JPH06142220A - 間隙構造のx線ニードル - Google Patents
間隙構造のx線ニードルInfo
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- JPH06142220A JPH06142220A JP5062246A JP6224693A JPH06142220A JP H06142220 A JPH06142220 A JP H06142220A JP 5062246 A JP5062246 A JP 5062246A JP 6224693 A JP6224693 A JP 6224693A JP H06142220 A JPH06142220 A JP H06142220A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N5/00—Radiation therapy
- A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
- A61N5/1001—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy using radiation sources introduced into or applied onto the body; brachytherapy
-
- H—ELECTRICITY
- H01—ELECTRIC ELEMENTS
- H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
- H01J35/00—X-ray tubes
- H01J35/02—Details
- H01J35/14—Arrangements for concentrating, focusing, or directing the cathode ray
-
- H—ELECTRICITY
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- H01J35/00—X-ray tubes
- H01J35/32—Tubes wherein the X-rays are produced at or near the end of the tube or a part thereof which tube or part has a small cross-section to facilitate introduction into a small hole or cavity
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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- A61N5/00—Radiation therapy
- A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
- A61N5/1001—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy using radiation sources introduced into or applied onto the body; brachytherapy
- A61N5/1027—Interstitial radiation therapy
-
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- H01J2235/00—X-ray tubes
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- H01J2235/1204—Cooling of the anode
-
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Abstract
(57)【要約】
【目的】皮膚を通じて生体内に挿入することができ、X
線療法を生体内の広範囲にわたって適用できるX線ニー
ドルの提供を目的としている。 【構成】間隙構造のX線ニードル10は、一端には電子
エミッター16が連結され他端のチップ36には放射さ
れた電子をX線に変換するためのコンバータ部材26が
設けられた長尺なX線チューブ24と、放射された電子
を狭ビーム内に閉じ込める磁場を形成するためにチュー
ブ24の外周に巻回されたソレノイドコイル28と、チ
ューブ24とコイル28を覆う長尺な外側ケーシング3
0と、チューブ24のチップ36とケーシング30内の
冷却液入口40との間に内側の環状の流れチャンバ38
を形成するとともにチューブ24のチップ36とケーシ
ング30内の冷却液出口44との間に外側の環状の流れ
チャンバ42を形成するために、ケーシング30とチュ
ーブ24との間に同軸に設けられたパイプ32とを備え
ている。
線療法を生体内の広範囲にわたって適用できるX線ニー
ドルの提供を目的としている。 【構成】間隙構造のX線ニードル10は、一端には電子
エミッター16が連結され他端のチップ36には放射さ
れた電子をX線に変換するためのコンバータ部材26が
設けられた長尺なX線チューブ24と、放射された電子
を狭ビーム内に閉じ込める磁場を形成するためにチュー
ブ24の外周に巻回されたソレノイドコイル28と、チ
ューブ24とコイル28を覆う長尺な外側ケーシング3
0と、チューブ24のチップ36とケーシング30内の
冷却液入口40との間に内側の環状の流れチャンバ38
を形成するとともにチューブ24のチップ36とケーシ
ング30内の冷却液出口44との間に外側の環状の流れ
チャンバ42を形成するために、ケーシング30とチュ
ーブ24との間に同軸に設けられたパイプ32とを備え
ている。
Description
【0001】
【産業上の利用分野】本発明はX線装置に係わり、特
に、間隙構造のX線ニードルに関するものである。
に、間隙構造のX線ニードルに関するものである。
【0002】
【従来の技術】X線装置は癌患者の放射線療法に使用さ
れる。そのような装置の1つが米国特許第274829
3号(発明者 Reiniger)に開示されている。この開示さ
れた装置は長尺なX線チューブを備えており、このチュ
ーブのチップには放射された電子をX線に変換するコン
バータ部材が配置されている。また、前記X線装置は、
チューブを覆って冷却液流れチャンバを形成する長尺な
外側ケーシングを備えている。冷却液は、この冷却液流
れチャンバを通じて流れ、チューブのチップで発生する
熱を移動させる。チューブを癌患者の生体内に体腔を通
じて挿入し、X線を腫瘍に集中照射でき隣接する正常組
織に対する放射線の影響を最小限に抑えることができる
ようにコンバータ部材を位置させる。
れる。そのような装置の1つが米国特許第274829
3号(発明者 Reiniger)に開示されている。この開示さ
れた装置は長尺なX線チューブを備えており、このチュ
ーブのチップには放射された電子をX線に変換するコン
バータ部材が配置されている。また、前記X線装置は、
チューブを覆って冷却液流れチャンバを形成する長尺な
外側ケーシングを備えている。冷却液は、この冷却液流
れチャンバを通じて流れ、チューブのチップで発生する
熱を移動させる。チューブを癌患者の生体内に体腔を通
じて挿入し、X線を腫瘍に集中照射でき隣接する正常組
織に対する放射線の影響を最小限に抑えることができる
ようにコンバータ部材を位置させる。
【0003】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、このよ
うなX線装置は太径であったため、皮膚を通じてチュー
ブを生体内に挿入することが困難であった。したがっ
て、X線療法を適用できる生体内の癌組織部位の治療範
囲は体腔内を通じて接近できる生体内部位のみに限られ
ていた。
うなX線装置は太径であったため、皮膚を通じてチュー
ブを生体内に挿入することが困難であった。したがっ
て、X線療法を適用できる生体内の癌組織部位の治療範
囲は体腔内を通じて接近できる生体内部位のみに限られ
ていた。
【0004】本発明は上記事情に着目してなされたもの
であり、その目的とするところは、皮膚を通じて生体内
に挿入することができ、X線療法を生体内の広範囲にわ
たって適用できるX線ニードルを提供することにある。
であり、その目的とするところは、皮膚を通じて生体内
に挿入することができ、X線療法を生体内の広範囲にわ
たって適用できるX線ニードルを提供することにある。
【0005】
【課題を解決するための手段及び作用】上記課題を解決
するために、本発明は、一端には電子エミッターが連結
され他端のチップには放射された電子をX線に変換する
ためのコンバータ部材が設けられた長尺なX線チューブ
と、放射された電子を狭ビーム内に閉じ込める磁場を形
成するためにチューブの外周に巻回されたソレノイドコ
イルと、チューブとコイルを覆う長尺な外側ケーシング
と、チューブのチップに向けて冷却液を環流させる冷却
液流れチャンバをケーシング内に形成する手段とによっ
てX線ニードルを間隙構造に構成したものである。
するために、本発明は、一端には電子エミッターが連結
され他端のチップには放射された電子をX線に変換する
ためのコンバータ部材が設けられた長尺なX線チューブ
と、放射された電子を狭ビーム内に閉じ込める磁場を形
成するためにチューブの外周に巻回されたソレノイドコ
イルと、チューブとコイルを覆う長尺な外側ケーシング
と、チューブのチップに向けて冷却液を環流させる冷却
液流れチャンバをケーシング内に形成する手段とによっ
てX線ニードルを間隙構造に構成したものである。
【0006】前記間隙構造のX線ニードルは、チューブ
のチップから少なくとも約5cmほど延びたケーシングの
部位が約2mmの最大外径を有するように僅かな径に形成
されている。このような小径のX線ニードルは皮膚と腫
瘍部位との間の組織に重大な影響を与えることなく患者
の生体内に挿入される。したがって、X線療法を適用で
きる生体内の癌組織部位の治療範囲が広がる。
のチップから少なくとも約5cmほど延びたケーシングの
部位が約2mmの最大外径を有するように僅かな径に形成
されている。このような小径のX線ニードルは皮膚と腫
瘍部位との間の組織に重大な影響を与えることなく患者
の生体内に挿入される。したがって、X線療法を適用で
きる生体内の癌組織部位の治療範囲が広がる。
【0007】電子ロスと不均一なX線放射を回避するた
めに、放射された電子を閉じ込める磁場を形成するソレ
ノイドコイルがビーム伝送チューブの外周に巻回されて
いる。 本発明の一実施例では、流れチャンバ形成手段
が、チューブのチップとケーシング内の第1の開口との
間に内側の環状の流れチャンバを形成するとともにチュ
ーブのチップとケーシング内の第2の開口との間に外側
の環状の流れチャンバを形成するために、ケーシングと
チューブとの間に同軸に設けられたパイプを備えてい
る。
めに、放射された電子を閉じ込める磁場を形成するソレ
ノイドコイルがビーム伝送チューブの外周に巻回されて
いる。 本発明の一実施例では、流れチャンバ形成手段
が、チューブのチップとケーシング内の第1の開口との
間に内側の環状の流れチャンバを形成するとともにチュ
ーブのチップとケーシング内の第2の開口との間に外側
の環状の流れチャンバを形成するために、ケーシングと
チューブとの間に同軸に設けられたパイプを備えてい
る。
【0008】本発明の他の実施例では、流れチャンバ形
成手段がケーシングとチューブとの間に設けられた複数
のパイプを備え、前記各パイプがチューブのチップとケ
ーシング内の少なくとも1つの入口開口部との間に入力
流れチャンバを形成し、パイプによって占有されないチ
ューブとケーシングとの間の空間がチューブのチップと
ケーシング内の出口開口部との間に出力流れチャンバを
形成している。
成手段がケーシングとチューブとの間に設けられた複数
のパイプを備え、前記各パイプがチューブのチップとケ
ーシング内の少なくとも1つの入口開口部との間に入力
流れチャンバを形成し、パイプによって占有されないチ
ューブとケーシングとの間の空間がチューブのチップと
ケーシング内の出口開口部との間に出力流れチャンバを
形成している。
【0009】
【実施例】以下、図面を参照しつつ本発明の実施例を説
明する。図1に示すように、本発明の好ましい実施例で
ある間隙構造のX線ニードルを備えたX線装置は、ニー
ドル10と、ニードル10を受けるダイオードハウジン
グ12とを備えている。ダイオードハウジング12は、
電子エミッター16を有する真空チャンバ14と、制御
グリッド18とを備えている。電子エミッター16は図
示しない高電圧源に接続された高電圧ケーブル20に接
続されている。絶縁体22が電子エミッター16とダイ
オードハウジング12との間に配列されている。
明する。図1に示すように、本発明の好ましい実施例で
ある間隙構造のX線ニードルを備えたX線装置は、ニー
ドル10と、ニードル10を受けるダイオードハウジン
グ12とを備えている。ダイオードハウジング12は、
電子エミッター16を有する真空チャンバ14と、制御
グリッド18とを備えている。電子エミッター16は図
示しない高電圧源に接続された高電圧ケーブル20に接
続されている。絶縁体22が電子エミッター16とダイ
オードハウジング12との間に配列されている。
【0010】ニードル10は、長尺なX線チューブ24
と、コンバータ部材26と、ソレノイドコイル28と、
長尺な外側ケーシング30と、パイプ32とを備えてい
る。X線チューブ24は、X線チューブ24を電子エミ
ッター16に連結するために真空チャンバ14内に開口
する開口端34を有している。
と、コンバータ部材26と、ソレノイドコイル28と、
長尺な外側ケーシング30と、パイプ32とを備えてい
る。X線チューブ24は、X線チューブ24を電子エミ
ッター16に連結するために真空チャンバ14内に開口
する開口端34を有している。
【0011】コンバータ部材26は、チューブ24の他
端のチップ36に設けられており、電子エミッター16
から放射された電子をX線に変換する。
端のチップ36に設けられており、電子エミッター16
から放射された電子をX線に変換する。
【0012】ソレノイドコイル28は、放射された電子
を狭ビーム内に閉じ込める磁場を形成するために、チュ
ーブ24の外周に巻回されている。ソレノイドコイル2
8が約20ガウスの磁場を形成すると、電子ビームを約
4mmの径に閉じ込めることができる。コイル28は13
オームの抵抗を有するとともに1cm当たり20回の割合
で巻回されているので、この巻回で要求される電流はた
った0.8アンペアであり、コイルにかかる電圧はたっ
た0.1ボルトである。したがって、消費電力はたった
0.08ワットである。
を狭ビーム内に閉じ込める磁場を形成するために、チュ
ーブ24の外周に巻回されている。ソレノイドコイル2
8が約20ガウスの磁場を形成すると、電子ビームを約
4mmの径に閉じ込めることができる。コイル28は13
オームの抵抗を有するとともに1cm当たり20回の割合
で巻回されているので、この巻回で要求される電流はた
った0.8アンペアであり、コイルにかかる電圧はたっ
た0.1ボルトである。したがって、消費電力はたった
0.08ワットである。
【0013】外側ケーシング30がチューブ24とコイ
ル28とを覆っている。
ル28とを覆っている。
【0014】チューブ24のチップ36とケーシング3
0内の冷却液入口部40との間に内側の環状の流れチャ
ンバ38を形成するとともにチューブ24のチップ36
とケーシング30内の冷却液出口部44との間に外側の
環状の流れチャンバ42を形成するために、外側ケーシ
ング30とチューブ24との間にパイプ32が同軸に設
けられている。
0内の冷却液入口部40との間に内側の環状の流れチャ
ンバ38を形成するとともにチューブ24のチップ36
とケーシング30内の冷却液出口部44との間に外側の
環状の流れチャンバ42を形成するために、外側ケーシ
ング30とチューブ24との間にパイプ32が同軸に設
けられている。
【0015】図1の実施例のニードル10において、チ
ューブ24を内径0.64mm・外径0.81mm・長さ1
0cmとし、チューブ24の外周に1cm当たり40回の割
合で外径0.22mm・#33の磁気ワイヤを1層巻回
し、外側ケーシング30を外径2.8mm・内径2.16
mmとし、パイプ32を内径1.52mm・外径1.83mm
とすれば、1平方インチ当たり20ポンドの入口圧で水
の流速が87mm/min となる。これによって、ニードル
10のチップ36での発熱が20ワットで、10分間で
の水の温度上昇が摂氏5度以下になる。
ューブ24を内径0.64mm・外径0.81mm・長さ1
0cmとし、チューブ24の外周に1cm当たり40回の割
合で外径0.22mm・#33の磁気ワイヤを1層巻回
し、外側ケーシング30を外径2.8mm・内径2.16
mmとし、パイプ32を内径1.52mm・外径1.83mm
とすれば、1平方インチ当たり20ポンドの入口圧で水
の流速が87mm/min となる。これによって、ニードル
10のチップ36での発熱が20ワットで、10分間で
の水の温度上昇が摂氏5度以下になる。
【0016】図2は本発明の他の好ましい実施例を示し
ている。ニードル10Aは、長尺なX線チューブ24
と、コンバータ部材26と、ソレノイドコイル28と、
長尺な外側ケーシング30と、複数のパイプ46とを備
えている。各パイプはチューブ24のチップ36とケー
シング30内の少なくも1つの入口開口部(図示せず)
との間で入力流れチャンバ48を形成する。そして、パ
イプによって占有されないチューブ24とケーシング3
0との間の空間50は、チューブ24のチップ36とケ
ーシング(30)内の出口開口部(図示せず)との間に
出力流れチャンバ48を形成する。
ている。ニードル10Aは、長尺なX線チューブ24
と、コンバータ部材26と、ソレノイドコイル28と、
長尺な外側ケーシング30と、複数のパイプ46とを備
えている。各パイプはチューブ24のチップ36とケー
シング30内の少なくも1つの入口開口部(図示せず)
との間で入力流れチャンバ48を形成する。そして、パ
イプによって占有されないチューブ24とケーシング3
0との間の空間50は、チューブ24のチップ36とケ
ーシング(30)内の出口開口部(図示せず)との間に
出力流れチャンバ48を形成する。
【0017】図2の実施例のニードル10Aにおいて、
チューブ24を内径0.64mm・外径0.81mm・長さ
10cmとし、チューブ24の外周に1cm当たり40回の
割合で外径0.22mm・#33の磁気ワイヤを1層巻回
し、外側ケーシング30を外径2.8mm・内径2.16
mmとし、ニードル10Aのチップ36の方向に向けられ
た4つの各パイプ32のオリフィス孔52の孔径を0.
15mmとすれば、1平方インチ当たり50ポンドの入口
圧で水の流速が10mm/min となる。これによって、ニ
ードル10Aのチップ36での発熱が20ワットで、1
0分間での水の温度上昇が摂氏約28度になる。
チューブ24を内径0.64mm・外径0.81mm・長さ
10cmとし、チューブ24の外周に1cm当たり40回の
割合で外径0.22mm・#33の磁気ワイヤを1層巻回
し、外側ケーシング30を外径2.8mm・内径2.16
mmとし、ニードル10Aのチップ36の方向に向けられ
た4つの各パイプ32のオリフィス孔52の孔径を0.
15mmとすれば、1平方インチ当たり50ポンドの入口
圧で水の流速が10mm/min となる。これによって、ニ
ードル10Aのチップ36での発熱が20ワットで、1
0分間での水の温度上昇が摂氏約28度になる。
【0018】チューブ24、ケーシング30、パイプ3
2またはパイプ46は、硬くて直線状のものであるが、
やわらかい組織を介して直接に接近できない生体部位に
ニードルのチップを挿入できるように、可撓性の材料で
形成したり直線よりはむしろ湾曲形状に形成しても良
い。
2またはパイプ46は、硬くて直線状のものであるが、
やわらかい組織を介して直接に接近できない生体部位に
ニードルのチップを挿入できるように、可撓性の材料で
形成したり直線よりはむしろ湾曲形状に形成しても良
い。
【0019】上記実施例のX線装置は、14ワットの比
較的低い電力で、電子エミッターを電圧200キロボル
ト/ビーム電流0.07ミリアンペアで操作することに
よりコンバータ部材26から1cmの部位に配置された組
織に約100グレイの放射量を10分間連続して伝える
ことができる。
較的低い電力で、電子エミッターを電圧200キロボル
ト/ビーム電流0.07ミリアンペアで操作することに
よりコンバータ部材26から1cmの部位に配置された組
織に約100グレイの放射量を10分間連続して伝える
ことができる。
【0020】本発明の間隙構造の小型X線ニードルは、
上記実施例の寸法を状況に応じて種々変更して実施でき
ることは無論であり、また、腫瘍に対する放射温度を制
御することも可能である。また、放射療法を組み合わせ
ることにより有益な治療効果を発揮できる。
上記実施例の寸法を状況に応じて種々変更して実施でき
ることは無論であり、また、腫瘍に対する放射温度を制
御することも可能である。また、放射療法を組み合わせ
ることにより有益な治療効果を発揮できる。
【0021】
【発明の効果】以上説明したように、本発明の間隙構造
のX線ニードルは、小径であるため、皮膚と腫瘍部位と
の間の組織に重大な影響を与えることなく皮膚を通じて
生体内に挿入することができる。したがって、X線療法
を生体内の広範囲にわたって適用できる。
のX線ニードルは、小径であるため、皮膚と腫瘍部位と
の間の組織に重大な影響を与えることなく皮膚を通じて
生体内に挿入することができる。したがって、X線療法
を生体内の広範囲にわたって適用できる。
【図1】(a)は本発明の好ましい実施例である間隙構
造のX線ニードルを備えたX線装置の側断面図、(b)
は(a)のAーA線に沿う縦断面図である。
造のX線ニードルを備えたX線装置の側断面図、(b)
は(a)のAーA線に沿う縦断面図である。
【図2】(a)は流れチャンバ形成手段の他の好ましい
実施例を示すニードル部の側断面図、(b)は(a)の
BーB線に沿う縦断面図である。
実施例を示すニードル部の側断面図、(b)は(a)の
BーB線に沿う縦断面図である。
【符号の説明】 10,10A…X線ニードル、16…電子エミッター、
24…X線チューブ、26…コンバータ部材、28…ソ
レノイドコイル、30…外側ケーシング、32,46…
パイプ、36…チップ、38,42,48,50…冷却
液流れチャンバ。
24…X線チューブ、26…コンバータ部材、28…ソ
レノイドコイル、30…外側ケーシング、32,46…
パイプ、36…チップ、38,42,48,50…冷却
液流れチャンバ。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ジョン・ルドルフ・スミス アメリカ合衆国、ニューメキシコ州 87122、アルブクアーク、アール・シー・ ゴーマン・アベニュー 8305 (72)発明者 カール・アラン・ミュレンウエグ アメリカ合衆国、ニューメキシコ州 87035、モーリアーテイ、ピー・オー・ボ ックス 488
Claims (4)
- 【請求項1】 一端には電子エミッター(16)が連結
され他端のチップ(36)には放射された電子をX線に
変換するためのコンバータ部材(26)が設けられた長
尺なX線チューブ(24)と、放射された電子を狭ビー
ム内に閉じ込める磁場を形成するためにチューブ(2
4)の外周に巻回されたソレノイドコイル(28)と、
チューブ(24)とコイル(28)を覆う長尺な外側ケ
ーシング(30)と、チューブ(24)のチップ(3
6)に向けて冷却液を環流させる冷却液流れチャンバ
(38,42,48,50)をケーシング(30)内に
形成する手段(32,46)とを備えた間隙構造のX線
ニードル(10,10A)。 - 【請求項2】 チューブ(24)のチップ(36)から
少なくとも約5cm隔たったケーシング(30)の部位
が約2mmの最大外径を有していることを特徴とする請
求項1に記載のニードル。 - 【請求項3】 流れチャンバ形成手段は、チューブ(2
4)のチップ(36)とケーシング(30)内の第1の
開口(40)との間に内側の環状の流れチャンバ(3
8)を形成するとともにチューブ(24)のチップ(3
6)とケーシング(30)内の第2の開口(44)との
間に外側の環状の流れチャンバ(42)を形成するため
に、ケーシング(30)とチューブ(24)との間に同
軸に設けられたパイプ(32)を備えていることを特徴
とする請求項1または請求項2に記載のニードル(1
0)。 - 【請求項4】 流れチャンバ形成手段がケーシング(3
0)とチューブ(24)との間に設けられた複数のパイ
プ(46)を備え、前記各パイプ(46)がチューブ
(24)のチップ(36)とケーシング(30)内の少
なくとも1つの入口開口部との間に入力流れチャンバ
(48)を形成し、パイプ(46)によって占有されな
いチューブ(24)とケーシング(30)との間の空間
(50)がチューブ(24)のチップ(36)とケーシ
ング(30)内の出口開口部との間に出力流れチャンバ
を形成することを特徴とする請求項1または請求項2に
記載のニードル(10A)。
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