TW201902532A - 千伏輻射治療 - Google Patents

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Abstract

本發明提供用於朝向身體內之目標病灶遞送kV X射線的設備及方法，包括：一治療陽極，該治療陽極經組態以接收電子束且經由專門設計之準直器來輸出該等kV X射線；一電子束源，該電子束源經組態以產生該等電子束且朝向該治療陽極引導該等電子束；及至少一個磁體，該至少一個磁體經組態以沿著該治療陽極操縱及掃描該等電子束以防止該治療陽極過熱。該等部件安裝於一台架上，該台架繞該目標病灶旋轉以使所遞送之劑量分佈於大量之健康組織上，同時實質上最大化遞送至該目標病灶之劑量。

Description

千伏輻射治療
相關申請案之交叉引用 本揭示案主張在2017年6月2日申請之發明名稱為「System for Kilovoltage Radiation Therapy」的共同未決之美國臨時專利申請案No. 62/514,466依據35 U.S.C. §119(e)獲得的優先權利益。以上提到之申請案的揭示內容以引用方式併入本文中。
本揭示案係關於將X射線輻射遞送至目標病灶，且更具體而言，係關於使用治療陽極及複數個成像陽極來遞送X射線輻射。
艱難之經濟幾乎沒有機會來填平大的基礎設施缺口且缺少熟練之專業人員來進行醫療服務。儘管醫療技術及資料分析迅猛增長，但許多最常見的致命疾病一直缺少定向及成本划算之治療。在此背景下，癌症仍為全球健康護理服務之主要負擔及挑戰。雖然用於癌症之標準輻射治療系統可能對治療大多數癌症有效，但輻射治療系統係昂貴且複雜的。因此，輻射治療系統之使用在發展中國家受至嚴重限制，且甚至在發達國家，輻射治療系統之分佈通常係不均的。因此，減少用於輻射治療之資本設備成本可能係重要的。
本揭示案係關於遞送X射線輻射。在一個實施方案中，使用一治療陽極及複數個成像陽極將X射線輻射遞送至目標病灶。部件安裝於台架上，該台架繞該目標病灶旋轉以使所遞送之劑量分佈於大量之健康組織上，同時實質上最大化遞送至該目標病灶之劑量。
在一個實施方案中，揭示一種用於朝向身體內之目標病灶遞送kV X射線的設備。該設備包括：一治療陽極，該治療陽極經組態以接收電子束且輸出該等kV X射線；一電子束源，該電子束源經組態以產生該等電子束且朝向該治療陽極引導該等電子束；及一或多個磁體，該一或多個磁體經組態以沿著該治療陽極操縱及掃描該等電子束，用水冷卻該治療陽極以防止該治療陽極過熱。
在另一個實施方案中，揭示一種用於朝向身體內之目標病灶遞送千伏(kV) X射線的方法。該方法包括：產生電子束且朝向一治療陽極引導該等電子束；使用一或多個磁體沿著該治療陽極操縱及掃描該等電子束，使得該治療陽極產生該等kV X射線；使用一專門設計之準直器來阻擋未被引導至會聚點的所有該等kV X射線，該會聚點之中心位於該目標病灶處；及使該電子束源、該一或多個磁體、該治療陽極及該準直器繞該目標病灶旋轉。
自本說明書中將顯而易見其他特徵及優點，本說明書舉例說明了本揭示案之態樣。
過去，歸因於千伏(kV) X射線穿過目標病灶上游之健康組織(尤其係表層皮膚)的高衰減而使kV X射線之醫療使用限於表層輻射治療。明確而言，kV X射線之習知使用目前僅可用於表層治療，原因係：(1)難以藉由單個焦點將劑量分佈於大面積上；及(2)大多數X射線管及電源供應器用於成像目的(~120 kVp)且歸因於過熱而無法在高功率下長時間運行的事實。雖然MV系統通常用於治療深層病損，但使用MV系統之成本可能非常高。MV系統亦為體積大的且可能需要大量空間來容納該等系統。另外，來自MV系統的對目標病灶之高能量輻射可能會對周圍健康組織造成很多損害。
為了解決習知輻射系統及使用之上述問題，本揭示案之若干實施方案係關於一種kV輻射治療系統，該kV輻射治療系統採用具有被設計用於實現組合之治療與成像的準直器及偵測器的掃描電子束技術。本揭示案之kV輻射治療系統經組態以使用安裝於台架上之掃描電子束X射線管及用水冷卻之陽極來防止鎢陽極損壞而克服習知輻射系統的上述問題中之兩者。
實驗表明，藉由具有1×8 mm2 之焦點的130 kV、600 mA源，鎢在0.7毫秒時開始起泡且在暴露1.0毫秒時熔化。由於使電子束停留於鎢陽極上可能會易於破壞該陽極，因此在一個實施方案中，使鎢陽極保持為冷的，且使用一或多個磁體使電子束一直保持移動(「掃描」)。另外，使電子束散焦以增加焦點大小且因此防止鎢熔化。因此，本揭示案之kV輻射治療系統經組態以(1)用水冷卻該陽極(銅塊上之鎢)，(2)使電子束散焦(例如，散焦至1 cm2 )，及(3)不斷地移動該束。
在一個實施方案中，本揭示案之kV輻射治療系統包括具有3-D軌跡之強度調控型kV X射線源，該3-D軌跡係藉由用台架及以磁力操縱的不斷掃描之電子束來調整旋轉治療來實現。因此，電子束以電子方式沿著治療陽極之長軸掃掠且藉由機械運動而實質上垂直於該長軸移動。結果係由光子組成之倒置金字塔形狀，其中頂點係在目標病灶上。此與具有停留於預定數目個準直器上之電子束的習知X射線源大不相同。對於本系統，在藉由操縱磁體來操縱電子束時，可調整陽極上之掃描速度及束電流以實時地調控劑量率。此外，較緩慢地移動電子束會遞送更多劑量(在當前束位置處)。
本揭示案之實施方案在對現有基礎設施進行微小修改之情況下以相對較低之成本來提供優於習知系統的優勢。由於kV部件之成本及屏蔽要求(例如，具有兩米厚水泥牆之數百萬美金的地下堡壘通常用於MV輻射屏蔽)低於習知部件之成本及要求，因此kV輻射治療系統之總成本較低。本揭示案之kV輻射治療系統的成本估計不到習知MV線性加速器系統之成本的20%。用於200 kVp X射線之屏蔽將僅要求壁中有3 mm之鉛，使得普通之房間亦能容易地進行屏蔽。
在閱讀了此等描述之後，將明白在各種實施方案及應用中如何實施本揭示案。然而，雖然將在本文中描述本揭示案之各種實施方案，但應理解，此等實施方案僅舉例呈現且並非限制性的。因而，對各種實施方案之此詳細描述不應被理解為限制本揭示案之範圍或寬度。
在一個實施方案中，本揭示案之kV輻射治療系統提供組合之治療與成像以使得能夠即時追蹤病損以便將治療束精確地遞送至目標病灶。已發現所提出之能量範圍(130-220 mA時分別為180-300 kV)的劑量測定(該劑量測定係人體吸收之離子化輻射劑量的測量、計算及評定)與習知輻射治療系統中通常使用之MV束相當。
圖1A為根據本揭示案之一個實施方案的kV輻射治療系統100的方塊圖。在圖1A之所示實施方案中，kV輻射治療系統100包括kV X射線源110、偵測器140及成像器/追蹤器150。kV X射線源110將X射線遞送至預定目標病灶及周圍組織130。成像器/追蹤器150確定目標病灶之確切位置。kV X射線源110及偵測器140大體上安置於台架上。
圖1B為根據本揭示案之一個實施方案的kV X射線源110之詳細方塊圖。在圖1B之所示實施方案中，kV X射線源110包括電子束源(例如，X射線管) 112、陽極120及準直器114。在一個實施方案中，準直器可移動以使準直器能夠調整會聚點。
圖1C為陽極120之詳細方塊圖，該等陽極包括一治療陽極122 (該治療陽極產生治療束)及多個成像陽極124 (該等成像陽極實現了規劃成像、即時成像及追蹤)。
在一個實施方案中，使用掃描電子束及台架旋轉藉由3-D軌跡來對kV X射線源110進行強度調控，此使得治療束能夠在大得多之皮膚面積及組織體積上進入身體。如上文所述，使掃描電子束在治療陽極122上不斷地掃掠，該治療陽極允許用製冷機進行冷卻。在一個實施方案中，使用一或多個操縱磁體(容納在離開電子束源112之束的四周)來「掃描」(或操縱)電子束以在陽極122上掃掠。操縱磁體包括且可為偶極磁體、四極磁體及螺線管磁體中之一或多者。
當電子束撞擊陽極122時，陽極產生近各向同性之X射線，使得X射線在所有方向上傳播。因此，準直器114經組態以藉由阻擋不朝向「會聚點」傳播之X射線來將X射線引導至目標病灶及周圍組織130，該會聚點係以該目標病灶為中心。成像陽極124經組態以提供對周圍組織130內之目標病灶的規劃成像、即時成像及追蹤以使得能夠將治療束精確地瞄準周圍組織130內之目標病灶。
在一個示例性實施方案中，kV輻射治療系統100包括電子束源112 (例如，在X射線源110內)，該電子束源在直至30分鐘之治療時間內繞位於等中心點處的、具有癌性病損之患者旋轉。電子束源112藉由阻擋不朝向「會聚點」傳播之所有X射線來將治療X射線束引導至預定之目標病灶(例如，等中心點處之1 cm球體) (詳情請參見圖5A及圖5B)。因此，藉由充分之冷卻及熱管理，X射線管(詳情請參見圖4)可容納200 kVp、200 mA (40 kW)、1-cm直徑之電子束，該等電子束在直至30分鐘內在75×3 cm2 鎢陽極上不斷地掃描。大陽極面積上之掃描電子束允許充分冷卻至400℃以下，400℃係X射線管/源烘烤溫度，如此確保進行操作而不會發生損壞或出氣。1-cm直徑之電子束焦點大小為上述「散焦之電子束」的一個實例，該散焦之電子束最大化通量且將熱分佈於相對較大之面積上。然而，光點大小可根據病損之大小及距病損之距離而變化。
使用以上示例性實施方案(該實施方案包括含有輻射變色薄膜或法莫型電離室之適當體模)，可在少於30分鐘內遞送(例如)用於肺癌之3-D劑量分佈以證實與預計值偏差在5%之內的劑量遞送。可將此劑量分佈與先前技術之標準線性加速器MV治療系統的彼等劑量分佈直接進行比較。在複雜之病損形狀或較大體積的情況下，源與病人檢查台可在治療期間移動，藉此將適當劑量分佈於整個幾何形狀上。
對於深層病損，習知kV X射線治療之較高組織衰減會對目標病灶上游之皮膚及組織用藥過量。因此，非常希望治療X射線之進入點分佈在儘可能大的區域上。具有3-D軌跡(使用掃描電子束及台架旋轉)之強度調控型kV X射線源使得治療X射線之進入點分佈在大區域上。
在具有3-D軌跡之強度調控型kV X射線源的一個實施方案中，X射線管安裝於台架上，在將電子束以磁力操縱(使用磁體之操縱線圈)至與台架之圓形軌跡正交的治療陽極(例如，鎢陽極)上的同時，該台架使該管旋轉。因此，源位置之軌跡變成圓柱體之表面(對於360°治療計劃)。此幾何形狀使治療X射線之進入點分佈在大的皮膚區域上，藉此增加目標病灶至皮膚之劑量。因此，可藉由改變電子束電流(被定義為每秒安培或庫倫，其中1庫倫= 6.25 × 1018 個電子)或改變電子束在治療陽極上掃掠之速度來「調控」X射線之強度。此與MV系統大不相同，在MV系統中，藉由改變約5微秒之脈衝的脈衝重複頻率來執行調控。
使用診斷檢查的容易獲得之CT掃描器劑量率資料，可藉由假設對kVp之二次相關及對電流-時間乘積(mAs)之線性相關來估計由kV輻射治療系統遞送之劑量。對於25歲及更老之成人，具有120 kV、240 mA源之腹部CT遞送約15 mGy。假設花了大約一秒鐘來進行檢查(情況通常如此)，kV輻射治療系統將每秒遞送35 mGy (= 15 × 200/240 × (200/120)2)。此對應於2 Gy/min (= 35 × 60)，此係在藉由典型MV系統遞送之1 Gy/min至6 Gy/min的鄰區內。在10 cm深度處，對於kV系統及MV系統，劑量率分別將減少至約0.2及0.5。因此，200 kVp、200 mA kV輻射治療之劑量率可為一Gy/min至幾Gy/min且將與基於MV系統之治療相當。實際上，本揭示案之kV輻射治療系統甚至可能優於MV系統，因為kV X射線可在快速劑量下降之情況下進行準直，而MV多葉準直器系統由於(通常係)鎢葉之厚度及鈍緣而產生具有弱劑量下降的劑量分佈。亦即，較高能量之MV X射線較難以阻擋，因為阻擋材料需要為厚的(通常係約1 cm或更厚之鎢)，而較低能量之kV X射線通常用薄鉛板便能容易地阻擋。
圖2為根據本揭示案之一個實施方案的kV輻射治療系統100之透視圖。在圖2之所示實施方案中，kV輻射治療系統100包括kV X射線源110及偵測器140。如上所述，kV X射線源110將X射線遞送至目標病灶及周圍組織130。在一個實施方案中，kV X射線源110及偵測器140安置於台架210上。另外，台架210可經組態以繞躺在平坦表面220上之患者旋轉以使X射線源110能夠自各種角度照亮目標病灶。
圖3為根據本揭示案之一個實施方案的包括X射線管300之X射線源110的詳細透視圖。在一個實施方案中，X射線源110經組態以藉由阻擋不朝向會聚點340傳播之所有X射線(使用陽極330及準直器240)來將X射線230 (經由掃描電子束312產生)遞送至預定之目標病灶350 (例如，等中心點處之1 cm球體)。在一個實施方案中，X射線管300包括電子槍310及被組態有一或多個磁體之操縱線圈320。
在圖3之所示實施方案中，X射線管300之電子槍310產生電子束312且朝向治療陽極330引導該等電子束。由於使電子束312停留於鎢陽極330上可能會易於破壞該陽極，因此使鎢陽極330保持為冷的(例如，如圖4中所示，為水冷卻的)。使用該一或多個磁體(亦即，操縱線圈320)使電子束312一直保持移動(「掃描」及/或「操縱」)，使得每一束落在鎢陽極330之不同部分上。因此，藉由調整以磁力操縱的不斷掃描之電子束312 (該電子束係以磁力沿著陽極330之長軸來掃掠)使之適應旋轉治療，強度調控型kV X射線源110實現3-D軌跡，該旋轉治療藉由圖2中所示之台架210的機械運動使所得光子實質上垂直於該長軸來移動。結果係由光子組成之倒置金字塔形狀，其中頂點340係在目標病灶350上。另外，在一個實施方案中，電子槍310包括散焦單元，該散焦單元使每一電子束散焦以增加焦點314之大小且因此防止陽極330熔化。在一個實施方案中，掃描電子束及台架旋轉之上述使用使得治療束230能夠在大得多之皮膚面積及組織體積上進入身體。
如上所述，當電子束312撞擊陽極330時，陽極330產生各向同性之X射線以在所有方向上傳播。因此，準直器240經組態以藉由阻擋不朝向「會聚點」 340傳播之X射線來將X射線230引導至目標病灶350，該會聚點係以該目標病灶350為中心。
圖4為根據本揭示案之一個實施方案的在治療陽極442附近之X射線源400的剖切透視圖(無圖3中所示之梯形準直器)。在圖4之所示實施方案中，在電子束420 (例如，束大小 = 1×1 cm2 )以傾角(例如，60o )撞擊水冷卻之鎢治療陽極442 (例如，大小 = 75×3 cm2 )時，X射線422經由水冷卻之窗452離開源400。治療陽極442上之大電子束光點(例如，大小 = 1×2 cm2 )會降低陽極冷卻要求。在一個實施方案中，藉由自外部之40 kW製冷機經由冷卻水通道450泵抽出之4 Gal/min的水，對40 kW (= 200 kV × 200 mA) X射線源冷卻使之持續工作係足夠的。在圖4之所示實施方案中，準直器(示出於圖5A及圖5B中) (例如，大小 = 75×2×6 cm3 )藉由阻擋未朝向「會聚點」(例如，圖3中的點340)引導之所有X射線來將X射線422引導至目標病灶，該會聚點係以該靶為中心。X射線源400進一步包括成像陽極440。在另一個實施方案中，準直器藉由阻擋未朝向「會聚區」引導之所有X射線來將X射線422引導至目標病灶。會聚區係3-D空間中之小體積，例如，一厘米至幾厘米之球體。
圖5A及圖5B為示出根據本揭示案之一個實施方案的準直器500之圖。圖5A示出經組態以將X射線510朝向會聚點520引導之準直器500。圖5B示出準直器500之正視圖，在頂部具有兩個放大視圖530、540。
在圖5B之所示實施方案中，準直器500由放大視圖530中所示之六角形孔532 (及相關聯之隔膜)建構。該等六角形孔經組態以將X射線引導至會聚點520處的點。亦即，在本揭示案之一個實施方案中，在將X射線510朝向會聚點520向下游引導時，六角形孔532及相關聯隔膜之截面變小且變薄。在另一個實施方案中，該截面係矩形的。
在查看了在會聚點處藉由虛擬光源取得之第一放大視圖530之後，可在視覺上驗證圖5B之準直器設計。請注意，光源在中間係最明顯的，表明至會聚點520之清楚視線。在準直器入口處自別處朝向會聚點之其他視圖將示出類似呈現。
在圖5A及圖5B中所示之一個特定實施方案中，準直器500被組態為六角形孔之陣列，該等六角形孔具有直徑D = 2 mm 542 (在入口處)、隔膜厚度t = 0.2 mm 544 (在入口處)及在距準直器500之出口40 cm處的會聚點520。距會聚點520之距離(即，焦距)指示直徑及隔膜厚度之大小改變的速率。
為了進行治療，可使用具有不同會聚點及具有不同治療區之若干準直器。因此，可視特定治療計劃而選擇準直器。可針對不同之目標病灶大小(例如，大小s = 1、2、3、4 cm)及焦距(例如，焦距f = 26、36、46 cm)建構若干可附接準直器。
往回參看圖4，藉由成像陽極440 (例如，可使用19個成像陽極)來實現kV輻射治療系統之即時成像及追蹤能力。在治療期間，電子束420可週期性地循環遍歷該等成像陽極440。在一個實施方案中，電子束420聚焦至成像陽極440中之一者上達1毫秒至10毫秒(且類似地循環遍歷所有成像陽極)，且藉由偵測器(例如，圖2之平板偵測器140)來俘獲投影影像。之後使用投影影像(例如，藉由偵測器140俘獲之投影影像)來重建構3-D體積影像(使用(例如)斷層融合演算法來偵測及顯示目標病灶之影像)。目標病灶之準確位置允許準確定位以進行準確且精確之劑量遞送。斷層融合演算法之使用實現了使用19個投影影像對目標病灶之準確3-D重建構(以呈現癌性病損(例如，在肺部中，該癌性病損在治療期間會移動)的足夠細節以允許進行偵測及追蹤)。
圖6A示出使用200 kVp、200 mA kV弧形治療(KVAT)之蒙特卡羅模型病人劑量分佈600。圖6B示出使用15 MV線性加速器體積調控弧形治療(VMAT)之蒙特卡羅模型病人劑量分佈610。
圖6A及圖6B示出對深層病損之治療展現出同樣出色之劑量分佈的KVAT與VMAT。因此，若可解決對陽極之冷卻，則使用KVAT之治療系統可與VMAT系統相當。
圖7A及圖7B為示出在kV輻射治療系統中使用之準直器(例如，準直器500)之效能的圖。
圖7A示出在準直器出口處之隔膜厚度固定(t = 0.2 mm )時準直器效率及全寬半高(FWHM)隨準直器孔大小(D )而變。圖7A提供了選擇隔膜厚度(t )及準直器孔大小(D )的重要之設計指導方針。舉例而言，在FWHM為1.0 cm時，可達成55%之效率。
圖7B示出在D 及t 之特定設置時的實際遞送之劑量分佈。圖7B示出在具有適當傾斜(相對於電子束路徑之平面成30°)的陽極之平面上使用大小為75×2 cm2 之X射線源的劑量分佈，其中(D, t ) = (2.3 mm, 0.2 mm)。偵測器為中心之射線投射與位於距準直器之出射面40 cm處的偵測平面一起使用。
圖7A及圖7B中示出之結果表明，劑量分佈之形狀不太依賴於隔膜厚度(t )，而係依賴於準直器孔大小(D )。
圖8為示出根據本揭示案之一個實施方案的用於朝向身體內之目標病灶遞送kV X射線之方法800的流程圖。在區塊810處，產生電子束且朝向治療陽極引導該等電子束。在區塊820處，接著使用一或多個磁體沿著治療陽極操縱及掃描該等電子束，使得該治療陽極產生kV X射線。在區塊830處，使用準直器來阻擋未朝向中心位於目標病灶處之會聚點引導的所有kV X射線。在區塊840處，接著使電子束源、一或多個磁體、治療陽極及準直器繞目標病灶旋轉。
在一個實施方案中，方法800進一步包括調整操縱及掃描該等電子束之速度以調控kV X射線至目標病灶之劑量率。在另一個實施方案中，該操縱及掃描包括沿著治療陽極之縱軸不斷地移動電子束。在另一個實施方案中，方法800進一步包括調控kV X射線之強度。在另一個實施方案中，該調控包括改變電子束電流。在另一個實施方案中，該調控包括改變沿著治療陽極操縱及掃描電子束之速度。在另一個實施方案中，方法800進一步包括使朝向治療陽極引導之電子束散焦，使得電子束之光點大小增加。在另一個實施方案中，阻擋X射線進一步包括在實質上垂直於被操縱及掃描至治療陽極上之電子束的平面中自準直器輸出kV X射線。在另一個實施方案中，該準直器係可移動的，且該方法進一步包括使用複數個成像陽極對目標病灶即時成像以使得能夠調整該可移動準直器，使得會聚點跟隨移動(例如，隨著呼吸移動)之目標病灶。在另一個實施方案中，方法800進一步包括使用水冷卻單元來冷卻治療陽極。
對此等實施方案之各種修改將係熟習此項技術者易於顯而易見的，且在不脫離本揭示案之精神或範疇的情況下，本文中描述之一般原理可應用於其他實施方案。因此，該等技術不限於上文描述之特定實例。因此，將理解，本文中呈現之描述及圖式表示本揭示案之當前可能的實施方案且因此代表在廣義上被本揭示案涵蓋之標的。進一步理解，本揭示案之範疇完全涵蓋可能變成熟習此項技術者顯而易見之其他實施方案，且本揭示案之範圍相應地僅受所附申請專利範圍限制。
100‧‧‧kV輻射治療系統
110、400‧‧‧X射線源
112‧‧‧電子束源
114、240、500‧‧‧準直器
120、330‧‧‧陽極
122、442‧‧‧治療陽極
124、440‧‧‧成像陽極
130‧‧‧周圍組織
140‧‧‧偵測器
150‧‧‧成像器/追蹤器
210‧‧‧台架
220‧‧‧平坦表面
230、422、510‧‧‧X射線
300‧‧‧X射線管
310‧‧‧電子槍
312、420‧‧‧電子束
314‧‧‧焦點
320‧‧‧操縱線圈
340‧‧‧會聚點、頂點、點
350‧‧‧目標病灶
450‧‧‧冷卻水通道
452‧‧‧窗
520‧‧‧會聚點
530、540‧‧‧放大視圖
532‧‧‧六角形孔
542‧‧‧六角形孔直徑
544‧‧‧六角形孔隔膜厚度
600、610‧‧‧蒙特卡羅模型病人劑量分佈
800‧‧‧方法
810、820、830、840‧‧‧區塊
可藉由查看附圖來部分地瞭解本揭示案之、關於其結構及操作的細節，在附圖中，相同之元件符號指代相同之部分，且其中：
圖1A為根據本揭示案之一個實施方案的kV輻射治療系統之方塊圖；
圖1B為根據本揭示案之一個實施方案的kV X射線源之詳細方塊圖；
圖1C為陽極之詳細方塊圖，該等陽極包括一治療陽極(該治療陽極產生治療束)及多個成像陽極(該等成像陽極實現了實時成像及追蹤)；
圖2為根據本揭示案之一個實施方案的kV輻射治療系統之透視圖；
圖3為根據本揭示案之一個實施方案的包括X射線管之X射線源的詳細透視圖；
圖4為根據本揭示案之一個實施方案的X射線管之剖切透視圖；
圖5A示出經組態以朝向會聚點引導X射線之準直器；
圖5B示出準直器之正視圖，在頂部具有兩個放大視圖；
圖6A示出使用200 kVp、200 mA kV弧形治療(KVAT)之蒙特卡羅模型病人劑量分佈；
圖6B示出使用15兆伏(MV)線性加速器(線性加速器)體積調控弧形治療(VMAT)的蒙特卡羅模型病人劑量分佈；
圖7A示出在準直器出口處之隔膜厚度固定(t = 0.2 mm )時準直器效率及全寬半高(FWHM)隨準直器孔大小(D )而變；
圖7B示出在具有適當傾斜(相對於電子束路徑之平面成30°)的陽極之平面上使用大小為75×2 cm2 之X射線源的劑量分佈，其中(D, t ) = (2.3 mm, 0.2 mm)；及
圖8為示出根據本揭示案之一個實施方案的用於朝向身體內之目標病灶遞送kV X射線之方法800的流程圖。

Claims (20)

  1. 一種用於朝向一身體內之一目標病灶遞送kV X射線之設備，該設備包括： 一治療陽極，該治療陽極經組態以接收電子束且輸出該等kV X射線； 一電子束源，該電子束源經組態以產生該等電子束且朝向該治療陽極引導該等電子束；及 至少一個磁體，該至少一個磁體經組態以沿著該治療陽極操縱及掃描該等電子束以防止該治療陽極過熱。
  2. 如申請專利範圍第1項之設備，該設備進一步包括 一準直器，該準直器經組態以自該治療陽極接收該等kV X射線且阻擋未被引導至一會聚點之所有該等kV X射線，該會聚點之中心位於該目標病灶處。
  3. 如申請專利範圍第2項之設備，該設備進一步包括 一台架，該台架經組態以安裝該電子束源、該至少一個磁體、該治療陽極及該準直器且使該電子束源、該至少一個磁體、該治療陽極及該準直器繞一軸線旋轉，該軸線包括該目標病灶。
  4. 如申請專利範圍第2項之設備，其中自該準直器輸出之該等kV X射線位於實質上垂直於被操縱及掃描至該治療陽極上之該等電子束的一平面中。
  5. 如申請專利範圍第2項之設備，該設備進一步包括 複數個成像陽極，該複數個成像陽極經組態以提供該目標病灶之即時影像， 其中該等即時影像使得能夠追蹤該目標病灶且調整該準直器以將該會聚點移動至該目標病灶。
  6. 如申請專利範圍第1項之設備，該設備進一步包括 一水冷卻單元，該水冷卻單元聯接至該治療陽極，該水冷卻單元經組態以冷卻該治療陽極。
  7. 如申請專利範圍第1項之設備，其中該電子束源包括一散焦單元，該散焦單元經組態以使朝向該治療陽極引導之該等電子束散焦，使得該等電子束之光點大小增加。
  8. 如申請專利範圍第1項之設備，其中該治療陽極由鎢形成。
  9. 如申請專利範圍第1項之設備，其中該至少一個磁體包括偶極磁體、四極磁體及螺線管磁體中之至少一者。
  10. 一種用於朝向一身體內之一目標病灶遞送kV X射線之方法，該方法包括： 產生電子束且朝向一治療陽極引導該等電子束； 使用至少一個磁體來沿著該治療陽極操縱及掃描該等電子束，使得該治療陽極產生該等kV X射線； 使用一準直器來阻擋未被引導至一會聚點之該等kV X射線，該會聚點之中心位於該目標病灶處；及 使使用該至少一個磁體操縱之該等電子束的源、該治療陽極及該準直器繞該目標病灶旋轉。
  11. 如申請專利範圍第10項之方法，該方法進一步包括 調整操縱及掃描該等電子束之一速度以調控該等kV X射線至該目標病灶之一劑量率。
  12. 如申請專利範圍第10項之方法，其中該操縱及掃描包括 沿著該治療陽極之一縱軸不斷地移動該等電子束。
  13. 如申請專利範圍第10項之方法，該方法進一步包括 調控該等kV X射線之一強度。
  14. 如申請專利範圍第13項之方法，其中該調控包括 改變一電子束電流。
  15. 如申請專利範圍第13項之方法，其中該調控包括 改變沿著該治療陽極操縱及掃描該等電子束之一速度。
  16. 如申請專利範圍第10項之方法，該方法進一步包括 使朝向該治療陽極引導之該等電子束散焦，使得該等電子束之光點大小增加。
  17. 如申請專利範圍第10項之方法，其中該阻擋進一步包括 在實質上垂直於被操縱及掃描至該治療陽極上之該等電子束的一平面中自該準直器輸出該等kV X射線。
  18. 如申請專利範圍第10項之方法，其中該準直器可相對於X射線管在三個維度上移動，該準直器附接至該X射線管。
  19. 如申請專利範圍第18項之方法，該方法進一步包括 使用複數個成像陽極對該目標病灶即時成像以使得能夠追蹤該目標病灶且調整該準直器以將該會聚點移動至該目標病灶。
  20. 如申請專利範圍第10項之方法，該方法進一步包括 使用一水冷卻單元來冷卻該治療陽極。
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