CN103889135A

CN103889135A - 医用直线加速器kv/mv同轴x射线影像系统

Info

Publication number: CN103889135A
Application number: CN201410054686.2A
Authority: CN
Inventors: 宫良平
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 2014-02-18
Filing date: 2014-02-18
Publication date: 2014-06-25

Abstract

医用直线加速器KV／MV同轴X射线影像系统。属于医用直线加速器研究与制造领域。本发明提供了一种医用直线加速器KV／MV同轴X射线影像系统方案，所要解决的问题，是既能保证KV级影像系统与MV级放疗射线处于同一坐标轴，又能采集到等同于常规医学X光影像设备相同的图像质量，这是国内外业界都在追求但至今尚无成功先例的影像引导放疗目标。本方案的要点是，为医用直线加速器增加一套常规X线影像设备专用的“KV级高压发生器”，通过所述“高压无缝转换线路”，可以为电子发射系统自由切换原装脉冲高压或电压可调的KV级影像高压，从而实现“同轴高清影像引导下的精确放射治疗”技术。

Description

医用直线加速器KV/MV同轴X射线影像系统

一.技术领域

本发明涉及一种集成于医用电子直线加速器上的“KV／MV同轴X射线影像系统”设计方案，属于医用直线加速器研究与制造领域。

二.背景技术

1.概述：

医学放射治疗的历史至今已有100多年。20世纪50年代有了医用电子直线加速器，标志着现代肿瘤放射治疗设备与放射治疗技术逐步走向成熟。然而，早期的医用电子直线加速器一般只能输出低能单光子辐射，对患者体内肿瘤进行放射治疗时，通常是预先在具有KV级X射线透视功能的“模拟定位机”上进行透视定位，并在皮肤的相应位置画出标记，然后，让患者在加速器上按照肤皮标记的位置进行重复摆位治疗。由于这时的医用直线加速器设备没有“透视”与“拍片”功能，不能验证患者体内的实际治疗精度，更不能进行影像引导下的放射治疗，因此，放疗效果难以保证。即便后来逐步发展起来的高能医用电子直线加速器，虽然通过CT定位等相关技术措施，逐步提高了放疗定位精度，但加速器设备仍然“看不见”患者体内的真实治疗位置，从而放疗精度仍然难以保证。直到21世纪初期，瑞典医科达公司(Elekta)、美国瓦立安公司(Varian)和德国西门子公司(Siemens)等先后开发并推出了以高能医用电子直线加速器为核心技术的“影像引导”放射治疗设备(IGRT—Image GuideRadiation Therapy)，才使现代肿瘤放疗技术迈上了一个新的台阶，标志着放射治疗设备已经进入了一个以“影像引导”为核心技术内容的精确放射治疗新阶段。

2.IGRT医用直线加速器影像验证与引导放疗系统的结构类型：

目前IGRT医用直线加速器的影像验证与引导放疗系统，可以归结为三类影像设计方案：

(1)“MV同源同束X射线影像验证方式”。这种放疗影像验证方式是在医用直线加速器辐射头对面附加一套“同轴MV级射野影像探测装置”，通过采集加速器MV级的X射线，实现二维端口影像验证目的。这是最早集成于医用直线加速器上的影像验证技术。医科达公司(Elekta)和瓦里安公司(Varian)目前的主流医用直线加速器上，仍然保留了这一配置。

(2)“KV／MV正交X射线影像技术”。这种成像技术是在医用直线加速器左右两侧MV级束流轴线的正交位置，集成安装一套常规X线影像系统，即增加一套KV级“X线球管”和一套“KV级影像探测装置”，可以通过KV级锥形束CT(CBCT)成像技术，实现三维影像引导下的精确放射治疗(IGRT)目的。医科达公司(Elekta)和瓦里安公司(Varian)目前的高端医用电子直线加速器上都是采用这种配置模式，占据了目前世界上高端IGRT医用直线加速器的绝对优势，是目前IGRT医用直线加速器的主流机型。

(3)“KV／MV同源双束影像技术”。这种影像技术是针对加速管进行特殊设计，可以形成KV／MV两种能量的X射线，前者用于放射成像，后者用于放射治疗。医科达公司曾于2000年左右研究开发过“KV／MV同源双束加速管”技术，但由于存在技术缺陷，最终没有推向市场；这一技术另一具有代表性的是中国清华大学，该校科研人员于2006年12月承担了国家十一五科技支撑计划“放射治疗及与影像定位一体化装置的研制”课题，经过两年多的攻关，发明了可以快速切换高能和低能的“KV／MV同源双束加速管”，高能6MV，低能500KV，并研制出KV／MV同源双束IGRT医用直线加速器样机，于2009年通过了科技部、卫生部的项目验收。但是，由于这种结构和成像技术本身存在某些技术缺陷，至今未见推广应用。

3.目前IGRT医用直线加速器影像系统的缺陷分析：

综合分析上述医用直线加速器的三类成像模式，不论从技术上还是临床实践上来看，都存在着“先天技术缺陷”，分析如下：

(1)“MV同源同束X射线影像验证方式”。我们知道，X线之所以能使人体组织在荧屏上或胶片上形成影像，一方面是基于X线的穿透性、荧光效应和感光效应；另一方面是基于人体组织之间有密度和厚度的差别。当X线透过人体不同组织结构时，被吸收的程度不同，所以到达荧屏或胶片上的X线存在差异。这样，在荧屏或X线片上就能形成明暗或黑白对比不同的影像。临床实践证明，人体的不同部位需要不同能量的KV级X线，常规X光机的X线电压范围一般是几十KV至一百多KV之间。而MV级的X线能量，显然大大超过了临床最佳电压范围，因此，尽管可以采取一些相应的技术措施，但仍然不能达到KV级的图像效果。因此，不能得到临床的广泛认可。

(2)“KV／MV正交X射线影像技术”。因为这种成像技术是直接集成了常规X光影像设备，影像质量肯定能够满足临床需求，因此，是目前IGRT医用直线加速器的主流配置。但是，这种KV／MV非同源正交影像所反映的靶区运动情况与治疗用的射线分布状态之间存在先天缺陷，由于影像坐标与治疗坐标的非一致性，也容易引起治疗误差；另外，从整机结构上来看，不但整体显得特别臃肿，安装调试和运行操作过程都增加了难度，而且成本大幅提高，进一步增加了用户的经济负担。

(3)“KV／MV同源双束影像技术”。该方案解决了坐标一致性问题，是国内外厂商与相应科研院所都在追求的目标，但至今尚无成功先例。就清华方案来看，其设计目标是KV／MV分别为500KV的影像束流和6MV的治疗束流。据悉，实际效果是影像束流不低于700KV，并且电压范围并非可调，这与几十KV至一百多KV可调的常规X线影像设备显然不能相提并论，因此，图像质量与常规X线影像设备难以比拟，临床效果难以令人满意。另外，该方案只适用于低能单光子医用直线加速器，即便影像质量可以被临床接受，也难以与医科达或瓦里安公司的双光子带多档电子射线的现代高能医用电子直线加速器相媲美，因此，临床意义并不明显，难以在国内外形成市场竞争优势。

三.发明内容

本发明提出了一种现代医用电子直线加速器KV／MV同轴X射线影像系统设计方案，基本设计思路是：在不改变现代医用电子直线加速器的基本结构与MV级辐射性能前提下，为电子发射系统增加一套常规医学X射线影像设备专用的“KV级高压发生器”以及相应的射线处理措施和KV级图像处理装置(KV级非晶硅图像探测平板)。工作时，按照KV级成像需要或MV级放疗需要，施加于电子枪上的高压，可以在“KV级高压发生器”与加速器的原装“高压脉冲调制器”之间进行“无缝切换”。当接通“KV级高压发生器”时，电子枪发射的是等同于常规X线机的KV级电子束流，在加速器束流控制系统引导下，可以让这种电子束流在加速管与偏转靶室内部沿MV级电子束流的相同路径“漂移”至相同的输出部位。由于这时的电子束流在真空环境下依靠“惯性”运行，能量基本没有损失，因此，撞击“KV级专用X线靶”(位于经过改造的“双靶-单窗转换”装置上)之后，可以产生相应KV级的X射线。然后，经过KV级均整块(位于经过改造的“均整-散射转换”装置上)进行均整处理，并通过KV级非晶硅影像装置成像，从而实现KV／MV同轴X射线影像引导下的放射治疗(IGRT)功能。由于其电压范围可以按照常规X线机的方式进行调节，因此，图像质量和定位精度都能得到有效保障。

本发明所述的主要技术内容包括2部分：

1.医用直线加速器“KV／MV同轴X射线影像系统”整体设计方案；

2.“KV级高压发生器”与“高压脉冲调制器”之间的“高压无缝转换线路”。

四.附图说明

图1是所述医用直线加速器“KV／MV同轴X射线影像系统”整体设计方案简图，是本发明的核心技术。图中“实线部分”表示目前高能医用直线加速器的主要结构，“虚线部分”就是本发明需要添加或改造的主要内容。其中，标记序号1表示新增加的“KV级高压发生器”；序号2表示新增加的“高压无缝转换线路”；序号3表示需要适当改造的“双靶-单窗转换”装置；序号4表示需要适当改造的“均整-散射转换”装置；序号5表示需要配置的“KV级非晶硅影像板”装置。

图1所示整体系统的基本设计思想是，按照加速器控制系统的指令要求，在“高压无缝转换线路”的自动控制下，可以让“KV级高压发生器”与“高压脉冲调制器”进行“无缝切换”。当接通“高压脉冲调制器”时，加速器正常输出MV级X射线进行放射治疗；而接通“KV级高压发生器”时，为电子枪提供的是等同于常规X线影像设备的KV级可调直流高电压，这时，适当调节束流控制系统(包括导向系统、聚束系统、偏转系统)的控制电流，可以让这种KV级电子束流“漂移”到MV级电子束流的相同部位。然后，经过“双靶-单窗转换”装置和“均整-散射转换”装置的打靶与均整处理后，能够输出符合成像需要的KV级X射线，最后，通过“KV级非晶硅影像板”装置的实时监测，实现数字化处理与影像显示功能。

图2是实现图1所示整体方案的“高压无缝转换线路”设计原理图，是本发明的关键技术。由于“KV级高压发生器”与“高压脉冲调制器”输出的都是几十KV至一百多KV的直流高压或脉冲高压，不论从安全性还是可靠性来考虑，都不宜采用常规继电器线路进行切换控制，因此，能否进行两种高电压之间的“无缝切换”，就是能否实现本发明所述设计思想的关键技术。图中实线框内是“高压无缝转换线路”的基本设计要求，其中，D₁与D₂是两个阴极并联，然后同时接到电子枪的高压二极管(高压硅堆)，每一个二极管的反向耐压应不低于150KV；D₁与D₂的阳极则分别联接到“KV级高压发生器”与“高压脉冲调制器”。这样，在加速器控制系统“互锁式指令”指挥下，当分别接通“KV级高压发生器”送来的直流高压或“高压脉冲调制器”送来的脉冲高压时，由于二极管的“正向导通”与“反向阻断”特性，既能按照功能要求向电子枪提供相应的发射电压，也能保证两种高压供电装置之间进行“无缝切换”。图中的R₁和R₂是两个串联的高压分压电阻，用来采集“高压取样信号”。按照常规设计要求，这种取样信号的最大值应不高于15V，因此，要求R₁>>R₂，与此同时，在R₂两端并联了一个稳压二极管D₃，可将取样信号钳制在直流15V以下，以便后级控制电路的安全性能得到有效保障。

五.具体实施方式

本发明所述的“KV／MV同轴X射线影像系统”，按照所属领域的常规设计加工与部件选型采购方式，采用常规的线路设计与组装调试技术和实验条件，就能实现所述的设计目标与功能需求。具体实施方式如下：

1.选定一款可以正常运行出束的高能医用电子直线加速器(可以是二手机)，加速器类型(行波或驻波)不限，并满足常规医用直线加速器的机房安装与出束调试条件；

2.通过充分市场调研，选购目前临床应用最成熟、性价比最高的“KV级高压发生器”和平板型数字化X线影像传感器(KV级非晶硅板)及其相应的控制线路和相关的辅助配件。其中，“KV级高压发生器”可以独立安装在加速器机架附近的适当位置，通过高压线缆连接到电子枪附近；“KV级非晶硅板”应安装在与辐射机头对应的机架尾部，并通过机械装置可以控制伸缩或灵活收放；

3.选购原器件并组装“高压无缝转换线路”，其中，D₁与D₂必须选用反向耐压不低于150KV的高压硅堆；R₁必须选用专用高压电阻器，R₂和D₃可选用常规低压器件。整套“高压无缝转换线路”应固定安装在电子枪附近的高压区域；

4.将加速器辐射头内的原装“靶-窗转换装置”与“均整块-散射泊转换装置”取出，换上经过加工改造的“双靶-单窗转换”与“均整-散射转换”装置。这两部分的设计改造方法，除了基本保留原来结构之外，必须按照KV级光子特点，通过加工实验，分别增加一个“KV级电子靶”和“KV级均整块”，以保证能够输出基本等同于常规影像设备所需要的KV级X射线。

5.按照KV级电子特点，对加速器束流控制系统的控制项目与控制指令进行增设，以满足KV级电子漂移与偏转需要；

6.将加速器软件控制系统增加与KV级影像系统相关的控制、显示和连锁项目。

至此，本发明所述设计方案即可得以实现。

Claims

1.一种所述的医用直线加速器“KV／MV同轴X射线影像系统”设计方案，其特征是：在不改变现代医用电子直线加速器的主体结构与各种MV级辐射治疗功能的前提下，增加一套常规医学X线影像设备专用的“KV级高压发生器”，并设计一件专用“高压无缝转换线路”，可以按照放疗需要或成像需要，为电子发射系统提供原装脉冲高压或电压可调的KV级影像高压，能实现KV级高清影像与MV级放疗射线之间的同轴自由切换，从而实现“同轴高清影像引导下的精确放射治疗”技术。

2.一件按照所述权利要求1所述的“高压无缝转换线路”，其主要特征是，两个高压硅堆(二极管)的阴极共同联接电子枪阴极，阳极分别连接“KV级高压发生器”和“高压脉冲调制器”，利用高压硅堆的“正向导通”与“反向阻断”特性，既能按照功能要求向电子枪提供相应的发射电压，也能保证两种高压供电装置之间进行“无缝切换”，互不影响。