X射線裝置的製作方法

2023-10-08 10:50:34 3

專利名稱：X射線裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及χ射線裝置。
背景技術：
在使用放射療法來治療癌症和其它疾病中，適當輻射的大功率射束被引至患者的 被影響區域。這個射束易於在其路徑中殺死活細胞，由此其用來對抗癌細胞，並因此非常希 望確保該射束被正確地瞄準。如果不這樣做的話就可能導致對患者的健康細胞的不必要破 壞。若干方法用來對此進行檢驗，並且諸如Elekta Synergy 設備之類的設備採用 兩個輻射源、能夠創建治療射束的高能加速器以及用於產生診斷射束的低能X射線管。以 分開90°的方式將兩者安裝在相同的可旋轉機架上。每個都具有分別針對射野(portal) 圖像和診斷圖像的相關聯平板檢測器。在我們的早期申請W0-A-99/40759中，我們描述了用於線性加速器的新穎耦合 單元，其允許比迄今已經可能的更容易地改變所產生的射束的能量。在我們的後續申請 W0-A-01/11928中，我們描述了在也能夠產生高能治療射束的加速器中該結構如何可以用 來產生適合於診斷使用的極低能射束。後來，在W02006/097697A1中，我們描述了如何在那 些高能和低能射束之間高速地切換。所有這些現有公開內容的公開由此被併入以供參考。 讀者應當注意本申請發展了在那些申請中闡述的原理，其因此應當結合本申請進行閱讀並 且其公開應當被視為形成本申請的公開的一部分。

發明內容
Elekta Synergy 布置工作得非常良好，但是要求某種重複的部分，因為實際上 該結構被重複以獲得診斷圖像。另外，必須注意確保兩個源對準以使得診斷視圖能夠與治 療射束相關。然而，這已被視為是必要的以使得在治療期間可以採集診斷圖像以確保治療 繼續進行規劃。W0-A-01/11928示出可以如何調節加速器以產生低能射束而不是高能射束，並且 W02006/097697 Al示出如為並行治療和監視所需的那樣如何可以同時(有效地)產生兩個射束。本發明因此提供了一種X射線裝置，其包括線性加速器，適於以至少兩個可選擇 能量之一產生電子射束並且被控制以周期性改變所選擇的能量；以及靶，該射束被引到該 靶從而產生X輻射射束，該靶是非均勻的並且被驅動以與所選擇的能量的改變同步周期性 地運動。以此方式，靶能夠運動以使得當不同脈衝到達時不同的部分被暴露於電子射束。 這使得能夠根據所選擇的能量採用適當的靶材料。靶的周期性運動的最容易形式可能是旋轉運動。靶可以被浸沒在諸如水之類的冷 卻劑流體中。
線性加速器可以為包括一系列加速腔、至少一個耦合腔的類型，所述加速腔的相 鄰對經由耦合腔進行耦合，所述至少一個耦合腔包括旋轉非對稱元件，所述旋轉非對稱元 件是可旋轉的從而改變由該腔提供的耦合併從而選擇能量。其還可以包括適於控制其操作 並且控制非對稱元件的旋轉的控制裝置，所述控制裝置被布置成以脈衝方式操作該加速器 並且在脈衝之間旋轉非對稱元件以控制接連脈衝的能量。一般地，我們優選非對稱元件的 旋轉在線性加速器的操作期間是連續的。靶優選地包含至少一個第一材料的暴露區和/或至少一個第二材料的暴露區。合 適的材料是鎢和碳，但是其它材料也將是合適的。這些可以表現為構成靶的材料的不均勻 性，諸如碳插入鎢襯底中(反之亦然)、碳和鎢的交替分段、碳和鎢插入第三材料的襯底中、 或者涉及除了碳和/或鎢之外的或者代替碳和/或鎢的其它材料的布置。可替換地或者另外，靶可以在其厚度上具有不均勻性以適應不同的電子能量。厚 度差別可以造成感興趣的重量分布(取決於其空間分布)，這可以通過用插入材料部分、全 部或過填充較薄區來進行平衡。大多數X射線裝置包括用於X輻射的一個或多個濾波器，諸如平坦化濾波器 (flattening filter)和診斷χ射線濾波器。通常使這些與被濾波的χ射線的能量分布匹 配。我們因此提出該裝置包括其中存在多個濾波器的濾波器外罩，所述外罩被驅動以與所 選擇的能量的改變同步周期性地運動，即濾波器實質上使用與上面針對靶所闡述的相同發 明概念。因而，本發明還提供一種X射線裝置，其包括線性加速器，適於以至少兩個可選 擇能量之一產生電子射束並且被控制以周期性改變所選擇的能量；靶，該射束被引到該靶 從而產生X輻射射束；以及濾波器外罩，其中存在用於X輻射的多個濾波器，所述外罩被驅 動以與所選擇的能量的改變同步周期性地運動。檢測器可以位於射束的路徑中以採集由射束在其衰減後產生的圖像。這優選地由 控制裝置驅動以與線性加速器的所選擇能量的改變的控制同步地操作。上面的χ射線裝置例如可以形成放射療法裝置的一部分。在這種情況下，第一選 擇的能量可以是診斷能量而第二選擇的能量是治療能量。


現在將參考附圖通過舉例來描述本發明的實施例，其中；圖1示出一對加速器腔和在它們之間的耦合腔的視圖；圖2和圖3示出加速器的特性曲線，圖2示出線性加速器阻抗隨葉片角(vane angle)的變化；圖4示出用於旋轉非對稱元件的布置；圖5示出沿根據本發明的χ射線裝置的軸向截面；以及圖6到圖11示出用於圖5的χ射線裝置的靶的可替換設計。
具體實施例方式我們的申請W02006/097697A1示出能夠從治療能量實際上「瞬時」地切換到成像 能量以允許在治療期間成像而沒有時間上的開銷並且利用簡單得多的構造的X射線裝置的基礎。圖1示出在W0-A-99/40759和W02006/097697A1中公開的線性加速器10的耦合 腔。射束12經由兩個腔之間的軸向孔徑(aperture) 18從『第η個』加速腔14傳到『第η+1 個』腔16。每個腔也具有半孔徑18a和18b以使得當多個這樣的結構被堆疊在一起時產生 線性加速器。加速腔的每個相鄰對也可以經由「耦合腔」進行連通，所述耦合腔允許射頻信號沿 線性加速器進行傳輸並因此創建加速電子的駐波。耦合腔的形狀和配置影響耦合的強度和 相位。在『第η個，和『第η+1個，腔之間的耦合腔20以在W0-A-99/40759中描述的方式 是可調節的，因為其包括可旋轉葉片22所布置於其中的圓柱形腔。如在(嫻熟讀者所參考 的)W0-A-99/40759和W0-A-01/11928中描述的，這允許通過旋轉葉片來改變加速單元之間 的耦合的強度和相位，原因在於其旋轉非對稱性。應當注意，葉片是旋轉非對稱的，其微小旋轉將引起如rf信號所「看到」的耦合腔 的新且非全等(non-congruent)形狀。180°的半旋轉將引起全等形狀，因此葉片具有特定 程度的旋轉對稱性。然而，更小的旋轉將影響耦合併因此葉片沒有完整的旋轉對稱性；為了 本發明目的，其因此是非對稱的。第η個加速腔14通過固定耦合單元而耦合到第η_1個。其存在於在圖1中被示 為半單元24的結構中。這與相鄰結構中的對應半單元配合。同樣，第η+1個加速腔16通 過由半單元26和相鄰結構中的對應半單元製成的單元而耦合到第η+2個這樣的單元。輻射典型地近似每2. 5ms以大約3微秒的短脈衝從線性加速器中產生。為了改變 已知線性加速器的能量，即通過上面描述的可旋轉葉片或者通過其它先前已知的裝置來關 掉線性加速器，進行必要的調節並且重新啟動線性加速器。根據本發明，使得可旋轉葉片22以與線性加速器的脈衝率相關的周期連續地旋 轉。因此在這個示例中，周期是2. 5ms，即每秒400轉或24000rpm。然後在葉片的特定位置 或旋轉的特定相位處產生該輻射。給定線性加速器僅在0. 12%的時間是活動的，則葉片將 (至多)旋轉通過略小於半度並因此實際上將如rf信號所「看到」的那樣是靜止的。線性加速器脈衝的這個相位可以容易地從一個脈衝改變到下一個。這因此允許能 量從一個脈衝切換到下一個，原因在於改變相位與選擇不同的葉片角相關。在可調節的耦合單元20中，電場在葉片的任何一側是對稱的。由此得出結論，葉 片轉速與上面建議的速度相比事實上可以減少到1/2，這允許採用12000rpm的更小轉速。圖2示出這樣的系統的使用的實際方面。如在電壓駐波比(VSWR)對葉片角圖中 可以看到的，在100° -120°和280° -300°的角度範圍中存在兩個「危險區」，其中波導欠 耦合。它們應當通過使用合適的控制機構來避免。在120° -280°的工作範圍內，在根據葉片角調節輸入功率以維持電場恆定方面 是有益的。這主要是由於整個波導的VSWR隨葉片角而變化的事實。圖3示出在不同角 度下所需的輸入功率(在括號中)以及在沿線性加速器的200mm處的可調節耦合單元後 形成的變化電場。這些變化電場轉化為由線性加速器產生的電子的變化能量。注意，在 264°時在可調節耦合單元後的電場被顛倒；這使電子減速並產生極低的診斷能量，如在 W0-A-01/11928中所描述的。這個構思也可以用來伺服(servo)實際射束能量以考慮其它系統中的變化。改變脈衝間(pulse to pulse)能量的能力可以用來控制脈衝間深度劑量剖面
5(profile)。這可能對掃描射束機器有益處，其中改變跨域輻射場的能量的能力可以用來產 生鈍圓形的(less rounded)等劑量線。能夠如此迅速地改變能量的進一步優點將是當處於電子模式時改變治療射束能 量，從而擴展所輻射體積以接收100%劑量。這也可以用於能量調製電子治療(EMET)或者 調製電子放射療法(MERT)技術中。電子能量以及可能地散射箔的快速切換可以使得這些 技術能夠被更快速地遞送，假設可以提供合適的電子射束準直。圖4示出可以通過其連續地旋轉葉片22的可能機構。葉片當然確實位於抽成真空 的體積中，所以顯然可以用適當的密封件來提供合適的軸以從在抽成真空的體積外部的電 動機傳送旋轉。可替換地，如圖4中示意性示出的，可以提供磁控制系統。在這種布置中， 給葉片22的任何一端提供磁極化部28、30。然後，在真空密封32外部，提供電線圈34、36 等等的陣列。這些然後可以以步進電動機的方式與極化部28、30相互作用。上面的描述允許以可選擇的能量產生電子射束。這然後可以通過把電子射束引到 合適的靶而被轉換成χ射線射束。根據已知的χ射線產生原理，這產生的χ射線射束然後 可以被準直(等)以產生治療上或診斷上有用的輸出。這樣的潛在問題在於通常鑑於所涉及的電子和χ射線能量來選擇靶。例如，低能診 斷射束(即包括諸如具有低於200KeV的能量的低能光子的射束)可以通過把兆伏電子射 束引到較薄或較低原子序數靴——碳就是一個示例(參見D. M. Galbraith，「 Low-energy imaging with high-energy bremsstrahlung beams" ,Med. Phys. 16 (5),734-46(1989))而 從該兆伏電子射束產生，而高能治療射束是通過把合適的電子射束引到較厚或較高原子序 數靴——鎢就是一個示例而產生的。雖然可以選擇折衷靶材料，但是通過使靶材料與所選 擇的能量匹配，可獲得更好的射束質量。事實上，在這樣的情況下，碳靶起兩個作用——產生光子以及移除原本會增加患 者皮膚劑量的電子。在極低的能量(大約400KeV)下，大多數光子能夠由電子窗口本身引 起，因此碳靶功能的重要部分是充當電子濾波器。這可以如圖5所示的那樣完成。線性加速器包括一系列連續加速單元102、104、 106、108等等。在單元106和108(第三和第四單元)之間存在可變耦合單元110，其根據 圖1的可變耦合單元20的原理進行設計並且包括如關於圖4所描述的連續旋轉葉片112。 加速器被包圍在真空外殼(enclosure) 114內，該真空外殼114具有輸出窗口 116，由線性加 速器100產生的電子射束通過該輸出窗口 116。射束然後撞擊靶118。靶118 —般是圓盤形的並且被安裝在中心輪軸(axle) 120上，該中心輪軸120由 外部電動機(未示出)驅動以便靶118旋轉。靶118和輪軸120相對於線性加速器100進 行定位以便電子射束撞擊靶上的偏離中心安裝輪軸120的位置。因此，當靶118旋轉時，相 對窄的電子射束將在圓形路徑上的一點或多點處通過圓盤形靶。靶118是旋轉非對稱的，並且包括由不同材料製成的不同區域。因此，當電子射束 撞擊靶118的不同部分時，在撞擊點處呈現不同的靶材料。因此剩下要做的事只是控制旋 轉和/或脈衝定時以使得不同能量電子射束的接連脈衝碰到靶118上的適當位置。圖6到圖11示出靶118的不同可能設計。圖6示出由兩個半圓盤124、126構造 的簡單靶122，每個半圓盤在俯視圖中是半圓形的。在這個示例中，一個是鎢而另一個是碳， 並且這兩個沿其直的邊緣被接合以形成單個圓盤形靶122。當其旋轉時，其將W或C位置交
6替地呈現給撞擊電子射束128。假設靶122的旋轉與變化能量脈衝同步，則適當的靶材料將 因此在適當的時間被呈現。圖7示出靶130的可替換設計。不是被分成兩半，這個靶130被分成四個四分之 一。交替的四分之一具有交替的材料，因此當靶130旋轉時，電子射束在靶130上所遵循的 路徑132穿過鎢四分之一 134，其然後由碳四分之一 136替代、然後由鎢四分之一 138替代、 然後由碳四分之一 140替代，其然後在整個旋轉後由最初的鎢四分之一 134替代。以構造 複雜度的略微增加為代價，其允許靶的旋轉速度減半。自然，可以提供更大數量的分段以便允許更進一步地減小旋轉速度。諸如6、8、10 之類的偶數分段(等)將適合其中提供兩種靶材料的布置，但是其它數量可以適合於使用 三個或更多不同靶材料的布置，或者可以以此方式調節靶幾何形狀以適應脈衝定時的周期 性變化。例如，如果輸出能量的變化被用來控制輻射的深度貫穿，則可以對在旋轉葉片112 的不同位置提供偶然脈衝的選項做出規定以便允許這樣的第三能級。這將處於不同的相位 點，並因此可以被製成對應於靶的不同分段。圖8示出靶142的進一步形式，其中較大的鎢區144和較小的碳區146被接合以形 成圓盤形靶142。因此，這兩個分段之間的接合是銳角，其中較大的鎢分段佔據大約240° 而較小的碳分段為其餘部分。電子射束在靶142上所追蹤的路徑150因此在鎢分段144 上停留更長；這在治療射束能量要被改變的情況下可能是有用的，因為這將需要等待旋轉 葉片112的略微不同位置以及因此不同的相位點；鎢分段144的較大區允許一定寬容度 (latitude)以顧及定時的這一變化。當然，如有時所需要的，如果要提供多個診斷能量，則 可以可替換地提供較大的碳分段。圖9示出潛在更耐用的靶152，其中較小的碳圓盤154被插入在較大的鎢圓盤156 中的合適孔徑內。當靶152旋轉時，碳圓盤154更牢固地保持在鎢圓盤156中，同時電子射 束所追蹤的路徑158仍然在碳和鎢之間交替。材料當然可以根據需要進行顛倒。圖10示出圖9的靶的較慢旋轉版本160。鎢圓盤162具有若干孔徑(在這種情況 下為三個)，其中放置碳圓盤164、166、168。因此，當靶160旋轉時，電子射束的路徑170同 樣在鎢和碳之間交替但是在一個旋轉中這麼做若干次。因而，旋轉速度可以被減小。自然， 更大或更少數量的插入物164、166、168可以根據需要來提供，和/或顛倒這些材料。圖11示出靶172的略微不同設計。襯底174 —般是圓盤形的，並且可以為任何具 有合適機械屬性的材料。兩個大體半圓形的插入物176、178被提供在襯底174中，一個是 鎢而另一個是碳。當靶172旋轉時，電子射束所追蹤的路徑180交替地從鎢插入物176穿 到碳插入物178。當射束路徑從一個穿到另一個時，其短暫地越過襯底材料，但是預期脈衝 定時將被調整以使得這樣的「交叉(crossover)」時間不被選擇用於脈衝，因為脈衝定時的 微小誤差可能導致錯放該射束。根據圖6到圖11的一般幾何形狀或其它形狀，可以採用插入物的其它幾何形狀。 同樣，可以採用圖6到圖11的靶的其它旋轉非對稱的幾何形狀。應當強調的是，其它材料可以用於靶的活動區域。在上面的討論中鎢和碳已被用 作示例，因為它們是最常見的選擇，但是其它材料也是合適的。返回到圖5，在旋轉靶118處產生的χ射線射束182然後通常由主準直器184進行 限制。正常情況下，射束將在這一點處被濾波，諸如以使其平坦化或用於診斷目的。診斷X
7射線濾波器通常由鋁製成並且使得能夠調節X射線射束的質量，例如以從X射線射束中移 除極低能光子(< 30KeV)並從而減少患者皮膚劑量。同樣，濾波器典型地將特定於射束能 量，從而如果射束能量變化則呈現潛在的困難。因此，平坦化濾波器可以被省略或者用均勻材料所替代並且採用非平坦化射束 (根據一般已知的原理)。可替換地(如所示)，可以提供旋轉濾波器外罩186。這是承載多個濾波器(通常 為兩個)的圓盤形襯底，所述濾波器以一定角度位置位於襯底中以便當從靶118發射特定 能量的脈衝時，通過旋轉濾波器襯底186來呈現適當的濾波器。如果在這個外罩中使用平 坦化濾波器，則要求其被準確地定位。使用非平坦化射束具有使用均勻濾波器或不使用濾 波器的優點，所述濾波器的位置不是關鍵。從那裡，射束然後通過離子腔188、多葉準直器190以及塊準直器192和/或諸如 為X射線裝置被用在其中的特定應用所需的這種準直。圖5也示出放置在射束的路徑182 中的反射鏡194 ；這可以用來沿射束路徑182投射來自燈196和濾波器198的可見光並因 此檢查對準、患者定位等等。將需要至少用於診斷輻射的某種形式的檢測器。一系列平板檢測器是合適的，並 且許多能夠經受將透射通過患者的較高能量治療輻射。具體而言，GEM(氣體電子倍增器) 檢測器、固態和CCD檢測器、以及基於CMOS技術的有源像素傳感器可能是合適的並且至少 一個可以位於射束路徑上，其中患者在它和圖5所示的裝置之間。合適的檢測器可以基於在US 6，429，578 B1,W0 2005/120046 和 EP1762088 中、在
由Janina 0stling於2006年3月17日向斯德哥爾摩大學提交的論文〃 New Efficient
Detector for Radiation Therapy Imaging using Gas Electron Multipliers" (ISBN 91-7155-218-9)中以及在 Costas Arvanitis, Sarah Bohndiek, Gary Royle, Andrew Blue, Huang XingLiang,Andy Clark,Mark Prydderch, Renato Turchetta 禾口 Robert Speller 的 " Empirical electro-optical and X-ray performance evaluation of CMOS active pixels sensor for low dose, high resolution X-ray medical imaging" , Medical Physics 34(2007)4612-4625中描述和說明的技術。有源像素傳感器在可從http:// medicalphysicsweb. org/cws/iirticle/:rese￡irch/31467 白勺巾I^i寸&。豐當白勺 內容被併入本文以供參考，並且讀者應當明白本申請應當結合這些文檔進行閱讀，這些文 檔的內容可以通過對本申請修改的方式加以使用。這個示例的檢測器與切換能量同步操作。為了僅從低能脈衝捕獲圖像，檢測器可 以在高能脈衝之後被立即復位。可替換地，為了捕獲低能圖像和射野圖像這二者，檢測器可 以在適應於每個能量的模式之間與能量切換同步地進行切換。當然要理解，在不偏離本發明的範圍的情況下可以對上面描述的實施例做出許多變化。
權利要求
X射線裝置，包括線性加速器，適於以至少兩個可選擇能量之一產生電子射束並且被控制以周期性改變所選擇的能量；以及靶，所述射束被引到所述靶從而產生x輻射射束，所述靶是非均勻的並且被驅動以與所選擇的能量的改變同步周期性地運動。
2.根據權利要求1的X射線裝置，其中所述靶旋轉地運動。
3.根據權利要求1或2的X射線裝置，其中所述線性加速器包括一系列加速腔、至少一 個耦合腔，所述加速腔的相鄰對經由耦合腔進行耦合，所述至少一個耦合腔包括旋轉非對 稱元件，所述旋轉非對稱元件是可旋轉的從而改變由該腔提供的耦合併從而選擇能量。
4.根據權利要求3的X射線裝置，還包括用於線性加速器的控制裝置，所述控制裝置適 於控制線性加速器的操作並且控制非對稱元件的旋轉，所述控制裝置被布置成以脈衝方式 操作加速器並且在脈衝之間旋轉非對稱元件以控制接連脈衝的能量。
5.根據權利要求3或4的X射線裝置，其中非對稱元件的旋轉在線性加速器的操作期 間是連續的。
6.根據前面權利要求中任一項的X射線裝置，其中所述靶被浸沒在冷卻劑流體中。
7.根據權利要求6的X射線裝置，其中所述流體主要是水。
8.根據前面權利要求中任一項的X射線裝置，其中所述靶包含至少一個第一材料的暴 露區以及至少一個與第一材料不同的第二材料的暴露區。
9.根據前面權利要求中任一項的X射線裝置，其中所述靶包含至少一個鎢暴露區。
10.根據前面權利要求中任一項的X射線裝置，其中所述靶包含至少一個碳暴露區。
11.根據前面權利要求中任一項的X射線裝置，其中所述靶在其厚度上具有不均勻性。
12.根據權利要求1到7中任一項的X射線裝置，其中所述靶為均勻材料但是在其厚度 上具有不均勻性。
13.根據前面權利要求中任一項的X射線裝置，包括濾波器外罩，其中存在用於χ輻射 的多個濾波器，所述外罩被驅動以與所選擇的能量的改變同步周期性地運動。
14.X射線裝置，包括線性加速器，適於以至少兩個可選擇能量之一產生電子射束並 且被控制以周期性改變所選擇的能量；靶，所述射束被引到所述靶從而產生χ輻射射束；以 及濾波器外罩，其中存在用於χ輻射的多個濾波器，所述外罩被驅動以與所選擇的能量的 改變同步周期性地運動。
15.根據前面權利要求中任一項的X射線裝置，包括檢測器，所述檢測器位於射束的路 徑中以採集由射束在其衰減後產生的圖像。
16.根據權利要求15的X射線裝置，其中檢測器由控制裝置驅動因此與線性加速器的 所選擇能量的改變的控制同步地操作。
17.放射療法裝置，包括根據前面權利要求中任一項的X輻射源。
18.根據權利要求17的放射療法裝置，其中第一選擇的能量是診斷能量而第二選擇的 能量是治療能量。
19.X射線裝置，實質上如在本文中參考附圖5到11所描述的和/或如在附圖5到11 中所示出的。
20.放射療法裝置，實質上如在本文中參考附圖5到11所描述的和/或如在附圖5到 11中所示出的。
全文摘要
X射線裝置包括線性加速器，適於以至少兩個可選擇能量之一產生電子射束並且被控制以周期性改變所選擇的能量；以及靶，所述射束被引到所述靶從而產生x輻射射束，所述靶是非均勻的並且被驅動以與所選擇的能量的改變同步周期性地運動。以此方式，靶能夠運動以使得當不同脈衝到達時不同的部分被暴露於電子射束。這使得能夠根據所選擇的能量採用適當的靶材料。靶的周期性運動的最容易形式可能是旋轉運動。靶可以被浸沒在諸如水之類的冷卻劑流體中。線性加速器可以為在WO2006/097697A1中公開的類型。靶優選地包含至少一個鎢暴露區和/或至少一個碳暴露區。這些可以表現為構成靶的材料的不均勻性，諸如碳插入鎢襯底中(反之亦然)、碳和鎢的交替分段、碳和鎢插入第三材料的襯底中、或者涉及除了碳和/或鎢之外的或者代替碳和/或鎢的其它材料的布置。可替換地，靶可以為均勻材料但是在其厚度上具有不均勻性以適應不同的電子能量。相同的概念可以應用於濾波器。可以提供與能量變化同步地操作的檢測器。這樣的x射線裝置可以形成放射療法裝置的一部分，在這種情況下第一選擇的能量可以是診斷能量而第二選擇的能量是治療能量。
文檔編號H05H9/04GK101978795SQ200780102379
公開日2011年2月16日 申請日期2007年12月21日 優先權日2007年12月21日
發明者D·A·羅伯茨, K·J·布朗, M·G·湯普森, P·M·埃文斯, V·N·漢森 申請人:伊利克塔股份有限公司;癌症研究所:皇家癌症醫院