(57)【要約】Ｘ線等の治療用放射を治療領域に伝達するためのシステム（１０）は個々に制御可能な複数の治療用放射源（２０）を含む。治療用放射源は一次元または多次元の配列を形成するように、１つまたは複数の軸に沿って、または、二次元表面または三次元体積上に選択的かつ移動可能に配置される。各治療用放射源は電子を放射するための電子線源（５０）、及び入射された電子への応答で治療用放射を放射するように構成された対応するターゲット部材（６０）を含む。１つの実施例において、各治療用放射源は対応する光学的伝達構造体の遠位の端に接続されている。光学的伝達構造体は電子線源の表面からの電子の放出を引き起こすために、光学的放射線を電子線源の表面にむけ、放射線を電子線源の表面に衝突させる。
2005516652.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
治療領域に治療用放射を伝達するためのシステムであって：
Ａ．配列に沿って選択的かつ移動可能に配置された複数の治療用放射源であって、各治療用放射源が：
ａ．電子を発生するための電子線源；及び、
ｂ．前記電子線源に対応したターゲット部材であって、前記電子線源からの加速された入射電子への応答で治療用放射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、
を備える複数の治療用放射源；及び、
Ｂ．前記電子線源によって生成された電子を前記対応するターゲット部材に向かって加速するための加速用電場を確立するように、前記電子線源と対応する各ターゲット部材との間に加速用電圧を与えるための手段、
を備えるシステム。
【請求項２】
前記治療用放射がＸ線であり、前記放射線放射性材料がＸ線放射性材料である、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記配列が二次元配列である、請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
前記配列が一次元配列及び三次元配列のうちの少なくとも１つから成る、請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記複数の治療用放射源が１つまたは複数の軸に沿って配置されている、請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記１つまたは複数の軸が実質的に直線軸、実質的に剛直の軸、実質的に曲線状の軸、実質的に可撓制の軸、及び変形可能な軸のうちの少なくとも１つを含む、請求項５に記載のシステム。
【請求項７】
Ａ．前記複数の治療用放射源を収容するための外部の管状部材であって、解剖学的領域へ挿入するように構成されている管状部材；及び、
Ｂ．前記解剖学的領域の少なくとも一部への治療用放射の伝達を可能にするために、前記管状部材が解剖学的領域内に挿入されたときに、前記複数の治療用放射源の少なくとも１つを起動するための制御手段、
をさらに備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項８】
前記管状部材を前記解剖学的領域内に挿入するため、及び前記管状部材を前記解剖学的領域から取り出すための機械的組立品をさらに備える、請求項７に記載のシステム。
【請求項９】
前記複数の治療用放射源の各々が前記外部の管状部材内を互いに独立かつ選択的に移動可能な、請求項７に記載のシステム。
【請求項１０】
前記配列の各要素が等間隔に配置されている、請求項１に記載のシステム。
【請求項１１】
前記配列の前記要素が可変な間隔で配置されている、請求項１に記載のシステム。
【請求項１２】
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の範囲のエネルギーまで加速される、請求項１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記加速用電圧の大きさを選択的に制御するための手段を含む、選択的に動作可能な制御手段をさらに備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項１４】
前記加速用電圧の大きさが前記複数の治療用放射源の２つまたはそれ以上に対して独立に制御可能である、請求項１３に記載のシステム。
【請求項１５】
各電子線源がビーム経路に沿って電子を発生し、各対応するターゲット部材が前記ビーム経路上に配置されている、請求項１に記載のシステム。
【請求項１６】
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１５に記載のシステム。
【請求項１７】
前記ビーム電流の大きさを選択的に制御するための手段を含む、選択的に動作可能な制御手段をさらに備える、請求項１６に記載のシステム。
【請求項１８】
前記ビーム電流の大きさが前記放射線源の２つまたはそれ以上に対して独立に制御可能である、請求項１７に記載のシステム。
【請求項１９】
前記電子線源が熱陰極である、請求項１に記載のシステム。
【請求項２０】
前記熱陰極が光学的放射によって十分な温度まで加熱されたときに電子を放射するように構成された電子放出性表面を有する光学的駆動式熱陰極である、請求項１９に記載のシステム。
【請求項２１】
前記複数の治療用放射源の少なくとも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光電子放出性表面から電子を放射するために入射される光学的放射に応答する、請求項１に記載のシステム。
【請求項２２】
前記複数の治療用放射源の少なくとも１つが前記電子線源及び前記ターゲット部材を収容し、実質的に真空の内部領域を画定する、実質的に剛直なカプセルを備え、前記カプセル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２３】
前記加速用電圧を与えるための前記手段が：
ａ）高電圧電源；及び、
ｂ）前記高電圧電源を前記複数の治療用放射源の１つまたは複数に電気的に接続するための、少なくとも１つの電気導線、
を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項２４】
治療用放射を伝達するためのシステムであって：
Ａ．二次元表面に選択的かつ移動可能に配置され、二次元配列に整列された複数の治療用放射源であって、各治療用放射源が：
ａ．電子を発生するための電子線源；及び、
ｂ．前記電子線源に対応したターゲット部材であって、前記電子線源からの加速された入射電子への応答で治療用放射を放射するために少なくとも１つの放射線放射性材料を含むターゲット部材、
を備える複数の治療用放射源；及び、
Ｂ．前記電子線源によって放射された電子を前記対応するターゲット部材に向かって加速するための加速用電場を確立するように、前記電子線源と対応する各ターゲット部材との間に加速用電圧を与えるための手段、
を備えるシステム。
【請求項２５】
前記加速用電圧の大きさが前記複数の治療用放射源の２つまたはそれ以上に対して独立に制御可能である、請求項２４に記載のシステム。
【請求項２６】
各電子線源がビーム経路に沿って電子を発生し；
対応する各ターゲット部材が前記ビーム経路上に配置されており；さらに、
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２４に記載のシステム。
【請求項２７】
前記ビーム電流の大きさが前記放射線源の２つまたはそれ以上に対して独立に制御可能である、請求項２４に記載のシステム。
【請求項２８】
前記二次元配列の前記治療用放射源が放射状に対称的なパターン及び六角形パターンのうちの少なくとも１つのパターンで配置されている、請求項２４に記載のシステム。
【請求項２９】
前記二次元表面が実質的に剛直の表面、実質的に可撓制の表面、及び実質的に平面の表面のうちの少なくとも１つを含む、請求項２４に記載のシステム。
【請求項３０】
前記二次元表面が実質的に凹面の表面、実質的に凸面の表面、実質的に球形の表面、及び実質的に円筒形の表面のうちの少なくとも１つを含む、請求項２４に記載のシステム。
【請求項３１】
治療用放射を伝達するためのシステムであって：
Ａ．三次元体積に選択的かつ移動可能に配置され、三次元配列に整列された複数の治療用放射源であって、各治療用放射源が：
ａ．電子を発生するための電子線源；及び、
ｂ．前記電子線源に対応したターゲット部材であって、前記電子線源からの加速された入射電子への応答で治療用放射を放射するために少なくとも１つの放射線放射性材料を含むターゲット部材、
を備える複数の治療用放射源；及び、
Ｂ．前記電子線源によって放射された電子を前記対応するターゲット部材に向かって加速するための加速用電場を確立するように、前記電子線源と対応する各ターゲット部材との間に加速用電圧を与えるための手段、
を備えるシステム。
【請求項３２】
治療領域に治療用放射を伝達するためのシステムであって：
Ａ．各々が近位の端及び遠位の端を有し、前記近位の端に入射された光を前記遠位の端に伝達するように構成されている複数の光学的伝達構造体；
Ｂ．各々が一次元配列を形成するように軸に沿って選択的かつ移動可能に配置され、対応する前記光学的伝達構造体の遠位の端に接続された複数の治療用放射源であって、各治療用放射源が：
ａ．電子を発生するために、前記対応する光学的伝達構造体の前記遠位の端に伝達された光に応答する電子線源；及び、
ｂ．前記電子線源に対応したターゲット部材であって、前記電子線源からの加速された入射電子への応答で治療用放射を放射するために少なくとも１つの放射線放射性材料を含むターゲット部材、
を備える複数の治療用放射源；
Ｃ．前記複数の治療用放射源の各々のために、対応する前記光学的伝達構造体の前記近位の端に向けられる光学的放射線のビームを発生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前記対応するターゲット部材に向かって加速するための加速用電場を確立するように、前記電子線源と対応する各ターゲット部材との間に加速用電圧を与えるための手段、
を備えるシステム。
【請求項３３】
前記複数の光学的伝達構造体が光ファイバーケーブルである、請求項３２に記載のシステム。
【請求項３４】
前記複数の光学的伝達構造体の各々の近位の端が前記１つまたは複数の光源に光学的に結合されており、前記複数の光学的伝達構造体の各々の遠位の端が前記軸に沿って配置されている、請求項３２に記載のシステム。
【請求項３５】
前記少なくとも１つの光源がレーザー源であり、前記伝達される光が実質的に単色かつコヒーレントである、請求項３２に記載のシステム。
【請求項３６】
前記レーザー源がダイオードレーザー、分子レーザー、及び固体レーザーから成る群から選択される、請求項３２に記載のシステム。
【請求項３７】
前記複数の光学的伝達構造体の少なくとも１つが電気伝導性で可撓制の外部のシース内に収容されている、請求項３２に記載のシステム。
【請求項３８】
治療領域に治療用放射を伝達するためのシステムであって：
Ａ．各々が近位の端及び遠位の端を有する、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近位の端に入射された光を前記遠位の端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．各々が一次元配列を形成するように軸に沿って選択的かつ移動可能に配置され、対応する前記光ファイバーケーブルの遠位の端に接続された複数の治療用放射源であって、各治療用放射源が：
ａ．電子を放射してビーム経路に沿って電子ビームを生成するために、前記対応する光ファイバーケーブルの前記遠位の端に伝達された光に応答する電子線源であって、電子放出性表面を有する熱陰極を備える電子線源；及び、
ｂ．前記電子線源に対応し、前記ビーム経路上に配置されたターゲット部材であって、前記電子線源からの加速された入射電子への応答で治療用放射を放射するための手段を含むターゲット部材、
を備える複数の治療用放射源；
Ｃ．前記複数の治療用放射源の各々のために、対応する前記光ファイバーケーブルの前記近位の端に向けられる光のビームを発生するための手段を含む１つまたは複数の光源；及び、
Ｄ．前記各電子線源によって放射された電子を前記対応するターゲット部材に向かって加速するための加速用電場を確立するように、前記電子線源と対応する各ターゲット部材との間に加速用電圧を与えるための手段、
を備えるシステムであって、
少なくとも１つの前記光ファイバーケーブルが前記少なくとも１つの光ファイバーケーブルに対応する前記治療用放射源の前記熱陰極の前記電子放出性表面に伝達される光のビームを方向付け、前記伝達される光のビームを前記電子放出性表面に衝突させるように構成されており；さらに、
前記伝達される光のビームが前記表面からの電子の熱放出を生じさせるように、前記表面の少なくとも一部を電子放出温度まで加熱するのに十分なパワーレベルを有するシステム。
【請求項３９】
治療領域に治療用放射を伝達するためのシステムであって：
Ａ．各々が近位の端及び遠位の端を有する、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近位の端に入射された光を前記遠位の端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．各々が二次元表面上に選択的かつ移動可能に配置され且つ二次元配列に整列され、対応する前記光ファイバーケーブルの遠位の端に接続された複数の治療用放射源であって、各治療用放射源が：
ａ．電子を放射してビーム経路に沿って電子ビームを生成するために、前記対応する光ファイバーケーブルの前記遠位の端に伝達された光に応答する電子線源；及び、
ｂ．前記電子線源に対応し、前記ビーム経路上に配置されたターゲット部材であって、前記電子線源からの加速された入射電子への応答で治療用放射を放射するための、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、
を備える複数の治療用放射源；
Ｃ．前記複数の治療用放射源の各々のために、対応する前記光ファイバーケーブルの前記近位の端に向けられる光のビームを発生するための手段を含む１つまたは複数の光源；及び、
Ｄ．前記各電子線源によって放射された電子を前記対応するターゲット部材に向かって加速するための加速用電場を確立するように、前記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ための手段、
を備えるシステムであって、
前記複数の光ファイバーケーブルの各々の前記近位の端が前記１つまたは複数の光源の１つに光学的に結合されており、前記複数の光ファイバーケーブルの各々の前記遠位の端が前記二次元表面上に、前記二次元配列に沿って配置されているシステム。
【請求項４０】
治療領域に治療用放射を伝達するためのシステムであって：
Ａ．各々が近位の端及び遠位の端を有する、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近位の端に入射された光を前記遠位の端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．各々が三次元体積上に選択的かつ移動可能に配置され且つ三次元配列に整列され、対応する前記光ファイバーケーブルの遠位の端に接続された複数の治療用放射源であって、各治療用放射源が：
ａ．電子を放射し、ビーム経路に沿って電子ビームを生成するために、前記対応する光ファイバーケーブルの前記遠位の端に伝達された光に応答する電子線源；及び、
ｂ．前記電子線源に対応し、前記ビーム経路上に配置されたターゲット部材であって、前記電子線源からの加速された入射電子への応答で治療用放射を放射するための、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、
を備える複数の治療用放射源；
Ｃ．前記複数の治療用放射源の各々のために、対応する前記光ファイバーケーブルの前記近位の端に向けられる光のビームを発生するための手段を含む１つまたは複数の光源；及び、
Ｄ．前記各電子線源によって放射された電子を前記対応するターゲット部材に向かって加速するための加速用電場を確立するように、前記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ための手段、
を備えるシステムであって、
前記複数の光ファイバーケーブルの各々の前記近位の端が前記１つまたは複数の光源の１つに光学的に結合されており、前記複数の光ファイバーケーブルの各々の前記遠位の端が前記三次元体積上に、前記三次元配列に沿って配置されているシステム。
【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.60/351,805「Array of Miniature Radiation Sources」の優先権を主張する。
【０００２】
本発明は医療上の診断及び治療のためにＸ線等の治療用放射線を治療領域に伝達するためのシステムに関する。
【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、制御可能に低出力のＸ線放射を発生及び伝達することが可能な、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ので、患者の解剖学的構造内の治療領域は通常、均一で球形の等方性の放射パターンには適合しない。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制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。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。
【００１１】
上述の理由により、近接照射療法の長所を維持しながら、より汎用性で高効率な、局所的な治療用放射の伝達を可能にすることによって、上述の近接照射療法の制限を克服する装置及び方法に対する要求が存在する。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明の装置及び方法は、複数の点状の治療用放射源が一次元または多次元の配列として所望の治療領域上に配置された構成により、伝達される治療用放射の強度及び時間に対する制御を大幅に向上させることができ、ユーザーがより複雑な放射の輪郭または放射のパターンを達成することを可能にする。
【００１３】
本発明は複数の治療用放射源が一次元または多次元の配列として所望の治療領域に配置される、治療用放射を伝達するためのシステムを提供する。１つの実施例において、治療用放射はＸ線から構成されるが、本発明の範囲はＸ線に限定されない。好まれる実施例において、複数の治療用放射源は二次元（２Ｄ）表面上に選択的かつ移動可能に配置され、二次元の配列に整列される。あるいは、複数の治療用放射源は一次元（１Ｄ）配列を形成するように、軸に沿って選択的かつ移動可能に配置されてもよい。あるいは、複数の治療用放射源は三次元（３Ｄ）体積上（または、空間上）に選択的かつ移動可能に配置され、三次元の配列に整列されてもよい。治療用放射源は固定的または可撓的な表面、平面、凹面、凸面、球形、または円筒形の表面を含む所望の形状を有する三次元表面上に配置されてもよい。同様に、配列を画定する軸も直線、曲線、固定的または可撓的な軸を含む所望の形状を持つことができる。複数の治療用放射源は一次元または多次元の配列に沿って等間隔に、または可変な間隔（または、異なった間隔）で配置されてもよい。
【００１４】
各治療用放射源は陰極等の電子線源を含む。陰極は熱陰極、冷陰極、または光電陰極であってもよい。熱陰極は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。電子線源は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。ビーム経路上にはターゲット部材が配置される。ターゲット部材は電子ビームからの加速された入射電子への応答で、Ｘ線等の放射線を放射するための、少なくとも１つの放射線放射性材料を含む。
【００１５】
電子線源と関連する各ターゲット部材との間には加速用電圧が与えられ、電子線源から放射された電子を関連するターゲット部材に向かって加速する加速用電場が確立される。治療用放射源は個々に調整可能である。すなわち、放射される治療用放射の強度及び時間は各治療用放射源に対して個々に調整することができる。
【００１６】
１つの実施例において、治療用放射を伝達するためのシステムはさらに、各々が複数の治療用放射源の対応する１つに関連した、複数の光学的伝達構造体を含む。好まれる実施例において、光学的伝達構造体は光ファイバーケーブルである。システムはさらに、各光ファイバーケーブルの近位の端に向けられる光のビームを発生する、１つまたは複数の光源を含む。１つまたは複数の光源は好まれるものとして、レーザービームを生成するレーザー源である。この実施例において、各治療用放射源の電子線源は関連する光ファイバーケーブルの遠位の端に伝達された光への応答で電子を放射する。電子線源は光学的に加熱される熱陰極または光電陰極であってもよい。光学的加熱式熱陰極は、レーザー光等の光学的放射のビームによって十分な温度に加熱されたときに電子を放射するように構成された電子放射性表面を持つ。光電陰極は光電子放出表面を備え、光電子放出表面から電子を放射するために入射された光学的放射線に応答する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１７】
概略的に述べると、本発明は単一の点状の治療用放射源を使用するのではなく、個々に制御可能な、複数の小型治療用放射源を使用する、治療用放射を伝達するためのシステムを提供する。複数の治療用放射源は配列を形成するように一続き（または、数珠つなぎ）にされる。好まれる実施例において、各小型放射線源はＸ線源によって起動（または、活性化）される電子ビームであるが、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。好まれる実施例において、各Ｘ線源は約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。
【００１８】
図１は本発明に従って構成された治療用放射を伝達するためのシステム１０の１つの実施例である。システムは一次元の配列を形成するように、軸１２に沿って配置された、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、各治療用放射源２０iは小型で、点状の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。
【００１９】
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。陰極５０iは熱陰極であってもよい。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。ターゲット部材６０iは電子線源５０iに対応し、電子ビーム経路上に配置される。ターゲット部材６０iは電子ビームからの加速された入射電子への応答で、Ｘ線を放射するための、少なくとも１つのＸ線放射性材料を含む。
【００２０】
システム１０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。図示された実施例において、加速用電圧は高電圧電源８０によって与えられる。高電圧電源８０は点状Ｘ線源２０iの電子線源５０iとターゲット部材６０iとの間に加速用電場を確立し、電子線源５０iから放射された電子がターゲット部材６０iに向かって加速され、ビーム経路に沿って電子ビームが生成される。
【００２１】
高電圧電源８０は好まれるものとして、以下の基準を満たす。
１）サイズが小さい。
２）電池でも使用が可能なように、効率が良い。
３）装置が所望の用途に対してプログラムできるように、Ｘ線管電圧と電流を独立に制御できる。
好まれるものとして、電源８０はプログラム可能な電源であり、出力電圧及びビーム発生器の電流の大きさを選択的に制御するための、選択的に動作可能な制御手段を含む。これらの要求を満たす電源として、高周波数スイッチモード式電力コンバーター（high-frequency, switch-mode power converter）が使用されてもよい。低電力で高電圧を発生するための最も適当な構成は高電圧コックロフト・ワルトン型電子増倍管（high voltage,Cockroft-Walton-type multiplier）とともに使用される共振電圧コンバーター（resonant voltage converter）であるだろう。少ない補助的な部材とともにこれらの構成を制御するために、低電力消散スイッチモード電源コントローラー（low-power dissipation, switch-mode power-supply controller）を一体化したＩＣを使用することができるだろう。電源８０に対するより詳細な説明は米国特許No.5,153,900 及びNo.5,428,658に記載されている。
【００２２】
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。この実施例において、複数のＸ線源は小さめの直径を有する、可撓性の金属性外面を備えたカテーテルまたは管（または、チューブ）１４内に収容されている。金属製の管は好まれるものとして可撓性であり、収容されたＸ線源の配列が体内の経路の湾曲等に沿って進むことを可能にする。金属製の管は好まれるものとして、装置のショック（または、感電）に対する危険性を減少させるためにグランド電位（または、接地電位）に設定される。例としての実施例において、可撓性の金属製の管１４は約１.４ｍｍの直径を持つが、もちろん他の寸法が使用されてもよい。個々のＸ線源、すなわち、一次元配列の個々の部材は軸１２に沿って等間隔に配置されてもよいし、または、軸１２に沿って可変な間隔（または、異なった間隔）で配置されてもよい。各Ｘ線源２０iの位置の視覚的な指標を与えるために、管上のまたは管内の所定の間隔または所定の位置にマーカーが配置されてもよい。
【００２３】
外部の可撓性管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。可撓性管１４は各ターゲット部材６０iとともに、ニッケルのサブレイヤー上の（または、ニッケルの下層上の）窒化チタン等の、生物学的適合性外部層によって被膜されてもよい。付加的な生物学的適合性のために、ポリウレタン等のシース（または、鞘）が管１４上に装着されてもよい。
【００２４】
軸１２及び小型Ｘ線源２０iの一次元配列は所望の放射量のパターンに応じて所望の構造を持つことができる。例えば、軸１２は実質的に直線軸であってもよいし、または曲線軸であってもよい。軸１２は実質的に剛直であってもよいし、または実質的に可撓性（または、フレキシブル）であってもよい。
【００２５】
各Ｘ線源２０iから放射されるＸ線の強度は１）加速用電圧の大きさ、及び２）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。好まれる実施例において、加速用電圧の大きさ及び電子ビーム電流の強度は少なくとも２つ、またはそれ以上のＸ線源２０iに対して独立に制御可能である。好まれる実施例において、各Ｘ線源２０iは独立に制御可能である。電子ビーム電流の増加は全てのエネルギーにおいて、Ｘ線放射の増加に正比例する結果となる。一方、加速用電圧の変化はＸ線の全出力の変化の結果となり、それはＸ線の光量子エネルギーのピークのシフトとともに、電圧の二乗にほぼ等しい。
【００２６】
好まれるものとして、各Ｘ線源２０iの位置は個々に制御可能である。すなわち、各Ｘ線源２０iは管１４内を個々に移動可能である。図１に概略的に図示されている機械的組立品９５は各Ｘ線源２０iを管１４内で移動及び操作するために使用される。機械的組立品９５は各Ｘ線源２０iを管１４内に挿入するため、及び、管から取り出すために使用されてもよい。機械的組立品９５はまた、管１４を血管等の体内の経路内に沿って案内または進めるために使用されてもよい。
【００２７】
ここまで説明を簡単にするために一次元配列の実施例が説明されてきたが、本発明のさらに好まれる実施例において、Ｘ線源は二次元に配置される。図２Ａ及び図２ＢはＸ線源が二次元配列に沿って配置されている、本発明に従って構成されたシステム１００を図示している。システム１００において、複数のＸ線源１２０11，１２０12，．．．，１２０ij，．．．１２０nnは二次元表面１１２上に配置され、二次元配列に整列（または、配置）されている。二次元配列の個々の部材は等間隔に配置されてもよいし、または、可変な間隔（または、異なった間隔）で配置されてもよい。
【００２８】
図２Ａに図示された実施例において、Ｘ線源１２０ijの二次元配列は複数の、線形の一次元配列１３０i，．．．１３０i，．．．１３０nを接続することによって形成されたレクティリニアに（または、直線状に）配置されている。各線形の配列１３０iは可撓性の金属性カテーテルまたは管（または、チューブ）１１４内に収容されている、複数のＸ線源１２０11，１２０12，．．．．１２０ij，．．．１２０nnを含む。Ｘ線源１２０ijは行及び列に配置されてもよい。すなわち、各線形配列１３０iは行または列として見なされ、レクティリニアの二次元配列を形成している。本発明の１つの形式において、各線形配列１３０iは、例えば機械的組立品１９５等によって、互いに移動可能である。各線形配列１３０iを隣接する線形配列１３０i-1と１３０i+1とから所望の距離だけ離して保持するためにスペーサー１７０iが使用されてもよい。
【００２９】
図２Ｂに図示されているように、二次元配列はレクティリニア配列には限定されず、表面１１２は所望の配列を有してもよい。図２Ｂは可撓性の局面１１２に配置された、複数のＸ線源を図示している。この配列の配置は特定の治療、身体の領域の幾何構成、及び所望の放射線量のパターンに対して適応されてもよい（または、仕立てられてもよい）。１つの実施例において、二次元表面は実質的に平らな平面であってもよい。また、もう１つの実施例において、表面は実質的に凹面、または実質的に凸面であってもよい。また、表面は実質的に剛直であってもよい。例えば、Ｘ線源は非可撓性のシートに配置されてもよい。あるいは、表面は実質的に可撓性で、（周囲の幾何構成に対して）適合性（または、順応性）を持った表面であってもよい。表面はまた、実質的に円筒形、または実質的に球形であってもよい。表面はまた、１つまたは複数の軸によって画定されてもよい。また、軸自体は、図２Ａに図示されているようなレクティリニアの場合のように、直線軸であってもよいし、非レクティリニア配列を画定する曲線状の軸であってもよい。また、二次元配列のＸ線源は放射状に対称的なパターンであってもよいし、六角形状の対称的なパターンであってもよい。このような多様な配列の構成はＸ線源のための複雑な位置付けシステムの使用を排除する。
【００３０】
図３は、複数の治療用放射源２３０ijkが三次元空間３１２内に選択的かつ移動可能に配置され、三次元配列に整列（または、配置）されている、本発明のもう１つの実施例を図示している。各治療用放射源３２０ijkは三次元配列の１つの要素として三次元空間３１２内に配置されている。一次元及び二次元配列の場合と同様に、三次元配列は所望の配列を持つことができる。図３において、三次元配列は不規則な曲線的な構成で図示されている。しかしながら、本発明の他の実施例おいては、三次元配列はレクティリニアな構成を有してもよい。
【００３１】
図４は複数の光学的起動式Ｘ線源４２０iを含む、本発明に従った治療用放射を伝達するためのシステム４００を図示している。ここで説明を簡単にするために一次元の構成が図示及び説明されているが、光学的駆動式Ｘ線源の二次元及び三次元配列も本発明の範囲に含まれる。この実施例において、複数のＸ線源４２０iの各々は対応する光ファイバーケーブル４１０iに接続されている。したがって、システム４００は複数の光ファイバーケーブル４１０1，４１０2，．．．，４１０i，．．．，４１０n、及び複数のＸ線源４２０1，４２０2，．．．，４２０i，．．．，４２０nを含む。図示された実施例において、複数の点状Ｘ線源４２０iは一次元配列を形成するように、軸４１２に沿って配置されている（または、一続きにされている）。
【００３２】
図示された実施例において、各Ｘ線源４２０iは通常、陰極である電子線源４５０i、及び対応するターゲット部材４６０iから構成されている。各電子線源４５０iは光学的に駆動（または、活性化）される。各光ファイバーケーブル４１０iは近位の端４１０ai及び遠位の端４１０biを有する。各Ｘ線源４２０iは対応する光ファイバーケーブル４１０iの遠位の端４１０biに結合される。
【００３３】
システム４００はさらに、各光ファイバーケーブルの近位の端に向けられる光のビームを発生する、１つまたは複数の光源４３０を含む。各光ファイバーケーブル４１０iの近位の端４１０aiは１つまたは複数のレーザー源４３０に結合され、各光ファイバーケーブル４１０iの遠位の端４１０biは軸４１２上に配置される。好まれる実施例において、１つまたは複数の光源４３０は実質的に単色でコヒーレントなレーザー光のビームを生成するレーザー源であるが、他の実施例においては、ＬＥＤ等の他の高強度光源が使用されてもうよい。レーザー源４３０はＮｄ：ＹＡＧレーザーまたはＮｄ：ＹＶＯ4レーザー等であってもよい。もちろん、（制限ではないが）ダイオードレーザー、分子レーザー、及び固体レーザー等の、この分野で周知の他のレーザーが使用されてもよい。周知なように、各光ファイバーケーブル４１０iは光ファイバーケーブル４１０iの近位の端４１０aiに入射された光学的放射を全反射（total internal reflection）によって光ファイバーケーブルの遠位の端４１０biに伝達（または、伝播）するように構成されている。
【００３４】
光学的起動式陰極４５０iは電子を放出し、ビーム経路に沿って電子ビーム４７０iを生成するために、対応する光ファイバーケーブル４１０iの遠位の端４１０biに伝達され、陰極４５０iに入射される光に応答する。陰極４５０iは十分な温度に加熱されたときに電子を放出する、レーザー加熱式の熱陰極であってもよいし、または、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。ターゲット部材４６０iは電子線源４５０iに対応し、電子ビーム経路上に配置される。ターゲット部材４６０iは電子ビームからの加速された入射電子への応答で、Ｘ線を放射するための、少なくとも１つのＸ線放射性材料を含む。
【００３５】
図５は上述された、一次元または多次元配列の単体の部材、すなわち、単体の光学的駆動式Ｘ線源及び対応する光ファイバーケーブルを詳細に図示している。詳細に述べると、図５はレーザー駆動式熱陰極、及び対応する光ファイバーケーブル５１３を備えた、個々のＸ線源５０１を図示している。レーザー駆動式熱陰極を備えた小型Ｘ線源は５６１出願に詳細に説明されておいり、それは本願にも参照として取り込まれる。Ｘ線源５０１は電子線源５０８及びターゲット部材５２８を含む。ターゲット部材５２８は電子線源５０８からの加速された入射電子への応答で、Ｘ線を放射するための、少なくとも１つのＸ線放射性材料を含む。Ｘ線源５０１は、好まれるものとして可撓性の光ファイバーケーブルである、対応する光学的伝達構造体５１３に接続されている。図示された電子ビームにおいて、Ｘ線源５０１は光ファイバーケーブルの遠位の端に接続され、電気伝導性のシース（または、鞘）５０５が光ファイバーケーブル５１３を収容する。Ｘ線源５０１は電子線源５０８及びターゲット部材５２８を収容するシェルまたはカプセル５３０を含んでもよい。高電圧電源５４２は電子線源５０８とターゲット部材５２８との間に加速用電圧を与える。
【００３６】
光ファイバーケーブル５１３は近位の端５１３Ａ及び遠位の端５１３Ｂを有する。図示された実施例において、光学的伝達構造体５１３は可撓性の電気伝導性カテーテル５０５内に収容されているが、他の実施例においては、剛直なプローブが使用されてもよい。光ファイバーケーブル５１３の遠位の端５１３ＢはＸ線源５０１に接続されている。好まれる実施例において、光学的伝達構造体５１３は近位の端５１３Ａから遠位の端５１３Ｂまで拡張する可撓性の光ファイバーケーブルである。この分野で周知なように、光ファイバーケーブル５１３は光ファイバーケーブル５１３の近位の端５１３Ａに入射された光学的放射を全反射によって光ファイバーケーブルの遠位の端５１３Ｂに伝達（または、伝播）するように構成されている。
【００３７】
図示された実施例において、可撓性光ファイバーケーブル５１３を収容している可撓性カテーテル５０５は小さめな直径を有する、可撓性の金属性外面を備えたシース（または、鞘）である。好まれる実施例において、光ファイバーケーブル５１３は電気伝導性の外面７００を備える。例えば、光ファイバーケーブル５１３の外面は電気伝導性のコーティングを適用することによって伝導性にされてもよい。光ファイバーケーブル５１３の電気伝導性外面７００は高電圧電源５４２から電子線源５０８への接続を与える。この実施例において、電子線源５０８及びターゲット部材５２８を収容するカプセル５３０は電気伝導性外面を有する。好まれるものとして、可撓性金属シース５０５及び放射線発生組立品５０１の両者は装置のショック（または、感電）に対する危険性を減少させるためにグランド電位（または、接地電位）に設定される。可撓性シース５０５はターゲット部材５２８からのグランド帰還を高電圧電源５４２に接続し、それによって、電子線源５０８とターゲット部材５２８との間に高電圧場を確立する。例としての実施例において、光ファイバーケーブル５１３は約２００μｍの直径を有し、可撓性の金属シース５０５は約１.４ｍｍの直径を有するが、他の実施例においては他の寸法が使用されてもよい。絶縁材料の層７１０は光ファイバーケーブル５１３の外面と金属シース５０５の間に絶縁を与える。
【００３８】
例として約０.５から２ｃｍの長さを有するＸ線源５０１はプローブ組立品５０６の遠位の端から拡張し、電子線源５０８及びターゲット部材５２８を収容するシェルまたはカプセル５３０を含む。１つの実施例において、カプセル５３０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５０１の他の部材を収容している円筒形のカプセル５３０は電子線源５０８及びターゲット部材５２８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５３０は基準軸５０９に沿って、カプセル５３０の近位の端の電子線源５０８とカプセル５３０の遠位の端の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。カプセル５３０は例として、Ｘ線透過性ガラスやセラミック材料から作製されてもよい。好まれるものとして、カプセル５３０の壁は電気絶縁体であり、カプセル５３０の外面は電気伝導性である。好まれる実施例に従うと、Ｘ線源５０１はプローブ組立品５０６の遠位の端に気密状に封止され、内部が真空状態にされる。もう１つの実施例に従うと、プローブ組立品５０６は中空であり、プローブ組立品５０６及びＸ線源５０１が真空状態にされる。
【００３９】
図５に図示された実施例において、電子線源５０８はターゲット部材５２８に面した電子放出性表面を備えた熱陰極５３２である。この分野で周知なように、熱陰極５３２の電子放出性表面が十分な温度に加熱されると、電子放出性表面から周囲の真空中に電子が放出される。電子は陰極の温度に対応した、マクスウェル分布に従った速度で放出される。
【００４０】
好まれる形式において、熱陰極５３２はディスク形状である。しかしながら、本発明の他の実施例においては、（本出願人に譲渡され、本願にも参照として組み込まれる）関連した米国特許出願No.09/884,229に開示されているような、らせん形状等の、他の陰極の構成が使用されてもよい。陰極５３２は端部のスエージ加工（または、加圧変形）またはレーザー溶接によって適所に配置されてもよい。陰極５３２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。
【００４１】
１つの実施例において、陰極５３２はベース金属に電子放出性材料を付着（または、蒸着）することによって電子放出性表面を形成したものであってもよい。例として、ベース金属は（制限ではないが）タングステン等の４族、及びバリウム等の２族を含む、１つまたは複数の金属材料から形成されてもよい。１つの形式において、電子放出性材料の層は（制限ではないが）アルミニウムタングステン及びスカンジウムタングステンを含む材料から形成されてもよい。熱陰極５３２はまた、酸化物をコーティングした陰極であってもよい。この実施例において、例として、バリウムとストロンチウムの混合酸化物等のコーティングがニッケルまたはニッケル合金等の金属製ベース部材に適用されてもよい。
【００４２】
Ｘ線源５０１はまた、図１との関連で説明されたような、電子線源５０８とターゲット部材５２８との間に加速用電圧を与えるための、高電圧電源等の手段５４２を含む。
【００４３】
ターゲット部材５２８は好まれるものとして、熱陰極５３２の電子放出性表面から間隔が開けられ、かつ、電子放出性表面に対向するように配置され、陰極５３２から加速された入射電子への応答でＸ線を放射するように構成された、少なくとも１つのＸ線放射性材料を備える。１つの実施例において、ターゲット部材５２８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５４２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、プローブ組立品５０６の遠位の端に向かう（または、誘導される）。ターゲット部材５２８から放射されたＸ線はカプセル５３０のＸ線透過性窓を通って、治療すべき所望の領域に向けられる。
【００４４】
ターゲット部材のいくつかの形式において、ターゲット部材５２８は異なった放射特性を有してもよい複数の異なった層から成る、複数の層のフィルムを含んでもよい。例として、第１の層が比較的低い電子エネルギーで放射のピークを持ち、第２の下側の層が比較的高い電子エネルギーで放射ピークを持ってもよい。本発明のこの構成により、第１の放射線特性を達成するために第１層でＸ線を発生する低エネルギーの電子ビームが使用され、第２の放射線特性を達成するために第２層でＸ線を発生する高エネルギーの電子ビームが使用されてもよい。また、例として、電子ビームは０.５ｍｍ幅の電子ビームとして陰極５３２から放射され、０.１ｅＶの横方向の電子エネルギーとともに３０ｋｅＶ−まで加速され、１ｎｍ以下のビーム径の電子ビームとしてターゲット部材５２８に到達してもよい。Ｘ線は予め選択されたビーム電圧、電流、及びターゲット部材の成分に従って、ターゲット部材５２８で発生する。また、発生したＸ線は最小のエネルギー損失でベリリウム基板を通過する。ターゲット部材はまた、ベリリウムの代わりに、カーボンまたはＸ線が最小のエネルギー損失で通過することを可能にする他の適当な基板から作製されてもよい。ターゲット基板に対する最適な材料は、優れた熱伝導性を持つという理由で、ダイアモンドの形態のカーボンである。これらのパラメーターで装置を構成することにより、結果として生ずるＸ線は１ｃｍまたはそれ以上の深さまで柔組織に貫通するのに十分な程度のエネルギーを持つ。
【００４５】
光ファイバーケーブル５１３は光ファイバーケーブル内を伝播したレーザー放射線のビームを熱陰極５３２の電子放出性表面に衝突させるために方向付ける。レーザー放射線のビームは電子放出性表面からの電子の熱電子放出を生じさせるように、電子放出性表面の少なくとも一部を電子放出温度まで加熱するのに十分な出力レベルを持つ必要がある。約４００μｍの直径を有するＳｉＯ2光ファイバーに結合したＮｄ：ＹＡＧレーザーを使用した場合、１００μＡの電子電流を生成するために必要な電力は数ワット程度であることが判明した。もう１つの実施例においては、約１８０ｍＷの電力で約１００μＡの電子電流を達成するために赤外線ダイオードレーザーが使用された。レーザービームは陰極５３２の表面を（金属陰極５３２の融点未満である）電子放出温度まで急速に加熱する。表面が電子放出温度に達すると、電子は表面からカプセル５３０によって与えられる真空中へ、熱電子放出的に放出される。陰極５３２とターゲット部材５２８との間の高電圧場はこれらの電子を加速し、それによって、それらの電子をターゲット部材５２８の表面に衝突させ、Ｘ線を放射させる。
【００４６】
あるいは、陰極５３２はレーザー駆動式の熱陰極ではなく、光電陰極であってもよい。光電陰極はＡｇ−Ｏ−Ｃｓ等の半透過性の光電子放出材料でコーティングされた光電子放出表面を持つ。この実施例において、光ファイバーケーブル５１３に照射されるレーザービームは光電効果によって自由電子を発生する透過性の光電陰極を活性化する。陰極５３２とターゲット部材５２８との間の高電圧はこれらの電子を加速し、それによって、それらの電子をターゲット部材５２８の表面に衝突させ、Ｘ線を放射させる。
【００４７】
光電陰極は十分な量子効率を持つ必要がある。（量子効率は入射された光量子当たりの発生した電子の数に関係する値である。）効率の程度は有効な入射光の強度との兼ね合いで決定される必要がある。例えば、０.８μｍの波長のレーザー放射光でＡｇ−Ｏ−Ｃｓ光電陰極から２０μＡの電流を生成するために、この波長に対して０.４％の量子効率の光電陰極は７.５ｍＷの光学的出力を放射するレーザーを必要とする。このようなダイオードレーザーは商業上入手可能である。この実施例に従うと、光電陰極を形成する光電子放出表面は実質的に非常に小型にすることができる。例えば、１ｃｍ2当たり１Ａの光電陰極の電流密度に対し、必要な光電子放出のための直径は約５０μｍである。
【００４８】
上述の実施例において、プローブ組立品５０６はＸ線源５０１とともに、ニッケルのサブレイヤー（または、下層）上の窒化チタン等の、生物学的適合性外部層によって被膜されてもよい。付加的な生物学的適合性のために、ポリウレタン等のシース（または、鞘）がカテーテル５０５上に装着されてもよい。
【００４９】
本発明の一次元または多次元配列の小型Ｘ線源は多様な治療の目的に対して使用可能であるだろう。Ｘ線源の一次元配列は例として、心臓血管疾患の血管の治療に対して使用されてもよい。Ｘ線源の線形配列は、例えば、環状動脈等の、血管の内壁の損傷等を治療するために血管中に挿入されてもよい。この場合、各Ｘ線源は小さい直径を有する可撓性のチューブ等の手段によって、静脈や動脈内に通されてもよい。あるいは、点状のＸ線源の二次元配列は癌性の腫瘍を治療するために、腫瘍学的に使用されてもよい。Ｘ線源の二次元配列は患者の身体の治療領域の輪郭に一致する二次元表面上に配置されてもよい。通常、腫瘍は治療領域内のランダムで不規則な場所で見つかることが多い。治療領域は食道、膀胱、前立腺、肺、骨、または他の身体部分または器官等の、癌によって侵された身体の器官等であってもよい。Ｘ線源は表面に沿って可変に（または、異なった間隔で）配置されてもよい。
【００５０】
個々のＸ線源が所望の場所に配置された後、レーザー源が起動され、レーザー光が１つまたは複数の選択された光ファイバーケーブルに伝達される。上述したように、これは対応する電子線源を活性化し、電子ビームを発生させる。そして電源が起動され、電子線源とターゲット部材との間の高電圧場が電子を加速し、それによって、それらの電子をターゲット部材の表面に衝突させ、Ｘ線を生成する。
【００５１】
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】
【００５２】
【図１】複数の小型Ｘ線源が軸に沿って一次元配列で配置されている、治療用放射を伝達するためのシステムを図示している。
【図２Ａ】複数のＸ線源が三次元表面に配置され、三次元配列に整列されている、本発明に従って構成された治療用放射を伝達するためのシステムを図示している。
【図２Ｂ】複数のＸ線源が三次元表面に配置され、三次元配列に整列されている、本発明に従って構成された治療用放射を伝達するためのシステムを図示している。
【図３】複数のＸ線源が三次元配列に整列されている、本発明の実施例を図示している。
【図４】各々が対応する光ファイバーケーブルの遠位の端に結合されている複数の光学的起動式Ｘ線源が軸に沿って一次元配列に配置されている、治療用放射を伝達するためのシステムを図示している。
【図５】本発明に従って構成されたシステムを形成する、一次元または多次元配列の単体の部材、すなわち、治療用放射を伝達するための単体のＸ線源を詳細に図示している。
【符号の説明】
【００５３】
１０    治療用放射を伝達するためのシステム
１２    配列の軸
１４    可撓性の金属製管
２０    治療用放射源
５０    電子線源
６０    ターゲット部材
８０    高電圧電源
９０    高電圧導電ケーブル
９５    機械的組立品
１００  治療用放射を伝達するためのシステム
１１２  二次元表面
１１４  金属性カテーテル
１２０  治療用放射源
１３０  線形配列
１７０  スペーサー
１９５  機械的組立品
３１２  三次元空間
３２０  治療用放射源
４００  治療用放射を伝達するためのシステム
４１０  光ファイバーケーブル
４１０ａ  光ファイバーケーブルの近位の端
４１０ｂ  光ファイバーケーブルの遠位の端
４１２  配列の軸
４２０  治療用放射源
４３０  レーザー源
４５０  電子線源（光学的起動式陰極）
４６０  ターゲット部材
４７０  電子ビーム
５０１  Ｘ線源
５０５  可撓性金属カテーテル
５０６  プローブ組立品
５０８  電子線源
５０９  基準軸
５１３  光ファイバーケーブル
５１３Ａ  光ファイバーケーブルの近位の端
５１３Ｂ  光ファイバーケーブルの遠位の端
５２８  ターゲット部材
５３０  カプセル
５３２  レーザー加熱式熱陰極
５４２  高電圧電源
７００  電気伝導性の外面
７１０  絶縁材料の層
【図１】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【国際調査報告】
2005516652.tif 000009