众所周知，强子治疗是一种使用质子束流或较重带电粒子束流的治疗技术，其 粒子的质量数大于1。
同样，人们都知道，在质子治疗时，即基于使用质子束流的特殊强子治疗技术， 使用的是较低电流(大约毫微安的数量级)的治疗束流，能量在60到250MeV的 范围内，速度间隔在光速的大约25％到62％之间。
另外，人们还观察到，在不同的离子的情况下，与质子的电流和能量相比，要 求治疗束流的电流要更低，而能量要更高。例如，在碳离子12C6+的情况下，所需要 的能量在大约1.500到4.800MeV(大约120到400MeV/u)之间。对于一个通用离 子来讲，有趣的是，能量在50到500MeV/u之间，速度相当于光速的15％和75％。
在应用各种不同类型现有加速器的质子治疗领域，使用的加速器有回旋加速器 (常规的或超导的)和同步加速器。另外，人们也提出了使用直线加速器(Linac)。
回旋加速器磁体的质量则随着质量数和加速离子的能量而增加，当人们试图用 碳离子和类似离子覆盖治疗所需的整个能量范围时，回旋加速器磁体的质量会变得 很大。特别是目前，还没有任何强子治疗医院是基于可将碳离子加速到最大能量约 为5000MeV的回旋加速器。因此，使用了特种同步加速器，调整到可以适合这种 治疗；不同于回旋加速器，这种同步加速器可产生可变能量离子束流的突出特点。
然而，装备同步加速器的强子治疗中心都特别复杂，因为它们都需要相当数量 的从粒子加速器技术发展而来的高技术设备。除了这些治疗中心的规模都相当大之 外，另外，还由于同步加速器所占据的表面，以及它们要求高投入和大型安装表面， 所有这些在医院周围地区并不是都具有的。
此外，人们都知道，最先进的放射线疗法要求带电重粒子线束(或者全部或者 部分离子化核子或分子)，质量数大于1，而且线束的强度也非常低(小于几个毫微 安)。这种要求在粒子加速器领域是很难实现的；物理学者确实需要高电流来进行他 们的实验。这种简化，在医用方面非常典型，更进一步增加了系统的最大可能的紧 凑性，因为它需要安装在医院环境中。

本发明的基本目的是提出一个强子治疗用离子加速系统，这种系统可以消除已 知技术的不方便，并能够有效地改变治疗束流的能量和(小)电流，最大限度地降 低制造成本和安装体积。
一种医用离子加速系统，包括一个常规的或超导回旋加速器，一个射频直线加 速器(Linac)，一个在低能端联接到回旋加速器出口处而在另一端联接到直线射频加 速器入口的中能束流传输线(MEBT)，以及一个在高能端联接到射频直线加速器出 口而在另一端联接到通向病人的剂量分配系统的高能束流传输线(HEBT)。
射频直线加速器(Linac)使用的高频可以降低能量消耗，而且紧凑性很显著， 便于安装在医院建筑结构上。模块化的射频直线加速器(Linac)的使用可以有效地 改变治疗离子束的能量和电流，而且小幅射和时间结构都适合基于“点扫描”技术 的剂量分配。
本发明所提出的强子治疗离子加速系统可以完成所述的目的，这反映了权利要 求1的特点。
本发明的另外一些开发特点可在随后提出的权利要求中得以体现。
按照本发明提出的强子治疗用离子加速系统提供了许多重要的特性。首先，与 已知系统相比，缩小了复杂性，因为这是一种模块式结构，采用简单的束流时间结 构(即，没有采用同步加速器一般都有的复杂的时间周期)，而且采用了相同的高技 术设备，几乎不需要对每个模块进行改动。
其次，在使用了加速器之后，通过加装一些类似于已经安装的部件，最大工作 能量甚至可以再次提高。此外，所提出的系统也比较紧凑，从而可以获得最小的容 量和安装表面，因此，方便了在医疗中心的安装。另外，直线加速器的高频率可以 降低功耗，检查成本的降低就可以说明这一点。本发明的另一个重要特性就是提供 了一个带有机内加速器的系统，治疗束流的能量和电流从而可以很容易地有效持续 变化。当然，这后一种特性确实在同步加速器中也能实现，但复杂程度更高，误差 范围更大。
同样，值得强调的是，一般来讲，直线加速器输出束流的质量与同步加速器以 及回旋加速器相比，在维数和散度上要更好。因为所产生的治疗束流的幅射要低于 其它加速器产生的幅射，束流输送的磁通道的重量和成本，尤其是处理用的旋转台 架也会相应降低。
另外一个特点就是治疗束流的时间结构，非常适合使用“点扫描”技术进行的 治疗，例如PSI中心(瑞士保罗谢尔研究所(PSI)，CH-5232 Villigen)目前所使用 的设备。
专利申请者在WO 2004/054331和美国序列号10/602060中所披露的射频直线加 速器(Linac)可以用作高频模块式射频直线加速器，其内容在此可供参考。
附图说明
根据本发明，强子治疗用离子加速系统的详细特点、细节和特性可另外从下面 所描述的本发明的最佳实施例并结合附图进一步得到了解。
图1和图3为根据本发明的强子治疗离子加速系统两个可能实施方案的方框图；
图2为模块式直线加速器的一个实施示例方框图。
图1，图2和图3给出了本发明所述系统的各个部件名称如下：
1.强子治疗离子加速系统；
2.回旋加速器；
3.中能束流传输线(MEBT)；
3A.中低能束流传输线；
3B中高能束流传输线；
4.高频模块式直线加速器，一般高于1GHz；
4A.模块式直线加速器4DTL加速部分，其模块数根据用途而定；
4B.模块式直线加速器4CCL加速部分，其模块数根据用途而定；
5.高能束流传输线(HEBT)；
6.束流利用区域
7.电源输入点；
8.DTL结构加速部分模块；
9.DTL结构单个加速部分；
10.结构加速部分模块；
11.CCL结构单个加速部分，F束流方向。

图1详细介绍了最佳实施例。
如图1所示，本发明提出的强子治疗用离子加速系统主要包括两个不同的加速 机2和4，串行布置，更确切的说，是同一种类型的回旋加速器2和一个模块式直 线加速器4，例如WO2004/054331和美国S.No.10/602060申请专利中所发布的那样。
回旋加速器2可以是常规的，或者在需要高能量时，采用超导式回旋加速器， 或者由于磁体是加速器的主要组成部分，所以只要磁体尺寸和成本需要，就可以采 用超导回旋加速器。回旋加速器2的输出能量通常是固定的，其值每次使用时设定， 特别取决于强子治疗中心的类型和/或要进行的治疗类别而定。回旋加速器2可以通 过一个外部或内部粒子源来输送(图中未示)，输出束流可以是连续的或按照直线加 速器的重复频率进行调制。预期的抽取系统可以使回旋加速器2同时产生几个束流， 其中一些束流可以直接用于其它一些用途，例如生产放射性同位素用于诊断和/或治 疗。
回旋加速器2出口处的一个或多个束流通过耦合部分或中能束流传输线 (MEBT)3，在此处，磁体透镜和一个电流控制装置(通用设备，因此此处未示) 可以实现直线加速器4中的高效喷射。直线加速器射频技术目前用于带电粒子加速， 从“离子源”一直输送到所要求的能量。根据本发明，直线加速器4用作回旋加速 器2的一个后加速器下游，用于质量数大于1以及电荷不同于0的原子或复合核子 粒子。
直线加速器4覆盖的能量(速度)范围可以从回旋加速器2的输出能量(速度) 到治疗所需的最大能量。为了确定这种最大能量，人们通常使用β参数，定义为粒 子速度和光速之比。因此，要求直线加速器4的输入能量最小大约10MeV/u(每 个核子兆或百万电子伏特)和最大大约300MeV/u(即，对应于回旋加速器2的输 出能量)，而直线加速器4的输出能量(即治疗所要求的能量)则在大约50MeV/u 到500MeV/u的范围内，一般来讲，相当于0.15＜β＜0.75。
上面所述值一般都在驻波直线加速器领域内。在驻波结构中，加速器是一个共 振腔，通过激励腔电磁场共振模式在该腔内产生振荡电场。
为了优化加速场并将功耗降到最小，采用了不同结构形式，每种结构都只在一 个特定的降低了速度间隔内非常有效。
根据本发明，如果注入式回旋加速器2是个低能量加速器，而又要求使用最大 能量范围时，那么就可以将直线加速器4分成两个特性不同的直线加速器4A和4B， 直线加速器4A可以是一个漂移管直线加速器(DTL)，或者是一个边耦合漂移管直 线加速器(SCDTL)，直线加速器4B则是一个串联耦合的耦合腔直线加速器(CCL)。 上面所述的直线加速器4A和4B可以采用多种耦合腔制成，预计射频功率输入也很 多，如箭头7所示。图8和图9分别示出了漂移管直线加速器(DTL)结构及其相 关加速部分的各个模块，而图10和图11则示出了耦合腔直线加速器(CCL)及其 相关加速部分的各个模块。直线加速器4B的束流输出能量可以通过改变最后模块 的射频频率输入来调制。直线加速器4B输出束流的强度则可以通过改变回旋加速 器2向直线加速器4A注入的束流的参数和束流动态性能来进行调制。
根据本发明，可以预见直线加速器4的装机功率通过改变能量结构来降到最小， 在能量结构处，DTL或SCDTL 4A消耗的功率要大于CCL 4B，即大约100MeV/u (β≈0.4)。
根据本方面，此外还可以将CCL 4B的使用延伸到较低能量，或DTL或SCDTL 4A模拟到更高能量，目的是只使用一个直线加速器类型来避免系统的成本和/或复 杂性。
另外，如果特定治疗用途和/或输入能量许可，也可以只使用一个类型的加速器 即可。
关于DTL 4A，根据本发明，人们可以使用一种按照横向电场模式工作的结构， 又称H方式，在低能量时本身比横向磁场模式(TM)要更有效，后者又称E模式。 相反，在较高能量时，CCL 4B使用TM模式，在这种能量时，性能更佳。
根据本发明，预计使用CLUSTER类结构(根据所述WO2004/054331和美国 S.No.10/602060号申请专利)DTL4A或SCDTL(边耦合漂移管直线加速器)结构， 其中，众所周知，采用TM模式工作的小型DTL结构是耦合在一起的。
根据本发明，可以预计边耦合型加速器的高频CCL 4B加速器的特性类似于已 经成功实验并有申请者在质子治疗技术领域披露的质子加速器的特性。
根据本发明，系统1的效率和紧凑性会因使用等于或大于1GHz的工作频率而 提高，这对于常规直线加速器是不寻常的。确实，频率越高，可实现的领域越高， 最终提高了每米的能量增益，降低了加速器的整体长度。这在医疗用途上是一个非 常关键的问题，因为降低加速器的总长度是和降低成本和安装体积的必要性联系在 一起的。作为发明的目的，采用高频，可降低功率消耗，是很有利的。事实上，作 为一般规律，如果结构的几何形状根据频率来划分比例，每单元长度的有效并联阻 抗(一个与加速效率成正比的参数)就会随着频率的平方根的变化而增加。
束流孔直径较小，但这与所要求的低电流相兼容。同时，这种选择方案的特点 是也可获得直线加速器输出束流在尺寸上和发散上的较好束流质量，因为只有从回 旋加速器2提取的束流的相位空间中央部分得到了加速，相对于回旋加速器或同步 加速器获得的质量。因此，所述输出束流可以更好地适宜治疗用途，特别是在有效 剂量分配系统的情况下。
射频直线加速器4可产生每5毫秒中典型5微妙的束流，工作循环为0.1％。所 形成的治疗束流的时间脉波结构可以用于采用主动以及被动剂量分配系统的治疗。 如上所述，特别适合于PSI研究所实验室研制的“点扫描”技术。
在此值得一提的是，回旋加速器产生的束流的一般质量是与射频直线加速器所 需要的典型束流质量有着很大的区别。确实，因为回旋加速器2的频率可以达到大 约数十MHz的数量，而直线加速器4的频率是至少1GHz，被加速的粒子部分达到 10％的数量。此外，考虑到直线加速器0.1％工作循环，在纵面上的整个损失因子是 104。在横向面上，人们认为直线加速器一般小于回旋加速器的幅射，所以损失系数 不会大于5。因此，在回旋加速器-直线加速器的接口上的损失系数通常不会大于 5×104。
尽管如此，用质量数大于1的离子来进行治疗所要求的电流是很低的。例如， 碳离子12C6要求的电流为数百微微安培(即大约10-10安培)。因此，考虑到损失因 素，回旋加速器足以产生12C6+碳离子的5-10微安培(即5-10×10-6安培)，与直线 加速器射频系统的脉冲同步(例如在200Hz频率上)。
本发明所提出的强子治疗用离子加速系统的功能可以归纳如下：
回旋加速器2，不论是常规的还是超导的，将离子束预加速到一个中间能量。 然后，这个经过预加速的束流被喷射到中能束流传输线(MEBT)3，该传输线聚焦所 述束流并将其输送到直线加速器4的入口，或4A的入口。
在直线加速器4中，被加速的束流同时被加速并被射频电场纵向聚焦到所需要 的能量。磁透镜提供独立的横向聚焦，图中未示。如上所述，直线加速器4示出了 一个模块式配置。射频功率在每个模块8和模块10中以可调整和独立的方式分配。 最终，直线加速器4输出束流的能量，或4B就甚至在同一次治疗中可以调节。两 部分DTL(或SCTDL)4A和CCL 4B都可以具有相同或不同的频率。
在直线加速器4的输出端，离子束流被传送到高能束流传输线5(HEBT)，后者 对所述束流进行聚焦并将其输送到区域6，用于医疗。
如上所述，根据本发明，直线加速器4可以由两种不同类型的结构组成，即4A 和4B。每种结构都最好设计成可在其能量范围内工作，正如图2所示，直线加速器 4的结构是由两个DTL型模块8和三个CCL型模块10组成。另外，也可只使用一 个类型的结构，如果某个治疗只需要一个低能量，结构4A就可以独立承担，或者， 当回旋加速器能量足够高时，典型情况下高于100MeV/u，此时，只使用4B结构就 可以了。特殊情况下，也可以要求使用更多的部分，具有不同特性和多个频率。例 如，我们在此示出了根据本发明的三种不同的实施方式。
表1给出了前两个方案的数值。两个方案都是基于使用常规的或超导的回旋加 速器预加速一个12C6+碳离子束流到最大300MeV/u的能量。
该束流然后通过一个MEBT 3输送线传送到直线加速器4，在这种情况下，直 线加速器4只是SCL(边耦合直线加速器)型，后者将束流加速到400MeV/u。所 述两种方案提出了两个直线加速器4，其设计频率不同：2.988GHz和5.710GHz。 这种直线加速器都是由商用射频放大器(速调管)供电，例如泰利斯电子器件公司(地 址：法国2，bis rue Latecoere，78941 Velizy Cedex，France)生产的产品。关于横向束流 聚焦，两个方案都使用了非常小的商用的四极永磁体，这样就可以安装在直线加速 器4内，位于两个相邻的加速部分之间，构成了一个交替聚焦FODO型的系统。
表1：直线加速器模块可以加速到12C6+(Q＝6，A＝12)的两个示例。
  频率[MHz]   2998   5710   Q(离子荷)   6   6   A(离子质量)   12   12   输入能量(MeV)   3600   3600   输出能量(MeV)   4800   4800   每个加速机构加速单元的数量   20   13   加速单元直径[mm]   70   40
  离子束孔经直径[mm]   8   4   每个模块加速构件数量   2   2   模块数(与速调管数量相同)   10   16   模块的平均长度[m]   1.8   0.72   直线加速器的总长[m]   17.8   11.5   平均度越时间因数T   0.86   0.89   平均有效分路阻抗ZT2[MΩ/m]   79   91   轴E0上平均电场[MV/m]   17.8   31   kilpatrick装置最大表面电场   1.7   2.2   每个模块所需平均峰值功率[MW]   4.4   4.2   每个模块平均功率[KW]   4.4   4.2   直线加速器的平均功率[KW]   44   67.2   占空因数[％]   0.1   0.1   同步相位_ε[度]   -15   -15   磁四极长度[mm]   52   60   磁四极孔径直径[mm]   10   5   平均四极磁梯度B’[T/m](采用FODO结构配置)   160   320   正规横向接收1rms[πmm mrad]   1.8   1.4
表2给出了第三方案的数值，图3给出了各个部分的位置布置。
在这个情况下，传统的回旋加速器2将碳12C6+离子束预加速到最大50MeV/u 的能量。
然后，该束流通过束流输送线MEBT 3A传送到DTL型的直线加速器4A的第 一部分，后者再将其加速到160MeV/u的能量。第二束流输送线MEBT 3B，在本 案例中不是平直的，将束流传送到SCL型的第二直线加速器4B部分，在这儿，所 述束流进一步加速到最大为400MeV/u的能量。
由于MEBT 3B中使用了磁偶极子，所以将束流弯曲并使束流方向F成逆向， 这样直线加速器4A和4B部分就会紧密地对准，从而缩小了非常宝贵的空间。
表2。
直线加速器模块可以加速12C6+(Q＝6，A＝12)的第三个示例。
  频率[MHz]   2855   5710   Q(离子荷)   6   6   A(离子质量)   12   12   输入能量(MeV)   600   1920   输出能量(MeV)   1920   4800   每个加速机构加速单元的数量   7   14   加速单元直径[mm]   20   40   离子束孔径直径[mm]   4   4   每个模块加速构件数量   4   2   模块数(与速调管数量相同)   18   38   模块的平均长度[m]   1.06   0.69   直线加速器的总长[m]   19.17   26.18   平均度越时间因数T   0.86   0.89   平均有效分路阻抗ZT2[MΩ/m]   85   87   轴E0上平均电场[MV/m]   24.3   32.2   kilpatrick装置最大表面电场   2.5   2.3   每个模块所需平均峰值功率[MW]   3.5   4.8   每个模块平均功率[KW]   3.5   4.8   直线加速器的平均功率[KW]   63   185   占空因数[％]   0.1   0.1   同步相位_ε[度]   -14   -15   磁四极长度[mm]   60   60   磁四极孔径直径[mm]   5   5   平均四极磁梯度B’[T/m](采用FODO结构配置)   250   240   正规横向接收1rms[πmm mrad]   0.8   0.9
从根据本发明所提出的强子治疗用离子加速系统的结构和功能说明来看，我们 可以肯定，它可以有效地满足预期的目的，从而获得上述特点。
该领域的专家们可能会对结构或尺寸部分进行调整和改动来适合特定用途，但 无论如何，都没有脱离所说明的和所提出的本发明的权利要求范围。
相关文献材料：
强子治疗和相关加速器领域的一些出版材料如下：
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U.Amaldi，M.Grandolfo，and L.Picardi editors，″The RITA Network and the Design of Compact Proton Accelerators″，INFN-LNF Frascati，Italy，August 1996(ISBN 88-86409-08-7).The″Green Book′.
U.Amaldi(Ed.)，″The National Centre for Oncological Hadrontherapy at Mirasole″， INFN-LNF Divisione Ricerca ISBN 88-86409-29-X，1-00044 Frascati(Rome) Italy， February 1997.The″Red Book″.
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WO 2004/054331 and US S.No.10/602060″LINAC FOR ION BEAM ACCELERATION″.Inventors：AMALDI Ugo，CRESCENTI Massimo，ZENNARO Riccardo.