KR100255723B1 - 소형 저전력 x선 소오스 - Google Patents

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피터 이. 외팅거
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Abstract

본 발명은 X선의 시간과 강도를 사전에 선택되거나 프로그램 가능한 전자빔 작동형의 저레벨 소오스에 관한 것이다. 이 소오스는 사전에 선택된 조사영역에 영향을 줄 수 있도록 요구된 영역에 완전히 또는 부분적으로 이식되거나 퇴부부착형으로 부착시킬 수 있게 되어있다. 의료분야에서, 상기 언급된 장치를 이용하여 생체나 종양과 같은 유해세포를 치료하는 방법도 제공된다.

Description

소형 저전력 X선 소오스
제1도는 본 발명에 따른 저전력형 X선 소오스의 사시도.
제2도는 제1도 장치와 함께 사용될 수 있게 된 시이스(sheath)의 사시도.
제3(a)도와 제3(b)도는 본 발명에 따른 표면부착형 장치의 사시도와 단면도.
제4도는 제1도 실시형태의 블록 다이아그램.
제5(a)도와 제5(b)도는 텅스텐 타킷트와 몰리브덴 타킷트의 각 X선 방사스팩트럼을 보인 그래프.
제6도는 제1도 실시형태의 대표적인 전원을 보인 블록다이아그램.
제7도는 제1도 실시형태의 대표적인 전원을 보인 상세회로도.
제8도는 본 발명에 따른 빔조향 조립체의 구성도.
제8(a)도는 제8도의 8(A)-8(A)선 단면도.
각 도면에서는 동일 또는 유사한 요소에 대하여 동일 부호도 표시하였다.
본 발명은 비교적 소형이고 전자빔 활성형의 저전력형 X선 장치이다. 이 장치는 의료목적, 예를들어 종양의 치료 또는 방사선 완화치료용으로 사용되거나 다른 목적, 즉 어떠한 물체의 구조적인 완벽성을 모니터하거나 분석하는데 사용되는 기구의 방사선 소오스로서 사용될 수 있다.
특히 의료용의 경우에, 본 발명 장치는 선택된 전 노출시간동안 저선량의 X선 방사가 이루어지도록 환자의 사전에 선택된 신체내부에 완전히 이식되거나 부분적으로 삽입될 수 있다. 또한 이 장치는 조사될 영역의 외부에서 환자의 표피에 부착될 수 있다. 또한 본 발명에서는 본 발명의 장치를 이용하여 환자의 종양을 치료하는 방법이 설명된다.
일반적으로 본 발명장치는 비교적 낮은 전압, 즉 약 10kV-90kV범위의 저전압과 비교적 적은 전자빔전류,즉 약 1nA-100㎂범위의 저전류에서 작동하는 전자빔(e-빔)활성형 X선 소오스를 포함한다. 이러한 작동전압과 전류에서 X선 출력은 비교적 낮으며 장치는 매우 소형화될 수 있고 의학적인 치료용으로서 이식할 수 있게 되어 있다. 저레벨의 X선 출력이므로 조사될 영역에 인접하여 또는 이러한 영역내에 X선 소오스를 배치하므로서 적합한 조직투과 및 누적선량이 조사될 수 있다. 이와같이 X선은 조사될 영역내에 또는 이에 인접하여 정확히 배치되는 소규모 소오스로부터 방사된다. 우선 실시형태에서 저선량의 X선이 일정한 기간동안, 예를들어 1개월 이상까지 종양에 대하여 연속적으로 또는 주기적으로 조사될 수 있다. 이는 종래 유용한 X선 진단 및 치료장치에 의하여 요구된 위치로부터 원격한 지점에서 짧은 펄스의 고선량을 조사하는 것과는 대조적인 것이다.
본 발명은 소선원조사요법(小線源照射療法)으로서 알려진 바와같이 천연 또는 인공방사선 동위원소가 내장된 캡슐, 바늘, 튜우브 및 실등을 이식하여 이루어지는 것과 유사한 조직내 방사선요법을 제공한다. 그러나, 프로그램 가능한 전원이 전압, 전류 및 시간을 변화시키기 위하여 본 발명 장치의 X선 소오스내에 포함될 수 있다. 이것이 X선의 강도와 침투깊이가 동위원소를 외과적으로 또는 침투 가능하게 교환함이 없이 변경되는 점에서 소선원조사요법과는 다르다. 더욱이, 본 발명은 특정 동위원소의 반감기에 의하여 제약을 받지 아니하며 정전시 방사선 위험에 놓이지도 아니한다.
제1도는 본 발명에 따른 X선장치(10)를 보이고 있다. 이 장치(10)는 하우징(12)과 축선(16)을 따라 하우징(12)으로부터 연장된 기다란 원통형의 프로우브(14)를 포함한다. 하우징(12)내에는 고압전원(12A)(제6도와 제7도에서는 대략적인 형태로 도시되어 있다)이 내장되어 있다. 프로우브(14)는 중공형의 튜우브로서 고압전원(12A)에 인접하여 전자빔발생기(캐소우드)(22)를 갖는다. 이러한 캐소우드형의 전자빔발생기(22)는 전형적으로 이 캐소우드와 동일 전위를 갖는 환상집속전극(23)에 근접하여 배치된다. 환상애노우드(24)는 환상집속전극(23)으로부터 약 0.5㎝ 또는 그 이상 떨어져 배치된다. 중공형의 관상 프로우브(14)가 캐소우드, 그리드 및 애노우드의 통공과 동일 축선상에 연장되어 있다. 프로우드(14)는 하우징(12)과 일체로 구성되어 있으며 타킷트 조립체(26)를 향하여 연장되어 있다. 여러 실시형태에서 프로우브(14)의 부품은 X선의 스팩트럼 분포를 조절하기 위하여 선택적으로 차폐될 수 있다. 아울러, 프로우브는 빔이 타킷트로부터 벗어나게 하는 외부자계를 차단하기 위하여 자기적으로 차폐될 수 있다.
전자빔발생기(22)는 텅스텐 필라멘트 열전자방출기(부동저전압 전원에 의하여 구동됨) 또는 포토캐스우드(LED 또는 레이저 소오스에 의하여 조사됨)을 포함한다. 고압전원은 발생기(22)의 캐소우드와 접지된 애노우드(24)사이에 가속전위차가 나타나도록 하여 전자빔이 기준축선(16)을 따라서 애노우드의 중앙공을 통하여 타킷트 조립체(26)측으로 연장되게 하며 애노우드(24)와 타킷트 조립체(26) 사이의 영역은 실제로 무전계 영역이다. 빔 발생 및 가속성분은 축선(16)을 따라 프로우브(14)내에서 가는 전자빔(예를들어 1㎜ 이하의 직경을 갖는 전자빔)이 형성될 수 있도록 되어 있다.
우선 실시형태에서, 프로우브(14)는 베릴륨(Be),탄탈(Ta) 또는 스텐레스 스틸로 되어 있고 길이가 15㎝이고 내경은 2㎜이며 외경이 3㎜인 중공형이고 내부가 진공인 원통체이다. 타킷트조립체(26)는 전자빔에 노출되는 면이 텅스텐(W)의 얇은 필름 또는 층(26b)으로 코팅된 소형의 베릴륨(Be) 디스크(26a)로 구성된 방사원소를 포함한다. 높은 에너지의 전자는 하부층으로 침투하도록 사용될 수 있다(제2방사특성을 얻기 위하여). 예를들어, 전자가 30KeV-로 가속되었을 때에 2.2미크론 두께의 텅스텐 필름은 모든 투사전자를 흡수하는 반면에 이 층에서 발생된 X선은 30KeV-에서 95%, 20KeV-에서 88%, 그리고 10KeV-에서 83%를 전달하였다. 우선 실시형태에서, 베릴륨기재의 디스크는 두께가 1㎜이고 기재를 향하여 수직방향으로 발생된 X선의 95%가 텅스텐 타킷트를 통과하여 베릴륨 기재를 통하여 전달된 다음 프로우브(14)의 선단부에서 외부로 전달되었다.
본 발명의 일부형태에서, 디스크(26a)는 다중층의 필름(26b)을 포함하며 여기에서 각 필름층이 서로 다른 방사특성을 갖는다. 예를들어 제1층은 비교적 낮은 에너지에서 방사(대 에너지) 피이크를 가지며 제2(하부)층은 비교적 높은 에너지에서 방사(대 에너지) 피이크를 갖는다. 본 발명의 이러한 형태에 있어서, 빔으로부터 낮은 에너지의 전자는 제1층에서 X선을 발생하도록 사용될 수 있으며(제1방사특성을 얻기 위하여). 예를들어 0.5㎜폭의 전자빔은 캐소우드에서 방출되고 애노우드를 통하여 30KeV-까지 가속되며, 횡방향 전자에너지는 0.1eV이고 애노우드로부터 10㎝ 하류측의 타킷트 조립체(26)에 도달하며 이 타킷트 조립체에서 빔 직경은 1㎜ 이하이다. X선은 사전에 선택된 빔전압, 전류와 타킷트 조성에 따라 타킷트 물질에서 발생된다. 이와 같이 발생된 X선은 에너지 손실이 최소가 되게 프로우브의 베릴륨 디스크(26a)를 관통한다. 이 디스크(26a)은 X선이 최소의 에너지 손실을 가지고 통과할 수 있도록 하는 카본, 베릴륨(Be) 또는 기타 적당한 물질로 구성될 수 있다. 디스크(26a)에 적합한 물질은 다이아몬드인데 그 이유는 이 물질이 탁월한 열전도체이기 때문이다. 일부 실시형태에 있어서, 타킷트 조립체(26)로부터 분리되어 불연속 X선 투과창이 사용될 수 있다. 이들 파라메타를 이용하여 얻은 X선은 X선 에너지 분포에 따른 정확한 깊이로 1㎝이상의 깊이까지 연조직을 통하여 충분히 침투할 수 있는 에너지를 갖는다.
특히, 제1도의 장치는 환자에 완전이식할 수 있게 되어 있으며, 여기에서 하우징(12)은 생물학적으로 적합한 외면을 가지며 전자빔 발생기(22)를 구동시키기 위한 구동전압을 얻기 위한 고압전원(12A)의 회로를 구동시키기 위한 밧데리(12B)가 내장되어 있다. 이와같은 경우에 제어기(12C)가 이후 상세히 설명되는 바와같이 고압전원(12A)의 출력전압을 제어한다.
또한 제1도의 장치는 프로우브(14)만 환자의 몸에 삽입하고 하우징은 환자의 외부에 남겨놓은 형태, 즉 피부관통형태로 사용될 수 있다. 이러한 형태에서, 하우징(12)내에서 보이는 여러 요소는 원격하게 배치될 수도 있다.
피부관통형태의 경우에 있어서, 장치(10)는 기다란 단부폐쇄형(또는 컵형)의 시이스(34)와 함께 사용된다. 제2도에서 보인 바와같이, 이 시이스는 예를들어 미합중국 매사추세츠 워본에 소재하는 Thermedics사에서 상표명 “Tecoflex ”로 제조되는 의료용 지방족 폴리우레탄으로 제작된 생물학적으로 적합한 외측면을 갖는다. 이러한 구조에 있어서, 시이스(34)는 예를들어 상기 Thermedisc사에서 제조된 상표명 “Demaport ”의 포트와 같은 피부삽입 포트를 통하여 환자몸에 먼저 삽입된다. 그리고 프로우브(14)가 삽입, 배치, 그리고 요구된 바와같이 방사영역으로부터 이 프로우브(14)를 제거하는 데 간편하도록 시이스내에 배치된다. 시이스의 라이닝은 황산바륨 또는 삼산화 비스머스 또는 다른 X선 차폐물질을 시이스내에 주입하여 X선 차폐층으로서 구성될 수 있다. 필요한 경우에 프로우브(14)와 하우징(12)은 장기간 치료중에 움직이지 않도록 환자몸에 고정될 수 있다. 시이스(34)의 예시형태가 제2도에 도시되어 있다.
제3(a)도와 제3(b)도는 표피용, 즉 환자의 피부에 직접 부착시킬 수 있게 된 본 발명의 다른 실시형태(10’)를 보이고 있다. 본 발명의 이 형태는 특히 피부상에 또는 종양 또는 기타 피부병의 X선 치료에 유용하다. 제3(a)도와 제3(b)도에 있어서, 제1도의 실시형태에 해당하는 부분에 대하여서는 동일부호로 표시하였다. 장치(10’)는 하우징(12)내에 형성된 채널(40)에서 전자빔을 발생하며 여기에서 채널(40)은 프로우브(14)에 일치한다. 이 실시형태, 즉 제3(a)도와 제3(b)도에서 보인 실시형태에서 타킷트 조립체(26)(요소 26a 및 26b)는 X선 방출기와 같은 애노우드로서의 기능을 갖는다. 그 밖에는 장치(10’)가 장치(10)와 유사하다. 제3(a)도와 제3(b)도의 구성에서 저전력의 X선이 환자의 요구된 피부영역에 조사될 것이다.
상기 언급된 모든 실시형태에서, 타킷트 조립체의 X선방출요소는 조사될 영역에 인접하거나 이 영역내에 놓일 수 있게 되어 있다. 목표영역, 예를들어 종양에 대한 방출요소의 근접은 체벽을 통하여 종양위치로 X선이 충분히 침투할 수 있도록 하는데 종래 사용된 X선기에서 고압이 사용되었던 것을 배제한다. 또한 저전압은 표적의 종양에 방사선을 집중시키며 침투위치에서 주위조직과 표피에 손상을 주지 않는다. 예를들어 유방절제 후 요구되는 바와같이 20kV, 1MA 전자빔의 4000라드를 공급하는데 약 40-50시간의 방사가 요구된다. 그러나, 이 우선 실시형태에서 X선 소오스는 차폐된 무균포트를 통하여 조사위치에 근접하게 삽입될 수 있으므로 환자의 몸의 다른 부분에 방사선이 노출되는 것을 크게 줄일 수 있다.
또한 종양치료에 대한 상세한 특성은 타킷트와 방출위치에서의 차폐구조 및 물질의 적절한 선택으로 얻을 수 있다. 이러한 선택으로 에너지의 제어가 용이하고 X선 방출의 스펙트럼 형태를 용이하게 제어할 수 있어 표적이 되는 종양을 통한 방사선의 균일한 분포가 이루어질 수 있다.
제4도는 제1도에서 보인 X선 소오스장치(10)의 완전 이식용을 개략적으로 보인 것이다. 하우징(12)내에는 고압전원(12A), 재충전형 밧데리(12B)와 마이크로프로세서 내장형 제어기(12C)가 내장되어 있다. 또한 하우징(12)은 밧데리(12B)의 재충전회로(12D)를 포함하며 이는 외부충전기(50)에 결합된 트랜스포머와 함께 사용될 수 있게 되어 있다. 원격측정회로(12E)는 이후 상세히 설명되는 바와같은 방법으로 작용하는 외부원격측정장치(52)에 응답토록 되어 있다. 도시된 장치(10)에 있어서, 전자빔 발생기는 광원드라이버(55)와 다이오드 레이저(56)에 의하여 구동되는 포토캐소오드형의 전자빔 발생기(22)와 렌즈조립체(58)를 포함한다. 작동에 있어서, 레이저(56)는 포토캐소오드 전자빔 발생기(22)가 발광되게 하며 이는 전자를 발생하고 이 전자는 애노우드(24)측으로 가속된다. 애노우드(24)는 전자를 끌어당겨 그 중앙공을 통과시킨 다음 타킷트 조립체(26)를 향하도록 한다. 마이크로프로세서(12C)는 전원(12A)과 광원드라이브(55)를 제어하여 캐소우드전압, 전자빔전류와 시간파라메타를 적극적으로 조절하거나 사전에 선택된 전압, 빔전류 및 시간파라메타를 제공한다.
예시된 실시형태에서, 장치(52)와 회로(12E)는 전원(12A)과 광원드라이버(55)와, 시간파라메타를 통하여 외부제어(동적인 제어 또는 사전에 결정된 제어)가 이루어지도록 협동한다.
본 발명의 중요한 관점에 있어서, 타킷트 조립체(26)는 사전에 결정된 스펙트럼 분포를 갖는 방사선 패턴과 사전에 결정된 스펙트럼 범위에서 X선을 방출토록 구성되어 있다. 이러한 타킷트 형태는 알려진 특성을 갖는 타킷트 물질을 선택하여 얻을 수 있다. 예를들어 제5(a)도와 제5(b)도에서 보인 바와같이, 텅스텐 타킷트(제5(a)도)와 몰리브덴 타킷트(제5(b)도)의 방출 스펙트럼은 확연히 구별된다. 제5(a)도는 30-50kV에서 작동하는 텅스텐 타킷트 튜우브로부터의 X선 방출 스펙트럼을 보인 것이다. 제동방사 스펙트럼이 우세하며 X선은 광범위한 에너지 범위에서 공급된다. 제5(b)도는 역시 30-50kV에서 작동하는 몰리브덴 타킷트 튜우브로부터의 방사스펙트럼을 보인 것이다. 제동방사 X선은 없음을 알 수 있다. 또한 30-50kV의 튜우브 전위변화로 몰리브덴 타킷트 X선 튜우브로부터의 방사스펙트럼의 형태는 거의 변화하지 않음을 알 수 있다. 침투형태와 조사될 표적영역에 따라서 타킷트 물질은 선택하므로서 타킷트 조립체(26)로부터의 X선 방출은 효과적으로 정형될 수 있다.
방출 스펙트럼분포는 타킷트 조립체(26)의 구조를 변경시켜 역시 정형될 수 있다. 예를들어 타킷트 조립체(26)의 방출요소는 애노우드로부터 진행되는 전자가 사전에 결정된 각도에서 투사되거나 방출이 이루어지는 영역의 다른 영역으로 선택적으로 진행되도록 구성될 수 있다. 마찬가지로 “빔조향방법 ”이 방출된 전자빔이 방출요소의 선택된 면, 예를 들어 타킷트가 상이한 공간영역에서 상이한 방출특성을 갖는 영역으로 방출전자빔이 진행토록 사용될 수 있다. 전자빔의 제어는 원격측정의 제어하에 이루어지거나 장치(10)의 이식전 전원을 사전에 프로그램하므로서 이루어질 수 있다.
제8도는 예시적인 빔조향조립체를 보이고 있다. 도시된 실시형태에서, 전자빔 발생기(22)인 캐소우드는 상기 언급된 실시형태와 같은 방법으로 전자를 발생한다. 전자는 집속전극(23)을 통하여 애노우드(24)측으로 가속되고 그 통공(24a)를 지나 타킷트 조립체(26)를 향한다. 타킷트 조립체(26)를 지나는 전자는 제8(a)도에서 단면으로 보인 정전편향 조립체(30)를 통과한다. 이 조립체는 4개의 편향체(32)를 포함한다. 대향쌍의 평향체(32)에 인가되는 전압을 변화시키므로서 축선(16a)을 따라 조립체로 진행하는 전자빔은 이들이 축선(16b)을 따라 타킷트 조립체(26)를 향하여 이동될 때에 편향되거나 “조향 ”된다.
이러한 방식에 있어서, 전자빔은 원추형 타킷트 조립체(제8도) 또는 다른 특정구조의 타킷트에 위치하는 물리적인 위치에 부딪치도록 조향될 것이다. 에를들어 예시된 실시형태에 있어서, 타킷트 조립체(26)의 경사면에 부딪치는 빔을 이 경사면에서 X선이 방출되게 하며 타킷트 조립체의 반대측면으로는 거의 방사되지 아니한다.
다른 빔 조향 실시형태에서, X선 방출특성은 타킷트 조립체의 방출 파라메타(방사피이크대 에너지와 같은 파라메타)를 공간적으로 변화시켜 제어될 수 있다. 예를들어, “황소눈” 공간패턴으로 타킷트 조립체(26)의 여러지점에서 방출피이크(에너지의 함수로서)를 변화시키므로서 빔은 비교적 높은 에너지 X선 방출영역 또는 비교적 낮은 에너지 X선 방출영역으로 조향될 수 있다. 이와같이, 빔은 요구된 X선 방출특성과 방향이 결정될 수 있도록 타킷트 조립체의 영역으로 선택적으로 진행될 수 있다.
이식형 구조에 있어서, 전원(12A)과 타킷트 조립체(26)는 금속캡슐내에 내장되어 X선 소오스로부터 전류가 환자에 흐르지 않도록 되어 있다. 이와같이 폐쇄형 하우징(12)과 프로우브(14)는 이미 언급된 바와같이 적당한 차폐물질의 외갑체에 밀봉된다.
각 예시된 실시형태에서 고압전원(12A)은 3가지 조건, 즉 (1)소형화, (2)밧데리 전원을 이용할 수 있는 고효율화 및 (3)특정분야에 적합토록 프로그램될 수 있도록 X선 튜우브 전압과 전류를 독립적으로 변화시킬 수 있도록 조건을 만족시킨다. 이들 조건을 만족시키도록 고주파 스위치 모우드의 전력변환기가 사용될 수 있다. 저전력 및 고전압을 발생하기 위하여 가장 적합한 구조로서는 고압의 코크로프트-왈톤형(Cockroft=Walton-type) 배율기와 결합되어 작동되는 플라이백 전압변환기가 있다. 현재로서는 소규모 보조부품이 사용되는 이러한 구조를 제어하기 위하여 저전력 소모형의 스위치 모우드 전원제어기 집적회로(IC)가 유용하다.
X선의 활동적인 제어가 이루어지도록 하기 위하여, 본 발명의 우선 실시형태에서는 그리드 전극을 이용하지 않고 캐소우드 전압과 전류를 독립적으로 제어한다. 본 발명의 이러한 형태에 있어서, rf저항가열전류가 30kV의 캐소우드 전위에서 부동하는 용량결합형의 2볼트 30mA필라멘트 전원을 이용하여 전자빔 발생기인 열전자 캐소우드에 제공된다. 열전자 캐소우드용의 통상적인 전원에 있어서, 고압격리트랜스포머가 이들 기능을 수행토록 사용될 수 있으나 그 구성은 부피가 매우 커서 소형장치에는 적합치 않다. 종래 기술과는 대조적으로, 본 발명은 필라멘트에 고주파(rf)를 인가하는 반면에 고압직류(dc)분리가 유지될 수 있도록 배율기단에 이중 연쇄 축전 캐패시터를 이용하는 고압전원 회로를 포함한다. 이 시스템은 rf 전류입력에서 인덕터(L)로 공진될 수 있어 구동전압의 진폭 또는 주파수를 변화시켜 rf 전류레벨의 제어가 가능하도록 한다. 필라멘트 전류의 이러한 변화는 필라멘트의 온도를 변화시켜 캐소우드대 에노우드 전압의 변화없이 캐소우드 전류방출을 제어 할 수 있도록 한다.
전원(12A)의 우선 실시형태가 제6도에 개략적으로 도시되어 있고 제7도에는 상세히 도시되어 있다. 제6도에 도시된 바와 같이, 이 실시형태는 플라이백 스위칭 변환기와 조절기(280), 제어전압(또는 고압 배율기 입력)단자(282a)에 결합된 30:1 고압트랜스포머(282)와, 고압단자(22a)에 결합되고 열전자를 방출하는 전자빔 발생기(22)의 필라멘트를 구동시킬 수 있게 된 10단계 전압배율기(284)를 포함한다. 필라민트RF전력드라이버와 전압대 주파수(V/F)변환기(290) 및 이에 관련된 RF필라멘트드라이버(292)가 전류제어단자(292a) 및 캐패시터(Co)를 통하여 필라멘트 구동회로(286)에 의하여 전자빔 발생기(22)의 필라멘트에 결합되어 있다.
배율기(284)는 2n셋트, 예를들어 20개 셋트의 직렬연결다이오드와 n셋트의 제1 및 제2직렬 결합 캐패시터를 포함한다. 이들 다이오드는 저항요소 R을 통하여 고압단자(22a)와 기준(접지)전위 사이에 단일 방향성의 dc경로를 구성한다.
제1셋트의 캐패시터는 제1 및 제2다이오드의 접속점(단자 22a로부터의 접속점)과 제어전압단자(282a) 사이에 결합된다. 제1셋트의 제1의 n-1캐패시터는 각각 제2다이오드로 시작하는 다이오드셋트중 연속 아이오드쌍(단자 22a로부터)을 통하여 결합된다.
제2셋트의 캐패시터는 고압단자(22a)와 기준(접지)전위 사이에 결합된다. 제2셋트중 제1의 n-1캐패시터는 제1다이오드로부터 시작하여(단자 284a로부터) 다이오드셋트중 연속 다이오드쌍을 통하여 각각 결합된다.
필라멘트구동회로(286)는 전압배율기(284)(기본적으로 제2셋트의 캐피시터)와 3셋트의 직렬결합된 캐패시터를 포함한다. 제3셋트의 캐패시터는 열전자 방출기다낮(22b)와 전류제어단자(292a) 사이에 결합된다. 제3셋트의 각 연속 캐패시터는 제2세트의 대응하는 캐패시터와 결합되고 제3셋트의 캐패시터-캐패시터 접속부는 제2셋트에서 캐패시터-캐패시터 넙속부의 대응하는 접속부에 저항결합된다.
차동증폭기(294)는 라인(295)의 전류궤환신호와 라인(296)의 방출제어신호사이의 검출된 차이에 응답하여 RF전력드라이브 및 V/F변환기(290)를 구동시키므로서 전류궤환 루우프를 형성한다. 방출제어신호는 선택적으로 제어되어 전자빔 발생기(22)의 필라멘트(열전자전구)의 X선 튜우브 캐소우드 전류에 요구된 일시적 변화를 얻을 수 있도록 한다.
고압진폭 궤환루우프는 라인(297)의 전압궤환신호와 라인(298)에 인가된 고압제어신호 사이의 검출된 차이에 응답하여 스위칭 변환기 및 조절기(280)에 의하여 형성된다. 고압제어신호는 선택적으로 제어되어 전자빔 발생기(22)인 필라멘트(열전자 캐소우드)에서 요구된 전위의 진폭변화가 이루어질 수 있도록 한다.
제7도에서 보인 바와같이, 고압전원(12A)은 전력트랜스포머(282)로부터 정에너지 펄스의 밀도를 변화시켜 출력전압(전자빔 발생기 22인 캐소우드에서)을 제어하는 저전력형 CMOS 네거티브 부우스트 병환게어기 IC1를 포함한다. 출력전압은 프로그램된 전압(라인 298로부터의 전압)과 전기적으로 비교되고 출력전압이 너무 낮으면 에너지펄스의 주파수가 증가된다. 제어기 IC1으로부터의 제어펄스는 저전력형 CMOS 타이머 IC2에 공급되고 여기에서 펄스는 고압 플라이백 변화기(Q1과 T1)을 구동시키는데 적당한 레벨로 단축되고 버퍼된다. 고압펄스는 트랜스포머(282)(T1)의 2차측에서 발생되어 n=10단계 다이오드배율기(284)에 의하여 정류된다. 배율기(284)의 제1단계는 저전력을 이용하고 궤환저항 Rg에서 전압스트레스를 감소시키므로 전압궤환이 상기 배율기의 제1단계에서 이루어진다. 배율기(284)의 출력전압은 이러한 배율기 형태의 고정특성에 의하여 제1단계에서 전압과 효과적으로 상관된다.
캐소우드방출 전류제어는 캐소우드 전류의 dc경로가 배율기(284)의 2n다이오드를 통하여서만 형성되므로 배율기(284)의 n다이오드 연쇄의 하측부(R7및 C8에서)에서 전류를 감지하여 이루어질 수 있다. 이는 예를들어 30kV일 수 있는 출력전위 대신에 거의 접지전위에 가까운 캐소우드이 전류를 감지할 수 있도록 한다. 이와같이 감지된 전류는 전압으로 전환되고 블록(291)에서 방출전류 프로그래밍 전압(라인 296으로부터의 신호)와 비교된다. 만약 에러인 경우에 필라멘트 드라이버의 전압 또는 주파수는 폐쇄루우프방식에 따라서 조절된다.
이러한 구성에 있어서, 캐소우드 전압과 전류의 독립적인 제어가 이루어지는 반면에 시스템의 요구된 설계목적에 부합되도록 70% 이상의 전력효율과 3입방 인치 이하의 체적을 유지할 수 있다.
본 발명은 그 기술상과 주요특성을 벗어남이 없이 다른 특정형태로 실시될 수 있다. 따라서 이상의 실시형태는 다만 설명을 위한 것이지 어떠한 제한을 두기 위한 것은 아니며, 본 발명의 범위는 상기한 설명보다는 첨부된 청구범위로 한정되고 모든 변경은 청구범위에서 의미하고 있는 범위와 동일한 범위내에 속하여야 할 것이다.
본 발명은 특정영역에 일정하거나 간헐적인 낮은 레벨의 X선을 공급하는데 사용되는 프로그램가능한 소형 저전력의 X선 소오스에 관한 것이다.
통상적으로 의료용 X선 소오스는 대형의 붙박이형 기계로 되어 있다. 일반적으로 X선관의 헤드가 한 공간내에 배치되고 콘트롤 콘솔은 이에 인접한 영역에 배치되며 투시창이 구비된 보호벽이 이들 두 영역을 분리한다. 전형적으로 X선관은 길이가 약 20-35㎝이고 직경이 약 15㎝이다. 고압전원이 X선관을 수용하고 있는 격실내의 모퉁이에 배치된 수납실내에 수납되어 있다. 환자가 진단 또는 치료등의 목적으로 이 기계로 옮겨진다.
전형적으로 진단X선기는 150킬로볼트(kV)이하의 전압과 약 25-1200밀리암페어(mA)의 전류에서 작동된다. 이에 비하여 치료용은 그 전류가 약 150kV정도인 전압에서 20mA를 넘지 않는다. X선기가 10-140kV의 공칭전압에서 작동될 때에 방사된 X선은 조직을 한정된 범위까지만 침투하므로 피부장애의 치료에 유용하다. 전압이 높으면(약 250kV) X-선의 침투가 깊숙히 이루어져 체내종양치료에 유용하다. 4-8메가볼트(MV)의 초고압에서 작동하는 초고압기는 표피의 피부장애를 제외하고는 모든 형태의 종양을 제거하거나 파괴하는데 사용된다.
통상적인 X선관은 애노우드, 그리드와 캐소우드 조립체를 포함한다. 캐소우드 조립체는 애노우드와 그리드에 의하여 형성된 전계에 의하여 타킷트로 향하는 전자빔을 발생한다. 타킷트는 투사되는 전자빔에 응답하여 X선을 방사한다. 일반적으로 환자에 의하여 흡수된 방사선은 X선관의 윈도우를 통하여 X선관내의 타킷트로부터 전달된 것이므로 전달손실이 고려되어야 한다. 전형적으로 이 윈도우는 베릴륨이나 기타 적당한 물질의 얇은 소재로 구성된다. 전형적인 X선기에 있어서, 캐소우드 조립체는 직경이 약 2㎜이고 길이가 1-2㎝인 토륨 텅스텐 코일로 구성되며 이는 4암페어(A) 이상의 전류에 의하여 저항가열될 때에 열전자의 형태로 전자를 방출한다. 이 코일은 타킷트로서의 기능을 갖는 대향측 애노우드상에 전자의 빔을 작은 점으로 접속시키는 금속집속컵으로 둘러싸인다. 그리드를 갖는 모델에서는 이 그리드가 전자빔의 진로를 제어하고 빔을 접속시키는 기능을 갖는다.
캐소우드로부터 애노우드측으로 전자빔이 전달되는 것은 통상적인 X선기에서는 1A 이상의 전류에서 충분히 나타나는 전자공간 전하의 힘에 의하여 영향을 받는다. 이러한 통상적인 X선기에 있어서, 전자빔은 애노우드에 0.3-2.5㎜범위의 직경을 갖는 작은 점으로 집속된다. 대부분의 경우, 전자빔으로부터 대부분의 에너지는 애노우드에서 열로 변환된다. 이러한 발열에 대응하기 위하여 고전력 의료용 X선 소오스는 종종 액체냉각장치와 고속회전 애노우드를 이용하므로서 타킷트 영역을 효과적으로 증가시켜 소형의 집속점으로 집속되게 하는 한편, 국부적인 가열효과를 최소화하였다. 열전도성을 양호하게 하고 효과적으로 열을 분산시키기 위하여 애노우드는 전형적으로 구리로 만들어진다. 아울러 전자빔이 투사되는 애노우드의 영역은 효과적인 X선 발생을 위하여 원자번호가 큰 물질을 요구한다. 열전도성, 효율적인 열분산 및 효율적인 X선발생의 조건에 부합토록 하기 위하여 구리에 전형적으로 텅스텐 합금이 결합된다.
X선 소오스로부터의 총노출 시간은 전자빔의 시간적분에 직접 비례한다. 비교적 긴 노출시간(예를들어 1-3초)중에 애노우드 온도는 상당히 상승하여 밝게 백열하고 표면일부가 용융되고 패여서 방사출력을 떨어뜨린다. 그러나 튜우브 고장의 주요원인이 된다.
X선 발생의 효율이 전자빔 전류에는 무관하나 가속접압에는 관계가 있다. 60kV 이하에서는 전자로부터 운동에너지의 수십분의 1퍼센트만이 X선으로 전환되는 반면에 20MV에서는 전환율이 70%에 이른다. 방사된 X선 스펙트럼을 일부가 타킷트 원소의 속박전자에너지레벨 사이에서 불연속에너지 전이특성으로 구성된다. 또한 이 스펙트럼은 전자빔이 타킷트 중심부근을 통과할 때에 빔 전자가 가속되도록 하는 제동방사로서 알려진 X선 에너지 연속체를 포함한다. X선의 최대 에너지는 빔전자의 피크에너지를 초과할 수 없다. 또한 제동방사곡선의 최대점을 전지에너지의 약 1/3에서 이루어진다.
전자전류의 증가는 모든 에너지에서 직접 비례하여 X선 방사도 증가한다. 그러나, 빔 전압의 변화는 전체 X선 출력이 전압의 제곱과 같이 변화하고 이에 따라 최대 X선 광자에너지의 변이가 이루어진다. 제동방사생성효율은 타킷트 원소의 원자번호에 따라 증가한다. 제동방사곡선의 피크출력과 고에너지로의 스펙트럼 특성변이는 타킷트의 원자번호에 따라 증가한다. 비록 텅스텐(Z=74)이 타킷트 물질로 널리 사용되고는 있으나 금(Z=79)과 몰리브덴(Z=42)도 일부 특정한 X선관에 사용된다.
X선은 여러가지 방법으로 상호작용한다. 생물학적 표본에 대하여 다음 두가지 형태의 상호작용이 가장 중요하다. 즉, 외각전도자에 의한 중간에너지 X선의 컴프톤산란(Compton scattering)과 내각전자의 광이온화 상호작용이 그것이다. 이들 과정에서, 원자이온화의 확율은 연조직과 뼈에서 광자에너지의 증가에 따라 감소한다. 광전효과에 대하여서는 이 관계가 역제3전력법칙을 따른다.
종래 치료용으로 사용된 X선장치의 한 결점을 뼈의 내부 또는 하측의 연조직을 조사하고자 할 때에 고압이 요구되는 점이다. 한 예로서 뼈로 둘러싸여 있는 사람의 뇌부분을 X선으로 조사하는 것을 들 수있다. 뼈를 침투하는데에는 고에너지의 X선이 요구되나 이는 표피나 뇌조직에 위험할 때도 있다. 방사선 치료의 다른 예로서는 체내 연조직 또는 내부석회질조직내의 연조직에 X선을 조사하는 것이 있다. 현재의 고압기로서는 이러한 영역에 선택적으로 요구된 X선을 조사하는 것에 한계가 있다.
종래 X선 소오스의 고압출력의 다른 결점은 환부기관 또는 조직외부의 피부에 위험을 주는 것이다. 따라서, 종래 시스템의 고압장치는 목표로 하는 영역이나 조직뿐만 아니라 특히 사람의 종양치료용으로 사용될 때에 모든 주위의 조직이나 표피에 상당한 위험을 줄 수 있다. 그러나, 기존의 장치가 목표로 하는 영역외부의 소오스로부터 환자내부의 목표로 하는 영역으로 X선을 방사하므로 실질적으로 부수되는 조직의 손상은 피할 수 없다.
다른 종양치료 방법으로는 치료되어야 할 종양내에 또는 이에 인접하여 방사선 동위원소 캡슐을 이식하는 방법이 있다. 이러한 방사선 동위원소를 사용하는 것은 일부 종양치료에 효과적이기는 하나 동위원소의 주입시에는 감염과 같은 부작용을 일으킬수도 있는 과정이 요구된다. 더욱이 동위원소로부터의 방사선을 제어할수 없어 어떤 경우 뇌부종이 일어날 수 있다. 또한 시간선량이나 방사선 강도의 선택적인 제어가 불가능하다. 이러한 방사선 동위원소의 취급과 폐기에는 취급자와 환경에 대하여 모두 위험을 수반한다.
다른 응용분야로서 X선 방사는 특히 반도체 칩 제조산업분야에서 지지구조물의 분석 및 제조공정의 검사에 사용될 수 있다. 이러한 분야에 사용되는 X선기는 대형으로서 대개는 제조조립 라인에 고정적으로 결합되어 사용된다. 이들 번잡스러운 기계는 공간을 많이 차지할 뿐만 아니라 일부 유용하기는 하나 대부분의 경우 실행불가능한 X선 영상을 이용한다.
치료, 진단, 완화 또는 평가분야에 기존 X선기로부터의 X선을 이용하는데 수반되는 상기 조건과 계약을 감안하여 비교적 소형이고 취급이 간편하며 저에너지의 X선 장치에 대한 필요성이 대두되었다. 저에너지 및 저전력에서 작동하는 이러한 장치는 많은 분야에 적합하다.
이와같이, 본 발명의 목적은 취급이 간편한 저전력형의 X선 장치를 제공하는데 있다.
본 발명의 다른 목적은 제어 가능하고 프로그램 가능한 전원을 갖는 비교적 소형의 저전력형 X선 장치를 제공하는데 있다.
본 발명의 또 다른 목적은 요구된 조직영역에 직접 X선을 조사하기 위하여 환자에 이식가능한 비교적 소형의 저전력형 X선 장치를 제공하는데 있다.
본 발명의 또 다른 목적은 요구된 표면영역에 X선을 조사하기 위한 비교적 소형이고 표면부착 가능한 저전력형의 X선 장치를 제공하는데 있다.
요약컨데, 본 발명은 사전에 선택되거나 조절 가능한 시간과 강도의 저레벨 전자빔(e-빔)활성 X선 소오스를 갖는 취급 용이한 장치이다. 의료분야에서, 본 발명장치는 사전에 선택된 영역에 X선을 조사하기 위하여 대상체의 요구된 영역에 완전히 또는 부분적으로 이식되거나 표면 부착될 수 있다.
본 발명 장치는 예를들어 약 1nA-100㎂의 범위의 작은 전자전류를 갖는 약 10kV-90kV의 범위인 비교적 낮은 전압에서 작동한다. 요구된 영역에 요구된 방사패턴이 이루어지는 한편, 다른 영역에서는 최소의 방사가 이루어지도록 하기 위하여 X선을 요구된 영역내에 또는 이에 인접한 공칭, 즉 유효 “포인트 ”소오스로부터 방사된다. 낮은 선량의 X선이 요구된 영역에 충분한 시간동안 연속적으로 또는 부분적으로 조사된다.
본 발명 장치는 X선 방사의 전압, 전류 및 시간을 변화시킬 수 있도록 요구된 영역의 외측에 배치된 제어 가능하고 프로그램 가능한 전원을 포함한다. 타킷트 물질, 즉 X선 방사물질은 요구된 X선 패턴을 제공토록 그 조성과/또는 구조가 정하여 질 수 있다. 방사위치, 즉 타킷트 주위를 차폐하므로서 요구된 영역을 통하여 사전에 선택된 방사선분포가 이루어질 수 있도록 X선 방사의 에너지와 공간 형태를 제어할 수 있다.
또한 본 발명은 상기 언급된 장치를 이용하여 종양에서 발견되는 것과 같은 유해세포를 치료하는 방법을 제공한다. 일반적으로 이 방법은 통상 이러한 본 발명의 분야에서 유용한 컴퓨터이용단층사진(CAT)촬영장치나 자기공명장치와 같은 장치를 이용하여 유해세포를 식별하여 위치를 확인하는 단계를 포함한다. 그리고, 저전력 전자빔 소오스와 선택적인 형태의 X선 방사패턴 발생타킷트 및 차폐조립체가 유해세포에 근접하여 배치되고, 타킷트와 차폐조립체의 구조와 물질은 유해세포의 특징에 따라 형태가 결정되고 선택된다. 프로그램 가능한 전원이 타킷트를 향하는 요구된 전자빔을 얻기 위하여 전자빔 소오스의 전압, 전류 및 시간을 변화시킬 수 있도록 사용될 수 있다. 끝으로, 타킷트와 차폐조립체로부터 방사된 X선을 세포의 선택적인 파괴를 위하여 유해세포에 조사된다.
본 발명을 첨부도면에 의거하여 보다 상세히 설명하면 다음과 같다.

Claims (42)

  1. X선 소오스에 있어서, 10kV-90K의 범위에서 피이크값을 갖는 출력전압을 발생하기 위한 구동수단을 포함하는 프로그램가능한 전원과, 빔경로를 따라 1nA-100μA의 전류범위의 전자빔을 발생토록 전자를 방출하기 위하여 상기 출력전압에 응답하는 전자빔 발생기로 구성되고, 상기 출력전압의 크기와 상기 전류의 크기중 하나가 프로그램작동에 응답하여 시간에 따라 변화될 수 있도록 하며, 상기 빔으로부터 투사되는 전자에 응답하여 사전에 결정된 스펙트럼 범위에서 X선을 방출할 수 있게 된 하나 이상의 X선 방출요소를 포함하는 상기 빔경로내에 배치된 타킷트 조립체, 상기 소오스의 외부에 공간분포를 갖는 X선 방출요소를 포함하는 상기 빔경로내에 배치된 타킷트 조립체, 상기 소오스의 외부에 공간분포를 갖는 X선 방사패턴을 형성하기 위한 전계분포수단과,L 상기 출력전압의 크기와 상기 전류의 크기중 하나의 사용자제어조절을 위한 수단을 포함하는 제어기로 구성됨을 특징으로 하는 소형저전력 X선 소오스.
  2. 제1항에 있어서, 상기 전자빔 발생기가 포토캐소우드, 상기 포토캐소우드로부터 방출된 전자를 끌어당길 수 있게 된 애노우드와, 상기 애노우드 사이에 가속전계를 형성토록 상기 출력전압에 응답하는 수단을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  3. 제2항에 있어서, 상기 애노우드가 상기 포토캐소우드와 상기 타킷트사이에 배치되고 애노우드가 상기 전자가 통과하는 통공을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  4. 제1항에 있어서, 상기 전자빔 발생기 수단이 열전자방출기와, 상기 열전자방출기와 상기 애노우드 사이에 가속전계를 형성토록 상기 출력전압에 응답하는 수단을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  5. 제4항에 있어서, 상기 전자빔 발생기가 집속전극을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  6. 제4항에 있어서, 상기 열전자 방출기가 제1단자와 제2단자를 갖는 열전자 케소우드를 포함하고, 상기 구동수단이 제어전압단자를 가지고 상기 열전자방출기의 상기 제1단자에 결합된 고압단자를 갖는 전압배율기회로로 구성되며, 상기 전압배율기회로가 상기 제어전압단자와 상기 고압단자 사이에 결합되고 상기 고압단자에서 상기 출력전압을 얻기 위하여 상기 제어전압단자에 인가되는 제어전압에 응답하고 제1회로수단을 가지며, 전류제어단자를 가지고 상기 전류제어단자에 인가된 전류제어신호에 응답하여 상기 열전자 케소우드를 통하여 rf저항가열전류를 구동시키기 위해 상기 전류제어단자에 용량결합형 열전자방출 가열기호로로 구성됨을 특징으로 하는 X선 소오스.
  7. 제6항에 있어서, 상기 제1회로수단이 상기 고압단자로부터 단일방향성 dc경로를 형성하며 제1다이오드와 제2다이오드 및 나머지 연속한 다이오드를 통하여 연장되고 기준전위에 저항소자를 통하여 연장된 2n(여기에서 n은 정수이다)셋트의 직결결합 다이오드, 상기 제1 및 제2다이오드 사이의 접속부와 상기 제어전압 단자사이에 결합되고 제1의 n-1캐패시터의 각 연속 캐패시터가 상기 제2다이오드로부터 시작하여 상기 셋트의 다이오드중 연속쌍의 다이오드를 통하여 결합된 제1셋트의 n직렬결합 캐피시터와, 상기 고압단자와 기준전위 사이에 결합되고 제1의 n-1캐패시터의 각 연속 캐패시터가 상기 제1다이오드로부터 출발하여 상기 다이오드 셋트중 연속쌍의 다이오드를 통하여 결합된 제2셋트의 n직렬 결합캐패시터로 구성되고 상기 제1회로수단이 상기 제1회로수단, 전류제어단자와 상기 열전자 케소우드의 상기 제2단자 사이에 결합되고 각 연속 캐패시터가 상기 제2셋트의 대응하는 캐패시터에 결합되며 캐패시터-캐패시터 접합부가 상기 제2셋트의 대응하는 캐패시터-캐패시터 접합에 부저항 결합된 제3셋트의 n직렬결합 캐패시터와, 상기 전류제어단자에 결합되고 제3셋트의 캐패시터, 상기 열전자 캐소우드와 상기 제2회로수단을 통하여 상기 기준전위에 대해 rf저항 가열전류를 구동시키기 위한 수단을 포함하는 rf전류소오스로 구성됨을 특징으로 하는 X선 소오스.
  8. 제7항에 있어서, 상기 rf전류의 레벨을 감지하고 상기 전류에서 신호에 응답하여 상기 전류레벨을 제어하기 위한 전류궤환수단이 구성되어 있음을 특징으로 하는 X선 소오스.
  9. 제8항에 있어서, 상기 고압단자에서 전압레벨을 감지하고 상기 제어전압신호에 응답하여 상기 전압레벨을 제어하기 위한 전압궤환수단이 구성되어 있음을 특징으로 하는 X선 소오스.
  10. 제7항에 있어서, 상기 고압단자에서 전압레벨을 감지하고 상기 제어전압신호에 응답하여 상기 전압레벨을 제어하기 위한 전압궤환수단이 구성되어 있음을 특징으로 하는 X선 소오스.
  11. 제1항에 있어서, 폐쇄형 하우징으로 구성되고, 상기 전자빔 발생기 수단과 상기 타킷트 조립체가 상기 하우징내에 배치되며, 상기 하우징은 그 일측 외면에 윈도우를 가지므로서 상기 방출 X선이 상기 윈도우를 통하여 방출됨을 특징으로 하는 X선 소오스.
  12. 제11항에 있어서, 상기 전계분포수단이 상기 방출요소에 의하여 방출된 X선을 제한하기 위한 수단을 포함하는 차폐조립체로 구성되어 상기 방사패턴이 상기 공간분포를 갖도록 제한됨을 특징으로 하는 X선 소오스.
  13. 제12항에 있어서, 상기 전원이 상기 출력전압의 진폭을 선택적으로 제어하기 위한 수단을 포함하는 선택작동형의 제어수단을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  14. 제12항에 있어서, 상기 전원이 상기 전자빔 발생기의 전류의 진폭을 선택적으로 제어하기 의한 수단을 포함하는 선택작동형의 제어수단을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  15. 제11항에 있어서, 기다란 컵형 시이스와 피부삽입 포트로 구성되고, 상기 시이수와 포트가 생물학적으로 적합한 외면을 가지며, 상기 하우징이 상기 시이스의 내부로 삽입될 수 있게 되어 있음을 특징으로 하는 X선 소오스.
  16. 제15항에 있어서, 상기 전계분포수단이 상기 방출요소에 의하여 방출된 X선을 제한하기 위한 수단을 포함하는 차폐조립체로 구성되고 상기 방사패턴이 상기 공간분포를 갖도록 제한됨을 특징으로 하는 X선 소오스.
  17. 제15항에 있어서, 상기 전원이 상기 출력전압의 진폭을 선택적으로 제어하기 위한 수단을 포함하는 선택작동형 제어수단을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  18. 제15항에 있어서, 상기 전자빔 발생기가 상기 전자빔 발생기의 전류의 진폭을 선택적으로 제어하기 위한 수단을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  19. 제1항에 있어서, 폐쇄형 하우징을 포함하고, 상기 전원, 상기 전자빔 발생기와 상기 타킷트 조립체가 상기 하우징내에 배치되며, 상기 하우징이 그 일측외면에 윈도우를 가지고, 상기 방출 X선이 상기 윈도우를 통하여 방출되며, 상기 폐쇄형 하우징이 생물학적으로 적합한 외면을 가짐을 특징으로 하는 X선 소오스.
  20. 제19항에 있어서, 상기 전계분포 수단이 상기 방출요소에 의하여 방출된 X선 방사를 제한하기 위한 수단을 포함하는 차폐조립체로 구성되고 상기 방사패턴이 상기 공간분포를 갖도록 제한됨을 특징으로 하는 X선 소오스.
  21. 제19항에 있어서, 상기 전계분포수단이 상기 X선 방출요소와 빔조향 조립체로 구성되고, 상기 X선 방출요소가 사전에 결정된 형태를 가지며 상기 빔조향 조립체가 상기 방출요소의 선택된 표면영역에 대하여 상기 전자빔을 조향하기 위한 수단을 포함하므로서 상기 방출요소가 상기 공간분포를 갖는 X선 방사패턴을 방출함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  22. 제19항에 있어서, 사전에 결정된 시간강도변화를 갖는 X선 패턴을 얻기 위한 시간제어수단이 구성되어 있음을 특징으로 하는 X선 소오스.
  23. 제22항에 있어서, 상기 시간제어수단이 상기 출력전압의 진폭에서 시간변화를 제어하기 위한 프로그램 가능한 수단을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  24. 제22항에 있어서, 상기 시간제어수단이 상기 전자빔 발생기의 전류의 진폭에서 시간변화를 제어하기 위한 프로그램가능한 수단을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  25. 제19항에 있어서, 요구된 X선 방사패턴을 나타내는 신호를 발생하기 위한 수단과, 상기 전원에 결합되고 상기 출력전압을 발생토록 상기 전원을 제어하기 위한 상기 신호에 응답하는 수단이 구성되어 있음을 특징으로 하는 X선 소오스.
  26. 제25항에 있어서, 상기 전원이 상기 출력전압의 진폭을 선택적으로 제어하기 위한 수단을 포함하는 선택작동형 제어수단을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  27. 제25항에 있어서, 상기 선택작동형 제어수단이 상기 전자빔 발생기의 전류의 진폭을 선택적으로 제어하기 위한 수단을 포함함을 특징으로 X선 소오스.
  28. 제19항에 있어서, 상기 전원이 상기 출력전압의 진폭을 선택적으로 제어하기 위한 수단을 포함하는 선택작동형 제어수단을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  29. 제15항에 있어서, 상기 전자빔 발생기가 상기 빔발생기 전류의 진폭을 선택적으로 제어하기 위한 수단을 포함하는 선택작동형 제어수단을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  30. 제1항에 있어서, 상기 타킷트 조립체가 하나 이상의 방출요소를 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  31. 제1항에 있어서, 상기 타킷트 조립체가 다수의 방출요소를 포함하고 하나 이상의 방출요소가 상기 방출요소의 다른 것에 대하여 독립적이고 선택적으로 제어가능함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  32. 제31항에 있어서, 상기 각 요소가 사전에 결정된 형상특성을 가짐을 특징으로 하는 X선 소오스.
  33. 제1항에 있어서, 상기 전원이 상기 출력전압의 진폭을 선택적으로 제어하기 위한 수단을 포함하는 선택작동형 제어수단을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  34. 제1항에 있어서, 상기 선택작동형 제어수단이 상기 전자빔 발생기의 전류의 진폭을 선택적으로 제어하기 위한 수단을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  35. 제1항에 있어서, 조사될 영역에 상기 X선이 통과될 수 있게 된 다이아몬드 윈도우가 구성되어 있음을 특징으로 하는 X선 소오스.
  36. 제1항에 있어서, 상기 타킷트가 X선 투과성 기재에 지지된 X선 방출필름임을 특징으로 하는 X선 소오스.
  37. 제1항에 있어서, 필름이 텅스텐 또는 몰리브덴이고 기재가 베릴륨 또는 다이아몬드임을 특징으로 하는 X선 소오스.
  38. 제1항에 있어서, 상기 전원이 프로그램가능하고, 상기 전자빔 발생기가 상기빔을 발생하며 상기 빔은 약 1nA-100A범위의 전류이고 상기 출력전압의 진폭과 상기 전류의 크기중 하나가 사용자의 조절에 응답하여 시간에 따라 변화될 수 있으며, 상기 출력전압의 진폭과 상기 전류의 크기의 사용자제어조절을 위한 수단과, 요구된 공간분포를 갖는 X선방사패턴을 형성하기 위한 X선 에너지분포수단을 포함하고, 상기 공간분포가 상기 소오스의 외부에 있음을 특징으로 하는 X선 소오스.
  39. 제11항에 있어서, 상기 하우징이 상기 전자빔 발생기를 수용하는 제1부분과, 상기 빔경로에 인접하여 그 둘레에서 상기 제1부분의 기부측단부로부터 말단부로 연장되고 상기 말단부에서 상기 X선 방출소자를 수용 하는 기다란 제2부분을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  40. 제39항에 있어서, 상기 하우징의 상기 제2부분이 생물학적으로 적합한 외면을 가짐을 특징으로 하는 X선 소오스.
  41. 제19항에 있어서, 상기 하우징이 상기 전자빔 발생기와 상기 전원을 수용하는 제1부분과, 상기 빔경로에 인접하여 그 둘레에서 상기 제1부분의 기부측단부로부터 말단부로 연장되고 상기 말단부에서 상기 X선방출소자를 수용하는 기다란 제2부분을 포함함을 특징으로 하는 X선 소오스.
  42. 제38항에 있어서, 상기 하우징의 상기 제2부분이 생물학적으로 적합한 외면을 가짐을 특징으로 하는 X선 소오스.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20190133020A (ko) * 2017-03-31 2019-11-29 센서스 헬스케어 인코포레이티드 3차원 빔 형성 x-레이 소스

Families Citing this family (126)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5422926A (en) * 1990-09-05 1995-06-06 Photoelectron Corporation X-ray source with shaped radiation pattern
US5369679A (en) * 1990-09-05 1994-11-29 Photoelectron Corporation Low power x-ray source with implantable probe for treatment of brain tumors
US5452720A (en) * 1990-09-05 1995-09-26 Photoelectron Corporation Method for treating brain tumors
DE69416587T2 (de) * 1993-06-09 1999-07-15 Wisconsin Alumni Research Foundation, Madison, Wis. Strahlentherapiemaschine zum erzeugen eines gewünschten intensitätsprofils
US5566221A (en) * 1994-07-12 1996-10-15 Photoelectron Corporation Apparatus for applying a predetermined x-radiation flux to an interior surface of a body cavity
EP0770258B1 (en) * 1994-07-12 2001-10-24 Photoelectron Corporation X-ray apparatus for applying a predetermined flux to an interior surface of a body cavity
WO1997007740A1 (en) 1995-08-24 1997-03-06 Interventional Innovations Corporation X-ray catheter
US6377846B1 (en) 1997-02-21 2002-04-23 Medtronic Ave, Inc. Device for delivering localized x-ray radiation and method of manufacture
US5729583A (en) * 1995-09-29 1998-03-17 The United States Of America As Represented By The Secretary Of Commerce Miniature x-ray source
KR19990064070A (ko) 1995-10-06 1999-07-26 피터 이. 외팅거 체강내면의 엑스-선 조사장치
US5635709A (en) * 1995-10-12 1997-06-03 Photoelectron Corporation Method and apparatus for measuring radiation dose distribution
US5696806A (en) 1996-03-11 1997-12-09 Grodzins; Lee Tomographic method of x-ray imaging
EP0860181B1 (en) * 1997-02-21 2004-04-28 Medtronic Ave, Inc. X-ray device having a dilatation structure for delivering localized radiation to an interior of a body
WO1998048899A2 (en) * 1997-04-28 1998-11-05 Newton Scientific, Inc. Miniature x-ray unit
US5816999A (en) * 1997-07-24 1998-10-06 Bischoff; Jeffrey Flexible catheter for the delivery of ionizing radiation to the interior of a living body
US5854822A (en) * 1997-07-25 1998-12-29 Xrt Corp. Miniature x-ray device having cold cathode
US7187141B2 (en) * 1997-08-26 2007-03-06 Color Kinetics Incorporated Methods and apparatus for illumination of liquids
US7482764B2 (en) 1997-08-26 2009-01-27 Philips Solid-State Lighting Solutions, Inc. Light sources for illumination of liquids
US6108402A (en) * 1998-01-16 2000-08-22 Medtronic Ave, Inc. Diamond vacuum housing for miniature x-ray device
US6069938A (en) * 1998-03-06 2000-05-30 Chornenky; Victor Ivan Method and x-ray device using pulse high voltage source
US6036631A (en) * 1998-03-09 2000-03-14 Urologix, Inc. Device and method for intracavitary cancer treatment
US6463124B1 (en) 1998-06-04 2002-10-08 X-Technologies, Ltd. Miniature energy transducer for emitting x-ray radiation including schottky cathode
AU4161899A (en) 1998-06-04 1999-12-20 Uriel Halavee Radiotherapeutical device and use thereof
US6421420B1 (en) 1998-12-01 2002-07-16 American Science & Engineering, Inc. Method and apparatus for generating sequential beams of penetrating radiation
US6111932A (en) 1998-12-14 2000-08-29 Photoelectron Corporation Electron beam multistage accelerator
US6289079B1 (en) 1999-03-23 2001-09-11 Medtronic Ave, Inc. X-ray device and deposition process for manufacture
WO2000061228A1 (en) 1999-04-09 2000-10-19 Leonard Reiffel Scanning and flexing charged particle beam guide
US6195411B1 (en) * 1999-05-13 2001-02-27 Photoelectron Corporation Miniature x-ray source with flexible probe
WO2000072354A1 (en) * 1999-05-25 2000-11-30 Dentsply International Inc. Dental x-ray apparatus
US6464625B2 (en) 1999-06-23 2002-10-15 Robert A. Ganz Therapeutic method and apparatus for debilitating or killing microorganisms within the body
US6353658B1 (en) 1999-09-08 2002-03-05 The Regents Of The University Of California Miniature x-ray source
US6580940B2 (en) 2000-02-02 2003-06-17 George Gutman X-ray system with implantable needle for treatment of cancer
US6301328B1 (en) 2000-02-11 2001-10-09 Photoelectron Corporation Apparatus for local radiation therapy
US6285735B1 (en) 2000-02-11 2001-09-04 Photoelectron Corporation Apparatus for local radiation therapy
US7109505B1 (en) 2000-02-11 2006-09-19 Carl Zeiss Ag Shaped biocompatible radiation shield and method for making same
US6421416B1 (en) 2000-02-11 2002-07-16 Photoelectron Corporation Apparatus for local radiation therapy
US6320935B1 (en) 2000-02-28 2001-11-20 X-Technologies, Ltd. Dosimeter for a miniature energy transducer for emitting X-ray radiation
US6493421B2 (en) 2000-10-16 2002-12-10 Advanced X-Ray Technology, Inc. Apparatus and method for generating a high intensity X-ray beam with a selectable shape and wavelength
ATE313355T1 (de) * 2000-10-24 2006-01-15 Radi Medical Technologies Ab Kathetersystem mit röntgenröhre
US6540655B1 (en) * 2000-11-10 2003-04-01 Scimed Life Systems, Inc. Miniature x-ray unit
US6554757B1 (en) 2000-11-10 2003-04-29 Scimed Life Systems, Inc. Multi-source x-ray catheter
US6546080B1 (en) * 2000-11-10 2003-04-08 Scimed Life Systems, Inc. Heat sink for miniature x-ray unit
US6540720B1 (en) 2000-11-10 2003-04-01 Scimed Life Systems, Inc. Miniature x-ray unit
US6551278B1 (en) * 2000-11-10 2003-04-22 Scimed Life Systems, Inc. Miniature x-ray catheter with retractable needles or suction means for positioning at a desired site
EP1224953A1 (en) * 2001-01-18 2002-07-24 HITESYS S.p.A. Apparatus for the linear acceleration of electrons, particulary for intraoperative radiation therapy
US20020191746A1 (en) * 2001-06-19 2002-12-19 Mark Dinsmore X-ray source for materials analysis systems
US6493419B1 (en) 2001-06-19 2002-12-10 Photoelectron Corporation Optically driven therapeutic radiation source having a spiral-shaped thermionic cathode
US6480568B1 (en) 2001-06-19 2002-11-12 Photoelectron Corporation Optically driven therapeutic radiation source
EP1409078A4 (en) 2001-06-19 2009-04-08 Zeiss Carl Ag OPTICALLY DRIVEN THERAPEUTIC RADIATION SOURCE
US6658086B2 (en) 2001-06-19 2003-12-02 Carl Zeiss Optically driven therapeutic radiation source with voltage gradient control
EP1428554A4 (en) 2001-09-19 2008-05-14 Muradin Abubekirovich Kumakhov X-RAY THERAPY DEVICE
US6480573B1 (en) 2001-12-04 2002-11-12 Photoelectron Corporation Therapeutic radiation source with increased cathode efficiency
US6920202B1 (en) 2001-12-04 2005-07-19 Carl-Zeiss-Stiftung Therapeutic radiation source with in situ radiation detecting system
US6721392B1 (en) 2001-12-04 2004-04-13 Carl-Zeiss-Stiftung Optically driven therapeutic radiation source including a non-planar target configuration
US6728335B1 (en) 2002-01-25 2004-04-27 Carl-Zeiss-Stiftung Controller for array of miniature radiation sources
US6856668B1 (en) 2002-01-25 2005-02-15 Carl Zeiss Ag Method of treating a tumor by pre-irradiation
US6556651B1 (en) 2002-01-25 2003-04-29 Photoelectron Corporation Array of miniature radiation sources
US7448801B2 (en) * 2002-02-20 2008-11-11 Inpho, Inc. Integrated X-ray source module
US7448802B2 (en) * 2002-02-20 2008-11-11 Newton Scientific, Inc. Integrated X-ray source module
US6985557B2 (en) * 2002-03-20 2006-01-10 Minnesota Medical Physics Llc X-ray apparatus with field emission current stabilization and method of providing x-ray radiation therapy
US6661875B2 (en) 2002-05-09 2003-12-09 Spire Corporation Catheter tip x-ray source
JP4566501B2 (ja) * 2002-06-25 2010-10-20 スタンレー電気株式会社 Ｘ線装置
US7158612B2 (en) * 2003-02-21 2007-01-02 Xoft, Inc. Anode assembly for an x-ray tube
WO2004079752A2 (en) * 2003-03-04 2004-09-16 Inpho, Inc. Systems and methods for controlling an x-ray source
EP1736039B1 (en) * 2004-02-20 2014-05-07 Aribex, Inc. Portable x-ray device
US7224769B2 (en) * 2004-02-20 2007-05-29 Aribex, Inc. Digital x-ray camera
US7236568B2 (en) * 2004-03-23 2007-06-26 Twx, Llc Miniature x-ray source with improved output stability and voltage standoff
US7200203B2 (en) * 2004-04-06 2007-04-03 Duke University Devices and methods for targeting interior cancers with ionizing radiation
US20060126789A1 (en) * 2004-12-10 2006-06-15 Carl Zeiss Stiftung Catheter with inflatable balloon assembly and optically activated x-ray source
US7382857B2 (en) * 2004-12-10 2008-06-03 Carl Zeiss Ag X-ray catheter assembly
US7726318B2 (en) * 2005-03-21 2010-06-01 Xoft, Inc. Radiation blocking patch for radio-therapy
US20070230659A1 (en) * 2005-03-21 2007-10-04 Turner D C Digital X-Ray Camera
US20080009658A1 (en) * 2006-06-19 2008-01-10 Smith Peter C Radiation therapy apparatus with selective shielding capability
US8842808B2 (en) 2006-08-11 2014-09-23 American Science And Engineering, Inc. Scatter attenuation tomography using a monochromatic radiation source
US7924979B2 (en) * 2006-08-23 2011-04-12 American Science And Engineering, Inc. Scatter attenuation tomography
RU2428680C2 (ru) * 2006-08-23 2011-09-10 Эмерикэн Сайэнс Энд Энджиниэринг, Инк. Способ определения характеристик объекта
US7737424B2 (en) * 2007-06-01 2010-06-15 Moxtek, Inc. X-ray window with grid structure
US7529345B2 (en) * 2007-07-18 2009-05-05 Moxtek, Inc. Cathode header optic for x-ray tube
US9305735B2 (en) 2007-09-28 2016-04-05 Brigham Young University Reinforced polymer x-ray window
WO2009045915A2 (en) 2007-09-28 2009-04-09 Brigham Young University Carbon nanotube assembly
US8498381B2 (en) 2010-10-07 2013-07-30 Moxtek, Inc. Polymer layer on X-ray window
EP2195860A4 (en) * 2007-09-28 2010-11-24 Univ Brigham Young X-RAY WINDOW WITH CARBON NANOTUBE FRAME
US7965818B2 (en) * 2008-07-01 2011-06-21 Minnesota Medical Physics Llc Field emission X-ray apparatus, methods, and systems
US8247971B1 (en) 2009-03-19 2012-08-21 Moxtek, Inc. Resistively heated small planar filament
US8663210B2 (en) 2009-05-13 2014-03-04 Novian Health, Inc. Methods and apparatus for performing interstitial laser therapy and interstitial brachytherapy
US8340250B2 (en) 2009-09-04 2012-12-25 General Electric Company System and method for generating X-rays
US7983394B2 (en) 2009-12-17 2011-07-19 Moxtek, Inc. Multiple wavelength X-ray source
DE102010009276A1 (de) * 2010-02-25 2011-08-25 Dürr Dental AG, 74321 Röntgenröhre sowie System zur Herstellung von Röntgenbildern für die zahnmedizinische oder kieferorthopädische Diagnostik
US8223925B2 (en) 2010-04-15 2012-07-17 Bruker Axs Handheld, Inc. Compact collimating device
JP4880771B2 (ja) * 2010-07-21 2012-02-22 株式会社ジョブ Ｘ線発生装置
US8995621B2 (en) 2010-09-24 2015-03-31 Moxtek, Inc. Compact X-ray source
US8526574B2 (en) 2010-09-24 2013-09-03 Moxtek, Inc. Capacitor AC power coupling across high DC voltage differential
US8804910B1 (en) 2011-01-24 2014-08-12 Moxtek, Inc. Reduced power consumption X-ray source
US8915833B1 (en) 2011-02-15 2014-12-23 Velayudhan Sahadevan Image guided intraoperative simultaneous several ports microbeam radiation therapy with microfocus X-ray tubes
US9636525B1 (en) 2011-02-15 2017-05-02 Velayudhan Sahadevan Method of image guided intraoperative simultaneous several ports microbeam radiation therapy with microfocus X-ray tubes
US8750458B1 (en) 2011-02-17 2014-06-10 Moxtek, Inc. Cold electron number amplifier
US8929515B2 (en) 2011-02-23 2015-01-06 Moxtek, Inc. Multiple-size support for X-ray window
US8792619B2 (en) 2011-03-30 2014-07-29 Moxtek, Inc. X-ray tube with semiconductor coating
US8989354B2 (en) 2011-05-16 2015-03-24 Brigham Young University Carbon composite support structure
US9076628B2 (en) 2011-05-16 2015-07-07 Brigham Young University Variable radius taper x-ray window support structure
US9174412B2 (en) 2011-05-16 2015-11-03 Brigham Young University High strength carbon fiber composite wafers for microfabrication
US8817950B2 (en) 2011-12-22 2014-08-26 Moxtek, Inc. X-ray tube to power supply connector
US8761344B2 (en) 2011-12-29 2014-06-24 Moxtek, Inc. Small x-ray tube with electron beam control optics
US9173623B2 (en) 2013-04-19 2015-11-03 Samuel Soonho Lee X-ray tube and receiver inside mouth
EP3134122B1 (en) 2014-04-22 2020-06-17 Immunolight, Llc. Tumor imaging using photon-emitting phosphors having therapeutic properties
GB2530254A (en) * 2014-09-12 2016-03-23 Xstrahl Ltd X-Ray system
US9855445B2 (en) 2016-04-01 2018-01-02 Varian Medical Systems, Inc. Radiation therapy systems and methods for delivering doses to a target volume
KR101966794B1 (ko) * 2017-07-12 2019-08-27 (주)선재하이테크 전자 집속 개선용 엑스선관
US10092774B1 (en) 2017-07-21 2018-10-09 Varian Medical Systems International, AG Dose aspects of radiation therapy planning and treatment
US11712579B2 (en) 2017-07-21 2023-08-01 Varian Medical Systems, Inc. Range compensators for radiation therapy
US11590364B2 (en) 2017-07-21 2023-02-28 Varian Medical Systems International Ag Material inserts for radiation therapy
US10549117B2 (en) 2017-07-21 2020-02-04 Varian Medical Systems, Inc Geometric aspects of radiation therapy planning and treatment
US10183179B1 (en) 2017-07-21 2019-01-22 Varian Medical Systems, Inc. Triggered treatment systems and methods
US10843011B2 (en) 2017-07-21 2020-11-24 Varian Medical Systems, Inc. Particle beam gun control systems and methods
US11007381B2 (en) * 2017-11-16 2021-05-18 Varian Medical Systems, Inc Increased beam output and dynamic field shaping for radiotherapy system
US11672491B2 (en) 2018-03-30 2023-06-13 Empyrean Medical Systems, Inc. Validation of therapeutic radiation treatment
US10893839B2 (en) * 2018-06-06 2021-01-19 General Electric Company Computed tomography system and method configured to image at different energy levels and focal spot positions
JP7066850B2 (ja) 2018-07-10 2022-05-13 オリンパス株式会社 光治療支援装置、光治療システムおよび光治療支援方法
US10910188B2 (en) 2018-07-25 2021-02-02 Varian Medical Systems, Inc. Radiation anode target systems and methods
US10814144B2 (en) 2019-03-06 2020-10-27 Varian Medical Systems, Inc. Radiation treatment based on dose rate
US10918886B2 (en) 2019-06-10 2021-02-16 Varian Medical Systems, Inc. Flash therapy treatment planning and oncology information system having dose rate prescription and dose rate mapping
US11865361B2 (en) 2020-04-03 2024-01-09 Varian Medical Systems, Inc. System and method for scanning pattern optimization for flash therapy treatment planning
US11541252B2 (en) 2020-06-23 2023-01-03 Varian Medical Systems, Inc. Defining dose rate for pencil beam scanning
EP3933881A1 (en) 2020-06-30 2022-01-05 VEC Imaging GmbH & Co. KG X-ray source with multiple grids
US11957934B2 (en) 2020-07-01 2024-04-16 Siemens Healthineers International Ag Methods and systems using modeling of crystalline materials for spot placement for radiation therapy
US12064645B2 (en) 2020-07-02 2024-08-20 Siemens Healthineers International Ag Methods and systems used for planning radiation treatment

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4694480A (en) * 1985-07-30 1987-09-15 Kevex Corporation Hand held precision X-ray source

Family Cites Families (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US1981583A (en) * 1929-10-17 1934-11-20 Invex Corp Method of preserving fruits, vegetables, etc.
US2748293A (en) * 1951-09-08 1956-05-29 Hartford Nat Bank & Trust Co Irradiation applicator for X-ray therapy
US3714486A (en) * 1970-10-07 1973-01-30 Crary J Mc Field emission x-ray tube
GB1443048A (en) * 1972-12-05 1976-07-21 Strahlen Umweltforsch Gmbh X-ray source
JPS49126291A (ko) * 1973-04-04 1974-12-03
US3882339A (en) * 1974-06-17 1975-05-06 Gen Electric Gridded X-ray tube gun
US4104530A (en) * 1976-04-01 1978-08-01 Thoro-Ray Inc. Dental and medical X-ray apparatus
US4104531A (en) * 1976-10-04 1978-08-01 Thoro-Ray Inc. Electron beam target carrier with ceramic window for dental or medical X-ray use
NL7610948A (nl) * 1976-10-04 1978-04-06 Philips Nv Roentgenbuis voor fijnstruktuuronderzoek.
US4109154A (en) * 1977-03-18 1978-08-22 Applied Radiation X-ray beam compensation
US4117334A (en) * 1977-04-11 1978-09-26 Magnaflux Corporation Portable x-ray unit with self-contained voltage supply
CA1099034A (en) * 1977-10-21 1981-04-07 Leonhard Taumann Electron accelerator comprising a target exposed to the electron beam
SE415804B (sv) * 1978-06-21 1980-10-27 Nils Johannes Baecklund Sett att medelst rontgenstralning meta halten eller mengden av ett forutbestemt grundemne i ett prov, samt anordning for utforande av settet
DK147778C (da) * 1981-12-29 1985-05-20 Andrex Radiation Prod As Roentgenstraalegenerator
US4521902A (en) * 1983-07-05 1985-06-04 Ridge, Inc. Microfocus X-ray system
US4517472A (en) * 1983-07-06 1985-05-14 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration High voltage power supply
US4646338A (en) * 1983-08-01 1987-02-24 Kevex Corporation Modular portable X-ray source with integral generator
US4606061A (en) * 1983-12-28 1986-08-12 Tokyo Shibaura Denki Kabushiki Kaisha Light controlled x-ray scanner
JPS6244940A (ja) * 1985-08-22 1987-02-26 Shimadzu Corp Ｘ線源
US4856036A (en) * 1986-05-15 1989-08-08 Xi Tech Inc. Method for production of fluoroscopic and radiographic x-ray images and hand held diagnostic apparatus incorporating the same
DK336486A (da) * 1986-07-15 1988-01-16 Andrex Radiation Prod As Kobling til spaendingsforsyning af et roentgenroer
JPS6429764U (ko) * 1987-08-17 1989-02-22
US4924485A (en) * 1987-09-22 1990-05-08 Hoeberling Robert F Portable radiography system using a relativistic electron beam
US4963823A (en) * 1988-06-27 1990-10-16 Siemens Aktiengesellschaft Electron beam measuring instrument

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4694480A (en) * 1985-07-30 1987-09-15 Kevex Corporation Hand held precision X-ray source

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20190133020A (ko) * 2017-03-31 2019-11-29 센서스 헬스케어 인코포레이티드 3차원 빔 형성 x-레이 소스
KR102488780B1 (ko) * 2017-03-31 2023-01-13 엠피리언 메디컬 시스템스, 인코포레이티드 3차원 빔 형성 x-레이 소스
US12027341B2 (en) 2017-03-31 2024-07-02 Empyrean Medical Systems, Inc. Three-dimensional beam forming X-ray source

Also Published As

Publication number Publication date
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AU652574B2 (en) 1994-09-01
AU8502891A (en) 1992-03-30
US5153900A (en) 1992-10-06
JPH06500661A (ja) 1994-01-20
AU7915494A (en) 1995-02-09
CA2090718A1 (en) 1992-03-06

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