ES2279058T3 - Dispositivo de fuente de rayos x en miniatura. - Google Patents
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Abstract
Dispositivo de fuente de rayos X en miniatura (20) conectado a un extremo distal de un cable guía para inserción hacia una ubicación deseada dentro del cuerpo de un animal para llevar a cabo radioterapia, comprendiendo dicho dispositivo de fuente de rayos X al menos: - un tubo de vacío (21) que contiene un cátodo (22) y un ánodo (25) separados entre sí por una cierta distancia; - medios de emisión (23) para emitir electrones libres desde el cátodo (22); - medios de generación de campo eléctrico (26) para aplicar, durante uso, un campo eléctrico de alta tensión entre dicho cátodo y dicho ánodo para acelerar dichos electrones libres emitidos hacia dicho ánodo; - un material getter (30) ubicado en una zona libre de campo eléctrico de alta tensión en dicho tubo de vacío; en el que dicho tubo de vacío es al menos parcialmente transparente a la radiación de rayos X emitida por dicho ánodo, caracterizado porque dicho cátodo tiene una construcción espacial que rodea dicho material getter, y en el que dicho material getter está soportado por dicho cátodo y aislado eléctricamente del mismo.
Description
Dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura.
La invención se refiere a un dispositivo de
fuente de rayos X en miniatura conectado a un extremo distal de un
cable guía para inserción hacia una ubicación deseada dentro del
cuerpo de un animal para llevar a cabo radioterapia, comprendiendo
dicho dispositivo de fuente de rayos X al menos:
- -
- un tubo de vacío que contiene un cátodo y un ánodo separados entre sí por una cierta distancia;
- -
- medios de emisión para emitir electrones libres desde el cátodo;
- -
- medios de generación de campo eléctrico para aplicar, durante uso, un campo eléctrico de alta tensión entre dicho cátodo y dicho ánodo para acelerar dichos electrones libres emitidos hacia dicho ánodo;
- -
- un material getter ubicado en una zona libre de campo eléctrico de alta tensión en dicho tubo de vacío; en el que
- -
- dicho tubo de vacío es al menos parcialmente transparente a la radiación de rayos X emitida por dicho ánodo.
La presente invención se refiere a una
generación de rayos X con propósitos médicos, y en concreto se
refiere al dispositivo de fuente de rayos X en miniatura para
tratamiento intravascular de lesiones en tejido corporal, en
concreto para tratamiento de estenosis en vasos coronarios y el
tratamiento de tumores cancerosos.
La radioterapia es un procedimiento ampliamente
establecido de tratamiento de diversas enfermedades, incluyendo el
cáncer. La posible utilidad de un dispositivo de fuente de rayos X
en miniatura es evidente. La inserción de este dispositivo de
fuente en vasos u otras cavidades corporales permitiría depositar
la dosis de radiación suministrada a una zona pequeña de tejido.
Más específicamente, podría utilizarse un catéter con un
dispositivo de fuente de rayos X en miniatura para irradiación de
tejido cardiovascular.
Este dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura se conoce por ejemplo de la publicación de patente
internacional nº WO01/18842A1. En esta publicación de patente se
describe un dispositivo de fuente de rayos X en miniatura con un
montaje de tubo de vacío compacto que contiene un cátodo y un ánodo
situados dentro de dicho tubo de vacío a cierta distancia entre sí,
medios para generar un campo eléctrico de alta tensión entre el
ánodo y el cátodo para suministrar una alta tensión al ánodo y un
material getter dispuesto dentro de dicho tubo de vacío para
mantener un nivel de vacío requerido necesario para un
funcionamiento apropiado del dispositivo de fuente de rayos X.
El dispositivo de fuente de rayos X funciona
aplicando una alta tensión entre el ánodo y el cátodo para acelerar
los electrones libres emitidos por dicho cátodo hacia el ánodo.
Debido a este campo eléctrico de alta tensión de aceleración entre
el cátodo y el ánodo, los electrones impactan en el ánodo con una
considerable gran velocidad y crean irradiación de rayos X en dicho
material de ánodo con un nivel de energía considerablemente elevado
mediante excitación colisional de los átomos dentro del material de
ánodo. Se emite la radiación de rayos X desde dicho tubo de vacío
hacia el tejido del paciente que rodea el dispositivo de fuente de
rayos X para tratar por ejemplo tumores cancerosos mediante
tratamiento de radioterapia.
Para garantizar una aceleración eficaz de los
tres electrones libres emitidos desde dicho cátodo hacia el ánodo
se requiere un nivel de vacío considerablemente bajo dentro del
tubo de vacío. También se necesita un nivel considerablemente bajo
de vacío para prevenir una descarga de gas de las moléculas de gas
todavía presentes en dicho tubo de vacío o para evitar la formación
de un arco eléctrico dentro de dicho tubo de vacío. Además también
es posible una destrucción total del montaje.
Para evitar estos problemas, el dispositivo
conocido de fuente de rayos X en miniatura está provisto de un
material getter, que está ubicado dentro del tubo de vacío y
preferentemente en una ubicación lejos de la influencia del campo
eléctrico de alta tensión aplicado entre el ánodo y el cátodo. El
material getter conocido tiene una temperatura de activación en la
que reaccionará con moléculas de dispersión de gas dentro del tubo
de vacío del dispositivo de fuente de rayos X. Por ejemplo, el
getter de aleación SAES ST 707 tiene una temperatura de activación
de 400º-500ºC. La aleación está compuesta por 24,6% de vanadio,
5,4% de hierro, 70% de circonio.
Antes de activar el material getter, se cubre
con una capa de oxidación que protege el material getter de la
atmósfera en condiciones normales. Cuando el material getter se
calienta a su temperatura de activación en un vacío, la capa de
oxidación se difunde dentro del interior del material getter,
dejando al descubierto la superficie activa del getter, que
reaccionará y unirá con cualquier molécula de dispersión de gas
todavía presente en el vacío. El getter, por consiguiente, elimina
las moléculas de dispersión de gas, mejorando de ese modo la
calidad del nivel de vacío dentro del tubo de vacío hasta l0^{-7}
a 10^{-8} Torr.
No obstante, es necesario ubicar el material
getter dentro del tubo de vacío en una ubicación en la que no
existe ningún campo eléctrico entre el ánodo y el cátodo. Se
requiere una ubicación esencialmente libre de campo eléctrico del
material getter ya que así el getter no presentaría ningún problema
eléctrico interno asociado con el arqueado o la ruptura de la
superficie.
Para ello, con el fin de aprovechar el uso de un
material getter dentro del tubo de vacío para mejorar el nivel de
vacío en el interior así como para evitar cualquier problema
eléctrico como se ha mencionado anteriormente y para obtener un
dispositivo de fuente de rayos X en miniatura mejorado con
dimensiones de construcción reducidas según la invención, se
dispone dicho cátodo para proteger dicho material getter de dicho
campo eléctrico de alta tensión.
Con estas características es posible ubicar el
material getter dentro del tubo de vacío, en el que se protege de
dicha campo eléctrico de alta tensión mediante el cátodo. Así se
obtiene una reducción considerable de las dimensiones de
construcción, permitiendo más miniaturización del dispositivo
conocido de fuente de rayos X en miniatura, mejorando así el
posicionamiento de este dispositivo de fuente de rayos X dentro del
cuerpo del paciente.
Según una forma de realización que no forma
parte de la invención que se reivindica, dicho cátodo se sitúa
entre dicho material getter y dicho ánodo, en el que además dicho
cátodo cubre al menos parcialmente dicho material getter.
En una forma de realización preferida que
muestra un uso más eficaz del espacio interno del tubo de vacío, el
dispositivo de fuente de rayos X en miniatura según la invención
se caracteriza porque dicho cátodo tiene una forma alargada con una
sección transversal poligonal y porque dicho material getter está
dispuesto dentro de dicho cátodo, dicho material getter está
soportado por dicho cátodo y aislado eléctricamente del mismo.
Estas últimas características garantizan un material getter
completamente aislado eléctricamente dentro del cátodo según el
principio de la Jaula de Faraday.
En otra forma de realización, dicho cátodo con
forma alargada tiene una sección transversal circular u
ovalada.
En todas estas formas de realización dicho
material getter puede tener forma de vástago.
Estas características reducen considerablemente
las dimensiones de construcción del tubo de vacío y por tanto del
dispositivo de fuente de rayos X en miniatura, mejorando la
inserción y el desplazamiento de este dispositivo en el cuerpo de
un paciente. También se evita con este documento que se produzca
cualquier problema eléctrico interno. Además con estas formas de
realización se obtiene una ampliación considerable de la superficie
del material getter, lo que da como resultado un aumento de la
capacidad de eliminación de las moléculas de dispersión de gas
todavía presentes en el tubo de vacío.
Para garantizar un contacto apropiado entre el
material getter y la cámara de vacío dentro del tubo de vacío según
una forma de realización preferida, dicho cátodo está provisto de
al menos una apertura, en la que en una forma de realización más
sofisticada dicho cátodo está hecho de un material de rejilla.
Se obtiene una construcción más robusta ya que
en una forma de realización ventajosa, dicho material getter está
soportado por dicho cátodo.
En otra forma de realización del dispositivo de
fuente de rayos X en miniatura según la invención, dicho cátodo es
de un tipo de emisión de campo con un material ferroeléctrico de
emisión de electrones.
Preferentemente dicho material ferroeléctrico de
emisión de electrones está situado entre un electrodo inferior y
un electrodo superior, estando ambos electrodos conectados a una
tensión de accionamiento, en el que en una forma de realización
dicho electrodo superior está construido como una lámina conductora
de electricidad provista de un gran número de aperturas que sirven
de orificios de emisión para los electrones libres emitidos.
En otra forma de realización ventajosa, dicho
electrodo superior está construido como al menos un marco conductor
de electricidad en el que con un gran número de elementos con forma
de disco se fija en dicho material ferroeléctrico de emisión de
electrones.
En otra forma de realización, el material de
emisión de electrones es de un tipo de cátodo frío formado con
nanotubos de carbono. En la forma de realización en la que el
cátodo es un tipo llamado de cátodo formado con nanotubos de
carbono, los nanotubos de carbono son nanotubos alineados de pared
simple o los nanotubos de carbono son nanotubos alineados de pared
múltiple. En ambas formas de realización dichos nanotubos de
carbono pueden ser nanotubos de distribución aleatoria.
En contraste con las fuentes radioactivas, un
dispositivo de fuente de rayos X en miniatura podría encenderse y
apagarse electrónicamente. Además, la energía de su radiación
vendría dada por la tensión entre los electrodos. Como la
profundidad de penetración de los rayos X en el tejido depende de
la energía de los rayos X, podría obtenerse la profundidad óptima
aplicando la tensión de electrodos correspondiente.
En concreto, en tratamientos de braquiterapia se
implantan fuentes de tratamiento radioactivas hacia una ubicación
deseada dentro del cuerpo del paciente. Dichas fuentes de
tratamiento radioactivas, que consisten por ejemplo en fuentes de
Ir-192, emiten radiación siguiendo el principio de
desintegración radioactiva natural. No obstante, el uso de un
radioisótopo como fuente de emisión de energía para realizar la
radioterapia dentro del cuerpo de un paciente, como una fuente de
Ir-192 muestra ciertos inconvenientes respecto a la
manipulación, el almacenamiento de la fuente de tratamiento
radioactiva en el momento de realizar la radioterapia así como
respecto a la eliminación del material radioactivo después de su
uso. Además, el uso de fuentes de tratamiento radioactivas requiere
extremo cuidado para evitar la exposición peligrosa del personal
médico y del paciente a irradiación radioactiva.
Otro aspecto de la presente invención tiene como
objeto superar estos inconvenientes conectados con el uso de
fuentes radioactivas para realizar tratamientos con radioterapia y
pretende proporcionar un dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura con una distribución de dosis de radiación similar a la
de una fuente de tratamiento radioactiva cilíndrica, por ejemplo de
una fuente de tratamiento por radiación con
Ir-192.
Según la invención, el dispositivo de fuente de
rayos X en miniatura se caracteriza porque el tubo de vacío
comprende una cara del extremo distal, estando también provista la
superficie interna de dicha cara del extremo distal de dicho
material de ánodo, y en el que una parte de dicho material de
emisión de electrones de dicho cátodo está frente a dicha cara del
extremo distal.
Con estas características, la radiación de este
nuevo tipo de dispositivo de fuente de rayos X en miniatura se
emite en toda la superficie externa del tubo de vacío y no sólo a
través de un área limitada. Con el dispositivo de fuente de rayos X
según la invención, se obtiene una distribución de dosis de
radiación de rayos X que es similar a la de una fuente de
tratamiento radioactiva, como una fuente de tratamiento radioactiva
de Ir-192.
En esta forma de realización específica según la
invención, el cátodo tiene forma tubular con una extremo distal
libre provisto de material de emisión de electrones dirigido hacia
dicha cara del extremo distal de dicho tubo de vacío, y más en
concreto la superficie de emisión de electrones de dicho cátodo se
ajusta a la superficie interna de dicho tubo de vacío que se cubre
con dicho material de ánodo.
En una forma de realización ventajosa que se
ajusta con más precisión a la distribución de dosis de una fuente
de tratamiento radioactiva según la invención, dicha cara del
extremo distal de dicho tubo de vacío y dicho extremo distal libre
de dicho cátodo tienen forma semiesférica.
Se obtiene una distribución de dosis de
radiación de rayos X más homogénea cuando, según la invención,
dicha cara del extremo distal de dicho tubo de vacío y dicho
extremo distal libre de dicho cátodo están separados entre sí de
forma equidistante.
Ahora de describirá la invención con referencia
a un dibujo, mostrando dicho dibujo:
la fig. 1 describe un dispositivo de fuente de
rayos X en miniatura según el estado de la técnica;
las figs. 2a-2c describen tres
formas de realización distintas de un primer aspecto de un
dispositivo de fuente de rayos X en miniatura según la
invención;
las figs. 3a-3c describen tres
ejemplos de un dispositivo de fuente de rayos X en miniatura que no
forman parte de la invención que se reivindica;
las figs. 4a-4c describen otras
tres formas de realización de otro aspecto de un dispositivo de
fuente de rayos X en miniatura según la invención;
las figs. 5a-5c describen otras
vistas detalladas de una característica específica de un
dispositivo de fuente de rayos X en miniatura según la
invención:
las figs. 6a-6c describen tres
formas de realización distintas de dicha característica específica
como se muestra en las figuras 5a-5c.
Las figs. 7a-7b muestran una
forma de realización específica de un cátodo para uso en un
dispositivo de fuente de rayos X en miniatura según la invención
que utiliza una técnica de obturación por engarce del vacío.
En la fig. 1 se describe un dispositivo conocido
de fuente de rayos X en miniatura según el estado de la técnica
que muestra el dispositivo de fuente de rayos X en miniatura en una
sección transversal longitudinal. El dispositivo de fuente de rayos
X en miniatura según la técnica anterior comprende un miembro
alargado 13 como un vástago o un cable. Este miembro alargado actúa
como soporte para un cátodo de película delgada representado con
el número de referencia 14, que cubre la superficie externa del
miembro alargado delgado 13. El montaje que consiste en el vástago
alargado 13 y el cátodo 14 se coloca en un alojamiento alargado con
forma cilíndrica 11 que forma una cavidad o tubo de vacío 17. La
superficie interna de la pared del tubo de vacío 11 está provista
de un material de ánodo 15.
El material de cátodo 14 consiste en un material
de emisión de electrones desde el que se liberan los electrones
utilizando técnicas que ya se conocen en la técnica.
Aunque no se muestra en la figura 1, en general
también se proporciona un dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según el estado de la técnica con medios para establecer
un campo eléctrico de alta tensión entre el ánodo y el cátodo. Para
ello se conecta el material de ánodo a un cable de suministro
conectado a una fuente de alta tensión.
Los electrones liberados desde dicho material de
cátodo se aceleran mediante dicho campo eléctrico de alta tensión
e impactan en el material de ánodo. A causa de la alta velocidad de
los electrones, se genera radiación de rayos X específica dentro
del material de ánodo. La radiación de rayos X saldrá del tubo de
vacío 11 hacia el tejido del paciente en el que está implantado el
dispositivo de fuente de rayos X en miniatura debido al hecho de
que el tubo de vacío 11 está fabricado con un material que es
altamente transparente a la radiación de rayos X.
Con esta configuración se genera una
distribución de dosis de radiación de rayos X que se ve con forma
cilíndrica en un plano perpendicular al eje
longitudinal del miembro de soporte 13 del cátodo 14.
longitudinal del miembro de soporte 13 del cátodo 14.
Como se ha indicado en la introducción de esta
solicitud de patente, la distribución de dosis de radiación que se
ha generado de este modo no siempre es aplicable para ciertos
tratamientos de radioterapia, por ejemplo braquiterapia.
En las figuras 2a-2c se describe
un primer aspecto de un dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según la invención. El tubo de rayos X en miniatura 20
como se muestra en la figura 2a comprende un tubo de vacío 21
provisto en su superficie interna de un material de ánodo 25.
Dentro de este tubo de vacío 21 se coloca un cátodo alargado 22,
dicho cátodo 22 se sitúa concéntricamente dentro del tubo de vacío
21. Se proporciona el soporte del cátodo alargado 22 con material
de cátodo 23 (material de emisión de electrones).
El cátodo alargado 22, 23 se monta dentro del
tubo de vacío 21 utilizando dos miembros de soporte
24a-24b que mantienen el cátodo 22, 23 de manera
concéntrica y eléctricamente aislada dentro del tubo de vacío.
Además, el miembro de soporte 24a tiene una función de obturación
para mantener un nivel apropiado de vacío dentro del tubo de vacío.
Además, el ánodo 25 está conectado a una línea de suministro de
alta tensión 26 para establecer un campo eléctrico de alta tensión
entre el ánodo y el cátodo.
Asimismo se aceleran los electrones libres
emitidos desde dicho material de emisión de electrones 23 del
cátodo 22 en dirección del material de ánodo 25 (véanse las
flechas) y al impactar con dicho material de ánodo se genera
radiación de rayos X específica. Dicha radiación de rayos X sale a
través del tubo de vacío 21 hecho con un material altamente
transparente a la radiación de rayos X hacia el tejido del paciente
en el que está implantado el dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura para realizar un tratamiento de radioterapia, por ejemplo
tratamiento de células cancerosas.
Según dicho primer aspecto de la invención, el
cátodo 22 está dispuesto para proteger un material getter 30 del
campo eléctrico de alta tensión que existe entre el cátodo y el
ánodo 21 del dispositivo de fuente de rayos X en miniatura como se
describe en las figuras 2a-2c. El material getter
tiene forma de vástago y se coloca aislado eléctricamente en un
cátodo hueco 22, siendo dicho cátodo de forma tubular y estando
provisto preferentemente de al menos una apertura 31. La apertura
31 garantiza una conexión apropiada de vacío entre el material
getter 30 y la cavidad 17 del tubo de vacío 21. Por consiguiente,
el uso del material getter garantiza un nivel bajo de vacío dentro
del tubo de vacío 21 necesario para un funcionamiento apropiado del
dispositivo de fuente de rayos X en miniatura según la
invención.
Aunque una apertura provista en el cátodo hueco
con forma tubular 22 es suficiente para que el material getter 30
funcione adecuadamente, es preferible proporcionar el cátodo con
múltiples aperturas 31 y en una forma de realización específica,
dicho cátodo 22 está hecho de un material de rejilla que muestra un
gran número de aperturas.
En la figura 2b se describe esquemáticamente la
distribución de dosis de radiación de un dispositivo de fuente de
rayos X en miniatura según la invención. No sólo se obtiene una
distribución de dosis de radiación sobre 360º en un plano
perpendicular a la dirección longitudinal del dispositivo de fuente
de rayos X sino que también se emite radiación en dirección
longitudinal del dispositivo de fuente de rayos X en miniatura.
En las figuras 3a-3c se
describen otros tres ejemplos de un tubo de rayos X en miniatura.
En las figuras 3a-3c los componentes/las partes
correspondientes están marcados con los mismos números de
referencia que en las figuras 2a-2c.
En las figuras 3a-3c se muestran
configuraciones específicas del cátodo 22, 23 que protege el
material getter 30 aislado eléctricamente del campo eléctrico de
alta tensión presente entre el cátodo 22, 23 y el ánodo 25. Aquí el
tubo de vacío tiene una construcción distinta respecto a las formas
de realización que se muestran en las figuras
2a-2c, ya que aquí el tubo de vacío 21 está
provisto de una cara del extremo distal 21b en la que se sitúa el
ánodo 25. La radiación de rayos X generada dentro del ánodo sale
del tubo de vacío 21 mediante dicha cara del extremo distal 21a que
es al menos parcialmente transparente a la radiación de rayos
X.
El cátodo 22, 23 está montado en el miembro de
soporte 24a que obtura el tubo de vacío frente a la atmósfera
externa. El cátodo 22, 23 está dispuesto para proteger un getter 30
que también está montado en dicho miembro de soporte 24a.
En los tres ejemplos el cátodo 22, 23 está hecho
preferentemente de un material de rejilla provisto de al menos una
apertura 31 que permite que el getter esté en contacto con el vacío
para eliminar cualquier molécula de dispersión de gas dentro de la
cavidad 17.
En las figuras 4a-4c se
describen otras tres formas de realización de un tubo de rayos X en
miniatura según la invención. También en las figuras
4a-4c los componentes/las partes correspondientes
están marcados con los mismos números de referencia que en las
figuras 2a-2c, 3a-3c.
Según otro aspecto de la invención en la figura
4a el tubo de vacío 21 comprende una cara del extremo distal 21a
que también está provista de material de ánodo 25a y dicho cátodo
alargado 22 está provisto de un extremo distal 22a, estando
provisto dicho extremo distal 22a de material de emisión de
electrones 23a y dicha parte de 23a de dicho material de emisión de
electrones 23 está frente a dicha cara del extremo distal 21a de
dicho tubo de vacío 21 provisto de dicho material de ánodo 25a.
Por tanto, con esta configuración se obtiene una
distribución de dosis de radiación de rayos X con una
característica más espacial que da como resultado una cobertura más
completa y precisa del tejido que rodea directamente el dispositivo
de fuente de rayos X en miniatura cuando está implantado dentro del
cuerpo de un paciente.
En la figura 4b se describe otra forma de
realización de un dispositivo de fuente de rayos X en miniatura
según la invención en la que dicha cara del extremo distal del tubo
de vacío 21 muestra una forma de cono truncado (pirámide) que da
como resultado una distribución espacial de la radiación de rayos X
distinta. Además en la figura 4b el extremo distal del cátodo 22
también tiene una forma que se ajusta a la forma de la cara del
extremo distal 21 del tubo de vacío 21.
En la figura 4c se describe otra forma de
realización de un dispositivo de fuente de rayos X según la
invención en la que el cátodo 22 está provisto de un extremo distal
redondeado 22a con una forma semiesférica. Asimismo, la cara del
extremo distal 21a del tubo de vacío 21 tiene una forma semiesférica
y está provista de material de ánodo 25a. Esta forma de realización
tiene una distribución de dosis de radiación que es similar a la
distribución de dosis de radiación de una semilla para implante
radioactiva, por ejemplo una semilla para implante de
Ir-192. Por consiguiente, la forma de realización
como se describe en la figura 4c es altamente adecuada como
sustituta de las semillas para implante radioactivas para
tratamientos de braquiterapia.
En las tres formas de realización que se
muestran en las figuras 4a-4c, el material getter
se coloca aislado eléctricamente dentro del cátodo con forma
ahuecada como se ha explicado anteriormente. También con estas tres
formas de realización dicho material getter elimina o captura
moléculas de dispersión de gas todavía presentes en la cavidad 17
del tubo de vacío 21, sin verse afectadas de forma negativa por el
campo eléctrico de alta tensión establecido entre el cátodo 22 y el
ánodo 25. Por consiguiente, el uso del material getter garantiza un
nivel bajo de vacío dentro del tubo de vacío 21 necesario para un
funcionamiento apropiado del dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según la invención.
En una forma de realización preferida, el cátodo
es de un tipo de emisión de campo controlada con un emisor
ferroeléctrico que permite controlar el flujo de electrones de
forma más precisa e independientemente de la alta tensión de
aceleración que se aplica para generar el campo eléctrico de alta
tensión entre el ánodo y el cátodo.
En la figura 5a dicho material ferroeléctrico de
emisión de electrones 43 está situado entre un electrodo inferior
41 y un electrodo superior 42, estando conectados ambos electrodos
a dicho medios de emisión (véanse las figuras
2a-2c). El montaje completo puede sostenerse con un
soporte o substrato 40.
Aplicando una diferencia de tensión controlada
entre los electrodos inferior y superior 41, 42 del cátodo 22,
puede modularse o incluso cortarse completamente la corriente de
electrones desde el material ferroeléctrico 43 hacia el ánodo 25.
La tensión de accionamiento que se aplica al cátodo depende del
estado del material ferroeléctrico, es decir, la fase de cristal y
el grosor del mismo. La tensión de accionamiento para liberar los
electrones del material ferroeléctrico disminuye cuando el grosor
de la capa de cátodo disminuye. Además, la magnitud de la tensión
de accionamiento depende en gran medida del tamaño de la zona de
emisión de electrones, es decir el tamaño global de emisión de
electrones en los electrodos de accionamiento.
Para controlar y mejorar además la emisión libre
de electrones desde el material ferroeléctrico 43 dicho electrodo
superior 42 está construido como una lámina conductora de
electricidad provista de un gran número de aperturas 31. Estas
aperturas 31 sirven de orificios de emisión para los electrones
libres emitidos. En la figura 5b se describe dicha forma de
realización específica de esta característica.
En la figura 5c se muestra otro ejemplo de esta
característica, en la que dicho electrodo superior 42 está
construido como un marco conductor de electricidad 42a en el que se
fija un gran número de elementos con forma de disco 44 en dicho
material ferroeléctrico de emisión de electrones 43 (31). El
material ferroeléctrico expuesto 43 (se indica en la figura 5c con
el número de referencia 31) es capaz de emitir electrones.
En las figuras 6a-6c se
describen tras formas de realización ventajosas de un cátodo con
propiedades de protección. El cátodo 22 es alargado y con una forma
poligonal.
En la figura 6a la superficie externa (la
superficie de emisión de electrones) del cátodo 22 está provista de
múltiples facetas 22c con bordes de contacto 22d. No obstante,
también es posible una superficie hexagonal u octogonal o en
general poligonal. En una forma de realización específica, la
superficie de emisión de electrones del cátodo puede subdividirse
en múltiples facetas con distintas formas de contorno, pudiendo
estar dichas facetas interconectadas o no entre sí.
En las figuras 6b y 6c, el cátodo 22 tiene una
sección transversal circular u ovalada.
Además, el cátodo 22 de las figuras 6a y 6c es
del tipo emisor ferroeléctrico como se muestra en las figuras 5a y
5b, mientras que en la figura 6b el cátodo 22 es del tipo
ferroeléctrico de emisión como se muestra en las figuras 5a y
5c.
Con una fuente de rayos X en miniatura según la
invención provista de un cátodo del tipo de material emisor
ferroeléctrico como se ha explicado anteriormente, podrá producir
rayos X en la superficie total del tubo en respuesta a una señal
eléctrica pulsada. Además, la ventaja de este cátodo con emisor
ferroeléctrico es la capacidad de controlar el flujo de electrones
y la tasa de dosis de rayos X independientemente de la tensión de
aceleración que se aplica en el campo eléctrico.
Esto permite utilizar el dispositivo de fuente
de rayos X en miniatura para una variedad de aplicaciones de
tratamiento de radiación que incluyen braquiterapia.
En las figuras 7a-7b se describe
otra forma de realización específica de un cátodo que debe
utilizarse en un dispositivo de fuente de rayos X en miniatura
según la invención.
En general, se fabrica un dispositivo de fuente
de rayos X en miniatura con una cámara de vacío en la que se
colocan un cátodo y un ánodo montando el ánodo y el cátodo dentro
de la cámara de vacío, cerrando la cámara de vacío, bombeándose en
vacío posteriormente dicha cámara hasta un nivel de vacío deseado
mediante un pequeño orificio, cerrándose por último dicho orificio
utilizando una técnica de engarce u otro procedimiento de
cierre.
En el documento WO01718842 se describe cómo
bombear en vacío y cerrar la cavidad de vacío de rayos X
utilizando una técnica de engarce, en la que las juntas de engarce
están ubicadas en ambos extremos longitudinales del dispositivo de
fuente de rayos X. La junta de engarce del ánodo está ubicada en la
cara del extremo distal frontal del dispositivo de fuente de rayos
X en miniatura, en el que la junta de engarce del cátodo no tiene
otra función que cerrar el orificio a través del que se ha
bombeado al vacío la cavidad.
Los dispositivos de fuente de rayos X que se
describen en el documento WO01/18842 muestran juntas de engarce que
amplían las dimensiones externas del dispositivo de fuente de rayos
X. Especialmente la junta de engarce del ánodo presente en la cara
del extremo distal frontal del dispositivo de fuente tiene una
forma de construcción puntiaguda que dificulta la inserción del
dispositivo de fuente de rayos X en el paciente, cando se introduce
y se hace avanzar a través de la lesión del paciente hacia la
ubicación en la que debe administrarse una cierta cantidad de
radiación de rayos X.
En las figuras 7a y 7c se describe otra mejora
de los tubos de vacío engarces conocidos. En la figura 7a el
cátodo 22 se monta en un tubo de soporte 70, que se extiende a
través del miembro de soporte 24a. Este miembro de soporte 24a
sirve ante todo de obturador de vacío de la cavidad 17 del
dispositivo de fuente de rayos X. En segundo lugar, sirve de
separador para mantener el cátodo en su sitio dentro de la
cavidad.
El tubo de soporte 70 sirve ante todo de soporte
para el cátodo hueco alargado 22 y el material getter 30 que
contiene. En segundo lugar, el tubo de soporte 70 sirve de conexión
de bombeo con medios adecuados de bombeo de vacío, que se muestran
esquemáticamente en la figura 7a con el número de referencia
75.
Para ello, el tubo de soporte 70 tiene una forma
hueca alargada provista de un número de aperturas 71 que conectan
la cavidad interna 17 de la cámara de vacío 21 a través de dichas
aperturas 71 con la cámara de la bomba 73 del medio de bombeo de
vacío 75. A través de esta conexión de bomba, la cavidad 17 puede
bombearse en vacío hasta un nivel de vacío deseado necesario para
un funcionamiento apropiado del dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura.
Una vez que el vacío dentro de la cavidad 17 ha
alcanzado o se ha bombeado hasta su nivel deseado, dicho tubo de
soporte hueco se engarza en la ubicación 72 en la que están
situadas las dos flechas en la figura 7b. La acción de engarce da
como resultado una junta de cierre de vacío hermética 72 de la
conexión abierta entre la cavidad 17 y la atmósfera externa (número
de referencia 73 en la figura 7a).
Como la junta única de engarce está ubicada
cerca del cátodo, se obtiene una reducción considerable de las
dimensiones externas del dispositivo de fuente de rayos X. Con este
documento se evitan especialmente los inconvenientes de una junta
de engarce en la cara del extremo distal del dispositivo de fuente
de rayos X. Además, la junta de engarce 72 cerca del cátodo 22 no
aumenta las dimensiones externas del dispositivo de fuente de rayos
X porque está colocada en el tubo del catéter (no se muestra) que
se utiliza para guiar y transportar el dispositivo de fuente de
rayos X a través de la lesión de un paciente hacia la ubicación del
tratamiento de radiación.
Más en concreto, la junta de engarce 72 sirve de
conector eléctrico para el cable coaxial de alta tensión 27 que
conecta el cátodo 22 con un suministro de alta tensión (no se
muestra) para emitir electrones libres desde el cátodo y/o para
establecer dicho campo eléctrico de alta tensión entre el cátodo 22
y el ánodo 25.
Claims (22)
1. Dispositivo de fuente de rayos X en miniatura
(20) conectado a un extremo distal de un cable guía para inserción
hacia una ubicación deseada dentro del cuerpo de un animal para
llevar a cabo radioterapia, comprendiendo dicho dispositivo de
fuente de rayos X al menos:
- -
- un tubo de vacío (21) que contiene un cátodo (22) y un ánodo (25) separados entre sí por una cierta distancia;
- -
- medios de emisión (23) para emitir electrones libres desde el cátodo (22);
- -
- medios de generación de campo eléctrico (26) para aplicar, durante uso, un campo eléctrico de alta tensión entre dicho cátodo y dicho ánodo para acelerar dichos electrones libres emitidos hacia dicho ánodo;
- -
- un material getter (30) ubicado en una zona libre de campo eléctrico de alta tensión en dicho tubo de vacío; en el que
dicho tubo de vacío es al menos
parcialmente transparente a la radiación de rayos X emitida por
dicho ánodo, caracterizado porque dicho cátodo tiene una
construcción espacial que rodea dicho material getter, y en el que
dicho material getter está soportado por dicho cátodo y aislado
eléctricamente del
mismo.
2. Dispositivo de fuente de rayos X en miniatura
según la reivindicación 1, caracterizado porque dicho cátodo
tiene una forma alargada con una sección transversal poligonal y
porque dicho material getter está dispuesto dentro de dicho
cátodo.
3. Dispositivo de fuente de rayos X en miniatura
según la reivindicación 2, caracterizado porque dicho cátodo
de forma alargada tiene una sección transversal circular u
ovalada.
4. Dispositivo de fuente de rayos X en miniatura
según la reivindicación 2 ó 3, caracterizado porque dicho
material getter tiene forma de vástago.
5. Dispositivo de fuente de rayos X en miniatura
según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes,
caracterizado porque dicho cátodo está provisto de al menos
una apertura (31).
6. Dispositivo de fuente de rayos X en miniatura
según la reivindicación 5, caracterizado porque dicho cátodo
está hecho de un material de rejilla que muestra un gran número de
aperturas.
7. Dispositivo de fuente de rayos X en miniatura
según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes,
caracterizado porque dicho cátodo es de un tipo de emisión
de campo controlada con un material ferroeléctrico de misión de
electrones.
8. Dispositivo de fuente de rayos X en miniatura
según la reivindicación 7, caracterizado porque dicho
material ferroeléctrico de emisión de electrones está situado entre
un electrodo inferior y un electrodo superior, conectados ambos
electrodos a una tensión de accionamiento.
9. Dispositivo de fuente de rayos X en miniatura
según la reivindicación 8, caracterizado porque dicho
electrodo superior está construido como una lámina conductora de
electricidad provista de un gran número de aperturas que sirven de
orificios de emisión para los electrones libres emitidos.
10. Dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según la reivindicación 8, caracterizado porque
dicho electrodo superior está construido como al menos un marco
conductor de electricidad en el que se fija parcialmente un gran
número de elementos en forma de disco en material ferroeléctrico de
emisión de electrones.
11. Dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes,
caracterizado porque el material de emisión de electrones
es de un tipo de cátodo frío formado con nanotubos de carbono.
12. Dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según la reivindicación 11, caracterizado porque
dichos nanotubos de carbono son nanotubos alineados de pared
simple.
13. Dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según la reivindicación 12, caracterizado porque
dichos nanotubos de carbono son nanotubos alineados de pared
múltiple.
14. Dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según una cualquiera de las reivindicaciones
11-13, caracterizado porque dichos nanotubos
de carbono son nanotubos con distribución aleatoria.
15. Dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes,
caracterizado porque dicho cátodo está soportado por un
tubo de soporte hueco con un extremo que se extiende dentro de la
cámara de vacío y con el otro extremo que se extiende fuera de la
cámara de vacío, estando sujeto dicho otro extremo a una acción de
engarce para obturar la cámara de vacío.
16. Dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según la reivindicación 15, caracterizado porque
dicho tubo de soporte hueco está provisto de múltiples aperturas
presentes en su superficie circunferencial.
17. Dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según la reivindicación 15 ó 16, caracterizado
porque dicho otro extremo engarce del tubo de soporte sirve de
conexión eléctrica entre el cátodo y el medio de emisión para
emitir electrones libres desde el cátodo y/o el medio de campo
eléctrico.
18. Dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes,
caracterizado porque dicho tubo de vacío comprende una cara
del extremo distal, estando también provista la superficie interna
de dicha cara del extremo distal de dicho material de ánodo, y en
el que una parte de dicho material de emisión de electrones de
dicho cátodo está frente a dicha cara del extremo distal.
19. Dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según la reivindicación 18, caracterizado porque
dicho cátodo es de forma tubular que tiene un extremo distal libre
provisto de material de emisión de electrones dirigido hacia dicha
cara del extremo distal de dicho tubo de vacío.
20. Dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según la reivindicación 18 ó 19, caracterizado
porque dicha superficie de emisión de electrones de dicho cátodo se
ajusta a la superficie interna de dicho tubo de vacío que está
cubierto con dicho material de ánodo.
21. Dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según una cualquiera de las reivindicaciones
18-20, caracterizado porque dicha cara del
extremo distal de dicho tubo de vacío y dicho extremo distal libre
de dicho cátodo tienen forma semiesférica.
22. Dispositivo de fuente de rayos X en
miniatura según una cualquiera de las reivindicaciones
18-21, caracterizado porque dicha cara del
extremo distal de dicho tubo de vacío y dicho extremo distal libre
de dicho cátodo están separados entre sí de forma equidistante.
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