一种紧凑型高频直线加速器系统及其应用

1.本发明涉及一种紧凑型高频直线加速器系统及其应用，属于医疗设备技术领域。


背景技术：

2.相比传统癌症放射疗法，质子和重离子技术具有重大的优势，离子经由加速器加速到特定能量范围，形成离子射线被引出射入人体，形成bragg曲线状能量释放轨迹，能够对肿瘤进行强有力的照射，并大大减少对周围正常组织的照射，实现疗效最大化。根据肿瘤位置的不同，治疗时需要离子能量也不同，能量范围一般从70
‑
230mev/u。
3.质子治疗加速器通常采用质子回旋加速器和同步加速器，而重离子加速器通常采用同步加速器。回旋加速器可提供持续稳定的束流，但回旋加速器是弱聚焦结构，传输效率低，会带来较严重的活化问题，并且引出的束流能量固定。
4.同步加速器可以实现能量可调，但其注入、升能和标准化循环需要占用很长时间，换能时间约为秒级，会增加无效治疗时间，而且同步加速器只能提供脉冲束流，引出束流平均流强较低，无法适应快速、连续治疗的要求。此外同步加速器占地面积大，整个系统架构复杂。
5.直线加速器主要优点是横向尺寸小，引出和注入容易，传输和加速过程中几乎没有束流损失，而且能量可调。但传统的直线加速器包括进行横向约束的聚集系统，纵向加速的谐振腔，以及不同类型加速结构之间较长的匹配传输线，所以纵向尺寸太长，很难满足医院的安装需求。


技术实现要素：

6.针对上述突出问题，本发明提供一种适用于医院安装规模的紧凑型高频直线加速器系统及其应用，本发明的直线加速器系统纵向长度小于25m，损失束流功率低，屏蔽系统既安全又简单，可满足核质比大于等于1/2粒子的传输，并且可为数个不同能量终端供束。
7.为实现上述目的，本发明采取以下技术方案：
8.一种紧凑型高频直线加速器系统，包括：
9.离子源，用于产生离子束流；
10.直线加速器系统，通过低能传输线与所述离子源连接，用于对离子束流进行加速和传输，以得到不同能量值的加速离子束流；所述直线加速器系统包括射频四极场加速器、交叉指漂移管直线加速器、边耦合漂移管直线加速器和返波型行波加速器；
11.所述射频四极场加速器的输入端与所述低成传输线的输出端连接，用于对从所述低能传输线输出的离子束流进行加速；
12.所述交叉指漂移管直线加速器的输入端与所述射频四极场加速器的输出端连接，用于对从所述射频四极场加速器输出的离子束流进行加速；
13.所述边耦合漂移管直线加速器的输入端与所述交叉指漂移管直线加速器的输出端连接，用于对从所述交叉指漂移管直线加速器输出的离子束流进行加速；
14.所述返波型行波加速器的输入端与所述边耦合漂移管直线加速器的输出端连接，用于对从所述边耦合漂移管直线加速器输出的离子束流进行加速；
15.屏蔽系统，包括整体屏蔽系统和局部屏蔽系统，所述局部屏蔽系统包括加速器屏蔽系统和高能传输线屏蔽系统，局部屏蔽系统使隧道内元器件辐射损伤小，元器件寿命长，另外也可缩短停束后维修人员进场等待时间，整体屏蔽系统使屏蔽系统外的剂量水平满足人身安全要求。
16.所述的紧凑型高频直线加速器系统，优选地，所述交叉指漂移管直线加速器、所述边耦合漂移管直线加速器和所述返波型行波加速器中至少一个加速器的聚焦部件为可变梯度的永磁铁，其包括两个同心环，同心环上分布有永磁性材料，同心环的外部环套有金属套。
17.所述的紧凑型高频直线加速器系统，优选地，所述可变梯度的永磁铁的梯度范围为140
‑
280t/m。
18.所述的紧凑型高频直线加速器系统，优选地，所述局部屏蔽系统的屏蔽材料为不易活化的金属、含氢材料、混凝土或重混凝土；所述整体屏蔽系统的屏蔽材料为混凝土或重混凝土。
19.所述的紧凑型高频直线加速器系统，优选地，所述不易活化的金属包括铅及铅合金、钨及钨合金、铁及铁合金或铝及铝合金。
20.所述的紧凑型高频直线加速器系统，优选地，所述含氢材料包括水、重水、聚乙烯或含硼聚乙烯。
21.所述的紧凑型高频直线加速器系统，优选地，还包括剂量分配系统，与所述返波型行波加速器的输出端连接，用于对不同能量值的加速离子束流进行分离并输送至患病部位；所述剂量分配系统包括多通道二级铁和若干高能传输线，所述多通道二级铁用于将不同能量值的离子束流进行分离，所述高能传输线用于将加速后的离子束流传送至不同癌症患者的患病部位，并且高能传输线都偏离上游直线加速器的中心，避免束流调试时产生的反冲中子造成加速器活化。
22.所述的紧凑型高频直线加速器系统，优选地，所述射频四极场加速器、所述交叉指漂移管直线加速器、所述边耦合漂移管直线加速器和所述返波型行波加速器均设置各自独立的射频功率源、馈送系统和低电平控制系统。
23.所述的紧凑型高频直线加速器系统，优选地，所述直线加速器系统能满足核质比大于等于1/2粒子的传输要求。
24.本发明还提供一种上述紧凑型高频直线加速器系统在离子放射治疗、癌症治疗的flash方法和美容中的应用。
25.本发明由于采取以上技术方案，其具有以下优点：
26.1、本发明中直线加速器腔体的加速梯度高，特别是返波型行波加速器，有效加速梯度可达到60mv/m，再利用紧凑型传输线代替现有的较长匹配传输线，使整个直线加速器系统纵向长度小于25m，满足医院安装长度要求；
27.2、通过射频四极场加速器进行束流损失控制，使束流丢失主要发生在rfq加速器与交叉指漂移管直线加速器处，根据束流损失特点，在该处增加了局部屏蔽，使隧道内元器件辐射损伤小，使用寿命长，另外也可缩短停束后维修人员进场等待时间。采用局部屏蔽和
整体屏蔽相结合的思路，也可减小整体屏蔽体的尺寸约1/4，从而减小整个直线加速器系统的安装尺寸；
28.3、利用可变梯度的永磁铁代替现有的不可变梯度的永磁铁，使直线加速器系统同时满足核质比大于等于1/2粒子的传输要求。
附图说明
29.图1为本发明一实施例中紧凑型高频直线加速器系统的结构框图；
30.图2为本发明该实施例中边耦合漂移管直线加速器的结构图；
31.图3为本发明该实施例中可变梯度永磁铁的原理图；
32.图4为本发明该实施例中返波型行波加速器的立体结构示意图；
33.图中各标记如下：
[0034]1‑
离子源；2
‑
低能传输线；3
‑
射频四极场加速器；4
‑
交叉指漂移管直线加速器；5
‑
边耦合漂移管直线加速器，51
‑
加速腔，52
‑
耦合腔，53
‑
边耦合漂移管，54
‑
永磁铁；6
‑
返波型行波加速器，61
‑
漂移管，62
‑
磁耦合孔，63
‑
盘片；7
‑
多通道二级铁；8
‑
高能传输线；9
‑
加速器屏蔽系统；10
‑
高能传输线屏蔽系统；11
‑
整体屏蔽系统。
具体实施方式
[0035]
为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，下面对本发明中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
[0036]
图1为本发明具体实施方式所提供的一种紧凑型高频直线加速器系统的结构框图。如图1所示，该系统包括：离子源1、直线加速器系统和剂量分配系统，其中离子源1用于产生离子束流，直线加速器系统通过低能传输线2与离子源1连接，用于对离子束流进行加速和传输，以得到不同能量值的加速离子束流；剂量分配系统，与直线加速器系统连接，用于对不同能量值的加速离子束流进行分离并输送至患病部位，以满足不同癌症治疗的需求。
[0037]
本实施例中，优选地，离子源1为电子回旋共振(electron cyclotron resonance,ecr)离子源或者激光离子源，用于产生离子束流，离子源1出口处的束流能量范围为20
‑
25kev/u，电子回旋共振离子源的工作频率优选为18ghz。
[0038]
本实施例中，低能传输线2用于接收离子源1输出的核质比大于等于1/2的离子束流，并将其匹配送到射频四极场(radio frequency quadrupole，rfq)加速器3中。
[0039]
本实施例中，直线加速器系统包括：依次连接的射频四极场加速器3、交叉指漂移管直线加速器4、边耦合漂移管直线加速器5和返波型行波加速器6；剂量分配系统包括多通道二级铁7和若干高能传输线8，多通道二级铁7用于将不同能量值的离子束流进行分离，高能传输线8用于将加速后的离子束流传送至不同癌症患者的患病部位。
[0040]
射频四极场加速器3用于将从低能传输线2输出的束流加速到特定能量，射频四极场加速器3的工作频率范围优选在714mhz和750mhz之间，出口能量范围为2
‑
3mev/u。相比于常规的rfq加速器，本发明的射频四极场加速器3在结构上进行了改进(具体结构详见公开
号为cn110267426a中国发明专利，在此不再赘述)，可实现加速后中心束团和低能粒子的分离，降低束流损失功率，降低空间剂量和设备活化风险。
[0041]
射频四极场加速器3的末端和交叉指漂移管直线加速器4前几个加速单元、聚集单元完成两者之间的横向匹配，取代通常用的中能传输线的匹配功能，可缩短整个直线加速器长度约2
‑
3米。横向匹配通过射频四极场加速器3末端半径的逐渐增大、调整末端单元长度和四极铁梯度完成。通常的射频四极场加速器3末端半径保持恒定，横向聚焦过大，而交叉指漂移管直线加速器4横向聚焦相对较弱，很难实现横向匹配。当射频四极场加速器3末端半径逐渐增大后，其横向聚焦逐渐减弱，直至与交叉指漂移管直线加速器4横向聚焦相当，横向匹配的难度就会降低。进一步，优化选择射频四极场加速器3末端单元的长度，可实现束流相空间360
°
旋转，进而实现与交叉指漂移管直线加速器4的匹配。
[0042]
在本发明的直线加速器系统中，射频四极场加速器3和交叉指漂移管直线加速器4为低能加速段，边耦合漂移管直线加速器5为中能加速段，返波型行波加速器6为高能加速段，各个加速器串联起来用于将离子束流加速到满足患者需求的特定能量。其中，交叉指漂移管直线加速器4可以将束流加速到数个mev能量段，具有最高的分路阻抗，可将射频四极场加速器3出口的束流继续加速到特定能量。射频四极场加速器3和交叉指漂移管直线加速器4的工作频率范围在714mhz和750mhz之间。边耦合漂移管直线加速器5可以将束流加速到数十个mev能量段，具有较高的分路阻抗，用于将交叉指漂移管直线加速器4出口的束流继续加速到特定能量。返波型行波加速器6用于将边耦合漂移管直线加速器5出口的束流加速到70
‑
230mev/u。边耦合漂移管直线加速器5和返波型行波加速器6的工作频率范围在2856mhz和3000mhz之间。
[0043]
交叉指漂移管直线加速器4工作频率范围优选在714mhz和750mhz之间，出口能量范围为7
‑
10mev/u。在射频四极场加速器3和边耦合漂移管直线加速器5之间增加交叉指漂移管直线加速器4替代现有方案是必要的，有两方面的明显优点。一方面，750mhz的射频四极场加速器3和3ghz边耦合漂移管直线加速器5会存在跳频，跳频可能会带来束流的损失，低能量跳频会增加损失的风险。另一方面，相比于边耦合漂移管直线加速器5，交叉指漂移管直线加速器4可以将束流能量从2
‑
3mev/u增加到7
‑
10mev/u，有效加速梯度可增加约4
‑
5倍，整个系统长度缩短为1/4
‑
1/5。另外交叉指漂移管直线加速器4还能承担束流的损失，射频四极场加速器3输出的不满足交叉指漂移管直线加速器4加速要求的低能量粒子会在此处进行丢失，针对性的设计加速器局部屏蔽系统9，可以使隧道内元器件辐射损伤小，使用寿命长，还可缩短停束后维修人员进场等待时间，还能有助于降低整体屏蔽系统11的尺寸(长度和厚度)，采用局部屏蔽和整体屏蔽相结合的思路，会使整体屏蔽系统的尺寸减小约1/4，既保证了屏蔽系统的安全，又能减小屏蔽系统的安装尺寸和费用。局部屏蔽系统9或10，其材料为不易活化的金属、含氢材料、混凝土或者重混凝土。整体屏蔽系统11，其材料为混凝土或者重混凝土。
[0044]
边耦合漂移管直线加速器5工作频率范围优选在2856mh和3000mhz之间，出口能量范围为60
‑
80mev/u。如图2所示，显示了一种优选实施方式的边耦合直线加速器结构。其由一系列边耦合漂移管加速模块串联而成。一个边耦合漂移管加速模块包含加速腔51，耦合腔52、边耦合漂移管53以及漂移管之间的加速间隙。边耦合漂移管53通过支持结构与加速腔51连接。加速腔51的工作模式为0模，束流通过边耦合漂移管53之间的间隙时获得能量增
益，当电场反向时，束流进入边耦合漂移管53，会得到屏蔽。两个相邻加速腔51之间通过真空管道连接(未示出)。加速腔51的工作模式为π模，具有更高的加速效率。永磁铁54置于两个相邻加速腔51之间，用于对束流进行横向聚集。随着束流能量的增加，一个加速腔51内的加速间隙数量可以逐渐增加的，至多可达10
‑
14个。
[0045]
本实施例中，优选地，采用可变梯度的永磁铁代替目前通常用的不变梯度的永磁铁，直线加速器系统能够满足核质比大于等于1/2粒子的传输要求。如图3所示，显示了一种优选实施方式的可变梯度永磁铁原理图。可变梯度的永磁铁由两个同心环组成，环上排布有片状的永磁性材料，片状的永磁性材料彼此之间进行粘接，并且整个同心环置于一个同形状的金属套中，每个环都可以单独产生聚集四极场。当两个同心环磁性材料排布方向角度相同时，聚集四极场的强度达到最大值，当两个同心环磁性材料排布方向角度相反时，聚集四极场的强度达到最小值，相对角度θ＝θ1+θ2的改变，使聚集四极场的梯度在最大值和最小值之间。一种优选实施方式的可变梯度永磁铁的梯度范围为140
‑
280t/m，满足核质比大于等于1/2粒子的聚焦要求。
[0046]
如图4所示，显示了一种本发明具体实施方式中优选地的返波型行波加速器6的结构示意图，其工作频率范围优选在2856mhz和3000mhz之间，由一系列返波型行波加速模块串联而成，一个返波型行波加速模块包括漂移管61、磁耦合孔62和盘片63。盘片63与漂移管61一一对应设置，用于将漂移管61固定在返波型行波加速器6上，盘片63上开设有磁耦合孔62。
[0047]
现有的质子直线加速器在高能段通常都使用双周期驻波加速结构，返波型行波加速器相比于现有的双周期驻波加速结构，具有建场时间短，反射功率小，能量可调节等优点。
[0048]
现有技术中有考虑利用行波加速器代替双周期驻波加速结构，具有能量可调，加速梯度高等特点，有效分路阻抗可到55mω/m，该行波加速器的结构为现有的盘荷波导前向行波加速结构。本发明具体实施方式中优选地的返波型行波加速器相比于现有的盘荷波导前向行波加速结构，具有有效分路阻抗更高、能量增益更大等特点。现有的盘荷波导前向行波加速结构采用中心孔电耦合，可以理解为在盘片63中间开了孔，为了增加耦合，需要中心孔直径相对较大。而本发明的返波型行波加速器6在盘片63上增加了磁耦合孔62，以磁耦合的方式工作，因此束流中心孔就可以做的很小，再加上本发明的返波型行波加速器6还增加了漂移管61，电场更集中在相邻的两个漂移管之间，所以分路阻抗提升约一倍，有效分路阻抗可大于100mω/m，有效加速梯度可达到60mv/m。
[0049]
本实施例中，射频四极场加速器3、交叉指漂移管直线加速器4、边耦合漂移管直线加速器5和返波型行波加速器6均设置各自独立的射频功率源、馈送系统和低电平控制系统(未示出)。射频功率源为各个加速器提供射频功率；馈送系统用于从射频功率源射出的射频功率馈送到各个加速器中；低电平控制系统用于调节射频功率大小和相位。优选地，射频功率源采用速调管或者回旋管，低电平控制系统采用数字低电平。
[0050]
本实施例中，若干条高能传输线8用于将数个特定能量的束流送到数个终端。多通道的二极铁7可实现数个特定能量束流的分离，并通过数个高能传输线8输送到不同的能量终端，实现不同能量终端供束。高能传输线8具有较大的能量接受度，当能量需求改变时，通过多通道二极铁7电流的微调，也可以将别的能量点束流送到终端。
[0051]
本发明的紧凑型高频直线加速器，可以在us时间内最高提供峰值流强为数个ema至十几个ema的离子束流，占空比最高可以达到4
‰
。对于常规的离子癌症治疗，主要通过的剂量积累杀死癌症细胞，因此主要关注平均流强，平均流强为数十个na即可满足要求，本发明的紧凑型高频直线加速器非常容易实现。对于离子flash癌症治疗，主要通过瞬间超高剂量致使癌症细胞缺氧而死，因此主要关注剂量率，本发明的紧凑型高频直线加速器可以在目标处5*5cm2范围内提供数千gy/s的剂量，可以在更短时间内，甚至ms级完成flash癌症治疗。
[0052]
本发明的紧凑型高频直线加速器，可同时满足核质比大于等于1/2粒子的加速和传输，因此可以提供不同能量和不同种类的离子数，例如22mev的质子，41mev/u的
12
c
6+
，22mev/u的4he
2+
，25mev/u的7li
3+
等，这些离子被广泛运用在美容行业中。
[0053]
最后应说明的是：以上实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的精神和范围。