光学驱动治疗辐射源 【技术领域】
本发明涉及治疗辐射源，特别是涉及利用光学驱动热电子阴极的辐射源，该辐射源的功率降低、效率提高且呈小型化。
背景技术
在医学领域，治疗辐射例如x射线辐射和γ射线辐射用于对病人诊断、治疗和施以舒减疗法。用于这样治疗的传统的医用辐射源包括大的固定位置的机器、以及小的可携带的产生辐射探测器。现有技术的治疗系统利用计算机来生成复杂的治疗方案。
用于医学治疗的传统的辐射系统利用高能远距辐射源，并将辐射束导向目标区，例如病人身体内部的肿瘤。这种类型的治疗被称为远距放射疗法，因为辐射源位于离目标预定距离的位置。这种治疗存在缺陷，即布置在辐射源和目标之间的组织暴露在辐射范围。远距放射疗法的辐射源常常不仅对于目标区或组织，而且对于在进入部位、目标区和离开部位之间的所有周围地组织带来显著的伤害，该远距放射疗法的辐射源从目标区外的辐射源向病人体内的目标区进行辐射。另一方面，短距离放射治疗是一种形式的治疗，其中辐射源位于靠近或者在一些情况下位于接受治疗的区域内。短距离放射治疗一词源于古希腊表达近(“brachy”)的词汇，它带来比远距放射疗法显著的优点，因为辐射主要施加于仅预定的组织体积上，不会显著影响邻近被治疗体积外的组织。术语短距离放射治疗通常用于描述使用放射性“种子形小管”，即封装的放射性同位素，它直接置于待处理的目标区内或靠近该目标区。然而，这种放射性同位素的操作和处置可能给操作人员和环境带来显著的危害。
术语“x射线短距离放射治疗”定义为用于x射线辐射治疗，其中x射线源位于靠近或置于接受治疗的区域内。在授予Nomikos等的美国专利5153900、授予Sliski等的美国专利5369679、和授予Smith等的美国专利5422926中公开了一种x射线短距离放射治疗系统，它采用小型低功率辐射源，该辐射源可插入病人体内并从病人体内产生放射，所有这些美国专利由本申请人的受让人所有，并在此提供作为参考。在上述专利中公开的x射线短距离放射治疗系统包括小型化的可插入的探测器，该探测器能够产生目标组织局部的x射线辐射，因此，在到达目标组织之前，辐射不需要经过病人的皮肤，骨骼或其它组织。可插入的探测器从位于受影响的期望区域内或靠近该期望区域的名义“点”源发出低功率x射线。因此，在x射线短距离放射治疗时，为治疗预定的组织体积，需施加x射线，这不会显著影响靠近治疗体积的组织。而且，围绕预定的位置可产生预定剂量几何形状的x射线，同时避免使用和操作放射性同位元素。而且，x射线短距离放射治疗允许操作者始终控制已发出的x射线辐射的剂量。
x射线短距离放射治疗典型的包括将可插入的探测器定位在肿瘤内或靠近该肿瘤，或置于肿瘤或部分肿瘤切除的部位内，以便通过辐射局部上升来治疗靠近所述部位的组织。通常在美国专利5153900中公开的类型的x射线探测器包括外壳、和空心的管状探测器或导管，该探测器或导管沿轴从外壳延伸，并在远端具有x射线发射靶。探测器可封装电子源，例如热电子阴极。在如美国专利5428658中所公开的另一种形式的x射线短距离放射治疗装置中，x射线探测器可包括挠性探测器，例如封装在金属套管内的挠性光纤电缆。x射线探测器还可包括基本上刚性的膜盒，该膜盒与挠性探测器的远端连接。膜盒将电子源和x射线发射靶元件封装。电子源可以是光电阴极。在光电阴极构造中，光电发射物质通过LED或激光源照射，导致自由电子的产生。典型的，挠性光纤电缆将来自激光源或LED的光传输到光电阴极。
在美国专利5133900和5428658中公开的装置中，加速电场可以形成于电子源和靶元件之间。产生的电场用于将电子源发射的电子向靶元件加速。靶元件响应来自电子源的入射电子发出辐射。
在一种形式的传统的热电子阴极中，细丝用电流进行电阻加热。然后加热阴极，以便通过热电子发射产生电子。在传统的一种形式的采用这种电阻加热热电子阴极的x射线机中，阴极组件可由直径约2毫米、长度为1至2厘米的涂钍的钨线圈组成。当用4A或更高的电流进行电阻加热时，涂钍的钨线圈热离子地发射电子。在一种构造中，该线圈由金属聚焦杯围绕，该金属聚焦杯将电子束聚焦到相对的阳极上的一个小的斑点，该阳极还用作靶。电子束聚焦到阳极上的一个斑点直径大小，通常在从约0.3至.2.5毫米的范围内。在许多应用中，在阳极处，来自电子束的大多数能量转化成热。为适应这种加热，高功率医学x射线源常利用液体冷却和快速旋转阳极。因此，形成增加效率的靶区，允许小的焦斑，同时使局部加热的效率最低。
为实现良好的热传导和有效的热散逸，阳极典型的由铜制成。另外，电子束入射的阳极区域必须由高原子序数的材料制成，以便x射线有效产生。为符合热传导性、有效的热散逸、和有效的x射线产生的要求，钨合金通常埋置在铜中。
最好电子源尽可能有效地被加热，即热电子阴极利用尽可能低的功率达到尽可能高的温度。在传统的x射线管中，例如，管的螺线形阴极丝的热蒸发通常是造成管破坏的原因。而且，加热到高温的阳极导致辐射输出的降低。在x射线源较长时间的照射期间，例如在从约1秒至约3秒的照射期间，阳极温度可能充分升高，从而导致其明亮地发光，拌有局部表面熔化和局部腐蚀，从而降低辐射输出。
在光电阴极避免这些问题的同时，利用光电阴极的一个缺点是很难制造光电阴极。光电阴极必须具有足够的量子效率，而量子效率涉及每一入射光子产生电子数。效率程度必须与实际的入射光强度平衡。对于实际的物质，合理的量子效率大于10-3，光电阴极的制造应在真空中进行。如美国专利5428658中所公开，该专利由本申请人的受让人所有并在此提供作为参考，在一种形式中，利用位于钟形玻璃罩中的光纤电缆进行真空制造。例如，可以传统的方式制造Ag-O-Cs光敏表面。结果，不用暴露在空气中，光纤电缆插入管状探测器中，光纤电缆的的端部可与探测器真空密封。
本发明的一个目的是提供一种增加效率的、小型化的辐射源，它具有显著降低的功率要求。本发明的另一个目的是提供一种小型辐射源，其中电子源可产生电子，并具有最小的热损失，且不需要真空制造的光电阴极。本发明的又一个发明目的是提供一种小型化辐射源，其中激光能量用来对热电子阴极加热，以代替通过传统的电阻加热来给热电子阴极加热。以这种方式，可产生数量足够的电子，以形成在靶处产生治疗辐射所需的电子流，同时，显著降低辐射源所必需的功率要求。
为了降低上述激光加热治疗辐射源所需的功率，必须最大程度减少热电子阴极的热损失。在激光加热热电子阴极中的热损失包括1)热传导产生的热损失；2)保持未吸收的部分入射激光辐射产生的热损失；和3)热辐射产生的热损失。
本发明的另一个目的是通过降低由于保持未被热电子阴极吸收的入射激光辐射导致损失的热量，从而增加在辐射源中激光加热热电子阴极的效率。本发明的另一个目的是降低由激光加热热电子阴极中的热传导产生的热损失，从而进一步增加激光驱动治疗辐射源的效率，并降低其功率要求。
在美国专利5133900和5428658公开的装置中，电子源和靶元件封装在基本上刚性的膜盒内。电子源沿射束路径产生电子束，且靶元件定位在射束路径内。加速电场可形成在膜盒内。加速电场用来将电子源发射的电子向靶元件加速。靶元件响应来自电子源的入射电子发射出治疗辐射。
膜盒限定了一个沿电子束轴延伸的基本上真空的内部区域。典型的，膜盒的内表面衬有电绝缘件。尽管广泛地利用真空来对装置例如上述x射线探测器中的高电压进行绝缘，当真空间隙的绝缘能力突然丧失并据说发生电击穿时，真空的可靠性受到电极之间的不可预期的“发出火花”或“放电弧”的操作危险的限制。而且，x射线的有效产生要求电子路径直接从阴极到靶。如果通过绝缘充电效应，电子偏转到壁，x射线产生的效率降低，x射线输出的稳定性受到损害。
因此，重要的是在电子源和靶之间的区域内形成基本上均匀的电压梯度，以避免这种电击穿，并使x射线输出最大化和稳定。因此，本发明的另一个发明目的是提供一种高效小型化治疗辐射源，它在电子源和靶之间的真空区域内形成基本上均匀的电压梯度。
【发明内容】
本发明涉及一种小型治疗辐射源，它具有低功率、电子束激活辐射源。特别是，本发明的设备包括由光辐射源最好是激光加热的热电子阴极。
根据本发明的治疗辐射源包括辐射发生器组件、光辐射源、和探测器组件。光辐射源最好是激光，它产生基本上单色相干的辐射光束。辐射发生器组件包括用于发射电子以便沿名义的直的基准轴的射束路径产生电子的电子源，和位于射束路径上的靶元件。电子源最好是具有电子发射表面的光驱动热电子阴极。
在本发明的一个实施例中，光驱动热电子阴极是螺旋形。以这种方式，在热电子阴极内由于热传导带来的热损失最小。在本实施例中，螺旋形热电子阴极最好由螺旋形传导元件制成。螺旋形传导元件具有若干分隔开的圈，并在所述传导元件的每个邻近圈之间限定了间隙空间。由于螺旋形传导元件封装在基本上真空内部区域中，在传导元件的每个相邻圈之间的间隙空间传送的热量基本上消除。通过最大程度减小热传导带来的热损失，小型热电子阴极的效率增加。
靶元件包括用于响应从所述电子束入射的加速的电子来发射治疗辐射的装置。在一个优选的实施例中，靶元件与热电子阴极的电子发射表面分隔开并相对。靶元件包括至少一个辐射发射元件，该辐射发射元件适合响应从所述热电子阴极入射的加速的电子来发射治疗辐射。治疗辐射源还包括用于提供加速电压的装置，以便产生加速电场，该加速电场用来将由所述电子源发射的加速电子向靶元件加速。
在一个实施例中，辐射发生器组件还包括基本上刚性的膜盒，该膜盒封装有电子源和靶元件。最好，电子源位于其近端，而靶元件位于其远端。膜盒限定了一个基本上真空的内部区域，该区域沿膜盒的近端的热电子阴极与膜盒远端的靶元件之间的名义上直的射束轴延伸。膜盒最好包括辐射透射区域，该辐射透射区域可设在膜盒的远端。膜盒的内表面的总电阻最好足够高，以使耗散功率限制在小于总目标功率的10％。
在本发明的一个实施例中，真空膜盒的内表面涂有弱传导或半导体涂层，以便在膜盒内提供在预选择的最大值和地电势之间的基本上平稳的电压梯度。涂覆在膜盒内表面上的弱传导或半导体涂层还适合减少撞击膜盒的涂层内表面的电子的二次发射。弱传导或半导体涂层还适合降低三接合点附近的电场，这样，降低热电子阴极的三接合点产生电飞弧的可能。在涂层中承载足够的电流，以防止场致发射带来的电荷累积，和随后的雪崩和击穿。
探测器组件包括光传输结构，最好是光纤电缆，它具有近端和远端。光纤电缆的远端与辐射发生器组件连接。光纤电缆将由源产生并在近端入射的光辐射传输到远端。光纤电缆引导传输的光辐射的射束，以便照射到热电子阴极的表面上，其中光辐射的射束具有足以将热电子阴极的至少部分表面加热到电子发射温度的功率水平，从而使电子从该表面热电子发射。在一个实施例中，探测器组件包括封装光纤电缆的挠性金属套管。
在一个实施例中，用于提供加速电压的装置是具有第一端子和第二端子的电源，并具有用于在第一端子和第二端子之间产生输出电压的驱动装置。在一种形式中，电源可以是借助第一和第二端子与靶元件电连接。电源的第一端子可与热电子阴极的电子发射表面电连接，第二端子与靶元件电连接，从而产生加速从热电子阴极向靶元件发射的电子的电场。
在本发明的一个实施例中，本发明的设备包括一个或多个反射器元件，该反射器元件沿外壳的内表面布置在预定位置。反射器元件可操作，以便将未被热电子阴极吸收的入射激光辐射反射回热电子阴极，从而增加治疗辐射源的效率。
【附图说明】
图1(a)是具有电阻加热热电子阴极的治疗辐射源的示意透视图。
图1(b)是具有电阻加热热电子阴极的治疗辐射源的略图。
图2是根据本发明构造的治疗辐射源的总览示意框图，该治疗辐射源具有激光加热热电子阴极。
图3是根据本发明构造的治疗辐射源的一个实施例的示意图，它显示体现本发明的激光源、探测器组件和辐射发生器组件。
图4是根据本发明构造的探测器组件和辐射发生器组件的一个实施例的放大的示意图。
图5是根据本发明的辐射发生器组件的一端的放大视图，它图示了具有激光加热热电子阴极的电子源。
图6是体现本发明的电子源的一个实施例的放大的视图，它图示了反射器元件，反射器元件可将未被热电子阴极吸收的激光辐射反射回激光加热热电子阴极。
图7表示本发明的一个实施例，其中治疗辐射源包括螺旋形激光加热热电子阴极。
图8(a)表示根据本发明构造的螺旋形热电子阴极的平面图。
图8(b)表示根据本发明构造的螺旋形热电子阴极的侧视图。
图9提供根据本发明的一个实施例构造的辐射发生器组件和探测器组件的远端的放大的视图，其中弱传导或半导体涂层涂覆在刚性膜盒的内表面上，该膜盒封装电子源和靶元件。
图10(a)表示在真空膜盒内的电压梯度的场力线的放大视图。
图10(b)表示在本发明中使用的热电子阴极的三接合点。
【具体实施方式】
本发明涉及小型低功率治疗辐射源，它用于对病人诊断、治疗和施以舒减疗法。在本发明中，激光器用于将热电子阴极加热到电子发射温度。与设有电阻加热的热电子阴极的系统相比，治疗辐射源的功率要求显著降低。本发明的设备产生的治疗辐射可包括但不限于x射线。在医学应用中，设备可以是完全或部分植入宿主的期望区域内、或者表面安装在宿主的期望区域上，以便利用治疗辐射照射预先选定的区域。本发明的设备可以较低的电压操作，例如电压范围约为10KeV至90KeV，电子电流例如在从约1nA至约1μA的范围内。
图1(a)表示治疗辐射源10，它产生并传输呈x射线形式的治疗辐射。图1(a)表示的小型低功率x射线源10是现有技术的x射线短距离放射治疗系统，它具有利用传统的电阻加热来加热的热电子阴极。例如在上述名为“小型低功率x射线源”的美国专利5153900中详细描述了一种适当的系统。该系统包括外壳12、和从外壳12沿基准轴16延伸并在远端具有靶组件26的细长的柱状探测器14。探测器14可以是挠性或刚性，并与外壳12成一体。外壳12封装有高压电源12A。探测器14是空心管，并封装有电子源20。电子源20包括热电子阴极22，该热电子阴极22可由浮动低压电源驱动。在一个实施例中，电子源20还可包括环形聚焦电极23，在这种情况下，热电子阴极22位置靠近环形聚焦电极23，该环形聚焦电极23通常与阴极电势相同。探测器14沿与阴极22和聚焦电极23相同的轴延伸。
探测器14可以是由铍(Be)材帽和钼-铼(Mo-Re)、钼(Mo)或镍铁高导磁合金材本体制成的空心真空筒。探测器14的长度可以根据待处理的身体区域来确定。例如，筒可以是15厘米长，内径为4毫米，外径为5毫米。探测器14的不同几何外形可用于不同的身体区域。探测器14的主体可由磁屏蔽材料例如镍铁高导磁合金制成。作为替换，探测器14可由非磁性金属制成，最好是具有较高杨氏模量和弹性限度值。这种材料的例子包括钼、铼或这些材料的合金。探测器的内表面或外表面可涂有高导磁率磁性合金，例如坡莫镍铁合金(约80％镍和20％铁)，以提供磁屏蔽。作为替换，镍铁高导磁合金的薄筒可装在探测器14上或替代它。现有技术的x射线设备10可用于存在由于电能产生的直流和交流磁场、地球场、或其它磁化主体的环境中，这些磁化主体名义上能使电子束从探测器轴偏转。
图1(b)是图1(a)所示的现有技术的x射线源设备10的示意图。在该示意图中，外壳12表示为可分成第一部分12’和第二部分12”。封装在第一外壳部分12’内的是可充电电池12B；用于电池的充电网络12D，该充电网络12D适合用于外充电器50；和遥测网络12E，该遥测网络12E适合响应外遥测装置52起作用。第一外壳部分12’通过适当的连通装置与第二外壳部分12”连接。第二外壳部分12”包括高压电源12A、控制器12C、和探测器14、以及电子束发生器。在图示的现有技术的设备中，电子束发生器包括由相关的光源驱动器55驱动的光电阴极22，和二极管激光器56和相关的透镜组件58。在操作中，激光器56照亮光电阴极22，该光电阴极又产生电子，然后电子向阳极24加速。阳极24吸引电子，然后使电子经过其中心孔导向靶组件26。微处理器12C控制电源12A和光源驱动器55，以便动态调节阴极电压、电子束电流、和暂时参数、或者提供预先选择的电压、电子束电流、和暂时参数。
如图1(b)所示，外遥测装置52和遥测网络12E可协同操作，以允许对电源12A和暂时参数进行或者动态或者预定的外部控制。作为替换，外壳12”可以不植入宿主内，仅探测器14可伸进病人体内。在这种情况下，控制器12C可用于直接控制设备的操作，不需要网络12E。
在上述现有技术的x射线源10中，靶26的x射线发射元件适合靠近或位于照射区域内。为了实现满意的x射线贯穿体壁到达肿瘤部位，接近目标区域例如肿瘤的发射元件不需要现有技术机器的高电压。低电压也能将辐射聚焦在目标肿瘤中，并限制对贯穿点处的周围组织和表面皮肤的损害。
图2是根据本发明构造的治疗辐射源100的一个实施例的总览的示意框图。治疗辐射源100包括激光加热热电子阴极，这与包括电阻加热热电子阴极或光电阴极的现有技术的治疗辐射源(图1(a)和图1(b)所示)不同。代替电流，用激光器给热电子阴极122加热可显著降低本发明构造的治疗辐射源100的功率要求。
一般地，治疗辐射源100包括辐射发生器组件101、光辐射源104、和探测器组件106。最好，光辐射源104是激光器，因此，源104产生的光辐射基本上是单色和相干的。举例来说，激光器可以是二极管激光器，然而可使用本领域公知的其他激光器，例如Nd:YAG激光器、Nd:YVOt激光器、或者分子激光器。作为替换，可使用其他高强度光源，例如LEDs(发光二极管)。
辐射发生器组件101包括电子源122、和靶元件128，该靶元件128包括响应入射的加速的电子发射治疗辐射的装置。最好，电子源122是热电子阴极122。探测器组件106包括光传输结构113，例如光纤电缆。光传输结构113将激光源104产生的激光辐射射束导向热电子阴极122上。激光束给热电子阴极122加热，以便热电子发射电子。
图3和4表示根据本发明构造的治疗辐射源100的一个实施例的示意图。在图3所示的实施例中，治疗辐射源100包括激光源104、探测器组件106、和辐射发生器组件101。辐射发生器组件101包括电子源122，该电子源沿射束路径109产生电子束；和位于射束路径109内的靶元件128。治疗辐射源100还包括用于在电子源122和靶元件128之间提供加速电压的装置。在图示的实施例中，用于提供加速电压的装置是高压电源112。探测器组件106将激光源104和高压电源112与辐射发生器组件101连接。图3提供治疗辐射源100的总图，而图4提供1)辐射发生器组件101、和2)探测器组件106的远端的放大视图。
参见图3和4，探测器组件106包括具有近端113A和远端113B的光传输结构113。光传输结构113封装在挠性导电导管105内。光传输结构113的远端113B固定在辐射发生器组件101上。在一个优选的实施例中，光传输结构113是挠性光纤电缆，它从近端113A延伸到远端113B。在本实施例中，封装光纤电缆113的挠性导管105是小直径挠性的金属套管。
在一个优选实施例中，光纤电缆113包括导电外表面200。例如，通过涂覆导电涂层，光纤电缆113的外表面可制成导电。光纤电缆113的导电外表面200提供高压电源112与热电子阴极122的连接。在本实施例中，辐射发生器组件101还具有导电外表面。最好，挠性金属套管105和辐射发生器组件101的外导电表面设置成地电势，以便降低装置的电击危险。挠性套管105将靶元件128与高压电源112连接到地回路上，从而在热电子阴极122和靶元件128之间产生高电压场。在典型实施例中，光纤电缆113可具有约200微米的直径，挠性金属套管105可具有约1.4mm的直径。一层电介质材料210提供光纤电缆113的外表面和金属套管105的内表面之间的绝缘。
如图3和4所示，辐射发生器组件101包括电子源122和靶元件128。长度例如约为0.5至约2厘米的辐射发生器组件101从探测器组件106的远端延伸，并包括封装电子源122和靶元件128的套管或膜盒130。根据一个实施例，膜盒130具有刚性性质，并通常为筒状形状。在本实施例中，封装辐射发生器组件101的其它元件的筒状膜盒130被认为为电子源122和靶元件128提供了基本上刚性的外壳。在本实施例中，电子源122和靶元件128布置在外壳130内，电子源122布置在膜盒130的近端，靶元件128布置在膜盒130的远端。
膜盒130限定了一个基本上真空的内部区域，该区域沿膜盒130的近端的电子源122与膜盒远端的靶元件128之间的射束轴109延伸。辐射发生器组件101的内表面衬有电绝缘体或半导体，而组件101的外表面如上所述可导电。低的二次发射、受控制的薄膜电阻半导体膜使系统的高压击穿电压最大。根据优选的实施例，辐射发生器组件101与探测器组件的端部密封，并抽成真空。根据另一个实施例，整体探测器组件106抽成真空。
在本发明的图示实施例中，电子源122是具有电子发射表面的热电子阴极122。在本发明的替换形式(未表示)中，还可设置环形聚焦电极。在替换实施例中，热电子阴极122可定位在靠近环形聚焦电极处，该环形聚焦电极与阴极基本上电势相同。
在图3和4所示的实施例中，用于形成加速电场的装置是高压电源112。电源112具有第一端子112A和第二端子112B，并具有用于在第一端子112A和第二端子112B之间产生输出电压的驱动装置。在一种形式中，电源112可以是借助第一和第二端子与靶元件电连接。电源112的第一端子112A可与热电子阴极122的电子发射表面电连接，第二端子112B与靶元件128电连接。
在图示的实施例中，高压电源112提供横贯光纤电缆的传导外表面200和金属套管105的高势差，以便在热电子阴极122和接地靶元件128之间产生加速势差。以这种方式，从热电子阴极122发射的电子向靶元件128加速，并产生电子束。电子束最好是薄的(例如1mm或更小的直径)，并沿延伸到靶元件128的名义上直的基准轴的射束路径109形成。靶元件128定位在射束路径109上。从电子源122到靶元件128的距离最好小于2mm。
高压电源112最好符合三个标准：1)尺寸小；2)高效率，以便能够使用电池电源；和3)独立可变的x射线管电压和电流，以便为特殊用途给单元编程。最好，电源112包括有选择地可操作的控制装置，它包括用于有选择地控制输出电压振幅和射束发生器电流振幅的装置。最好使用高频开关方式功率变换器，以满足这些要求。产生低功率和高电压的最适当布局技术是与高电压Cockroft-Walton型放大器协同工作的共振电压转换器。当前可以获得低功率耗散、开关方式电源控制器集成电路(IC)，以便控制这种具有很少辅助部件的布局技术。适合用作电源112的典型的电源的更详细的描述参见美国专利5153900和5428658。
靶元件128最好与热电子阴极122的电子发射表面分隔开并相对，并具有至少一种辐射发射材料，该辐射发射材料适合响应从热电子阴极122的电子发射表面入射的加速电子来发出治疗辐射。在一个优选的实施例中，发射的治疗辐射由x射线组成，然而，应注意本发明的范围不限于x射线，还可产生其它形式的治疗辐射。在一个实施例中，靶元件128是小的铍(Be)基体，在其暴露在入射电子束一侧上涂敷高Z、x射线发射元素薄膜或层，例如钨(W)、铀(U)或金(Au)。例如，当电子加速到30KeV时，一个2微米厚金层基本上吸收全部入射电子，同时将该层中产生的任何30KeV x射线中的约95％、任何20KeV x射线中的约88％、任何10KeV x射线中的约83％传输。在本实施例中，铍(Be)基体为0.5mm厚。对于这种结构，在垂直于和朝向铍(Be)基体的方向上产生、并穿过金层的95％的x射线然后经过铍(Be)基体并在探测器组件106的远端向外传输。
在本发明的部分形式中，靶元件128可包括多层薄膜，不同层可具有不同的发射特性。例如，第一层可具有较低能量的发射对能量峰，第二下层可具有较高能量的发射能量峰。对于本发明的这种形式，低能量电子束可用来产生第一层中的x射线，以实现第一辐射特性，高能量电子可用来贯穿下层，以获得第二辐射特性。举例说，0.5mm宽电子束可在阴极发射，并加速到30KeV，具有0.1eV横向电子能量，并可到达靶元件128，在靶元件128处束直径小于1mm。根据预先选择的射束电压、电流、和靶元件组成，在靶元件128内产生X射线。这样产生的x射线穿过铍(Be)基体，并具有最小的能量损失。作为铍的替代，靶基体可由碳、陶瓷例如氮化硼或其它适当的材料制成，这些材料允许x射线穿过并具有最小的能量损失。靶基体的优选材料是钻石形式的碳，因为该材料是极佳的热导体。利用这些参数，生成的x射线具有足够的能量，以便贯穿进入柔软的组织内部一厘米或更大的深度，精确的深度取决于x射线能量分布。在本发明的另一个实施例中，靶可以是固态的高Z材料，x射线在垂直于管轴的环形射束内发射。
在上述实施例中，探测器组件106与其相关的辐射发生器组件101一起可涂敷生物相容的外层，例如在镍底层上的氮化钛。为了另外的生物适合性，例如聚氨酯套管可装在探测器上。
图5表示根据本发明构造的电子源，并包括激光加热的热电子阴极122。阴极盘通过端部模压或激光焊接固定就位。热电子阴极122具有电子发射表面，并典型地由金属材料形成。形成阴极122的适当的金属材料可包括钨、涂钍钨、其它钨合金、涂钍铼、和钽。在一个实施例中，阴极122可通过在基材上沉积一层电子发射材料而形成，这样，在其上形成电子发射表面。例如，基材可由一种或多种金属材料形成，包括但不限于VI族金属，例如钨，和II族金属例如钡。在一种形式中，电子发射材料层可由如下材料形成，该材料包括但不限于钨酸铝和钨酸钪。热电子阴极122还可以是氧化物涂层阴极，例如，混合的钡和锶的氧化物的涂层可涂敷在金属基体例如镍或镍合金上。金属基体可以由其他材料包括VI族金属，例如钨制成。
吸气器155可位于外壳130内。吸气器155有助于形成和保持高质量的真空状态。吸气器具有活化温度，然后，它将与真空中杂散的气体分子反应。最好使用的吸气器具有不太高的活化温度，这样当加热到活化温度时，x射线装置不会损坏。
光纤电缆113适合将激光辐射传输到光纤电缆113的远端113B上，该激光辐射由激光源104(图3所示)产生并入射到光纤电缆113的近端113A上。光纤电缆113还适合输送传输的激光辐射的射束以撞击热电子阴极122的电子发射表面上。激光辐射射束具有足以将电子发射表面的至少一部分加热到电子发射温度的功率水平，以便使电子从该表面热电子发射。
在操作中，照射光纤电缆113的激光束撞击热电子阴极122的表面，并迅速将该表面加热到电子发射温度，该温度在金属阴极122的熔点之下。在表面达到电子发射温度时，电子从该表面热电子发射。在阴极122和靶元件128之间(图3和4所示)的高电压场给这些电子加速，从而迫使电子撞击靶元件128的表面，并产生x射线。在本发明的一个实施例中，Nd:YAG激光器耦合到具有400微米直径的SiO2光纤内。使用20KV电源，并使用由钨制成的热电子阴极。仅需要几瓦的功率可产生大于100μA的电子电流。
除了利用激光能量驱动热电子阴极之外，增加激光加热热电子阴极的效率的另一种方式是，最大程度减小由于热电子阴极保持未吸收的入射激光辐射带来的热损失。图6表示体现本发明的电子源的一个实施例，其中包括反射器元件160，该反射器元件将热电子阴极122未吸收的入射激光辐射反射回热电子阴极122。图6表示热电子阴极122未吸收和散射的激光辐射的一个说明性的入射射线152。激光辐射的散射射线153撞击封装辐射发生器组件101的膜盒130的内表面。通过沿膜盒130的内表面将反射器元件160设置在预定位置，通过反射器元件160将热电子阴极122的电子发射表面未吸收的入射激光辐射反射回热电子阴极122，因此，在膜盒内有效地形成光腔。因此显著增加入射到热电子阴极122的激光辐射的耦合效率。
图7表示本发明的一个实施例，其中治疗辐射源包括螺旋形激光加热热电子阴极222。与前述实施例相同，膜盒230限定了一个基本上真空的区域，该区域沿膜盒230的近端的阴极222与膜盒远端的靶元件228之间的射束轴209延伸，入射激光通过光纤电缆213传输。
螺旋形热电子阴极222最好具有若干分隔开的圈，在每个邻近的圈之间限定了间隙空间。由于阴极的螺旋形构造，使得由于热传导产生的阴极内的热损失最小。热电子阴极222包括具有若干分隔开的圈的螺旋形传导元件，这些圈限定了相邻圈之间的间隙空间。传导元件可是例如导线。传导元件还可以是光化学加工的平螺旋线阴极材料。导线的螺旋形构造导致在阴极中传导的热损失降低。
对于盘形或平面钨热电子阴极，在阴极上在入射点吸收的入射辐射的百分比通常约为40％。然而，对于吸收的40％，由于在阴极内热传导导致进一步热损失。在图示的实施例中，通过热传导导致的热损失最小，因为阴极222是具有若干分隔开的圈的螺旋线圈的形状。与盘形热电子阴极内的热传导相比，通过热传导带来的热损失大大地降低，因为在形成阴极的传导元件的相邻分隔开的圈之间的真空上没有热传送发生。
如前所述，对于本发明的光驱动热电子阴极，仅需要几瓦的功率即可产生超过100μA的电子电流，即使对于盘形、平面阴极也如此。利用与螺旋形半毫米蚀刻阴极结合的红外二极管激光器，仅通过180mW功率可获得约100μA的电子电流，从而大大降低设备的功率要求。
图8(a)和8(b)表示根据本发明构造的螺旋形阴极300的详图。图8(a)表示螺旋形阴极300的平面图，图8(b)表示其侧视图。在一个优选的实施例中，螺旋形阴极300可通过利用本领域公知的的光蚀刻技术制造。螺旋形阴极300包括布置成螺旋形的传导元件310。形成螺旋形传导元件的材料最好是适合承受高温使用的高熔点金属。形成阴极的适当的材料可包括钨、涂钍钨、其它钨合金、钽、铼、涂钍铼、和钼。最好，螺旋形传导元件310形成平面线圈，尽管可使用其它形式的传导线圈，例如螺旋线圈。可使用不同形状的螺旋线圈。例如从纵向看去，若干分隔开的圈中的每个可具有基本上圆形形状。作为替换，螺旋线圈可具有其它横向截面形状，例如椭圆，方形，或矩形。
螺旋形传导元件310具有若干分隔开的圈，它限定了每个连续圈之间的间隙空间330。传导元件310可具有约2mm至约7mm的长度，尽管其他尺寸也在本发明的范围内。相邻圈的传导元件310之间的距离可以约为25微米至约50微米，尽管其他尺寸也在本发明的范围内。由于螺旋形阴极300布置在膜盒230内的真空中，基本上消除了横贯相邻圈的传导元件310之间的间隙空间330的传热。以这种方式，大大降低了热传导引起的热电子阴极300内的热损失。
在一个典型的实施例中，利用0.002mm粗和7.4mm长的导线来制造螺旋形热电子阴极300。在本实施例中，导线限定了两个分隔开的圈。与平面、盘形阴极相比，其中由于热传导带来的功率损失约为1.1瓦，本发明热传导导致的功率损失仅为0.126瓦。热辐射带来的功率损失约为140mW。
图9提供根据本发明的一个实施例构造的一种辐射发生器组件和探测器组件的远端的放大图，其中弱传导或半导体涂层涂覆在刚性膜盒的内表面上，该刚性膜盒封装电子源和靶元件。如图9所示，电子源208和靶元件228封装在真空膜盒230内。膜盒的内表面涂有一弱传导或半导体材料层207。层207或弱传导或半导体涂层适合在膜盒内提供基本上平稳电压梯度。
在光驱动小型治疗辐射源中，例如美国专利5428658中公开的装置，膜盒230的内表面典型地衬涂有电绝缘体。相反，在图9所示的实施例中，内表面涂有一层弱传导或半导体涂层207。一层弱传导或半导体涂层207用来防止局部高电场区域或膜盒230内部的加速区域内的“尖峰脉冲(spike)”，从而基本上降低膜盒230真空中电击穿的可能性。一层弱传导或半导体涂层207还基本上降低电子撞击膜盒230内壁导致雪崩并最终导致电击穿以便产生二次发射的可能性。涂层还确保电子束不会通过绝缘壁上的充电效应偏离靶。
本发明的图示实施例特征在于光驱动高效治疗辐射源在电子源和靶之间的真空区域内保持基本上均匀电压梯度。一层弱传导或半导体涂层207允许在加速电压的预定的最大值和地电势之间保持基本上平稳的电压梯度。该层弱传导或半导体涂层207还用来使热电子阴极的“三接合点”即阴极、外壳壁和真空的交界处与高电场屏蔽，从而防止电子场发射和随后的高压击穿。
图10(a)表示具有一层弱传导或半导体涂层207的基本上刚性膜盒230的内部的放大图。特别是，图10(a)表示膜盒230内部中的电磁场力线330，从而表示在膜盒内横贯真空区域的基本上平稳的电压梯度。
如图10(a)所示，膜盒230具有限定了中空的真空区域312的内部表面310。如前所述，高压电源提供用于向靶元件加速从电子源发射的电子的加速电压。由于使靶元件保持地电势更安全，热电子阴极可负偏压，以便靶元件相对于热电子阴极保持在净正电压。加速电压具有预定的最大值，典型地约为90KeV。
空心内表面310涂有一层弱传导或半导体涂层207。这是因为该层弱传导或半导体涂层207可在真空区域内进行电压梯度控制。换句话说，该层弱传导或半导体涂层207允许在加速电压的预定的最大值和地电势之间保持基本上平稳的电压梯度，这如图10(a)中的电压梯度场力线330所示。涂层207可以由弱传导或半导体材料制成，包括但不限于三氧化二铬、五氧化二钒、或离子植入金属(ion-implanted metal)例如铂。
弱传导或半导体高电阻涂层207涂覆在本发明的光驱动小型治疗辐射源内的膜盒230的内表面上，该弱传导或半导体高电阻涂层207提高了治疗源200承受高加速电压而不会击穿的能力。它还大大增强x射线输出和稳定性，因为电子传播到靶的效率大大增加。这与例如在美国专利5428658中公开的现有技术的装置不同，并与不包括这种涂层的小型光驱动治疗辐射源不同。这些装置包括在真空膜盒的内表面上的绝缘材料膜，而非高电阻半导体(或弱传导)涂层，因此有可能无法控制在真空区域内的电压梯度。
如前所述，膜盒230内的真空的可靠性受电子之间不可预期的“尖峰脉冲”或“电弧”的操作危险的限制，当真空区域312的绝缘能力突然丧失时，据说会发生电击穿。由于真空的绝缘能力的这种实际限制，可能导致局部高电压梯度区域或“尖峰脉冲”。当发射电子向靶加速时，这种尖峰脉冲可能发生在真空膜盒230内的加速区域内。为了避免在真空区域312内的电场中发生这种尖峰脉冲，最好膜盒230的内表面310衬有可直接控制电场的弱传导或半导体材料。本发明提供例如低介电常数材料，该材料成弱传导或半导体涂层的电阻层207形式。
存在一种广泛的物理现象，例如电极加热和热扩散过程、和电子发射，这有助于真空间隙性能和承受电击穿的能力。击穿电压取决于参数数量，包括但不限于电极材料和几何形状、表面处理和几何形状、真空质量、和真空间隙空间。特别是，击穿电压通常是形成膜盒230的材料的介电常数的函数。最好形成膜盒230的材料具有高的介质强度，以便承受大的电场而不会击穿。最好，举例来说是陶瓷的膜盒材料的介质强度至少为100KV/mm。形成膜盒230的陶瓷材料包括但不限于玻璃、氮化硼、蓝宝石、石英玻璃、和钻石。
弱传导或半导体高电阻涂层207还用来降低从内表面310的二次发射。撞击封装加速区域的膜盒的壁的电子的二次发射可能导致雪崩，最终导致击穿。当膜盒230的内表面310衬有绝缘材料，例如二次发射系数大于3的材料时，这种雪崩很可能发生。在一个典型的实施例中二次发射系数小于1的半导体涂层207用来防止这种雪崩。而且，通过经弱传导或半导体层排出电荷来消除充电、和随后的电场增强和击穿。
图10(b表示热电子阴极的三接合点350。在阴极的电场越弱，在热电子阴极的表面上容许的不完美或不规则性越强，而不会有电飞弧的危险。三接合点350可以通过弱传导或半导体涂层与靶元件和阴极222之间的电场屏蔽，从而基本上降低电飞弧的可能性。
参见图10(a)，真空加速区域内的电场由封装x射线发生器组件的膜盒的内表面上的电阻弱传导或半导体涂层207控制。弱传导或半导体涂层207产生横贯膜盒230内的真空的受控电压梯度。而且，弱传导或半导体涂层207适合降低靠近热电子阴极的三接合点的电场强度，从而降低电飞弧的可能性。最后，弱传导或半导体涂层207通过吸收发射的电子来防止撞击膜盒230内壁的电子的二次发射的扩大，从而防止发射的雪崩，这可能导致电击穿。为此，在真空膜盒230内的电飞弧或电击穿的可能性基本上降低，从而提供相对于光驱动治疗辐射源的显著优点，其中膜盒230的内表面衬有绝缘材料。而且，通过确保阴极发射的电子直接进入靶，弱传导或半导体涂层增加了x射线产生效率和稳定性，从而使电子撞击x射线靶的可能性最大，并使电子冲撞靶时的动能最大。
总之，通过用激光能量加热热电子阴极，以代替用电流电阻加热热电子阴极，本发明显著降低这种小型治疗辐射源的功率要求。本发明的特征还在于使用螺旋形热电子阴极，该螺旋形热电子阴极构造成由于热电子阴极内的热传导使得由于入射激光辐射带来的能量损失最小。以这种方式，在这种小型辐射源中产生治疗辐射的功率要求进一步降低。最后，本发明的特征还在于使用弱传导或半导体涂层，该涂层涂覆在真空膜盒的内表面上。以这种方式，在电子源和靶之间的区域内形成基本上均匀的电压梯度，因此，在真空膜盒内避免形成高电场区域和尖峰脉冲，降低电击穿的可能性，且电子直接发送到靶。弱传导或半导体涂层还降低撞击膜盒的壁的电子二次发射的可能性，从而避免产生最终导致电击穿的雪崩。电场发出的电流扫过，防止充电和击穿。
尽管本发明参考特别优选的实施例已经特别图示和说明，应理解本领域的技术人员在不超出附后的权利要求所限定的本发明的实质和范围的前提下，本发明的形式和细节可作不同的修改。