(57)【要約】  制御器（１４０）は配列に沿って配置された複数の治療用放射線源（２０i）の各々を選択的且つ独立に制御するために備えられる。制御器（１４０）は選択された時間間隔で選択された強度の治療用放射線を選択的に生成するために動作可能である。制御器（１４０）は各治療用放射線源（２０i）によって生成される治療用放射線の強度を制御するための強度制御回路（１４２）を含む。制御器（１４０）はまた、各治療用放射線源（２０i）によって生成される治療用放射線の時間を制御するための時間ｎ制御回路（１４４）を含む。制御器（１４０）はまた、治療用放射線源の配列を治療領域に挿入するため、及び、治療用放射線源の配列を治療領域から回収するための機械的導入器（９５）を含んでもよい。
2005515812.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
治療領域に治療用放射線を伝達するためのシステムであって：
Ａ．治療用放射線源の配列であって：
ａ．配列を形成するように選択的且つ移動可能に、軸に沿って配置された複数の治療用放射線源であって：
ｉ．ビーム経路に沿って電子ビームを生成するために電子を放射するための電子線源；及び、
ｉｉ．前記ビーム経路に配置されたターゲット部材であって、前記電子ビームからの入射された電子への応答で治療用放射線を放射するように構成された少なくとも１つの放射線放射性材料を含むターゲット部材；及び、
ｂ．前記電子線源によって生成された電子を対応する前記ターゲット部材に向かって加速させるために作用する加速用電場を与えるための手段、
を備える治療用放射線源の配列；及び、
Ｂ．選択された時間間隔で治療用放射線を生成するために各治療用放射線源を選択的に操作するための制御器であって：
ａ．各放射線源によって生成された治療用放射線の強度を制御するための強度制御回路；及び、
ｂ．各放射線源によって生成された治療用放射線の時間を制御するための時間制御回路、
を備える制御器、
を備えるシステム。
【請求項２】
前記強度制御回路が各治療用放射線源に対して、前記加速用電圧の強度及び前記電子ビームによって形成される電流の大きさのうちの少なくとも１つのユーザーによる調節を可能にするためのプログラム可能な手段を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記加速用電圧を与えるための前記手段が高電圧端子を有する電源、及び前記高電圧端子に出力電圧を確立するための駆動手段を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
前記強度制御回路が：
ａ．制御電圧端子；及び、
ｂ．前記高電圧端子の電圧レベルを検出し、前記制御電圧端子に適用された制御電圧信号への応答で前記電圧レベルを制御するための電圧フィードバック手段、
を備える、請求項３に記載のシステム。
【請求項５】
前記時間制御回路が加速用電圧を与えるための前記手段を選択的に起動するための手段を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記電子ビームが約１ｎＡから１ｍＡの範囲の電流によって特徴付けられる、請求項１に記載のシステム。
【請求項７】
各治療用放射線源を前記治療領域に選択的に挿入、または前記治療領域から選択的に回収するために動作可能な機械的組立品をさらに備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項８】
前記治療用放射線がＸ線であり、前記放射線放射性材料がＸ線放射性部材である、請求項１に記載のシステム。
【請求項９】
各電子線源から各ターゲット部材に入射される電子が前記加速用電場によって約１０ｋＶから９０ｋＶの範囲まで加速される、請求項１に記載のシステム。
【請求項１０】
前記複数の治療用放射線源によって形成される配列が血管内治療のために血管内に挿入されるように構成されており、各電子線源から各ターゲット部材に入射される電子が前記加速用電場によって約３０ｋＶから４０ｋＶの範囲まで加速される、請求項１に記載のシステム。
【請求項１１】
少なくとも１つの前記電子線源が熱陰極であり、前記熱陰極が電子放出性表面を備え、レーザービームによって十分な温度まで加熱されたときに電子を放出するように構成されている、請求項１に記載のシステム。
【請求項１２】
前記複数の治療用放射線源の少なくとも１つが前記電子線源及び前記ターゲット部材を収容し、前記電子ビーム経路に沿って拡張する実質的に真空の内部領域を画定する実質的に剛直な筐体を備え、前記筐体が放射線透過性窓を備え、前記ターゲット部材から放射された治療用放射線が前記放射線透過性窓を通過する、請求項１に記載のシステム。
【請求項１３】
治療領域に治療用放射線を伝達するためのシステムであって：
Ａ．治療用放射線源の配列であって：
ａ．各々が始点及び終点を有する複数の光ファイバーケーブルであって、各光ファイバーケーブルが前記始点に入射された光を前記終点に伝達するように構成されている光ファイバーケーブル；
ｂ．配列内に選択的且つ移動可能に配置された対応する複数の治療用放射線源であって、各治療用放射線源が対応する前記光ファイバーケーブルの終点に接続されており、各治療用放射線源が：
ｉ．電子を生成するために、前記対応する光ファイバーケーブルの前記終端に伝達された光に応答する電子線源；及び、
ｉｉ．前記電子線源に対応するターゲット部材であって、前記電子線源から加速された入射電子への応答で治療用放射線を放射するための、少なくとも１つ放射線放射性部材を備えるターゲット部材、
を備え、
ｃ．前記複数の治療用放射線源の各々のために、前記対応する光ファイバーケーブルの前記始点に向けられる光のビームを生成するための手段を含む、１つまたは複数の光源；及び、
ｄ．前記電子線源によって生成された電子を対応する前記ターゲット部材に向かって加速させるために作用する加速用電場を確立するために、前記電子線源と前記対応するターゲット部材との間に加速用電圧与えるための手段、
から成る治療用放射線源の配列；及び、
Ｂ．選択された時間間隔で治療用放射線を選択的に生成するために各治療用放射線源を選択的に操作するための制御器であって：
ａ．各放射線源によって生成された治療用放射線の強度を制御するための強度制御回路；及び、
ｂ．各放射線源によって生成された治療用放射線の時間を制御するための時間制御回路、
を備える制御器、
を備えるシステム。
【請求項１４】
各治療用放射線源によって放射された治療用放射線の量をリアルタイムに監視するために治療領域に配置される放射線検出装置であって：
ａ．各治療用放射線源によって放射される治療用放射線の経路に沿って配置された少なくとも１つのシンチレーターであって、入射された治療用放射線への応答で前記入射された治療用放射線の強度に比例するシンチレーター光を生成するように構成されたシンチレーター；
ｂ．前記シンチレーター光を前記入射された治療用放射線の存在及び量を示す信号に変換するための、前記シンチレーターに光学的に接続された光検出器；
ｃ．前記信号を前記制御器にフィードバックするためのフィードバック回路；及び、
ｄ．前記治療用放射線の累積的な量をリアルタイムで計算するために、前記信号に応答する手段、
を備える放射線検出装置をさらに備える、請求項１３に記載のシステム。
【請求項１５】
前記治療用放射線の前記累積的な量をリアルタイムで監視するためのディスプレイ装置をさらに備える、請求項１４に記載のシステム。
【請求項１６】
前記光検出器が光電子増倍管である、請求項１４に記載のシステム。
【請求項１７】
前記光電子増倍管が複数のアノードを備える、請求項１６に記載のシステム。
【請求項１８】
前記放射線検出装置がさらに、前記シンチレーター光だけが前記光検出器に入射されるようにするために、光を選択的に検出するための光学システムをさらに備え、前記光学システムが前記シンチレーター光を周囲の可視光線及び前記１つまたは複数の光源によって生成された光学的放射線から分離するように構成されている、請求項１４に記載のシステム。
【請求項１９】
前記光学的装置が少なくとも１つのダイクロイックビームスプリッター及びフィルターを備える、請求項１８に記載のシステム。
【請求項２０】
前記１つまたは複数の光源がレーザー源であり、前記伝達されるビームが実質的に単色且つコヒーレントである、請求項１４に記載のシステム。
【請求項２１】
前記レーザー源がレーザー光の連続的なパルスを生成するために構成されている、請求項２０に記載のシステム。
【請求項２２】
前記複数の治療用放射線源を選択的に起動及び停止することが可能なスイッチ回路をさらに備える、請求項１３に記載のシステム。
【請求項２３】
少なくとも１つの電子線源が光電子放出性表面を有する光電陰極であり、前記光電陰極が前記対応する光ファイバーケーブルの終端付近に配置されており、前記光電子放出性表面から電子を放射するために前記終端から入射される光のビームの一部に応答する、請求項１３に記載のシステム。
【請求項２４】
前記複数の光ファイバーケーブルの少なくとも１つが電気伝導性且つ可撓性の外部のシース（または、鞘）に収容されている、請求項１３に記載のシステム。
【請求項２５】
前記時間制御回路が前記１つまたは複数の光源を選択的に起動するための手段を備える、請求項１３に記載のシステム。
【請求項２６】
治療領域に治療用放射線を伝達するためのシステムであって：
Ａ．治療用放射線源の配列であって：
ａ．１つの始点及び複数の終点を有する少なくとも１つの光ファイバーケーブルであって、前記始点に入射された光を前記終点に伝達するように構成されている光ファイバーケーブル；
ｂ．配列内に選択的且つ移動可能に配置された対応する複数の治療用放射線源であって、各治療用放射線源が前記複数の終端の対応する１つに接続されており、各治療用放射線源が：
ｉ．電子を生成するために、前記少なくとも１つの光ファイバーケーブルの前記対応する終端に伝達された光に応答する電子線源；及び、
ｉｉ．前記電子線源に対応するターゲット部材であって、前記電子線源から加速された入射電子への応答で治療用放射線を放射するための、少なくとも１つ放射線放射性部材を備えるターゲット部材、
を備え、
ｃ．前記光学的放射線を前記少なくとも１つの光ファイバーケーブルの前記終端に向けるための手段を含む、光学的放射線を生成するための１つまたは複数の光源；
ｄ．前記電子線源によって生成された電子を対応する前記ターゲット部材に向かって加速させるために作用する加速用電場を確立するために、前記電子線源と前記対応するターゲット部材との間に加速用電圧与えるための手段、
から成る治療用放射線源の配列；及び、
Ｂ．選択された時間間隔で治療用放射線を選択的に生成するために各治療用放射線源を選択的に操作するための制御器であって：
ａ．各放射線源によって生成された治療用放射線の強度を制御するための強度制御回路；及び、
ｂ．各放射線源によって生成された治療用放射線の時間を制御するための時間制御回路、
を備える制御器、
を備えるシステム。
【請求項２７】
前記少なくとも１つの光ファイバーケーブルが単一の光ファイバーケーブルである、請求項２６に記載のシステム。
【請求項２８】
前記１つまたは複数の光源からの光学的放射線をゲートオン及びゲートオフするための手段をさらに備える、請求項２７に記載のシステム。
【請求項２９】
前記１つまたは複数の光源からの前記光学的放射線の前記ゲート制御のオフ時間中に前記シンチレーター光の強度を測定するための手段をさらに備える、請求項２８に記載のシステム。
【請求項３０】
身体の経路内の領域を治療するための方法であって：
ａ．Ｘ線源の配列を身体の経路に挿入すること；
ｂ．各Ｘ線源を前記領域に対して所望の場所に配置するために、前記Ｘ線源の前記配列を前記身体の経路を通して誘導すること；
ｃ．予め決められた照射パターンに従って前記領域を照射するために、１つまたは複数の前記Ｘ線源を選択的に起動すること、
を含む方法。
【請求項３１】
前記身体の経路が血管である、請求項３０に記載の方法。
【請求項３２】
前記複数のＸ線源を選択的に起動するためのステップが各Ｘ線源によって生成されたＸ線放射線の強度及び時間を制御するステップを含む、請求項３０に記載の方法。
【請求項３３】
解剖学的領域を治療するための方法であって：
ａ．Ｘ線源の配列を前記解剖学的領域の付近に配置すること；及び、
ｂ．予め決められた照射パターンで前記解剖学的領域をＸ線で照射するために１つまたは複数の前記Ｘ線源を選択的に起動すること、
を含む方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本願は２００２年１月２５日に出願された米国特許出願No.60/351,809「Controller for Array of Miniature Radiation Sources」及び２００２年４月２６日に出願された米国特許出願No.10/133,048の優先権を主張する。
【０００２】
本発明は小型の放射線源の配列のために使用する制御装置に関する。
【背景技術】
【０００３】
医療分野において、放射線は診断、治療、及び軽減的な処置のために使用されている。Ｘ線やγ線等の放射線の治療上の使用は悪性の細胞を根絶するための放射線の使用を含む。高エネルギーのＸ線を発生する線形加速器等の、医療上の処置のために使用されている従来の放射線治療システムは目的とする組織に対して外部に配置される遠隔の放射線源を利用する。放射線のビームは患者の身体の内側の悪性腫瘍等の、目的とする領域に向けられる。Ｘ線は患者の身体の組織を貫通し、通常、身体の内側深くに存在する癌細胞等に放射線を伝達する。この種の治療は、放射線源が目的とする領域から適当に距離だけ離れた場所に配置されるので、遠隔治療法（teletherapy）と呼ばれる。しかしながら、これらの治療法には、放射線源と目的とする領域との間に存在する組織が放射線にさらされるという欠点がある。癌細胞等に放射線を到達させるために、外部の放射線源からのＸ線は通常、周囲の正常な細胞を貫通しなければならない。したがって、癌組織等でない正常な組織や器官も貫通するＸ線放射線によって損傷してしまう。
【０００４】
一方、近接照射療法（brachytherapy）は治療をしようとしている領域の付近や領域の内部に放射線源を配置することによって治療を行う。近接照射療法は予め規定された組織部分のみを治療し、その周辺の組織に対して大きな影響を与えないように放射線を適用するという点で遠隔治療法よりも優れている。近接照射療法は一般に、治療しようとしている目的の組織内または、その付近に直接配置することができる、「シード（seed）」、すなわち、カプセル式の放射性同位元素を使用する治療法を意味する。しかしながら、このような放射性同位元素の扱いや処分は、それらを扱う人や環境に対して大きな危険性を与える。また、放射性同位元素の導入は感染等の潜在的な副作用をもたらす、侵襲的な処置を必要とする。さらに、これらの処置は放射線の放射時間の長さや強度を選択的に制御することができない。
【０００５】
この出願において用語「Ｘ線近接照射療法」とは、治療しようとしている領域内またはその付近にＸ線源を配置するＸ線放射線療法を意味するものとする。本出願人に譲渡されたNomikosらの米国特許No.5,153,900、Sliskiらの米国特許No.5,369,679、Smithらの米国特許No.5,422,926、及びOettingerらの米国特許No.5,428,658は患者の身体内に挿入され、身体内で起動（または、活性化）される、小型で低出力の放射線源を利用したＸ線近接照射療法システムを開示している。（これらの特許は本願に参照として組み込まれるものとする。）上述の特許で開示されたＸ線近接照射療法システムは照射されるべき、予め決められた領域またはその付近に配置され、低出力のＸ線放射を発生することが可能な、小型で挿入可能なプローブ含む。この構成はＸ線放射を目標の組織に到達させるために、Ｘ線放射を患者の皮膚、骨、または他の組織を通過させる必要がない。プローブは患者の治療領域内の所望の領域内に完全に、または部分的に埋め込まれるか、または、所望の領域の表面に装着されてもよい。Ｘ線は照射されるべき所望の領域内またはその付近に配置された規格上の、または有効な「点」から放射されるので、実質的に所望の領域だけが照射され、他の領域への照射が最小に抑えられる。Ｘ線近接照射療法は近接照射療法の長所を活かしながら、放射性同位元素の使用及び扱いを回避する。また、Ｘ線近接照射療法はオペレーターがＸ線放射の伝達の時間に対する適用量を制御することを可能にする。
【０００６】
Ｘ線近接照射療法は通常、腫瘍や腫瘍の一部が除去された領域の付近の組織を局在的な放射の増強（または、ブースト）によって処置するために、腫瘍や腫瘍の一部が除去された領域に挿入可能なプローブを配置することを含む。米国特許No.5,153,900に開示されたタイプのＸ線プローブはカプセル及び、カプセルから軸上に沿って拡張し、先端にＸ線放射用のターゲット部材（または、標的部材）を備えた中空で管状（または、チューブ状）のプローブまたはカテーテルを備えている。プローブは通常、熱陰極（または、熱電子陰極）等の、電子線源（または、電子線源）を収容している。熱陰極の１つの形式は電流によって抵抗的に加熱される（または、抵抗成分に電流を流すことによって加熱される）フィラメントを使用する。そしてフィラメントは陰極を加熱し、熱電子放出によって電子が発生する。
【０００７】
Ｘ線近接照射療法のもう１つの形式として、米国特許No.5,428,658のＸ線プローブは金属のシース（または、鞘）に被われた可撓性の光ファイバー等の、可撓性の（または、フレキシブルな）プローブを備えている。この特許のＸ線プローブは可撓性プローブの先端に接続された実質的に剛性（または、硬直）の真空カプセルを含む。このカプセルは光電陰極等の、光学的に活性化される電子線源、及び、Ｘ線放射性ターゲット部材を収容している。光電陰極が使用された場合、ＬＥＤまたはレーザー源により光電子放出性の材料が輻射加熱（irradiate）され、自由電子が発生させられる。通常、ＬＥＤまたはレーザー源から光電陰極に光を結合（または、伝播）させるために、可撓性の光ファイバーケーブルが使用される。
【０００８】
（本出願人に譲渡され、本願にも参照として組み込まれる）米国特許出願No.09/884,561「Optically Driven Therapeutic Radiation Source」（以下、５６１出願と呼ぶ）は最小の熱損失で電子を発生するために、省電力型で高効率の電子線源を使用した（例えば、レーザー駆動式等の）治療用放射線源を開示している。５６１出願は熱電子エミッターの電子放射性表面を、電流を使用して抵抗的に加熱するのではなく、レーザーエネルギーの使用して加熱する方法を開示している。光学的駆動式熱電子エミッターにより、必要な電力要求を大幅に減少させながら、ターゲット（または．目的とする領域）で治療用放射を生成するために必要な電子電流を生成するのに十分な量の電子を発生することができる。（本願にも参照として組み込まれる）米国特許出願No.10/005,290（以下、２９０出願と呼ぶ）は発生且つ伝達されている治療用放射線のリアルタイムの監視を可能にする、局在放射線検出器を備えた治療用放射源を開示している。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
上述の小型放射線源は目的とする組織に対して局所的にＸ線を発生することを可能にしているが、これらの放射線源を使用して、不規則な形状の目的とする組織に均質的な、または、他の所望な適量の放射線を与えることは困難である。これらの小型放射線源は概略的に、治療用放射の点源として作用する。点源からの放射線の強度は点源からの距離（Ｒ）のほぼ二乗とともに（すなわち、１／Ｒ2で）均一的に減少する。体腔または切除された腫瘍の領域は通常、球状の対称性を有さないので、体腔内または切除された腫瘍の領域の中央に配置された点源は体腔または領域の内側の組織に均質的な量の放射を伝達することができないだろう。同様に、非球状の腫瘍の中央に配置された点源は腫瘍の周辺の面と一致する等線量の輪郭を持つ放射線を放射することができない。
【００１０】
放射線治療される器官または体腔は通常、任意で不規則な形状及び幾何構造を持つ。治療が必要な患者の身体の領域はねじれや曲がりによって特徴付けられることができるだろう。いくつかの場合、例えば、特定の形状を有さない可撓性の内壁を持った膀胱等のように、目的とする領域の幾何構成は固定的でないこともある。また、治療処理はアクセスが困難な身体の部分に局所的な放射の伝達を必要とすることもある。癌性の腫瘍は通常、不規則な形状を持ち、任意の解剖学的領域にわたってランダムに分布する。
【００１１】
治療用放射の単一の点源は患者の身体内に挿入され、身体内で起動された場合であっても、不規則な形状の体腔や器官内の所望の領域に均一な量の放射を伝達することができないばかりか、いくつかの場合で望まれるような、複雑な適用パターンの放射を伝達することもできない。同様に、非球形の腫瘍の中央に配置された点源は、上述したように、腫瘍の周辺の面と一致する等線量の輪郭を持つ放射を伝達することができない。
【００１２】
本願と同日に出願され、本願にも参照として組み込まれる、米国特許No.60/351,805（以降、８０５出願と呼ぶ）は一次元または多次元の配列として所望の領域に配置された、複数の点状の放射線源を含む、治療用放射線を伝達するためのシステムを開示している。複数の点状放射線源は従来の単一の治療用放射線の点源に比べ、より効果的で汎用性のある放射線の伝達を可能にする。
【００１３】
医者や放射線療法の使用者がこれらの放射線源の配列を使用し、患者の状態にとってより適切な、複雑で多次元の適用パターン（または、適用の輪郭または分布）を構成するためには、配列を操作し、選択的に駆動するための制御器（または、コントローラー）が必要とされる。また、配列中の個々の治療用放射線源から放射される治療用放射線の強度及び時間（または、期間）を制御することが可能な制御器（または、コントローラー）も必要とされる。医者や放射線源の配列のオペレーターは各治療用放射線源に対して、レーザー源の起動タイミング、高電圧電源の起動タイミング、電子に与えられる加速用電圧の大きさ、及び加速された電子によって形成される電子ビーム電流の大きさ等のパラメーターを個々に変化できる必要がある。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
本発明はＸ線源等の、治療用放射線源の配列の制御装置（または、コントローラー）に関する。各治療用放射線源は電子線源及び関連するターゲット部材を含む。制御器は各治療用放射線源が選択的に動作され、選択された時間間隔で、選択された強度で生成されることを可能にする。制御器は各治療用放射線源によって生成された治療用放射線の強度を独立的に制御するための強度制御回路を含む。制御器はまた、各治療用放射線源によって生成された治療用放射線の時間（または、期間）を独立的に制御するための時間制御回路を含む。制御器はまた、治療用放射線源を治療領域に挿入したり、治療領域から回収したりするための機械的導入器等の、各放射線源の位置を治療領域内で制御するための手段を含んでもよい。
【００１５】
１つの実施例において、治療用放射線源は各治療用放射線源が対応する光ファイバーケーブルに接続されるように、複数の光ファイバーケーブル及び対応する複数の治療用放射線源を含む。あるいは、単一の始点及び複数の終点を備えた、単一の（または、複数の）光ファイバーケーブルが使用されてもよい。光源によって生成された光は光ファイバーケーブルを介して電子線源に衝突し、電子の放射を引き起こす。電子線源と対応するターゲット部材の間には加速用電圧が与えられる。ターゲット部材は電子線源から加速された入射電子への応答で治療用放射線を放射する。生成された電子はビーム経路に沿った電子ビームを形成してもよい。
【００１６】
強度制御回路は加速用電圧の強度または電子ビームによって形成された電流の大きさの、ユーザーによる制御を可能にするためにプログラム可能な手段を含んでもよい。時間制御回路は各電子線源と対応するターゲット部材との間に加速用電圧を与える高電圧電源を選択的に起動するための手段を含んでもよい。時間制御回路はまた、光源を選択的に起動するための手段を含んでもよい。
【００１７】
機械的組立品は治療用放射線源の線形状または平面状の配列を所望の治療領域に回収可能且つ制御可能に配置するための導入器であってもよい。あるいは、機械的組立品は各治療用放射線源の他の治療用放射線源に対する独立な動きを可能にするための導入器であってもよい。制御器は各治療用放射線源によって放射される治療用放射線の量をリアルタイムに監視するために、治療領域内に配置された検出装置を制御してもよい。制御器はまた、各治療用放射線源によって治療領域内の所望の場所に伝達された放射線の累積的な投与量をリアルタイムで表す画像を生成することができる画像援助式の外科システムを制御してもよい。
【００１８】
本発明はまた、患者の解剖学的領域を治療するための方法に関する。本発明の方法はＸ線源の配列を解剖学的領域に配置することを含む。例えば、Ｘ線源の配列は血管等の身体上の経路内に挿入されてもよい。また、Ｘ線源の配列は各Ｘ線源が解剖学的領域に対して所望の場所に配置されるように身体上の経路を通して誘導されてもよい。本発明の方法は予め決められた所望の照射パターン（または、照射の輪郭または分布）に従って解剖学的領域が照射されるように、配列のＸ線源の１つまたは複数を選択的に起動することを含む。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
概略的に述べると、本発明は一連の配列にされる、複数の小型放射線源によって形成される治療用放射線源を制御するためのものである。制御器はオペレーターが目的とする組織の所望の領域に放射される治療用放射線の強度を制御することを可能にする。制御器はまた、目的とする組織の所望の領域に放射される治療用放射線の放射の時間を制御することを可能にする。制御器はまた、放射線源の位置を、治療用放射線が放射される目的とする領域内で制御することを可能にしてもよい。例えば、制御器は放射線源を所望の治療領域に挿入したり、治療領域から回収したりするための、１つまたは複数の機械的導入組立品を含んでもよい。
【００２０】
本発明の好まれる実施例において、配列上の各治療用放射線源は電子ビーム起動式のＸ線源であり、好まれるものとして、約１０ｋＶから９０ｋＶの範囲等の、比較的低い電圧で動作し、約１ｎＡから１ｍＡの範囲等の、比較的小さい電子ビーム電流を使用する。これらの動作電圧及び電流において、Ｘ線出力は比較的低いので、治療用放射線源が医療上の用途において移植可能な程度（または、挿入可能な程度）に小さくすることができる。放射線源の配列が血管内の挿入ために使用される実施例の場合、Ｘ線源は好まれるものとして、約３０ｋＶから４０ｋＶの範囲で動作される。
【００２１】
本発明のＸ線源は低いレベルで動作するので、（放射線の）適当な組織への浸透及び累積的な投与量はＸ線源を照射する領域の付近または領域内に配置することによって達成されてもよい。各小型Ｘ線源は腫瘍の任意の部分に、治療される領域の臨床上の条件によって規定される所望の強度で、比較的低い量のＸ線を選択的に適用してもよい。また、Ｘ線は連続的にまたは周期的に所望の時間間隔で適用されてもよい。
【００２２】
図１ａは本発明に従って構成された、治療用放射線を伝達するためのシステム１００のための制御器１４０の１つの実施例である。システム１００は複数の治療用放射源２０1，２０2，．．．，２０i，．．．，２０nを含む。図示された実施例において、複数の治療用放射線源は説明を簡単にするために一次元の配列で示されている。しかしながら、上述の８０５出願で説明されているように、本発明は多次元の配列（すなわち、二次元またはそれ以上の次元の配列）も含む。
図示された実施例において、各治療用放射源２０iはＸ線放射源であるが、他の種類の治療用放射が使用されてもよく、それらも本発明の範囲に含まれる。
【００２３】
図示された実施例において、各Ｘ線源２０iは電子線源５０i、及び対応するターゲット部材６０iから構成されている。好まれるものとして、電子線源５０iは陰極（または、カソード）である。詳細に述べると、陰極５０iは十分な温度に加熱されたときに電子を放出する、抵抗的に加熱される熱陰極であってもよいし、レーザー加熱式の熱陰極であってもよい。あるいは、陰極５０iは入射される光のビームへの応答で、光電効果によって電子を放出する光電陰極であってもよい。あるいは、陰極５０iは冷陰極であってもよい。
【００２４】
システム１００は各電子線源５０iと対応するターゲット部材６０iとの間に加速用電圧を与える手段を含み、電子線源５０iから放射された電子をターゲット部材６０iに向かって加速するために利用される加速用電場が確立される。加速用電圧は高電圧電源８０によって与えられてもよい。図示された実施例において、単一の高電圧導電ケーブル９０は高電圧電源８０から各電子線源５０iへの接続を与える。単一の高電圧導電ケーブル９０は一次元配列に沿った、異なった場所で分岐しており、各Ｘ線源２０iの陰極５０iを高電圧電源８０に接続する。
【００２５】
外部の可撓性管（または、可撓性のシースまたはチューブ）１４は各ターゲット部材６０iからのグランド帰還（ground return）を高電圧電源８０に接続し、それによって、各陰極５０iと対応するターゲット部材６０iとの間に高電圧場を確立する。高電圧導電ケーブル９０と接地された可撓性管１４との間には絶縁物（図示せず）が配置されてもよい。
【００２６】
制御器１４０は医者または他の放射線療法医が選択された時間間隔及び選択された強度で治療用放射線を生成できるように、各治療用放射線源２０iを個々に且つ選択的に操作することを可能にする。制御器１４０は各治療用放射線源２０iによって生成されたＸ線の強度を独立的に制御するための強度制御回路１４２、及び各治療用放射線源２０iによって生成されたＸ線の放射時間を独立的に制御するための時間制御回路１４４を含む。図示された実施例において、制御器１４０はまた、放射線源の配列を身体の経路内に適当に配置し、経路を介して配列を誘導するための機械的導入器９５を含んでもよい。
【００２７】
図１ｂは制御器１４０が複数の光ファイバーケーブル１１０i，．．．，１１０i，．．．，１１０n及び対応する複数の治療用放射線源２０i，．．．，２０i，．．．，２０nを含む治療用放射線源の配列とともに使用するように構成されている、本発明のもう１つの実施例を概略的に示している。各光ファイバーケーブル１１０iは始点１１０ai及び終点１１０biを有する。各Ｘ線源２０iは対応する光ファイバーケーブル１１０iの終点に接続されている。レーザー源３０は各光ファイバーケーブルの始点１１０aiに向けられるレーザービームを発生する。各光ファイバーケーブル１１０iは始点１１０aiに入射された光学的放射線を終点１１０biに伝播する。電子線源５０iは電子を放射するために、対応する光ファイバーケーブル１１０iの終点１１０biから入射されたレーザー光への応答する。
【００２８】
図１ｂに図示された実施例において、電子線源５０iは電子放出性表面を備えた熱陰極である。熱陰極の電子放出性表面が十分な温度に加熱されると、熱陰極５０iの電子放出性表面から周囲の真空中に電子が放出される。熱陰極はタングステン、トリウムタングステン、他のタングステン合金、及びタンタルを含む金属材料から形成されてもよい。熱陰極５０iはまた、酸化物をコーティングした陰極であってもよい。
【００２９】
本発明の１つの形式においては、レーザー源３０から複数の電子線源に光を伝達するために単一の光ファイバー（図示せず）が使用されてもよい。この分野で周知のファイバースプライシング（fiber splicing）技術を使用して、単一の始点及び複数の終点を有する光ファイバーを形成することができる。
【００３０】
図１ａ及び図１ｂを詳細に参照すると、ターゲット部材６０iは電子ビームから加速された入射電子への応答でＸ線を放射する金（Ａｕ）やタングステン（Ｗ）等の、大きな原子番号を有する部材等から構成されるＸ線放射性部材を含む。図示された実施例において、陰極５０iから放射された電子はビーム経路７０iに沿って電子ビームを生成する。ビーム経路上にはターゲット６０iが配置される。
【００３１】
Ｘ線源２０iは電子線源５０i及びターゲット６０iを収容するシェルまたはカプセル６４iを含んでもよい。１つの実施例において、カプセル６４iは実質的に剛直で、概略的に円筒形の形状を持つ。この実施例において、Ｘ線源２０iの他の部材を収容している円筒形のカプセル６４iは陰極５０i及びターゲット６０iに対して実質的に剛直な筐体を与えるためのものであると見なされてもよい。カプセル６４iは基準軸に沿って、カプセル６４iの入力端の電子線源５０iとカプセル６４iの出力端のＸ線透過性窓との間に、実質的に真空状の内部領域を画定する。したがって、カプセル６４iを形成する材料は真空気密状の接続に対して適用可能でなければならない。カプセル６４iの内面は電気絶縁体で被われ、カプセル６４iの外面は電気伝導体で形成される。
【００３２】
ターゲット６０iは好まれるものとして、陰極５０iの電子放出性表面から間隔が開けられ、電子放出性表面に面した状態で配置される。１つの実施例において、ターゲット６０iは入射電子ビームに対して露出した側（または、入射電子ビームが衝突する側）がタングステン（Ｗ）、ウラニウム（Ｕ）または金（Ａｕ）等の、高Ｚ（または、ハイインピーダンス）の部材の薄いフィルムまたは層でコーティングされた、小型のベリリウム（Ｂｅ）基板である。Ｘ線放射性部材の原子番号が増大すると、放出されたＸ線のスペクトル分布曲線中のピーク出力及びＸ線の特徴的なスペクトル線は高いエネルギーの方向へシフトする。Ｘ線の発生の効率は高電圧電源８０によって与えられる加速用電圧に大きく依存するが、電子ビーム電流には依存しない。例として、電子が３０ｋｅＶ−まで加速された場合、２.２μｍの厚さのタングステンの層は実質的に全ての入射電子を吸収し、その層で発生したＸ線の約９５％（３０ｋｅＶ−）、８８％（２０ｋｅＶ−）、及び８３％（１０ｋｅＶ−）を透過（または、放射）する。この実施例において、ベリリウム基板は約０.５ｍｍの厚さを持つ。この構成において、ベリリウム基板に対して垂直かつベリリウム基板の方向に発生し、タングステン層を通過したＸ線の９５％は、ベリリウム基板を透過し、ターゲット６０iに向かう（または、誘導される）。そして、Ｘ線は筐体のＸ線透過性窓を通って、カプセルの外側の治療すべき所望の領域に向けられる。
【００３３】
制御器１４０は各Ｘ線源２０iが個々に制御されることを可能にする。強度制御回路１４２はＸ線放射線の強度の、ユーザーによる制御を可能にし、強度制御回路１４４はＸ線放射線の時間の、ユーザーによる制御を可能にする。特定のＸ線源２０iから放射されたＸ線の強度は：１）陰極５０iとターゲット６０iの間の加速用電圧の大きさ；及び、２）Ｘ線源２０iの陰極５０iから放射された電子によって形成された電子ビーム電流の強度、を調節することによって制御されてもよい。
【００３４】
Ｘ線はターゲットの原子核と相互作用する陰極５０iからの入射電子が減速され、最終的に停止したときに生成されるので、Ｘ線源２０iから放射されたＸ線の強度はＸ線源２０iの電子ビーム電流の強度に正比例する。（陰極５０iとターゲット６０iとの間の加速用電圧によって与えられる）初期の運動エネルギーを持った電子は、電子と原子核との間のクーロン相互作用により、ターゲットの重い原子核との衝突中に減速される。電子から失われたエネルギーは制動（ブレーキ）放射の形式で、Ｘ線の光量子として現れる。これらのＸ線光量子のエネルギーは衝突した電子によって失われたエネルギーに相当する。したがって、電子ビーム電流の増加はＸ線放射の増加に正比例する結果となる。入射ビーム中の電子は通常、電子が最終的に停止する前に、ターゲットの原子核との多数の衝突において異なった量のエネルギーを消失する。したがって、多数の異なった衝突を起こす多数の電子によって生成されるＸ線は連続的に変化する波長を持った離散的な光量子を生成する（すなわち、連続的な制動放射スペクトルが生成される）。
【００３５】
図２ａは連続的な制動放射スペクトルを含む、タングステンターゲットに対するＸ線スペクトルを図示している。図２ａはまた、制動放射スペクトルに加え、タングステンに対する特徴的なスペクトル線を含んでいる。これらの離散的なスペクトル線は選択規則によって許可される、タングステンの束縛電子エネルギー間の遷移の特徴を表している。入射電子がターゲット原子の内部の副殻内の電子の付近を通過するとき、電子は副殻内の電子を負のエネルギーレベルから抜き出し、電子をターゲット原子から放出するのに十分なエネルギーを副殻内の電子に与える場合がある。そして、高度に励起されたターゲット原子はターゲット部材を形成している原子（この場合、タングステン）の特徴的なＸ線線スペクトルを生成する、高い周波数の光量子を放射する。
【００３６】
図２ｂは入射電子のエネルギーの４つの異なった値に対する、連続的な制動放射のＸ線スペクトルを図示している。電子ビーム電流の増加は全てのスペクトルの範囲において、Ｘ線放射の増加に正比例する結果となるが、電子の運動エネルギーは加速用電圧の二乗に比例するので、陰極５０iとターゲット６０iの間の加速用電圧の変化は電圧の二乗に比例するＸ線の全出力の変化となる。図２ｂにはまた、Ｘ線光量子エネルギーのピーク値の対応するシフトが観測されている。
【００３７】
本発明において、強度制御回路１４２はユーザーが各電子線源２０iに与えられる加速用電圧及び（または）各Ｘ線源２０iで生成される電子ビーム電流を調節することによって、各Ｘ線源２０iによって放射されるＸ線の強度を適当に変化させることを可能にする。時間制御回路１４４はユーザーが各Ｘ線源２０iに加速用電圧及びレーザー放射線が与えられる時間間隔を調節することを可能にする。
【００３８】
図３は本発明に従って加速用電圧の大きさを制御するための強度制御回路１４２の１つの実施例を図示している。図３に図示されているように、強度制御回路１４２はスイッチ変換器及び調節器２００及び高電圧トランス２１０を含む。電源８０は高電圧倍増器２２０を含む。トランス２１０は高電圧倍増器の入力端子として利用される制御電圧端子２１０ａに接続されている。電圧倍増器２２０は高電圧端子２２０ａで出力電圧を確立する。１つの実施例において、電圧倍増器２２０は直列接続されたダイオードの組及び直列接続されたコンデンサーの組（図示せず）を含んでもよい。
【００３９】
電圧センサー２３０は高電圧端子２２０ａで電圧レベルを検出し、検出された電圧レベルを表す電圧フィードバック信号がライン２２５を通って調節器２００に送られる。スイッチ変換器及び調節器２００はライン２２５上の電圧フィードバック信号とライン２２６の高電圧制御信号との間の、検出された差への応答で、高電圧振幅フィードバックループを確立する。高電圧制御信号は高電圧端子２２０ａの電位の大きさの、所望の変化を確立するために選択的に制御されてもよい。高電圧端子２２０ａの出力電圧は電力トランス２１０からの定常エネルギーパルスの密度を変化させることによって制御されてもよい。出力電圧はライン２２６からの制御信号と電気的に比較することができ、出力電圧が低すぎる場合、エネルギーパルスの周波数が増大されてもよい。高電圧端子２２０ａは各陰極５０iに調節された出力電圧を供給する高電圧導電ケーブル９０に接続される。
【００４０】
レーザー加熱式熱陰極または光電陰極によって生成された電子ビーム電流の強度は、特に、陰極５０iに衝突するレーザービームの強度に依存する。したがって、強度制御回路１４２は各Ｘ線源２０iに接続された電流センサー２４０、及びレーザー源３０のためのレーザー駆動装置２５０を含んでもよい。電流センサー２４０は各Ｘ線源２０iの電子ビーム電流を測定する。レーザー駆動装置２５０は陰極５０iによって生成された電子ビーム電流の強度を変化させるために、レーザー源３０によって生成されたレーザービームの強度を調節する。
【００４１】
強度制御回路１４２は電流センサー２４０から供給されるライン２４５の電流フィードバック信号とライン２６５から供給される、適用された放射制御信号（または、電流制御信号）との間の検出された差への応答で、レーザー駆動装置を駆動するとによって電流フィードバックループを確立する差動増幅器２６０を含んでもよい。放射制御信号はＸ線管の陰極電流の所望の変化を確立するために選択的に制御されてもよい。
【００４２】
本発明の１つの実施例において、レーザー源３０はレーザー光の一連のパルスを生成することが可能な、パルス式レーザー源であってもよい。この実施例において、強度制御回路１４２はレーザー光の周波数を増加または減少させるための手段を含んでもよい。
【００４３】
時間制御回路１４４はＸ線の放射の期間（または、間隔）を制御する。時間制御回路１４４は高電圧電源８０に接続されたスイッチ手段１４６を含んでもよい。スイッチ手段１４６は電源から複数のＸ線源の任意の１つに供給される電圧を選択的にオン・オフし、それによって、各Ｘ線源２０iに供給される加速用電圧の時間間隔を制御してもよい。時間制御回路１４４はまた、レーザー源３０を選択的に起動する手段（図示せず）、すなわち、レーザー源３０を選択的にオン・オフする手段を含み、それによって、複数のレーザー駆動式Ｘ線源の１つまたは複数を効果的にオン・オフしてもよい。
【００４４】
本発明の１つの実施例において、時間制御回路１４４は各Ｘ線源をレーザー源３０から選択的に接続及び分離することによって、複数のＸ線源２０iの各々を選択的に起動及び停止することが可能な、光学式スイッチ回路（図示せず）を含んでもよい。本発明の１つの実施例において、制御器１４０は各Ｘ線源２０iを治療領域に選択的に挿入及び回収することを可能にする、機械的導入器組立品９５を含んでもよい。好まれるものとして、導入器９５は治療用放射線源の配列を治療領域に挿入及び、治療領域から回収するために、治療用放射線源の配列を経路に沿って回収可能に配置する。例えば、導入器９５は放射線源の線形の配列を患者の血管系の血管の中に挿入してもよい。導入器９５はＸ線源の配列を血管または身体の他の経路を通して所望の治療領域へ誘導するための誘導用部材を含んでもよい。
【００４５】
あるいは、導入器９５は個々の治療用放射線源が独立に治療領域内に挿入、または治療領域から回収されることを可能にしてもよい。この実施例において、導入器９５は各放射線源が他の放射線源に対して選択的かつ独立に、放射線源の一次元または多次元の配列を画定する軸に沿って移動することを可能にしてもよい。あるいは、導入器９５は複数の行または複数の列の配列から成る放射線源の１つの行または列を機械的に操作することによって、放射線源の平面状の配列が所望の治療領域に誘導されることを可能にしてもよい。
【００４６】
Ｘ線源２０iは個々に操作可能であるので、所望の放射線量のパターンに一致する放射線の分布を達成することができる。例えば、複数のＸ線源２０iの各々は医者または他の放射線療法医が適当だと考える様式で、そして、患者の状態によって決定される様式で、異なった時間間隔で選択的にオンにされてもよい。あるいは、各Ｘ線源２０iの強度は、例えば、比較的大きい腫瘍を破壊するために使用されているＸ線源２０iに対する加速用電圧及びビーム電流が増大され、比較的小さい腫瘍を破壊するために使用されているＸ線源２０iに対する加速用電圧及びビーム電流が減少されるように制御されてもよい。いくつかのケースにおいて、治療領域の形状等の理由により、Ｘ線源２０iを導入器９５によって所望の場所に正確に配置できない場合もある。このような場合、Ｘ線源２０iの強度は必要に応じて調節されてもよい。例えば、挿入処理上の問題により、Ｘ線源２０iが腫瘍に対して所望される場所から離れた場所に配置された場合、治療領域に対して高めの量を適用するために、加速用電圧、電子ビーム電流、及びＸ線放射の期間が増大されてもよい。
【００４７】
動作中、好まれるものとしてＸ線源である治療用放射線源の配列は機械的導入器を使用して、患者の身体の所望の治療領域の付近に配置される。例えば、治療用放射線源の配列は（血管等の）身体の経路中に挿入され、各Ｘ線源が治療領域に対して所望の場所に配置されるまで、経路内を誘導されてもよい。複数のＸ線源の各々は治療領域を照射するために選択的に起動される。本発明に従った制御器を使用することにより、各放射線源によって生成される治療用放射線の強度及び時間は所望の、予め決められた照射パターン（または、照射の輪郭または分布）を達成するためにユーザーによって制御することができる。
【００４８】
図４は制御器１４０が放射線の量の分布をリアルタイムに監視するために治療領域内に配置された放射線検出装置を調節する、本発明に従ったＸ線源２０iの配列のための制御器１４０もう１つの実施例の概略的な図である。この実施例において、制御器１４０はまた、複数のＸ線源２０iの各々を誘導し、医者が処置中に各Ｘ線源２０iによって伝達された放射線の累積的な量を目視することを可能にするために治療領域の画像を使用する画像援助式外科システムを調節する。画像援助式放射線療法の方法及び装置は（本願にも参照として組み込まれる）米国特許出願No.09/656,878に開示されている。画像援助式外科システムは各Ｘ線源２０iによって治療領域の所望の位置に伝達された放射線の累積的な量を表す画像を生成する画像システム３５０を含む。画像は治療用放射線の伝達中に医者を援助するためにディスプレイ装置３６０に表示されてもよい。
【００４９】
治療領域に配置される放射線検出装置は各Ｘ線源２０iによって放射されるＸ線の経路に沿って配置されるシンチレーター６８iを含む。シンチレーター６８iは入射されたＸ線への応答でシンチレーター光を発するように構成される。シンチレーター光の強度は入射されたＸ線の光量子の量及びそれらのエネルギーに比例する。図示された実施例の場合、シンチレーター６８iは対応する光ファイバーケーブル１０iの終端に取付けられる。すなわち、シンチレーター６８iはシンチレーター６８iに入射されるＸ線のほとんどが対応するターゲット６０iから、入射された電子ビームの経路に対して逆方向に放射されたＸ線になるように構成される。しかしながら、シンチレーター６８iを放射されたＸ線の経路に沿った他の多様な場所に配置した構成も本発明の範囲に含まれることは理解されなければならない。
【００５０】
光検出器３１０は対応する各シンチレーター６８iに対して光学的に接続可能な状態で配置される。光検出器３１０はシンチレーター光をシンチレーター光の強度に比例する信号、すなわち、対応するターゲット６０iによって放射され、シンチレーター６８iに入射されるＸ線の量を示す信号に変換する。光検出器３１０は例として、光電子増倍管３１０であってもよい。１つの形式として、光電子増倍管は複数のアノードをを含んでもよい。放射線検出装置はまた、光を選択的に方向付け、シンチレーター６８iからの光だけが光検出器３１０に入射され、周囲の可視光線やレーザー源３０からの光等の、他の光学的放射線が濾波（または、除去）されるようにするための光学システム３２０を含んでもよい。１つの実施例において、光学システム３２０はレーザー源３０と各光ファイバーケーブル１０との間に配置されたダイクロイックビームスプリッター（図示せず）及びフィルター（図示せず）を含んでもよい。光検出器３１０は好まれるものとして、光検出器３１０からの信号を制御器１４０にフィードバックするフィードバック回路３３０に接続される。制御器１４０はシンチレーター６８iによって検出されたＸ線の累積的な量をリアルタイムで計算するために、光検出器３１０からのフィードバック信号に応答する。計算された累積的な量に関する情報はモニター画面等の、ディスプレイ装置３６０に表示されてもよい。この構成は医者または他の放射線療法医が伝達されたＸ線の累積的な量をリアルタイムに監視することを可能にする。
【００５１】
（単一の始点及び複数の終点を有する）単一の（または、複数の）光ファイバーが使用される本発明の１つの形式において、制御器１４０はレーザー源３０からの入射光学的放射線をゲート制御（または、ゲートオン及びゲートオフ）するための手段（図示せず）を含んでもよい。この場合、シンチレーター光の強度はオフ時間中に測定されてもよい。
【００５２】
概略的に述べると、本発明は個々に制御可能な複数の治療用放射線源を一続きにし、各治療用放射線源の起動時間や位置、及び、各放射線源によって放射される治療用放射線の強度及び時間等のパラメーターを制御し、出力放射線の所望の線量や空間的な分布を達成することを可能にする。すなわち、所望の治療領域に対して任意の複雑な放射線の分布を達成することができる。
【００５３】
ここまで本発明が特定の好まれる実施例とともに説明されてきたが、付随する請求の範囲によって規定される本発明の範囲から外れずに、本発明の実施例の形式及び詳細な構成に対して多用な変更を施すことができることは当業者にとって明白であるだろう。
【図面の簡単な説明】
【００５４】
【図１Ａ】本発明に従って構成された、治療用放射線源の配列を制御するための１つの実施例を概略的に示している。
【図１Ｂ】複数の光ファイバーケーブル及び対応する複数の治療用放射線源を含む、本発明に従って構成された、治療用放射線源の配列を制御するための１つの実施例を概略的に示している。
【図２Ａ】タングステンに対する特徴的なスペクトル及び連続的な制動放射スペクトルを含む、タングステン製ターゲットのＸ線スペクトルである。
【図２Ｂ】２つの異なった入射電子エネルギーに対する、タングステン製ターゲットから放射される、連続的な制動放射のＸ線スペクトルである。
【図３】本発明に従った、強度制御回路の例としての実施例を図示している。
【図４】制御器が治療用放射線源の配列のために放射線検出装置及び画像援助式外科システムを調節する、本発明に従った治療用放射線源の配列のための制御器の１つの実施例の概略的な図である。
【符号の説明】
【００５５】
１０    光ファイバーケーブル
１４    可撓性の管
２０    Ｘ線源
３０    レーザー源
５０    電子線源（熱陰極）
６０    ターゲット部材
６４    カプセル
６８    シンチレーター
７０    ビーム経路
８０    高電圧電源
９０    高電圧導電ケーブル
９５    機械的導入器
１００  治療用放射線を伝達するためのシステム
１１０  光ファイバーケーブル
１１０ａ  光ファイバーケーブルの始点
１１０ｂ  光ファイバーケーブルの終点
１４０  制御器
１４２  強度制御回路
１４４  時間制御回路
１４６  スイッチ手段
２００  スイッチ変換器及び調節器
２０１  複数の治療用放射源
２１０  高電圧トランス
２１０ａ  制御電圧端子
２２０  電圧倍増器
２２０ａ  高電圧端子
２２５  電圧フィードバック信号
２２６  高電圧制御信号
２３０  フィードバック回路
２３０  電圧センサー
２４０  電流センサー
２４５  電流フィードバック信号
２５０  レーザー駆動装置
２６０  差動増幅器
２６５  電流制御信号
３１０  光検出器
３２０  光学システム
３３０  フィードバック回路
３５０  画像システム
３６０  ディスプレイ装置
【図１Ａ】
2005515812.tif 000003
【図１Ｂ】
2005515812.tif 000004
【図２Ａ】
2005515812.tif 000005
【図２Ｂ】
2005515812.tif 000006
【図３】
2005515812.tif 000007
【図４】
2005515812.tif 000008
【国際調査報告】
2005515812.tif 000009