行波医用加速器的微波传输系统

不论低能机还是高能机，行波医用电子直线加速都是以磁控管作为微波源。因磁控管的体积小，重量轻，可以安装在机架上一起转动，所以，行波医用加速器高能机和低能机的微波传输方式和结构特点基本上是一样的；但行波低能医用加速器一般只能输出一个单光子能量，而行波高能医用加速器通常可以输出双光子，并且可以输出多档电子射线。因此，行波加速器低能机的微波频率自动控制系统比较简单；而行波加速器高能机的微波频率自动控制系统就比较复杂。行波低能医用加速器一般是采用“双腔稳频系统”，而高能行波医用加速器有的采用“双腔稳频系统”，也有的采用“行波控相自动稳频系统”，现将行波加速器的两种微波传输系统分述如下。

（一）行波低能医用加速器的微波传输系统

典型的行波低能医用电子直线加速器微波传输系统原理，见图2-9-41，其为一种双腔自动稳频控制系统。

图2-9-41　行波低能医用加速器微波系统

由图2-9-41可见，行波医用加速器的微波传输系统包括微波输入和微波输出两部分。前者是为了向行波加速管提供微波能量，后者则是为了消耗剩余的微波功率，两者缺一不可。从微波输入端来看，磁控管发出的微波功率要经过连接微波取样器（微波探针）的充气波导、微波隔离器、波导窗、连接离子泵的波导管等最后进入加速管。如前所述，至行波加速管末端，仍有部分微波能量没有用完，必须为其寻找出路，所以行波加速器微波传输系统的后半部分就是为了消耗剩余微波能量而设置的。后半部分也是通过联接离子泵的波导管引出微波，经过波导窗最后联接大功率水负载（吸收负载）。以两端的波导窗为界，加速管一侧需要始终保持高度真空状态，所以在两端的波导窗前都联接了一个真空泵（离子泵），用来维持加速管的高真空度。由于低能机的加速管较短，有的机器只装一个离子泵也可以满足真空要求。另外，磁控管本身就是真空器件，它有自己的微波输出窗。在微波传输路径上，为了防止微波打火，通常要充入高压气体，所以称为充气波导。低能机一般直接泵入压缩空气；高能机则多是充入氟利昂或六氟化硫气体。最后，为了随时监测微波状态，在微波输入端的充气波导上设置了一个微波取样器（微波探针），检测到的微波信号可以随时送到双腔控制系统进行自动调节。如果要将双腔自动稳频系统用于多档高能行波加速器，则可以将双腔（高腔和低腔）改为可调节结构，并增加能量预制和信号比较电路，通过改变双腔的谐振频率即可实现磁控管的调谐控制。双腔型微波频率自动控制原理将在第六节介绍。

由于行波加速管的通频带较宽，通过波导管与行波加速管的合理调配（匹配）之后，驻波比小于1．5的范围可达7～8MHz，所以反射功率不大，一般的铁氧体部件就能吸收，所以行波加速器通常只需要配置一只谐振式隔离器就能满足需要。

（二）行波高能医用加速器的微波传输系统

典型的行波高能医用电子直线加速器微波传输系统原理图，见图2-9-42，其为一种行波控相自动稳频系统。

图2-9-42　行波高能医用加速器微波系统

由图可见，与行波低能医用加速器一样，行波高能医用加速器的微波传输系统也是包括微波输入和微波输出两部分，其结构形式基本相似，但微波频率控制系统比较复杂。“行波控相自动稳频系统”的基本工作原理见第六节所述。