DE19925456A1 - Röntgenröhre und Katheter mit einer solchen Röntgenröhre - Google Patents

Abstract

Die Erfindung betrifft eine Röntgenröhre (1) mit einem Vakuumgehäuse (2), in dem eine langgestreckte Kathode (3) und eine diese umgebende Anode (4) aufgenommen sind. Dabei weist die Anode (4) wenigstens im wesentlichen linienförmige Abschnitte auf, die im Abstand zueinander angeordnet sind, wobei die linienförmigen Abschnitte der Anode (4) nach Art eines Netzes, eines Käfigs oder einer Wendel dicht bei der Wandung des Vakuumgehäuses (2) angeordnet sind.

Description

Die Erfindung betrifft eine Röntgenröhre mit einer Anode und einer Kathode. Die Erfindung betrifft außerdem einen zur Ein­ führung in das menschliche Gefäßsystem vorgesehenen Katheter mit einer solchen Röntgenröhre.

Die PTCA (perkutane transluminale Coronar-Angioplastie) hat sich als Verfahren der Wahl zur Therapie von Stenosen durch­ gesetzt. Ein Problem dieses auch als Ballondilatation bekann­ ten Verfahrens, das insbesondere im Bereich der Herzkranzge­ fäße zum Einsatz kommt, liegt darin, daß es nach etwa einem halben Jahr in bis zu 50% aller Fälle zu einer Restenosebil­ dung durch Proliferation oder gar zu Lumenverschlüssen kommt. Durch den Einsatz von Stents kann zwar die Anzahl der Fälle, in denen sich Restenosen bilden, etwas reduziert werden, den­ noch wäre durch ein Behandlungsverfahren, das eine deutliche weitere Reduzierung der Bildung von Restenosen gestatten würde, ein erheblicher Nutzen für den Patienten zu erreichen, nämlich neben der Vermeidung von interventionellen und chirurgischen Folgeeingriffen auch bei schwieriger Ausgangs­ lage ein verlängertes stenosefreies Intervall und damit eine verbesserte Lebensqualität.

Von den bisher untersuchten Verfahren führte nur die Behand­ lung des mittels PTCA therapierten Bereichs mit Gammastrah­ lung zu einer effektiven Reduktion der Bildung von Resteno­ sen. Allerdings ist diese Behandlung aufgrund der hohen Reichweite der dabei verwendeten hochenergetischen radioakti­ ven Strahlungsquellen nicht in der gleichen klinischen Umge­ bung durchzuführen, in der die PTCA stattfindet.

Ein weiterer vielversprechender Ansatz besteht in der Verwen­ dung eines eine miniaturisierte Röntgenröhre enthaltenden Katheters zur Durchführung einer Strahlentherapie von Gefäß­ wänden mit Röntgenstrahlung, wie dies in der WO 97/07 740 A1 beschrieben ist. Bei den hier beschriebenen Röntgenröhren werden die Röntgenquanten im Bereich der Mittelachse mit Hilfe von Elektronen ausgelöst, die durch Feldemission oder die Polarisation von Ferroelektrika erzeugt werden. Bei der Feldemission besteht die Gefahr, daß der Feldemissionsstrom in einer Mikrospitze auf der Kathode beim Überschreiten einer kritischen Stromdichte zu Verdampfungserscheinungen und Durchschlägen im Vakuum führt. Die beschriebenen Röntgenröh­ ren haben außerdem den Nachteil, daß die Röntgenstrahlung quasi von einer auf der Mittelachse der Röntgenröhre liegen­ den Punktquelle ausgeht, womit ein Abfall der Röntgendosis entlang der Längsachse der Röntgenröhre verbunden ist. Es kommt hinzu, daß ein Teil der Röntgenstrahlung in den im Ka­ theter befindlichen Materialien absorbiert wird. Außerdem verliert die Röntgenstrahlung bis zum Auftreffen auf das Ge­ fäßgewebe an Intensität, da ihr Entstehungsort relativ weit von dem Gefäßgewebe entfernt ist und die Intensität der Rönt­ genstrahlung dem Abstand zwischen Gefäßgewebe und Entste­ hungsort der Röntgenstrahlung umgekehrt proportional ist.

In der US Re. 34 421 ist eine Röntgenröhre für onkologische Anwendungen beschrieben, bei der die Röntgenquanten an der Innenseite eines röhrenförmigen Glasgehäuses erzeugt werden. Als Elektronenquelle wird eine im Bereich der Mittelachse der Anordnung angebrachte langgestreckte Wendel verwendet, durch die ein Heizstrom fließt. Derartige Röntgenröhren lassen sich nur mit einem relativ großen Durchmesser realisieren, der den Einsatz solcher Röntgenröhren in kleineren Herzkranzgefäßen (Durchmesser z. B. 1,5 mm) praktisch ausschließt.

Aus der US Re. 34 421 ist es auch bekannt, eine langge­ streckte Kathode isozentrisch innerhalb eines Vakuumgehäuses anzuordnen, dessen Wandung als Durchstrahlanode ausgebildet ist. Infolge dieser Ausbildung der Anode kann die Röntgen­ strahlung in ihrer Intensität in unerwünschter Weise ge­ schwächt werden.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Röntgenröhre der eingangs genannten Art so auszubilden, daß günstige Vor­ aussetzungen für den Einsatz der Röntgenröhre im menschlichen Gefäßsystem gegeben sind. Der Erfindung liegt außerdem die Aufgabe zugrunde, einen Katheter der eingangs genannten Art anzugeben, der die Voraussetzungen dafür bietet, mit einem besonders geringen Durchmesser realisiert zu werden.

Nach der Erfindung wird der eine Röntgenröhre betreffende Teil der Aufgabe gelöst durch eine Röntgenröhre mit einem Va­ kuumgehäuse, in dem eine langgestreckte Kathode und eine diese umgebende Anode aufgenommen sind, wobei die Anode we­ nigstens im wesentlichen linienförmige Abschnitte aufweist, die im Abstand zueinander angeordnet sind, wobei die linien­ förmigen Abschnitte der Anode vorzugsweise nach Art eines Netzes, nach Art eines Käfigs oder nach Art einer Wendel und gemäß einer bevorzugten Ausführungsform dicht bei der Wandung des Vakuumgehäuses, d. h. zumindest näher bei der Wandung des Vakuumgehäuses als bei der Kathode, angeordnet sind.

Die Anode, die aus einem Material hoher Kernladungszahl her­ gestellt ist, stellt also ein die Kathode umgebendes, nicht geschlossenes Hüllsystem dar, das es gestattet, die Röntgen­ strahlung nahe am zu behandelnden Gefäßgewebe zu erzeugen, so daß die Röntgenstrahlung auf ihrem Weg zu dem zu behandelnden Gefäßgewebe nur wenig an Intensität verliert. In diesem Zu­ sammenhang ist auch von Bedeutung, daß es sich bei der Anode im Falle der erfindungsgemäßen Röntgenröhre nicht um eine Durchstrahlanode handelt, sondern um eine aus linienförmigen Abschnitten zusammengesetzte Anode. Hierunter soll verstanden werden, daß die linienförmigen Abschnitte eine so geringe Breite aufweisen, daß nur der geringere Teil der Hüllfläche der Anode durch die linienförmigen Abschnitte gebildet ist. Daß heißt, daß die linienförmigen Abschnitte weniger als 50%, vorzugsweise aber maximal 10% der Hüllfläche der Anode aus­ machen.

Der einen Katheter betreffende Teil der Aufgabe wird nach der Erfindung gelöst durch einen Katheter zur Einführung in das menschliche Gefäßsystem, welcher zur Behandlung von Gefäßwän­ den mit Röntgenstrahlung an seinem distalen Ende einer Rönt­ genröhre der vorstehend beschriebenen Art enthält und welcher vorzugsweise zur leichteren Applikation flexibel ausgeführt ist.

Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist der Katheter im Bereich der Röntgenröhre, jedoch außerhalb des Hauptausbreitungsweges der von der Anode ausgehenden Röntgen­ strahlung mit mehreren in Winkelabständen versetzt zueinander angeordneten aufblasbaren Ballons versehen, welche derart be­ messen sind, daß bei in ein Gefäß eingeführtem Katheter zwi­ schen benachbarten aufgeblasenen Ballons ein Strömungsweg für Blut frei bleibt. Auf diese Weise ist einerseits eine Zen­ trierung des Katheters im Gefäßlumen möglich. Andererseits wird verhindert, daß das Eiweiß des Blutes wegen der nicht unbeträchtlichen Außentemperatur des Katheters gerinnt, da zumindest ein reduzierter Blutfluß durch die zwischen benach­ barten aufgeblasenen Ballons befindlichen Strömungswege er­ folgt.

Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in den beigefügten Zeichnungen dargestellt. Es zeigen:

Fig. 1 eine erfindungsgemäße Röntgenröhre in schematischer, teilweise blockschaltbildartiger Darstellung im Längsschnitt als Bestandteil eines erfindungsgemäßen Katheters,

Fig. 2 einen Querschnitt durch den Katheter gemäß Fig. 1,

Fig. 3 in zu der Fig. 1 analoger Darstellung ein weiteres Ausführungsbeispiel,

Fig. 4 die Anode der Röntgenröhre gemäß Fig. 3 in perspekti­ vischer Darstellung, und

Fig. 5 in Form einer teilweisen Abwicklung die Anode einer weiteren Variante einer erfindungsgemäßen Röntgen­ röhre.

Die in Fig. 1 insgesamt mit 1 bezeichnete erfindungsgemäße Röntgenröhre weist gemäß Fig. 1 ein vorzugsweise wenigstens im wesentlichen rotationssymmetrisch ausgebildetes Vakuumge­ häuse 2 von hülsenförmiger Gestalt auf, das einen Außendurch­ messer von beispielsweise 4 mm hat und aus einem röntgen­ transparenten Werkstoff geringer Kernladungszahl, beispiels­ weise Bornitrit oder Titan, hergestellt ist. In das Vakuumge­ häuse 2 ist eine insgesamt mit 3 bezeichnete langgestreckte thermische Kathode eingesetzt, die eine Länge von z. B. 1 bis 10 mm aufweist und deren Längsachse zumindest annähernd mit der Längsachse des Vakuumgehäuses 2 und damit der Längsachse der Röntgenröhre übereinstimmt. Die beiden Anschlüsse der Ka­ thode 3 sind vakuumdicht durch Isolatoren aus dem Vakuumge­ häuse 2 nach außen geführt.

Als Kathode 3 ist im Falle des dargestellten Ausführungsbei­ spiels ein gerader, beispielsweise aus Wolfram, hergestellter Glühdraht vorgesehen. Anstelle eines geraden Glühdrahtes kann im Rahmen der Erfindung jedoch auch eine aus Draht wendelar­ tig gewundene langgestreckte Glühkathode vorgesehen sein.

Innerhalb des Vakuumgehäuses 2 ist eine Anode 4 aus einem röntgenemissiven Anodenmaterial hoher Kernladungszahl vorge­ sehen, die die Kathode 3 allseits umgibt und dadurch gehal­ tert ist, daß sie an der Innenseite des Vakuumgehäuses 2 an­ liegt, wodurch das Vakuumgehäuse 2 das gleiche Potential wie die Anode 4 annimmt.

Die Anode 4 weist wenigstens im wesentlichen linienförmige Abschnitte auf, die im Abstand zueinander angeordnet sind, bei denen es sich im Falle des Ausführungsbeispiels gemäß Fig. 1 um die einzelnen Windungen einer aus Draht vorzugs­ weise kreisförmigen Querschnitts gewundene im Falle des be­ schriebenen Ausführungsbeispiels zylindrische Wendel handelt. Da der Durchmesser des Drahtes klein gegen den Abstand be­ nachbarter Windungen der Wendel ist, z. B. Verhältnis 1 : 3, ist der überwiegende Teil der Hüllfläche der Anode 4 frei von Anodenmaterial. Der Abstand, den die Windungen der Wendel von der Innenseite des Vakuumgehäuses aufweisen ist wesentlich geringer als ihr Abstand von der Kathode 3.

Um die Röntgenröhre 1 mit den zu deren Betrieb erforderlichen Spannungen und Strömen versorgen zu können, ist ein Hochspan­ nungsgenerator 5 vorgesehen, der mit der Röntgenröhre 1 über ein Triaxialkabel 6 verbunden ist. Das Triaxialkabel 6 weist einen monofilaren Innenleiter 7 auf, der von einer Hochspan­ nungsisolation 8 umgeben ist, die ihn von einem in an sich bekannter Weise als Drahtgeflecht oder schraubenförmig aufge­ wickeltes Folienband ausgeführten Mittelleiter 9 trennt. Auch der Mittelleiter 9 ist von einer Hochspannungsisolation 10 umgeben, die ihn von einem Außenleiter 11 trennt, der eben­ falls in an sich bekannter Weise als Drahtgeflecht oder schraubenförmig aufgewickeltes Folienband ausgeführt ist.

Die Röntgenröhre 2 ist in einen der Hochspannungs-Isolierung dienenden, röntgentransparenten Isolierstoffkörper 12 einge­ bettet, der aus einem geeigneten röntgentransparenten Mate­ rial gebildet ist.

Es wird also deutlich, daß die Röntgenröhre 1 mit dem Tri­ axialkabel 6 und dem Isolierstoffkörper 12 einen Katheter K bildet, der mit einer flexiblen, elektrisch isolierenden Außenhaut 13 aus einem biokompatiblen, d. h. physiologisch gut verträglichen Material, z. B. Silikon, überzogen ist.

Der Isolierstoffkörper 12 ist übrigens von dem Außenleiter 11 des Triaxialkabels 6 vollständig umgeben, der zur Sicherheit des Patienten mit einem Schutzpotential 9 verbunden ist, da die Röhrenspannung in der Größenordnung von 20 kV, entspre­ chend einer mittleren Energie der Röntgenquanten von 10 keV, liegt und der Katheter unter Umständen im Herzen des Patien­ ten endet.

Im einzelnen wird die Röntgenröhre 1 dadurch mit Hochspan­ nung, d. h. mit der Röhrenspannung, beaufschlagt, daß ein Pol des Hochspannungsgenerators 5 über den Innenleiter 7 des Triaxialkabels 6 mit dem einen Anschluß der Kathode 3 und der andere Pol des Hochspannungsgenerators 5 über den Mittellei­ ter 9 des Triaxialkabels 6 mit der Anode 3 verbunden, die zu diesem Zweck einen vakuumdicht durch einen der Isolatoren aus dem Vakuumgehäuse 2 herausgeführten Anschluß aufweist.

Der zum Betrieb der Röntgenröhre 1 außerdem erforderliche Heizstrom für die Kathode 3 ist der Röhrenspannung, bei der es sich um eine Gleichspannung handelt, als vorzugsweise hochfrequente Wechselspannung überlagert. Dazu ist an den Hochspannungsgenerator 5 ein Modulator 14 angeschlossen. Um den Fluß des Heizstromes durch die Kathode 3 zu ermöglichen, ist die Anode 4 über einen Kondensator 15 mit dem zweiten An­ schluß der Kathode 3 verbunden. Der Kondensator 15 verhindert zwar, daß über ihn ein Gleichstrom zwischen der Anode 4 und der Kathode 3 fließt, ist aber andererseits unter Berücksich­ tigung der Frequenz, mit der der Modulator 14 arbeitet, der­ art bemessen, daß er den Fluß des Heizstroms durch die Ka­ thode 3 gestattet.

Die Kathode 3 emittiert somit im Betrieb der Röntgenröhre 1 über ihre gesamte Länge Elektronen, die infolge des zwischen der Anode 4 und der Kathode 3 vorhandenen elektrischen Feldes in allen Richtungen radial nach außen beschleunigt werden und dort auf die linienförmigen Abschnitte der Anode 4 treffen und Röntgenstrahlung (Bremsstrahlung) auslösen, die aus dem Vakuumgehäuse 2 der Röntgenröhre 1 nach außen tritt. Infolge der Verwendung einer langgestreckten Kathode 3, die auf ihrer gesamten Länge von der Anode 4 umgeben ist, ergibt sich über die Länge der Kathode 3 und damit die Längsachse der Röntgen­ röhre 1 eine wenigstens im wesentlichen gleichmäßige Intensi­ tätsverteilung der Röntgenstrahlung, was für die Behandlung von Gefäßwänden günstig ist. Infolge des Umstandes, daß sich die Windungen der Wendel der Kathode 3 dicht bei der Innen­ seite des Vakuumgehäuses 2 befinden, verliert die von der Anode 4 ausgehende Röntgenstrahlung auf ihrem Weg zu dem je­ weils zu behandelnden Gefäßgewebe nur wenig an Intensität. Auch infolge der Anwesenheit der Anode 4 tritt keine wesent­ liche Schwächung der Intensität der Röntgenstrahlung auf, da infolge des Umstandes, daß die Anode 4 aus linienförmigen Ab­ schnitten besteht, anders als im Falle einer Durchstrahlanode praktisch keine Schwächung der emittierten Röntgenstrahlung durch die Anode 4 selbst erfolgt.

Um eine Zentrierung des Katheters im Lumen eines zu behan­ delnden Gefäßes zu ermöglichen und der Eiweißgerinnung des Blutes vorzubeugen, weist der Katheter in aus der Fig. 1 er­ sichtlicher Weise mehrere, beispielsweise drei, aufblasbare Ballons 16 auf, die dicht vor der Röntgenröhre 1, bei Bedarf zusätzlich auch kurz hinter der Röntgenröhre 1, außerhalb der Hauptausbreitungsrichtung der von der Röntgenröhre 1 ausge­ henden Röntgenstrahlung an der Mantelfläche des Katheters in Winkelabständen versetzt angeordnet sind. Die Ballons 16 kön­ nen über in den Figuren nicht dargestellte Kanäle aufgeblasen werden und sind bei einer Länge von beispielsweise 2 bis 4 mm in ihrem Querschnitt in aus der Fig. 2 ersichtlicher Weise so bemessen, daß bei in ein Gefäß 17 eingeführtem Katheter K zwischen benachbarten aufgeblasenen Ballons 16 ein Strömungs­ weg für Blut frei bleibt. Dabei ist im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels in der aus Fig. 2 ersichtlichen Weise die Anordnung so getroffen, daß jeder der Ballons 16 sich über einen Winkelbereich von ca. 60° erstreckt, so daß zwi­ schen benachbarten Ballons 16 jeweils ein Strömungsweg frei bleibt, der sich ebenfalls über einen Winkelbereich von ca. 60° erstreckt.

Das Ausführungsbeispiel gemäß den Fig. 3 und 4 unterscheidet sich von dem zuvor beschriebenen zunächst dadurch, daß das Triaxialkabel einen bifilaren Innenleiter mit den beiden Lei­ tern 18a und 18b aufweist, die mit den beiden Anschlüssen der Kathode 3 verbunden sind, die im Falle des Ausführungsbei­ spiels gemäß den Fig. 3 und 4 als U-förmig gekrümmter Glüh­ draht ausgeführt ist. Mit den anderen Enden der Leiter 18a und 18b ist in herkömmlicher Weise ein zusätzlich zu dem Hochspannungsgenerator 5 vorgesehener Heizspannungsgenerator 19 verbunden. An den Leiter 18a ist außerdem der negative Pol des Hochspannungsgenerators 5 angeschlossen.

Als weiterer Unterschied des Ausführungsbeispiels gemäß den Fig. 3 und 4 gegenüber dem zuvor beschriebenen ist zu nennen, daß die die Kathode 3 umgebende Anode 4 in insbesondere aus der Fig. 4 ersichtlichen Weise als Käfig ausgebildet ist, der aus einer Anzahl von kreisringförmigen linienförmigen Ab­ schnitten 20 und aus geradlinigen linienförmigen Abschnitten 21 beispielsweise durch Schweißen zusammengesetzt ist, wobei die Abschnitte 20 und 21 aus Draht, vorzugsweise kreisförmi­ gen Querschnitts, gebildet sind, wobei in den Fig. 3 und 4 nur jeweils ein kreisringförmiger Abschnitt und ein geradli­ niger Abschnitt mit der entsprechenden Bezugsziffer versehen ist.

Die Fig. 5 zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel, das sich von dem zuvor beschriebenen dadurch unterscheidet, daß es sich bei den linienförmigen Abschnitten der Anode 4 um nach Art eines Netzes miteinander verknüpfte Drähte von vorzugs­ weise kreisförmigen Querschnittes handelt, von denen die in der Fig. 5 sichtbaren mit den Bezugszeichen 22 bis 27 be­ zeichnet sind.

Die Röntgenröhre muß nicht wie im Falle der zuvor beschriebe­ nen Ausführungsbeispiele in einem Isolierstoffkörper 12 auf­ genommen sein, der von dem Außenleiter 11 und einer Außenhaut 13 umgeben ist. Vielmehr kann das Vakuumgehäuse der Röntgen­ röhre aus einem biokompatiblen Material, beispielsweise glas­ artigem Kohlenstoff, wie er unter der Bezeichnung Sigradur® vertrieben wird, gebildet sein. Um die Röntgenröhre 1 mit dem Triaxialkabel 6 mehrfach verwenden zu können, kann die Außen­ haut 13 abnehmbar ausgeführt sein. Es ist dann möglich, nach Gebrauch des Katheters die Außenhaut 13 abzunehmen und durch eine frische, sterile Außenhaut 13 zu ersetzen, wodurch der Katheter wieder gebrauchsfertig wird.

Um die Spannungsfestigkeit der Röntgenröhre 1 zu gewährlei­ sten, kann es im Hinblick auf "High Voltage Vacuum Insula­ tion", R. V. Latham, Academic Press, 1981, Seiten 130 bis 132, zweckmäßig sein, die Röntgenröhre 1 gepulst zu betreiben, wo­ bei die erforderlichen Pulslängen im Bereich von einigen Nanosekunden liegen.

Claims (8)

1. Röntgenröhre mit einem Vakuumgehäuse, in dem eine langge­ streckte Kathode und eine diese umgebende Anode aufgenommen sind, wobei die Anode wenigstens im wesentlichen linienför­ mige Abschnitte aufweist die im Abstand zueinander angeordnet sind.

2. Röntgenröhre nach Anspruch 1, deren linienförmige Ab­ schnitte nach Art eines Netzes angeordnet sind.

3. Röntgenröhre nach Anspruch 1, deren linienförmige Ab­ schnitte nach Art eines Käfigs angeordnet sind.

4. Röntgenröhre nach Anspruch 1, deren linienförmige Ab­ schnitte nach Art einer Wendel angeordnet sind.

5. Röntgenröhre nach einem der Ansprüche 1 bis 4, deren lini­ enförmige Abschnitte dicht bei der Wandung des Vakuumgehäuses angeordnet sind.

6. Katheter zu Einführung in das menschliche Gefäßsystem, welcher zur Behandlung von Gefäßwänden mit Röntgenstrahlung an seinem distalen ende mit eine Röntgenröhre nach einem der Ansprüche 1 bis 4 enthält.

7. Katheter nach Anspruch 6, welcher im Bereich der Röntgen­ röhre, jedoch außerhalb des Hauptausbreitungswegs der von der Anode ausgehenden Röntgenstrahlung mit mehreren in Winkelab­ ständen versetzt zueinander angeordneten aufblasbaren Ballons versehen ist, welche derart bemessen sind, daß bei in ein Ge­ fäß eingeführtem Katheter zwischen benachbarten aufgeblasenen Ballons ein Strömungsweg für Blut frei bleibt.

8. Katheter nach Anspruch 1 oder 2, der flexibel ist.