專利名稱：成型輻射分布的x射線源的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種微型的、小功率的、可編程的X射線源，用于向特定區(qū)域產生基本上恒定的或斷續(xù)的低能X射線。
常規(guī)的醫(yī)用X射線源是大型的、位置固定的設備。一般來說，把X射線管的探頭放在一個工作間，把控制臺放在鄰近區(qū)域，用設有觀察窗口的防護墻將兩者分開。X射線管的典型長度約為20～35厘米(cm)，其典型直徑約為15cm。在位于包含X射線管的工作間的角落一個容器內裝有一個高壓電源。讓病人靠近該設備，以進行診斷、治療、或緩解處理。
診斷用X射線機典型的操作電壓低于150千伏(kV)，電流約為25～1200毫安(mA)。與其相對比，治療設備在大于150kv電壓范圍內的電流一般不超過20mA。當在標稱電壓為10至140kV的情況下操作X射線機時，發(fā)出的X射線可提供有限的組織穿透能力，因此可用于治療皮膚損傷。在較高的電壓下(約250kV)，可實現深的X射線穿透能力，可用于治療大塊的腫瘤。在4至8兆伏(MV)區(qū)操作的超高電壓設備除了可治療表皮損傷外，還可用于切除或破壞所有類型的腫瘤。
常規(guī)的X射線管包括陽極、柵極、和陰極組件。陰極組件通過由陽極和柵極建立的電場產生一個電子束，該電子束指向靶。該靶響應于入射的電子束再輻射X射線。病人吸收的輻射一般來講是從X射線管中的靶發(fā)出的并穿過X射線管中的一個窗口的輻射，其中要考慮發(fā)射損失。這個窗口一般說來是鈹或其它的適宜材料的一個很薄的部分。在一個典型的X射線機中，隊極組件由一個鍍釷的鎢線圈組成，線圈的直徑約為2mm，長度為1至2cm；當用4安培(A)或更高些的電流對該線圈進行電阻方式加熱時，該線圈按熱離子方式發(fā)射出電子。該線圈用一金屬的聚焦杯包圍，該聚焦杯將電子束會聚成指向與其相對放置的陽極的一個小的斑點，該陽極還起靶的作用。在具有柵極的模型中，正是這個柵極起到兩個作用，既可控制電子束的路徑，又可聚焦電子束。
從陰極向陽極的電子束發(fā)射受電子的空間電荷力的影響，在電流超過1A的常規(guī)X射線機中電子的空間電荷力趨于變大。在這樣的常規(guī)X射線機中，在陽極上聚焦成點的電子束的直徑范圍為0.3至2.5毫米(mm)。在許多應用場合，電子束的絕大部分能量在陽極上轉換成熱。為適應這種加熱，高功率的醫(yī)用X射線源通常要利用液體冷卻和快速旋轉的陽極，使有效靶面積加大，在減小局部加熱效應的同時使聚點很小。為實現良好的熱傳導和有效的熱擴散，一般由銅制作陽極。此外，電子束入射的陽極區(qū)域需用高原子序數的材料，以有效產生X射線。為滿足熱傳導、有效熱擴散、和有效產生X射線的要求，一般要在銅中加入鎢合金。
在使用中，X射線源的總照射量正比于電子束的時間積分。在相當長的照射期間(例如歷時1～3秒)，陽極溫度上升很高，足以使陽極發(fā)光，伴以局部的表面熔化和形成凹痕，這將使輻射輸出下降。但X射線管的線圈狀陰極絲的熱蒸發(fā)是常規(guī)X射線管失效的最頻繁發(fā)生的原因。
雖然X射線產生的效率和電子束電流無關，但X射線產生的效率卻強烈地依賴于加速電壓。在60kV以下，電子的動能只有千萬之幾轉換為X射線；但在20MV，這個轉換單已升高到70％。一個發(fā)射的X射線能譜部分地由靶元件的束縛電子能級之間躍遷的各個分立的能量特征值構成。該能譜還包括一個被稱之為韌致輻射的X射線連續(xù)能譜，它是由電子束在靠近靶核通過時被加速而產生的。X射線的最大能量不可能超過束內電子的峰值能量。此外，韌致輻射曲線的峰出現在電子能量的1/3附近。
加大電子流，將使所有能量的X射線發(fā)射成正比地增加。但電子束電壓的變化將導致約等于電壓平方的X射線輸出的總變化，并且峰值X射線光子能量發(fā)生一個相應的移動。韌致輻射的產生效率隨靶元件的原子序數的增加而增加。當靶的原子序數增加時，韌致輻射曲線的峰值輸出和特征譜線都要向較高的能量的方向移動。盡管在現代的X射線管中使用的最多的靶材料最鎢(Z＝74)但在某些特殊的X射線管中使用的是金(Z＝74)和鉬(Z＝42)。
X射線與物質的相互作用方式有好幾種。對生物樣品來說，下述兩種類型相互作用是最重要的中等能量X射線與外殼層電子的康普頓散射，和內殼層電子的光致電離相互作用。在這些過程中，在軟組織和骨骼內，原子電離的幾率隨光子能量的增加而下降。對于光電效應，這一關系遵循一個和3次方成反比的定律。
現有的用于治療的X射線設備的一個缺點是X射線照到骨內或骨下方的軟組織所需的電壓太高。例如，可將X射線照到由骨骼包圍的人腦的各個區(qū)域。要求高能X射線穿過骨骼，但X射線通常要損傷皮膚和腦組織。輻射治療的另一個實例是將X射線照到體腔內的軟組織，這些軟組織可能包含在其它的軟組織之間，或者在內部鈣化結構之中。現有的高壓X射線機的問題就是向這樣一些區(qū)域有選擇性地提供期望的X射線輻射的能力有限。
現有的X射線源的高壓輸出的另一缺點是對受影響的器官或組織之外的皮膚要引起損傷。因此，現有系統(tǒng)的高壓裝置不僅對目標區(qū)或組織、而且對所有的周圍組織和表面皮膚通常都要引起嚴重的傷害，這種傷害在人體腫瘤治療過程中尤其嚴重。但是，由于現有的設備是將X射線輻射從目標區(qū)外的輻射源加到病人體內的目標區(qū)的，因此這樣的偶發(fā)組織損傷實際上不可避免。
具體就腦組織而論，腦組織缺乏足夠的再生能力，腦瘤的治療需要精密技術來產生特定的組織破壞。在腦瘤治療中使用常規(guī)的X射線設備通常缺少在大體積照射中所必須有的精度，導致腦及其相關的腺體結構的非癌變組織的損傷。
一種稱之為近距放射療法的治療腫瘤的替換形式是在要治療的腫瘤內或其附近植入封裝的放射性同位素。雖然這樣使用放射性同位素對于治療某種類型腫瘤可能是有效的，但引入同位素需要置入手術，因此有潛在的副作用，例如有感染的可能性。但在某些應用場合因為不能控制同位素的發(fā)射，所以有可能發(fā)生腦腫脹。此外，不可能對定時劑量或輻射強度提供有選擇的控制。對這樣一些放射性同位素的處理和處置對各處理人員和環(huán)境都要造成傷害。
腦的置入技術要求通過選擇和濃縮所用的同位素精確控制輻射。正如在本領域中眾所周知的那樣，顱內穿刺的危險很大。
鑒于以上對使用現有的X射線機發(fā)出的X射線進行治療、診斷、緩解處理、或評估環(huán)境的要求和限制，仍舊需要有一個相對較小的、容易操作的、可以控制的、低能X射線設備，其中可將X射線源定位在要照射的環(huán)境的附近。這樣一種低能、低功率設備對于這里所述的應用場合中的許多場合是適用的。
因此，本發(fā)明的一個目的是提供一種容易操作的、低功率X射線設備。
本發(fā)明的另一個目的是提供一種具有可控的、或可編程的電源的相當小的低功率X射線設備。
本發(fā)明的第三個目的是提供一種可植入病人體內直接用X射線照射期望區(qū)域組織的相當小的低功率X射線設備。
本發(fā)明的第四個目的是提供一種低功率X射線設備，用于照射已確立了一個吸收輪廓的體積，該吸收輪廓是用等劑量線預先確定的，從而可減小在期望的照射區(qū)外部的組織的損傷。
本發(fā)明的第五個目的是提供一種相當小的、可表面安裝的、低功率X射線設備，用于利用X射線來影響期望的表面區(qū)。
本發(fā)明的第六個目的是提供一種相當小的、低功率X射線設備，該設備可插入病人體內，用X射線直接照射一個特定的區(qū)域。
本發(fā)明的第七個目的是提供一種小型的、低功率X射線設備，該設備與一個基準框架組件一道使用，用于按照可控的方式將X射線源定位在病人體內腫瘤附近或其內部，以便照射并且治療該腫瘤。
本發(fā)明的第八個目的是提供一種小型的、低功率的X射線設備，該設備可通過已存在的、不規(guī)則成形的通道。
本發(fā)明的第九個目的是提供一種小型的、低功率X射線設備，該設備包括一個改進的機構，用于把電子束引到靶元件上。
簡言之，本發(fā)明是一種容易操作的設備，該設備具有一個低功率的、電子束(e束)激活的X射線源，這個X射線源的持續(xù)時間、有效能量、和強度都是預先選定的，或者說是可以調節(jié)的。在醫(yī)用中，可將該設備(或“探頭”)完全地、或者按可取下方式插入、植入、或者表面安裝到病人的一個期望的區(qū)域，以便用X射線照射某個區(qū)。此外，可為該設備配加厚度可變的X射線屏蔽，以便能夠照射由一組等劑量線確定的一個預先選定的體積并隨后在該體積內被吸收，從而減小了X射線在期望的照射區(qū)外部的破壞效應。該設備可以和一個基準框架(如，立體定向框架)以及一個相關的偶合器組合起來，用于治療腦瘤。該設備還可用于治療其它腫瘤，例如在乳房、肝、或其它部位發(fā)現的腫瘤；還可以使用該設備治療體腔表面(如，膀胱)上的癌細胞。
該設備的工作電壓相當低，例如在約10kV至90kV范圍，產生的電子流很小，例如從約1nA至100μA的范圍。為了在一個期望的區(qū)域得到期望的輻射分布，雖然X射線對其它的區(qū)域的照射極小，但從位于期望的照射區(qū)內部或其附近的一個標稱的或有效的“點”源還是要發(fā)射出X射線。這個點源最好和一個屏蔽件一起使用，以控制發(fā)出的X射線的形狀。在某些應用中，低劑量率X射線在長的時期內或者連續(xù)地或者周期性地照射期望區(qū)域的任何部分。為了和治療腦瘤的基準框架一道使用，一般來說最好使用單一劑量輻射的高劑量率。通過使用一個“重復定位器”，如果期望，可替換該單一劑量，進行一系列高劑量率治療，即進行分級劑量治療。
該設備包括一個可控的或可編程的電源，該電源位于要照射的期望區(qū)域的外部，因此電子束的電壓、電流、和定時關系都可改變?？刂齐娮邮?，使其沿一期望的電子束軸前進并入射到靶上，靶最好位于病人體內；當然，為了照射體表面，電子束軸和靶都應在體外。電子束軸可以是直的，也可以是彎曲的。選擇靶材料(或X射線發(fā)射材料)的組分和/或幾何位置、結構以提供X射線的規(guī)定的分布圖形。在靶上或靶的周圍進行屏蔽可進一步控制X射線發(fā)射的能量及空間分布圖，以便能在整個期望區(qū)域和輻射的期望分布緊密配合一致?？梢援a生穩(wěn)定的并且可重復產生的X射線源，其中的電子斑點或者大子靶、或者小子靶，當然前者的結果是沒能有效利用電子，后者有可能妥善解決所發(fā)射的輻射的球面各向同性問題。
本發(fā)明進一步還提供一種利用上述設備治療體內惡性細胞(例如腫瘤中發(fā)現的細胞)的方法。一般來說，該方法涉及用本領域中普通可得到的設備，例如通過計算機的層析X射線攝影(CT)掃描或磁共振成像(MRI)，識別和定位惡性細胞?？蛇M行腫瘤的針吸型治組織檢查以核實診斷。然后選擇治療區(qū)，并確定輻射劑量。這種輻射治療方案涉及確定在體內精確定位的腫瘤的大小和形狀，識別腫瘤周圍的輻射敏感的臨界生物結構，確定腫瘤和周圍組織中準確的輻射劑量分布以及向設備植入部分的腫瘤的引入的路徑。對于球狀腫瘤，可以使用CT或MRI數據手工完成治療方案。但對于比較復雜的幾何結構、靠得極近的臨界結構、或者較高精確度的手術步驟，則最好進行以計算機為基礎的“三維”成像。在這種情況下，例如可按一系列數字化的CT掃描線手動地或半自動地把腫瘤和臨界結構分段，并且提供三維的組合圖像，從而可從任何方向觀察腫瘤。對于放射性外科手術，例如使用直線加速器和γ(伽瑪)刀的手術，已經開發(fā)出各種各樣的軟件系統(tǒng)，其中的某些軟件可通過商業(yè)途徑得到。例如，馬薩諸塞州的“Radionics SoftwareApplication of Arlington”提供銷售的是給固定到以圖形曲線表示的穿透的頭蓋骨上的CRW和BRW立體定向框架成像的軟件。在腫瘤和其它腦組織上疊加等劑量分布。類似的軟件可與序列號為955,494的美國專利申請中公開的發(fā)明一道使用，該申請實現了相對于一立體定向框架的成像，與埋在腫瘤中的X射線輻射電子束靶一起使用。在腫瘤和附近的組織上疊加圍繞靶的等劑量線。沿每個等劑量線形成的絕對輻射劑量由校準探頭的實驗劑量測定法確定。在這些試驗中，在浸入一個水箱的靶的周圍的多個位置測量劑量。借助于水來充分模擬軟組織。通過一個電離室(例如，由德國的“PTW of Freiburg”生產的電離室)來測量劑量，其中X射線產生的離子產生一個微小電流，由靜電計檢測，例如市場上銷售的由“Keithley Radiation Measurement Division inCleveland，Ohio.”生產的靜電計。另外，可將靶浸入一個生物組織模擬模型中。這樣的塑料“固體水”模型也可從市場上得到(RMI，Middleton，WI)，這種模型模擬的是各種身體組織，例如腦的軟組織。可將熱釋光探測器(TLD)或校準的X射線敏感膜(例如來自Far westTechnologies，Goleta，CA的gafchromic膜)定位在固體水中以直接測量劑量。因為使用成像技術和劑量測定法是源于輻射治療方案的，所以要例如結合利用立體定向框架組件把一個低功率電子束源和一個可有選擇地產生成形的X射線輻射分布的靶和屏蔽組件定位在包含要輻照的細胞(一般為腫瘤細胞)的區(qū)域內或其附近，其中的立體定向裝置例如是美國專利申請No.955,494中公開的定向裝置?？梢圆捎闷渌ㄎ唤M件和方法。
按照本發(fā)明，應根據期望的輻照區(qū)的特征來選擇靶及屏蔽組件的幾何結構與材料并確定它們的形狀。要提供一個可編程的電源，可用這個電源來改變電子束源的電壓、電流、和持續(xù)時間，以便能按照劑量測定信息建立指向靶的一個期望的電子束。最后，從靶發(fā)出并經屏蔽組件準直的X輻射線通過期望的照射區(qū)傳播，以破壞該區(qū)域內的細胞。通過使用信號反饋的方法，即通過設在電子發(fā)射體后方的探測器監(jiān)視從靶向后沿電子束路徑發(fā)出的X射線，調節(jié)電子束的偏轉，以便在靶上自動控制并最佳定位電子束的入射區(qū)或入射點。
具體而論，利用本發(fā)明的設備可以實現腦瘤的治療，該設備是一個用于產生可控的照射分布的低功率X射線源與一個用于在腦中精確定位X射線源的裝置的組合。因而可把X射線源精確定位在腫瘤中或其附近。
可以在身體的各個部位利用本發(fā)明的X射線源以及靶和屏蔽組件，產生按要求設計的照射場以治療各種類型的腫瘤。此外，可針對每個要治療的腫瘤設計專用的照射場。但許多腫瘤的幾何結構都相類似，所以可以利用一套標準的屏蔽件來實現這種治療。
按本發(fā)明的下一個實施例，探頭可以是柔性的，讓它沿現存的通道旋下或繞過障礙物。按照這樣的一個實施例，要在靶組件中定位一個發(fā)光元件(即，光電陰極)以及一個靶元件。此外，一個柔性的纖維光纜可把光從激光源耦合到光陰極，從而可形成柔性探頭的基礎。
高壓電源的一端經過夾在纖維光纜中的導電線耦合到光電陰極。高壓電源的另一端通過在纖維光纜周圍形成的導電柔性外護套耦合到靶元件上。按此方式建立了一個電場，該電場的作用是加速由光電陰極發(fā)射到靶元件的電子。像先前討論過的實施例一樣，靶元件響應于光電陰極發(fā)出的入射電子而發(fā)出X射線。
從以下結合附圖的描述，可以更加全面地理解本發(fā)明的上述目的和其它目的、本發(fā)明的各個特征、以及發(fā)明的本身，其中

圖1是實施本發(fā)明的低功率X射線源的透視圖；圖2是適于與圖1設備一道使用的一個護套的示意圖；圖3A和3B分別是實施本發(fā)明的一個可表面安裝設備的透視圖和剖面圖；圖4是圖1實施例的示意方塊圖；圖5A和5B分別是鎢靶和鉬靶的X射線發(fā)射能譜的曲線表示；圖6是圖1實施例的一個有代表性的電源的詳細方塊圖；圖7是圖6電源的詳細的示意圖；圖8是實施本發(fā)明的一個電子束控制組件的透視圖；圖8A是圖8的組件沿線8a取的一個剖面圖；圖9是加入了定位X射線源的立體定位框架的腦瘤X射線治療系統(tǒng)的透視圖10是圖9系統(tǒng)的X射線源和耦合組件的分解透視圖；圖11是圖10的X射線源的一個有代表性的高壓電源的一個示意圖；圖12是具有替代的靶組件的探頭的端部的剖面圖，該組件包括X射線屏蔽件和X射線靶，用于產生一個穩(wěn)定的、可重現的X射線源；圖13是X射線靶的一種幾何形式的分解剖面圖；圖14是產生可變厚度X射線屏蔽件的一個激光研磨系統(tǒng)的方塊圖；圖15A和15B是探頭及靶組件的透視圖，該組件用于X射線屏蔽件的準確角對準；圖16是具有內部電子束控制組件的低功率X射線源的剖面圖，該組件包括用于電子束定位的一個反饋回路；圖17是具有外部電子束控制組件的低功率X射線源的剖面圖，該組件包括用于電子束定位的一個反饋回路；圖18是圖17的組件沿線16C取的剖面圖；圖19是用于寬帶照射的機械式探頭定位器的剖面圖；圖20A和20B是一個柔性探頭的剖面圖，探頭中包含設在靶組件中的一個光電發(fā)射體；圖21A～21F表示用本發(fā)明可實現的各種等劑量線的實例；以及圖22表示探頭尖端的示意剖面圖，其中在靠近圖20A的源的光電陰極的位置有一個屏蔽件。
在每一圖中的相似標號代表相同的或相似的元件。
本發(fā)明是一個相當小的、電子束激勵的、低功率X射線設備。該設備可用于醫(yī)學目的，例如腫瘤的治療或緩解輻射處理，或者用于其它目的。
具體就醫(yī)學應用而論，可把這個設備完全植入或部分插入病人的預先選定的體內區(qū)域，以便在所選的照射時間提供X射線輻射。此外，還可以把這個設備安裝在要照射的病人的區(qū)域之外的一個身體表面上。還公開了一種使用本發(fā)射的設備治療病人體內腫瘤的方法。
一般而論，本發(fā)明的設備包括一個電子束(e束)激勵的X射線源，該X射線源的工作電壓相當低(電壓范圍為10kV～90kV)，并且電子束電流相當小(電流范圍為1μA～100μA)。X射線源在這樣的工作電壓和電流下的輸出相當低，并可把設備作得十分小，適于在醫(yī)學治療應用中植入體內。鑒于X射線輸出能級很低，通過在要照射的區(qū)域的附近或者在其中間定位X射線源就可獲得足夠深的組織穿透和足夠大的累積劑量。因此，從定位在要照射的區(qū)域的內部或其附近的一個位置精確確定的小照射源就可發(fā)出X射線。在一個實施例中，可以把一個低劑量率X射線連續(xù)地或周期性地加到腫瘤的任何部分，歷時長的時間，例如高達一個月。當和治療腦瘤的一個立體定向框架一道使用時，可把一個較高的劑量率加到腫瘤上，歷時較短，即約為5分鐘到3小時。
本發(fā)明提供的放射性植入治療與利用包含天然的或人工的放射性同位素的植入的囊、針、管、和線實現的治療類似，稱之為短距離治療。然而，在本發(fā)明的X射線源中可以包括一個可編程的電源，以改變輻射的能量、強度、和持續(xù)時間。這不同于短距離治療，X射線的強度和穿透深度都是可以改變的，不需要用外科的方法或置入的方法來更換同位素。此外，本發(fā)明不受特定同位素的半衰期的限制，并且在關斷時本發(fā)明不具輻射損傷。
圖1表示實施本發(fā)明的一個X射線設備10。設備10包括一個外殼12和一個細長圓柱形探頭14，探頭14從外殼12開始沿參考軸線16延伸。外殼12包含一個高壓電源12A(圖6和7中將對其進行示意的電路說明)，探頭14是一個中空的管，它在靠近高壓電源12A的位置有一個電子束產生器(陰極)22。陰極22的位置非常靠近環(huán)形聚焦電極23，在一般情況下電極23和陰極22幾乎具有相同的電位。距環(huán)形聚焦電極23約0.5cm或更遠些設置環(huán)形陽極24。中空管狀探頭14伸展的軸線和陰極、柵極、及陽極中的孔的軸線相同。探頭14與外殼12整體式形成在一起，并且伸向靶組件26。在各個實施例中，可對探頭14的部件進行有選擇的屏蔽，以控制X射線的空間分布。此外，可對探頭14進行磁屏蔽，防止外部磁場偏轉電子束離開靶。
電子束產生器22可包括熱離子發(fā)射體(由一個浮動低電壓電源驅動)或光電陰極(通過LED或激光源照射)。高壓電源在產生器22的陰極和接地的陽極之間建立一個加速電位差，從而通過陽極的中心孔到靶組件26沿參考軸線16建立一個電子束，而陽極24和靶組件26之間的區(qū)域基本上沒有電場。用于電子束的產生和加速的各元件適于在探頭14內部沿名義上的直線軸線16建立一個細的電子束(例如，直徑等于或小于1mm)。
在一個優(yōu)選實施例中，探頭14是一個中空的、抽成真空的圓柱體，由一個鈹(Be)帽，一個鉬-錸(Mo-Re)、鉬(Mo)、或Mu金屬的主體，以及一個不銹鋼底座伸出部構成。圓柱體16cm長，內徑2mm，外徑3mm。靶組件26包括一個發(fā)射元件，發(fā)射元件由小的鈹(Be)靶元件26A組成，在鈹靶元件26A的暴露于入射電子束的一側涂有薄膜或薄層26B，薄膜或薄層26B由高原子序數2元素構成，如鎢(W)、鈾(U)、或金(Au)。例如，利用加速到30kev的電子，可使2.2微米厚的鎢膜吸收幾乎所有的入射電子，同時發(fā)射出在該層中產生的各種能量的X射線30kev的約95％，20kev的約88％，10kev的約83％。在優(yōu)選實施例中，鈹靶元件26A的厚度為0.5mm，其結果是，沿垂直于基片的方向并且指向基片產生的并且已經通過鎢靶的這些X射線有95％隨后穿過鈹基片在探頭14的遠端向外發(fā)射。雖然圖3B中所示的靶元件26A是圓盤形式，但也可以使用其它形狀的元件，例如具有半球形的或圓錐形的外表面的元件。
按某些形式的靶，窗口元件26A可能包括一個多層的膜(或合金)26B，其中不同的層具有不同的發(fā)射特征。例如，第一層的發(fā)射(相對于能量的)峰值的能量可能相當低，第二層(下層)的發(fā)射(相對于能量的)峰值的能量可能相當高。借助于本發(fā)明的這種形式，可以使用低能電子束在第一層中產生X射線(實現第一輻射特征)，并且利用高能電子穿透下層(實現第二輻射特征)。例如，在陰極發(fā)出0.5mm寬的電子束，該電子束通過陽極以0.1ev的橫向電子能量被加速到30keV，并且抵達陽極下游方向16厘米處的靶組件26，在靶元件26A處的電子束直徑小于1mm。根據預先選定的電子束電壓、電流、和靶元件26A的組合物在靶組件26中產生X射線。這樣產生的X射線以最小的能量損失通過探頭中的鈹靶元件26A。如果不用鈹，靶元件26A還可用碳、或其它可使X射線以最小的能量損失通過的適宜的材料構成。靶元件26A的最佳材料是金剛石形式的碳，因為這種材料是一種優(yōu)異的熱的良導體。如果使用上述的這些參數，則最終產生的X射線就會具有足夠大的能量，穿透進入軟組織達到1cm的深度或者更深一些，準確的深度取決于X射線的能量分布。
圖1的設備專用于全部植入病人體內，其中的外殼12有一個可適應生物的外表面，外殼12既封閉了建立電子束產生器22的驅動電壓的高壓電源電路12A，又封閉了驅動電路12A的相關電池12B。在此情況下，一個相關的控制器12C按下述方式控制高壓電源12A的輸出電壓。
圖1的設備還可以有另一種使用方式，即只把探頭14插入病人體內而把外殼留在病人的體外，即為穿過皮膚的形式。按后一種方式，可對外殼12中所示的各個元件的全部或某一些進行另一種方式遠距離定位。
按照穿過皮膚的形式，設備10可與圖2所示的有細長封閉端(或杯形端)的護套34一道使用，護套34具有可適應生物的外表面，例如由醫(yī)用級別的脂肪族聚亞胺酯，由Thermedics，Inc.，Woburn，Massachusetts制造，商標為Tecoflex。對于這樣的結構，首先要把探頭14插入護套34中。然后把護套34和探頭14通過皮膚插入病人體內。另外，還可通過皮膚插入一個端口并將其固定到皮膚上，例如，由Thermedics Inc.，Wobun，Massachusetts制造的一種Dermaport型端口。然后，將探頭14插入端口內。
把硫酸鋇或三氧化鉍、或其它X射線屏蔽材料引入護套內，就可把護套或端口的襯里作成一個X射線屏蔽件。如有必要，可把探頭14和外殼12固定到病人的身體上，防止在很長的治療期間產生任何相對移動。在圖2中示出了一個典型的護套34。
在圖1所示的設備的一個實施例中，探頭14的主體可由磁屏蔽材料制成，例如鎳鐵高導磁合金。此外，探頭14還可以由非磁性金屬制成，這種金屬最好具有相當高的楊氏模量值和彈性限值。這樣的材料的例子包括鉬、銠、或這些材料的合金。探頭14的內表面或外表面覆有高磁導率磁合金，例如坡莫合金(約80％鎳和20％鐵)，以提供磁屏蔽。另外，還可以在探頭14上，或者在探頭14的內部，裝配一個由鎳鐵高導磁合金構成的薄的套筒。然后就可將X射線設備10用于存在電力產生的直流和交流磁場、地磁場、或其它能偏轉來自探頭軸線的電子束的磁化物體的環(huán)境。
按照可植入的結構，最好將電源12A和靶組件26封閉在一個金屬包套中，防止電流從X射線源流向病人。于是，將封閉的外殼12和探頭14包在一個由適宜的屏蔽材料(如先前提到過的那些材料)構成的連續(xù)的外部包殼中。
在每個所述的實施例中的高壓電源12A最好符合三個標準1)尺寸小；2)效率高，因而允許使用電池電源；以及3)可獨立改變X射線管的電壓和電流，因而允許該高壓電源可對特殊的應用編程。為滿足這些要求使用了一個高頻、開關方式電源變換器。產生低功率和高壓的最佳布局設計是與一個高壓的科克羅夫特-瓦爾頓型多路轉換器結合工作的回掃電壓變換器?，F在，低功耗的開關方式電源控制器集成電路(IC)可用來控制帶有較少輔助元件的這種電路。
為了有效地控制X射線，本發(fā)明的優(yōu)選實施例對陰極電壓和電流建立獨立控制，不用使用柵極。按本發(fā)明的這種形式，向熱離子陰極22提供一個射頻歐姆加熱電流，為此最好使用變壓器耦合的0.6V、0～300mA燈絲電源，該電源在40kV的陰極電位浮動。
圖3A和3B表示本發(fā)明的一個替換實施例10′，它適合于表皮用法，即適合于直接置于病人的皮膚上。本發(fā)明的這種形式特別適用于皮膚損傷或腫瘤的X射線治療、或其它皮膚病的應用。在圖3A和3B中，對應于圖1實施例的零部件的零部件使用相同的標號。設備10′在通道40中產生一個電子束，通道40封閉在外殼12中，通道40對應于探頭14。在圖3A和3B的實施例中，靶組件26(元件26A和26B)的作用是陽極和X射線發(fā)射體。設備10′在其它方向類似于設備10。按圖3A和3B的結構，可將低功率X射線照到病人的所需皮膚區(qū)。
在上述所有的實施例中，靶組件的X射線發(fā)射元件適于放在待照射的區(qū)域的內部或其附近。因為發(fā)射元件靠近目標區(qū)(如，腫瘤)，所以不再需要使用現有機器使用的高壓就可讓X射線滿意地穿過體表到達腫瘤部位。低電壓也能把輻射集中在目標腫瘤上，因此減小了對穿透點處周圍組織和表面皮膚的損傷。例如，用40kV、20μA的電子束產生4000拉德的劑量(這是乳房切除術后所需要的)可能需要1～3小時左右的輻射。但由于在這個優(yōu)選實施例中的X射線源可以插入待照射的區(qū)域的內部或其附近，因此明顯降低了入射輻射對病人身體的其它部位進行照射的危險。
此外，通過在發(fā)射位置改變靶和屏蔽的幾何位置與材料，就可實現特定的治療腫瘤。這種改變便于控制X射線發(fā)射的能量和空間分布，從而可保證在整個目標腫瘤上輻射的均勻分布。
圖4是圖1所示的X射線源設備10的一個示意圖。按該優(yōu)選結構，將外殼12分成第一部分12′和第二部分12″。可充電電池12B、適于與外部充電器50一道使用的用于電池12B的充電網絡12D、適于響應于外部遙測裝置52按下述方式操作的遙測網絡12E都封閉在第一外殼部分12′內。第一部分12′通過電纜連接到第二部分12″。第二部分12″包括高壓電源12A、控制器12C、探頭14、以及電子束產生元件22。在一個實施例中，電子束產生器包括一個由電源12A驅動的熱離子發(fā)射體22。在操作中，電源12A加熱熱離子發(fā)射體22，發(fā)射體22又產生電子，然后電子被加速到陽極24。陽極24吸引電子，并使電子穿過中心孔飛向靶組件26?？刂破?2C控制電源12A，以便動態(tài)調節(jié)陰極電壓、電子束電流、和瞬時參數，或者提供預選的電壓、電子束電流、和瞬時參數。
圖中還表示出一個可替換的電子束產生器，它包括一個光電發(fā)射體22，光電發(fā)射體22由光源55(如二極管激光器或LED)照射，光源56由驅動器55供電。通過焦聚透鏡58把光聚焦在光電發(fā)射體22上。
在所示的實施例中，裝置52和網絡12E配合動作可使外部控制器(動態(tài)的或預先確定的)對電源12A及瞬時參數進行控制。在外殼12″不植入體內、只有探頭14伸入病人體內的實施例中，可直接使用控制器12C控制操作；在這種情況下不需要網絡12E。
按本發(fā)明的一個重要方面，可以確定靶組件26的形狀，以便發(fā)射在預定的能譜范圍內的有一定輻射分布圖案的并具有預定空間分布的X射線。通過選擇具有已知特征的靶材料，就可部分地確定具有這種靶具有的能譜的形狀。例如，如圖5A和5B所示，鎢靶(圖5A)和鉬靶(圖5B)的發(fā)射能譜截然不同。圖5A表示從工作在30和50kV的鎢靶管得到的X射線發(fā)射能譜。應當注意，韌致輻射譜占壓倒優(yōu)勢，并且提供的X射線的能量范圍很寬。圖5B表示從鉬靶管得到的發(fā)射能譜，它也工作在30和50kev。要注意的是，幾乎沒有韌致輻射X射線。還要注意，管的電位從30kV變到50kV引起的鉬靶X射線管的發(fā)射能譜形狀變化極小。因此通過選擇靶材料就能有效地使靶組件26的X射線能譜發(fā)射成形，從而可以提供對組織(如腫瘤)的期望的輻射穿透。
通過改變靶元件26A的幾何結構還可以確定X射線空間分布的形狀。例如，可以改變靶元件26A的形狀，使由陽極引出的電子能以預定的角度入射、或者可以有選擇地引向發(fā)生輻射的區(qū)域的不同部位。再例如，可以把靶元件26A作得足夠厚，使其對電子來說基本上是不能穿透的；但還要把靶元件26A作得足夠薄，使其對X射線來說基本上是能穿透的。更具體地說，如果使用一個球形的金靶元件，且具有0.5μm的厚度和40kV的電子束，則該靶元件可阻止幾乎所有的電子，并且靶元件中產生的幾乎所有的X射線都能透射。
通過在靶組件26中加入斷面厚度可變的一個X射線發(fā)射屏蔽件，可以確定X射線空間分布的形狀。圖12表示一個探頭14，探頭14有一個替換的靶組件126，用于圖1所示的X射線設備，其中加入一個這樣的屏蔽件。在所示的實施例中，除了靶組件126外，該探頭14基本上類似于圖1所示的探頭14。靶組件126包括一個探頭尖端126A和一個X射線靶126B；探頭尖126A用對于X射線近于穿透的材料(如，Be)制成；X射線靶126B用于在利用電子束照射時產生X射線源，并且沿探頭軸線16固定到探頭14上，在陰極22和陽極24的遠端(如圖1所示)。按這種優(yōu)選形式，探頭尖端126A的外表面是凸形的，并且最好是半球形的，如所述實施例中所示；當然，還可以使用其它的凸形形狀。制造靶組件126，使探頭尖端126A的外徑小于探頭14的外徑。在靶組件126的探頭尖端126A上定位一個厚度可變的X射線屏蔽件(或遮板)128和一個下屏蔽件托架128A。在靶組件126和探頭14的結合部，靶組件126的外徑基本上與探頭14的外徑相一致。
X射線屏蔽件128由高衰減率的材料制成，并且由屏蔽件托架128A支撐。靶組件126上任何一點的X射線通量部分地取決于X射線屏蔽件128沿從靶126B開始并穿過這一點而延伸的軸線方向的厚度。于是，按照本發(fā)明，利用對X射線屏蔽件128的厚度的有選擇性的限制可產生隨空間而變的X射線劑量分布。
在一個優(yōu)選實施例中，探頭14的外徑3mm，內徑2mm，典型長度10～16cm。靶托架126c由鈹制成，半球形尖端126c′的半徑0.8mm；探頭尖端126A由鈹制成，厚度為0.5mm。屏蔽件托架128A由輕元素制成，如鈹、鎂、鋁、或碳，厚度為0.2mm；屏蔽128如由金制成，其厚度范圍是0～0.1mm。
X射線靶126B是淀積在靶托架126C中心的由X射線發(fā)射材料(例如，高原子序數的金屬，如金)制成的小圓盤(如0.1mm直徑)。如下面更加詳細討論的，X射線靶126B的尺寸相對于沿探頭軸線16建立的電子束直徑來說是很小的，所以小靶的位置就確定所產生的X射線的源點，這個源點不由電子束的位置或尺寸確定。這一特點就允許用可重現的穩(wěn)定的X射線源來照射X射線屏蔽件128。然而，對于在靶126B上的擊中點大于靶126B的電子束，降低了產生X射線的效率。把電子束聚焦到和靶126B的尺寸相比的一個很小的點上并且用適當的裝置控制電子束在靶126B上的位置，就可以避免這種降低。
使用屏蔽128獲得的預選照射體積的空間分辨率受到幾個因素的限制，其中包括由X射線源的有限尺寸產生的半影區(qū)；由產生X射線的電子擊中點的不穩(wěn)定性引起的X射線源的尺寸和位置的相應的不穩(wěn)定性；在被照射的體積中X射線注入的能量的散布；以及，X射線和它相對于屏蔽128的位置相對于不同探頭的可重現性。
X射線源的尺寸與它距屏蔽128的距離之比確定了半影區(qū)。對于一個均勻的源來說，這個比值的優(yōu)選范圍為1/20～1/3量級，取決于散布的情況。X射線源的尺寸及其位置的穩(wěn)定性最好在最佳的源與距離之比占一個很小的份額。
建立屏蔽的X射線源的可接受的半影區(qū)和定位的一種方法是通過控制沿軸線16的入射電子束的焦點和偏轉來控制X射線源的位置和尺寸。例如，可把電子束聚焦到位于靶126B的X射線發(fā)射表面上的一點，因此焦點的直徑就是X射線源的大小。這一方法不僅要求擊中點的尺寸是正確的，而且要求準確已知擊中點相對于X射線屏蔽128的位置并且能保持這一位置。
在此實施例中，靶從理論上可以和制造設施規(guī)定的一樣大。但在優(yōu)選實施例中，X射線靶126B基本上和電子束有相同的尺寸，或者略微大于電子束。
為了保證電子擊中點相對于屏蔽的位置對于任何指定的微型X射線系統(tǒng)暫時穩(wěn)定，并且該位置在所有的其它使用的系統(tǒng)中在空間上是可以再現的，可以和電子束偏轉器一起使用一些準確設置的基準標記，以確定電子擊中點相對于屏蔽的位置。這樣一個基準標記包括一個邊緣，它在對一個電子束有截然不同作用的兩個區(qū)之間確定一個邊界。例如，在該實例中，在靶材料126B(如，Au(金))和靶托架材料126C(如，Be(鈹))之間的邊界可用作一個基準邊緣。它們的作用的相對差異是當暴露于高能電子束時Au(金)是比Be(鈹)更加明顯有效的X射線源。當電子束穿過基準標記時，X射線探測器可以檢測到X射線強度的差異，并產生相應的控制信號，該信號加到電子束偏轉器上。
X射線探測器可設置在一個反饋控制回路中，該回路用于伺服控制電子束指向靶(并且最好是靶的中心)(從電子源方向觀察)。按這樣一種結構，其中相對于電子束路徑的靶的位置一般是已知的，但期望把電子束路徑對中在靶上，首先可讓電子束沿垂直于電子束路徑的第一方向(X方向)掃過靶。當電子束通過靶的基準邊緣時(例如，當電子束在掃描期間碰到靶時，并且當電子束隨后離開靶時)，控制器識別出基準邊緣的位置，并且確定一個控制信號的X分量，它表示X方向掃描中兩個基準邊緣之間的中點。然后按照控制信號的這個分量(，即，探測到的兩個X掃描基準邊緣之間的中間)定位電子束，并且在垂直于X方向和電子束路徑的第二方向(Y方向)進行掃描。在Y方向掃描期間，探測基準邊緣，并確定控制信號的Y分量，它代表在Y方向掃描期間探測到的兩個基準邊緣之間的中點。然后用該X分量和Y分量來控制將要對中到靶上的電子束。
在靶相對于電子束路徑的位置開始時未知的情況下，通過沿屏面掃描電子束直到在X方向掃描中碰到靶時為止，就可以很快確定該相對位置。然后，響應于該掃描中的基準邊緣的檢測結果，確定一個中點并將電子束定位在該中點上，然后進行沿Y方向的掃描，即沿確認的掃描的兩個基準邊緣的連線的垂直平分線掃描。響應于Y方向掃描的基準邊緣的檢測結果，確定出一個Y方向的中點，并且使用代表X和Y方向中點的控制信號把電子束對中到靶上。
以上所述用于確定靶的中心，但還可在靶上確定其它所期望的基準點，并且使電子束偏轉以入射到這些點上。
確定準確的源位置以保證經屏蔽的輻射場對所有系統(tǒng)的空間分辨率的另一種方法是使用尺寸和期望的X射線源一樣大的小的X射線靶126B。雖然在原理上可使用任何大小的電子擊中點都不會降低經屏蔽的輻射場的空間分辨率，但我們期望的是，使電子擊中點和靶126B一樣大或小于靶126B，這樣才能最大限度地把電子能量轉換成X射線，因而可以減少使用屏蔽件的X射線源治療病人或完成任何其它需要的任務的時間。在這個意義上講，如果確定電子擊中點的大小以使該擊中點中的90％的電子都包含在如此確定的擊中點尺寸內，那么使這樣一個擊中點等于小靶尺寸可能是最佳的選擇，因為較小的擊中點本來就不會明顯改善系統(tǒng)的效率。在這樣一種情況下，不可能期望擊中點和靶一樣小。無論如何，使用小靶可保證使用一個屏蔽件來確定輻射場的所有X射線探頭都有基本上相同的空間分辨率和相對于探頭尖端的位置。
如圖12所示，靶托架126C適當配合裝進探頭尖端126A的端部。在所示的實施例中，X射線靶126B在插入探頭尖端126A之前先要淀積在靶托架126C上。例如在定位X射線靶126B和靶托架126C之前先把探頭尖端126A固定到探頭14的主體上的情況，可以制造靶托架126C，使探頭14的內徑略大于靶托架126C的外徑，以便能比較容易地插下探頭14的主體。
在一般情況下都期望將靶托架126C緊配合裝進探頭尖端126A以保證在機械方面的結構完整性。為此，例如通過使這些部件“壓配合”，或者通過利用熱膨脹將兩個部件夾在一起。在后一種情況下，將一個冷的靶托架126C(例如由液氮冷卻過的)插入一個相對較熱的(例如，室溫)探頭尖端126A中。當這些部件達到熱平衡時，它們就牢固地夾緊在一起。
在一個替換實施例中，制造的探頭尖端126A可以包括一個整體式的靶托架。在設置X射線靶126B后再把探頭尖端126A固定到探頭14上。
X射線靶126B應淀積在靶托架126C上，和探頭軸線16垂直，并且位于確定探頭尖端126A的端部的中心半球表面的中心。中心設置X射線靶126B極大地簡化了設計可變厚度X射線屏蔽件128以給出期望的X射線等劑量線所需的計算。如這里所使用的，術語等劑量線指的是一個三維體積的一個表面，其中的每一個點都經受相同的每單位的組織質量的X射線吸收。
由于靶托架126C在插入探頭14之前可先淀積X射線靶126B，因此可以使用幾種方法中的任何一個束在靶托架126C的中心形成X射線靶126B。制造這樣一種X射線靶126B的一種方法是通過插入靶托架中的空腔的一個屏蔽件來蒸發(fā)一種高源子序數的金屬。這個屏蔽件可包括一個帶有中心孔的圓盤，該中心孔對應于X射線靶126B，金屬通過中心孔淀積在靶托架126C。
除了考慮X射線源的尺寸和相對于X射線屏蔽128的位置以外，還必須計及沿X射線靶126B平面的切向方向的X射線在X射線靶126B本身中的吸收。通過使X射線靶126B的表面彎曲而不是平直，就可減小這種吸收。例如，圖13表示出靶托架126C中的一個半球形凹坑，它用于確定X射線把126B的形狀。彎曲X射線靶126B有兩個作用減小靶中的X射線吸收，減小對于X射線靶126B發(fā)出的X射線的任何其余的角度依賴性。最終的結果是X射線靶126B發(fā)射的X射線更加各向同性，它們照射到在屏蔽件托架128A上的X射線屏蔽件128上。圖13所示的彎曲的靶形狀只是一個實施例，還可以使用其它的有效形狀，例如半球面、或球面的一部分與截頭圓錐的組合。
當在一個凹坑內淀積靶126B時，可在探頭尖端126A內用靶托架126C原地不動制造靶126B，或者靶126B可作為探頭尖端126A的一個整體部分來制作。蒸發(fā)淀積物可覆蓋凹坑處和周圍表面126D。隨后用平的刮刀刮擦該表面(但不接觸凹坑)就可除去淀積在表面126D上的高原子序數金屬。
對于本發(fā)明的X射線探頭，還存在需要大面積的X射線源(而不是X射線點源)的應用。例如，小型乳房腫瘤的切除要摘除腫瘤集中點，周圍許多厘米的組織。切除手術后，可能期望照射“腫瘤床”以殺死切口周圍任何遺留的腫瘤細胞。在一個優(yōu)選實施例中，為了減小期望照射體積外的組織損傷，要利用大致和圖12所示相似的X射線屏蔽128件，用X射線設備完成大面積照射。
把探頭14的靶組件126設在距要照射的表面一定距離處，就可以很容易地獲得大面積輻射?？捎肵射線屏蔽件128控制靶組件126的前向輻射的立體角。確定屏蔽件128在每一點的厚度就可獲得基本上均勻的輻射分布圖案。可以按類似的方式使用靶組件26。
圖19表示同本發(fā)明的X射線設備一道使用的一個機械式的定位器300，用于實現在靶組件26或126與被照射表面(組織)之間所要求的精度。機械式定位器300包括一個接觸組織的接口板302，它由對于X射線來說是可透射的某種材料制成，如鈹、碳、或塑料。接口板302借助于一個對X射線不透射的底板304固定到探頭14上。為了進一步模仿一個特定的輻射場，按照和上述X射線屏蔽件128類似的方式，借助于X射線屏蔽件使正常情況下對X射線可透射的接口板302的一部分表面變?yōu)閷射線不透射。
這樣一種大面積X射線源的另一種應用是體內的內腔輻射，例如膀胱的內部。在這種情況下，在組織和大面積X射線源之間的接口板302可以是一個可充氣膨脹的氣囊，它向下延伸探頭14，使靶組件126在氣囊的中心。在這種情況下，不存在對X射線不透射的底板304。
圖21A～21F描述了本發(fā)明可實現的各個等劑量線的實例。具體來說，圖21A表示的探頭14適于產生形成中心在探頭尖端126的輻射球300的等劑量線。圖21B表示的探頭14適于產生輻射球302，其中探頭尖端126偏離開球302的中心。圖21C表示的具有尖端126的探頭14適于產生扁圓橢球形狀(即“薄餅”形狀)的輻射場，如在304A處清晰表示的以及在304B處沿軸305觀察到的。圖21D描述的具有尖端126的探頭14適于產生扁長的橢球狀(即，“雪茄”狀)的輻射場，如在306A處透視地表示的以及在306B處沿軸307觀察到的。如圖21D所示，探頭14沿橢球306A的短軸進入橢球306A中。圖21E表示的尖端126也適于產生扁長的橢球形狀的輻射場。在308A處透視地表示出該橢球，并且在308B處沿軸309也表示出這個橢球。由圖21E可以看出，探頭14沿橢球長軸進入橢球308A。圖21F描述的探頭尖端126適于產生非對稱的輻射場，如在310A處透視表示的以及在310B處沿軸311表示的。
為產生主要分布在預定的等劑量線內部的X輻射，要對厚度可變的X射線屏蔽件128進行設計；一般來說，這種設計要從描述期望的照射體積(如，腫瘤)的大小和形狀的數字式數據開始，而這些數據是通過某種成像方法(如CT掃描或磁共振成像)得到的。從這些數據、以及探頭材料的X射線吸收性質的知識、和所用屏蔽材料的知識，就可以計算屏蔽的厚度斷面的詳細情況。一般來說，等劑量線可以取許多形狀和大小，不必對稱。
可使用各種方法把設計數據轉化成實際的屏蔽。一種方法是使用激光研磨技術。例如，在一個半球形屏蔽件托架128A上涂敷一層高原子序數的金屬(如，金)，涂層厚度約100μm，其中要精確控制淀積在屏蔽件托架128A上的屏蔽材料的厚度，以便知道在隨后的研磨過程要除掉多少材料。實現高精確度的厚度控制的一種方法是通過電鍍淀積X射線吸收材料。
圖14表示一個激光研磨系統(tǒng)200，用于產生一個厚度可變的適宜的X射線屏蔽件128，以形成預定的X射線等劑量線。眾所周知，強大的激光脈沖可以清除金屬的表面層。圖14的激光研磨系統(tǒng)200包括一個機械式的定位設備，在圖中一般表示成位置控制器202，它將屏蔽件托架128A的所有表面點有次序地朝向激光束204。例如，X射線屏蔽件128和屏蔽件托架128A可繞探頭軸線16、或繞垂直于探頭軸線16的軸線212旋轉。在一個優(yōu)選實施例中，微處理器210對位置控制器202的移動進行直接控制，并將有關X射線屏蔽件128的表面的現行位置的信息返回到微處理器210以核實該特定位置。
在研磨過程之前先要計算X射線屏蔽件的規(guī)格指標(即，厚度斷面)，微處理器210從這個數據出發(fā)向激光控制器208發(fā)出命令，讓控制器208去驅動激光器214，該命令涉及需要多大的功率才能在X射線屏蔽件128上的一個特定的被照射的表面上除去正確數量的屏蔽材料。
如果屏蔽材料全是金屬的，那么可能需要一個大功率的、昂貴的激光器，才能在一個合理的時間長度內完成研磨過程。這些條件下的優(yōu)選激光器是一種激光(準分子)激光器。但是，當屏蔽材料是由懸浮在有機材料(如，聚酰亞胺)中的金屬粒子時，可使用功率非常小的激光器，例如氮激光器。
在另一個實施例中，通過屏蔽材料的受控的蒸汽淀積可產生厚度可變的X射線屏蔽128。這種技術也適合于自動化，通過一個微處理器驅動系統(tǒng)可以控制淀積的圖案。
在另一個實施例中，首先向托架電鍍屏蔽材料，對于金來說的最大所需厚度約為100μm，然后用高精度CNC車床對其進行機加工。這一實施例的優(yōu)點是使用了簡單的機械加工過程，不需要激光研磨過程需要的在線測量系統(tǒng)。
圖15A和15B表示探頭設計的一個實施例，它可使屏蔽件托架128A與探頭14精確地按角度對齊，因此可使X射線屏蔽件128與探頭14精確地按角度對齊。在這兩者之間可以提供一種機械式的鍵配合，它在圖中的表現形式是在探頭14中的一個凸片140和在靶組件126中的一個相應的凹槽142，用于保證X射線屏蔽件128和探頭14的準確定位，以便調整X射線發(fā)射圖案相對于期望的照射體積的幾何位置的方向。正如本領域的普通技術人員所知，還可以與圖1的靶組件26組合起來使用圖15A和15B的鍵配合方式的配置。
作為本發(fā)明的另一個特征，可利用控制技術來引導發(fā)射的電子束至發(fā)射元件上的選定表面，例如至在不同的空間區(qū)靶具有不同發(fā)射特征的地方。在遙測的控制下，或者在植入設備的全部或一部分之前通過對電源進行預編程，都可實現對電子束的控制。
圖8表示一個典型的靜電式電子束控制組件29。在所示的實施例中，陰極22按照與上述實施例相同的方式產生電子。電子通過聚焦電極23向陽極加速，并且通過3124A飛行靶組件26。在至靶組件26的途中，電子要穿過一個靜電偏轉組件30，如圖8A的剖面圖所示。該組件包括4個偏轉器32。通過改變加到相對的兩對偏轉器32上的電壓，當電子沿軸線16B向靶組件26運動時，沿軸線16A進行組件的電子束就被偏轉，或“被控制”。因此，根據需要可把電子束軸線控制成直的或彎的。如以下所述，可按另外的方式使用電磁技術來進行電子束控制。在后一種情況下，可用磁偏轉器線圈代替靜電偏轉板32，用電流驅動該線圈以建立實現已形成的電子束偏轉所必要的磁場。
按電子束控制實施例的另一種形式，不讓電子束通過靜電偏轉組件30，而是讓電子束通過一組磁場產生線圈。這些線圈的排列方式類似于組件30的靜電偏轉板。通過改變通過線圈的電流，按預定的方式產生了最終的磁場，以便對電子束的路徑產生影響。
按這樣一種方式，可以控制電子束，使其擊中錐形靶組件(圖8)或任何其它特殊幾何形狀的靶上的某些體形位置。例如，在所示的實施例中，擊中靶組件26的尖角側的電子束將產生從這一側發(fā)出的X射線，穿過靶組件的相對側發(fā)出的入射的射線極少或根本沒有。
按電子束控制實施例的另一種形式，通過改變靶組件和空間有關的發(fā)射參數(如輻射峰值隨能量的變化)可控制X射線的發(fā)射特征。通過改變例如具有“牛眼形”空間分布形狀的靶組件26上各個點的發(fā)射峰值(隨能量而變)，就可以控制電子束，使其抵達相對高能的X射線發(fā)射區(qū)，或抵達相對低能的X射線發(fā)射區(qū)。于是，可有選擇地把電子束引向靶組件的各個區(qū)，實現所需的X射線發(fā)射特征和方向。
如本領域的普通技術人員所知，還可以將圖8的電子束控制組件29與圖12的靶組件126結合起來使用。
圖16、17、和18表示出另一種電子束控制組件29′，組件29′包括一個反饋回路系統(tǒng)31，以準確定位電子束在X射線靶126B上。在所述的這個說明性實施例中，偏轉組件30與圖8所示基本類似，(只是該組件是定位在探頭外部的一個磁偏轉系統(tǒng))，并且設有一個X射線探測器142，以監(jiān)視X射線靶126B發(fā)出的X射線。X射線探測器142可偏離電子束軸定位(如圖所示)，或者就放在陰極22后邊的軸線上。
當在靶126B的X射線發(fā)射中存在伴生變化時，可以測量電子束軌道的變化。偏轉控制器144(最好由微處理器驅動)可利用來自X射線探測器142的數據，并且通過控制加到偏轉組件30的偏轉器32上的電壓，可適當改變電子束的位置。
例如，可利用反饋回路系統(tǒng)31把電子束對中到小型X射線靶126B上。但，當監(jiān)視信號的變化的確表示電子束中心已經從靶中心移開時，沒有立即出現有關移動在哪個方向發(fā)生的信息。因此可能必須周期性地沿已知方向偏轉電子束，并且觀測監(jiān)視信號的狀況以使電子束回到中心位置。
把X射線探測器142放在電子光學元件138的后邊以監(jiān)視沿探頭14的軸線16向后發(fā)出的X射線，從而就可以得到保持電子束定位在X射線靶126B上所需的監(jiān)視信號。在圖16和17中，圖中所示的被監(jiān)視的X射線140都偏轉通過電子光學元件138的一側。然而，如果陰極足夠薄以致于對X射線來說變成可透射的，那么就有可能設計該系統(tǒng)，使X射線140能夠穿過電子光學元件138和陰極22，可把探測器142放在外殼12的內部或外部，分別如圖16和17所示。如圖17所示，如果把探測器142放在外殼12的外部，則應該在外殼的壁上設置一個X射線透射窗口48，以便對探測器142和X射線靶126B進行光耦合。
在將電子束準確對中在X射線靶126B上之后，可使用圖16和17的反饋系統(tǒng)優(yōu)化電子束焦點，以得到最大的X射線輸出。為此，例如，使用偏轉控制器144來調節(jié)電子光學元件138的聚焦元件(例如，聚焦電極23)上的電壓，從而使反饋系統(tǒng)監(jiān)視的信號最大。
還可以與圖1或8所示的靶組件26一道使用圖16和17所示的反饋系統(tǒng)。例如，可使用該反饋系統(tǒng)來定位電子束，使電子束入射到具有不同發(fā)射特征的區(qū)域(例如，上述的牛眼形空間分布形狀)的發(fā)射元件的一個特定點上。此外，可利用反饋系統(tǒng)控制電子光學元件的加速電壓。
如以上描述的這些實施例所示，圖1的設備10包括一個電源12A。圖6是有代表性的電源12A的方塊圖。圖7表示圖6電源的一個比較詳細的示意圖。如圖6和7所示，該實施例包括；一個回掃開關式變換器和調節(jié)器280；一個30∶1的電壓變壓器282，它耦合到控制電壓(或高壓倍增器輸入)端282A；以及，一個10級電壓倍增器，它耦合到高壓端22A，并且適于驅動熱離子發(fā)射體22的燈絲。借助于燈絲驅動電路286并通過電流控制端292a和電容器Co把一個燈絲射頻功率驅動器和電壓-頻率(V/F)變換器290以及相關的射頻燈絲驅動器292耦合到發(fā)射體22的燈絲上。
差分放大器294響應于在線295上的電流反饋信號和在線296上的外加的發(fā)射控制信號之間檢測到的差值，通過驅動射頻功率驅動器和V/F變換器290建立一個電流反饋回路。有選擇地控制后一個信號，從而在發(fā)射體(熱離子陰極)22的燈絲中形成X射線管陰極電流的期望的瞬時變化。
根據在線297上的電壓反饋信號和在線298上的外加高壓控制信號之間檢測到的差值通過開關式變換器和調節(jié)器280來建立高壓幅度反饋回路。有選擇地控制后一個信號，以便在發(fā)射體(熱離子陰極)22的燈絲上形成電位的期望幅度變化。
在美國專利No.5,153,900和美國專利申請序列號No.955,494中對圖6和7所示電源提供更加詳細的描述。
圖9表示適合于腦瘤的X射線治療的一個典型的系統(tǒng)300。系統(tǒng)300包括一個與低功率X射線設備10A相連結合使用的立體定向框架302。在該結構中，X射線設備10A大體上類似于圖1所示的X射線設備10，只是具有圓柱形的幾何形狀。用相同的標號代表兩個X射線設備10和10A中的相同的部件，一般來說，立體定向框架提供一個相對于病人頭顱固定的基準結構。雖然上述優(yōu)選實施例特別適合于與這種立體定向框架一道使用，但本發(fā)明的其它實施例也可能以類似的方式同這種或其它框架、或者同通用的基準框架一道使用，例如建立一個操作固定裝置的框架，可將其固定到除頭部外的身體的一部分上并以此為基準。在圖9所示的實施例中，立體定向框架302大體上類似于“RadionicsInc.，Burlington，Massachusetts”制造的Cosman-Roberts-Wells系統(tǒng)。
在所示的實施例中，框架302建立了一個圍繞一個期望的原點O的XYZ參考坐標系。框架302包括一個確定了一個參考平面的大體U形的支承元件304。4個臂306A、306B、306C、和306D(未示出)從支承架304伸出。每個臂都有一個定位銷308。各銷308大體互相面對地從臂306A、306B、306C、和306D的對應遠端尖端伸出。在使用中，4個銷308靠緊患者頭蓋骨定位，在框架302和病人的頭顱之間確定一個固定的位置關系。于是框架302相對于病人的頭顱確定了該XYZ參考坐標系。
借助于一對旋轉耦合組件312和一對直線耦合組件314把一個X射線設備支承件310耦合到支承件304上。X射線設備支承件310包括一個弧形支承軌道310A。X射線設備10A通過耦合組件316耦合到支承軌道310A上。耦合組件316使X射線設備10A在沿軌道310A的圓形路徑上并且在沿從弧形軌道310A的圓形路徑向原點O徑向向內延伸的軸線(如，軸線316′)的內極限點和外極限點之間產生受控的移動。
此外，繞旋轉耦合組件312的轉輪體的旋轉可使X射線設備支承件310繞X軸轉動。通過沿直線耦合組件314的軌道314A的移動，X射線設備支承件310可以沿垂直于由X和Y軸確定的平面(X-Y平面)的方向改變位置。在該說明性實施例中，軌道314A中的T形槽與固定到元件304上的滑塊314B的凸榫配合，可沿垂直于X-Y平面的方向產生直線移動。調節(jié)該滑塊314B上的定位螺釘332，可以把X射線支承件310鎖緊在相對于支承框架304的設定高度。
通過移動從支承件304的軌道304A中的元件310延伸的凸榫，可在Z方向移動X射線支承件310。使用鎖緊螺栓334可以確定元件310沿軌道304A的受控位置。
此外，相對于支承件305滑動件304，就可以在X方向按可調節(jié)的方式定位支承件304，支承件304以三個自由度按可調節(jié)方式定位，因此能在患者的頭蓋骨內確定原點O的期望位置。
圖10以分解的形式表示出耦合組件316和X射線設備10A。如圖所示，耦合組件316包括一個容座316A、一個套管件316B、再加上X射線設備10A的形狀互補部分。如圖所示，X射線設備10A的探頭14的中心軸線16與軸線316′同軸。探頭14的電子束一般情況下也與軸線316′同軸，但可以按可調節(jié)方式改變這個電子束，如以上結合圖8、8A、16、17、和18所描述的，并且如以下結合圖10將要描述的。
圓柱形的套管元件316B有一部分定位在容座316A內部并且與容座316A同軸。套管元件316B是可滑動的(沿輻射軸線316′方向)，并且使用定位螺釘318A可相對于容座316A有選擇地把套管件316B鎖緊就位。套管件316B包括沿其中心軸線延伸的一個中心孔(直徑為D)。
如以上所述，X射線設備10A類似于圖1所示的X射線設備10，但具有大體圓柱形的外殼12；探頭14包括一個緊挨著外殼12的一個圓柱形肩部14A(其直徑略小于D)，肩部14A的主要部分具有較小直徑(在該優(yōu)選實施例中為3.0mm)。借助于這樣一種結構，可以定位X射線設備10A，使它的軸線16與軸線316′同軸，并將肩部14A滑動進入套管件316B的孔中?？梢允褂眉?16B的定位螺釘310沿軸線316′固定X射線設備10A的相對位置。
X射線設備10A可以包括用于電子束的磁偏轉子系統(tǒng)。磁偏轉子系統(tǒng)320包括如圖18所示的磁偏轉線圈32，它圍繞軸16定位在肩部14A內。驅動這些線圈以按可調節(jié)方式控制電子束軸的位置，使電子束以期望的方式入射在組件126的靶上(例如，如圖16和17所示)。按該優(yōu)選方式，監(jiān)視由設備10A產生的輻射(例如通過圖16和17所示的X射線探測器142，和/或設在病人體外的X射線探測器)，并且通過控制加到如圖11所示的偏轉線圈的偏轉線X1、X2、Y1和Y2上的控制電流適當驅動偏轉線圈。
如圖9所示，以微處理器為基礎的控制器可以不設在外殼12中，而是可以定位在外殼12的外部的控制單元342中。控制單元342通過電纜342′耦合到X射線設備10A。X射線設備10A的細長探頭14的結構應使探頭14可穿過由活組織檢查針留下的通道，因此很容易把探頭14插入病人腦內。對于由硬組織構成的腫瘤，并且使用了寬度小于探頭14的活組織檢查針，腫瘤的正確穿刺方法首先可能要求用中等大小的針拓寬由活組織檢查針留下的通道。
借助于這種結構，探頭14的尖端包含X射線發(fā)射靶，并且通過沿軸線316′的移動該尖端可相對于顱側插入部位來回移動。通過定位螺釘318A和320可把X射線設備10A固定在一個指定的位置。對X射線設備10A的探頭14的長度進行選擇，使其滿足當探頭14全部插下并到達沿316A的軸線316′的下限位置時，探頭14的尖端的曲率中心剛好在原點O；當X射線設備10A完全抽出并到達沿軸線316′的上限位置時，探頭14的遠端尖端趨于到達病人頭蓋骨的外部。可以設定弧形支承軌道310A的坐標，使原點O位于期望的等照射中心。這樣，通過旋轉X射線設備10A的支承件310，而且沿弧形支承軌道310A的圓周軌道還要沿軸線316′定位X射線設備10A，用戶就能夠選擇出合適的通道(最好破壞性最小)，把探頭14插入病人腦內，當探頭14全部插入到下限點時探頭14的尖端定位在原點O。
圖11表示用于圖9和10的X射線設備10A的優(yōu)選高壓電源12A的示意圖。在該電源中，高壓驅動信號是0～9伏的驅動信號。這個信號驅動回掃開關型場效應晶體管(FET)Q1，Q1又驅動高壓回掃變壓器。高壓回掃變壓器將+12伏的電壓提升到幾千伏。高壓倍增器D1～D28又將這個電壓升高到15～40千伏的期望輸出電壓。電壓反饋線向控制器12C提供反饋信息，可使高壓倍增器的輸出電壓數值保持不變。
燈絲+和-線向FET Q2和Q3提供互補的9伏250千赫的方波驅動信號。這些FET把可變的燈絲直流電壓斬波成交流電壓，并且驅動燈絲/高壓隔離變壓器T2。如果使用高頻信號去驅動這個變壓器，那么只有一圈的變壓器次級就能驅動X射線管的燈絲。這又可使變壓器微型化，同時又能維持必要的高壓隔離。電流線FB允許控制器12C去檢測電子束電流，然后控制器通過向熱離子發(fā)射體22提供適當的加熱電流來調節(jié)燈絲直流電壓以獲得期望的電子束電流。偏轉線X1、X2、Y1、Y2向電子束的磁偏轉線圈提供電流驅動信號。
如以上對于圖1討論過的，該設備10包括在電子進入探頭14之前產生并加速電子束的部件以產生并加速電子。產生的電子束然后通過探頭14、沖擊靶26b、并且由此產生X射線。在沒有磁場的情況下，通過探頭14的電子遵循一個直線的軌跡。因此，探頭14一般為剛性的，不能有任何彎曲。
然而，在某些醫(yī)學應用中，使用柔性探頭是有益的。一種這樣的應用是沿一現成的通道(如，氣管)把X射線源送下。另一種這樣的應用是在臨界結構(如，神經或血管)周圍操縱X射線源。
圖20A表示包括一個柔性探頭214的設備200的示意圖。設備200包括一個高壓網絡218、一個激光源220、一個探頭組件214、和一個靶組件226。按照本發(fā)明的一個方向，把電子產生和加速部件定位在靶組件226中，設備200就可提供所需的柔性，其中不使用強磁場。探頭組件214把激光源220和高壓網絡218都耦合到靶組件226。探頭組件包括封閉在一個小直徑柔性金屬管204中的柔性纖維光纜202。
靶組件226(例如，長度為1～2cm)從探頭組件214的端部開始延伸，并且包括封閉靶228的一個殼層。按照一個實施例，靶組件226在本質上是剛性的，并且一般是圓柱形狀。在該實施例中，可認為封閉靶組件的圓柱形殼層已為電子束源以及從外殼開始沿電子束路徑延伸的管狀探頭提供了一個外殼。組件226的內表面226A襯有電的絕緣層，而組件226的外表面226B是導電的。按照一個優(yōu)選實施例，靶組件嚴密密封到探頭組件214的端部，并抽成真空。按照另一個實施例，整個探頭組件214都抽成真空。
纖維光纜202的終端202A至少有一部分面積最好涂有半透明的發(fā)光物質(如，Ag-O-Cs)，于是形成一個光電陰極216，夾在纖維光纜202中的高壓導線208把電子從高壓網絡218導通到陰極216。類似地，柔性管204把地返回線從靶228耦合到高壓網絡218，從而在陰極216和靶228之間建立了一個高壓場。纖維光纜202的作用是在高壓導線208和接地的柔性管204之間的絕緣介質。
在一個實施例中，為了消除從纖維光纜202出來的光被高壓線208的吸收和散射，纖維光纜202可具有環(huán)形結構，如圖20B的剖面圖所示。激光器220發(fā)出的光前進到纖維光纜202的環(huán)形芯250。在芯250每一側的覆蓋層260的折射系數可使入射在交界處的光束折射到芯250內。接地的柔性金屬管204包圍著外覆蓋層260。
像先前描述的實施例那樣，靶228例如是鈹(Be)，在靶的一側涂以高原子序數元素(例如，鎢(W)或金(Au))的薄膜或層228A。
在操作中，向下照射纖維光纜202的小型半導體激光器220激勵有發(fā)射能力的光電陰極216，光電陰極216產生自由電子222。在陰極216和靶228之間的高壓電場加速這些電子，迫使它們擊中靶228的表面228A并產生X射線。為了用發(fā)射0.8μm波長的光的激光器220從Ag-O-Cs光電陰極216產生例如20μA的電流，如果若使光電陰極216對這個波長的光有0.4％的量子效率，則要求激光器220能發(fā)射7.5毫瓦(mW)的光功率。這樣一種二極管激光器很容易通過商業(yè)途徑得到。按照本發(fā)明，形成陰極216的光電發(fā)射表面實際上可十分小。例如，對于陰極216的電流密度為1A/cm2的情況，光電陰極直徑僅需約50μm。
在30～50kV的高壓場中自由電子222的加速在靶228的膜228A中碰撞產生正離子。這些正離子將向光電陰極216加速，撞擊并有可能損壞光電陰極的表面。如在圖22中示意表示的，在減小離子對光電陰極216轟擊的一個實施例中，在與光電陰極非?？拷奈恢枚ㄎ灰粋€高電阻抗的(環(huán)形殼)屏蔽件217，并且屏蔽件217沿其外部邊緣電耦合到光電陰極。屏蔽件217中的小孔217A聚焦自由電子222，并將它們散布在靶228上。返回的離子擊中在屏蔽件217上，不會擊中光電陰極216。
本發(fā)明在制造方面的一個困難是制造光電陰極216，用實用的物質制造合理的量子效率大于10-3的光電陰極應該在真空中進行。這一過程可利用定位在鐘形容器中的纖維光纜202來完成，在該容器中按常規(guī)方式例如制造Ag-O-Cs光表面。隨后，在不暴露于空氣的條件下，把光纜202插入管204，并使光電陰極216與屏蔽件217接觸。把端部202B真空密封到柔性管204上。
在上述實施例中，探頭14、或214，以及與其相關的靶組件26、126、或226，都可涂以生物相適應的外層，例如在鎳的底層上涂以氮化鈦。為了得到附加的生物相適應保護，可在探頭上加一個由聚氨酯構成的護套，如圖2所示的護套。
本發(fā)明在不偏離本發(fā)明的構思和基本特征的條件下還可以按其它的特定形式實施。因此認為本發(fā)明的實施例在所有方面都是說明性的而不是限制性的，本發(fā)明的范圍由所附的權利要求書表示，而不是由以上的描述表示；因此期望，落在權利要求書的等價物的范圍和含義內的所有變化都包括在權利要求書的范圍之內。
權利要求
1.一種X射線源，包括A.一個外殼，封閉一個電子束產生裝置，電子束產生裝置用于沿電子束路徑產生電子束，所說電子束產生裝置包括一個電子源；B.一個細長管狀探頭，從所說外殼開始并圍繞所說電子束路徑沿一中心軸線延伸；C.一個靶組件，包括一個靶元件，其中所說靶元件響應于入射在該靶元件上的電子發(fā)射X射線，所說靶組件包括把所說組件從所說外殼耦合到所說探頭遠端端部的裝置，借此可沿所說電子束路徑定位所說靶組件；以及D.一個電子束控制裝置，其中所說電子束控制裝置包括i.偏轉裝置，響應于偏轉控制信號把所說的電子束從一個標稱軸線偏轉到和所說靶元件上和一個選擇的表面區(qū)交叉的軸線；ii.反饋網絡，包括用于檢測所說束的電子束的偏轉檢測裝置，以及產生代表所說偏轉的反饋信號的裝置，以及iii.偏轉控制器，耦合到所說偏轉裝置和所說反饋網絡，并且包括根據所說反饋信號產生所說偏轉控制信號的裝置。
2.如權利要求1的X射線源，其中所說偏轉檢測裝置包括檢測所說靶元件的X射線發(fā)射的X射線檢測裝置。
3.如權利要求2的X射線源，其中所說X射線檢測裝置設在所說電子束源的附近。
4.如權利要求3的X射線源，其中據說發(fā)射的X射線源至少有一部分從所說靶組件傳播到所說X射線檢測裝置。
5.如權利要求3的X射線源，其中所說電子束源定位在所說靶元件和所說X射線檢測裝置之間，所說發(fā)射的X射線至少有一部分通過所說電子束源傳播到所說X射線檢測裝置。
6.如權利要求2的X射線源，其中所說X射線檢測裝置設在所說外殼的外部。
7.如權利要求2的X射線源，其中據說反饋控制器包括控制所說電子束的所說偏轉的裝置，借此所說X射線檢測裝置可檢測到來自所說靶元件的最大X射線發(fā)射。
8.如權利要求1的X射線源，其中所說電子束控制組件包括校準裝置，用于周期性地沿至少一個預定方向的軸線偏轉所說的電子束，以校準所說偏轉檢測裝置。
9.如權利要求8的X射線源，其中形成所說邊界之一。
10.如權利要求1的X射線源，其中的電子束控制組件包括沿至少一個預定方向的軸線偏轉所說電子束的裝置，其中所說靶組件包括托架裝置，用于支承所說靶元件，并且其中的一個或多個邊界在所說托架裝置和所說靶元件之間形成，該每個所說邊界都確定橫斷相關的一個所說方向的軸線的相應的基準邊緣。
11.如權利要求10的X射線源，其中形成兩個所說邊界，所說相關的預定方向相互垂直。
12.如權利要求11的X射線源，其中所說偏轉裝置包括定位裝置，用于控制入射到所說靶的中心的所說電子束，并且包括i.沿垂直于所說電子束路徑的第一方向(X方向)使所說電子束掃描所說靶的裝置，該裝置在所說掃描中檢測基準邊緣，并且借此在所說檢測的基準邊緣之間的所說靶上確定X方向參考點，ii.使所說電子束沿第二方向(Y方向)掃描所說靶的裝置，其中所說Y方向垂直于所說X方向和所說電子束路徑，該裝置在所說掃描中檢測基準邊緣并借此在所說檢測的基準凸緣之間的所說靶上確定Y方向參考點，iii.產生代表所說X方向中點和所說Y方向參考點的所說控制信號的裝置，以及iv.把所說控制信號加到所說偏轉裝置的裝置，借此使所說電子束入射到所說靶上的一個期望點上(從所說源觀察)。
13.如權利要求12的X射線源，其中所說X方向參考點是沿所說X方向掃描連接所說檢測的基準凸緣的線的中點，而Y方向參考點是沿所說Y方向掃描連接所說檢測的基準凸緣的線的中點。
14.如權利要求11的X射線源，其中所說偏轉裝置包括靶探測裝置，它包括i.控制所說的電子束使其在所說外殼的遠端的所說探頭的所說端部以屏面掃描圖案進行掃描的裝置；ii.識別其中所說電子束橫過所說靶元件的掃描、沿所說掃描檢測基準邊緣、并借此沿所說經識別的掃描確定第一參考點的裝置。
15.如權利要求14的X射線源，其中所說第一參考點是沿所說確認的掃描檢測的兩個基準凸緣之間的中點。
16.如權利要求15的X射線源，進一步還包括i.產生代表所說第一參考點的所說控制信號的裝置，ii.把所說控制信號加到所說偏轉裝置的裝置，借此沿連接所說經識別的掃描的所說基準邊緣的一條直線的垂直平分線定位所說電子束，iii.沿垂直于所說線的一個方向軸線掃描所說電子束的裝置，該裝置沿所說方向軸線檢測所說基準邊緣，并借此確定沿所說檢測的基準邊緣之間的所說方向軸線的第二參考點，所述第二參考是沿在所說檢測的基準凸緣之間的所述方向的軸線的中點。iv.產生代表所說第一和第二參考點的所說控制信號的裝置，以及v.把所說控制信號加到所說偏轉裝置的裝置，借此使所說電子束入射到所說靶的中心(從所說源觀察)。
17.如權利要求1的X射線源，其中所說偏轉控制器設于所說外殼中。
18.如權利要求1的X射線源，其中所說偏轉控制器設在所說外殼的外部。
19.如權利要求1的X射線源，其中所說的電子束的特征是電子束電流，所說電子束源進一步包括控制器裝置，它響應于所說X射線檢測裝置，根據來自于所說靶元件的檢測到的X射線發(fā)射調節(jié)所說電子束電流。
20.一種X射線源，包括A.一個外殼，封閉一個電子束產生裝置，電子束產生裝置用于沿電子束路徑產生電子束，所說電子束路徑沿一電子束軸線布置，所說電子束產生裝置包括一個電子源；B.一個細長管狀探頭，從所說外殼開始并圍繞所說電子束路徑沿一中心軸線延伸；以及C.一個靶組件，沿所說中心軸線延伸，并且包括把所說靶組件耦合到所說外殼遠端的所說探頭的端部的裝置，所說靶組件包括(i).一個靶元件，它具有一個第一表面并定位在所說電子束路徑中，其中所說靶元件響應于入射在所說第一表面上來自所說電子束的電子發(fā)射X射線；(ii)一個探頭尖端組件，包括維持所說靶元件的所說第一表面位于所說電子束路徑中的裝置，所說探頭尖端組件基本上對X射線是可透射的，并且在所說探頭的一個遠端確定一個外表面；以及(iii)一個屏蔽件，其特征是有一個選擇的透射斷面，該屏蔽件定位在所說探頭尖端組件的所說凸出的外表面上，用于控制從所說源發(fā)出的并且穿過所說探頭尖端組件的所說X射線的等劑量線的空間分布。
21.如權利要求20的X射線源，其中所說靶組件可從所說細長管狀探頭上拆下來。
22.如權利要求21的X射線源，其中所說管狀探頭和所說靶組件包括一個內裝的對準裝置，用于圍繞相應的中心軸線相對于所說管狀探頭對準所說靶組件。
23.如權利要求20的X射線源，其中所說探頭尖端組件包括A.一個靶托架元件，它的第一側適于支撐所說靶元件，它的第二側與所說第一側相對，所說第二側是所說外表面；B.一個探頭尖端元件，它與所說靶托架元件同軸定位，并且耦合到所說靶托架元件。
24.如權利要求23的X射線源，其中所說靶托架元件基本上是半球形，所說靶托架元件適于和所說靶元件同軸定位。
25.如權利要求23的X射線源，其中所說的靶托架元件由鈹制成。
26.如權利要求23的X射線源，其中所說靶托架和所說探頭尖端元件壓配合在一起。
27.如權利要求23的X射線源，其中在所說探頭尖端元件同心地耦合在所說靶托架元件之前，使所說靶托架相對于所說探頭尖端元件變冷卻，并且當所說靶托架元件和所說探頭尖端元件達到熱平衡時，所說探頭尖端元件和所說靶托架元件由于所說靶托架元件的熱膨脹而變?yōu)閵A緊在一起。
28.如權利要求23的X射線源，其中所說靶托架元件和所說探頭尖端元件整體式構成在一起。
29.如權利要求20的X射線源，其中所說的靶組件包括一個夾在所說探頭尖端組件的所說外表面和所說屏蔽件之間的一個屏蔽件托架元件。
30.如權利要求20的X射線源，其中所說屏蔽件具有預定厚度的斷面。
31.如權利要求20的X射線源，其中所說靶元件的所說第一表面是凹形的。
32.如權利要求20的X射線源，其中所說靶元件的所說第一表面是凸狀的。
33.如權利要求32的X射線源，其中所說靶元件大致為半球形。
34.如權利要求20的X射線源，其中所說靶組件的所說第一表面基本上是平直的，并且確定所說靶元件的位置以使所說第一表面垂直于所說中心軸線。
35.如權利要求20的X射線源，其中所說的靶元件是由高原子序數的金屬構成的。
36.如權利要求20的X射線源，其中所說電子束具有大致圓形的橫斷面，它在所說靶元件處的直徑為d1，所說靶元件具有橫斷所說電子束軸線的最大尺寸d2，該尺寸是在所說靶元件處穿過所說束軸線測得的；其中d2小于或等于d1。
37.如權利要求20的X射線源，其中所說電子束具有大致圓形的橫斷面，它在所說靶元件處的直徑為d1，所說靶元件具有橫斷所說電子束軸線的最小尺寸d2，該尺寸是在所說靶元件處穿過所說束軸線測得的；其中，d2大于或等于d1。
38.如權利要求20的X射線源，其中所說屏蔽具有一個面對所說靶元件的大致半球面的表面，所說靶元件在橫過所說靶元件處的所說電子束軸線的一個最大尺寸d2，所說電子束軸線與所說靶元件的交點位置距所說屏蔽的所說半球面表面的最小距離為d3，并且d2/d3在1/3～1/20的近似范圍內。
39.如權利要求38的X射線源，其中所說電子束具有大致圓形的斷面，它在所說靶元件處的直徑為d1，并且d1/d3在1/3～1/20的近似范圍內。
40.如權利要求39的X射線源，其中所說第一表面是凹形的。
41.如權利要求39的X射線源，其中所說第一表面是凸狀的。
42.如權利要求20的X射線源，其中所說屏蔽是電鍍在所說探頭尖端組件的所說外表面上的，然后進行激光研磨使其具有預定的厚度斷面分布，實現從所說探頭尖端組件發(fā)出的所說X射線的選定的等劑量線。
43.如權利要求20的X射線源，其中所說的屏蔽具有向所說探頭尖端組件的所說外表面上蒸汽淀積一個預定厚度的斷面。
44.如權利要求20的X射線源，其中所說的屏蔽是向所說探頭尖端的所說外表面進行的電鍍層，然后再對其進行機加工使其具有一個預定厚度的斷面。
45.一種制造能與電子束源一起操作產生具有由預定等劑量線確定的空間分布的X射線的靶組件的方法，所說方法包括如下步驟A.形成一個適合于響應入射電子發(fā)射X射線的靶元件；B.形成一個探頭尖端組件，該組件包括用于維持所說電子束路徑使之與所說靶元件相交的裝置，其中所說探頭尖端組件對X射線基本上是透明的，并且具有一個外表面；并且C.形成一個屏蔽，其特征是有一個選定的透射斷面，該屏蔽定位在所說探頭尖端組件的所說外表面上，其中所說屏蔽對建立至少一部分所說等劑量線是有效的。
46.如權利要求45的方法，其中的步驟C還包括如下步驟向所說探頭尖端組件的所說外表面電鍍用于制造所說屏蔽的金屬。
47.如權利要求46的方法，還包括如下步驟激光研磨所說屏蔽，使之具有預定的厚度斷面分布，以實現所選的等劑量線。
48.如權利要求46的方法，還包括如下步驟機加工所說屏蔽，使之具有預定的厚度分布，以實現所選的等劑量線。
49.如權利要求45的方法，其中的步驟C還包括如下步驟向所說探頭尖端組件的所說凸形外表面淀積所說屏蔽，其中將所說屏蔽淀積成具有一預定的厚度斷面分布，所說厚度斷面分布確定至少一部分所說等劑量線。
50.如權利要求45的方法，其中的步驟C還包括如下步驟向所說探頭尖端組件的所說凸形外表面淀積所說屏蔽。
51.一種按照權利要求50制造靶組件的方法，其中所說的方法還包括如下步驟激光研磨所說屏蔽，使之具有預定厚度斷面分布，以實現所選的等劑量線。
52.如權利要求45的制造靶組件的方法，還包括如下步驟使用一個計算機確定的模型確定所說透射厚度斷面分布。
53.一種X射線源，包括A.一個電源，包括第一端和第二端，以及一個驅動裝置，用于在所說第一端和所說第二端之間建立一個輸出電壓，所說輸出電壓在10kV～90kV的近似范圍內具有一個峰值；B.一個柔性纖維光纜組件，具有一個起始端和一個終止端，并且包括從所說起始端延伸到所說終止端的光纖元件，適于向所說終止端發(fā)送入射在所說起始端的光；C.一個光源，它包括用于在所說光纖組件的所說起始端產生一個光束并將光束引導到該起始端的裝置；以及D.一個靶組件，它固定到所說纖維光纜組件的所說終止端，并且借助于所說第一端和第二端電耦合到所說電源，并且包括響應于向所說終止端發(fā)送的光在預定的能譜范圍發(fā)射X射線的裝置。
54.如權利要求53的X射線源，其中所說的光束基本上是單色的。
55.如權利要求54的X射線源，其中所說的光源是一種激光器，并且其中所說光束最相干光束。
56.如權利要求53的X射線源，其中所說靶組件包括具有光電發(fā)射表面的光電陰極，所說光電陰極靠近所說光纖元件的所說終止端定位，并且響應于來自所說終止端的并且入射在光電陰極上的所說光束部分從所說光電發(fā)射表面發(fā)射電子。
57.如權利要求56的X射線源，其中所說靶組件包括與所說光電發(fā)射表面隔開并與所說光電發(fā)射表面相對的靶元件，并且包括響應于從所說光電發(fā)射表面發(fā)出的并且入射在所說靶元件上的電子而發(fā)射X射線的裝置。
58.如權利要求57的X射線源，其中所說電源的所說第一端電耦合到所說光電發(fā)射元件，所說電源的所說第二終端電耦合到所說靶元件，由此建立一個電場，該電場的作用是加速從所說發(fā)射表面向所說靶元件發(fā)射的電子。
59.如權利要求58的X射線源，其中所說的第二端為地電位。
60.如權利要求58的X射線源，其中所說纖維光纜組件包括位于所說光纖元件內部的電導線，并且適于電耦合所說電源的所說第一端至所說光電陰極。
61.如權利要求60的X射線源，其中所說纖維光纜組件包括一個導電的、柔性的、外護套，所說護套適于電耦合所說電源的所說第二端至所說靶組件。
62.如權利要求61的X射線源，其中所說靶組件包括耦合在所說護套和所說靶元件之間的一個導電的外表面。
63.如權利要求61的X射線源，其中所說靶組件基本上是剛性的并且是大體圓柱形形狀，并且包括一個電絕緣的內表面、第一基端、和第二基端，其中所說第一基端沿一個縱軸與所說第二基端相對，其中所說光電陰極靠近所說第一基端定位，所說靶元件靠近所說第二基端定位。
64.如權利要求63的X射線源，其中所說靶組件包括密封所說靶組件的裝置，從而形成由所說內表面，所說第一基端，和所說第二基端確定的一個封閉的室。
65.如權利要求64的X射線源，其中所說封閉室是抽成真空的。
66.如權利要求56的X射線源，其中所說的光陰極是在所說光纖元件的所說終止端上形成的。
67.如權利要求66的X射線源，其中所說靶組件包括一個與所說光陰極分開的靶元件，并且該靶元件包括用于響應入射電子發(fā)射X射線的裝置。
68.如權利要求67的X射線源，其中所說電源的所說第一端電耦合到所說光陰極上，所說電源的所說第二端電耦合到所說靶元件上，從而建立用于加速從所說發(fā)光表面發(fā)射到所說靶元件的電子的一個電場。
69.如權利要求68的X射線源，其中所說第二端為地電位。
70.如權利要求68的X射線源，其中所說纖維光纜組件包括一個定位在所說光纖元件的內部的一個電導體，它適合于把所說電源的所說第一端耦合到所說光陰極上。
71.如權利要求70的X射線源，其中所說纖維光纜組件包括一個導電的柔性外護套，所說護套適于把所說電源的所說第二端耦合到所說靶組件。
72.如權利要求71的X射線源，其中所說靶組件包括一個導電的外表面，該外表面將所說護套耦合到所說靶元件上。
73.如權利要求72的X射線源，其中所說靶組件大致為剛性并且基本上呈圓柱形，它包括一個電絕緣的內表面、一個第一基端、和一個第二基端，其中所說第一基端沿一縱軸與所說第二基端相對，其中所說光陰極的位置靠近所說第一基端，所說靶元件的位置靠近所說第二基端。
74.如權利要求53的X射線端，其中所說電源進一步還包括可選擇性操作的裝置，用于選擇性地控制所說輸出電壓的幅度。
75.如權利要求57的X射線源，其中從所說光電發(fā)射元件發(fā)出并入射在所說靶元件上的所說電子形成一個電子束，該電子束的特征是束電流的近似范圍是1nA～100μA。
76.如權利要求58的X射線源，其中從所說光電發(fā)射表面發(fā)出并入射在所說靶元件上的所說電子由所說電場加速到10keV～90keV的能量近似范圍。
77.如權利要求53的X射線源，其中所說纖維光纜組件進一步包括A.一個導電電纜，其中所說光纖元件同軸地設在所說導電電纜的周圍；以及B.一個導電的外殼層，它同軸地設置在所說光纖元件的周圍。
78.如權利要求57的X射線源，其中所說纖維光纜組件進一步包括第一覆蓋殼層，所說第一覆蓋殼層的折射率小于所說透光芯部的折射率，第一覆蓋殼層同心地設在所說導電電纜和所說光纖元件之間。
79.如權利要求78的X射線源，其中所說纖維光纜組件進一步還包括第二覆蓋殼層，所說第二覆蓋殼層的折射率小于所說透光芯部的折射率，第二覆蓋殼層同心地設置在所說光纖元件和所說導電外殼層之間。
80.如權利要求57的X射線源，進一步還包括一個靠近所說光電陰極的環(huán)形殼層屏蔽元件，所說屏蔽元件確定一個中心孔，可允許通過某些所說發(fā)射的電子達到靶元件并且擋住某些其余的所說發(fā)射的電子。
81.如權利要求80的X射線源，其中所說的屏蔽元件是電高阻抗材料。
82.一種纖維光纜組件，包括A.一個導電的纜；B.一個透光的芯，所說芯同軸地設在所說導電纜的周圍；以及C.一個導電的外護套，它同軸地設在所說透光芯的周圍。
83.如權利要求82的纖維光纜組件，其中所說組件進一步還包括第一外包殼，所說第一外包殼的折射率小于所說透光芯的折射率并且同軸地設在所說導電纜和所說透光芯之間。
84.如權利要求83的纖維光纜，其中所說的組件進一步還包括一個第二外包殼，所說第二外包殼的折射率小于所說透光芯的折射率，并且同軸地設在所說透光芯和所說導電外殼之間。
全文摘要
本發(fā)明涉及X射線源，包括外殼(12)、電源(12A)、細長管狀探頭(14)、靶組件(26)、和電子束控制組件(29)。外殼封閉電子束源并具有產生沿電子束路徑的電子束的部件。電源(12A)可編程以控制電子束的電壓、電流、和定時。細長管狀探頭(14)從外殼(12)圍繞電子束路徑沿一中心軸線延伸。靶組件(26)沿中心軸線延伸并適于耦合到外殼(12)遠端的探頭(14)的端部。靶組件(26)包括沿電子束路徑定位的靶元件(26A)，靶元件(26A)適于響應入射電子發(fā)射在預定能譜范圍的X射線。電子束控制組件(29)包括偏轉部件(30)、反饋網絡(31)、和偏轉控制器(144)。偏轉部件(30)響應于偏轉控制信號把電子束從標稱軸線偏轉到靶元件(26)上的一個選定的表面區(qū)。反饋網絡(31)包括檢測電子束偏轉的偏轉檢測部件和產生代表束偏轉的反饋信號的部件。
文檔編號H01J35/00GK1144015SQ95192068
公開日1997年2月26日 申請日期1995年1月19日 優(yōu)先權日1994年1月21日
發(fā)明者M·T·丁斯莫爾, K·J·哈特, A·P·施里斯基, D·O·史密夫, P·E·厄丁格 申請人:光電子有限公司