CN1119924C - 高加速梯度直立式双射线医用驻波加速管 - Google Patents
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Abstract
本发明属于医疗仪器技术领域，涉及高加速梯度直立式双射线医用驻波加速管。包括驻波加速管本体，封接在该本体两端的电子枪与钛窗，与该本体侧壁相连的馈能矩形波导；该驻波加速管本体内有7-9个孔径为4-5mm的驻波加速腔形成的腔链。本发明具有长度较短，能直立在照射头上，而加速梯度又足够高，除提供6MV的χ线还，还能提供中能档下限的电子线的特点。
Description
技术领域 本发明属于医疗仪器技术领域，特别涉及医用驻波加速管的物理设计及结构设计。
背景技术 电子直线加速器是利用射频电磁场按直线轨道，将电子加速，提高电子能量的装置，它在恶性肿瘤的治疗方面有重要应用。医用电子直线加速器按应用能区的不同分为低能机(4-6MeV)，中能机(8～14MeV)和高能机(15～25MeV)三种；按加速方式的不同分为驻波加速与行波加速两种类型。被加速电子束可直接用于治疗，称为电子线治疗；被加速的电子束也可以轰击重金属靶子，以产生χ线射线用于治疗，称为χ线治疗。中能机和高能机一般可同时产生多档能量的电子线和两档χ线(俗称双光子)。而低能机由于被加速电子能量低(4-6MeV)，都只作一档χ线(4MV或6MV)使用(俗称单光子)。电子直线加速器的核心部件是加速管。行波加速管纵向尺寸比较长，因此医用行波电子直线加速器，无论是低能机，中能机，还是高能机，其行波加速管都大体上水平放置在医用加速器机架上，束流在照射头中经90°偏转后，再照射到病人病灶上，机型比较庞大。而医用驻波电子直线加速器则分两种情况，低能档机器，其照射头部分如图1所示，图中给出了低能档驻波加速管在照射头中的位置，在加速管的下方有初准直锥和上下可移动光阑。低能档驻波加速管22比较短，可直立在照射头24内，电子束流由电子枪21发射，经驻波加速管加速无须偏转，直接轰击重金属靶23，产生χ射线，以作χ线治疗之用，结构相当紧凑，但只能提供一档χ射线；而中能机和高能机，其照射头部分如图2所示，图中给出了中能档或高能档驻波加速管在医用加速器机架中及照射头的相对位置，其驻波加速管12长于1米以上，也得大体水平放置在机架上，又由于其能量分散性较大，束流在照射头14中需经270°偏转磁铁13，束流轰击重金属靶或经散射箔16，再照射到病人病灶上。
已有的低能档医用驻波电子直线加速器，其驻波加速器是全密封结构，包括驻波加速管本体，安装在该本体两端的电子枪与钛窗，与该本体侧壁相连的馈能矩形波导；其中该驻波加速管本体内有6个孔径为6-10mm的驻波加速腔形成的腔链，重金属靶焊于驻波加速管末端。重金属靶的厚度超过被加速电子线的射程，电子束不能穿透重金属靶。
这种驻波加速管比较短，一般为28.5cm，可直立在照射头内，整机结构紧凑，机型轻便。屏蔽治疗室尺寸可较小。但受机器等中心高度(约135cm)和加速梯度的限制，加速电子束流的能量不超过6MeV，并只作χ线治疗使用。在恶性肿瘤的临床放射治疗中，常常需要轻便而又紧凑型医用电子直线加速器，它除能提供6MV的χ射线之外，还希望提供涉及中能档下限的多档电子线，以作各种目的放射治疗之用。而目前尚没有相应的技术能提供这种跨低能档和中能档的紧凑型机器，而核心问题是没有这样的驻波加速管。
发明内容 本发明的目的是为克服已有技术中的不足之处，设计出一种高加速梯度直立式双射线医用驻波加速管，使其具有长度较短，能直立在照射头上，而加速梯度又足够高，除提供6MV的χ线还，还能提供中能档下限的电子线的特点。
本发明提出的一种高加速梯度直立式双射线医用驻波加速管，包括驻波加速管本体，封接在该本体两端的电子枪与钛窗，与该本体侧壁相连的馈能矩形波导；其特征在于，该驻波加速管本体内有7-9个孔径为4-5mm的驻波加速腔形成的腔链；所说的驻波加速腔的腔鼻锥高与半腔长之比取值为0.36-0.44。所说的加速腔链长度可为38-40cm范围以内。所说的电子枪可采用栅控电子枪；所说的加速腔和耦合腔可形成共轴的加速结构；也可构成耦合腔置于加速腔轴线之外的加速结构。
本发明的特点：
(1)通过减少束流孔径，优化驻波加速腔的腔型，提高了加速管有效分流阻抗，在轻束流负载条件下加速梯度达到230KeV/cm以上；
(2)加速腔链长度较短，使驻波加速管能直立在照射头上；
(3)采用栅控电子枪，以调节束流强度。加速器作χ线治疗时，加速管工作于强束流负载状态；作电子线治疗时，加速管工作于轻束流负载状态。
(4)驻波加速管末端封装钛窗，以使电子束流引出使用。
采用本发明研制的驻波加速管，可以提供一新品种的医用驻波加速器。它具有低能机(4或6MV)的机架及规模，但却可同时提供涉及中能档能量(9MeV)的电子线。这对中小医院有特别意义，一台低档的机器可同时提供χ线和电子线进行放射治疗。
附图说明
图1为已有技术的低能档机器的驻波加速管在照射头中的结构示意图。
图2为已有技术的中、高能档机器的驻波加速管在照射头中的结构示意图。
图3为本发明的一种驻波加速管实施例在照射头中的结构示意图。
图4为本发明的轴耦合驻波加速腔型结构实施例示意图。
图5为本发明的边耦合驻波加速腔型结构实施例示意图。
具体实施方式 本发明的一种驻波加速管实施例，结合图3、图4、图5所示详细说明如下：
本实施例包括栅控电子枪31、高梯度驻波加速腔链32、馈能矩形波导33、钛窗34，它们在照射头37中的位置如图3所示。在此加速管下方安装有重金属靶35、散射箔36、初准直锥38和可移动上下光阑39、40。在本实施例的驻波加速管中，加速腔链32长度H为38.5cm，驻波加速管的束流孔径φ2a为φ4-5mm，腔鼻锥高与半腔长之比lDT/D取值为0.4本发明的加速结构实施例可包括双周期轴耦合结构指加速腔41和耦合腔42共轴的加速结构，如图4所示，双周期边耦合结构指耦合腔52置于加速腔51轴线之外的加速结构，如图5所示。
本实施例通过提高驻波加速管32的加速梯度，使加速管能输出最高能量达9MeV的束流，即涉及中能档机器的水平。靠调节经矩形波导33馈入的微波功率及调节电子枪1发射的电子束流强度，可改变被加速的束流能量及流强，以提供多档能量及多档束流强度的电子束流。束流经钛窗34，轰击重金属靶35可产生低能档χ射线(4MV或6MV)；也可以将散射箔36移动到钛窗正下方，将被加速的束流散射开之后，提供多档电子线(如4，6，9MeV)。不同工作档的束流强度由栅控电子枪31控制。
本实施例中电子由栅控电子枪31发射，栅控电子枪可控制发射电流强度的大小，当加速管工作于χ线治疗工作状态时，栅控电子枪发射束流强度可高达800mA；而工作于电子线治疗工作状态时，发射束流强度只有数mA。经电子枪发射的束流进入驻波加速管32。由于驻波加速管的束流孔径减小，以及优化驻波加速腔的腔型，使在轻束流负载条件下，加速梯度达到230KeV/cm。从而使长度约为38.5cm的加速腔链能产生9MeV的电子束流。束流通过加速腔链末端的钛窗。若作χ线治疗使用时，电子束流则轰击重金属靶35，以产生χ线；若作电子线治疗使用时，则移开重金属靶，并移入散射箔36，将电子束散射开。在它们下面是初准直锥38。
本实施例的高梯度驻波加速管可为放射治疗界装备出一种崭新的医用电子直线加速器机型。驻波加速管能直立在医用电子直线加速器的照射头37中。并维持医用加速器的等中心高度约为135cm左右。它可以在低能医用电子直线加速器机型上，能产生涉及中能档机器的电子束。它既能提供低能档的χ射线，也能提供涉及中能档的多档电子束。χ线的能量为4MV或6MV；电子线的能量可为4，6，9MeV。
Claims (5)
1、一种高加速梯度直立式双射线医用驻波加速管，包括驻波加速管本体，封接在该本体两端的电子枪与钛窗，与该本体侧壁相连的馈能矩形波导；其特征在于，该驻波加速管本体内有7--9个孔径为4--5mm的驻波加速腔与耦合腔形成的腔链；所说的驻波加速腔的腔鼻锥高与半腔长之比取值可为0.36～0.44。
2、如权利要求1所述的医用驻波加速管，其特征在于，所说的加速腔链长度为38--40cm范围以内。
3、如权利要求1所述的医用驻波加速管，其特征在于，所说的电子枪采用栅控电子枪。
4、如权利要求1所述的医用驻波加速管，其特征在于，所说的加速腔和耦合腔共轴。
5、如权利要求1所述的医用驻波加速管，其特征在于，所说的耦合腔置于加速腔轴线之外。
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