CN103930164A - 用于在mr扫描器中/附近使用的电子近距离治疗源 - Google Patents

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Abstract

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π/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)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。

Description

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
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)生成X射线辐射的射束的方法。
背景技术
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。
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目的的适当成像。
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。
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。
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
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。
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。
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π/2sr的至少连续立体角中基本上是球形对称。
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。
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％，优选大于15％。
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∫∫sinθdθ来描述立体角，并且在变量θ和的连续间隔上执行积分。
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π/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间的相对方向方面提供了潜在广阔的X射线源操作范围。
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。
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。
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2πsr的。在关于阴极中心的完整空间为4πsr的情况下，2πsr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中从阴极发射电子以及向阳极连续加速。
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4πsr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。
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。
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(4π/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。
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。
当阴极包括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。
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。
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。
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。
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。
所述屏蔽单元可以覆盖关于阴极中心的至少π/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。
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
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，并且因此参照权利要求和本文以解释本发明的范围。
在图中：
图1示出了微型X射线源的电极布置的十分简化的视图，
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，
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，
图3b图示了侧视图中的微型X射线源的另一实施例，
图3c图示了侧视图中的微型X射线源的又一实施例，
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，
图5是来自减速电子的X射线辐射图样的示意性图示，以及
图6是MR扫描器的杂散磁场的示意性侧视图。
参考标记列表
10  X射线源
12  阳极
14  阴极
16  阴极中心
18  电场
20  金属层
22  导热基底
24  轨迹
26  引线
28  电线
30  电线
32  源
34  终端
36  终端
38  丝
40  源
42  屏蔽单元
44  圆柱体轴
46  圆柱体半径
48  圆柱体表面
50  方位角
52  仰角
54  阳极元件
56  阳极元件
58  尖端
60  密封元件
62  (阴极)表面
64  (各)尖端
66   肿瘤
68  导管
70  双波瓣图样
72  顶点
74  对称轴
76  方向
78  角度
80  器官
82  辐射射束
84  控制单元
86  轮廓
88  中心区域
B   磁场
Bs  杂散磁场
rA  半径
rC  半径
V 加速电压
Vh 加热电压
具体实施方式
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。
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4πsr的立体角而球形对称的。
阳极12由金属层20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。
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”)。
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。
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。
图3a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)。
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50kV加速电压V的源32a。
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。
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1.4π/2sr的立体角。
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50μm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2πsr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2πsr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。
图3c示出了图3a实施例的分别形成阴极14c和阳极12c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。
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。
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。
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β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的加速电压V，β值是大约0.55，并且在35°的角度78处发射最大X射线辐射。
如图所示，X射线辐射强度在垂直于电子轨迹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。
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。
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。
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。
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。

Claims (13)

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π/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2πsr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4π/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π/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：
-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。
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。
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