JP2927966B2 - 体腔の内層表面に予め定められたフラックスを加えるためのｘ線装置 - Google Patents
体腔の内層表面に予め定められたフラックスを加えるためのｘ線装置Info
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Description
【発明の詳細な説明】 開示の背景 本発明は、指定された領域に実質的に対して一様な、
または断続的なレベルのＸ線の放出に使用するための、
小型化された低電力、プログラム可能なＸ線源に関す
る。更に詳細には、本発明は体腔の内層表面に一様なＸ
線束を加える装置と方法に関する。
または断続的なレベルのＸ線の放出に使用するための、
小型化された低電力、プログラム可能なＸ線源に関す
る。更に詳細には、本発明は体腔の内層表面に一様なＸ
線束を加える装置と方法に関する。
最も定型的な医療用Ｘ線源は大きな、固定された装置
である。一般に、Ｘ線管の先端は１つの部屋に配置さ
れ、制御コンソールは、２つを隔てるのぞき窓を備えた
防護壁と一緒に、隣の場所にある。Ｘ線管は、一般に長
さ約20〜35cmで、直径約15cmである。高電圧電源が、Ｘ
線管のある部屋の隅に置かれた容器の中に収容される。
患者は診断、治療、または痛みの緩和のために装置に連
れて来られる。
である。一般に、Ｘ線管の先端は１つの部屋に配置さ
れ、制御コンソールは、２つを隔てるのぞき窓を備えた
防護壁と一緒に、隣の場所にある。Ｘ線管は、一般に長
さ約20〜35cmで、直径約15cmである。高電圧電源が、Ｘ
線管のある部屋の隅に置かれた容器の中に収容される。
患者は診断、治療、または痛みの緩和のために装置に連
れて来られる。
診断用Ｘ線装置は、一般に150kV以下の電圧と約25〜1
200mAの電流で運転される。対照的に治療用装置の電流
は、一般に150kVを越える範囲の電圧で、20mAを越えな
い。Ｘ線装置が10〜140kVの公称電圧で運転されている
時、放出されたＸ線は限定された組織の透過を提供し、
従って、皮膚の損傷の治療に有用である。高電圧（約25
0kV）において、深いＸ線透過が達成され、それは生命
にかかわる腫瘍の治療に有用である。超高電圧装置（４
〜8MV領域で運転可能）は、表面的な皮膚の損傷を除
く、全てのタイプの腫瘍を融蝕または破壊するのに使用
される。
200mAの電流で運転される。対照的に治療用装置の電流
は、一般に150kVを越える範囲の電圧で、20mAを越えな
い。Ｘ線装置が10〜140kVの公称電圧で運転されている
時、放出されたＸ線は限定された組織の透過を提供し、
従って、皮膚の損傷の治療に有用である。高電圧（約25
0kV）において、深いＸ線透過が達成され、それは生命
にかかわる腫瘍の治療に有用である。超高電圧装置（４
〜8MV領域で運転可能）は、表面的な皮膚の損傷を除
く、全てのタイプの腫瘍を融蝕または破壊するのに使用
される。
従来のＸ線管はアノード、グリッド、及びカソード部
材を含む。カソード部材は、アノードとグリッドにより
設定される電場により、ターゲットに向けられる電子ビ
ームを発生する。次にターゲットが入射電子ビームに応
じてＸ線放射を放出する。患者に吸収される放射線は、
一般にＸ線管内のターゲットから管内の窓を通し、伝送
損失を考慮して伝送されたものである。この窓は、一般
にベリリウムまたは他の適当な材料の薄片である。一般
的なＸ線装置では、カソード部材は直径約2mm、長さ１
〜2cmのトリエーテッドタングステンコイルから成り、4
A以上の電流で抵抗加熱された時、電子を熱イオン的に
放出する。このコイルは、同様にターゲットとして機能
する、向かい合ったアノード上の小さなスポットに電子
のビームを集中する金属製の集束用カップにより囲まれ
る。グリッドを有するモデルでは、電子ビームの経路を
制御し、ビームの焦点を合わせるのはグリッドである。
材を含む。カソード部材は、アノードとグリッドにより
設定される電場により、ターゲットに向けられる電子ビ
ームを発生する。次にターゲットが入射電子ビームに応
じてＸ線放射を放出する。患者に吸収される放射線は、
一般にＸ線管内のターゲットから管内の窓を通し、伝送
損失を考慮して伝送されたものである。この窓は、一般
にベリリウムまたは他の適当な材料の薄片である。一般
的なＸ線装置では、カソード部材は直径約2mm、長さ１
〜2cmのトリエーテッドタングステンコイルから成り、4
A以上の電流で抵抗加熱された時、電子を熱イオン的に
放出する。このコイルは、同様にターゲットとして機能
する、向かい合ったアノード上の小さなスポットに電子
のビームを集中する金属製の集束用カップにより囲まれ
る。グリッドを有するモデルでは、電子ビームの経路を
制御し、ビームの焦点を合わせるのはグリッドである。
カソードからアノードへの電子ビームの伝送は、1A以
上の電流における従来のＸ線装置で重要になる傾向があ
る、電子空間電荷力に影響される。そのような従来の装
置では、ビームはアノード上において0.3〜2.5mmの範囲
の直径のスポットに焦点を合わせられる。多くの応用で
は、電子ビームからのエネルギーの大部分は、アノード
で熱に変換される。そのような発熱を許容するために、
高出力医療用Ｘ線源は、しばしば液体冷却とアノードの
高速回転を利用し、それによって効果の高められたター
ゲット領域を設定し、局所化された発熱の作用を最小に
する一方で、小さな集束スポットを可能にする。良好な
熱伝導と効果的な放熱を達成するために、アノードは一
般に銅から加工される。加えて、電子ビームが入射する
アノード領域は、効率の良いＸ線の発生のために高い原
子番号の材料を必要とする。熱伝導、効果的な放熱、及
び効率の良いＸ線発生の要求を満たすために、一般にタ
ングステ合金が銅に埋め込まれる。
上の電流における従来のＸ線装置で重要になる傾向があ
る、電子空間電荷力に影響される。そのような従来の装
置では、ビームはアノード上において0.3〜2.5mmの範囲
の直径のスポットに焦点を合わせられる。多くの応用で
は、電子ビームからのエネルギーの大部分は、アノード
で熱に変換される。そのような発熱を許容するために、
高出力医療用Ｘ線源は、しばしば液体冷却とアノードの
高速回転を利用し、それによって効果の高められたター
ゲット領域を設定し、局所化された発熱の作用を最小に
する一方で、小さな集束スポットを可能にする。良好な
熱伝導と効果的な放熱を達成するために、アノードは一
般に銅から加工される。加えて、電子ビームが入射する
アノード領域は、効率の良いＸ線の発生のために高い原
子番号の材料を必要とする。熱伝導、効果的な放熱、及
び効率の良いＸ線発生の要求を満たすために、一般にタ
ングステ合金が銅に埋め込まれる。
使用中、Ｘ線源からの被爆は、電子ビームの時間積分
に正比例する。比較的長い暴露（例えば１〜３秒）の
間、アノードの温度は明るく輝き始めるのに十分なだけ
上昇し、局所的な表面融解、及び放射出力を低下させる
点蝕が付随して起こる。しかし、管のカソードフィラメ
ントコイルの熱蒸発が、従来の管の故障の最も頻度の高
い原因である。
に正比例する。比較的長い暴露（例えば１〜３秒）の
間、アノードの温度は明るく輝き始めるのに十分なだけ
上昇し、局所的な表面融解、及び放射出力を低下させる
点蝕が付随して起こる。しかし、管のカソードフィラメ
ントコイルの熱蒸発が、従来の管の故障の最も頻度の高
い原因である。
効率の良いＸ線の発生が電子ビームの流れに存在しな
い一方、加速電圧には大きく依存する。60kV以下では電
子からの運動エネルギーのわずか数十分の１％しかＸ線
に変換されないが、一方20MVでは変換率は70％に上昇す
る。放出されたＸ線のスペクトルは、一部はターゲット
元素の束縛電子エネルギーレベル間の遷移に特有の離散
エネルギー特性から成る。スペクトルはまた、制動放射
として知られるＸ線エネルギー連続体も含み、それはビ
ーム電子がターゲット核付近を通過する時、ビーム電子
の加速により起こされる。Ｘ線の最大エネルギーは、ビ
ーム中の電子のピークエネルギーを越えることは出来な
い。更に、制動放射放出カーブのピークは、電子エネル
ギーの約1/3において発生する。
い一方、加速電圧には大きく依存する。60kV以下では電
子からの運動エネルギーのわずか数十分の１％しかＸ線
に変換されないが、一方20MVでは変換率は70％に上昇す
る。放出されたＸ線のスペクトルは、一部はターゲット
元素の束縛電子エネルギーレベル間の遷移に特有の離散
エネルギー特性から成る。スペクトルはまた、制動放射
として知られるＸ線エネルギー連続体も含み、それはビ
ーム電子がターゲット核付近を通過する時、ビーム電子
の加速により起こされる。Ｘ線の最大エネルギーは、ビ
ーム中の電子のピークエネルギーを越えることは出来な
い。更に、制動放射放出カーブのピークは、電子エネル
ギーの約1/3において発生する。
電子流の増加は、全エネルギーにてＸ線放出に正比例
的増加をもたらす。しかし、ビーム電圧における変化
は、Ｘ線光子エネルギーのピークのシフトに対応して、
電圧の２乗にほぼ等しい全Ｘ線出力の変化という結果を
招く。制動放射生成の効率は、ターゲット元素の原子番
号と一緒に増加する。制動放射カーブにおけるピーク出
力と特性スペクトル線は、ターゲットの原子番号が増加
した時に、より高いエネルギーにシフトする。タングス
テン（Ｚ＝74）が現在の管で使用される最も一般的な材
料であるが、金（Ｚ＝79）とモリブデン（Ｚ＝42）もい
くつかの特殊な管で使用される。
的増加をもたらす。しかし、ビーム電圧における変化
は、Ｘ線光子エネルギーのピークのシフトに対応して、
電圧の２乗にほぼ等しい全Ｘ線出力の変化という結果を
招く。制動放射生成の効率は、ターゲット元素の原子番
号と一緒に増加する。制動放射カーブにおけるピーク出
力と特性スペクトル線は、ターゲットの原子番号が増加
した時に、より高いエネルギーにシフトする。タングス
テン（Ｚ＝74）が現在の管で使用される最も一般的な材
料であるが、金（Ｚ＝79）とモリブデン（Ｚ＝42）もい
くつかの特殊な管で使用される。
治療に使用される大部分のＸ線装置の不都合の１つは
高電圧であり、従って、骨の内部または下の軟組織にＸ
線を向ける時に高エネルギー放射を必要とすることであ
る。一例としては、人間の脳の領域にＸ線を向けること
があり、脳は骨で囲まれている。高エネルギーＸ線は骨
を透過するために必要であるが、入射位置と腫瘍の間の
皮膚と脳組織に損傷を与ることが多い。放射線治療にお
ける他の例は、他の軟組織の間に隠れた体腔内部または
炭酸カルシウムを含む構造内部に位置する軟組織にＸ線
を向けることである。本高電圧Ｘ線装置は、そのような
領域に所望のＸ線を選択的に供給することに、その能力
を限定されている。
高電圧であり、従って、骨の内部または下の軟組織にＸ
線を向ける時に高エネルギー放射を必要とすることであ
る。一例としては、人間の脳の領域にＸ線を向けること
があり、脳は骨で囲まれている。高エネルギーＸ線は骨
を透過するために必要であるが、入射位置と腫瘍の間の
皮膚と脳組織に損傷を与ることが多い。放射線治療にお
ける他の例は、他の軟組織の間に隠れた体腔内部または
炭酸カルシウムを含む構造内部に位置する軟組織にＸ線
を向けることである。本高電圧Ｘ線装置は、そのような
領域に所望のＸ線を選択的に供給することに、その能力
を限定されている。
従来の高電圧Ｘ線源の他の不都合は、照射を受けた器
官または組織の外部の皮膚に起こされる損傷である。従
って、従来技術の高電圧Ｘ線源は、特に人間の腫瘍治療
に使用される時、ターゲット領域または組織だけでな
く、入射位置（ターゲット領域）と射出位置の間の全て
の周囲の組織にもしばしば重大な損傷を起こす。しか
し、現在の装置はターゲット領域の外部のＸ線源から患
者の体内のターゲット領域にＸ線放射を加えるため、そ
のような付随して起こる組織の損傷は実際には避けられ
ない。
官または組織の外部の皮膚に起こされる損傷である。従
って、従来技術の高電圧Ｘ線源は、特に人間の腫瘍治療
に使用される時、ターゲット領域または組織だけでな
く、入射位置（ターゲット領域）と射出位置の間の全て
の周囲の組織にもしばしば重大な損傷を起こす。しか
し、現在の装置はターゲット領域の外部のＸ線源から患
者の体内のターゲット領域にＸ線放射を加えるため、そ
のような付随して起こる組織の損傷は実際には避けられ
ない。
膀胱、膣、子宮頚部、尿道、子宮、結腸、及び直腸の
ような体腔の内層を覆う軟組織の従来の放射線治療は、
体外のＸ線源からのＸ線放射の適用を含む。従って放射
線治療のそのような技術は、入射位置（ターゲット組
織）と射出位置の間の患者の領域をどうしても照射して
しまい、そのような組織に損傷を起こすという不都合を
有する。
ような体腔の内層を覆う軟組織の従来の放射線治療は、
体外のＸ線源からのＸ線放射の適用を含む。従って放射
線治療のそのような技術は、入射位置（ターゲット組
織）と射出位置の間の患者の領域をどうしても照射して
しまい、そのような組織に損傷を起こすという不都合を
有する。
体腔のための放射線治療の従来の方法はまた、ターゲ
ット組織に対して一様な照射量を設定するための能力を
提供しないという不都合も有する。いくつかの場合、体
腔の内層を覆う組織の放射線治療は、組織の全ての部分
に対して同一の照射量（即ち一様な、または他の所望の
照射量）を提供しなければならない。他の場合、特に輪
郭を調整された一様でない照射量が所望される場合があ
る。従来技術のＸ線源は、内部体腔のためにこれを実施
出来ない。ここで使用されているように、「一様な照射
量」という用語は同一照射量の輪郭、即ち全体のフラッ
クス密度が実質的に一様である表面に適用される。
ット組織に対して一様な照射量を設定するための能力を
提供しないという不都合も有する。いくつかの場合、体
腔の内層を覆う組織の放射線治療は、組織の全ての部分
に対して同一の照射量（即ち一様な、または他の所望の
照射量）を提供しなければならない。他の場合、特に輪
郭を調整された一様でない照射量が所望される場合があ
る。従来技術のＸ線源は、内部体腔のためにこれを実施
出来ない。ここで使用されているように、「一様な照射
量」という用語は同一照射量の輪郭、即ち全体のフラッ
クス密度が実質的に一様である表面に適用される。
これらの不都合のいくつかは、米国特許第5,153,900
号に記述された、小型化された低電力Ｘ線源の使用によ
り克服出来る。これらのＸ線源は患者の体内に挿入さ
れ、体内から賦勢出来る。従って、これらのＸ線源はタ
ーゲット組織に対する局所的なＸ線を発生出来る。その
ようなＸ線源が体腔の内層を覆う組織の治療に使用され
る時、ターゲット組織に到達する以前にＸ線は患者の皮
膚、骨、及び他の組織を通過する必要はない。しかし、
これらのＸ線源を利用してさえ、特にターゲット領域の
寸法形状が固定されない場合、例えば膀胱の中のような
形状のはっきりしない可撓内壁を有するターゲット組織
に対して放射線の一様な（または他の望ましい）照射量
を提供する既知の方法はない。
号に記述された、小型化された低電力Ｘ線源の使用によ
り克服出来る。これらのＸ線源は患者の体内に挿入さ
れ、体内から賦勢出来る。従って、これらのＸ線源はタ
ーゲット組織に対する局所的なＸ線を発生出来る。その
ようなＸ線源が体腔の内層を覆う組織の治療に使用され
る時、ターゲット組織に到達する以前にＸ線は患者の皮
膚、骨、及び他の組織を通過する必要はない。しかし、
これらのＸ線源を利用してさえ、特にターゲット領域の
寸法形状が固定されない場合、例えば膀胱の中のような
形状のはっきりしない可撓内壁を有するターゲット組織
に対して放射線の一様な（または他の望ましい）照射量
を提供する既知の方法はない。
例として、米国特許第5,153,900号に開示された型の
いくつかの小型Ｘ線源が、一般にＸ線放射の点源として
働く。従って、放射線場の強さは、空気中では、およそ
Ｘ線源からの距離の２乗だけ一様に減少する（即ち1/
R2）。体腔は一般に球対称ではないので、体腔内部の点
源は、体腔内部を覆う組織に対して放射線の一様な照射
量を提供しない。
いくつかの小型Ｘ線源が、一般にＸ線放射の点源として
働く。従って、放射線場の強さは、空気中では、およそ
Ｘ線源からの距離の２乗だけ一様に減少する（即ち1/
R2）。体腔は一般に球対称ではないので、体腔内部の点
源は、体腔内部を覆う組織に対して放射線の一様な照射
量を提供しない。
従って、本発明の目的は、体腔の内層を覆う組織に対
して放射線の一様な照射量を加えるための方法と装置を
提供することである。
して放射線の一様な照射量を加えるための方法と装置を
提供することである。
本発明の他の目的は、体腔の内層を覆う組織に対して
放射線の一様な、または所望の照射量を加えるための小
型低電力Ｘ線源を含む装置を提供することである。
放射線の一様な、または所望の照射量を加えるための小
型低電力Ｘ線源を含む装置を提供することである。
本発明の他の目的と利点は、添付の図面とそれを参照
しての説明についての考察により明白になるであろう。
しての説明についての考察により明白になるであろう。
発明の要約 １つの態様では、本発明は体腔の内層表面に対して予
め定められたＸ線束を加える装置であり、体腔内部に挿
入する事を意図するＸ線源と膨張可能なバルーン部材を
含む。
め定められたＸ線束を加える装置であり、体腔内部に挿
入する事を意図するＸ線源と膨張可能なバルーン部材を
含む。
Ｘ線源は管状部材、ビーム源、及び制御装置を含む。
管状部材は電圧が賦勢するＸ線源から成るターゲット端
を有する。ビーム源は管状部材のビーム源端付近に配置
され、電子ビームを発生するために働く。制御装置は、
電子ビームがターゲット端に入射するように、ビーム源
を選択的に賦勢する。Ｘ線源のターゲット端は照射を受
ける体腔内部に位置する。
管状部材は電圧が賦勢するＸ線源から成るターゲット端
を有する。ビーム源は管状部材のビーム源端付近に配置
され、電子ビームを発生するために働く。制御装置は、
電子ビームがターゲット端に入射するように、ビーム源
を選択的に賦勢する。Ｘ線源のターゲット端は照射を受
ける体腔内部に位置する。
バルーン部材は、Ｘ線源の管状の管状部材のターゲッ
ト端に位置する膨張可能なバルーンを含む。膨張した
時、バルーンはターゲット端に隣接する内部領域を定め
る。
ト端に位置する膨張可能なバルーンを含む。膨張した
時、バルーンはターゲット端に隣接する内部領域を定め
る。
この構成で、バルーンが体腔の内層に接触するように
バルーンは膨張可能であり、内層が所望の形状を定める
ように体腔を移動させる。ターゲット端は、膨張したバ
ルーンにより定められた内部領域に位置する。実施例に
よると、バルーンは患者の膀胱と一緒に配置され、膨張
した時、バルーンは球状空間内部領域を定め、ターゲッ
トは球状空間の中心に配置可能である。また、この側面
によると、電子ビームで賦勢されるＸ線源は、膨張した
バルーンの表面に一致する一様な照射量の輪郭を有する
Ｘ線場を発生し、それによって膀胱の内層に対して一様
な照射量を提供する。
バルーンは膨張可能であり、内層が所望の形状を定める
ように体腔を移動させる。ターゲット端は、膨張したバ
ルーンにより定められた内部領域に位置する。実施例に
よると、バルーンは患者の膀胱と一緒に配置され、膨張
した時、バルーンは球状空間内部領域を定め、ターゲッ
トは球状空間の中心に配置可能である。また、この側面
によると、電子ビームで賦勢されるＸ線源は、膨張した
バルーンの表面に一致する一様な照射量の輪郭を有する
Ｘ線場を発生し、それによって膀胱の内層に対して一様
な照射量を提供する。
従って、本発明により体腔の表面は予め定められた輪
郭に一致させられ、その表面（即ち束密度が実質的に一
様である、一様な照射量の輪郭）において一様な照射量
を設定するためにＸ線源は調整される。束密度は体腔内
層を越えるＸ線源からの距離と共に減少し、内層表面の
治療を可能にし、内層を越える組織への影響を減少させ
る。
郭に一致させられ、その表面（即ち束密度が実質的に一
様である、一様な照射量の輪郭）において一様な照射量
を設定するためにＸ線源は調整される。束密度は体腔内
層を越えるＸ線源からの距離と共に減少し、内層表面の
治療を可能にし、内層を越える組織への影響を減少させ
る。
図面の簡単な説明 図１は、本発明を具体化した装置の斜視図である。
図２は、図１のＸ線源のブロック図である。
図３は、Ｘ線シールドと、安定した再現性のあるＸ線
源を生成するためのＸ線ターゲットを含む交換ターゲッ
ト部材を有するプローブの端の断面図である。
源を生成するためのＸ線ターゲットを含む交換ターゲッ
ト部材を有するプローブの端の断面図である。
図4A〜図4Fは、本発明を用いて達成出来る種々の一様
な照射量の輪郭の例を示す線図である。
な照射量の輪郭の例を示す線図である。
図５は、バルーンが収縮した、図１の装置のプローブ
とバルーン部材を示す。
とバルーン部材を示す。
図６は、バルーンが膨張した、本発明の装置のプロー
ブとバルーん部材の他の実施例を示す。
ブとバルーん部材の他の実施例を示す。
図７は、Ｘ線プローブがバルーンの壁面に接するよう
に挿入された、本発明の他の実施例を示す。
に挿入された、本発明の他の実施例を示す。
図8Aと図8Bは、ターゲット部材内部に位置する光エミ
ッタを含む可撓プローブの断面図を示す。
ッタを含む可撓プローブの断面図を示す。
好ましい実施例の記述 以下、図面を参照して本発明の好ましい実施例につい
て説明する。各図において類似した番号を付された部材
は、同じまたは類似の部材を表す。
て説明する。各図において類似した番号を付された部材
は、同じまたは類似の部材を表す。
本発明は比較的小さく、電子ビームで賦勢される低電
力Ｘ線装置、及びそのような装置を使用する方法に係
る。装置は、例えば膀胱または他の体腔のような、体腔
の内層を覆う軟組織の放射線治療のような医療目的に使
用出来る。
力Ｘ線装置、及びそのような装置を使用する方法に係
る。装置は、例えば膀胱または他の体腔のような、体腔
の内層を覆う軟組織の放射線治療のような医療目的に使
用出来る。
一般に、本発明の装置は比較的低電圧（即ち約10kV〜
90kVの範囲）かつ比較的小電子ビーム電流（即ち約1nA
〜1mAの範囲）で働く、電子ビーム（ｅビーム）で賦勢
されるＸ線源を含む。それらの動作電圧及び電流におい
て、Ｘ線源は相当に小さく作ることが出来、かつ医療用
治療装置に埋め込むために適応させることが出来る。十
分な組織透過と放射線量は、放射線治療される領域の付
近または内部にＸ線源を配置することにより達成出来
る。従って、Ｘ線は明確に限界を定められ、放射線治療
される領域の内部または付近に位置する小さなＸ線源か
ら放出される。
90kVの範囲）かつ比較的小電子ビーム電流（即ち約1nA
〜1mAの範囲）で働く、電子ビーム（ｅビーム）で賦勢
されるＸ線源を含む。それらの動作電圧及び電流におい
て、Ｘ線源は相当に小さく作ることが出来、かつ医療用
治療装置に埋め込むために適応させることが出来る。十
分な組織透過と放射線量は、放射線治療される領域の付
近または内部にＸ線源を配置することにより達成出来
る。従って、Ｘ線は明確に限界を定められ、放射線治療
される領域の内部または付近に位置する小さなＸ線源か
ら放出される。
図１は本発明を実施するＸ線装置を示す。その装置
は、Ｘ線源10とバルーン部材400を含む。適切なＸ線源1
0は、「小型化された低電力Ｘ線源」と題された、前記
参照の米国特許第5,153,900号に詳細に記述されてい
る。バルーン部材400は図５、６、７と関連して、以下
に詳細に記述されている。
は、Ｘ線源10とバルーン部材400を含む。適切なＸ線源1
0は、「小型化された低電力Ｘ線源」と題された、前記
参照の米国特許第5,153,900号に詳細に記述されてい
る。バルーン部材400は図５、６、７と関連して、以下
に詳細に記述されている。
Ｘ線源10はハウジング12、及び基準線16に沿ってハウ
ジング12から延びる細長い円筒型プローブ14を含み、そ
の末端にターゲット部材26を有する。ハウジング12は高
電圧電源12Aを囲む。プローブ14は、高電圧電源12Aに隣
接して電子ビーム発生装置（カソー）22を有する空洞管
である。カソード22は、一般にカソード22とほぼ同じ電
位にある環状集束電極23の付近に位置する。環状アノー
ド24は、環状集束電極23から約0.5cm以上の位置にあ
る。空洞で管状のプローブ14は、カソード、グリッド、
及びアノードの孔と同じ軸に沿って延びている。プロー
ブ14はハウジング12と一体になり、ターゲット部材26に
向けて延びている。種々の実施例の中で、プローブ14の
部分は、Ｘ線の空間的な分布を抑制するために選択的に
遮蔽され得る。加えて、プローブ14は、外部磁場がター
ゲットからビームを偏向させることを防ぐために、磁気
的に遮蔽され得る。
ジング12から延びる細長い円筒型プローブ14を含み、そ
の末端にターゲット部材26を有する。ハウジング12は高
電圧電源12Aを囲む。プローブ14は、高電圧電源12Aに隣
接して電子ビーム発生装置（カソー）22を有する空洞管
である。カソード22は、一般にカソード22とほぼ同じ電
位にある環状集束電極23の付近に位置する。環状アノー
ド24は、環状集束電極23から約0.5cm以上の位置にあ
る。空洞で管状のプローブ14は、カソード、グリッド、
及びアノードの孔と同じ軸に沿って延びている。プロー
ブ14はハウジング12と一体になり、ターゲット部材26に
向けて延びている。種々の実施例の中で、プローブ14の
部分は、Ｘ線の空間的な分布を抑制するために選択的に
遮蔽され得る。加えて、プローブ14は、外部磁場がター
ゲットからビームを偏向させることを防ぐために、磁気
的に遮蔽され得る。
電子ビーム発生装置22は（浮動低電圧電源により駆動
される）熱イオンエミッタまたは（LEDまたはレーザ源
により照射される）光カソードとしてよい。アノード24
とターゲット部材26の間の領域が実質的に電場が無い状
態で、アノードの中心孔からターゲット部材26までを通
して、電子ビームが基準線16に沿って設定されるよう
に、高電圧電源は発生装置22のカソードと接地アノード
24の間の加速電位差を設定する。ビーム発生部材とビー
ム加速部材は、公称では真っ直ぐな軸16に沿ったプロー
ブ14の内部で細い（例えば直径1mm以下）電子ビームを
設定するために適合する。
される）熱イオンエミッタまたは（LEDまたはレーザ源
により照射される）光カソードとしてよい。アノード24
とターゲット部材26の間の領域が実質的に電場が無い状
態で、アノードの中心孔からターゲット部材26までを通
して、電子ビームが基準線16に沿って設定されるよう
に、高電圧電源は発生装置22のカソードと接地アノード
24の間の加速電位差を設定する。ビーム発生部材とビー
ム加速部材は、公称では真っ直ぐな軸16に沿ったプロー
ブ14の内部で細い（例えば直径1mm以下）電子ビームを
設定するために適合する。
好ましい実施例では、プローブ14は空洞で、ベリリウ
ム（Be）キャップ、及びモリブデン−レニウム（Mo−R
e）、モリブデン（Mo）、またはミューメタルの胴体
と、ステンレススチール基材の延長部から作られ、排気
された円筒型である。円筒は、治療される体腔を考慮し
て定められた長さを有する。例えば、膀胱で使用するた
めに、プローブは長さ40cm、内径4mm,外径5mmである。
他の体腔で使用するために、異なる寸法も使用できる。
ム（Be）キャップ、及びモリブデン−レニウム（Mo−R
e）、モリブデン（Mo）、またはミューメタルの胴体
と、ステンレススチール基材の延長部から作られ、排気
された円筒型である。円筒は、治療される体腔を考慮し
て定められた長さを有する。例えば、膀胱で使用するた
めに、プローブは長さ40cm、内径4mm,外径5mmである。
他の体腔で使用するために、異なる寸法も使用できる。
ターゲット部材26は、タングステン（Ｗ）、ウラニウ
ム（Ｕ）、または金（Au）のような原子番号の大きな元
素の薄いフィルムまたは層26Bで入射電子ビームに晒さ
れる側を被覆した小さなベリリウム（Be）片から成る、
Ｘ線放出部材から成る。実施例によると、30keVまで加
速された電子については、2.2μｍの厚さのタングステ
ンフィルムが実質的に全ての入射電子を吸収し、一方、
その層で発生した30keVのＸ線の約95％が、20kEVのＸ線
の88％が、10keVのＸ線の83％が伝送される。好ましい
実施例では、ベリリウム片26Aは0.5mmの厚さで、層26B
内でベリリウム片に対して垂直かつベリリウム片に向か
って発生し、タングステンターゲット層26Bを通過した
これらのＸ線の95％がベリリウム片26Aを通して伝送さ
れ、プローブ14の末端で外方に向かう。
ム（Ｕ）、または金（Au）のような原子番号の大きな元
素の薄いフィルムまたは層26Bで入射電子ビームに晒さ
れる側を被覆した小さなベリリウム（Be）片から成る、
Ｘ線放出部材から成る。実施例によると、30keVまで加
速された電子については、2.2μｍの厚さのタングステ
ンフィルムが実質的に全ての入射電子を吸収し、一方、
その層で発生した30keVのＸ線の約95％が、20kEVのＸ線
の88％が、10keVのＸ線の83％が伝送される。好ましい
実施例では、ベリリウム片26Aは0.5mmの厚さで、層26B
内でベリリウム片に対して垂直かつベリリウム片に向か
って発生し、タングステンターゲット層26Bを通過した
これらのＸ線の95％がベリリウム片26Aを通して伝送さ
れ、プローブ14の末端で外方に向かう。
図１の装置はプローブ14のみが患者に挿入され、一
方、ハウジングは患者の体外に残される方法で、通常使
用される。この態様では、代わりにハウジング12内部に
見られる種々の部材のいくつかまたは全部は、離して配
置できる。
方、ハウジングは患者の体外に残される方法で、通常使
用される。この態様では、代わりにハウジング12内部に
見られる種々の部材のいくつかまたは全部は、離して配
置できる。
図１に示されるような装置の１実施例では、プローブ
14の本体はミューメタルのような磁気遮蔽部材から作る
ことが出来る。代わりに、プローブ14は、好ましくは比
較的高いヤング率及び弾性限度を有する非磁性金属から
作ることが出来る。このような材料の例はモリブデン、
レニウム、またはこれらの材料の合金を含む。プローブ
14の内部または外部表面は、それで、磁気遮蔽を提供す
るためにパーロマイ（約80％のニッケル及び20％の鉄）
のような高透磁率磁性合金で被覆できる。代わりに、ミ
ューメタルの薄いスリーブをプローブ14の全体（または
内部）に取り付けることが出来る。Ｘ線装置10は、それ
で、公称ではプローブ軸から電子ビームを偏向させるこ
とがある電力、地磁気、または他の磁化された物体によ
る低レベルDC及びAC磁場のある環境で使用できる。
14の本体はミューメタルのような磁気遮蔽部材から作る
ことが出来る。代わりに、プローブ14は、好ましくは比
較的高いヤング率及び弾性限度を有する非磁性金属から
作ることが出来る。このような材料の例はモリブデン、
レニウム、またはこれらの材料の合金を含む。プローブ
14の内部または外部表面は、それで、磁気遮蔽を提供す
るためにパーロマイ（約80％のニッケル及び20％の鉄）
のような高透磁率磁性合金で被覆できる。代わりに、ミ
ューメタルの薄いスリーブをプローブ14の全体（または
内部）に取り付けることが出来る。Ｘ線装置10は、それ
で、公称ではプローブ軸から電子ビームを偏向させるこ
とがある電力、地磁気、または他の磁化された物体によ
る低レベルDC及びAC磁場のある環境で使用できる。
上記実施例において、ターゲット部材26のＸ線放出部
材は、放射線治療を受ける患者に隣接した、または内部
の領域にあるように適合する。目標とされる領域（例え
ば体腔）に対する放出部材の接近は、体壁を通して体腔
への十分なＸ線透過を達成するために現在使用されてい
る装置の高電圧の必要性を除去する。低電圧はまた、放
射線を目標とされる組織に集中させ、入射点における周
囲の組織及び表皮に対する損傷を限定する。
材は、放射線治療を受ける患者に隣接した、または内部
の領域にあるように適合する。目標とされる領域（例え
ば体腔）に対する放出部材の接近は、体壁を通して体腔
への十分なＸ線透過を達成するために現在使用されてい
る装置の高電圧の必要性を除去する。低電圧はまた、放
射線を目標とされる組織に集中させ、入射点における周
囲の組織及び表皮に対する損傷を限定する。
一般に、放射線治療で体腔を治療する時、放射線量が
一様な輪郭が体腔の表面に一致するように、体腔の内層
を覆う軟組織の表面全体に一様に照射することが望まし
い。放射線量が一様な輪郭は、表面上の全ての点におい
て吸収された放射エネルギーが等しい表面である。
一様な輪郭が体腔の表面に一致するように、体腔の内層
を覆う軟組織の表面全体に一様に照射することが望まし
い。放射線量が一様な輪郭は、表面上の全ての点におい
て吸収された放射エネルギーが等しい表面である。
患者の膀胱のような体腔への一様な照射の好ましい方
法は、最初に体腔を球形に広げ、次に全方向にＸ線を発
生するプローブ先端（即ち点源）を体腔の中心に配置す
るように装置を使用することである。その構成を用い
て、体腔の表面と一致する放射線量が一様な輪郭を設定
できる。体腔を球形に広げるために有用な１つの装置
は、非弾性的なバルーンである。
法は、最初に体腔を球形に広げ、次に全方向にＸ線を発
生するプローブ先端（即ち点源）を体腔の中心に配置す
るように装置を使用することである。その構成を用い
て、体腔の表面と一致する放射線量が一様な輪郭を設定
できる。体腔を球形に広げるために有用な１つの装置
は、非弾性的なバルーンである。
図２は図１に示されたＸ線源装置10のブロック図であ
る。その好ましい実施例では、ハウジング12が第１部分
12′及び第２部分12″に分割される。第１ハウジング部
分12′の内部に囲まれるのは、再充電可能なバッテリ12
B、バッテリ12Bのために外部充電装置と一緒に使用する
ように調整された充電点回路網12D、及び以下で記述さ
れる方法で機能するように外部遠隔計測部材52に対して
反応するように構成された遠隔計測網12Eである。その
部分12′はケーブルにより第２ハウジング部分12″に結
合される。第二ハウジング部分12″は高電圧電源12A、
制御装置12C、プローブ14、及び電子ビーム発生部材22
を含む。図示された実施例では、電子ビーム発生装置
は、駆動装置55により電力を供給されるダイオードレー
ザまたはLEDのような光源56により照射される光エミッ
タ22を含む。集束レンズ58により、光は光エミッタ22に
焦点を合わせられる。
る。その好ましい実施例では、ハウジング12が第１部分
12′及び第２部分12″に分割される。第１ハウジング部
分12′の内部に囲まれるのは、再充電可能なバッテリ12
B、バッテリ12Bのために外部充電装置と一緒に使用する
ように調整された充電点回路網12D、及び以下で記述さ
れる方法で機能するように外部遠隔計測部材52に対して
反応するように構成された遠隔計測網12Eである。その
部分12′はケーブルにより第２ハウジング部分12″に結
合される。第二ハウジング部分12″は高電圧電源12A、
制御装置12C、プローブ14、及び電子ビーム発生部材22
を含む。図示された実施例では、電子ビーム発生装置
は、駆動装置55により電力を供給されるダイオードレー
ザまたはLEDのような光源56により照射される光エミッ
タ22を含む。集束レンズ58により、光は光エミッタ22に
焦点を合わせられる。
図示された実施例では、部材52及び回路網12Eは、電
源12A及び一時的パラメータに対する（動的または定め
られた）外部制御を可能にするように共同して働く。制
御装置12Cは、回路網12Eが必要ない場合は、動作を制御
するように直接使用してよい。
源12A及び一時的パラメータに対する（動的または定め
られた）外部制御を可能にするように共同して働く。制
御装置12Cは、回路網12Eが必要ない場合は、動作を制御
するように直接使用してよい。
代わりの態様では、ビーム発生装置は電源12Aにより
駆動される熱イオンエミッタ22を含むことができる。そ
の態様での動作では、電源12Aが熱イオンエミッタ22を
加熱し、これがアノード24に向けて加速される電子を発
生する。アノード24は電子を引き寄せるが、ターゲット
部材26に向けて、電子にアノード24の中心の孔を通過さ
せる。制御装置12Cは、カソード電圧、電子ビーム電
流、及び一時的パラメータを動的に調整するために、ま
たは予め選択された電圧、ビーム電流、及び一時的パラ
メータを提供するために電源12Aを制御する。他の適当
な電源構成は米国特許第5,153,900号、及び米国特許出
願第955.494号に開示されている。
駆動される熱イオンエミッタ22を含むことができる。そ
の態様での動作では、電源12Aが熱イオンエミッタ22を
加熱し、これがアノード24に向けて加速される電子を発
生する。アノード24は電子を引き寄せるが、ターゲット
部材26に向けて、電子にアノード24の中心の孔を通過さ
せる。制御装置12Cは、カソード電圧、電子ビーム電
流、及び一時的パラメータを動的に調整するために、ま
たは予め選択された電圧、ビーム電流、及び一時的パラ
メータを提供するために電源12Aを制御する。他の適当
な電源構成は米国特許第5,153,900号、及び米国特許出
願第955.494号に開示されている。
入射電子は一般に、Ｘ線の点源としてターゲット26に
振る舞わせる。しかし、体腔表面及びそのような表面上
または付近の腫瘍の治療における特性は、放出位置のタ
ーゲットとシールドの形状や材料を調整することにより
達成できる。この調整は、目標とされる体腔全部の放射
線の更に一様な分布を保証するためのエネルギーの制
御、及びＸ線放出の空間分布の制御を容易にする。この
調整は、「形成された放射パターンを有するＸ線源」と
題された米国特許出願第08/084,271号に詳細に記述され
ている。
振る舞わせる。しかし、体腔表面及びそのような表面上
または付近の腫瘍の治療における特性は、放出位置のタ
ーゲットとシールドの形状や材料を調整することにより
達成できる。この調整は、目標とされる体腔全部の放射
線の更に一様な分布を保証するためのエネルギーの制
御、及びＸ線放出の空間分布の制御を容易にする。この
調整は、「形成された放射パターンを有するＸ線源」と
題された米国特許出願第08/084,271号に詳細に記述され
ている。
Ｘ線の空間分布は、厚さを変えられる断面を有するＸ
線伝送シールドをターゲット部材26に組み入れることに
よっても形成できる。図３は、そのようなシールドを組
み入れた、図１に示されるＸ線装置10と一緒に使用する
ための、交換ターゲット部材126を有するプローブ14を
示す。図示された実施例では、プローブ14は、ターゲッ
ト部材126を除いて、図１に示されたプローブ14と実質
的に類似している。ターゲット部材126は、Ｘ線がほと
んど透過する材料（例えばBe）から作られたプローブ先
端126A、及びカソード22とアノード24の反対端部におい
てプローブ軸16に沿うプローブ14に取り付けられた電子
ビームで照射される際にＸ線源を生成するためのＸ線タ
ーゲット126Bを含む（図１に示されている）。好ましい
態様では、プローブ先端126Aの外部表面は、他の凸面形
状も使用できるが、実施例に図示されているような凸面
（好ましくは半球）である。ターゲット部材126は、プ
ローブ先端126Aの外径がプローブ14の外径より小さくな
るように加工される。厚さの変えられるＸ線シールド
（または、この技術分野で時々言及されるシャドーマス
ク）128及び下地のシールド支持部材128Aは、ターゲッ
ト部材126のプローブ先端126Aを覆って配置される。タ
ーゲット部材126とローブ14の接合部において、ターゲ
ット部材126の外径はプローブ14の外径と実質的に一致
する。
線伝送シールドをターゲット部材26に組み入れることに
よっても形成できる。図３は、そのようなシールドを組
み入れた、図１に示されるＸ線装置10と一緒に使用する
ための、交換ターゲット部材126を有するプローブ14を
示す。図示された実施例では、プローブ14は、ターゲッ
ト部材126を除いて、図１に示されたプローブ14と実質
的に類似している。ターゲット部材126は、Ｘ線がほと
んど透過する材料（例えばBe）から作られたプローブ先
端126A、及びカソード22とアノード24の反対端部におい
てプローブ軸16に沿うプローブ14に取り付けられた電子
ビームで照射される際にＸ線源を生成するためのＸ線タ
ーゲット126Bを含む（図１に示されている）。好ましい
態様では、プローブ先端126Aの外部表面は、他の凸面形
状も使用できるが、実施例に図示されているような凸面
（好ましくは半球）である。ターゲット部材126は、プ
ローブ先端126Aの外径がプローブ14の外径より小さくな
るように加工される。厚さの変えられるＸ線シールド
（または、この技術分野で時々言及されるシャドーマス
ク）128及び下地のシールド支持部材128Aは、ターゲッ
ト部材126のプローブ先端126Aを覆って配置される。タ
ーゲット部材126とローブ14の接合部において、ターゲ
ット部材126の外径はプローブ14の外径と実質的に一致
する。
Ｘ線シールド128は、完全にはＸ線を透過させない
（即ち重金属のように、少なくとも部分的にＸ線を吸収
する）材料から作られ、シールド支持部材128Aにより支
持される。ターゲット部材126のどのような点からのＸ
線束も、ある程度、ターゲット126Bからその点を通って
延びる軸線に沿ったＸ線シールド128の厚さに依存す
る。従って、本発明によると、Ｘ線シールド128の厚さ
における選択的な制限が、空間的に可変なＸ線照射量分
布を発生するために使用される。
（即ち重金属のように、少なくとも部分的にＸ線を吸収
する）材料から作られ、シールド支持部材128Aにより支
持される。ターゲット部材126のどのような点からのＸ
線束も、ある程度、ターゲット126Bからその点を通って
延びる軸線に沿ったＸ線シールド128の厚さに依存す
る。従って、本発明によると、Ｘ線シールド128の厚さ
における選択的な制限が、空間的に可変なＸ線照射量分
布を発生するために使用される。
図4A〜図4Fは、本発明を用いて達成できる種々の照射
量一様な輪郭の例を描写する。特に図4Aは、プローブ先
端126を中心とする放射球面300を形成する一様な照射量
の輪郭を加えるように構成されたプローブ14を示す。図
4Bは、プローブ先端126が球面302の中心からずれてい
る、放射の球面302を加えるように構成されたプローブ1
4を示す。図4Cは、304Aにおける斜視図と304Bにおいて
軸305に沿って見て示されるように、偏球楕円面（即ち
「パンケーキ型」）の形状の放射線場を加えるように構
成された先端126を有するプローブ14を示す。図4Dは、3
06Aにおける斜視図と306Bにおいて軸307に沿って見て示
されるように、偏長楕円面（即ち「葉巻型」）の形状の
放射線場を加えるように構成された先端126を有するプ
ローブ14を描写する。図4Dに示されるように、プローブ
14はその短軸に沿って楕円面306Aに入る。図4Eも、偏長
楕円面の形状をした放射線場を加えるように構成された
先端126を示す。楕円面は308Aにおける斜視図と308Bに
おける軸309に沿って示される。見られるように、プロ
ーブ14はその長軸に沿って楕円面308Aに入る。図4Fは、
310Aにおける斜視図と310Bにおける軸311に沿って示さ
れる非対称放射線場を加えるように構成されたプローブ
先端126を描写する。
量一様な輪郭の例を描写する。特に図4Aは、プローブ先
端126を中心とする放射球面300を形成する一様な照射量
の輪郭を加えるように構成されたプローブ14を示す。図
4Bは、プローブ先端126が球面302の中心からずれてい
る、放射の球面302を加えるように構成されたプローブ1
4を示す。図4Cは、304Aにおける斜視図と304Bにおいて
軸305に沿って見て示されるように、偏球楕円面（即ち
「パンケーキ型」）の形状の放射線場を加えるように構
成された先端126を有するプローブ14を示す。図4Dは、3
06Aにおける斜視図と306Bにおいて軸307に沿って見て示
されるように、偏長楕円面（即ち「葉巻型」）の形状の
放射線場を加えるように構成された先端126を有するプ
ローブ14を描写する。図4Dに示されるように、プローブ
14はその短軸に沿って楕円面306Aに入る。図4Eも、偏長
楕円面の形状をした放射線場を加えるように構成された
先端126を示す。楕円面は308Aにおける斜視図と308Bに
おける軸309に沿って示される。見られるように、プロ
ーブ14はその長軸に沿って楕円面308Aに入る。図4Fは、
310Aにおける斜視図と310Bにおける軸311に沿って示さ
れる非対称放射線場を加えるように構成されたプローブ
先端126を描写する。
プローブ14のターゲット部材26を放射線治療される表
面から離して配置することにより、広域放射を容易に得
ることが出来る。ターゲット部材26からの前方放射の立
体角は、前記参照の特許出願中に記述されたＸ線シール
ドを用いて制御出来る。各点におけるシールドの厚さ
は、実質的に一様な放射パターンが得られるように決定
される。
面から離して配置することにより、広域放射を容易に得
ることが出来る。ターゲット部材26からの前方放射の立
体角は、前記参照の特許出願中に記述されたＸ線シール
ドを用いて制御出来る。各点におけるシールドの厚さ
は、実質的に一様な放射パターンが得られるように決定
される。
そのような広域Ｘ線源のための他の応用は、膀胱の内
側のような体腔内部での空胴内放射である。そのような
場合、組織と広域Ｘ線源の間の界面は、ターゲット部材
26がバルーンの中心であるようにプローブ14に沿って延
びる、膨張可能なバルーンであり得る。
側のような体腔内部での空胴内放射である。そのような
場合、組織と広域Ｘ線源の間の界面は、ターゲット部材
26がバルーンの中心であるようにプローブ14に沿って延
びる、膨張可能なバルーンであり得る。
放射線療法で体腔を治療する時、体腔の内層を覆う軟
組織の全表面に一様に放射することが望ましいことが多
い。言い替えれば、照射量一様な輪郭が体腔の表面と一
致することを保証することが望ましい。体腔を一様に照
射する１方法は、従来の方法（例えば、カテーテルを通
しての観察、またはCTスキャンまたは磁気共鳴映像（MR
I）のような診断手順）を通して体腔の３次元形状を決
定し、体腔の形状に一致する照射量一様な輪郭を加える
ためのプローブ先端126を製作することである。プロー
ブの挿入及び体腔内部からプローブを賦勢することによ
り、一様な放射が体腔に加えられる。体腔が一様な形状
を有することはほとんどなく、個人によって変化するの
で、この方法は実施が困難である。
組織の全表面に一様に放射することが望ましいことが多
い。言い替えれば、照射量一様な輪郭が体腔の表面と一
致することを保証することが望ましい。体腔を一様に照
射する１方法は、従来の方法（例えば、カテーテルを通
しての観察、またはCTスキャンまたは磁気共鳴映像（MR
I）のような診断手順）を通して体腔の３次元形状を決
定し、体腔の形状に一致する照射量一様な輪郭を加える
ためのプローブ先端126を製作することである。プロー
ブの挿入及び体腔内部からプローブを賦勢することによ
り、一様な放射が体腔に加えられる。体腔が一様な形状
を有することはほとんどなく、個人によって変化するの
で、この方法は実施が困難である。
体腔に一様な照射をする好ましい方法は、最初に体腔
を既知の一様な形状に広げるための装置を使用すること
である。膀胱を治療するための好ましい実施例におい
て、体腔は球形に伸ばされる。そして、プローブ装置の
全方向Ｘ線発生先端（即ち点源）は、今や球形である体
腔の中心に配置される。その構成で、照射量一様な輪郭
が体腔の表面と一致する。体腔を既知の形状に広げるた
めに有用な１つの装置は、プローブ14のターゲット端に
配置された医療用のバルーンである。
を既知の一様な形状に広げるための装置を使用すること
である。膀胱を治療するための好ましい実施例におい
て、体腔は球形に伸ばされる。そして、プローブ装置の
全方向Ｘ線発生先端（即ち点源）は、今や球形である体
腔の中心に配置される。その構成で、照射量一様な輪郭
が体腔の表面と一致する。体腔を既知の形状に広げるた
めに有用な１つの装置は、プローブ14のターゲット端に
配置された医療用のバルーンである。
図５は、ターゲット部材26の周囲に配置されたバルー
ン410を含むバルーン部材400の付いた、図１のＸ線源の
プローブ14を示す。図５に示されるように、バルーン41
0は収縮し、プローブ14のターゲット端の周囲にコンパ
クトに折り畳まれている。
ン410を含むバルーン部材400の付いた、図１のＸ線源の
プローブ14を示す。図５に示されるように、バルーン41
0は収縮し、プローブ14のターゲット端の周囲にコンパ
クトに折り畳まれている。
図６はプローブ14、及び中心軸に沿って伸び基部に近
い端404と基部から遠い端406とを有する細長いＸ線源案
内管402を含むバルーン部材400とを備える実施例を示
す。Ｘ線源案内管402は、中心軸に沿って延びる内部流
路408を有する。膨張可能なバルーン410は、管402の末
端406の外側に付着する。バルーンが膨張した時、プロ
ーブ14のターゲット端がバルーン410の内部領域に位置
できるように、プローブは管402の内部で滑らせて位置
決めできる。図６に示されるように、バルーン410を膨
張させて球形領域404を定める時、ターゲット部材26は
実質的にバルーン410の中心にある。
い端404と基部から遠い端406とを有する細長いＸ線源案
内管402を含むバルーン部材400とを備える実施例を示
す。Ｘ線源案内管402は、中心軸に沿って延びる内部流
路408を有する。膨張可能なバルーン410は、管402の末
端406の外側に付着する。バルーンが膨張した時、プロ
ーブ14のターゲット端がバルーン410の内部領域に位置
できるように、プローブは管402の内部で滑らせて位置
決めできる。図６に示されるように、バルーン410を膨
張させて球形領域404を定める時、ターゲット部材26は
実質的にバルーン410の中心にある。
以下で詳細に議論するように、バルーン410の膨張と
収縮はプローブ14の基部に近い端404から制御出来る。
バルーンとカテーテルの組み合わせはよく知られてお
り、例えば米国特許第4,209,725号に記載されている。
収縮はプローブ14の基部に近い端404から制御出来る。
バルーンとカテーテルの組み合わせはよく知られてお
り、例えば米国特許第4,209,725号に記載されている。
図５の実施例のために、実際には図５に示されている
ように、バルーン410は最初は収縮しており、プローブ1
4の末端の周囲に梱包されている。治療される体腔内部
に末端が位置するように、折り畳まれたバルーンの付い
たプローブ14の末端406は患者の体内に挿入される。全
体の手順の間、基部に近い端404は患者の体外に留ま
る。体腔に末端406が挿入された後、体腔を球形に広げ
るためにバルーン410は膨張させられる。
ように、バルーン410は最初は収縮しており、プローブ1
4の末端の周囲に梱包されている。治療される体腔内部
に末端が位置するように、折り畳まれたバルーンの付い
たプローブ14の末端406は患者の体内に挿入される。全
体の手順の間、基部に近い端404は患者の体外に留ま
る。体腔に末端406が挿入された後、体腔を球形に広げ
るためにバルーン410は膨張させられる。
上記のように、図６は体腔420の内部に配置されたバ
ルーン410を示す（点線で示される）。体腔420は、例え
ば、膀胱であり得る。最初、体腔420は一様でない形状
を定めるが、しかし、膨張したバルーン410が体腔420の
内層を実質的に球形に広げる。この場合、膀胱が膨張に
対して比較的小さな抵抗を与える。好ましくは膨張の
後、実質的にバルーン410の全ての外面が体腔420の内部
表面に接触する。
ルーン410を示す（点線で示される）。体腔420は、例え
ば、膀胱であり得る。最初、体腔420は一様でない形状
を定めるが、しかし、膨張したバルーン410が体腔420の
内層を実質的に球形に広げる。この場合、膀胱が膨張に
対して比較的小さな抵抗を与える。好ましくは膨張の
後、実質的にバルーン410の全ての外面が体腔420の内部
表面に接触する。
図６はまた、プローブ14に沿って延び、それによって
バルーン410を患者の体外から膨張させることが出来る
ガスの流路を設定する通路408を示す。好ましい実施例
では、ターゲット部材26がバルーン410の中心に位置す
るように、プローブ14が挿入される。バルーン410が体
腔410を球形に広げるので、バルーン410の中心は体腔42
0の中心と一致する。従って、膨張したバルーン400の中
心にターゲット部材26位置させることはまた、体腔内部
でもターゲット部材26を中心に位置づける。
バルーン410を患者の体外から膨張させることが出来る
ガスの流路を設定する通路408を示す。好ましい実施例
では、ターゲット部材26がバルーン410の中心に位置す
るように、プローブ14が挿入される。バルーン410が体
腔410を球形に広げるので、バルーン410の中心は体腔42
0の中心と一致する。従って、膨張したバルーン400の中
心にターゲット部材26位置させることはまた、体腔内部
でもターゲット部材26を中心に位置づける。
一度ターゲット部材26が中心に配置されると、ターゲ
ット部材26に入射するように電子ビームを方向づけるた
めに電子ビーム発生装置は賦勢されることが出来、膨張
したバルーン、従って変形された体腔の内層に一致する
照射量一様な輪郭を有するＸ線を発生する。
ット部材26に入射するように電子ビームを方向づけるた
めに電子ビーム発生装置は賦勢されることが出来、膨張
したバルーン、従って変形された体腔の内層に一致する
照射量一様な輪郭を有するＸ線を発生する。
図７は、腫瘍が発生した領域のような、体腔420の一
部分を治療するために有用な、発明の他の実施例を示
す。図７では、ターゲット部材26は遮蔽されているの
で、矢印422で示される前方立体角の方向に進むＸ線の
みがターゲット部材26から放出される。この実施例で
は、体腔420の領域424のみが照射される。
部分を治療するために有用な、発明の他の実施例を示
す。図７では、ターゲット部材26は遮蔽されているの
で、矢印422で示される前方立体角の方向に進むＸ線の
みがターゲット部材26から放出される。この実施例で
は、体腔420の領域424のみが照射される。
上記議論は球形バルーンに関する発明を記述している
が、この分野の技術者は、本発明が、例えば結腸、また
は尿道、膣、子宮頚部、子宮、または直腸のような他の
内部体腔の治療に使用できる楕円、円筒型を含む多くの
形状のバルーンを用いて実施できることを理解するであ
ろう。
が、この分野の技術者は、本発明が、例えば結腸、また
は尿道、膣、子宮頚部、子宮、または直腸のような他の
内部体腔の治療に使用できる楕円、円筒型を含む多くの
形状のバルーンを用いて実施できることを理解するであ
ろう。
上記で図１に関して議論したように、装置10は、電子
がプローブ14に入射する前に、電子を発生し加速するた
めのビーム発生装置及び加速装置を含む。発生した電子
はプローブ14を通過してターゲット26と衝突し、それに
よりＸ線を生成する。磁場が無ければ、プローブ14を流
れる電子は直線起動を流れる。従って、プローブ14は一
般に硬質で、曲がりが無い。
がプローブ14に入射する前に、電子を発生し加速するた
めのビーム発生装置及び加速装置を含む。発生した電子
はプローブ14を通過してターゲット26と衝突し、それに
よりＸ線を生成する。磁場が無ければ、プローブ14を流
れる電子は直線起動を流れる。従って、プローブ14は一
般に硬質で、曲がりが無い。
しかし、いくつかの医学的応用では、可撓プローブの
使用は有益である。そのような応用の１つは、気管のよ
うな既存の通路を通り抜けるＸ線源を含む。他のそのよ
うな応用は、神経または血管のような重要な器官の周囲
でＸ線源を操作することを含む。
使用は有益である。そのような応用の１つは、気管のよ
うな既存の通路を通り抜けるＸ線源を含む。他のそのよ
うな応用は、神経または血管のような重要な器官の周囲
でＸ線源を操作することを含む。
図8Aは、可撓ローブ214を含む装置200の図を示す。装
置200は高電圧回路網218、レーザ源220、プローブ部材2
14、及びターゲット部材226を含む。本発明の一側面に
より、装置200はターゲット部材226内に電子発生部品、
及び加速部品を配置することにより、強い磁場を使用す
ることなしに必要な柔軟性を提供する。プローブ214は
レーザ源220及び高電圧回路網218をターゲット部材226
に結合させる。プローブ部材は、小直径可撓金属管204
に囲まれた可撓光ファイバケーブル202を含む。
置200は高電圧回路網218、レーザ源220、プローブ部材2
14、及びターゲット部材226を含む。本発明の一側面に
より、装置200はターゲット部材226内に電子発生部品、
及び加速部品を配置することにより、強い磁場を使用す
ることなしに必要な柔軟性を提供する。プローブ214は
レーザ源220及び高電圧回路網218をターゲット部材226
に結合させる。プローブ部材は、小直径可撓金属管204
に囲まれた可撓光ファイバケーブル202を含む。
ターゲット部材226（例えば、長さ１〜2cmであり得
る）はプローブ部材214の端から延び、ターゲット228を
囲む外殻を含む。１実施例によると、ターゲット部材22
6は硬質で、一般に円筒型の形状である。この実施例で
は、ターゲット部材を囲む円筒型外殻が電子ビーム源の
ためのハウジング、及び電子ビームの経路に沿って、ハ
ウジングから延びる管状プローブを提供すると考え得
る。部材226の内部表面226Aは電気絶縁体の内部を覆
い、一方、部材226の外部表面226Bは電気的に導体であ
る。好ましい実施例によると、ターゲット部材は、プロ
ーブ部材214の端に密閉封止され、かつ排気される。他
の実施例によると、プローブ部材214全体が排気され
る。
る）はプローブ部材214の端から延び、ターゲット228を
囲む外殻を含む。１実施例によると、ターゲット部材22
6は硬質で、一般に円筒型の形状である。この実施例で
は、ターゲット部材を囲む円筒型外殻が電子ビーム源の
ためのハウジング、及び電子ビームの経路に沿って、ハ
ウジングから延びる管状プローブを提供すると考え得
る。部材226の内部表面226Aは電気絶縁体の内部を覆
い、一方、部材226の外部表面226Bは電気的に導体であ
る。好ましい実施例によると、ターゲット部材は、プロ
ーブ部材214の端に密閉封止され、かつ排気される。他
の実施例によると、プローブ部材214全体が排気され
る。
光ファイバケーブル202の終端202Aは、少なくともそ
の領域の部分全体をAg−Ｏ−Csのような半透明光放出物
質を用いて好ましくは被膜され、従って、光カソード21
6を形成する。高電圧導体208（光ファイバケーブル202
に埋め込まれている）は、電子を高電圧回路網218から
カソード216に伝導する。同様に、可撓管204はターゲッ
ト208からの大地帰路を高電圧回路網218に結合し、それ
によりカソード216とターゲット228の間に高電圧電場を
設定する。光ファイバケーブル202は、高電圧導体208と
接地された可撓管204の間の挿入誘電体として振る舞
う。
の領域の部分全体をAg−Ｏ−Csのような半透明光放出物
質を用いて好ましくは被膜され、従って、光カソード21
6を形成する。高電圧導体208（光ファイバケーブル202
に埋め込まれている）は、電子を高電圧回路網218から
カソード216に伝導する。同様に、可撓管204はターゲッ
ト208からの大地帰路を高電圧回路網218に結合し、それ
によりカソード216とターゲット228の間に高電圧電場を
設定する。光ファイバケーブル202は、高電圧導体208と
接地された可撓管204の間の挿入誘電体として振る舞
う。
１実施例では、高電圧線208による光ファイバケーブ
ル202内の光の散乱を除去するために、光ファイバケー
ブル202は、図8Bの遮断面に示されるように、環状構造
を有し得る。レーザ220からの光は、光ファイバケーブ
ル202の環状コア250を伝わる。コア250の両側のクラッ
ド260は、界面に入射する光ビームをコア250の中に反射
するような反射指数を有する。接地された可撓金属管20
4が、外部クラッド260を囲む。
ル202内の光の散乱を除去するために、光ファイバケー
ブル202は、図8Bの遮断面に示されるように、環状構造
を有し得る。レーザ220からの光は、光ファイバケーブ
ル202の環状コア250を伝わる。コア250の両側のクラッ
ド260は、界面に入射する光ビームをコア250の中に反射
するような反射指数を有する。接地された可撓金属管20
4が、外部クラッド260を囲む。
以前に記述された実施例のように、ターゲット228
は、例えば、タングステン（Ｗ）または金（Au）のよう
な高インピーダンス元素の薄いフィルムまたは層228Aで
一側面を被膜されたベリリウム（Be）であり得る。
は、例えば、タングステン（Ｗ）または金（Au）のよう
な高インピーダンス元素の薄いフィルムまたは層228Aで
一側面を被膜されたベリリウム（Be）であり得る。
運転では、光ファイバケーブル202に光を照射する小
型半導体レーザ220が、自由電子222を発生する伝送光カ
ソード216を賦勢する。カソード216とターゲット228の
間の高電圧電場はこれらの電子を加速し、それにより電
子をターゲット228の表面228Aに衝突させ、Ｘ線を生み
出す。例えば波長0.8μｍの光を放出するレーザ220でAg
−Ｏ−Cs光カソードから20μＡの電流を発生するため
に、この波長のための光カソード216の0.4％の量子効率
は、レーザ220が7.5mWの光電力を放出することを必要と
する。そのようなダイオードレーザは、容易に商業的に
利用可能である。本発明によると、カソード216を形成
する光放出表面は、実際は、極めて小さく出来る。例え
ば、1A/cm2のカソード216における電流密度のために、
光エミッタの直径は約50μｍのみ必要である。
型半導体レーザ220が、自由電子222を発生する伝送光カ
ソード216を賦勢する。カソード216とターゲット228の
間の高電圧電場はこれらの電子を加速し、それにより電
子をターゲット228の表面228Aに衝突させ、Ｘ線を生み
出す。例えば波長0.8μｍの光を放出するレーザ220でAg
−Ｏ−Cs光カソードから20μＡの電流を発生するため
に、この波長のための光カソード216の0.4％の量子効率
は、レーザ220が7.5mWの光電力を放出することを必要と
する。そのようなダイオードレーザは、容易に商業的に
利用可能である。本発明によると、カソード216を形成
する光放出表面は、実際は、極めて小さく出来る。例え
ば、1A/cm2のカソード216における電流密度のために、
光エミッタの直径は約50μｍのみ必要である。
この発明の加工困難な一側面は、光カソード216の加
工であり、実際の物質について、10-3以上の妥当な量子
効率で、真空中で実行されなければならない。この手順
は、例えば、Ag−Ｏ−Cs光表面が従来の方法で加工され
るガラス鐘内に位置する光ファイバケーブル202を用い
て実行できる。従って、空気に晒すことなく、光ケーブ
ル202は管204内に挿入可能である。端202Bは、可撓管20
4に対して真空封止され得る。
工であり、実際の物質について、10-3以上の妥当な量子
効率で、真空中で実行されなければならない。この手順
は、例えば、Ag−Ｏ−Cs光表面が従来の方法で加工され
るガラス鐘内に位置する光ファイバケーブル202を用い
て実行できる。従って、空気に晒すことなく、光ケーブ
ル202は管204内に挿入可能である。端202Bは、可撓管20
4に対して真空封止され得る。
以上、本発明の好ましい実施例について図示し記載し
たが、特許請求の範囲によって定められる本発明の範囲
から逸脱することなしに種々の変形および変更がなし得
ることは、当業者には明らかであろう。
たが、特許請求の範囲によって定められる本発明の範囲
から逸脱することなしに種々の変形および変更がなし得
ることは、当業者には明らかであろう。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ハート，ケネス ジェイ. アメリカ合衆国 01741 マサチューセ ッツ，カーライル，イースタブルック ロード 64 (56)参考文献 特開 昭47−1425（ＪＰ，Ａ) 特開 昭52−63092（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−207078（ＪＰ，Ａ) 特表 平６−500661（ＪＰ，Ａ) 特表 平６−508278（ＪＰ，Ａ) 特表 平７−503646（ＪＰ，Ａ) 特表 平６−502559（ＪＰ，Ａ) 米国特許3752990（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) G21K 1/00 - 7/00 A61B 6/00 A61B 1/00
Claims (10)
- 【請求項１】A.i.ビーム源端とターゲット端とを有し、
前記ビーム源端と前記ターゲット端の間で軸に沿って内
部領域を定める管状部材と、 ii.前記ターゲット端に向け、実質的に前記軸に沿って
通過する電子ビームを発生するための、前記ビーム源端
近くに配置されたビーム源部材と、 iii.前記電子ビームの入射に反応してＸ線を発生するた
めの、前記ターゲット端近くに配置されたターゲット部
材と、 iv.前記電子ビームが前記ターゲット部材に入射するよ
うに、前記電子ビーム源を選択的に賦勢するための制御
装置とを含むＸ線源と、 B.前記管状部材の前記ターゲット端の近くに配置可能で
膨張可能なバルーンを含み、膨張した時に前記ターゲッ
ト端に隣接して配置される内部領域を定めるバルーン部
材とから成ることを特徴とする、体腔の内層表面にＸ線
を加えるための装置。 - 【請求項２】前記バルーンが膨張した時、前記バルーン
が実質的に球状の内部領域を定め、前記ターゲット端
が、実質的に前記バルーンの内部領域の中心に配置可能
であることを特徴とする、請求の範囲１記載の体腔の内
層表面にＸ線を加えるための装置。 - 【請求項３】前記バルーンが膨張した時、前記Ｘ線源が
前記バルーンの表面輪郭と実質的に一致する照射量一様
な輪郭を発生することを特徴とする、請求の範囲１記載
の体腔の内層表面にＸ線を加えるための装置。 - 【請求項４】中心軸に沿って延びる細長い電子ビーム源
案内管から更に成り、基部に近い端部と反対端部を有
し、前記電子ビーム源案内管が前記中心軸に沿って延び
る第１内部流路を定め、前記バルーンは前記電子ビーム
源案内管の前記反対端部の外側に取り付けられ、前記バ
ルーンが膨張した時、前記電子ビーム源案内管の前記反
対端部が前記バルーンの内部領域に位置出来るように、
前記Ｘ線源の前記管状部材が前記電子ビーム源案内管の
前記第１内部流路の内部で滑らせて位置決め出来ること
を特徴とする、請求の範囲１記載の体腔の内層表面にＸ
線を加えるための装置。 - 【請求項５】前記バルーンが膨張した時、前記バルーン
が実質的に球状の外部表面輪郭を定めることを特徴とす
る、請求の範囲１記載の体腔の内層表面にＸ線を加える
ための装置。 - 【請求項６】前記電子ビームがきちんと前記ターゲット
端に入射するように、前記制御装置が前記電子ビームを
誘導するための誘導手段を更に含むことを特徴とする、
請求の範囲１記載の体腔の内層表面にＸ線を加えるため
の装置。 - 【請求項７】前記制御装置が、前記電子ビーム源を選択
的に消勢するための装置を更に含むことを特徴とする、
請求の範囲１記載の体腔の内層表面にＸ線を加えるため
の装置。 - 【請求項８】前記バルーンを選択的に膨張させ収縮させ
るための装置を更に含むことを特徴とする、請求の範囲
１記載の体腔の内層表面にＸ線を加えるために装置。 - 【請求項９】前記膨張手段が、前記管状部材内に配置さ
れ前記電子ビーム源端から前記ターゲット端近くの点ま
で延びる内部流路を含み、前記内部流路が前記バルーン
の内部領域に連絡していることを特徴とする、請求の範
囲１記載の体腔の内層表面にＸ線を加えるための装置。 - 【請求項１０】前記膨張手段が、前記電子ビーム源端近
くに配置され前記内部流路に結合される、選択的に働く
ポンプから更に成ることを特徴とする、請求の範囲９記
載の体腔の内層表面にＸ線を加えるための装置。
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US27364594A | 1994-07-12 | 1994-07-12 | |
| US273,645 | 1994-07-12 | ||
| US08/273,645 | 1994-07-12 | ||
| PCT/US1995/008625 WO1996002059A1 (en) | 1994-07-12 | 1995-07-11 | X-ray apparatus for applying a predetermined flux to an interior surface of a body cavity |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09507913A JPH09507913A (ja) | 1997-08-12 |
| JP2927966B2 true JP2927966B2 (ja) | 1999-07-28 |
Family
ID=23044819
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8504456A Expired - Lifetime JP2927966B2 (ja) | 1994-07-12 | 1995-07-11 | 体腔の内層表面に予め定められたフラックスを加えるためのｘ線装置 |
Country Status (10)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5621780A (ja) |
| EP (1) | EP0770258B1 (ja) |
| JP (1) | JP2927966B2 (ja) |
| KR (1) | KR100251423B1 (ja) |
| AT (1) | ATE207651T1 (ja) |
| AU (1) | AU684652B2 (ja) |
| CA (1) | CA2194759C (ja) |
| DE (1) | DE69523457D1 (ja) |
| RU (1) | RU2140111C1 (ja) |
| WO (1) | WO1996002059A1 (ja) |
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