereitstellen.
Ein weiterer Vorteil der Einbeziehung von Diamant in das Vakuumgehäuse ist der spezifische elektrische Widerstand von Diamant. Der spezifische elektrische Widerstand von chemisch durch eine Abscheidung aus der Gasphase ausgebildeten Diamant beträgt ungefähr 10¹&sup5; Ohm-cm. Das elektrische Feld, bei welchem Diamant einen elektrischen Durchschlag erfährt, beträgt 10&sup7; V cm. Um ein elektrisches Feld an der Oberfläche der Kathode aufrechtzuerhalten, müssen die Anode und die hochspannungsführenden Komponenten der Röntgeneinheit gegenüber der leitfähigen Beschichtung und der äußeren leitfähigen Schicht des Koaxialkabels isoliert werden. Das Potenzial der äußeren leitfähigen Schicht ist eine schwebende niedrige Spannung. Der Patient ist geerdet, wie es aus der Technik bekannt ist und wie es in "Handbook of Electrical Hazards and Accidents", herausgegeben von Leslie Geddes, veröffentlicht von CRC Press, Boca Raton, Florida, 1995 beschrieben ist. Eine unzureichende Isolation führt zu einer elektrischen Entladung oder Überschlag. Die Verwendung von Diamant als Vakuumgehäuse verbessert die Isolation und verringert die Wahrscheinlichkeit eines Überschlags.
Das Diamantvakuumgehäuse kann chemisch durch eine Abscheidung aus der Gasphase ausgebildet werden. Jüngste Fortschritte bei Techniken der chemischen Abscheidung aus der Gasphase haben die Konstruktion von dreidimensionalen Diamantstrukturen ermöglicht. Somit ist es gemäß dieser Erfindung möglich, dreidimensionale Diamanthüllen als ein Strukturelement des Vakuumgehäuses zu verwenden. Strukturdiamantrohre können durch eine Abscheidung von Diamant auf einer Metallstange oder Dorn, wie in Fig. 2 gezeigt, gezüchtet werden. Der Dorn 38 kann aus Tn, W, Mo, Ta oder Si hergestellt sein. Diese Materialien sind für die Diamantabscheidung besonders bevorzugt, da sie nicht mit dem abgeschiedenen Diamant reagieren und sie leicht zu eliminieren sind, wenn die Abscheidung abgeschlossen ist. Die am meisten bevorzugten Verfahren zur Erzeugung von Strukturdiamantteilen sind Heizfadenabscheidung, Verbrennung und Gleichstrombogenstrahlen. Diese drei Arten von chemischen Gasabscheidungsverfahren sind in der Technik beschrieben und sind allgemein für Fachleute bekannt. Beispielsweise ist die Abscheidung von röhrenförmigen Diamanten gut in "Cylindrically Symmetric Diamond Parts by Hot-Filament CVD", Diamond and Related Materials, Volume 6, Seiten 1707-1715 (1997), von T. R. Anthony beschrieben.
Das Diamantgehäuse 10 ist vorzugsweise als ein Hohlzylinder ausgebildet, was einen zylindrischen Dorn 38 notwendig macht. Ein konisch geformtes Gehäuse kann auch verwendet werden. Jedoch sind viele andere Konfigurationen für die Diamanthülle 10 möglich und werden von dieser Erfindung in Betracht gezogen.
Der Aufbau der Fig. 2 wird in einem Reaktor für die chemische Abscheidung aus der Gasphase (CVD) zur Abscheidung von Diamant durch CVD, wie es in der Technik bekannt ist, angeordnet. Die chemische Abscheidung von Diamant aus der Gasphase wird auch beispielsweise in dem Buch Diamond Films and Coatings, Herausgeber Robert F. Davis, Noyes Publication, 1993 beschrieben. CVD kann von General Electric und vielen anderen Herstellern durchgeführt werden.
Der CVD-Reaktor enthält ein Plasma, welches unter Verwendung einer Energiequelle, wie z. B. einer Gleichstrom-, Hochfrequenz- oder Mikrowellenquelle, erzeugt wird. Das Plasma kann ein bis drei Prozent CH&sub4; und siebenundneunzig bis neunundneunzig Prozent H&sub2; aufweisen. Eine dreidimensionale Diamantstruktur wird auf dem Dorn in einer CVD- Diamantreaktorkammer abgeschieden. Dann kann der Dorn durch Ätzen mit einer Säure eliminiert werden, wie es in der Technik bekannt ist. Nur die dreidimensionale Diamantstruktur bleibt übrig. Ein Zylinder aus Diamant mit 100 bis 200 Mikrometern Dicke wird durch das CVD-Verfahren ausgebildet. Nachdem das Diamantgehäuse ausgebildet ist, wird das Gehäuse bei einer Temperatur von etwa 700ºC für ein bis zwei Stunden getempert, um den spezifischen elektrischen Widerstand der Struktur zu erhöhen. Die innere Fläche des Diamantgehäuses kann auch behandelt werden, um den spezifischen elektrischen Widerstand an der Oberfläche zu erhöhen. Ätzen der inneren Fläche mit einer Säure erhöht den spezifischen elektrischen Widerstand und hilft daher, einen Kurzschluss in dem Röntgenemitter infolge einer Entladung zwischen der Hochspannungsanode und der Kathode, welche eine Niederspannung aufweist, zu verhindern. Ein Beispiel einer Säure, welche verwendet werden kann, ist Flußsäure.
Die anderen Komponenten des Miniaturröntgenemitters der vorliegenden Erfindung werden nun beschrieben. Immer roch auf Fig. 1 bezugnehmend kann die Anode 12 ein verjüngter Zylinder mit einem abgerundeten distalen Ende sein. Viele verschiedenen Materialarten und unterschiedlichen Formkonfigurationen können für die Anode verwendet werden, welche in der Lage sind, Elektronen zur Erzeugung von Röntgenstrahlung abzubremsen. Beispielsweise kann die Anodenstruktur entweder einen soliden Diamanten oder eine glockenförmige Diamantumhüllung 16, welche einen Metallkern 18 ummantelt, umfassen. Beispielsweise könnte die Diamantummantelung 16 chemisch durch eine Abscheidung aus der Gasphase mit ungefähr 50-100 Mikrometer Dicke auf dem Metallkern ausgebildet werden. Die Diamantummantelung 16, welche in der Anode 12 verwendet werden kann, kann zu wenigstens einem gewissen Grad leitfähig sein, um die Hochspannung zu etablieren, welche von dem Mittelleiter 24 an der Spitze der Anode 12 geführt wird. Um eine Diamantstruktur mit einer ausreichenden Leitfähigkeit zu erzeugen, kann im Gegensatz zu dem typischerweise elektrisch nicht leitenden Diamanten das Vorhandensein einiger Graphitbindungen in der Diamantstruktur verwendet werden. Ein Diamantfilm mit einigen sp2 Kohlenstoffbindungen zur Förderung der Leitfähigkeit ist besonders zur Verwendung bei der vorliegenden Erfindung geeignet. Andere Elemente können auch in der Diamantstruktur in geringen Mengen vorhanden sein. Eine Diamantstruktur mit einem spezifischen Widerstand von nicht mehr als 10&sup6; Ohm cm ist bevorzugt. Eine Spitze 20 der Diamantanodenstruktur ist mit einem Schwermetall, wie z. B. Gold, Wolfram oder Platin, beschichtet für eine effektivere Erzeugung von Röntgenstrahlung. Gold, Platin und Wolfram sind ausreichend schwer, um zu bewirken, dass auftreffende Elektronen die gewünschte Röntgenstrahlung erzeugen. Platin ist für das Material der Spitze 20 am meisten vorzuziehen, da es die höchste Atomzahl und einen höheren Schmelzpunkt aufweist.
Die Anode 20 kann am Inneren des Vakuumgehäuses 10 auf viele verschiedene Arten festgelegt werden. Beispielsweise könnte die Anode mit dem Inneren des Vakuumgehäuses 10 vakuumhartverlötet sein. Das Vakuumgehäuse 10, das die Anode 12 und die Kathode 14 enthält, ist betriebsmäßig mit einem Verbinder gekoppelt, welcher die Verbindung von dem Röntgenemitter zur Außenseite des Patientenkörpers bereitstellt. Dieser Verbinder könnte beispielsweise ein Koaxialkabel sein, welches die benötigte Spannung zu dem Röntgenemitter liefert. Andere Verbinder, welche in der Lage sind, die Anode 12 und die Kathode 14 mit der elektrischen Spannung zu versorgen, können auch verwendet werden und werden durch diese Erfindung in Betracht gezogen. Der Verbinder kann auch eine Katheterumhüllung oder eine biokompatible Beschichtung umfassen.
Noch einmal auf Fig. 1 bezugnehmend ist die Kathode 14 an dem distalen Abschnitt des Röntgenkatheters in dieser Ausführungsform angeordnet. Jedoch sind viele unterschiedliche Konfigurationen für die Anode und Kathode möglich. Beispielsweise kann die Kathode an dem proximalen Ende des Emitters angeordnet sein. Die Kathode und Anode können auch an entgegengesetzten Seiten des Emitters angeordnet sein. Nachdem das CVD- Verfahren, welches das Gehäuse erzeugt, abgeschlossen ist und die Anode angebracht ist, kann die Kathodenstruktur an das offene Ende des Diamantgehäuses durch Hartlötmaterialien vakuumhartgelötet werden, was die Vakuumkammer abdichtet. Vakuumhartlöten ist in der Technik bekannt und kann von Koral Labs., Fridley, Minnesota beispielsweise bereitgestellt werden. Nachdem das Vakuumhartlöten abgeschlossen ist, können bei einer Ausführungsform die Anode und die Kathode um einen Vakuumspalt von etwa 0,25 mm Breite voneinander getrennt sein.
In einer Ausführungsform umfasst die Kathodenstruktur eine Kathodenbasis und einen auf der Kathodenbasis angeordneten dünnen Diamantfilm. Vorzugsweise kann die Kathodenbasis ein Getter sein und der Diamantfilm könnte direkt an dem Getter angebracht werden. Die WO-A-99/05694 beschreibt Kathodenkonfigurationen, welche einen Diamantfilm umfassen. Das für die Kathodenbasis verwendete Material hängt davon ab, wie der Diamantfilm ausgebildet wird. Der dünne Diamantfilm kann durch eine chemische Abscheidung aus der Gasphase erhalten werden, wie es in der Technik bekannt ist. Verschiedene Materialien können als ein effektives Substrat für die Diamantfilmsynthese durch eine chemische Abscheidung aus der Gasphase dienen, wie z. B. Wolfram, Molybdän und Tantal. Wie nachfolgend ausführlicher beschrieben, könnte der Diamantfilm auch durch andere Verfahren, wie z. B. durch eine Laserionenabscheidung, hergestellt werden, was einen breiteren Bereich der für die Basis der Kathode, wie z. B. ein Getter, nutzbaren Materialien verfügbar macht.
Der Begriff Diamantfilm, wie hierin verwendet, umfasst eine Kohlenstoffbeschichtung mit diamantähnlichen Bindungen, welche eine negative Elektronenaffinität demonstrieren. Es ist auch wünschenswert, eine ausreichende Leitfähigkeit zu haben, um eine konstante Elektronenzufuhr zu der Oberfläche der Kathode zu erzeugen. Das Vorhandensein einiger Graphitbindungen in dem Diamantfilm wird zur Leitfähigkeit beitragen. Eine solche Kombination eines Diamantfilm mit sowohl sp3 Kohlenstoffbindungen, um als eine Kathode zu fungieren, und einigen sp2 Kohlenstoffbindungen, um die Leitfähigkeit zu fördern, ist besonders zur Verwendung in einem solchen System geeignet. Andere Elemente können auch in dem Film in geringen Mengen vorhanden sein. Der Diamantfilm wird die Eigenschaft besitzen, dass er Elektronen bei elektrischen Feldern, welche größer oder gleich etwa 20 V/Mikrometer sind, emittieren kann. Dieses benötigte elektrische Feld ist äußerst schwach im Vergleich zu dem, welches von Metallemittern, wie z. B. Molybdän oder Silicium, benötigt wird, welche mehr als 1000 V/Mikrometer benötigen.
Wenn ein Getter eine Komponente der Kathodenstruktur ist, kann das Getter die Erzeugung und Beibehaltung eines Vakuumzustands von hoher Qualität unterstützen. Das Getter besitzt eine Aktivierungstemperatur, bei welcher es mit vagabundierenden Gasmolekülen in dem Vakuum reagieren wird. Nachdem das Getter als Teil der Kathodenstruktur innerhalb des Vakuumgehäuses angeordnet und das Gehäuse ausgepumpt ist, wird die Einrichtung auf die Aktivierungstemperatur erhitzt. Es ist wünschenswert, dass das verwendete Getter eine Aktivierungstemperatur aufweist, welche nicht so hoch liegt, dass die Röntgeneinrichtung beschädigt wird, wenn sie auf die Aktivierungstemperatur erhitzt wird. Ein SAES ST 101 Legierungsgetter kann verwendet werden, das eine Aktivierungstemperatur im Bereich von 750 bis 900ºC aufweist und aus ungefähr 64% Zirkon und 16% Aluminium besteht. Ein ST 707 Legierungsgetter könnte auch verwendet werden, welches eine Aktivierungstemperatur im Bereich von 400 bis 500ºC besitzt und aus ungefähr 70% Zirkon, 24,6% Vanadium und 5,4% Eisen besteht.
In einer Ausführungsform umfasst die Kathode 14 ein Material, das ein Gemisch aus Diamantstaub und granuliertem Gettermaterial ist. Die Diamantgettergemischkathode wird ausführlicher in der am 18. August 1998 eingereichten und "Cathode Using Getter Material" betitelten U. S. Patentanmeldung, Serien Nr. 09/135,904 beschrieben. Granularer Diamant aus natürlichem Diamant, Hochdruckhochtemperaturdiamant oder CVD- Diamant hoher Qualität kann mit granuliertem Gettermaterial gemischt werden. Dann wird das gemischte Material in einem Vakuumofen getempert.
Ein akzeptables Temperverfahren kann den Schritt des Mischens des Kathodenmaterials, Befüllen von Kathodenformen mit dem vermischten Material, thermisches Abbinden der Formen bei etwa 1000ºC bis 1200ºC für etwa eine Stunde und Entfernen der Kathoden aus den Formen umfassen.
Die Verbindungen zwischen den Komponenten des Röntgenemitters werden nun beschrieben. Nachdem die Kathodenstruktur an das Vakuumgehäuse vakuumhartgelötet wurde und das Getter aktiviert wurde, wird die gesamte Röntgeneinheit mit einer leitfähigen Beschichtung 32 beschichtet, wie z. B. einer Titanbeschichtung mit einer Dicke von 0,1 bis 1 um. Alternativ kann eine Titanbeschichtung über das Gehäuse selbst mit einer Schicht aus Nickel und dann einer Schicht aus Gold beschichtet werden. Gold stellt eine bevorzugte Außenbeschichtung bereit, da es nicht oxidiert und einfach verarbeitet werden kann. Obwohl Titan nicht oxidiert, ist es selbstreinigend, wenn es in einem Vakuum erhitzt wird, sodass jede Oxidation einfach entfernt werden kann. Die Beschichtung ist mit der Kathodenbasis und der äußeren leitfähigen Schicht des Koaxialkabels 26 durch ein leitfähiges Lot 34 gekoppelt. Somit können alle drei Elemente, die äußere leitfähige Schicht des Koaxialkabels 26, die leitfähige Beschichtung 32 und die Kathode 14 auf einem niedrigen Potential sein, um die für eine Elektronenbeschleunigung notwendige Potenzialdifferenz zu erzeugen.
Fig. 1 zeigt einen Verbinder 22, welcher ein Koaxialkabel ist. Das Koaxialkabel umfasst einen zentralen Kernleiter 24, welcher mit der Anode 12 verbunden ist. Der Koaxialkabelverbinder 22 umfasst auch einen äußeren Leiter 26 zur Verbindung mit der Kathode 14. Innerhalb des Koaxialkabelverbinders 22 kann ein isolierendes Material 28 den Kernleiter 24 von dem äußeren Leiter 26 trennen. Unterschiedliche Arten von Leitern können auch verwendet werden, um dem Röntgenemitter eine Hochspannung zu liefern. Beispielsweise könnten zwei Drahtsammelleitungen, runde oder flache Drähte, als Verbinder 22 dienen. Ein Verbinder, welcher in der Lage ist, eine elektrische Spannung mit 15-30 kV und höher zu leiten, kann als Verbinder 22 verwendet werden.
Die Anodenstruktur nimmt das distale Ende eines Hochspannungsleiters, wie z. B. den Kernleiter 24 eines Koaxialkabels, in dieser Ausführungsform auf. Das proximale Ende des Kernleiters des Koaxialkabels ist mit einer nicht gezeigten Hochspannungsenergieversorgung verbunden. Eine Koronararterie nach einer Angioplastie weist typischerweise einen Durchmesser von nur etwa 3,0 Millimetern auf. Daher muss ein in dieser Einrichtung verwendetes Koaxialkabel und eine Ummantelung einen Durchmesser von kleiner oder gleich 3,0 Millimetern aufweisen. Das Kabel muss auch in der Lage sein, die benötigten Spannungen zu befördern und eine ausreichende Flexibilität aufweisen, um zahlreiche scharfe Biegungen zu machen, wenn sie der Arterienbahn folgt. Standardhochspannungskoaxialkabel sind im Allgemeinen nicht flexibel genug. Jedoch sind Miniaturhochfrequenzkoaxialkabel mit einem Außendurchmesser von etwa 1,0 Millimeter bis 3,0 Millimetern erhältlich, welche eine ausreichende Flexibilität zeigen. Diese Kabel können Gleichspannungen von mehr als 75-100 kV ohne Durchschlag aufnehmen. Solche Kabel werden beispielsweise von der New England Electric Wire Corporation, Lisbon, New Hamshire hergestellt.
Der äußere Leiter 26 muss elektrisch mit der Kathode 14 verbunden sein, sodass ein elektrisches Feld über die Kathode 14 und die Anode 12 angelegt wird, welches bewirkt, dass Elektronen von der Kathode 14 emittiert werden. Die leitfähige Beschichtung 32 ist an der Außenseite der Diamanthülle 10 angebracht. Die leitfähige Beschichtung 32 ist mit dem Außenleiter 26 durch eine leitfähige Verlötung 30 verbunden, an der Verbindung zwischen dem proximalen Ende des Diamantgehäuses 10 und dem Verbinder 22. Die leitfähige Beschichtung 32 wiederum ist elektrisch mit der Kathode 14 durch einen zweiten Bereich einer leitfähigen Verlötung 34 elektrisch gekoppelt.
An dem distalen Ende der Diamanthülle 10 kann eine weiche distale Spitze 36 verwendet werden, um die Manövrierbarkeit durch ein Patientenlumen zu verbessern. Die distale Spitze 36 kann aus einem biokompatiblen, flexiblen Material, wie z. B. Polyurethan-, Polyethylen- oder Teflon®-Material, hergestellt sein.
Eine Beschichtung 42 aus biokompatiblen Material kann an der gesamten Röntgeneinheit, wie z.B. Polyurethan-, Polyethylen- oder Teflon®-Material, angebracht sein. Eine Dicke von weniger als etwa 0,05 mm (0,002 Zoll) ist bevorzugt, sodass der gesamte Außendurchmesser nicht signifikant zunimmt.

Claims

1. Zum Einführen in einen Körper und zur Abgabe von Röntgenstrahlung geeignete Einrichtung, umfassend einen Verbinder (22), der einen proximalen und einem distalen Abschnitt enthält;

ein Diamantvakuumgehäuse (10), das mit dem distalen Abschnitt des Verbinders gekoppelt ist;

eine Anode (12) mit einem Diamantinnenabschnitt (16), welcher innerhalb des Diamantvakuumgehäuses angeordnet ist; und

eine Kathode (14), die innerhalb des Diamantvakuumgehäuses angeordnet ist;

wobei die Kathode und die Anode so angeordnet sind, dass sie die Erzeugung von Röntgenstrahlung ermöglichen, wobei das Diamantvakuumgehäuse eine Außenfläche und eine leitende Beschichtung (32) auf der Außenfläche des Diamantvakuumgehäuses umfasst, wobei die leitende Beschichtung elektrisch mit der Kathode verbunden ist.

2. Einrichtung nach Anspruch 1, wobei das Diamantvakuumgehäuse (10) chemisch durch eine Abscheidung aus der Gasphase ausgebildet ist.

3. Einrichtung nach Anspruch 1, wobei die Kathode (14) aus Diamant besteht.

4. Einrichtung nach Anspruch 1, wobei die Kathode (14) aus Diamant besteht, welcher auf einem Material abgeschieden ist, das ausgewählt ist aus der Gruppe, bestehend aus einem Gettermaterial, einem Metall und Molybdän.

5. Einrichtung nach Anspruch 1, wobei die den Diamantinnenabschnitt (16) aufweisende Anode (12) im Übrigen aus einem Material besteht, das ausgewählt ist aus der Gruppe, bestehend aus einem Schwermetall, Gold und Wolfram.

6. Einrichtung nach Anspruch 1, wobei die Anode aus einem Metallkern (18), dem Innenabschnitt (16) aus Diamant über dem Metallkern und einem Kopfabschnitt (20) aus einem Schwermetall besteht.

7, Einrichtung nach Anspruch 1, ferner umfassend eine biokompatible Beschichtung (42) über dem Diamantgehäuse.

8. Einrichtung nach Anspruch 1, wobei der Verbinder (22) ein Koaxialkabel umfasst.

9. Einrichtung nach Anspruch 1, wobei der Verbinder (22) für einen elektrischen Strom bei Spannungen über 10 kV leitend ist; und wobei das Vakuumgehäuse einen Durchmesser von weniger als 2,5 mm aufweist.

10. Einrichtung nach Anspruch 9, wobei der Verbinder (22) ein Koaxialkabel umfasst.