一种医用加速器束流自动对中控制系统

摘要

本发明公开了一种医用加速器束流自动对中控制系统。使用本发明能够快速、有效地实现加速器束流的对中，提高治疗野内剂量的均整度，且可靠性好。本发明将电离室分为主电离室和对称的分电离室，利用分电离室检测医用加速器射线束流的X或Y方向的偏离束流信号，将偏离束流信号进行放大、整流后，计算两个对称的分电离室之间的剂量率对称度误差值，然后通过改变医用加速器输出导向电源，修正该对剂量率对称度误差，从而使得医用加速器束流在治疗野内满足均整度的要求。

说明书

技术领域

本发明涉及医疗和工业辐照应用的电子直线加速器技术领域，具体涉及一种医用加速器束流自动对中控制系统。

背景技术

放射治疗的任务是根据各个病人的病灶情况，选择、设计和实施最佳的治疗计划。这样的计划主要包括治疗野的大小、方向、各个靶区的剂量贡献，还包括对总处方剂量进行分次治疗等。因此，需要对加速器输出的束流着靶位置进行自动控制，从而确保输出的剂量在治疗野内满足均整度要求。现阶段，医用加速器治疗野内剂量的均整度的要求越来越高，而现有加速器结构复杂、工作环境电磁干扰强，剂量均整度容易受到扰动，无法高质量地保证治疗野内剂量均整度要求。

发明内容

有鉴于此，本发明提供了一种医用加速器束流自动对中控制系统，能够快速、有效地实现加速器束流的对中，提高治疗野内剂量的均整度，且可靠性好。

本发明的医用加速器束流自动对中控制系统，包括相互独立的X方向控制子系统和Y方向控制子系统；所述X方向控制子系统和Y方向控制子系统的组成相同，均包括依次相连的电离室、前置放大模块和束流控制模块；所述束流控制模块与医用加速器的导向电源连接；其中，X、Y方向分别为：以束流中心为原点的束流截面上的相互垂直的两个方向；

其中，电离室分为主电离室和沿主电离室X轴或Y轴对称的一对分电离室，其中，主电离室的中心与医用加速器束流的理想中心轴线上，对医用加速器束流信号进行采样，得到主信号；X方向控制子系统的分电离室对医用加速器束流沿X轴偏离时的偏离束流信号进行采样，Y方向控制子系统的分电离室对医用加速器束流沿Y轴偏离时的偏离束流信号进行采样；主电离室和分电离室将各自的采样电流信号传输至前置放大模块；

前置放大模块分别对各信号进行前置放大处理后，输出至束流控制模块；

束流控制模块比较对称的两个分电离室采集的偏离束流信号，计算出对称的两个分电离室之间的对称度误差值，根据对称度误差值以及输出导向电源的理想导向电源值，计算出当前导向电源值，并将当前导向电源值输出至医用加速器的输出导向电源；其中，理想导向电源值为：医用加速器束流在理想导向电源值下，束流偏差为0；

输出导向电源根据当前导向电源值调节医用加速器束流的位置，校正医用加速器束流的对称度，使得医用加速器束流在治疗野内满足均整度的要求。

进一步地，所述电离室采用平板透射型形式；电离室由上至下分为三层，各层均由绝缘的云母片在真空中镀上一层铝箔而成，其中，第一层和第三层云母片为单面镀铝，镀层面向电离室内部，为高压电极；第二层云母片为双面镀铝，为收集电极，所述第二层云母片的收集区分为位于中心的圆形收集区，以及分布在圆形收集区外围的、对称的两个半圆环形收集区；其中，X方向控制子系统和Y方向控制子系统的电离室的第二层的对称中心线相对旋转90度。

进一步地，所述电离室采用平板透射型形式；电离室由上至下分为五层；各层均由绝缘的云母片在真空中镀上一层铝箔而成；其中，第一层和第五层云母片为单面镀铝，镀层面向电离室内部；第三层云母片为双面镀铝；第一、三、五层云母片为高压电极；第二层和第四层云母片为双面镀铝，为收集电极；第二层和第四层云母片的收集区分为位于中心的圆形收集区，以及分布在圆形收集区外围的、对称的两个半圆环形收集区，其中，第二层和第四层的对称中心线相对旋转90度；第一、二、三层云母片组成X方向控制子系统的电离室；第三、四、五层云母片组成Y方向控制子系统的电离室。

进一步地，所述电离室密封，与外面空气隔绝。

进一步地，所述前置放大模块采用AD7512模拟开关实现能选控制。

进一步地，所述束流控制模块包括箝位子模块、脉冲积分子模块、A/D子模块、差分子模块和单片机；其中，箝位子模块接收前置放大模块输出的脉冲信号进行箝位后，输出至脉冲积分子模块；医用加速器的束流同步脉冲信号经差分子模块输送至脉冲积分子模块；脉冲积分子模块依据同步脉冲信号的脉宽，对箝位子模块输出的信号进行积分，得到当前剂量率，并将当前剂量率传输至A/D子模块进行AD转换后输出至单片机；

单片机根据对称的两个分电离室信号的当前剂量率，计算出该方向的剂量率对称度误差值；根据剂量率对称度误差值以及输出导向电源的理想导向电源值，计算出当前的导向电源值，并将当前的导向电源值输出至医用加速器的该方向的输出导向电源。

有益效果：

(1)本发明将电离室分为主电离室和对称的分电离室，利用分电离室检测医用加速器射线束流的X或Y方向的偏离束流信号，将偏离束流信号进行放大、整流后，计算两个对称的分电离室之间的剂量率对称度误差值，然后通过改变医用加速器输出导向电源，修正该对剂量率对称度误差，从而使得医用加速器束流在治疗野内满足均整度的要求。

(2)本发明的电离室结构简单，可在采集医用加速器射线束流的同时，获得偏离束流信号。

(3)本发明还提供了一种电离室结构，能够采用一个电离室同时采集医用加速器射线束流、X向偏离束流信号和Y向偏离束流信号，结构紧凑。

附图说明

图1为本发明医用加速器束流自动对中控制系统组成示意图。

图2为电离室各层双面结构示意图。(a)为电离室的第一层和第五层云母片，单面镀铝，镀层面向电离室内部；(b)为电离室的第三层云母片，双面镀铝；第一、三、五层云母片为高压电极；(c)为电离室的第二层和第四层，双面镀铝，第二层和第四层相对旋转90度摆放，这两片云母片为收集电极。

图3为束流控制模块组成示意图。

图4为本发明控制流程图。

具体实施方式

下面结合附图并举实施例，对本发明进行详细描述。

本发明提供了一种医用加速器束流自动对中控制系统，用于对医用电子直线加速器的剂量的对称度、均整性自动计算、自动调整。

医用加速器束流自动对中控制系统包括X方向控制子系统和Y方向控制子系统；两个控制子系统相互独立；其中，X、Y方向分别为：以束流中心为原点的束流截面上的相互垂直的两个方向。X方向控制子系统和Y方向控制子系统的组成相同，均包括电离室、前置放大模块和束流控制模块。其中，子系统中，电离室、前置放大模块和束流控制模块依次连接，束流控制模块与医用加速器的X向和Y向输出导向电源连接，如图1所示。两个子系统使用各自的稳压电源供电。

其中，电离室分为主电离室和沿主电离室X轴或Y轴对称的一对分电离室，其中，主电离室的中心位于医用加速器束流理想中心轴线上，对医用加速器束流信号进行采样，得到主信号；X或Y分电离室对医用加速器束流沿X轴或Y轴偏离时的偏离束流信号进行采样，得到L、R信号或G、T信号；主电离室和X/Y分电离室将各自的采样电流信号传输至前置放大模块；

前置放大模块分别对各信号进行缓冲、放大后，输出至束流控制模块；

束流控制模块用于实现医用加速器束流对称度监测控制；束流控制模块首先对接收到的信号进行箝位、脉冲采样和限幅，比较对称的两个分电离室采集的偏离束流信号值，计算出两个分电离室之间的对称度误差值，根据对称度误差值以及输出导向电源的理想导向电源值，计算出当前导向电源值，并将当前导向电源值输出至医用加速器的输出导向电源；输出导向电源根据当前导向电源值改变控制医用加速器束流的位置，校正医用加速器束流的对称度，使得医用加速器束流在治疗野内满足均整度的要求。

具体的，如图1所示，X方向控制子系统中的电离室A包括一个主电离室A和分散在主电离室A X方向两侧的一对分电离室；其中，主电离室对医用加速器束流信号进行采样，用于测量医用加速器射线束流的强度；分电离室用于测量医用加速器束流沿X轴偏离时的偏离束流强度。Y方向控制子系统中的电离室B包括一个主电离室B和分散在主电离室B Y方向两侧的一对分电离室；其中，主电离室B对医用加速器束流信号进行采样，用于测量医用加速器射线束流的强度；分电离室用于测量医用加速器束流沿Y轴偏离时的偏离束流强度。

具体的，电离室采用平板透射型形式。电离室由上至下分为三层，各层均由绝缘的云母片在真空中镀上一层铝箔而成，其中，第一层和第三层云母片为单面镀铝，镀层面向电离室内部，为高压电极；第二层云母片为双面镀铝，为收集电极，分为中心的圆形收集区(用于采集医用加速器束流主信号)，以及分布在中心圆形外围的、两个对称的半圆环形收集区(用于采集医用加速器的偏离束流信号)，其中，电离室A和电离室B的第二层相对旋转90度，分别采集X向和Y向的偏离束流信号。

也可以将电离室A和电离室B做成一个，此时，电离室由上至下分为五层；各层均由绝缘的云母片在真空中镀上一层铝箔而成，如图2所示，第一层和第五层云母片为单面镀铝，镀层面向电离室内部(图2(a))；第三层云母片为双面镀铝(图2(b))；第一、三、五层云母片为高压电极；第二层和第四层云母片为双面镀铝(图2(c))，第二层和第四层云母片为收集电极，分为中心的圆形收集区(用于采集医用加速器束流主信号)，以及分布在中心圆形外围的、两个对称的半圆环形收集区(用于采集医用加速器的偏离束流信号)，第二层和第四层相对旋转90度摆放，分别采集X向和Y向的偏离束流信号。第一、二、三层云母片组成一组电离室，采集X向偏离束流信号；第三、四、五层云母片组成另一组电离室，输出信号控制Y向偏离束流信号。

在电极区和收集区的周围镀上一层接地的铝箔，可减少漏电流的保护圈。将电离室密封起来与外面空气隔绝，可减小温度和气压的影响。在收集电极和高压电极间加+300V左右的电压，供电电流5mA。当医用加速器射线束流通过电离室时，射线束流使电离室中的气体产生电离，形成带电离子。带电离子在电场的作用下，被收集电极板收集，形成输出电流。

前置放大模块分别对来自电离室的左半片信号L、右半片信号R、主信号A、前半片信号T、后半片信号G和主信号B进行采样、缓冲并放大。

前置放大模块采用前置放大器；由于医用加速器有X线和电子线两种射线束流，在有射线照射时，每一个电离室的信号都是很微弱的。X线束流的电流大约是10E-8安培，脉冲宽度只有几百微秒，并且还是高阻输出，电子线束流的电流更小。因此，需要根据医用加速器的射线类型进行能选控制，选择不同的放大倍数。本发明前置放大器的能选控制由AD7512模拟开关实现，工作时，为方便束流控制模块计算方便，设计前置放大器输出一串类似于锯齿波的脉冲信号。

束流控制模块包括箝位子模块、脉冲积分子模块、A/D子模块、差分子模块和单片机，如图2所示。前置放大模块输出的脉冲信号经箝位子模块箝位消除直流偏差后，输出至脉冲积分子模块；与医用加速器束流信号同步的同步脉冲信号经差分子模块输送至脉冲积分子模块，脉冲积分子模块根据同步脉冲信号的时间，对前置放大模块输出的脉冲信号进行积分，以脉冲面积反映当前剂量率；脉冲积分子模块将当前剂量率传输至A/D子模块进行AD转换后输出至单片机；单片机首先根据对称的两个分电离室信号的当前剂量率的差值，计算出该方向的剂量率对称度误差值，然后根据对称度误差值以及输出导向电源的理想导向电源值，计算出当前的导向电源值，并将当前的导向电源值输出至医用加速器的该方向的输出导向电源。输出导向电源根据当前的导向电源值控制医用加速器束流的位置，校正医用加速器束流的对称度，使得医用加速器束流在治疗野内满足均整度的要求。单片机通过485接口与主控计算机交换数据。单片机根据医用加速器的不同能档，利用“软件电位器”由主控计算机对应改变单片机收到的数字脉冲采样信号的增益。数字脉冲采样信号的增益可预先确定，并保存在X25045中，医用加速器每次切换能档后，单片机从X25045中读出当前能档对应的增益值。

X(或Y)向输出导向电源为可调双向恒流源，可输出或正或负的恒直流电源，为医用加速器的输出导向线包供电，调整束流位置。本发明的束流自动对中控制系统即根据对称度误差信号，调节X(或Y)向输出导向电源的输出电流，从而校正照射野剂量率的对称度。

由于医用直线加速器中有大功率调制器系统、大功率开关电源等强干扰源，因此对系统的抗噪声能力的要求比较高。为了降低外部信号对系统的干扰，束流自动对中控制系统的对外的接口电路均采用光耦或差分与外部信号进行隔离，并通过上拉电阻或下拉电阻来获得所需要的电平。

利用本发明医用加速器束流自动对中控制系统的对中方法如下：

首先，将主电离室的中心对准医用加速器束流的理想中心轴线，将X(或Y)输出导向电源调整为理想值，所述理想值即为：医用加速器束流在该理想值下，束流偏差为0。然后，在加速器出束过程中，束流控制模块根据分电离室实时采集的偏离束流信号，计算R、L信号(或G、T信号)之间的对称度误差值，结合已知的理想导向电源值，计算得到当前的导向电源值。

如果当前的导向电源值超出输出导向电源工作电压范围，则X(或Y)输出导向电源工作在允许的极值处，并向加速器工控机发出报警信号。

采用PID进行调节时，调节后的X(或Y)输出导向电源的计算方法为：比例系数P×X输出导向电源的当前误差值+积分系数I×启动时刻到当前时刻的X输出导向电源误差累计值+微分系数D×当前误差值与上一次误差值的差值；采用调节后的X输出导向电源值控制X输出导向电源。

根据加速器多能档的特点，可以对各能档的剂量率放大信号、X(或Y)输出导向电源的初始值、PID调节的P、I、D系数进行预先调节并设置，建立数据库。各能档参数存入X25045中，在加速器切换能档时，根据所处状态调出相应能档的参数。由于加速器机架要在±180°范围内旋转，机架处于不同角度时，输出导向电源的中心值略有不同，因此把机架分为多个角度段，在每个角度段设置各自的X(或Y)理想输出导向电源值，系统根据加速器机架的角度状态调取X(或Y)输出导向电源值。可以根据机架角度分为如下几段：机架角度分别为：[316，45]、[46，135]、[136，225]和[226，315]，建立参数表(表1)：

表1

在加速器出束过程中，系统不断采集电离室的剂量率信号，计算剂量率R、L(或G、T)之间误差，根据误差对X(或Y)输出导向电源进行PID调节。计算调节后的X(或Y)输出导向电源为：比例系数P×X输出导向电源的当前误差值+积分系数I×启动时刻到当前时刻的X输出导向电源误差累计值+D×当前误差值与上一次误差值的差值；采用调节后的X(或Y)输出导向电源值控制X(或Y)输出导向电源。在实施过程中，根据具体设定值，限定X(或Y)输出导向电源的调节范围，一旦输出值超出原先设定的范围，电源只能工作在允许的极值处并向加速器工控机发出报警信号。

分段时，采用公式：

V_L(n)＝P_L·E(n)+I_L·[E(n)+E(n-1)+…+E(0)]+D_L·[E(n)-E(n-1)]

计算调节后的X(或Y)输出导向电源值并执行调节；V_L(n)为机架角度在L段时，n时刻的调整后输出导向电源值，P_L为对X(或Y)输出导向电源进行PID调节机架角度在L段时的比例系数，I_L为对X(或Y)输出导向电源进行PID调节机架角度在L段时的积分系数，D_L为对X(或Y)输出导向电源进行PID调节机架角度在L段时的微分系数。E(n)为时刻“n”采集的剂量率R、L(或G、T)之间误差，E(0)为剂量率R、L(或G、T)在出束初始时刻的误差。

综上所述，以上仅为本发明的较佳实施例而已，并非用于限定本发明的保护范围。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。