CN116036498A - 一种基于全直线加速器的多室质子治疗装置 - Google Patents

一种基于全直线加速器的多室质子治疗装置 Download PDF

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陆羿行
谭建豪
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Abstract

本发明提供一种基于全直线加速器的多室质子治疗装置，包括沿着质子束的输运路径依次排布的质子全直线加速器、高能输运线和旋转机架；高能输运线具有一个输入端和多个末端，高能输运线的每个末端均设有一个偏转结构并通过偏转结构与旋转机架相连；偏转结构处于工作状态时，经过该偏转结构的质子束的束流中心线发生偏转，偏转结构处于关闭状态时，经过该偏转结构的质子束不发生偏转。本发明的基于全直线加速器的多室质子治疗装置，采用偏转结构实现电磁场的快速切换，能够满足快速切换能量的质子通过同一束流管道，也能够快速切换质子的束流轨迹，使质子束偏转进入不同的旋转机架，实现束团的快速分配，实现多个质子治疗室共时放疗的新治疗模式。

Description

一种基于全直线加速器的多室质子治疗装置
技术领域
本发明属于粒子放射治疗技术领域，具体涉及一种先进质子治疗装置，尤其是基于全直线加速器的多室质子治疗装置。
背景技术
质子治疗表现出疗效显著的临床优势，是当前国际上肿瘤放射治疗的主流手段之一，正在被国内外大力推广。目前，我国的质子治疗技术主要集中在同步加速器和回旋加速器上，亟需发展全直线加速器。全直线加速器具有能量可调、响应快的特点，能够通过控制功率源输出功率水平，快速的改变直线加速器末端的质子束流输出能量。直线加速器能够通过增加加速单元，提高质子束的最高能量，易于质子治疗装置的升级改造。
针对目前质子治疗装置的紧凑化发展趋势，急需一种基于全直线加速器的多室质子治疗装置，以在实现多室质子治疗的同时实现装置的紧凑。
发明内容
本发明的目的在于提供一种基于全直线加速器的多室质子治疗装置，以使质子束能够偏转进入不同的旋转机架，并实现质子治疗装置的紧凑化。
为了实现上述目的，本发明提供一种基于全直线加速器的多室质子治疗装置，包括沿着质子束的输运路径依次排布的质子全直线加速器、高能输运线和旋转机架；所述高能输运线具有一个输入端和多个末端，高能输运线的每一个末端均设有一个偏转结构并通过偏转结构与旋转机架相连；每个偏转结构在工作状态和关闭状态之间可切换；针对每个偏转结构，当该偏转结构处于工作状态时，经过该偏转结构的质子束的束流中心线发生偏转，该偏转结构处于关闭状态时，经过该偏转结构的质子束不发生偏转。
设于高能输运线的末端的所有偏转结构的输入端依次排布于同一直线的质子束的输运路径上。
针对设于高能输运线的末端的每个偏转结构，该偏转结构设置为在处于工作状态时将质子束的束流中心线进行90度偏转，从而使得质子束偏转到处于工作状态的偏转结构所连接的旋转机架。
所述高能输运线的输入端设有至少一个偏转结构，设置在高能输运线的输入端的偏转结构设置为在工作状态时对质子束的束流中心线进行180度的偏转，使得高能输运线的一部分与所述质子全直线加速器平行且不共线地分布。
在所述偏转结构处于工作状态时，其输入功率是可调节的，所述偏转结构的输入功率根据质子束的能量来调节，使不同能量的质子束经过所述偏转结构后具有相同的偏转角。
所述偏转结构为电磁铁形式的二极磁铁，或S波段的射频微波结构。
所述质子全直线加速器由质子注入器、漂移管直线加速器和主加速段组成，所述主加速段包括沿着质子束的输运路径依次排布的多个直线加速单元，一部分相邻的两个直线加速单元之间设有一个位于质子束的输运路径上的四极铁，且主加速段中的一部分四极铁采用永磁型四极铁。
每个直线加速单元包括一个低电平控制系统、与该低电平控制系统相连的一个功率源系统、以及与该功率源系统相连至少一个位于质子束的输运路径上的S波段加速结构，所述S波段加速结构采用S波段驻波边耦合结构并采用小束流孔径的设计，以实现至少50MV/m的最大加速梯度；所述功率源系统为每个S波段加速结构设置5个独立能量点，且整个主加速段共18根S波段加速结构。
每个S波段加速结构的单腔长度L分别设置为β值的估计结果与真空中光速波长的乘积的一半，且β值的估计结果取对应的S波段加速结构入口处的质子束的能量、出口处的质子束的能量、或者两者之间的任意能量计算β值来得到，从而形成β值的估计结果的分段式变化分布。
现有的质子治疗技术是基于电磁铁的单治疗室出束，质子能量切换较慢，本发明的基于全直线加速器的多室质子治疗装置，采用偏转结构实现电磁场的快速切换，能够满足快速切换能量的质子通过同一束流管道，也能够快速切换质子的束流轨迹，使质子束偏转进入不同的旋转机架，实现束团的快速分配，实现多个质子治疗室共时放疗的新治疗模式。
此外，本发明通过高梯度质子加速结构和一部分四极铁采用永磁型四极铁，来实现直线加速器的紧凑化；并且利用偏转结构将高能输运线进行折叠处理，使高能输运线与直线加速器平行分布，来实现质子治疗装置的紧凑化。
再者，本发明基于变β值分布的主加速段，实现不低于230MeV的脉冲质子束团输出，束团能量在70MeV到最高能量内任意值的快速可调。
综上，本发明的基于全直线加速器的多室质子治疗装置解决了质子治疗装置紧凑化和能量快速切换及传输的技术问题。
附图说明
图1是根据本发明的一个实施例的基于全直线加速器的多室质子治疗装置的整体布局图。
图2是如图1所示的基于全直线加速器的多室质子治疗装置的质子全直线加速器的布局结构图。
图3是根据本发明的另一个实施例的于全直线加速器的多室质子治疗装置的高能输运线和多个旋转机架的整体布局示意图。
图4是S波段的射频微波结构的工作原理图。
具体实施方式
以下结合具体实施例，对本发明做进一步说明。应理解，以下实施例仅用于说明本发明而非用于限制本发明的范围。
本发明的一种基于全直线加速器的多室质子治疗装置，采用射频直线加速结构、功率源系统和低电平控制系统实现目标能量(例如230MeV及以上)的质子束团输出，并在70MeV至最高能量范围内实现能量的快速可调。本发明采用高梯度加速结构和永磁铁实现紧凑化的直线加速器，采用二极磁铁实现高能输运线与直线加速器平行设计，采用偏转结构实现电磁场的快速切换，使不同能量的质子束偏转到任意一个指定治疗室。
如图1-图3所示，基于全直线加速器的多室质子治疗装置，其包括沿着质子束的输运路径依次排布的质子注入器10、漂移管直线加速器20、主加速段30、高能输运线40和多个旋转机架50，高能输运线40中设有偏转结构41。上述的质子注入器10、漂移管直线加速器20和主加速段30组成质子全直线加速器。
其中，高能输运线40设置为将质子全直线加速器的末端的质子束传输到旋转机架50。高能输运线40具有一个输入端和多个末端，其包括位于质子束的输运路径上的多个偏转结构41和束流管42。
束流管42设置为向质子束提供运动轨迹上的真空管道，其常采用不锈钢管道，形状和尺寸根据束流需求进行设计。
高能输运线40的每一个末端均设有一个偏转结构41，并通过偏转结构41与旋转机架50相连，且每个旋转机架50分别放置在一个治疗室中。由此，旋转机架50通过高能输运线40与主加速段30相连，通过旋转机架50的旋转，将质子束输运到空间上的多个角度，实现多角度质子治疗。旋转机架类型包括180度旋转机架和360度旋转机架中的一种。在本实施例中，设于高能输运线40的末端的所有偏转结构41的输入端依次排布于同一直线的质子束的输运路径上。如图1所示，在本实施例中，所述高能输运线40的输入端设有至少一个偏转结构41。如图3所示，在其他实施例中，所述高能输运线40的输入端也可以不设置偏转结构41。
每个偏转结构41在工作状态和关闭状态之间可切换。当偏转结构41采用S波段射频微波结构时，无磁滞现象。针对每个偏转结构41，当该偏转结构41处于工作状态时，经过该偏转结构41的质子束的束流中心线发生偏转，使得质子束的输运路径弯曲。当断开功率源，该偏转结构41处于关闭状态时，偏转结构41中的电磁场或磁场快速归零，经过该偏转结构41的质子束不发生偏转。由此，一方面，针对位于高能输运线40的末端的每个偏转结构41，该偏转结构41设置为在处于工作状态时将所述质子束的束流中心线进行90度偏转，从而使得质子束偏转到处于工作状态的偏转结构41所连接的旋转机架50，使得质子束在多个治疗室之间快速切换，实现束团的快速分配；另一方面，设置在高能输运线40的输入端的偏转结构如二极磁铁设置为在工作状态时对质子束的束流中心线进行180度的偏转，使得高能输运线40发生折叠，进而使得高能输运线40的一部分与质子全直线加速器平行且不共线地分布，完成高能输运线的折叠，从而实现基于全直线加速器的多室质子治疗装置的紧凑化。高能输运线40的折叠可以是180度平面偏转，也可以是空间上下二层折叠。
在所述偏转结构41处于工作状态时，其输入功率是可调节的。不同能量的质子束团具有不同的运动速度，而根据治疗需求，不同能量的质子束能够进入同一治疗室。所述偏转结构41的输入功率根据质子束的能量来调节，快速调节电磁场强弱，使不同能量的质子束经过偏转结构41后具有相同的偏转角，从而能够通过同一个束流轨道。
在本实施例中，所述偏转结构41为电磁铁形式的二极磁铁，在其他实施例中，可以采用其他类型的偏转结构41来代替二极磁铁实现质子束的偏转，例如，偏转结构41采用S波段的射频微波结构，可采用HE11模或HE21模。在不同情况时，会采取不同的偏转结构。如图1所示，设置在高能输运线40的输入端的偏转结构设置为在工作状态时对质子束的束流中心线进行180度的偏转，因此该偏转结构常采用二极磁铁。如图1和图3所示，对于设置在高能输运线40的末端的偏转结构，其设置为对束流输运线进行90度的弯曲，因此该偏转结构41可以采用一个二极磁铁(如图1)，也可以采用至少两个S波段的射频微波结构(如图3)。
在偏转结构41采用电磁铁形式的二极磁铁时，偏转结构41根据需要偏转的角度设计形状。并且，通过二极磁铁的电流是可调节的，从而能够在线调节磁场强弱，使不同能量的质子束经过射频微波结构后具有相同的偏转角。二极磁铁的半径r、磁感应强度B、质子的动能Ek三者相关，满足
Figure BDA0004119209750000051
其中E0为质子的静止能量，c为光速。当二极磁铁无磁场时，质子束不发生偏转。
在偏转结构41采用S波段的射频微波结构时，由于质子束偏转90度，至少需要两个射频微波结构，进行至少2次偏转。两个射频微波结构各自的偏转角度根据装置需求进行设计(不一定每个射频微波结构的偏转角度都是45度)，射频微波结构的位置与偏转角度的设计值相关。在确定偏转角度后，设计射频微波结构的参数和射频微波结构的位置。
射频微波结构的馈入功率是可调节的。不同能量的质子束团具有不同的运动速度，而根据治疗需求，不同能量的质子束能够进入同一治疗室。因此本发明的基于全直线加速器的多室质子治疗装置在使用时，通过改变射频微波结构的馈入功率，快速调节射频微波结构内的电磁场强弱，使不同能量的质子束经过射频微波结构后具有相同的偏转角，能够通过同一个束流轨道。其中，质子束能量越高，射频微波结构需要的馈入功率越高。质子束的偏转角θ、射频微波结构的馈入功率P和质子的动能Ek满足：
Figure BDA0004119209750000061
其中，E0为质子的静止能量，R为射频微波结构的分路阻抗。
当射频微波结构无功率源馈入时，射频微波结构处于关闭状态，质子束沿着轴向的束流轨道运动，如图4的虚线所示；当功率馈入射频微波结构时，射频微波结构处于工作状态，质子束受到电磁场作用产生横向的偏移和偏转，如图4的实线所示。通过控制高能输运线上的射频微波结构的功率源开关，能够精准且快速地将质子束引出从当前治疗室切换到另一治疗室。
综上，通过控制高能输运线上的多个偏转结构41的开关状态来使指定的偏转结构41处于工作状态，进而使得能量快速切换的质子束团能够通过工作的偏转结构41引出到该偏转结构41所连接的治疗室，因此能够引出到多个治疗室；且根据直线加速器末端质子束的能量的变化，调节偏转结构的输入功率(即二极磁铁的电流大小/射频微波结构的馈入功率来改变二极磁铁的磁场强弱/射频微波结构内的电磁场大小)，使不同能量的质子束经过偏转结构后偏转相同的角度。由此，达到了不同能量的质子束团快速分配到不同的治疗室的目的，突破只能单一治疗室放疗照射的传统治疗模式的限制，为多个质子治疗室共时放疗的新治疗模式提供技术基础。
本发明提出的基于束团快速分配的多室质子治疗装置的方案，采用偏转结构实现质子束的偏转，与主加速段的能量快速切换配合，实现质子能量的快速切换和传输，将质子束团快速偏转到指定治疗室，随后通过旋转机架的旋转将质子束团输运到空间上的多个角度，从而实现多个质子治疗室共时放疗的新治疗模式。
漂移管直线加速器20和主加速段30中包含的微波结构可以采用现有的结构类型，每个结构的参数须根据直线加速器的需求进行设计。现有的结构参数或者现有的成品不一定满足设计需求。
其中，质子注入器10设置为产生质子束，质子注入器10输出的质子束的能量至少为7MeV，在本实施例中，输出的质子束的能量为8MeV。质子注入器10包括沿着质子束的输运路径依次排布的质子源11、射频四极加速器12(Radio Frequency Quadruple，RFQ)、和IH-DTL 13(Interdigital H-mode Drifting Tube Linac，交叉指磁型漂移管直线加速器)。
所述离子源11设置为利用高压产生质子。
所述离子源11和射频四极加速器12之间设有低能传输线，通过低能传输线实现质子束的聚焦，馈入射频四极加速器12。
射频四极加速器12选取714MHz的工作频率，设置为加速低能的质子束并抑制低能下质子束的发射度增长。其通过调节电极形状实现质子束团加速，并抑制低能下质子束的发射度增长。
射频四极加速器12和IH-DTL 13之间连接有聚焦四极铁(图未示)，聚焦四极铁设置为改变质子束的聚焦和散焦，使质子束横向相空间分布发生变化，以改变直线加速器的Twiss参数和质子束团的横向尺寸使质子束团能够进入IH-DTL。质子束在进入IH-DTL前，通常需要将两个横向方向(x方向和y方向)的相空间调至一致，并使x方向和y方向处于聚焦趋势。
IH-DTL 13是由漂移管和加速间隙组成的加速结构，其工作频率为714MHz，其设置为将质子束团加速到8MeV。质子束在进入IH-DTL 13前的能量约为4MeV，相对速度为0.092倍光速；质子束在经过IH-DTL加速后的能量约为8MeV，相对速度为0.13倍光速，也就是说，IH-DTL 13的加速对象为相对速度约0.1倍光速的质子束。IH-DTL 13内具有电磁铁形式的聚焦四极铁，IH-DTL 13内的聚焦四极铁对质子束聚焦，同时易于在线运行调束。
质子注入器10的末端设有散束器14，从而采用散束器14降低束流能散，提高束流进入后续射频结构的概率。
漂移管直线加速器20(Drifting Tube Linac，DTL)设置为将质子束加速到70MeV。在本实施例中，漂移管直线加速器20常采用多段的边耦合漂移管直线加速器21(SC-DTL)。边耦合漂移管直线加速器21的每段之间插设有漂移管直线加速器四极铁22，且漂移管直线加速器20和主加速段30之间设有漂移管直线加速器四极铁22，从而通过漂移管直线加速器四极铁22对质子束团的两个横向方向进行聚焦和散焦，约束质子束的横向尺寸，以便质子束能够有效加速并进入主加速段30。
主加速段30设置为实现质子束从70MeV到目标能量的加速，且加速器末端输出的质子束的目标能量在70MeV至最高目标能量(例如230MeV及以上)之间任意可调。
主加速段30包括沿着质子束的输运路径依次排布的多个直线加速单元31，其中，一部分相邻的两个直线加速单元31之间设有一个位于质子束的输运路径上的四极铁32。
其中，所述四极铁32设置为通过调节磁场梯度，对质子束进行聚焦或散焦，进而约束质子束团的横向尺寸，降低加速过程中由于质子碰撞束流管道壁而造成的束流损失。四极铁32的设置位置主要根据质子束的横向尺寸，较佳实施例中采用一个四极铁后接两根加速结构。主加速段30中的部分四极铁可以采用永磁型四极铁，以实现更紧凑化的直线加速器。具体来说，只有主加速段中前端，能量较低时，插入的四极铁可以设置为永磁铁。漂移管直线加速器20中的四极铁不能设置为永磁铁。永磁四极铁具有结构紧凑，体积小的特点，但是电磁场强弱不能像电磁四极铁一样在线调节。永磁四极铁长度不超过100mm，插入直线加速单元31之间，位置和强度由质子束团的横向尺寸决定，约束质子束团的横向尺寸，保证输出能量为能量可调范围内的任意数值的情况下，质子碰撞高能输运线40的束流管道壁而造成的束流损失低于目标值。
在本实施例中，每个直线加速单元31包括一个低电平控制系统311、与该低电平控制系统311相连的一个功率源系统312、以及与该功率源系统312相连至少一个位于质子束的输运路径上的S波段加速结构313。其中，所述功率源系统312和所述S波段加速结构313之间通过波导314相连。
由此，通过调节功率源系统312快速改变功率源的输出功率水平，配合低电平控制系统311快速改变质子束流进入S波段加速结构313时的微波相位，能够实现输出功率水平的快速变换，控制每根S波段加速结构313输出的质子束的能量增益，实现直线加速器末端的质子束输出能量在70MeV至最高目标能量的范围内任意可调，且最高目标能量不低于230MeV。
质子治疗根据病灶的大小需要划分治疗计划层数和剂量。不同能量的质子具有不同位置的布拉格峰，即照射到人体后剂量沉积的深度不同。病灶具有一定的体积，需要多个能量的质子束，而质子束能量切换的速度影响患者整个放疗的用时。在照射治疗时，质子束的横截面往往小于病灶的截面尺寸，在同一能量治疗时，质子需要在该层进行扫描。同一病例，直线加速器末端的质子束输出能量切换越快，患者治疗时间相对越短。
其中，低电平控制系统311控制的是功率源系统312输出的脉冲功率及其到达S波段加速结构313的时刻，脉冲功率使S波段加速结构313产生电磁场，电磁场的强度与微波相位相关，间接控制了质子束进入S波段加速结构313感受到的电磁场的强弱。改变了进入S波段加速结构313的微波相位，则离开S波段加速结构313时的微波相位也相应改变。在本发明中，功率源系统312的功率是从S波段加速结构313靠近束流上游端馈入，因此选择控制进入S波段加速结构313的微波相位。如果功率源系统312的功率是从S波段加速结构313靠近束流下游端馈入，则可以选择控制离开S波段加速结构313时的微波相位。
所述功率源系统312采用速调管，从而为加速结构提供馈入功率源，其优选为10MW速调管，通过连接的波导314传输和分配微波脉冲功率，馈入每根S波段加速结构313。针对10MW速调管为单根的S波段加速结构313提供功率源的情况，10MW速调管为每根S波段加速结构313设置5个独立能量点的功率源，即每根加速结构的能量增益约为10MeV，大约每2MeV设置1个能量点。
所述S波段加速结构313采用S波段驻波边耦合结构以降低对功率源系统312的功率需求，并采用小束流孔径的设计，在保证束流通过率的情况下，提高最大加速梯度，以实现不低于50MV/m的最大加速梯度。所述S波段加速结构313的最大加速梯度不低于50MV/m，每根S波段加速结构313有效加速长度约200mm，能够在10MW功率下实现10MeV及以上的能量增益。
整个主加速段30中的S波段加速结构313的单腔长度由质子束的能量决定，即同一根S波段加速结构313所取的β值的估计结果不变，通过所有S波段加速结构313的单腔长度的分布形成β值的估计结果的分段式变化分布，将质子束团从70MeV加速到目标能量(例如250MeV)。
β值的估计结果的分段式变化分布设置的有益效果在于：质子束在加速结构中，能够被有效的加速。质子在S波段加速结构313中运动时，由于加速前和加速后的能量不同，对应的相对速度不同，所以质子在加速过程中感受到的微波相位是变化的，即感受到的电磁场强度不同。当质子束处于峰值加速时，质子的能量增益最大，加速效率最高。因此，加速结构的单腔长度与质子的运动速度匹配时，能量增益最大。理想情况是S波段加速结构313中每个加速腔的长度都不同，随着质子能量变化。但是，这种加速结构的设计与加工复杂。本发明将每根加速结构的能量增益控制在10MeV，根据质子能量计算得到同一根S波段加速结构313中的腔体长度相差不超过0.5mm，则对同一根S波段加速结构313取相同的β值的估计结果，进而求得相同的腔体长度的设计值是可行的。为了实现β值的估计结果的分段式变化分布，β值的估计结果可以选择在该段加速前和加速后的质子能量平均值对应的β值附近的数值，既简化了加速结构的设计和制造，又能够保证质子束的能量增益。
根据现有技术，β值的定义是：
Figure BDA0004119209750000101
其中，E0为质子的静止能量，Ek为质子的动能。
在本发明中，β值的估计结果所依据的质子的动能Ek可以选择S波段加速结构313入口处的质子束流能量，也可以选择S波段加速结构313出口处的质子束流能量，或者选择两者之间的任意能量。一般公式计算的质子的动能Ek选择在该分段的S波段加速结构313加速前和加速后的质子能量的平均值。由于质子的能量随着加速一直增大，β值是在加速过程中一直增大的连续值，而β值的估计结果则形成了一个分段式变化分布，分段式变化分布中的β值的估计结果是几个独立的数值点，β值的估计结果的取值范围从0.36至0.61。
在较佳实施例中，整个主加速段30共18根S波段加速结构313，每两个相邻的S波段加速结构313作为一组，一共为9组，9组S波段加速结构313的各自的β值的估计结果分别为0.38，0.43，0.46，0.49，0.52，0.54，0.57，0.59，0.60。由于功率源系统312为每个S波段加速结构313设置5个独立能量点，且整个主加速段30共18根S波段加速结构313，因此，整个主加速段30共计91个能量点。能量点序号从第一根加速结构开始依次排号，具有方向性和唯一性，序号决定所有S波段加速结构313的功率水平。通过控制功率源输出水平，质子束的输出能量能够实现在91个能量点之间快速切换。
同时，在本发明中，β值的估计结果满足β＝2·L/λ，其中L是S波段加速结构313的单腔长度，λ是工作频率下的自由空间波长，即工作频率下的自由空间波长，其约为104.97mm。
也就是说，主加速段30中的每个S波段加速结构313的单腔长度L分别设置为β值的估计结果与工作频率下的自由空间波长的乘积的一半，且β值的估计结果取对应的S波段加速结构313入口处的质子束的能量、出口处的质子束的能量、或者两者之间的任意能量计算β值来得到。整个主加速段30共约18根S波段加速结构313，每两个相邻的S波段加速结构313作为一组，一共为9组，每一组S波段加速结构313所取的β值的估计结果相同。由此，通过S波段加速结构313的单腔长度L的设置形成了β值的估计结果的分段式变化分布。
本发明提出的基于折叠型高能输运线的多室质子治疗装置的一种方案采用高梯度加速结构和永磁铁设计，实现了质子全直线加速器的紧凑化。
以上所述的，仅为本发明的较佳实施例，并非用以限定本发明的范围，本发明的上述实施还可以做出各种变化。即凡是依据本发明申请的权利要求书及说明书内容所作的简单、等效变化与修饰，皆落入本发明专利的权利要求保护范围。本发明未详尽描述的均为常规技术内容。

Claims (9)

1.一种基于全直线加速器的多室质子治疗装置，其特征在于，包括沿着质子束的输运路径依次排布的质子全直线加速器、高能输运线和旋转机架；所述高能输运线具有一个输入端和多个末端，高能输运线的每一个末端均设有一个偏转结构并通过偏转结构与旋转机架相连；
每个偏转结构在工作状态和关闭状态之间可切换；针对每个偏转结构，当该偏转结构处于工作状态时，经过该偏转结构的质子束的束流中心线发生偏转，该偏转结构处于关闭状态时，经过该偏转结构的质子束不发生偏转。
2.根据权利要求1所述的基于全直线加速器的多室质子治疗装置，其特征在于，设于高能输运线的末端的所有偏转结构的输入端依次排布于同一直线的质子束的输运路径上。
3.根据权利要求1所述的基于全直线加速器的多室质子治疗装置，其特征在于，针对设于高能输运线的末端的每个偏转结构，该偏转结构设置为在处于工作状态时将质子束的束流中心线进行90度偏转，从而使得质子束偏转到处于工作状态的偏转结构所连接的旋转机架。
4.根据权利要求1所述的基于全直线加速器的多室质子治疗装置，其特征在于，所述高能输运线的输入端设有至少一个偏转结构，设置在高能输运线的输入端的偏转结构设置为在工作状态时对质子束的束流中心线进行180度的偏转，使得高能输运线的一部分与所述质子全直线加速器平行且不共线地分布。
5.根据权利要求1所述的基于全直线加速器的多室质子治疗装置，其特征在于，在所述偏转结构处于工作状态时，其输入功率是可调节的，所述偏转结构的输入功率根据质子束的能量来调节，使不同能量的质子束经过所述偏转结构后具有相同的偏转角。
6.根据权利要求1所述的基于全直线加速器的多室质子治疗装置，其特征在于，所述偏转结构为电磁铁形式的二极磁铁，或S波段的射频微波结构。
7.根据权利要求1所述的基于全直线加速器的多室质子治疗装置，其特征在于，所述质子全直线加速器由质子注入器、漂移管直线加速器和主加速段组成，所述主加速段包括沿着质子束的输运路径依次排布的多个直线加速单元，一部分相邻的两个直线加速单元之间设有一个位于质子束的输运路径上的四极铁，且主加速段中的一部分四极铁采用永磁型四极铁。
8.根据权利要求7所述的基于全直线加速器的多室质子治疗装置，其特征在于，每个直线加速单元包括一个低电平控制系统、与该低电平控制系统相连的一个功率源系统、以及与该功率源系统相连至少一个位于质子束的输运路径上的S波段加速结构，所述S波段加速结构采用S波段驻波边耦合结构并采用小束流孔径的设计，以实现至少50MV/m的最大加速梯度；所述功率源系统为每个S波段加速结构设置5个独立能量点，且整个主加速段共18根S波段加速结构。
9.根据权利要求8所述的基于全直线加速器的多室质子治疗装置，其特征在于，每个S波段加速结构的单腔长度L分别设置为β值的估计结果与真空中光速波长的乘积的一半，且β值的估计结果取对应的S波段加速结构入口处的质子束的能量、出口处的质子束的能量、或者两者之间的任意能量计算β值来得到，从而形成β值的估计结果的分段式变化分布。
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