專利名稱：用于癌癥治療和研究的緊湊型微束放療系統(tǒng)及方法
技術(shù)領(lǐng)域：
在此公開的主旨一般涉及放療系統(tǒng)和方法。更特別地，在此公開的主旨涉及癌癥 治療和研究的微束放療系統(tǒng)及方法。微束放療(MRT)輻射可以由它的顯微離散空間輻射分 布(束寬小于1毫米且束間距為幾毫米)以及超高劑量率(lOGy/s或更高)來表征。
背景技術(shù)：
放療的根本挑戰(zhàn)是有效且安全地治療癌癥患者。當前的放療系統(tǒng)和方法為具有早 期癌癥且對放射敏感的癌癥的患者提供了極好的益處，但對于具有抗輻射腫瘤(例如，腦 或胰腺癌)的患者以及具有晚期腫瘤的患者，這些益處就減少了。對于這些患者，消除腫瘤 所需的輻射會引起無法忍受的或致命的放射損傷。特別是對于兒科患者，其快速生長的正 常組織經(jīng)常比他們的腫瘤對放射更敏感，并且因此其不能忍受對患有同樣疾病的成人來說 是有效的放療。因此，在當前的放療中，正常組織附帶的損傷是個主要的局限，妨礙了對年 輕癌癥患者、具有中樞神經(jīng)系統(tǒng)癌癥、抗輻射癌癥以及具有巨大腫瘤的晚期癌癥的患者的 有效放療。這些癌癥患者目前有不良的預后。微束放療(MRT)是一種單一形式的放射線，其在眾多的動物研究中顯示了消除腫 瘤同時不傷害正常組織的非凡能力。MRT利用多重窄的但充分分散的X射線平面光束(即 “微束”)并以非常高的劑量率傳輸放射線。MRT放射線在兩個方面不同于傳統(tǒng)的放療射線 劑量空間離散性和劑量時間率。在傳統(tǒng)治療中，劑量率為大約低100倍且劑量分布在空間 上是顯微連續(xù)的。當前的解決方案，并非經(jīng)常有效，以2Gy每次治療地進行多次治療。相反 的，動物研究已經(jīng)顯示數(shù)百Gy (例如，大約IO2Gy或更高)的劑量水平的單次治療可消除腫 瘤同時不傷害正常組織，包括中樞神經(jīng)系統(tǒng)中生長中的組織。目前存在關(guān)于MRT可用來提供消除腫瘤同時不傷害正常組織的兩種假設(shè)機理。首 先，認為腫瘤微脈管系統(tǒng)不會自我修復而正常組織會。其次，顯現(xiàn)出旁觀者效應(yīng)，其中，未 經(jīng)照射的腫瘤細胞通過細胞_細胞間發(fā)送信號隨經(jīng)照射的腫瘤細胞一同死亡(例如，參見 D. Slatkin et al. , Proc. Natl. Acac. Sci. USA, Vol 92，pp8783_8787，1995) 。 M胃，MRT 的 基礎(chǔ)機理仍然難以理解。雖然如此，MRT對人類應(yīng)用來說非常有吸引力，因為放療的關(guān)鍵挑 戰(zhàn)已經(jīng)變成如何消除腫瘤并將對宿主正常組織的相關(guān)損傷減到最小。然而，不幸地是，MRT要求在瞬間用具有非常高劑量率(例如，類似于100Gy/S或更高等級)的X射線照射組織以確保由于靶移動引起的顯微磨片的最小寬展。這個劑量率 比通常用來做傳統(tǒng)放療的高幾個數(shù)量等級。如今現(xiàn)有的X射線管工藝不能提供MRT劑量分布和劑量率，因為MRT劑量率可以 是當前放療機器( 5Gy/分)的數(shù)千倍。高劑量率被認為對將在照射活性對象期間所需 的十幾微米寬的微束的寬展(由對象運動引起)最小化是重要的。傳統(tǒng)的X射線管包括金 屬絲(陰極)，其在電阻加熱到超過1000°C時發(fā)射電子，以及金屬靶(陽極)，其在被加速電 子轟擊時發(fā)射X射線。X射線源的空間分辨率由焦點的大小決定，所述焦斑為X射線陽極 上接收電子束的區(qū)域。由于高運行溫度和能量消耗，基本上當前所有商業(yè)的X射線管為單 象元裝置，其中，從陽極上的單個焦點發(fā)射X射線射線。陽極的熱負荷限制了X射線管的最 大X射線通量。為了使用當前的X射線技術(shù)以超高劑量率產(chǎn)生小的MRT光束大小，要求超 越實際可能性的超高電子束密度和熱負荷。例如，當前的高能X射線管在 IOOkW下只能 傳輸大約1 lOcGy/s到源對象的距離為 0. 6m的患者。結(jié)果，由于這個高劑量率的要求，因而使用同步加速輻射專門地研究MRT，例如在 美國的國家同步加速器光源(NSLS)以及在法國格勒諾布爾的歐洲同步加速器放射設(shè)備 (ESRF)。因此，為了加速可能推進有前途的癌癥治療研究用于潛在的人類應(yīng)用，需要緊湊型 的、非同步輻射源MRT系統(tǒng)及其相關(guān)的方法，其能夠廣泛適用于癌癥中心用于潛伏期的研 究和臨床應(yīng)用。

發(fā)明內(nèi)容
依照本公開文本，提供一種用于微束放療的緊湊型、非同步加速器放射源的MRT 系統(tǒng)及方法。一方面，提供一種微束放療的方法。所述方法可包括圍繞要照射的靶放置分 布式X射線源陣列，所述X射線源陣列包括多個碳納米管場發(fā)射X射線源；以及同時從多個 帶微束準直器的碳納米管場發(fā)射X射線源產(chǎn)生多個X射線微束。另一方面，提供一種微束放療系統(tǒng)。該系統(tǒng)可包括分布式的X射線源陣列，其包括 多個碳納米管場發(fā)射χ射線源，將每個X射線源放置為弓I導χ射線輻射朝向共同的焦點；微 束陣列準直；用于將靶靶與多個X射線微束對準的定位裝置；以及控制系統(tǒng)，其與分布式的 X射線源陣列中的多個X射線源的每一個通信用于同時從多個X射線源產(chǎn)生多個X射線微
束O盡管在上文已經(jīng)說明了本公開主旨的一些方面，并且通過當前公開的主旨全部或 部分地實現(xiàn)了這些方面，但隨著結(jié)合下文作最佳描述的附圖所繼續(xù)進行的描述，其它的方 面將變得明顯。


從以下的應(yīng)當結(jié)合附圖閱讀的詳細描述，將很容易理解當前主旨的特性和優(yōu)點， 這些附圖只是作為示范性的和非限制性的例子給出，其中圖IA是對象內(nèi)靶的微束放療的側(cè)視圖；圖IB是橫切圖IA的X射線微束的劑量率分布的圖示；圖2是采用微束放療的方法照射的大白鼠后腦的水平組織切片的圖像；圖3是根據(jù)當前公開主旨的實施例的與微束放療系統(tǒng)一同使用的場發(fā)射X射線源
5的示意圖；圖4是根據(jù)當前公開主旨的另一實施例的與微束放療系統(tǒng)一同使用的場發(fā)射X射 線源的示意圖；圖5是根據(jù)當前公開主旨的實施例的微束放療系統(tǒng)的俯視圖；圖6是根據(jù)當前公開主旨的實施例的布置在環(huán)形陣列中的微束放療系統(tǒng)的俯視 圖；圖7是根據(jù)當前公開主旨的實施例的布置在多邊形陣列中的微束放療系統(tǒng)的俯 視圖；圖8是根據(jù)當前公開主旨的實施例的對象內(nèi)靶的微束放療的側(cè)視圖；以及圖9是根據(jù)當前公開主旨的實施例的微束放療方法的流程圖。
具體實施例方式傳統(tǒng)的X射線源從接收電子的X射線陽極(“焦斑”)上的一小塊區(qū)域產(chǎn)生X射線 輻射。在它被高能電子轟擊時陽極上的局部溫度可達到超過1500°C。最大的X射線劑量可 由陽極所能承受的熱負荷限定，其還與焦斑的尺寸相關(guān)。例如，臨床的線性加速器(LINAC) 只能傳輸大約5Gy/分的劑量。相反的，當前主旨提供的緊湊型、非同步輻射源MRT裝置、系 統(tǒng)以及方法能夠利用多個分離的、狹窄的X射線平面或線束以相當高的劑量率傳輸輻射。 例如，MRT裝置、系統(tǒng)以及方法可用來為具有腦瘤的人治療癌癥以及術(shù)中放療。還可以想象 在此公開的MRT裝置、系統(tǒng)和方法可用作動物模型的癌癥研究。如上所述，MRT在劑量空間離散性和劑量時間率上區(qū)別于傳統(tǒng)的放療技術(shù)。特別 地，參考圖IA和1B，而非在整個束寬上提供單一束寬的基本連續(xù)的劑量分布，MRT裝置、系 統(tǒng)和方法產(chǎn)生多個X射線微束MB，其每一個都具有類似于大約Imm或更小級別的束寬。如 圖2所能看到的，用MRT方法輻射的樣品可以被多個明顯的X射線束路徑所識別。這多個 微束MB能夠被弓I導朝向包含在對象0中的靶T (例如，腫瘤)。MRT區(qū)別于傳統(tǒng)放療的第二個特性是相當高的時間劑量率。先前公開的MRT系統(tǒng) 和方法使用高能同步加速器或傳統(tǒng)X射線管源產(chǎn)生X射線，但如上所述這些選擇的每一個 都具有重大的缺陷。相反的，當前公開的主旨提供相當高的足夠用于MRT的空間劑量率，其 可采用由多個圍繞對象0放置的單獨X射線源組成的空間分布式X射線源陣列實現(xiàn)。在當前公開主旨的一個方面，空間分布式X射線源陣列能夠基于碳納米 管(CNT)分布式X射線源陣列技術(shù)。例如，在名為“Large-Area Individually AddressableMulti-Beam X-Ray System and Method of Forming Same，，的美國專 利 6，876，724 ；名為"X-Ray Generating Mechanism Usmg Electron Field Emission Cathode，，的美國專利6，850，595 以及名為"X-Ray Generating Mechanism Using Electron Field EmissionCathode"的美國專利6，553，096中公開的CNT場發(fā)射器，其內(nèi)容在此全部 引入作為參考。圖3和4中示出場發(fā)射X射線源的示范性結(jié)構(gòu)。在顯示的示范性結(jié)構(gòu)中，場發(fā)射X 射線源100可包括場發(fā)射陰極結(jié)構(gòu)110，諸如象在導電底層上的納米結(jié)構(gòu)或碳納米管薄膜。 陽極Iio上可放置門電極120 (例如，高熔化溫度的金屬柵格)從而在陽極110和門電極 120之間施加電壓能夠引起從陰極110場發(fā)射的電子，例如作為電子束EB引導朝向用于產(chǎn)生X射線束的陽極130。X射線源100還可包括用于在其到達陽極130之前聚焦電子束EB 的聚焦電極140，從而減少了在陽極130上焦斑的尺寸。如圖3所示，該系統(tǒng)還可包括微束準直器150，其可放置在發(fā)射的X射線束路徑中 以只允許選定的具有固定束厚d的X射線微束MB傳輸，從而定義輻射區(qū)域。例如，在圖5 所示的一個實施例中，準直器150能夠產(chǎn)生具有狹窄束寬(例如，具有大約在0.01mm和Imm 之間的束寬)的扇束X射線輻射。結(jié)果，靶T的薄片能夠被X射線微束MB照射。為了將對 正常組織的損傷最小化，還可以校準該扇束的角度θ (即該扇束的伸展生)從而X射線輻 射基本覆蓋靶T占領(lǐng)的區(qū)域。此外，該系統(tǒng)還可包括放置在每個X射線源100和靶T之間 的放射性鉻薄膜(例如，Gafchromic XR-QA)。在這個結(jié)構(gòu)中，可以產(chǎn)生具有比在臨床治療 使用的劑量率明顯高的劑量率的X射線微束MB。如圖4所示，在另一配置中，該系統(tǒng)可包括 多縫微束準直器或多個準直器150，其同樣地可放置在所發(fā)射的X射線束路徑中。這個配置 能造成從每個X射線源100發(fā)射出多個不重疊(例如，平行)的X射線微束MB。為獲得MRT所需的高劑量率，如圖5所示，多個X射線源100可裝配成分布式X射 線陣列200。每個X射線源100可以是帶獨立陰極110和陽極130的獨特元件，其可以是獨 立地運行或與其它多個X射線源100聯(lián)合起來運行。可選地，X射線源陣列200可包括在 真空容器中的陽極環(huán)和相對的陰極環(huán)。在這個可選的配置中，陰極環(huán)和陽極環(huán)可共同地運 行以從陽極環(huán)產(chǎn)生X射線輻射并照射到對象0中的靶T。在任一個配置中，X射線源陣列200具有分布式X射線源的功能。代替使用從一個 方向傳輸輻射的一個平行的X射線束或兩個互相垂直的光束陣列(即，如在同步加速器源 運行的試驗所作的那樣)，X射線源陣列200圍繞要被照射的靶T。這樣，可以將X射線輻 射從多個方向傳輸?shù)焦餐裹c以增加在靶T接收的輻射量而不增加對象0的除靶T之外的 任何居間部分接收的輻射量。此外，該多個X射線源100的每一個能夠被布置使得從一個X 射線源100發(fā)出的X射線微束MB照射靶T的第一部分，從第二個X射線源100發(fā)出的X射 線束MB照射靶T的不同于第一部分的第二部分，以此類推。例如，參考圖8，X射線微束MB 的第一集合能夠沿著多個平行的輻射平面照射靶T，而在圖8中以MB’標出的不同的X射線 微束集合能夠沿著正交于X射線微束MB第一集合輻射平面的輻射平面照射靶T。這樣，盡 管每個單獨的X射線微束沒有具有基本連續(xù)的劑量分布，但在靶T的X射線輻射具有。結(jié)果，通過跨越圍繞靶T的大區(qū)域分配X射線能量，X射線源陣列200可產(chǎn)生微平 面X射線束，其所具有的劑量率在靶T對MRT來說是足夠的。例如，X射線源陣列200可產(chǎn) 生類似于大約0. 1到IOOGy/秒級別的劑量率，或其能夠產(chǎn)生更高的類似于500Gy/秒的劑 量率。同時，對象0的靶T外的部分只從單一的X射線微束MB (或微束組)接收X射線輻 射而不是在共同焦點接收組合輻射，從而可以大大降低這些居間部分的劑量率。X射線源陣列200可配置為多種幾何圖形的任意一種，諸如環(huán)形、弓形、多邊形或 線性陣列。例如，在圖6所示的一個配置中，X射線源陣列200可具有環(huán)形結(jié)構(gòu)。對象0可 放置在該環(huán)形結(jié)構(gòu)中，靶T位于多個X射線源100的焦點，且因此多個X射線微束能夠從多 個位置沿著該環(huán)形的圓周朝著靶T發(fā)射。在圖7所示的另一配置中，X射線源陣列200可 具有帶多個分段的多邊形結(jié)構(gòu)，每個分段本質(zhì)上作為線性X射線源陣列運行。盡管圖中顯 示的環(huán)形陣列和多邊形陣列結(jié)構(gòu)只在X射線源陣列200的一部分上具有X射線源100，本領(lǐng) 域技術(shù)人員應(yīng)當理解X射線源100可在X射線源陣列200的整個范圍放置以更充分地分配發(fā)射的X射線微束MB到靶T。因此，相比于傳統(tǒng)的X射線管通常從X射線陽極上的一小塊區(qū)域產(chǎn)生X射線，X射 線源陣列200在較大的區(qū)域和/或到X射線陽極上的多個焦點分配能量，從而能夠獲得高 劑量率。主要因為X射線陽極熱負荷的限制，目前商業(yè)的熱離子X射線管能夠在大約100kW、 有效焦斑尺寸為IX Imm(反射后)下運行。這對MRT所需的劑量率來說是不足的。特別地， 先前的MRT研究表明大約IOOGy/秒的劑量率是有效的，但先前只有使用同步加速器源才有 可能達到這樣的劑量率。然而，在本系統(tǒng)和方法中，X射線微束MB可以圍繞環(huán)形或多邊形陽 極結(jié)構(gòu)的周邊產(chǎn)生并被引導朝向靶T。通過在大的區(qū)域上分配能量，可以獲得更高的X射線 劑量而不會在任何一個X射線陽極產(chǎn)生過量的熱負荷。此外，通過使用基于碳納米管的場 發(fā)射X射線源100，相比于先前技術(shù)的裝置X射線焦斑的尺寸可以減小(即小于lXlmm)。此外，微束放療系統(tǒng)可包括能夠設(shè)置治療參數(shù)的控制器210，該治療參數(shù)包括傳輸 的劑量、駐留時間、X射線輻射平面的寬度以及相鄰輻射平面間的間距。另外，該系統(tǒng)還可包 括用于支持進行放療的患者(即對象0)的病床和能夠?qū)蠺對準輻射場的定位裝置220。 例如，X射線源陣列200的對準可以使用與定位裝置220連接的X射線計算機斷層攝影(CT) 掃描儀222 (例如，動態(tài)微型CT)來執(zhí)行。CT掃描儀222可識別靶T的位置，以及對象0的 任何外圍結(jié)構(gòu)(例如，圍繞腫瘤的正常組織)，并且然后定位裝置220可用來將靶T對準微 束MB的焦點。在本公開主旨的另一方面，提供一種微束放療的方法。該方法包括圍繞要被照射 的靶T (例如，醫(yī)療患者體內(nèi)的腫瘤)放置分布式X射線源陣列200，X射線源陣列200包括 多個碳納米管場發(fā)射X射線源100，以及同時從多個碳納米管場發(fā)射X射線源100產(chǎn)生多個 X射線微束MB。X射線源陣列200可構(gòu)造為使得能夠從位于X射線源陣列200不同位置上 的多個場發(fā)射X射線源100產(chǎn)生X射線微束MB。X射線源100可以切換以在短時間內(nèi)向靶 T上的一個或幾個平行輻射平面?zhèn)鬏擷射線微束?？梢杂弥委熡媱澇绦騺泶_定輻射劑量、X 射線束的寬度、X射線輻射平面間的間隔、以及曝光時間，這些的每一個能夠由與X射線源 陣列200通信的控制器220控制。為了產(chǎn)生多重且平行的照射平面，包含靶T的對象0或X射線源陣列200可以在 每次曝光后在很小的時間間隔內(nèi)平移到順序位置，且在每次平移之后可以運行X射線源陣 列200以照射靶T。可重復該過程直到整個靶T的區(qū)域被照射。這樣，X射線源陣列200能 夠以在交替的高低劑量平面中分配劑量的形式將X射線輻射傳輸給靶T。圖9示出依照這個方法的示范性過程的步驟。特別地，微束放療的方法可包括識 別照射的感興趣區(qū)域(ROI)(例如，靶T)，以及將該ROI與輻射場對準。例如，對準該ROI 可包括在病床上定位對象0以及將要被照射的對象0的感興趣區(qū)域，諸如腫瘤(即靶T)與 X射線微束MB的焦點對準。例如，上述的定位裝置220可用來將靶T與輻射場對準。這個 對準可以通過首先定位對象0內(nèi)的靶T來促進。如上所述，這個定位可使用諸如X射線計 算機斷層攝影掃描儀222的成像裝置來完成。該掃描儀還能夠在治療期間有利于監(jiān)測靶T 的位置。例如，通常能監(jiān)測對象0或特別是對象T的生理運動，并且X射線源陣列200的運 行能夠與這種運動同步，其能夠?qū)⑦\動引起的輻射場的模糊最小化。一旦已經(jīng)對準R0I，該 方法還可包括確定由X射線源陣列200產(chǎn)生的輻射平面的劑量、寬度以及間隔，以及照射該 ROI。如上所述，對象0或X射線源陣列200可平移一預定的距離，并且能重復該照射過程
8直到整個ROI被照射。概括來說，公開的緊湊型系統(tǒng)和方法能夠產(chǎn)生空間離散性的X射線微束用于微束 治療，所述X射線微束具有含高劑量率的平面或其它幾何結(jié)構(gòu)。這種微束放療系統(tǒng)和方法 可提供用于諸如人類外部光速放療、術(shù)中放療、短距離放療的癌癥治療以及在動物癌癥模 型上的潛伏期癌癥研究。當前的主旨能夠表現(xiàn)為其它的形式而不脫離它的精神和本質(zhì)特征。因此描述的各 實施例被認為是在所有方面為示意性的而非限制性的。盡管已經(jīng)在某些優(yōu)選實施例方面對 當前的主旨作了描述，對本領(lǐng)域技術(shù)人員來說是顯然的其它實施例同樣在當前主旨的范圍 內(nèi)。
權(quán)利要求
一種用于微束放療的方法，包括圍繞要照射的靶定位分布式X射線源陣列，所述X射線源陣列包括多個碳納米管場發(fā)射X射線源；以及同時從帶微束準直器的所述多個碳納米管場發(fā)射X射線源產(chǎn)生多個X射線微束。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，圍繞靶定位所述X射線源陣列包括圍繞患者體內(nèi) 的解剖學靶定位所述源陣列；并且其中，所述方法還包括監(jiān)測所述患者的生理運動。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中，所述解剖學靶包括腫瘤。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，還包括將所述X射線微束與所述生理運動同步。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，圍繞所述靶定位所述X射線源陣列包括在所述靶 周圍定位環(huán)形陣列；并且其中，產(chǎn)生多個X射線微束包括從沿著所述環(huán)形陣列的周界的多個位置發(fā)射X射線微 束，引導所述X射線微束中的每個朝向所述靶。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，圍繞所述靶定位所述X射線源陣列包括在所述靶 周圍定位多邊形陣列；并且其中，產(chǎn)生多個X射線微束包括從沿著所述多邊形陣列的周界的多個位置發(fā)射X射線 微束，引導所述X射線微束中的每個朝向所述靶。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，產(chǎn)生多個X射線微束包括在治療靶體積內(nèi)遞送 0. 1到500Gy/秒范圍內(nèi)的X射線劑量率。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，還包括用X射線斷層成像系統(tǒng)識別要被照射的所述靶 的位置。
9.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，還包括在同時產(chǎn)生多個X射線微束之后以預定的間隔 平移所述靶或所述X射線源陣列中的一個；以及同時產(chǎn)生另外的X射線微束。
10.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，還包括將所述多個X射線微束中的每個準直為具有預 定扇形角度和小于一毫米的寬度的χ射線扇形束。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中，所述X射線扇形束中的每個基本在同一平面上。
12.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中，所述X射線扇形束彼此平行；并且其中，相鄰的X射線扇形束之間的距離小于一毫米。
13.一種緊湊型微束放療系統(tǒng)，包括包括多個碳納米管場發(fā)射X射線源的分布式X射線源陣列，所述X射線源定位在要被 照射的對象周圍并產(chǎn)生引導為朝向共同的治療體積的X射線輻射；定位在每個X射線源和要被照射的所述對象之間的準直系統(tǒng)，其中，所述準直系統(tǒng)將 所述X射線輻射準直為一個平面束或多個平行的平面束，其中，每個平面束具有小于約1毫 米的寬度，并且其中，相鄰的平面束之間的間距小于幾毫米；用于將靶與所述多個X射線平面束對準的精確定位裝置；以及控制系統(tǒng)，其與所述多個X射線源中的每個通信，用于同時從所述多個X射線源以預定 的X射線劑量和劑量率產(chǎn)生多個X射線平面束。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，其中，所述X射線源包括環(huán)形陣列，其中，所述X射線 源被定位在沿著所述環(huán)形陣列的周界的多個位置上。
15.根據(jù)權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，其中，所述X射線源包括多邊形陣列，其中，所述X射 線源被定位在沿著所述多邊形陣列的周界的多個位置上。
16.根據(jù)權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，其中，遞送到感興趣區(qū)域的劑量率高于IOGy/秒且所 述平面X射線束中的每個的寬度小于約1mm。
17.根據(jù)權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，其中，所述分布式X射線源陣列包括發(fā)射電子的基于 碳納米管的場發(fā)射陰極，所述電子通過聚焦電極被聚集到X射線陽極的狹窄聚焦軌跡上以 產(chǎn)生引導為朝向感興趣區(qū)域的X射線輻射。
18.根據(jù)權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，其中，所述分布式X射線源陣列包括多個沿著所述源 陣列的周界定位的基于碳納米管的場發(fā)射陰極，其中，每個場發(fā)射陰極發(fā)射電子到X射線 陽極上的線聚焦軌跡的相應(yīng)部分以產(chǎn)生引導為朝向感興趣區(qū)域的X射線輻射。
19.根據(jù)權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，其中，所述X射線源陣列還包括將場發(fā)射電子聚焦到 X射線陽極上的狹窄聚焦軌跡的電子聚焦元件，其中，所述聚焦軌跡的有效寬度相當于或小 于所述微束準直器的寬度。
20.根據(jù)權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，其中，所述X射線源陣列包括多個平行的碳納米管場 發(fā)射陰極陣列，其中，來自每個陰極陣列的場發(fā)射電子束被聚焦到X射線陽極上的狹窄線 聚焦軌跡，其中，每個線聚焦軌跡的有效寬度與所述平面微束的寬度類似，且相鄰聚焦軌跡 間的有效間隔與相鄰平面微束間的間隔類似。
21.根據(jù)權(quán)利要求20所述的系統(tǒng)，其中，每個聚焦軌跡的有效寬度在10微米到Imm的 范圍內(nèi)。
22.根據(jù)權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，還包括能夠在垂直于微束平面的方向上平移所述X 射線源陣列或所述患者的平移系統(tǒng)，從而使得整個感興趣區(qū)域能夠被多重曝光照射，其中， 在每次曝光中所述微束覆蓋所述感興趣區(qū)域的部分。
23.根據(jù)權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，其中，所述場發(fā)射X射線源每個均包括具有小于 1 X Imm的有效X射線焦斑尺寸的微聚焦X射線源。
24.根據(jù)權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，還包括定位在所述多個場發(fā)射X射線源中的每個和 共同焦點之間的一個或多個準直器。
25.根據(jù)權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，還包括定位來用于識別所述靶的位置的X射線斷層 成像系統(tǒng)。
26.根據(jù)權(quán)利要求25所述的系統(tǒng)，其中，所述X射線斷層成像系統(tǒng)包括計算機斷層掃描ο
27.根據(jù)權(quán)利要求25所述的系統(tǒng)，其中，所述X射線斷層成像系統(tǒng)包括層析X射線攝影 合成系統(tǒng)。
全文摘要
當前主旨涉及基于碳納米管分布式X射線源陣列技術(shù)的用于癌癥研究和治療的緊湊型非同步微束放療(MPT)系統(tǒng)和方法。所述系統(tǒng)和方法能夠以每秒10Gy或更高的峰值劑量率傳輸顯微離散型X射線輻射。所述X射線輻射可以由空間分布式X射線源陣列提供。舉例而非限制性的，所述技術(shù)可用于人類癌癥治療、術(shù)中放療以及動物癌癥模型上的潛伏期癌癥研究。
文檔編號A61N5/10GK101927065SQ20101014204
公開日2010年12月29日 申請日期2010年1月18日 優(yōu)先權(quán)日2009年1月16日
發(fā)明者O·Z.·周, S·X.·常 申請人:北卡羅來納大學查珀爾希爾分校