在使用放射疗法治疗癌症和其它疾病时，大功率的合适放射线束被引向患 者的受感染区域。该束易于杀死在其路径上的活细胞，因此其用于杀死癌细胞， 因而非常期望确保放射线束正确对准。做不到这一点就会造成患者健康细胞的 不必要损坏。
使用若干种方法检查对准的情况，并且一些设备例如ElektaTM SynergyTM 设备采用两个辐射源，一个能产生治疗束的高能加速器和一个产生诊断束流的 低能X射线管。两个辐射源都安装在同一个可旋转台架上，隔开90°。每个辐 射源具有相关的平板探测器，分别用于入口图像和诊断图像。
在我们的早先申请WO-A-99/40759中，描述了用于线性加速器的新耦合 单元，其允许产生的束流能量比迄今为止的都更容易变化。在我们随后的申请 WO-A-01/11928中，描述了该结构如何在能够产生高能治疗束流的加速器中产 生适合于诊断的极低能量束流。这些现有技术公开内容的两份公开内容因而组 合在一起作为参考。读者应当注意本申请发展了在那些申请中阐述的原理，因 此应当结合本申请阅读那些申请，并且应当结合那些公开内容来形成本申请公 开内容的一部分。
发明概述
ElektaTM SynergyTM装置运行良好，但是因为需要某些部分有效地复制，对 该结构进行重复来获得诊断图像。此外，必须注意保证对准这两个辐射源以便 诊断视图可与治疗束相关。无论如何，这一点看起来是必要的以便可在治疗期 间获得诊断图像以保证按计划进行治疗。
WO-A-01/11928示出了如何调整加速器以产生低能束流而非高能束流，但 是没有详细描述如何能够根据同时治疗和监视所要求的同时产生这两个束流。 典型地，在已知的可变能量线性加速器中，电子束能量限定机构被设置为特定 值，线性加速器在该能量下运行一段时间，然后该能量变成不同的设定值。通 常，为了获得治疗能量就必须以脉冲方式运行加速器，这一点使得在设备消耗 适度的平均功率时可获得极高峰值的rf功率。
因此本发明提供一种线性加速器，包括一系列加速腔，相邻的一对加速腔 通过耦合腔耦合，其中至少一个耦合腔包括可旋转的可旋转非对称元件，从而 改变该腔所提供的耦合。还提供加速器的控制装置，其适合于控制加速器脉冲 的运行和非对称元件的旋转，设置为以非对称元件的控制角度产生脉冲以控制 连续脉冲的能量。因此如果需要可从一个脉冲到下一个脉冲改变能量。
实现这一点的有利方法为在线性加速器的运行期间连续旋转非对称元件。 然后，控制装置仅仅需要调整连续脉冲的相位，从而在脉冲的短暂持续期内可 “看到”该非对称元件处于需要的位置。加速器的脉冲速率可以名义上与非对称 元件的旋转速度相同，但是如果后者具有一定程度的旋转对称性(尽管不是完 全的旋转对称)，则可将旋转速度设置为脉冲速率的1/n倍，这里n为旋转对称 的程度。因此，在例如WO-A-99/40759的情况中，其中非对称元件为平叶片， 其将具有2(表示半旋转将使其处于基本上不可分辨的状态)的旋转对称性而 转速可以是脉冲速率的一半。
实际上，某些非对称元件的角度比其它元件更不可靠。因此，优选该控制 装置包括当非对称元件处于某方向时防止加速器运行的机构。
一般地，加速器的阻抗可随着所包含的各单元的耦合而变化。如果将控制 装置设置为根据rf脉冲时非对称元件的角度调节输送到加速器的rf功率，则可 解决这个问题。
WO-A-99/40759装置的主要优点为在清空装置的环境下旋转耦合容易得 多。其实，在连续旋转设备的环境下，会出现其它可能。轴可通过真空密封。 但是我们优选这种布置，其中在加速器真空部内设置非对称元件并通过与真空 部的外部部件之间的电磁作用而旋转非对称元件。因此和驱动相关的部件不需 要经过真空密封。这可通过在非对称元件上提供至少一个磁极化元件以及在真 空部的外部设置至少一个电线圈来实现。尽管不经过(鉴于我们的知识)真空 密封，但是在步进式电动机领域采用这样的布置。
附图简介
现在将通过实例参考附图描述本发明的一个实施例，其中：
图1示出了一对加速器腔以及其间耦合腔的视图；
图2和3示出了加速器的特征曲线，图2示出了线性加速器阻抗随叶片角 的变化；以及
图4示出了旋转非对称元件的设置。
发明详述
在下面的机器中存在明显的临床优势，其束能量可有效地“立即”从治疗能 量切换至成像能量以允许治疗时成像，且不耗时并利用更简单的构造。
图1示出了WO-A-99/40759所公开的线性加速器10的耦合腔。束流12 从“第n个”加速腔14经两腔之间的轴向缝隙18到达第“n+1”个腔16。每个腔 还具有半隙18a和18b以便当将多个这样的结构堆叠在一起时，可产生线性加 速器。
每个相邻的一对加速腔还可经“耦合腔”连通，该耦合腔允许射频信号沿线 性加速器传播并因此产生加速电子的驻波。耦合腔的形状和构造影响耦合的强 度和相位。第n个和第n+1个腔之间的耦合腔20可以以WO-A-99/40759中 所描述的方式调整，因为其包括其中设置可旋转叶片22的圆柱腔。如WO-A- 99/40759和WO-A-01/11928所述(有经验的读者可参考)，由于其旋转非对称 性，这使得叶片加速单元之间的耦合强度和相位通过旋转叶片而改变。
应当注意的是该叶片为旋转非对称，因为其微小旋转将造成rf信号“看到” 的耦合腔新的不适合形状。180°的半旋转将产生合适的形状，因此叶片具有某 种程度的旋转对称性。但是，更少的旋转将影响耦合，该叶片因此没有完全的 旋转对称性；为本发明的目的其因此为非对称。
通过固定耦合单元将第n个加速腔14耦合至第n-1个加速腔。在图1所 示的结构中其表示为半单元24。它与相邻结构中相应的半单元相匹配。同样， 通过由半单元26和相邻结构中相应的半单元组成的单元将n+1个加速单元16 耦合至n+2个这样的单元。
大约每隔2.5ms，通常在大约3微秒的短脉冲内从线性加速器产生射线。 为通过上述可旋转叶片或者通过其它先前已知的装置改变已知线性加速器的能 量，关闭线性加速器，进行必要的调整，并重启线性加速器。
根据本发明，使可旋转叶片22以与线性加速器脉冲速率相关的周期连续 旋转。因此，在该实例中，该周期为2.5ms，即每秒400转或者24,000rpm。然 后在叶片的特定位置或者旋转的特定相位产生射线。假设线性加速器仅仅活动 0.12％的时间，则叶片将(最多)略微转过小于半度并因此将如rf信号所“看到” 的实际上固定。
该线性加速器脉冲的相位能够容易的从一个脉冲变到下一个脉冲。因为相 位的改变与不同叶片角的选择相关，所以其允许能量从一个脉冲切换至下一个 脉冲。
在可调整耦合单元20中，在叶片的任意侧电场不对称。因此可推断，和 上述建议的相比叶片旋转速度可减少2倍，其允许采用少于12,000rpm的旋 转速度。
图2描述了这种系统的实际应用方面。从电压驻波比率(VSWR)对叶片 角曲线可以看出，在100°-120°以及280°-300°的角度范围内存在两个“危险 区”，其中波导未耦合。这些区域应当通过适当的控制机构避免。
在120°-280°的工作范围内，有根据叶片角调整输入功率以维持电场恒定 的好处。这主要是因为整个波导的VSWR随着叶片角改变。图3示出了不同 角所需要的输入功率(括号内)，以及在沿线性加速器200mm的可调整耦合单 元后发展的变化电场。这些变化电场转换为线性加速器所产生的电子能量变 化。注意调整耦合单元后在264°的电场是相反的；这使电子减速并产生如 WO-A-01/11928所述的极低诊断能量。
该思想还可用于伺服束流的实际能量以考虑其它系统中的变化。
随着脉冲不同而改变能量的能力可用于控制不同脉冲的深度剂量剖面。这 一点对扫描束流机器有利，这里改变跨过辐射场能量的能力可用于产生X-Z 和Y-Z方向上不全面的等剂量线。
可迅速改变能量的另一个优点为当处于电子模式时改变治疗束能量，从而 扩展接收100％剂量的辐射体积。
图4示出了可使叶片22连续旋转的可能机构。叶片当然处于真空体积内， 因此显然可以以适当的密封提供合适的轴，从真空体积外部的电动机传递旋 转。可选择地，如图4所示，可提供磁控制系统。在该设置中，在任一端对叶 片22提供磁极化部分28，30。然后在真空密封32外提供电线圈34，36等阵 列。然后可以以步进电动机的方式使这些部件与极化部分28，30相互作用。
当然可理解，可对上述实施例进行许多改变而不偏离本发明的范围。例如， 图4的设置可应用于叶片本身或者设置在一侧并离开耦合单元的分离结构。这 样的设备然后经完全位于真空体积内的轴将旋转扭矩传送至叶片，从而保持电 动机磁场离开线性加速器而不必通过真空密封传递旋转。