放射治疗装置
阅读：633发布：2020-05-14
专利汇可以提供放射治疗装置专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且为 治疗 MV源实现一致的探测KV源-所谓的“射束视 角 ”源是期望的。已建议使用来自 电子 窗口的轫致 辐射 ；我们提出用于实现此的实际结构，其可以在治疗束和射束视角诊断束之间容易地切换，能够提供良好的图像 分辨率 。该辐射源包括电子枪，位于由所述电子枪产生的射束的通道中的一对靶，所述一对靶中的一个靶是具有比其他材料更低的 原子 序数的材料，以及可从所述射束的通道插入并取回的电子吸收器。在优选形式中，电子枪在 真空 室中，以及该一对靶位于所述真空室的边界。所述较低原子序数的靶可以是镍以及较高原子序数的靶可以是 铜 和/或钨。所述电子吸收器可以是 碳 ，并可以位于主 准直 器 内，或在可交换地位于所述射束的通道中的多个主 准直器 之一内。这种辐射源可以被包括在本 发明 进一步涉及的 放射治疗 装置内。可以为低能X-射线而不是高能X-射线优化用于该源的平板成像设备。因此，基于碘化铯的板是合适的。，下面是放射治疗装置专利的具体信息内容。
1.一种辐射源，所述辐射源包括电子枪，每个都位于由所述电子枪产生的射束的通道中的一对靶，所述一对靶具有不同的发射特性，以及可从所述射束的所述通道插入并取回的电子吸收器。
2.根据权利要求1所述的辐射源，其特征在于，其中一个靶是镍的。
3.根据权利要求1或2所述的辐射源，其特征在于，其中一个靶是铜、钨、以及包括铜和钨的组合物中的至少一个。
4.根据前述权利要求中的任何一个权利要求所述的辐射源，其特征在于，其中所述电子吸收器包括比所述靶更低原子序数的材料。
5.根据前述权利要求中任何一个权利要求所述的辐射源，其特征在于，其中所述电子吸收器是碳、铍和铝中的一个。
6.根据前述权利要求中的任何一个权利要求所述的辐射源，其特征在于，其中所述电子吸收器是石墨的。
7.根据前述权利要求中的任何一个权利要求所述的辐射源，其特征在于，其中所述电子枪在真空室内，并且所述靶中的至少一个被位于所述真空室的边界处。
8.根据前述权利要求中的任何一个权利要求所述的辐射源，其特征在于，所述辐射源进一步包括位于在所述靶之后的所述射束中的主准直器。
9.根据权利要求8所述的辐射源，其特征在于，其中所述电子吸收器被位于所述主准直器中。
10.根据权利要求8所述的辐射源，其特征在于，其中存在多个主准直器可互换地位于所述射束的所述通道中，所述主准直器中的至少一个包含所述电子吸收器。
11.根据前述权利要求中的任何一个权利要求所述的辐射源，其特征在于，其中一个靶对于所述射束实质上是透明的。
12.根据前述权利要求中的任何一个权利要求所述的辐射源，其特征在于，所述辐射源进一步包括蝶形滤光器和诊断滤光器中的至少一个，所述或每个滤光器是可选择地位于所述射束的所述通道中。
13.根据前述权利要求中任何一个权利要求所述的辐射源，其特征在于，所述辐射源进一步包括可延伸到所述射束的所述通道中由此以对其限定的至少一个可调整的准直器，所述可调整的准直器被调整尺寸以实质上衰减兆伏X-射线束。
14.一种放射治疗装置，所述放射治疗装置包括根据前述权利要求中的任何一个权利要求所述的辐射源。
15.根据权利要求14所述的放射治疗装置，其特征在于，其中所述辐射源围绕位于所述射束的所述通道中的水平轴是可旋转的。
16.根据权利要求15所述的放射治疗装置，其特征在于，其中所述水平轴垂直于所述射束。
17.根据权利要求14-16中的任何一个权利要求所述的放射治疗装置，其特征在于，所述放射治疗装置进一步包括在所述射束的所述通道中的平板成像装置。
18.根据权利要求17所述的放射治疗装置，其特征在于，其中所述平板成像装置包括闪烁器层。
19.根据权利要求18所述的放射治疗装置，其特征在于，其中所述闪烁器层包括碘化铯、钆硫氧化物和钨酸镉中的至少一个。
20.根据权利要求14-19中任何一个权利要求所述的放射治疗装置，其特征在于，所述放射治疗装置进一步包括所述源和所述平板成像装置之间的患者支架。
21.根据权利要求15-20中的任何一个权利要求所述的放射治疗装置，其特征在于，所述放射治疗装置进一步包括被编程为使用由所述辐射源产生的X-射线辐射以获得多个二维图像的控制装置，以及适用于重构那些图像以形成三维CT数据集的重构装置。
22.一种用途，用于在具有电子窗口和可互换地位于所述电子射束的通道中的X-射线靶的放射治疗装置中，使用由所述电子窗口发射的X-射线辐射，产生用于锥束CT扫描的图像。
23.一种实质上如此处参考和/或如附图中所示而描述的辐射源。
24.一种实质上如此处参考和/或如附图中所示而描述的放射治疗装置。
放射治疗装置
技术领域
背景技术
[0002] 将放射治疗准确发送到患者取决于许多因素，包括准确确定患者的当前位置，根据他们的整体外部位置和要被辐射或避免辐射的内部结构的位置两者。因此，一些形式的研究的X-射线装置是放射治疗装置的重要部分。
[0003] 假定所述装置自身能够产生X-射线束，可能会认为该装置可以被用作探测源。然而，所述治疗束典型地处于高能(在MV范围内)并因此图像对比度较差以及发送给所述患者的剂量(dose)相对较高。与在较低能量处应用的衰减系数相反，在较高能量处应用的衰减系数导致差的对比度。在较高能量处时，骨骼和组织的系数是相似的，由此限制了可能获得的潜在的对比度。
[0004] 因此，为了研究的目的，使用较低的能量束是期望的。具有KV范围内的能量的束可以被更容易地检测，向患者施加较低的剂量，并且交互主要借助于光电效应。后一效果取决于原子序数，以及骨骼(20Ca)和水(1H和8O)之间的巨大差别因此允许好的多的图像对比度。
[0005] 然而，单独的KV X-射线源存在各种工程上的困难。这种源固有地向所述装置增加了附加的成本和复杂性。而且，空间间隙需求规定了这种源沿着从治疗束轴偏移90°的轴观察所述患者。因此，当所述治疗源绕所述患者旋转时，所述诊断源被类似地旋转。这些轴需要被校准，并且需要被保持成一直线。
[0006] 因此，为治疗MV源实现一致的探测KV源-所谓的“射束视角(beams-eye-view)”源是期望的。然而，这不是普通的步骤。Galbraith(“Low-energy imaging with high-energy bremsstrahlungbeams”，Medical Physics Vol.16No.5，Sep/Oct1989pp734-746)报导用低Z碳或铍靶简单取代钨或铜靶允许产生可以被用于诊断的低能束。Galbraith也发现电子束将与电子窗口交互以产生能用于成像的轫致辐射。加速器典型地通过产生高能电子束而工作，这被允许撞击靶以产生X-射线。在Galbraith的情况中，电子束借助于铝外壳内的“电子窗口”从其真空外壳移动到空气。Galbraith发现在操作此时，所述射束产生X-射线。通常，这将被常规治疗靶吸收，但在没有靶的情况下其可以自由用于诊断。
[0007] Galbraith的将电子窗作为靶的建议也使得假设的患者受到电子束主要部分的辐射。Galbraith总结如下：因为将所述方法应用于标准加速器“通常将是困难的任务”，制造商应该在未来的加速器中合并入诊断模式以允许在该方向上的修改，
[0008] Flampouri 等 人 (“Optimisation of megavoltage beam anddetectorcharacteristics for portal imaging in radiotherapy”，PhD thesis，Universityof London，2003)表明对于MV源用铝靶取代常规钨或铜靶并去除常规的平坦滤光器，以从其他被用于产生适于成像的MV束的装置产生低能束，包括投影射线照相和使用治疗仪的CT成像。
[0009] Zheng等人(“Simple Beamline Modifications for High PerformancePortal Imaging”，8th International Workshop on Electronic Portal Imagine，Brighton，UK，29th June to 1st July 2004)报告对MV源用石墨或铝靶取代常规的钨或铜靶并去除常规的平坦滤光器以从其他被用于产生MV束的装置产生低能束。
[0010] 然而，为了允许靶的可交换性，携带标准的和石墨或铝靶的暗盒位于所述真空外壳之外，并因此与所述源保持一定距离。虽然Zheng引用了Galbraith，但其没有讨论电子束和所述窗口之间的任何交互。
发明内容
[0011] 前面部分中描述的现有技术涉及在电子治疗期间从真空窗口产生适于成像的X-射线[Galbraith]或者涉及使用电子撞击在其上以产生适于成像的X-射线的低Z靶[Galbraith，Flampouri，Zheng]。
[0012] 然而，迄今为止，没有出现能够在治疗束和由所述真空窗口产生的射束视角诊断束之间容易地切换并因此能够提供好的图像分辨率、高的对比度图像和低的患者剂量的设备。
[0013] 此处描述的X-射线产生方法由薄电子/真空窗口(其用作用于撞击电子的X-射线透射靶)构成，并结合低于所述真空窗口的材料的原子序数的电子束吸收器。该电子窗口传送大部分电子束但是具有足够的厚度以至于平均相对少部分的电子能量被沉积并被转化为适于成像应用的有用的轫致辐射。这与常规的成像或治疗靶相反，其中所有的电子都被吸收在所述靶内。较低原子序数的电子束吸收器用于去除通过所述真空窗口传送的剩余电子(否则其会产生不可接受的患者皮肤剂量等级)。此外，取决于产生的X-射线光谱，可以包括诊断滤光器，以通过去除能量近似＜30keV的X-射线而减少皮肤剂量。
[0014] 因此，本发明提供了辐射源，包括电子枪、位于所述电子枪产生的射束的通道内的一对靶，所述一对靶具有不同的发射特性，以及可从所述射束的通道插入和取回的电子吸收器。一般而言，所述靶中的一个是薄的并也将用作所述真空窗口。这样，提供了能够以对患者安全和实用的方式采用将真空窗口用于由Galbraith列举的成像的原理的实用的和可实现的设备。在所描述的实施例中，所述靶可互换地位于所述通道中，但辐射源的其他设计可以不同。
[0015] 在当前的Elekta设计中，所述电子枪在抽空的区域中，并且所述治疗靶位于真空室的壁部中。由所述电子枪加速的电子撞击所述靶并在所述室外产生X-射线束。为了将该装置移出其“治疗X-射线”模式进入其“电子”模式，所述靶被移到一侧，所述电子束之外，并且镍电子窗口移入位置。因此我们建议使用电子/真空窗口作为成像靶；因此，在本发明的优选形式中，所述电子枪在真空室内，并且所述一对靶位于所述真空室的边界处。
[0016] 因此，一个靶(成像靶/真空窗口)优选地是镍或可以形成为相对薄的靶、能够经受电子束电流、以用作真空/空气接口并具有产生轫致辐射的足够厚度但是足够薄以传送轫致辐射光子以便不会自吸收的其他合适的材料(例如，不锈钢，钛)。这种靶能够用作电子窗口(当期望时)以允许所述装置产生治疗电子束。然而，镍或形成为薄靶的其他合适的材料的原子序数属性将允许产生有用的轫致辐射。另一个靶(治疗靶)可以是常规X-射线靶，诸如铜、钨或包括铜和钨的组合物中的至少一个。位于所述真空室外并仅与成像靶结合使用的电子吸收器优选地包括原子序数低于所述真空窗口的材料，诸如碳、铍、铝等。此外，可以包括由铝或其他合适的材料构成的诊断滤光器的使用以减少成像模式中的皮肤剂量。
[0017] 该类型的大多数辐射源包括位于所述靶之后的射束中的主准直器。所述电子吸收器/嵌入件可以位于所述主准直器中或适合接近所述真空窗口的任何其他位置。我们当前的设计包括一对可替换的主准直器，一个与X-射线治疗靶相关联，另一个与镍电子窗口相关联。因此，我们更喜欢有多个主准直器可互换地位于所述射束的通道中，所述多个主准直器中的至少一个包含所述电子吸收器。
[0018] 这种辐射源当然可以被包括在本发明进一步涉及的放射治疗装置中。在该装置中，所述辐射源通常围绕位于所述射束的通道中的水平轴是可旋转的，该水平轴通常与所述射束垂直。我们更喜欢在所述射束的通道中也存在电子成像系统，以及(更优选地)在所述源和所述电子成像系统之间的患者支架。后者可以合并入平板成像装置，其可以为低能X-射线源而被优化而不是高能，对所述高能在该位置中的板通常被优化。因此，基于闪烁晶体的板是合适的。当前的板是基于碘化铯、钆硫氧化物和钨酸镉，但其他材料可能成为可用的。
[0019] 因此，此处所述的X-射线产生方法的优选实施例由薄的真空窗口(其作为用于撞击电子的X-射线透射靶)构成，结合比所述真空窗口的材料更低的原子序数的电子束吸收器；所述薄的真空窗口产生适于成像应用的能量的光子束以及所述电子束吸收器用于去除通过所述真空窗口而被传送的电子(否则其会产生不可接受的患者皮肤剂量的等级)。此外，取决于产生的X-射线光谱，可以包括诊断滤光器以通过去除能量近似＜30keV的X-射线而减少所述皮肤剂量。附图说明
[0020] 现在将参考附图通过示例的方式描述本发明实施例，其中：
[0021] 图1显示了实验性的低Z设置的顶截面的示意图。主散射箔组件在空穴/光子位置，以及辅助过滤器转盘(filter carousel)是空的；
[0022] 图2显示了iViewGT的检测器层；
[0023] 图3显示了在低Z线性加速器的各个阶段处的电子能量流量；
[0024] 图4显示了用于具有20×20场的低Z线形加速器的在SSD＝100cm的能量流量部件；
[0025] 图5(a)显示了用于低Z的深度剂量曲线以及用于20×20cm场的6MV射束；以及5(b)显示了用于具有20×20cm场大小的低Z射束、在1cm深度的曲线，SSD＝95cm。
[0026] 图6显示了用于LowZ/XVI以及6MV/iViewGT组合的固有对比度等级；
[0027] 图7显示了用于XVI和iViewGT板的响应曲线以及用于6MV和低Z射束的光子光谱；
[0028] 图8显示了用于6MV和低Z设置的Monte Carlo计算的源尺寸；
[0029] 图9显示了用于6MV/iViewGT和Carbon/XVI的MTF结果；
[0030] 图10显示了在第一布置中，围绕实际的实施例的靶&主准直器的区域；
[0031] 图11显示了在第二布置中，围绕图10的实施例的靶&主准直器的区域；
[0032] 图12显示了作为放射治疗装置的一部分的上下文中的图11的实施例。
[0033] 图13显示了整体上的放射治疗装置。具体实施例
[0034] 用放射治疗成功治疗癌症需要在位置和强度两者上准确地沉积大量的辐射剂量。为了验证患者在正确的位置，贯穿所述患者的治疗，射野图像惯例地已被获得。这些图像使用兆伏治疗束而被产生并且(不幸地)遭受固有的低对比度。这反过来限制了准确地定位所述患者的能力。准确性的增加可能潜在地导致更高肿瘤控制和/或更低的正常组织并发症以及提高的治疗效益的预期。
[0035] 已提出了用于改进该情况的若干方法，并分为三类。第一方法涉及例如通过在治疗区域中插入基准标记来改变所述对象属性。第二，可以进行对成像设备的改进，以及第三，可以修改成像束光谱。后者涉及向所述线性加速器附加KV源，在所述线性加速器中集成KV源或向标准线性加速器中引入更低原子序数(Z)的靶。在后三种情况下，所述目标在于产生具有在40和200keV能量之间的高比例光子的成像光谱。在这些能量处，所述光电交互作用占优势，并且因此与在其中Compton散射占优势的标准MV图像相比，骨骼和软组织的对比度被增加。
[0036] 本发明是基于采用薄电子/真空窗口以用作用于撞击电子的X-射线透射靶，结合原子序数低于所述真空窗口的材料的电子束吸收器以及可能的诊断滤光器。该布置导致具有显著低于所述治疗束的平均能量的轫致辐射产生。薄的高Z检测器的使用可以被用于成像线性加速器光谱的较低能量部分。其涉及通过降低射束能量、修改X-射线靶以及使用线性加速器部件成形射束并优化检测器以成像所述射束的组合的线性加速器配置，用于使用修改的射束以改进图像质量的CT成像。
[0037] 射束视角成像系统的实施在多篇文献中有所不同。Galbraith(1989)主要使用实验技术以利用厚的低Z靶产生薄对象的高对比度图像。使用对诊断范围中的能量敏感的薄膜获取该图像。Ostapiak等人(1998)和Tsechanski等人(1998)研究使用Monte Carlo方法调整靶的厚度和成分。然而，他们没有如Flampouri等人(2002)研究使用Monte Carlo方法的全景成像系统。Flampouri等人(2002)推演出最优靶为6mm的铝而Tsechanski等人(1998)使用1.5mm的铜。所有之前的研究在实施系统的方式上不同。特别注意的是：在每个研究中使用不同的线性加速器类型和模型，其随后影响所述低Z靶的定位。Galbraith(1989)和Ostapiak等人(1998)将他们的靶尽可能地接近所述电子窗口放置，而Flampouri等人(2002)和Tsechanski等人(1998)将靶放置在所述辅助滤光器转盘中。
[0038] 实验性布置
[0039] 假定低-Z吸收器应尽可能地接近所述真空窗口而被放置，我们已开发出用于成像束的最优设计，而没有所述线性加速器头的较多的重新设计。
[0040] 通过将低Z插件放入高能准直器端口而修改Elekta LimitedPreciseTM治疗系统线性加速器(Elekta Limited，Crawley，UK)。该插件由铝合金椎体支撑的2cm的碳(密度＝1.8g.cm-3)组成，该铝合金椎体固定到所述主准直器的底部上的高能差过滤配件上。所述碳插件的厚度足以阻止从所述电子窗口出现的所有原电子。所述碳插件被放置在所述主准直器中，因为这是其能够被放置的与波导的出射窗(exitwindow)最接近的位置。
[0041] 所述线性加速器在4Mev电子模式中被操作，其中主要的和辅助的散射箔被去除。在射束通道中的仅有的零件(items)是镍电子窗口、碳插件、监测离子室、镜子或聚酯树脂十字细薄片(mirror and Mylarcross hair sheet)。为了增加来自所述线性加速器的剂量率，增加所述电子枪电流以匹配在所述线性加速器的高剂量率电子(HDRE)模式中使用的电流。这将所述射束电流增加到10倍，能够以临床可接受次数(大约1秒)获取图像。该射束电流被使用。因为该模型的线性加速器之前已被寿命试验(life tested)到该等级。
[0042] 所述线性加速器(不包括狭口(Jaws)和多叶准直器)的顶部的示意图如图1所示。这包括通向镍电子窗口12的电子通道10。在所述主散射箔组件14之后，产生的射束与在可旋转的主准直器18之一中安装的2cm的碳滤光器/吸收器16相遇。该碳滤光器/吸收器16由附加在主准直器18上的铝支持器20支撑就位。在所述主准直器18的下面是所述辅助过滤转盘22并且然后是所述离子室24。
[0043] 也可以放置附加的滤光器，包括成像蝶形滤光器(通常出现在CT扫描器中以纠正起因于患者几何形状的射束强度变化)并使用准直器以成形所述射束。这些是治疗器的普通准直系统，诸如多叶准直器或常规狭口准直器。所述电子吸收器的位置可以在距所述电子窗口的各种距离中的一个处，但最好被置于靠近所述电子窗口以维持小的焦点(focal spot)并因此高的空间分辨率。
[0044] 使用组织等效模型，Atlantis(Flampouri等人，2002)被用作不同的X-射线系统的对比度的数量测度。该模型由被水围绕的不同厚度的骨骼等效塑料构成。使用三种水深度：5.8，15.8和25.8cm，以便分别评估头部和颈部、躯干、以及骨盆的对比度。所述水深由0.8cm的透明塑胶密度＝1.03g.cm-3)构成(并且剩余是水，例如5.8cm＝5cm水+0.8cm透明塑胶。该系统的空间分辨率通过分析PIPS原模型(Rajapakshe，1996)和对于头部和颈部的拟人化的人形模型获取的用于数量化图像评估的图像而被评估。
[0045] 由PerkinElmer(Fremont，California，USA)制造的两个间接基于非晶硅的检测器(Antonuk，2002)被采用。也可以考虑Elekta iViewGT电子射野成像器(EPID)和Elekta XVI板。用于iViewGT板(Parent等人，2006)的基本检测层如图2所示(其没有按比例)。这些是：
[0046] 所述XVI板和所述iViewGT板之间的主要不同在于铜板的省略和用钆硫氧化物闪烁体替代柱状掺铊碘化铯(CSI(Th))晶体。iViewGT板通常被用于成像兆伏线性加速射束而XVI板当前被用在ElektaSynergy系统上用于用KV光子成像。
[0047] 所有板被放置在标准兆伏检测器臂内，产生从靶到板表面159cm的距离。使用PerkinElmer X-射线成像软件(XIS)获取图像以及所述板在自由运行模式中运行，即与所述射束发送不同步。所述iViewGT板获取在568ms的图像而所述XVI板获取在142.5ms的图像。选择帧速率以避免在开放域采集期间使所述检测器饱和，并同时得到好的动态范围。在逐像素的基础上使用等式1对所有图像纠正偏移和增益。Icorrected是纠正过偏移和增益的图像，Imeasure是要被纠正的图像，Igain是26×26cm开放域图像，以及Ioffset是当所述板没有被辐照时获取的图像。
[0048]
[0049] 所述低Z线性加速器的特征在于使用CU500E控制器单元和静电计在水箱(ScanditroniX-Wellhofer)内获取深度剂量曲线和轮廓。所述场和基准室是压缩圆柱形离子室，类型为具有0.13cc灵敏体积的CC13(ScanditroniX-Wellho细)。使用Monte Carlo和实验性测量两者获取用于6MV和低Z射束两者的20×20cm场，SSD＝95cm的深度剂量曲线和轮廓。
[0050] 使用DOSXYZnrc模型化前面描述的两种检测器。之前公开的iViewGT板的模型被使用(Parent等人，2006)。这为所述XVI板而被修改，即去除铜板并修改闪烁体类型和厚度。采集图像作为在所述闪烁体中沉积的剂量。光量子传输不被包括，因为在这种情况下它不能预期反映图像属性(Evans等人，2006)。
[0051] 为了研究所述板对于各种输入X-射线光谱的响应，为各种单能的笔形射束模拟在检测器的闪烁器层中沉积的剂量。这些射束在0.001MeV和10MeV之间以log10的等级被均匀地分隔，以便充分采样所述检测器在讨论的能量范围上的响应。
[0052] 通过分析每个骨段中的平均像素值并使用等式2来计算所述对比度。IOcmbone是不具有骨插件(0cm)的Atlantis模型的部分中的平均像素强度，以及IXcmbone是具有Xcm骨插件的Atlantis模型的部分中的平均像素强度。为了取消与倾斜射束相关联的误差并解释所述低Z射束的不平坦特性，通过用相同水厚度之一划分该图像而没有骨插件，Atlantis模型的图像被‘平坦化’。
[0053]
[0054] 图3显示了在线性加速器中对于4MeV电子在不同等级处的电子能量流量的Monte Carlo计算结果。可以看出，显示出电子基本上在电子窗口和辅助过滤转盘之间的空气中散射。电子流量分布在所述辅助过滤转盘处是8cm宽并且因此在该等级用靶形成的任何图像会遭受严重的空间分辨率下降。因此，为了获取高分辨率的图像，所述吸收器不能被放置于远离所述真空窗口。
[0055] 所述低Z线性加速器的Monte Carlo模型显示了来自镍电子窗口的大量光子流量。图4显示了在等中心平面，71％的光子流量来自镍窗口中产生的原光子。表1显示了20×20cm场的中央5×5cm中的属性。
[0056]部件 光子能量流量的％
Ni电子窗口 70.95
主准直器 0.7
碳吸收器 28.23
其他 剩余(0.12)
Ni电子窗口 70.95
主准直器 0.7
碳吸收器 28.23
其他 剩余(0.12)
[0057] 表1-对于具有20×20cm场的低Z线性加速器在SSD＝100cm，5×5cm正方形中的能量流量分摊
[0058] Galbraith(1989)预有准备地使用从ACEL Therac-20加速器中的铝电子窗口产生的光子形成图像，但来自这种光子的分摊没有在随后的低Z论文中被讨论(Flampouri等人，2002，Ostapiak等人，1998，Tsehchanski 1998)。由于镍的高原子序数(Z＝28)和密度(8.9cm-3)，薄的镍窗口中产生大量的光子流量。因为轫致辐射产生与Z2成比例，故所述处理的效率由于高Z、低Z上的镍窗口、碳插件而被显著地增加。
[0059] 在我们的设计中，所述碳吸收器主要用于从射束中去除原电子；作为副产物，其也进一步产生低能轫致辐射光子。必须注意的是，由于所述线性加速器制造商使用的多种不同材料和厚度，来自电子窗口的光子的比例将取决于所用的线性加速器的类型。
[0060] 图5a和5b显示了用于Monte Carlo模拟和实验的低Z射束的深度剂量曲线和轮廓。可以看出所述Monte Carlo和试验结果之间的良好一致，暗示该系统的模型是准确的。如图5b所示，试验射束中存在细微倾斜，并且这可能是由于碳插件中的微小倾斜或由于所述离子室和伺服系统的非标准操作模式。后者受到通常在平坦滤光器中产生的辅助电子的缺少的影响。这导致在所述离子室中缺少电子平衡。6MV数据也被显示，高亮显示所述射束的不同剂量测定特性。对于20×20场，6MV射束dmax是在1.25cm处，而对于低Z射束其是
1.15cm。
1.15cm。
[0061] 图6所示是为Atlantis模型计算的固有对比度结果。可以看出所有的低Z射束系统对标准的6MV/iViewGT系统在对比度上的显著改进。对于薄的5.8cm的模型，使用Lowz/iViewGT系统，1.6cm骨骼的对比度增加到2.42倍，使用LowZ/XVI设置增加到4.62倍。对于较厚的模型，所述对比度的改进下降，但即使对于25.8cm的模型，注意到使用低Z射束对比度增加1.3倍。对比度的增加是由于两个因素，首先，所述低Z线性加速器比所述6MV线性加速器产生更高比例的诊断X-射线，并且其次，不同板对于所述光子光谱的不同区域是敏感的。图7展示了不同检测器的响应以及由低Z和6MV线性加速器产生的不同光子光谱。
[0062] 在所述6MV射束(1.6MeV)的均值周围的能量处，所有检测器的响应是很低的，同时对于6MV射束有很少的100KeV周围的光子。相反，未衰减的低Z射束在检测器的最大响应处或在检测器的最大响应周围具有其峰值流量。由于较薄并且因此较少量子效率(quantumefficient)闪烁器，Elekta iViewGT比XVI板的响应性低。铜板也限制了到达闪烁器的低能光子的数量。
[0063] 由于低Z射束的兆伏特性，对于厚模型产生显著的射束硬化。当模型变得更厚，所述射束被剥离低能光子，导致较低的对比度图像。之前已注意到对于较厚模型的极小对比度改进的观测(Flampouri等人，2002，Galbraith 1989，Ostapiak 1998，Tsechanski1998)并因此成为任何产生兆伏的低Z射束的固有缺陷。
[0064] 表2表示使用与常规6MV/iViewGT系统相同的信噪比形成图像所需的剂量。引用的对比度值是用于x cm水中的1.6cm骨骼。表3显示了使用相同的对比度噪音比(CNR)形成图像需要的成像剂量。
[0065]
[0066] 表2-当SNR保持与标准6MV/iViewGT系统相同时对于Lowz/XVI系统的剂量比较[0067]
[0068]
[0069] 表3-在稳定的对比度噪音比的剂量比较。
[0070] 这两个结果集都显示了对于薄的模型的显著的剂量节省。对于5.8cm模型，剂量减少到1/14是可能的，同时仍然获得4.62倍的对比度增加。对于最厚的模型，可以观察到3倍的剂量节省和1.3倍的对比度增加。对比度噪音比计算显示了对于稳定的CNR进一步的剂量减少是可能的。与6MV系统相比，对于低Z射束，对于薄的模型需要剂量的0.5％。
对于较厚的模型，我们仍然仅需要用于低Z系统的6MV图像的13.6％的剂量。
对于较厚的模型，我们仍然仅需要用于低Z系统的6MV图像的13.6％的剂量。
[0071] 为了保护所述电子窗口，由于用于低Z射束的受限的射束电流，成像次数根据模型厚度而变化。对于5.8cm模型，可以在0.35秒内获取具有与2cGy 6MV图像相同的SNR的图像。对于25.8cm的模型，这增加到1.27秒。这些时间对于射野图像是可以接受的，但如果需要用于锥束CT的更快的获取，则必须牺牲所述SNR或使用具有高量子效率(QE)的较厚闪烁器。
[0072] 我们也考虑了可实现的空间分辨率。低Z线性加速器的光子源是从图8所示的电子窗口和碳插件发射的光子的组合。对于6MV和低ZMonte Carlo模拟两者，所述输入电子点大小是相同的。然而，由于靶的不同位置，全部的光子点形状有细微的不同。对于两个系统而言50％的点是相似的，但低Z射束在围绕15％的区域具有更宽的踪迹(tail)。所述踪迹的加宽是由于在穿过镍电子窗口之后更大的电子点撞击所述碳插件并在空气体(volume of air)中被散射。这可以通过移动所述碳插件/吸收器靠近所述镍窗口而被改进。通过使用放置在SSD＝105.8cm的伏辊(couch)上的PIPS-pro模型测量所述MTF而评估所述整个系统的空间分辨率。图9显示了对于所述LowZ/XVI和6MV/iViewGT系统的MTF。
[0073] 因此，所述LowZ/XVI系统在较高频率处执行的更好，产生更清晰的图像。同时所述检测器是相似的，在iViewGT板上出现铜板通过在电子和光子与所述闪烁器交互之前散射它们而增加了用于6MV射束的点扩散函数的大小。同样地，较高能量6MV光子可能散射更大的距离并且可以反向散射回所述闪烁器。另一方面，在低Z线性加速器中来自所述碳插件的光子的次级源用于降低所述MTF，因为它们加宽了所述低Z点的大小。
[0074] 定性模型的结果的分析显示了在LowZ/XVI图像中图像质量更优良，尽管用较低的剂量形成图像，但支持之前所述的定量测量。牙齿、口腔和脊骨在LowZ/XVI图像中清晰可见，加亮了更优良的对比度和空间分辨率的保留。
[0075] 实际实施例
[0076] 图10-13显示了包含上述想法的Elekta治疗头的实际版本。它们显示了包含诸如线性加速器的电子枪102(示意性示出)的真空室100的壁的一部分。该壁100具有由滑动载体106和电子窗口110覆盖的孔104，该滑动载体106包括钨/铜层状靶108。如图10所示，在一个位置中，移动所述载体106以便靶108覆盖所述孔104。在另一位置，如图
11所示，移动所述载体106以便电子窗口110覆盖孔104。
11所示，移动所述载体106以便电子窗口110覆盖孔104。
[0077] 室100紧外面是主准直器装置112。该装置112包括第一主准直器114和第二主准直器116，被铝支架支柱120固定就位的碳吸收器118已被插入其中。该碳吸收器118当然可以由各种替代装置固定就位，诸如通过提供合适的凹口。图14显示了该布置，其中主准直器116′被重成形为包括更宽直径凹口148以及碳滤光器118′具有对应的凸口150以便其就位于凹口148内。类似于滑动载体106，该装置112在两个位置之间是可变址的，以便两个主准直器中的一个存在于孔104的前面。
[0078] 如果需要，诊断滤光器也可以靠近(或附着于)电子吸收器而被放置以从低能光子(＜30KeV)减少患者皮肤剂量。
[0079] 在主准直器装置112下面，存在机动的滤光器转盘122。其被安装在孔106下与一侧偏离的轴124上并包括多个滤光器凹口126、128。第一滤光器凹口126(在本情况中)是空的，尽管它可以可替换地包含常规平坦滤光器。第二滤光器凹口128包含所谓的“蝶形”滤光器130。蝶形滤光器由于各种原因被用在CT(计算机断层扫描)扫描中，这些原因包括平衡信噪比并消除一定的图像伪像等。一般而言，蝶形滤光器被用于补偿患者中用于不同厚度区域的X-射线衰减，以便在检测器处产生均匀的X-射线强度。其允许更大的强度以进入射束的中心区域，更向外部边缘渐进地衰减射束。
[0080] 在蝶形滤光器130下面存在离子室132(图12)和通常被表示为134的准直器集合。这可以包括在与射束垂直的一个或多个平面中操作的元件，诸如多叶准直器、块准直器及其类似物。
[0081] 在准直器下通常会存在患者台138上被支撑的患者。在患者台下是被安装在自动成像臂(未示出)上的平板闪烁体检测器140(如上所述)，如需要，该自动成像臂可以延伸所述平板检测器140就位或将其收回。
[0082] 如图13所示，安装整个辐射头142，以便围绕水平轴144是可旋转的，随其携带平板检测器140。在患者台138上支撑患者136以便轴144在所述患者内。轴144与辐射头142产生的射束的中心的交叉点通常被称为“等中心”。患者台138通常是机动的以便需要时患者136可以被定位，肿瘤位置在或靠近所述同中心。
[0083] 因此，电子枪102产生指向孔104的电子束146。要考虑的第一配置如图10所示，其中Cu/W靶106覆盖孔104以及空的主准直器114在所述孔之下，接着是空的滤光器支持器126(或平坦滤光器)。在该布置中，电子束将撞击靶108并产生治疗X-射线束。这些将粗略地由主准直器114校准并随后(可选地)在由主准直器装置134校准到所需形状之前被平坦化(flattened)。因此，可以获得正常的X-射线治疗。
[0084] 通过移动滑动载体106，将Cu/W靶移出电子束的路径外并用电子窗口110替代。如果不进行其他改变，所述电子束随后将从辐射头142逃逸，并在校准后撞击患者。该模式适于一些治疗，特别是那些涉及皮肤的治疗。
[0085] 如果主准直器装置112也被移动，则将使用另一可供选择的主准直器115并将碳(优选石墨)吸收器118放置在电子束的通道146中。这将吸收电子并防止它们到达患者。作为结果，仅辐射头142的大量的放射将是由电子束和镍电子窗口的交互产生的轫致辐射，随后这些将作为靶。当然，虽然该装置在电子治疗模式中操作时也会产生该轫致辐射，但与电子束相比该辐射是很小的剂量。
[0086] 可以通过延伸成像臂将平板检测器140带入射束内，以使用由辐射头142产生的低能(KV)辐射提供患者的高对比度X-射线图像。随后通常被用于成形高能(MV)治疗束的机动准直器134可以被用于成形所述诊断束。因此，直接自动地产生不同成像域大小，去除了当前对于在KV射束中不同的可去除准直器盒的需要。
[0087] 随后，如果滤光器转盘也被旋转以便将蝶形滤光器130带入低能X-射线束的通道内，以产生图11所示的布置，则能获得对锥束CT扫描而言是高度适宜的射束。辐射头142和平板检测器140可以围绕患者136旋转以便获得优良的二维图像集合用于产生锥束CT图像集。
[0088] 结论
[0089] 已被实施的低Z系统产生比当前6MV/iViewGT组合更优良的图像。使用对于KV能量范围而言优化的高量子效率检测器导致了薄(5.8cm)模型的对比度的4.62倍的提高以及对于较厚的25.8cm模型的对比度的1.3倍的提高。更重要地，已被注意的显著的剂量节省暗示该技术非常适于兆伏CT。这种系统至今受获取投射图像所需的大剂量的限制。
[0090] 本系统提供了对标准线性加速器非常简单的修改连同容易得到的成像板。虽然本系统不太可能与台架安装的KV系统的剂量和对比度结果竞争，但它提供了较不复杂的方案和源自线性加速器的治疗射野的图像。这些优势在实践中将是更加有价值的。
[0091] 当然，可以理解的是：可以对上述实施例进行许多改变而不脱离本发明的范围。
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