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1、(10)申请公布号 CN 103930164 A (43)申请公布日 2014.07.16 CN 103930164 A (21)申请号 201280054418.X (22)申请日 2012.11.06 11188036.5 2011.11.07 EP 61/556,422 2011.11.07 US A61N 5/10(2006.01) (71)申请人 皇家飞利浦有限公司 地址 荷兰艾恩德霍芬 (72)发明人 TE阿姆托尔 S魏斯 JA奥弗韦格 (74)专利代理机构 永新专利商标代理有限公司 72002 代理人 李光颖 王英 (54) 发明名称 用于在MR扫描器中/附近使用的电子近距离 治。
2、疗源 (57) 摘要 一种用于高剂量率近距离治疗的微型 X 射线 源 (10)， 其能够在存在强磁场 (B)( 例如 MR 扫描 器的静态磁场 (B) 的情况下在大范围的操作方 向 (76) 中进行操作， 所述微型 X 射线源具有至少 一个阳极 (12) 和至少一个阴极 (14)， 其中， 在操 作状态下， 所述阳极(12)与所述阴极(14)之间的 电场 (18) 在关于所述阴极 (14) 的中心 (16) 大 于 /2sr 的至少连续立体角中基本上是球面对 称的 ； 一种近距离治疗系统， 包括至少一个所述 微型X射线源(10)， 以及一种用于利用所述微型X 射线源 (10) 在外部磁场 (B。
3、) 或操作中的 MR 扫描 器的内部生成 X 射线辐射的射束 (82) 的方法。 (30)优先权数据 (85)PCT国际申请进入国家阶段日 2014.05.06 (86)PCT国际申请的申请数据 PCT/IB2012/056190 2012.11.06 (87)PCT国际申请的公布数据 WO2013/068921 EN 2013.05.16 (51)Int.Cl. 权利要求书 2 页 说明书 7 页 附图 5 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书2页 说明书7页 附图5页 (10)申请公布号 CN 103930164 A CN 103930164 A 1/。
4、2 页 2 1. 一种近距离治疗系统， 包括 - 至少一个微型 X 射线源 (10)， 其具有至少一个阳极 (12) 和至少一个阴极 (14) 的， 其中， 在操作状态下， 在所述阳极 (12) 与所述阴极 (14) 之间的电场 (18) 在关于所述阴极 (14) 的中心 (16) 大于 /2sr 的至少连续立体角中基本上是球面对称的， 所述近距离治疗系统还包括 MR 扫描器， 其被布置为通过至少一幅 MR 图像来引导所述 X 射线源 (10) 的位置和 / 或方向， 以及 - 至少一个控制单元 (84)， 其被提供用于控制所述至少一个微型 X 射线源 (10) 的操 作。 2. 根据权利要求。
5、 1 所述的近距离治疗系统， 其中， 所述电场 (18) 在其中基本上是球面 对称的所述连续立体角是关于所述阴极 (14) 的中心 (16) 大于 2sr 的。 3. 根据权利要求 1 所述的近距离治疗系统， 其中， 所述阳极 (12) 基本上完全地包围所 述阴极 (14)。 4. 根据权利要求 1 所述的近距离治疗系统， 其中， 所述阳极 (12) 包括至少两个阳极元 件 (54、 56)， 所述至少两个阳极元件在所述操作状态下形成所述阳极 (12)， 并且其中， 所述 阳极 (12) 的所述至少两个元件 (54、 56) 中的一个元件 (56) 与所述阳极 (12) 的平衡点电 绝缘， 并。
6、且所述阳极(12)的所述电绝缘元件(56)覆盖关于所述阴极(14)的所述中心(16) 的大于 4/3sr 的连续立体角。 5. 根据权利要求 1 所述的近距离治疗系统， 其中， 所述阴极 (14) 包括可加热丝 (38)， 所述可加热丝被提供用于发射电子。 6.根据权利要求1所述的近距离治疗系统， 其中， 所述阴极(14)包括尖端(58 ； 64)， 所 述尖端被提供用于通过场致发射来发射电子。 7. 根据权利要求 1 所述的近距离治疗系统， 还包括屏蔽单元 (42)， 所述屏蔽单元被提 供用于吸收由在所述操作状态下的所述 X 射线源 (10) 生成的 X 射线辐射。 8. 根据权利要求 7 。
7、所述的近距离治疗系统， 其中， 关于所述阴极 (14) 的所述中心 (16) 的至少 /2sr 的总立体角是由所述屏蔽单元 (42) 覆盖的。 9.根据权利要求1所述的近距离治疗系统， 其中， 所述阴极(14)的外表面(62)配备多 个场致发射尖端 (64)。 10.根据权利要求9所述的近距离治疗系统， 其中， 所述多个场致发射尖端(64)基本上 均匀地分布在所述阴极 (14) 的所述外表面上 (62)。 11. 一种用于利用根据权利要求 1 所述的在操作状态下的所述 MR 扫描器内部的磁场 (B) 中的至少一个微型 X 射线源 (10) 来生成 X 射线辐射的射束的方法， 包括以下步骤 ： 。
8、-通过由在所述操作状态下的所述MR扫描器产生的至少一幅图像来将所述微型X射线 源 (10) 引导至所述操作中的 MR 扫描器内部的期望位置 - 将所述 X 射线源 (10) 对齐至空 间中的任意期望方向。 12.一种用于利用根据权利要求1所述的至少一个微型X射线源(10)来生成X射线辐 射的射束 (82) 的方法， X 射线辐射的所述射束 (82) 在期望方向中传播， 所述方法包括以下 步骤 ： - 在所述微型 X 射线源 (10) 周围的邻近区域中产生磁场 (B)， 其中， 所述磁场 (B) 基本 上被定向在所述 X 射线射束 (82) 的传播的所述期望方向中。 权 利 要 求 书 CN 1。
9、03930164 A 2 2/2 页 3 13. 根据权利要求 12 所述的用于生成 X 射线辐射的射束 (82) 的所述方法， 其中， 所述 微型 X 射线源 (10) 周围的所述邻近区域中的所述磁场 (B) 是由操作状态中的 MR 扫描器的 杂散磁场 (Bs) 形成的。 权 利 要 求 书 CN 103930164 A 3 1/7 页 4 用于在 MR 扫描器中 / 附近使用的电子近距离治疗源 技术领域 0001 本发明涉及一种用于在近距离治疗系统中 ( 尤其是图像引导的近距离治疗系统 中 ) 使用的微型 X 射线源， 以及用于在磁场中 ( 尤其是在有效 MR 扫描器的磁场中 / 附近 )。
10、 生成 X 射线辐射的射束的方法。 背景技术 0002 在肿瘤的高剂量率(HDR)近距离治疗中， 已知应用微型化的X射线源， 通过近距离 治疗导管来将其插入肿瘤中。这些 X 射线源示出了超越常规使用的放射性同位素的多个特 定优势， 更容易调整辐射发射强度和辐射剂量、 对所应用光能的连续调整的选择以及关于 这些之中的后勤管理的少得多的努力。包括 X 射线发射表面的固态近距离治疗施用器本身 是从欧洲专利申请 EP1520603 中已知的。 0003 期望将微型化 X 射线的优点与图像引导技术相结合， 以允许临床医生容易地控制 每个应用的 X 射线源的位置和排列。广泛使用的 MR 扫描器将提供用于该。
11、目的的适当成像。 0004 X 射线源利用了在已经从阳极和发射电子的阴电极 ( 阴极 ) 之间的电势差获得了 能量之后的电子在阳电极 ( 阳极 ) 处的突然减速。当 MR 扫描器的静态磁场 (B0 场 ) 存在 时， 当电子从阴极向阳极被加速时， 电子会经历垂直于电子的运动方向作用的洛伦兹力。 0005 只要电子的运动方向与磁场平行， 洛伦兹力就为零， 并且 X 射线源将正常地工作。 一旦磁场方向与电子运动方向之间的角度变为非零， 电子将被偏转并且通常将开始沿着螺 旋路径前进， 并且该电子的预期轨迹将受到相当大的影响， 从而 X 射线源可能不再正常地 工作， 因为该电子将不再击中阳极。 000。
12、6 归因于生理运动以及施用器放置的有限精确性， 将 X 射线源调整为平行于磁场实 际上并不是一个可行的选择。 发明内容 0007 因此， 本发明的目的在于提供一种具有改进的微型 X 射线源的近距离治疗系统， 该微型 X 射线源能够在存在强磁场 ( 例如 MR 扫描器的静态磁场 ) 的情况下在大范围的操 作方向中操作。 0008 如在本申请中使用的， 短语 “强磁场” 应当被尤其理解为与导致小于 X 射线源的阴 极和阳极之间的间隔的电子螺旋轨迹的半径的加速电压有关的磁场强度。 0009 在本发明的一个方面中， 通过提供具有微型 X 射线源的近距离治疗系统来实现该 目的， 所述微型 X 射线源具有。
13、至少一个阳极和至少一个阴极， 其中， 在操作状态下， 阳极与 阴极之间的电场在关于阴极中心的大于 /2sr 的至少连续立体角中基本上是球形对称。 0010 如在本申请中使用的， 短语 “阴极中心” 应当被尤其理解为在操作状态下发射电子 的阴极的所有部分的几何中心。 0011 如在本申请中使用的， 短语 “基本上球形对称” 应当被尤其理解为 ： 对于阳极和阴 极之间的相等间隔位置的大于 80的大部分来说， 在这些位置的任意一处的电场不包括垂 说 明 书 CN 103930164 A 4 2/7 页 5 直于与阴极中心相关的半径方向的任何分量， 并且其大于在该位置处的电场强度绝对值的 30， 优选。
14、大于 15。 0012 如在本申请中使用的， 短语 “连续立体角” 应当被尤其如此理解为 ： 根据共同的球 面坐标， 在朝向单位球面中心的已知投影之后能够由二重积分 sind来描述立 体角， 并且在变量 和的连续间隔上执行积分。 0013 本发明基于这样的概念 ： 当微型 X 射线源被布置在外部磁场中， 并且在阳极与阴 极之间具有球形对称电场时， 从阴极到阳极将总会有电场线与磁场线相平行的路径， 从而 在 X 射线源的操作状态下， 在电场方向中由阴极发射的电子不受外部磁场的影响。至少 /2sr( 球面度 ) 的连续立体角 ( 其例如由单位球面的完整八分圆表示 ) 在 X 射线源与磁 场的取向之。
15、间的相对方向方面提供了潜在广阔的 X 射线源操作范围。 0014 可以充分利用电子发射方向与磁场方向相一致(或者与其反向平行)的事实以省 略被 X 射线源辐射的特定空间。 0015 在外部磁场在 X 射线源的邻近区域中基本均匀的情况下， 在 X 射线源的操作状态 中， 电子被阴极发射并且朝向阳极在主要与外部磁场的方向平行以及反向平行地被定向的 方向中被加速。 0016 在本发明的另一方面中， 电场在其中基本上是球形对称的连续立体角是关于阴极 的中心大于2sr的。 在关于阴极中心的完整空间为4sr的情况下， 2sr的区域提供了 可能足够宽的操作范围以允许在 X 射线源相对于外部磁场的几乎每个配置。
16、中从阴极发射 电子以及向阳极连续加速。 0017 在本发明的又一方面中， 阳极基本上完全地包围阴极。 如在本申请中使用的， 短语 “基本上完全地包围” 应当被尤其如此理解为 ： 阳极覆盖关于阴极中心的完整立体角 4sr 的至少 80、 优选至少 90的立体角。该配置在存在强磁场的情况下可以提供 X 射线源的 最大操作范围。 0018 在优选实施例中， 阳极可以完全地围绕阴极， 除了被提供来容纳电缆引线以向阴 极提供电势的阳极中的开口。 0019 在本发明的另一方面中， X 射线源的阳极可以包括至少两个阳极元件， 在 X 射线源 的操作状态下， 所述至少两个阳极元件形成阳极。至少两个阳极元件中的。
17、一个元件与阳极 的平衡点电绝缘， 并且阳极的电绝缘元件覆盖关于阴极中心的大于 (4/3)sr 的连续立体 角。在该配置中， 阳极与阴极之间的电场线会偏离沿着从绝缘阳极元件与阳极平衡点之间 的界面区域至阴极的线的球形对称。 然而， 在阴极和阳极平衡点之间的大部分空间中， 电场 是球形对称的。因此， 电子被阴极发射并且向着阳极的平衡点被加速， 从而 X 射线辐射将仅 从 X 射线源的一侧出现。 0020 在本发明的另一方面中， 阴极包括可加热丝， 其被提供用于发射电子， 允许从阴极 的简单电子发射。该丝可以通过使电流通过其来被直接加热， 或者通过向丝提供加热盒而 被间接加热。 0021 当阴极包括。
18、被提供用于通过场致发射过程来发射电子的尖端时， 在 X 射线源的操 作期间， 提高阴极的温度的和 / 或提供冷却液以便保持阴极温度低于可接受极限是可以被 省略的。 0022 通过给阴极的外表面配备多个场致发射尖端， 可以获得来自阴极的电子的更加均 说 明 书 CN 103930164 A 5 3/7 页 6 匀的发射， 因为该阴极外表面的在操作状态下发射将最终击中阳极的电子的部分， 将包括 多个场致发射尖端中的若干场致发射尖端。 0023 该多个场致发射尖端可以基本上均匀地分布在阴极的外表面上。 如在本申请中使 用的， 短语 “均匀地分布” 应当被尤其理解为 ： 邻近场致发射尖端的间隔的标准偏。
19、差小于邻 近场致发射尖端间隔的平均值的 30， 优选小于 20。场致发射尖端的平均分布提供的优 点在于， 当外部磁场方向改变时， X 射线源的 X 射线发射图样仅示出微小的变化。 0024 X 射线源可以进一步包括屏蔽单元， 其被提供用于吸收由操作状态下的 X 射线源 生成的 X 射线辐射。所述屏蔽单元可以提供对旨在远离 X 射线辐射暴露的区域的某种程度 的保护。 0025 优选地， 所述屏蔽单元可以包括由金属(例如铅)制成的一个或多个盘状元件。 在 高达 50kV 的电子加速电压的区域中， 几十毫米的盘状元件材料厚度将足以进行有效的辐 射保护。 0026 所述屏蔽单元可以覆盖关于阴极中心的至。
20、少 /2sr 的总立体角， 并且因而能够 提供对 X 射线源一侧的大部分空间的有效保护。 0027 本发明的另一目的在于提供一种能够在存在强磁场的情况下在大范围的操作方 向中进行操作的图像引导近距离治疗系统。 这通过将本发明的X射线源的实施例与来自MR 扫描器的图像相结合以引导所述近距离治疗系统的 X 射线源的位置和 / 或方向来实现。所 述图像引导近距离治疗系统允许对 X 射线源位置和方向的实时控制， 从而施用器固定装置 可能变为不必要的。 附图说明 0028 参照下文描述的实施例， 本发明的这些和其他方面将变得显而易见并且得到阐 述。 然而， 这样的实施例并不必然表示本发明的全部范围， 并。
21、且因此参照权利要求和本文以 解释本发明的范围。 0029 在图中 ： 0030 图 1 示出了微型 X 射线源的电极布置的十分简化的视图， 0031 图 2 图示了在存在磁场的情况下图 1 的微型 X 射线源中的电子轨迹， 0032 图 3a 图示了侧视图 ( 左 ) 和顶视图 ( 右 ) 中的微型 X 射线源的备选实施例， 0033 图 3b 图示了侧视图中的微型 X 射线源的另一实施例， 0034 图 3c 图示了侧视图中的微型 X 射线源的又一实施例， 0035 图4描绘了用于利用包括微型X射线源并且处于多个驻留位置的近距离治疗系统 处置肿瘤的潜在应用， 0036 图 5 是来自减速电子。
22、的 X 射线辐射图样的示意性图示， 以及 0037 图 6 是 MR 扫描器的杂散磁场的示意性侧视图。 0038 参考标记列表 0039 10 X 射线源 0040 12 阳极 0041 14 阴极 0042 16 阴极中心 说 明 书 CN 103930164 A 6 4/7 页 7 0043 18 电场 0044 20 金属层 0045 22 导热基底 0046 24 轨迹 0047 26 引线 0048 28 电线 0049 30 电线 0050 32 源 0051 34 终端 0052 36 终端 0053 38 丝 0054 40 源 0055 42 屏蔽单元 0056 44 圆柱体。
23、轴 0057 46 圆柱体半径 0058 48 圆柱体表面 0059 50 方位角 0060 52 仰角 0061 54 阳极元件 0062 56 阳极元件 0063 58 尖端 0064 60 密封元件 0065 62 ( 阴极 ) 表面 0066 64 ( 各 ) 尖端 0067 66 肿瘤 0068 68 导管 0069 70 双波瓣图样 0070 72 顶点 0071 74 对称轴 0072 76 方向 0073 78 角度 0074 80 器官 0075 82 辐射射束 0076 84 控制单元 0077 86 轮廓 0078 88 中心区域 0079 B 磁场 0080 Bs 杂散。
24、磁场 0081 rA 半径 说 明 书 CN 103930164 A 7 5/7 页 8 0082 rC 半径 0083 V 加速电压 0084 Vh 加热电压 具体实施方式 0085 图1示出了微型X射线源10的电极布置的十分简化的视图， 所述微型X射线源10 具有基本上由具有 5mm 半径 rA的第一球体形成的阳电极 12( 阳极 12) 和基本上由具有 1mm 半径 rC的第二球体形成的一个阴电极 14( 阴极 14)。形成阳极 12 和阴极 14 的球体被同心 地布置。在操作状态下， 施加加速电压 V( 图 3a- 图 3c)， 使得阳极 12 具有比阴极 14 更高的 电势。在阳极 。
25、12 中提供引线 ( 未示出 ) 来收纳电力线以接触阴极 14。由于从球形电容器 中公知的球形对称布置， 在阳极 12 和阴极 14 之间的所有位置处产生朝向阴极中心 16( 其 与球形坐标系统的原点重合 ) 定向的电场 18， 并且由图示电场方向的箭头的长度指示的该 电场 18 的大小在 rC r rA范围内以 1/r2进行变化。 0086 除了引线的邻近区域的轻微干扰， 电场 18 在阴极 14 和阳极 12 之间空间中的几乎 每一个位置处基本上都仅具有径向分量， 并且因此， 电场18基本上是关于阴极14的中心16 以接近 4sr 的立体角而球形对称的。 0087 阳极 12 由金属层 2。
26、0 形成， 所述金属层 20 被设计为导热基底 22 的内部上的金属 箔或者金属涂层。实际上， 其可以备选地由固态金属制成。 0088 通过后续解释的过程而从阴极 14 发射的电子将在电场 18 中被加速， 具有沿着电 场18线的轨迹24， 直到它们击中阳极12， 电子的突然减速生成具有等于由电子在整个加速 电压 V 中获得的能量的最大光子能量的 X 射线辐射 (“轫致辐射” )。 0089 如图 2 中所图示的， 在存在磁场 B 的情况下， 实质上改变这一过程。示出的电子轨 迹 24 是针对 1.5T 大小并且在图 2 平面中的在由上指箭头指示的方向上的均匀磁场 B 而计 算的。从阴极 14。
27、 发射的电子被严重地偏转， 并且开始绕着指示磁场 B 方向的磁场线螺旋旋 转， 所述电子在与磁场 B 平行或者反向平行的方向中被电场 18 有效地加速。因此， 大部分 的发射电子将到达阳极 12， 以生成 X 射线辐射。由于阴极 14 与阳极 12 之间的球形对称电 场 18( 图 1)， 这对于磁场 B 的任意方向都是适用的。 0090 图 3a- 图 3c 示出了微型 X 射线源的备选实施例。基本上相同的部件被分配了相 同的参考标记或者数字。为了区别， 给附图数字附加了作为上标的字母 a、 b 或 c。至于基 本上相同组件的功能和特征， 参考对图 1 所示实施例的描述。 0091 图 3a。
28、 示出了微型 X 射线源 10a， 其包括基本上由球体形成的阴极 14a 和阳极 12a， 所述阴极球体和所述阳极球体被如图1所描述的同心布置， 其中， 阳极12a基本上完全包围 阴极14a， 除了被提供用于收纳两个电力线28a、 30a的电绝缘阴线26a和被提供用于往返阴 极 14a 传输冷却剂以用于排热的管 ( 管未示出 )。 0092 控制单元 84a 被提供用于控制微型 X 射线源 10a 的操作， 其包括通过将阳极 14a 与源 32a 的一个终端 34a 直接接触以及将两个电线 28a、 30a 之一与源 32a 的另一终端 36a 相接触而在阳极 14a 和阴极 12a 之间施加。
29、 50kV 加速电压 V 的源 32a。 0093 阴极14a包括具有两个接触端部的可加热丝38a， 所述可加热丝38a在一个接触端 部处与阴极 14a 电连接， 并且在另一接触末端处与两个电线 28a 中的一个电连接。在 X 射 说 明 书 CN 103930164 A 8 6/7 页 9 线源 10a 的操作状态下， 丝 38a 被来自设置于控制单元 84b 中的第二源 40a 的施加的加热 电压 Vh直接加热， 以通过热电子发射来发射电子。 0094 此外， 微型 X 射线源 10a 包括屏蔽单元 42a， 所述屏蔽单元 42a 包括 0.2mm 厚的塑 料包裹的铅箔， 并且被提供用于吸。
30、收 X 射线源 10a 在操作状态下生成的 X 射线辐射。所述 铅箔被成形为圆形中空圆柱体， 所述圆形中空圆柱体在与圆柱体轴 44a 平行的方向中被切 割， 以产生部分圆柱体表面 48a( 图 3c 中的顶视图 )。所述圆柱体的半径 46a 被选为稍微大 于阳极球体的半径 rA。屏蔽单元 42a 被布置在阳极球体的一侧， 使得部分圆柱体表面 48a 的凸起侧面对阳极 12a 的外表面。如从图 3a 中的侧视图能够看到的， 部分圆柱体表面 48a 的高度稍微大于阳极球体的直径。通过这一设计， 屏蔽单元 42a 覆盖阳极球体在大约 90 的方位角 50a 之间并且也在大约 90的仰角 52a 之间。
31、延伸的部分。总之， 屏蔽单元 42a 覆 盖了关于阴极中心 16a 的大约 1.4/2sr 的立体角。 0095 在图 3b 中， X 射线源 10b 配备具有尖端 58b 的阴极 14b， 其被提供用于通过场致发 射来发射电子。尖端 58b 具有大约 50m 的半径。在 X 射线源 10b 的操作状态下， 所述尖端 半径足够小， 以产生具有大约 109V/m 量级的电场， 其足以用于来自尖端 58b 的电子的场致 发射。X 射线源 10b 具有由两个阳极元件 54b、 56b 构成的阳极 12b， 所述两个阳极元件 54b、 56b 由在操作状态下形成阳极 12b 的两个半球体形成。两个阳极。
32、元件 54b、 56b 的第一阳极 元件 54b 与提供加速电压 V 的源 32b 接触。两个阳极元件 54b、 56b 的第二阳极元件 56b 通 过非导电性密封单元 60b 与阳极 12b 的平衡点电绝缘。因而， 除了两个阳极元件 54b、 56b 界面处的边缘效应， 电场18b在几乎一半空间中或在2sr的连续立体角中是球形对称的。 电绝缘的阳极元件 56b 覆盖大约 2sr 的连续立体角， 也就是说， 另一半空间， 在 X 射线源 10b 的操作状态下， 在电绝缘的阳极元件 56b 处将没有 X 射线辐射产生。 0096 图 3c 示出了图 3a 实施例的分别形成阴极 14c 和阳极 1。
33、2c 的球体的同心布置。然 而， 阴极 14c 的面对阳极 12c 外表面 62c 配备有多个场致发射尖端 64c， 所述场致发射尖端 64c 可以由碳纳米管形成， 并且平均地分布在阴极外表面 62c 上， 导致针对不同的磁场 B 方 向几乎一致的场致发射图样。 0097 图 4 示出了用于采用包括图 3c 中公开类型的微型 X 射线源 10 的近距离治疗系统 来处置肿瘤 66 的潜在应用， 所述微型 X 射线源 10 在预定义操作时间内被连续地放置在多 个近距离治疗导管 68 内的预定义驻留位置处。X 射线源 10 在导管 68 内的每个驻留位置 由实心点指示。存在外部磁场 B， 其方向在图。
34、 4 中由指向左边的箭头图示。所述外部磁场 B 在 X 射线源 10 驻留位置的展示邻近区域中是均匀的。 0098 如之前描述的， 从 X 射线源 10 的阴极 14 在与外部磁场 B 平行或反向平行的方向 中发射电子。在横截面侧视图中， 当电子击中阳极 12 时生成的 X 射线辐射射束 82 的强度 示出为双波瓣图样 70， 其中， X 射线源 10 位于该双波瓣图样 70 的顶点 72 附近， 并且所述双 波瓣图样 70 的对称轴 74 与减速期间的电子轨迹 24 的方向 76 一致 ( 图 5)。由于旋转对 称， 在三维视图中， 辐射强度图样具有圆锥体状的形状， 在圆锥体的底部具有凹进。。
35、 0099 在施加 50kV 的加速电压 V 的情况下， 电子当击中阳极 12 时在适度的相对论范围 中具有 值 ( v/c， c ： 光速 ) 大约为 0.42 的速度 v。发射的 X 射线辐射强度在大约为 44的角度 78 处具有最大强度， 所述角度 78 在发射的辐射和减速期间电子轨迹 24 的方向 76 之间形成， 并且在对称轴 74 的方向中更低， 导致辐射图样中的凹进。对于 100kV 的加速 说 明 书 CN 103930164 A 9 7/7 页 10 电压 V， 值是大约 0.55， 并且在 35的角度 78 处发射最大 X 射线辐射。 0100 如图所示， X 射线辐射强度。
36、在垂直于电子轨迹 24 的方向 76 的方向上相当低， 所述 电子轨迹 24 平行于并且反向平行于外部磁场 B 延伸。换言之， 外部磁场 B 的方向以及在某 种程度上而言加速电压 V， 是操作者可以利用来定义对来自 X 射线源 10 的 X 射线源的低暴 露区域以及高暴露区域的设计参数。对 X 射线辐射的高暴露区域可以优选是肿瘤 66 内的 区域， 而低暴露区域当然是最适于放置对象的， 如优选完全不应当被暴露于任何辐射的器 官 80。 0101 在图 2 和图 4 中描述的外部磁场 B 可以是作为近距离治疗系统的一部分的 MR 扫 描器的静态磁场 (B0 场 )。微型化 X 射线源 10 的尺。
37、寸与 B0 场变化的特征长度相比是很小 的， 从而能够认为静态磁场在 X 射线源 10 的邻近区域中是均匀的。X 射线源的位置和 / 或 方向能够通过 MR 图像来引导。由于以上描述的 X 射线源的特性， 通过对 X 射线源处的磁场 线的方向的认识， 能够由操作者选择对 X 射线辐射的更高或者更低暴露区域。 0102 在图6所示的近距离治疗系统的备选配置中(也包括MR扫描器)， 在图2和图4中 描述的外部磁场由 MR 扫描器的杂散磁场 Bs表示， 其被理解为延续至图 6 的左边， 但是在其 中并未示出。图 6 中心的四个箭头指示中心区域 88 中的杂散磁场 Bs的方向， 其中， 由于通 过短距。
38、离移动近距离治疗系统容易获得与图 6 的画图平面相一致的 xz 平面中的每个潜在 期望方向， 可以最便利地执行对由被放置其中的近距离治疗系统的 X 射线源 ( 未示出 ) 生 成的 X 射线辐射方向的选择。在图 6 中， 示出了在 MR 扫描器的入口位置处的人体轮廓 86， 以便进行比较。 0103 在近距离治疗系统的另一实施例中， 在图 2 和图 4 中描述的外部磁场备选地可以 是磁性线圈或者若干磁性线圈布置 ( 如 3D- 赫尔姆霍茨线圈 ) 或者也来自永磁体的磁场。 当结合了包括至少一个微型化 X 射线源的近距离治疗系统时， 操作者可以通过对齐 X 射线 源邻近区域中的磁场线的方向来控制。
39、 X 射线辐射的发射方向。当进一步结合了 X 射线辐射 的强度的同步调制时， 该设备能够允许在三维中产生辐射剂量应用的任意期望图样。 0104 尽管已经在图中和前述描述中详细图示和描述了本发明， 但是这种图示和描述将 被认为是图示性或范例性的， 而不是限制性的 ； 本发明不限于所公开的实施例。 本领域技术 人员在实践主张保护的本发明时， 根据对附图、 公开内容和权利要求书的研究， 能够理解并 实现对所公开实施例的其他变型。在权利要求书中，“包括” 一词不排除其他元件或步骤， 并 且不定冠词 “一” 或 “一个” 不排除复数。互不相同的从属权利要求中记载了特定措施这一 仅有事实并不指示不能有利地组合这些措施。 权利要求书中的任何附图标记不应被解释为 对范围的限制。 说 明 书 CN 103930164 A 10 1/5 页 11 图 1 图 2 说 明 书 附 图 CN 103930164 A 11 2/5 页 12 图 3a 说 明 书 附 图 CN 103930164 A 12 3/5 页 13 图 3c 图 3b 说 明 书 附 图 CN 103930164 A 13 4/5 页 14 图 4 说 明 书 附 图 CN 103930164 A 14 5/5 页 15 图 5 图 6 说 明 书 附 图 CN 103930164 A 15 。