CN101622913A - 用于医疗和/或其它领域的离子加速系统 - Google Patents

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CN101622913A CN200680056848A CN200680056848A CN101622913A CN 101622913 A CN101622913 A CN 101622913A CN 200680056848 A CN200680056848 A CN 200680056848A CN 200680056848 A CN200680056848 A CN 200680056848A CN 101622913 A CN101622913 A CN 101622913A
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Abstract

用于医疗和/或其他应用的离子加速系统主要由离子源(1)、前置放大器(3)以及一个或多个线性加速器(6、8、10、13)组成，至少一个线性加速器固定在机械的类台架结构(17)上。所述等角点台架(17)装备有用于医疗和/或其他应用的可以是“主动”或“被动”的束输送系统。该离子源(1)和前置加速器(3)可以安装在与该台架基座相连的地板上，或者部分或全部地安装在该旋转机械机构(17)上。通过调整该线性加速器的加速模块中的射频区域和该线性加速器输入端的束参数，输出束的能量和强度逐脉冲地发生变化。

Description

用于医疗和/或其它领域的离子加速系统
技术领域
本发明涉及一种粒子加速器设备或系统，该设备或系统包括一个或多个根据权利要求1前序部分所述的线性加速器(linacs)。
背景技术
众所周知，强子疗法(hadron therapy)是现代的癌症远距放射疗法，其使用了质子束或原子质量数大于1的重核带电粒子束。
同样已知的是，在作为基于质子束应用的特殊强子治疗技术的质子疗法中，采用了能量在60到250MeV之间的相对低电流(几纳安培量级)的治疗束。
众所周知，在不同离子种类的情况下，与质子束的电流和能量相比，需要较低电流和较高能量的治疗束。例如，在碳离子12C6+的情况下，需要的能量在1.500到5.000MeV之间(如120和450MeV/u)且所要求的电流为零点几纳安培。
在这一远距放射疗法领域中采用了不同类型的加速器：回旋加速器(等时的或同步回旋加速器；通常的或超导的)或同步加速器。
近来，固定磁场交变梯度(FFAG，Fixed Field Alternating Gradient)加速器也被考虑在其中。
申请人已经提出了用于质子以及轻离子治疗的线性加速器(linacs)。1)由U.Amaldi，M.Crescenti，R.Zennaro提出的美国专利No.6,888,326B2，“Linac for IonBeam Acceleration”；2)U.Amaldi，M.Crescenti，R.Zennaro于2005年9月23日提交的美国专利申请No.11/232,929，“Ion Accelerator System for Hadrontherapy”；3)U.Amaldi于2006年5月24日提交的“Proton Accelerator Complex for Radio-isotopes andTherapy”。
一些公司提供了用于质子和/或碳离子治疗的一站式(turn-key)中心。通常，一个每年可容纳多于400到500个病患的中心位于多层大型建筑中，特别地配备有多种高科技设备、总面积数千平米的工作人员的办公室和服务设施以及病患接待处。其特点在于：强子加速器(回旋加速器、同步回旋加速器、同步加速器、线性加速器或它们的组合)以及磁性束输送通道系统，使用2-4个围绕病患旋转的台架以及一条或多条水平的治疗束来照射固体肿瘤。一个完善的拥有基础设施的中心需要60,000,000-130,000,000欧元之间的投资，较大的投资对应于碳离子以及质子的“双重”多病房设备。
例如，在Carbon ion therapy，Proceedings of the HPCBM and ENLIGHT meetingsheld in Baden(Sept.2002)and in Lyon(Oct.2003)″[Radiotherapy and Oncology 73/2(2004)1-217]中所报道的，在澳大利亚、法国、意大利以及德国进行的流行病学研究中表明，强子治疗具有进一步发展的巨大潜力。然而，这些潜力由于需要大量的资金投入来建设多病房设施而受到阻碍。通过回顾，可以将所述潜力概括为：被引述的研究得到了如下结论：从中长期来看，如果采用质子(碳离子)束照射的方法治疗，当前采用“普通的”放射线疗法(例如运用高能光子)治疗的病患中的大约12％(3％)会更好地治愈和/或副作用较小。
大多数放射肿瘤专家认为12％中只有1-2％是适用于质子治疗的肿瘤适应症。当前，很多专家并不把其他10％的病人看作是适用于质子治疗的可选择性适应症。事实就是这样，尽管他们能够从这种照射疗法中切实地获益，由于肿瘤接近于要害器官，而且已经证实，增加10％的剂量(在对要害器官照射量相同的情况下)就意味着肿瘤控制概率(TCP)增大了15-20％。不过，可以肯定的是，在临床试验不断增加的情况下，第一部分的病人会不断增多，而第二部分的病人会不断减少。
对于性质上不同的辐射类型的离子治疗而言，需要更进一步的临床研究(因为在相同能量的范围内，碳离子在每一个被穿过的细胞核中留下了比质子多20倍的能量)。事实上，有必要确认的是：在治疗“抗辐射”肿瘤上，离子治疗较之于光子和质子治疗更有效且减少了治疗时间(ipo-fractionation)，而且在临床上是安全的。从其它的观点来看，这种方法确实是有利的，因为它降低了成本也减轻了病患的心理负担。
从这些数字出发，并且考虑以下情况：一千万人中，一年大约有2000个病人使用光子照射治疗，在下表中示出了在5/10年中所需的强子治疗诊室的数量。基于临床经验做出了两个简化了的假定：1)每个病患的离子治疗、质子治疗以及光子治疗的治疗次数比分别为1∶2∶3；2)一次光子(强子)治疗时间持续15分钟(20分钟)。
  辐射治疗   一千万人中每年接受治疗的   每个病患的平均治疗   一间病房每天(12小时)的   一间病房每年接受治疗的人数(230   每千万人的病   每千万人的病房系数
  人数   次数   治疗时间   天)   房数
  光子   20103   30   48   370   54   82
  质子(12％)   2.4103   20   36   410   5.8   8
  碳离子(3％)   0.6103   10   36   830   0.7   1
所估计出的诊室数由经验法则可轻易地记住，即1∶8∶82。
尽管通常的强子治疗中心有3-4个病房，上述表格中的参数表明：在每五百万(四千万)人口中，就需要一个质子(碳离子)治疗中心。如果碳治疗中心加倍且病患也应用质子来治疗，则能够接收治疗的居民数将从4千万下降到大约3千万。
这些证据表明：发展强子治疗需要对当前的主流范式加以改变，这可以从一服务于5百万人(或在碳离子情况下更多)多层建筑上得知，因为它的特征在于一个加速器以及3-4个台架。长期来看，更灵活、更亲近病患的范式极有可能地占据优势地位，该范式基于一种用于质子治疗或轻离子治疗(碳离子治疗)的可搭建在相对小的区域(大约500m2)的单间加速器/台架系统。
目前，小型或大型放射治疗部门分别地运转有1-2台或5-6台电子线性加速器，所以，平均来讲，3-4家医院存有8个普通病房可供1.5-2百万人使用。为了保持上表最后一栏中所呈现的比例，可以设想这些单间设施的两个使用方式：
·一套单间病房质子治疗设备附属于其中一家医院，但也供其它2-3家医院使用；
·一套单间病房碳加速器设备附属于一家现有的质子治疗中心，该中心为数百万病患提供服务，但是也加速碳以及可能地其它轻离子，以达到不足以治疗深位肿瘤的能量。
之前已经考虑过安装在围绕轴并从而围绕患者旋转的台架上的质子加速器。在80年代，由H.Blosser及其合作者设计了为Harper医院建造的用于中子治疗的旋转的60MeV的超导回旋加速器(U.S.A4,641,104)。在此次建造之后，在15年前，提出了一种用于质子疗法的250MeV的超导回旋加速器(H.Blosser et al，Medicalaccelerator projects at Michigan State University，Proc.1989 Particle AccelerationConference，IEEE，1989，742-746)。最近地，还宣布了一个基于旋转的同步回旋加速器的单间设备的建设项目(http://web.mit.edu/newsoffice/2006/proton.html，press releaseof MIT，28 August 2006)。
发明内容
本发明的基本目的在于提供一种基于高频线性加速器(或多个线性加速器)的强子治疗设备，所述线性加速器安装于旋转台架上，用于从病患的多个方向进行照射。
具有权利要求1的特征的离子加速器的系统或设备实现了这一目的。根据从属权利要求可推测出来更进一步的发展。
为了满足上述需求，根据本发明，一个或多个高频线性加速器部件将质子和/或离子加速到治疗(或任何其它应用)所需的能量。
这些部件中的至少一个安装在能够围绕目标旋转的台架上，使得束的最佳方向是可选的。移动线性加速器(这里称之为“前置加速器”)的注入器(injector)可以是环形加速器(回旋加速器、同步回旋加速器、FFAG或其他)，或低速线性加速器，或两个或多个的这些众所周知的加速器的组合。
而且，由前置加速器的某些部件所产生的离子束可以应用于其他目的，比如治疗病人或/和产生用于医学目的或/和用于工业应用的放射性同位素。通常，前置加速器被稳固地安装在支撑旋转台架的地面上，不过，也可以被部分地或全部地安装在台架上。
在癌症治疗中，安装于围绕病人旋转的台架上的线性加速器是一种比基于安装在台架上的环形加速器更简单、更灵活、更稳妥的解决方案。实际上，输出束为速率在50-500Hz范围内的脉冲，并且可以容易地耦接至“主动”剂量扩散系统(‘active’dose spreading system)，这是因为，可以在大约1毫秒内电子地逐脉冲调整给予体素的颗粒能量和剂量(R.Zennaro，IDRA：Design Study of a Proton Therapy Facility，Beam Dynamics Newsletter，n.36，p.62，April 2005)。这种独特的性质意味着不需要吸收器来降低束能量，就像在固定能量回旋加速器中一样。因此，可以避免不想要的强度的产物和接近病人的难以屏蔽的中子流。
由于束能量可以逐脉冲地随输送到肿瘤目标上的粒子数目而变化，高频线性加速器优于所有其它类型的加速器。脉冲束的时间和强度结构特别地适合于以“主动”方式输送剂量，例如实现在PSI Center，Paul Scherrer Institute，Villigen，Switzerland所使用的“点扫描”技术，(E.Pedroni et al，The 200 MeV proton therapy project at the PaulScherrer Institute：conceptual design and practical realisation，Medical Physics，22(1)(1995)37)，或者实现在GSI Center，Darmstadt，Germany所使用的“光栅扫描”技术(Th.Haberer，et al，Magnetic scanning system for heavy ion therapy，Nuclear Instruments andMethods A 330(1993)296)。如上所述，在从属权利要求中指出了本发明的其他的有利进步。
基于本发明的用于强子治疗的离子加速系统的应用展现出许多重要的优点。首先，该加速器相对于现有的回旋加速器以及同步回旋加速器更轻便，其特征在于是所述模块结构是由相同的高科技装备所组成，这些装备几乎没有每个加速模块的差异地重复。其次，所提出的系统相对紧凑，因此需要最小的体积和安装表面，从而有助于安装在医院中心。此外，线性加速器的高频率可减少能量消耗，这反映了使用成本的降低。
综上所述，对于使用中或构想中的强子治疗设备而言，本发明允许1)建立紧凑的设施；2)有单间病房；3)可以安装在现有的领先的中等规模的医院中；4)由于相对较低的成本，使得可以广泛推广传播肿瘤强子治疗。
所公开的系统被称为TULIP，即“用于粒子治疗的回转线性加速器”(TurningLinac for Particle therapy)。
本发明申请人所申请的WO 2004/054331以及US 6,888,326B2中所公开的线性加速器可以被用作可以应用于本发明的高频模块化线性加速器。。因此，将其内容包含在内以作参考。
附图说明
从下文对附图中所示意性地示出的本发明的示例优选实施例的说明中，可以得到根据本发明的用于强子治疗的离子加速系统的其他优点、细节和特征，其中：
图1a、1b、1c、图2以及图3示出了根据本发明的离子加速系统或用于强子治疗的设备的各种可能的实施例的框图。
具体实施方式
图1a、1b和1c所示的强子加速器的设备(complexe)T的部件如下：
1.离子源；
2.低能量束输送通道(LEBT，Low Energy Beam Transport channel)；
3.回旋加速器(通常的或超导的)或FFAG(通常的或超导的)或其它环形粒子加速器；
4.4A和4B：从环形粒子加速器3中射出的束(beams)，以并行或交替的方式与台架一起用于其他目的；
5.中能量束输送通道(MEBT，Medium Energy Beam Transport channel)；
6.第一(I)线性加速器部件，通常频率大于1GHz，以及束输送磁通道；
7.第一集成磁输送通道(1st IMTC)，其由多个四极子、一个(或多个)偏转磁体以及一个(或多个)射频聚束器组成，对强子束进行输送、弯曲和定形；
8.第二(II)线性加速器部件，其频率可以为第一线性加速器部件(I)的频率的若干倍；
9.第二集成磁输送通道(2nd IMCT)，其由多个四极子、一个(或多个)偏转磁体以及一个(或多个)射频聚束器组成，对强子束进行输送、弯曲和定形；
10.第三(III)线性加速器部件，其频率可以为第二线性加速器部件(II)的频率的若干倍；
11.一个(或多个)扫描磁体，放置于部件12上游或中或下游，用以横向移动，用于剂量的“主动”输送的强子束；
12.第三集成磁输送通道(3rd IMCT)，其由多个四极子、一个(或多个)大角度偏转磁体以及一个(或多个)射频聚束器组成，对强子束进行输送、弯曲和定形；
13.第四(IV)线性加速器部件，其频率可以为第三线性加速器部件(III)的频率的若干倍；
14.在“主动”输送的情况下，是用于横向移动强子束的一个(或多个)扫描磁体；或在“被动”输送的情况下，是一个(或多个)扩散器、一个(或多个)吸收器、一个(或多个)滤波器以及一个(或多个)准直器的系统；
15.治疗束的监测系统；
16.剂量输送系统的焦点；
17.绕X轴部分地或全部地旋转的金属结构(台架)，稳固地支撑部件7-15。
参照更一般的图1a，根据本发明，该强子加速器设备T大体上包括串联的各种加速器，即一个环形加速器3(该环形加速器可以在室温下，或者是超导的)以及多个线性加速器部件(6、8、10、13)，可能地，增加着的频率在较后的阶段中具有较高的梯度，从而减小了系统的整体尺寸。为了简化整体方案，四个线性加速器中的某个(或某几个)可能会缺失和/或可能被置于一个拓扑结构不相同的设备中，如图1b以及图1c所示实例。
每一个线性加速器部件由加速模块组成，根据被加速的强子的速度，该加速模块可以具有漂移管线性加速器(Drift Tube Linac，DTL)或单元耦合线性加速器(CCL)的结构。在申请人之前的申请文件WO 2004/054331以及US 6,888,326B2中揭露了这两种结构，在此引述并合并这两种结构作为参考，以便无需另外提供该加速模块的结构细节。
必须说明的是，环形加速器3的输出能量通常是固定的，因此可根据所期望的应用，更准确地，可根据人们想要开发的中心和/或利用图1a、1c中的4A和4B所示例的射出的其它束的类型，来选择它的值。通常，由内部或外部源1通过一个低能量束输送通道2对该环形加速器进行馈给。它的输出束可以是连续的，或在这个(或这些)线性加速器的重复频率下对其输出束进行调制。
通过磁性通道将环形加速器3出口处的束输送到台架系统，该磁性通道由多个偏转磁体、多个四极子以及线性加速器部件6组成。该系统的其余部分安装在台架17上。在一些实施例中，不需要该环形加速器3，而且，对于4A以及4B所示的应用和为了注入到1st IMTC 7中，该具有输送通道的线性加速器对强子进行预加速。在其它的实施例中，该环形加速器与台架牢固地连接，如图1b所示。
台架所支撑的以及在图1a、1b和1c中所绘制出的子系统不必都出现在一个单独的实施例中。通常，产生最大加速度梯度的线性加速器部件是在图1a、1b和1c中标注为10的线性加速器部件。
第三集成磁性输送通道(3rd IMCT)12将聚焦了的粒子束对准病患，第三集成磁性输送通道是整个系统的主要部件。其由众所周知的部件(通常的或超导的)组成，如多个四极子以及一个(或多个)大角度偏转磁体。在某些实施例中，其后面可能跟有图1a的线性加速器13。两个扫描磁体11和/或14以发散或平行的形态横向移动该束。它们可以被放置在第三集成磁输送通道(3rd IMCT)的前面、中间或后面。当采用“主动”输送系统时，这些磁体确定被辐射区域的尺寸。在“被动”散射的情况下，不需要该扫描磁体11和14，粒子散开，其能量减弱且通过众所周知的扩散器、吸收器、过滤器以及准直器等部件使其准直。
在所示附图中，没有示出射频功率源。通常，它们是以大于50Hz的重复频率运转的高频速调管。这些设备可以安装在台架17上，或者位于台架外并通过旋转的波导装置连接至线性加速器的模块。这些可以是商用的旋转射频功率器件，或者由两个旋转且紧密耦合模式转换器组成，这两个转换器彼此相对，并隔开一个小间隙。这一发明有别于在11.4GHz非旋转模式转换器(V.A.Dolgashev et al，Design ofCompact Multi-Megawatt Mode Converter，Slac-Pub-11782)上的SLAC上所进行的开发，随后其被按比例缩小用于CERN CLIC测试设备中的3GHz操作(A.Grudiev，Development of a Novel RF Waveguide Vacuum Valve，EPAC 60，Edinburgh，UK，June2006)。
在下文中，为了完成对TULIP设备的一般说明，给出了根据本发明的两个实施例。
在第一个实施例中，采用图2所示的方案，将质子加速到230MeV。源1所产生的质子被限制在200Hz，并且在24MeV回旋加速器3中由LEBT 2注入。该实施例中只出现了第二、三线性加速器(8、10)。它们两个都是SCL(边耦合线性加速器(Side Coupled Linac)类型的，且均安装在台架17上。它们由商用射频放大器(速调管)提供动力，例如，Thales Electron Devices(78941 Velizy，France)或CPI(PaloAlto，CA 94303-0750，USA)制造的那些器件。
为了使横向束聚焦，两个线性加速器均使用了非常小的商用四极永磁体(QPM)，使得它们可以适合位于两个连续的加速部件之间，以形成了交替的焦点，FODO型系统。
位于线性加速器8与线性加速器10之间的集成磁性输送通道9(2nd IMCT)是由7个四极子Q以及两个偏转磁体(M2与M3一起)，并且包含四间隙射频聚束器RB，从而使束在纵向方向上重新聚成束，该束在线性加速器8与线性加速器10间的长期漂移(long drift)中变得连续。该用于横向扫描的偏转磁体SM1、SM2位于第三集成磁输送通道12的上游11，另一个位于第三集成磁输送通道12的下游14(所述第三IMCT由M4，M5以及四极子Q一起组成)，使得治疗束的虚焦点和焦点16之间的平均距离为3.5米。照射区域为20×20cm2。通过点扫描技术在几分钟内涂抹大约20次的方法，可以将2格瑞的剂量输送到1公升肿瘤(1 litre tumour)。这项技术是用来对移动器官进行放射的最佳选择。
在表1中总结了图2所示的实施例的主要参数。
表1：图2所示实施例的基本参数
Figure G200680056848XD00081
Figure G200680056848XD00091
以需要15μA的回旋加速器电流来获得最大数量的质子/脉冲——2*107，相应于在200Hz时达到0.6nA的方式采用该线性加速器系统。该回旋加速器能够轻易地传送大于10倍但小于1nA的电流，该电流满足1升肿瘤的多次涂抹以及1Gy/min剂量的输送速率。
在如图3所示的实施例中，该环形加速器是由INFN——意大利国家核物理研究院提出(L.Calabretta et al，A novel superconducting cyclotron for therapy andradioisotope production，Nuclear Instruments and Methods A562(2006)1009-1012)并由比利时离子束应用公司(IBA，Ion Beam Application from Belgium)(http://www.iba.be/documents/contribute/PR-INFN-GB.pdf-IBA press release，Hadrontherapy：Thenew 300MeV/u superconducting cyclotron developed by INFN will be commercializedby IBA″，September 26，2006)将其商业化的超导300MeV/u C6+碳离子回旋加速器。
图3中的束4A和4B为质子以及碳离子束，应用于采用质子治疗深位肿瘤(水位范围(water range)＝35cm)和采用碳离子治疗浅位肿瘤(水位范围(water range)＝17cm)。为了治疗深位肿瘤，碳离子必须达到至少400MeV/u(范围为27cm)，且本发明对于充分地开发用于碳离子治疗的230-300MeV/u的回旋加速器的潜能是极有用的。
这些碳离子的磁刚性大约比250MeV的质子的磁刚性大2.5倍，以致于本发明第二个实施例的尺寸以及重量肯定大于第一个实施例的尺寸以及重量。不过，由于用于碳离子的普通台架已经非常庞大、沉重并且昂贵，这并不是非常严重的不便：众所周知的唯一例子是为海德堡的HIT中心建造的碳离子台架，长25米，半径为5米，重600吨且能耗大约为400千瓦(R.Fuchs et al，The heavy ion gantry of the HICATfacility，Proceedings of EPAC 2004，Lucerne，Switzerland)。在相同的尺寸、重量以及功率的情况下，本发明允许具有使碳束达到400MeV/u的升压加速器(boosteraccelerator)以及在20×20cm2的区域内完全“主动”的输送系统。
在图3所示的这个实施例中看不到固定在地板上的第一线性加速器部件6(图1a)。第一集成磁输送通道(1sl IMTC)7是由7个四极子以及2个偏转磁体组成，且将束发送到第二线性加速器8，第二线性加速器8是与第一实施例中相同的CCL类型。看不到第二集成磁输送通道(2nd IMTC)以及第三线性加速器10。使强子束横向移动的第三集成磁输送通道(3nd IMTC)12和扫描磁体14的几何形状与第一实施例中的类似，而由于强子的磁刚性更大，其尺寸按2.3的系数的比例扩大，。
在表2中给出了图3所示的实施例的主要参数。
表2：图3所示的实施例的基本参数
Figure G200680056848XD00111
通过调整调束管的触发脉冲，可以使每微秒碳束的能量在300MeV/u到400MeV/u之间精细地变化，使得水位范围在17cm和27cm之间变化。在IMTC 12前插入吸收器足以降低平均深度。
从对根据本发明的用于强子治疗的离子加速器设备的各种实施例的结构描述以及功能描述中可明显地看到：所提出的发明实现了所述目标并获得了所述优点。在采用所提出的实施例的情况下，使用比对两个所述实施例所采用的2998MHz更高的频率，可以显著地减小尺寸。
在不脱离以下权利要求所述的本发明的范围的情况下，本领域技术人员可以在结构和/或尺寸上对部件以及它们的组合提出修改和变动，以使本发明适应于特定情况。
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Claims (12)

1.一种用于医疗和/或其他应用的带电核粒子的加速系统，所述带核电粒子的原子质量数等于或大于1，所述系统包括至少一个射频RF线性加速器，其特征在于，所述至少一个射频RF线性加速器，即线性加速器或线性加速器部件，被安装在机械的类台架的结构上，所述结构围绕轴旋转，以用脉冲离子束从多个方向照射目标/病患。
2.如权利要求1所述的离子加速系统，其特征在于，在将所述离子束注入到安装在类台架的结构上的线性加速器之前，一个或多个在此被统称为前置加速器的粒子加速器将能量传递给离子源产生的粒子。
3.如权利要求1所述的离子加速系统，其特征在于，所述台架上具有用于医疗或任何其它应用的离子束输送系统。
4.如权利要求1所述的离子加速系统，其特征在于，所述一个或多个线性加速器部件安装于所述台架上的任何位置，所述一个或多个线性加速器部件可以以不同的频率运转，而且根据需要，每一个所述线性加速器部件均包括多个加速模块。
5.如权利要求1所述的离子加速系统，其特征在于，射频RF功率发生器安装在台架上并与所述线性加速器模块直接连接，或位于所述等角点类台架结构外部，并通过旋转的波导装置与所述线性加速器部件连接，所述射频RF功率发生器由两个彼此紧密地面对并且电气连接的耦合模式转换器组成，或由其它旋转射频RF功率器件组成。
6.如权利要求1和2所述的离子加速系统，其特征在于，所述前置加速器为通常的或超导的回旋加速器或FFAG加速器，两者均后接有线性加速器。
7.如权利要求1和2所述的离子加速系统，其特征在于，所述前置加速器为通常的或超导的线性加速器。
8.如权利要求1和2-7中的一项或多项权利要求所述的离子加速系统，其特征在于，所述离子源和/或所述前置加速器或其零部件安装在等角点的类台架结构上。
9.如权利要求1和权利要求2-7中的一项或多项权利要求所述的离子加速系统，其特征在于，所述系统包括连续源或与线性加速器的重复频率一致的脉冲源，例如ECR或EBIS或其它类型的离子源。
10.如权利要求1所述的离子加速系统，其特征在于，通过改变输入所述加速模块的输入RF功率，调整所述束的输出能量。
11.如权利要求1所述的离子加速系统，其特征在于，通过所述离子源处的或前置放大器处的离子束参数或通过束流动力学来逐脉冲地调整所述线性加速器输出束的强度。
12.如权利要求1-11中的一项或多项权利要求所述的离子加速器及其部件在医疗领域的应用，特别是用于放射性药品的生产以及癌症的放射治疗，和/或用于工业目的和/或用于科学研究和/或技术应用方面的应用。
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