一种基于等时性回旋加速器的多离子治疗系统的制作方法

本发明涉及医疗治疗技术领域，具体是一种基于等时性回旋加速器的多离子治疗系统。

背景技术：

质子重离子独特的能量沉积方式是其在肿瘤治疗方面优势的理论基础。质子重离子的生物效应取决于它在生物体中的能量沉积：高能离子穿透力强但能量沉积小、生物效应弱；随着贯穿深度增加，能量损失越来越大，传能线密度增加，生物效应逐渐增强；在射程末端能量完全释放，单位径迹上沉积的能量最大，形成bragg峰。因此，通过能量调节，将bragg峰准确定位到肿瘤部位，可以达到有效杀灭肿瘤组织而对正常组织损伤较小的目的。

目前，国际范围内用于肿瘤治疗的离子限于质子和碳离子。原因之一是载能质子和碳离子放疗的生物医学基础研究相对深入。根据主要患者的年龄分布和目前适宜放疗的肿瘤类型，基于总体控制率、患者3/5年存活率和复发率等参数，碳离子的杀伤力已基本满足临床需求。但针对儿童和青少年肿瘤的放疗，为最大限度降低二次肿瘤的发生，质子成为目前理想的选择。与碳离子相比，质子对肿瘤的杀伤力偏弱，且难以有效作用于肿瘤乏氧部位。因此，近年来，α粒子受到放疗领域高度关注。与质子相比，α粒子在体内横向散射小；而与碳粒子相比，α粒子bragg峰尾部剂量更低，因此，兼顾了质子和碳离子的生物医学优势，特别是对于儿童肿瘤的放射治疗，极具临床推广前景。

授权公告号cn107596579b中公开了基于紧凑型超导回旋加速器的质子治疗系统，虽然解决了对患者肿瘤的精准定位、治疗准备时间和治疗效率有待提高等技术问题，但是由于加速器的限制，国内外肿瘤离子刀治疗均采用单一载能质子或者重离子。临床医用加速器通常只能加速一种离子，例如质子加速器基本上不可能产生临床可用的碳离子。

医用加速器目前可以产生质子和碳离子这两种离子，其在国内率先探索肿瘤的两种离子联合治疗，用质子束治疗杀灭大部分辐射敏感组织后再用碳离子进行深度治疗，取得了令人振奋的临床疗效。在对不同离子与生物体相互作用规律充分认识的基础上，根据患者年龄和遗传背景、肿瘤类型、形状及肿瘤内部病理发展的不均一性，采用多离子组合，取长补短，是肿瘤离子治疗发展的必然趋势。如对肿瘤组织主要乏氧部位用碳离子甚至氧离子进行照射，而常氧肿瘤部位采用质子或α粒子进行治疗；对儿童肿瘤，更多的考虑质子和α粒子组合等。离子组合的理论优势在于可根据临床需要更加科学的选择离子刀类型和剂量，提升治疗效果的同时，降低处方剂量。

采用的质子、α粒子和碳离子的三离子相结合的构建离子治疗系统符合未来发展趋势。

目前可用于肿瘤放疗产生载能离子的加速器主要分为等时性回旋加速器、同步加速器和同步回旋加速器三种类型。等时性回旋加速器通过固定磁场和固定频率的电场来约束离子并加速，相比同步加速器需要可变的磁场和可调频的电场来同步加速离子，具有体积小、建造成本低、维护简单便捷的显著优势。至于同步回旋加速器，虽然在体积紧凑性上能和等时性回旋加速器相媲美，但其需要可调频的电场造成了维护成本的增加，另外由于它的束流是脉冲式的，相比等时性回旋加速器连续式束流，其可提供治疗的束流剂量受到了很大限制，治疗效率降低很多。

技术实现要素：

本发明的目的在于提供一种基于等时性回旋加速器的多离子治疗系统，以解决上述背景技术中提出的问题。

为实现上述目的，本发明提供如下技术方案：

一种基于等时性回旋加速器的多离子治疗系统，包括加速器本体、高能输送线和旋转机架治疗室；

所述加速器本体包括中心区、超导磁体、射频加速腔、磁极和引出系统；所述超导磁体呈环形状设置在中心区的外侧，所述射频加速腔和磁极均设置在中心区和超导磁体之间，所述射频加速腔和磁极之间预留有加速间隙；

所述加速器本体的前端设置有电子回旋共振离子源，所述电子回旋共振离子源产生离子注入加速器本体内后通过引出系统进入磁通道后输送至高能输送线，之后通过高能输送线送至旋转机架治疗室中的旋转机架。

作为本发明进一步的方案：所述电子回旋共振离子源产生¹²c⁶⁺离子、α粒子和h²⁺离子，并以25kev的能量轴向注入到加速器的中心区中。

作为本发明进一步的方案：所述超导磁体的电流密度为47amp/mm2，所述超导磁体通过励磁产生2.3-4.2t的磁场。

作为本发明进一步的方案：所述引出系统包括静电偏转器和剥离膜；

所述¹²c⁶⁺离子和α粒子被安放在峰区的静电偏转器偏转引出，h²⁺离子被剥离膜剥离引出。

作为本发明进一步的方案：所述高能输送线包括二极铁、四极铁和能量选择器；

所述离子经过四极铁和二极铁进入能量选择器后再经过四极铁和二极铁进入送至旋转机架治疗室。

作为本发明进一步的方案：所述加速器本体的出口处和旋转机架治疗室入口处均设置有束流阻断器。

与现有技术相比，本发明的有益效果是：

通过将超导磁体呈环形状设置在中心区的外侧，可约束离子做回旋运动，又可保证自身安全稳定运行，超导磁体选用的裸线尺寸为1.20×0.75mm，漆包后的尺寸为1.28×0.83mm，磁场4.4t时的临界电流是565a。超导磁体在电流密度为47amp/mm²时，可励磁产生平均值为2.3-4.2t的磁场，既可约束离子做回旋运动，又可保证自身安全稳定运行。

通过将射频加速腔和磁极均设置在中心区和超导磁体之间，射频加速腔和磁极之间预留有加速间隙，频加速腔和磁极均为个且等距分布，射频加速腔和磁极之间形成个加速间隙，可使离子的单圈能量增益以增大圈距便于引出，射频加速腔工作在102.5mhz的频率下，可对粒子进行4次谐波加速，使¹²c⁶⁺离子、α粒子达到300mev的引出能量，h²⁺离子达到260mev的引出能量，磁极12为等时性垫补的磁极，经过等时性垫补的磁极可使离子的回旋频率与共振回旋频率的偏差小于1×10^-4，滑相小于20°，保证¹²c⁶⁺离子、α粒子和h²⁺离子的正常加速。

通过设置高能输送线，引出后的束流被输运到高能输运线，高能输运线由二级铁、四级铁组成，束流在高能输运线内经过聚焦，偏转，被输运至能量选择器，用于将¹²c⁶⁺离子、α粒子和h²⁺离子能量降低到治疗所需的范围。能量选择器核心部件为石墨降能器，石墨降能器通过调节楔形石墨块在束流方向上的厚度，将固定的引出束流能量调节为连续可调的能量。束流通过能量选择器后进一步通过二级铁、四级铁，送至旋转机架治疗室。

这种基于等时性回旋加速器的多离子治疗系统可实现多离子组合治疗，实现不同肿瘤的针对性治疗；将超导技术用于磁体系统，极大减小了加速器主机尺寸，降低了加速器的重量及占地面积，降低了成本。

附图说明

图1为一种基于等时性回旋加速器的多离子治疗系统中加速器本体的示意图；

图2为一种基于等时性回旋加速器的多离子治疗系统的示意图；

图中：1、加速器本体；2、高能输送线；3、旋转机架治疗室；4、束流阻断器；5、四极铁；6、二极铁；7、能量选择器；8、旋转机架；9、中心区；10、超导磁体；11、射频加速腔；12、磁极；13、剥离膜；14、静电偏转器；15、磁通道。

具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅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，本领域普通技术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。

请参阅图1-2，本发明实施例中，一种基于等时性回旋加速器的多离子治疗系统，包括加速器本体1、高能输送线2和旋转机架治疗室3；

加速器本体1包括中心区9、超导磁体10、射频加速腔11、磁极12和引出系统；超导磁体10呈环形状设置在中心区9的外侧，射频加速腔11和磁极12均设置在中心区9和超导磁体10之间，射频加速腔11和磁极12之间预留有加速间隙；

加速器本体1的前端设置有电子回旋共振离子源，电子回旋共振离子源产生离子注入加速器本体1内后通过引出系统进入磁通道15后输送至高能输送线2，之后通过高能输送线2送至旋转机架治疗室3中的旋转机架8。

超导磁体10选用的裸线尺寸为1.20×0.75mm，漆包后的尺寸为1.28×0.83mm，磁场4.4t时的临界电流是565a。超导磁体在电流密度为47amp/mm²时，可励磁产生平均值为2.3-4.2t的磁场，既可约束离子做回旋运动，又可保证自身安全稳定运行。

低温系统可稳定提供4.2k的低温环境，以保证超导磁体的运行。

电源为超导磁体提供电流，并自带失超保护。

电子回旋共振离子源产生¹²c⁶⁺离子、α粒子和h²⁺离子，并以25kev的能量轴向注入到加速器的中心区9中。

电子回旋共振离子源可稳定产生¹²c⁶⁺离子、α粒子和h²⁺离子这三种离子，并在产生离子的同时保证其引出束流具备低发射度，以保证通过低能传输线后注入回旋加速器期间损失的离子较少，电子回旋共振离子源可稳定运行超过100小时，其引出离子流强大于20ma。

射频加速腔11和磁极12均为4个且等距分布，射频加速腔11和磁极12之间形成8个加速间隙，可使离子的单圈能量增益以增大圈距便于引出，射频加速腔11工作在102.5mhz的频率下，可对粒子进行4次谐波加速，使¹²c⁶⁺离子、α粒子达到300mev的引出能量，h²⁺离子达到260mev的引出能量。

磁极12为等时性垫补的磁极，经过等时性垫补的磁极可使离子的回旋频率与共振回旋频率的偏差小于1×10^-4，滑相小于20°，保证¹²c⁶⁺离子、α粒子和h²⁺离子的正常加速。

超导磁体10的电流密度为47amp/mm2，超导磁体10通过励磁产生2.3-4.2t的磁场，以约束¹²c⁶⁺离子、α粒子和h²⁺离子做回旋运动，同时低电流密度又能保证自身的安全稳定。

引出系统包括静电偏转器14和剥离膜13；

¹²c⁶⁺离子和α粒子被安放在峰区的静电偏转器14偏转引出，h²⁺离子被剥离膜13剥离引出，被静电偏转器14偏转或剥离膜13剥离后，离子会进入磁通道15后被聚焦，从而保证粒子按照设计的轨迹最终引出加速器。

高能输送线2包括二极铁6、四极铁5和能量选择器7；

能量选择器7通过设置的石墨降能器，使得束流能量连续可调，将加速器本体1引出的高能能量束降低为治疗所需能量；

对于h²⁺离子束，其能量在0-260mev之间可调，对于α粒子和h²⁺离子束，其能量在0-300mev之间可调，其将降能后的束流进一步通过一段高能输运线2进行聚焦和偏转，送至旋转机架治疗室3。

离子经过四极铁5和二极铁6进入能量选择器7后再经过四极铁5和二极铁6进入送至旋转机架治疗室3。

加速器本体1的出口处和旋转机架治疗室3入口处均设置有束流阻断器4，以实现多重切断保护。

射频系统为离子源的束流在等时性回旋加速器中的引出提供高压，射频系统同时还提供稳定而高效的加速电场用以加速带电离子，使得带电离子经过成有效加速达到所需要的能量。

射频系统包括高功率射频源、加速腔、射频传输系统和低电平控制系统。

高功率射频源为加速系统提供高频功率供给，同时维持加速电压幅值稳定。高功率射频源是二级放大架构固态前级+电子管腔体功率放大两种方式相结合，以为多离子提供足够的加速电场。高功率射频源采用1/4波长同轴短路腔实现放大输出腔的调谐，输出真空可调电容实现调配。

加速腔将射频功率转换为高频电压电场，用以加速多离子。

加速腔可提供60kv的高压，以引出束流；加速腔可提供频率为97mhz，电压为60-120kv的加速电场，以加速多离子。

射频传输系统将高功率射频源的功率传输至加速腔，同时监测入射功率和反射功率，并避免反射功率直接进入高功率射频源，损坏设备。

低电平控制系统控制加速系统的幅度与相位稳定，并调节谐振频率。其中加速电场幅度稳定度在10^-3以内，相位稳定度在0.1°内。

引出后的束流被输运到高能输运线2，高能输运线2由二级铁6、四级铁5组成，束流在高能输运线2内经过聚焦，偏转，被输运至能量选择器7，用于将¹²c⁶⁺离子、α粒子和h²⁺离子能量降低到治疗所需的范围。能量选择器7核心部件为石墨降能器，石墨降能器通过调节楔形石墨块在束流方向上的厚度，将固定的引出束流能量调节为连续可调的能量。束流通过能量选择器7后进一步通过二级铁6、四级铁5，送至旋转机架治疗室3。在加速器本体1出口处及旋转治疗室3入口处均设置有束流阻断器4，以实现多重切断保护。旋转机架治疗室3内安装有旋转机架8，旋转机架8可以使得束流出射，最终通过安装在旋转机架8末端的笔形扫描束等设备照射到患者体内。

虽然本说明书按照实施方式加以描述，但并非每个实施方式仅包含一个独立的技术方案，说明书的这种叙述方式仅仅是为清楚起见，本领域技术人员应当将说明书作为一个整体，各实施例中的技术方案也可以经适当组合，形成本领域技术人员可以理解的其他实施方式。

故以上所述仅为本申请的较佳实施例，并非用来限定本申请的实施范围；即凡依本申请的权利要求范围所做的各种等同变换，均为本申请权利要求的保护范围。