JPH09507913A

JPH09507913A - 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

Publication number: JPH09507913A
Application number: JP8504456A
Authority: JP
Inventors: オー．スミス，ドナルド; ピー．スリスキ，アラン; ジェイ．ハート，ケネス
Original assignee: フォトエレクトロンコーポレイション
Priority date: 1994-07-12
Filing date: 1995-07-11
Publication date: 1997-08-12
Anticipated expiration: 2015-07-11
Also published as: EP0770258A1; EP0770258B1; ATE207651T1; AU2967695A; CA2194759A1; WO1996002059A1; CA2194759C; AU684652B2; KR970705148A; RU2140111C1; DE69523457D1; JP2927966B2; EP0770258A4; KR100251423B1; US5621780A

Abstract

(57)【要約】本発明は、体腔を定める表面を照射するためのＸ線源（１０）に向けられている。Ｘ線源はハウジング（１２）、細長い管状プローブ（１４）、ターゲット部材（２６）、及び膨張可能な気球部材（４１０）から成る。ハウジング（１２）は電子ビーム源（２２）を囲み、ビームの経路に沿って電子ビームを発生するための部材（２３）を含む。管状プローブ（１４）はハウジング（１２）から中心軸に沿って、ビーム経路の周りで延びる。ターゲット部材（２６）は中心軸に沿って延び、プローブ末端に結合する。ターゲット部材（２６）は、入射する電子に反応してＸ線を放出するように適合するターゲット部材（２６Ａ、２６Ｂ）を含む。プローブ先端部材、及び関連する制御電子装置は、ビーム経路内でターゲット素子の位置決めをするための部材を含む。末端に付着したバルーン（４１０）は、体腔を所望の形状に伸ばすように膨張可能であり、従って、体腔を定める表面に対する放射線の一様な照射を可能にする。

Description

【発明の詳細な説明】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。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。診断用Ｘ線装置は、一般に１５０ｋＶ以下の電圧と約２５〜１２００ｍＡ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２５０ｋＶ）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、４Ａ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、一般にタングステン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。効率の良いＸ線の発生が電子ビームの流れに依存しない一方、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。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。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えることが多い。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。膀胱、膣、子宮頸部、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。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）を提供しなけらばならない。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。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。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。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。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。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。Ｘ線源は管状部材、ビーム源、及び制御装置を含む。管状部材は電子が賦勢する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。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。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。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。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。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。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ン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。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。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。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。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。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１０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（カソード）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制御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。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−Ｒｅ）、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。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。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材料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。そ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マロイ（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。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。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。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１２Ｂ、バッテリ１２Ｂのために外部充電装置５０と一緒に使用するように調整された再充電回路網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２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（動的または予め定められた）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。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。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とプローブ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。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１４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、３０６Ａ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。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。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、照射量一様な輸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（ＭＲＩ）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。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４１０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延び基部に近い端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。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。図５の実施例のために、実際には図５に示されるように、バルーン４１０は最初は収縮しており、プローブ１４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。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４２０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。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。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。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軌道を流れる。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。図８Ａは、可撓プローブ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２１４、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。プローブ部材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２２６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２１６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の断面図に示されるように、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２０４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。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２０μ Ａ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２０４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。

───────────────────────────────────────────────────── 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

Claims

【特許請求の範囲】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。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。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。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。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。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。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。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線を加えるための装置。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。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。１１．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線源を提供し、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を提供し、Ｃ．前記ターゲット端が前記体腔内部の予め定められた位置を占めるように、前記管状部材を体内に挿入し、Ｄ．前記バルーンを膨張させ、Ｅ．前記電子ビームが前記ターゲットに入射し、それにより前記Ｘ線を発生するように前記制御装置を働かせるという諸段階から成ることを特徴とする、体腔の内層表面にＸ線を加えるための方法。１２．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、前記管状部材を挿入する段階が前記ターゲット端を実質的に前記バルーンの内部領域の中心に位置させる段階を含むことを特徴とする、請求の範囲１１記載の体腔の内層表面にＸ線を加えるための方法。１３．前記膨張の段階が、実質的に前記バルーンの全表面が体腔の内部に接触する段階を含むことを特徴とする、請求の範囲１１記載の体腔の内層表面にＸ線を加えるための方法。１４．前記膨張の段階が、体腔の表面を実質的に一様な形状に伸ばす段階を更に含むことを特徴とする、請求の範囲１３記載の体腔の内層表面にＸ線を加えるための方法。１５．前記膨張の段階が、体腔の表面を実質的に球状に伸ばす段階を更に含むことを特徴とする、請求の範囲１３記載の体腔の内層表面にＸ線を加えるための方法。