一种医用质子同步加速器的制造方法
【技术领域】
[0001] 本发明设及一种用于肿瘤治疗的医用质子同步加速器。
【背景技术】
[0002] 质子在深度方向上优异的布拉格峰特性使得其成为肿瘤治疗中最为先进的手段 之一，目前世界上质子治疗装置和治疗中屯、的建设越来越多。治疗中采用的最先进的扫描 技术是，在横向上利用扫描磁铁将加速器引出的质子束严格按照事先确定的模式形成精确 的扫描覆盖，准确度可W达到亚毫米量级，在纵向上在治疗头（治疗头上装有扫描磁铁等） 之前进行能量调节。上述扫描技术可W实现=维适形调强的精确治疗，最大限度地实现祀 区内照射剂量尽可能大而周围敏感组织照射剂量尽可能小的放疗要求。与散射技术相比， 采用上述扫描技术进行治疗不需要为每个患者定制补偿器（由于散射技术无法做到精确 控制束流形状和后端适形，所W需要补偿器），大大减轻了医生和医院的负担，且治疗头的 结构也相对简单，另外，扫描治疗头不包含散射体，从而可W提高束流利用率，同时还避免 了散射体带来的次生射线。如此多的优异特性，使得扫描技术已经成为新建设的质子重离 子治疗中屯、的标配技术。
[0003] 扫描技术需要加速器引出的束流脉冲宽度较长甚至连续；流强稳定，W实现在线 剂量检测；发射度较小和精确调节能量的能力。对于随器官运动而移动的肿瘤，现有的扫描 技术容易产生剂量不均匀，需要配合呼吸口控或者快速重复扫描等技术。前者利用呼吸探 测器，只在呼吸周期内的平稳阶段允许束流引出，而后者通过与呼吸周期频率有明显差别 的多次小剂量的重复扫描来将运些移动平均掉。快速重复扫描和线扫描都是目前处理呼吸 器官最有效和最快速的治疗方法。运些都对加速器的引出束流品质W及加速器的控制提出 了较高要求。
[0004] 目前运行及建造中的质子治癌加速器主要是回旋加速器和同步加速器。回旋加速 器可W提供稳定的连续束，其束流切断和开启速度很快，可W满足呼吸口控的要求。但是回 旋加速器改变能量依靠的是安放在高能线上的机械装置一-降能器，利用散射将束流能量 降低；其优点是能量调节迅速，可W实现50毫秒一档的改变能量速度，能够支持快速重复 扫描模式来治疗移动肿瘤；但缺点是散射造成束流利用率很低，治疗时最低能量70MeV时 的通过效率仅为2%左右，降能造成的散射和之后能量选择造成的大量束流损失会导致极 大的福射，对福射防护W及设备安全造成很大的压力。 阳0化]与回旋加速器相比，同步加速器的明显优点在于它可W对束流的能量方便地进行 调节，W适应放射治疗对离子能量精确变化的需要，不需要额外的能量降能片，能够确保相 对干净（福射小）的环境。然而，由图1可见（图1示出了同步加速器的一个标准循环周 期，其中，每个引出循环对应一个引出能量），同步加速器的注入、升能（称之为上升沿）和 标准化循环（称之为下降沿）需要占用很长时间，引出平台所对应的有效治疗时间较短。一 般按照加速器的设计不同注入和升能时间一般从0. 5s到2s不等，因而造成无效治疗时间 长，换能时间缓慢的问题，从而无法适应快速重复扫描方式。
[0006] 目前已有201410383972. 3号专利申请和非专利文献NIMAVol. 624 (2010)p33-38 中提供了一种能够在同一周期内进行不同能量治疗的技术，其循环周期可如图2所示，其 中，每循环周期内可W有多个能量引出，从而可W减少换能时间，大大降低同步加速器治疗 时间。然而，目前现有的质子同步加速器（例如专利文献201210115044.X，201010252492. 5 等）在具体磁铁、电源等设计时，并未考虑上述运种新的技术，从而使其储存粒子数较少， 进而使得每个周期内能够引出的能量层数较少（例如，治疗IL的肿瘤一般需要3X10"粒 子，而现有的质子同步加速器一般的存储粒子数仅在4~8X10"左右），因而即使采用上述 运种技术时，其实际减少的治疗时间也不多。
【发明内容】
[0007] 为了解决上述现有技术存在的问题，本发明旨在提供一种紧凑型的医用质子同步 加速器，W实现大的粒子储存特性，并能够支持单周期内多层能量引出，从而有效克服现有 同步加速器相较于回旋加速器所存在的缺点。
[0008] 本发明所述的一种医用质子同步加速器，其包括：
[0009] 依次连接的第一至第八偏转二极磁铁，其中所述第一偏转二极磁铁与第八偏转二 极磁铁相连W构成一环形结构；
[0010] 分别连接在所述第一偏转二极磁铁与第八偏转二极磁铁之间、第一偏转二极磁铁 与第二偏转二极磁铁之间、第四偏转二极磁铁与第五偏转二极磁铁之间W及第五偏转二极 磁铁与第六偏转二极磁铁之间的第一至第四长直线节；W及
[0011] 分别连接在所述第二偏转二极磁铁与第=偏转二极磁铁之间、第=偏转二极磁铁 与第四偏转二极磁铁之间、第六偏转二极磁铁与第屯偏转二极磁铁之间W及第屯偏转二极 磁铁与第八偏转二极磁铁之间的第一至第四迷你直线节；
[0012] 其中，所述第一长直线节包括靠近所述第一偏转二极磁铁设置的第一水平散焦四 极磁铁W及靠近所述第八偏转二极磁铁设置的第一水平聚焦四极磁铁；
[0013] 所述第二长直线节包括靠近所述第一偏转二极磁铁设置的第二水平聚焦四极磁 铁W及靠近所述第二偏转二极磁铁设置的第二水平散焦四极磁铁；
[0014] 所述第一迷你直线节包括第=水平聚焦四极磁铁；所述第二迷你直线节包括第= 水平散焦四极磁铁；
[0015] 所述第=长直线节包括靠近所述第四偏转二极磁铁设置的第四水平聚焦四极磁 铁W及靠近所述第五偏转二极磁铁设置的第四水平散焦四极磁铁；
[0016] 所述第四长直线节包括靠近所述第五偏转二极磁铁设置的第五水平聚焦四极磁 铁W及靠近所述第六偏转二极磁铁设置的第五水平散焦四极磁铁；
[0017] 所述第=迷你直线节包括第六水平聚焦四极磁铁；所述第四迷你直线节包括第六 水平散焦四极磁铁。
[0018] 在上述的医用质子同步加速器中，
[0019] 所述第一长直线节还包括：连接在所述第一水平散焦四极磁铁与第一水平聚焦四 极磁铁之间的注入静电切割板、与该注入静电切割板连接的注入静磁切割磁铁W及连接在 所述注入静电切割板与第一水平聚焦四极磁铁之间的第一共振六极磁铁；
[0020] 所述第二长直线节还包括：连接在所述第二水平散焦四极磁铁与第二水平聚焦四 极磁铁之间的第一注入凸轨磁铁W及连接在该第一注入凸轨磁铁与第二水平聚焦四极磁 铁之间的高频加速装置；
[0021] 所述第=长直线节还包括：连接在所述第四水平聚焦四极磁铁与第四水平散焦四 极磁铁之间的第二共振六极磁铁W及连接在该第二共振六极磁铁与第四水平散焦四极磁 铁之间的引出静电切割板；
[0022] 所述第四长直线节还包括：依次与所述第五水平聚焦四极磁铁连接的第一引出静 磁切割磁铁和第二引出静磁切割磁铁；
[0023] 所述第一迷你直线节还包括：连接在所述第=偏转二极磁铁与第=水平聚焦四极 磁铁之间的横向高频激励电极；
[0024] 所述第四迷你直线节还包括：连接在所述第六水平散焦四极磁铁与第屯偏转二极 磁铁之间的第二注入凸轨磁铁。
[00巧]在上述的医用质子同步加速器中，所述第二长直线节还包括连接在所述第一注入 凸轨磁铁与高频加速装置之间并紧贴所述第一注入凸轨磁铁设置的快四极磁铁。
[00%] 在上述的医用质子同步加速器中，所述第一迷你直线节还包括连接在所述第=水 平聚焦四极磁铁与第二偏转二极磁铁之间的第一水平聚焦六极磁铁；所述第=迷你直线节 还包括连接在所述第六水平聚焦四极磁铁与第六偏转二极磁铁之间的第二水平聚焦六极 磁铁。
[0027] 在上述的医用质子同步加速器中，所述第一至第八偏转二极磁铁的偏转角度均为 45。。
[0028] 由于采用了上述的技术解决方案，本发明通过采用超高场强的偏转二极磁铁W及 水平聚焦和水平散焦四极磁铁，从而控制其包络函数在较小水平，进而有效增加了同步加 速器的接受度，增加了质子储存数目，提高了质子利用率和占空比，缩短了治疗时间；另外， 本发明的结构非常紧凑，减少了不必要的间隙和磁铁元件，W利用尽可能少的元件数目实 现医用加速器的功能，同时本发明中的各磁铁元件也采用较高强度W便减少整个加速器的 周长，从而有效地利用了同步加速器的空间，进而最大程度地降低装置和建筑的建造成本， 降低了治疗成本。
【附图说明】
[0029] 图1是现有技术同步加速器的一个标准循环周期的示意图；
[0030] 图2是多能量周期示意图；
[0031] 图3是本发明一种医用质子同步加速器的结构示意图；
[0032] 图4是本发明一种医用质子同步加速器的包络函数的示意图。
【具体实施方式】
[0033] 下面结合附图，给出本发明的较佳实施例，并予W详细描述。
[0034] 首先，对本发明的理念基础进行简单说明。
[0035] 通过研究发现限制同步加速器储存粒子数的主要因素是注入能量附近的空间电 荷效应造成穿越共振线导致的粒子丢失。空间电荷效应的强弱主要取决于储存粒子数、注 入能量和储存束的发射度：
[0037] 式（I)中，AV是空间电荷效应引起的频移，rp是经典半径，N是储存粒子数，e和丫是注入束流的相对论因子，Bf是聚束因子，e是束流发射度。
[003引由于注入能量的提高取决于注入器成本，很难提高，所W在同样的空间电荷频移 下提高储存粒子数的发射度是最有效的手段。在采用了多圈涂抹注入技术后，储存粒子的 发射度可W认为是同步加速器的接受度，忽略色散的影响，接受度为：
W40] 式似中，D是真空尺寸，0是包络函数。
[0041] 因此，问题就转化成如何在保持同步加速器周长尽量小（同步加速器周长尽量小 可使得同步加速器的成本较低）的情况下，尽量减小包络函数。公知的，采用弱