A radiotherapy control apparatus

Abstract

Disclosed herein is an Ethernet-based radiotherapy control apparatus comprising an EtherCAT clock module and a pulse generation module, wherein the pulse generation module is arranged to generate at least two synchronised pulses based on a trigger signal generated by the EtherCAT clock module. Also disclosed herein is an Ethernet-based radiotherapy device control method.

Description

A radiotherapy control apparatus

[0001] This disclosure relates to apparatus, devices, systems, and approaches for radiotherapy, and in particular to apparatus, methods, and / or computer-readable media for Ethernet-based radiotherapy control.Background

[0002] Radiotherapy can be described as the use of ionising radiation, such as X-rays, to treat a human or animal body. Radiotherapy is commonly used to treat tumours within the body of a human or animal patient, or subject. In such treatments, ionising radiation is used to irradiate, and thus destroy or damage, cells which form part of the tumour.

[0003] Radiotherapy devices are highly complex machines having a significant number of complex interacting subsystems, such as a beam generation subsystem. Accurate electrical, mechanical, and temporal control of many components is important for effective radiotherapy. In particular, more accurate and / or precise control of components of the beam generation subsystem can enable a radiotherapy dose to be more efficiently generated and delivered to a tumour. However, accurate and / or precise temporal control of beam generation components can be challenging and highly technically involved.Summary

[0004] An invention is set out in the independent claims. Optional features are set out in the dependent claims.

[0005] Examples will now be described, by way of example only, with reference to the drawings of which:

[0006] Fig. 1 shows a radiotherapy device or apparatus;

[0007] Fig. 2 shows a beam generation system for a radiotherapy device;

[0008] Fig. 3 shows an Ethernet-based radiotherapy control apparatus;

[0009] Fig. 4 shows an approach for generating a pulse at a pulse generation module;

[0010] Fig. 5 shows an Ethernet-based radiotherapy control apparatus;

[0011] Fig. 6 shows an approach for generating synchronised pulses at a pulse generation module;

[0012] Fig. 7 shows a flowchart of an Ethernet-based radiotherapy device control method;

[0013] Fig. 8 shows a block diagram of one implementation of a radiotherapy system; and

[0014] Fig. 9 shows a computer readable medium or, more generally, a computer program product.Detailed Description

[0015] Disclosed herein are systems, devices, methods and apparatuses relating to radiotherapy. With linear accelerator-based radiotherapy devices being highly complex and having many inter-related parts, the terms “system” , “device” , “apparatus” , “subsystem” , and “machine” may all be applied interchangeably to describe the radiotherapy apparatus as a whole, or collections of components of the radiotherapy apparatus. The term “apparatus” as used herein may refer to either a single apparatus or plural apparatus and should not be understood as being particularly limited to either a single discrete apparatus or a plurality of discrete apparatus unless a particular apparatus is further described as such.

[0016] Fig. 1 shows an exemplary radiotherapy (RT) system or device 100. The device 100 and its constituent components will be well known to the skilled person but is described here generally for the purpose of providing useful accompanying information for the present disclosure. The radiotherapy device 100 is based on a linear accelerator (linac) .

[0017] The device 100 shown in Fig. 1 combines magnetic resonance (MR) imaging capability with a linac-based radiotherapy capability, and is known as an MR-linac device. However, the present disclosure may be implemented in any radiotherapy device, for example, a linac-based radiotherapy device without magnetic resonance imaging capability. In operation, the MR scanner produces MR images of the patient, and the RT apparatus produces and shapes a beam of radiation and directs it toward a target region within a patient’s body in accordance with a radiotherapy treatment plan.

[0018] The MR-linac device 100 shown in Fig. 1 comprises an RF power source 102, an RF transmission apparatus 103, an acceleration waveguide 104, an electron source 106, a treatment head including a collimator 108 such as a multi-leaf collimator used to shape a treatment beam 110, MR imaging apparatus 112 (shown partially cut away) , and a patient support surface 114. The RF transmission apparatus 103 comprises a waveguide component, which may be a copper waveguide. The depicted device 100 does not have the usual ‘housing’ which would cover the MR imaging apparatus and RT apparatus in a commercial setting such as a hospital. In use, the device 100 would also comprise the housing, part of which, together with the ring-shaped gantry, defines a bore. In particular, a part of the housing encloses the inner surface of the ring-shaped gantry, defining a bore through the device 100. The patient support surface 114 is moveable and can be used to support a patient and move them, or another subject, into the bore when an MR scan and / or when radiotherapy is to commence.

[0019] The MR imaging apparatus 112 is configured to obtain images of a subject positioned on the patient support surface 114. The MR imaging apparatus 112 may be conventional MR imaging apparatus operating in a known manner to obtain MR data, for example MR images. The skilled person will appreciate that such MR imaging apparatus 112 may comprise a primary magnet, one or more gradient coils, one or more receive coils, and an RF pulse applicator.

[0020] The RT device 100 has a beam generation subsystem comprising the RF power source 102, the acceleration waveguide 104, and the electron source 106. The beam generation subsystem is configured to produce a beam of ionising radiation, otherwise known as the treatment beam 110, that is collimated and shaped by the collimator 108 and directed towards the bore. Typically, a radiation detector is positioned diametrically opposed to the collimator. The radiation detector is suitable for, and configured to, produce radiation intensity data. In particular, the radiation detector is positioned and configured to detect the intensity of radiation which has passed through the subject. The radiation detector may form part of a portal imaging system.

[0021] The beam generation subsystem is attached to the rotatable gantry 116 so as to rotate with the gantry 116. In this way, the beam generation system is rotatable around the patient so that the treatment beam 110 can be applied from different angles around the gantry 116. In a preferred implementation, the gantry is continuously rotatable. In other words, the gantry can be rotated by 360 degrees around the patient, and in fact may continue to be rotated past 360 degrees. The gantry is ring-shaped, i.e. a ring-gantry.

[0022] The device 100 of Fig. 1 is controlled by a controller (not shown) . The controller is a computer, processor, or other processing apparatus. The controller may be formed by several discrete processors; for example, the controller may comprise an MR imaging apparatus processor, which controls the MR imaging apparatus 112; an beam generation subsystem processor, which controls the operation of the beam generation subsystem; and a subject support surface processor which controls the operation and actuation of the patient support surface 114. The controller is communicatively coupled to a memory, e.g. a computer readable medium.

[0023] Fig. 2 shows an example beam generation subsystem 200 that will be described generally for the purpose of providing useful accompanying information for the present disclosure. For example, the beam generation subsystem 200 may be used as the beam generation subsystem in the device 100 of Fig. 1. The beam generation subsystem 200 is based on a linear accelerator design.

[0024] The beam generation subsystem 200 comprises an acceleration waveguide 202 and a source 204 of electrons. The source 204 of electrons may be an electron gun, for example a triode electron gun or diode electron gun.

[0025] The acceleration waveguide 202 is configured to accelerate particles, in this case electrons, along an acceleration path 206 into a target 208, in order to produce a treatment beam 210 of radiation. The acceleration path 206 is also known as the central beam axis of the acceleration waveguide 202. The acceleration waveguide 202 comprises a series of cells. In this example, each cell has substantially the same shape and dimensions, but in other examples, that may not be so. The cells may be arranged such that each cell is RF-uncoupled / independent, and in that case each cell functions as a separate resonant cavity. In other implementations, such as the example of Fig. 2, the cells may be coupled together and, in that case, the overall coupled structure may be considered to be a single resonant cavity. In such an implementation, although the coupled cells function as a single resonant cavity, individual cells may still be referred to as cavities by those skilled in the art. The acceleration path is coincident with the centre axis of the acceleration waveguide 202 and passes through an aperture at the centre of each cell. The acceleration waveguide 202, the source 204 of electrons, the cells and the target 208 are enclosed within an evacuated and vacuum-sealed casing 212 to ensure that propagation of the electrons is not impeded as they travel toward the target 208. The vacuum-sealed casing 212 is evacuated using a vacuum system to ultra-high vacuum (UHV) conditions. As the electrons are accelerated in the acceleration waveguide 202, in some embodiments the electron beam path may be controlled by a suitable arrangement of steering magnets, or steering coils (not shown) , which surround the acceleration waveguide 202. The arrangement of steering magnets may comprise, for example, two sets of quadrupole magnets.

[0026] A source of RF waves, or RF power source 214, such as a magnetron or a klystron, is configured to produce and / or amplify RF waves. The RF power source 214 is coupled to the acceleration waveguide 202 via an RF transmission apparatus 216, which usually comprises copper waveguide sections that can have a circular or rectangular cross section. Typically, the RF waves are input into a particular cell of the acceleration waveguide 202. The RF transmission apparatus 216 that connects the RF power source 214 to the input cell of the acceleration waveguide 202 may comprise a waveguide network and may contain an RF window which may separate a vacuum envelope from an SF6 envelope.

[0027] The RF transmission apparatus 216 is perpendicular to the acceleration waveguide 202 central beam axis 206 where it couples the power into the input cell. The RF input connecting pipe or tube is coupled with the acceleration waveguide 202 and joins the acceleration waveguide 202 at a substantially 90° angle. The RF transmission apparatus 216 may include a circulator 218 of any appropriate known type.

[0028] The beam generation subsystem can operate with either a standing wave or a traveling wave configuration. In a standing wave configuration as shown, the RF power source 214 is configured to pulse RF waves into the acceleration waveguide 202, in order to set up a standing wave of varying electric field that is suitable for accelerating charged particles.

[0029] Although the RF power source 214 can operate in continuous mode, typically it operates in pulsed mode in view of the RF power levels required. An example RF wave frequency is 3 GHz, with a pulse duration in the range of microseconds and a pulse repetition rate in the range of several hundred pulses per second. The RF power source 214 may be a commercially available magnetron such as an E2V 3.1 MW magnetron, or any standard radiotherapy magnetron, operating at 3 GHz. Typically, the RF power source 214 produces each pulse at a particular phase in order to improve the stability of the standing wave within the acceleration waveguide 202. After it has been pulsed into the acceleration waveguide 202, some of the RF energy dissipates into the walls of the acceleration waveguide 202.

[0030] In an acceleration waveguide made up of coupled cells, the standing RF wave is established according to the resonant frequency of the coupled structure. An effect of coupling individually resonant cells together to form a single resonant cavity is that, due to dispersion, a band of different frequency oscillation modes comprising higher and lower order modes may be permitted within the acceleration waveguide 202 either side of the resonant frequency of the coupled structure. The frequency of the RF waves provided by the RF power source 214 determines the mode (s) that are excited in the acceleration waveguide 202.

[0031] There are also multiple modes of operation by which a standing wave at the resonant frequency can accelerate electrons within the acceleration waveguide. Electrons will accelerate or decelerate depending upon the polarity of the electric field they experience. The length of each cell in the cavity is designed such that the beam sees the same phase of the RF in each cell. The beam is synchronised such that on each oscillation the beam interacts with the positive part of the wave and is accelerated further.

[0032] In one operational mode, known as the zero mode, the electric field of the standing wave has the same polarity and magnitude in all cells at any given time. During the time that an electron takes to traverse a given cell and enter the next cell, the field makes a complete oscillation, for example from positive to negative and back to positive, such that the electron sees the same accelerating field it has just experienced, rather than a decelerating field. Alternatively, a ‘π mode’ may be used. Rather than the electric field being of the same polarity in each cell at a given time, adjacent cells have opposite polarities at a given time. However, the dimensions of each cell are such that during the time an electron takes to traverse a given cell, the adjacent cell experiences a half oscillation in field polarity such that the electron entering the adjacent cell experiences an accelerating field polarity rather than a decelerating one, and so on.

[0033] The source 204 of electrons, such as an electron gun, is also coupled to the acceleration waveguide 202 and is configured to inject electrons into the acceleration waveguide 202. The injection of electrons into the acceleration waveguide 202 is synchronised with the pulsing of the radiofrequency waves into the acceleration waveguide 202.

[0034] In some implementations, an upstream portion of an acceleration waveguide in a linac may be referred to as a buncher section. The buncher section may comprise one or more cells of the acceleration waveguide. Within the buncher section, the phase of the RF wave, whether a standing wave or traveling wave, decelerates some electrons to allow slower electrons to catch up, concentrating the electrons in bunches. The electrons are then free to move together in so called “packets” or “bunches” and the bunches quickly accelerate to relativistic speeds through the subsequent cells of the acceleration waveguide. The acceleration waveguide may be designed with a buncher section that is optimised to produce an electron beam with a particular energy and intensity by bunching electrons into a beam of short pulses.

[0035] RF waves may be input to the acceleration waveguide at a particular cell, or at more than one cell. In particular, RF waves may be input at a cell that is adjacent to the buncher portion of the acceleration waveguide. In the example of Fig. 2, the first two cells on the left-hand side of the acceleration waveguide 202 are the buncher and the following cells act to accelerate the electrons to relativistic speeds. Alternatively, the RF waves may be input into one or more of the cells belonging to the buncher section of the acceleration waveguide 202.

[0036] Once the electrons have been accelerated to faster energies, such as 8 MeV or 10 MeV, they may pass into a flight tube. The flight tube is connected to the acceleration waveguide by a connecting tube. The flight tube is also kept under vacuum conditions. This connecting tube or connecting structure is termed a drift tube. The drift tube also forms part of a vacuum tube along with the other components within the vacuum-sealed casing 212. The electrons may travel along a slalom path toward the heavy metal target. Whilst the electrons travel through the flight tube, an arrangement of focusing magnets act to direct and focus the beam on the target. The slalom path allows the overall length of the linac to be reduced while ensuring that the beam of accelerated electrons, which is comprised of electrons with a small spread of energies, is focused on the target.

[0037] The electrons travel toward the target 208 which may comprise, for example, tungsten, or another heavy metal. The impact of the electrons on the target 208 produces x-rays which form the treatment beam 210. When the electrons strike the target 208, x-rays are produced in a variety of directions. A primary collimator may block x-rays travelling in certain directions and pass only forward travelling x-rays to produce the treatment beam 210. The x-rays may be filtered and may pass through one or more ion chambers for dose measuring. The beam can be shaped in various ways by beam-shaping apparatus, for example by using the multi-leaf collimator 108, before it passes into the patient as part of radiotherapy treatment.

[0038] If a flight tube is used, the target is located inside the flight tube and is located at the end of the flight tube to seal the vacuum system. The flight tube also comprises a target window, which is transparent to x-rays, and which is positioned to allow the x-rays which are produced when the beam generation system is in operation to pass from the evacuated flight tube through the target window and into the treatment head.

[0039] In some implementations, the electrons are accelerated within an acceleration waveguide by using a travelling wave rather than a standing wave. In this case electrons travel at the phase velocity of the travelling wave, accelerated by the longitudinal electric field component. The acceleration waveguide 202 must be designed such that the phase velocity of the traveling wave does not exceed the speed of light, otherwise no acceleration of electrons will occur. In particular, using a disk-loaded waveguide, rather than a cylindrical waveguide, reduces the phase velocity appropriately such that electrons are accelerated. For an accelerator that uses a traveling wave, in addition to an RF input, the acceleration waveguide will have an RF output configured to transfer RF energy out of the acceleration waveguide and prevent it from reflecting and establishing a standing wave. If a drift tube is used adjacent to the  acceleration waveguide, the RF output may be coupled to the drift tube. As with the input transmission apparatus or waveguide, which introduces RF power to the acceleration waveguide, the output waveguide through which RF power exits the waveguide can be connected via an elbow joint or ‘T-shaped’ joint. RF waves pass out from the evacuated system via an RF output window which seals the vacuum envelope.

[0040] Referring to the apparatus of Fig. 2, variations in design and components are possible or desirable depending upon the application requirements. For example, requirements may vary depending upon the desired type and energy of the treatment beam or depending upon the mechanical or structural design of the overall device in which the apparatus is to be used, such as the device 100 of Fig. 1.

[0041] In some implementations, the beam generation subsystem 200 is configured to emit either an x-ray beam or an electron particle beam. Such implementations allow the device to provide electron beam therapy, i.e. a type of external beam therapy where electrons, rather than x-rays, are directed toward the target region as the therapeutic radiation. It is possible to ‘swap’ between a first mode in which x-rays are emitted and a second mode in which electrons are emitted by adjusting the components of the beam generation system. In essence, it is possible to swap between the first and second mode by swapping between the heavy metal target and a so-called ‘electron window’ . The electron window may be made of nickel. The electron window is substantially or partially transparent to electrons and allows electrons to exit the beam generation subsystem 200.

[0042] The beam generation subsystem 200 also comprises several other components and systems as will be understood by the skilled person. For example, in order to ensure the linac or beam generation system does not leak radiation, appropriate shielding is also provided. The whole subsystem is cooled by a water cooling system (not shown in the figures) . The water cooling system may be used, in particular, to cool the acceleration waveguide 202, the target 208, and the RF power source 214.

[0043] Various components of a radiotherapy device, such as the RF power source and the source of electrons that are used in beam generation, thus require precise, coordinated control. Since the RF power source typically provides RF power to the acceleration waveguide in a pulsed manner, it is desirable to synchronise the injection of electrons from the source of electrons into the acceleration waveguide with each pulse of RF power. Otherwise, electrons injected into the acceleration waveguide between pulses of RF power will not be accelerated and the linear accelerator will be less efficient. It is therefore desirable to provide RF power and injected electrons to the acceleration waveguide with  respective synchronised pulses. Conventional approaches for synchronised control of the RF power source and source of electrons may rely on modulated AC power, and analog signal processing, which can be prone to drift or instability which must be monitored and / or controlled to maintain stable operation of the beam generation subsystem. In these conventional approaches for synchronised control, a control system supplies an analog signal, which may be voltage or current, to a modulator.

[0044] The approaches disclosed herein beneficially use an Ethernet-based approach, which may be at least partly digital and can provide highly accurate control of timing, with high temporal resolution. Compared to conventional approaches, the approaches disclosed herein advantageously provide improved time resolution and improved data quality for synchronised pulse width and delay time.

[0045] Fig. 3 shows an Ethernet-based radiotherapy control apparatus 300. The radiotherapy control apparatus 300 comprises an EtherCAT clock module 302 and a pulse generation module 304. The pulse generation module 304 is arranged to generate at least two synchronised pulses based on a trigger signal generated by the EtherCAT clock module 302.

[0046] The EtherCAT clock module 302 may thus be arranged to generate the trigger signal and the pulse generation module 304 may thus be arranged to receive the trigger signal generated by the EtherCAT clock module 302. The pulse generation module 304 may be arranged to output and / or provide the at least two synchronised pulses to respective components of the radiotherapy device. The trigger signal may itself be a pulsed voltage signal, or other type of electrical signal, output from the EtherCAT clock module 302.

[0047] In the example of Fig. 3, the radiotherapy control apparatus 300 is arranged to provide a first pulse of the at least two synchronised pulses to an RF power source, which may, for example, correspond to the RF power source 214 of Fig. 2. The radiotherapy control apparatus 300 may also or alternatively be arranged to provide a second pulse of the at least two synchronised pulses to an electron source, which may, for example, correspond to the source 204 of electrons of Fig. 2. The source of electrons will also be referred to herein as an “electron source” for brevity.

[0048] In other examples, the radiotherapy control apparatus 300 may be alternatively or additionally arranged to provide one or more generated synchronised pulses to other components of a radiotherapy device, such as a radiation detector and / or imaging component. Furthermore, in some examples the radiotherapy control apparatus 300 may be arranged to provide a first synchronised  pulse to one of the RF power source or electron source, and a second synchronised pulse to another component of a radiotherapy device, such as a radiation detector or imaging component.

[0049] It will be understood that each “pulse” described herein may be a pulse signal, and may correspond to a voltage signal pulse or other electrical pulse. Such pulses may thus be used to control the operation of components such as the RF power source and electron source. In response to receiving a pulse from the radiotherapy control apparatus 300, the component may then produce a corresponding pulsed output, such as in the example of an RF power source outputting a pulse of RF power corresponding to each pulse received from the radiotherapy control apparatus 300. In particular, the controlled component may be switched on or off by the presence or absence of a pulse, such that providing a sequence of discrete pulses to the component may modulate the operation of the component. For example, the RF power source may be controlled by a received, or provided, pulse to output RF power to the acceleration waveguide only for the duration of the received pulse. Such pulse signals will have a nominal pulse width (for example 5μS) in the time domain corresponding to the operation requirements of the beam generation subsystem. Thus, in examples using a pulse width of 5μS, a pulse of 5μS may be generated by the radiotherapy control apparatus 300 and provided to the RF power source, and the RF power source may then output RF power for a duration of 5μS.

[0050] Whichever component (s) of the radiotherapy device is used, the radiotherapy control apparatus 300 may be considered to be communicatively coupled to that component (s) , and / or to the radiotherapy device in general. The radiotherapy control apparatus 300 may be communicatively coupled to a component using any suitable communication technology for carrying electrical pulse signals, such as a wired connection and / or a wireless connection. As will be known to those skilled in the art, various types of connector or interfaces may be provided for the purpose of communicative coupling, such as connectors based on electrical pins.

[0051] The radiotherapy control apparatus 300 makes use of a trigger signal from an EtherCAT clock module 302 to generate synchronised pulses. EtherCAT is an Ethernet-based protocol. The EtherCAT protocol is maintained by the EtherCAT Technology Group and is standardised under IEC 61158. The EtherCAT protocol is typically used in precision manufacturing and packaging. The EtherCAT protocol provides highly precise and stable clocks for electronics and signal processing. The EtherCAT protocol may provide highly accurate distributed synchronised clocks for high resolution time control of parallel processes.

[0052] Use of the EtherCAT clock module 302 thus enables radiotherapy device components such as the RF source and electron source to be accurately and / or precisely controlled in a synchronised manner, improving the overall system performance and allowing for improved control of the dose generated. In particular, by using a highly accurate and stable clock, the latency of the system can be improved and / or errors related to timing may be reduced. Furthermore, stable and precise synchronisation of the RF power source and electron source can allow for a more efficient beam generation subsystem.

[0053] In some examples, the radiotherapy control apparatus 300 may be arranged to provide at least one of the at least two synchronised pulses to a component of the radiotherapy in coordination with rotation of the gantry. For example, the radiotherapy control apparatus 300 may repeatedly provide synchronised pulses to each of the RF power source and electron source in coordination with rotation of the gantry such that a treatment beam is generated as the gantry is rotated according to a treatment plan.

[0054] The radiotherapy control apparatus 300 may be embedded or integrated within a radiotherapy device, including within a system-level controller for a radiotherapy device, or may alternatively may be a standalone apparatus. The radiotherapy control apparatus 300 may be provided as part of a beam generation subsystem control system or apparatus. The radiotherapy control apparatus 300 may be used as part of the controller of the example of Fig. 1, or may be used in or as part of the system 800 of Fig. 8.

[0055] In some examples, the EtherCAT clock module 302 is arranged to operate a plurality of synchronised distributed clocks, the EtherCAT clock module 302 is arranged to generate the trigger signal based on a first synchronised distributed clock, and the pulse generation module 304 is arranged to generate at least one of the at least two synchronised pulses with a pulse characteristic based on a second synchronised distributed clock. The pulse characteristic optionally comprises at least one of: pulse width, delay time, duty cycle. The pulse characteristic may be a temporal pulse characteristic. It will be understood that a pulse “width” refers to the length or duration of a pulse in time. A delay time may be a predetermined value for a time at which the pulse will be generated and / or output following receipt of the trigger signal by the pulse generation module 304. Each pulse may have a respective delay time. The delay time may be zero, i.e. there is no delay between the pulse being triggered and the pulse being output. A difference in delay time in relation to two synchronised pulses means that one of the two pulses will be generated and / or output at a later time than the other pulse. However,  the durations of the two synchronised pulses will at least partially overlap in time, and the pulses are thus synchronised. A duty cycle corresponds to a proportion of a pulse width to a particular period in time, e.g. 10%of a period, or 50%of a period, or 100%of a period.

[0056] By operating a plurality of synchronised distributed clocks at the EtherCAT clock module 302, the highly accurate synchronisation capability of the EtherCAT protocol may be used to further improve the accuracy with which the generated pulses may be generated. In particular, by using a first clock for a trigger signal and using a second clock to determine a pulse characteristic such as pulse width or delay time, high resolution, highly synchronised pulses can be generated.

[0057] In some examples, the pulse generation module 304 is arranged to generate a first pulse of the at least two synchronised pulses to have a greater pulse width than a second pulse of the at least two synchronised pulses, and to generate the second pulse to have a greater delay time than the first pulse. In some applications of the radiotherapy control apparatus 300, such as to synchronise injection of electrons and provision of RF power into the acceleration waveguide, it can be advantageous to have a second pulse that is narrower than a first pulse and is delayed in relation to the first pulse. For example, the electron source may not need (or it may be otherwise undesirable) to provide electrons to the acceleration waveguide for the whole duration of the RF power pulse provided to the waveguide, and / or there may need to be a delay between the provision of RF power to the acceleration waveguide and the injection of electron (for example, due to filling time) . In some examples, even though the second pulse may be delayed in relation to the first pulse, the first pulse may be sufficiently wide that the duration of the second pulse overlaps entirely with part of the duration of the second pulse. In other examples, the duration of the two pulses may only partially overlap.

[0058] In some examples, the pulse generation module 304 is arranged to generate each respective pulse of the at least two synchronised pulses using a corresponding capture and compare unit. The corresponding capture and compare unit may be that of a microcontroller, such as an XMC4800. In some examples, the radiotherapy control apparatus 300 may comprise a microcontroller, such as an XMC4800. Further optionally in such examples, the EtherCAT clock module 302 may be hosted on the microcontroller. Additionally or alternatively in such examples, the pulse generation module 304 may correspond to a pulse width modulation (PWM) unit of the microcontroller, which yet further optionally may make use of respective capture and compare units to generate each respective pulse.

[0059] Fig. 4 shows an exemplary approach for generating a pulse at a pulse generation module corresponding to the pulse generation module 302 of Fig. 3. In the example of Fig. 4, the pulse generation module is based on pulse width modulation with a capture and compare approach, and may be based on, or implemented using, a capture and compare unit (CCU) . A plot 400 of amplitude against time is shown in Fig. 4. The top x-axis of Fig. 4 corresponds to a counter that is arranged to count an input signal 402. The input signal 402 may be provided as a steadily increasing signal from a clock or timer in order to provide time control of the pulse to be generated. The input signal 402 is counted by a counter. As the input signal 402 increases over time, it will reach a predetermined Cmpreg (compare) level 404, at which a pulse is to be generated. The input signal 402 is counted for a predetermined period 406. When the input signal 402 reaches the compare level 404, a pulse 408 is generated. The width of the pulse 408 is determined by the time duration between the input signal 402 reaching the compare level 404 and the end of the predetermined period 406. The compare level 404 and period 406 may thus determine a particular duty cycle and width for the pulse, with the duty cycle corresponding to the proportion of the period 406 for which a pulse is generated. The time resolution to which the pulse width and duty cycle may be controlled is dependent upon the resolution to which the input signal 402 can be controlled and / or counted. It will be appreciated that the amplitude of the input signal 402 and the amplitude of the pulse 408 may not be represented to scale within Fig. 4, and that each is merely shown schematically.

[0060] It will be appreciated that several variations of pulse width modulation (PWM) are available, such as lead edge modulation, or centre modulation, and the radiotherapy control apparatus 300 disclosed herein may make use of any one or more of those approaches to generate a pulse. It will be appreciated that, in examples in which the radiotherapy control apparatus 300 comprises a microcontroller, the pulse generation module 304 may comprise multiple pulse width modulation units and corresponding multiple capture and compare units (or slices) , with each generating a respective pulse of the at least two synchronised pulses.

[0061] Fig. 5 shows an exemplary Ethernet-based radiotherapy control apparatus 500 that is based on the Ethernet-based radiotherapy control apparatus 300 of Fig. 3. The Ethernet-based radiotherapy control apparatus 500 of Fig. 5 is based on, and thus comprises, a microcontroller such as an XMC4800.

[0062] The Ethernet-based radiotherapy control apparatus 500 comprises an EtherCAT clock module 502, which may be hosted on the microcontroller. The EtherCAT clock module 502 is arranged to generate a trigger signal. Optionally, the microcontroller may comprise an event detector module 506 arranged  to receive the trigger signal from the EtherCAT clock module 502, and an event generator module 508 arranged to receive a subsequent trigger signal from the event detector module 506, such that the trigger signal is transmitted between modules in a manner similar to a relay. The microcontroller further comprises a pulse generation module comprising at least two PWM CCUs 510, 512. The PWM CCUs 510, 512 are each arranged to receive a trigger signal from the EtherCAT clock module 502 and / or the event generator module 508. Upon receipt of the trigger signal, each PWM CCU 510, 512 will enable the generation of a respective synchronised pulse. The trigger signal from the EtherCAT clock thus provides a highly accurate and reliable event trigger for the generation of synchronised pulses.

[0063] The microcontroller also comprises a global clock module 514. The global clock module 514 is arranged to provide clock functionality or timers to each of the PWM CCUs 510, 512, and may be arranged to do so using a slice architecture. Accordingly, the microcontroller may comprise at least two timer slices 516, 518, each arranged to provide an input signal to a respective PWM CCU 510, 512. Each PWM CCU 510, 512 may use the respective input signal for pulse generation with a counting approach such as in the example of Fig. 4. Thus, upon receipt of the trigger signal, each PWM CCU 510, 512 may begin counting the respective input signal until it reaches a respective predetermined compare level, at which point a respective pulse is generated.

[0064] The microcontroller may further be arranged to output or provide each synchronised pulse from each PWM CCU 510, 512 to a respective radiotherapy component, such as the RF power source and the electron source. Thus, synchronised control pulses for an RF power source and an electron source may be generated based on an external event signal from an EtherCAT clock module.

[0065] In some examples, the EtherCAT clock module 502 is arranged to operate a plurality of synchronised distributed clocks; the EtherCAT clock module 502 is arranged to generate the trigger signal based on a first synchronised distributed clock; and a second synchronised distributed EtherCAT clock is used to operate the global clock module 514. In such examples, the global clock module 514 thus benefits from the high precision and temporal resolution of the EtherCAT protocol, and the PWM CCUs 510, 512 may generate synchronised pulses based on counting an input signal with a time resolution that is determined by the second distributed synchronised clock, thereby providing very precise control over the temporal characteristics of each pulse. The accuracy and / or resolution of the distributed synchronised EtherCAT clocks may therefore be applied both to the synchronised triggering of the pulse generation and to the generation of the pulse characteristics.

[0066] In a particular example, the microcontroller may be an XMC4800 microcontroller, and the PWM CCUs 510, 512 may correspond to the PWM CCU4 units of that microcontroller. In such examples, at least two synchronised pulses may be generated using the following exemplary method:

[0067] 1. Select a port pin for PWM signal generation.

[0068] 2. Set the operating resolution (the minimum step of the counter) . The nearest possible PWM resolution is calculated and displayed.

[0069] 3. Set the required frequency of operation and initial duty cycle.

[0070] 4. Start the PWM unit from an EtherCAT SYNC1 clock at a time as required.

[0071] 5. Operate the PWM in single shot mode (generate one PWM cycle in response to each external event signal) .

[0072] 6. Start multiple timers in a kernel synchronously.

[0073] 7. Generate PWM in edge-aligned mode.

[0074] 8. Select the passive state of the output to low level.

[0075] 9. Connect up external event signals (the EtherCAT SYNC1 clock) . Implement “External Start” .

[0076] 10. Generate up to one PWM pulse with each CCU4 slice

[0077] It will be appreciated that in each of the examples disclosed herein, after a first set of at least two synchronised pulses are generated, a further set of at least two synchronised pulses may be generated based on a further trigger signal from the EtherCAT clock module. In general, the examples disclosed herein are described as operating in a single shot mode, in which one trigger signal produces one set of synchronised pulses. However, in other examples, a single trigger signal may produce a sequence of sets of at least two synchronised pulses with a particular frequency.

[0078] Fig. 6 shows an approach for generating synchronised pulses at a pulse generation module, which may be implemented in any one or more of the pulse generation modules disclosed herein. In the example of Fig. 6, a CCU approach like that of Fig. 4 is used for each of two synchronised pulses. A plot 600 of amplitude against time is shown in Fig. 6. A first pulse 602 is generated with a 100%duty cycle for a particular compare level (CMPreg) and period, such that the pulse 602 has a width corresponding to the full period. The first pulse 602 may be provided to an RF power source of a radiotherapy device. A second pulse 604 is generated with a reduced duty cycle for the same period, and thus the compare level (CMPreg) 606 for the second pulse 604 is set higher than that of the first pulse 602. The second pulse 604 therefore has a narrower pulse width than the first pulse 602. The second pulse 604 may  be provided to an electron source of a radiotherapy device. Although the second pulse 604 thus has a narrower pulse width and a lower duration than the first pulse 602, each of the pulses 602, 604 is synchronised and in the example of Fig. 6 the duration of the second pulse 604 falls entirely within the duration of the first pulse 602. Furthermore, the second pulse 604 is provided with a delay time in relation to the first pulse 602, which can be advantageous for efficiently synchronising an electron source with an RF power source.

[0079] In some examples, a delay time of 1 microsecond may be used, such as in examples in which a pulse is provided to an electron source. In such examples, the pulse for the electron source is generated 1 microsecond after the corresponding synchronised pulse for the RF power source is generated.

[0080] It will be appreciated that the amplitude of the signals and pulses shown in Fig. 6 may not be represented to scale, and that each amplitude is merely shown schematically.

[0081] Fig. 7 shows a flowchart of an Ethernet-based radiotherapy device control method 700.

[0082] At a first block 712, the method comprises generating a trigger signal using an EtherCAT clock module. At a second block 720, the method comprises generating at least two synchronised pulses based on the trigger signal.

[0083] In some examples, the method 700 further comprises operating a plurality of synchronised distributed clocks, generating the trigger signal based on a first synchronised distributed clock, and generating at least one of the at least two synchronised pulses with a pulse characteristic based on a second synchronised distributed clock. Optionally, the pulse characteristic comprises at least one of: pulse width, delay time, duty cycle.

[0084] In some examples, the method 700 further comprises generating a first pulse of the at least two synchronised pulses with a greater pulse width than a second pulse of the at least two synchronised pulses, and generating the second pulse with a greater delay time than the first pulse.

[0085] In some examples, the method 700 further comprises generating each respective pulse of the at least two synchronised pulses using a corresponding capture and compare unit.

[0086] In some examples, the method 700 further comprises providing a first pulse of the at least two synchronised pulses to a radiofrequency power source.

[0087] In some examples, the method 700 further comprises providing a second pulse of the at least two synchronised pulses to an electron source.

[0088] The method 700 may be a computer-implemented method. The method 700 may be implemented using any one or more of the radiotherapy control apparatuses 300, 500 of the examples described above in relation to Fig. 3 and / or Fig. 5. The method 700 may thus further comprise features of any one or more example described above in relation to Fig. 3 and / or Fig. 5. The method 700 may be used for calibration and / or testing of a radiotherapy device.

[0089] A computer-based system may be used for controlling or operating various parts of the systems, devices, methods and apparatuses disclosed herein. The computer-based system can be implemented in software, firmware and / or hardware and may comprise a computer-readable medium containing instructions that, when executed by a processor, cause the system to perform any of the methods described herein.

[0090] Figure 8 illustrates a block diagram of one implementation of a radiotherapy system 800. The radiotherapy system 800 comprises a computing system 810 within which a set of instructions, for causing the computing system 810 to perform any one or more of the methods discussed herein, may be executed.

[0091] The computing system 810 shall be taken to include any number or collection of machines, e.g. computing device (s) , that individually or jointly execute a set (or multiple sets) of instructions to perform any one or more of the methods discussed herein. That is, hardware and / or software may be provided in a single computing device, or distributed across a plurality of computing devices in the computing system. In some implementations, one or more elements of the computing system may be connected (e.g., networked) to other machines, for example in a Local Area Network (LAN) , an intranet, an extranet, or the Internet. One or more elements of the computing system may operate in the capacity of a server or a client machine in a client-server network environment, or as a peer machine in a peer-to-peer (or distributed) network environment. One or more elements of the computing system may be a personal computer (PC) , a tablet computer, a set-top box (STB) , a Personal Digital Assistant (PDA) , a cellular telephone, a web appliance, a server, a network router, switch or  bridge, or any machine capable of executing a set of instructions (sequential or otherwise) that specify actions to be taken by that machine.

[0092] The computing system 810 includes controller circuitry 811 and a memory 813 (e.g., read-only memory (ROM) , flash memory, dynamic random access memory (DRAM) such as synchronous DRAM (SDRAM) or Rambus DRAM (RDRAM) , etc. ) . The memory 813 may comprise a static memory (e.g., flash memory, static random access memory (SRAM) , etc. ) , and / or a secondary memory (e.g., a data storage device) , which communicate with each other via a bus (not shown) .

[0093] Controller circuitry 811 represents one or more general-purpose processors such as a microprocessor, central processing unit, accelerated processing units, or the like. More particularly, the controller circuitry 811 may comprise a complex instruction set computing (CISC) microprocessor, reduced instruction set computing (RISC) microprocessor, very long instruction word (VLIW) microprocessor, processor implementing other instruction sets, or processors implementing a combination of instruction sets. Controller circuitry 811 may also include one or more special-purpose processing devices such as an application specific integrated circuit (ASIC) , a field programmable gate array (FPGA) , a digital signal processor (DSP) , network processor, or the like. One or more processors of the controller circuitry may have a multicore design. Controller circuitry 811 is configured to execute the processing logic for performing the operations and steps discussed herein.

[0094] The computing system 810 may further include a network interface circuitry 818. The computing system 810 may be communicatively coupled to an input device 820 and / or an output device 830, via input / output circuitry 817. In some implementations, the input device 820 and / or the output device 830 may be elements of the computing system 810. The input device 820 may include an alphanumeric input device (e.g., a keyboard or touchscreen) , a cursor control device (e.g., a mouse or touchscreen) , an audio device such as a microphone, and / or a haptic input device. The output device 830 may include an audio device such as a speaker, a video display unit (e.g., a liquid crystal display (LCD) or a cathode ray tube (CRT) ) , and / or a haptic output device. In some implementations, the input device 820 and the output device 830 may be provided as a single device, or as separate devices.

[0095] In some implementations, the computing system 810 may comprise image processing circuitry 819. Image processing circuitry 819 may be configured to process image data 880 (e.g. images, or imaging data) , such as medical images obtained from one or more imaging data sources, a treatment device 850 and / or an image acquisition device 840. Image processing circuitry 819 may be configured to  process, or pre-process, image data. For example, image processing circuitry 819 may convert received image data into a particular format, size, resolution or the like. In some implementations, image processing circuitry 819 may be combined with controller circuitry 811.

[0096] In some implementations, the radiotherapy system 800 may further comprise an image acquisition device 840 and / or a treatment device 850, such as those disclosed herein in the example of Fig. 1. The image acquisition device 840 and the treatment device 850 may be provided as a single device. In some implementations, treatment device 850 is configured to perform imaging, for example in addition to providing treatment and / or during treatment. The treatment device 850 comprises the main radiation delivery components of the radiotherapy system, such as the beam generation systems and linear accelerator components disclosed herein.

[0097] Image acquisition device 840 may be configured to perform positron emission tomography (PET) , computed tomography (CT) , and magnetic resonance imaging (MRI) .

[0098] Image acquisition device 840 may be configured to output image data 880, which may be accessed by computing system 810. Treatment device 850 may be configured to output treatment data 860, which may be accessed by computing system 810.

[0099] Computing system 810 may be configured to access or obtain treatment data 860, planning data 870 and / or image data 880. Treatment data 860 may be obtained from an internal data source (e.g. from memory 813) or from an external data source, such as treatment device 850 or an external database. Planning data 870 may be obtained from memory 813 and / or from an external source, such as a planning database. Planning data 870 may comprise information obtained from one or more of the image acquisition device 840 and the treatment device 850.

[0100] The various methods described above may be implemented by a computer program. The computer program may include computer code (e.g. instructions) 910 arranged to instruct a computer to perform the functions of one or more of the various methods described above. The steps of the methods described above may be performed in any suitable order. The computer program and / or the code 910 for performing such methods may be provided to an apparatus, such as a computer, on one or more computer readable media or, more generally, a computer program product 900) ) , depicted in Figure 9. The computer readable media may be transitory or non-transitory. The one or more computer readable media 900 could be, for example, an electronic, magnetic, optical,  electromagnetic, infrared, or semiconductor system, or a propagation medium for data transmission, for example for downloading the code over the Internet. Alternatively, the one or more computer readable media could take the form of one or more physical computer readable media such as semiconductor or solid state memory, magnetic tape, a removable computer diskette, a random access memory (RAM) , a read-only memory (ROM) , a rigid magnetic disc, and an optical disk, such as a CD-ROM, CD-R / W or DVD. The instructions 910 may also reside, completely or at least partially, within the memory 813 and / or within the controller circuitry 811 during execution thereof by the computing system 810, the memory 813 and the controller circuitry 811 also constituting computer-readable storage media.

[0101] In an implementation, the modules, components and other features described herein can be implemented as discrete components or integrated in the functionality of hardware components such as ASICS, FPGAs, DSPs or similar devices.

[0102] A “hardware component” is a tangible (e.g., non-transitory) physical component (e.g., a set of one or more processors) capable of performing certain operations and may be configured or arranged in a certain physical manner. A hardware component may include dedicated circuitry or logic that is permanently configured to perform certain operations. A hardware component may comprise a special-purpose processor, such as an FPGA or an ASIC. A hardware component may also include programmable logic or circuitry that is temporarily configured by software to perform certain operations.

[0103] In addition, the modules and components can be implemented as firmware or functional circuitry within hardware devices. Further, the modules and components can be implemented in any combination of hardware devices and software components, or only in software (e.g., code stored or otherwise embodied in a machine-readable medium or in a transmission medium) .

[0104] It is to be understood that the above description is intended to be illustrative, and not restrictive. Many other implementations will be apparent to those of skill in the art upon reading and understanding the above description. Although the present disclosure has been described with reference to specific example implementations, it will be recognized that the disclosure is not limited to the implementations described, but can be practiced with modification and alteration within the spirit and scope of the appended claims. Accordingly, the specification and drawings are to be regarded in an illustrative sense rather than a restrictive sense. The scope of the disclosure should,  therefore, be determined with reference to the appended claims, along with the full scope of equivalents to which such claims are entitled.

Claims

1.An Ethernet-based radiotherapy control apparatus comprising:an EtherCAT clock module; anda pulse generation module,wherein the pulse generation module is arranged to generate at least two synchronised pulses based on a trigger signal generated by the EtherCAT clock module.2.The apparatus of claim 1, wherein:the EtherCAT clock module is arranged to operate a plurality of synchronised distributed clocks;the EtherCAT clock module is arranged to generate the trigger signal based on a first synchronised distributed clock; andthe pulse generation module is arranged to generate at least one of the at least two synchronised pulses with a pulse characteristic based on a second synchronised distributed clock.3.The apparatus of claim 2, wherein the pulse characteristic comprises at least one of: pulse width, delay time, duty cycle.4.The apparatus of any preceding claim, wherein the pulse generation module is arranged to:generate a first pulse of the at least two synchronised pulses to have a greater pulse width than a second pulse of the at least two synchronised pulses; andgenerate the second pulse to have a greater delay time than the first pulse.5.The apparatus of any preceding claim, wherein the pulse generation module is arranged to generate each respective pulse of the at least two synchronised pulses using a corresponding capture and compare unit.6.The apparatus of any preceding claim, wherein the pulse generation module is arranged to provide a first pulse of the at least two synchronised pulses to a radiofrequency power source.7.The apparatus of any preceding claim, wherein the pulse generation module is arranged to provide a second pulse of the at least two synchronised pulses to an electron source.8.An Ethernet-based radiotherapy device control method comprising:generating a trigger signal using an EtherCAT clock module; andgenerating at least two synchronised pulses based on the trigger signal.9.The method of claim 8, the method further comprising:operating a plurality of synchronised distributed clocks;generating the trigger signal based on a first synchronised distributed clock; andgenerating at least one of the at least two synchronised pulses with a pulse characteristic based on a second synchronised distributed clock.10.The method of claim 9, wherein the pulse characteristic comprises at least one of: pulse width, delay time, duty cycle.11.The method of any of claims 8 to 10, the method further comprising:generating a first pulse of the at least two synchronised pulses with a greater pulse width than a second pulse of the at least two synchronised pulses; andgenerating the second pulse with a greater delay time than the first pulse.12.The method of any of claims 8 to 11, the method further comprising generating each respective pulse of the at least two synchronised pulses using a corresponding capture and compare unit.13.The method of any of claims 8 to 12, the method further comprising providing a first pulse of the at least two synchronised pulses to a radiofrequency power source.14.The method of any of claims 8 to 13, the method further comprising providing a second pulse of the at least two synchronised pulses to an electron source.15.A computer-readable medium containing instructions that, when executed by a processor, cause the performance of the method of any of claims 8 to 14.

Images