医用回旋加速器

回旋加速器（cyclotron）的基本思路是利用电子或其他带电粒子在直流（静态）磁场中会受到偏转作用而改变运动方向的特性，让电子或其他带电粒子反复穿过加速腔，通过多次重复加速可以得到所需能量的电子束流或其他带电粒子束流的高能粒子加速器。根据医学放疗需要专门设计的回旋加速器就叫做医用回旋加速器。

回旋加速器既可以用来加速电子，也可以用来加速质子（proton）或其他带电粒子，因此，回旋加速器可以分为电子回旋加速器（Microtron）和粒子回旋加速器（particle Cyclotron）两种类型。这两类回旋加速器的基本结构原理都是通过两个静止磁极建立局部稳态强磁场，并在磁极间或在磁场边界处设置与磁场方向垂直的加速电场或加速腔。每当被加速的带电粒子离开加速腔末端进入磁场时，就会在静态磁场的作用下产生偏转回旋运动。通过设置合适的磁场强度，可以把带电粒子拉回加速腔的始端，并进入加速腔进行重复加速。显然，电子或其他带电粒子的加速过程也必须在高真空度的状态下进行。经过多次循环之后，就可以得到我们所需要的束流能量。因为电子或其他被加速的带电粒子要经过许多次回旋运动和重复加速过程，所以这种加速器被称为回旋加速器。为适应临床需要而专门设计制造的回旋加速器就叫做医用回旋加速器。

可见，回旋加速器的加速电场也是“无旋场”。但理论分析表明，这种加速电场不能采用静止电场，而必须是“动态交变”电场，因此，回旋加速器也存在着“同步加速条件”的问题。显然，被加速电子或粒子的“回旋速度”必须与交变电场的变化速度相同，才能保证电子或带电粒子得到持续加速，因此，回旋加速器有时也叫做同步回旋加速器或直接叫做同步加速器（synchrotron）。

下文将分别简介医用电子回旋加速器和医用粒子回旋加速器的基本结构原理。

（一）医用电子回旋加速器

医用电子回旋加速器的基本结构原理，见图1-3-3。

图1-3-3　医用电子回旋加速器的基本结构与工作原理

A．所示的加速器只有一个加速腔（波导谐振器），回旋路径是由许多相切于加速腔的圆环形轨道构成的，所以称为圆形回旋加速器（circle synchrotron）；B．所示的加速器包含多个加速腔列（直线加速器），回旋路径是由许多相切于加速腔列的跑道形轨道构成的，所以被称为跑道形回旋加速器（racetrack synchrotron）

图1-3-3示两种回旋加速器的主要区别在于加速腔的不同，前者是单腔加速，每一次的加速能量较低；而后者是多腔连续加速，每一次可以得到更高的加速能量。因此，圆形轨道结构适用于较低能量的回旋加速器，而跑道形结构适用于更高能量的回旋加速器。

由于电子很轻，在加速过程中很快就会接近光速，因此，为了满足回旋加速器的“同步加速条件”，加速电场的变化速度也必须接近光速，所以加速腔一般也叫做“谐振腔”。在圆形回旋加速器中，谐振腔的谐振频率一般是3000MHz（波长10cm），所以也需要采用磁控管或速调管提供的微波功率来产生动态加速电场；而跑道形回旋加速器的加速腔列就干脆应用直线加速器中应用的行波加速管或驻波加速管，实际上就是让电子在同一个直线加速管内反复加速，其效果相当于大幅度增加了电子直线加速器的有效加速长度，所以可以得到更高的束流能量。

由图1-3-3可见，不论圆形回旋加速器还是跑道形回旋加速器，回旋半径都要随着加速能量的提高而不断增加，这是由于为回旋加速器设定的是静止稳恒磁场，而电子在磁场强度不变的情况下，必然是能量越高，回旋半径越大。实际设计的结果是，电子每旋转一圈，轨道即增加一个波长（10cm）的距离。根据这一特点，我们可以在不同的回旋路径上引出不同能量的电子束流。其实，电子束流的引出方法并不困难，当需要引出选定能量的电子束流时，只要将电子引出管（deflection tube）移到相应的轨道上，并对偏转磁场进行局部屏蔽（screen），就能让所需能量的电子沿轨道的切线方向射出。

圆形医用回旋加速器的整体结构原理，见图1-3-4。由图1-3-4可见，这种圆形医用回旋加速器包括回旋加速器主机和治疗机架两大部分。通常情况下，电子在这种加速器中每经过谐振腔一次，可以获得0．5～1．0MeV的能量，若将输出能量设计为5～50MeV，则电子在回旋加速器内最高要旋转50～100圈，所以这种医用回旋加速器的整机体积比较大，占用空间较大。虽然这种加速器的能谱特别好，但束流输出强度一般只能达到微安级，介于电子感应加速器与电子直线加速器之间，目前临床上已很难见到。

图1-3-4　圆形医用电子回旋加速器结构

跑道形医用回旋加速器的整机结构原理，见图1-3-5。由图1-3-5可见，这种跑道形回旋加速器的加速轨道竖立安装在旋转机架上，整机体积可以与医用电子直线加速器相比拟，而由于单腔加速被小型直线加速管取代，所以电子的单圈加速能量可以可以提高很多，一般可以达到5MeV甚至更高。如果同样要求达到5～50MeV的输出能量，那么，最高只需要10圈即可满足最高能量要求。因此，这种回旋加速器不但能谱很好，而且束流输出强度不低于医用电子直线加速器。据悉，瑞典的AB Scanditronix公司于20世纪70年代生产的MM22机型和20世纪90年代推出的MM50型医用电子加速器就是按照这种原理设计制造的。MM50型医用电子直线加速器不但具有医用电子直线加速器的一切特点，而且，由于可以输出更高量能的X线，通过采用磁偏转方式来控制电子束的击靶方向，就可以产生方向不同、强度各异的比较尖的“笔形束”，非常适用于目前在医用电子直线加速器上逐步推广的“适形调强”精确放疗技术。另外，这种加速器也可以采用电子束扫描方式，产生方向不同、强度各异的电子射线“笔形束”。因此，这种医用电子加速器不但具有X线和电子射线的“强度调制”功能，也具备X线和电子射线的“能量调制”功能，可以同时做X线和电子射线的三维适形调强治疗。

图1-3-5　跑道式医用电子回旋加速器结构

可见，依据跑道形回旋加速器原理设计制造的MM50型医用电子加速器，代表了现代医用电子加速器的发展方向，是最有发展前途的医用电子加速器之一。

图1-3-6　医用粒子回旋加速器结构

（二）医用粒子回旋加速器

医用粒子回旋加速器的基本结构原理，见图1-3-6。与医用电子回旋加速器一样，医用粒子回旋加速器也是采用动态交变“无旋场”多次重复加速原理，对除了电子之外的各种带电正离子或重离子进行加速的放射治疗设备。

由图1-3-6可见，医用粒子回旋加速器主要是由两个中间隔开一定距离（加速缝）的D形真空盒与盒外上、下对应安装的两个磁极构成。工作时，要在两个D形真空盒之间通以大功率高频电源（High frequence power supply），这样，可在两个D形真空盒的加速缝之间形成正、负相间高速转换的加速电场。如果在适当时机（合适的相位）向D形真空盒之间加速缝的中心位置注入正离子，那么，在加速缝之间交变电场的作用下，正离子就可以得到加速并进入一边的D形真空盒内。在盒内正交磁场作用下，正离子将做圆形回旋运动，并以相反的方向返回加速缝；如果这时的高频电源正好反向，正离子将再次得到加速并进入另一个D形真空盒继续做圆形回旋运动；当被加速的正离子重新返回加速缝时，高频电源的方向又发生了翻转，正离子被继续加速。显然，在磁场恒定不变的条件下，随着能量的提高，粒子的回旋半径必然会逐级增大。经过如此反复回旋重复加速之后，就可以得到所需能量的粒子束流。这就是医用粒子回旋加速器的基本工作原理。

被加速的离子可以是质子，也可以是其他带电粒子或重粒子。由于质子或带电粒子要比电子重得多，因此虽然加速原理基本相同，但加速时间、回旋加速周期以及输出能量等技术指标都存在很大差别。所以，电子回旋加速器与粒子回旋加速器要分别研究，分别设计制造。

通过对基本工作原理的描述可知，粒子回旋加速器的技术关键也是“同步加速条件”，即被加速离子的回旋速度必须与加速电场（高频功率源）的交替转换时间一致，否则不能保证带电粒子每次经过加速缝时都处于加速相位。

所谓“同步加速条件”，在回旋加速器中其实就是要保证粒子回旋的角频率（ωc）与高频功率源的变换震荡角频率（ω0）相等。根据物理学常识可知，如果用m代表粒子的静止质量，用Q表示粒子携带的电量，而磁场强度用B表示，那么，粒子回旋的角频率（ωc）可用式1-3-3表示：

式中：ν和r分别代表粒子回旋时的切线速度和回旋半径。很明显，当粒子的静止质量（m）与电量（Q）确定之后，只要改变磁场强度（B）就可以调节粒子回旋的角频率（ωc）。在非相对论范围内，即粒子速度不是太高时，被加速粒子的质量可以认为是不变的，所以，磁场强度（B）确定之后，粒子回旋的角频率（ωc）就唯一确定下来。当粒子随着能量的提高不断增加回旋速度（ν）时，其回旋半径也会同步增加，但比值不变，不会影响粒子的回旋角频率（ωc），所以不会破坏粒子的同步加速条件。但是，根据相对论原理可知，随着回旋速度的增加，粒子的质量也会随之增加，如果仍然采用均匀磁场强度（B），粒子的回旋角频率（ωc）就会降低，其结果是不能继续维持回旋加速器的“同步加速条件”。这时有两种解决办法，一是同步改变高频功率源的振荡角频率（ω0），二是随着粒子回旋半径的增加，同步增加磁场强度。很明显，前者是动态同步，技术难度很高；后者是静态同步，比较容易解决。在回旋加速器上的常用磁场分布形状，见图1-3-7。可见，磁场强度的分布状态都是随着半径的增加而提高，较好地解决了粒子回旋加速器的同步加速问题。

但是，由于这类加速器体积大、成本高，因此主要应用在核物理研究领域。在临床上，由于其综合性价比难以与电子直线加速器抗衡，所以目前很少见到这种类型的医用加速器。

图1-3-7　回旋加速器的常用磁极形状

A．径向扇形磁极；B．螺旋扇形磁极；C．分离扇形磁极