CN102473470B - 用于电子束用途的方法和系统 - Google Patents

Abstract

本发明涉及供电子束系统使用的方法和系统。电子束系统可以用在具有非常小放射屏蔽的治疗中心内。电子束系统可以与低z减速器一道使用，这些低z减速器降低电子束的能级，而没有对于复杂或昂贵能量控制系统的需要。电子束系统可以用来在非传统治疗设施中治疗皮肤癌和皮肤病患者、以及侵入癌，或者在未屏蔽手术室中供应手术中放射治疗(“IORT”)，或者在肿瘤科的未屏蔽室中供应电子束放射治疗(“EB-RT”)。

Description

用于电子束用途的方法和系统

背景技术

每年接近一百四十万美国人发生皮肤癌。对于这种疾病的标准治疗方案一般是外科手术或者是放射以除去疾患和小量的周围正常组织。放射的标准剂量是50至60Gy，按约2.0-3.3Gy每份的15至30份供应，以通过放射破坏而根除疾患。外科手术和放射都具有类似的结果。外科手术常常是对于皮肤疾患的选择治疗，因为外科医师可在单次行动中，除去与疾患相邻的和在其下面的组织区域，以保证已经除去整个疾患。然而，如果皮肤疾患位于影响容貌的区域上，在该处疤痕可能形成并且可能影响外观，或者如果疾患的除去会导致可产生可见缺陷的组织的除去，如鼻孔、眼睑或耳垂，由此需要以后的美容外科手术以恢复患者的外貌，则放射一般是胜过外科手术的可选择方案。

另外，在老年或糖尿病患者中，放射常常是用于下肢的优选治疗方法。这些患者常常具有血管功能不全，导致延迟愈合和术后感染。此外，挑选皮肤癌照射的患者具有非侵入治疗选项。

一般地，对于皮肤癌寻求放射治疗的患者在治癌中心中通过使用如下被照射：1)来自电子直线加速器的电子束，该电子直线加速器能够产生多x射线以及多电子能量；或者2)x射线(常常在50至300kev的能级上)，这些x射线由常电压或表面x射线设备产生。两种类型的设备都要求患者在屏蔽室内被照射。尽管两种模态都可以用于皮肤癌的照射，但多数临床医师感觉，电子束保证较均匀的剂量分布和对于下置结构的较小损害，并因此是用于皮肤癌照射用途的优选模态。

电子束放射的另一种熟知使用是在侵入癌的治疗中。这样的癌包括在头部中的颈部结和颈部癌。另外，电子束放射可以用作乳腺癌治疗的帮助。

当皮肤癌或侵入癌要被照射时，放射一般在治癌中心供应。治癌中心是基于医院的或独立式放射医疗设施，该放射医疗设施使用高能x射线或高能电子束放射治疗癌症患者，一般基于门诊患者。在治癌中心处，放射由直线加速器产生，这些直线加速器一般重几吨(常常7至10吨)，并且要求数吨的混凝土屏蔽物以包含杂散放射。因而，治癌中心几乎总是位于医院或设施的底层或地面层。治癌中心治疗a)具有侵入癌的患者、和b)具有表面癌，如皮肤癌的那些患者。

对于皮肤癌的电子照射，典型地要求在6至9MeV的能量下的15至30份电子。对于侵入癌的电子治疗，典型地要求在6至15MeV的能量下的5至20份电子。对于侵入癌，使用的全部电子能量的90％典型地是12MeV或更低。能量控制在皮肤疾患的照射中是重要的，因为入射电子束的能量与放射进入患者体中的透入深度直接相关。用于人类照射的一般接受标准是，将能量控制到至少+/-5％，更希望的是+/-3％。

产生电子的多种当前放射治疗装置具有加速器导向，该导向大体水平地安装(与地板相平行)，并且在加速器导向的出口处使用磁铁，以将射束弯曲到照射平面中，并且为照射选择适当的电子能量。对于这样一种系统的一个例子，见在1991年1月22日发布的美国专利No.4,987,309的图1。在这样的系统中，弯曲磁铁是x射线产生的源，并且产生显著的杂散放射。事实上，在按电子模式操作的常规加速器中，为选择对于照射希望的能量而采用的弯曲磁铁，一般是杂散放射的主要源。在磁铁中的能量限定缝隙产生很多放射，如可调整准直仪那样，这些可调整准直仪限定场尺寸。这些弯曲磁铁系统因而不适于用在未屏蔽或实质未屏蔽环境中。因而，当常规直线加速器用来提供多能量治疗时，要求实质屏蔽的设施。

对于仅按电子模式操作的典型弯曲磁铁系统要求的保护屏蔽的量，已经由某些人估计是等效于围绕系统的一英尺重混凝土(例如，在治疗室的墙壁、地板及天花板中)。如果单元打算产生用于治疗的电子和x射线两者，则有时这样的屏蔽可要求24至60英寸那么大的钢筋混凝土。见例如美国专利No.6,422,748。在不使用弯曲磁铁的某些现有技术加速器设计中，环境杂散放射将实质地减小。然而，在不使用射束防护屏的场合，在治疗之前，近似1至1.5吨的可动屏蔽一般必须定位在患者周围。这种屏蔽1)在患者周围横向放置，以保护房间外的那些人免受散射放射，并且2)放置在治疗台下面，以保护在楼下的那些人。将屏蔽放置成，符合用于放射装置的操作的当前放射辐照标准。

为了在未屏蔽手术室中供应手术中电子束放射治疗(IOERT)，也已经开发了电子直线加速器。这些系统设计成仅按电子模式操作，并且要求很少的辅助屏蔽。一种这样的装置，由IntraopMedicalCorporationofSunnyvale，CA在产品名Mobetron1000下销售，将适于供当前发明使用。类似的手术中电子束系统和设施在1994年6月14日发布的美国专利No.5,321,271中描述，该专利的全部公开通过参考包括在这里。

其它IOERT单元具有高剂量每脉冲操作，并因此不适于要求低剂量每次治疗的用途。此外，这些单元为了改变能量仅使用微波功率变化。当为了能量变化使用这样一种方法时，难以实现对于本发明的用途希望的+/-5％能量控制。这些其它IOERT单元的一些设计成，使用80至100cm长施加器锥。这些锥的尺寸可能使得它们对于本发明的使用是不实际的。最后，这些单元一般要求活动屏蔽的使用，以在未屏蔽环境中在允许的放射辐照极限内操作。

皮肤癌的照射可以在具有常规电子直线加速器的设施处完成，该电子直线加速器类似于在治癌中心中使用的加速器。然而，这些装置一般要求沉重屏蔽混凝土拱顶，以保护人员免受杂散放射。重达几吨的混凝土拱顶的安装或建造、及由这样一种放射拱顶占据的空间，对于较小设施是不实际的，如对于大多数皮肤病学实践那样。

发明内容

具有皮肤癌的患者通常首先由皮肤科医师看到，该皮肤科医师指导患者的治疗过程。治疗过程常常涉及外科手术技术或到治癌中心的治疗安排。治疗过程可能包括为了美容效果的皮肤癌的照射(例如，消除对于疤痕外科手术的需要)、和为了治疗目的的皮肤癌的照射。因为在皮肤或患者表皮上的病患是可见的，所以这样的照射治疗也允许医师以天或周为基础诊断和评估照射的进行和效果。按这种方式，本发明在诊断学中可能是用的。

本发明的目的是提供系统和方法，这些系统和方法，通过使得有可能在很小设施中，如在皮肤病学或其它医生的办公室处，提供照射，而不要求在治癌中心或医院处的照射，用来增强皮肤癌的照射。这将允许皮肤癌患者的主要护理医师(例如，皮肤科医师)，更容易在照射过程期间管理患者。

本发明的进一步目的是提供系统，这些系统可以布置在集中办公设施中，并且由几个医生共享。

本发明的更进一步目的是提供系统，这些系统可以在其它类型的设施(例如，治癌中心)处安装在未屏蔽室中。

本发明的目的也是提供系统和方法，这些系统和方法可以用来为具有侵入癌的患者提供电子束照射，对于这些患者，这种模态优选地作为照射治疗方案的一部分。

本发明的另一个目的是提供系统和方法，这些系统和方法可以用来按变化能级提供电子束照射，而没有对于另外复杂或昂贵电子装置或微波元件的需要。

本发明的另外目的是提供系统和方法，这些系统和方法可以用来提供电子束照射，以符合当前放射标准，并且符合对于周围区域的放射辐照的当前限制。

本发明的目的是提供电子直线加速器方法和系统，以符合在电子直线加速器的设计中强制执行的国际放射安全标准。

本发明的这些和其它目的可以通过提供系统和方法而实现，这些系统和方法用来按变化能级提供电子束放射，而没有对于另外复杂或昂贵电子装置或微波元件的需要。

本发明一般包括电子束产生系统和方法，这些电子束产生系统和方法提供电子束，该电子束几乎没有与常规电子束产生系统相关的杂散放射。本发明的系统和方法一般包括电子枪、直线加速器、施加器(applicator)、及减速器。减速器可以包括具有4以上的原子序数的至少一种低z材料。

低z材料具有比较低原子序数(在本申请中，小于或等于40)。低z材料使入射在低z材料的表面上的电子束的能量降级，从而离开低z材料的电子束的能量更低。在这样的系统中有可能使用的最低z元素是铍(原子序数4)。但铍在这样的系统中可能是有毒的，所以减速器可以包括具有4以上的原子序数的低z材料，以避免毒性问题。

撞击待被照射的表面的电子束的路径，可以大体上与在直线加速器内的电子行进路径共线。在本发明的一些实施例中，电子行进路径可以较靠近竖直而不是水平，从而任何杂散放射的最大部分指向治疗室地板的方向，从而地板和地面吸收足够的放射，使实质房间屏蔽是不必要的。

在本发明的一个实施例中，在患者在实质未屏蔽室中的同时，可以照射皮肤病患(包括皮肤癌)。

在本发明的另一个实施例中，也可以将包括丙烯酸材料的减速器放置在电子束的路径中，以便宜地降低电子束的能级。

下面描述本发明的进一步实施例。

附图说明

图1表示电子束产生元件的示范组的方块图，这些电子束产生元件可以与本发明共同使用。

图2表示示范电子束发生器的前视图，该示范电子束发生器安装在示范机械支撑件上。

图3表示示范电子束发生器的侧视图，该示范电子束发生器安装在示范机械支撑件上。

图4表示示范元件的方块图，这些示范元件可以用来利用两个共线加速器导向控制能量。

图5表示供电子束发生器使用的示范机械支撑件的视图，该示范机械支撑件可以与本发明共同使用。

图6是来自电子直线加速器的典型出射射束路径的示意图示，表示在包括能量减速器的插入的射束路径中的元件。

具体实施方式

下面可以发现本发明的优选实施例的详细描述。这样的实施例是示范性的，并且本领域的技术人员将认识到，可能的是，实践本发明的方法和建造本发明的系统，而不严格遵守这里描述的实施例。

当将多能量电子加速器放置到未屏蔽环境中，以治疗皮肤癌或侵入癌，提供美容效果，或提供关于电子的诊断剂量时，应该考虑多个相互联系的设计元素。这些设计元素包括：

1)提供足够的电子束能量，以满足各种穿透和剂量要求；

2)提供用来安装和运动加速器头部的装置，从而头部可以适当地定位，以照射待被照射的区域(例如，在患者身上的治疗区域)；

3)提供用来屏蔽由系统产生的主要x射线和散射放射的装置；

4)提供用于能量控制的装置，该装置将不产生显著的杂散放射；及

5)提供适当施加器系统，以将来自直线加速器的放射导向和聚焦到待被照射的区域上(例如，在患者身上的治疗区域)。

这些设计依据可以通过使用X频带微波加速器、常规S频带加速器或C频带加速器部分地满足。X频带加速器的使用可以导致较低重量装置。较低重量可以使定位容易，因为在定位期间可以要求较小力，并且较小结构支撑件可能是必要的。

应该理解，这里描述的本发明可以关于任何加速器实施，该加速器包括但不限于X频带加速器、S频带加速器(如通常用在医疗系统中的那些加速器)或C频带加速器(如对于某些专门放射治疗用途使用的那些加速器)。S或C频带加速器可能增大装置的重量，而这样一种单元在小办公环境(例如，皮肤学办公室)中或在较大设施(例如，治癌中心)中的未屏蔽室中是有作用的。这些单元对于在非无菌环境中、以及在像进行手术中放射治疗(“IORT”)的手术室之类的无菌环境中的多种用途将是有作用的。

用于本发明的这种电子束放射治疗(“EB-RT”)系统的电子束源可以是X频带直线加速器，该X频带直线加速器对于皮肤病学用途在9MeV的峰值能量下操作，或者对于侵入癌用途在12MeV的峰值能量下操作。如图1所示，电子束源可以包括加速器头部10，该加速器头部10可以包括电子产生装置、预聚束器14、及一系列驻波空腔16，该电子产生装置包括电子枪12和任何射束运输系统，可能要求该电子枪12和该射束运输系统通过开口将电子注入到直线加速器中，这些驻波空腔16沿加速器头部外壳18的中心线布置，该加速器头部外壳18包含加速器结构。

电子枪12的一个例子已经由L3(正式地Litton)在产品名称M593ElectronGun下销售。电子枪12的注入器阴极在一些实施例中在10至14kV下操作，并且具有非常小直径发射表面。这种设计打算提供低发射率和良好捕获效率，同时保持低能量扩散。注入器可以与非拦截器格栅共同使用，以实现注入电流的精确控制。认为格栅提供如下优点：如果电子枪12随时间退化，则对于格栅的电压可以增大以增大电流，并且对于电子枪12可以进行适当修改，以抵消电子枪12的退化。然而，采用格栅一般认为比无格栅枪的使用昂贵。可以使用其它电子枪设计，而不脱离本发明的范围。以上提到的注入电流的控制允许：(1)监视输出射束信号；和(2)使用反馈电路调节和调整注入器电流，以稳定供应的放射剂量。要理解，剂量率可能随时间波动，只要稳定整体剂量。

使用电子束的IORT过程叫做IOERT。对于IOERT操作，患者可能被麻醉，并且具有敞开伤口，使得放射剂量的迅速完成是可期望的。然而，对于皮肤或皮肤疾病的照射，可以降低电子枪12的输出水平，因为随多次治疗(叫做“份”)给予总剂量，并且为治疗皮肤疾病需要的剂量每份是在IOERT用途期间供应的剂量的约1/8至1/10。这减小在给定时间段内的放射剂量率。这样做允许至少几个优点。较慢剂量率延长照射时段，允许技术人员在照射时段期间进行记录或执行其它任务。

在一些实施例中降低放射剂量率将允许电子枪12对于皮肤病操作运动到更稳定的操作循环中，并且减小任何剂量误差的百分比。输出的减少可以通过如下实现：对于电子枪12保持相同数量的脉冲每秒，但增大其格栅电压，从而较少电子每脉冲被加速，由此将放射剂量降低到希望水平。多种电子枪的普遍特征是，当操作开始时，最初少量脉冲提供较不受控制的电子剂量。然后，在这些脉冲之后，电子枪12达到相对稳定的操作。通过减小剂量每脉冲，稳定脉冲的数量相对于总脉冲数量增大。期望减小在采用较小数量脉冲的系统上的任何剂量误差的百分比，这些脉冲的每一个包含巨大剂量的电子。

电子枪12可以按角度偏离与待被照射的理想平面大体垂直，并且弯曲磁铁可以用来将射束弯曲到适当路径中，而不脱离本发明的范围，只要电子束路径在它已经进入直线加速器中之后不弯曲。

在一些实施例中，本发明保证电子束系统在实质未屏蔽室中的使用。即使电子束系统在地面层上，射束防护屏在吸收放射散射方面也是有帮助的，而没有对于实质屏蔽室的需要。也可能有帮助的是，使用可倾斜的治疗台。这可以按这样一种方式进行，即将减小对于射束路径的转动的需要。然而，如果电子束系统定位成远离墙壁，并从而近似最初+/-20或30度的患者散射将由地板吸收，则可以完全消除射束防护屏，而没有对房间添加实质屏蔽。而且，依据房间尺寸，如果散射中心离障碍物或墙壁小于近似3米，则可能必要的是，沿障碍物或墙壁添加非实质屏蔽。要求屏蔽的高度和厚度在一些实施例中，将取决于电子束系统离障碍物或墙壁的距离。可能要求的屏蔽量可基于放射标准而确定，如基于政府法规。如果房间足够大，则单元可以定位得离全部障碍物或墙壁相对远。在这样的房间中，可能的是，在没有射束防护屏的情况下和在没有实质屏蔽的情况下操作单元。对于这样的操作要求的屏蔽量可被计算，从而单元符合对于放射防护的洲、国家、及国际要求。

初始驻波空腔16的尺寸可以改变，以产生射束会聚，因而减少能量扩散。螺线管或聚焦线圈20可以放置在加速器结构上以约束射束，以由此改进传输效率和减小杂散x射线放射泄漏。在射束出口处的钛窗口44在一些实施例中用来维持在加速器内的真空。窗口44可以由除钛之外的其它等效材料形成。

在射束出口处的薄散射箔46可以用来扩散电子。电子可以散射在20cm直径场上，具有对于在场内的任何区域施加的剂量率的最大10％变化。

可除去施加器锥19在一些实施例中布置在治疗场与散射箔46之间，在射束出射区域处，以限定治疗场的形状和大小。施加器锥19可以设计成提供另外的散射，以实现用于治疗的改进射束扁平度。对于皮肤病用途，有时可能要求直径范围从2cm至10cm的一般场大小。最终治疗场限定可以通过将放射屏蔽物(例如，铅片)放置在待被照射的表面(例如，待被治疗的患者身体的部分)上而实现，该放射屏蔽物具有切除开口，该切除开口与希望治疗区域(例如，皮肤病患)的轮廓相符，并且容许电子束放射撞击病患区域。作为替代，在一些实施例中，施加器锥19应该具有在施加器锥19的远侧处提供定制成形的能力。对于侵入癌用途，一般地，可能要求高达20cm×20cm的场大小，并且来自施加器锥19的远侧端部的定制场成形可能是优选的。对于皮肤病和一些侵入癌用途两者，从施加器锥19的远侧端部到待被照射的表面，可以允许近似5cm的间隙。这个间隙允许治疗场的中心在一些实施例中在离散射箔46的大体固定距离处，即使待被照射的表面可能不是平的也如此。在这些用途中，可以使用距离指示器和场中心指示器。在一些实施例中，采用电子或机械指示器。

对于一定治疗，可以使用包括钢和铝的施加器锥19。这些金属的使用允许，如果要求，则在一些实施例中在治疗之间的灭菌容易、和杂散放射的较小泄漏。一般地，钢和铝施加器锥19可以建造成，使得施加器锥19的顶部部分(离待被照射的表面最远)包括铝。这可以减小整体重量。施加器锥19的底部部分(最靠近待被照射的表面)可以由钢建造，以减小在施加器锥19的侧面上金属的体积，为了适当屏蔽可能要求这样。钢锥末端的体积的这种减小可以允许关于相同的外部锥末端圆周，比铝锥末端增大的照射面积。例如，铝锥可能要求5mm厚的壁以防止放射穿透，而2mm厚钢锥壁可以防止穿透。如果能量是9MeV或更小，则2mm的铝可以提供适当屏蔽，尽管如果使用不锈钢，则屏蔽可以比如果使用铝提供的屏蔽小。锥可以由其它材料建造，例如由塑料或Lucite(Lucite是DuPont的用于聚甲基丙烯酸甲酯的产品名称)，特别是对于外部放射用途。然而，当挑选这样的材料时，应该考虑通过锥的放射传输。

初级准直仪可以布置在加速器导向的射出端部处，并且既包括散射箔46又包括内部监视腔室。初级准直仪可以采取截头棱锥或锥头圆锥的形式。施加器锥19在一些实施例中可以包括散射板，以另外使放射束偏平，同时仍然产生相对低水平的x射线。

对于手术中用途，可以将专门设计的管子插入到治疗区域中。管子在一些实施例中，打算防止健康组织落到治疗区域中。这种类型的管子也可以打算贯穿治疗区域保持更均匀的射束。要理解，根据这里公开的本发明的原理建造的任何具体装置可能要求特殊准直仪和施加器锥19设计。适当准直仪和施加器锥19的设计可以通过经验迭代或者由装置和其操作的MonteCarlo模拟进行。这样的模拟已经用来设计施加器锥19，这些施加器锥19具有圆形开口，并且甚至具有尺寸8cm×15cm的矩形和椭圆形(oblong)开口。见例如Janssen等的“PrototypingalargefieldsizeIORTapplicatorforamobilelinearaccelerator”，PhysicsinMedicineandBiology，53(2008)2089-2102，该文章通过参考全部包括在这里。

如以上提到的那样，对于外部(例如，皮肤病)用途，场中心指示器可以用来指示在待被照射的表面上电子束的中心(或近似中心)。这样一种指示器可以通过使光透过施加器锥19的中心而提供，该施加器锥19具有十字线透镜或机械十字丝，以指示场中心。作为替代，可以采用具有光导纤维光系统的摄像机。可以采用其它指示系统，而不脱离本发明的范围。

用来驱动加速器的微波功率由磁控管30产生。一种这样的磁控管30已经由CaliforniaTubeLaboratory在型号VMX1100下销售。在一些实施例中，磁控管30能够在1.5兆瓦的峰值功率和1.5千瓦的平均功率下(即，在0.001的占空比下)操作。磁控管30的脉冲长度可以是4微秒。脉冲重复频率可以从40至240个脉冲每秒变化。

在一些实施例中，系统采用常规调制器和电源，该常规调制器和电源使用氢闸流管切换单元对于磁控管30经适当电缆和电缆连接器产生3MW峰值功率。到磁控管30的功率可以由脉冲变压器32从8-9kV转换至35kV，该脉冲变压器32可以选择性地布置在加速器头部外壳18或龙门支架内。

在用于皮肤病和侵入癌用途的一些实施例中，来自磁控管30的恒定微波功率，在通过四端口循环器34之后，经功率分离器36和移相器38借助于波导传输到加速器，该恒定微波功率足以产生来自加速器导向的最大输出电子能量。在加速器中未吸收的功率可以分流到水冷虚负载39中。如果在一些实施例中可使加速器结构足够短并且仍然实现设计最大能量，则可能的是，消除移相器38，并且使用较常规的rf输入系统，如对于本领域的技术人员熟知的那样。deQing调节系统可以用来维持恒定脉冲水平。

如果希望，则较低能量可以通过使用减速器47实现。减速器47可以由原子序数4以上的至少一种低z材料制成。减速器47可以放置在射束路径中，以将电子束能量降低到希望水平。例如，如果减速器47降级3MeV，则加速器可以在9MeV的单功率水平下操作，而通过插入或除去减速器47，可以实现或者6MeV或者9MeV的不同能级。一个这样的单元素减速器可以包括碳。类似地，可以使用铝和铍的复合物。在一些实施例中使用较高z减速器是可能的，但将增加Bremsstrahlung放射的产生。

能量减速器47可布置在多个可能位置中，并且仍然提供有效能量衰减。图6表示来自电子加速器的出射射束路径的示意图示，该电子加速器利用能量减速器。电子可以离开加速器601的出射窗口602，并且撞击初级电子束散射箔系统603。优化初级电子束散射箔系统603的设计的方法可通过经验迭代或通过MonteCarlo模拟进行。在一些实施例中，初级散射箔系统603的材料、尺寸、及形状将取决于初级散射箔系统603在出射射束路径中的位置，以及在初级准直仪605和608中使用的几何形状和材料，离子腔室或剂量腔室外罩607的材料和厚度以及在离子腔室或剂量腔室中使用的收集板的材料和厚度，以及电子施加器610的材料、直径、及设计。在一些实施例中，入射电子束的能量范围，在初级准直仪608与电子施加器610之间、和在电子施加器610的远侧端部与治疗表面612之间的气隙609的存在，都将影响初级散射箔系统603的设计。

散射箔系统603在一些实施例中服务于两个功能：将把从加速器窗口602出现的电子束，从近似2mm的直径加宽到具有半角的锥形射束，该半角取决于箔材料和厚度、及电子束的入射能量分布。散射箔系统603的第二功能可以是帮助成形对于临床用途需要的在场大小范围上的能量的这种分布，或者使这种分布扁平。一般地散射箔系统603可以采用两个分离箔。在一些实施例中，第一箔将使射束散射，并且第二箔将帮助使射束扁平。在这两个箔之间的距离可依据单元的能量范围、对于治疗用途需要的场大小、及在治疗头部中的质量元件的几何形状和材料而变化。在一些系统中，为了实现治疗射束的适当扁平度，可以采用多个散射箔。一般地，可以使用经验迭代或MonteCarlo模拟设计电子散射箔。

虽然建议使用双重散射箔，但可以使用均匀地扩散电子束的已知替代方法，如光栅扫描或使用空气散射器和较长施加器锥，以提供更大路径长度。例如，在射束通过减速器之后，在电子施加器610内的空气柱散射器可以用来使电子束扁平。这些替代方法的实施和它们实施的变化不脱离这种设计的讲授。

能量减速器可布置在多个位置中，但在一些实施例中应该对于散射箔系统603向远侧布置，以实现最好结果。能量减速器越靠近散射箔系统603，其直径可越小。所以，较靠近散射箔系统603定位的减速器，在一些实施例中，应该具有比布置得较远(如布置在位置606处)的减速器显著小的直径。例如，离散射箔系统603为10mm的减速器可以具有10-20mm的直径，以便为它提供足够的安全裕量，以包围直径3-4mm的射束。布置得离散射箔系统603较远的减速器，如在电子施加器610的远侧端部处的位置611处，可能具有较大直径。减速器的直径可以通过测量射束的直径而确定。减速器的直径在一些实施例中应该比射束的直径大6-10mm。

在一些实施例中，为降级能量需要的减速器的厚度首先独立于位置。能量减速器在一些实施例中将导致射出射束的输出的减少。如果加速器601提供足够的射束输出，则通过减速器的输出减少可能不是显著的。

如果输出减少具有足够的担心，那么也可使用低和高z元素的组合而设计复合减速器。在本申请中，高z元素具有大于40的原子序数。这可能具有如下优点：使生成减速器比如果只使用低z元素薄，并因而可能使得其到射束路径中的插入较容易完成。然而，在减速器中使用较高z元素时的牺牲是，生成射束的Bremsstrahlung放射将在一些实施例中增大。这可能不是临床显著的，条件是生成Bremsstrahlung放射在临床可接受极限内。

在一些实施例中，当选择在使用中的希望能量时，在射束路径中减速器的存在与否应该由放射互锁自动地指示。放射互锁应该使得，如果减速器没有适当地定位，则不能够实现放射。这可以保证，符合在电子直线加速器的设计中强制执行的国际放射安全标准。

例如，选择的能量依据对于不同患者希望的不同穿透将是不同的。为了实现不同的能量，可以使用减速器。如果减速器定位在准直仪或离子腔室上方，则减速器对于操作人员可能是不可见的。因而，故障自动防护机构可能是有用的。如果选择能量，并且减速器没有被适当地定位，则故障自动防护机构必须使得不可能启动放射。这是因为减速器未适当地到位的故障可导致显著过剂量的放射。用于减速器的放射互锁的机构，可以与在加速器系统中采用可动电子散射箔的那些机构相似。

在一些实施例中用于能量减速的第二、容易容纳位置是电子施加器610的最端部处(图6的位置611)。在这个位置中，使用的最好材料可能是丙烯酸。在一些实施例中，高至20MeV，对于使用的每5mm的丙烯酸，将能量降级近似1.5MeV。因为丙烯酸的相对低z值，在一些丙烯酸实施例中几乎没有x射线污染的增加。此外，由于这个位置对于操作人员容易看到，并且由于可将减速器对于电子施加器610的适当附接设计成是故障自动防护的和自动指示的，如以上描述的那样，所以可能不要求在这个位置中将减速器互锁。

在一些实施例中，为将射出射束能量减小1.5至3MeV的足够厚度的内部减速器、与外部丙烯酸减速器一起的组合，提供在能量选择方面的显著灵活性，同时通过使单元在单能量下操作而简化加速器设计。例如，如果人们在12MeV的单能量下操作直线施加器610，则内部减速器可用在图6的位置604或位置606中，以将能量减小到9MeV，并且可使用布置在位置611处的第二减速器，以将能量进一步减小到6MeV。类似地，设计成在9MeV的单能量下操作的直线施加器可具有内部和外部减速器的组合，该内部和外部减速器提供范围低达3MeV的临床治疗能量。

具有不同几何形状的系统可能要求不同的材料和定位，以实现治疗患者的最佳放射分布。系统的优化可通过实验和试错进行，但也可通过MonteCarlo计算机重建的使用而精确地预测射束的性能来实现“推测”。

对于一些实施例，加速器导向的出射窗口602由0.0015cm的钛制成。散射箔系统603可以使用0.0025cm的钽，随后是具有1mm的高度的锥形铝扁平滤波器，以吸收较高能量的电子，如以上讨论的那样。为降级能量需要的减速器的厚度也可能取决于位置。对于在9MeV下操作的加速器601，内部减速器可以将射束衰减约3MeV，该内部减速器包括7mm的石墨或5mm的金刚石，布置在图6的位置604处。(较薄的石墨减速器可能导致较小能量衰减)。在图6中的位置611处在电子施加器610的端部处外部减速器的添加在一些实施例中将把能量减小到4.5MeV，该外部减速器包括5mm的丙烯酸。如果使用10mm的外部丙烯酸减速器，则它在一些10mm丙烯酸实施例中将把能量减小到约3MeV。如果内部减速器不到位，那么在一些实施例中，5mm和10mm的外部减速器将分别产生约7.5MeV和6MeV的能量。作为替代，在图6的位置604中的复合内部减速器在一些复合实施例中将大约具有3MeV的相同能量减少，该复合内部减速器包括3mm的铍和3mm的铝。基于材料对于电子放射的熟知停止功率，通过使用材料的组合，可设计各种材料组合，这些材料可用在内部减速器中，以便实现希望的能量减少。

为提供较低能量而使用能量减速器的另一个优点是，在一些实施例中，为在较低能量下产生具体输出(电子通量)需要的电子枪电流，关于射束减速器方法将比关于为产生较低能量射束使用的任何其它手段小，这些其它手段如功率变化、使用能量开关、或使用功率分离器。在这些其它多能量手段中，到导向中注入的电子束电流通常大于希望的较低输出能量。例如，在多能量直线加速器中，如果12MeV电子束具有为产生希望输出需要的100ma的典型枪电流，则来自该同一系统的4MeV射束可能要求800ma的枪电流，并且6MeV射束将具有约400ma的电流。关于能量减速器手段，对于最大输出能量可以设置枪电流，该枪电流也是最低注入电子枪电流，并且通过以上描述的减速器技术可以产生较低能量，但仍然使用同一枪电流作为最大能量。在全部能量下的输出(电子通量)在一些能量减速器实施例中将近似地相同。

因而，在较低枪电流下操作不仅可以延长电子枪的寿命，而且也对于一些多能量单元减小环境泄漏放射。关于放射装置的国家和国际法规要求，它们容纳在房间中，从而在周围房间中的非放射工作人员接收小于20μSieverts辐照每周。如果来自放射单元的环境放射太高而不满足这种法规要求，则必须将另外的屏蔽添加到墙壁和地板和天花板上，以使在周围区域中的测量放射符合要求。这可导致对于设施的显著成本。环境泄漏放射的减小可导致对于电子加速器、和房间两者的较低屏蔽要求，加速器容纳在该房间中。这对于放射用途特别重要，这些放射用途设计成用在对于放射单元没有专门屏蔽的房间中。

通过经验迭代或MonteCarlo模拟，可在不同材料的选择、系统元件的定位几何形状、及材料厚度方面，对优选实施例进行变更。

作为替代，使用在单个导向中的能量开关，可以实现能量控制。能量开关可以具有一个或多个操作位置，使每个位置导致不同能量和狭窄能量扩散的电子束。

作为替代，通过负载线变化可以改变能量。这样的变化建议要适当小心，以保证为实现希望能量而使用的功率水平是足够稳定的，并且被互锁，以实现良好限定的输出能量。

图4表示通过电子源412、以及两个共线加速器导向414和416及功率分离器464的使用而实现能量控制的另一种可能方式，其一个例子在1997年8月26日发布的美国专利No.5,661,377中描述，该专利的公开全部包括在这里。为实现最低希望能量的足够微波功率可以由RF源432注入到第一加速器导向414中，通过4端口循环器436和功率分离器464。功率分离器464可以包括端口450、454、456及460，对称混合接点452，可变短路(variableshort)458和462，及控制器466。对于最低能量不需要的过多功率可以由循环器436转向到水冷虚负载440。来自第一加速器导向414的反射功率可以分流到第二水冷虚负载410中。为了实现较高能量，另外的功率可以由功率分离器464注入到第二导向416中。相干操作和能量控制可以通过移相器(例如，可变短路)458和462的使用而实现，这些移相器458和462确保在第二导向416中的微波功率的相位与在第一导向414中的微波功率的相位相匹配(例如，相同)。来自第二导向416的过多功率可以分流到水冷虚负载(未表示)。

在图1中的磁控管30的谐振动频率可以与加速器匹配，以增强(例如，优化)系统操作。这可以通过使用可调谐磁控管而实现，该可调谐磁控管具有由步进电机40驱动的调谐器。步进电机40可以由自动频率控制系统42控制，该自动频率控制系统42探测在施加到加速器上的向前和反射功率之间的相位变化，因而形成跟踪系统，以维持增强(例如，优化)操作，而与温度或负载变化无关。

在射束出口处的传输离子腔室48可以用来监视剂量率和整体剂量。传输离子腔室48可以由塑料元件制成，这些塑料元件涂有薄金属化层，以使Bremsstrahlungx射线的产生最小。

散射箔46和传输离子腔室48可以封闭在钨或铅准直仪内，以将场大小限制到对于用途需要的最大值。

加速器头部外壳18可以安装到机械支撑件或C形臂上，该机械支撑件或C形臂可将加速器头部外壳18绕为照射定位(例如，在照射台上或坐在照射椅中)的人或动物转动。在一些实施例中，结构或C形臂为了最大灵活性将提供在至少两个轴线中的转动。可能要求绕X轴的+/-45度的最小转动。绕Y轴的+/-30度的转动可以进一步促进单元的定位。另外，加速器头部10(即，沿Z轴的运动)可以垂直地调整。(在定义以上轴时，Z轴可以与电子束当它撞击待被照射的表面时的路径共线)。图2和3表示电子枪12、加速器导向16、施加器锥19及可选射束防护屏(或配重)52的一种示范配置，该电子枪12、加速器导向16、施加器锥19及可选射束防护屏52安装在对于墙壁(在图2中未指示)的机械支撑件50上。要理解，在随后的描述中，电子枪12和加速器导向16两者刚性地彼此附接，并且在同一加速器头部外壳18中。

电子枪12和加速器导向16(在加速器头部外壳中包含的主要元件)加上施加器锥19可以向下定向，如图2和3所示。电子枪12可以与加速器导向16共线，或者它可以对于加速器导向16在固定或可变进入角处。按这种方式，电子枪12和加速器导向16形成正被转动的系统。位置201和202指示加速器头部外壳的主要元件(电子枪12和加速器导向16)加上施加器锥19和可选射束防护屏(或配重)52绕X轴的转动。图3表示对于墙壁51安装在机械支撑件50上的加速器头部外壳的主要元件(电子枪12和加速器导向16)、施加器锥19及可选射束防护屏(或配重)52的同一配置的不同视图。加速器头部外壳的主要元件(电子枪12和加速器导向16)加上施加器锥19和可选射束防护屏(或配重)52的位置301和302指示绕Y轴的转动。

作为替代，外壳可以安装在万向接头或轭架装置上，该万向支架或轭架装置附接到天花板、墙壁、或地板上，并且具有足够的转动和垂直联接，以绕用于照射(例如，在照射台或椅上)的人或动物定位。这样一种轭架的一个例子描绘在图5中，图5表示由轭架510安装在表面(例如，墙壁或天花板)516上的电子枪12、加速器导向16、及施加器锥19。机械附接512允许轭架510绕轴线514的转动。轴线522描绘电子束的路径。用于轴线522的缺省位置可以与轴线514共线。然而，在一些实施例中，更可能的是，电子枪12的缺省位置是这样的，从而由轴线520和522形成的平面与轴线514相垂直。机械附接518可能允许电子枪12绕轴线520的转动。机械附接524可能允许电子枪12沿轴线522的运动。将理解，当例如电子枪12绕轴线520转动，或者执行一定其它转动时，描绘的构造可以导致电子束偏移用于照射的区域。每当执行的这样的转动时，这可导致需要重新定位照射区域。作为替代，可以建造更复杂的轭架510，即使当将电子枪12、加速器导向16、及施加器锥19转动以提供来自不同角度的放射时，该轭架510也允许电子束保持对准特定区域。

在大多数用途中，在系统的设计中重要的是，限制从加速器结构或其元件发出的杂散放射(并且如果可能，使之最小)。例如，加速器结构可以封闭在铅和钢支撑外壳中，以使来自加速器导向的放射泄漏最小。钢支撑件也可以用作磁性屏蔽，以使在加速器导向中的电子束与杂散或环境电磁放射场屏蔽开。即使消除加速器的全部泄漏源，在一些实施例中，当在照射期间电子撞击人或动物对象时，它们也将不可避免地产生“患者”产生Bremsstrahlung散射。幸运地，在大多数实施例中，这种患者产生散射在向前方向上。对于其中照射在垂直或接近垂直方向上供应的一些实施例，这种患者产生散射的大部分将指向地板中。然而，如果需要使放射装置倾斜，则在相邻房间中杂散放射水平可能超过法规极限(或者，在法规是不严格的、安全极限的场合)。为了降低这种可能性，足够铅厚度(例如，近似8英寸厚)的射束防护屏可以安装成与加速器头部外壳相对，以拦截由散射箔和准直仪产生的主要放射、以及患者产生散射的大部分。这允许加速器安装在大多数未屏蔽环境(例如，小办公室、移动环境、及临时结构)中，而没有提供另外屏蔽的需要。在加速器安装在除地面层以外的设施中的场合，在地板中的屏蔽可能是必要的。

可以独立地或与以上实施例一道使用替代实施例，为患者定位位置(例如，照射台或椅)提供，该患者定位位置可以倾斜+/-20度。这可能类似于在多个手术室台中发现的特征。通过使用倾斜能力和将照射的患者适当地定位(例如，在台上)，大部分放射可以在接近垂直位置中给出，由此消除在地面层安装中对于射束防护屏的需要。

在需要另外屏蔽的场合，铅隔板(近似1cm厚乘近似一米高)可以用来保护建筑物的相邻区域。在加速器安装在地面层以上的楼层中的场合，地板可以用适当厚度的钢板屏蔽，以防止放射穿过。

替代实施例可以保证在多种应用现场上实现的多能量。

尽管以上描述了本发明的优选说明性实施例，但对于本领域的技术人员显然的是，其中可以进行各种变化和修改，而不脱离本发明。

Claims (27)

1.一种用于电子束产生的系统，包括：

电子束源，用来使用直线加速器产生电子束，

所述电子束源和所述直线加速器定位成使得产生的电子束将与电子在所述加速器中行进的方向基本共线地离开所述直线加速器，

施加器，适当地建造以限定所述产生的电子束的形状、尺寸、及扁平度中的一个或多个，及

减速器，可安装在所述产生的电子束的路径中，使得如果所述减速器安装在所述路径中，则所述产生的电子束将按比如果所述减速器不安装在所述路径中至少低1MeV的能级从系统射出，其中，所述减速器包括在原子序数4以上的至少一种元素。

2.根据权利要求1所述的系统，还包括至少一个另外的减速器，该减速器可安装在所述产生的电子束的路径中，

其中，如果多个所述减速器安装在所述路径中，则所述产生的电子束将按比如果单个减速器安装在所述路径中低的能级从系统射出。

3.根据权利要求1所述的系统，其中，所述减速器可安装在散射箔系统的远侧。

4.根据权利要求1所述的系统，其中，如果所述减速器安装在所述路径中，则所述减速器将把所述产生的电子束的能级减小在1MeV至6MeV的范围中的量。

5.根据权利要求2所述的系统，其中，如果所述多个所述减速器安装在所述路径中，则所述减速器将把所述产生的电子束的能级减小在2MeV至12MeV的范围中的量。

6.根据权利要求1所述的系统，其中，所述施加器机械地附接到支撑件，使得施加器保持在离外壳的端部的预定位置处，该外壳包含电子束源和直线加速器。

7.根据权利要求6所述的系统，其中，所述施加器的所述预定位置在离外壳的所述端部0cm至10cm的范围中，该外壳包含电子束源和直线加速器。

8.根据权利要求1所述的系统，其中，在所述减速器在所述产生的电子束的所述路径中的情况下在较小电流下操作所述电子束源，实现与在减速器不在产生的电子束的路径中的情况下在较大电流下操作所述电子束源相等的能量。

9.根据权利要求1所述的系统，其中，至少当在较低能量下操作时，在所述减速器在所述产生的电子束的所述路径中的情况下的环境泄漏放射，比如果不将所述减速器安装在产生的电子束的路径中时低。

10.一种用于电子束照射的方法，包括：

产生电子束；

在基本未屏蔽室内成形所述电子束；

将至少一个减速器放置在所述电子束的路径中，该至少一个减速器至少包括在原子序数4以上的元素，其中，所述至少一个减速器将所述电子束的能级降低至少1MeV。

11.根据权利要求10所述的方法，其中，所述电子束通过施加器，其中所述施加器包括所述电子束通过其射出的远端。

12.根据权利要求11所述的方法，还包括：

在所述电子束从所述远端射出之后，使所述电子束扁平。

13.根据权利要求11所述的方法，其中

所述施加器执行所述成形的至少一部分，

所述远端定位在离待照射对象的距离为0米和1米之间。

14.根据权利要求13所述的方法，其中，所述远端定位在离所述对象的距离为0cm和10cm之间。

15.根据权利要求11所述的方法，其中，所述施加器机械地附接到支撑件，使得间隙保持在施加器与电子束源的端部之间，所述产生的电子束将从该端部离开。

16.根据权利要求11所述的方法，其中，所述至少一个减速器放置在所述施加器的所述远端处。

17.根据权利要求11所述的方法，其中，所述减速器对于所述施加器的适当附接由故障自动防护机构保证。

18.一种用于电子束照射的方法，包括：

产生电子束；

成形所述电子束；及

在所述电子束从系统射出之前，将至少一个减速器放置在所述电子束的路径中，该至少一个减速器包括至少两种不同元素的复合物，其中，所述至少一个减速器将所述电子束的能级降低至少1MeV；其中所述照射处于基本未屏蔽室内。

19.根据权利要求18所述的方法，其中，所述至少两种不同元素包括至少两种低z减速器元素，其中所述低z减速器元素具有小于或等于40并且大于或等于4的原子序数。

20.根据权利要求18所述的方法，其中，所述至少两种不同元素包括具有小于或等于40的原子序数的至少一种低z元素和具有大于40的原子序数的至少一种高z元素。

21.一种用可变电子能量来产生照射的治疗系统，包括：

加速器头部外壳，包括加速器头部、电子直线加速器及电子束源，其中，电子直线加速器和电子束源安装在所述外壳中，并且其中，电子束可以由电子束源产生并且在入射开口处注入在直线加速器中，其中，电子束可以由电子直线加速器加速到较高电子能量并且在与入射开口相对的出射开口处离开直线加速器，

窗口，用来将在直线加速器内的真空与大气隔离，并且允许当电子束离开直线加速器时电子束能够通过窗口，

用来扩展在电子直线加速器下游的电子束以同时照射实质大于电子束通过窗口的横截面的面积的装置，

电子施加器，基本与直线加速器和窗口共线地布置，使得电子束从直线加速器到窗口将跟随直线，并且其中，施加器用来约束电子束和限定用于照射的场，

控制器，用来控制电子束源和电子直线加速器的一个或多个操作参数，并且用来按预定电子峰值能量操作电子直线加速器，

至少一个能量减速器，其可以选择性地安装在直线加速器下游的电子束的路径中，并且基本与直线加速器和窗口共线地安装，其中，将至少一个能量减速器安装在电子束的路径中将电子束的电子能量从预定电子峰值能量降低到预定较低能级，及

其中，至少一个能量减速器包括至少两种元素的复合物，以当电子束的电子通过至少两种元素的复合物时，通过减速电子束的电子能量来将电子束的电子能量降低至少1MeV。

22.根据权利要求21所述的系统，其中，所述至少一个能量减速器可以选择性地安装在电子施加器的端部处，在该端部，电子束离开电子施加器。

23.根据权利要求21所述的系统，其中，至少两种元素的所述复合物包括用来减速电子束的电子能量的低Z材料，所述低Z材料具有小于或等于40并且大于或等于4的原子序数。

24.根据权利要求21所述的系统，其中，预定较低能级的峰值比预定电子峰值能量低至少1MeV。

25.根据权利要求21所述的系统，其中，窗口由钛制成。

26.根据权利要求21所述的系统，其中，在至少一个能量减速器在电子束的路径中的情况下在较小电流下操作所述电子束源，实现与在至少一个能量减速器不在电子束的路径中的情况下在较大电流下操作所述电子束源相等的能量。

27.根据权利要求21所述的系统，其中，对于离开窗口的电子束的给定电子能量，在所述至少一个能量减速器在电子束的路径中的情况下的环境泄漏放射，比如果不将所述至少一个能量减速器安装在电子束的所述路径中时低。