JP2024075614A - ３次元ビームを形成するｘ線源 - Google Patents

３次元ビームを形成するｘ線源 Download PDF

Info

Publication number
JP2024075614A
JP2024075614A JP2024034091A JP2024034091A JP2024075614A JP 2024075614 A JP2024075614 A JP 2024075614A JP 2024034091 A JP2024034091 A JP 2024034091A JP 2024034091 A JP2024034091 A JP 2024034091A JP 2024075614 A JP2024075614 A JP 2024075614A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
electron beam
target
ray
target element
ray source
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP2024034091A
Other languages
English (en)
Inventor
フィッシュマン，カルマン
ウィルフレイ，ブライアン，パトリック
エレノル，クリストファー，ダブリュー．
オルガド，ドナルド
ク，シェン－ユアン
ファンク，トビアス
ヴァタホフ，ペトレ
ミッチェル，クリストファー，アール．
Original Assignee
エンピリアン メディカル システムズ，インコーポレイテッド
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by エンピリアン メディカル システムズ，インコーポレイテッド filed Critical エンピリアン メディカル システムズ，インコーポレイテッド
Publication of JP2024075614A publication Critical patent/JP2024075614A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/02—Details
    • H01J35/14—Arrangements for concentrating, focusing, or directing the cathode ray
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/02—Details
    • H01J35/14—Arrangements for concentrating, focusing, or directing the cathode ray
    • H01J35/153—Spot position control
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/02—Details
    • H01J35/16—Vessels; Containers; Shields associated therewith
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/24—Tubes wherein the point of impact of the cathode ray on the anode or anticathode is movable relative to the surface thereof
    • H01J35/30—Tubes wherein the point of impact of the cathode ray on the anode or anticathode is movable relative to the surface thereof by deflection of the cathode ray
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/32—Tubes wherein the X-rays are produced at or near the end of the tube or a part thereof which tube or part has a small cross-section to facilitate introduction into a small hole or cavity
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J2235/00—X-ray tubes
    • H01J2235/08—Targets (anodes) and X-ray converters
    • H01J2235/086—Target geometry
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J2235/00—X-ray tubes
    • H01J2235/16—Vessels
    • H01J2235/165—Shielding arrangements
    • H01J2235/166—Shielding arrangements against electromagnetic radiation

Landscapes

  • X-Ray Techniques (AREA)
  • Radiation-Therapy Devices (AREA)

Abstract

【課題】Ｘ線ビームのビームパターンと方向とのうち少なくとも一方を制御する。【解決手段】Ｘ線源を形成する３次元ビームは、電子ビームを生成する電子ビーム生成器（ＥＢＧ）を含む。ターゲット要素は、ＥＢＧから所定の距離に配置され、電子ビームを妨害するように配置される。ターゲット要素は、電子ビームに応答してＸ線を生成する。ビームフォーマーは、ターゲット要素に近接して配置され、Ｘ線放射と相互作用してＸ線ビームを形成する材料を含む。ＥＢＧ制御システムは、Ｘ線放射とビームフォーマー構造との相互作用を決定するために、電子ビームがターゲット要素と交差する位置を選択的に変化させる。これにより、Ｘ線ビームのビームパターンと方向とのうち少なくとも一方を制御することができる。【選択図】図１

Description

（関連出願の相互参照）
本出願は、２０１７年３月３１日に出願された米国仮特許出願第６２／４７９，４５５号の利益を主張し、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。
本開示の技術分野は、Ｘ線電磁放射の供給源、特にＸ線電磁放射のコンパクトな供給源を含む。
Ｘ線は、放射線療法など医療分野で様々な目的に広く使用されている。従来のＸ線源は、陰極および陽極を含む真空管を備えている。５０ｋＶから２５０ｋＶまでの非常に高い電圧が陰極と陽極との間に印加され、比較的低い電圧がフィラメントに印加され陰極を加熱する。フィラメントは（熱電子放出、電界放出、または同様の手段によって）電子を生成し、通常、タングステンまたは、モリブデン、銀、またはカーボンナノチューブなどの幾つかの他の適切な材料で形成される。陰極と陽極との間の高電圧電位は、陰極から陽極に真空を経て非常に高い速度の流れを電子に生じさせる。Ｘ線源は、さらに高エネルギー電子によって照射されるターゲット構造を備える。ターゲットを含む材料は、製造される所望のタイプのＸ線に応じて変化し得る。タングステンと金は、この目的のために使用される。陽極のターゲット材料で電子が減速すると、Ｘ線が生成される。
放射線療法技術は、放射線外照射療法（ＥＢＲＴ）として知られている技術を用いた外部からの放射線量を伴うことができる。術中放射線療法（ＩＯＲＴ）も時々使用される。ＩＯＲＴは、切除手術中にその領域が露出しアクセス可能である間、腫瘍床への放射線の治療レベルの適用を伴う。ＩＯＲＴの利点は、周囲の健康な組織への曝露を最小限に抑えながら、目的の組織深さで、高線量の放射線をターゲット領域に正確に伝達できるということである。ＩＯＲＴの目的で最も一般的に使用されるＸ線放射の波長は、蛍光Ｘ線、特性Ｘ線、または制動放射Ｘ線と時々称されることもあるＸ線放射の一種に相当する。
小型Ｘ線源は、ＩＯＲＴに有効である可能性を持っている。それでも、この目的のために時々使用される非常に小さな従来のＸ線源は、特定の欠点を抱えることが見出されている。１つの問題は、小型Ｘ線源が非常に高価なことである。第２の問題は、それらが非常に限られた有用な動作寿命を持っていることである。この限られた有用な動作寿命は、通常、限られた数の患者に対してＩＯＲＴを実行するために使用された後、Ｘ線源を交換しなければならないことを意味する。この制限により、ＩＯＲＴの手順に関連する費用が増加する。第３の問題は、非常に小さなＸ線源で利用可能な中程度に高い電圧が、所望の治療効果に最適ではないかもしれないということである。第４の問題は、それらの放射線特性は、それらが原体照射療法にうまく適していないように、ＩＯＲＴのコンテキストで制御することが困難である可能性があることである。
本文書は、電子ビームを制御する方法とシステムに関する。この方法は、電子ビームを生成し、電子ビームの経路にターゲット要素を配置することを含む。Ｘ線放射は、電子ビームとターゲット要素との相互作用の結果として生成される。Ｘ線放射は、ターゲット要素に近接して配置されたビームフォーマー構造と相互作用して、Ｘ線ビームを形成する。Ｘ線ビームのビームパターンと方向とのうち少なくとも一方は、Ｘ線放射とビームフォーマー構造との相互作用を決定するために、電子ビームがターゲット要素と交差する位置を選択的に変化させることにより制御される。
電子ビームがターゲット要素と交差する位置は、電子ビーム操縦ユニットで電子ビームを操縦することにより制御することができる。一つの側面によれば、操縦された電子ビームは、閉鎖されたドリフトチューブの延設部を通じて案内することができる。ドリフトチューブは、電子ビームの減衰を最小限に抑えるために真空圧で維持される。電子ビームは、ドリフトチューブを通過した後、ターゲット要素と相互作用することができる。
一つの側面によれば、Ｘ線ビーム制御に関連する特定の操作は、Ｘ線放射の一部をビームフォーマー構造で吸収することによって促進される。例えば、電子ビームがターゲット要素と交差する位置は、ビームフォーマーによって吸収されるＸ線ビームの部分を間接的に制御するために変化させ、または制御することができる。本明細書に開示される幾つかのシナリオでは、ビームフォーマーは、少なくとも１つの遮蔽壁を含むことができる。遮蔽壁は、ターゲット要素を複数のターゲット要素セグメントまたはセクタに少なくとも部分的に分割するために配置することができる。また、１つ以上の遮蔽壁は、複数の遮蔽された区画を形成するために用いることができる。このような遮蔽された区画は、電子ビームが遮蔽された区画と関連付けられたターゲット要素セクタまたはセグメントと交差するときにＸ線放射が放射される方向の範囲を少なくとも部分的に制限するために配置することができる。
前述のことから、この方法は、ターゲット要素セクタのうちの１つ以上においてターゲット要素と選択的に交差するように電子ビームを制御することによりビームの方向および形状を制御することを含むことができると理解される。ビームパターンは、電子ビームがターゲット要素セクタのうち特定の１つの中でターゲット要素と交差する位置を選択的に選ぶことによってさらに制御することができる。さらなる側面によれば、この方法は、電子ビームが１つ以上のターゲット要素セクタと交差するときに使用される、電子ビーム生成器（ＥＢＧ）の電圧および電子ビーム滞留時間のうち少なくとも一方を選択的に変化させることにより、１つまたは複数の異なる方向にＸ線ビームによって伝達されるＸ線量を選択的に制御することを含むことができる。
本文書は、Ｘ線源にも関する。Ｘ線源は、電子ビームを生成するように構成された電子ビーム生成器（ＥＢＧ）を備える。ターゲット要素は、ＥＢＧから所定の距離に配置され、電子ビームを妨害するように配置される。ドリフトチューブは、ＥＢＧとターゲット要素との間に配置される。ＥＢＧは、真空圧に維持されたドリフトチューブの閉鎖延設部を通じて電子ビームを移動させるように構成される。
ターゲット要素は、電子ビームがターゲット要素を捕まえる際にＸ線放射の生成を促進にするために、電子ビームに応答する材料から形成される。ビームフォーマーは、ターゲット要素に近接して配置され、Ｘ線放射と相互作用してＸ線ビームを形成する材料から形成される。ＥＢＧ制御システムは、電子ビームがターゲット要素と交差する位置を選択的に変化させることにより、Ｘ線ビームのビームパターンと方向とのうち少なくとも一方を制御する。本明細書に開示される幾つかのシナリオでは、ＥＢＧ制御システムは、電子ビーム操縦ユニットで電子ビームを操縦することにより電子ビームがターゲットを捕まえる位置を選択的に変化させるように構成される。
ビームフォーマーは、Ｘ線ビームの形成を促進するためにＸ線放射の一部を吸収するように構成された高Ｚ材料を含む。ＥＢＧ制御システムは、電子ビームがターゲット要素と交差する位置を選択的に変化させることにより、ビームフォーマーによって吸収されるＸ線ビームの部分を間接的に制御するように構成される。
一つの側面によれば、ビームフォーマーは少なくとも１つの遮蔽壁を備える。１つ以上の遮蔽壁は、ターゲット要素を複数のターゲット要素セクタまたはセグメントに少なくとも部分的に分割するように配置される。このように１つ以上の遮蔽壁は、複数の遮蔽された区画を画定することができる。それぞれの遮蔽された区画は、電子ビームが特定の遮蔽された区画に関連付けられたターゲット要素セクタと交差するときにＸ線放射が放射され得る方向の範囲を少なくとも部分的に制限するように構成される。
本明細書に記載されるＸ線源を用いて、ＥＢＧ制御システムは、複数のターゲット要素セクタのうちのどれが電子ビームと交差するかを制御することにより、Ｘ線ビームの方向を決定するように構成することができる。ＥＢＧ制御システムは、電子ビームがターゲット要素と交差する１つ以上のターゲット要素セクタ中の位置を選択的に制御することによりビームパターンを制御するようにさらに構成される。さらなる側面によれば、ＥＢＧ制御システムは、ターゲット要素セクタによって画定される１つまたは複数の異なる方向にＸ線ビームによって伝達されるＸ線量を選択的に制御するようにさらに構成される。この結果は、電子ビームがターゲット要素セクタの１つ以上と交差するときに適用されるＥＢＧ電圧および電子ビーム滞留時間のうち少なくとも１つを選択的に変化させることにより達成される。
本開示は、全図を通して対応する部分には同一の符号を付した、以下の図面によって補われる。
図１は、理解を深めるために部分的に切り欠いた幾つかの構造を持つＸ線源の斜視図である。 図２は、電子ビーム生成器の特定の詳細を示す図１の一部の拡大図である。 図３は、電子ビーム生成器の特定の詳細を示す図２の一部の拡大図である。 図４は、図１のＸ線源を理解するのに有用であるＸ線放射方向制御ターゲットアセンブリ（ＤＣＴＡ）の拡大斜視図である。 図５は、図４におけるＤＣＴＡの端面図である。 図６は、Ｘ線ビームの形成操作の理解に有用である、図６におけるＤＣＴＡの拡大図である。 図７は、図１のＸ線源におけるＸ線ビームの形成操作を理解するのに有用な図面である。 図８は、本明細書に開示されるＸ線ターゲットの特定の詳細を示す断面図である。 図９、図１０、図１１は、第１の代替のＸ線ＤＣＴＡ構造を理解するのに有用な一連の図面である。 図９、図１０、図１１は、第１の代替のＸ線ＤＣＴＡ構造を理解するのに有用な一連の図面である。 図９、図１０、図１１は、第１の代替のＸ線ＤＣＴＡ構造を理解するのに有用な一連の図面である。 図１２は、第２の代替のＤＣＴＡ構造である。 図１３は、第３の代替のＤＣＴＡ構造である。 図１４は、第４の代替のＤＣＴＡ構造である。 図１５は、第５の代替のＤＣＴＡ構造である。 図１６Ａ～図１６Ｂは、第６の代替のＤＣＴＡ構造および組み立てプロセスを理解するのに有用な一連の図面である。 図１７Ａおよび図１７Ｂは、第７の代替のＤＣＴＡ構造および組み立てプロセスを理解するのに有用な一連の図面である。 図１８は、第８の代替のＤＣＴＡ構造を理解するのに有用な図面である。 図１９は、第９の代替のＤＣＴＡ構造を理解するのに有用な図面である。 図２０は、図１におけるＸ線源の制御システムを理解するのに有用なブロック図である。 図２１Ａ～図２１Ｃは、どのようにＸ線ビームを選択的に制御できるかを理解するのに有用な一連の図面である。 図２２は、本明細書に記載されたＸ線源がＩＯＲＴの手順でどのように使用できるかを理解するのに有用な図面である。 図２３は、ＤＣＴＡのための冷却配置を示す断面図である。 図２４は、図２３における線２４～２４に沿った断面図である。 図２５Ａ～図２５Ｄは、本明細書に記載されたような、ＤＣＴＡにおけるビーム幅を制御する技術を理解するのに有用な一連の図面である。 図２６Ａ～図２６Ｂは、第６の代替のＤＣＴＡ構造および関連するビーム操縦方法を示す。 図２７は、ＤＣＴＡに近位のドリフトチューブの一部がＸ線透過性材料からどのように形成されるかを理解するのに有用である。
本明細書に記載され、添付図に示される解決が、多種多様な異なる構成で再編成および設計され得ることは直ちに理解される。従って、図に示すように、以下のより詳細な説明は、本開示の範囲を制限するものではなく、様々な異なるシナリオにおける特定の実施を表すに過ぎない。図面には様々な側面が表されるが、特に示されない限り、図面は必ずしも縮尺を合わせたものではない。
本明細書に開示される解決は、ＩＯＲＴを含む様々な放射線治療の手順において表面組織構造の治療に使用できるＸ線源に関する。Ｘ線源１００を理解するのに有用な図面は、図１～図７において提供される。図１～図７に示す配置により、Ｘ線源を含むビーム方向制御ターゲットアセンブリ（ＤＣＴＡ）１０６の外縁の付近に複数の異なる方向へＸ線を選択的に向けることができる。さらに、ビームの形状を定める相対Ｘ線強度のパターンは、異なる治療計画を容易にするために制御することができる。例えば、角度範囲にわたる強度を選択して、ビーム幅などのＸ線ビームパラメータを変化させることができる。
ソース１００は、電子ビーム生成器（ＥＢＧ）１０２、ドリフトチューブ１０４、ＤＣＴＡ１０６、ビーム集束ユニット１０８、およびビーム操縦ユニット１１０を備える。幾つかのシナリオでは、化粧用カバーまたはハウジング１１２を使用して、ＥＢＧ１０２、ビーム集束ユニット１０８、およびビーム操縦ユニット１１０を包囲することができる。
ＤＣＴＡ１０６は、ＩＯＲＴに特に適している、操縦可能なＸ線エネルギーの小型供給源を容易にすることができる。従って、様々な構成要素の寸法をそれに応じて選択することができる。例えば、ドリフトチューブ１０４およびＤＣＴＡ１０６の直径ｄを約３０ｍｍ以下とすることが有利に選択できる。一部のシナリオでは、これらの構成要素の直径は１０ｍｍ以下にすることができる。例えば、これらの構成要素の直径は、約１０ｍｍ～２５ｍｍの範囲で選択することができる。もちろん、ドリフトチューブおよびＤＣＴＡ１０６は、この点で限定されず、他の寸法も可能である。
同様に、ドリフトチューブ１０４は、ＥＢＧ１０２からある程度の距離を延びる延設部Ｌを持つように有利に構成されている。ドリフトチューブの長さは、治療を受けている人体の一部の内部にＤＣＴＡを選択的に配置できるように、カバーまたはハウジング１１２から患者の腫瘍腔に延びるように十分に長くなるように有利に選択される。従って、ドリフトチューブ長Ｌの例示的な値は１０ｃｎｍから５０ｃｍの範囲にあることができ、１８ｃｍから３０ｃｍの範囲は、ほとんどの応用に適している。もちろん、本明細書に開示される寸法は、単に幾つかの可能な例として提供されるものであり、限定することは意図されない。
電子ビーム生成器は、当該技術分野においてよく知られているので、ＥＢＧの構造および動作は詳細には説明しない。しかし、ＥＢＧ１０２の様々な側面の簡単な説明は、開示の理解を容易にするために本明細書に提供される。ＥＢＧ１０２は、図２および図３を参照して最もよく理解される幾つかの主要な構成要素を含むことができる。これらの構成要素は、真空チャンバ２１０を包囲する外被２０２を含むことができる。幾つかのシナリオでは、外被２０２は、空気漏れの適度な解消を提供するガラス材料、セラミック材料、または金属材料から構成することができる。真空チャンバ内では、排気口２１６およびゲッター２１４によって真空が確立され、維持される。
陰極３０６に高い負電圧を供給するために、高電圧コネクタ２０４が真空チャンバ内に挿入される。本明細書に記載されるＸ線生成の目的のために陰極に印加される適切な高電圧は、－５０ｋＶから－２５０ｋＶの範囲であろう。フィールドシェーパー２０６とリペラ２０８もまた、真空チャンバ内に封入されている。これらの各構成要素の目的は、電子ビーム生成器の技術分野においてよく知られている。しかしながら、本明細書に提示される解決の理解を容易にするために簡単な説明が提供される。陰極３０６は、加熱すると、陰極３０６と陽極との間の高電圧電位によって加速される電子の供給源として機能する。図２では、陽極の目的は、外被２０２、およびリペラ２０８によって提供され、外被２０２は接地電圧であり、リペラは接地に対して小さな正の電位にある。
リペラ２０８の機能は、ドリフトチューブ１０４またはＤＣＴＡ１０６で生成するかもしれないどのような正電荷を帯びたイオンも撃退し、損傷を引き起こす可能性のある陰極３０６の領域にそれらのイオンが侵入するのを防止することである。フィールドシェーパー２０６の機能は、高電圧によって引き起こされる電界の形状および大きさを制御する滑らかな表面を提供することである。図３のシナリオでは、グリッド３１０は、陰極３０６付近の電界に所望の形状を付与し、および陰極３０６からの電子の放出を遮断する。陰極３０６は、ヒーター３０９ａおよび３０９ｂの脚に固定される。ヒーター３０９ａおよび３０９ｂの脚は、通常、高い電気抵抗と熱劣化に対する高い耐性の両方を有する金属材料から作製されており、ヒーターの脚を通じて流れる電流によって陰極３０６を加熱する高温を発生させる。ヒーターの脚３０９ａおよび３０９ｂへの電気的接続は、ヒーターの脚３０９ａおよび３０９ｂを高電圧コネクタ２０４内の接続部に接続するコネクタピン３０８ａおよび３０８ｂによって与えられる。絶縁ディスク３０２は、典型的には、ガラスまたはセラミックなどの絶縁材料で作製されており、コネクタピン３０８ａと３０８ｂとの間に電気絶縁を与え、ヒーターの脚３０９ａおよび３０９ｂによって発生する熱への耐性もある。
本明細書に開示されるシナリオでは、ドリフトチューブ１０４は、ステンレス鋼などの材料で構成することができる。他のシナリオでは、ドリフトチューブは部分的に炭化ケイ素（ＳｉＣ）で構成することができる。あるいは、ドリフトチューブ１０４は、アルミナまたは窒化アルミニウムなどのセラミック材料で構成することができる。ドリフトチューブ構造が導電性材料で形成されていない場合、導電性インナーライニング１１４を設けることができる。例えば、導電性インナーライニングは、ドリフトチューブの内部表面に施された（例えば、スパッタリング、蒸着、または他のよく知られた手段によって施された）銅、チタン合金、または他の材料で構成することができる。ドリフトチューブの中空の内部部分は真空チャンバ２１０に開口し、ドリフトチューブ１０４の内部２１２も真空圧で維持される。本明細書に記載される解決の目的に適した真空圧は、約１０-5Ｔｏｒｒ未満または、特に約１０-9Ｔｏｒｒから１０-7Ｔｏｒｒの間の範囲であり得る。
電子ビームを含む電子は、ＤＣＴＡ１０６に向かってＥＢＧ１０２によって加速される。これらの電子は、ドリフトチューブ１０４への入口開口部１１６に到達すると大きな運動量を持つ。ドリフトチューブの内部２１２は真空に維持され、少なくともチューブの内層１１４は接地電位に維持される。従って、ＥＢＧ１０２によって電子に付与される運動量は、ＤＣＴＡ１０６に向かって非常に高速で（例えば、光速に近づく速度で）ドリフトチューブ１０４の長さを下り電子を弾道のように運び続ける。電子がドリフトチューブ１０４の長さに沿って進むにつれて、それらはもはや静電的に加速されないことが認識される。
ビーム集束ユニット１０８は、ドリフトチューブの長さに沿って移動する電子のビーム渦を集束するように設けられている。例えば、このような集束操作は、ＤＣＴＡ先端における電子の集束点を制御するためにビームを調整することを伴うことができる。このように、ビーム集束ユニット１０８は、その中に流される電流を選択的に変化させることによって制御される、複数の磁気集束コイル１１７から構成することができる。流された電流は、複数の磁気集束コイル１１７のそれぞれに磁界を発生させる。この磁界は、ビーム集束ユニット１０８に囲まれた領域において実質的に、ドリフトチューブ１０４に浸透する。貫通磁界の存在によって、当該技術分野で十分に理解される方法で電子ビームを選択的に集束させる。
ビーム操縦ユニット１１０は、複数の選択的に制御可能な磁気操縦コイル１１８を備える。操縦コイル１１０は、ドリフトチューブ１０４内を移動する電子の移動方向を選択的に変化させるように配置されている。磁気操縦コイルは、（電流を通電するときに）磁界を生成することによってこの結果を達成する。磁界は、ドリフトチューブ１０４内を移動する電子に選択的に力を及ぼし、従って電子ビームの移動する方向を変化させる。このような電子ビームの移動する方向の偏向の結果として、ビームがＤＣＴＡ１０６のターゲット要素に衝突する位置を選択的に制御することができる。
図４および図５に示すように、ＤＣＴＡ１０６は、ＥＢＧ１０２から遠位である、ドリフトチューブ１０４の端部に配置される。ＤＣＴＡは、ターゲット４０２およびビーム遮蔽４０４を備える。ターゲット４０２は、電子ビームの移動する方向を横断するように配置される、円盤状の要素を備える。例えば、円盤状の要素は、電子ビーム移動の方向にほぼ直交する平面に配置することができる。幾つかのシナリオでは、ターゲット４０２は、ドリフトチューブ内の真空圧の維持を容易にするために、ＥＢＧから遠位のドリフトチューブ１０４の端部を囲むことができる。ターゲット４０２は、様々な異なる材料を含むことができる。しかし、電子を照射したときに比較的高い効率でのＸ線の生成を容易にするために、高い原子数を持つモリブデン、金、タングステンなどの材料を有利に含む。ターゲット４０２の構造は、議論が進むにつれてより詳細に説明される。
図４に示すように、ビーム遮蔽４０４は、ターゲット４０２の１つの主面に隣接して配置された第１の部分４０６と、ターゲットの反対側の主面に隣接して配置された第２の部分４０８を含むことができる。幾つかのシナリオでは、第１の部分４０６は、真空環境にあるドリフトチューブ１０４の内部に配置することができ、第２の部分４０８は、ドリフトチューブの外部に配置することができる。ビーム遮蔽４０４の一部が図４に示すようにドリフトチューブの外部に配置される場合、次いでドリフトチューブのＤＣＴＡ外部の部分を囲んで保護するために、ビーム遮蔽の第２の部分４０８上にＸ線透過性キャップ部材４１８を配置することができる。図４においてキャップ部材は、ＤＣＴＡ構造の理解を容易にするために点線のみで示される。しかしながら、キャップ部材４１８は、ＤＣＴＡの第１の部分４０６を囲むようにドリフトチューブ１０４の端部から延びるであろうことを理解すべきである。
ビーム遮蔽４０４は、複数の壁要素４１０、４１２を備える。第１の部分４０６に関連付けられた壁要素４１０は、ＥＢＧ１０２から離れた方向に面する円盤状ターゲットの第１の主面から延びることができる。第２の部分４０８に関連付けられた壁形状要素４１２は、ＥＢＧ１０２に向かって面するターゲットの反対側の主面からＥＢＧ１０２に向かって伸びることができる。壁要素４１０、４１２はまた、ＤＣＴＡ中心線４１６から円盤状ターゲット４０２の周辺に向かって外側へ放射方向に延びる。従って、壁要素は複数の遮蔽された区画４２０、４２２を形成する。壁要素４１０、４１２は、Ｘ線光子と実質的に相互作用する材料から有利に構成することができる。幾つかのシナリオでは、当該材料は、Ｘ線光子にそのエネルギーと運動量の相当な部分を失わせるようにＸ線光子と相互作用するものであり得る。従って、この目的のために適切に相互作用する材料の１つのタイプは、Ｘ線エネルギーを減衰または吸収する材料を含むことができる。幾つかのシナリオでは、この目的のために選択された材料には、Ｘ線エネルギーの吸収性が高いものを有利に選択することができる。
Ｘ線放射の吸収性が高い好適な材料がよく知られている。例えば、これらの材料としては、ステンレス鋼、モリブデン（ＭＯ）、タングステン（Ｗ）、タンタル（Ｔａ）、または他の高原子数（高Ｚ）材料などの特定の金属を挙げることができる。ここで使用される句の高Ｚ材料としては、一般に、少なくとも２１の原子数を有するものが挙げられる。もちろん、Ｘ線吸収度が低い幾つかのシナリオもあるかもしれない。このようなシナリオでは、別の材料が適しているかもしれない。従って、遮蔽壁に適した材料は、必ずしも高原子数材料に限定されるものではない。
図４に示すシナリオでは、複数の壁要素が中心線４１６から放射状に外側へ伸びる。しかしながら、ビーム遮蔽の構造はこの点で限定されず、他のビーム遮蔽構造も可能であることを理解すべきである。このような代替構造の幾つかをより詳細に以下で説明する。それぞれの壁要素は、以下に説明するようにビーム形成を容易にするために、丸みを帯びまたは面取りされたコーナー４１１をさらに含むことができる。これらの丸みを帯びまたは面取りされたたコーナーは、ターゲット４０２から遠離し、中心線４１６から離れて間隔をおいた壁要素の一部に配置することができる。
図４に示すように、壁要素４１０は、ターゲット４０２の反対側に遮蔽された区画４２０、４２２の整列したペアを形成するために、壁要素４１２とに整列させることができる。それぞれのこのような遮蔽された区画は、ターゲット４０２の片側に一対の壁要素４１０、およびターゲットの反対側に一対の壁要素４１２によって境界をつけられた、対応するターゲットセグメント４１４に関連付けられる。
知られているように、Ｘ線光子は、電子ビームのターゲット４０２の主面との衝突経路に対して通常は横断する方向に放出される。ターゲット材料は、ターゲット４０２を照射する電子がターゲットの両方の主面から離れて伸びる方向にＸ線を生成するような、ターゲット材料の比較的薄い層を備えている。遮蔽された区画４２０、４２２の各整列ペア（壁要素４１０、４１２によって形成される）およびそれらの対応するターゲットセグメント４１４は、ビームフォーマーを備える。高エネルギー電子が特定のターゲットセグメント４１４と相互作用する際に生成されるＸ線は、区画４１０、４１２を規定する壁要素によってそれらの移動方向に制限される。この概念は図６に示され、電子ビーム６０２がターゲット４０２のセグメントを照射し、電子ビームの衝突経路に対して概して横断する方向へ透過および反射Ｘ線を生成することを示す。しかし図６では、ビームフォーマーの遮蔽効果により方位角および仰角α、βの制限された範囲でのみ透過Ｘ線が透過することが観察できる。どのターゲットセグメント４１４が電子で照射されるか、および電子ビームが実際にターゲットセグメントに衝突するターゲットセグメント４１４内の場所を選択的に制御することにより、異なる方向および形状の範囲のＸ線ビームを必要とされる通りに選択的に形成し彫刻できる。
従って、Ｘ線ビーム方向（伝送されたＸ線エネルギーの主軸によって規定される）と、ビームの形状を含む相対Ｘ線強度のパターンは、異なる治療計画を容易にするために選択的に変化または制御することができる。図７は、電子ビーム７０６を選択的に制御することにより、Ｘ線ビーム７００の最大強度の方向を複数の異なる方向７０２、７０４に一直線上に配置できることを示すことにより、この概念を図示している。Ｘ線ビーム７００の正確な３次元形状または相対強度パターンは、本明細書に記載される幾つかの要因に従って変化する。幾つかのシナリオでは、異なるターゲットセグメントを連続して電子で照射することにより、電子ビームが所定の滞留時間の間に異なるターゲットセグメントと交差するように、電子ビームを素早く操縦することができる。１つを超えるターゲットセグメント４１４が電子ビームによって照射された場合、関連付けられたビームフォーマーによって規定される選択された方向に複数のビームセグメントを形成することができ、それぞれが異なるビーム形状またはパターンを有することができる。
図８を参照すると、ターゲット４０２は、本明細書に記載される電子ビーム８０４によって照射され得る、ターゲット材料８０２の非常に薄い層で形成されていることが観察できる。ターゲット材料は、比較的高い原子数を持つ材料であることが有利に選択される。この目的のために使用できる例示的なターゲット材料としては、モリブデン、タングステンおよび金が挙げられる。ターゲット材料８０２の薄層は、より厚い基板層８０６上に有利に配置される。基板層は、加えられた強度に対してより堅牢なターゲットを容易にし、金属層からの熱エネルギー移動を容易にするために提供される。基板層８０６に使用できる例示的な材料としては、ベリリウム、アルミニウム、サファイア、ダイヤモンド、またはアルミナもしくは窒化ホウ素などのセラミック材料を挙げることができる。これらの中で、ダイヤモンドは、Ｘ線を比較的透過し、非毒性で、強度があり、優れた熱伝導性を提供するため、この応用のために特に有利である。
基板層８０４に適したダイヤモンド基板ディスクは、広げられたディスクまたはウエハの形状にダイヤモンドの合成を可能にする化学蒸着技術（ＣＶＤ）によって形成することができる。幾つかのシナリオでは、これらのディスクは３００～５００μｍの厚さを持つことができる。基板がドリフトチューブ１０４内に真空を含ませるのに十分な強度を持ち、それを通過するＸ線を減衰させるほど厚くないならば、他の厚さも可能である。幾つかのシナリオでは、約３００μｍの厚さを持つＣＶＤダイヤモンドディスクがこの目的のために使用できる。本明細書に記載されるようにＣＶＤダイヤモンドディスクの片側にスパッタされた、ターゲット材料８０２の薄い層は、２～５０μｍの厚さを持つことができる。例えば、幾つかのシナリオにおけるターゲット材料は、１０μｍの厚さを持つことができる。もちろん、他の厚さも可能であり、本明細書に提示される解決は、これらの値によって制限されることを意図していない。
図９、図１０、図１１は、第１の代替のＤＣＴＡ構造を理解するのに役立つ一連の図面である。ＤＣＴＡ９０６はＤＣＴＡ１０６に類似しているが、ドリフトチューブ９０４の端部へのＤＣＴＡの取り付けを容易にするためにビーム遮蔽９１４の周辺に取り付けられた追加のリング要素を含む。より具体的には、ビーム遮蔽９１４の第１および第２の部分９１６、９１８は、それぞれリング９０８ａ、９０８ｂを含むことができる。ターゲット９１４は、２つのリング間に配置することができる。図１１に示すように、一方または両方のリングは、次にドリフトチューブの端部へ固定することができる（例えば、ろう付けによって固定される）。
図１２は、第２の代替のＤＣＴＡ構造を理解するのに有用である。このシナリオでは、図４に示す単一の円盤状Ｘ線ターゲット４０２は、同図に示すように各区画とそれぞれ整列した、複数の独立したより小さいくさび形のターゲット１２０２に置き換えられる。このようなシナリオでは、２つの部分１２１６および１２１８、および中間ベースプレート１２２０に対応する壁要素１２１０、１２１２は、必要に応じて単片の材料から作製することができる。区画されたくさび形状のターゲット１２０２は、図示されるように壁要素間の中間ベースプレート１２２０に配置することができ、その後、アセンブリ全体をドリフトチューブの端部に固定することができる。図１２ではまた、壁要素１２１０が図４～図６に示す面取りされたコ－ナーではなく、湾曲または丸みを帯びたコーナーを持つことを観察できる。図１３は、図１２に示す配置に類似した第３の代替ＤＣＴＡ１３０６であるが、くさび形のターゲット１２０２の代わりに設けられた複数の別々の円形状または円盤形状のターゲット１３０２を備える。
図１４は、ビーム遮蔽１４１４全体がドリフトチューブの外部に配置される第４の代替ＤＣＴＡ構造１４０６である。このシナリオのターゲット要素１４０２は、中空管状台座１４２０の端面である。壁要素１４１０は、ＥＢＧ１０２から端遠位でドリフトチューブに取り付けるベースプレート１４０８の面から延びる。ターゲット要素１４０２によって規定された端面は、壁要素１４１０が配置されるベースプレートから離れて間隔をおく。幾つかのシナリオでは、管状の台座は図示されるように円柱の幾何学を持つことができる。ただし、他の管状構造も可能である。管状の台座は、ＤＣＴＡの長さに沿った中間位置にターゲット要素１４０２を配置するのに十分な長さを有利に持つことができる。このように、ターゲット要素の配置は、ビーム形成操作のために最適に選択できる。台座のそれぞれの中空内部部分は、ドリフトチューブ１４０４の内部によって規定される真空に開放される。その結果、ターゲット要素１４０２のうち特定の１つに向けられた電子ビームは、ドリフトチューブを通り、台座１４２０の内部を通って真空環境を通過し、ターゲット要素１４０２に衝突する。図１５は、図１４に示す配置と同様の第５の代替ＤＣＴＡ１５０６である。ただし、ＤＣＴＡ１５０６では、図１４に示すそれぞれ独立したターゲット要素１４０２は、複数のより小さいターゲット要素１５０２に置き換えられる。
図１６Ａおよび図１６Ｂは、６番目の代替ＤＣＴＡ構造および組み立てプロセスを理解するのに有用な一連の図面である。ここでの議論から理解されるように、ビーム遮蔽１６００の第１および第２の部分１６０２、１６０４の適切な整列は、各Ｘ線ビームフォーマーの正しい機能を確保するために重要である。この問題は、ビーム遮蔽の第２の部分１６０４がドリフトチューブ１６１４に一度挿入されると組立技術者におそらく見えないために、複合的になる。さらに、第１および第２の部分１６０２、１６０４は、組み立て後に整列したままにしておくことが重要である。
これらの整列を容易にするために、ポスト１６０６は、第２の部分１６０４の中心軸１６２０に沿って設けられることが重要である。ポスト１６０６は、ターゲット１６１２の開口部１６１６を通じて延長することができる。ポストは、切り込み要素または鍵構造１６０８を含むことができる。穴１６２２は、中心軸１６２０に沿って第１の部分１６０２内で規定される。当該穴の少なくとも一部は、相補的な切り込み要素または鍵構造１６１２を持つことができる。この相補的な切り込み要素または鍵構造は、切り込みまたは鍵構造１６０８の幾何学および形状に対応する。従って、第１および第２の部分１６０２、１６０４は図１６Ｂに示す方法でのみ合致することができ、それによって第１の部分１６０２の壁要素１６２４は、第２の部分１６０４の壁要素１６２６と整列する。
図１６Ａおよび図１６Ｂで説明されているのと同様の配置は、図１７Ａおよび図１７Ｂに示す７番目の代替ＤＣＴＡ構造におけるプロファイルされたピンによって代わりに達成できる。その中に示すように、ビーム遮蔽１７００は、第１および第２の部分１７０２、１７０４を含むことができる。第１および第２の部分のそれぞれは、複数のガイド面１７２２を規定する壁要素１７２４、１７２６を含むことができる。これらのガイド面１７２２は、プロファイルされたピン１７０６上に形成された複数の対応するピン面１７１２を係合させることができる。ガイド面とピン面が正しく整列すると、プロファイルされたピンは、中心軸１７２０に沿って第１および第２の部分を通じて挿入することができる。ピンヘッド１７１４は、第１および第２の部分へのピンの挿入を制限する。一旦挿入されると、ピン１７０６は適切な固定装置によって所定の位置に固定することができる。例えば、ピン１７０６は、ピンを所定の位置に保持するためにねじナット１７０８を配置できるねじ端部を備えることができる。
図１８に第８の代替ＤＣＴＡ１８００を示す。ＤＣＴＡ１８００は、ターゲット１８０２とビーム遮蔽１８０４を備える。ビーム遮蔽１８０４は、ポスト１８２０を備える構造を有する。幾つかのシナリオでは、ポスト１８２０は、ターゲット１８０２およびドリフトチューブ１８１４の中心線１８１６と一直線にすることができる。このポストは、ターゲット１８０２の１つの主面に隣接して（および延長して）配置される第１の部分１８０６と、ターゲットの反対側の主面に隣接して（および延長して）配置される第２の部分１８０８を含むことができる。このように、第１の部分１８０６は、真空環境内のドリフトチューブ１０４の内部に配置することができ、第２の部分１８０８は、図示されるようにドリフトチューブの外部に配置することができる。
ポスト１８２０は、図示されるように円筒形のポストで構成できる。しかし、構造の許容し得る構成はこの点に限定されず、ビーム形成操作を容易にするためにポストは異なる断面プロファイルを持つこともできる。例えば、ポストは、正方形、三角形、または長方形の断面プロファイルを持つことができる。幾つかのシナリオでは、断面プロファイルにはＮ面多角形（Ｎ面正多角形など）を選択できる。本明細書に記載されている他の構造の壁要素と同様に、ポスト１８２０は、Ｘ線エネルギーを大きく減衰させる材料を有利に含む。例えば、ポストは、ステンレス鋼、モリブデン、またはタングステン、タンタル、または他の高原子数（高Ｚ）材料などの金属を含むことができる。
図１９に第９の代替ＤＣＴＡ１９００を示す。ＤＣＴＡ１９００の構造は、ＤＣＴＡ１０６のそれと同様にすることができる。このようにＤＣＴＡは、ターゲット１９０２の１つの主面に隣接して配置された第１の部分１９０６、およびターゲットの反対側の主面に隣接して配置された第２の部分１９０８を備えるビーム遮蔽１９０４を含むことができる。幾つかのシナリオでは、第１の部分１９０６は、ドリフトチューブ１０４に関連して真空環境に曝されるＤＣＴＡの一部の中に配置することができる。第２の部分１９０８は、図示されるようにドリフトチューブの外部に配置できる。ビーム遮蔽１９０４は、複数の壁要素１９１０、１９１２を備える。第１の部分１９０６に関連付けられた壁要素１９１０は、ＥＢＧ１０２から離れた方向に面する円盤状ターゲットの第１の主面から延びることができる。第２の部分１９０８に関連付けられた壁形状要素１９１２は、反対側の主面（例えば、ＥＢＧ１０２に向かって面するターゲット面）から延びることができる。壁要素１９１０、１９１２はまた、ＤＣＴＡ中心線１９１６から円盤状のターゲット１９０２の周辺に向かって外側へ放射方向に延びる。従って、壁要素は複数の遮蔽された区画を形成する。
ＤＣＴＡ１９００は、本明細書に開示される他のＤＣＴＡ構造の多くと類似している。しかしながら、図１９では、ＤＣＴＡ１９００の壁要素１９１０、１９１２がターゲット要素１９０２の周縁１９０３まで完全に延びていないことが観察できる。その代わりに、壁要素は、ＤＣＴＡ中心線１９１６からターゲット要素１９０２の周縁１９０３までの半径方向距離の一部にのみ延びる。図１９に示す構造は、本明細書に示す他のＤＣＴＡ構造と比べて異なるビームパターンを容易にするために有用であり得る。
図２０に目を向けると、図１～図７に示すＸ線源を制御するための例示的な制御システム２０００が示されている。制御システムは、高電圧源コントローラ２００４、高電圧生成器２００６、クーラントシステム２０１２、集束コイル電流源２０２４、集束電流制御回路２０２６、操縦コイル電流源２０１４、および操縦電流制御回路２０１６を制御する制御プロセッサ２００２を含むことができる。高電圧源コントローラ２００４は、高電圧生成器２００６の制御を容易にするように設計された制御回路で構成することができる。グリッド制御回路２００５およびヒータ制御回路２００７は、例示的な制御システムの一部として提供することもできる。
高電圧生成器２００６は、比較的低電圧のＡＣを高電圧に上げるための高電圧変圧器２００８、および高電圧ＡＣを高電圧ＤＣに変換するための整流回路２０１０で構成することができる。高電圧ＤＣはその後、本明細書に記載するＸ線源装置における陰極および陽極に印加することができる。
クーラントシステム２０１２は、ＤＣＴＡ１０６を冷却するための適切な流体を含むクーラント貯蔵器２０１３を含むことができる。例えば、幾つかのシナリオではこの目的に水を使用できる。あるいは、冷却を容易にするために油または他のタイプのクーラントを使用できる。幾つかのシナリオでは、ＤＣＴＡを含む特定の金属の構成要素が腐食する可能性を最小限に抑えることができるクーラントを選択できる。ポンプ２０１５、電子制御バルブ２０１７、および関連する流体導管は、ＤＣＴＡを冷却するためのクーラントの流れを容易にするために設けることができる。
図１の１つ以上の集束コイル１１７に関連して、複数の電気的接続（図示せず）を設けることができる。これらの１つ以上の集束コイルは、図２０の制御回路を用いて独立して制御することができる。より詳細には、集束コイル電流源２０２４は、１つ以上の集束コイル１１７のそれぞれにＤＣ電流を供給可能な電源を備えることができる。この電流源は、制御プロセッサの制御下にある電流制御要素の配列を含む集束コイル制御回路２０２６に接続することができる。従って、集束電流制御回路２０２６は、電子ビームの焦点を制御するために１つ以上の集束電流Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３、…Ｃｎを１つ以上の集束コイル１１７に選択的に案内することができる。電子ビームを集束する方法は当該技術分野において公知であるため、ここでは詳しく説明しない。しかし、１つ以上の集束コイルのそれぞれに流される電流の大きさは、ビーム焦点を変化させるために選択的に制御できることが理解されるべきである。
同様に、図１における１つ以上の操縦コイル１１８のそれぞれに関連して、複数の電気接続（図示せず）を設けることができる。これらの操縦コイルは、図２０の制御回路を用いて独立に制御することもできる。より具体的には、操縦コイル電流源２０１４は、複数の操縦コイルのそれぞれにＤＣ電流を供給可能な電源を備えることができる。この電流源は、制御プロセッサの制御下にある電流制御要素の配列を含む操縦コイル制御回路２０１６に接続することができる。従って、操縦電流制御回路は、電子ビームの方向を制御するために、操縦電流Ｉ１、１２、１３、…Ｉｎを１つ以上の操縦コイル１１８へ選択的に案内することができる。電子ビーム操縦コイルを制御する方法は、当該技術において知られているので、ここでは詳しく説明しない。例えば、電子ビーム操縦は、従来の陰極線管で通常行われている。それでも、各操縦コイルに流される電流の大きさは、電子ビームがターゲットに衝突する位置を変化させるために選択的に制御できることが理解されるべきである。
本明細書に記載される電子ビームの磁気偏向に装置が限定されないことが理解されるべきである。電子ビーム操縦の他の方法も可能である。例えば、印加された電界も電子ビームを偏向させるために用いることができることがよく知られている。このようなシナリオでは、操縦コイルの代わりに電子ビームを制御するために高電圧偏向プレートを使用することができ、電流ではなくプレートに印加される電圧が変化するであろう。
制御プロセッサ２００２は、コンピュータプロセッサ、特定用途向け回路、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）ロジックデバイス、または本明細書に記載の機能を実行するようにプログラムされた他の回路などの１つ以上のデバイスで構成することができる。このように、コントローラは、デジタルコントローラ、アナログコントローラまたは回路、集積回路（ＩＣ）、マイクロコントローラ、または個別部品から形成されたコントローラであってもよい。
図２１Ａ～図２１Ｃは、本明細書に記載されるＤＣＴＡの動作を理解するのに有用な一連の図面である。便宜上、本明細書に開示されるＤＣＴＡに関しては、図１～図８に関して説明を進める。しかし、これらのコンセプトは、本明細書に開示されるＤＣＴＡ構造の多くまたは全てに同様に適用可能であることが理解されるべきである。
図２１Ａは概念的に、複数の放射状に向けられたビームのビームセグメント２１０２においてＸ線が均一に生成されていると理解できる、ＤＣＴＡ中心線４１６に沿って見た複合Ｘ線ビームパターンを示す。このようなビームパターンは、ターゲット４０２に関連付けられた全てのセグメント４１４を励起するために電子ビームが拡散または操縦される際に生成し得る。それぞれの放射ビームセグメント２１０２は、ＤＣＴＡ１０６の一部を含む、対応するビームフォーマーによって生成される。図２１Ａに示すシナリオでは、ビーム生成器は、ＤＣＴＡ中心線４１６に対して異なる方位角方向における処理領域に対して各ビームセグメントが実質的に同じＸ線吸収量となるように（例えば、制御システム２０００で）制御される。また、図２１Ａでは、Ｘ線光子が約３６０度の円弧においてＤＣＴＡ１０６の周りの複数の異なる角度に向けられるようにビームセグメント２１０２が配置されることを観察することができる。
ＤＣＴＡ１０６などの、ＤＣＴＡによって生成されるＸ線放射の全強度は、加速電圧の二乗にほぼ比例する。従って、幾つかのシナリオでは、陽極に対する陰極の電位を制御することによって、生成されるＸ線ビームの強度をそれぞれ制御することができる。各Ｘ線ビームセグメント２１０２の強度および方向の独立した制御は、図２１Ｂに示されるような複合ビームパターンを達成するために、複合ビームパターンにおける選択的な変化を容易にすることができる。電子ビーム強度および／または滞留時間は、所望の放射線治療計画を容易にするために、ターゲットの異なるセグメントに衝突する際に選択的に変化させることができる。図２１Ｃは、幾つかのシナリオにおいて、特定の半径または方位角方向におけるビーム強度を実質的にゼロに低減できることを示している。言い換えれば、特定の半径または方位角方向におけるＸ線ビームは、特定の放射線治療計画を容易にするために基本的に不能にすることができる。ビーム生成器の制御は、制御システム（制御システム２０００など）によって容易にすることができる。
図２１Ａ～図２１Ｃのビームパターンは、電子ビーム強度および滞留時間をターゲット上の異なる位置で変化させることによりビームパターンを異なる半径方向において制御できる方法の概念的理解を容易にするために２次元で提示される簡略化されたパターンであることに留意すべきである。この技術を用いて生成される実際のビームパターンは相当により複雑であり、図７に概略で示すように、必然的に３次元放射パターンを含むであろう。それでも、より高い電位を使用して生成された電子ビームは、特定の半径または方位角方向におけるＸ線ビーム強度がより高くなり、低電位を使用して生成された電子ビームは、特定の半径または方位角方向におけるＸ線ビーム強度がより低くなることが理解される。必然的に、Ｘ線ビームが特定の方向に照射される時間の全長は、その方向に伝達される全放射線量に影響する。
集束電子ビームによって放出されるＸ線の強度は、焦点から離れる距離に強く依存する。組織治療体積の距離を制御し、Ｘ線ビームの侵入力を変更するために、少なくとも、Ｘ線源と創傷空洞との間の間質空間を生理食塩水で満たすことがＩＯＲＴの場合に有利であり得る。このような配置は、ＤＣＴＡ１０６が流体ブラダ２２０２内に配置され得ることを示す図２２に示されている。流体ブラダは、Ｘ線源と組織壁２２０８（例えば、腫瘍床を含む組織壁）との間の間質空間２２０４を満たすために、生理食塩水などの流体２２０６で膨張する弾性バルーン状部材であり得る。流体導管２２１０、２２１２は、流体ブラダの内部への、および内部からの流体の流れを促進することができる。このような配置は、より一貫した放射線被曝を容易にするために、組織壁全体をＸ線源から均一な距離に配置することによって、腫瘍床の照射の均一性を高めることに役立つことができる。
ＤＣＴＡ１０６でのＸ線の生成は、相当量の熱を発生し得る。従って、幾つかのシナリオでは、間質空間２２０４を満たす流体２２０６に加えて、ＤＣＴＡに別個のクーラントの流れを設けることができる。このような配置の一例を図２３と図２４に示す。図２３は、ドリフトチューブ１０４の一部およびＤＣＴＡ１０６を示す。ドリフトチューブおよびＤＣＴＡを囲む冷却ジャケット２３００は、複数の同軸冷却管２３０２、２３０５を見せるために断面で示されている。図２４は、図２３に示すアセンブリの断面図であり、線２４～２４に沿って示される。図２３および図２４から、複数の同軸冷却管はＤＣＴＡ（およびドリフトチューブの一部）を取り囲むシースとして構成でき、ＤＣＴＡから熱を運ぶクーラントの流れを与えることが可能なことが理解できる。
より具体的には、外側同軸冷却管２３０２は、外側シース２３０１と内側シース２３０４との間質空間によって規定される。内部同軸冷却管２３０５は、内側シースおよび、ドリフトチューブ１０４およびＤＣＴＡ１０６の部分を含む外面によって規定される。内部同軸冷却管２３０５は、突起２３０６によって部分的に維持される。突起は、内側シース２３０４と、ドリフトチューブ１０４およびＤＣＴＡ１０６の外面との間の隙間を維持する。Ｘ線源が作動しているとき、クーラント２３０３は、外側同軸冷却管２３０２を通じてＤＣＴＡ１０６に向かって正の圧力下で流される。
図２３の矢印で示すように、クーラント２３０３は、ノズル部２３０８が設けられている冷却ジャケットの端部２３０７に流れる。幾つかのシナリオでは、ノズル部２３０８は、図示されるように内側シース２３０４と一体化することができる。あるいは、ノズル部は別個の要素を備えることができる。ノズル部２３０８は、クーラント２３０３が外側同軸冷却管２３０２から内側同軸冷却管２３０５に流れ込むように配置された複数のポートを含む。ノズル部分はまた、冷却効果を与えるように、ＤＣＴＡ１０６の上および周りにクーラントの流れまたはスプレーを案内することに供する。図２３の矢印によって示されるこの流れは、クーラントの流れ圧力およびノズル部の精密な構造に依存して、連続的な流れ、スプレー、または滴下作用の形態であり得る。ＤＣＴＡ先端を冷却した後、クーラント２３０３は、突起２３０６によって維持される空間内の内部同軸冷却管２３０５により規定される帰還路に沿って流れる。クーラント２３０３は、次に排出ポートを通じて内部同軸冷却管を出る（図２３には示していない）。
本明細書に図示され説明される冷却ジャケット２３００は、ＤＣＴＡの冷却を容易にする１つの可能な構造であることが理解される。この点に関しては、他のタイプの冷却シースも可能であり、制限なく使用できることが理解されるべきである。また、冷却ジャケットが不要になるかもしれないような低減した電圧レベルでＸ線源を作動させることができる幾つかのシナリオもあり得ることが理解されるべきである。
Ｘ線放射パターンに対するさらなる制御は、電子ビームが特定のターゲットセグメント４１４に衝突する場所を選択的に変化させることによって得ることができる。例えば、図２５Ａ～図２５Ｄでは、各ビームフォーマーによって生成されるＸ線ビームのビーム幅を、電子ビームが特定のターゲットセグメントに衝突する位置を変化させることで調整できることを観察することができる。電子ビームがビーム遮蔽４０４の中心線に最も近いターゲットセグメントに衝突すると、ビ－ム形成区画によって比較的狭いビームが生成される。しかし、ビームが図２５Ｂ～図２５Ｄの中心線から放射状に外側へ徐々に移動すると、得られるＸ線ビームは方位角方向へ徐々に広くなる。従って、得られるＸ線放射強度パターンの方向および形状を選択的に制御することができる。図２５Ａ～図２５Ｄにおけるビームパターンは、電子ビームが特定のターゲットセグメントに衝突する位置を変化させることによりビーム幅を制御できる方法の概念的な理解を容易にするために提示される簡素化された２次元パターンであることに留意すべきである。この技術を用いて生成された実際のビームパターンは相当により複雑であり、図７に示すのと同様の３次元放射パターンを必然的に含むであろう。
図２６Ａ～図２６Ｂは、同様のコンセプトを示しているが、異なる構造を持つビーム遮蔽を備えている。図２６Ａ～図２６Ｂでは、ビ－ム遮蔽２５０４は、くさび形状ではなくプロファイルにおいて半円形である複数の区画２５２０を含む。図２６Ａに示すように、電子ビームがターゲットと交差する位置を選択的に制御することは、ビーム形成区画によって比較的狭いＸ線ビーム２５０２が生成されるか、または比較的広いビーム２５０４が生成されるかを制御するのに役立つことができる。ビームがビーム遮蔽２５０４の中心線から放射状に外側へ移動するにつれて、より広いビームが生成される。
図２６Ａに示すさらなる効果は、生成されるＸ線ビームの方向を操縦するさらなる方法を効果的に提供するために、電子ビームが壁要素に関連付けられたターゲットを捕まえる位置を変化させることを伴うことができる。電子ビームが区画の外縁の付近を回転するにつれて、Ｘ線ビームの方向が変化する。
図２７を参照すると、ＤＣＴＡ２７００は、ターゲット２７０２の１つの主面に隣接して配置された第１の部分２７０６を含むビーム遮蔽２７０４、およびターゲットの反対側の主面に隣接して配置された第２の部分２７０８を含むことができる。第１の部分２７０６は、真空環境にあるドリフトチューブ２７１４の内部に配置することができ、第２の部分２７０８は、ドリフトチューブの外部に配置することができる。しかし、幾つかのシナリオでは、ドリフトチューブ２７１４の主要部２７１３は、Ｘ線を吸収または減衰する材料で構成することができる。このような例では、ドリフトチューブの端部２７１５を含む材料に、ドリフトチューブの主要部２７１３と比較してＸ線放射に対してより透過性の高いものを選択するのが望ましいことがある。このようなシナリオでは、端部２７１５を含む材料は、Ｘ線に対して透明となるように選択することができる。この配置により、ドリフトチューブ２７１４内で放出されるＸ線は減衰することなく内部から脱出することができ、それによって所望の治療効果を提供することができる。
また、本明細書に開示されるＤＣＴＡは、図１９に示すＤＣＴＡ１９００と同様の構造を持つように構成することができる。ＤＣＴＡ１９００は、管状本体部１９２０を含む。管状本体部は、第１の端でターゲット１９０２を、反対側の端で連結リング１９２２を支持することができる。ビーム遮蔽１９０４の第１の部分１９０６は、管状本体部１９２０内に配置されるようにターゲットの面から延びる。連結リングは、ＤＣＴＡ１９００がドリフトチューブの端（例えば、ドリフトチューブ１０４）に固定されるように構成される。連結リングは、ドリフトチューブの末端との真空シールを容易にすることができる。従って、管状本体部１９２０の内部は、ドリフトチューブの内部と同じ真空圧で維持することができる。
管状本体部１９２０は、Ｘ線透過性材料で構成することができる。その結果、管状本体部の内部に形成されたＸ線ビーム部は、管状本体部１９２０の構造によって実質的に吸収または減衰されない。この目的のために使用できるＸ線透過性材料の例としては、炭化ケイ素（ＳｉＣ）が挙げられるであろう。この目的のためにＳｉＣを用いる場合、コバール、即ちニッケルコバルト鉄合金などの材料から連結リング１９２２を形成することが有利であり得る。この目的のためにコバールを使用すると、本体部への連結リングのろう付けを容易にすることができる。もちろん、管状本体部１９２０の内部で生成するＸ線ビームの部分を減衰させることが望ましい幾つかのシナリオもあるかもしれない。その場合、管状本体部は、代わりにＸ線光子に対して吸収性の高い材料で形成することができる。Ｘ線光子に対して吸収性の高い材料の例としては、銅（Ｃｕ）が挙げられるであろう。
１つ以上の実施に関して本発明を説明および記述したが、同等の変更や改変は、この明細書および添付図面の読み込みと理解によって他の当業者に起こるであろう。加えて、本発明の特定の特徴は、幾つかの実施のうちの１つのみに関して開示されたかもしれないが、そのような特徴は、既定または特定の応用のために所望されおよび有利であるかもしれない場合には、他の実施の１つ以上の別の特徴と組み合わせてもよい。
本明細書で使用される用語は、本明細書に記載されているシステムおよび方法の特定の側面を記述することを目的とし、開示を制限することを意図しない。本明細書で使用される場合、単数形“ａ”、“ａｎ”および“ｔｈｅ”は、文脈が明確にその他を示さない限り、複数形も同時に含むことを意図している。さらに、用語“ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ”、“ｉｎｃｌｕｄｅｓ”、“ｈａｖｉｎｇ”、“ｈａｓ”、“ｗｉｔｈ”、またはこれらの異形が詳細な説明および／または特許請求の範囲のいずれかで使用される範囲内で、そのような用語は、用語“ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ”と同様の方法で包括されることを意図する。
特に定義されていない限り、本明細書に使用される全ての用語（技術的および科学的用語を含む）は、この発明が属する当技術分野における通常の知識を有する者によって一般に理解されるのと同じ意味を有する。本明細書に明示的に定義されていない限り、一般に使用される辞書で定義されているような用語は、関連する技術分野の文脈における意味と一致する意味を持つと解釈されるべきであり、理想化された、または過度に形式的な意味で解釈されないことがさらに理解される。

Claims (35)

  1. 電子ビームを生成するステップ；
    前記電子ビームの経路にターゲット要素を配置するステップ；
    前記電子ビームと前記ターゲット要素との相互作用の結果としてＸ線放射を生成するステップ；
    前記Ｘ線放射を、前記ターゲット要素に近接して配置されたビームフォーマー構造と相互作用させて、Ｘ線ビームを形成するステップ；および
    前記Ｘ線放射と前記ビームフォーマー構造との相互作用を決定するために、前記電子ビームが前記ターゲット要素と交差する位置を選択的に変化させることにより、前記Ｘ線ビームのビームパターンと方向とのうち少なくとも一方を制御するステップを含む、Ｘ線放射を制御する方法。
  2. 電子ビーム操縦ユニットで前記電子ビームを操縦することにより、前記位置を選択的に変化させるステップをさらに含む、請求項１に記載の方法。
  3. 前記電子ビームを前記ターゲット要素と相互作用させる前に、真空圧に維持された、閉鎖されたドリフトチューブの延設部を通じて前記電子ビームを案内するステップをさらに含む、請求項１に記載の方法。
  4. 前記制御動作は、前記ビームフォーマーで前記Ｘ線放射の一部を吸収することにより促進される、請求項１に記載の方法。
  5. 前記位置を選択的に変化させるステップは、前記ビームフォーマーによって吸収される前記Ｘ線ビームの部分を間接的に制御するために使用される、請求項４に記載の方法。
  6. 前記ターゲット要素を複数のターゲット要素セクタに少なくとも部分的に分割するために、前記ビームフォーマーの少なくとも１つの遮蔽壁を使用するステップをさらに含む、請求項４に記載の方法。
  7. 前記少なくとも１つの遮蔽壁を使用して、遮蔽された区画を形成するステップをさらに含み、前記遮蔽された区画は、前記電子ビームが前記遮蔽された区画と関連付けられた前記ターゲット要素セクタと交差するときに前記Ｘ線放射が放射される方向の範囲を少なくとも部分的に制限する、請求項６に記載の方法。
  8. 前記ターゲット要素セクタのうちの１つ以上において前記ターゲット要素と選択的に交差するように前記電子ビームを制御することにより前記方向を決定するステップをさらに含む、請求項６に記載の方法。
  9. 前記電子ビームが前記ターゲット要素セクタのうち特定の１つの中で前記ターゲット要素と交差する位置を選択的に選ぶことにより前記ビームパターンを制御するステップをさらに含む、請求項８に記載の方法。
  10. 前記電子ビームが１つ以上の前記ターゲット要素セクタと交差するときに使用される、電子ビーム生成器（ＥＢＧ）の電圧および電子ビーム滞留時間のうち少なくとも一方を選択的に変化させることにより、１つまたは複数の異なる方向にＸ線ビームによって伝達されるＸ線量を選択的に制御するステップをさらに含む、請求項８に記載の方法。
  11. 基板上に配置されたターゲット材料の層を含むように前記ターゲット要素を選択するステップをさらに含む、請求項１に記載の方法。
  12. 前記基板がダイヤモンドを含む、請求項１１に記載の方法。
  13. 電子ビームを生成するように構成された電子ビーム生成器（ＥＢＧ）；
    前記ＥＢＧから所定の距離に配置され、前記電子ビームを妨害するように配置され、前記電子ビームに応答してＸ線放射を生成するターゲット要素；
    前記ターゲット要素に近接して配置され、前記Ｘ線放射と相互作用してＸ線ビームを形成する材料を含むビームフォーマー；および
    前記Ｘ線放射と前記ビームフォーマー構造との相互作用を決定するために、前記電子ビームが前記ターゲット要素と交差する位置を選択的に変化させることにより、前記Ｘ線ビームのビームパターンと方向とのうち少なくとも一方を制御するように構成されたＥＢＧ制御システムを備える、Ｘ線源。
  14. 前記ＥＢＧ制御システムは、電子ビーム操縦ユニットで前記電子ビームを操縦することにより前記位置を選択的に変化させるように構成される、請求項１３に記載のＸ線源。
  15. 前記ＥＢＧと前記ターゲット要素との間に配置されたドリフトチューブをさらに備え、前記ＥＢＧは、真空圧に維持された前記ドリフトチューブの閉鎖延設部を通じて前記電子ビームを移動させるように構成される、請求項１３に記載のＸ線源。
  16. 前記ビームフォーマーは、前記Ｘ線ビームの形成を促進するために前記Ｘ線放射の一部を吸収するように構成された高Ｚ材料を含む、請求項１３に記載のＸ線源。
  17. 前記ＥＢＧ制御システムは、前記電子ビームが前記ターゲット要素と交差する位置を選択的に変化させることにより、前記ビームフォーマーによって吸収される前記Ｘ線ビームの部分を間接的に制御する、請求項１６に記載のＸ線源。
  18. 前記ビームフォーマーは、前記ターゲット要素を複数のターゲット要素セクタに少なくとも部分的に分割するように配置された少なくとも１つの遮蔽壁を備える、請求項１６に記載のＸ線源。
  19. 前記少なくとも１つの遮蔽壁は複数の遮蔽された区画を画定し、この遮蔽された区画は、前記電子ビームが前記遮蔽された区画に関連付けられた前記ターゲット要素セクタと交差するときに前記Ｘ線放射が放射され得る方向の範囲を少なくとも部分的に制限するようにそれぞれ構成される、請求項１８に記載のＸ線源。
  20. 前記ＥＢＧ制御システムは、前記複数のターゲット要素セクタのうちのどれが前記電子ビームと交差するかを制御することにより、前記Ｘ線ビームの方向を決定するように構成される、請求項１８に記載のＸ線源。
  21. 前記ＥＢＧ制御システムは、前記電子ビームが前記ターゲット要素と交差する１つ以上の前記ターゲット要素セクタ中の位置を選択的に制御することにより前記ビームパターンを制御するようにさらに構成される、請求項２０に記載のＸ線源。
  22. 前記ＥＢＧ制御システムは、前記電子ビームが前記ターゲット要素セクタの１つ以上と交差するときに適用されるＥＢＧ電圧と電子ビーム滞留時間のうち少なくとも１つを選択的に変化させることにより、前記ターゲット要素セクタによって画定される１つまたは複数の異なる方向に前記Ｘ線ビームによって伝達されるＸ線量を選択的に制御するようにさらに構成される、請求項２０に記載のＸ線源。
  23. 前記ターゲット要素は、基板上に配置されたターゲット材料を含む、請求項１３に記載のＸ線源。
  24. 前記基板がダイヤモンドを含む、請求項２３に記載のＸ線源。
  25. 真空チャンバ内に配置された電子ビーム生成器（ＥＢＧ）；
    前記真空チャンバの延長部を形成し、前記ＥＢＧと一直線上に配置され、ターゲットとビームフォーマーとを備える方向制御ターゲットアセンブリ（ＤＣＴＡ）への電子ビームの伝送を促進する細長い中空穴を規定するドリフトチューブ；
    前記ドリフトチューブの細長い延設部を横断するように配置された少なくとも１つの主面を有する平面要素を含み、前記電子ビームに曝されるとＸ線を発生するターゲット材料の層を含むターゲット；
    前記ターゲットの少なくとも１つの主面を横断して延びる少なくとも１つの遮蔽要素を備えるビームフォーマー；および
    制御信号に応答し、前記ドリフトチューブ内の前記電子ビームの方向を選択的に変化させるように構成され、これにより、前記電子ビームと前記ターゲットの交差点を変化させることが可能な電子ビーム操縦ユニットを備えるＸ線源。
  26. 前記少なくとも１つの遮蔽要素は、前記Ｘ線に関連付けられた放射パターンの制御を少なくとも部分的に促進するために前記Ｘ線の少なくとも一部を吸収する材料を含む、請求項２５に記載のＸ線源。
  27. 前記少なくとも１つの遮蔽要素はポストである、請求項２６に記載のＸ線源。
  28. 前記少なくとも１つの遮蔽要素は、前記少なくとも１つの主面を複数のターゲットセグメントに少なくとも部分的に分離する遮蔽壁である、請求項２６に記載のＸ線源。
  29. 前記少なくとも１つの遮蔽壁は、前記ターゲットの中心軸から放射状に延びる、請求項２６に記載のＸ線源。
  30. 前記少なくとも１つの遮蔽壁は、少なくとも、前記ターゲットの第１の主面から横方向に延びる第１の遮蔽壁と前記ターゲットの第２の主面から横方向に延びる第２の遮蔽壁とを備える、請求項２９に記載のＸ線源。
  31. 前記第１および第２の遮蔽壁が整列している、請求項３０に記載のＸ線源。
  32. 前記ターゲット材料の層が基板上に配置される、請求項２５に記載のＸ線源。
  33. 前記基板がダイヤモンドを含む、請求項３２に記載のＸ線源。
  34. 電子ビーム発生装置で電子ビームを生成するステップ；
    前記電子ビーム発生装置によって生成された前記電子ビームを電子的に操縦して、前記電子ビームを含む電子を複数の場所のうちの選択された１つ以上でターゲットに衝突させるステップ；
    前記ターゲットに対して横に延びる複数の壁要素を使用して前記ターゲットに１つ以上の区画を規定し、前記壁要素は、前記ターゲットに衝突する前記電子ビームから発生するＸ線を方向的に制限するように配置されるステップ；および
    前記電子が複数の前記壁要素に関連して前記ターゲットに衝突する位置を制御することにより、複数の所定の方向のいずれか１つにＸ線ビームを選択的に形成するステップを含む、Ｘ線ビームを制御する方法。
  35. 前記複数の壁要素に関連して前記電子が前記ターゲットに衝突する位置を制御することにより、Ｘ線ビームパターン形状を選択的に制御することをさらに含む、請求項３４に記載の方法。
JP2024034091A 2017-03-31 2024-03-06 ３次元ビームを形成するｘ線源 Pending JP2024075614A (ja)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201762479455P 2017-03-31 2017-03-31
US62/479,455 2017-03-31
PCT/US2018/025438 WO2018183873A1 (en) 2017-03-31 2018-03-30 Three-dimensional beam forming x-ray source
JP2019554337A JP7170979B2 (ja) 2017-03-31 2018-03-30 ３次元ビームを形成するｘ線源
JP2022169632A JP7453312B2 (ja) 2017-03-31 2022-10-24 ３次元ビームを形成するｘ線源

Related Parent Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2022169632A Division JP7453312B2 (ja) 2017-03-31 2022-10-24 ３次元ビームを形成するｘ線源

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2024075614A true JP2024075614A (ja) 2024-06-04

Family

ID=63669807

Family Applications (3)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2019554337A Active JP7170979B2 (ja) 2017-03-31 2018-03-30 ３次元ビームを形成するｘ線源
JP2022169632A Active JP7453312B2 (ja) 2017-03-31 2022-10-24 ３次元ビームを形成するｘ線源
JP2024034091A Pending JP2024075614A (ja) 2017-03-31 2024-03-06 ３次元ビームを形成するｘ線源

Family Applications Before (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2019554337A Active JP7170979B2 (ja) 2017-03-31 2018-03-30 ３次元ビームを形成するｘ線源
JP2022169632A Active JP7453312B2 (ja) 2017-03-31 2022-10-24 ３次元ビームを形成するｘ線源

Country Status (11)

Country Link
US (2) US10607802B2 (ja)
EP (1) EP3544678A4 (ja)
JP (3) JP7170979B2 (ja)
KR (1) KR102488780B1 (ja)
CN (1) CN110382047B (ja)
BR (1) BR112019020536A2 (ja)
CA (2) CA3209805A1 (ja)
IL (2) IL310828A (ja)
MX (1) MX2019011738A (ja)
RU (1) RU2019130556A (ja)
WO (1) WO2018183873A1 (ja)

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10295485B2 (en) 2013-12-05 2019-05-21 Sigray, Inc. X-ray transmission spectrometer system
WO2018183873A1 (en) 2017-03-31 2018-10-04 Sensus Healthcare Llc Three-dimensional beam forming x-ray source
WO2019016735A1 (en) 2017-07-18 2019-01-24 Sensus Healthcare, Inc. REAL-TIME X-RAY DOSIMETRY IN PEROPERATIVE RADIOTHERAPY
US11672491B2 (en) 2018-03-30 2023-06-13 Empyrean Medical Systems, Inc. Validation of therapeutic radiation treatment
US10989822B2 (en) 2018-06-04 2021-04-27 Sigray, Inc. Wavelength dispersive x-ray spectrometer
JP7117452B2 (ja) 2018-07-26 2022-08-12 シグレイ、インコーポレイテッド 高輝度反射型ｘ線源
DE112019004478T5 (de) 2018-09-07 2021-07-08 Sigray, Inc. System und verfahren zur röntgenanalyse mit wählbarer tiefe
US10940334B2 (en) 2018-10-19 2021-03-09 Sensus Healthcare, Inc. Systems and methods for real time beam sculpting intra-operative-radiation-therapy treatment planning
JPWO2020122257A1 (ja) * 2018-12-14 2021-10-21 株式会社堀場製作所 Ｘ線管及びｘ線検出装置
US11152183B2 (en) 2019-07-15 2021-10-19 Sigray, Inc. X-ray source with rotating anode at atmospheric pressure
IL296869A (en) 2020-03-31 2022-11-01 Empyrean Medical Systems Inc Coupled ring anode with an electron beam scanning amplifying device with radiation tracking (Bramsralong type)
DE102021212950B3 (de) 2021-11-18 2022-05-05 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zum Überwachen einer Komponente bei der Strahlentherapie und Lichtbasiertes Sperrsystem

Family Cites Families (132)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5011690A (ja) * 1973-06-01 1975-02-06
JPS6051776B2 (ja) * 1978-02-20 1985-11-15 日本電子株式会社 Ｘ線発生装置
US4401406A (en) 1980-10-31 1983-08-30 Miguel Rovira Remote three axis cable transport system
DE3330806A1 (de) * 1983-08-26 1985-03-14 Feinfocus Röntgensysteme GmbH, 3050 Wunstorf Roentgenlithographiegeraet
US5153900A (en) 1990-09-05 1992-10-06 Photoelectron Corporation Miniaturized low power x-ray source
US5442678A (en) * 1990-09-05 1995-08-15 Photoelectron Corporation X-ray source with improved beam steering
IT1281184B1 (it) 1994-09-19 1998-02-17 Giorgio Trozzi Amministratore Apparecchiatura per la radioterapia intraoperatoria mediante acceleratori lineari utilizzabili direttamente in sala operatoria
US5621214A (en) 1995-10-10 1997-04-15 Sofield Science Services, Inc. Radiation beam scanner
US5635709A (en) 1995-10-12 1997-06-03 Photoelectron Corporation Method and apparatus for measuring radiation dose distribution
US5913813A (en) 1997-07-24 1999-06-22 Proxima Therapeutics, Inc. Double-wall balloon catheter for treatment of proliferative tissue
JP3203211B2 (ja) 1997-08-11 2001-08-27 住友重機械工業株式会社 水ファントム型線量分布測定装置及び放射線治療装置
DE69834827T2 (de) 1997-10-08 2006-11-16 The General Hospital Corp., Boston Phototherapeutische systeme
WO1999060921A1 (en) 1997-11-24 1999-12-02 Burdette Medical Systems Real time brachytherapy spatial registration and visualization system
US6144875A (en) 1999-03-16 2000-11-07 Accuray Incorporated Apparatus and method for compensating for respiratory and patient motion during treatment
US6725078B2 (en) 2000-01-31 2004-04-20 St. Louis University System combining proton beam irradiation and magnetic resonance imaging
DE10051370A1 (de) 2000-10-17 2002-05-02 Brainlab Ag Verfahren und Vorrichtung zur exakten Patientenpositionierung in der Strahlentherapie und Radiochirurgie
JP2002177406A (ja) 2000-12-14 2002-06-25 Mitsubishi Electric Corp 放射線照射システム及びその照射ターゲット動きモニタ方法並びに照射ターゲット定位化方法
JP2002253687A (ja) 2001-03-02 2002-09-10 Mitsubishi Heavy Ind Ltd 放射線医療装置
US7046831B2 (en) 2001-03-09 2006-05-16 Tomotherapy Incorporated System and method for fusion-aligned reprojection of incomplete data
DE60238842D1 (de) 2001-08-24 2011-02-17 Mitsubishi Heavy Ind Ltd Radiologisches behandlungsgerät
EP2145650A1 (en) 2001-08-24 2010-01-20 Mitsubishi Heavy Industries, Ltd. Radiation treatment apparatus
CA2464712A1 (en) * 2002-01-31 2003-08-07 The Johns Hopkins University X-ray source and method for producing selectable x-ray wavelength
US20040218721A1 (en) 2003-04-30 2004-11-04 Chornenky Victor I. Miniature x-ray apparatus
US7283610B2 (en) 2003-05-14 2007-10-16 Washington University In St. Louis Enhanced micro-radiation therapy and a method of micro-irradiating biological systems
US7005623B2 (en) 2003-05-15 2006-02-28 Ceramoptec Industries, Inc. Autocalibrating medical diode laser system
US7140771B2 (en) * 2003-09-22 2006-11-28 Leek Paul H X-ray producing device with reduced shielding
KR20060126454A (ko) 2003-10-07 2006-12-07 노모스 코포레이션 순응형 방사선 치료법에 대한 플래닝 시스템, 방법 및 장치
US7354391B2 (en) 2003-11-07 2008-04-08 Cytyc Corporation Implantable radiotherapy/brachytherapy radiation detecting apparatus and methods
US8160205B2 (en) 2004-04-06 2012-04-17 Accuray Incorporated Robotic arm for patient positioning assembly
US7200203B2 (en) 2004-04-06 2007-04-03 Duke University Devices and methods for targeting interior cancers with ionizing radiation
US20050276377A1 (en) 2004-06-10 2005-12-15 Carol Mark P Kilovoltage delivery system for radiation therapy
US7729744B2 (en) 2004-07-20 2010-06-01 Resonant Medical, Inc. Verifying lesion characteristics using beam shapes
US7239684B2 (en) 2005-02-28 2007-07-03 Mitsubishi Heavy Industries, Ltd. Radiotherapy apparatus monitoring therapeutic field in real-time during treatment
US7713205B2 (en) 2005-06-29 2010-05-11 Accuray Incorporated Dynamic tracking of soft tissue targets with ultrasound images, without using fiducial markers
DE102005030648B3 (de) 2005-06-30 2007-04-05 Siemens Ag Wasserphantom zum Vermessen einer ionisierenden Strahlung
ITVE20050037A1 (it) * 2005-08-04 2007-02-05 Marco Sumini Apparecchiatura per trattamenti di radioterapia interstiziale ed intraoperatoria.
US7356120B2 (en) 2005-09-23 2008-04-08 Accuray Incorporated Integrated quality assurance for in image guided radiation treatment delivery system
US7266176B2 (en) 2005-09-28 2007-09-04 Accuray Incorporated Workspace optimization for radiation treatment delivery system
US7263170B2 (en) 2005-09-30 2007-08-28 Pellegrino Anthony J Radiation therapy system featuring rotatable filter assembly
US7656998B2 (en) 2005-11-14 2010-02-02 Accuray Incorporated Unified quality assurance for a radiation treatment delivery system
US8273006B2 (en) 2005-11-18 2012-09-25 Senorx, Inc. Tissue irradiation
US8079946B2 (en) 2005-11-18 2011-12-20 Senorx, Inc. Asymmetrical irradiation of a body cavity
US20080013687A1 (en) 2006-04-07 2008-01-17 Maurer Calvin R Jr Automatically determining size or shape of a radiation beam
US7686755B2 (en) * 2006-06-19 2010-03-30 Xoft, Inc. Radiation therapy apparatus with selective shielding capability
US7193220B1 (en) 2006-06-28 2007-03-20 Daniel Navarro Modular radiation bean analyzer
US7693257B2 (en) 2006-06-29 2010-04-06 Accuray Incorporated Treatment delivery optimization
US7505559B2 (en) 2006-08-25 2009-03-17 Accuray Incorporated Determining a target-to-surface distance and using it for real time absorbed dose calculation and compensation
US7894649B2 (en) 2006-11-02 2011-02-22 Accuray Incorporated Target tracking using direct target registration
DE602007009183D1 (de) 2007-01-16 2010-10-28 Mitsubishi Heavy Ind Ltd Strahlentherapiesystem zur Durchführung einer Strahlentherapie mit präziser Bestrahlung
US8603129B2 (en) 2007-01-16 2013-12-10 Radiadyne, Llc Rectal balloon with radiation sensor and/or markers
JP2008173182A (ja) 2007-01-16 2008-07-31 Mitsubishi Heavy Ind Ltd 放射線照射方法および放射線治療装置制御装置
JP4816494B2 (ja) 2007-02-16 2011-11-16 株式会社ケンウッド ナビゲーション装置、ナビゲーションシステム、ナビゲーション方法、ならびに、プログラム
US7639785B2 (en) * 2007-02-21 2009-12-29 L-3 Communications Corporation Compact scanned electron-beam x-ray source
US20090003528A1 (en) 2007-06-19 2009-01-01 Sankaralingam Ramraj Target location by tracking of imaging device
EP2005992A1 (en) 2007-06-19 2008-12-24 Nucletron B.V. Miniature X-ray source device for effecting radiation therapy as well as a method for performing radiation therapy treatment on an anatomical portion of an animal body using a miniature X-ray source device
US8655429B2 (en) 2007-06-29 2014-02-18 Accuray Incorporated Robotic arm for a radiation treatment system
US8920300B2 (en) 2007-09-19 2014-12-30 Walter A. Roberts Direct visualization robotic intra-operative radiation therapy device with radiation ablation capsule
TW200916814A (en) 2007-10-02 2009-04-16 Iner Aec Executive Yuan Method and structure for measuring absorbed dose of ionizing radiation by using fixed liquid-level water phantom
US7801271B2 (en) 2007-12-23 2010-09-21 Oraya Therapeutics, Inc. Methods and devices for orthovoltage ocular radiotherapy and treatment planning
US8295435B2 (en) 2008-01-16 2012-10-23 Accuray Incorporated Cardiac target tracking
US8044359B2 (en) 2008-03-12 2011-10-25 SunNuclear Corp. Three dimensional dosimetry using solid array geometry
US8017915B2 (en) 2008-03-14 2011-09-13 Reflexion Medical, Inc. Method and apparatus for emission guided radiation therapy
DE102008041286A1 (de) * 2008-04-30 2009-11-05 Carl Zeiss Surgical Gmbh Ballonkatheter und Röntgenapplikator mit einem Ballonkatheter
US8303476B2 (en) 2008-05-30 2012-11-06 Xoft, Inc. Applicators and methods for intraoperative treatment of proliferative diseases of the breast
ATE535823T1 (de) 2008-07-22 2011-12-15 Ion Beam Applic Sa Wasserphantom mit hohem füllfluss
US8208601B2 (en) 2008-08-13 2012-06-26 Oncology Tech Llc Integrated shaping and sculpting unit for use with intensity modulated radiation therapy (IMRT) treatment
US8332072B1 (en) 2008-08-22 2012-12-11 Titan Medical Inc. Robotic hand controller
US8126114B2 (en) 2008-09-12 2012-02-28 Accuray Incorporated Seven or more degrees of freedom robotic manipulator having at least one redundant joint
US8180020B2 (en) 2008-10-23 2012-05-15 Accuray Incorporated Sequential optimizations for treatment planning
WO2010059349A1 (en) 2008-11-21 2010-05-27 Cyberheart, Inc. Test object for the validation of tracking in the presence of motion
US8602647B2 (en) 2008-12-03 2013-12-10 Daniel Navarro Radiation beam analyzer and method
CN102265182B (zh) 2008-12-03 2014-08-06 丹尼尔·纳瓦罗 辐射束分析器及方法
US8641592B2 (en) 2009-03-23 2014-02-04 Xinsheng Yu Method and device for image guided dynamic radiation treatment of prostate cancer and other pelvic lesions
AU2010237616A1 (en) 2009-04-17 2011-10-20 Dosimetry & Imaging Pty Ltd Apparatus and method for detecting radiation exposure levels
TWI369976B (en) 2009-04-27 2012-08-11 Der Chi Tien Method of assisting radiotherapy and apparatus thereof
US8139714B1 (en) 2009-06-25 2012-03-20 Velayudhan Sahadevan Few seconds beam on time, breathing synchronized image guided all fields simultaneous radiation therapy combined with hyperthermia
US8269197B2 (en) * 2009-07-22 2012-09-18 Intraop Medical Corporation Method and system for electron beam applications
US8321179B2 (en) 2009-07-23 2012-11-27 Sun Nuclear Corporation Multiple axes scanning system and method for measuring radiation from a radiation source
EP2496142B1 (en) 2009-11-03 2016-12-14 Koninklijke Philips N.V. Computed tomography apparatus
US9642999B2 (en) 2010-02-12 2017-05-09 Varian Medical Systems, Inc. Brachytherapy applicator
JP5641916B2 (ja) 2010-02-23 2014-12-17 キヤノン株式会社 放射線発生装置および放射線撮像システム
EP3569289B1 (en) 2010-02-24 2020-12-09 Accuray, Inc. Gantry image guided radiotherapy system and related target tracking methods
DE102010009276A1 (de) * 2010-02-25 2011-08-25 Dürr Dental AG, 74321 Röntgenröhre sowie System zur Herstellung von Röntgenbildern für die zahnmedizinische oder kieferorthopädische Diagnostik
US9067064B2 (en) 2010-04-28 2015-06-30 The Regents Of The University Of California Optimization process for volumetric modulated arc therapy
US8559596B2 (en) 2010-06-08 2013-10-15 Accuray Incorporated Target Tracking for image-guided radiation treatment
WO2012019162A1 (en) 2010-08-06 2012-02-09 Accuray, Inc. Systems and methods for real-time tumor tracking during radiation treatment using ultrasound imaging
US8989846B2 (en) 2010-08-08 2015-03-24 Accuray Incorporated Radiation treatment delivery system with outwardly movable radiation treatment head extending from ring gantry
NL2005899C2 (en) 2010-12-22 2012-06-25 Nucletron Bv A mobile x-ray unit.
NL2005904C2 (en) 2010-12-22 2012-06-25 Nucletron Bv A mobile x-ray unit.
NL2005906C2 (en) 2010-12-22 2012-06-25 Nucletron Bv A mobile x-ray unit.
NL2005900C2 (en) 2010-12-22 2012-06-25 Nucletron Bv A mobile x-ray unit.
US9724066B2 (en) 2010-12-22 2017-08-08 Nucletron Operations B.V. Mobile X-ray unit
NL2005903C2 (en) 2010-12-22 2012-06-25 Nucletron Bv A mobile x-ray unit.
NL2005901C2 (en) 2010-12-22 2012-06-25 Nucletron Bv A mobile x-ray unit.
EP2688647B1 (en) 2011-03-24 2015-09-09 Koninklijke Philips N.V. Apparatus for electronic brachytherapy
CN103718251B (zh) * 2011-06-06 2016-09-21 皇家飞利浦有限公司 多焦斑x射线辐射滤波
US8781558B2 (en) 2011-11-07 2014-07-15 General Electric Company System and method of radiation dose targeting through ventilatory controlled anatomical positioning
WO2013106794A2 (en) 2012-01-12 2013-07-18 Sensus Healthcare, Llc Hybrid ultrasound-guided superficial radiotherapy system and method
CN104246961B (zh) 2012-03-03 2017-05-17 小利兰·斯坦福大学托管委员会 多向非常高电子能量放射治疗系统
US9076201B1 (en) 2012-03-30 2015-07-07 University Of Louisville Research Foundation, Inc. Volumetric deformable registration method for thoracic 4-D computed tomography images and method of determining regional lung function
WO2013192598A1 (en) 2012-06-21 2013-12-27 Excelsius Surgical, L.L.C. Surgical robot platform
JP2014026801A (ja) 2012-07-26 2014-02-06 Canon Inc 穿刺用ｘ線発生装置
DE102012214820A1 (de) 2012-08-21 2014-02-27 Kuka Laboratories Gmbh Messvorrichtung zur Dosismessung in der Strahlentherapie und Verfahren zum Überprüfen einer Strahlentherapievorrichtung
JP2014067513A (ja) * 2012-09-25 2014-04-17 Canon Inc 放射線発生ターゲット、放射線発生ユニット及び放射線撮影システム
CA2794226C (en) 2012-10-31 2020-10-20 Queen's University At Kingston Automated intraoperative ultrasound calibration
US9427562B2 (en) 2012-12-13 2016-08-30 Corindus, Inc. System for guide catheter control with introducer connector
US9008278B2 (en) * 2012-12-28 2015-04-14 General Electric Company Multilayer X-ray source target with high thermal conductivity
ES2804681T3 (es) 2013-02-04 2021-02-09 Childrens Nat Medical Ct Sistema robótico quirúrgico de control híbrido
US9149653B2 (en) 2013-03-06 2015-10-06 Mark A. D'Andrea Brachytherapy devices and methods for therapeutic radiation procedures
US9040945B1 (en) 2013-03-12 2015-05-26 Precision Accelerators of Louisiana LLC Method of mechanically controlling the amount of energy to reach a patient undergoing intraoperative electron radiation therapy
KR20150140760A (ko) 2013-04-08 2015-12-16 아파마 메디칼, 인크. 심장 절제 카테터 및 그의 사용 방법
US9801594B2 (en) * 2013-05-24 2017-10-31 Imatrex Inc. Ebeam tomosynthesis for radiation therapy tumor tracking
WO2015038832A1 (en) 2013-09-11 2015-03-19 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Arrays of accelerating structures and rapid imaging for facilitating rapid radiation therapies
CN104754848B (zh) * 2013-12-30 2017-12-08 同方威视技术股份有限公司 X射线发生装置以及具有该装置的x射线透视成像系统
US20150265353A1 (en) 2014-03-18 2015-09-24 Monteris Medical Corporation Image-guided therapy of a tissue
US10675113B2 (en) 2014-03-18 2020-06-09 Monteris Medical Corporation Automated therapy of a three-dimensional tissue region
US10368850B2 (en) 2014-06-18 2019-08-06 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System and method for real-time ultrasound guided prostate needle biopsies using a compliant robotic arm
US9616251B2 (en) 2014-07-25 2017-04-11 Varian Medical Systems, Inc. Imaging based calibration systems, devices, and methods
JP6689832B2 (ja) 2014-09-30 2020-04-28 オーリス ヘルス インコーポレイテッド 仮軌道および可撓性内視鏡を有する構成可能なロボット手術システム
US10231687B2 (en) * 2014-10-17 2019-03-19 Triple Ring Technologies, Inc. Method and apparatus for enhanced X-ray computing arrays
US10417390B2 (en) 2015-06-30 2019-09-17 Varian Medical Systems, Inc. Methods and systems for radiotherapy treatment planning
CA2991202A1 (en) 2015-07-01 2017-01-05 Novomer, Inc. Methods for coproduction of terephthalic acid and styrene from ethylene oxide
JP6573380B2 (ja) * 2015-07-27 2019-09-11 キヤノン株式会社 Ｘ線発生装置及びｘ線撮影システム
CN204951972U (zh) 2015-09-07 2016-01-13 四川大学 一种非共面放射治疗系统
AU2016321158A1 (en) * 2015-09-10 2018-04-12 American Science And Engineering, Inc. Backscatter characterization using interlinearly adaptive electromagnetic x-ray scanning
EP3217884B1 (en) 2015-12-01 2018-07-18 Brainlab AG Method and apparatus for determining or predicting the position of a target
US10646726B2 (en) 2016-07-13 2020-05-12 Sensus Healthcare, Inc. Robotic intraoperative radiation therapy
WO2018183873A1 (en) 2017-03-31 2018-10-04 Sensus Healthcare Llc Three-dimensional beam forming x-ray source
MX2020002317A (es) 2017-08-29 2020-10-05 Sensus Healthcare Inc Sistema radiación de rayos x de radioterapia interoperativa (iort) robótico con pozo de calibración.
US11247072B2 (en) 2017-09-29 2022-02-15 Varian Medical Systems International Ag X-ray imaging system with a combined filter and collimator positioning mechanism
US11672491B2 (en) 2018-03-30 2023-06-13 Empyrean Medical Systems, Inc. Validation of therapeutic radiation treatment
CN112805059B (zh) 2018-09-28 2023-05-12 瓦里安医疗系统国际股份公司 放疗治疗的轨迹和束角优化

Also Published As

Publication number Publication date
CN110382047B (zh) 2022-06-03
EP3544678A4 (en) 2020-08-12
RU2019130556A3 (ja) 2021-05-28
IL269721B1 (en) 2024-03-01
US20200234908A1 (en) 2020-07-23
RU2019130556A (ru) 2021-04-30
WO2018183873A1 (en) 2018-10-04
JP7453312B2 (ja) 2024-03-19
CA3209805A1 (en) 2018-10-04
IL269721A (en) 2019-11-28
KR102488780B1 (ko) 2023-01-13
CA3071104C (en) 2023-10-03
US20180286623A1 (en) 2018-10-04
CN110382047A (zh) 2019-10-25
JP2020516037A (ja) 2020-05-28
CA3071104A1 (en) 2018-10-04
US20230178324A1 (en) 2023-06-08
US11521820B2 (en) 2022-12-06
KR20190133020A (ko) 2019-11-29
MX2019011738A (es) 2020-02-12
JP7170979B2 (ja) 2022-11-15
US10607802B2 (en) 2020-03-31
IL310828A (en) 2024-04-01
EP3544678A1 (en) 2019-10-02
BR112019020536A2 (pt) 2020-04-28
JP2023017804A (ja) 2023-02-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP7453312B2 (ja) ３次元ビームを形成するｘ線源
US9330879B2 (en) Bremstrahlung target for intensity modulated X-ray radiation therapy and stereotactic X-ray therapy
AU686741B2 (en) X-ray source with shaped radiation pattern
CN111481841A (zh) 一种闪光放射治疗装置
CN111481840A (zh) 一种小型化闪光放射治疗装置
WO2013184213A2 (en) A distributed, field emission-based x-ray source for phase contrast imaging
WO2012143893A2 (es) Aparato generador de haces de electrones y fotones-x convergentes
US8350226B2 (en) Methods and systems for treating cancer using external beam radiation
WO2006068671A2 (en) X-ray needle apparatus and method for radiation treatment
EP3472850B1 (en) X-ray micro-beam production and high brilliance x-ray production
JP3795028B2 (ja) Ｘ線発生装置および前記装置を用いたｘ線治療装置
US20210287825A1 (en) Device for concentrating ionising radiation fluence, which focuses electrons and x-ray photons and is adaptable
JP2012138203A (ja) Ｘ線発生装置とｘ線発生装置群を用いたｘ線照射装置
US12027341B2 (en) Three-dimensional beam forming X-ray source
TWI577413B (zh) 近端治療裝置及其放射源
CN212214394U (zh) 一种小型化闪光放射治疗装置
EP2850634B1 (en) Radiotherapy apparatus
Flinton et al. MEGAVOLTAGE EQUIPMENT
JPH04367669A (ja) 放射線治療装置

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20240402

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20240402