医用电子加速器

8．3　医用电子加速器

8．3．1　医用电子直线加速器的特点和分类

随着加速器技术的不断发展，医用电子加速器已经成为放射治疗设备的主流。加速器能够提供高能量、高剂量率的X线、电子束，基本上满足了浅表至深层部位肿瘤的治疗需要，在提高肿瘤的治愈率，延长患者的生命等方面起了很大作用。

1．加速器的特点

加速器是粒子加速器的简称。是一种在高真空条件下，使低能带电粒子束流在延着直线或圆形轨道的运动过程中，从加速电场中获得高能量的设备装置。加速器除能输出高能粒子束外，还可打靶产生高能量的X射线。因此，加速器是用人工方法产生高能粒子束及光子线的人工放射源。与同位素放射源相比，加速器虽设备庞大，操作复杂，成本昂贵，但却有同位素放射源所无法具备的一些特点：

（1）加速器所辐射出的（光子）线（粒子）束具有能量和剂量率都高的性能。并在不增加设备的情况下，可以方便地改变能量和剂量率的数值，以满足不同靶区的治疗需要。目前，常用的一般医用电子加速器输出能量为4～20MeV，剂量率为300～500拉德/分·米。而供治疗用的同位素源⁶⁰Co的γ线，其平均的能量仅为1．25MeV，剂量率仅为27～60拉德/分·米。（虽然也有少数使用了250拉德/分·米的⁶⁰Co源）。

（2）从加速器中能产生出同位素源所无法产生的粒子束流（如质子束、中子束、π介子）及元素周期表中所有的元素的离子束，以供放射治疗使用。此外，还能制造出某些元素的放射性同位素。

2．加速器的分类

加速器的种类已近30种左右，故称谓也甚多。下面介绍一些常用的命名方法。

（1）按加速器工作时的温度高低分。有常温加速器和低温加速器。对于后者，是指低能粒子在超低温的加速器腔（或管）中被加速获能的工作状态。超低温的加速结构中，加速电场能量的损耗大为减弱，在加速场源功率相同的情况下，粒子比在常温加速结构中获得更高的能量。目前，超导加速器只是在美国、德国、中国、日本等少数国家的核科技领域中获得了应用。

（2）按加速器出束粒子所具有的能量高低分。有高能、中能、低能加速器。迄今为止，虽还无统一的划分方法，较普遍的一种划分是：使粒子能量增加到1000MeV以上的加速器，称为高能或超高能加速器；使粒子能量增加到100～1000MeV的加速器称为中能加速器；使粒子能量加速到100MeV以下的加速器称为低能加速器。要产生质子、中子和重离子等高LET粒子束，只有在中能及高能加速器中获得。就当前技术水平，中、高能加速器比低能加速器更为庞大，制造费用也更为昂贵（每台在数百万至上千万美元）。因此，中、高能量加速器在放射治疗中还暂且不能获得普遍的使用。目前在放射治疗中使用的最普遍的X线、电子束是在低能加速器中获得的。

需要指出的是，在以后的叙述中，为了方便起见，把电子（束）在进入加速电场前所具有的能量状态称为低能电子（束），而经加速电场加速后获得能量的状态称为高能电子（束）。同样，把高能状态的电子（束）打靶所产生的X线称为高能X射线。

（3）按被加速粒子的名称分。有电子加速器、质子加速器和重离子加速器等。迄今为止，在放射治疗中应用最普遍的是电子加速器，是一种由电子被加速获得能量，或轰靶产生高能X线来进行医疗的设备。

（4）按电离辐射类型分。有低LET加速器和高LET加速器。低LET加速器主要有医用电子加速器和医用质子加速器；高LET加速器主要有医用重离子加速器、医用中子加速器和医用π介子加速器。

（5）按粒子在加速结构中获得能量所走的轨道形状来分。有直线加速器及回旋加速器。

（6）按加速电场的频率所在的频段分。有静电加速器、高频加速器及微波加速器。加速电场的频率愈高（波长愈短），传输加速电场的传输线及加速管的结构尺寸便愈小。医用电子加速器为了使结构紧凑，几乎都是采用微波加速器。对于高频、微波加速器，根据交变电场的结构是行波型还是驻波型，又可分为行波（型）加速器和驻波（型）加速器。

在诸多命名中，习惯上往往把几种命名连在一起，使加速器的基本特点更为清晰。如电子行波直线加速器，这是一种电子从行波型加速电场中，在直线运动状态下获得能量的加速器。电子感应加速器是一种电子在感应的加速电场中获得能量的一种加速器。

8．3．2　医用电子直线加速器的结构

医用电子直线加速器因其体积小、重量较轻、成本较低、运行维护容易成为现代放射治疗设备的主流产品，因此通常谈到的医用加速器就是指医用电子直线加速器，其典型外形如图8．7所示。本节将具体介绍该加速器的原理及构成。

图8．7　医用电子直线加速器外形

从现代高能医用电子直线加速器的整套结构来讲，基本结构是相似的，核心部件包括加速系统（加速管、引导磁场系统、聚焦磁场系统）、微波系统、电子发射系统3大部分。另外，作为一套完整的高能医用电子直线加速器还需要包括以下系统：真空系统、温控系统、偏转系统、治疗头、控制系统、高压脉冲调制系统、机架、等中心与旋转治疗系统等组成，如图8．8所示。

图8．8　医用电子直线加速器的方框图

电子直线加速器的基本工作原理是：在高压脉冲调制系统的统一协调控制下，一方面，微波系统（磁控管或速调管）向加速管内注入微波功率，建立起动态加速电场；另一方面，电子枪向加速管内适时发射电子。只要注入的电子与动态加速电场的相位和前进速度（行波）或交变速度（驻波）都能保持一致，那么，就可以得到所需要的电子能量。如果被加速后的电子直接从治疗头的“窗口”输出，就是高能电子射线，若为打靶之后输出，就是高能X线。

以下是医用电子直线加速器各部分的主要功能：

（1）加速系统。加速系统中关键装置是加速管，是加速器的心脏部分。其内部处于高真空状态，同时还存在着交变加速电场。交变加速电场使低能电子束被加速成高能的电子束。为了达到可供临床使用的射束，本系统还必须具备以下的系统和装置。

①加速管。加速电场系统是电子束由低能转变成高能状态时的能量供应系统。为了使医用电子加速器不至于过于庞大，一般是用电磁波波谱中的微波波段元件、器件所组成的系统来实现。加速管就是按照微波理论，通过严密的计算、高精度加工和严格测试后的一只微波元件。

②引导磁场系统。引导电子束沿着所需的轨道或方向运动，一般都由控制线圈或磁铁来实现。

③聚焦磁场系统。作用是克服电子束运动过程中的散焦。

（2）微波系统。沿波导加速电子需要大功率源，微波发生系统负责产生微波，并将其有效的输送并注入到加速管内。

（3）电子发射系统。加速器中最常用的电子发射装置是电子枪。在高真空条件下，由阴极发射出一定束流强度的电子流，在球面结构的直流电场作用下，被聚焦成直径为2mm左右的电子束流，通过直流磁场的作用，电子束流被注入到加速器结构（即加速管）内，以在加速电场中加速。因此，电子枪是加速器的射束源。

（4）真空系统。高真空系统在电子的发射及加速运动获能的过程中，提供了气体分子极为稀少的空间。这样，既能使电子枪正常发射电子的功能，又能防止高功率加速电场的击穿。同时，高真空系统可以减少或避免电子加速获能过程中与气体分子的碰撞，以防止束流能量、强度的减弱。

（5）温控系统。为保证加速器稳定、可靠的工作，必须对加速器中的升温元器件（如磁控管或速调管、加速管、聚焦线圈及X线靶等）进行冷却，温控系统使这些元件被限制在某一温度上进行工作，从而防止射束的参数发生变化。

（6）偏转系统。由加速管出射的电子束经一短距离的漂移后进入偏转系统，在偏转磁铁的磁场作用下电子经弯曲的路径最终导向治疗方位。

（7）治疗头。辐射出符合临床治疗所需要的射束，从而对患者进行准确的治疗。这是医用加速器与其他领域的加速器最主要的区别。

按临床治疗要求的需要，该设备中有使射束准直、均匀、对称及改变照射野大小的装置，以及供检测和控制射束剂量率用的电离室等装置。整个辐射头可围绕病灶部位作等中心旋转运动。

（8）控制系统。主要由电器、电子线路来实现，使各系统或装置正常、可靠地进行工作，从而获得稳定、准确的射束，实现对患者正确、安全的治疗。一些先进的医用电子加速器已使用了集成电路、大规模集成电路。

（9）高压脉冲调制系统。该系统主要用来为微波源提供脉冲负高压，同时控制电子发射系统发射电子的相位和数量（脉冲波形和脉冲幅度）。

8．3．3　医用电子直线加速器主要功能部件

1．加速系统

加速系统是采用微波电场把电子加速到高能的装置。一般使用的频率为3000MHz（波长λ＝10cm），加速管实际上是一个微波波导管。电子直线加速管有两种：行波加速管与驻波加速管。

（1）行波加速管。如果采用直流静态电场加速电子，由于受直流电压不能太高的限制，一般只能达到几百个keV级的能量，而实际上我们都需要几兆乃至几十兆电子伏（MeV），甚至更高的电子能量。由此人们想到，如果能保持加速电场与被加速的电子同步向前运动，就会持续不断地对电子进行加速，被加速的电子能量就会不断增加，这就是行波加速原理。这种加速管叫做行波加速管。

当通过圆形波导管传输微波时，在其中可以激励起一种具有纵向分量的行波电场，其行波电场沿圆波导传播的电场分布形态如图8．9。这种模型在中心轴区域具有纵向行波电场分量，这正是我们所期望的行波电场，如果能够用它来加速电子，就可以实现我们所设想的行波电子加速模型。

图8．9　微波沿圆形波导管的电场分布

但是，根据微波理论和实验研究证实，当特定波长的微波注入结构尺寸与之相匹配的圆波导后，所激励的行波电场的“相速度”v_p必然会大于光速，而电子的运行速度是不可能超过光速的。因此，要想利用这种行波电场来加速电子，以达到让行波电场在运动中持续不断地推着电子前进，使电子能量得到持续提高，就必须设法让“相速度”慢下来，并且要让行波电场的“相速度”得到有效控制，以保证始终同步加速电子。设置干扰条件最简单有效的方法，就是在圆波导中周期性地设置带中孔的圆形金属模片。由于这种模片具有给波导管加载之意，所以人们将这种内有圆形金属模片的加速管称为盘荷波导加速管，如图8．10所示。

图8．10　行波加速管结构图

实际上，行波加速管可以分为两个加速阶段。在加速管的开始部分，由于电子速度低，圆盘及其孔的直径较大，圆盘间距较小，使波的传播速度慢些。随着电子速度逐渐增快，圆盘直径逐渐缩小，且间距逐渐增大，但这一段很短，很快就能使电子速度接近光速，通常这一部分叫做聚束段；之后，圆盘间距保持不变，腔的大小也逐渐一致，在这一阶段，电子速度基本不再增加，而电子能量的增加，主要表现在电子相对质量的增加。

（2）驻波加速管。在图8．11中，上半部分表示的是驻波加速管的结构示意图，下半部分表示的是加速电场的波形图。驻波加速管也是由多个谐振腔连接起来的，而谐振腔的大小和距离是相等的。在谐振腔轴线上有可让电子通过的中心孔，在腔中建立起随时间振荡的轴向电场，轴向电场的大小和方向是随时间交变的，形成如图8．11所示的驻型波形，故称为驻波。这种加速管就叫做驻波加速管，采用驻波加速管的加速器就叫做驻波加速器。

图8．11　驻波加速原理示意图

作为驻波加速管，当1^＃腔内电场强度为正时，则2^＃腔内的电场强度为负；反之，当1^＃腔内电场强度变为负值时，则2^＃腔内的电场强度变为正值。相邻腔内的电场强度总是这样交替变换，幅度则随着时间逐渐由小变大，再由大变小，周而复始。因此，可以设想，如果在1^＃腔内的电场强度由负变正的瞬间注入一个电子，则电子在前进的同时电场强度不断增加，电子不断获得能量，电场强度达到峰值时，电子也正好到达1^＃加速腔的中央位置。之后电场强度开始下降，电子依靠惯性在后半腔中飞行；当电子进入2^＃腔的瞬间，相邻加速腔的电场强度方向正好翻转，这时，1^＃腔内电场强度变为负值，2^＃腔内的电场强度变为正值，电子又在2^＃腔内被继续加速获得更高的能量。当相邻加速腔的电场强度方向再次翻转时，电子又进入了下一个电场强度为正值并不断增加的加速腔内。这样，尽管相邻加速腔电场强度的大小方向一直交替变换，但电子却一直处于加速相位，所以电子能量可以得到持续增加，直至达到我们所期望的电子能量。这就是驻波加速管的基本工作原理。

（3）驻波加速管与行波加速管的性能比较。

①从加速管的长度来看，对低能医用电子直线加速器，驻波管要比行波管的增益高得多，因此驻波管比行波管短许多。例如同样是6MV的医用电子直线加速器，采用驻波加速结构，加速管仅长30cm，可以做成直立式，无需偏转系统。而采用行波加速结构时，其长度在100cm以上，只能水平安装于机架上，必须采用偏转系统把电子束引向下方。对于中、高能量的医用电子直线加速器，两者增益差别不大，尽管驻波加速管要比行波加速管短一些。

②从能谱和控制特性来看，行波加速管的聚束特性要优于驻波加速管，因此行波加速管的能谱比驻波加速管的能谱好。这就决定了驻波加速管对自动稳频系统、微波传输系统和束流偏转系统等技术的要求要高于行波加速管。另外，行波加速管的能量调节也比驻波加速管容易些。

③驻波加速腔内加速电场高，便可降低对电子流注入电压的要求，注入电压只需1～10KV，从而降低了对电子枪的耐压要求，减小了电子枪的体积及结构尺寸。

综上所述，行波加速管和驻波加速管各有特色，都能满足临床放射治疗的要求。

2．微波系统

电子直线加速器是利用微波电场加速电子来提高能量的装置。在电子直线加速器中，作为微波源使用的主要是磁控管和速调管。

因为速调管是作为功率放大管工作的，所以需要激励部分。另外，由于速调管的内阻比磁控管高，因此需要150kV到200kV的高压脉冲。包括激励源在内，速调管不能像磁控管那样都装在回转机架中，所以只有在大型加速器中才使用速调管。在此，我们仅对磁控管做简单介绍。

磁控管是利用磁场控制阳极电流的电子管，即是在一定的磁场和外加阳极电压的作用下，能产生微波振荡的二极管。它是自激振荡器，效率比速调管高，一般可达30%～60%。由于易受外部回路影响，磁控管的频率稳定性比速调管差。一般不加稳频措施，频率稳定性可达10^－4量级；而通过改善微波传输系统和采用稳频措施，可提高稳频度，即使医用加速器机架转动，也能保证高稳定的剂量输出要求。

磁控管按工作方式可分为脉冲磁控管和连续波磁控管。在连续波工作状态，磁控管阳极上加固定直流高压，使其不断工作。在脉冲工作状态下，阳极则加以脉冲电压，脉冲工作时可以得到比平均功率大近千倍的脉冲功率。

磁控管一般由阴极、阳极、磁铁、能量输出装置、调频机构和冷却机构组成，如图8．12。

图8．12　磁控管结构图

（1）阴极。脉冲磁控管的阴极一般是圆柱形的旁热式氧化物阴极（为提高承受电子回轰的能力，大功率磁控管如M4543采用敷钍钨阴极）。它位于磁控管的中央，由灯丝通电流加热而使阴极发射电子。阴极的面积较大，因而有很大的发射电流，脉冲值可达数十甚至数百安培。

（2）阳极。磁控管的阳极与普通二极管相似，相对阴极处于高电位，起着收集电子的作用。但磁控管的阳极又有其特殊的作用，它实际上又是磁控管自激振的振荡系统。阳极是环绕阴极的大铜块（所以也叫做阳极块），上面开了许多圆孔和槽缝（8～40个），每一个圆孔就是一个圆柱形谐振腔，各谐振腔通过槽缝相互耦合。因此，每一个谐振腔等效为一个LC振荡回路，整个系统等效为一系列谐振腔形成的耦合腔链。与低频三极管振荡器的频率是由LC回路固有频率决定的一样，磁控管的振荡频率则由阳极块多腔耦合腔链的谐振频率特性所确定，“多腔磁控管”名称的来源就在于此。由于目前磁控管都是多腔式的，因此以后我们就简称“磁控管”。

工作时，磁控管的阳极与阴极之间要施加直流高电压或脉冲高电压。由于阳极露在外边，而且体积较大，为了安装方便和运行安全，阳极总是通过外壳接地（零电位），而将阴极连接负高电压。这样，在阳极与阴极之间就会产生一个径向直流高电场，与磁场共同作用可以起振并产生微波。

（3）磁铁。对大功率磁控管采用永久磁铁；中功率磁控管采用电磁铁。磁场的方向与磁控管的阴极轴平行。

（4）能量输出装置。由于磁控管阳极块的谐振腔是通过电磁场耦合在一起的，因此，从其中任何一个腔都可以把微波能量输送出去。应用最广泛的输出耦合装置有同轴线和波导两种。通常，同轴线输出装置与磁控管之间采用磁环耦合，用于低功率结构；在高功率时则采用槽缝耦合的波导输出装置。对输出耦合装置的基本技术要求，首先要能使微波能量在输出过程中达到功率匹配，同时又必须保证磁控管的真空状态不被破坏。

（5）调频机构。我们知道，行波加速管存在一个通频带。在通频带范围内可以有多个频率工作点。驻波加速管虽然只有一个工作频率点，但由于加速管与磁控管在制造过程中的离散性和微波在传输过程中的各种影响，往往难以保证两者的频率特性完全匹配，也要求磁控管产生的微波频率可调。因此，应用在医用电子直线加速器上的磁控管必须是频率可调。磁控管的微波频率调节原理，是在阳极的谐振腔中插入一根金属杆来干扰内部的谐振条件以改变微波频率，通过调节插入深度，就可以在一定范围内得到不同频率的微波。

（6）冷却机构。磁控管的工作效率一般只有50%，也就是说，有50%的输出功率是消耗在阳极上。因此必须采用冷却措施。一般按功率的大小不同分为自然冷却（散热片）、水冷和油冷三种。医用电子直线加速器的磁控管采用水冷方式。

3．电子发射系统

医用电子加速器设计中要注入的电子束应具有一定的能量、流强、束流直径和发散角。电子枪的功用在于给出满足要求的电子束，而电子枪的工艺结构和材料又必须考虑到加工、维修使用的方便。因此，我们对电子枪提出以下几点要求：

（1）注入电子具有一定的能量，需承受一定的加速电压，结构要有足够的耐压强度。

（2）要有足够的发射能力，即能给出足够的脉冲电流。

（3）电子束径与发射角要求在给定范围内（如α＜1°，束径＝2mm）。

（4）结构简单、耐用、易于加工、安装、检修。

（5）寿命长，至少在半年以上。

无论那种类型的电子枪，它们均由电子的发射极——阴极、电子注形状的限制极——聚焦极和电子的加速引出极——阳极三部分组成。不同环境下使用的电子枪其结构会是多种多样的，但是其基本组成部分是不变的。

电子枪最常用的是二电极皮尔斯型。结构如图8．13所示。该电子枪的光学系统主要包括阴极、阳极和聚焦极，有的加有栅控极。通常聚焦极的电位等于或接近阴极电位，阳极为地电位，阴极上加有负脉冲高压。阴极和阳极构成一个二极管，阴极受热子（灯丝）加热烘烤，热子由交流电源供电，当阴极加热到一定温度时，即有热电子发射，在阴阳极间加速电压的作用下，形成电子束飞向阳极。电子束受聚焦极作用朝着阳极孔飞行，最终穿过阳极孔进入加速系统。

图8．13　二电极皮尔斯型电子枪

另外，在一些强流短脉冲电子直线加速器上，以及一些驻波电子直线加速器中采用了栅控电子枪。原理示意图如图8．14所示。这种类型的电子枪，主要在阴极与阳极之间设有一控制栅极，在栅极与阴极之间加一直流控制电压，当栅阴之间突然加一脉冲电子过栅极而获得加速，电子束流的大小以及宽度由栅压脉冲来决定。这主要是为了得到毫微秒级脉冲宽度的电子流。

阴极是电子枪的关键部件之一，它决定电子枪的发射能力和寿命。目前世界上用于电子直线加速器上的电子枪，其阴极的形式多种多样，归纳起来可分为：轰击型和加热型两种：

图8．14　栅控电子枪

（1）轰击型。其加热方式是通过在热子（灯丝）和阴极之间加上几百乃至上千伏的轰击电压，在此电压下，从热子发射的电子轰击阴极，使阴极加热到一定温度后从其表面发射出大量电子。

（2）加热型。这种阴极的化合物层固定在薄壁的底托上（镍管或钼管），底托下面放着耐热绝缘的螺旋钨丝。电流流过灯丝，灯丝烧热阴极，当阴极达到发射电子的温度时，就发射出电子。

阴极的材料及其工作温度对电子枪的发射能力和寿命有决定作用。

阴极必须选用低逸出功的材料。阴极表面原子的外层电子，受到一定的热能或电能的激励后，会越出轨道的束缚而成为自由电子。热发射式电子枪的灯丝阴极一般是用钨丝制成的，必须靠电流将灯丝加热到一千度以上，灯丝发射电流密度与灯丝温度及灯丝材料的逸出功有关。以钨丝温度为例，其逸出功为4．55电子伏，在工作温度为2500K时，J＝0．5安/厘米2。

灯丝温度对电子的发射强度的影响是很大的。如果采用逸出功小的阴极材料，在获得同样发射强度的条件下，还可大大降低灯丝温度。为了使阴极寿命尽可能的延长，要求材料有较高的熔点和较小的蒸发率，并且不容易受空气侵蚀而中毒。钨丝的熔点为3655K，在工作温度为2750K时，蒸发率为0．0043毫克/厘米·秒，但钨丝的耐侵蚀性较强。氧化物阴极的逸出功更低，例如氧化钡的逸出功只有2．8电子伏，但其耐蚀性差，一般只适宜在10^－5～10^－6毫米汞柱的高真空下工作，在10^－4毫米汞柱时，其发射本领显著下降，在10^－3毫米汞柱下工作时，甚至会严重中毒，不能再继续使用。

8．3．4　医用直线加速器的功能及技术指标

1．医用直线加速器的功能

早期的医用加速器一般是低能机，只能输出单光子低能4MV或6MV的X线。为了满足不同部位和不同深度病灶的放疗需求，现代医用电子直线加速器可以设计成为输出高能和低能双光子甚至三光子X线，并有多档电子射线可供选择。电子射线能量的典型组合是最低4MeV，最高21MeV，中间再穿插几档，形成较为合理的能量阶梯，如电子射线能量为：4MeV、6MeV、8MeV、10MeV、12MeV、15MeV、18MeV、21MeV等。通常，腹部或胸部较深部位的病灶可选用高能X线，较浅部位的病灶选用低能X线；而皮肤或皮下较浅部位的病灶则按照需要选择不同能量的电子射线，这就可以做到一机多用，可以充分满足不同的临床需求。

另外，为了能够实现多角度、全方位照射，以达到既能躲避重要器官，又能得到所期望的剂量分布状态，现代医用加速器的机架、辐射头和治疗床都可以做360°旋转，并且三条中心轴线相交于一点，这个三线合一的交汇点就称为“等中心”。当把病灶置于等中心位置时，就可以在任何角度和任何方位进行照射，以达到最佳的剂量分布，从而得到最好的治疗效果。

可见，现代医用电子直线加速器的基本功能是：既可以输出双光子甚至三光子X线，又可以输出多档电子射线，这是以往任何放疗设备都不能比拟的。同时，既可以单角度静止照射，也可以等中心立体照射，从而达到最佳的三维剂量分布状态，取得最好的治疗效果。

2．技术指标

医用电子直线加速器的主要性能指标可以分为射线质量指标和机械精度指标两部分。

射线质量指标包括：

（1）光子或电子射线的能谱特性　即光子或电子射线输出的能级。国家标准规定直线加速器的输出X射线能量误差不超过±2%。

（2）射野（照射区域）内的射线平坦度　国家标准要求当直线加速器射野大小在5cm×5cm～30cm×30cm时，平坦度误差要小于±3%；当射野大于35cm×35cm时，平坦度误差要小于±5%。

（3）射野（照射区域）内的射线对称性　国家标准要求直线加速器设定的射野内最大剂量点Dmax与最小剂量点Dmin的比值小于103%。

机械精度指标包括：

①等中心精度　通常规定等中心精度不能大于±1mm。

②射野精度　国家标准要求当直线加速器射野大小在5cm×5cm～15cm×15cm时，半影要求小于7mm；当射野大于15cm×15cm时，半影要求小于8mm。