具有集成剂量计的FLASH电子施加器的制作方法

具有集成剂量计的flash电子施加器
技术领域
1.本发明涉及一种电子施加器，并且尤其涉及一种具有集成剂量计的flash电子施加器。


背景技术：

2.肿瘤是通常具有不规则形状的组织的异常生长。通常用治疗性电子束治疗皮肤表面处或附近的肿瘤。放射疗法线性加速器是产生和输出平行或准直电子束的医学设备。为了避免损伤邻近肿瘤的健康组织，电子束必须成形为匹配肿瘤的不规则形状。
3.电子施加器是附接到线性加速器以进一步准直和成形电子束的装置。电子施加器通常具有细长主体，该细长主体具有附接到加速器的近端和靠近皮肤定位的远端。细长主体具有从近端延伸到部分封闭的远端的开口，其中远端处的开口的形状限定束的最终形状。
4.此外，肿瘤的不规则形状可以随着肿瘤视角的变化而变化。因此，如果将电子束从三个不同角度导向肿瘤，则可以使用三个不同的束形状，其中当从该角度观察时，每个束形状与肿瘤的不规则形状匹配。
5.形成用于从不同角度治疗单个肿瘤的不同束形状的常用方法是制造多个“切口(cutout)”。使用低熔点铅合金如cerrobend将切口铸造成所需的形状。然后，根据需要，按照机架角度将切口插入电子施加器的远端，以获得期望的形状。切口制造昂贵且耗时，并且需要某些安全措施，例如在通风罩下铸造cerrobend。
6.flash是一种新兴的放射疗法治疗形式，其中使用非常高的剂量率来减少对健康组织的损伤。传统的电子施加器被设计成在大致对应于治疗机等中心的距离处进行治疗。为了在准直区域内实现均匀(“平坦”)的强度分布，电子施加器在物理上是长的，延伸到等中心的约5cm内。在电子flash中，为了实现所需的高剂量率，在较短的距离进行治疗是有利的。
7.flash剂量率也对精确的实时剂量测定提出了挑战。传统的线性加速器具有监测辐射束并用作测量剂量的剂量计的离子室。然而，传统的离子室可能具有与在flash放射疗法期间递送的每脉冲非常高的剂量相关的性能限制。离子室可能经历高离子复合，导致关于每脉冲剂量的非线性响应。这可能导致剂量测定读数不准确。
8.注意，离子室也可用作患者安全装置。它可以连接到控制系统，使得当辐射束不正确时，例如束电流太高或太低时，它可以断言(assert)联锁。因此，在离子室可能具有精度限制的flash放射疗法中，有利的是具有次级剂量计以确认剂量是正确的并提供冗余的安全联锁。


技术实现要素：

9.本发明的电子施加器在以flash剂量率递送时精确地测量剂量，并且容易地、廉价地和精确地准直基本上匹配肿瘤形状的束。电子施加器包括准直体，该准直体具有近端、远
端和从近端延伸到远端的第一开口。电子施加器还包括辐射检测器，其可用作剂量计和/或用于患者安全的监测装置。作为剂量计，它可以单独用于剂量测量和/或可以用于伺服剂量。剂量伺服器用于跨许多束脉冲保持恒定的每脉冲剂量或剂量率。电子施加器可以包含用于剂量测量、束强度安全联锁或剂量伺服的任何支持电路。辐射检测器耦合到电子施加器的近端。该设计是这样的，使得当互换(带有切口的)远端孔径的子部件时，该探测器的子部件不必从机架上移除。预期一组具有不同直径的孔径子部件可用于覆盖辐射场宽度和形状的临床范围。
10.通过参考以下详细说明和附图将获得对本发明的特征和优点的更好理解，所述附图阐述了其中利用了本发明的原理的说明性实施例。
附图说明
11.这里描述的附图用于提供对本技术的进一步理解并且构成本技术的一部分。本技术的示例性实施例及其描述用于解释本技术，而不构成对本技术的限制。
12.图1是示出根据本发明的电子施加器100的示例的平面图。
13.图2是沿着与图1所示的横截面垂直且几何居中贯穿的线截取的垂直图示。
14.图3是示出根据本发明的治疗系统300的示例的框图。
15.图4是示出电子施加器可被设计成使得其近端被升高到多叶准直器的现有准直器结构内的实施例。这具有允许更短的治疗距离的优点，并因此允许更高的每脉冲剂量和剂量率。
具体实施方式
16.在本发明的一个实施例中，两个子部件包括电子准直器组件。第一部件在第二部件的'上游'容纳辐射监测装置。第二部件是准直锥，其手动附接在监测部件下方。这种设计使得几个准直锥体中的任何一个都可以附接到监测部件上。准直锥体的范围将覆盖预期可用的辐射场直径。准直锥体是圆形几何形状，类似于x射线立体定向锥体。其它实施例可包括其它非圆形几何形状。锥体在其侧面完全封闭，允许每个物理长度的最大准直。以这种方式，准直器可以保持较短，允许患者位于更靠近直线加速器机架头(电子源)的位置，从而利用在短的源到靶的距离可用的更高的剂量率。
17.电子准直器设计使得整个单元可以手动地附接到直线加速器机架头或从直线加速器机架头拆卸。其可在需要时安装用于电子flash治疗，并在常规模式治疗时移除。应当注意，所提出的电子flash准直器可以与常规电子治疗一起使用，可能提供更小尺寸和更轻重量的改进的辐射场半影和人体工程学优点。几何设计和材料组成允许预期治疗区域外的最小辐射泄漏、最小x射线污染和比常规电子施用器更低的重量。
18.可以实现不同类型的辐射监测/剂量测定装置。一些示例包括：1)环形件(toroid)、2)透射箔、和3)电容耦合检测器。环形件是一种类型的电互感器(transformer)，其检测穿过其中空中心的加速器电子束。延伸穿过准直器孔径的透射箔检测穿过它的加速器电子束。电容耦合检测器是多段设备，其感测加速器束与准直器孔径的侧面的接近度。
19.尽管目前使用的已知电子flash施加器通常不被设计为在其组件内支撑束监测装置，但是已经发现具有独立的次级检测器是非常有利的和必需的。这是因为存在于线性加
速器中的标准离子室可能经历高离子复合，导致关于每脉冲剂量的非线性响应。因此，具有独立的次级实时剂量计来监测剂量解决了这个问题。
20.在一个实施例中，定制的“切口”可以手动地安装在锥体部件的远端，以将辐射场整形到治疗区域。对于低能电子flash束，由用于锥体的相同高密度塑料制成切口是可能且有利的。塑料切口减少了x射线污染，并且还有利地允许切口的3d打印、增材制造或容易机加工。
21.图1示出了根据本发明的电子施加器100的示例的平面图。图2示出了沿图1的线2－2截取的截面图。如下面更详细地描述的，电子施加器100包括用于精确测量flash辐射水平的集成剂量计，和可互换的高密度聚合物切口，其可以容易地、廉价地和精确地形成以匹配肿瘤的不规则形状。
22.如图1和图2所示，电子施加器100包括具有近端112和远端114的准直体110。准直体110还具有从近端112到远端114延伸穿过准直体110的开口116。开口116优选为圆形，但可替代地为其它形状，例如正方形或六边形。开口116具有直径d和长度l，直径d具有诸如1cm至10cm的尺寸范围。
23.直径d的最小尺寸由肿瘤的尺寸确定，因为直径d必须优选地至少与特定视图中肿瘤的最大特征一样大。直径d的最大尺寸由可容许的最大散射量决定，因为较宽的开口倾向于产生更多的散射。
24.准直体110在侧面被完全封闭以允许每个物理长度的最大准直。以这种方式，准直体110可以保持较短，允许患者更靠近线性加速器的机架头(电子源)，从而利用更高的剂量率。围绕开口116的材料的厚度由可接受的辐射泄漏水平确定。
25.在本实施例中，准直体110由高密度聚合物制成，例如聚乙烯，但也可以以常规方式制成。商用电子施加器由金属制成，其提供良好的辐射屏蔽，但也产生不需要的x射线。金属准直器中的散射电子与准直器中的金属相互作用并产生不需要的x射线。因此，高密度聚合物准直器相对于传统金属准直器的一个优点在于x射线污染被显著减少。
26.高密度聚合物准直体110的另一个优点是它可以通过机械加工一块材料而容易地、廉价地和精确地形成。可替换地，可以使用模具来形成准直体110。在一些实施例中，准直体可以通过增材制造或3d打印来生产。
27.如图1和图2中进一步所示，电子施加器100还包括剂量计120，其耦合到准直体110的近端112。剂量计120包括耦合到准直体110的辐射检测器122，以及耦合到检测器122以处理来自检测器122的信号s并生成剂量读数的处理电路124。在其它实施例中，信号处理电路可以位于远处，例如在机架中。在那些实施例中，电子施加器将提供互连以将信号传递到远程处理电路。
28.在本实施例中，辐射检测器122用环形互感器122t实现，其中互感器122t的中心轴与开口116对准。在操作中，放射疗法线性加速器输出准直电子束，如图2中箭头a所示。束通过检测器122的中心区域，在那里电子流产生由检测器122测量的电信号。
29.结合到电子施加器中的任何辐射检测器装置将以稳定、一致和可校准的方式响应加速器束流的变化。加速器射束电流的变化(图2中的箭头a)将导致(对于许多脉冲的)每个脉冲的剂量或剂量率的相应变化。束电流的变化将引起检测器的电输出信号的变化。该信号将由相关电路处理，并产生剂量读数的变化，剂量伺服响应(如果采用伺服能力)，和/或
如果超过信号阈值则断言联锁。剂量计可作为剂量伺服机构使用。剂量计可作为安全联锁装置使用，以将加速器束电流限制在可接受的范围内。检测器120的三个这样的实施例(但不限于这些)将采用环形件、薄透射箔或电容耦合检测器。在第0018段中解释了这些探测器的基本原理。检测器可以是定制的设计或商业上可获得的设备。例如，商业上基于环形的剂量计是可获得的。
30.另外如图1和图2所示，电子施加器100还可以包括耦接到准直体110的远端114的切口130。切口130包括延伸穿过切口130的开口132，并且被成形为与肿瘤的不规则形状相匹配。切口130可以以常规方式耦接到准直体110。
31.切口130可与其它切口互换，使得一个切口可被移除并用另一个切口替换。辐射检测器122的中心轴、开口116和开口132被对准。在操作中，在电子束通过检测器122的中心之后，电子束通过准直体110中的开口116，然后通过切口130中的开口132进入肿瘤。
32.在本实施例中，切口130由高密度聚合物如聚乙烯制成，但也能够可替换地由其它材料形成。高密度聚合物切口130具有优于常规电子施加器中的金属开口的若干优点，包括显著减少x射线污染的量。
33.此外，通过获得比用于形成准直体110的层薄的高密度聚合物层，并且然后加工该高密度聚合物层以形成切口130和开口132，可以容易地、廉价地和精确地形成切口130和开口132。
34.本发明的一个优点是计算机数字控制(cnc)槽刨机(router)或类似装置可用于加工高密度聚合物薄层中的开口132，以匹配肿瘤的不规则形状，其可比用使用多叶准直器(mlc)的电子施加器形成的开口精确得多。
35.此外，在高密度聚合物切口中制造开口132比在常规金属电子施加器中形成开口的工艺显著地更容易和更便宜。可替换地，切口130可以是3d打印的，或者由模具形成。切口130的最小厚度t由阻挡电子束通过围绕开口132的区域所需的最小厚度限定，开口132又由电子束的能量限定。
36.如图1和图2进一步所示，在本实施例中，电子施加器100还包括容纳准直体110和辐射检测器122的外壳140。可以用塑料实现的外壳140也便于将辐射检测器122连接到放射疗法线性加速器的机架头，并且将切口130连接到准直体110。
37.准直体110可与其它准直体互换，使得外壳140可容纳不同的准直体。例如，直径d为10cm的准直体110可以从外壳140中移除，并用直径d为4cm的准直体110代替，而不用从线性加速器中移除外壳140。因此，将开口116从第一直径d改变到第二直径d是简单的。
38.类似地，外壳140可容纳不同的切口130。例如，具有与肿瘤的不规则形状基本匹配的第一开口的切口130可从外壳140移除，并由具有从不同角度与肿瘤的不规则形状基本匹配的第二开口的切口130替换。
39.本发明的另一个优点是主要由塑料制成的电子施加器100比传统的电子施加器显著更轻。此外，外壳140被制造成易于附接到线性加速器。因此，当需要进行电子flash治疗时，可以安装电子施加器100，而对于传统模式的治疗，可以将电子施加器100移除。本发明的另一个优点是剂量计120提供剂量的实时、精确的测量。
40.准直体100中的开口116的长度l由治疗规程限定。例如，常规放射疗法使用100cm源到皮肤(source-to-skin或ssd)测量，而flash放射疗法使用更短的70cm(或更小)ssd工
作得更好。因此，施加器到皮肤的距离，切口130的厚度，准直体110的长度l，辐射检测器122的厚度和外壳140的厚度具有大约70cm或更小的总厚度。
41.在70cm规程的限制内，较长的长度l增加了束的平坦度，并且还通过减少散射和产生更平行的束来增加束的强度。此外，当直径d增加时，长度l增加以提供相同的束质量。此外，减小切口130和皮肤之间的距离减小了半影并提供了更清晰的辐射场衰减。
42.图4示出了备选实施例，其中电子准直器安装在线性加速器上，以便部分地位于治疗头内。这可以通过缩回线性加速器的多叶准直器叶片来实现，并且如果需要，也可以缩回主准直器爪(jaw)。该实施例允许进一步减少ssd。
43.图3示出了说明根据本发明的治疗系统300的示例的框图。如图3所示，治疗系统300包括线性加速器310、内部离子室312和内部准直结构316。电子施加器100附接到线性加速器310的输出端(输出端通常称为机架头)。加速器310产生高能电子束。在通过过滤器之后，束通过测量剂量的离子室312。束由准直器316屏蔽和预准直。然后按照图2的箭头a进入电子施加器100。在施加器内，用次级剂量计314监测束，并最终根据每个切口130成形辐射场。如上在各种实施例描述的，通过利用与用于电子flash放射疗法的可互换准直器结合的实时剂量计，可以如下治疗肿瘤。首先，产生高剂量的flash辐射。flash辐射被准直以形成电子束。该电子束通过电子施加器发送。在电子施加器内是实时测量剂量的剂量计。电子施加器还使束的形状与肿瘤的形状基本匹配。
44.现在详细参考本公开的各种实施例，其示例在附图中示出。尽管结合各种实施例进行了描述，但是应当理解，这些各种实施例并非旨在限制本公开。相反，本公开旨在覆盖可包括在根据权利要求解释的本公开的范围内的替换、修改和等同物。
45.此外，在本公开的各种实施例的前述详细描述中，阐述了许多具体细节以便提供对本公开的透彻理解。然而，所属领域的技术人员将认识到，可在没有这些具体细节或其等效物的情况下实践本公开。在其他情况下，没有详细描述公知的方法、过程、部件和电路，以免不必要地模糊本公开的各种实施例的方面。
46.示出根据本公开的各种实施例的附图是半示意性的并且不是按比例的，并且特别地，一些尺寸是为了清楚呈现并且在附图中夸大地示出。类似地，尽管为了便于描述，附图中的视图通常示出了类似的定向，但是附图中的这种描绘对于大部分是任意的。通常，根据本公开的各种实施例可以在任何定向上操作。
47.上述实施例仅用于说明而非限制本发明的技术方案。虽然参照前述实施例详细描述了本技术，但是本领域普通技术人员应当理解，在前述实施例中记录的技术方案仍然可以被修改或对其中的部分或全部技术特征可以进行等同替换。这些修改或替换不会使相应技术方案的实质脱离本发明实施例的技术方案的范围。

技术特征：
1.一种电子施加器，包括：准直体，其具有近端、远端和从所述近端延伸到所述远端的第一开口；剂量计，其具有辐射检测器和耦合到所述辐射检测器以测量由所述辐射检测器检测的辐射水平的处理电路，所述辐射检测器被耦合到所述准直体的所述近端；以及切口，具有延伸通过所述切口的第二开口，所述切口被耦合到所述准直体的所述远端。2.根据权利要求1所述的电子施加器，其中所述第一开口和所述第二开口的中心轴对准。3.根据权利要求1所述的电子施加器，其中所述切口是高密度聚合物。4.根据权利要求3所述的电子施加器，其中所述准直体是高密度聚合物。5.根据权利要求3所述的电子施加器，其中所述辐射检测器是环形互感器。6.根据权利要求5所述的电子施加器，其中所述第一开口和所述环形互感器的中心轴对准。7.根据权利要求5所述的电子施加器，其中所述第一开口、所述第二开口和所述环形互感器的中心轴对准。8.根据权利要求1所述的电子施加器，还包括保持所述准直体和所述辐射检测器的外壳。9.根据权利要求8所述的电子施加器，其中所述准直体与所述外壳中的其它准直体是可互换的。10.根据权利要求8所述的电子施加器，其中所述切口与其它切口是可互换的。11.根据权利要求1所述的电子施加器，其中flash辐射通过所述辐射检测器进入，并通过所述切口离开。12.一种治疗系统，包括：线性加速器，其具有用于监测剂量的离子室和用于在电子进入电子施加器之前预准直所述电子的准直器；以及耦合到所述线性加速器以接收电子束的电子施加器，所述电子施加器包括：准直体，其具有近端、远端和从所述近端延伸到所述远端的第一开口；剂量计，具有辐射检测器和耦合到所述辐射检测器以测量由所述辐射检测器检测的辐射水平的处理电路，所述辐射检测器耦合到所述准直体的所述近端。13.权利要求12所述的治疗系统，其中所述电子施加器还包括：切口，具有延伸通过所述切口的第二开口，所述切口耦合到所述准直体的所述远端。14.根据权利要求13所述的治疗系统，其中所述切口是塑料的。15.根据权利要求13所述的治疗系统，其中所述切口手动地安装在所述准直体的所述远端。16.根据权利要求12所述的治疗系统，其中所述准直体包括塑料锥体。17.根据权利要求12所述的治疗系统，其中所述剂量计包括独立的次级实时剂量计。18.根据权利要求12所述的治疗系统，其中所述剂量计被部署作为剂量伺服机构。19.根据权利要求12所述的治疗系统，其中所述剂量计被部署作为安全联锁装置，以将所述加速器的束电流限制在可接受的范围内。20.根据权利要求12所述的治疗系统，其中所述剂量计包括环形件。
21.根据权利要求12所述的治疗系统，其中所述剂量计包括透射箔。22.根据权利要求12所述的治疗系统，其中所述剂量计包括电容耦合检测器。23.根据权利要求12所述的治疗系统，其中所述电子施加器提供肿瘤的70cm或更小的ssd flash放射疗法治疗。24.一种治疗肿瘤的方法，所述方法包括：产生高剂量率的辐射；准直所述高剂量辐射以形成电子束；将所述电子束输出到电子施加器，所述电子施加器：实时测量所述电子束的剂量；在测量所述剂量之后准直所述电子束以形成准直电子束；以及使所述准直电子束成形以基本上匹配所述肿瘤的形状。25.根据权利要求24所述的治疗肿瘤的方法，其中所述高剂量辐射包括flash辐射。26.根据权利要求25所述的治疗肿瘤的方法，其中所述电子施加器包括70cm或更小的ssd。27.根据权利要求25所述的治疗肿瘤的方法，还包括在所述电子施加器的远端安装定制的切口，以将辐射场成形到治疗区域。28.根据权利要求24所述的治疗肿瘤的方法，还包括安装用于电子flash治疗的所述电子施加器和移除用于常规模式治疗的电子施加器。

技术总结
在FLASH放射疗法程序中与线性加速器一起使用的电子施加器包括用于精确测量FLASH辐射水平的集成剂量计，和可互换的高密度聚合物切口，其可以容易地、廉价地和精确地形成以匹配肿瘤的不规则形状。肿瘤的不规则形状。肿瘤的不规则形状。


技术研发人员：D
受保护的技术使用者：瓦里安医疗系统公司
技术研发日：2023.03.30
技术公布日：2023/10/19