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 - 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

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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12 A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1 2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1 2’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08/08 4,271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12 6A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128 A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4 B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30 2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30 6A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41 0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4 20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22 6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20 2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20 2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21 6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 (1)

  1. 【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。
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