[0001] 本发明涉及医疗器械领域，特别涉及一种电子直线加速器。

[0002] 随着精确放射治疗技术的发展，影像引导放射治疗(Image Guide Radiation Therapy，IGRT)技术逐渐被临床应用。使用IGRT技术，一方面在患者接受治疗前，可以使用成像的方式对患者的照射位置进行验证，待照射位置确认无误后再实施治疗照射，降低摆位误差。另一方面，在治疗过程中可实时追踪肿瘤的变化，根据肿瘤位置的变化调整治疗条件使照射野紧紧“追随”靶区，以实现精确治疗。

[0003] 由于治疗用的射线通常为MV级能量的X射线，但MV级能量直接进行成像又不清晰，因此现有一种直线加速器为同源双束设计，既能产生用于治疗的高能MV级电子束，也能产生用于成像的低能KV级电子束。其中双束是指直线加速器可以输出不同能量级别的束流。

[0004] 现有的一种同源双束电子直线加速器中，由电子枪所发射的电子束经过加速管的加速后输出，加速管采用能量开关调节输出电子束的能级，从而分别得到KV级或MV级的电子束。由于MV级电子束的能量较高，该加速管的管体长度较长，因此在放疗设备的机架中通常需要将该加速管水平放置。加速管输出的电子束之后进入磁偏转系统，经偏转磁体的作用而发生偏转后再打到对应的靶上以产生相应的射线束。也就是，MV级电子束和KV级电子束会穿过同一偏转磁体并具有同一偏转半径的真空轨道，而MV级电子束和KV级电子束的能量具有较大差异，因此就要求偏转磁体的磁场范围很宽，以适应MV级电子束的较高能量和KV级电子束的较低能量。

[0005] 但是在保证磁场质量的前提下，普通偏转磁体很难实现这一要求，因此现有偏转磁体只能针对MV级电子束所需磁场范围进行设计，该磁场强度较低。这就造成，当KV级电子束进入偏转磁体后，由于磁场强度较低，进入磁偏转系统中的KV级电子束损失很大，从偏转磁体射出的KV级电子束的束流效率很低，从成像靶辐射的KV级成像射线较少，导致成像时间较长，而时间较长就可能会在成像影像中产生伪影，导致成像影像质量不高，影像清晰度下降。这样，根据清晰度较低的影像不能精确定位照射位置，最终无法完成精确治疗。

[0030] 为使本发明的上述目的、特征和优点能够更为明显易懂，下面结合附图对本发明的具体实施例做详细的说明。

[0031] 参照图1，本实施例的同源双束IGRT医用电子直线加速器包括：

[0032] 固定机架1；位于固定机架1一侧的旋转机架2；治疗床3，患者躺在治疗床3上接受治疗；连接在旋转机架2顶部的辐照头4，与治疗床3相对，从辐照头4出射的成像射线和治疗射线可照射在患者身上。其中旋转机架2可沿方向A绕固定机架1的中轴线往复旋转，治疗床3也可沿方向B绕底座的轴线旋转，以调整辐照头4相对人体的位置，使调整照射在人体上的射线分布。

[0033] 结合参照图2、图3，辐照头4包括一屏蔽室(图中未示出)，在屏蔽室内设有：

[0034] 电子束发射装置41，包括电子枪410、与电子枪410连通的加速管411，加速管411的中轴线垂直于辐照头4指向治疗床3的直线方向，电子枪410用于产生电子束，电子束在加速管411中加速至所需速度以使加速管411发射的电子束能量满足要求，也就是加速管411可将电子束加速到成像所需的KV能量级和治疗所需的MV能量级；

[0035] 磁偏转系统42，位于加速管411发射的电子束传播方向的下游，MV级电子束能够进入磁偏转系统42，并在磁偏转系统42中偏转后射出，通常MV级电子束偏转角度为270°或其他角度，偏转后的MV级电子束的传播路线平行于辐照头4指向治疗床3的直线方向；

[0036] 治疗靶43，用于接收从磁偏转系统42中射出的MV级电子束，MV级电子束轰击治疗靶43以产生治疗射线；以及，

[0037] 成像靶44，位于电子束发射装置41和磁偏转系统42之间，用于接收KV级电子束，该KV级电子束轰击成像靶44以产生成像射线。成像射线穿过患者身体并在显示屏上得到患者待治疗部位的图像，图2中箭头表示KV级电子束的传播方向和KV级成像射线的传播方向。

[0038] 在现有技术中，成像靶为透射阳极靶，其成像机理是：KV级电子束照射到透射阳极靶后在其内部完成激励，KV级射线从阳极靶透射而出后对患者成像，因此成像靶设置在偏转磁体的下方，KV级电子束必须经偏转磁体偏转后打在成像靶上表面而从下表面透射而出到达患者。与现有技术相比，本实施例的KV级电子束不会进入磁偏转系统42，而是在到达成像靶44时，直接轰击成像靶44以发生轫致辐射反应，生成KV级低能成像射线。因此，本实施例的电子直线加速器突破了现有的同源双束直线加速器中由于偏转磁体的设计局限，减少了KV级电子束经过偏转磁体所导致的束流损失，成像射线能量可满足成像需求，形成的影像质量高，能够对照射位置进行精确定位，降低摆位误差。而且，本实施例的电子直线加速器具有成本低，易于操作等优点，具有较高的技术优势和很好的推广性。另外，现有技术的成像靶位于从磁偏转系统射出的KV级电子束的传播路线上，在成像靶中未发生轫致辐射反应的电子从成像靶透射后会打在人体上，进而对人体造成伤害。与之相比，在本实施例中，成像靶44位于电子束发射装置41发射的电子束传播路线上，到达成像靶44的所有电子束中，未发生轫致辐射反应的电子从成像靶44透射后直接打在偏转磁体上，并被周围的屏蔽结构所吸收，不会打在人体上，降低了患者在成像过程所受电子束伤害。

[0039] 在本实施例中，参照图2、图3，成像靶44和治疗靶43依次位于从磁偏转系统42中射出的MV级电子束的传播路线上。成像靶44具有接收KV级电子束的辐射面440，该辐射面440与从磁偏转系统42中射出的MV级电子束的传播路线的夹角为锐角。在成像模式下，KV级电子束到达辐射面440时，轰击辐射面440以产生成像射线，该成像射线能够在辐射面440向外辐射。通过调整辐射面440与KV级电子束的传播路线的夹角，可实现从辐射面440辐射的成像射线大部分朝向屏蔽室的射线出射口射出，并照射在人体上，以得到较为清晰的影像；在治疗模式下，电子发射装置41发射的MV级电子束能够穿过成像靶44并进入磁偏转系统42，经偏转后射出，再次穿过成像靶44到达治疗靶43，轰击治疗靶43以产生MV级治疗射线。为使MV级电子束能够从成像靶44中透射而出，成像靶44选择低密度3
材料金属或合金材料制成，成像靶44的密度范围为小于等于8g/cm，其上限值大致相当于不锈钢的密度。这样，具有较低能量的KV级电子束在到达成像靶44时遭到较大阻碍，并瞬间减速以产生KV级成像射线，而具有较高能量的MV级电子束能够从成像靶44透射而出，且其能量不会得到较大衰减。为满足上述密度要求，成像靶44的材料可为不锈钢、石墨或铝。在本实施例中，成像靶44的材料为石墨，KV级电子束打在石墨制成像靶44上，透射量少而使得绝大部分KV级电子束用于激发KV级成像射线，KV级成像射线足可满足成像要求。

[0040] 在成像模式下，成像靶44的位置会影响肿瘤位置的定位准确性。考虑到这一点，在本实施例中，由于MV级电子束可直接穿过成像靶44，因此成像靶44可固设于电子束发射装置41和磁偏转系统42之间的KV级电子束的传播路线上。这可确保在每次成像定位时，无需再重复移动成像靶44，成像靶44的固设位置能够有效降低由于靶的移动而造成较大移动误差，以实现对肿瘤位置的精确定位。具体地，在本实施例中，成像靶44固设在MV级电子束进入、射出磁偏转系统42的传播路线的交叉点，这样成像射线和治疗射线均能从屏蔽室的同一射线出射口射出。

[0041] 除此之外，作为变形例，还可以是：成像靶设于移动靶座上，在每次成像定位时，移动成像靶至成像误差最小的位置。

[0042] 除以上结构外，本实施例的电子直线加速器还包括：初级准直器和次级准直器(图中未示出)，依次位于治疗靶43沿从磁偏转系统42射出的MV级电子束的传播路线的下游。初级准直器和次级准直器共同作用，以产生一定形状轮廓的辐射野，调节从辐照头射出的治疗射线的轮廓，使其照射到肿瘤上的射线范围轮廓与肿瘤形状基本相同。其中，初级准直器用于调节辐射野范围，可提供的最大辐射野范围，次级准直器用于调节辐射野的形状轮廓。

[0043] 另外，在初级准直器和次级准直器之间还设有一电离室，电离室用于测量从初级准直器出射的成像射线的剂量，以保证成像质量，或测量治疗射线的能量，以保证有效和精确治疗。

[0044] 虽然本发明披露如上，但本发明并非限定于此。任何本领域技术人员，在不脱离本发明的精神和范围内，均可作各种更动与修改，因此本发明的保护范围应当以权利要求所限定的范围为准。