JP2014532507A - Ｍｒスキャナの中または近くで使う電子的短距離放射線療法源 - Google Patents

Abstract

たとえばMRスキャナの静磁場（B）のような強い磁場（B）の存在下で幅広い範囲の動作方向（７６）において動作させることのできる、高線量率短距離放射線療法用の小型X線源（１０）であって、少なくとも一つのアノード（１２）および少なくとも一つのカソード（１４）をもち、動作状態にあっては、前記アノード（１２）と前記カソード（１４）の間の電場（１８）が、前記カソード（１４）の中心（１６）のまわりの少なくともπ/2 srより大きい連続的な立体角において本質的に球対称である。少なくとも一つの小型X線源（１０）を有する短距離放射線療法システム。および外側磁場（B）の内部のX線放射のビーム（８２）を生成する方法または前記X小型X線源（１０）をもつ動作するMRスキャナ。

Description

本発明は、短距離放射線療法（brachytherapy）システム、特に画像案内される短距離放射線療法システムならびに磁場中、特に業務用MRスキャナの磁場の中または近くでX線放射のビームを生成する方法において使う小型X線源に関する。

腫瘍の高線量率（HDR: high dose rate）短距離放射線療法では、短距離放射線療法カテーテルによって腫瘍中に挿入される小型化したX線源を適用することが知られている。こうしたX線源は、従来使われていた放射性同位体に対していくつかの具体的な利点を示す。それには、放射放出の強さおよび放射線量の調節が簡単になること、適用される光子エネルギーの連続的な調節の可能性およびロジスティックに関する努力が大幅に低減されることがある。X線放出表面を有する固体短距離放射線療法アプリケーター自身は特許文献１から知られている。

小型化したX線源の利点を画像案内技法と組み合わせて、医師が適用される各X線源の位置および整列を簡単に制御できるようにすることが望ましい。広く使われているMRスキャナは、その目的のための好適な撮像を提供する。

X線源は、アノード電極（アノード）と電子を放出したカソード電極（カソード）との間の電位差からエネルギーを得たのちにアノード電極（アノード）において電子が突然減速することを利用する。MRスキャナの静的な磁場（B0場）の存在のもとでは、電子は、カソードからアノードへと加速されている間、電子の運動方向に垂直に作用するローレンツ力を経験しうる。

電子の運動方向が磁場に平行である限り、ローレンツ力は0であり、X線源は正しく機能する。磁場の方向と電子の運動方向との間の角度が0でなくなるととたんに、電子は偏向され、一般には螺旋状の経路をたどるようになり、電子の意図された軌跡は著しく影響を受ける。そのため、電子がもはやアノードに当たらなくなってX線源はもはや適正に機能しなくなることがある。

X線源を磁場と平行に整列させるというのは、実際上は、生理的な動きおよびアプリケーター配置の限られた精度のため、有望なオプションではない。

欧州特許出願第1520603号

したがって、たとえばMRスキャナの静磁場のような強い磁場の存在下で幅広い範囲の動作方向において動作させることのできる改善された小型X線源をもつ短距離放射線療法システムを提供することが本発明の目的である。

本願で使うところの「強い磁場」という句は、特に、X線源のカソードとアノードの間の空隙より小さい電子螺旋軌跡半径につながる加速電圧に関係した磁場強さとして理解される。

本発明のある側面では、前記目的は、少なくとも一つのアノードおよび少なくとも一つのカソードをもつ小型X線源をもつ短距離放射線療法システムであって、動作状態にあっては、アノードとカソードの間の電場が本質的に、カソードの中心のまわりの少なくともπ/2 srより大きい連続的な立体角において球対称であるシステムを提供することによって達成される。

本願で使うところの「カソードの中心」という句は、特に、動作状態において電子を放出するカソードのすべての部分の幾何学的な中心として理解される。

本願で使うところの「本質的に球対称」という句は、特に、アノードとカソードの間の等間隔の諸位置の80%より多くの多数派にとって、それらの位置の任意のものにおける電場が、カソードの中心に関係した動径方向に垂直な、その位置における電場強さの絶対値の30%より大きい、好ましくは15%より大きい成分を有さないようなものと意図される。

本願で使うところの「連続的な立体角」という句は、特に、その立体角が、一般的な球座標を使って、変数θおよびφの連続的な区間上で実行される二重積分∫∫sinθdθdφによる単位球の中心へのよく知られた投影にならって記述されることができるようなものと理解される。

本発明は、小型X線源が外側磁場の中に配置され、アノードとカソードの間に球対称な電場をもつとき、カソードからアノードへの経路であって、そこでは電場の線と磁場の線が平行になり、よってX線源の動作状態においてカソードによって電場の方向に放出される電子が外側磁場によって影響されないような経路が常に存在するという概念に基づいている。少なくともπ/2 sr（ステラジアン）の連続的な立体角は、たとえば単位球の完全な八分象限によって表わされ、X線源と磁場配向との間の相対的な方向に関して、X線源の潜在的に広い動作範囲を提供する。

電子放出の方向が磁場の方向と一致する（または磁場の方向と反平行である）という事実は、特定の空間を、X線源によって放射されることから省略するために活用できる。

外側磁場がX線源の近傍において本質的に均一である場合には、X線源の動作状態において、電子はカソードによって放出され、外側磁場の方向に関して平行および反平行両方の方向に主として向けられている方向においてアノードに向けて加速される。

本発明のもう一つの側面では、電場が本質的に球対称となる前記連続的な立体角がカソードの中心のまわりで2π srより大きい。カソードの中心のまわりの完全な空間が4π srなので、2π srの領域は、外側磁場に対するX線源のほとんどあらゆる配位において、カソードからの電子の放出およびその後のアノードへの加速を許容するために十分幅広くありうる動作範囲を提供する。

本発明のさらなる側面によれば、アノードは本質的に完全にカソードを包含する。本願で使うところの「本質的に完全に包含する」という句は、特に、アノードが、カソードの中心のまわりの4π srの完全な立体角の少なくとも80%、好ましくは少なくとも90%の立体角をカバーするようなものと理解される。この配位は、強い磁場の存在下でX線源の最大限の動作範囲を提供しうる。

ある好ましい実施形態では、カソードに電気ポテンシャルを供給するための電気ケーブル・フィードスルーを受け容れるために設けられるアノード中の開口を除いて、アノードはカソードを完全に囲んでいてもよい。

本発明のもう一つの側面では、X線源のアノードは、X線源の動作状態においてアノードをなす少なくとも二つのアノード要素を有していてもよい。アノードの前記少なくとも二つのアノード要素のうちの一つの要素は、アノードのバランス（balance）から電気的に絶縁されており、アノードの該電気的に絶縁された要素はカソードの中心のまわりの4π/3 srより大きな連続的な立体角をカバーする。この配位では、アノードとカソードの間の電場線は、絶縁されたアノード要素とアノードのバランスとの間の界面領域からカソードへの線に沿って、球対称から逸脱することがある。それにもかかわらず、カソードとアノードのバランスとの間の空間の主要な部分においては、電場は球対称である。結果として、電子はカソードから放出されて、アノードのバランスに向けて加速され、それによりX線放射はX線源の一方の側のみから出てくる。

本発明のもう一つの側面では、カソードは、電子を放出するために設けられる加熱可能なフィラメントを有しており、カソードからの電子の単純な放出を許容する。フィラメントは、該フィラメントに電流を流すことによって直接加熱されることも、あるいは該フィラメントに加熱カートリッジを設けることによって間接的に加熱されることもできる。

カソードが電界放出プロセスによって電子を放出するために設けられた先端を有する場合には、カソードの温度上昇および／またはX線源の動作中にカソード温度を受け容れ可能な限界以下に保持するための冷却液の提供は省略できる。

カソードの外側表面に複数の電界放出先端を備えることによって、カソードからの電子のより均一な放出が得られる。動作状態において最終的にアノードに当たる電子を放出するカソードの外側表面の部分が、前記複数の電界放出先端のいくつかの電界放出先端を含むからである。

前記複数の電界放出先端はカソードの外側表面上に本質的に均一に分布させられてもよい。本願で使うところの「均一に分布させられる」という句は、特に、隣り合う電界放出先端の間隔の標準偏差が隣り合う電界放出先端間隔の平均値の30%未満、好ましくは20%未満であるようなものであると理解される。電界放出先端の均一な分布は、X線源のX線放出パターンが、外側磁場方向が変わるときにわずかな変動を示すだけであるという利点を与える。

X線源はさらに、動作状態においてX線源によって生成されるX線放射を吸収するために設けられる遮蔽ユニットを有していてもよい。遮蔽ユニットは、X線放射暴露から除外されることが意図される領域の、ある度合いの保護を提供することができる。

好ましくは、遮蔽ユニットは、金属、たとえば鉛からできている一つまたは複数の板状要素を有していてもよい。50kVまでの電子加速電圧の領域では、零コンマ数ミリメートルの板状要素の材料厚さが効果的な放射線保護のために十分であろう。

遮蔽ユニットは、カソードの中心のまわりの少なくともπ/2 srの全立体角をカバーしてもよく、それによりX線源の一つの側にある空間の大きな部分の効果的な保護を提供することができる。

強い磁場の存在下で幅広い範囲の動作方向において動作させることのできる画像案内される短距離放射線療法システムを提供することが本発明のもう一つの目的である。これは、本発明のX線源のある実施形態を、短距離放射線療法システムのX線源の位置および／または方向を案内するためのMRスキャナからの画像と組み合わせることによって達成される。画像案内される短距離放射線療法システムは、X線源位置および配向のリアルタイム制御を許容し、それによりアプリケーター固定器具が不要になることがありうる。

本発明のこれらおよびその他の側面は、以下に記載される実施形態を参照することから明白となり、明快にされるであろう。しかしながら、そのような実施形態は必ずしも本発明の範囲全体を表わすものではなく、したがって、本発明の範囲を解釈するためには本願の請求項が参照される。
小型X線源の電極配置の大幅に簡略された図である。 磁場の存在下での図１の小型X線源における電子軌跡を示す図である。 小型X線源の代替的な実施形態を側面図（左）および上面図（右）で示す図である。 小型X線源のもう一つの実施形態を側面図で示す図である。 小型X線源のさらなる実施形態を側面図で示す図である。 小型X線源を有する短距離放射線療法システムを用いて、複数の滞留位置において腫瘍を治療するための潜在的な応用を描く図である。 減速された電子からのX線放射パターンの概略図である。 MRスキャナの漂遊磁場の概略的な側面図である。

図１は、本質的に5mmの半径r_Aをもつ第一の球によって形成されるアノード１２電極（アノード１２）と、本質的に1mmの半径r_Cをもつ第二の球によって形成される一つのカソード１４電極（カソード１４）とをもつ小型X線源１０の電極配置の大幅に簡略化した図を示している。アノード１２およびカソード１４をなす球は同心的に配置されている。動作状態では、加速電圧V（図３ａ〜３ｃ）が加えられ、アノード１２がカソード１４より高い電位をもつようにされる。カソード１４に接触する電気ラインを取り込むよう、アノード１２にはフィードスルー（図示せず）が設けられている。球状コンデンサからよく知られているこの配置の球対称性のため、アノード１２とカソード１４との間のすべての位置において、カソードの中心１６（これは球面座標系の原点と一致する）に向けられた電場１８が生成され、電場方向を示す矢印の長さによって示される電場１８の大きさはr_C≦r≦r_Aについて1/r²のように変化する。

フィードスルーの近傍におけるわずかな乱れのほかは、電場１８は、カソード１４とアノード１２との間の空間内のほとんどすべての位置において、本質的に動径方向成分のみをもち、よって電場１８は、カソード１４の中心１６のまわりの4π近い立体角において、本質的に球対称である。

アノード１２は、熱伝導性基板２２の内側の金属泊または金属コーティングとして示される金属層２０によって形成される。原理的には、アノード１２は代替的に固体金属から作られてもよい。

のちに説明するプロセスによってカソード１４から放出される電子は電場１８において加速され、軌跡２４によって電場１８線をたどって、しまいにはアノード１２に当たる。電子の突然の減速が、全加速電圧Vにおいて電子によって獲得されたエネルギーと等価な最大光子エネルギーをもつX線放射を生成する（「制動放射」）。

図２に示されるように、磁場Bの存在下では、このプロセスは実質的に変わってしまう。図示した電子軌跡２４は、大きさ1.5Tおよび図２の平面内の、上向き矢印によって示される方向をもつ均質な磁場Bについて計算したものである。カソード１４から放出される電子は強く偏向され、磁場Bの方向を示す磁場線のまわりに螺旋運動を始める。電子は、事実上、電場１８によって磁場Bと平行または反平行な方向において加速される。したがって、放出される電子の大半はアノード１２に到達してX線放射を生成する。カソード１４とアノード１２との間の球対称な電場１８（図１）のため、これは磁場Bの任意の方向について成り立つ。

図３ａ〜３ｃは、小型X線源の代替的な実施形態を示している。本質的に同様であるコンポーネントは、同じ参照符号または番号を割り当てられている。区別のため、参照番号への上付き添え字として文字ａ、ｂまたはｃが付される。本質的に同様なコンポーネントの機能および特徴については、図１に示した実施形態の記述が参照される。

図３ａは、本質的に球によって形成されるカソード１４ａおよびアノード１２ａを有する小型X線源１０ａを示している。カソード球およびアノード球は図１に記載されるように同心的に配置されている。アノード１２ａは、二本の電気線２８ａ、３０ａおよび熱除去のためにカソード１４ａとの間で冷却剤を輸送するために設けられた管（管は図示せず）を取り入れるために設けられる電気的に絶縁されたフィードスルー２６ａのほかは、本質的に完全にカソード１４ａを包含する。

50kVの加速電圧Vの源３２ａを有する小型X線源１０ａの動作を制御するために制御ユニット８４ａが設けられる。加速電圧は、源３２ａの一方の端子３４ａを用いて直接アノード１４ａに接触し、源３２ａの他方の端子３６ａを用いて二本の電気線２８ａ、３０ａの一方に接触することによって、アノード１４ａとカソード１２ａの間に加えられる。

カソード１４ａは、二つの接触端をもつ加熱可能なフィラメント３８ａを有する。該フィラメントは、一方の接触端においてカソード１４ａに電気的に接触させられ、他方の接触端において二本の電気線の一方２８ａに接触させられる。X線源１０ａの動作状態では、フィラメント３８ａは、熱電子放出によって電子を放出するために、制御ユニット８４ｂ内に設けられた第二の源４０ａからの加えられる加熱電圧V_hによって直接加熱される。

さらに、小型X線源１０ａは、0.2mmの厚さのプラスチックで包まれた鉛箔を有し、動作状態においてX線源１０ａによって生成されるX線放射を吸収するために設けられる遮蔽ユニット４２ａを含んでいる。鉛箔は、中空円柱を円筒軸４４ａに平行な方向に切って部分的な円筒表面４８ａを作り出した形にされる（図３ｃの上面図）。円筒の半径４６ａはアノード球の半径r_Aよりやや大きくなるよう選ばれる。遮蔽ユニット４２ａは、部分円筒表面４８ａの凸側がアノード１２ａの外側表面に面するよう、アノード球面の、ある側に配置される。図３ａの側面図から見て取れるように、部分円筒表面４８ａの高さはアノード球面の直径よりわずかに大きい。この設計により、遮蔽ユニット４２ａは、アノード球面の、約90°の方位角５０ａとやはり約90°の上下角５２ａとの間に延在する部分をカバーする。全体で、カソード中心１６ａのまわりの約1.4π/2 srの立体角が遮蔽ユニット４２ａによってカバーされる。

図３ｂでは、X線源１０ｂは、電界放出によって電子を放出するために設けられる先端５８ｂをもつカソード１４ｂを備える。先端５８ｂは約50μmの半径をもつ。X線源１０ｂの動作状態では、先端半径は、先端５８ｂからの電子の電界放出に十分な約10⁹V/mの大きさをもつ電場を生成するのに十分小さい。X線源１０ｂは、動作状態においてアノード１２ｂをなす、二つの半球によって形成される二つのアノード要素５４ｂ、５６ｂからなるアノード１２ｂを有する。二つのアノード要素５４ｂ、５６ｂのうちの第一のアノード要素５４ｂは加速電圧Vを与える源３２ｂに接触させられる。二つのアノード要素５４ｂ、５６ｂのうちの第二のアノード要素５６ｂは、非伝導性のシーリング・ユニット６０ｂによってアノード１２ｂのバランス（balance）から電気的に絶縁される。したがって、二つのアノード要素５４ｂ、５６ｂの界面における縁効果を別にすれば、電場１８ｂは、ほとんど半空間において、あるいは2π srの連続的な立体角において球対称である。X線源１０ｂの動作状態においてX線放射が生成されない電気的に絶縁されたアノード要素５６ｂは、約2π srの連続的な立体角あたりを、すなわち残りの半空間をカバーする。

図３ｃは、図３ａの実施形態のそれぞれカソード１４ｃおよびアノード１２ｃをなす球の同心的な配置を示している。ただし、カソード１４ｃの、アノード１２ｃに面している外側表面６２ｃは、複数の電界放出先端６４ｃを備えている。それらの先端はカーボンナノチューブによって形成されていてもよく、カソードの外側表面６２ｃ上に均一に分布させられており、その結果、磁場Bの種々の配向についてほとんど一様な電界放出パターンを与える。

図４は、図３ｃに開示される型の小型X線源１０を有する短距離放射線療法システムを用いて腫瘍６６を治療するための潜在的な応用を示している。小型X線源１０は、複数の短距離放射線療法カテーテル６８内のあらかじめ定義された滞留位置（dwell position）に、逐次、あらかじめ定義された動作時間にわたって配置される。カテーテル６８内のX線源１０の滞留位置のそれぞれは、完全な点によって示されている。外部磁場Bが存在し、その方向は図４では左向きの矢印によって示されている。外部磁場Bは、X線源１０の滞留位置の描かれている近傍では均質である。

先述したように、電子はX線源１０のカソード１４から、外部磁場Bに平行な方向および反平行な方向の両方に放出される。断面図では、電子がアノード１２に当たるときに生成されるX線放射８２の強度は、二重ローブ・パターン７０を示す。X線源１０が二重ローブ・パターン７０の頂点７２付近に位置し、二重ローブ・パターン７０の対称軸７４は減速中の電子の軌跡２４の方向７６（図５）に一致する。回転対称性のため、三次元ビューでは、放射強度パターンは円錐状の形をもち、円錐底面にへこみがある。

加えられる加速電圧Vが50kVでは、電子は、アノード１２に当たるときに中程度に相対論的な領域の速度vをもち、β（＝v/c；cは光速）の値は約0.42になる。放出されるX線放射強度は、放出される放射と減速中の電子の軌跡２４の方向７６との間になされる角度７８が約44°のところにおいて最大強度をもち、対称軸７４の方向ではより低くなる。これは、放射パターンにおけるへこみを説明する。100kVの加速電圧Vについては、βの値は約0.55になり、最大X線放射は角度７８が35°のところで放出される。

図のように、X線放射強度は、外部磁場Bと平行および反平行に延在する電子軌跡２４の方向７６に垂直な方向においてはきわめて低い。換言すれば、外部磁場Bの方向およびある程度は加速電圧Vは、X線源１０からのX線放射に対する低暴露領域および高暴露領域を定義するために運用者が利用できる設計パラメータである。X線放射に対する高暴露領域は好ましくは、腫瘍６６内の領域であってもよく、一方、低暴露領域は、もちろん、好ましくは全く放射線にさらされるべきでない器官８０のようなオブジェクトを配置するのに最も好適である。

図２および図４に記載された外部磁場Bは、短距離放射線療法システムの一部であるMRスキャナの静磁場（B0場）であってもよい。小型X線源１０の寸法は、B0場の変動の特徴的な長さに比べて小さく、よって静磁場はX線源１０の近傍では均一と考えることができる。X線源の位置および／または方向はMR画像によって案内されることができる。上記のX線源の属性のため、X線源における磁場線の方向を知ることによって、X線放射へのより高いまたはより低い暴露の領域が運用者によって選択されることができる。

図６に示される、やはりMRスキャナを有する短距離放射線療法システムの代替的な構成では、図２および図４に記述された外部磁場は、図６の左に続くと理解されるが図示していないMRスキャナの漂遊磁場Bsによって表わされる。図６の中心における四本の矢印は、中心領域８８における漂遊磁場Bsの方向を示す。中心領域では、図６の描画平面と一致するxz平面内のあらゆる潜在的に所望される方向が、短距離放射線療法システムを短距離だけシフトすることによって容易に利用可能なため、その中に置かれた短距離放射線療法システムのX線源（図示せず）によって生成されるX線放射方向の選択が最も便利に実行できる。図６では、MRスキャナのエントランス位置における人体の輪郭８６が比較のために示されている。

短距離放射線療法システムのもう一つの実施形態では、図２および図４に記述された外部磁場は代替的に、磁気コイルまたはいくつかの磁気コイルの配置（3Dヘルムホルツ・コイルのような）の、あるいはまた永久磁石からの磁場であってもよい。少なくとも一つの小型化されたX線源を有する短距離放射線療法システムとの組み合わせにおいて、運用者は、X線源の近傍における磁場線の方向を整列させることによってX線放射の放出の方向を制御することができる。X線放射の強度の同時変調とのさらなる組み合わせでは、この装置は、三次元で放射線量印加の任意の所望されるパターンを生成することを許容できる。

本発明について、図面および以上の記述において詳細に例解し、説明してきたが、そのような例解および説明は制約するものではなく、例解または例示するものと考えられるべきである。本発明は開示される実施形態に限定されるものではない。開示される実施形態への他の変形が、特許請求される発明を実施する際に、図面、本開示および付属の請求項を吟味することから、当業者によって理解され、実施されることができる。請求項において、「有する／含む」の語は他の要素やステップを排除するものではなく、単数形は複数を排除するものではない。単にある種の施策が互いに異なる従属請求項において記載されているというだけの事実がそれらの施策の組み合わせが有利に使用できないことを示すものではない。請求項に参照符号があったとしても、範囲を限定するものと解釈すべきではない。

１０ X線源
１２ アノード
１４ カソード
１６ カソード中心
１８ 電場
２０ 金属層
２２ 熱伝導性基質
２４ 軌跡
２６ フィードスルー
２８ 電線
３０ 電線
３２ 源
３４ 端子
３６ 端子
３８ フィラメント
４０ 源
４２ 遮蔽ユニット
４４ 円筒の軸
４６ 円筒の半径
４８ 円筒面
５０ 方位角
５２ 上下角
５４ アノード要素
５６ アノード要素
５８ 先端
６０ シーリング・ユニット
６２ （カソード）表面
６４ 先端（単数または複数）
６６ 腫瘍
６８ カテーテル
７０ 二重ローブ・パターン
７２ 頂点
７４ 対称軸
７６ 方向
７８ 角度
８０ 器官
８２ 放射ビーム
８４ 制御ユニット
８６ 輪郭
８８ 中心領域
B 磁場
Bs ストレイ磁場
r_A 半径
r_B 半径
V 加速電圧
V_h 加熱電圧

X線源を磁場と平行に整列させるというのは、実際上は、生理的な動きおよびアプリケーター配置の限られた精度のため、有望なオプションではない。
US2008/0021257は治療位置に低線量放射を送達するX線短距離放射線システムを記載している。二つ以上の送達針が少なくとも一つのプローブに動作可能に結合され、送達針間の先端間隔は治療位置に位置されるときに最小になるようになっている。治療位置における先端間隔を短縮することによって、より小さな放射線量を送達できる。
US6540655B1は体腔内の選択された部位にX線を送達するための小型化されたX線装置を記載しており、少なくとも一つの管腔およびその遠位端におけるX線透明窓を有するカテーテルを含む。

Claims (13)

1. 少なくとも一つのアノードおよび少なくとも一つのカソードをもつ少なくとも一つの小型X線源を有する短距離放射線療法システムであって、動作状態にあっては、前記アノードと前記カソードの間の電場が、前記カソードの中心のまわりの少なくともπ/2 srより大きい連続的な立体角において本質的に球対称であり、
   当該短距離放射線療法システムはさらに、少なくとも一つのMR画像によって前記X線源の位置および／または方向を案内するよう配置されたMRスキャナと；
   前記少なくとも一つの小型X線源の動作を制御するために設けられる少なくとも一つの制御ユニットとを有する、
   短距離放射線療法システム。
2. 電場が本質的に球対称となる前記連続的な立体角が、前記カソードの中心のまわりで2π srより大きい、請求項１記載の短距離放射線療法システム。
3. 前記アノードが本質的に完全に前記カソードを包含する、請求項１記載の短距離放射線療法システム。
4. 前記アノードが、動作状態において前記アノードをなす少なくとも二つのアノード要素を有しており、前記アノードの前記少なくとも二つの要素のうちの一つの要素は、前記アノードのバランスから電気的に絶縁されており、前記アノードの該電気的に絶縁された要素は前記カソードの中心のまわりの4π/3 srより大きな連続的な立体角をカバーする、請求項１記載の短距離放射線療法システム。
5. 前記カソードは、電子を放出するために設けられる加熱可能なフィラメントを有する、請求項１記載の短距離放射線療法システム。
6. 前記カソードが電界放出によって電子を放出するために設けられた先端を有する、請求項１記載の短距離放射線療法システム。
7. 動作状態において前記X線源によって生成されるX線放射を吸収するよう設けられる遮蔽ユニットをさらに有する、請求項１記載の短距離放射線療法システム。
8. 前記遮蔽ユニットによって、前記カソードの中心のまわりの少なくともπ/2 srの全立体角がカバーされる、請求項７記載の短距離放射線療法システム。
9. 前記カソードの外側表面が複数の電界放出先端を備える、請求項１記載の短距離放射線療法システム。
10. 前記複数の電界放出先端が前記カソードの前記外側表面上に本質的に均一に分布させられる、請求項９記載の短距離放射線療法システム。
11. 請求項１記載の、動作状態において前記MRスキャナ内部の磁場中で少なくとも一つの小型X線源を用いてX線放射のビームを生成する方法であって：
    ・動作状態における前記MRスキャナによって生成される少なくとも一つの画像によって動作するMRスキャナ内部の所望の位置に前記小型X線源を案内する段階と；
    ・空間中の任意の所望される方向に前記X線源を揃える段階とを含む、
    方法。
12. 請求項１記載の少なくとも一つの小型X線源を用いてX線放射のビームを生成する方法であって、前記X線放射のビームは所望される方向に伝搬するものであり、当該方法は：
    ・前記小型X線源のまわりの近傍において磁場を生成する段階を含み、前記磁場は、本質的には前記X線源の伝搬の前記所望される方向に向けられる、
    方法。
13. 請求項１２記載のX線放射のビームを生成する方法であって、前記小型X線源のまわりの近傍における前記磁場は、動作状態におけるMRスキャナの漂遊磁場によって形成される、方法。

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