US Patent # 3,280,816
US Cl. 128-1.3 ~ October 25, 1966
Method of Producing Radiations for Penetrating Living Cells
Antoine Priore
本发明总体上涉及能够穿透物质的辐射。更精确地，其目的是提供一种获得能够穿透物质，并且更特别地能够紧密穿透进入活的有机组织并在其中尤其是在人体组织中产生某些作用的，能够穿透物质的多种放射线的组合的方法，以用于治疗目的而不破坏其中的必需元素，例如酶。
根据本发明，带电粒子被发射到空腔中，并且在该发射上叠加了厘米电磁辐射，该电磁辐射的波长优选地在3cm和80cm之间，并且从所述空腔发出的最终辐射被引导到被辐照的目标。
申请人已经注意到，当根据要穿透或待治疗的器官或组织确定电磁辐射的频率时，穿透性，尤其是疗效显着提高。例如，14 cm的波长适合肝脏，而19.5 cm的波长适合脾脏。
辐射的带电粒子优选在粒子加速器中加速，以增加穿透力。
所产生的辐射优选地通过管子被施加并定向到目标，即要穿透的组织上，该管是加速和引导磁场和电场的座，所述辐射有利地被定向和/或反射。通过放置在管内的旋转偏转装置。
在许多情况下，通过改变磁场和/或电场来调节粒子辐射或有节奏地产生粒子辐射将是有利的，从而进一步增加穿透力。优选地，尤其在医学应用中，将这种节奏调整为要穿透的组织或与其相邻的组织（例如为肌肉）的自然周期（振荡时间）。这些自然时期在医学上是众所周知的，尤其是用于透热疗法；它们处于从1米到50 m的波长范围内，更具体地说是从1 m到18 m的波长范围内。
优选地，提供用于根据患者的心跳来调制发射的辐射，加速的电场和磁场以及可能还有旋转偏转装置的装置。
看来本发明在治疗活细胞（植物或动物）疾病中获得的积极结果是由于某些现象，这将在下文中讨论，当然应该理解，这样的讨论决不是限制本发明的精神和范围。
取决于其电-物理-化学结构，细胞的原生质-核对具有导电性，该导电性与代谢现象引起的离子交换运动直接相关。确实，人们注意到组织中存在着根据不同的组织细胞密度而不同的电势积累的现象。
Renshaw，Forbes，Morison，Amassian，De Vito，Buser，Albe-Fessard，Tau，Adrian等人进行的工作已经证明，借助微电极，细胞内存在缓慢振荡型元素电活动。 ，起搏器可以看作是由细胞核形成的振荡电磁系统提供的。实际上，实际上，原子核由绝缘材料的管状细丝组成（类似于甲壳质），其中包含导电盐溶液，这些细丝缠绕在一起，可以比拟为真正的小振荡电路。
沃森（Warson）在美国进行的最新研究以及法国研究人员的其他研究，包括波隆斯基（Polonsky），杜祖（Douzou）和萨德隆（Sadron）先生的论文，于1960年5月16日在弗朗西斯·佩林（Francis Perrin）教授在科学院之前阅读（合集）。 Weekly Reports，Tome 250，No. 20，pp 3414-3416）证明了使用的实验性固体脱氧核糖核酸（DNA）样品具有与铁电体相似的特性，从而证实了这一假设。在细胞核和细胞外围可能存在电位差。某些最新的理论甚至走得更远，并将电池比作电子接收发射设备，该设备在正常状态下工作，其频率与周围介质一致。根据这些最新理论，细胞核形成了一个阻尼波振荡系统，它遵守着控制半导体体的规律。
申请人已经得出了明确的结论，在正常的电电平衡状态下，细胞核带正电，但是在发生类似于极化的现象后，细胞核可能会带负电。 据信，申请人通过用本发明的所得放射线处理活细胞而获得的结果归因于核的正确电势的恢复。
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参照附图进行的以下描述仅作为示例而非限制地提交，将提供对本发明如何执行的清楚理解，从说明书或附图中得出的这种特殊性自然而然地落在了后面。 在本发明的范围内。
在随此归档的图纸中：
图1以示意性截面图示出了根据本发明的用于产生和发射组合电磁场的装置。
图2以正视图示出了从图1的右边看去的阴极。
图3是沿图1的III-III线的剖视图。
图4是供电系统的框图。
图5是对应于图1的视图，示出了替代实施例。
图6是沿图5的VI-VI线的剖视图。
图7是用于使电流产生脉冲的装置的示意图。
图8是用于使图7的设备与患者的心律同步地工作的放大器的电路图。 和
图9是用于将电流调制到包括在1m和18m之间的波长的振荡器的电路图。
首先参照图1，其上所示的设备包括将带电粒子2发射到空腔或导管3中的装置1，回旋加速器4，回旋加速器4用于使粒子2加速并将其发送到与形成波导的另一空腔6连通的导管5中。用于由磁控管7发射的频率为厘米的电磁辐射。通过导管5与波导6的结合形成的空腔8通向用于加速和引导所产生的辐射的管9。由元件1、3、5、6、8和9共同形成的空腔在2 mm Hg的压力下包含氩气。
粒子发射器1由具有板10和阴极11的电子枪组成。
阴极11由钼制成，并且以图1和2中所示的非常特殊的方式成形。它包括轮缘11a，该轮缘通过两个沿直径相对的半径11b连接到具有轴线XX′的孔11d的毂11c。轮辋11a由通过螺钉等组装在一起的两部分（如图1所示）组成，并且体现出旋转腔11e，在其壁上设置有多个均匀间隔的成对的平行的相对的孔11f。轴XX’。在腔11e内布置有加热丝12，其连接到电源引线12a。
用钼制成的阴极11可获得最好的结果。但是，申请人用钨阴极获得了令人满意的结果，尽管效果较差。碰巧钼是金属，而钨在较小程度上是金属，其化合价最接近组成活体组织，尤其是人体组织的化学分子的平均化合价。尽管可以尝试基于对所涉及现象的观察的科学解释，但是应当清楚地理解，本发明决不受任何这种科学解释的限制。此外，就装置中的低压气体而言，使用氩气可获得最佳结果。但是，申请人还用稀有气体族的其他气体获得了令人满意的结果，尽管效果较差。
围绕形成电磁室的管子布置了电磁体13，该电磁体的线圈13a与阴极平齐，并且还具有加速线圈14和15。另外，加速线圈14a，15a，16a和14b，15b和16b同样布置为大约腔3和5。
回旋加速器4的两个半圆形盒或D′4a以通常的方式放置在框架极之间，并且所述框架被加速绕组4b和4c围绕。
磁控管7具有任何方便的已知设计，并且必须能够向腔3中发射波长可在3 cm至80 cm之间调节的厘米辐射。
加速引导管9的下部设有与阴极11相同的阴极17以及加热丝17a。阴极17支撑在中空的基座18上，该基座在与管9的端盖相连的位置处邻近孔18a。所述基座18与管18b连通，该管18b的开口端邻近旋转偏转器19，该偏转器设有两个倾斜的石墨板环19a。与垂直线成45度角。旋转偏转器的轴19b可旋转地支撑在固定有磁性飞锤19c的轴承20中，该磁性飞锤19c通过与与电动机21的轴21b刚性连接的磁性飞锤21a共同作用而使其旋转。 19是由金字塔形的钼或钨部分19d组成，其顶点位于管18b的开口端的对面，以使辐射向下朝目标偏转。轴承20的下部形成管9的板或阳极22。
空心基座18和管18b可以由一些低膨胀系数的硼硅酸盐玻璃制成，例如派热克斯玻璃。或者，它们可以由石英制成。管9同样可以由派热克斯（Pyrex）型玻璃或通常用于制造电子管的任何其他质量的玻璃制成，但是辐射穿过其的端盖9a优选由石英制成。
导管8通过多个管，例如8a和8b，与管9连通，所述多个管沿垂直平面朝着板19a以一定角度指向板19a，所述角度优选地在22.5度的范围内。在阴极17周围设置有类似的电磁体23。与辐射管1的电磁体13相连的是同样地在加速管24上设置的加速线圈24。在图中所示的位置，发光管9还包括三个分别由线圈26、26a和26b围绕的电极25、25a和25b。在附图上还示出了阴极及其细丝的进料器17b和17c，以及阳极的进料器22a。
电源电路图如图4所示。主电源27将低压交流电提供给第一分支，该第一分支包括整流器28（例如，整流子），整流后的电流被调制为30借助于电阻器29，每分钟有120个脉冲，并且每分钟120个脉冲，该电阻器的控制系统将在下文中参考图7和8进行描述。由此调制的电流施加到电磁体13和23上，从而使它们产生的电晕水平为。阴极11和17，一个10,000至20,000高斯的调制单向场。
主电源27还为变压计30供电，该变压计30适于以从每分钟30至120个脉冲之间可调的速率调制电流，并且从变压计30发出的电流向系统的其余部分供电。 ：
磁控管7：
转换器组31，其激励以300至900cps的频率变量被调制；这为直流线圈15、16和26提供了直流电，该电流经过双重调制（首先以每分钟30到120个脉冲，然后以300到900 cps的频率）；
另一个转换器组32产生低压直流电，该低压直流电借助于可变器30被调制为每分钟30至120个脉冲的速率；该电流为电动机21以及电动机驱动速度表30和电阻器29的控制装置供电。
转换器组32产生的电流还馈入一个升压装置33，升压装置33包括一个振动器，其后是一个变压器和一个整流器，并产生直流电，该直流电的电压会随着以可变器施加的每分钟30至120个脉冲的速率而逐步变化30.例如，设备33产生的该电压的最大值可以是300,000伏，但是该数字可以根据要使用的功率而以任何一种方式变化。
由升压装置33产生的电流馈入回旋加速器的绕组4b和管9的24，以及变阻器34，变阻器34允许将电压调节至5000伏至70,000伏之间的期望值。该电压被施加到振荡电路35，该振荡电路35向其施加在1m和18m的波长之间根据需要可调节的频率的振荡。因此，在振荡电路35的输出端子35a和35b上可用的电流是高张力电流，该高张力电流最初被调制为每分钟30至120个脉冲（借助于变压计30），随后被调制为1m至18m的波长。该电流供给线圈4c和14。电极25a和25b分别连接到端子35a和35b，而电极25连接到中点35c。
在图4m的框图中未示出的阴极11和17，回旋加速器D 4a以及极板10和22被连接到升压装置33的输出端，灯丝11e和17a的预热电流。由电阻器29提供。
为了使用根据本发明的设备，将电阻器29和可变速度计30的控制系统设置为所需的速度，在医学应用中，该速度最好是患者的脉搏频率：因此，该速度将作为一个整体施加在系统上。阴极11向左发射带正电的粒子流2，该粒子流由电磁体13集中，并由绕组14、15和16以及回旋加速器4加速。在管道8中，该粒子的辐射中添加了电磁辐射。磁控管7被调节到经验中所示的波长，对于细胞的渗透是最有利的，例如对于肝脏是14cm，对于脾是19.5cm。所产生的辐射在管9中被引导和加速，然后由其底部被引导向要穿透的目标。
应当注意的是，线圈15、16和26的单向磁场被转换器组31调制为可在300和900cps之间调节的频率。这种调制的结果是使颗粒集中，即，将它们从导管壁上分离，并且还使得能够大大节省线圈的铁芯的重量。
回旋加速器线圈4c和加速线圈14的单向磁场以及电极25、25a和25b的电场由振荡电路35调制为在1m和18m之间选择的波长。特别是在医学应用中，选择的波长最适合要治疗的器官或其邻近部分，例如肌肉。如上所述，透热实验将能够确定最合适的波长。
应该注意的是，所产生的辐射已经在导管8中具有相当大的穿透力（见图1）。因此，可以在没有管子9的情况下使用此处描述的设备，并且可以通过玻璃或石英端盖限制导管8末端的腔体，从而加速产生的辐射并直接将其导向上游，例如通过最终线圈（未示出）围绕导管8。然而，管子9实质上改善了获得的结果。
接下来参考图5和图6，图5和图6示出了根据本发明的装置的替代实施例，其中，执行类似功能的组件由与图1和图3相同的附图标记表示，后跟“撇号”符号。 。
在图5中，相对于管1′和9′，磁控管7′和回旋加速器4′的导管的布置不同于图1，并且已经被申请人成功地使用。磁控管7’的波导6’连接到管1’的末端，而输送产生的辐射的导管3’分为两个分支：被加速线圈14c’和15c’围绕的分支25，其将辐射直接输送到管。 9’和分支37将其传送到回旋加速器4’。后者阻止电磁辐射并加速辐射的粒子，这些粒子通过导管38分配到管9’中。
这种特殊的布置可用于类似于前述附图中的管子1和9的颗粒发射和加速引导管。但是，图5和6的管1’和9’在其阴极和阳极方面设计不同。
管1’包括与管1的阴极11完全相似的第一电极11’，以及带有加热丝39a的第二相同电极39。管9′（见图6）在其下部包括带有加热丝17′a的第一电极17′和带有加热丝40a的第二相同电极40。
在正常操作中，即，为了产生与参照图1至图4描述的辐射相同的辐射，电极11’用作阴极，并且电极39经受正电势并执行图1m的板10的功能。 39a没有被加热。如图3所示，将电极40及其灯丝40a置于电路之外，并给阴极17′和极板22′通电。
为了获得不寻常的穿透辐射，极性要相反：电极11′成为阳极，其灯丝11′e置于电路之外，而电极39作为阴极通电，其灯丝39a被加热。电极17′（其灯丝17′a不在电路中）和电极22′成为阳极，而电极40作为阴极连接并且其灯丝40a被加热。举例来说，有可能在电极40和17’两端建立250,000伏的电位，并在电极40和22’两端建立50,000伏的电位。可以理解的是，这样，阴极39将向左发射电子流，该电子流将被各种线圈以及回旋加速器集中，调制和加速，其极性必须明显地在适当的情况下确定。感。该电子辐射与磁控管7’发出的离心辐射相结合，从而导致管子9’非常坚硬地发射，并调制为与所需频率的离心辐射相结合的选定的X射线频率。
因此，图5和图6的设备允许随意地获得非常硬的x射线发射或参照前述附图描述的辐射。如果获得非常硬的X射线发射，则转换器组31优选地被调整为以最高频率（即，接近900cps）调制的电流馈送线圈15’，16’和26’。
参考图7至图9的以下描述涉及用于获得电流调制的设备的多个特征。
图7是电阻器29和可变器30的控制系统的示意图。可调电阻器29设有浸没在导电液体29b中的石墨螺旋构件29a，石墨电极29c部分地浸入导电液体29b中，并通过该石墨电极29c进行往复运动。连杆41a与飞轮41枢轴连接。飞轮41通过轴42b通过环形螺杆传动装置41b旋转，该轴42b由电动机43或由可变力计30的轴30a驱动，该可变力计又由电动机44驱动。通过环形螺杆式传动装置44a。
电极29c的往复运动将改变其浸入导电液体29b中的表面，并因此将以等于施加到飞轮41的rpm的节奏改变电阻器29的电极29、29a之间的电阻。图29由电阻器分流，该电阻器以示意图方式显示，从而产生一个具有有节奏变化的电阻的元件，该元件插入到向电磁铁13、23馈送整流器28整流电流的线路（图4）中。
如果飞轮41由电动机43以合适的速度驱动，则电阻器29将改变电流激励的电磁体13和23（图1和4）和选定的节奏，如上所述，该节奏可包括在每分钟30到120个脉冲之间。可以借助于以45示意性表示的转数计数器来监视它。在这种情况下，可以停止变速表30的电动机44，从而不再使系统的其余部分处于设定的速度。相反，如果飞轮41的驱动在42b接合并在42a释放，则电动机44将充当变速表30和电阻器29的起搏器。
通过借助手动可调变阻器在所述电动机的激励器上进行操作，可以将电动机43或44的旋转速度调节到基本对应于患者脉搏的适当速度。如果最好让电动机43或44的速度直接由患者的脉搏率控制，则可以采用如图8所示的一种装置。在图8中，接触式麦克风的连接点为46，当放置在患者心脏上时会产生脉冲。这些脉冲在所示的电路中被放大，并施加到以47表示的电磁体上，其中动芯操作变阻器以调节流向电动机43或44的励磁电流。
图9是振荡电路35的电路图。通过变阻器34（见图4）在5000和70,000伏之间可调的整流电压施加在端子48和48a之间。端子35c（在图2和图4中也连接到电极25）在高压侧连接到变压器的中性点，该变压器是升压装置33的组件端口（见图4）。端子49和49a接收由电阻器29产生的加热电流。可调电容器50和50a允许将振荡器输出端子25a和25b两端的可用电流调整为所需波长（如前所述，该波长介于1 m之间）。和18 m）。
尽管已经成功地试验了上文描述的特定实施例，但是不用说，它们仅以示例的方式给出，并且在不脱离本发明的精神和范围的情况下可以进行各种修改。特别地，电子枪1或1’可以用任何其他方便的粒子发射器代替。