JP2023535963A - ビーム電流モニタリング一体型の現場交換可能な使い捨て式の熱的に最適化されたｘ線ターゲット - Google Patents
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Abstract
直線加速器ターゲット装置が、直線加速器によって加速された電子がぶつかった時に放射線を生成するターゲット材料と、ターゲット材料が取り付けられるターゲットホルダアセンブリとを含む。ターゲットホルダアセンブリは、ターゲット材料の周辺部に沿って配置された冷却チャネルを含む。ターゲットホルダアセンブリは、直線加速器のハウジングに着脱可能に結合するように構成される。ターゲット装置は、ターゲット材料を覆ってターゲットホルダアセンブリに結合された保護窓をさらに含む。【選択図】図３
Description
〔関連出願〕
本出願は、２０２０年７月２７日に出願された米国特許出願第１６／９３９，８３６号の米国特許法第１１９条（ｅ）に基づく利益を主張するものであり、この文献の内容は全体が引用により本明細書に組み入れられる。
本出願は、２０２０年７月２７日に出願された米国特許出願第１６／９３９，８３６号の米国特許法第１１９条（ｅ）に基づく利益を主張するものであり、この文献の内容は全体が引用により本明細書に組み入れられる。
本開示は、ビーム電流モニタリング一体型の現場交換可能な使い捨て式の熱的に最適化されたＸ線ターゲットに関する。
通常、加速器ベースの放射線治療では、制動放射（「制動輻射」）を介して高エネルギーＸ線ビームを発生させる。高原子番号（「高Ｚ」）のターゲット材料に相対論的電子ビームが入射する。電子ビームは、ターゲット材料の原子核との電磁相互作用によって偏向され、加速して、高エネルギー光子を放出させる。これらの光子の一部は電子－陽電子対を生成するのに十分なエネルギーを有し、この電子－陽電子対がターゲット材料の原子核と相互作用してさらに多くの光子を放出する。この結果、電子、陽電子及び光子の「電磁シャワー」又は「電磁カスケード」が発生する。通常、ターゲットから逃がれた電子は、低原子質量材料で形成された電子吸収体によって治療ビームから排除される。
本開示は、以下に示す詳細な説明及び本開示の様々な実装の添付図面からより完全に理解されるであろう。
本明細書では、ビーム電流モニタリング一体型の現場交換可能な使い捨て式の熱的に最適化されたＸ線ターゲットのための方法及び装置の実施形態について説明する。様々な実施形態では、直線加速器（「ＬＩＮＡＣ」）の真空エンベロープの外側のＬＩＮＡＣハウジングにＸ線ターゲット及びＸ線ターゲットアセンブリを取り付けることができる。従来のＬＩＮＡＣのＸ線ターゲットはＬＩＮＡＣの真空内に組み込まれており、従って個別に交換することができない。Ｘ線ターゲットの故障時にはＬＩＮＡＣ全体がターゲット交換のためのメンテナンスを必要とし、この結果ＬＩＮＡＣの停止時間が長くなって、機械のオペレータ及び／又は所有者に著しいコストが生じる可能性がある。さらに、ターゲットがいつ故障するかは予測不能な場合もあり、従って上述したメンテナンスの計画を立てることは困難となり得る。
本明細書で説明する実施形態は、ビーム電流モニタリング一体型の現場交換可能な使い捨て式の熱的に最適化されたＸ線ターゲットを有利に提供する。Ｘ線ターゲット材料をターゲットホルダアセンブリに取り付け、その後にこれをＬＩＮＡＣの真空エンベロープの外側に外部的に取り付けることができる。従って、ターゲットホルダアセンブリは、ＬＩＮＡＣの重大なメンテナンス及び真空の損失を伴うことなくＬＩＮＡＣに対して取り付け及び取り外しを行うことができる。従って、現在のＸ線ターゲットの故障時には、故障したターゲットのターゲットホルダアセンブリを素早く取り外し、大幅な停止時間を伴うことなく新たなターゲット材料を有する新たなターゲットホルダアセンブリと交換することができる。また、ターゲットホルダアセンブリは、Ｘ線ターゲットの使用中における熱除去を増大させるように表面断面に対する冷却剤の接触部分を広げる冷却チャネルを含むことができる。ターゲット材料が高温になるとターゲットが劣化するため、熱除去を増大させることでターゲットの寿命を延ばすことができる。最後に、ターゲット及びターゲットホルダアセンブリはトロイダル変流器を含むことができ、及び／又はＬＩＮＡＣから電気的に絶縁されてＸ線ビーム電流を直接測定する能力を提供することができる。
図１Ａに、本開示の実施形態による螺旋放射線送達システム（ｈｅｌｉｃａｌ ｒａｄｉａｔｉｏｎ ｄｅｌｉｖｅｒｙ ｓｙｓｔｅｍ）８００を示す。螺旋放射線送達システム８００は、リングガントリ８２０に取り付けられた直線加速器（ＬＩＮＡＣ）８５０を含むことができる。ＬＩＮＡＣ８５０は、電子ビームをＸ線放出ターゲットに向けることによって放射線ビーム（すなわち、治療ビーム）を生成するために使用することができる。治療ビームは、ターゲット領域（すなわち、腫瘍）に放射線を送達することができる。治療システムは、マルチリーフコリメータ（ｍｕｌｔｉ－ｌｅａｆ ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ：ＭＬＣ）８６０をさらに含む。ＭＬＣは、治療ビームの成形を可能にするようにＭＬＣのアパーチャを調整するために移動可能な複数のリーフを収容するハウジングを含む。リングガントリ８２０は、患者８３０がリング／トロイドのボアを通じて延びるトロイダル形状を有し、ＬＩＮＡＣ８５０は、リングの周辺部に取り付けられ、中心を通る軸を中心に回転して、患者の周囲の１又は２以上の角度から送達されるビームでターゲット領域を照射する。治療中、患者８３０は治療台８４０に乗ったまま同時にガントリのボア内を移動することができる。
螺旋放射線送達システム８００は、イメージングソースとしてのＬＩＮＡＣ８５０とＸ線検出器８７０とを含むイメージングシステムを含む。ＬＩＮＡＣ８５０は、設定のために患者８３０を撮像して治療前画像を生成するためにＬＩＮＡＣ８５０に対向するＸ線検出器８７０に入射する一連のＸ線ビームをＲＯＩに向けることによって、患者８３０の関心領域（ＲＯＩ）のメガボルトＸ線画像（ＭＶＣＴ）を生成するために使用することができる。１つの実施形態では、螺旋放射線送達システム８００が、ＬＩＮＡＣ８５０に直交して（例えば、９０度離れて）取り付けられたｋＶイメージングソース８１０から成る二次イメージングシステムをリングガントリ８２０上に含むこともでき、この螺旋放射線送達システム８００を、ターゲット領域にイメージング用Ｘ線ビームを投影して患者１３０の通過後に検出器の結像面を照明するように位置合わせすることができる。
図１Ｂに、本明細書で説明する別の実施形態に従って使用することができる放射線治療システム１２００を示す。図示のように、図１Ｂには放射線治療システム１２００の構成を示す。図示の実施形態では、放射線治療システム１２００が、放射線治療源として機能する直線加速器（ＬＩＮＡＣ）１２０１と、治療ビームを成形するようにＬＩＮＡＣの前方に取り付けられたＭＬＣ１２０５とを含む。１つの実施形態では、患者の周囲の動作空間内で多くの角度から多くの平面で送達されるビームで病理解剖学的構造（例えば、ターゲット）を照射するようにＬＩＮＡＣ１２０１を配置するために、ＬＩＮＡＣ１２０１が複数の（例えば、５以上の）自由度を有するロボットアーム１２０２の端部に取り付けられる。治療は、単一のアイソセンターを有するビーム経路、複数のアイソセンターを有するビーム経路、又は非アイソセントリックアプローチを伴うことができる。
ＬＩＮＡＣ１２０１は、ロボットアーム１２０２を動かすことによって治療中に複数の異なるノード（ＬＩＮＡＣ１２０１が停止して放射線を送達できる所定の位置）に位置付けることができる。ＬＩＮＡＣ１２０１は、これらのノードにおいてターゲットに１又は２以上の放射線治療ビームを送達することができ、放射線ビーム形状はＭＬＣ１２０５のリーフ位置によって決定される。ノードは、患者の周囲に概ね球状分布で配置することができる。ノードの特定の数及び各ノードにおいて適用される治療ビームの数は、治療すべき病理学的組織の位置及びタイプの関数として変化することができる。
放射線治療システム１２００は、Ｘ線源１２０３Ａ及び１２０３Ｂ（すなわち、イメージングソース）及び固定Ｘ線検出器１２０４Ａ及び１２０４Ｂに接続された処理装置１２３０を有するイメージングシステム１２１０を含む。或いは、Ｘ線源１２０３Ａ、１２０３Ｂ及び／又はＸ線検出器１２０４Ａ、１２０４Ｂが移動可能であることもでき、この場合これらは、ターゲットとの整列を維持するように、或いは異なる方位からターゲットを撮像するように、又は多くのＸ線画像を取得して３次元（３Ｄ）円錐ビームＣＴを再構築するように再配置することができる。当業者であれば理解するように、１つの実施形態ではＸ線源が点源ではなくむしろＸ線源アレイである。１つの実施形態では、ＬＩＮＡＣ１２０１がイメージングソースとしての役割を果たし、この場合はＬＩＮＡＣの電力レベルがイメージングにとって許容できるレベルまで抑えられる。
イメージングシステム１２１０は、円錐ビームＣＴ又は螺旋メガボルトコンピュータトモグラフィ（ＭＶＣＴ）などのコンピュータ断層撮影（ＣＴ）を実行することができ、イメージングシステム１２１０によって生成される画像は２次元（２Ｄ）又は３次元（３Ｄ）であることができる。２つのＸ線源１２０３Ａ及び１２０３Ｂは、手術室の天井の固定位置に取り付けて、機械アイソセンター（本明細書では治療中心と呼び、治療中に患者を治療台１２０６上に位置付けるための基準点を提供する）において交差して患者を通過した後にそれぞれの検出器１２０４ａ及び１２０４ｂの結像面を照明するＸ線撮像ビームを２つの異なる（例えば、９０度離れた）角度位置から投影するように位置合わせすることができる。１つの実施形態では、イメージングシステム１２１０が、ターゲット及び周囲の関心体積（ＶＯＩ）の立体イメージングを提供する。他の実施形態では、イメージングシステム１２１０が、２つよりも多くの又は少ないＸ線源及び２つよりも多くの又は少ない検出器を含むことができ、検出器のうちのいずれかは固定式ではなく移動可能であることができる。さらに他の実施形態では、Ｘ線源の位置と検出器の位置とを入れ替えることもできる。当業者には周知のように、検出器１２０４Ａ及び１２０４Ｂは、Ｘ線を可視光に変換する閃光放出材料（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｉｎｇ ｍａｔｅｒｉａｌ）（例えば、非晶質シリコン）、及びデジタル画像の座標系を基準画像の座標系に変換する画像位置合わせプロセス中に基準画像と比較できるデジタル画像に光を変換するＣＭＯＳ（相補的金属酸化膜シリコン）又はＣＣＤ（電荷結合素子）イメージングセルのアレイから作製することができる。例えば、基準画像は、ＣＴ画像を通じて光線を投射することによってＸ線画像形成プロセスをシミュレートすることに基づいて３Ｄ ＣＴ画像から生成される仮想Ｘ線画像であるデジタル再構成Ｘ線画像（Ｄｉｇｉｔａｌｌｙ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｅｄ Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈ：ＤＲＲ）とすることができる。
１つの実施形態では、ＩＧＲＴ送達システム１２００が二次イメージングシステム１２３９も含む。イメージングシステム１２３９は、例えばｍｅｄＰｈｏｔｏｎ社のＩｍａｇｉｎｇＲｉｎｇシステムなどの円錐ビームコンピュータ断層撮影（ＣＢＣＴ）イメージングシステムである。或いは、他のタイプの体積イメージングシステムを使用することもできる。二次イメージングシステム１２３９は、アーム及びレールシステム（図示せず）に取り付けられた回転式ガントリ（例えば、リング）１２４０を含み、アーム及びレールシステムは、回転式ガントリ１２４０を１又は２以上の軸に沿って（例えば、治療台１２０６の頭部から足部に延びる軸に沿って）移動させる。回転式ガントリ１２４０には、イメージングソース１２４５及び検出器１２５０が取り付けられる。回転式ガントリ１２４０は、治療台の頭部から足部に延びる軸を中心に３６０度回転することができる。従って、イメージングソース１２４５及び検出器１２５０を数多くの異なる角度で配置することができる。１つの実施形態では、イメージングソース１２４５がＸ線源であり、検出器１２５０がＸ線検出器である。１つの実施形態では、二次イメージングシステム１２３９が、独立して回転可能な２つのリングを含む。イメージングソース１２４５は第１のリングに取り付けることができ、検出器１２５０は第２のリングに取り付けることができる。１つの実施形態では、回転式ガントリ１２４０が、ロボットアーム１２０２との衝突を避けるために、放射線治療送達中に治療台の足部で静止する。
図１Ｂに示すように、画像誘導式放射線治療システム１２００は、治療提供ワークステーション１５０をさらに伴うことができる。治療提供ワークステーションは、放射線治療システム１２００及び患者が存在する治療室とは異なる室内に、放射線治療システム１２００から離れて配置することができる。本明細書で説明するように、治療提供ワークステーション１５０は、１又は２以上の画像位置合わせに基づくターゲットの動きを検出したことに基づいて患者１２２５への治療提供を修正する（処理装置１２３０又は別の処理装置とすることができる）処理装置及びメモリを含むことができる。
図１Ｃに、Ｃアーム放射線送達システム１４００を示す。１つの実施形態では、Ｃアームシステム１４００において、治療中にＬＩＮＡＣのビームエネルギーを調整することができ、またＬＩＮＡＣがＸ線撮像及び放射線治療の両方に使用されることを可能にすることができる。別の実施形態では、システム１４００が、Ｘ線画像を生成する内蔵ｋＶイメージングシステムと、さらに高エネルギーの治療用放射線ビームを生成する別のＬＩＮＡＣとを含むことができる。システム１４００は、ガントリ１４１０、ＬＩＮＡＣ１４２０、ＬＩＮＡＣ１４２０の前方におけるビーム成形のためのＭＬＣ１４７０、及びポータルイメージング検出器（ｐｏｒｔａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ｄｅｔｅｃｔｏｒ）１４５０を含む。ガントリ１４１０は、選択された投影に対応する角度に回転させて、治療台１４４０上の患者１４３０のＶＯＩのＸ線画像を取得するために使用することができる。ポータルイメージングシステムを含む実施形態では、ＬＩＮＡＣ１４２０が、患者１４３０のターゲットを通過し、ポータルイメージング検出器１４５０に入射してターゲットのＸ線画像を作成するＸ線ビームを生成することができる。ターゲットのＸ線画像が生成された後には、ＬＩＮＡＣ１４２０が患者１４３０のターゲット領域を治療するための放射線ビームを生成できるように、ＬＩＮＡＣ１４２０のビームエネルギーを増加させることができる。別の実施形態では、ｋＶイメージングシステムが、患者１４３０のターゲットを通過してターゲットのＸ線画像を作成するＸ線ビームを生成することができる。いくつかの実施形態では、ポータルイメージングシステムが、治療の提供中にポータル画像（ｐｏｒｔａｌ ｉｍａｇｅｓ）を取得することができる。ポータルイメージング検出器１４５０は、ビームが患者１４３０を通過した後に出口放射線フルエンス（ｅｘｉｔ ｒａｄｉａｔｉｏｎ ｆｌｕｅｎｃｅ）を測定することができる。これにより、内部又は外部基準（ｉｎｔｅｒｎａｌ ｏｒ ｅｘｔｅｒｎａｌ ｆｉｄｕｃｉａｌｓ）又は生体構造断片（ｐｉｅｃｅｓ ｏｆ ａｎａｔｏｍｙ）（例えば、腫瘍又は骨）がポータル画像内に限局化されることを可能にすることができる。
或いは、本明細書で説明するｋＶイメージングソース又はポータルイメージャ及び動作方法をさらに他のタイプのガントリベースのシステムと共に使用することもできる。ガントリベースのシステムの中には、アイソセンターを通過する軸の周囲でガントリがｋＶイメージングソース及びＬＩＮＡＣを回転させるものもある。ガントリベースのシステムは、患者の体がリング／トロイドのボアを通じて延びる概ねトロイダル形状を有するリングガントリを含み、ＫＶイメージングソース及びＬＩＮＡＣは、リングの周辺部に取り付けられて、アイソセンターを通過する軸を中心に回転する。ガントリベースのシステムは、ｋＶイメージングソース及びＬＩＮＡＣがアイソセンターを通過する軸上にカンチレバー様の形で取り付けられてこの軸を中心に回転するＣアームガントリをさらに含むことができる。別の実施形態では、ｋＶイメージングソース及びＬＩＮＡＣを、ｋＶイメージングソース及びＬＩＮＡＣが上述したように取り付けられたロボットアームを含むロボットアームベースのシステムにおいて使用することもできる。本開示の態様は、ガントリベースのＬＩＮＡＣシステム、放射線治療及び放射線手術に関連する静止イメージングシステム、統合画像誘導（ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ ｉｍａｇｅ ｇｕｉｄａｎｃｅ）を使用する陽子線治療システム、介入放射線医学及び術中Ｘ線イメージングシステムなどの他のこのようなシステムにおいてさらに使用することができる。
図２に、本開示の実施形態による、ＬＩＮＡＣの出力部に取り付けられるウィンドウホルダアセンブリ例２００を示す。１つの実施形態では、ウィンドウホルダアセンブリ２００を銅で形成することができる。ウィンドウホルダアセンブリ２００は、ウィンドウホルダアセンブリ２００に取り付けられた真空窓２０５を含むことができる。例えば、真空窓２０５は、気密溶接、レーザー溶接、ろう付け又はその他のいずれかの好適なプロセスを使用して取り付けることができる。真空窓２０５は、ベリリウム、ステンレス鋼、チタン、又は他のいずれかの好適な低原子質量材料で形成することができる。ウィンドウホルダアセンブリ２００は、ＬＩＮＡＣの出力部においてＬＩＮＡＣに直接取り付けることができる。例えば、ウィンドウホルダアセンブリ２００は、ＬＩＮＡＣが内部真空環境を確実に維持できるようにＬＩＮＡＣに溶接することができる。ターゲットホルダアセンブリ２００は、以下の図３に関して説明するようにターゲットホルダアセンブリの保護窓及びＸ線ターゲットと直接整列することができる。
図３は、本開示の実施形態による、ビーム電流モニタリング一体型の現場交換可能な使い捨て式の熱的に最適化されたＸ線ターゲットホルダアセンブリ例の断面図である。図３に示すように、ターゲットホルダアセンブリ３００は、保護窓３１０によって保護されたＸ線生成ターゲット材料３０５を含むことができる。ターゲットホルダアセンブリ３００は、図２に示すウィンドウホルダアセンブリ２００の真空窓２０５に保護窓３１０が（例えば、１ｍｍ以内に）近接できるように凹部を有する構造とすることができる。後述する図４に示すように、ターゲットホルダアセンブリがＬＩＮＡＣに取り付けられると、真空窓２０５とターゲットホルダアセンブリ３００のＸ線生成ターゲット材料３０５を覆う保護窓３１０との間に非常にわずかな（例えば、１ｍｍ未満の）空隙が残ることができる。Ｘ線生成ターゲット材料３０５は、タングステン、ウラン、金、又はその他の（例えば、４０よりも高い）高原子質量材料とすることができる。Ｘ線生成ターゲット材料３０５の寸法については以下で図４に関して説明する。ターゲットホルダアセンブリ３００は、ターゲットホルダアセンブリをＬＩＮＡＣのハウジングにボルト固定するための一連の取り付け穴３４０を含むこともできる。クランプ又は溶接などの他の取り付け／結合手段を使用することもできる。ターゲットホルダアセンブリ３００は、図１Ａ～図１Ｃのいずれか１つにおいて説明したようにＬＩＮＡＣに取り付けることができる。
１つの実施形態では、ターゲットホルダアセンブリ３００が、ターゲット領域の円周に沿った冷却チャネル３１５を含む。実施形態では、冷却チャネル３１５が、冷却チャネル内を流れる冷却剤に接するターゲットホルダアセンブリ３００の表面積を増加させるように複雑な幾何学的形状を含むことができる。１つの例では、冷却チャネル３１５の幾何学的形状が、ターゲット領域の周囲の円形チャネルよりも少なくとも１．５倍長い冷却剤経路長をもたらす。１つの例では、冷却液を水、又は他の高比熱容量の（例えば、１よりも大きな）冷媒タイプの冷却液とすることができる。冷却液は、ターゲットアセンブリ３００の冷却剤入口３２０において受け取られ、ターゲットアセンブリの冷却剤出口３２５を介して戻すことができる。１つの実施形態では、冷却剤入口３２０及び冷却剤出口３２５がＬＩＮＡＣに一体的に結合され、ＬＩＮＡＣから直接冷却剤を受け取ってＬＩＮＡＣに直接冷却剤を戻す。冷却剤入口３２０及び冷却剤出口３２５は、水密シールを介してＬＩＮＡＣに結合することができる。例えば、冷却剤入口３２０及び冷却剤出口３２５では、金属製のＣリングを使用して水密シールを提供することができる。或いは、冷却剤入口３２０が冷却剤を受け取り、冷却剤出口３２５が外部に配線された冷却剤ラインを介して冷却剤を戻すこともできる。
１つの実施形態では、ターゲットホルダアセンブリ３００が環状凹部３３０を含むことができる。環状凹部は、Ｘ線発生ターゲット材料３０５において受け取られた電子ビームの電流を測定するトロイダル変流器又はその他の変流器を受け取るような寸法を有することができる。トロイダル変流器を利用することで、たとえＬＩＮＡＣ自体に電気的に接地されている（例えば、ＬＩＮＡＣから電気的に絶縁されていない）場合でもビーム電流の測定を可能にすることができる。１つの例では、測定される電流が１００～３００ｍＡ規模であり、パルス幅が２～６マイクロ秒である。変流器は、電流パルスの形状を測定することもできる。トロイダル変流器は、ビーム電流を測定するために、絶縁体コアに巻き回された導線を含むことができる。例えば、トロイダル変流器は、トロイドコアのサイズ及び使用されるワイヤに応じて１０～６０ターンを含む（例えば、コアに１０～６０回巻き回される）ことができる。１つの例では、ワイヤをマグネットワイヤとすることができる。トロイダル変流器は、トロイダル変流器がターゲットホルダアセンブリ３００に含まれることを可能にするいずれかの寸法に形成することができる。例えば、トロイドの内径は２０ｍｍ～４０ｍｍとすることができ、外径は２５ｍｍ～５５ｍｍとすることができる。しかしながら、環状凹部３３０内に収まるいずれかの適切な寸法を使用することができる。測定された電流及びパルス形状は、ＬＩＮＡＣの校正又は診断、エネルギーサーボ制御、又はその他の最適化のために使用することができる。
ある実施形態では、Ｘ線生成ターゲット材料３０５をＬＩＮＡＣから電気的に絶縁することができる。例えば、ターゲットホルダアセンブリ３００をセラミックなどの絶縁体で形成することができる。別の実施形態では、ターゲットホルダアセンブリ３００をＬＩＮＡＣから電気的に絶縁するために電気的に中性のコーティングで被覆することができる。電流は、Ｘ線生成ターゲット材料３０５に接続されて他端が接地された抵抗器にわたって測定することができる。上述したように、電流及び電流の形状を測定し、あらゆる数のＬＩＮＡＣ最適化のために測定値を使用することができる。
１つの実施形態では、ターゲットホルダアセンブリ３００が、ターゲットホルダアセンブリ３００の出口に別の保護窓３３５を含むことができる。保護窓３３５は、低原子質量材料で形成することができる。例えば、保護窓３３５は、ベリリウム、ステンレス鋼、チタン、又は他のいずれかの好適な低原子質量材料で形成することができる。ターゲットホルダアセンブリの出口は、ターゲットホルダアセンブリ３００内の円筒形又は円錐形の凹部とすることができる。保護窓３３５は、凹部内に不活性ガス雰囲気を封入することができる。例えば、不活性ガス雰囲気は、アルゴン、水素、真空、又は他の低酸化性雰囲気とすることができる。不活性ガス雰囲気は、酸化によってキャビティがさらに損耗するのを防ぐことができる。保護窓３３５は、ターゲットホルダアセンブリ３００に溶接することができる。例えば、保護窓３３５は、気密溶接、レーザー溶接、ろう付け、又は他のいずれかの好適なプロセスを使用して溶接することができる。
図４に、本開示の実施形態による、ＬＩＮＡＣに取り付けられたビーム電流モニタリング一体型の現場交換可能な使い捨て式の熱的に最適化されたＸ線ターゲットの例を示す。図示のように、ターゲットホルダアセンブリ４００は直接ＬＩＮＡＣ４５０に取り付けられる。ＬＩＮＡＣは、電磁波を介して電子を加速させる内部真空４５５を保持することができる。ＬＩＮＡＣ４５０の出力部には、以下で図５Ａに関してさらに詳細に説明するウィンドウホルダアセンブリを取り付けることができる。例えば、ウィンドウホルダアセンブリは、ＬＩＮＡＣ４５０の出力部に溶接することができる。ウィンドウホルダアセンブリは、ＬＩＮＡＣ４５０を真空に保って電子ビームの比較的スムーズな通過を可能にする、低原子質量材料で形成された真空窓４６０を含むことができる。ターゲットホルダアセンブリ４００は、ターゲットホルダアセンブリ４００にしっかりと取り付けられたＸ線ターゲット材料４１５を含むことができる。ターゲットホルダアセンブリ４００のＸ線ターゲット材料４１５の上方には保護窓４０５を取り付けることができる。Ｘ線ターゲット材料４１５と保護窓４０５との間には、ターゲット材料４１５を酸化の影響から保護する不活性非酸化性ガス雰囲気４１０を密封することができる。例えば、不活性ガス雰囲気は、アルゴン、水素、真空、又はその他の低酸化性雰囲気とすることができる。いくつかの実施形態では、保護ターゲット窓４０５を取り付けるために使用される溶接又はろう付け技術によって不活性ガス４１０を生成することができる。
Ｘ線ターゲット材料４１５、保護窓４０５、４３０及び基板４２０の厚みは放射長を用いて表すことができる。放射長は、高エネルギー電子が制動放射相互作用によってそのエネルギーの１／ｅを除く全てを失うのに要する平均距離である。従って、放射長は、ターゲット材料（例えば、ターゲット材料の原子質量）の固有の特性である。一般に、原子質量が大きいほど対応する放射長は短くなる。さらに、ターゲット材料の放射長の実際の測定厚は材料によって異なることができる。例えば、タングステンの放射長は約３．５ｍｍであり、金の放射長は３．３４ｍｍである。１つの実施形態では、ターゲット材料の厚みがタングステンで０．０１～０．２放射長である。従って、タングステンのターゲット材料は０．０３５ｍｍ～０．７ｍｍの厚みを有することができるのに対し、金のターゲット材料は０．０３３ｍｍ～０．６７ｍｍの厚みを有することができる。同様に、使用される他のいずれかのターゲット材料も０．０１～０．２放射長の厚みを有することができるが、実際の厚みは使用される材料の放射長に従って変化することができる。
別の実施形態では、ターゲット材料の厚みがタングステンで０．２５～２放射長であることができる。従って、タングステンのターゲット材料は０．９ｍｍ～７ｍｍの厚みを有することができるのに対し、金のターゲット材料は０．８ｍｍ～６．７ｍｍの厚みを有することができる。同様に、使用される他のいずれかのターゲット材料も０．２５～２放射長の厚みを有することができるが、実際の厚みは使用される材料の放射長に従って変化する。
１つの実施形態では、保護窓が、材料の放射長に対して薄いもの（例えば、薄い箔）であることができ、低原子質量（例えば、３０未満）を有することができる。例えば、窓は、ベリリウム、チタン、ステンレス鋼、炭素箔、又はその他の同様の材料で形成することができる。１つの例では、材料が、電子が比較的スムーズに通過するように１０-5放射長規模の厚み（例えば、ベリリウムでは０．０２５～０．０７５ｍｍ、チタンでは０．００２５～０．００７５ｍｍ、炭素箔では０．０１４～０．４２ｍｍ）を有することができる。
基板４２０は、ＬＩＮＡＣ４５０によって生成された電子ビームからの過剰電子がＬＩＮＡＣ４５０及びターゲットアセンブリ５００から流出するのを阻止する厚みであることができる。一方で、基板４２０は、Ｘ線ターゲットによって生成されたＸ線が比較的スムーズに通過できるほど十分に薄く、低原子質量を有することもできる。１つの例では、基板４２０が銅で形成され、少なくとも０．１放射長（すなわち、少なくとも１．４ｍｍ）の厚みを有する。
ＬＩＮＡＣの出力部における真空窓４５５及び保護ターゲット窓４０５は、電子ビームがターゲット材料４１５に通過できるように直接位置合わせすることができる。ターゲットホルダアセンブリ４００は、ターゲット材料４１５の真下に存在する基板４２０をさらに含むことができる。基板４２０は、銅又は低原子質量（例えば、３０未満）の他の材料で構成することができ、ＬＩＮＡＣ４５０の電子ビームからの過剰電子が通過するのを防ぐのに十分な厚みを有しながら、Ｘ線放射線が通過できるほど十分に薄いものであることができる。また、基板４２０の下方には、ターゲットホルダアセンブリ４００の中空円錐構造である出口キャビティが存在することができる。出口キャビティは、ターゲット材料４１５によって生成された放射線を治療対象の方向に向けることができる。酸化によるターゲットホルダアセンブリ４００のさらなる損耗を防ぐために、出口キャビティの開口部に別の保護窓４３０を取り付けて、別の非酸化性ガス４２５雰囲気を内部に閉じ込めることができる。例えば、不活性ガス雰囲気は、アルゴン、水素、真空、又はその他の低酸化性雰囲気とすることができる。１つの例では、ターゲットホルダアセンブリ５００が、Ｘ線治療ビームと共に過剰電子がターゲットホルダアセンブリ４００から流出するのを阻止するようにアルミニウムなどのプラグ材料４３５を含む。
図５Ａ～図５Ｄに、現場交換可能なターゲットアセンブリの実施形態例を示す。ターゲットアセンブリ５００は、冷却剤入口５０５及び冷却剤出口５１０を含むことができる。冷却剤入口及び出口は、Ｘ線ターゲット５２０及び基板から熱を抽出する冷却液が流れることができる冷却チャネル５１５に結合することができる。ターゲットアセンブリ５００は、ターゲットアセンブリ５００をＬＩＮＡＣに取り付けるボルトを受け取るための１又は２以上の取り付け穴５３０をさらに含むことができる。ある実施形態では、ターゲットアセンブリ５００が取り付け穴５３０を含まず、代わりにクランプ、溶接などの別の手段によって取り付けることができる。
冷却剤入口５０５及び冷却剤出口５１０の各々は、液体冷却剤がＬＩＮＡＣから冷却剤入口５０５に流れて冷却剤出口５１０からＬＩＮＡＣに戻るための水密シールを提供するシーリングインサート（ｓｅａｌｉｎｇ ｉｎｓｅｒｔｓ）を含むことができる。冷却剤は、Ｘ線ターゲット５２０の円周に沿って冷却剤を導く冷却チャネル５１５内を流れることができる。図示のように、冷却チャネル５１５は、Ｘ線ターゲット５２０の周囲の蛇行形状とすることができる。蛇行形状は、ターゲット５２０を取り囲む導電性基板に接する冷却剤の表面積を増やし、従って導電性基板から冷却剤への熱伝達を高めることができる。さらに、蛇行チャネルは、ターゲット５２０から冷却チャネル５１５を流れる冷却剤に熱を引き込むヒートシンクとして機能するフィン様構造を提供することができる。いくつかの実施形態では、ターゲットアセンブリ５００がＬＩＮＡＣに一体的に取り付けられ、冷却剤入口５０５においてＬＩＮＡＣから冷却剤を受け取り、熱くなった冷却剤を冷却剤出口５１０を介してＬＩＮＡＣに戻す。
冷却チャネル５１５は、高アスペクト比の幅対高さを有することができる（例えば、冷却チャネル５１５は、接触面から冷却剤への熱伝達のための表面積を広くするように高く細いものであることができる）。実施形態では、冷却チャネル５１５が、冷却剤の流れに乱流を生じさせるためにライフリング（ｒｉｆｌｉｎｇ）及び／又はスクリューを含むことができる。実施形態では、冷却チャネル５１５が、冷却剤経路を円形チャネルの長さの最大１．５倍以上に増加させるいずれかの複雑な幾何学的形状であることができる。
最後に、ターゲットアセンブリ５００は、パルストロイド（ｐｕｌｓｅ ｔｏｒｏｉｄ）のための凹部２１０を含むことができる。例えば、凹部２１０内にパルストロイドが配置され、Ｘ線ターゲット２２０においてＬＩＮＡＣから受け取られるパルス電流を検出することができる。別の実施形態では、Ｘ線ターゲット２２０の取り付け面及び冷却チャネルの内部を高電気抵抗率の材料（すなわち、ダイヤモンド状炭素などの絶縁体）でコーティングすることができる。コーティングは、ターゲット２２０を電気的に絶縁することができる。ターゲットは、ＬＩＮＡＣの接地面にさらに接触することができる。従って、ターゲット２２０と接地との間の電流を測定することができる。このようにして、ビーム電流を直接かつ正確に測定することができる。
ターゲットホルダアセンブリ５００は、ターゲット材料５２０が取り付けられた基板の真下に出口キャビティを含むことができる。出口キャビティは、別の保護窓によって取り囲むことができる。出口キャビティの取り囲まれた部分は、酸化による損傷を防ぐように非酸化性の不活性ガス雰囲気を含むことができる。
図６に、ビーム電流モニタリング一体型の現場交換可能な使い捨て式の熱的に最適化されたＸ線ターゲットを使用する方法例を示す。図６を参照すると、方法６００には、様々な実施形態によって使用される機能例を示す。方法６００では特定の機能ブロック（「ブロック」）を開示するが、このようなブロックは一例である。すなわち、実施形態は、他の様々なブロック、又は方法６００において記載するブロックの変形例の実行にも上手く適合する。なお、方法６００のブロックは、提示するものとは異なる順序で実行することもでき、また方法６００のブロックを全て実行できるとは限らないと理解されたい。
方法は、ターゲットアセンブリを直線加速器のハウジングに外部的に結合するブロック６０２から開始する。ターゲットアセンブリは、直線加速器によって加速された電子がぶつかった時に放射線を生成するターゲット材料と、ターゲット材料が取り付けられるターゲットホルダアセンブリとを含むことができ、ターゲットホルダアセンブリは、ターゲット材料の周辺部に沿って配置された蛇行冷却チャネルと、ターゲット材料を覆ってターゲットホルダアセンブリに結合された保護窓とを含む。１つの例では、ターゲットホルダアセンブリが直線加速器に取り付けられると、ターゲットホルダアセンブリに結合された保護窓が、直線加速器の出力部における真空ウィンドウと整列する。
ブロック６０４において、電子ビームを加速させてターゲットアセンブリのターゲット材料にぶつける直線加速器を使用して放射線の治療ビームを生成する。ブロック６０６において、電子ビームの電流をモニタする。１つの例では、ターゲット材料を電気的に絶縁してターゲット材料における電流を直接測定することによって電流がモニタされる。別の例では、ターゲットホルダアセンブリ内に配置されたトロイダル変流器によって電流がモニタされる。なお、方法６００は、図１～図５Ｄに関して上述した説明及び／又は実施形態のいずれかに関連して実行することができる。
上記の説明から明らかなものとして特に明記していない限り、「受け取る（ｒｅｃｅｉｖｉｎｇ）」、「位置付ける（ｐｏｓｉｔｉｏｎｉｎｇ）」、「実行する（ｐｅｒｆｏｒｍｉｎｇ）」、「放出する（ｅｍｉｔｔｉｎｇ）」、又は「引き起こす（ｃａｕｓｉｎｇ）」などの用語は、コンピュータシステムのレジスタ及びメモリ内の物理量（例えば、電子量）として表されるデータを操作して、コンピュータシステムのメモリ、レジスタ又はその他のこのような情報記憶装置又はディスプレイ装置内の物理量として同様に表される他のデータに変換するコンピュータシステム又は同様の電子コンピュータ装置の動作及びプロセスを意味することができると理解されるであろう。本明細書で説明した方法は、コンピュータソフトウェアを使用して実装することができる。認可規格に準拠するプログラミング言語で書かれている場合、これらの方法を実行するように設計された一連の命令は、様々なハードウェアプラットフォーム上での実行、及び様々なオペレーティングシステムに接続するインターフェイスのためにコンパイルすることができる。また、本開示の実装は、いずれかの特定のプログラミング言語を参照して説明したものではない。本開示の実装は、様々なプログラミング言語を使用して実装することができると理解されるであろう。
なお、本明細書で説明した方法及び装置は、医療診断撮像及び医療診断治療との使用のみに限定されるものではない。別の実装では、本明細書における方法及び装置を、工業用撮像及び材料の非破壊検査などの医療技術分野以外の用途で使用することもできる。このような用途では、例えば「治療」は、ビーム（例えば、放射線、音響など）の適用などの、治療計画システムによって制御される動作の遂行を一般に意味することができ、「ターゲット」は、非解剖学的物体又は領域を意味することができる。
上述した本明細書では、特定の例示的な実装を参照しながら本開示を説明した。しかしながら、添付の特許請求の範囲に示す本開示の幅広い趣旨及び範囲から逸脱することなく、これらの実装に様々な修正及び変更を行えることが明らかであろう。従って、本明細書及び図面は限定的な意味ではなく例示的な意味で捉えるべきものである。本明細書全体を通じた「１つの実施形態」又は「ある実施形態」についての言及は、その実施形態に関連して説明する特定の特徴、構造又は特性が少なくとも１つの実施形態に含まれることを意味する。従って、本明細書全体を通じて様々な箇所に見られる「１つの実施形態では」又は「ある実施形態では」という表現は、必ずしも全てが同じ実施形態を意味するわけではない。
上述した本発明の例示的な実装の説明は、要約書に記載した内容を含めて、完全であること、或いは開示した正確な形態に本発明を限定することを意図するものではない。本明細書では、本発明の特定の実施形態及び具体例を例示目的で説明したが、当業者であれば認識するように、本発明の範囲内で様々な同等の修正が可能である。本明細書で使用した「例」又は「例示的な」という単語は、例、事例又は例示としての役割を果たすことを意味する。本明細書において「例」又は「例示的な」として説明するあらゆる態様又は設計は、必ずしも他の態様又は設計よりも好ましいもの又は有利なものとして解釈すべきではない。むしろ、「例」又は「例示的な」という単語の使用は、本概念を具体的に示すことを意図するものである。本出願で使用する「又は（ｏｒ）」という用語は、排他的「ｏｒ」ではなく包含的「ｏｒ」を意味するように意図される。すなわち、別途明示していない限り、又は文脈から明らかでない限り、「ＸはＡ又はＢを含む」という表現は、自然な包含的置換のいずれかを意味するように意図される。すなわち、ＸがＡを含む場合、ＸがＢを含む場合、或いはＸがＡとＢの両方を含む場合、「ＸはＡ又はＢを含む」はこれらの事例のいずれの下でも満たされる。また、本明細書及び添付の特許請求の範囲で使用する「ａ」及び「ａｎ」という冠詞は、単数形を対象にしていることを別途明示していない限り、又は文脈から明らかでない限り、一般に「１又は２以上」を意味すると解釈すべきである。さらに、全体を通じて、「ある実施形態」又は「１つの実施形態」、或いは「ある実装」又は「１つの実装」という用語は、同じ実施形態又は実装を意味するものとして説明していない限り、そのように意図するものではない。さらに、本明細書で使用する「第１の」、「第２の」、「第３の」、「第４の」などの用語は、異なる要素同士を区別するラベルとして意図するものであり、必ずしもこれらの数字指定に従う順序を意味するとは限らない場合もある。
３００ ターゲットホルダアセンブリ
３０５ Ｘ線生成ターゲット材料
３１０ 保護窓
３１５ 冷却チャネル
３２０ 冷却剤入口
３２５ 冷却剤出口
３３０ 環状凹部
３３５ 保護窓
３４０ 取り付け穴
３０５ Ｘ線生成ターゲット材料
３１０ 保護窓
３１５ 冷却チャネル
３２０ 冷却剤入口
３２５ 冷却剤出口
３３０ 環状凹部
３３５ 保護窓
３４０ 取り付け穴
Claims (22)
- 直線加速器ターゲット装置であって、
直線加速器によって加速された電子がぶつかった時に放射線を生成するターゲット材料と、
前記ターゲット材料が取り付けられるターゲットホルダアセンブリであって、前記ターゲット材料の周辺部に沿って配置された冷却チャネルを含み、前記直線加速器のハウジングに取り外し可能に結合するように構成されたターゲットホルダアセンブリと、
前記ターゲット材料を覆って前記ターゲットホルダアセンブリに結合された保護窓と、
を備えることを特徴とする装置。 - 前記ターゲットホルダアセンブリに結合されて前記直線加速器の電子ビーム電流を測定するトロイダル変流器をさらに備える、
請求項１に記載の装置。 - 前記ターゲットホルダアセンブリは、前記ターゲット材料に結合されて前記直線加速器の電子ビーム電流を測定する電流検知コンポーネントをさらに備え、前記ターゲット材料は、前記直線加速器から電気的に絶縁される、
請求項１に記載の装置。 - 前記ターゲット材料は、前記ターゲット材料の原子質量及び前記電子のエネルギーに対して厚みが０．２放射長未満である、
請求項１に記載の装置。 - 前記冷却チャネルと前記直線加速器との間の少なくとも１つの結合インターフェイスをさらに備え、前記冷却チャネルは、蛇行形状の冷却チャネルを含む、
請求項１に記載の装置。 - 前記保護窓と前記ターゲット材料との間に配置された不活性ガス雰囲気をさらに含む、
請求項１に記載の装置。 - 前記保護窓はベリリウムで構成される、
請求項１に記載の装置。 - 前記ターゲットホルダアセンブリは、前記直線加速器に外部的に結合され、前記直線加速器は、該直線加速器の出力部に真空窓を含む、
請求項１に記載の装置。 - 前記ターゲットホルダアセンブリが前記直線加速器に結合された時に、前記ターゲットホルダアセンブリに結合された前記保護窓は、前記直線加速器の前記出力部における第２の保護窓と整列する、
請求項８に記載の装置。 - 放射線送達システムであって、
直線加速器と、
前記直線加速器によって加速された電子がぶつかった時に放射線を生成するターゲット材料と、
前記ターゲット材料が取り付けられるターゲットホルダアセンブリであって、前記ターゲット材料の周辺部に沿って配置された冷却チャネルを含み、前記直線加速器のハウジングに取り外し可能に結合するように構成されたターゲットホルダアセンブリと、
前記ターゲット材料を覆って前記ターゲットホルダアセンブリに結合された保護窓と、
を備えることを特徴とするシステム。 - 前記ターゲットホルダアセンブリに結合されて前記直線加速器の電子ビーム電流を測定するトロイダル変流器をさらに備える、
請求項１０に記載のシステム。 - 前記ターゲットホルダアセンブリは、前記ターゲット材料に結合されて前記直線加速器の電子ビーム電流を測定する電流検知コンポーネントをさらに備え、前記ターゲット材料は、前記直線加速器から電気的に絶縁される、
請求項１０に記載のシステム。 - 前記ターゲット材料は、前記ターゲット材料の原子質量及び前記電子のエネルギーに対して厚みが０．２放射長未満である、
請求項１０に記載のシステム。 - 前記冷却チャネルと前記直線加速器との間の少なくとも１つの結合インターフェイスをさらに備え、前記冷却チャネルは、蛇行形状の冷却チャネルを含む、
請求項１０に記載のシステム。 - 前記保護窓と前記ターゲット材料との間に配置された不活性ガス雰囲気をさらに含む、
請求項１０に記載のシステム。 - 前記保護窓はベリリウムで構成される、
請求項１０に記載のシステム。 - 前記ターゲットホルダアセンブリは、前記直線加速器に外部的に結合され、前記直線加速器は、該直線加速器の出力部に真空窓を含む、
請求項１０に記載のシステム。 - 前記ターゲットホルダアセンブリが前記直線加速器に取り付けられた時に、前記ターゲットホルダアセンブリに結合された前記保護窓は、前記直線加速器の前記出力部における第２の保護窓と整列する、
請求項１７に記載のシステム。 - 直線加速器によって加速された電子がぶつかった時に放射線を生成するターゲット材料と、
前記ターゲット材料が取り付けられるターゲットホルダアセンブリであって、前記ターゲット材料の周辺部に沿って配置された蛇行冷却チャネルを含むターゲットホルダアセンブリと、
前記ターゲット材料を覆って前記ターゲットホルダアセンブリに結合された保護窓と、
を備えたターゲットアセンブリを前記直線加速器のハウジングに外部的に結合することと、
電子ビームを加速させて前記ターゲットアセンブリの前記ターゲット材料にぶつける前記直線加速器を使用して放射線の治療ビームを生成することと、
を含むことを特徴とする方法。 - 前記ターゲットホルダアセンブリ内に配置されたトロイダル変流器を使用して前記電子ビームの電流をモニタすることをさらに含む、
請求項１９に記載の方法。 - 前記ターゲット材料を電気的に絶縁して前記ターゲット材料における電流を直接測定することにより、前記電子ビームの電流をモニタすることをさらに含む、
請求項１９に記載の方法。 - 前記ターゲットホルダアセンブリが前記直線加速器に取り付けられた時に、前記ターゲットホルダアセンブリに結合された前記保護窓は、前記直線加速器の出力部における真空窓と整列する、
請求項１９に記載の方法。
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