在使用放射疗法治疗癌症和其它疾病时，大功率的合适的放射束被 引向病人的被侵袭的区域。所述放射束易于杀死在其通路中的活的细胞， 因而其用于杀死癌细胞，因此，非常需要保证放射束正确地对准。不能 对准便可能导致不需要地破坏病人的健康细胞。使用若干种方法检查对 准的情况，一种重要的检查是使用所谓的“入口图像”(portal image)。 这是一种在短的辐照期间通过在病人下方放置照相底板或电子成像底板 而形成的图像。放射束被病人的内部器官和组织衰减，在底板上留下图 像。然后，在完成治疗之前或者在放射一定剂量之后可以进行检查，以 便确保正确地对准。
然而，解释入口图像是极其困难的。达到有用治疗效果所需的放射 束的能量比用于医学成像的能量大得多。在这些较高的能量下，骨骼和 组织结构之间的相对衰减具有较小的比例，这使得入口图像具有差的对 比度。因而难于辨别病人体内的结构。
一些现有的放射治疗装置包括第二放射源，其适用于产生低能量的 放射束，用于产生入口图像。所述第二放射源通常被置于主加速器的旁 边并和其平行，或者以这样一个角度安装，使得整个装置围绕病人转动， 从而使第二放射源对准以便形成入口图像，然后，把装置转动到原处进 行治疗。这两种布置在保证在主加速器和第二放射源之间的足够的调整 方面存在困难。
迄今不可能简单地减少主(治疗)加速器的能量，因为这必须在相 对论的方式(relativistic mode)下操作，以便维持放射束的质量。如果最后 的放射束能量太低，则放射束在加速器的早期部分将成为非相对论性的， 不能进行满意的操作。
本发明概述
因此，本发明提供一种加速器，其包括被设置来输送放射束的多个 加速单元，相邻的加速单元由耦合单元链接，所述耦合单元被设置来决 定在各个相邻的加速单元中的电场之比，其中至少一个耦合单元能够在 正比和负比之间切换。
这种加速器作为放射治疗设备的一部分特别适用于治疗，因为通过 加上负比使相位改变被有效地插入E电场中，这意味着放射束将遇到在 相继单元中的反向电场，而且实际上将被减速。结果，在早期的单元中 可以产生放射束并被聚束，同时在相对论能量下加速，并且然后在较晚 的单元中能量被放出，从而使放射束能量下降例如在100和300KeV之 间。尽管这样低的输出能量，放射束基本上在加速器的相同长度上是相 对论性的，如前所述。这样大小的能量可以和诊断X射线相比，其中具 有骨结构的高得多的对比度。因而，这种加速器可用于拍摄千伏的入口 图像。
最好是，此可切换的耦合单元包括一含有导电元件的腔体，所述导 电元件可以围绕垂直于束轴线的轴线转动。这是更优选的，如我们的早 期申请PCT/GB99/00187所述，请专门参考该专利，并且该专利的内容 在此列为参考。对于在本申请提出的特征和在所述专利中提出的特征的 组合可以寻求保护。
本申请同样涉及加速器的使用，其中设置有多个加速单元用于输送 放射束，并且相邻的加速单元由耦合单元链接，所述耦合单元被设置来 决定在各个相邻的加速单元中的电场之比，其中至少一个耦合单元在正 比和负比之间切换。
此外，本申请涉及一种加速器的操作方法，在所述加速器中设置有 多个加速单元以输送放射束，并且相邻的加速单元由耦合单元链接，所 述耦合单元被设置来决定在各个相邻的加速单元中的电场之比，其中至 少一个耦合单元在正比和负比之间切换。
附图简述
下面以举例方式参照附图说明本发明的实施例，其中：
图1是常规直线加速器的示意图；
图2表示在图1的加速器中所需的电场；
图3表示由被加速的电子“观察”到的典型的电场；
图4表示按照本发明的直线加速器；
图5表示在图4的单元108和两个相邻的耦合单元之间的各个耦合 系数的改变，并且表示当导电元件(叶片)转动时，这些耦合系数的定 量的改变；
图5a，5b提出对图5的解释；
图6表示由用于图4的具有对于降低的E-电场设置的可转动元件的 加速器的电子看的电场；
图7表示具有对于升高的E-电场设置的可转动元件的类似的电场； 以及
图8表示具有对于反向的E-电场设置的可转动元件的另一电场。
实施例的详细说明
参看图1，常规的加速器100具有一系列的加速单元，例如102。它 们被设置成一直线阵列，并通过在每个加速单元中心线上的孔104连通。 加速的电子束沿着所述通路通过每个加速单元。耦合单元例如106被设 置在相邻的加速单元之间，并在加速单元之间提供rf度的耦合。所述耦 合对在加速器中由外部装置(未示出)建立的rf驻波进行调节。
一般地说，对于任何类型的每个加速单元，从第一个加速单元开始 被连续地编号。因而在第一和第二加速单元之间的第一耦合单元是单元 2。然后，第二加速单元是单元3。这如图1所示，并且得到具有奇数编 号的的加速单元和具有偶数编号的耦合单元。
图2表示在单元中的所需的rf图形。应当记住，所示的图形表示在 某个时刻的驻波，因而在一特定位置的实际的E电场在图2所示的最大 值和反向电场之间振荡。理论上，所述电场在单元1中是正的，单元2 中是0，单元3中是负的，单元4中是0。然后，其重复这个图形，在耦 合单元中是0，并且在相继的加速单元中具有交变的极性。加速器的尺寸 被和rf驻波的频率相关地确定，使当加速的电子从一个单元到另一个单 元运动时，例如从单元23运动到到单元25时，所述驻波将完成一个半 周期。结果，当电子到达单元25时，在单元25中的E电场的值和电子 在单元23中时的值相反。因而，在每一个加速单元中，就电子看来，E 电场是正的，因而，在电子的行进过程中，电子在每一个加速单元中将 一直从E电场获得能量。
在后一个加速单元中，电子的能量给予其运动相对论性。因而，当 其获得能量时，其速度基本保持恒定而与其增加的动能无关。这使得在rf 驻波和行进的电子之间的相位关系保持固定。因此，重要的是使放射束 保持相对论性，因为否则电子将和rf驻波失去同步。因此，不可能通过 减小加速度(即rf功率)来减小放射束的输出能量，因为虽然在理论上 放射束在输出时应当是相对论性的，但是在加速器的基本长度上其是非 相对论性的，因此放射束将失去相位同步。
图3表示在电子通过加速器期间所述电子观察到的基本上真实的E 电场的曲线。可以看出，具有若于个相应于加速腔体的中心的点，其中E 电场很强而且是正的。在这些区域之间电场很小，而且可以忽略。在单 元内，电场接近所需的电场。
图4表示按照本发明的直线加速器。单元10由一个可变的耦合单元 108代替了，单元108包括一基本上圆柱形的腔体110，其垂直于加速器 的轴线排列，其中放置一可转动的叶片112。这在我们的早期申请 PCT/GB99/00187中说明了，读者可以参考所述专利。如所述专利申请中 所述，这种结构使得能够获得耦合系数比的宽的范围。不过，现在进一 步看出，这种结构事实上可以产生一个负的耦合系数比，如图5所示。 图5表示当叶片转动360°时耦合系数和它们之间的比。从图中可以看出， 在叶片的某个角度范围内，两个耦合系数具有相同的符号，因而它们之 间的比是正的，但是在其它的叶片角度范围内，耦合系数具有不同的符 号，因而所述的比是负的。
正是因为这种结构能够产生或者是相同符号或者是相反符号的耦合 系数，使得直线加速器的两部分或者两者都能提供粒子的加速，或者其 中一部分提供加速，而同时另一部分提供粒子的减速。
在一些区域中，所述的比的确很大，因而在这些区域中加速器可能 很不稳定。不过，在其它的区域，例如按照所示的比例在30°和180° 之间，所述的比可以在一中等的正值和一中等的负值之间平滑地改变。
图5a，5b说明这是如何产生的。在腔体内，整个电磁场EM图形的 方位由叶片112的位置决定，因为(例如)E-电场的电力线(114)必然 遇到垂直的导电表面。不过，在加速单元和耦合单元之间的RF耦合主要 是磁的，按照所述的场是进入纸面或从纸面出来所述H-电场的轴线由箭 头端部(×和·)表示。
因而，当叶片112在连接加速单元和耦合单元的端口116，118之间 时(图5a)，每个端口将看到一个相同极性的(例如两个×)H-电场， 从而在耦合单元的上游和下游产生正的耦合系数比和电子加速度。一般 地说，这些加速场强按照叶片的精确的角度设置而不同。
当叶片112跨过端口116，118时(图5b)，由端口看到的H-电场 的极性是相反的(例如·和×)，从而产生负的耦合系数比，因而在耦 合单元的上游电子加速而在下游则减速。
图6和图7分别表示大于单位1和小于单位1的耦合系数比对加速 单元E电场的影响。在图6中，于单元10之后，由加速的放射束受到的 电场下降，因此放射束将获得较小的能量，因而输出能量变小。在图7 中，于单元10之后，由加速的放射束受到的电场增加，因此电子束将获 得更多的能量，因而输出能量变大。这说明PCT/GB99/00187的设备能 够改变放射束的输出能量。
图8表示负耦合系数比的影响。从单元9到单元11的E电场是相反 的，因而在rf驻波中得到有效的相位改变。因而，来自单元11的电场向 前，放射束受到一个使其减速的E电场，即放射束向E电场释放能量。 因而，束输出确实可以具有非常低的能量。这使得可以得到具有足够对 比度的入口图像(portal image)。
过去一直试图借助于使rf电场和放射束分离在rf电场中插入相位变 化，并插入附加的半波长通路，但是在重新合并(reuniting)rf和放射束 时产生很大困难。这种结构完全避免了这些困难。
当然非常明显，不脱离本发明的范围，本领域技术人员可以对上述 装置作出许多改变和改型。