本發明涉及放射治療領域，尤其涉及一種可以對電磁輻射進行屏蔽的放射治療裝置。

背景技術：

隨著直線加速器的發展，治療精度的增加，電子直線加速器在治療癌癥領域起著越來越重要的作用，其通過產生X射線和電子線，對患者體內的腫瘤進行直接照射，從而達到消除或減小腫瘤的目的。尤其是磁共振圖像引導的電子直線加速器的出現，使得肺部、胸部等隨呼吸運動的器官的精確治療成為可能。

但是不管是電子直線加速器還是磁共振設備都存在電磁場，會導致互相干擾，例如磁共振設備的強磁場可能會影響電子直線加速器內的電子元件的正常工作，電子直線加速器內的電磁場可能會影響磁共振設備內場強分布的均勻性和穩定性。因此，需要尋求一種解決方案可以有效減少電子直線加速器與其它設備之間的電磁干擾。

技術實現要素：

為克服現有技術的不足，本發明提供了一種放射治療裝置，包括：主體支架；治療臂和治療頭，所述治療臂的一端固定于所述主體支架的一側，另一端向外延伸，所述治療頭固定于所述治療臂的另一端，所述治療頭用于輸出射束；電磁屏蔽單元，至少部分位于所述射束的路徑上。

可選的，所述電磁屏蔽單元包括第一區域和第二區域，所述第一區域位于所述射束的路徑上，所述第二區域位于所述射束的路徑之外。

可選的，所述第一區域的尺寸對應放射治療裝置的最大射野。

可選的，所述電磁屏蔽單元包括導體，用于對電磁波進行屏蔽。

可選的，所述第一區域內，導體之間具有間隔。

可選的，所述第一區域內，導體成網格分布。

可選的，所述第一區域內導體結構與所述第二區域內導體結構不同。

可選的，所述放射治療裝置還包括叉絲，所述導體和所述叉絲錯開設置。

可選的，所述叉絲和所述導體集成在透明基底上。

可選的，所述電磁屏蔽單元包括多層不同材料的導體。

相對于現有技術，本發明提供的放射治療裝置在治療頭的出束窗口也進行電磁屏蔽，不僅可以減少外界環境或其它裝置通過該窗口對放射治療裝置的電磁干擾，還可以減少放射治療裝置通過該窗口對外界環境或其它裝置的電磁干擾；

進一步地，本發明提供的放射治療裝置在對電磁干擾進行屏蔽的同時對射野和光野的影響可以忽略；

進一步地，本發明提供的放射治療裝置不僅可以在幾乎不影響射野和光野的前提下對電磁干擾進行屏蔽，而且不會影響利用十字叉絲對成像接收系統的幾何中心進行校正。

附圖說明

為了更清楚地說明本發明的技術方案，下面將對實施例或現有技術描述中所需要使用的附圖作簡單地介紹，顯而易見地，下面描述中的附圖僅僅是本發明的一些實施例，對于本領域普通技術人員來講，在不付出創造性勞動的前提下，還可以根據這些附圖獲得其它附圖。

圖1是本發明實施例提供的放射治療裝置的結構示意圖；

圖2(a)-(b)是本發明實施例提供的電磁屏蔽單元的結構示意圖；

圖3是本發明實施例提供的電磁屏蔽單元的底面示意圖；

圖4是本發明另一實施例提供的電磁屏蔽單元的底面示意圖；

圖5是本發明實施例中電磁屏蔽單元的底面和叉絲集成的示意圖。

具體實施方式

下面將結合本發明實施例中的附圖，對本發明實施例中的技術方案進行清楚、完整地描述，顯然，所描述的實施例僅僅是本發明一部分實施例，而不是全部的實施例。基于本發明中的實施例，本領域普通技術人員在沒有作出創造性勞動的前提下所獲得的所有其他實施例，都屬于本發明保護的范圍。

本發明提供的放射治療裝置在幾乎不影響射野和光野的情況下，對電磁干擾進行有效屏蔽，尤其適用于磁共振圖像引導的放射治療裝置。為了更好地對技術方案進行說明，在此以直線加速器為例對本發明的技術方案進行清楚、完整的描述，但并不以此限定本發明的保護范圍。

圖1是本發明實施例提供的放射治療裝置的結構示意圖。參考圖1所示，放射治療裝置包括直線加速器10、病床20。所述直線加速器10用于產生高能級(例如兆伏級)的射束(電子束或X射線)從而對靶區(包含腫瘤)進行治療，其包括主體機架11、治療臂12及治療頭13，所述主體機架11能夠繞旋轉軸A(如圖1所示)旋轉，從而實現不同角度的治療，所述治療臂12的一端固定于主體機架的一側，另一端向外延伸，內部具有用于將電子加速到高能的加速管，所述治療頭13固定于治療臂12的另一端，用于對射束進行能量分布調節、適形調節、劑量監測等。所述直線加速器10還可以包括電子射野影像裝置14(Electronic Portal Imaging Device，簡稱EPID)，用于接收射束進行成像，例如在放射治療過程中，利用EPID實時接收射束進行成像，從而可以實時驗證擺位。所述直線加速器10不受本實施例公開的限制，其還可以產生千伏級的射束用于對靶區進行成像。

所述病床20用于承載患者，并將靶區移動至直線加速器10的等中心點O(如圖1所示)，所述治療頭13向患者發出射束(例如錐形束，射束中心軸B如圖1所示)，從而對患者進行治療。

加速管用于將從電子槍注入的電子在微波電場作用下加速到高能，治療頭13內包含多個精密部件，例如初級準直器、均整器、電離室、鎢門、多葉光柵等，用于對射束進行能量分布調節、適形調節、劑量監測等。治療頭13的內部功能實現依賴于電機、電子元件等部件，而電機、電子元件等部件容易受到電磁波的干擾，同時本身也產生電磁干擾，因此為了減少這些電子元件對外界環境的干擾或者其它裝置的電磁波對這些電子元件的干擾，本發明提出的放射治療裝置還包括電磁屏蔽單元15，用于對外界環境或其它裝置的電磁波進行屏蔽；并且還可以減弱或避免放射治療裝置對其它電磁敏感裝置的電磁干擾。

治療頭13包括用于出束的窗口，在現有技術中未考慮對該出束的窗口進行電磁屏蔽，導致電磁波可以通過該窗口給治療頭13內電子元件或外界環境造成電磁干擾。發明人經研究發現，對治療頭13用于出束的窗口也進行電磁屏蔽可以有效改善電磁屏蔽的效果。

在本實施例中，所述電磁屏蔽單元15將加速管和治療頭13包圍，此處包圍是指在治療頭13用于出束的窗口處也設置電磁屏蔽單元。通常情況下，放射治療裝置包括殼體，電磁屏蔽單元15可以設置于所述殼體內部，并將加速管和治療頭13包圍。優選地，將電磁屏蔽單元15固定于所述殼體內部，從而在放射治療過程中，即使主體支架11繞旋轉軸A旋轉，電磁屏蔽單元15也不會發生相對移動，避免與加速管和/或治療頭13內的部件發生碰撞，避免產生不必要的損失。電磁屏蔽單元15可以通過常規技術手段固定于所述殼體內部，其固定方式在本發明中不受限制。在其它實施方式中，如果治療頭13的內部元件不需要進行電磁屏蔽，則電磁屏蔽單元15只需包圍需要屏蔽的部件即可。

電磁屏蔽單元15包括導體，用于進行電磁屏蔽。圖2是本發明實施例提供的電磁屏蔽單元的結構示意圖。參考圖2所示，電磁屏蔽單元15為一層導體，如圖2(a)所示，例如電磁屏蔽單元15為金屬屏蔽層或屏蔽導電漆，所述屏蔽導電漆是能用于噴涂的一種油漆，干燥形成漆膜后能起到導電的作用，從而具有屏蔽電磁干擾的功能，所述屏蔽導電漆可以噴涂于殼體內表面，可以解決電磁干擾的問題，并且操作簡單、占用空間小；電磁屏蔽單元15也可以包括多層不同材料的導體，可以增強屏蔽效果，圖2(b)僅示出了電磁屏蔽單元15包括兩層導體151和152，但本發明中導體的層數不受本實施例公開內容的限制。

為了增加電磁屏蔽單元15的穩定性，在其它實施例中，電磁屏蔽單元15還可以包括基底，所述導體固定于所述基底。導體可以設置在基底一側，也可以設置在基底的兩側，或設置在兩層基底之間，只要基底可以對導體起到支撐固定的作用，本發明不對導體與基底的相對位置及結合工藝進行限定。

在本實施例中，電磁屏蔽裝置15可以為一個整體，也可以為多個獨立部分。為了安裝方便，電磁屏蔽裝置15優選為多個獨立部分。在電磁屏蔽裝置15安裝之后，可以對接縫處進行處理，防止電磁波的泄露。

由此可見，本實施例提供的放射治療裝置不僅可以減少外界環境或其它裝置對放射治療裝置的電磁干擾，還可以減少放射治療裝置對外界環境或其它裝置的電磁干擾。

由于治療頭13用于輸出射束對患者進行治療，因此要求電磁屏蔽單元15對電磁波進行屏蔽的同時，不影響射束的傳輸。

從圖1可以看出，用于治療的射束經過部分電磁屏蔽單元15，在此將該部分稱為電磁屏蔽單元15的底面。圖3是本發明一實施例提供的電磁屏蔽單元的底面示意圖。參考圖3所示，將電磁屏蔽單元15中位于射束路徑上的區域稱為第一區域15a，將電磁屏蔽單元15的其它區域稱為第二區域15b(包括非底面區域)。由于用于治療的射束經過第一區域15a，為了使得第一區域15a在對電磁干擾進行有效屏蔽的同時不影響射野內射束強度的分布，設置第一區域15a的厚度足夠薄使得其對射束強度的衰減基本可忽略。不同應用條件下，第一區域15a對射束強度的衰減率的要求可能不同，第一區域15a可以根據具體的要求設置合適的厚度。

第一區域15a的尺寸優選為對應射束的尺寸，由于在放射治療過程中，射束的形狀和尺寸可能均不斷變化，因此可以設置第一區域15a的尺寸對應射束的最大尺寸，在本實施例中，第一區域15a的尺寸對應放射治療裝置的最大射野，也就是說，第一區域15a在等中心平面上的投影尺寸與等中心平面上的最大射野一致。在其它實施例中，第一區域15a在等中心平面上的投影尺寸不小于等中心平面上的最大射野即可，如此設置，在放射治療過程中，不管射束的形狀和尺寸如何變化，射束都在第一區域15a的范圍內，不會照射到第二區域15b，因此，第二區域15b的厚度無需考慮對射束的影響，只要能夠將電磁干擾減弱至預期的程度即可。

第一區域15a內導體材料與第二區域15b內的導體材料可以相同，也可以不相同，優選的，第一區域15a的材料可以為對射束衰減小或者不遮擋射束的導體材料，第二區域15b的材料無需考慮對射束的影響。

由此可見，本實施例中的放射治療裝置在對電磁干擾進行屏蔽的同時對射束的影響可以忽略，從而對患者體內的劑量分布的影響可以忽略。

由于射野無法直接通過目視來斷定，因此一般都采用與射野一致的光野來表征射野，方便物理師檢查和判斷射野的準確性。因此，在本實施例中，第一區域15a不影響光野。繼續參考圖3所示，第一區域15a內，導體之間具有間隔16，用于讓可見光透過。在所述間隔16可以讓可見光透過的同時需要滿足對電磁干擾進行屏蔽的要求，間隔16的尺寸與電磁干擾的頻率有關，根據待屏蔽的電磁波的頻率設置間隔16的尺寸，使得第一區域15a在透過可見光的同時可以對該頻率的電磁波進行有效屏蔽，如果具有多個頻率的電磁波，可以根據波長最短的電磁波設置間隔16的尺寸。

在本實施例中，不對導體的分布進行限定，其可以為網格分布，例如圖3所示，也可以為其它分布，例如圖4中的點陣分布，只要其滿足第一區域15a可以對電磁干擾進行有效屏蔽即可。如果第一區域15a內還包含用于支撐導體的基底，則基底材料優選為透明材料，例如塑料、玻璃等，從而盡量減少對光野的影響。

本實施例中，第二區域15b無需考慮對光野的影響，因此，第二區域15b內導體結構與第一區域15a內導體結構可以相同，也可以不相同。例如，第一區域15a內導體沿治療頭和治療臂延伸，將治療頭和治療臂包圍屏蔽，使得第一區域15a和第二區域15b內相鄰導體之間具有間隔；或者，第一區域15a內相鄰導體之間具有間隔，第二區域15b內導體為連續分布的導體。

由此可見，本實施例中的放射治療裝置在對電磁干擾進行屏蔽的同時對光野的影響可以忽略，從而便于物理師檢查和判斷射野的準確性。

在放射治療裝置中，在治療頭13底部可以安裝叉絲，用于對成像接收系統(例如EPID)的幾何中心進行校正。成像接收系統幾何中心的位置需與X射線的射束路徑保持一致，即叉絲的投影中心和成像接收系統的幾何中心保持一致，若不一致則可能導致放療位置出現誤差，造成患者健康組織被當做腫瘤組織接收較大劑量的危險。為了不影響利用叉絲對成像接收系統的幾何中心進行校正，本實施例中的導體和叉絲錯開設置，即，當利用叉絲對成像接收系統的幾何中心進行校正時，導體和叉絲在等中心平面上的投影不會重疊，因此仍然可以根據叉絲的投影中心和成像接收系統的幾何中心是否重合對成像接收系統的結合中心進行校正。

電磁屏蔽單元15的底面可以和叉絲集成在一起。叉絲有多種形狀，例如十字叉絲、X型叉絲、T型叉絲、L型叉絲等，在本實施例中，以十字叉絲為例進行介紹，但并不以此限定本發明的保護范圍。

圖5是本發明實施例中電磁屏蔽單元的底面和叉絲集成的示意圖。參考圖5所示，電磁屏蔽單元的底面和叉絲均集成于治療頭底盤上，通過治療頭底盤安裝于放射治療裝置上。所述電磁屏蔽單元包括第一區域25a和第二區域25b，其中第一區域25a中，在透明基底上設置導體網格251和十字叉絲252，且相鄰導體251之間具有間隔26，供射束和可見光透過，從而在等中心平面上形成射野和光野；第二區域25b無需考慮射束和可見光，可以為導體網格，也可以為連續分布的導體。如圖5所示，在透明基底上，十字叉絲252的中心仍位于射束中心軸B上，且導體網格251和十字叉絲252錯開設置，從而在電磁屏蔽的同時，幾乎不影響對成像接收系統幾何中心的校正。

在其它實施例中，電磁屏蔽單元的底面和叉絲可以不集成在一起，兩者可以分別獨立安裝至治療頭底盤上。

由此可見，本實施例中的放射治療裝置不僅可以在幾乎不影響射野和光野的前提下對電磁干擾進行屏蔽，而且不會影響利用十字叉絲對成像接收系統的幾何中心進行校正。

以上所揭露的僅為本發明的幾種較佳實施例而已，當然不能以此來限定本發明之權利范圍，因此依本發明權利要求所作的等同變化，仍屬本發明所涵蓋的范圍。