CN118283909A - 医用质子加速器及放射治疗系统 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种医用质子加速器及放射治疗系统，涉及放射治疗技术领域。医用质子加速器包括离子源、太赫兹源、介质加速结构、质子注入段和质子引出段。离子源用于产生质子束；太赫兹源用于产生高功率太赫兹波；太赫兹波在介质加速结构中传输并且产生高梯度加速电场，用于加速质子束至预设能量值；质子注入段设于离子源和介质加速结构之间，用于将质子束从离子源引入至介质加速结构中；质子引出段用于将加速至预设能量值的质子束引出至外部治疗装置。放射治疗系统包括该医用质子加速器、电源和治疗头，治疗头用于将质子束引至目标治疗位置。相较于现有技术，本发明提出的医用质子加速器及放射治疗系统具有体积规模小、质子束能量可调的优点。

Description

医用质子加速器及放射治疗系统

技术领域

本发明涉及放射治疗技术领域，尤其涉及一种医用质子加速器及放射治疗系统。

背景技术

癌症发病率近年来呈上升趋势，成为严峻的健康威胁。目前，癌症的治疗包括药物治疗和放射性治疗方法，传统放射性疗法使用X射线和伽马射线，两者都会杀死正常组织，因此病人术后恢复较慢。质子治疗与传统放射性治疗相比，有着精准照射、减少二次肿瘤风险和提高生存率的优势，更加适合于儿童和老年患者。质子治疗时需要质子的能量在较大范围内调整，一般为70-250MeV，取决于肿瘤位置。

目前质子加速器主要包括质子同步加速器、质子回旋加速器和质子直线加速器。同步加速器是现代医疗用质子加速的常用结构，但因为庞大的体积和高昂的制造成本，限制了设备在医院内的布局和推广，而复杂的结构也让维护和操作成本居高不下。质子回旋加速器虽然可以设计得非常紧凑，并且提供稳定持续的质子束，但是由于能量固定不可调，在实际使用中存在困难，质子回旋加速器也可通过额外的能量调节器对质子束能量进行调控，但精准控制难度高，难以适应不同治疗需求。质子直线加速器可以提供稳定的质子束，束流的注入和引出简单且在传输中不损失能量，因此越来越受到关注。但传统质子直线加速器的加速梯度低，难以在短距离内将电子加速到很高能量，因此传统质子直线加速器体积规模较大，难以满足医用。医用质子加速器急需一种更为高效、精准和规模小的解决方案。

发明内容

本发明的主要目的是提供一种医用质子加速器及放射治疗系统，旨在解决现有医用质子加速器体积庞大、能量不可调的问题。

为实现上述目的，本发明提出的医用质子加速器包括：

离子源，用于产生质子束；

太赫兹源，用于产生预设功率值的太赫兹波；

介质加速结构，用于传输所述太赫兹波以产生加速电场，所述加速电场用于加速所述质子束至预设能量值；

质子注入段，设于所述离子源和所述介质加速结构之间，用于将所述质子束从所述离子源引入至所述介质加速结构中；

质子引出段，用于将加速至预设能量值的质子束引出至外部治疗装置。

在一实施方式中，所述离子源包括：

激光器，用于产生激光；

碲化锌晶体，在所述激光的作用下产生太赫兹波。

在一实施方式中，所述介质加速结构包括低能加速段和中能加速段，所述低能加速段和所述中能加速段沿所述质子束传播方向依次设置。

在一实施方式中，所述低能加速段包括设有内腔的第一圆柱结构。

在一实施方式中，所述第一圆柱结构设有第一渐变段，所述第一渐变段的内径设置为沿质子束传播方向逐渐增大。

在一实施方式中，所述第一渐变段叠加有变周期的微扰结构。

在一实施方式中，所述中能加速段包括设有内腔的第二圆柱结构。

在一实施方式中，所述第二圆柱结构设有第二渐变段，所述第二渐变段的内径设置为沿质子束传播方向逐渐增大。

在一实施方式中，所述中能加速段包括多个依次级联的级联加速段。

在一实施方式中，所述中能加速段还包括：

至少一个漂移管，设于每一所述级联加速段后，用于匹配所述质子束与所述级联加速段的加速相位。

在一实施方式中，所述医用质子加速器还包括分光系统，所述分光系统用于将所述激光分光为多个光路。

在一实施方式中，所述介质加速结构的材质包括熔融石英、石英和金刚石中的至少一者。

在一实施方式中，所述离子源包括：

放电腔，注有工作气体；

微波源，用于为所述放电腔提供微波场；

磁场组件，用于为所述放电腔提供磁场；以及，

加速极；

所述工作气体在所述微波场和所述磁场的共同作用下电离产生质子，所述质子通过所述加速极引出形成质子束。

在一实施方式中，所述质子注入段包括：

极靴；

至少一组螺线管透镜，用于聚焦所述质子束；以及，

限流锥，用于降低所述质子束的束流发射度。

本发明还提出一种放射治疗系统，包括以上所述的医用质子加速器，以及：

电源，用于为所述医用质子加速器供电；

治疗头，连接所述质子引出段，用于将质子束引至目标治疗位置。

相较于现有技术，本发明的有益效果在于：

1、通过太赫兹波对介质加速结构作用，产生高加速梯度的加速电场用于加速质子束，相比传统直线加速器的加速结构，太赫兹加速结构的加速梯度大，因此加速结构所需的规模更小，可以构建小型紧凑的质子加速器，解决传统质子直线加速器占地空间太大的问题；

2、通过改变太赫兹波的功率大小，即可以改变加速电场的强度，使得质子束的能量可调，满足癌症的临床治疗需求。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍。显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图示出的结构获得其他的附图。

图1为本发明医用质子加速器一实施例的结构框图；

图2为本发明太赫兹源与介质加速结构一实施例的结构示意图；

图3为本发明第一渐变段一实施例的结构示意图；

图4为本发明级联加速段一实施例的结构框图；

图5为本发明离子源一实施例的结构示意图；

图6为本发明质子注入段一实施例的结构示意图。

附图标号说明：

1、离子源；2、太赫兹源；3、质子注入段；4、低能加速段；5、中能加速段；6、质子引出段。

本发明目的的实现、功能特点及优点将结合实施例，参照附图作进一步说明。

具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明的一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

需要说明，若本发明实施例中有涉及方向性指示（诸如上、下、左、右、前、后……），则该方向性指示仅用于解释在某一特定姿态下各部件之间的相对位置关系、运动情况等，如果该特定姿态发生改变时，则该方向性指示也相应地随之改变。

另外，若本发明实施例中有涉及“第一”、“第二”等的描述，则该“第一”、“第二”等的描述仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示其相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括至少一个该特征。另外，若全文中出现的“和/或”或者“及/或”，其含义包括三个并列的方案，以“A和/或B”为例，包括A方案、或B方案、或A和B同时满足的方案。另外，各个实施例之间的技术方案可以相互结合，但是必须是以本领域普通技术人员能够实现为基础，当技术方案的结合出现相互矛盾或无法实现时应当认为这种技术方案的结合不存在，也不在本发明要求的保护范围之内。

在癌症的临床治疗中，质子治疗与传统放射性治疗相比，有着精准照射、减少二次肿瘤风险和提高生存率的优势。质子同步加速器因为庞大的体积和高昂的制造成本，限制了其在医院内的布局和推广。质子回旋加速器由于能量固定不可调，在实际使用中存在困难。直线加速器可以提供稳定加速质子束，束流的注入和引出简单且在传输中不损失能量，但传统质子直线加速器的加速梯度低，特别是因为质子的质量远大于电子，要加速质子到很高能量，对应的直线加速器会很长，因此用于加速质子的传统直线加速器的体积规模较大，主要用于科学研究，难以满足医用。

为解决以上问题，本发明提出一种医用质子加速器。

参阅图1和图2，在本发明一实施例中，该医用质子加速器包括：

离子源1，用于产生质子束；

太赫兹源2，用于产生预设功率值的太赫兹波；

介质加速结构（包括图1中的4和5），用于传输所述太赫兹波以产生加速电场，所述加速电场用于加速所述质子束至预设能量值；

质子注入段3，设于所述离子源和所述介质加速结构之间，用于将所述质子束从所述离子源引入至所述介质加速结构中；

质子引出段6，用于将加速至预设能量值的质子束引出至外部治疗装置。

在该实施例中，太赫兹波（Terahertz Waves，简称THz波）是频率范围位于微波与红外光之间的电磁波，频率大约在0.1至10 THz之间，对应的波长约为30μm至3mm。近年来，太赫兹加速技术得到原理性验证并在电子束加速的应用中得到实现，太赫兹波馈入圆柱形介质加速结构可激励起具有纵向加速电场的类TM01模式。其中，TM01模式为微波技术中的一种传输模式，该模式下电磁波的磁场横向分布、电场纵向分布，在微波技术中，TM01模式是圆柱形波导TM型波的最低次模，它的场结构是中心对称的；类TM01模式在此处指太赫兹波在介质加速结构中的模式为磁场横向分布、电场纵向分布，电磁场极化情形与微波技术中的TM01模式类似。

在该实施例中，与射频频段的电磁波相比，太赫兹频段的电场变化速率更快，可以在更短的时间间隔内提供较高的峰值电场；与工作在射频频段的传统加速结构相比，工作在太赫兹频段的加速结构的击穿阈值可以提高2个数量级，可以加载更大的输入功率；因此太赫兹加速具备更高的加速梯度，从而可缩短加速段的规模。此外，太赫兹波的波长在毫米及亚毫米量级，其加速结构的尺寸也在相同量级，因此其介质加速结构可以用传统的加工方式进行加工实现。

质子束可通过电子回旋共振离子源（ECRIS）或者直流离子源电离气体（通常为氢气）产生。

在一可选实施方式中，所述离子源为电子回旋共振离子源，电子回旋共振离子源可利用电子回旋共振现象高效产生质子束，且由于没有灯丝阴极，可以长时间连续工作，满足医用需求。

太赫兹波可通过超短激光脉冲入射至非线性晶体中产生，如磷化镓（GaP)、碲化锌（ZnTe）等半导体晶体，或者有效非线性系数较大的有机晶体和铁电晶体。

在一可选实施方式中，所述太赫兹源包括：激光器，用于产生激光；碲化锌晶体，在所述激光的作用下产生大功率太赫兹波。

在一可选实施方式中，如图2所示，激光照射碲化锌晶体所产生的太赫兹波经反射器反射和聚焦后，纵向馈入所述介质加速结构，与被加速的质子束同轴运动，通过设计合理的介质加速结构尺寸可以实现太赫兹波与被加速质子束的相位同步。

具体地，通过本实施例加速质子束并用于治疗的步骤如下：

离子源1产生的质子束经质子注入段3聚焦和降低束流发射度后进入介质加速结构（依次为4和5）的加速腔。

同时，太赫兹波耦合进入所述介质加速结构，被约束在所述介质加速结构中传输，并在介质加速结构中激发出类TM01模式，以产生轴向方向的加速电场，在合适的时序控制下，位于所述介质加速结构内的质子束处于加速相位，从而将太赫兹场中的能量转换为质子束的动能，实现对质子束的加速。调节太赫兹源的激光功率，即可相应改变太赫兹波的功率，进而改变介质加速结构内加速电场的强度，以得到不同能量值的质子束。经所述介质加速结构加速后的质子束通过质子引出段引出至外部治疗装置，外部治疗装置一般包括治疗头及相关辅助系统，以精准照射患者肿瘤部位达到清除癌细胞的治疗效果。

因此，在本发明的实施例中，通过太赫兹波在介质加速结构中传输并激发出类TM01模式，以在介质加速结构的内腔中产生高加速梯度的纵向加速电场，用以加速在内腔中纵向传输的质子束，相比传统直线加速器的加速结构，太赫兹加速结构的加速梯度大，因此加速结构所需的规模更小，可以构建小型紧凑的质子加速器，解决传统质子直线加速器占地空间太大的问题。同时，通过改变太赫兹波的功率大小，即可以改变加速电场的强度，使得质子束的能量可调，满足癌症的临床治疗需求。

在一实施例中，参阅图1，所述介质加速结构包括低能加速段4和中能加速段5，所述低能加速段4和所述中能加速段5沿所述质子束传播方向依次设置。

在该实施例中，低能加速段4和中能加速段5的设计是为了逐步提升质子束的能量，并确保束流在整个加速过程中保持较高的亮度和稳定性。其中，在低能加速段4，太赫兹波及对应的介质加速结构需要匹配质子加速过程中的速度变化，加速结构越长，处于失配相位的质子数量将会变多，因此低能加速段4需要设计成高加速梯度、短加速距离，通常需将质子束加速到3-5MeV。中能加速段5则用于将低能加速段4加速后的质子束进一步加速到临床治疗所需的能量，通常需将质子束加速到70-250MeV。

参阅图2和图3，在一实施例中，所述低能加速段4包括设有内腔的第一圆柱结构，所述第一圆柱结构为轴对称设计。

其中，所述第一圆柱结构设有第一渐变段，所述第一渐变段的内径设置为沿质子束传播方向逐渐增大。

参阅图3，所述第一渐变段叠加有变周期的微扰结构。

在该实施例中，太赫兹加速主要采用短脉冲高功率的太赫兹波，太赫兹波本身的频谱很宽，同时加速结构又存在色散，因此太赫兹加速的一个主要难点是解决相位漂移的问题，在低能段该问题更加明显。另外，质子的质量相比电子大得多（质子的质量比电子高1800多倍），与太赫兹加速电子相比，其加速质子更加困难，相位漂移的问题会更加明显，使得太赫兹加速的加速效率降低。

其中，相位漂移指的是在长时间的加速过程中，由于各种因素（如束流中的微小能量弥散、电场的微小变化、束流的自发辐射损失等）可能导致质子束的相位与理想同步相位发生偏离，相位漂移会导致质子不再准确地与加速电场同步，从而可能无法有效加速甚至被减速。

因此在该实施例中，低能段设计有内径沿质子束传播方向逐渐增大的第一渐变段，以使在第一渐变段的介质结构中传输的太赫兹波的相速度也呈渐变。为了更准确地调制相速度，第一渐变段还叠加有变周期的微扰结构，如图3中所示的波浪形曲面。第一渐变段以及其包含的微扰结构的具体内径数值设计以能实现在低能加速段中太赫兹波的相速度与质子束的速度相匹配为准。

其中，太赫兹波的相速度指的是太赫兹波的相位在单位时间内传播的距离；在类TM01模式下，太赫兹波的相速度与介质加速结构的具体几何形状、边界条件等因素密切相关。

在该实施例中，第一渐变段的介质加速结构的横截面积为渐变设计。介质加速结构的有效折射率通常大于自由空间的折射率，即太赫兹波在介质加速结构内的相速度会低于在真空中传播的相速度；且介质结构的高度增大，会使TM01模式的截止频率变小，太赫兹波在相同频率下的相速度变小。

因此，在第一渐变段中，随着内径的逐渐增大，太赫兹波的相速度逐渐增大，相应地，质子束需要在更长的加速结构中与太赫兹波的峰值电场精确相匹配。质子束沿第一渐变段的内径逐渐增大的方向传播，其速度越来越高，单位时间内能通过更长的加速结构，因此，该实施例提出的第一渐变段能实现太赫兹波的相速度与质子束的速度相匹配。

在本发明的实施例中，通过在低能加速段4中设计有内径渐变的第一渐变段，该第一渐变段叠加有微扰结构，以准确地调制低能段中太赫兹的相速度，使其与在低能加速段4加速过程中的质子束的速度相匹配，确保质子在恰当的时机和恰当的距离与太赫兹波的峰值电场相遇，从而对质子进行高效的加速，实现了质子束在低能加速段4中的最大加速效率和最长距离的同步相位加速。

参阅图2，在一实施例中，所述中能加速段5包括设有内腔的第二圆柱结构，所述第二圆柱结构为轴对称设计。

其中，所述第二圆柱结构设有第二渐变段，所述第二渐变段的内径设置为沿质子束传播方向逐渐增大。

在该实施例中，设置第二渐变段与低能加速段4中设置有第一渐变段的目的一致，中能加速段5设置有内径渐变增大的第二渐变段，以使在中能加速段5中传输的太赫兹波的相速度也呈渐变。第二渐变段的具体内径数值设计为太赫兹波的相速度与质子束的速度相匹配，使得质子束一直处于加速相位。由于在中能加速段5，质子的相对论质量增大，在相同太赫兹能量下加速得到的速度变化相对低能加速段4较小，因此第二渐变段可以采用相对简化的设计而不需要变周期的微扰结构。

在本发明的实施例中，通过调节介质加速结构的内壁形状，以改变在其中传输的太赫兹波的相速度，使其与质子束的速度相匹配，以使质子束在介质加速结构中一直处于加速相位，实现质子束在介质加速结构中的最大加速效率和最长距离的同步相位加速。

参阅图4，在一实施例中，所述中能加速段5包括多个依次级联的级联加速段。

其中，所述中能加速段5还包括：

至少一个漂移管，设于每一所述级联加速段后，用于匹配所述质子束与所述级联加速段的加速相位。

在该实施例中，由于目前单个介质加速结构中太赫兹波与质子束的作用长度有限，因此质子束在单段介质加速结构中的能量增益还不高。因此，为了得到较高能量的质子束，本发明将中能加速段5设计为多个级联加速段依次级联。

在该实施例中，每一级联加速段均采用行波加速结构，但由于加速结构存在色散，质子在加速一段距离之后就不能再与太赫兹波同步，因此在每一所述级联加速段之间都增设一个漂移管，以使质子束在经过漂移管之后与下一个级联加速段的太赫兹波重新匹配，并且获得有效加速。

在本发明的实施例中，通过将中能加速段5设计为多个级联加速段依次级联，增大了质子束的加速距离，以得到比单段介质加速结构更高的质子束能量增益，解决了单段介质加速结构中太赫兹波与质子束作用长度有限的问题，同时还可根据对质子束能量的实际需求选择合适的级联加速段的数量，便于分期分段制造与后期能量升级。此外，在每一级联加速段之后设置一个漂移管，以解决质子束经过级联加速段后发生的相位漂移问题，确保质子束在中能加速段中的加速过程始终与其中的太赫兹波相速度匹配。

参阅图1，在一实施例中，所述医用质子加速器还包括分光系统，所述分光系统用于将所述激光分光为多个光路。

在该实施例中，本发明太赫兹源采用单一的高功率激光，以按照正确的时间序列准确地驱动介质加速结构。本发明提出的分光系统具有光路分光和延时光路的功能，该高功率激光通过光路分光和延时光路分成多路激光，并分别与对应的碲化锌晶体相互作用以产生太赫兹波，以分别驱动相应的介质加速结构，介质加速结构包括低能加速段，以及中能加速段所包括的多个级联加速段。

此外，该分光系统也是一个功率分配网络，用以调整各个介质加速结构上的太赫兹波驱动功率，以提供合适的加速电场。

在本发明的实施例中，通过分光系统将单一高功率激光分光，实现对各个介质加速结构的一一驱动。由于分光后的多路激光同源，因此用以驱动各个介质加速结构的太赫兹波具有精准的时间同步特性，可按照正确的时间序列准确地驱动各个介质加速结构。同时该分光系统可实现对高功率激光的功率分配，为每一介质加速段提供合适的加速电场，保证质子束加速的连续性。

在一实施例中，所述介质加速结构的材质包括熔融石英、石英和金刚石中的至少一者。

在该实施例中，介质加速结构可由熔融石英材料加工而成，熔融石英可使用光刻或者离子刻蚀的方式进行加工。作为替代方案，也可以使用金刚石或石英，它们的电磁特性更好，损坏阈值也更高，但是加工难度更大，成本更高。

参阅图5，在一实施例中，所述离子源1包括：

放电腔，注有工作气体；

微波源，用于为所述放电腔提供微波场；

磁场组件，用于为所述放电腔提供磁场；以及，

加速极；

所述工作气体在所述微波场和所述磁场的共同作用下电离产生质子，所述质子通过所述加速极引出形成质子束。

在该实施例中，所述离子源为电子回旋共振型离子源，电子回旋共振型离子源由于没有灯丝阴极，可以长时间连续工作，适用于医用需求。

在该实施例中，通过所述离子源产生质子束的步骤概括如下：在放电腔中，注入一种容易电离的轻质气体，如氢气或其他含氢物质；通过磁场组件为放电腔提供一个恒定磁场，电子在恒定磁场中做回旋运动；微波源将合适功率的微波场通过微波窗馈入放电腔中；当微波频率与电子在该磁场强度下的回旋频率相同时，就会发生电子回旋共振现象，电子会持续吸收微波能量并加速；加速后的高能电子与注入的气体原子或分子发生非弹性碰撞，从而电离气体原子形成质子和电子；磁场还用于约束和稳定形成的离子及电子等离子体，使质子在磁场区域内积累并有可能进一步获得更高电荷态；一旦质子被有效电离并积累，即可通过加速极引出并被进一步加速后传输至质子注入段。

在一可选的实施方式中，微波源包括磁控管和调谐段，利用电子在磁场中回旋并在阳极和阴极之间来回加速，从而产生微波能量，调谐段用于调制将磁控管产生的微波调制到特定频率和脉冲宽度；所述放电腔为石英放电腔，微波功率通过微波窗馈入石英放电腔中；所述微波窗为陶瓷窗；磁场组件由励磁线圈、磁极和软铁（图中励磁线圈和磁极未示出）组成，用于产生轴对称的圆形束，并可调节得到特定磁场结构使得引出流强最大。

在一可选实施方式中，所述离子源产生的质子束能量为50kV，束流大于20mA，归一化均方根发射度小于0.6mm·mrad，以使该质子束与介质加速结构的需求相匹配。此外，离子源中微波源所产生的微波场频率为2.45GHz。

在本发明的实施例中，通过选择合适的电子回旋共振型离子源，以产生满足介质加速结构所需求的入射质子束，并且可长时间工作，可适配医用需求。

参阅图6，在一实施例中，所述质子注入段3包括：

极靴；

至少一组螺线管透镜，用于聚焦所述质子束；以及，

限流锥，用于降低所述质子束的束流发射度。

在该实施例中，质子注入段是用来匹配离子源与低能加速段之间的束流参数，进一步聚焦质子束并且降低束流发射度。螺线管透镜提供质子束聚焦需要的磁场强度，用以聚焦质子束；限流锥用于降低质子束的束流发射度，发射度大的质子经过限流锥的时候，将打在其管壁上并且丢失，剩下的质子发射度小且方向性好；极靴主要用于形成和/或调整磁场分布，配合螺线管透镜与限流锥一起工作，通过产生的磁场引导和聚焦质子束，确保质子沿着设计好的路径精确、高效地加速前进，极靴的设计和布置能够优化磁场分布，防止束流发散过大，维持束流的稳定性。

在一可选实施方式中，参阅图6，质子注入段设计有两组螺线管透镜，限流锥设置于该两组螺线管透镜之间，并在每组螺线管透镜与限流锥之间设置有一组极靴。离子源发射的质子束经过第一组螺线管透镜聚焦后，通过限流锥降低束流发射度，并继续通过第二组螺线管透镜进一步聚焦。调整螺线管的电流，以及极靴的位置可以补偿聚焦元件带来的像差。

在本发明的实施例中，通过设计合理的质子注入段，质子注入段包括极靴、螺线管透镜以及限流锥，以对离子源发射的质子束进行聚焦和降低其束流发射度，确保质子束具有合适的尺寸和形状，在加速器的不同阶段都能保持良好的束流品质。

在一可选实施例中，所述离子源发射的质子束能量为50keV；质子束经所述质子注入段聚焦和降低其束流发射度后注入至低能加速段，并被所述低能加速段加速至3-5MeV；之后质子束在中能加速段的多个级联加速段中进一步得到加速，输出能量为70-250MeV可调，具体能量数值取决于治疗需求（通常和肿瘤位置有关）；被加速后的质子束通过质子引出段引出至外部治疗装置用于患者治疗。其中，质子引出段主要包括用于束流导向的磁聚焦系统，以确保质子束在离开加速器时具有精确的轨迹和合适的束斑尺寸。

综上，本发明医用质子加速器的技术方案通过太赫兹波对介质加速结构作用产生加速电场，利用太赫兹加速的高加速梯度优点将其应用于医用质子束加速，相比传统直线加速器的加速结构，太赫兹加速的加速结构所需的规模更小，可以构建小型紧凑的质子加速器，解决传统质子直线加速器占地空间太大的问题。同时，为解决太赫兹加速质子束的相位漂移问题，低能加速段和中能加速段均设有渐变段，使得在介质加速结构中太赫兹波的相速度与质子束的速度相匹配，质子束在介质加速结构中一直处于加速相位，其中位于低能加速段的第一渐变段还叠加有变周期的微扰结构以进一步调制太赫兹波在低能加速段中的相速度。由于可通过调节太赫兹波功率来调节介质加速结构中的加速电场强度，因此通过该医用质子加速器出射的质子束能量可调，满足肿瘤临床治疗的需求。该医用质子加速器还设计有合理的离子源、质子注入段、质子引出段、太赫兹源和分光系统，以提供具有良好束流品质的质子束和稳定的太赫兹波，用以实现上述有益效果。

本发明还提出一种放射治疗系统，该放射治疗系统包括以上所述的医用质子加速器，以及：

电源，用于为所述医用质子加速器供电；

治疗头，连接所述质子引出段，用于将质子束引至目标治疗位置。

具体地，所述治疗头为适形照射装置，确保加速后的质子束能准确投射到患者的肿瘤位置。

在一可选实施例中，治疗头包括扫描系统、准直系统、影像引导系统和监测系统。扫描系统用于调整质子束的横向位置；准直系统用于定义质子束的形状以匹配不同轮廓的肿瘤照射需求；影像引导系统用于在治疗过程中通过影像精确定位靶区，确保质子束的精准照射；监测系统用于监测实际剂量以确保治疗过程安全地按计划实行。

本发明放射治疗系统采用了上述医用质子加速器所有实施例的全部技术方案，因此至少具有上述实施例的技术方案所带来的所有有益效果，在此不再一一赘述。

以上所述仅为本发明的优选实施例，并非因此限制本发明的专利范围，凡是在本发明的发明构思下，利用本发明说明书及附图内容所作的等效结构或等效流程变换，或直接或间接运用在其他相关的技术领域均包括在本发明的专利保护范围。

Claims (12)

1.一种医用质子加速器，其特征在于，所述医用质子加速器包括：

离子源，用于产生质子束；

太赫兹源，用于产生预设功率值的太赫兹波；

介质加速结构，用于传输所述太赫兹波以产生加速电场，所述加速电场用于加速所述质子束至预设能量值；

质子注入段，设于所述离子源和所述介质加速结构之间，用于将所述质子束从所述离子源引入至所述介质加速结构中；

质子引出段，用于将加速至预设能量值的质子束引出至外部治疗装置。

2.如权利要求1所述的医用质子加速器，其特征在于，所述介质加速结构包括低能加速段和中能加速段，所述低能加速段和所述中能加速段沿所述质子束传播方向依次设置。

3.如权利要求2所述的医用质子加速器，其特征在于，所述低能加速段包括设有内腔的第一圆柱结构。

4.如权利要求3所述的医用质子加速器，其特征在于，所述第一圆柱结构设有第一渐变段，所述第一渐变段的内径设置为沿质子束传播方向逐渐增大。

5.如权利要求4所述的医用质子加速器，其特征在于，所述第一渐变段叠加有变周期的微扰结构。

6.如权利要求2所述的医用质子加速器，其特征在于，所述中能加速段包括设有内腔的第二圆柱结构。

7.如权利要求6所述的医用质子加速器，其特征在于，所述第二圆柱结构设有第二渐变段，所述第二渐变段的内径设置为沿质子束传播方向逐渐增大。

8.如权利要求7所述的医用质子加速器，其特征在于，所述中能加速段包括多个依次级联的级联加速段。

9.如权利要求8所述的医用质子加速器，其特征在于，所述中能加速段还包括：

至少一个漂移管，设于每一所述级联加速段后，用于匹配所述质子束与所述级联加速段的加速相位。

10.如权利要求1所述的医用质子加速器，其特征在于，所述离子源包括：

放电腔，注有工作气体；

微波源，用于为所述放电腔提供微波场；

磁场组件，用于为所述放电腔提供磁场；以及，

加速极；

所述工作气体在所述微波场和所述磁场的共同作用下电离产生质子，所述质子通过所述加速极引出形成质子束。

11.如权利要求1所述的医用质子加速器，其特征在于，所述质子注入段包括：

极靴；

至少一组螺线管透镜，用于聚焦所述质子束；以及，

限流锥，用于降低所述质子束的束流发射度。

12.一种放射治疗系统，其特征在于，所述放射治疗系统包括权利要求1至11中任一项所述的医用质子加速器，以及：

电源，用于为所述医用质子加速器供电；

治疗头，连接所述质子引出段，用于将质子束引至目标治疗位置。