一种PET/SPECT/BNCT三用小型医用回旋加速器

摘要

本发明公开了一种PET/SPECT/BNCT三用小型医用回旋加速器，包括离子源系统、注入系统、高频系统、磁铁系统以及引出系统，外置离子源系统与注入系统连接，粒子通过高频系统加速的同时，通过磁铁系统偏转，所述的注入系统采用电荷中和的方式将强流束匹配注入到小型医用回旋加速器中心区。该发明提供一种既保证加速器体积及真空度，又能极大的提高流强，能同时用于PET、SPECT及BNCT的紧凑型小型医用回旋加速器。

说明书

技术领域

本发明涉及医用回旋加速器领域，特别涉及一种PET/SPECT/BNCT三用小型 医用回旋加速器。

背景技术

小型医用回旋加速器通常是利用磁场使带电粒子做回旋运动，并在运动中 经高频电场反复加速，引出束流打靶产生PET、SPECT等诊断或治疗用放射性同 位素，有少数正在研发的小型医用回旋加速器用来打靶生产BNCT用中子。其基 本结构包含离子源系统、主磁铁系统、高频系统、引出系统等。目前该类医用回 旋加速器通常为单一用途，分别用于生产PET用、SPECT用放射性同位素或BNCT 用中子。在恶性肿瘤、心脑血管疾病发病率越来越高的今天，渐渐无法满足医院 的需求。

现代医用小型回旋加速器中，通常使用内部离子源产生H^-离子；部分使用 外部离子源的加速器常因为所需流强不高，而不需要安装元器件以提高流强。另 外有部分加速器采用安装聚束器的方式来提高流强。但是对于mA量级的加速 器，聚束器的作用非常有限，且会破坏注入线中束流的中性化，使得束流包络增 加，带来束流损失，且聚束器的安装增加了医用加速器的复杂程度、增大了加速 器系统的体积，进而无法实现医用回旋加速器小型化。在大型加速器甚至是托克 马克装置中采用压力容器注入惰性气体的方式使H^-离子中性化，但这不适合在紧 凑型小型回旋加速器的注入线上使用。在紧凑型小型医用回旋加速器领域，既能 保证回旋加速器体积小的要求，又同时提高束流流强，是本领域技术人员所渴望 解决的一个技术难题，这对于医用回旋加速器的应用具有重要意义。

发明内容

本发明克服了现有技术的不足，提供一种既保证加速器体积及真空度，又 能极大的提高流强，能同时用于PET、SPECT及BNCT的紧凑型小型医用回旋加 速器。

为了解决上述技术问题，本发明是通过以下技术方案实现的：

一种PET/SPECT/BNCT三用小型医用回旋加速器，包括离子源系统、注入系 统、高频系统、磁铁系统以及引出系统，外置离子源系统与注入系统连接，粒子 通过高频系统加速的同时，通过磁铁系统偏转，其中，所述的注入系统采用电荷 中和的方式将强流束匹配注入到小型医用回旋加速器中心区。

进一步，所述的注入系统采用调节注入线中部背景气体压力的方式实现电 荷中和，完成紧凑型小型医用回旋加速器中的强流束匹配注入。

更进一步，所述注入系统中的注入线中部背景气体压力为5×10^-5～5× 10^-6mbar。

进一步，所述的引出系统为3～8束流引出系统，其采用部分剥离的方式实 现从μA量级到mA量级的束流引出。

进一步，所述的注入系统与磁铁系统同轴，所要加速的粒子通过注入系统 从磁铁的轴向注入。

进一步，所述的磁极半径为0.503m，磁场强度为2.0kGs～18.5kGs。

进一步，所述的高频系统含有两个λ/4高频腔体，高频频率为72.5～ 73.5MHz，高频加速电压为35～45kV。

进一步，所述注入系统的偏转板中心轨道的终点到达高频系统的加速平衡 轨道的起点，在此点偏转板中心轨道的轴向坐标和动量为零、且径向对中，使中 心区束流在径向和轴向上进入相应的相空间接受度并聚焦、加速。

与现有技术相比，本发明的有益效果是：

本发明的注入系统改变了弱流束/中强流束流传统的使用聚束器的注入方 式，而利用电荷中和原理，有效的抑制了空间电荷效应，实现了低能端的强流注 入，实现不同注入流强的匹配。特别是，对于紧凑型医用回旋加速器，空间较为 狭小，且具有较高真空度要求的条件下，采用依靠控制适中的背景气体压力和局 部真空压差的方法来实现电荷中性化。本发明通过离子源系统、注入系统等的合 理配合，可以引出高达15MeV左右的强流质子束，即可用于生产PET用放射性 核素¹⁸F、¹³N、¹¹C、¹⁵O，又可生产SPECT放射性核素⁶⁴Cu、⁶⁷Ga等，同时还可 打靶产生中子束以进行BNCT治疗，实现了一器三用的效果。

本发明调节局部背景气体压力的方式不需增加注入线的长度，保证医用回 旋加速器结构紧凑、小型化，虽做不到100％电荷中和，但能实现95％以上，从 而解决注入系统的低能10mA量级的注入难题。

附图说明

图1医用回旋加速器结构示意图

图2磁铁系统的扇形磁铁和高频腔的示意图

1引出系统一、2离子源系统、3注入系统、4主磁铁系统、5磁极、6高 频系统、7磁铁谷区、8引出系统二、9引出系统三、10引出系统四

具体实施方式

下面结合附图与具体实施方式对本发明作进一步详细描述：

如图1所示，本发明所提医用回旋加速器的主要结构组成包括离子源系统 2，注入系统3，主磁铁系统4，高频系统6，双向剥离引出系统一1、引出系统 二8、引出系统三9、引出系统四10等。其中离子源系统2产生强流负氢离子， 通过注入系统3将H-粒子注入到加速器中进行加速。注入系统3与主磁铁系统4 同轴设置，负氢离子从主磁铁的轴向注入到加速器中。通过高频系统6提供的加 速电压加速，然后由引出系统将H^-离子剥离成质子束引出。

例如，在加速H^-离子至最高能量15MeV的该种类型的回旋加速器中，选用 的磁铁结构如图2所示，包含有四对磁极5，每个磁极5均为直边扇形结构，相 邻的两个磁极5之间形成磁铁谷区7，用以安装高频系统6，如高频腔体等设备， 每个扇形磁极角度约50°，磁极半径0.503m，形成的磁场范围为2.0kGs～18.5 kGs。高频系统包含两个λ/4高频腔体和高频发射机，谐波模式为4，用以加速 H^-离子，加速频率为73MHz，加速电压为35kV～45kV。

离子源系统2可产生流强为1mA～10mA、能量为30kV的H^-离子，以满足 PET/SPECT/BNCT使用中对流强的不同需求。注入系统3将离子源2产生的不同 流强的H^-离子束匹配注入到加速器中。注入系统3采用电荷中和的方式完成强流 束的注入与匹配，该电荷中和是依靠调节注入系统3注入线中部背景气体的压力 及利用局部真空压差的方式实现的，其中背景气体的压力为5×10^-5～5× 10^-6mbar，对于10mA左右的H^-束流，背景气体的压力约为5×10^-5mbar。离子垂 直注入后，通过高压偏转板偏转到水平面上，中心区的巧妙设计使得偏转板中心 轨道的终点到达加速平衡轨道的起始点，在此点偏转板中心轨道的轴向坐标和动 量为零，以消除轴向自由振荡，且径向对中，使中心区束流在径向和轴向上进入 相应的相空间接受度并聚焦、加速，相空间的接受度达到40度以上。这些措施 均使得加速器中的束流损失减小，实现了加速器引出高流强以同时满足 PET/SPECT/BNCT的需求。

加速的H^-束流通过剥离引出系统剥离掉两个电子后形成质子束流引出加速 器，可在两个方向同时引出3～4束质子束，即图1中引出系统1、8、9、10， 采用部分剥离的方式实现从μA量级到mA量级的束流引出，其中引出系统9、10 可引出弱流/中强流以用于PET用放射性核素生产，引出系统1、8引出mA量级 强流束流以生产用于SPECT、BNCT的放射性核素及中子束。通过严格控制磁场 的非理想场数值分量和非理想谐波，并采用严格的剥离膜位置的控制方式以实现 部分剥离。此外，该加速器可扩展引出方向的数量至4个，每个引出方向可引出 2条质子束，即该加速器可同时引出3～8束质子束以用于生产，缩短了更换生 产靶的周期，提高了加速器的生产效率。