CN108811297A - 一种医用质子重离子加速器 - Google Patents

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Abstract

一种医用质子重离子加速器，包括依次连接的离子源、低能注入器、回旋加速器和行波直线加速器，由于离子源中包括氢离子源和碳离子源，可提供氢离子和碳离子，使得医用质子重离子加速器具有质子射线和重离子射线两种不同类型的放疗方式，两种放疗方式互为补充，可根据实际的治疗需要进行选择；由于回旋加速器直接将氢离子束或碳离子束能量从低能等级直接加速到高能等级，加速效率更高、效果更好；由于行波直线加速器出射的质子束或碳离子束能量大小可调节，可获得不同能量值的质子束或碳离子束，满足了癌症治疗的不同剂量需要，可适应性强，改善了癌症治疗的效果。

Description

一种医用质子重离子加速器
技术领域
本申请涉及癌症治疗仪器领域，尤其涉及一种医用质子重离子加速器。
背景技术
目前，癌症已成为影响人类生命健康的第一杀手。近几年，食品安全、水土污染、生活习惯、工作压力等因素导致患癌的人数比例正在逐渐增加，严重影响到国民的身体健康。目前常规的治疗方法有手术、放疗与化疗三种，三种方法彼此互补兼容。据统计，70％的肿瘤患者，不论手术与否，都需要放疗，放疗已成为治疗癌症行之有效的手段之一。当前放疗所采用的粒子类型包括电子、质子、重离子、X射线或γ射线，不同粒子在人体的能量衰减特性带来不同的治疗效果。
其中，质子和重离子射线放疗在射线路径过程释放少量能量，到达肿瘤病灶区时能量大量沉积，并在肿瘤区后面，射线能量迅速衰减，形成能量释放“Bragg峰”曲线，这种能量衰减特性可实现肿瘤的定向爆破，周围健康组织受到照射很小，术后对病人的影响较小。相比较而言，重离子射线，尤其是碳离子射线，在肿瘤位置沉积的能量是同条件下质子射线的数倍，在路径过程的散射几率比质子射线小的多，较适用于深层次肿瘤治疗；而质子射线的相对生物效应低(约1.0～1.1)，容易控制射线路径过程中的剂量，对周期组织造成的损伤较小，且质子加速器可使用紧凑型的旋转机架进行多角度治疗，较适用于较浅层次肿瘤治疗。由于病人身体内肿瘤位置的不同，放疗中需要的粒子类型及其能量大小有所不同，而现有的放疗加速器很难实现这点，不能根据实际需要提供能量大小合适的质子射线和重离子射线。
现有的加速器主要包括回旋加速器、同步加速器和直线加速器。回旋加速器可提供稳定、持续的质子束，束流切断和开启速度很快，通常被用于将粒子由低能能量等级加速至中能能量等级，如公开号为CN200580049174的专利；IBA公司设计的回旋加速器采用超导回旋加速器将粒子由低能能量等级直接加速到了高能能量等级(碳离子加速到400MeV/u，将质子加速至265MeV/u)，但该回旋加速器的弊端是出射的粒子束能量固定，束流能量不可调，为了实现粒子束能量连续可调，需采用降能器将出射的粒子束能量降低，这种拦截式的粒子束能量调节方式会产生大量的辐射，容易造成器件的活化，增加医院的辐射屏蔽成本，而且散射造成的束流能量利用率低，散射后的束流品质差。同步加速器可提供能量连续可调的粒子束，但同步加速器由注入器和环型加速器组成，占地面积大，整个系统架构复杂，而且同步加速器的注入、升能和标准化循环需要占用很长时间，引出平台所对应的有效时间很短，换能时间缓慢，造成无效治疗时间长，只能提供脉冲粒子束、平均剂量率低，无法适应快速、连续治疗的需要。直线加速器粒子引出和注入容易，可提供稳定、持续的质子束，质子束在加速和传输过程中几乎无损失，具有离子源可长期稳定运行、剂量率高的优点，但由于现有的直线加速器采用了耦合腔线性加速器(CCL)，该耦合腔线性加速器为驻波加速器，出射的质子束能量为固定值，无法实现出射的粒子能量连续可调。
发明内容
本申请提供一种医用质子重离子加速器，可提供质子射线和碳离子射线，针对不同病症，根据实际需要选择合适的粒子类型及其能量值进行癌症治疗，改善癌症治疗的效果。
本申请提供的一种医用质子重离子加速器,包括：
离子源，包括氢离子源和碳离子源，用于产生氢离子或碳离子；
低能注入器，与离子源出口相连接，用于引出离子源中的正氢离子或正碳离子，形成氢离子束或碳离子束并传输，和将氢离子束或碳离子束参数匹配至符合后端回旋加速器入口参数；
回旋加速器，其入口与低能注入器相连接，用于将氢离子束或碳离子束加速至预设的高能能量等级，氢离子束由回旋加速器的第一出口射出，碳离子束由回旋加速器的第二出口射出；
氢离子剥离膜系统，设置于所述第一出口内，用于剥离回旋加速器出射的氢离子中的氢原子，变成质子束；
行波直线加速器，连接于所述第一出口和第二出口之后，接收质子束和碳离子束，质子束和碳离子束进入所述行波直线加速器腔体后，受到高频电场的作用而加速；通过改变所述高频电场的强度，可调节所述行波直线加速器出射的束流能量值，获得不同能量等级的质子束或碳离子束。
在一些实施例中，医用质子重离子加速器还包括:RF功率源，用于为所述行波直线加速器提供高频功率，使得行波直线加速器腔体内形成高频电场。
在一些实施例中，所述行波直线加速器包括多段依次连接的行波质子行波加速腔，RF功率源也有多个，每个RF功率源单独向每段行波加速腔提供高频功率，每个RF功率源的高频功率独立可调；
根据治疗需要，选择前M段行波加速腔参与加速，同时改变第M段行波加速腔的高频电场的强度，从而调节行波直线加速器出射的束流能量；
表示对向上取整；表示医疗时需要的质子束或碳离子束能量值，μ表示预设的高能能量等级，α表示每段行波加速腔最大能量增益。
在一些实施例中，所述行波直线加速器加速荷质比1/n的碳离子束时，在保持所述碳离子束进入行波加速腔的高频相位与质子束相同的情况下，高频电场幅值调节到加速质子时的n倍，在同一段行波加速腔所述碳离子束和质子束获得相同的能量增益，n为正整数。
在一些实施例中，所述低能注入器包括依次连接的低能束流传输线和轴向注入器，用于传输低能能量等级的氢离子束或碳离子束并将其参数匹配到符合后端的回旋加速器入口参数。
在一些实施例中，所述低能注入器还包括：二极磁铁，连接于所述离子源之后、低能束流传输线之前，用于引出离子源中的正氢离子或正碳离子并筛选出荷质比为1/2的正氢离子和正碳离子。
在一些实施例中，所筛选出的正氢离子为H2 +离子，所筛选出的正碳离子为12C6+离子。
在一些实施例中，所述回旋加速器包括：常规的或超导的回旋加速器。
在一些实施例中，所述行波直线加速器出射的质子能量可调节范围为70～250MeV/u，出射的碳离子束能量可调节范围为70～430MeV/u，u表示核子单位。
在一些实施例中，所述预设的高能能量等级为70MeV/u，u表示核子单位。
依据上述实施例医用质子重离子加速器，
由于采用了行波直线加速器对回旋加速器出射的预设高能量等级的粒子束进行加速，使得用于癌症治疗的粒子束能量大小连续可调，再加上本申请的离子源可提供氢离子和碳离子，使得医用质子重离子加速器具有质子射线和重离子射线两种不同类型的放疗方式，两种放疗方式优势互补，该医用质子重离子加速器实现了针对不同病症，根据实际需要提供合适的粒子类型及其能量值进行癌症治疗，可适应性更强，改善了癌症治疗的效果；
由于采用了已商业化的高频频率RF功率源，缩小了行波直线加速器尺寸，大大减小了装置生成制造的成本。
附图说明
图1为本申请提供的一种医用质子重离子加速器结构框图；
图2为本申请提供的行波直线加速器的一段行波加速腔的结构示意图。
具体实施方式
下面通过具体实施方式结合附图对本发明作进一步详细说明。其中不同实施方式中类似元件采用了相关联的类似的元件标号。在以下的实施方式中，很多细节描述是为了使得本申请能被更好的理解。然而，本领域技术人员可以毫不费力的认识到，其中部分特征在不同情况下是可以省略的，或者可以由其他元件、材料、方法所替代。在某些情况下，本申请相关的一些操作并没有在说明书中显示或者描述，这是为了避免本申请的核心部分被过多的描述所淹没，而对于本领域技术人员而言，详细描述这些相关操作并不是必要的，他们根据说明书中的描述以及本领域的一般技术知识即可完整了解相关操作。
另外，说明书中所描述的特点、操作或者特征可以以任意适当的方式结合形成各种实施方式。本申请所说“连接”、“联接”，如无特别说明，均包括直接和间接连接(联接)。
参考图1，为本申请的一种医用质子重离子加速器的结构框图，医用质子重离子加速器包括：依次连接的离子源1、低能注入器2、回旋加速器10和行波直线加速器4。
离子源1包括：氢离子源5和碳离子源6，可根据需要产生氢离子或碳离子。其中，离子源1为电子回旋共振(ECR)离子源，配置了氢ECR离子源和碳ECR离子源，ECR离子源具有长时间工作稳定、束流大的优点。
离子源1由于包括了氢离子源5和碳离子源6，可提供碳离子射线和质子射线，在实际治疗时，可根据不同需要选择碳离子射线放疗或质子射线放疗方式，这两种放疗方式互为补充，可改善癌症治疗的效果。
碳离子射线放疗方式使用的碳离子射线在肿瘤位置沉积的能量是同条件下质子射线的数倍，使得治疗周期短；碳离子射线在路径过程的散射几率比质子射线小的多，较适用于深层次肿瘤治疗；碳离子射线相对生物效应较高(约1.5～3.4)，对肿瘤DNA破坏几率比质子射线或光子射线高，治疗效果较好；碳离子射线在射程尾端还有一定能量沉积(Bragg曲线尾巴)，可对正负电子湮灭产生的光子进行实时探测，有助于肿瘤位置的实时探测及治疗，提高治疗精度。但从另一个角度来讲，由于碳离子的相对生物效应较高，在射线能量释放过程中易出现剂量波动，对周围组织造成损伤较大。
质子射线放疗方式使用的质子射线的相对生物效应低(约1.0～1.1)，容易控制射线路径过程中的剂量，对周期组织造成的损伤较小；而且由于重离子射线的能量较高，重离子加速器的旋转机架过于庞大，只能进行固定方向的治疗，相比较而言，质子加速器的造价低、可使用紧凑型的旋转机架进行多角度治疗。
低能注入器2与离子源1相连接，用于引出离子源中的正氢离子或正碳离子，形成氢离子束或碳离子束并传输，和将氢离子束或碳离子束参数匹配至符合后端回旋加速器10入口的参数。
在一些实施例中，低能注入器2包括：依次连接的二级磁铁7、低能束流传输线8(LEBT8)和轴向注入器9。
二极磁铁7用于引出离子源1中的正氢离子或正碳离子，并筛选出荷质比为1/2的正氢离子或正碳离子，这样的正氢离子或正碳离子较适宜后端的回旋加速器10进行加速。在一些实施例中，筛选出的正氢离子为H2 +离子，筛选出的正碳离子为12C6+离子。
低能束流传输线8和轴向注入器9，用于传输低能能量值的氢离子束或碳离子束并将其参数匹配到符合后端的回旋加速器入口参数。低能能量值一般为十几KeV/u，u表示核子单位，在一些实施例中，低能能量值为12KeV/u。
回旋加速器10，其入口与低能注入器2相连接，用于将氢离子束或碳离子束加速至预设的高能能量等级，氢离子束由回旋加速器10的第一出口射出，碳离子束由回旋加速器10的第二出口射出。本申请的回旋加速器10输入的氢离子束或碳离子束能量为低能能量值，经加速后出射时，氢离子束或碳离子束的能量达到高能能量值，就能量加速的效果的而言，使得氢离子束或碳离子束能量直接从低能等级加速到高能等级。
一般而言，低能等级指几千伏到几十千伏，中能等级指几兆伏到几十兆伏，高能等级指几十兆伏到几百兆伏。
在一种实施例中，预设的高能能量等级为70MeV/u，u表示核子(质子、反质子、中子与反中子的总称)单位，H2 +离子包括1个氢原子和1个质子，氢原子含有一个正价的质子与一个负价的电子，经过回旋加速器10加速后，H2 +离子总能量达到2*70MeV，12C6+离子包括6个中子和6个质子，共12个核子，经过回旋加速器10加速后，12C6+离子的总能量达到12*70MeV。
本申请的回旋加速器10将氢离子束或碳离子束加速至一个相对合适的预设高能能量等级(比如，70MeV/u)后再输出给后端的行波直线加速器4进一步加速，而不是直接加速到较高的高能量等级(将碳离子束加速至400MeV/u，将质子加速至265MeV/u)，使得其与传统的回旋加速器相比，结构紧凑、占地面积小、安装更方便；而与传统的直线加速器(采用射频四极场加速器+漂移管直线加速器)相比，回旋加速器10结构紧凑，控制方法简单，造价低；与传统的同步加速器相比，回旋加速器10换能时间更快，可适应快速、连续治疗的需要。
本申请的回旋加速器10包括：常规的或超导的回旋加速器。在一种较优实施例中，回旋加速器10为常规的回旋加速器，该回旋加速器10技术成熟、结构简单，相比超导的回旋加速器，成本也较低；而且与将离子源内置的传统回旋加速器不同，本申请的回旋加速器10的离子源采取外置的方式，即通过离子源1(例如，ECR离子源)和低能注入器2获得低能能量等级的氢离子束或碳离子束，不需要定期更换内置离子源。
回旋加速器10的第一出口内设置有氢离子剥离膜系统21，用于剥离回旋加速器出射的氢离子中的氢原子，变成质子束。在一种具体实施例中，氢离子为H2 +离子，氢离子剥离膜系统21为H2 +离子剥离膜系统，得到的质子束能量为70MeV/u。
在一些实施例中，回旋加速器10的第一出口和第二出口之后设置有高能束流传输线30(HEBT30)，用于传输质子束和碳离子束，将其匹配至符合行波直线加速器4的入口参数。回旋加速器10的第二出口还内设置有碳离子传输线22，用于将回旋加速器10出射的碳离子束传输至高能束流传输线30。在一种具体实施例中，碳离子为12C6+离子，碳离子传输线22为12C6+离子传输线。
行波直线加速器4，连接于回旋加速器10的第一出口和第二出口之后，用于接收质子束和碳离子束，质子束和碳离子束进入行波直线加速器腔体后，受到高频电场的作用而加速；通过改变高频电场的强度，可调节行波直线加速器4出射的质子束或碳离子束能量值，获得不同能量等级的质子束或碳离子束。
本申请的医用质子重离子加速器还包括:RF功率源(未示出)，该RF功率源为高频功率源，用于为行波直线加速器4提供高频功率，使得行波直线加速器腔体内形成高频电场。RF功率源工作频率一般大于1GHz，在一些实施例中，RF功率源工作频率选用3GHz。
由于采用了高频频率的RF功率源，缩小了行波直线加速器尺寸，而且可采用已商业化的RF功率源，大大减小了装置成本(低频段的行波直线加速器尺寸大，能耗大，无商用RF功率源，研发成本高)。
行波直线加速器4由多段依次连接的行波加速腔构成，RF功率源也具有多个，每个RF功率源单独向每段行波加速腔提供高频功率，每个RF功率源的高频功率独立可调，通过改变参与加速的行波加速腔的段数并改变参与加速的最后一段加速腔高频电场的强度，可调节行波直线加速器出射的束流能量。
如图2所示，为行波直线加速器4的一段行波加速腔的结构示意图，行波加速腔由腔体40和耦合盘片41组成，耦合盘片41置于腔体壁上，呈周期性排列。RF功率源提供的高频功率以高频电磁场的形式从行波加速腔的尾端馈入口进入行波加速腔，使得相邻的耦合盘片41之间形成高频电场，而高频磁场通过耦合盘片41径向开口传输，并从行波加速腔的首端功率口输出并被传输至功率吸收负载(未示出)，质子束或碳离子束通过束流孔42进入行波加速腔，并在高频电场作用下加速。
具体地，当预设的高能能量等级的质子束或碳离子束进入行波直线加速器4后，由于耦合盘片41的作用，质子束或碳离子束进入每段行波加速腔时，行波加速腔中高频电场的相速度与质子束或碳离子束速度相当，质子束沿行波直线加速器4腔体中轴线运动，经过各个行波加速腔内高频电场的作用得到不断加速。根据实际需要，各个行波加速腔对应的RF功率源的高频功率被设置为不同的功率值或零，使质子束或碳离子束获得期望的肿瘤治疗需要的不同束流能量，实现质子束或碳离子束能量值连续可调。
在一些实施例中，各段行波加速腔之间的连接处还设置有聚焦磁铁或散焦磁铁，用于给离子提供足够的聚焦力达到所需要束流品质。
每段行波加速腔可加速的质子束或碳离子束速度(β值)不一样，β值的大小由进入该段行波加速腔的质子束或碳离子束的初始速度决定。一段加速器腔一旦设计好，其适应加速的β值为固定值，即该段行波加速腔的规格和能量加速区间(0～α,α表示最大能量增益)也被固定。
质子束或碳离子束经一段行波加速腔加速后，每个核子获取能量增益为ΔE＝∫E*q*cosφsdL/m。其中，E为加速器内的高频电场幅值，q为离子所带电荷量，m为离子的质量，φs为离子进入行波加速腔时高频电场所在的高频相位(同步相位)。行波直线加速器加速荷质比1/n的碳离子束时，在保持碳离子束进入行波加速腔的高频相位与质子束相同的情况下，高频电场幅值调节到加速质子时的n倍，在同一段行波加速腔加速，碳离子束和质子束可获得相同的能量增益，n为正整数。
例如，12C6+离子的荷质比为1/2，若希望12C6+离子和质子在同一段行波加速腔获得相同的能量增益，在保持进入行波加速腔的高频相位相同情况下，在加速12C6+离子时，需将行波加速腔的高频电场幅值调节到加速质子时的2倍，即每台RF功率源的幅值为加速质子时的4(22)倍。
由于RF功率源的高频功率可被设置为不同的功率值或零，使得RF功率可在0～100％之间连续可调，在调节RF功率源的功率幅值时，将改变该段行波加速腔内的高频电场幅值，使得质子束或碳离子束经过该段行波加速腔加速后获得相应的能量增益，所获得的能量增益在该段加速腔的能量加速区间内，在该段加速腔的能量加速区，该段行波加速腔出射的质子束或碳离子束能量连续可调。
在调节行波直线加速器4出射的质子束和碳离子束的能量时，通过增多或减少参与加速的行波加速腔的段数，以及改变参与加速的最后一段加速腔对应的RF功率源的功率幅值的方式实现。具体为，根据治疗需要，选择前M段行波加速腔参与加速，同时相应调节所选择的最后一段(即第M段)行波加速腔内的高频电场幅值，达到波直线加速器4出射的质子束或碳离子束能量连续可调的目的，能量可调节范围以预设的高能能量等级为最小值，并由行波加速腔的段数决定最大值。其中，
表示对向上取整；
表示医疗时需要的质子束或碳离子束能量值，μ表示预设的高能能量等级，α表示每段行波加速腔最大能量增益。
在一些实施例中，行波直线加速器4出射的质子能量可调节范围为70～250MeV/u，出射的12C6+离子能量可调节范围为70～430MeV/u，质子能量区间为70～250MeV/u，碳离子能量区间为70～430MeV/u。两者最大能量差值为180MeV/u，因此，相比加速质子束，加速12C6 +离子束时需要更多段数的行波加速腔。
例如，假设同步相位为0，对于行波直线加速器，每段行波加速腔能量加速区间为0～30MeV/u，若将质子加速到250MeV/u，预设的高能能量等级μ为70MeV/u，将每段行波加速腔对应的RF功率调至最大，质子束经过每段行波加速腔加速后获得能量增益为30MeV/u，共需6段行波加速腔；相应的，想要将12C6+离子加速到430MeV/u，在相同的条件下，则需要额外再增加6段行波加速腔，且因12C6+离子的荷质比为1/2，在加速碳离子时，需将12段行波加速腔的高频电场幅值调到加速质子时的2倍。
若治疗时需要的质子束或碳离子束能量等级不需要达到最大，可适当减少行波加速腔的段数并适当调小最后一段加速腔对应的RF功率幅值大小。
例如，若医疗时需要的质子束能量为240MeV/u，预设的高能能量等级μ为70MeV/u，每段行波加速腔可提供的最大能量增益α为30MeV/u，则需要利用前6段行波加速腔进行加速(M＝6)，其中，前5段能量增益为30MeV/u，第6段行波加速腔通过调整RF功率幅值改变加速腔内高频电场幅值，使其能量增益为20MeV/u，其余能量可类推。
由此可见，根据不同的病症的不同需要，可选择最合适的粒子类型和能量等级的进行治疗，改善了癌症治疗的效果。
需要指出的是，与传统的驻波直线加速器相比，比如耦合腔线性加速器(CCL)，出射粒子束的能量不可连续调节，其能量为固定值。行波直线加速器4的优点是：
(1)具有很高的加速梯度，如平均加速梯度可达50MV/m，远大于常规CCL的30MV/m，因此行波直线加速器可做到很紧凑；
(2)可根据治疗需要，增多或减少参与加速的行波加速腔的段数，同时改变参与加速的最后一段行波加速腔的RF功率源的幅值，从而使得加速器出射粒子束的能量连续调节，从而满足肿瘤治疗时不同能量的需求。
需要说明的是，本方案采用的行波直线加速器4假如作为基础科学研究的工具可能不符合基础科学研究高流强、高束流品质的要求(高流强的束流加速过程中存在空间电荷效应，比低流强束流加速时要复杂很多)，如中国散裂中子源项目因其所需要的粒子束不需要能量可调，应用的直线加速器便是驻波加速器，得到的束流脉冲流强约为30mA，束流占空比约为1.05％。但医用直线加速器并不需要高流强，一般医疗使用的质子束流最大约为几十nA到几百nA量级，此量级的束流加速时空间电荷效应基本可以忽略，行波直线加速器4作为可连续调节出射束流能量的加速器很好的满足了治癌对束流能量的需求。
以上应用了具体个例对本发明进行阐述，只是用于帮助理解本发明，并不用以限制本发明。对于本发明所属技术领域的技术人员，依据本发明的思想，还可以做出若干简单推演、变形或替换。

Claims (10)

1.一种医用质子重离子加速器,其特征在于，包括：
离子源，包括氢离子源和碳离子源，用于产生氢离子或碳离子；
低能注入器，与离子源出口相连接，用于引出离子源中的正氢离子或正碳离子，形成氢离子束或碳离子束并传输，和将氢离子束或碳离子束参数匹配至符合后端回旋加速器入口参数；
回旋加速器，其入口与低能注入器相连接，用于将氢离子束或碳离子束加速至预设的高能能量等级，氢离子束由回旋加速器的第一出口射出，碳离子束由回旋加速器的第二出口射出；
氢离子剥离膜系统，设置于所述第一出口内，用于剥离回旋加速器出射的氢离子中的氢原子，变成质子束；
行波直线加速器，连接于所述第一出口和第二出口之后，接收质子束和碳离子束，质子束和碳离子束进入所述行波直线加速器腔体后，受到高频电场的作用而加速；通过改变所述高频电场的强度，可调节所述行波直线加速器出射的束流能量值，获得不同能量等级的质子束或碳离子束。
2.如权利要求1所述的医用质子重离子加速器，其特征在于，还包括:RF功率源，所述RF功率为高频功率源，用于为所述行波直线加速器提供高频功率，使得行波直线加速器腔体内形成高频电场。
3.如权利要求2所述的医用质子直线加速器，其特征在于，所述行波直线加速器包括多段依次连接的行波质子行波加速腔，RF功率源也有多个，每个RF功率源单独向每段行波加速腔提供高频功率，每个RF功率源的高频功率独立可调；
根据治疗需要，选择前M段行波加速腔参与加速，同时改变第M段行波加速腔的高频电场的强度，从而调节行波直线加速器出射的束流能量；
表示对向上取整；表示医疗时需要的质子束或碳离子束能量值，μ表示预设的高能能量等级，α表示每段行波加速腔最大能量增益。
4.如权利要求3所述的医用质子直线加速器，其特征在于，所述行波直线加速器加速荷质比1/n的碳离子束时，在保持所述碳离子束进入行波加速腔的高频相位与质子束相同的情况下，高频电场幅值调节到加速质子时的n倍，在同一段行波加速腔所述碳离子束和质子束获得相同的能量增益，n为正整数。
5.如权利要求1所述的医用质子重离子加速器，其特征在于，所述低能注入器包括依次连接的低能束流传输线和轴向注入器，用于传输低能能量等级的氢离子束或碳离子束并将其参数匹配到符合后端的回旋加速器入口参数。
6.如权利要求5所述的医用质子重离子加速器，其特征在于，所述低能注入器还包括：二极磁铁，连接于所述离子源之后、低能束流传输线之前，用于引出离子源中的正氢离子或正碳离子并筛选出荷质比为1/2的正氢离子和正碳离子。
7.如权利要求6所述的医用质子重离子加速器，其特征在于，所筛选出的正氢离子为H2 +离子，所筛选出的正碳离子为12C6+离子。
8.如权利要求1所述的医用质子直线加速器，其特征在于，所述回旋加速器包括：常规的或超导的回旋加速器。
9.如权利要求1所述的医用质子重离子加速器，其特征在于，所述行波直线加速器出射的质子能量可调节范围为70～250MeV/u，出射的碳离子束能量可调节范围为70～430MeV/u，u表示核子单位。
10.如权利要求1至9中任一项所述的医用质子重离子加速器，其特征在于，所述预设的高能能量等级为70MeV/u，u表示核子单位。
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