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多向非常高 电子 能量 放射 治疗系统

阅读：857发布：2021-01-10

专利汇可以提供多向非常高电子能量放射治疗系统专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且提供一种紧凑高梯度、非常高能量电子 (VHEE) 加速器和传递系统(以及相关的过程)，其利用全电磁或射频偏转转向能够以很大速度从多个射束方向治疗患者，可足够快地传递高剂量放射治疗的全部剂量或部分以冻结生理运动，并且具有比传统光子治疗更好的剂量适形程度或修饰。除极其快速放射传递的独特物理优点之外，就对于相同物理放射剂量的更好的肿瘤或其他靶区控制效果而言，还可具有放射生物学优点。，下面是多向非常高电子能量放射治疗系统专利的具体信息内容。

权利要求

1.一种用于将粒子束传递至患者内的靶向组织的系统，所述系统包括：
一个或多个加速器，所述加速器配置成产生一个或多个粒子束；
一个或多个射束转向设备，所述射束转向设备配置成从所述一个或多个加速器接收所述一个或多个粒子束并且从多个方向将所述一个或多个粒子束转向至靶向组织；以及控制器，所述控制器能够控制在传递全部治疗剂量中一个或多个粒子束放射靶向组织的时间长度，传递全部治疗剂量的所述时间长度小于10秒，并且控制在传递所述剂量时所述射束转向设备将射束转向至靶向组织的方向。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述控制器被配置成从靶定位设备接收信息并且使用来自所述靶定位设备的所述信息来控制所述一个或多个射束转向设备将射束转向至靶向组织的方向，其中根据从所述靶定位设备接收的位置验证数据通过所述射束转向设备将所述全部治疗剂量传递至所述靶向组织。
3.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述一个或多个加速器能够产生在1和
250MeV之间的射束。
4.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述的传递全部剂量的时间长度小于1秒。
5.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述射束转向设备选自由电磁设备和射频偏转器设备组成的组。
6.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述射束转向设备包括龙门，所述龙门包括多个射束端口。
7.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述射束转向设备能够提供笔形射束光栅扫描。
8.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述射束转向设备包括连续环形龙门。
9.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述射束转向设备能够提供体积填充扫描。
10.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述射束转向设备不包括机械移动部件。
11.如权利要求1所述的系统，其特征在于：所述一个或多个射束转向设备配置成在小于10秒内从多个方向将所述一个或多个粒子束转向至所述靶向组织，而无需移动任何机械部件。
12.如权利要求1所述的系统，其特征在于：所述系统配置成被引导至所述靶向组织的一个或多个粒子束包括一个或多个光子束。
13.如权利要求12所述的系统，其特征在于还包括：
多个射束端口，一个或多个电子束通过其被引导，以及
位于所述多个射束端口的一个或多个射束端口处的一个或多个光子源，通过一个或多个射束端口传递所述一个或多个电子束，产生一个或多个光子束。
14.如权利要求1所述的系统，其特征在于：从所述一个或多个加速器接收的所述一个或多个粒子束在传递到所述靶向组织之前通过一个或多个通道被引导至一个或多个出口，其中所述一个或多个粒子束的每一个以相关的出射角射出各自出口，使得一个或多个射束从非共面方向范围内的多个方向被引导至靶向组织。
15.如权利要求2所述的系统，其特征在于：所述靶定位装置配置成在传递所述一个或多个粒子束之前立刻获得靶向组织的图像或靶向组织的靶向位置。
16.如权利要求15所述的系统，其特征在于：所述控制器配置成基于所述图像与预治疗计划图像相比较控制所述一个或多个粒子束向所述靶的传递。
17.一种用于将粒子束传递至患者内的靶向组织的系统，所述系统包括：
一个或多个加速器，所述加速器配置成产生一个或多个粒子束；
一个或多个射束转向设备，所述射束转向设备配置成从所述一个或多个加速器接收所述一个或多个粒子束并且从多个方向将所述一个或多个粒子束转向至靶向组织；
控制器，所述控制器能够控制在传递全部治疗剂量中射束放射靶向组织的时间长度，在传递全部治疗剂量中所述时间长度小于10秒；以及
成像设备，所述成像设备能够产生靶向组织的图像并且将来自成像设备的信息提供至控制器以控制所述射束转向设备将射束转向至靶向组织的方向。
18.如权利要求17所述的系统，其特征在于，所述成像设备能够将信息提供至控制器以触发系统何时将射束传递至靶向组织。
19.如权利要求17所述的系统，其特征在于，使用来自所述成像设备的信息，所述系统能够在多个预定时间点处从多个预定的方向将射束自动传递至靶向组织。
20.如权利要求17所述的系统，其特征在于，所述加速器为能够产生在75和100MeV之间的射束的直线加速器。
21.如权利要求17所述的系统，其特征在于，所述时间长度小于1秒。
22.如权利要求17所述的系统，其特征在于，所述射束转向设备选自由电磁设备和射频偏转器设备组成的组。
23.如权利要求17所述的系统，其特征在于，所述射束转向设备不包括机械移动部件。
24.一种用于将横向调制的电子束传递至患者内的靶向组织的系统，所述系统包括：
光电子枪，所述光电子枪配置成从由光源产生且投射在光电阴极上的光学图像生成横向调制的电子束；
加速器，所述加速器能够将所述横向调制的电子束的能量水平增加至预定的水平；
射束转向设备，所述射束转向设备能够从所述加速器接收所述横向调制的电子束并且从多个方向将所述横向调制的电子束转向至靶向组织；以及
控制器，所述控制器能够控制在传递全部治疗剂量中所述横向调制的电子束放射靶向组织的时间长度，所述时间长度小于10秒，并且以控制所述射束转向设备将所述横向调制的电子束转向至靶向组织的方向。
25.一种如权利要求24所述的用于将横向调制的电子束传递至患者内的靶向组织的系统，其特征在于，所述光源为激光器。

说明书全文

多向非常高电子 能量 放射 治疗系统

[0001] 相关申请的交叉引用

[0002] 本申请根据35USC 119(e)要求2012年3月3日提交的美国临时申请No.61/606,408的权益，通过引用将其全部公开内容整体结合于此。

[0003] 关于在联邦赞助的研究和开发下的发明的权利的声明

[0004] 不适用

[0005] 参照所提交的压缩盘上的“序列列表”、表、或者计算机程序列表附录[0006] 不适用发明领域

[0007] 本发明一般涉及一种放射治疗，并且更具体地涉及用于非常高电子能量放射治疗的系统和方法。

[0008] 发明背景

[0009] 在过去二十年中放射治疗的主要技术进展已通过成像验证提供3-D技术分布的有效修饰和空间上精确的剂量输送。包括强度调制放射治疗(IMRT)、强子治疗、图像引导放射治疗(IGRT)的这些技术已在临床上转化成对于相同的肿瘤控制的减少的正常组织毒性，以及最近的，如在立体定向烧蚀放射疗法(SABR)和立体定向体部放射疗法(SBRT)中的用于在不增加毒性的情况下实现高度局部控制的集中剂量强化。

[0010] 对于精确、准确、高度适形的放射治疗的一个关键的残留障碍是在治疗传递期间发生的来自于许多源头的患者、靶区和器官运动，这些源头包括肌肉骨骼、呼吸、心脏、器官填充、蠕动等，该治疗传递对于最先进的高剂量放射治疗目前为15-90分钟每小部分。同样，巨大的努力已致力于开发“运动管理”策略，例如，复杂的固定、标记移植、呼吸门控、和动态肿瘤跟踪。

发明内容

[0011] 用于管理运动的完全不同的方法是快速地传递治疗使得在验证成像和治疗完成之间不发生显著的生理运动。根据本发明的某些实施例，提供一种加速器，更优选可以是驻波电子直线加速器的紧凑高梯度、非常高能量电子(VHEE)直线加速器结合以能够从多个射束方向治疗患者(可能利用全电磁或射频偏转转向)的传递系统，其可足够快地传递高剂量(例如，20-30Gy)放射治疗的全部剂量或一部分以冻结生理运动，还具有比传统的光子治疗更好的剂量适形程度或修饰。在该文档中的术语“足够快以冻结生理运动”意指优选比一个人类屏息更快，更优选地小于10秒，甚至更优选地小于5秒，甚至更优选地小于一个心跳并且最优选地小于1秒。除极其快速放射传递的独特物理优点之外，就对于相同物理放射剂量的更好的肿瘤控制疗效而言，还可具有放射生物学优点。作为非限制性示例，本发明的某些实施例还可治疗非肿瘤靶区，诸如以下部位的烧蚀或其他治疗：(1)神经或关节突关节，以用于疼痛控制；(2)大脑中的病灶，以用于神经调控包括疼痛、严重的抑郁症、和癫痫的神经状况；(3)具有重度肺气肿的肺的部分；和/或(4)心脏中的异常传导通路，以控制难治性心律失常。

[0012] 根据本发明的某些实施例，提供了一种用于将非常高电子能量束传递至患者内的靶区的系统，该系统包括：

[0013] 加速器，该加速器能够产生非常高电子能量束；

[0014] 射束转向设备，该射束转向设备能够从加速器接收射束并且从多个方向将射束转向至靶区；以及

[0015] 控制器，该控制器能够控制射束放射靶区的时间长度，该时间长度足够快以冻结生理运动，并且以控制射束转向设备将射束转向至靶区的方向。

[0016] 根据一些实施例，控制器被配置成从成像设备接收信息并且使用来自成像设备的信息来控制射束转向设备将射束转向至靶区的方向。

[0017] 根据一些实施例，加速器为直线加速器，其能够产生具有1和250Mev之间、更优选地50和250MeV之间和最优选地75和100MeV之间的能量的射束。

[0018] 根据一些实施例，时间周期优选比一个人类屏息更快，更优选地小于10秒，甚至更优选地小于5秒，甚至更优选地小于一个心跳并且最优选地小于1秒。

[0019] 根据一些实施例，射束转向设备为电磁设备。

[0020] 根据一些实施例，射束转向设备为射频偏转器设备。

[0021] 根据一些实施例，射束转向设备包括龙门，龙门包括多个射束端口。

[0022] 根据一些实施例，射束转向设备为连续环形龙门。

[0023] 根据一些实施例，射束转向设备能够提供薄笔形射束光栅扫描。

[0024] 根据一些实施例，射束转向系统能够提供体积填充扫描。

[0025] 根据一些实施例，射束转向设备不包括机械移动部件。

[0026] 根据其他实施例，提供了一种用于将非常高电子能量束传递至患者内的靶区的系统，该系统包括：

[0027] 加速器，该加速器能够产生非常高电子能量束；

[0028] 射束转向设备，该射束转向设备能够从加速器接收射束并且多个方向将射束从转向至靶区；

[0029] 控制器，该控制器能够控制射束放射靶区的时间长度，该时间长度足够快以冻结生理运动，并且以控制该射束转向设备将射束转向至靶区的方向；以及

[0030] 成像设备，该成像设备能够产生靶区的图像并且将来自成像设备的信息提供至控制器以控制射束转向设备将射束转向至靶区的方向。

[0031] 根据一些实施例，成像设备能够将信息提供至控制器以触发系统何时将射束传递至靶区。

[0032] 根据一些实施例，使用来自成像设备的信息，该系统能够在多个预定时间点处从多个预定的方向将射束自动传递至靶区。

[0033] 根据一些实施例，加速器为直线加速器，其能够产生具有1和250Mev之间、更优选地50和250MeV之间和最优选地75和100MeV之间的能量的射束。

[0034] 根据一些实施例，时间周期优选比一个人类屏息更快，更优选地小于10秒，甚至更优选地小于5秒，甚至更优选地小于一个心跳并且最优选地小于1秒。

[0035] 根据一些实施例，射束转向设备为电磁设备。

[0036] 根据一些实施例，射束转向设备为射频偏转器设备。

[0037] 根据一些实施例，射束转向设备不包括机械移动部件。

[0038] 根据其他实施例，提供了一种用于将非常高电子能量束传递至患者内的靶区的方法，该方法包括：

[0039] 提供一种用于将非常高电子能量束传递至患者内的靶区的系统，该系统包括：

[0040] 加速器，该加速器能够产生非常高电子能量束；

[0041] 射束转向设备，该射束转向设备能够从加速器接收射束并且从多个方向将射束转向至靶区；以及

[0042] 控制器，该控制器能够控制射束放射靶区的时间长度，该时间长度足够快以冻结生理运动，并且以控制该射束转向设备将射束转向至靶区的方向；以及

[0043] 致动该系统以使其将射束传递至靶区。

[0044] 根据一些实施例，提供系统包括提供加速器，该加速器能够产生具有1和250Mev之间、更优选地50和250MeV之间和最优选地75和100MeV之间的能量的射束。

[0045] 根据一些实施例，提供系统包括提供控制器，该控制器能够控制射束放射靶区的时间长度，时间周期优选比一个人类屏息更快，更优选地小于10秒，甚至更优选地小于5秒，甚至更优选地小于一个心跳并且最优选地小于1秒。

[0046] 根据一些实施例，提供系统包括提供射束转向设备，该射束转向设备为电磁设备。

[0047] 根据一些实施例，提供系统包括提供射束转向设备，该射束转向设备为射频转向器设备。

[0048] 根据一些实施例，提供系统包括提供射束转向设备，该射束转向设备不包括机械移动部件。

[0049] 根据一些实施例，进一步提供控制器，该控制器被配置成从成像设备接收信息并且使用来自成像设备的该信息来控制射束转向设备将射束转向至靶区的方向。

[0050] 根据一些实施例，进一步提供成像设备，该成像设备能够产生靶区的图像并且将来自成像设备的信息提供至控制器以控制射束转向设备将射束转向至靶区的方向。

[0051] 根据一些实施例，提供该成像设备包括提供能够将信息提供至控制器以触发系统何时将射束传递至靶区的成像设备。

[0052] 根据一些实施例，提供该成像设备包括提供成像设备，其中使用来自成像设备的信息，该系统能够在多个预定时间点处从多个预定的方向将射束自动传递至靶区。

[0053] 根据其他实施例，还提供了一种用于横向调制的电子束传递至患者内的靶区的系统，该系统包括：

[0054] 光电子枪，该光电子枪配置成从由光源(诸如，激光器)产生并且投射在光电阴极上的光学图像生成横向调制的电子束；

[0055] 加速器，该加速器能够将横向调制的电子束的能量水平增加至预定的水平；

[0056] 射束转向设备，该射束转向设备能够从加速器接收横向调制的电子束并且从多个方向将横向调制的电子束转向至靶区；以及

[0057] 控制器，该控制器能够控制横向调制的电子束放射靶区的时间长度，该时间长度足够快以冻结生理运动，并且以控制射束转向设备将横向调制的电子波转向至靶区的方向。附图说明

[0058] 图1为本发明的一个实施例的示意图，其示出了通过电磁或射频偏转转向从大量的轴向进入的射束。

[0059] 图2示出了用于早期肺肿瘤的使用6MV光子、20MeV电子、和100MeV电子的SABR的比较模拟结果。

[0060] 图3为用于在SLAC国家加速器实验室(SLAC)处的下一代直线对撞机测试加速器(NLCTA)射束线处的非常高能量电子束的胶片测量的实验设置(c)的示意图(a)和照片(b)，连同分别对于50MeV和70MeV射束的蒙特卡罗模拟(实线)和胶片测量(标记)的百分深度剂量曲线(d)和在6mm深度(e)处呈现的射束分布。

[0061] 图4示出了使用三种独立的蒙特卡罗代码模拟的在水体模中的2x2cm100MeV电子束的百分深度剂量的曲线图。

[0062] 图5示出了与6MV光子相比，在具有位于10cm深度处的2cm厚度异质组织的水体模中的2x2cm 50和150MeV电子束的百分深度剂量的曲线图。

[0063] 图6示出了来自100MeV电子束相对于二次生成的粒子的对剂量的相对贡献的曲线图(对数标度)。

[0064] 图7示出了根据本发明的某些实施例进行的蒙特卡罗模拟中使用的水模体。

[0065] 图8示意性地示出了利用影响电子注射器的光电阴极的注入激光束分布的脉冲到脉冲调制的具有电子束横向分布的调制的放射治疗系统的部分。

[0066] 发明详细描述

[0067] A重要性

[0068] 在美国，癌症已超过心脏疾病成为85岁以下的成人死亡的主要原因，并且每年150万患者被诊断患有癌症，大约三分之二将受益于在他们治疗中的一些点处的放射治疗(RT)，并且其中将近四分之三怀着治愈目的接受RT。

[0069] 在世界各地，由于老龄化人口，全球的癌症负担急剧增加，具有将近1300百万每年的发病率并且在接下来20年中预计增加60％，并且受益于RT的患者的数量远远超过其可用性。此外，即使当处于治疗目的执行RT时，在局部放射野内肿瘤复发是许多常见癌症治疗失败的主要部分。因此，RT的疗效和可及性的改善具有拯救无数生命的巨大潜力。

[0070] 虽然在近些年中已在放射治疗方面取得了重大技术进步，对于精确、准确、高度适形的放射治疗的一个根本残留障碍是在治疗传递期间发生的来自于许多源头的患者、靶区和器官运动，这些源头包括肌肉骨骼、呼吸、心脏、器官填充、蠕动等。传统的放射传递时间较生理运动的时间尺度长，并且实际上，更成熟的技术趋向于延长传递时间，对于最先进的高剂量放射疗法目前为15-90分钟每小部分。最快可用的光子技术(采用均整器自由模式的弧度传递)需要最小2-5分钟以传递25Gy。在这些时间期间可能发生显著运动。

[0071] 即使对于不受呼吸运动影响的器官，例如，前列腺，内部运动的大小随着治疗持续时间显著增加，通过仅经过10分钟时间10％和30％的治疗分别具有>5mm和>3mm的前列腺移位。同样，相当大的努力已致力于开发“运动管理”策略，以抑制、控制、或补偿运动。这些包括复杂的固定、基准标记移植、呼吸门控、和动态肿瘤跟踪，并且在所有情况下仍需要扩张靶区体积，从而以增加的正常组织放射为代价避免由于剩余运动引起的错过肿瘤或对肿瘤处理不足。

[0072] 若干因素造成现有的光子治疗系统中的长传递时间。首先，由轫致辐射产生X射线效率较低，并且小于1％的原始电子束的能量被转化为有用的放射。第二，由于绝大部分的射束能量被准直所阻断，因此，准直、以及具体而言通过准直的强度调制是同样效率低下的。第三，使用多个射束角或弧度来实现适形的剂量分布需要机械龙门式运动，该机械龙门式运动是缓慢的。与光子治疗相比，使用质子或其他更重的离子的治疗具有放射量测定的优点，并且这些粒子可在给定的治疗野上非常快速地电磁扫描。然而，改变射束方向仍需要大量龙门的机械旋转，从而对于光子系统更大且更慢。这些系统的成本和尺寸也大大限制了它们的可及性。

[0073] 在50-250MeV的能量范围中的非常高能量的电子(VHEE)已显示介于兆伏级(MV)光子和高能量质子之间的有利的剂量沉积性质。在不需要低效的轫致辐射转换或物理准直的情况下，并且采用比更重的带电粒子更小的转向半径，治疗可以利用与传统的医疗直线加速器可比拟的形状因子比任何现有的技术快多个量级。根据本发明的某些实施例，提供能够利用电磁、射频偏转或其他射束转向设备以很大速度从多个射束方向治疗患者的紧凑的高梯度VHEE加速器和传递系统。这种实施例可足够快地传递高剂量放射治疗的整个剂量或部分以冻结生理运动，还具有比最好的MV光子治疗更好的剂量适形程度或修饰、和减少的累积剂量和由此降低的晚期毒性和二次恶性肿瘤的风险。根据本发明的某些实施例的合适的能量范围为1-250MeV，更优选的50-250MeV，并且最优选的75-100MeV。而且，如在以上发明内容部分所描述的，在该文档中的术语“足够快以冻结生理运动”意指优选比一个人类屏息更快，更优选地小于10秒，甚至更优选地小于5秒，甚至更优选地小于一个心跳并且最优选地小于1秒。

[0074] 根据一些实施例，重大技术进步是高剂量放射疗法的极其快速的或几乎瞬时的传递，这可消除在RT期间的靶区运动的影响，从而提供将导致改善的临床结果的提高的精确度和剂量适形和潜在的放射生物学有效性。快速成像和治疗也能够导致更高的临床效果和就诊人数(patient throughput)。对于标准治疗，病房占用时间可降低至小于5分钟。还可存在对于如儿科患者的特定人群的很大的实用性优点，儿科患者通常需要全身麻醉以在长时间治疗期间充分地固定，而对于这种快速治疗可代替仅使用适度镇静治疗。根据一些实施例，可以与传统光子治疗系统可比拟并且比强子治疗系统低得多的紧凑物理形状因子和低成本实现这些优点。图1中示出了一个实施例，该实施例显示了一个系统，其中通过不具有移动部件或采用最小量的移动部件的电磁转向实现从大量轴向进入的射束，以用于极其快速高度适形的放射疗法。图1所示的系统包括紧凑直线加速器、射束转向设备、和用于控制传递至患者的非常高电子能量束的控制器。该实施例还可包括集成的成像设备，该集成的成像设备获得患者的包括肿瘤或待治疗的其他部位的部分的图像。成像设备还可提供信息以允许对射束转向设备的控制，以便控制射束传递的方向，和射束的定时，及其他变量。

[0075] 此外，传统的高度适形的RT的延长的治疗时间为足够长以修复在治疗期间发生的亚致死的染色体损伤，从而可能减低放射剂量的杀癌作用。因此，除极其快速的放射传递的独特物理优点之外，还可存在剂量优点。假设通过本发明的某些实施例成为可能的足够快以冻结生理运动的治疗时间可能更生物有效，从而对于相同物理剂量产生增强的肿瘤细胞杀伤。本发明的某些实施例和传统光子治疗之间影响生物有效性的差异包括更快的传递时间和放射质量的差异。

[0076] 在放射生物学文献中很好地描述了剂量率效应，其中传递时间的延长导致降低的细胞杀伤。已知作为该效应的原因的主要机制是在给定剂量的放射传递的区间期间潜在的致死DNA双链断裂(DSB)的修复。数个体外研究已证明在传递从几分钟延长至几十分钟时显著降低了细胞杀伤。然而，在文献中缺乏对有关亚致死损伤(SLD)修复的动力学的共识，并且一些研究建议SLD修复的部分可具有低至几分钟的修复半衰期。如果这样的话，将传递时间即使从几分钟缩短到足够快以冻结生理运动的时间段具有提高肿瘤细胞杀伤的可能性。

[0077] B射束转向

[0078] 本发明的一些实施例利用电子相对更容易使用电场和磁场操纵的事实的优点。可产生诸如电子和质子的带电粒子作为空间相干的射束，空间相干的射束可被电磁地转向或采用具有高速度的射频偏转转向。因此，采用扫描的带电粒子束的直接治疗可消除从不同方向朝向患者的靶区的低效的轫致辐射光子的多个射束的低效。所有传统的放射治疗系统通过机械旋转龙门、或整个紧凑直线加速器、或甚至回旋加速器，一次将放射从一个方向引导至靶区，从而完成多向治疗。

[0079] 作为初步事项，在加速器结构的结束处，射束必须被偏转并然后输送至出口并且朝向患者中或上的靶区，诸如患者中的肿瘤。在出口处，射束必须被再次转向以改变出射角和/或射束尺寸以适合于治疗计划。电磁和/或RF偏转器转向系统将操纵电子束。

[0080] 从简单到复杂，有多种龙门设计潜在可用，范围从围绕患者设置的多个离散射束端口到连续环形龙门，以允许任意入射轴向射束角。该设计依赖于多个因素，包括扫描策略(诸如薄笔形射束光栅扫描相对于采用非等中心可变尺寸射击的体积填充)，或电子束分布的横向调制的使用。

[0081] 根据一个实施例，电子束的转向系统在加速器结构的结束处以二维偏转器起始，二维偏转器将射束引导到多个通道的一个中。一旦射束进入特定通道，该射束一直被引导至通道的出口，该通道的出口垂直于患者的轴。通过通道的引导利用低像差电子光学实现。在每个通道的出口处，可添加另一小2-D偏转器以将射束扫描到靶区上。然后，通道的数量可以为10-50个。对于给定的通道宽度，更大的初始偏转将增加适合被射束扫描的圆周的通道入口的数量。因此，如果场强度增加，则通道的数量可增加到100个或100个以上。

[0082] 由于直线加速器将通常消耗峰值功率50到100MW以分别实现在2到1m的长度上100MeV的加速度，因此可考虑可能的RF偏转器。这些具有超快的优点并且允许利用用于主要加速器结构的射频基础设施。在任何情况下，传递系统优选被优化以实现足够快以冻结生理运动的高剂量治疗时间。

[0083] 根据本发明的某些实施例的射束转向系统采取使用更少数量(例如3-10个)的离散射束通道的设计，这些射束通道通过龙门围绕患者机械地旋转。在加速器的出口处的初始偏转器在它们旋转时快速地将射束转向到通道中。虽然理想的是消除对任何机械移动部件的需要，但这种设计的一些优点包括：尽管是固定数量的射束通道，但有任意的旋转角分辨率；在实现等效角度覆盖所需的更小数量的射束通道的情况下，降低的复杂度和可能的成本；以及射束通道之间更大的空间，从而使得其更容易容纳x射线源和用于成像的检测阵列，该阵列在旋转时提供集成的计算机断层成像。机械旋转的速度优选提供足够快以冻结生理运动的全角度覆盖。作为公认的事实，射束通道的数量越多，满足该条件需要越小的转速。

[0084] 本发明的某些实施例的一个创新在于消除了机械龙门旋转，因此射束转向系统不具有机械移动部件。图1中示出了一个这种实施例，其中存在龙门，通过龙门带电粒子束从任何轴向以及另外有限范围的非共面方向电磁地转向或利用射频偏转转向至靶区。替代的实现在于使用围绕患者径向设置的多个离散射束端口，并且射束通过每一个端口转向至靶区以用于多向射束设置。

[0085] 另一替代的实现在于具有多个加速结构，围绕患者径向设置的一组射束端口中的每一个具有一个加速结构。

[0086] 这种新的治疗系统几何形状和转向系统可利用任何类型的带电粒子大大提高放射治疗的治疗传递速度。将其与在1-250MeV范围、更优选在50-250MeV范围、最优选75-100MeV范围内的高能电子相结合具有以下附加的优点：(1)优于通过传统的高能量光子疗法所能够实现的到患者内的表面和深处靶区的适形剂量分布；(2)源和电源的紧凑性，通过使用高梯度加速器设计，诸如全部或部分地基于以下在部分C.iii中所描述的在SLAC国家加速器实验室(SLAC)处开发或正在开发的加速器，可在小于2米中将电子加速达到这些能量；(3)由于与质子或离子相比电子所需要的更小的电磁场，龙门/射束端口的紧凑性。这产生可与现有传统光子放射疗法治疗系统的成本和物理尺寸可比拟的系统，还具有更好的剂量分布和更快的剂量传递。

[0087] 如果仍然需要采用光子束的治疗，则替代的实施例在于将高密度靶区的阵列和准直器网格包括在该几何形状中来代替单个靶区/多叶式准直器组合，在离散射束端口的情况下，每射束端口一个，或在环形射束端口的情况下，安装在快速旋转的闭环上并且由所扫描的电子束瞄准，以便产生快速扫描的、多向光子束。虽然该方法可能经受低效的轫致辐射转换，但可基本消除传统的机械龙门和多叶式准直器运动的速度限制。该实现的主要潜在优势在于在更低的能量范围中的现有商用电子直线加速器可用作源。

[0088] 除极其快速的剂量传递之外，本发明的某些实施例自然地促进图像制导以确保精确度。通过调节所扫描的电子束的能量并且将其引导至环形靶区或靶区的固定阵列，采用适当布置的检测器阵列，可获得极其快的x射线计算机断层扫描(CT)或数字断层合成图像并且可将其与在传递剂量之前的预治疗计划的图像相比较。替代的实施例可包括更传统的x射线成像或其他成像方式、正电子发射断层摄影术和以下在部分D.3中描述的其他选项的整合。

[0089] C蒙特卡洛模拟设计考虑

[0090] 设计本发明的某些实施例的一个方法是利用以下方式的一些或所有来进行：(1)蒙特卡罗模拟，用以确定最优操作参数；(2)VHEE射束的实验测量，用以验证和校准蒙特卡罗代码；(3)用于实用、成本高效并且紧凑的系统的设计的实现因素；以及(4)关键的放射生物学方面和效果的实验表征。

[0091] 1.蒙特卡罗(MC)模拟

[0092] 已在样本病例上执行各个能量的VHEE的MC模拟以估计产生与经优化的光子治疗可比拟的计划所需的电子能量的范围。计算对仿真体模的CT数据集计算出的模拟肺肿瘤的剂量分布。

[0093] 具体地，将在Eclipse治疗计划系统中计算出的经优化的6MV光子束容积调制的弧形治疗立体定向烧蚀体放射治疗(VMAT SABR)计划与利用通常可用的20MeV能量和采用EGSnrc MC代码[Walters B,Kawrakow I,和Rogers DWO,DOSXYZnrc,Users Manual(用户手册),2011，Ionizing Radiation Standards National Research Council of Canada(加拿大的电离放射标准国家研究理事会),第1-109页(http://irs.inms.nrc.ca/software/beamnrc/documentation/pirs794/),其通过引用结合与此]计算出的非常高100MeV采用360个射束的过于简单的适形电子弧计划相比较。

[0094] 图2示出了用于早期肺肿瘤的SABR的模拟的轴向图像：对应以下各项的仿真体模中的剂量分布：最先进的6MV光子VMAT计划(图2a)，利用当前可用的20MeV电子束的适形电子弧计划(图2b)，以及利用可通过本发明的实施例传递的100MeV电子束的适形电子弧计划(图2c)。曲线图示出了计划靶区体积(“PTV”))(在轴向图像中以黑色划定)和关键器官的剂量体积直方图(“DVH”：以实线显示了6MV光子的DVH，以虚线显示了20MeV电子的DVH，以及以十字线显示了100MeV电子的DVH(图2d)。计划被标准化以通过处方剂量产生PTV的相同体积覆盖。虽然传统的20MeV电子导致不良的适形性，但100MeV电子计划，即使在不最优化的情况下，仍稍微比6MV光子VMAT计划更适形。在50-250MeV的能量范围上模拟适形电子弧(图2e、2f)证明高的(100％)和中间的(50％)剂量适形指数(CI 100％和050％)两者以及平均肺剂量和总的身体累积剂量对于～80MeV的电子能量是优秀的并且对于所选择的临床场景是更高的。通过逆优化，具有甚至更低的电子能量的优秀的计划应当是可能的。

[0095] 如图2所示，剂量分布的轴向视图证明了当所有计划都被标准化以产生靶区的相同体积覆盖时，20MeV射束的剂量适形是不良的，然而100MeV电子束，即使在不逆优化的情况下，仍产生等效于最先进的6MV光子束VAMT计划的剂量分布。实际上，对应这三种射束的靶区和关键结构的DVH证明了与6MV光子计划相比，100MeV电子计划对关键结构的伤害较小。如图2e和2f所示，在～80MeV电子能量处，简单的适形电子弧计划(标准化以产生靶区的相同体积覆盖)在适形方面优于经优化的6MV光子VMAT计划，具有定义为给定百分等剂量体积与PTV之比的适形指数、和正常器官剂量(平均肺剂量)和总的身体累积剂量(以标准化成光子计划的任意单元表示)。在该所选择的临床场景的初步模拟中，发明人已发现，与最好光子计划相比，75-100MeV的电子能量产生具有可比拟的高质量至优越质量的计划，并且预期计划最优化将以甚至更低的电子能量产生优越的计划。例如，发明人已使用蒙特卡罗模拟来证明8cc肺肿瘤可采用100MeV电子来治疗以实现在1.3秒内l0Gy的剂量。

[0096] 进一步最优化电子计划可有助于限定具有与最佳光子VAMT计划可比拟的剂量分布的最小电子射束能量。在该所选择的临床场景的初步模拟中，发明人已发现，75-100MeV的电子能量产生具有与最好光子计划可比拟的高质量的计划，并且预期在计划最优化下具有优越的计划。

[0097] 2.VHEE射束的实验测量

[0098] a蒙特卡罗模拟

[0099] 为了证明采用VHEE射束的蒙特卡罗计算的精确度，发明人在SLAC处的NLCTA设施处实验测量剂量分布和深度剂量分布。值得注意的是，NLCTA使用紧凑的高梯度直线加速器结构，该直线加速器结构能产生与那些可能适用于本发明的某些实施例相关的光束。发明人通过在图3所示的将GAFCHROMIC EBT2膜(新泽西州，Wayne，国际特种产品)夹在组织等效聚苯乙烯的板之间来组装剂量测定体模。图3a为示意图以及图3b为在SLAC处的NLCTA射束线处的非常高能量电子束的膜测量(图3c)的实验设置的照片。50MeV和70MeV射束的百分深度剂量曲线(图3d)和在6mm深度处获得的2-D剂量分布(图3e)的蒙特卡罗模拟和膜测量证明了计算和测量之间的高度一致性。

[0100] 通过程序并更详细的方式，采用50MeV和70MeV射束放射如图3a所示的体模。针对每个能量水平测试从3.35到6.15mm范围的三个射束尺寸。通过实验位置上游的光谱仪来测量能量，并且利用正好位于体模之前和之后的两个相机通过两个闪烁的屏幕通过将体模从射束线移除来测量射束尺寸(图3b)。采用12MeV下的临床电子束来校准膜。MC模拟已证明在1MeV以上的电子能量下没有膜响应的能量依赖性。针对每个射束尺寸利用MC模拟确定将膜放射至1-5Gy之间的剂量水平以匹配膜的动态范围所需的粒子数量并在实验中使用该粒子数量。电荷被设置成对应于1.9xl08电子的30pC/脉冲以及脉冲率被降低至1Hz以用于更容易控制暴露。取决于射束尺寸，脉冲数量在2到40个脉冲间变化。在放射后的24小时在具有
0.1mm 像素的平板扫描仪(加利福尼亚，长滩，爱普生PerfectionV500)中读出实验和校准膜(图3c)并且绘制中央轴百分深度剂量(PDD)曲线和在各个深度处的2维剂量分布。以MCNPX
5.0MC代码模拟实验设置[Palowitz DB,MCNPX User's Manual(MCNPX用户手册),版本
2.7.0，2011(http://mcnpx.lanl.gov/documents.html)其通过引用结合于此]。

[0101] 图3d-3e中将模拟与测量相比。观察到对于50和70MeV的PDD曲线和射束分布两者的良好的一致性。这些初步结果表明，来自VHEE射束的剂量可通过GAFCHROMIC莫进行测量，并且表明VHEE射束可通过GEANT4代码精确地模拟。

[0102] 在图3b所示的布置中，由不锈钢制造的50-μm 真空窗用于使加速器线与放置剂量体模(图2a)的户外接口。已发现不锈钢窗会造成显著的角度射束扩展，使得模拟还采用更少影响射束扩展的铍窗来进行。虽然真空窗是必须的以将加速器射束线的真空与户外和患者隔开，但显著的角度扩展将不利地影响射束性能和临床精确度。仍然存在来自更薄的铍窗的角度扩展，但是由于铍的低原子序数，该角度远小于钢。

[0103] b蒙特卡罗代码的交叉验证

[0104] 发明人针对相同的几何形状使用三个独立的代码执行蒙特卡罗模拟以确定计算出的剂量的一致性。以GEANT4、MCNPX、和EGSnrc MC代码模拟入射在20x20x30cm水体模(如图7a所示)上的多个矩形电子束的剂量沉积。模拟的电子束能量为具有1x 1cm和2x2cm的射束尺寸的50、75、100和150MeV。绘制中央轴PDD并且比较全部三个MC代码的中央轴PDD。如图4所示，图4示出了利用三个蒙特卡罗代码模拟的2x2cm 100MeV电子束的PDD，在所有比较的代码之间发现很好的一致性。

[0105] c VHEE组织相互作用

[0106] 执行蒙特卡罗模拟以评估相对于MV光子束各个组织异质对VHEE射束的影响。图5示出了在10cm深度处具有2cm厚度异质组织的水体模中,与6MV光子相比，2x2cm 50和150MeV电子束的PDD曲线，这些PDD曲线在3cm深度处标准化成相同剂量。如图5所示，与6MV光子相比，50和150MeV VHEE射束在从肺组织到钛假体植入物的密度范围上对组织异质较不敏感。

[0107] 也分析由轫致辐射和电核相互作用产生的二次离子对来自VHEE射束的剂量的贡献。图6示出了来自100MeV电子束相对于二次生成的粒子对剂量的相对贡献(对数标度)。如图6所示，对于100MeV电子束，将近所有沉积的剂量是由于电子，来自轫致辐射x射线的贡献较小，并且来自质子和中子的剂量更加低得多。图6还示出了来自中子的剂量远小于15-18MV光子或高能量质子的剂量。这对于50和70MeV电子也适用(未示出)。对于2cm直径靶区的25Gy SABR治疗，总的身体中子剂量的上限基于MC模拟被估计为0.6mSv。基于已公布的环境中子剂量的测量结果[Schneider U,Agosteo S,Pedroni E,和Besserer J.,"Secondary neutron dose during proton therapy using spot scanning(在使用点扫描的质子治疗期间的二次中子剂量),"International Journal of Radiation Oncology Biology Physics,2002；53(1):244-251.(PMID:12007965)；Howell RM,Ferenci MS,Hertel NE,Fullerton GD,Fox T,和Davis LW,"Measurements of secondary neutron dose from
15MV and 18MV IMRT(来自15MV和18MV IMRT的二次中子剂量的测量)"Radiation Protection Dosimetry,2005；115(1-4):508-512.(PMID:16381776)，二者均通过引用结合于此]，对于相同临床场景，这与用于扫描射束质子治疗和15-18MV光子IMRT的9-170mSv的更大的估计中子剂量相差1-2个量级。与>8MV光子和扫描射束或被动散射质子治疗相比，根据某些实施例的这种可能设计的优点是消除对在射束入射在患者上之前的射束修改结构的需要，其中采用现有的形式产生大多数中子。

[0108] d组织不均匀性

[0109] 发明人已研究组织不均匀性对VHEE射束的剂量沉积的影响。构建具有0.5x0.5x0.1cm3体素且在10cm深度处放置有2-cm厚的不均匀性物(inhomogeneity)的
20x20x25cm3水体模(图7b)。因此，用具有质量密度ρ为0.368g/cm3的肺、脂肪(ρ＝0.950g/cm3)、肋骨(ρ＝1.410g/cm3)、和皮质骨(ρ＝1.920g/cm3)组织来填充2-cm厚的板以评定人类组织不均匀性的影响。从ICRU-44文献[ICRU.Tissue substitutes in radiation dosimetry and measurement(在放射剂量测定和测量中的组织代用品),1989(通过该引用结合于此)]获得组织成分。此外，通过模拟钢板(ρ＝8.030g/cm3)来研究金属(诸如，髋关节假体、牙齿填充物和手术夹子)的影响。模拟通过与不均匀板相互作用的50、100、和150MeV电子束、以及6MV光子束沉积的剂量。DOSXYZnrc代码由于其使用的简单性和其最短计算时间被选择用于该任务。在所有中央轴体素中的统计不确定性均低于1％。

[0110] 3.超高梯度加速器结构设计

[0111] 根据本发明的各个实施例的多向非常高电子能量放射治疗系统和过程可通过多种类型的电子源创建。存在在例如高达大约250MeV范围内多个可能的非常高能量电子的源。非穷尽的列表包括回旋加速器、同步加速器、直线加速器(其可以包括具有更大的长度的更传统的设计)、赛道电子回旋加速器、电介质壁加速器、以及激光等离子体尾场加速器源。这些加速器中的一些较大并且将需要容纳在单独的房间中。有些不是很成熟的技术。就本发明的某些实施例的可包括紧凑性(整个系统装配在现有的医疗线性加速器拱顶内而不需要单独房间)、功率要求、成本、重复率、与本文档中所描述的强度调制技术的相容性、和其它实际考虑中的任何或所有的目标而言，紧凑非常高梯度驻波直线加速器(诸如，在紧接在以下两个段中描述的在SLAC处开发那些加速器)，或它们的衍生物，可以是至少逻辑开始点，但是其它当前现有的或未来的选项不应该被排除。

[0112] 已经在SLAC处针对以前称为下一代直线对撞机、在500GeV能量下的用于高能量物理研究的正电子-电子对撞机的项目开发高效的π模式驻波加速结构[Dolgashev V、Tantawi S、Higashi Y、和Spataro B,“Geometric dependence of radio-frequency breakdown in normal conducting accelerating structures”(在正常传导的加速结构中的射频击穿的几何依赖)，Applied Physics Letters(应用物理快报),2010；97(17).(http://apl.aip.org/resource/1/applab/v97/i17/p171501_s1)其通过引用结合于此(在下文中有时为“Dolgashev 2010”)]。这种加速器能够利用由50MW 11.4GHz 微波发生器(调速管)[Caryotakis G.Development of X-band klystron technology at SLAC(在SLAC处的X波段速调管技术的开发).Proceedings of the 1997Particle Accelerator Conference(1997年粒子加速器会议论文集),1997；3:2894-2898.(http://ieeexplore.ieee.org/xpls/abs_all.jsp？arnumber＝752852)其通过引用结合于此]供电的经优化的加速波导在1米[Id.]内将电子加速到100MeV。为了产生在成本和尺寸方面的实际系统，根据本发明的某些实施例的经优化的设计允许经济生产和高性能以最小化治疗时间，同时允许子束(beamlet)形状、定向性和能量的最大可能的灵活性。

[0113] 此外，已经显示，将驻波加速器的一系列小部分与分布式射频(RF)网络耦合使得能够设计在没有到RF源的任何反射的系统[Tantawi SG“,rf distribution system for a set of standing-wave accelerator structures(用于一组驻波加速器结构的射频分布系统)”，Physical Review Special Topics-Accelerators and Beams(物理评论专题-加速器和射束),2006；9(11)(http://prst-ab.aps.org/abstract/PRSTAB/v9/i11/e112001)其通过引用结合于此(在下文中“, Tantawi 2006”]。基于这些开发，已设计驻波加速器结构的实际实现[Neilson J、Tantawi S、和Dolgashev V,“Design of RF feed system and cavities for standing-wave accelerator structure(射频反馈系统和用于驻波加速器结构的腔的设计)”Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A:Accelerators,Spectrometers,Detectors and Associated Equipment(物理研究中的核仪器与方法A：加速器、光谱仪、探测器及相关设备),2011；657(1):52-54.(http://www.sciencedirect.com/science/article/pii/S0168900211008898),其通过引用结合于此(在下文中,“Neilson(尼尔森)2011”]，其被设计成在1m内将电子加速至100MeV。此类加速器可用作本发明的某些实施例的基础或与本发明的某些实施例相关。

[0114] D.其他设计组织

[0115] 1.用于注射器系统的设计选项

[0116] 为了将所需的低电荷束注入到根据本发明的某些实施例的加速器中，几种可能性是可用的。这些可能性包括光注入器RF枪。可考虑附加的选项以减小系统的成本和尺寸，包括各种场发射器配置和RF射频热离子枪。

[0117] 2.通过加入脉冲压缩系统来优化RF源

[0118] RF源要求最终至少部分地取决于加速器设计。通过以上描述的经优化的腔，据预测，在X波段的50MW源将足够用于以50MV/m操作的2米加速器。这种类型的源在SLAC处是可用的并且由Communications&Power Industries(加拿大，帕洛阿尔托)商业化。通过使用脉冲压缩系统，可能能够显著地降低RF源的成本和复杂性或通过将长度减小到1米来使加速器结构更紧凑。由于这种结构的通常填充时间为大约100ns并且RF源通常提供若干μs的长脉冲，本领域技术人员可使用具有高压缩比和大约3.5功率增益的紧凑脉冲压缩器以将所需的RF源功率降低至仅大约14MW，从而为包括现在商业上可用的源和包括包含脉冲压缩系统的源的各种源开启了大门。

[0119] 3.成像和靶区位置验证选项

[0120] 假定根据本发明的某些实施例的治疗被递送足够快以冻结生理运动，验证在治疗被触发或执行时该靶区是在计划的位置是重要的。为了这个目的，若干动态或“实时”成像或其它定位技术可以被集成到本发明的某些实施例中。潜在的这种实现可包括单独或组合的以下任一项：

[0121] a.集成两个或更多个x射线透视成像设备，从而形成至少一个正交对，以允许骨解剖和/或植入的射线不能穿透的基准标记的对齐的实时3维验证。

[0122] b.动态光学表面扫描，理想地结合内部成像形式，诸如CT或荧光镜检查，从而提供了外表面到内部目标位置的实时相关。

[0123] c.集成快速X射线计算机断层扫描。这可通过在治疗系统的龙门中添加相对传统的多检测器CT系统来完成。替代地，如果连续的环形龙门设计用于治疗递送系统，则该处理系统本身可以被用来在引入到射束路径中的环形靶区上扫描低能量(大约100keV)电子束以产生快速移动的x射线源以用于刚好在切换到高能量治疗束之前的被称为“电子束CT”的非常快CT扫描。

[0124] d.可植入射频信标，其三维位置可通过外部天线阵列实时读出。信标可植入在靶区中或附近并且用作靶区位置的代用品。

[0125] e.集成超声波。对于某些解剖位置，例如上腹部和骨盆，超声波能提供对靶区的连续实时的3维定位。

[0126] f.虽然技术上最复杂地实施，但磁共振成像可以被实现，磁共振成像可以提供对靶区的实时的三维定位。将MRI与传统的光子治疗相集成已在商业上可用或正在由多个供应商开发。

[0127] 在这些实现中的任意实现中，动态可视化和/或自动化图像分析工具可用来允许由操作者手动触发治疗或带有手动超驰的自动地触发。

[0128] 4.强度调制的实现

[0129] 根据可使用根据本发明的各种类型的加速器的本发明的某些实施例，并且为了实现高度适形体积剂量成形，来自多个射束方向的每一个的放射场可在场上采用不同射束强度覆盖区域，其中强度图样(pat tern)经优化以在所有射束方向上相加时产生所需的3维剂量分布。这种强度调制可通过在场上从每个射束方向光栅扫描不同强度的单个子束来产生。替代地，这种强度调制可通过在源处使用2维强度调制的电子图样(即，等效的不同强度的子束的阵列)来产生，并且将整个阵列加速和转向到目标体积。这消除了在每个射束通道的出口处对光栅扫描机构的需要，从而大大地简化了设计并且减小了这些部件的体积和成本，并且通过在更少数量的电子脉冲或束内并行地传递子束来增加治疗传递速度。

[0130] 根据一些实施例，电子源的强度调制可通过利用由具有对应的强度图样(实际上，光学图像)的光源照明的光电阴极来产生。一个实现在于使用激光器作为光源，并且使用数字光处理(DLP)微反射镜阵列或其它强度调制设备来产生光电阴极上的待加速和转向的电荷图像。电子束光学器件被设计成保持具有高保真度的图样直到其到达靶区。

[0131] 根据如图8所示的一个非限制实施例，通过激光器(1)产生具有均匀的横向分布的短的、通常皮秒长的脉冲。激光器的波长是与特定的光电阴极材料相匹配，以获得所需的电荷和发射率。激光脉冲(2)落在数字微反射镜设备(3)上。该微反射镜设备的像素由计算机控制，并将反射激光脉冲的一部分(4)，从而利用精密的投影光学器件(5)产生然后被传输到光电阴极(6)的图像。虽然各种类型的加速器可用于该实施例，在脉冲之间具有几毫秒的高梯度脉冲的设备是优选的。该计算机调节反射镜阵列，从而为每个随之而来的脉冲产生新图像。具有影响光电阴极(6)的振幅调制的横向分布的激光脉冲将产生激光器脉冲横向分布的电子复型(replica)(8)。光电阴极(6)为光子-电子枪(7)的一部分。枪在光电阴极上产生电场，该电场加速横向调制的电子束。枪还提供对电子束的初始聚集。电子束然后穿过低像差聚焦系统朝向加速器(10)。加速器将射束的能量增加至所需的值。电子束然后穿过聚集光学器件(11)朝向水平(12)和垂直(13)快速偏转器。偏转器通过计算机控制并且能够针对每个连续的加速器脉冲以不同的方向发送电子束。所需的方向将取决于(除了其他之外)龙门的射束线的具体实现、射束线的数量和它们是可移动的还是不可移动的。为了清楚起见，图8仅示出一个龙门射束线。在偏转器之后，电子束穿过弯曲磁铁(14，16，18)和电子光学器件(15，17)并且通过电子束监测系统(19)被朝向靶区(20)引导。横向调制的电子束采用所需的剂量分布来放射靶区。在穿过靶区之后，射束被朝向束流收集器(21)发送，以降低不需要的靶区放射暴露。

[0132] 应当注意的是，更大程度的强度调制将产生更适形的剂量分布。然而，对于在时间上以串行方式传递强度调制的传统的光子治疗，更多的调制导致花费更长的传递时间，对病人的更多泄漏剂量，和由于在更长的治疗传递时间及其相互作用期间的靶区和器官运动引起的传递的剂量中的更大的不确定性。通过根据本发明的某些实施例的VHEE技术，避免了所有这些问题：任意复杂的强度调制可以通过光学成像产生，并且快速并行传递消除来自相互影响的不确定性。

[0133] 光强度图样到患者内的放射强度图样的转换的概念被认为是唯一的，并且例如，与光子或质子或其他粒子相反，还唯一地适用于根据本发明的实施例的电子束疗法。

[0134] E.总结

[0135] 在此已经陈述了多个具体细节以提供对所要求保护的主题的透彻理解。然而，本领域技术人员将理解，可在没有这些具体细节的情况下实现所要求保护的主题。在其他实例中，不详细描述将由本领域技术人员所已知的装置或系统，以便不混淆可要求保护的主题。

[0136] 虽然已经关于本主题的特定实施例具体描述了本主题，但将理解，在获得上述内容的理解之后，本领域普通技术人员会容易地产生对这些实施例的改型、变型以及等价方案。相应地应理解，已出于示例而不是限制的目的给出了本公开，并且本公开不排除在本主题中包含如本领域普通技术人员容易明白的此类改动、改型和/添加。

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