X射线装置 |
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| 申请号 | CN200780102379.5 | 申请日 | 2007-12-21 | 公开(公告)号 | CN101978795A | 公开(公告)日 | 2011-02-16 |
| 申请人 | 伊利克塔股份有限公司; 癌症研究所:皇家癌症医院; | 发明人 | K·J·布朗; M·G·汤普森; D·A·罗伯茨; P·M·埃文斯; V·N·汉森; | ||||
| 摘要 | X射线 装置包括：线性 加速 器，适于以至少两个可选择 能量 之一产生 电子 射束并且被控制以周期性改变所选择的能量；以及靶，所述射束被引到所述靶从而产生x 辐射 射束，所述靶是非均匀的并且被驱动以与所选择的能量的改变同步周期性地运动。以此方式，靶能够运动以使得当不同脉冲到达时不同的部分被暴露于电子射束。这使得能够根据所选择的能量采用适当的靶材料。靶的周期性运动的最容易形式可能是旋转运动。靶可以被浸没在诸如 水 之类的冷却剂 流体 中。线性加速器可以为在WO2006/097697A1中公开的类型。靶优选地包含至少一个钨暴露区和/或至少一个 碳 暴露区。这些可以表现为构成靶的材料的不均匀性，诸如碳插入钨衬底中(反之亦然)、碳和钨的交替分段、碳和钨插入第三材料的衬底中、或者涉及除了碳和/或钨之外的或者代替碳和/或钨的其它材料的布置。可替换地，靶可以为均匀材料但是在其厚度上具有不均匀性以适应不同的电子能量。相同的概念可以应用于 滤波器 。可以提供与能量变化同步地操作的检测器。这样的x射线装置可以形成放射疗法装置的一部分，在这种情况下第一选择的能量可以是诊断能量而第二选择的能量是 治疗 能量。 | ||||||
| 权利要求 | 1.X射线装置，包括：线性加速器，适于以至少两个可选择能量之一产生电子射束并且被控制以周期性改变所选择的能量；以及靶，所述射束被引到所述靶从而产生x辐射射束，所述靶是非均匀的并且被驱动以与所选择的能量的改变同步周期性地运动。 |
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| 说明书全文 | X射线装置技术领域[0001] 本发明涉及x射线装置。 背景技术[0002] 在使用放射疗法来治疗癌症和其它疾病中，适当辐射的大功率射束被引至患者的被影响区域。这个射束易于在其路径中杀死活细胞，由此其用来对抗癌细胞，并因此非常希望确保该射束被正确地瞄准。如果不这样做的话就可能导致对患者的健康细胞的不必要破坏。 [0003] 若干方法用来对此进行检验，并且诸如ElektaTM SynergyTM设备之类的设备采用两个辐射源、能够创建治疗射束的高能加速器以及用于产生诊断射束的低能X射线管。以分开90°的方式将两者安装在相同的可旋转机架上。每个都具有分别针对射野(portal)图像和诊断图像的相关联平板检测器。 [0004] 在我们的早期申请WO-A-99/40759中，我们描述了用于线性加速器的新颖耦合单元，其允许比迄今已经可能的更容易地改变所产生的射束的能量。在我们的后续申请WO-A-01/11928中，我们描述了在也能够产生高能治疗射束的加速器中该结构如何可以用来产生适合于诊断使用的极低能射束。后来，在WO2006/097697A1中，我们描述了如何在那些高能和低能射束之间高速地切换。所有这些现有公开内容的公开由此被并入以供参考。读者应当注意本申请发展了在那些申请中阐述的原理，其因此应当结合本申请进行阅读并且其公开应当被视为形成本申请的公开的一部分。 发明内容[0005] ElektaTM SynergyTM布置工作得非常良好，但是要求某种重复的部分，因为实际上该结构被重复以获得诊断图像。另外，必须注意确保两个源对准以使得诊断视图能够与治疗射束相关。然而，这已被视为是必要的以使得在治疗期间可以采集诊断图像以确保治疗继续进行规划。 [0006] WO-A-01/11928示出可以如何调节加速器以产生低能射束而不是高能射束，并且WO2006/097697 A1示出如为并行治疗和监视所需的那样如何可以同时(有效地)产生两个射束。 [0007] 本发明因此提供了一种X射线装置，其包括：线性加速器，适于以至少两个可选择能量之一产生电子射束并且被控制以周期性改变所选择的能量；以及靶，该射束被引到该靶从而产生x辐射射束，该靶是非均匀的并且被驱动以与所选择的能量的改变同步周期性地运动。 [0008] 以此方式，靶能够运动以使得当不同脉冲到达时不同的部分被暴露于电子射束。这使得能够根据所选择的能量采用适当的靶材料。 [0010] 线性加速器可以为包括一系列加速腔、至少一个耦合腔的类型，所述加速腔的相邻对经由耦合腔进行耦合，所述至少一个耦合腔包括旋转非对称元件，所述旋转非对称元件是可旋转的从而改变由该腔提供的耦合并从而选择能量。其还可以包括适于控制其操作并且控制非对称元件的旋转的控制装置，所述控制装置被布置成以脉冲方式操作该加速器并且在脉冲之间旋转非对称元件以控制接连脉冲的能量。一般地，我们优选非对称元件的旋转在线性加速器的操作期间是连续的。 [0011] 靶优选地包含至少一个第一材料的暴露区和/或至少一个第二材料的暴露区。合适的材料是钨和碳，但是其它材料也将是合适的。这些可以表现为构成靶的材料的不均匀性，诸如碳插入钨衬底中(反之亦然)、碳和钨的交替分段、碳和钨插入第三材料的衬底中、或者涉及除了碳和/或钨之外的或者代替碳和/或钨的其它材料的布置。 [0012] 可替换地或者另外，靶可以在其厚度上具有不均匀性以适应不同的电子能量。厚度差别可以造成感兴趣的重量分布(取决于其空间分布)，这可以通过用插入材料部分、全部或过填充较薄区来进行平衡。 [0013] 大多数X射线装置包括用于x辐射的一个或多个滤波器，诸如平坦化滤波器(flattening filter)和诊断x射线滤波器。通常使这些与被滤波的x射线的能量分布匹配。我们因此提出该装置包括其中存在多个滤波器的滤波器外罩，所述外罩被驱动以与所选择的能量的改变同步周期性地运动，即滤波器实质上使用与上面针对靶所阐述的相同发明概念。 [0014] 因而，本发明还提供一种X射线装置，其包括：线性加速器，适于以至少两个可选择能量之一产生电子射束并且被控制以周期性改变所选择的能量；靶，该射束被引到该靶从而产生x辐射射束；以及滤波器外罩，其中存在用于x辐射的多个滤波器，所述外罩被驱动以与所选择的能量的改变同步周期性地运动。 [0015] 检测器可以位于射束的路径中以采集由射束在其衰减后产生的图像。这优选地由控制装置驱动以与线性加速器的所选择能量的改变的控制同步地操作。 [0017] 现在将参考附图通过举例来描述本发明的实施例，其中； [0018] 图1示出一对加速器腔和在它们之间的耦合腔的视图； [0020] 图4示出用于旋转非对称元件的布置； [0021] 图5示出沿根据本发明的x射线装置的轴向截面；以及 [0022] 图6到图11示出用于图5的x射线装置的靶的可替换设计。 具体实施方式[0023] 我们的申请WO2006/097697A1示出能够从治疗能量实际上“瞬时”地切换到成像能量以允许在治疗期间成像而没有时间上的开销并且利用简单得多的构造的x射线装置的基础。图1示出在WO-A-99/40759和WO2006/097697A1中公开的线性加速器10的耦合腔。射束12经由两个腔之间的轴向孔径(aperture)18从‘第n个’加速腔14传到‘第n+1个’腔16。每个腔也具有半孔径18a和18b以使得当多个这样的结构被堆叠在一起时产生线性加速器。 [0024] 加速腔的每个相邻对也可以经由“耦合腔”进行连通，所述耦合腔允许射频信号沿线性加速器进行传输并因此创建加速电子的驻波。耦合腔的形状和配置影响耦合的强度和相位。在‘第n个’和‘第n+1个’腔之间的耦合腔20以在WO-A-99/40759中描述的方式是可调节的，因为其包括可旋转叶片22所布置于其中的圆柱形腔。如在(娴熟读者所参考的)WO-A-99/40759和WO-A-01/11928中描述的，这允许通过旋转叶片来改变加速单元之间的耦合的强度和相位，原因在于其旋转非对称性。 [0025] 应当注意，叶片是旋转非对称的，其微小旋转将引起如rf信号所“看到”的耦合腔的新且非全等(non-congruent)形状。180°的半旋转将引起全等形状，因此叶片具有特定程度的旋转对称性。然而，更小的旋转将影响耦合并因此叶片没有完整的旋转对称性；为了本发明目的，其因此是非对称的。 [0026] 第n个加速腔14通过固定耦合单元而耦合到第n-1个。其存在于在图1中被示为半单元24的结构中。这与相邻结构中的对应半单元配合。同样，第n+1个加速腔16通过由半单元26和相邻结构中的对应半单元制成的单元而耦合到第n+2个这样的单元。 [0027] 辐射典型地近似每2.5ms以大约3微秒的短脉冲从线性加速器中产生。为了改变已知线性加速器的能量，即通过上面描述的可旋转叶片或者通过其它先前已知的装置来关掉线性加速器，进行必要的调节并且重新启动线性加速器。 [0028] 根据本发明，使得可旋转叶片22以与线性加速器的脉冲率相关的周期连续地旋转。因此在这个示例中，周期是2.5ms，即每秒400转或24000rpm。然后在叶片的特定位置或旋转的特定相位处产生该辐射。给定线性加速器仅在0.12％的时间是活动的，则叶片将(至多)旋转通过略小于半度并因此实际上将如rf信号所“看到”的那样是静止的。 [0029] 线性加速器脉冲的这个相位可以容易地从一个脉冲改变到下一个。这因此允许能量从一个脉冲切换到下一个，原因在于改变相位与选择不同的叶片角相关。 [0031] 图2示出这样的系统的使用的实际方面。如在电压驻波比(VSWR)对叶片角图中可以看到的，在100°-120°和280°-300°的角度范围中存在两个“危险区”，其中波导欠耦合。它们应当通过使用合适的控制机构来避免。 [0032] 在120°-280°的工作范围内，在根据叶片角调节输入功率以维持电场恒定方面是有益的。这主要是由于整个波导的VSWR随叶片角而变化的事实。图3示出在不同角度下所需的输入功率(在括号中)以及在沿线性加速器的200mm处的可调节耦合单元后形成的变化电场。这些变化电场转化为由线性加速器产生的电子的变化能量。注意，在264°时在可调节耦合单元后的电场被颠倒；这使电子减速并产生极低的诊断能量，如在WO-A-01/11928中所描述的。 [0033] 这个构思也可以用来伺服(servo)实际射束能量以考虑其它系统中的变化。 [0034] 改变脉冲间(pulse to pulse)能量的能力可以用来控制脉冲间深度剂量剖面(profile)。这可能对扫描射束机器有益处，其中改变跨域辐射场的能量的能力可以用来产生钝圆形的(less rounded)等剂量线。 [0035] 能够如此迅速地改变能量的进一步优点将是当处于电子模式时改变治疗射束能量，从而扩展所辐射体积以接收100％剂量。这也可以用于能量调制电子治疗(EMET)或者调制电子放射疗法(MERT)技术中。电子能量以及可能地散射箔的快速切换可以使得这些技术能够被更快速地递送，假设可以提供合适的电子射束准直。 [0036] 图4示出可以通过其连续地旋转叶片22的可能机构。叶片当然确实位于抽成真空的体积中，所以显然可以用适当的密封件来提供合适的轴以从在抽成真空的体积外部的电动机传送旋转。可替换地，如图4中示意性示出的，可以提供磁控制系统。在这种布置中，给叶片22的任何一端提供磁极化部28、30。然后，在真空密封32外部，提供电线圈34、36等等的阵列。这些然后可以以步进电动机的方式与极化部28、30相互作用。 [0037] 上面的描述允许以可选择的能量产生电子射束。这然后可以通过把电子射束引到合适的靶而被转换成x射线射束。根据已知的x射线产生原理，这产生的x射线射束然后可以被准直(等)以产生治疗上或诊断上有用的输出。 [0038] 这样的潜在问题在于通常鉴于所涉及的电子和x射线能量来选择靶。例如，低能诊断射束(即包括诸如具有低于200KeV的能量的低能光子的射束)可以通过把兆伏电子射束引到较薄或较低原子序数靶——碳就是一个示例(参见D.M.Galbraith，″Low-energy imaging with high-energy bremsstrahlung beams″，Med.Phys.16(5)，734-46(1989))而从该兆伏电子射束产生，而高能治疗射束是通过把合适的电子射束引到较厚或较高原子序数靶——钨就是一个示例而产生的。虽然可以选择折衷靶材料，但是通过使靶材料与所选择的能量匹配，可获得更好的射束质量。 [0039] 事实上，在这样的情况下，碳靶起两个作用——产生光子以及移除原本会增加患者皮肤剂量的电子。在极低的能量(大约400KeV)下，大多数光子能够由电子窗口本身引起，因此碳靶功能的重要部分是充当电子滤波器。 [0040] 这可以如图5所示的那样完成。线性加速器包括一系列连续加速单元102、104、106、108等等。在单元106和108(第三和第四单元)之间存在可变耦合单元110，其根据图1的可变耦合单元20的原理进行设计并且包括如关于图4所描述的连续旋转叶片112。 加速器被包围在真空外壳(enclosure)114内，该真空外壳114具有输出窗口116，由线性加速器100产生的电子射束通过该输出窗口116。射束然后撞击靶118。 [0041] 靶118一般是圆盘形的并且被安装在中心轮轴(axle)120上，该中心轮轴120由外部电动机(未示出)驱动以便靶118旋转。靶118和轮轴120相对于线性加速器100进行定位以便电子射束撞击靶上的偏离中心安装轮轴120的位置。因此，当靶118旋转时，相对窄的电子射束将在圆形路径上的一点或多点处通过圆盘形靶。 [0042] 靶118是旋转非对称的，并且包括由不同材料制成的不同区域。因此，当电子射束撞击靶118的不同部分时，在撞击点处呈现不同的靶材料。因此剩下要做的事只是控制旋转和/或脉冲定时以使得不同能量电子射束的接连脉冲碰到靶118上的适当位置。 [0043] 图6到图11示出靶118的不同可能设计。图6示出由两个半圆盘124、126构造的简单靶122，每个半圆盘在俯视图中是半圆形的。在这个示例中，一个是钨而另一个是碳，并且这两个沿其直的边缘被接合以形成单个圆盘形靶122。当其旋转时，其将W或C位置交替地呈现给撞击电子射束128。假设靶122的旋转与变化能量脉冲同步，则适当的靶材料将因此在适当的时间被呈现。 [0044] 图7示出靶130的可替换设计。不是被分成两半，这个靶130被分成四个四分之一。交替的四分之一具有交替的材料，因此当靶130旋转时，电子射束在靶130上所遵循的路径132穿过钨四分之一134，其然后由碳四分之一136替代、然后由钨四分之一138替代、然后由碳四分之一140替代，其然后在整个旋转后由最初的钨四分之一134替代。以构造复杂度的略微增加为代价，其允许靶的旋转速度减半。 [0045] 自然，可以提供更大数量的分段以便允许更进一步地减小旋转速度。诸如6、8、10之类的偶数分段(等)将适合其中提供两种靶材料的布置，但是其它数量可以适合于使用三个或更多不同靶材料的布置，或者可以以此方式调节靶几何形状以适应脉冲定时的周期性变化。例如，如果输出能量的变化被用来控制辐射的深度贯穿，则可以对在旋转叶片112的不同位置提供偶然脉冲的选项做出规定以便允许这样的第三能级。这将处于不同的相位点，并因此可以被制成对应于靶的不同分段。 [0046] 图8示出靶142的进一步形式，其中较大的钨区144和较小的碳区146被接合以形成圆盘形靶142。因此，这两个分段之间的接合是锐角，其中较大的钨分段占据大约240°而较小的碳分段为其余部分。电子射束在靶142上所追踪的路径150因此在钨分段144上停留更长；这在治疗射束能量要被改变的情况下可能是有用的，因为这将需要等待旋转叶片112的略微不同位置以及因此不同的相位点；钨分段144的较大区允许一定宽容度(latitude)以顾及定时的这一变化。当然，如有时所需要的，如果要提供多个诊断能量，则可以可替换地提供较大的碳分段。 [0047] 图9示出潜在更耐用的靶152，其中较小的碳圆盘154被插入在较大的钨圆盘156中的合适孔径内。当靶152旋转时，碳圆盘154更牢固地保持在钨圆盘156中，同时电子射束所追踪的路径158仍然在碳和钨之间交替。材料当然可以根据需要进行颠倒。 [0048] 图10示出图9的靶的较慢旋转版本160。钨圆盘162具有若干孔径(在这种情况下为三个)，其中放置碳圆盘164、166、168。因此，当靶160旋转时，电子射束的路径170同样在钨和碳之间交替但是在一个旋转中这么做若干次。因而，旋转速度可以被减小。自然，更大或更少数量的插入物164、166、168可以根据需要来提供，和/或颠倒这些材料。 [0049] 图11示出靶172的略微不同设计。衬底174一般是圆盘形的，并且可以为任何具有合适机械属性的材料。两个大体半圆形的插入物176、178被提供在衬底174中，一个是钨而另一个是碳。当靶172旋转时，电子射束所追踪的路径180交替地从钨插入物176穿到碳插入物178。当射束路径从一个穿到另一个时，其短暂地越过衬底材料，但是预期脉冲定时将被调整以使得这样的“交叉(crossover)”时间不被选择用于脉冲，因为脉冲定时的微小误差可能导致错放该射束。 [0050] 根据图6到图11的一般几何形状或其它形状，可以采用插入物的其它几何形状。同样，可以采用图6到图11的靶的其它旋转非对称的几何形状。 [0051] 应当强调的是，其它材料可以用于靶的活动区域。在上面的讨论中钨和碳已被用作示例，因为它们是最常见的选择，但是其它材料也是合适的。 [0052] 返回到图5，在旋转靶118处产生的x射线射束182然后通常由主准直器184进行限制。正常情况下，射束将在这一点处被滤波，诸如以使其平坦化或用于诊断目的。诊断x射线滤波器通常由铝制成并且使得能够调节x射线射束的质量，例如以从x射线射束中移除极低能光子(＜30KeV)并从而减少患者皮肤剂量。同样，滤波器典型地将特定于射束能量，从而如果射束能量变化则呈现潜在的困难。 [0053] 因此，平坦化滤波器可以被省略或者用均匀材料所替代并且采用非平坦化射束(根据一般已知的原理)。 [0054] 可替换地(如所示)，可以提供旋转滤波器外罩186。这是承载多个滤波器(通常为两个)的圆盘形衬底，所述滤波器以一定角度位置位于衬底中以便当从靶118发射特定能量的脉冲时，通过旋转滤波器衬底186来呈现适当的滤波器。如果在这个外罩中使用平坦化滤波器，则要求其被准确地定位。使用非平坦化射束具有使用均匀滤波器或不使用滤波器的优点，所述滤波器的位置不是关键。 [0055] 从那里，射束然后通过离子腔188、多叶准直器190以及块准直器192和/或诸如为x射线装置被用在其中的特定应用所需的这种准直。图5也示出放置在射束的路径182中的反射镜194；这可以用来沿射束路径182投射来自灯196和滤波器198的可见光并因此检查对准、患者定位等等。 [0056] 将需要至少用于诊断辐射的某种形式的检测器。一系列平板检测器是合适的，并且许多能够经受将透射通过患者的较高能量治疗辐射。具体而言，GEM(气体电子倍增器)检测器、固态和CCD检测器、以及基于CMOS技术的有源像素传感器可能是合适的并且至少一个可以位于射束路径上，其中患者在它和图5所示的装置之间。 [0057] 合适的检测器可以基于在US 6,429,578 B1，WO 2005/120046和EP1762088中、在由Janina 于2006年3月17日向斯德哥尔摩大学提交的论文″New Efficient Detector for Radiation Therapy Imaging using Gas Electron Multipliers″(ISBN91-7155-218-9)中以及在Costas Arvanitis，Sarah Bohndiek，Gary Royle，Andrew Blue，Huang XingLiang，Andy Clark，Mark Prydderch，Renato Turchetta和Robert Speller的文章″Empirical electro-optical and X-ray performance evaluation of CMOS active pixels sensor for low dose，high resolution X-ray medical imaging″，Medical Physics 34(2007)4612-4625中描述和说明的技术。有源像素传感器在可从http://medicalphysicsweb.org/cws/article/research/31467获得的文章中被讨论。这些文档的内容被并入本文以供参考，并且读者应当明白本申请应当结合这些文档进行阅读，这些文档的内容可以通过对本申请修改的方式加以使用。 [0058] 这个示例的检测器与切换能量同步操作。为了仅从低能脉冲捕获图像，检测器可以在高能脉冲之后被立即复位。可替换地，为了捕获低能图像和射野图像这二者，检测器可以在适应于每个能量的模式之间与能量切换同步地进行切换。 [0059] 当然要理解，在不偏离本发明的范围的情况下可以对上面描述的实施例做出许多变化。 |
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