TWI577413B - 近端治療裝置及其放射源 - Google Patents

Description

近端治療裝置及其放射源

本發明關於一種近端治療裝置，尤指一種近端治療裝置的放射源。

近端治療(brachytherapy)也稱作近距離治療或近接治療，是一種放射治療方法，其將放射源放置於需要治療的部位內部或附近。近端治療被廣泛應用於子宮頸癌、前列腺癌、乳腺癌、皮膚癌和腦部腫瘤，也同樣適用於許多其他部位的腫瘤治療。近端放療可單獨進行或與其他療法，如外科手術、外照射放療和化療結合。

不同於外照射放射治療，高能量的X射線從體外照射腫瘤。近端治療是將放射源準確地放置於癌症或腫瘤的病變區域。近端治療最大的特點是：照射只影響到放射源周圍十分有限的區域，使得腫瘤接受高劑量的照射，而距離放射源較遠的周遭正常組織的所照射到的劑量會快速的降低。此外，在治療過程中，如果病人或體內的腫瘤發生移動，放射源還能保持相對於腫瘤的正確位置。近距離治療的這些特色使其具備了外照射無法達到多種優點：腫瘤可以接受局部高劑量治療，同時周圍的健康組織所獲得的不必要的損傷也大大降低。

同其他放射治療技術相比，近端治療的療程更短，有助於降 低在每次治療間隙存活癌細胞分裂與生長的機率。與外照射治療相比，患者可以減少來院就醫的次數。治療通常是以門診的形式進行，為患者提供了更加直接、便捷的就醫方式。近距離治療的這些特點保證了大多數患者對近距離放療良好的耐受性。近距離放療可有效治療多種類型的癌症。治療結果表明，近距離治療的治癒率與手術或外照射相近。當這些技術相結合時，治癒率更高。另外，近距離治療產生副作用的風險更低。

在近端治療程序中，通常先以X影像確認放置於人體內的施用器(applicator)的位置後，再將放射源經由機器導管自動導入至預定治療之正確位置並停留一段時間至預定之劑量。然而為了使得腫瘤接受到足夠的治療照射劑量，卻又不影響或傷害周遭正常組織，該放射源的照射劑量必須十分精確，然而傳統的放射源卻往往無法產生精確的放射劑量。除此之外，傳統的近端治療裝置的放射源通常為反射式的，即當電子束撞擊至陽極後所產生的放射方向經過反射(即與電子束進行的方向不同)，反射式的近端治療裝置的放射源出光角度小且僅產生1%輻射，而99%能量轉換為熱能，能量轉換效能低下，若要達到可治療腫瘤的放射劑量，需使用更大的輸入功率，相對也需要可將更多熱能帶走的散熱裝置，故整體裝置無法微型化。因此勢必要發展出能夠產生精確放射劑量以及具有高能量轉換效能的近端治療裝置或近端治療裝置的放射源。

本發明之目的，在於提供一種可以精確調控放射劑量以及具有高能量轉換效能的近端治療裝置的放射源，包括：一陰極組件，被構造以發射一電子束，並且包括：一熱陰極， 被加溫以產生游離電子，該游離電子受一加速電場的作用而射向一陽極組件而形成一電子束；一聚焦元件，部分圍繞該熱陰極，並具有一聚焦電場，該電子束通過該聚焦電場而縮小其直徑；該陽極組件，被構造以接收該電子束而產生放射，並且包括：一陽極管柱，被構造以接觸或進入一病變處或是進入一施用器的內腔中；一靶元件，位於該陽極管柱的末端，被該電子束撞擊而產生該放射；一電源被構造以驅動該熱陰極產生該游離電子，提供偏壓於該聚焦元件而產生該聚焦電場，以及提供電壓於該陰極組件與該陽極組件以在該陰極組件與該陽極組件之間產生該加速電場；一殼體，被構造以使該陰極組件與陽極組件絕緣；以及一控制模組，被構造以控制施加於該聚焦元件上的該偏壓，以調整該聚焦元件的聚焦電場，從而調整該電子束的直徑大小。

在本發明的一實施例中，該靶元件所產生的放射直接穿透該靶元件，且無經過反射。

在本發明的一實施例中，該控制模組，還被構造以控制該電源所驅動的管電流或是該加速電場的電壓。

在本發明的一實施例中，該陰極組件與陽極組件分別在該殼體的兩端。

在本發明的一實施例中，該聚焦元件為一杯型結構、盆型結構或管柱型結構。

在本發明的一實施例中，該靶元件的材質為金。

在本發明的一實施例中，該電子束的一管電流的範圍介於 40-60uA之間、該偏壓的範圍介於0-300V之間，或該加速電場的範圍介於40-60kV之間。

在本發明的一實施例中，該陽極管柱的末端的材質為一輻射可穿透的材質。

在本發明的一實施例中，該殼體的材質為陶瓷。

在本發明的一實施例中，該熱陰極為一鎢絲。

本發明之目的，在於提供一種可以精確調控放射劑量以及具有高能量轉換效能的近端治療裝置的放射源一種近端治療裝置，包括：一施用器，被構造以與一病變處接觸；以及一放射源，被構造以產生放射，其包括：一陰極組件，被構造以發射一電子束，並且包括：一熱陰極，被加溫以產生游離電子，該游離電子受一加速電場的作用而射向一陽極組件而形成一電子束；一聚焦元件，部分圍繞該熱陰極，並具有一聚焦電場，該電子束通過該聚焦電場而縮小其直徑；該陽極組件，被構造以接收該電子束而產生放射，並且包括：一陽極管柱，被構造以接觸或進入一病變處或是進入一施用器的內腔中；一靶元件，位於該陽極管柱的末端，被該電子束撞擊而產生該放射；一電源被構造以驅動該熱陰極產生該游離電子，提供偏壓於該聚焦元件而產生該聚焦電場，以及提供電壓於該陰極組件與該陽極組件以在該陰極組件與該陽極組件之間產生該加速電場；一殼體，被構造以使該陰極組件與陽極組件絕緣；以及一控制模組，被構造以控制施加於該聚焦元件上的該偏壓， 以調整該聚焦元件的聚焦電場，從而調整該電子束的直徑大小。

在本發明的一實施例中，該靶元件所產生的放射直接穿透該靶元件，且無經過反射。

在本發明的一實施例中，該控制模組，還被構造以控制該電源所驅動的管電流或是該加速電場的電壓。

在本發明的一實施例中，該陰極組件與陽極組件分別在該殼體的兩端。

在本發明的一實施例中，該聚焦元件為一杯型結構、盆型結構或管柱型結構。

在本發明的一實施例中，該靶元件的材質為金。

在本發明的一實施例中，該電子束的一管電流的範圍介於40-60uA之間、該偏壓的範圍介於0-300V之間，或該加速電場的範圍介於40-60kV之間。

在本發明的一實施例中，該陽極管柱的末端的材質為一輻射可穿透的材質。

在本發明的一實施例中，該殼體的材質為陶瓷。

在本發明的一實施例中，該熱陰極為一鎢絲。

本發明的近端治療裝置的放射源通過提供偏壓於該聚焦元件而產生該聚焦電場，以及控制施加於該聚焦元件上的該偏壓，以調整該聚焦元件的聚焦電場，從而調整該電子束的直徑大小。當該偏壓較大時，該電子束的直徑較小，該位於該陽極管柱的末端的靶元件被電子束撞擊的面積較小，所產生的放射劑量較低；當該偏壓較小時，該電子束的直徑較 大，該位於該陽極管柱的末端的靶元件被電子束撞擊的面積較大，所產生的放射劑量較高，通過此方式精確調控鎖產生的放射劑量。

除此之外，本發明的近端治療裝置的放射源為穿透式，電子束撞擊該靶元件，所產生的放射直接穿透該靶元件，而未經過反射，因此輸入能量中有99%用於產生放射，僅1%能量轉變為熱能，故可使用較小功率可達到更高放射劑量輸出，也無須增加額外的散熱裝置，使本發明的近端治療裝置微型化。

1‧‧‧放射源

10‧‧‧陰極組件

11‧‧‧陰極、熱陰極、熱絲

12‧‧‧聚焦元件

20‧‧‧陽極組件

21‧‧‧靶元件

22‧‧‧陽極管柱

30‧‧‧電源

31‧‧‧饋通引線

40‧‧‧殼體

50‧‧‧控制模組

100‧‧‧感光屏幕

200‧‧‧鎢丸

300‧‧‧光斑

301‧‧‧模糊區

第1圖係根據本發明的一實施例中，一近端治療裝置的放射源的一元件關係示意圖；第2圖係根據本發明的一實施例中，一近端治療裝置的放射源的一結構示意圖；第3圖根據本發明的一實施例中，一近端治療裝置的放射源的一原理示意圖；以及第4圖根據本發明的一實施例中，一近端治療裝置的放射源的電子束直徑測量實驗的一示意圖。

請參考第1圖與第2圖，其分別為根據本發明的一實施例中，一近端治療裝置的放射源的一元件關係示意圖以及結構示意圖。該近端治療裝置(brachytherapy apparatus)的放射源1(radiation source)用於產生放射(radiation)，其包括一陰極組件10(cathode assembly)、一陽極組件20(anode assembly)、一電源30(power source)、一殼體40(housing)以及一控制模組50(control module)。

該陰極組件10，用於發射一電子束，並且包括一陰極11(cadthode)與一聚焦元件12(focusing element)。該陰極11可以為在被加熱高溫的激發下產生出游離電子的一熱陰極11(hot cathode)，例如一熱絲11(hot filament)，或是受到可見光或不可見光的激發下產生游離電子的光陰極(photo cathode)，或是任何其他類型的陰極。在本發明的一較佳的實施例中，使用熱絲11作為該陰極，其材質可以選自於含鋇化合物、含鍶化合物、含釔化合物及含鎢化合物所組成的一群組中的至少一者。在本發明的一較佳實施例中，使用鎢絲做為該熱絲。該游離電子在一高壓的加速電場的作用下而射向該陽極組件20而形成一電子束，該高壓的加速電場在陰極為負電位，在陽極為正電位，並可以介於1kV至100kV之間的範圍，在本發明的一較佳實施例中，該加速電場介於40kV至60kV之間的範圍。該聚焦元件12部分圍繞該陰極11，其形狀為一中空形狀，至少在其一端有開口，例如一杯型、盆型、或一管形等，在本發明一實施例中，該聚焦元件12為一杯型，該陰極11置於該聚焦元件12的內部空間中，該陰極11所發射的電子束從該聚焦元件12的開口通過。該聚焦元件12在一偏壓的作用下帶有負電位而產生一聚焦電場。當該電子束通過該聚焦元件12時，該聚焦電場縮小電子束直徑。以上該的陰極(或熱陰極)11與聚焦元件12的材質或形狀，僅為實施範例，本發明的近端治療裝置的放射源的陰極11適用於多種材質而聚焦元件12適用於多種形狀，因此不應以此限制本發明的申請專利範圍。

該陽極組件20，用於接收該電子束而產生放射，並且包括一 陽極管柱22(anode tube)以及一靶元件21(target element)。該陽極管柱為一長形管狀元件，該電子束通過其中，並且被用於進入一施用器的內腔中，或是進入或接觸一病變處，例如一腫瘤或是惡性組織中。該靶元件，位於該陽極管柱的末端，在被該電子束撞擊時被激發而產生該放射。在本發明的一較佳實施例中，該靶元件所產生的放射直接穿透該靶元件，而未經過反射。舉例而言，該靶元件的厚度很薄，例如為塗覆於該陽極管柱末端的管腔內側的一塗層，其材質可以為鉭、鉑及金，在本發明的一較佳實施例中，該靶元件塗層的材質為金。而該陽極管柱的末端的材質為放射可穿透的材質，例如玻璃。因此本發明的近端治療裝置的輸入能量中有99%用於產生放射，僅1%能量轉變為熱能，故可使用較小功率可達到更高放射劑量輸出。如果靶元件的厚度太厚，放射無法直接穿透該靶元件，必須經過反射的方式改變放射方向(即與電子束進行的方向不同)，會使得該裝置的放射源出光角度小且僅產生1%輻射，而99%能量轉換為熱能，能量轉換效能低下。

該電源30通過一對饋通引線31提供能量以加熱該熱陰極11，驅動其產生該游離電子。該電源30並提供高電壓於該陰極組件10與該陽極組件20，以在該陰極組件10與該陽極組件20之間產生該加速電場。游離電子在該高壓的加速電場的作用下而射向該陽極組件20而形成電子束，該加速電場在陰極為負電位，在陽極為正電位。舉例而言，該高壓的加速電場可以介於1kV至100kV之間的範圍，而該電子束的管電流可以介於1uA至100uA之間的範圍。在本發明的一較佳實施例中，該加速電場介於40kV至60kV之間的範圍，而該電子束的管電流可以介於40uA至60uA之間的範圍。除此之外，該電源30還提供偏壓於該聚焦元件12而產生帶有負電位的 該聚焦電場，使得該電子束通過該聚焦元件12時，該聚焦電場縮小電子束直徑。在本發明的一實施例中，該偏壓的範圍介於0-300V之間的範圍。以上該加速電場的電壓、聚焦電場的偏壓以及管電流的範圍，僅為實施範例，本發明的近端治療裝置的放射源適用於多種電壓與電流範圍，因此不應以此限制本發明的申請專利範圍。

該殼體40被構造以使該陰極組件10與陽極組件20絕緣，由於該陰極組件10與陽極組件20之間的電位差非常高(介於1kV至100kV之間的範圍)，因此該殼體是否能夠確實使該陰極組件10與陽極組件20絕緣是很重要的。在本發明的一較佳實施例中，該陰極組件10與陽極組件20分別在該殼體的兩端而該殼體40的材質為陶瓷。以上所述的殼體40的材質，僅為一實施範例，本發明的近端治療裝置的放射源的殼體適用於多種材質，因此不應以此限制本發明的申請專利範圍。

該控制模組50被構造以控制施加於該聚焦元件12上的該偏壓，以調整該聚焦元件12的聚焦電場，從而調整該電子束的直徑大小，以調整所產生的放射劑量。請見第3圖，其為根據本發明的一實施例中，一近端治療裝置的放射源1的一原理示意圖。當該偏壓較大時(上圖)，該電子束的直徑較小，上述位於該陽極管柱22的末端的靶元件21被電子束撞擊的面積較小，所產生的放射劑量較低；當該偏壓較小時(下圖)，該電子束的直徑較大，上述位於該陽極管柱22的末端的靶元件21被電子束撞擊的面積較大，所產生的放射劑量較高，通過此方式精確調控鎖產生的放射劑量。

在本發明的另一較佳實施例中，該控制模組，不但可以控制施加於該聚焦元件上的該偏壓，還可以控制該電源所驅動的管電流，從而 調整該電子束的密度。當該電子束的密度較大，所產生的放射劑量較高；當該電子束的密度較小，所產生的放射劑量較低(圖未顯示)。通過同時控制該偏壓以及該管電流以更精確地調整所產生的放射劑量。

本發明的近端治療裝置，包括一施用器(applicator)以及上述的放射源1。該施用器被構造以與一病變處接觸，其形狀適於與病變處貼合，或是覆蓋大面積的病變處，或是撐開病變處所位於的體腔，或是牽引病變處等，以使得病變處能夠接近產生放射的靶元件21。舉例而言，該施用器可以為長管形、球囊形、盤形、杯形、多管形、多球囊型或錐形等，或是以上形狀的組合。該放射源1的陽極管柱22的末端與靶元件21可插入於該施用器之中，以被該施用器定位靠近於病變處。以上所述的施用器的形狀，僅為實施範例，本發明的近端治療裝置適用於各種施用器，因此不應以此限制本發明的申請專利範圍。

電子束的直徑無法用肉眼直接觀察，但其直徑大小可以經由間接的方法測量。請參考第4圖，其為根據本發明的一實施例中，一近端治療裝置的放射源1的電子束直徑測量實驗的一示意圖。在距離該近端治療裝置的放射源1的末端50公分處放置一感光屏幕100，以感測該放射源1的靶元件21所產生的放射，在該感光屏幕100與該放射源1的末端之間的一特定位置放置一直徑5毫米的鎢丸200(tungsten bead)，該鎢丸會阻擋該放射源的靶元件21所產生的放射，使得該感光屏幕100產生一無感光的光斑300。當電子束直徑越大，所產生的光斑300直徑與光斑外緣的模糊區301也會越大，當電子束直徑越小，所產生的光斑300直徑與光斑外緣的模糊區301則會越小。可以通過光斑300直徑與光斑外緣的模糊區301計算出，實際的電子束 寬度。請參考下表1，其為電子束直徑測量實驗的結果，顯示在各偏壓下(1-300V)所束光斑300的大小，以及其對應的等效劑量，本次實驗中使用三重複，其分別使用根據本發明的具有相同規格的三個不同近端治療裝置的放射源。從表1中可以看出，當偏壓越高，光斑的直徑越小，代表該聚焦電場確實縮小了電子束的直徑，使得該靶元件21被電子束撞擊的面積縮小，而產生較低的劑量；相反的，當偏壓越低，光斑的直徑與電子束的直徑也越大，而產生較高的劑量。此外，三重複在相同偏壓下的光斑大小與等效劑量之間的差異不大，因此可知利用偏壓(或聚焦電場)調整放射劑量為一種調精確可靠的方法。以上所述的實驗結果，僅為表示本發明的近端治療裝置的放射源實際應用於時的功效，因此不應以此實驗結果限制本發明的申請專利範圍。

所屬領域之技術人員當可了解，在不違背本發明精神下，依據本發明實施樣態所能進行的各種變化。因此，顯見所列之實施態樣並非用以限制本發明，而是企圖在所附申請專利範圍的定義下，涵蓋於本發明的精神與範疇中所做的修改。

1‧‧‧放射源

10‧‧‧陰極組件

11‧‧‧陰極、熱陰極、熱絲

12‧‧‧聚焦元件

20‧‧‧陽極組件

21‧‧‧靶元件

22‧‧‧陽極管柱

31‧‧‧饋通引線

40‧‧‧殼體

Claims (10)

1. 一種近端治療裝置的放射源，包括：一陰極組件，被構造以發射一電子束，並且包括：一熱陰極，被加溫以產生游離電子，該游離電子受一加速電場的作用而射向一陽極組件而形成一電子束；一聚焦元件，部分圍繞該熱陰極，並具有一聚焦電場，該電子束通過該聚焦電場而縮小該電子束之直徑；該陽極組件，被構造以接收該電子束而產生放射，並且包括：一陽極管柱，被構造以接觸或進入一病變處或是進入一施用器的內腔中；一靶元件，位於該陽極管柱的末端，被該電子束撞擊而產生該放射；一電源被構造以驅動該熱陰極產生該游離電子，提供偏壓於該聚焦元件而產生該聚焦電場，以及提供電壓於該陰極組件與該陽極組件以在該陰極組件與該陽極組件之間產生該加速電場；一殼體，被構造以使該陰極組件與陽極組件絕緣；以及一控制模組，被構造以控制施加於該聚焦元件上的該偏壓，以調整該聚焦元件的聚焦電場，從而調整該電子束的直徑大小。
2. 如申請專利範圍第1項所述的近端治療裝置的放射源，其中該靶元件所產生的放射直接穿透該靶元件，且無經過反射。
3. 如申請專利範圍第1項所述的近端治療裝置的放射源，其中該控制模組被構造以控制該電源所驅動的管電流或是該加速電場的電壓。
4. 如申請專利範圍第1項所述的近端治療裝置的放射源，其中該陰極組件 與陽極組件分別在該殼體的兩端。
5. 如申請專利範圍第1項所述的近端治療裝置的放射源，其中該聚焦元件為一杯型結構、盆型結構或管柱型結構。
6. 如申請專利範圍第1項所述的近端治療裝置的放射源，其中該靶元件的材質為金。
7. 如申請專利範圍第1項所述的近端治療裝置的放射源，其中該電子束的一管電流的範圍介於40-60uA之間、該偏壓的範圍介於0-300V之間，或該加速電場的範圍介於40-60kV之間。
8. 如申請專利範圍第1項所述的近端治療裝置的放射源，其中該陽極管柱的末端的材質為一輻射可穿透的材質。
9. 如申請專利範圍第1項所述的近端治療裝置的放射源，其中該殼體的材質為陶瓷。
10. 如申請專利範圍第1項所述的近端治療裝置的放射源，其中該熱陰極為一鎢絲。