具体实施方式

下面结合附图，给出本发明的较佳实施例，并予以详细描述。

如图1所示，本发明的基于直线加速器的超高剂量率质子治疗装置包括依次相连的一质子直线加速器100、一超快质子束团分配系统200、一全能量静态超导治疗支架300和多个超快质子束团扫描系统400。本发明的基于直线加速器的超高剂量率质子治疗装置结合了质子直线加速器技术、基于射频技术的超快束流分配技术、全能量超导治疗支架技术、基于射频技术的超快束流扫描技术和超快低电平控制技术，以完成全新的整体设计，用于实现不低于300Gy/s的照射剂量率，在100毫秒内完成不低于30Gy的剂量传输，以满足闪疗(FLASH)的要求。

图2示出了质子直线加速器100的布局结构，图中菱形为聚焦磁结构。所述质子直线加速器100由714MHz的10MeV注入器110、2856MHz的漂移管直线加速器(DTL)增能段120和2856MHz的高梯度加速器130组成，其中，10MeV注入器110和DTL增能段120之间的距离为6m，DTL增能段120和高梯度加速器130之间的距离为13m，高梯度加速器130的梯度至少为50mV/m。

10MeV注入器110由2.45GHz的ECR(电子回旋共振)离子源111、射频四级场(RFQ)112和重离子漂移管直线加速器(IH-DTL)113组成。离子源111和射频四级场(RFQ)112之间的距离为2米。离子源111设置为提供能量为50keV且流强不低于20毫安培的脉冲质子束流；射频四级场(RFQ)112和重离子漂移管直线加速器(IH-DTL)113均采用8MW的速调管14作为功率源，设置为对脉冲质子束流进行俘获加速，并在俘获加速后，输出能量为10MeV、脉冲流强不低于5毫安培且平均流强不低于50微安培的脉冲质子束流。

DTL增能段120包括3个位于同一轴线上的漂移管直线加速器(DTL)单元121。DTL增能段120采用8MW的速调管14作为功率源，设置为对脉冲质子束流进行加速，使得脉冲质子束流实现70MeV的固定能量，达到质子治疗的最低能量要求，且脉冲质子束流的脉冲流强不低于5毫安培且平均流强不低于50微安培。

高梯度直线加速器130由16根位于同一轴线上的梯度至少为50MV/m(即高梯度)的加速结构131组成，每根加速结构131均通过一个8MW的速调管14(即功率源)与一个低电平系统132连接，从而受到功率源的独立驱动且受低电平系统独立控制。低电平系统设置为控制其对应的功率源输出的馈入功率在6个功率水平之间可切换，从而使得每根加速结构分别对应6个能量水平，由此，高梯度直线加速器130通过16根加速结构总共实现质子束流在70MeV至235MeV的能量区间中的91个能量点之间可切换。在输出的质子束流的能量切换过程中，质子束流的能量由高能量点向低能量点趋近，对应图2，即由下游段的加速结构向上游段的加速结构依次逐点切换功率水平。加速结构的聚焦磁结构采用永磁体类型，磁场强度不变，使得聚焦范围覆盖70MeV至235MeV；同时低电平系统可以实现微秒级别响应速度，使得质子直线加速器100工作的重复频率至少为1千赫兹，单个质子束流的发射时间长度至少为1微秒，最终在100毫秒时间内最大可以输出60Gy的等效剂量，为后续终端实现30Gy的闪疗剂量提供保障。

由此，质子直线加速器100提供在70MeV至235MeV的能量区间中的91个能量点之间可切换的脉冲质子束流，质子直线加速器100的重复频率(即切换能量点的频率)至少为1千赫兹，发射单个质子束流的脉冲长度(即束流照射时间)至少为10微秒。质子直线加速器100的出口的平均流强不低于30微安，质子直线加速器100的持续运行时间不低于100毫秒。

所述超快质子束团分配系统200位于质子直线加速器100的下游且位于全能量静态超导治疗支架300的上游，其起到了至关重要的枢纽连接作用。如图3所示，超快质子束团分配系统200基于极化方向可变的射频偏转腔技术，可以完成质子束流的立体角分配，根据需求使得质子束流以不同的方位角和俯仰角传输至后续的全能量静态超导治疗支架300。

如图4和图5所示为根据本发明的基于直线加速器的超高剂量率质子治疗装置的全能量静态治疗支架的两个实施例的超快质子束团分配系统200，其包括功率源系统，以及与所述功率源系统连接的射频结构系统和低电平系统31，其中，低电平系统31通过电缆与所述功率源系统连接。

所述功率源系统的数量为2套，其设置为提供脉冲微波功率。每个功率源系统分别对应于一个极化方向，并具体包括：依次连接的微波信号源11、固态放大器12和速调管15，以及与所述固态放大器12直接连接且通过调制器14与所述速调管15的触发信号源13。其中，微波信号源11设置为提供一毫瓦级功率的连续微波信号；触发信号源13设置为输出一时间控制信号，以控制固态放大器12和调制器14的工作时间；固态放大器12设置为根据所述时间控制信号，将连续微波信号放大至百瓦级功率的脉冲微波信号；调制器14设置为根据所述时间控制信号，产生相应的几十千伏的直流高压信号；速调管15设置为根据所述直流高压信号将所述脉冲微波信号转换为兆瓦级的脉冲微波功率并输出。

射频结构系统与2套功率源系统连接，包括依次连接的波导结构21、射频偏转结构22以及高功率负载23。射频结构系统通过其波导结构21与所述功率源系统连接，波导结构21起到微波传输作用，将速调管15即功率源系统提供的脉冲微波功率传输至射频偏转结构22中。射频偏转结构22具备两个独立且彼此正交的极化方向，设置为通过2套功率源系统的脉冲微波功率生成两个独立且正交的微波电磁场，并通过微波电磁场对质子束流提供两个独立且正交的横向偏转力(即踢力)，经过所产生的两个独立且正交的横向偏转力的矢量叠加，使得质子束流在横向偏转力的作用下偏转一束流分配角度并发射至所述全能量静态超导治疗支架300；高功率负载23设置为吸收剩余的脉冲微波功率。

低电平系统31的数量为2套并分别与2个功率源系统连接，设置为独立控制其对应的功率源系统的脉冲微波功率的功率水平，并通过不同的脉冲微波功率的输出功率，使得质子束流以不同的束流分配角度发射至所述全能量静态超导治疗支架300。具体来说，低电平系统31与所述功率源系统的固态放大器12相连，设置为向其对应的固态放大器12输出一功率控制信号，以控制固态放大器12的放大倍率，进而独立控制其对应的脉冲微波功率的功率水平，通过不同的脉冲微波功率的功率水平来使得不同时刻的质子束流以不同的束流分配角度发射至所述全能量静态超导治疗支架300。

如图4所示，在第一实施例中，所述射频结构系统的数量为2套且相互独立，每一套射频结构系统分别包括依次连接的一组波导结构21、一个极化方向固定的射频偏转结构22，以及一个高功率负载23，每个射频偏转结构22分别与一套功率源系统相连。2套射频结构系统中的2个射频偏转结构22分别为一个水平极化方向的射频偏转结构22和一个垂直极化方向的射频偏转结构22(图中标记了射频偏转结构22的极化方向)。由此，射频偏转结构22具备两个独立且彼此正交的极化方向。水平极化方向的射频偏转结构22和垂直极化方向的射频偏转结构22位于同一轴线上，以供质子束流通过。

如图5所示，在第二实施例中，所述射频结构系统的数量为1套，所述射频结构系统分别包括两组波导结构21、与两组波导结构21同时连接的一个极化方向可变的射频偏转结构22，以及与射频偏转结构22相连的两个高功率负载23。所述射频偏转结构22为一个同时存在水平和垂直的极化方向(即两个独立且彼此正交的极化方向)的射频偏转结构22，由此，射频偏转结构22具备两个独立且彼此正交的极化方向。

由此，射频结构系统通过2套功率源系统的脉冲微波功率生成两个独立且正交的微波电磁场，并通过微波电磁场对质子束流提供两个独立且正交的横向偏转力(总的偏转力由两个正交的横向偏转力合成)，使得质子束流在横向偏转力的作用下偏转一束流分配角度并发射至所述全能量静态超导治疗支架300；低电平系统独立控制其对应的功率源系统的脉冲微波功率的输出功率，从而通过不同的脉冲微波功率的输出功率，使得不同的质子束流以不同的束流分配角度发射至所述全能量静态超导治疗支架300。所述束流分配角度为一个立体角，由俯仰角和方位角合成；所述俯仰角由质子束流的能量来决定，超快质子束团分配系统200设置为使得不同能量点的质子束流以相同的方位角和不同的俯仰角的束流分配角度发射至所述全能量静态超导治疗支架300，以使质子束流在下游的全能量静态超导治疗支架300的出口处汇聚在同一处束流轨道上；质子束流以不同的方位角的束流分配角度发射至所述全能量静态超导治疗支架300。

根据典型治疗计划处方的需求，超快质子束团分配系统200的束流分配角度切换频率(即其低电平系统切换功率水平的频率)至少为1千赫兹，因此可以在100毫秒内完成至少100个扫描层的质子束流分配，每一扫描层内的质子束团的能量点相同、束流分配角度一致；所对应的束流分配角度的维持时间至少为10微秒(同一能量点可能对应于带扫描物体的1-2个扫描层)。根据不同扫描层的能量和处方需要，分配系统快速完成束流分配角度(方位角和俯仰角)的切换和准备，整个切换、准备和束流分配时间的总体时间(即工作重复周期)至多为1毫秒。

本发明的全能量静态超导治疗支架300基于多组超导线圈单元(多组超导线圈单元的结构具体参见【Bottura L,Felcini E,Rijk G D,et al.GaToroid:A novel toroidalgantry for hadron therapy[J].Nuclear Instruments and Methods in PhysicsResearch Section A Accelerators Spectrometers Detectors and AssociatedEquipment,2020:164588.】)，每一组超导线圈单元分别对应于超快质子束团分配系统200的其中一个方位角的多个束流分配角度(束流分配角度在一个方位角上的数量为多个)以及待扫描对象的其中一个治疗视野(例如待扫描对象的前面、侧面、背面等等)。每一组超导线圈单元的磁场分布经过特殊设计，不需要改变磁场强度，其设置为接收以相同的方位角和不同的俯仰角的束流分配角度发射至所述全能量静态超导治疗支架300的多种不同能量点的质子束流，以多种束流轨道偏转引导多种不同能量点的质子束流，以使质子束流在该超导线圈单元的出口处汇聚在同一处束流轨道上，从而传输至下游的超快质子束团扫描系统400。在本实施例中，每组超导线圈单元的束流轨道的数量与所述能量点的数量相同，均为91种，且如图6所示，每个束流轨道均为α形状。如图6所示，处于内部的α轨道对应切换为低能量点的质子束团，处于外部的α轨道对应切换为高能量点的束团，α形状轨道设计可以有效的增大治疗区域空间，增强治疗流程的灵活性。多组超导线圈单元则分别接收以不同的方位角的束流分配角度发射至所述全能量静态超导治疗支架300的质子束流，并分别在各自方位角所对应的超导线圈单元的出口处汇聚在各自的束流轨道上。在本实施例中，超导线圈单元的数量可以是12组或者更多，且多组超导线圈单元均匀地按照所述束流分配角度的方位角方向分布于待扫描物体的360度范围以组合成完整的全能量静态超导治疗支架300，以提供多个治疗视野。由于治疗支架由多组超导线圈单元组成，且治疗支架接收通过超快质子束团分配系统200分配到不同束流分配角度的质子束流，因此治疗支架处于静态和无磁场变化状态，不需要进行任何机械转动就可以满足不同扫描层(Layer)和不同治疗照野(Field)的治疗需求，涵盖从70MeV至235MeV共91个能量点的所有质子束团。

所述超快质子束团扫描系统400位于闪疗装置的最下游，其数量等于全能量静态超导治疗支架300的各组超导线圈单元的数量(即为多个)，分别固定地设置于上文所述的全能量静态超导治疗支架300的各组超导线圈单元的下游，从而使得每个治疗视野均存在一个对应的超快质子束团扫描系统400。该超快质子束团扫描系统400的原理如图7所示，其同样基于极化方向可变的偏转腔技术，可以使得不同的质子束流随时间发射至待扫描物体的不同横向位置(质子束流发射至待扫描物体的哪个扫描层则是由能量点控制，即由质子直线加速器100控制)，在10微秒内可以完成单层扫描。

超快质子束团扫描系统400的装置结构均与上文所述的超快质子束团分配系统200的结构完全相同(即同样包括2套功率源系统、射频结构系统以及2套低电平系统)。超快质子束团扫描系统400和超快质子束团分配系统200的区别仅仅在于：由于超快质子束团扫描系统400位于本发明的基于直线加速器的超高剂量率质子治疗装置的最下游，因此，每个超快质子束团扫描系统400的质子束流在两个独立且正交的横向偏转力(即X和Y方向的偏转力)的作用下偏转一立体扫描角度并发射至待扫描物体，每个超快质子束团扫描系统400的低电平系统设置为独立控制其对应的功率源系统的脉冲微波功率的功率水平，从而通过改变脉冲微波功率的功率水平来对待扫描物体进行扫描，使得不同的质子束流随时间通过不同的立体扫描角度均匀有序地发射至待扫描物体的不同横向位置。

基于上文所述的基于直线加速器的超高剂量率质子治疗装置，所实现的基于直线加速器的超高剂量率质子扫描方法，包括以下步骤：

步骤S0：将上文所述的基于直线加速器的超高剂量率质子治疗装置的质子直线加速器100、超快质子束团分配系统200分别切换至第一个扫描层的能量点以及该能量点所对应的束流分配角度，随后进行准备工作(即电子学设备如低电平系统的自动初始化工作)，并在完成准备工作后进行步骤S1，以开始扫描；

步骤S1：利用质子直线加速器100发射位于一个扫描层的能量点的质子束流，且维持超快质子束团分配系统200的束流分配角度，在此过程中超快质子束团扫描系统400的低电平系统按照预设规则来改变脉冲微波功率的功率水平，以对待扫描物体进行单层扫描，使得不同的质子束流随时间均匀有序地发射至待扫描物体的不同横向位置；

在所述步骤S1中，所述超快质子束团扫描系统400包括第一功率源系统和第二功率源系统；按照预设规则改变脉冲微波功率的功率水平，具体包括以下步骤：

步骤S11：控制第一功率源系统的功率水平不变并沿第一方向连续切换第二功率源系统的功率水平(第一方向为功率水平放大的方向或功率水平缩小的方向)，以使得质子束流在待扫描物体的扫描层上从X方向起点开始，连续扫描至另一端；

步骤S12：在控制第二功率源系统的功率水平不变的情况下使第一功率源系统的功率水平步进一次，以使得质子束流在待扫描物体的扫描层上停止X方向扫描，Y方向步进一行；

步骤S13：控制第一功率源系统的功率水平不变并沿第一方向的相反方向连续切换第二功率源系统的功率水平，以使得质子束流在待扫描物体的扫描层上沿X方向进行逆向扫描；随后重复步骤S2，以使得质子束流在待扫描物体的扫描层上停止X方向扫描，Y方向步进一行；

步骤S14：重复步骤S11-步骤S13，直到完成单层扫描。超快质子束团扫描系统400的低电平系统的控制响应速度为10ns级别，在10微秒内最多可以完成1000个点扫描，满足典型治疗计划中的处方要求。

步骤S2：完成单层扫描后，所述基于直线加速器的超高剂量率质子治疗装置的质子直线加速器100、超快质子束团分配系统200根据下一扫描层的扫描开始指令分别切换至对应于下一扫描层的能量点以及该能量点所对应的束流分配角度，随后进行准备工作，在完成准备后回到步骤S1。

如图8所示，完整的单层扫描的周期时间至多为1毫秒(即重复周期至少为1千赫兹)，周期时间包括照射准备时间、能量切换时间和束流照射时间，对应于步骤S1-S2；对待扫描物体进行单层扫描的时间(对应于步骤S11-S14)至多为10微秒，质子直线加速器的束流照射时间(即发射位于一个扫描层的能量点的质子束流的时间，对应于步骤S1)至少为10微秒。图中，Ei为第i个能量层(即第i个能量点对应的层)，i为能量层的序数，i＝1,2,3,…,M。能量层的总层数M小于扫描层的总层数，因此有些能量层(如E_m)对应于两个扫描层，需要扫描两遍。如图8所示，本发明通过超快质子束团扫描系统400可以在100毫秒内完成单次闪疗(FLASH)治疗，并且结合质子直线加速器100，最高实现100层物理扫描，可以涵盖全部91个质子能量层(70MeV至230MeV)。能量最低的70MeV质子束流可以提供不少于300Gy/s的平均剂量率，因此能量更高的质子束流可以提供超过300Gy/s的剂量率，最终可以在100毫秒内，在10cm×10cm×10cm的等效靶区内实现不低于30Gy的照射剂量，达到先进闪疗(FLASH)的技术需求。

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，本发明的上述实例还可以做出各种变化，例如，超快质子束团扫描系统的数量也可以是单个或者小于上文所述的全能量静态超导治疗支架的超导线圈单元数量，则束团扫描系统全部或者部分可沿治疗支架的方位角旋转移动，并且根据需要可切换地设置于各组超导线圈单元的下游。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。