DE19925456A1

DE19925456A1 - X-ray tube and catheter with such an X-ray tube

Info

Publication number: DE19925456A1
Application number: DE1999125456
Authority: DE
Inventors: Erich Hell; Mathias Hoernig; Manfred Pfeiler
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1999-06-02
Filing date: 1999-06-02
Publication date: 2000-12-14
Anticipated expiration: 2019-06-03
Also published as: WO2000074105A1; DE19925456B4

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.The invention relates to an x-ray tube (1) with a vacuum housing (2) in which an elongate cathode (3) and an anode (4) surrounding it are accommodated. The anode (4) has at least essentially linear sections which are arranged at a distance from one another, the linear sections of the anode (4) being arranged close to the wall of the vacuum housing (2) in the manner of a net, a cage or a spiral are.

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.The invention relates to an X-ray tube with an anode and a cathode. The invention also relates to one lead into the human vascular system with such an x-ray tube.

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.The PTCA (percutaneous transluminal coronary angioplasty) has itself as the method of choice for the therapy of stenoses set. A problem this also known as balloon dilation th procedure, particularly in the field of coronary arches cups is used, is that after about one half a year in up to 50% of all cases to a restenosis bil proliferation or even lumen occlusion. By using stents, the number of cases in which restenoses develop, something is reduced would still be through a treatment procedure that is clear allow further reduction in the formation of restenoses would achieve significant benefit to the patient namely in addition to avoiding interventional and follow-up surgery even with difficult starting there was an extended stenosis-free interval and thus one improved quality of life.

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.Of the procedures examined so far, only the treatment led Treatment of the area treated with PTCA with gamma rays effective reduction of the formation of resteno sen. However, this treatment is due to the high level Range of the high-energy radio acti used ven radiation sources are not in the same clinical environment exercise in which the PTCA takes place.

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.Another promising approach is to use it a miniaturized x-ray tube Catheter for performing radiation therapy of vessels walls with X-rays, as described in WO 97/07 740 A1 is described. With the X-ray tubes described here become the X-ray quanta in the area of the central axis Help from electrons triggered by field emission or the polarization of ferroelectrics are generated. In the Field emission there is a risk that the field emission current in a microtip on the cathode when crossing one critical current density to evaporation phenomena and Breakthroughs in a vacuum leads. The described X-ray tube ren also have the disadvantage that the X-rays quasi from one on the central axis of the x-ray tube the point source, with a drop in the X-ray dose is connected along the longitudinal axis of the x-ray tube. It In addition, part of the X-rays in the Ka theter located materials is absorbed. Moreover loses the x-ray radiation until it hits the ge Barrel tissue in intensity, since its place of origin is relatively far is removed from the vascular tissue and the intensity of the X-ray the distance between the vascular tissue and the origin location of the X-rays is inversely proportional.

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.In the US Re. 34 421 is an x-ray tube for oncological Applications described in which the X-ray quanta at the Be created inside a tubular glass housing. An electron source is used in the area of the central axis Arrangement attached elongated helix used by which a heating current flows. Such X-ray tubes can be only realize with a relatively large diameter that the Use of such X-ray tubes in smaller coronary arteries (Diameter e.g. 1.5 mm) practically excludes.

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. From the US Re. 34 421 it is also known to be a langge stretched cathode isocentrically within a vacuum housing to arrange, the wall of which is designed as a transmission anode is. As a result of this formation of the anode, the X-ray can radiation in its intensity in an undesirable manner become weak.

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.The invention has for its object an X-ray tube of the type mentioned in such a way that favorable before Exposures to the use of the X-ray tube in human Vascular system are given. The invention is also the Task based on a catheter of the type mentioned that provides the prerequisites for doing so with a particularly small diameter to be realized.

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.According to the invention, the one relating to an X-ray tube Part of the task solved by an X-ray tube with a Va vacuum housing, in which an elongated cathode and a this surrounding anode are included, the anode we at least has essentially linear sections, which are spaced from each other, with the lines shaped sections of the anode preferably in the manner of a Net, like a cage or like a spiral and according to a preferred embodiment close to the wall the vacuum housing, d. H. at least closer to the wall of the Vacuum housing than the cathode are arranged.

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. The anode, which is made from a material with a high atomic number is placed, does not represent a surrounding the cathode closed envelope system that allows the x-ray to generate radiation close to the vascular tissue to be treated, so that the X-rays on their way to the one to be treated Vascular tissue loses little intensity. In this To context is also important that it is the anode not one in the case of the X-ray tube according to the invention Transmitting anode, but a linear one Sections composite anode. This is understood to mean be that the linear sections are so small Show width that only the smaller part of the envelope surface the anode is formed by the linear sections. That means that the linear sections are less than 50%, but preferably a maximum of 10% of the envelope area of the anode do.

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.The part of the task relating to a catheter is performed according to the Invention solved by a catheter to introduce it human vascular system, which is used to treat vascular walls the one with x-rays at its distal end of an x-ray contains tube of the type described above and which preferably flexible for easier application is.

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.According to a preferred embodiment of the invention, the Catheter in the area of the X-ray tube, but outside of the Main path of propagation of the X-rays emanating from the anode radiation with several at angular intervals arranged inflatable balloons provided which be so measure that when catheter is inserted into a vessel between neighboring inflated balloons a flow path for Blood remains free. In this way, on the one hand, it is a Zen Possible catheterization in the vessel lumen. On the other hand prevents the protein of the blood from failing because of the irrelevant outside temperature of the catheter coagulates there at least a reduced blood flow through the between neighbors bale inflated balloons located flow paths he follows.

Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in den beigefügten Zeichnungen dargestellt. Es zeigen:Embodiments of the invention are in the accompanying Drawings shown. Show it:

Fig. 1 eine erfindungsgemäße Röntgenröhre in schematischer, teilweise blockschaltbildartiger Darstellung im Längsschnitt als Bestandteil eines erfindungsgemäßen Katheters, Fig. 1 is an X-ray tube according to the invention in a schematic, partially block diagram, of in longitudinal section as a component of a catheter according to the invention,

Fig. 2 einen Querschnitt durch den Katheter gemäß Fig. 1, Fig. 2 shows a cross-section through the catheter of Fig. 1,

Fig. 3 in zu der Fig. 1 analoger Darstellung ein weiteres Ausführungsbeispiel, Fig. 3 in an analogous to the Fig. 1 representation of another embodiment,

Fig. 4 die Anode der Röntgenröhre gemäß Fig. 3 in perspekti vischer Darstellung, und Fig. 4 shows the anode of the X-ray tube according to FIG. 3 in a perspective view, and

Fig. 5 in Form einer teilweisen Abwicklung die Anode einer weiteren Variante einer erfindungsgemäßen Röntgen röhre. Fig. 5 in the form of a partial development, the anode of a further variant of an X-ray tube according to the invention.

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.The X-ray tube according to the invention, designated overall by 1 in FIG. 1, has, according to FIG. 1, a preferably at least substantially rotationally symmetrical vacuum housing 2 of sleeve-like shape, which has an outside diameter of, for example, 4 mm and is made of an X-ray transparent material with a low atomic number, for example wise boron nitride or titanium. In the vacuum housing 2 , a total of 3 elongated thermal cathode is used, which has a length of z. B. has 1 to 10 mm and the longitudinal axis at least approximately matches the longitudinal axis of the vacuum housing 2 and thus the longitudinal axis of the X-ray tube. The two connections of the Ka method 3 are vacuum-tight through insulators from the vacuum housing 2 to the outside.

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.As a cathode 3 , a straight filament, for example made of tungsten, is provided in the case of the exemplary embodiment shown. Instead of a straight filament, however, an elongated glow cathode made of wire can also be provided within the scope of the invention.

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.Inside the vacuum housing 2 , an anode 4 made of an X-ray emissive anode material with a high atomic number is provided, which surrounds the cathode 3 on all sides and is thereby held so that it lies on the inside of the vacuum housing 2 , whereby the vacuum housing 2 has the same potential as the anode 4 assumes.

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.The anode 4 has at least substantially linear sections which are arranged at a distance from one another, which in the case of the embodiment according to FIG. 1 is the individual turns of a wire preferably circular cross-section wound in the case of the embodiment described be cylindrical helix acts. Since the diameter of the wire is small against the distance between adjacent turns of the helix, e.g. B. ratio 1: 3, the major part of the envelope surface of the anode 4 is free of anode material. The distance that the turns of the coil are from the inside of the vacuum housing is significantly less than their distance from the cathode 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.In order to be able to supply the X-ray tube 1 with the voltages and currents required for its operation, a high-voltage generator 5 is provided, which is connected to the X-ray tube 1 via a triaxial cable 6 . The triaxial cable 6 has a monofilar inner conductor 7 , which is surrounded by a high voltage insulation 8 , which separates it from a center wire 9 executed in a manner known per se as a wire mesh or helically wound foil strip. The center conductor 9 is also surrounded by high-voltage insulation 10 , which separates it from an outer conductor 11 , which is also designed in a manner known per se as a wire mesh or a helically wound foil strip.

Die Röntgenröhre 2 ist in einen der Hochspannungs-Isolierung dienenden, röntgentransparenten Isolierstoffkörper 12 einge bettet, der aus einem geeigneten röntgentransparenten Mate rial gebildet ist.The X-ray tube 2 is embedded in a high-voltage insulation, X-ray transparent insulating material body 12 , which is formed from a suitable X-ray transparent material.

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.It is therefore clear that the X-ray tube 1 with the tri axial cable 6 and the insulating body 12 forms a catheter K, which with a flexible, electrically insulating outer skin 13 made of a biocompatible, ie physiologically well-tolerated material, for. B. silicone is coated.

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.The insulating body 12 is incidentally completely surrounded by the outer conductor 11 of the triaxial cable 6 , which is connected to a protective potential 9 for the safety of the patient, since the tube voltage is of the order of 20 kV, corresponding to an average energy of the X-ray quanta of 10 keV, and the catheter may end up in the heart of the patient.

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.In detail, the X-ray tube 1 is thereby voltage with high voltage, ie with the tube voltage, applied to a pole of the high-voltage generator 5 via the inner conductor 7 of the triaxial cable 6 with one connection of the cathode 3 and the other pole of the high-voltage generator 5 via the central conductor 9th of the triaxial cable 6 is connected to the anode 3 , which for this purpose has a vacuum-tight connection led out of the vacuum housing 2 through one of the insulators.

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.The heating current required for the operation of the X-ray tube 1 for the cathode 3 is superimposed on the tube voltage, which is a direct voltage, as a preferably high-frequency alternating voltage. For this purpose, a modulator 14 is connected to the high-voltage generator 5 . In order to allow the flow of the heating current through the cathode 3 , the anode 4 is connected via a capacitor 15 to the second circuit of the cathode 3 . The capacitor 15 prevents a direct current flowing through it between the anode 4 and the cathode 3 , but is on the other hand taking into account the frequency with which the modulator 14 works, the type dimensioned such that it blocks the flow of the heating current through the Ka Method 3 allowed.

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.During operation of the X-ray tube 1, the cathode 3 thus emits electrons over its entire length, which are accelerated radially outward in all directions as a result of the electric field present between the anode 4 and the cathode 3 and there meet the linear sections of the anode 4 and X-rays Trigger (brake radiation), which emerges from the vacuum housing 2 of the X-ray tube 1 to the outside. Due to the use of an elongated cathode 3 , which is surrounded over its entire length by the anode 4 , there is an at least substantially uniform intensity distribution of the X-rays over the length of the cathode 3 and thus the longitudinal axis of the X-ray tube 1 , which is for the treatment of vessel walls is cheap. Due to the fact that the turns of the helix of the cathode 3 are close to the inside of the vacuum housing 2 , the X-ray radiation emanating from the anode 4 loses little intensity on its way to the respective vascular tissue to be treated. Also due to the presence of the anode 4 , there is no significant attenuation of the intensity of the X-ray radiation, since due to the fact that the anode 4 consists of linear sections, unlike in the case of a transmission anode, there is practically no attenuation of the emitted X-rays by the anode 4 itself he follows.

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. In order to allow the catheter to be centered in the lumen of a vessel to be treated and to prevent protein clotting of the blood, the catheter shown in FIG. 1 has several, for example three, inflatable balloons 16 which are located close to the X-ray tube 1 , if necessary also shortly behind the X-ray tube 1 , outside the main direction of propagation of the X-ray tube emanating from the X-ray tube 1 are arranged offset on the lateral surface of the catheter at angular intervals. The balloons 16 can be inflated via channels not shown in the figures and are dimensioned with a length of, for example, 2 to 4 mm in their cross section in a manner apparent from FIG. 2 such that when catheter K is inserted into a vessel 17 between adjacent ones inflated balloons 16 a flow path remains free for blood. Here, in the case of the present exemplary embodiment in the manner shown in FIG. 2, the arrangement is such that each of the balloons 16 extends over an angular range of approximately 60 °, so that a flow path remains free between adjacent balloons 16 also extends over an angular range of approx. 60 °.

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.The embodiment of FIGS. 3 and 4 differs from the previously described first in that the triaxial cable has a bifilar inner conductor with the two Lei tern 18 a and 18 b, which are connected to the two connections of the cathode 3 , which in the case the game according to Ausführungsbei wire Figs. 3 and 4 as a U-shaped curved annealing is performed. With the other ends of the conductors 18 a and 18 b, a heating voltage generator 19 provided in addition to the high-voltage generator 5 is connected in a conventional manner. The negative pole of the high-voltage generator 5 is also connected to the conductor 18 a.

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.As a further difference of the exemplary embodiment according to FIGS. 3 and 4 compared to the one described above, it should be mentioned that the anode 4 surrounding the cathode 3 is formed in a manner which can be seen in particular in FIG. 4 as a cage which consists of a number of annular, linear Ab cut 20 and straight line-shaped sections 21 is composed, for example, by welding, the sections 20 and 21 being formed from wire, preferably circular cross-section, with only one annular section and one straight-line section in FIGS . 3 and 4 the corresponding reference number is provided.

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. Fig. 5 shows a further embodiment, which differs from the one described above in that the line-shaped sections of the anode 4 are wires which are connected to one another in the manner of a network, preferably circular cross-section, of which the one shown in FIG. 5 visible with the reference numerals 22 to 27 are marked.

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.The X-ray tube does not have to be in an insulating body 12 as in the case of the previously described exemplary embodiments, which is surrounded by the outer conductor 11 and an outer skin 13 . Rather, the vacuum housing of the X-ray tube can be formed from a biocompatible material, for example glass-like carbon, as it is sold under the name Sigradur®. In order to use the x-ray tube 1 with the triaxial cable 6 several times, the outer skin 13 can be made removable. It is then possible to remove the outer skin 13 after use of the catheter and to replace it with a fresh, sterile outer skin 13 , as a result of which the catheter is ready for use again.

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.In order to ensure the dielectric strength of the X-ray tube 1 , it may be expedient in view of "High Voltage Vacuum Insulation", RV Latham, Academic Press, 1981, pages 130 to 132, to operate the X-ray tube 1 in a pulsed manner, where necessary Pulse lengths are in the range of a few nanoseconds.

Claims

1. X-ray tube with a vacuum housing in which a langge stretched cathode and recorded an anode surrounding it are, the anode at least substantially linear has sections arranged at a distance from each other are.

2. X-ray tube according to claim 1, the linear Ab cuts are arranged in the manner of a network.

3. X-ray tube according to claim 1, the linear Ab cuts are arranged in the manner of a cage.

4. X-ray tube according to claim 1, whose linear Ab cuts are arranged in the manner of a spiral.

5. X-ray tube according to one of claims 1 to 4, the lini shaped sections close to the wall of the vacuum housing are arranged.

6. catheter for introduction into the human vascular system, which is used to treat vessel walls with X-rays at its distal end with an x-ray tube according to one of the Claims 1 to 4 contains.

7. Catheter according to claim 6, which in the field of X-rays tube, but outside the main route of propagation that of the Anode outgoing X-rays with several at an angle stands staggered inflatable balloons is provided, which are dimensioned such that when in a Ge inserted catheter between adjacent inflated Balloons remain a flow path for blood free.

8. The catheter of claim 1 or 2, which is flexible.