WO2018008825A1 - 탄소나노튜브 기반의 x-선 튜브를 이용한 켈로이드 및 피부암 치료용 x-선 근접 치료 시스템 - Google Patents

탄소나노튜브 기반의 x-선 튜브를 이용한 켈로이드 및 피부암 치료용 x-선 근접 치료 시스템 Download PDF

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WO2018008825A1
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ray tube
ray
applicator
high voltage
voltage connection
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PCT/KR2017/002483
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조성오
김현진
김현남
박한범
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한국과학기술원
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    • A61N2005/1074—Details of the control system, e.g. user interfaces

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray brachytherapy system for treating keloids and skin cancer using carbon nanotube-based X-ray tubes.
  • the X-ray tube is kept in a vacuum to reduce kinetic energy and deflection due to collisions with molecules while the electrons fly to the target.
  • the target is made of a thin metal film whose thickness is determined by considering the penetration depth of the electrons and the ability of heat to be absorbed by the target.
  • the X-ray tube is divided into a fixed X-ray tube and a rotating X-ray tube, depending on how the anode operates.
  • Rotating X-ray tubes are generally the same as fixed X-ray tubes, except that the anode rotates to dissipate heat generated at the target.
  • the intensity of X-rays generated from the target increases from the center line toward the cathode, increasing the effective focal spot size, and conversely, the X-ray intensity decreases toward the anode.
  • An anode heel effect occurs with a smaller focal dimension.
  • Small X-ray tubes are small X-ray generators up to 10 mm in diameter. Easy installation in confined spaces and electrical X-ray control allows small X-ray tubes to replace radioisotopes for X-ray non-destructive testing, portable X-ray spectroscopy, electrical proximity cancer treatment, and intraluminal implantation It can be used for radiation therapy or medical imaging.
  • X-ray tubes using carbon nanotube electron beam sources having various advantages over thermal electron beam sources have been actively developed.
  • the cancer of the target area can be removed successfully, but the invasion of the body due to the large physical wounds and the loss of functional organs incurred during the procedure is indispensable, and the possibility of recurrence due to residual cancer that cannot be removed mechanically is inevitable. high.
  • the chemotherapy is a method of removing cancer by administering a substance acting only to cancer cells, but generally has a disadvantage of delaying the growth and metastasis of the cancer for one hour and causing side effects on the patient's body and hardening of the treatment.
  • Cancer treatment technology using radiation is to induce cancer cell death faster than normal cells by focusing the radiation energy to the target area of the body.
  • the radiation cancer treatment method includes external radiotherapy (teletherapy) that radiates radiation generated from a relatively large accelerator or radioisotope installed outside the patient into the human body and a brachytherapy method by installing a radiation source around the cancer. (brachytherapy).
  • teletherapy external radiotherapy
  • brachytherapy brachytherapy
  • Radiation isotopes have generally been used as radiation sources for the brachytherapy.
  • the isotopes are advantageous for miniaturization, but i) radiation is always present, so there is always a risk that the operator will be exposed to radiation, ii) regular supply of radiation sources due to short half-lives, isotope storage and management, and radioactive waste after use. Difficult work such as treatment is required, and iii) it is difficult to control the energy distribution and dose of the generated radiation, making it difficult to control the dose distribution around the arm.
  • the X-ray tube Since the X-ray tube generates X-ray only when electricity is applied, it is almost impossible for the patient or operator to be exposed to unnecessary radiation, and since the energy and dose of the generated radiation can be easily controlled, the dose distribution can be effectively adjusted to prevent cancer. Can cure. In addition, since radiation is generated only by electricity, there is no need for production, maintenance, management, and waste management of radioactive materials.
  • a hot electron emission method using a beam of hot electrons generated when a metal such as tungsten is formed into a filament and heated at a high temperature is used as an electron beam source.
  • the hot electron beam source is used in a small X-ray tube, not only damage of normal cells occurs due to heat generation, but there is a problem in that the size of the source is limited due to the limitation of the electron beam current density that occurs.
  • the nano-field emission source draws out the electron beam in an electric field application method, heat is not generated and the driving power supply device is simple.
  • the current density of the generated electron beam is more than 100 times higher than that of the thermoelectric method, which not only generates high-power X-rays but also reduces the size of the cathode, and provides a time structure for generating an X-ray tube. The advantage is that the structure can be easily adjusted.
  • thermoelectronic method In the case of the thermoelectric method, it is difficult to expect miniaturization or high dose of the apparatus.
  • the purpose of the present invention is to provide an X-ray proximity treatment system suitable for miniaturization because the power supply structure is simpler than the existing filament cathode-based X-ray tube.
  • a high voltage connection an X-ray tube connected to the high voltage connection, at least a portion of the high voltage connection and the protection surrounding the at least a portion of the X-ray tube and the protection
  • An X-ray tube system comprising an applicator surrounding at least a portion of the portion, wherein one end of the applicator extends outwardly from the X-ray tube;
  • a control device for controlling X-rays generated in the X-ray tube system;
  • a power supply for supplying power to the X-ray tube system.
  • the apparatus may further include a monitoring device displaying a signal output from the control device.
  • the diameter of the portion of the applicator surrounding the X-ray tube may be larger than the diameter of the end of the applicator.
  • the applicator may be a fallopian tube shape in which the diameter increases toward the other end of the applicator.
  • the X-ray tube system may further comprise an X-ray filter disposed at one end of the applicator.
  • the X-ray tube system further includes a voltage connector connected to the high voltage connection, and the power supply can supply power to the X-ray tube system through the voltage connector.
  • X-ray brachytherapy system according to an embodiment of the present invention is easy to use, easy to manufacture, and high in stability.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of an X-ray brachytherapy system in accordance with an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a perspective view of an X-ray tube system according to an embodiment of the present invention.
  • FIG 3 is a cross-sectional view of an X-ray tube system according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a perspective view of an X-ray tube system according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a cross-sectional view of an X-ray tube system according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 shows an example of the use of an X-ray tube system according to an embodiment of the invention.
  • It may be a device for converting a voltage, a current, etc. so that power can be supplied.
  • the power supply device 1300 may be a device that generates power by itself including a battery including a primary battery, a secondary battery, or a fuel cell.
  • the power supply 1300 may be formed to be integrated with the X-ray tube system 1100. In this case, treatment using the X-ray tube system 1100 may be performed without being influenced by an external power supply environment.
  • control system for controlling X-rays may further include a monitoring device 1400 for displaying a signal output from the control device 1200.
  • the monitoring device 1400 may provide information on the power and voltage supplied to the X-ray tube system 1100, whether the X-ray tube system 1100 is in normal operation, and the X-ray generated from the X-ray tube system 1100. It serves to display the information on the line, the operation information of the X-ray tube system 1100 so that external users can recognize.
  • the monitoring device 1400 is connected to the control device 1200, and receives information about the power supply device 1300 and the X-ray tube system 1100 from the control device 1200. Received information can be displayed.
  • the X-ray tube system 1100 is connected to at least one of the power supply 1300, the X-ray tube system 1100 and the control device 1200, the power supply 1300, The X-ray tube system 1100 and the control device 1200 may receive information on each power source, information on X-rays, and information on operation and control of the X-ray tube system 1100.
  • the monitoring device 1400 may be a smartphone but is not limited thereto.
  • the control system for controlling X-rays may further include an input device.
  • the input device may serve to input a setting value or the like stored in the control device 1200.
  • the input device may be connected to the monitoring device 1400 or integrally arranged with the monitoring device 1400, so that a user input may be confirmed in real time.
  • the input device may be connected to the control device 1200 and may check in real time the contents input by the user through the monitoring device 1400 connected to the control device 1200.
  • FIG. 2 is a perspective view of an X-ray tube system 100 according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 3 is a cross-sectional view of an X-ray tube system 100 according to an embodiment of the present invention.
  • an X-ray tube system 100 includes a high voltage connection unit 110; An X-ray tube 120 connected to the high voltage connection unit 110; A protection unit 130 surrounding at least a portion of the high voltage connection unit 110 and at least a portion of the X-ray tube 120; And an applicator 140 surrounding at least a portion of the protection unit 130, wherein one end of the applicator 140 extends outward from the X-ray tube 120.
  • the X-ray tube 120 receives power from the outside to generate and emit X-rays.
  • the X-ray tube 120 may control the energy and operating time of the X-ray generated through the control device 1200 configured by a computer or the like. By controlling the production of X-rays as described above, X-rays can be generated to be suitable for treatment of keloid and skin cancer.
  • the X-ray tube 120 is connected to the high voltage connection unit 110, and an X-ray target may be disposed at another portion of the X-ray tube 120.
  • the high voltage connection unit 110 may be connected to the power supply device 1300 to serve as a passage for applying a voltage to the X-ray tube 120.
  • the X-ray target of the X-ray tube 120 may be connected to ground.
  • the X-ray tube 120 may be subjected to a negative voltage of several tens of kV.
  • the X-ray tube 120 includes an electron beam generator 20, a ceramic tube 16, an X-ray target 18, and a connecting anode 17.
  • the electron beam generator 20 includes a focusing electrode 13 formed in a cylindrical shape, and may extract an electron beam through a carbon nanotube electron beam emitter 11 inserted into a center of the focusing electrode 13.
  • the carbon nanotube electron beam emitter 11 may be manufactured by coating a carbon nanotube paste in which single-wall carbon nanotubes and silver nanoparticles are mixed. For example, a flat tungsten wire having a diameter of 0.8 mm can be produced by sintering at high temperature.
  • the carbon nanotube electron beam emitter 11 further includes a metal tip 11a in the form of a flat wire at one end thereof, and the carbon nanotube and the metal nanopowder are densely mixed at the tip 11a. By heating the tip 11a, a carbon nanotube cold field emission electron beam source can be generated.
  • the emitter tip 11a may be formed by mechanical polishing or chemical etching of a metal wire end having a diameter of 0.01 to several mm.
  • the material may be one of tungsten (W), iron (Fe), nickel (Ni), titanium (Ti), silver (Ag), and copper (Cu).
  • the emitter tip 11a is a non-magnetic having a diameter of 1 nm to 1 ⁇ m capable of chemically and physically adhering to the oxidizer of the carbon nanotubes by heating carbon nanotubes having a diameter of 1 to 100 nm and a length of 0.5 to 100 ⁇ m. It can be formed through the magnetic or magnetic nano metal powder.
  • the carbon nanotube electron beam emitter 11 is fixed to the center of the hollow cylinder of the focusing electrode 13, the inner cylindrical surface and the end of the cylinder surrounding the outer edge of the carbon nanotube electron beam emitter 11 The inclination of the cross section is bent and the protruding angle toward the outside is removed, and the carbon nanotube electron beam emitter 11 is installed at the lower end of the hollow cylindrical end section, thereby converging the electron beam extraction electric field when the electron beam is drawn out. Perform.
  • the shape of the focusing electrode 13 reaches the X-ray target 18 without the collision and loss of the electron beam generated from the carbon nanotube electron beam emitter 11 with the ceramic insulator (eg, the ceramic tube 16). It can be designed by using electron beam optical code.
  • the reason for using such an electron beam optical code is that a small amount of electron beam collision in the ceramic insulator can cause high voltage discharge, and thus the electron beam optical system must pay attention to whether the beam is lost. Therefore, since the position inside the focusing electrode 13 of the carbon nanotube electron beam emitter 11 affects the extracted electron beam current and the electron beam trajectory, the condition can be determined through the electron beam calculation code and the electron beam drawing experiment.
  • the focusing electrode 13 includes a nonvolatile vacuum getter film 12, and the vacuum getter film 12 remains in the sealed X-ray tube 120 bonded to the focusing electrode 13. Adsorption of gas can be performed.
  • the ceramic tube 16 is inserted into one surface of the electron beam generator 20 to surround the focusing electrode 13 and formed of alumina (Al 2 O 3 ) to block high voltage generated therein.
  • the ceramic tube 16 may be a hollow cylindrical high voltage insulator made of alumina having an outer diameter of 1 to 30 mm, an inner diameter of 0.5 to 25 mm, a length of 5 to 100 mm, and a purity of 100 to 99.99%, Both ends of the manganese / molybdenum mixture may be designed to deposit 10 to 70 ⁇ m of nickel and 0.5 to 5 ⁇ m of nickel so as to enable vacuum sealing bonding with a micro electrode made of metal.
  • the X-ray target 18 may be provided in a direction in which the electron beam (eg, X-ray) is drawn out.
  • the X-ray target 18 may include an X-ray transmission window 15 and an X-ray target layer 14.
  • the X-ray transmission window 15 serves to radiate ionizing radiation into the atmosphere by generating a therapeutic and diagnostic radiation by collision of the electron beam, the shape is to be formed of any one of a cylindrical, conical, conical cylindrical, lampshade. Can be.
  • the X-ray target layer 14 is formed as a thin film on the inner surface of the X-ray transmission window 15, the material is tungsten (W), yttrium (Y), molybdenum (Mo), tantalum ( Ta) or silver (Ag).
  • the angle between the inclined planes is 5 to 60 degrees, and the thickness of the X-ray target layer 14 may be 0.1 to 10 ⁇ m. have.
  • the X-ray transmission window 15 is beryllium (Be), aluminum (Al), magnesium (Mg), aluminum nitride (AlN), aluminum beryllium alloy (AlBe), silicon oxide (SixOy), titanium (Ti) may be a material or an alloy through bonding.
  • the X-ray target 18 and the ceramic tube 16 are connected via a connecting anode, and the connecting anode is connected by the conical transmissive X-ray transmission window 15 and the X-ray target layer 14 to 360.
  • a uniform X-ray generation line 162 can also be obtained in the solid angle direction.
  • the carbon nanotube cold field emission electron beam source provided in the field emission type electron beam emitter 11 through the focusing electrode 13 is charged to a high voltage of 0 to -70 kV, and constitutes the X-ray target 18.
  • the X-ray target layer 14 and the X-ray transmission window 15 are electrically grounded through the connecting anode 17 to draw and accelerate the electron beam of the ultra-small X-ray tube 120 in a focused bipolar field emission structure. Can be done simultaneously.
  • the structure of the X-ray target 18 is designed to have a uniform spatial distribution of X-rays generated through Monte Carlo computer simulation, and the X-ray target 18 is a mechanically processed beryllium X-ray
  • the X-ray target layer 14 may be deposited using a magnetron sputter inside the transmission window 14. For example, a 1.5 ⁇ m thick tungsten (W) thin film may be deposited and optimized to maximize X-rays generated under electron beam conditions of the present X-ray tube 120.
  • the connection anode 17 may be separately provided with a lead wire (not shown) connected to an external surface to receive a power supply.
  • All of the bonding portions may be tightly vacuum sealed, and the alumina ceramic tube 16 opened at both sides may be bonded to the electron beam generator 20 and the connecting anode 17.
  • Both electrodes can be fabricated from cobars with a coefficient of thermal expansion similar to that of ceramics made of alumina.
  • the connecting anode 17 may be used as an intermediate structure for bonding the ceramic tube and the X-ray transmission window made of beryllium material having a different thermal expansion coefficient. More specifically, the components included in the X-ray tube 120 was heated at 550 ° C for 10 hours to perform surface degassing, and may be formed through brazing bonding by directly heating at 680 ° C for 30 minutes. In addition, it may be formed by testing electron beam withdrawal in a vacuum chamber before adjusting the vacuum brazing and adjusting positions of the carbon nanotube electron beam emitter 11 and the focusing electrode 13.
  • the X-ray tube system 100 may not need a separate cooling device.
  • the tungsten filament must be heated to emit the electron beam, and thus requires a separate cooling device.
  • X-ray tube system 100 according to an embodiment of the present invention does not require a separate cooling device because it does not heat for generating and emitting electron beams, unlike the technique using the tungsten filament.
  • the X-ray tube 120 may generate and emit X-rays using an electron beam drawn from carbon nanotubes. At this time, the electron beam generated from the carbon nanotubes are accelerated to collide with the X-ray target to generate heat in the X-ray target, but can be controlled in a safe temperature range during treatment.
  • the high voltage connection unit 110 connects the X-ray tube 120 and the power supply 1300 to serve to generate and emit X-rays from the X-ray tube 120.
  • various power devices 1300 may be connected and used to increase accessibility of the X-ray tube system 100. Since various power supplies 1300 may be connected to the X-ray tube system 100, it may be used in various power supply environments, and even if the X-ray tube 120 has reached the end of its life, the X-ray tube 120 may be It can be easy to replace.
  • the voltage supply and the ground connection can be easily performed to the focusing electrode 13 and the X-ray target of the X-ray tube 120, respectively, it is possible to enable stable X-ray generation.
  • the high voltage connection unit 110 may include a first electrode 111 in contact with the focusing electrode 13 of the X-ray tube 120, and the X-ray tube 120 through the first electrode 111. Can supply power. It may also include a second electrode 112 electrically connected to the X-ray target 18 of the X-ray tube 120. The second electrode 112 may be electrically connected to the X-ray target 18 through the anode electrode 17, and the second electrode 112 and the anode electrode 17 may be electrically connected through additional wiring. Can be.
  • the high voltage connection unit 110 may include a receptacle.
  • the first electrode 111 and the second electrode 112 may be included in the receptacle.
  • Including a receptacle may facilitate connection of an external power source and the X-ray tube 120.
  • the first electrode 111 of the high voltage connection unit 110 may be connected to the power supply device 1300 to serve as a passage for applying a voltage to the X-ray tube 120, and the high voltage connection unit 110.
  • the second electrode 112 may be connected to an external ground to allow the X-ray target to be connected to an external ground.
  • the protection unit 130 surrounds at least a portion of the high voltage connection unit 110 and at least a portion of the X-ray tube 120.
  • the protection unit 130 may allow negative voltage to be generated and released from the X-ray tube 120, and may serve to prevent a hazard to a user or a patient.
  • a negative voltage of several tens of kV may be emitted into the air around the connection portion of the X-ray tube 120 and the high voltage connector 110.
  • the negative voltage emitted around the connection between the X-ray tube 120 and the high voltage connection 110 interferes with the discharge of the negative voltage from the X-ray tube 120, so that the X-ray tube 120 is 50 kV.
  • the problem of failing to generate the above high voltage may occur.
  • the negative voltage emitted around the connection between the X-ray tube 120 and the high voltage connection 110 may be harmful to the user or the patient.
  • the X-ray tube system 100 includes an X-ray tube by including a protector 130 surrounding at least a portion of the high voltage connection 110 and at least a portion of the X-ray tube 120. X-rays may be emitted through the X-ray target of 120, and the problem described above may be avoided.
  • the protection unit 130 is disposed to surround at least a portion of the high voltage connection unit 110 and at least a portion of the X-ray tube 120, thereby the high voltage connection unit 110 and the X-ray tube 120 are integrated. Can be. When the X-ray tube 120 is removed from the X-ray tube system 100, the high voltage connection 110 and the X-ray tube 120 are integrated to facilitate the removal of the X-ray tube 120.
  • the protective part 130 may include an insulating material such as a polymer, but the present invention is not limited thereto.
  • the protection unit 130 may be formed by attaching an insulating film to cover at least a portion of the high voltage connection unit 110 and the X-ray tube 120 or by spraying or coating a liquid or semisolid insulating material.
  • the protection part 130 may be formed to surround the entire side of the high voltage connection part 110 and the X-ray tube 120.
  • the thickness of the protective part 130 is not particularly limited. The thickness of the protection unit 130 is such that the high voltage connection unit 110 and the X-ray tube 120 are integrated, and the X-rays are not discharged toward the sides of the high voltage connection unit 110 and the X-ray tube 120. It can be determined in a range that can block the line.
  • the applicator 140 may serve to form an emission path of X-rays such that the X-rays generated in the X-ray tube 120 are emitted to the treatment site.
  • FIG. 5 illustrates X-rays emitted from X-ray tube 120.
  • X-rays generated in the X-ray tube 120 are emitted in all directions without directivity. By discharging such X-rays only in the direction in which the treatment site is located, it is possible to increase the therapeutic effect and to prevent side effects caused by X-ray exposure.
  • the applicator 140 is disposed to surround at least a portion of the protection unit 130. This may be arranged to be fixed to the X-ray tube 120. In addition, one end of the applicator 140 is disposed to extend outward from the X-ray tube 120. Through this, the X-ray generated in the X-ray tube 120 may be released toward the treatment site along the passage formed on the inner surface of the applicator 140.
  • the applicator 140 has a diameter of a portion of the applicator 140 surrounding the X-ray tube 120 is larger than the diameter of the end of the applicator 140 so that the X-rays are emitted in the desired direction Can be. More specifically, the applicator 140 may have a fallopian tube shape in which the diameter increases toward the other end of the applicator 140.
  • the end portion of the applicator 140, the X-rays are emitted to facilitate the release of X-rays, or the size of the fallopian tubes, diameter and width of the end portion, depending on the shape and treatment purpose of the treatment site
  • the shape of can be modified in various forms.
  • the applicator 140 may be extended to a portion where the high voltage connection unit 110 is disposed. Further, in another embodiment, the voltage connector 260 may be extended to be disposed. In this case, the shape of the applicator 140 may be a shape corresponding to the outer shape of the high voltage protection unit 130.
  • the applicator 140 may be disposed at one end of the applicator 140 and may include a support part that contacts the treated area and supports the applicator 140.
  • the support portion may be formed in a form surrounding the end of the applicator 140, and may be formed thicker than the thickness of the other portion of the applicator 140 so as to stably contact the treatment site.
  • the support may be made of the same material as the applicator 140.
  • the X-ray tube system 100 may be made of a flexible material such as a polymer in order to be stably supported at the treatment site.
  • the applicator 140 may be formed to have an appropriate thickness to prevent X-rays from being emitted through the applicator 140 and to allow the X-rays to be emitted in a desired direction.
  • the thickness of the applicator 140 may be formed under conditions that can block 100% of X-rays having an energy of 50 keV.
  • the applicator 140 may be formed to include a metal in order to prevent the X-rays are emitted through the applicator 140, and to allow the X-rays to be emitted in the desired direction.
  • the X-ray tube system 100 may further include an X-ray filter 150 disposed at one end of the applicator 140. .
  • the X-ray filter 150 may serve to irradiate X-rays with a constant intensity to the area irradiated through the X-ray filter 150. To this end, the X-ray filter 150 may be disposed inside one end of the applicator 140.
  • the X-ray filter 150 may allow the X-rays emitted through the end of the applicator 140 to be spatially uniformly emitted.
  • the X-ray filter 150 may have a convex shape, as shown in FIGS. In addition, it may have a shape according to the shape of the end portion of the applicator 140.
  • the material of the X-ray filter 150 is not particularly limited, and may include a metal material such as aluminum or zirconium or graphite.
  • the X-ray filter 150 is formed by including graphite, it is possible to reduce the decrease in the strength of the X-rays passing through the X-ray filter 150, can be made thin, to the shape of the various applicator 140 There is an advantage that can be customized.
  • FIG. 9 is a perspective view of an X-ray tube system 200 according to another embodiment of the present invention
  • FIG. 10 is a cross-sectional view of an X-ray tube system 200 according to another embodiment of the present invention.
  • the X-ray tube system 200 may include a voltage connector 260 connected to the high voltage connection unit 210.
  • the voltage connector 260 is connected to the high voltage connection 210 connected to the X-ray tube 220, and is also connected to the power supply 2300, thereby generating and emitting X-rays in the X-ray tube 220 It can play a role in making it possible.
  • the voltage connector 260 and the high voltage connection 210 may be configured to be easily detached from the X-ray tube system 200.
  • the voltage connector 260 may include an external power source and a third electrode 261 that is electrically connected to the first electrode 211 of the high voltage connection unit 210, through which the voltage is supplied to the X-ray tube 220. Can be supplied.
  • the voltage connector 260 may include an external ground and a fourth electrode 262 electrically connected to the second electrode 212 of the high voltage connection 210, thereby grounding the X-ray target. Can be.
  • the fourth electrode 262 of the voltage connector 260 may be electrically connected to the X-ray target without passing through the high voltage connector 210. That is, the high voltage connection unit 210 may not include the second electrode 212 electrically connected to the X-ray target, and at this time, the fourth of the voltage connector 260 through the wire connected to the X-ray target. The electrode 262 may be connected with the X-ray target.
  • the high voltage connection unit 210 may include a receptacle.
  • the first electrode 211 and the second electrode 212 may be included in the receptacle.
  • the first electrode 211 and the second electrode 212 can be easily connected with the third electrode 261 and the fourth electrode 262 of the voltage connector 260, respectively, and the X-ray tube Connection with 220 may be facilitated.
  • various power supply devices 1300 may be connected and used to increase accessibility of the X-ray tube system 200. Since various power supplies 1300 may be connected to the X-ray tube system 200, it may be used in various power supply environments, and even when the X-ray tube 220 has reached the end of its life, the X-ray tube 220 may be It can be easy to replace.
  • the passivation layer may be disposed to surround at least a portion of the high voltage connector 210, at least a portion of the X-ray tube 220, and at least a portion of the voltage connector 260.
  • the voltage connector 260, the high voltage connector 210, and the X-ray tube 220 may be integrated.
  • the voltage connector 260, the high voltage connection 210, and the X-ray tube 220 are integrated to form the X-ray tube 220. It is easy to remove.
  • FIG. 11 illustrates an example of use of an X-ray tube system 200 according to an embodiment of the present invention.
  • a voltage connector 260 is connected to the high voltage connection unit 210, and a voltage cable is connected to the voltage connector 260 so that power is supplied from the power supply unit 1300 to the X-ray tube system 200. It can be seen that it is formed to be supplied. In addition, it can be seen that the external ground is connected to the X-ray target through the voltage cable, the voltage connector 260, and the high voltage connection unit 210.
  • X-ray brachytherapy system is easy to use, easy to manufacture, high in stability, and also to improve the welfare of the people by developing refractory skin cancer and keloid treatment technology, development and commercialization of new advanced radiation medical devices Through the creation of added value through localization, localization of the radiation source, it will be possible to increase import substitution / export and advance the radiation medical industry, and to supply small and low-cost treatment equipment that can replace the large, expensive linear accelerator.

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Abstract

본 발명은 X-선 근접 치료 시스템에 관한 것으로, 고전압 연결부, 상기 고전압 연결부에 연결된 X-선 튜브, 상기 고전압 연결부의 적어도 일부 및 X-선 튜브의 적어도 일부를 둘러싸는 보호부 및 상기 보호부의 적어도 일부를 둘러싸는 어플리케이터를 포함하고, 상기 어플리케이터의 일단이 상기 X-선 튜브 보다 외부로 연장되어 배치된 X-선 튜브 시스템; 상기 X-선 튜브 시스템에서 발생하는 X-선을 제어하는 제어 장치; 및 상기 X-선 튜브 시스템에 전원을 공급하는 전원 장치;를 포함한다.

Description

탄소나노튜브 기반의 X-선 튜브를 이용한 켈로이드 및 피부암 치료용 X-선 근접 치료 시스템
본 발명은 탄소나노튜브 기반의 X-선 튜브를 이용한 켈로이드 및 피부암 치료용 X-선 근접 치료 시스템에 관한 것이다.
X-선 튜브는, 음극(Cathode)과 양극(Anode) 사이에 고전압이 인가되면 필라멘트로 이루어진 음극에서 발생한 열전자(thermal electron)가 금속물질인 양극에 부딪치게 되어, 금속 내 전자와의 충돌로 X-선을 발생시키는 원리를 이용한다.
X-선 튜브 안은 전자가 타겟으로 날아가는 동안 분자와의 충돌에 의한 운동에너지 감소와 편향(defection)을 줄이기 위해 진공상태를 유지한다. 타겟은 얇은 금속막으로 되어 있으며 그 두께는 전자의 투과 깊이와 타겟에 서 발생하는 열의 흡수 능력을 고려하여 결정된다.
X-선 튜브는 양극의 동작 방식에 따라 고정형 X-선 튜브와 회전형 X-선튜브로 나뉜다. 회전형 X-선 튜브는 양극이 회전하여 타겟에서 발생하는 열을 분산시키는 기능 외에는 고정형 X-선 튜브와 대체로 동일하다.
이와 같은 기존 X-선 튜브의 경우에는, 타겟에서 발생한 X-선이 중심선으로부터 음극 쪽으로 갈수록 강도가 강해져서 실효초점치수(effective focal spot size)가 커지고 반대로 양극 쪽으로 갈수록 X-선 강도가 약하여져서 실효초점치수 가 작아지는 양극효과(anode heel effect)가 발생하게 된다.
이로 인해, 실제로 방사선 기사들이 X-선 촬영 장치를 운용할 때, 두꺼운 부위를 측정할 때는 음극 쪽으로, 얇은 부위를 찍을 때는 양극 쪽으로 이동하면서 촬영한다. 이러한 불균일한 X-선 강도 분포는 양극의 경사각도 때문에 발생하게 된다.
소형 X-선 튜브는 지름 10mm 이하의 소형 X-선 발생 장치이다. 협소한 공간에 설치가 용이하고, 전기적인 X-선 제어가 가능하기 때문에 소형 X-선 튜브는 방사성 동위원소를 대체하여 X-선 비파괴 검사와 휴대용 X-선 분광기, 전기적 근접암치료, 강내 삽입형 방사선 치료 혹은 의료 영상에 쓰일 수 있다.
소형 X-선 튜브는 지금까지 열전자 에미터와 이차 X-선원 등을 통해 개발되어 왔다.
이와중에, 열전자빔원에 비해 다양한 장점을 가진 탄소나노튜브 전자빔원을 이용한 X-선 튜브가 활발히 개발되고 있다. 첫째로 전자빔 인출에 열이 거의 발생하지 않고, 둘째로 간략한 에미터 구조와 펄스 구동제어의 편리성, 셋째 고해상도 X-선관에 있어서 높은 전자빔 휘도를 사용할 수 있는 장점이 있다.
지금까지 탄소나노튜브 기반의 다양한 X-선 튜브가 개발되었지만, 그 중에 소형 X-선 튜브는 진공 밀봉되어 있지 않은 채 외부 진공 펌프와 연결되거나, 진공 챔버 안에서 구동되는 것이었다. 게다가 최대 관전압이 30kV로 현실적으로 타 분야에 응용되지 않았다.
기존의 암 치료기술은 외과적 수술(물리적 선택성)과 화학요법(생물학적 선택성)의 두가지 방향으로 전개되어 왔다.
상기 외과적 수술의 경우 목적부위의 암을 성공적으로 제거할 수 있지만, 시술 도중에 생긴 커다란 물리적 상처와 기능성 장기의 손실로 인한 신체의 침해가 불가결하며, 기계적으로 제거되지 못한 잔여 암에 의한 재발 가능성이 높다.
상기 화학요법은 암세포에만 치사적으로 작용하는 물질을 투여하여 암을 제거하는 방법이자만 대체적으로 암의 성장과 전이를 일시간 지연시킬 뿐 환자 신체에 부작용이 나타나고 완치가 어렵다는 단점이 있다.
방사선을 이용한 암 치료기술은 방사선 에너지를 체내의 목적부위에 집중시켜 정상세포보다 세포분열 주기가 빠른 암세포 치사를 유도하는 것이다.
기존 임상결과에 의하면 외과수술로 접근할 수 없는 신체부위에 적용되어 그 치료효과가 가시적으로 나타나고 있으며, 동시에 인체 침해가 최소화되고 장기의 손실이 없어 신체 기능을 보전할 수 있다는 장점이 있다.
상기 방사선 암치료 방법으로는 환자 외부에 설치된 비교적 대형의 가속기나 방사성 동위원소에서 발생된 방사선을 인체 내부로 조사시키는 외부 치료법(external radiotherapy; teletherapy)과 암 주위에 방사선 발생원을 설치하여 치료하는 근접치료법(brachytherapy)으로 구분된다.
상기 외부 치료법은 암 주위의 정상조직에도 방사선이 조사되므로, 정상세포에 대한 손상을 피할 수가 없으나, 근접치료의 경우에는 정상세포에 대한 손상을 최소화할 수 있는 이점이 있다.
또한, 상기 근접치료의 경우, 상대적으로 높은 선량률을 조사할 수 있어 치료기간이 짧다는 이점도 있다.
상기 근접치료법을 위한 방사선원으로 대개 방사선 동위원소를 사용하여 왔다. 상기 동위원소는 소형화에 유리하지만, i) 방사선이 항상 발생하므로 시술자도 방사선에 피폭될 위험성이 항상 존재하며, ii) 짧은 반감기로 인한 방사선원의 정기적인 공급, 동위원소 보관 및 관리, 사용 후 방사선 폐기물 처리 등의 까다로운 작업이 필요하며, iii) 발생하는 방서선의 에너지와 선량 조절이 어려워 암 주위의 선량분포를 조절하기 어렵다는 단점이 있다.
상기와 같은 단점들을 극복하기 위하여 인체 내부에 삽입할 수 있는 정도의 크기는 가진 소형 X-선관이 개발되어 상용화되고 있다.
상기 X-선관은 전기를 인가할 경우에만 X-선이 발생하므로 환자나 시술자가 불필요한 방사선에 노출될 가능성이 거의 없으며, 발생하는 방사선의 에너지와 선량을 쉽게 조절 가능하므로 선량분포를 조절하여 효과적으로 암을 치료할 수 있다. 또한, 전기만으로 방사선을 발생함으로 방사선 물질에 대한 생산, 유지, 관리, 폐기물 관리 등이 전혀 필요하지 않다.
현재 개발된 X-선관의 경우, 텅스텐 등의 금속을 필라멘트 형태로 만들어 고온으로 가열할 때 발생하는 열전자를 빔형태로 만드는 열전자 방출방식을 전자빔원으로 이용하고 있다. 여기서, 열전자빔원을 소형 X-선관에 사용할 경우 발열에 의해 정상세포의 피해가 발생할 뿐 아니라, 발생하는 전자빔 전류밀도의 한계로 선원의 크기를 줄이는 데 한계가 있다는 문제점이 있다.
근래에, 나노기술의 발전과 더불어 나노 전계 방출원(nano field emitter)를 이용한 X-선관에 대한 많은 연구 및 개발이 이루어지고 있다. 상기 나노 전계 방출원은 전계인가 방식으로 전자빔을 인출하므로 열이 발생하지 않을 뿐만 아니라 구동 전원장치가 간단하다는 이점이 있다. 또한, 발생하는 전자빔의 전류밀도가 열전자 방식에 비해 100배 이상 커서 고출력의 X-선을 발생할 수 있을 뿐만 아니라 음극의 크기를 소형화할 수 있다는 이점이 있으며, X-선관이 발생하는 시간구조(time structure)를 쉽게 조절할 수 있다는 장점이 있다.
다만, 현재 개발된 근접 방사선 치료장치는 거의 모두 열전자 방식을 이용하고 있으며, 상기 열전자 방식의 경우 장치의 소형화나 높은 선량을 기대하기는 어렵다는 단점이 있다.
본 발명은 탄소나노튜브 전계방출원을 이용하여 종래의 열전자 방출구조가 지니고 있는 발생 전자빔의 선질 저하로 인한 X-선 출력 한계를 해소할 수 있는 X-선 근접 치료 시스템을 제공하는데 그 목적이 있다.
또한, 기존 필라멘트 음극 기반의 X-선관에 비해 전원인가 구조가 단순하여 소형화에 적합한 X-선 근접 치료 시스템을 제공하는데 그 목적이 있다.
또한, X-선 발생에 있어서 열을 가할 필요가 없기 때문에 X-선관의 크기를 최소화할 수 있고, 이에 따라 방사선 치료선원으로서 다양한 신체부위에 접목할 수 있는 X-선 근접 치료 시스템을 제공하는데 그 목적이 있다.
또한, 사용이 용이하고, 제조가 용이하며, 안정성이 높은 X-선 근접 치료 시스템을 제공함에 목적이 있다.
본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 근접 치료 시스템은, 고전압 연결부, 상기 고전압 연결부에 연결된 X-선 튜브, 상기 고전압 연결부의 적어도 일부 및 X-선 튜브의 적어도 일부를 둘러싸는 보호부 및 상기 보호부의 적어도 일부를 둘러싸는 어플리케이터를 포함하고, 상기 어플리케이터의 일단이 상기 X-선 튜브 보다 외부로 연장되어 배치된 X-선 튜브 시스템; 상기 X-선 튜브 시스템에서 발생하는 X-선을 제어하는 제어 장치; 및 상기 X-선 튜브 시스템에 전원을 공급하는 전원 장치;를 포함한다.
상기 제어 장치에서 출력하는 신호를 표시하는 모니터링 장치를 더 포함할 수 있다.
상기 어플리케이터 중 상기 X-선 튜브를 둘러싸는 부분의 지름이 상기 어플리케이터의 끝단의 지름 보다 클 수 있다.
상기 어플리케이터는 상기 어플리케이터의 타단으로 갈수록 지름이 커지는 나팔관 형상일 수 있다.
상기 X-선 튜브 시스템은 상기 어플리케이터의 일단에 배치된 X-선 필터를 더 포함할 수 있다.
상기 X-선 튜브 시스템은 상기 고전압 연결부에 연결된 전압 커넥터를 더 포함하고, 상기 전원 장치는 상기 전압 커넥터를 통해 상기 X-선 튜브 시스템에 전원을 공급할 수 있다.
본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 근접 치료 시스템은 사용이 용이하고, 제조가 용이하며, 안정성이 높다.
또한, 난치성 피부암 및 켈로이드 치료 기술 개발로 국민의료 복지 증진, 새로운 첨단 방사선 의료기기 개발 및 상용화를 통한 부가가치 창출, 방사선원의 국산화를 통해 수입대체/수출증대 및 방사선 의료산업의 선진화, 대형, 고가의 선형가속기를 대체할 수 있는 소형 저가의 치료장비 보급가능 등의 효과를 도모할 수 있다.
도 1은 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 근접 치료 시스템의 개략도이다.
도 2는 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템의 사시도이다.
도 3은 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템의 단면도이다.
도 4는 X-선 튜브를 도시한 것이다.
도 5는 X-선 튜브에서 방출되는 X-선을 도시한 것이다.
도 6은 X-선 필터를 도시한 것이다.
도 7은 X-선 필터를 도시한 것이다.
도 8은 X-선 필터를 통과한 X-선의 강도를 도시한 것이다.
도 9는 본 발명의 다른 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템의 사시도이다.
도 10은 본 발명의 다른 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템의 단면도이다.
도 11은 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템의 사용 예를 도시한 것이다.
전원이 공급될 수 있도록 전압, 전류 등을 변환시키는 장치일 수 있다.
본 발명의 다른 실시 예에서 전원 장치(1300)는 1차 전지, 2차 전지 또는 연료 전지로 구성된 베터리를 포함하여 스스로 전원을 발생시키는 장치일 수 있다. 전원 장치(1300)가 베터리를 포함하는 경우 전원 장치(1300)가 X-선 튜브 시스템(1100)와 일체화되도록 형성할 수 있다. 이 경우, 외부의 전원 공급 환경에 영향을 받지 않고 X-선 튜브 시스템(1100)를 이용한 치료가 가능하다.
도 1을 참조하면, 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선을 제어하는 제어 시스템은 상기 제어 장치(1200)에서 출력하는 신호를 표시하는 모니터링 장치(1400)를 더 포함할 수 있다.
모니터링 장치(1400)는 X-선 튜브 시스템(1100)에 공급되는 전원 및 전압에 대한 정보, X-선 튜브 시스템(1100)의 정상 동작 여부, X-선 튜브 시스템(1100)에서 발생하는 X-선에 대한 정보, X-선 튜브 시스템(1100)의 운영 정보를 외부의 사용자가 인식할 수 있도록 표시하는 역할을 한다.
본 발명의 실시 예에서, 모니터링 장치(1400)는 제어 장치(1200)에 연결되고, 제어 장치(1200)로부터 전원 장치(1300) 및 X-선 튜브 시스템(1100)에 대한 정보를 입력 받아 상기 입력 받은 정보를 표시할 수 있다. 본 발명의 다른 실시 예에서, X-선 튜브 시스템(1100)는 전원 장치(1300), X-선 튜브 시스템(1100) 및 제어 장치(1200) 중 적어도 하나에 연결되어, 전원 장치(1300), X-선 튜브 시스템(1100) 및 제어 장치(1200)로부터 각각의 전원에 대한 정보, X-선에 대한 정보, X-선 튜브 시스템(1100)의 운영 및 제어에 대한 정보를 입력 받을 수 있다. 모니터링 장치(1400)는 스마트폰일 수 있으며 이에 제한되지 않는다.
본 발명의 실시 예를 따르는 X-선을 제어하는 제어 시스템은 입력 장치를 더 포함할 수 있다.
입력 장치는 제어 장치(1200)에 저장된 설정 값 등을 입력하는 역할을 할 수 있다. 본 발명의 실시 예에서, 입력 장치는 모니터링 장치(1400)에 연결되거나 모니터링 장치(1400)와 일체로 배치됨으로써, 사용자가 입력하는 내용을 실시간으로 확인할 수 있다. 본 발명의 다른 실시 예에서 입력 장치는 제어 장치(1200)에 연결될 수 있고, 제어 장치(1200)에 연결된 모니터링 장치(1400)를 통해 사용자가 입력하는 내용을 실시간으로 확인할 수 있다.
이하, 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선을 제어하는 제어 시스템에 포함되는 X-선 튜브 시스템(100)에 대하여 상세하게 설명한다.
도 2는 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)의 사시도이고, 도 3은 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)의 단면도이다.
도 2 및 도 3을 참조하면, 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)는, 고전압 연결부(110); 상기 고전압 연결부(110)에 연결된 X-선 튜브(120); 상기 고전압 연결부(110)의 적어도 일부 및 X-선 튜브(120)의 적어도 일부를 둘러싸는 보호부(130); 및 상기 보호부(130)의 적어도 일부를 둘러싸는 어플리케이터(140);를 포함하고, 상기 어플리케이터(140)의 일단이 상기 X-선 튜브(120) 보다 외부로 연장되어 배치된다.
상기 X-선 튜브(120)는 외부로부터 전원을 인가 받아 X-선을 생성하여 방출하는 역할을 한다. 상기 X-선 튜브(120)는 컴퓨터 등으로 구성된 제어 장치(1200)를 통하여 생성되는 X-선의 에너지 및 동작 시간 등이 제어될 수 있다. 이와 같이 X-선의 생성을 제어함으로써 켈로이드 및 피부암 등의 치료에 적합하도록 X-선이 발생하게 할 수 있다.
상기 X-선 튜브(120)는 고전압 연결부(110)와 연결되며, 상기 X-선 튜브(120)의 다른 부분에는 X-선 타겟이 배치될 수 있다. 고전압 연결부(110)는 전원 장치(1300)와 연결되어 상기 X-선 튜브(120)로 전압을 인가하는 통로 역할을 할 수 있다. 상기 X-선 튜브(120)의 X-선 타겟은 접지와 연결될 수 있다. 전원 장치(1300)에서 전압을 인가함으로써 상기 X-선 튜브(120)에는 수십 kV의 음전압이 걸릴 수 있다. 이와 같은 구성을 통해, 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)는 안정적이고 안전하게 X-선을 생성하여 방출할 수 있다.
도 4는 X-선 튜브(120)의 일 실시 예를 도시한 것이다. 도 4를 참조하면, X-선 튜브(120)는 전자빔 발생부(20), 세라믹 튜브(16), X-선 타겟(18) 및 연결 양극(17)을 포함한다. 상기 전자빔 발생부(20)는 원통형 형상으로 형성된 집속 전극(13)을 구비하며, 상기 집속 전극(13) 중심부에 삽입된 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)를 통해 전자빔을 인출할 수 있다.
탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)는 단일벽 탄소나노튜브와 은나노입자를 섞은 탄소나노튜브 페이스트를 코팅시켜 제작될 수 있다. 예컨대, 지름 0.8mm 의 끝이 평평한 텅스텐 와이어를 고온에서 소결하여 제작할 수 있다. 상기 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)는 일단의 끝에 편평한 와이어 형태의 금속 팁(11a)을 더 포함하며, 상기 팁(11a) 끝에는 탄소나노튜브와 금속나노분말이 조밀하게 혼합되며, 상기 에미터 팁(11a)을 가열시킴으로써 탄소나노튜브 냉전계방출 전자빔원을 생성할 수 있다. 상기 에미터 팁(11a)은 지름 0.01 내지 수 mm의 금속 와이어(Wire) 끝을 기계적 연마 혹은 화학적으로 에칭하여 형성할 수 있다. 재질로는 금속재인 텅스텐(W), 철(Fe), 니켈(Ni), 티타늄(Ti), 은(Ag), 구리(Cu) 중 어느 하나일 수 있다. 이때, 상기 에미터 팁(11a)은 지름이 1 내지 100nm, 길이 0.5 내지 100μm의 탄소나노튜브를 가열시켜 상기 탄소나노튜브의 산화기와 화학적, 물리적 접착이 가능한 1 nm 내지 1 μm의 지름을 갖는 비자성 또는 자성 나노 금속 분말을 통해 형성할 수 있다. 상기 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)는 상기 집속 전극(13)의 중공 원통의 중앙에 고정되어 설치되며, 상기 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)의 외곽을 둘러싸는 내측 원통면과 원통의 끝 단면의 경사가 굴곡되어, 외부로 향한 돌출각이 제거되어 있고, 상기 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)가 중공 원통 끝 단면의 하단에 설치됨으로써, 전자빔 인출 시, 전자빔 인출 전기장을 집속시키는 기능을 수행한다.
이때, 집속 전극(13)의 형상은 상기 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)에서 발생된 전자빔이 세라믹 절연체(예컨대, 세라믹 튜브(16))와 충돌 및 손실 없이 X-선 타겟(18)에 도달할 수 있도록 전자빔광학코드를 이용하여 설계할 수 있다. 이러한 전자빔광학코드를 이용하는 이유는 세라믹 절연체에서 소량의 전자빔 충돌이 고전압 방전을 야기할 수 있으므로, 전자빔 광학계는 빔손실 여부에 주의하여야 하기 때문이다. 따라서, 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)의 집속 전극(13) 내부 위치는 인출되는 전자빔 전류와 전자빔 궤적에 영향을 주기 때문에 이 역시 전자빔계산코드와 전자빔 인출 실험을 통해 조건이 결정될 수 있다. 또한, 상기 집속 전극(13)은 비휘발성 진공 게터 필름(12)을 구비하며, 상기 진공 게터 필름(12)은 상기 집속 전극(13)에 접착되어 밀봉된 X-선 튜브(120) 내부의 잔여 기체를 흡착하는 기능을 수행할 수 있다.
상기 세라믹 튜브(16)는 상기 전자빔 발생부(20)의 일면과 삽입되어, 상기 집속 전극(13)을 감싸도록 형성되며, 알루미나(Al2O3) 재질로 형성되어 내부에서 발생되는 고전압을 차단하기 위한 절연체로서의 기능을 수행할 수 있다. 보다 구체적으로, 상기 세라믹 튜브(16)는 외구경이 1 내지 30 mm, 내구경 0.5 내지 25 mm 길이가 5 내지 100 mm, 순도 100 내지 99.99%인 알루미나로 이루어진 중공 원통형의 고전압 절연체일 수 있으며, 금속재질의 초소형 전극과 진공 밀봉 접합이 가능하도록 양 끝단이 망간/몰리브데눔 혼합체 10 내지 70 μm, 니켈 0.5 내지 5 μm가 증착되도록 설계될 수 있다.
상기 X-선 타겟(18)은 상기 전자빔(예컨대, X-ray)이 인출되는 방향에 구비될 수 있다. 상기 X-선 타겟(18)은 X-선 투과창(15), X-선 타겟층(14)을 구비할 수 있다. 상기 X-선 투과창(15)은 상기 전자빔이 충돌하여 치료 및 진단용 방사선을 발생시켜 전리 방사선을 대기중으로 방사하는 기능을 수행하며, 모양으로는 원통형, 원뿔형, 원뿔통형, 갓형 중 어느 하나로 형성될 수 있다. 상기 X-선 타겟층(14)은 상기 X-선 투과창(15) 내측면에 얇은 박막으로 형성되며, 그 재질로는 텅스텐(W), 이트륨(Y), 몰리브데눔(Mo), 탄탈륨(Ta), 은(Ag) 중 어느 하나일 수 있다. 예컨대, 상기 X-선 타겟(18)의 X-선 윈도우(15)가 원뿔형 구조일 경우, 경사면 사이각이 5도 내지 60도, X-선 타겟층(14)의 두께는 0.1 내지 10㎛일 수 있다. 또한, 상기 X-선 투과창(15)은 베릴륨(Be), 알루미늄(Al), 마그네슘(Mg), 알루니늄 나이트라이드(AlN), 알루미늄베릴륨 합금(AlBe), 산화 규소(SixOy), 티타늄(Ti) 중 어느 하나의 재질 또는 결합을 통한 합금일 수 있다.
상기 X-선 타겟(18)과 상기 세라믹 튜브(16)는 연결 양극을 통해 연결되며, 상기 연결 양극은 상기 원뿔형상의 투과형 X-선 투과창(15)과 X-선 타겟층(14)에 의해 360도 입체각 방향으로 균일한 X-선 발생선(162)을 얻을 수 있다. 상기 집속 전극(13)을 통해 전계방출형 전자빔 에미터(11)에 구비된 탄소나노튜브 냉전계방출 전자빔원은 0 내지 -70 kV의 고전압으로 대전되고, X-선 타겟(18)을 구성하는 X-선 타겟층(14)과 X-선 투과창(15)는 연결 양극(17)을 통해 전기적으로 접지되어 집속 이극관 전계방출형 구조로 초소형 X-선 튜브(120)의 전자빔의 인출, 가속을 동시에 이루어 낼 수 있다.
상기 X-선 타겟(18)의 구조는 몬테카를로 전산모사를 통해 발생되는 X-선이 균일한 공간분포를 가지도록 설계된 구조로서, 상기 X-선 타겟(18)은 기계적으로 가공된 베릴륨 X-선 투과창(14) 내측에 마그네트론 스퍼터를 이용하여 X-선 타겟층(14)을 증착한 것일 수 있다. 예컨대, 두께 1.5㎛ 의 텅스텐(W) 박막을 증착하고, 본 X-선 튜브(120)의 전자빔 조건에서 발생되는 X-선을 최대화하도록 최적화된 것일 수 있다. 상기 연결 양극(17)은 전원공급을 받기 위해 외부표면과 연결된 리드선(미도시)이 개별적으로 구비될 수 있다.
모든 접합 부위는 단단하게 진공 밀봉되어 있을 수 있는데, 양측이 개봉된 알루미나 재질의 세라믹 튜브(16)는 전자빔 발생부(20)와 연결 양극(17)으로 접합될 수 있다. 양쪽 전극은 알루미나 재질의 세라믹과 유사한 열팽창 계수를 가진 코바로 제작될 수 있다. 상기 연결 양극(17)은 열팽창 계수가 다른 베릴륨 재질의 X-선 투과창과 세라믹 튜브를 접합하기 위한 중간 구조물로 사용될 수 있다. 보다 구체적으로, X-선 튜브(120)에 포함된 부품은 550 ℃에서 10 시간 동안 가열하여 표면 탈가스를 시행하였고, 곧바로 680℃에서 30분간 가열하여 브레이징 접합을 통해 형성될 수 있다. 또한, 진공 브레이징 접합 이전에 진공 챔버 속에서 전자빔 인출을 테스트하고 탄소나노튜브 전자빔 에미터(11)와 집속 전극(13)의 위치를 조정하여 형성될 수 있다.
이와 같은 구성을 통해, 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)는 별도의 냉각 장치가 필요하지 않을 수 있다. 종래의 텅스텐 필라멘트를 이용한 X-선 튜브(120)의 경우 전자빔 방출을 위해 텅스텐 필라멘트를 가열하여야 하며, 이에 따라 별도의 냉각 장치를 필요로 한다. 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)는 상기 텅스텐 필라멘트를 사용하는 기술과 달리 전자빔 생성 및 방출을 위해 가열을 하지 않기 때문에 별도의 냉각 장치를 필요로 하지 않는다.
상기 X-선 튜브(120)는 탄소나노튜브에서 인출된 전자빔을 이용하여 X-선을 생성하여 방출할 수 있다. 이 때, 탄소나토튜브에서 생성된 전자빔이 가속되어 X-선 타겟과 충돌하여 X-선 타겟에서 열이 발생할 수 있으나, 치료 시 안전한 온도 범위에서 제어 가능하다.
상기 고전압 연결부(110)는 X-선 튜브(120)와 전원 장치(1300)를 연결하여, X-선 튜브(120)에서 X-선을 생성 및 방출할 수 있도록 하는 역할을 한다. X-선 튜브(120)에 고전압 연결부(110)를 연결하도록 배치함으로써 다양한 전원 장치(1300)를 연결하여 사용할 수 있기 때문에 X-선 튜브 시스템(100)의 사용 접근성을 높일 수 있다. X-선 튜브 시스템(100)에 다양한 전원 장치(1300)를 연결할 수 있으므로 다양한 전원 공급 환경에서 사용할 수 있고, X-선 튜브(120)의 수명이 다한 경우에도 상기 X-선 튜브(120)의 교체를 용이하게 할 수 있다. 또한, X-선 튜브(120)의 집속 전극(13) 및 X-선 타겟에 각각 전압 공급 및 접지 연결을 용이하게 수행할 수 있어 안정적인 X-선 생성이 가능하도록 할 수 있다.
상기 고전압 연결부(110)는 X-선 튜브(120)의 집속 전극(13)에 접하는 제1 전극(111)을 포함할 수 있으며, 상기 제1 전극(111)을 통해 X-선 튜브(120)에 전원을 공급할 수 있다. 또한, X-선 튜브(120)의 X-선 타겟(18)에 전기적으로 연결되는 제2 전극(112)을 포함할 수 있다. 상기 제2 전극(112)은 양극 전극(17)을 통해 X-선 타겟(18)에 전기적으로 연결될 수 있으며, 상기 제2 전극(112) 및 양극 전극(17)은 추가적인 배선을 통해 전기적으로 연결될 수 있다.
본 발명의 일 실시 예에서, 고전압 연결부(110)는 리셉터클을 포함할 수 있다. 이 때, 상기 제1 전극(111) 및 제2 전극(112)은 리셉터클에 포함될 수 있다. 리셉터클을 포함함으로써 외부의 전원 및 X-선 튜브(120)의 연결을 용이하게 할 수 있다.
이 때, 상기 고전압 연결부(110)의 제1 전극(111)은 전원 장치(1300)와 연결되어 상기 X-선 튜브(120)로 전압을 인가하는 통로 역할을 할 수 있고, 상기 고전압 연결부(110)의 제2 전극(112)은 외부의 접지와 연결되어 X-선 타겟이 외부의 접지와 연결되도록 할 수 있다. 이를 통해, 전원 장치(1300)에서 전압을 인가함으로써 상기 X-선 튜브(120)에는 수십 kV의 음전압이 걸릴 수 있고, 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)는 안정적이고 안전하게 X-선을 생성하여 방출할 수 있다.
상기 보호부(130)는 상기 고전압 연결부(110)의 적어도 일부 및 X-선 튜브(120)의 적어도 일부를 둘러싼다. 상기 보호부(130)는 상기 X-선 튜브(120)에서 음전압이 생성 및 방출될 수 있도록 하며, 사용자 또는 환자에 대한 위해 요소를 방지하는 역할을 할 수 있다.
전원 장치(1300)로부터 고전압 연결부(110)에 전압을 인가하면 X-선 튜브(120) 및 고전압 연결부(110)의 연결부위를 중심으로 수십 kV의 음전압이 공기 중으로 방출될 수 있다. X-선 튜브(120) 및 고전압 연결부(110)의 연결부위를 중심으로 방출되는 음전압은 X-선 튜브(120)에서의 음전압 방출을 방해하여, X-선 튜브(120)가 50 kV 이상의 고전압을 생성하지 못하는 문제점이 발생할 수 있다. 또한, X-선 튜브(120) 및 고전압 연결부(110)의 연결부위를 중심으로 방출되는 음전압은 사용자 또는 환자에게 위해가 될 수 있다.
본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)는 고전압 연결부(110)의 적어도 일부 및 X-선 튜브(120)의 적어도 일부를 둘러싸는 보호부(130)를 포함함으로써 X-선 튜브(120)의 X-선 타겟을 통해 X-선이 방출되도록 할 수 있고, 상기 설명한 문제를 방지할 수 있다.
또한, 상기 보호부(130)는 상기 고전압 연결부(110)의 적어도 일부 및 X-선 튜브(120)의 적어도 일부를 둘러싸도록 배치됨으로써, 고전압 연결부(110) 및 X-선 튜브(120)가 일체화될 수 있다. X-선 튜브(120)를 X-선 튜브 시스템(100)로부터 제거하는 경우, 고전압 연결부(110)와 X-선 튜브(120)가 일체화됨으로써 X-선 튜브(120)의 제거가 용이하다.
상기 보호부(130)는 폴리머 등의 절연성 물질을 포함할 수 있으며, 본 발명이 여기에 한정하는 것은 아니다. 보호부(130)는 고전압 연결부(110) 및 X-선 튜브(120)의 적어도 일부를 감싸도록 절연성 필름을 부착하거나, 액상 또는 반고상의 절연물질을 분사 또는 칠하여 피복함으로써 형성할 수 있다. 상기 보호부(130)는 고전압 연결부(110) 및 X-선 튜브(120)의 측면 전체를 감싸도록 형성할 수 있다. 상기 보호부(130)의 두께는 특별히 한정되지 않는다. 상기 보호부(130)의 두께는 고전압 연결부(110) 및 X-선 튜브(120)가 일체화하고, X-선이 고전압 연결부(110) 및 X-선 튜브(120)의 측면쪽으로 방출되지 않도록 X-선을 차단할 수 있는 범위에서 정해질 수 있다.
상기 어플리케이터(140)는 X-선 튜브(120)에서 생성된 X-선이 치료 부위로 방출되도록 X-선의 방출 경로를 형성하는 역할을 할 수 있다.
도 5는 X-선 튜브(120)에서 방출되는 X-선을 도시한 것이다. 도 5를 참조하면, X-선 튜브(120)에서 생성된 X-선은 방향성 없이 전 방향으로 방출된다. 이와 같은 X-선을 치료 부위가 있는 방향으로만 방출되도록 함으로써, 치료 효과를 높일 수 있고 X-선 노출에 의한 부작용 발생을 방지할 수 있다.
상기 어플리케이터(140)는 보호부(130)의 적어도 일부를 둘러싸도록 배치된다. 이를 통해 X-선 튜브(120)에 고정하여 배치될 수 있다. 또한, 상기 어플리케이터(140)의 일단이 상기 X-선 튜브(120) 보다 외부로 연장되어 배치된다. 이를 통해 X-선 튜브(120)에서 생성된 X-선이 어플리케이터(140)의 내면에 형성된 통로를 따라 치료 부위로 향하여 방출되도록 할 수 있다.
어플리케이터(140)는 X-선이 목적하는 방향으로 방출되도록 하기 위해 상기 어플리케이터(140) 중 상기 X-선 튜브(120)를 둘러싸는 부분의 지름이 상기 어플리케이터(140)의 끝단의 지름 보다 크게 형성될 수 있다. 보다 구체적으로, 상기 어플리케이터(140)는 상기 어플리케이터(140)의 타단으로 갈수록 지름이 커지는 나팔관 형상일 수 있다.
또한, X-선이 방출되는 상기 어플리케이터(140)의 끝 부분은 X-선의 방출을 용이하게 하기 위하거나, 치료 부위의 형태 및 치료 목적에 따라 나팔관의 크기, 끝 부분의 지름 및 너비, 끝 부분의 형상을 다양한 형태로 변형할 수 있다.
상기 어플리케이터(140)를 안정적으로 고정하기 위하여, 상기 어플리케이터(140)는 고전압 연결부(110)가 배치된 부분까지 연장되어 배치될 수 있다. 또한, 다른 실시 예에 있어서, 전압 커넥터(260)가 배치된 부분까지 연장되어 배치될 수 있다. 이 때, 어플리케이터(140)의 모양이 고전압 보호부(130)의 외형에 대응하는 형상일 수 있다.
상기 어플리케이터(140)는 상기 어플리케이터(140)의 일단에 배치되고, 치료받는 부위에 접하여 상기 어플리케이터(140)를 지지하는 지지부를 포함할 수 있다. 상기 지지부는 어플리케이터(140)의 끝 부분을 감싸는 형태로 형성될 수 있으며, 치료 부위에 안정적으로 접할 수 있도록, 어플리케이터(140)의 다른 부분의 두께보다 두껍게 형성될 수 있다. 상기 지지부는 어플리케이터(140)와 동일한 재질로 이루어질 수 있다. 또한, X-선 튜브 시스템(100)가 치료 부위에 안정적으로 지지될 수 있도록 하기 위해 폴리머 등의 신축성 있는 재질로 이루어질 수 있다.
상기 어플리케이터(140)는 X-선이 어플리케이터(140)를 투과하여 방출되는 것을 방지하고, X-선이 원하는 방향으로 방출되도록 하기 위해 적절한 두께를 갖도록 형성될 수 있다. 상기 어플리케이터(140)의 두께는 50 keV의 에너지를 갖는 X-선을 100% 차단할 수 있는 조건으로 형성될 수 있다. 또한, 상기 어플리케이터(140)는 X-선이 어플리케이터(140)를 투과하여 방출되는 것을 방지하고, X-선이 원하는 방향으로 방출되도록 하기 위해 금속을 포함하여 형성될 수 있다.
도 6 및 도 7은 X-선 필터(150)를 도시한 것이다. 도 3, 도 6 및 도 7를 참조하면, 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(100)는 어플리케이터(140)의 일단에 배치된 X-선 필터(150)를 더 포함할 수 있다.
상기 X-선 필터(150)는 X-선이 상기 X-선 필터(150)를 통과하여 조사되는 영역에 일정한 강도로 조사되도록 하는 역할을 할 수 있다. 이를 위해 상기 X-선 필터(150)는 상기 어플리케이터(140)의 일단보다 안쪽에 배치될 수 있다.
도 8은 X-선 필터(150)를 통과한 X-선의 강도를 도시한 것이다. 도 8을 참조하면, 상기 X-선 필터(150)는 어플리케이터(140)의 끝 부분을 통해 방출되는 X-선이 공간적으로 균일하게 방출되도록 할 수 있다. 이를 위해, X-선 필터(150)는 도 6(a) 및 (b)에 도시된 바와 같이, 일면의 중앙부 또는 양면의 중앙부가 볼록한 형상일 수 있다. 또한, 어플리케이터(140)의 끝 부분의 형상에 따르는 형상을 가질 수 있다.
X-선 필터(150)의 재질은 특별히 한정되지 않으며, 알루미늄 또는 지르코늄 등의 금속 물질 또는 흑연을 포함할 수 있다. 상기 X-선 필터(150)는 흑연을 포함하여 형성됨으로써, X-선 필터(150)를 통과한 X-선의 강도의 감소를 줄일 수 있고, 얇게 제작할 수 있으며, 다양한 어플리케이터(140)의 형상에 맞추어 제작할 수 있는 이점이 있다.
도 9는 본 발명의 다른 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(200)의 사시도이고, 도 10은 본 발명의 다른 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(200)의 단면도이다.
도 9 및 도 10을 참조하면, 본 발명의 다른 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(200)는, 상기 고전압 연결부(210)에 연결된 전압 커넥터(260)를 포함할 수 있다.
상기 전압 커넥터(260)는 X-선 튜브(220)와 연결된 고전압 연결부(210)와 연결되고, 또한 전원 장치(2300)에 연결됨으로써, X-선 튜브(220)에서 X-선을 생성 및 방출할 수 있도록 하는 역할을 할 수 있다. 상기 전압 커넥터(260) 및 고전압 연결부(210)는 X-선 튜브 시스템(200)로부터 용이하게 탈착되도록 구성될 수 있다.
전압 커넥터(260)는 외부의 전원 및 고전압 연결부(210)의 제1 전극(211)과 전기적으로 연결되는 제3 전극(261)을 포함할 수 있고, 이를 통해 X-선 튜브(220)로 전압을 공급할 수 있다. 또한, 전압 커넥터(260)는 외부의 접지 및 고전압 연결부(210)의 제2 전극(212)과 전기적으로 연결되는 제4 전극(262)을 포함할 수 있고, 이를 통해 X-선 타겟을 접지시킬 수 있다.
본 발명의 다른 실시 예에서는, 전압 커넥터(260)의 제4 전극(262)은 고전압 연결부(210)를 거치지 않고 X-선 타겟과 전기적으로 연결될 수 있다. 즉, 고전압 연결부(210)는 X-선 타겟과 전기적으로 연결되는 제2 전극(212)을 포함하지 않을 수 있고, 이 때, X-선 타겟과 연결된 배선을 통해 전압 커넥터(260)의 제4 전극(262)이 X-선 타겟과 연결될 수 있다.
앞서 설명한 바와 같이, 고전압 연결부(210)는 리셉터클을 포함할 수 있다. 이 때, 상기 제1 전극(211) 및 제2 전극(212)은 리셉터클에 포함될 수 있다. 리셉터클을 포함함으로써 상기 제1 전극(211) 및 제2 전극(212)을 각각 전압 커넥터(260)의 제3 전극(261) 및 제4 전극(262)과 용이하게 연결할 수 있으며, X-선 튜브(220)와의 연결을 용이하게 할 수 있다.
이와 같이 전압 커넥터(260) 및 고전압 연결부(210)를 배치함으로써 다양한 전원 장치(1300)를 연결하여 사용할 수 있기 때문에 X-선 튜브 시스템(200)의 사용 접근성을 높일 수 있다. X-선 튜브 시스템(200)에 다양한 전원 장치(1300)를 연결할 수 있으므로 다양한 전원 공급 환경에서 사용할 수 있고, X-선 튜브(220)의 수명이 다한 경우에도 상기 X-선 튜브(220)의 교체를 용이하게 할 수 있다.
본 발명의 다른 실시 예에서, 보호막은 고전압 연결부(210)의 적어도 일부, X-선 튜브(220)의 적어도 일부 및 전압 커넥터(260)의 적어도 일부를 감싸도록 배치될 수 있다. 이를 통하여 전압 커넥터(260), 고전압 연결부(210) 및 X-선 튜브(220)가 일체화될 수 있다. X-선 튜브(220)를 X-선 튜브 시스템(200)로부터 제거하는 경우, 전압 커넥터(260), 고전압 연결부(210) 및 X-선 튜브(220)가 일체화됨으로써 X-선 튜브(220)의 제거가 용이하다.
도 11은 본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 튜브 시스템(200)의 사용 예를 도시한 것이다.
도 11을 참조하면, 고전압 연결부(210)에 전압 커넥터(260)가 연결되고, 상기 전압 커넥터(260)에 전압 케이블이 연결되어 전원 장치(1300)로부터 X-선 튜브 시스템(200)로 전원이 공급되도록 형성됨을 알 수 있다. 또한, 외부의 접지가 전압 케이블, 전압 커넥터(260), 고전압 연결부(210)를 통해 X-선 타겟으로 연결됨을 알 수 있다.
본 발명은 상술한 실시 형태 및 첨부된 도면에 의해 한정되는 것이 아니며 첨부된 청구범위에 의해 한정하고자 한다. 따라서, 청구범위에 기재된 본 발명의 기술적 사상을 벗어나지 않는 범위 내에서 당 기술분야의 통상의 지식을 가진 자에 의해 다양한 형태의 치환, 변형 및 변경이 가능할 것이며, 이 또한 본 발명의 범위에 속한다고 할 것이다.
본 발명의 실시 예를 따르는 X-선 근접 치료 시스템은 사용이 용이하고, 제조가 용이하며, 안정성이 높으며, 또한 난치성 피부암 및 켈로이드 치료 기술 개발로 국민의료 복지 증진, 새로운 첨단 방사선 의료기기 개발 및 상용화를 통한 부가가치 창출, 방사선원의 국산화를 통해 수입대체/수출증대 및 방사선 의료산업의 선진화, 대형, 고가의 선형가속기를 대체할 수 있는 소형 저가의 치료장비 보급가능 등의 효과를 도모할 수 있다.

Claims (6)

  1. 고전압 연결부, 상기 고전압 연결부에 연결된 X-선 튜브, 상기 고전압 연결부의 적어도 일부 및 X-선 튜브의 적어도 일부를 둘러싸는 보호부 및 상기 보호부의 적어도 일부를 둘러싸는 어플리케이터를 포함하고, 상기 어플리케이터의 일단이 상기 X-선 튜브 보다 외부로 연장되어 배치된 X-선 튜브 시스템;
    상기 X-선 튜브 시스템에서 발생하는 X-선을 제어하는 제어 장치; 및
    상기 X-선 튜브 시스템에 전원을 공급하는 전원 장치;를 포함하는 X-선 근접 치료 시스템.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 제어 장치에서 출력하는 신호를 표시하는 모니터링 장치를 더 포함하는 X-선 근접 치료 시스템.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 어플리케이터 중 상기 X-선 튜브를 둘러싸는 부분의 지름이 상기 어플리케이터의 끝단의 지름 보다 큰 것을 특징으로 하는 X-선 근접 치료 시스템.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 어플리케이터는 상기 어플리케이터의 타단으로 갈수록 지름이 커지는 나팔관 형상인 것을 특징으로 하는 X-선 근접 치료 시스템.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 X-선 튜브 시스템은 상기 어플리케이터의 일단에 배치된 X-선 필터를 더 포함하는 X-선 근접 치료 시스템.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 X-선 튜브 시스템은 상기 고전압 연결부에 연결된 전압 커넥터를 더 포함하고, 상기 전원 장치는 상기 전압 커넥터를 통해 상기 X-선 튜브 시스템에 전원을 공급하는 것을 특징으로 하는 X-선 근접 치료 시스템.
PCT/KR2017/002483 2015-12-30 2017-03-08 탄소나노튜브 기반의 x-선 튜브를 이용한 켈로이드 및 피부암 치료용 x-선 근접 치료 시스템 WO2018008825A1 (ko)

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KR1020160085333A KR101837593B1 (ko) 2015-12-30 2016-07-06 탄소나노튜브 기반의 x-선 튜브를 이용한 켈로이드 및 피부암 치료용 x-선 근접 치료 시스템
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PCT/KR2017/002483 WO2018008825A1 (ko) 2015-12-30 2017-03-08 탄소나노튜브 기반의 x-선 튜브를 이용한 켈로이드 및 피부암 치료용 x-선 근접 치료 시스템

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