醫用電子直線加速器(Medical Electronic Linear 加速器)是利用微波電場，將沿直線加速電子到較高的能量應用于醫學臨床的裝置。
世界上首臺醫用電子直線加速器于1953年在英國投入使用后，促使世界各國開始從事研制各種加速器。中國自1973年開始也陸續從國外引進醫用電子直線加速器，并于20世紀70年代展開對該儀器的研發工作。1975至1995年間，引進中、高能機和國產低能機的發展，使中國醫用加速器的擁有量呈逐年增長趨勢。由于醫用電子直線加速器與其他放療設備相比具有無需永久放射源、射線能量高、劑量準確、均勻性和對稱性好等優點，近20年來在臨床腫瘤治療中發揮著越來越重要的作用，可用于各種腫瘤的遠距離外照射放射治療。
醫用電子直線加速器的基本構造包括電子槍、微波系統、束流傳輸系統、穩頻、溫控及充氣系統、真空系統、高壓脈沖調整系統、輻射系統、劑量監測系統、機械系統和控制系統。該儀器根據能量差異可分為低能、中能和高能加速器；按加速管工作原理方式可劃分為行波型和駐波型；按照X射線能量檔位劃分可分為單光子、雙光子和多光子。此外，該類儀器也存在輻射、高溫、電擊、氣體泄漏危害人體等危險。
歷史
放射線的發現始于19世紀末。進入20世紀以前，放射治療已用于臨床，并有治愈淺層癌的記載。當時由于不了解射線的危害性質，導致了多年來在診斷和治療方面一些不適當的過量照射，造成了一些不應有的損傷。1913年庫吉利X射線管的出現，到1920年200千伏的X線裝置已供使用，開始了深部X射線治療。1913年在加州理工學院應用一個25英尺長的多端X射線管已達700kV，到30年代末一出現百萬伏的管子，因而進入了應用遠距離治療機的新階段。1931至1932年由Lawrence和Livingston建成了第一臺回旋加速器，到了1940年發展成直線加速器，能產生兆伏級的X線和電子束。之后，速調管技術的發展和應用開啟了直線加速器運用于臨床的新時代。
1953年，英國Hammersmith億元首先安裝使用英國Vickers公司研制的MV級加速器，成為了當時世界上最早治療腫瘤的第一臺加速器。由于英國EEV公司電真空器件迅速發展，促使世界經濟發達的國家從事研制各種加速器。中國自1973年解放軍301醫院由日本東芝引進中國首臺醫用電子直線加速器開始，許多大型中國醫學科學院腫瘤醫院又陸續引進了荷蘭菲利普（飛利浦）公司、德國西門子股份公司（Siemens）、美國Varian公司、日本東芝（Toshiba）公司和三菱集團（Mitsubishi）公司的產品。同時，國家科委還組織北京、南京、上海三支專業技術隊伍，開展了研制國產醫用加速器的攻關會戰，在20世紀70年代中期先后研制成功BJ-10、ZJ-10行波型醫用直線加速器，又通過10多年奮戰，北京醫療器械研究所于20世紀80年代末開始小批量生產能量為4MV的BJ-4型低能駐波醫用加速器。同時，上海核子儀器廠也開始生產能量為10MeV的ZJ-10型中能加速器。20世紀990年代初，北京醫療器械研究所研制出了BJ-6型機器。而幾乎同時段，廣東威達公司與清華大學、電子部12所合作，開始批量生產WDVE6型低能駐波加速器。在1975至1995年間，引進中、高能機和國產低能機的發展，使中國醫用加速器的擁有量呈逐年增長趨勢。
據1997年末不完全統計，中國共擁有醫用加速器300臺左右。其中Varian公司產品所占比例最大，約為24%。北京醫療器械研究所產品位居第二，約為22%。由于醫用電子直線加速器與其他放療設備相比具有無需永久放射源、射線能量高、劑量準確、均勻性和對稱性好等諸多優點，近20年來在臨床腫瘤治療中發揮著越來越重要的作用。
結構
基本構造
醫用電子直線加速器是一種比較復雜的大型醫用設備，涉及諸多學科和技術，如加速器物理、核物理、無線電、電工學、電子學、自動化控制、電磁學、微波技術、機械、精密加工、電子計算機、制冷、流體力學等，基本結構主要有電子槍、微波系統、束流傳輸系統、穩頻、溫控及充氣系統、真空系統、高壓脈沖調整系統、輻射系統、劑量監測系統、機械系統、控制系統。
電子槍
電子槍是產生、加速及會聚高能量密度電子束流的裝置，它發射出具有一定能量、一定束流以及速度和角度的電子束(又稱電子注)。電子槍是電子發射系統的核心器件，電子注參數的好壞直接影響到加速管質量的高低。加速管對電子槍除要求其發射的電子注必須具有很好的層流外，還要求其發射的電子注具有一定的注入流強、注入電壓、足夠的射程以及一定的注入角和注腰半徑等。
微波系統
電子直線加速器的微波系統由微波功率源和微波傳輸系統組成。微波源提供加速管建立加速場所需的射頻功率，醫用電子直線加速器一般采用S波段2998 MHz或2856 MHz的微波頻率。作為微波源使用的有磁控管和速調管。行波醫用電子直線加速器和低能駐波醫用電子直線加速器使用磁控管作為微波功率源。磁控管是微波自激振蕩器，體積小、重量輕、工作電壓低，但其工作頻率易漂移，因此需采用自動穩頻系統，提高頻率穩定度。中高能駐波醫用電子直線加速器使用速調管作為功率源。速調管是微波功率放大器，可以提供更高的微波輸入功率，但是其設備體積大，工作電壓高，需要配置有低功率的微波激勵源來驅動。雖然其工作頻率比較穩定，但也需自動調頻系統使其與負載變化保持一致。
束流傳輸系統
束流傳輸系統是為了電子在加速過程中的束流聚焦、束流導向和束流偏轉移除而設置的自動控制系統。它可分為聚焦系統、導向系統和偏轉系統三部分。
穩頻、溫控及充氣系統
微波系統的附屬系統有自動穩頻系統，自動溫控系統和波導股份充氣系統。微波自動穩頻系統是為了協調微波源與加速管之間電磁振蕩頻率一致的重要環節。電子直線加速器應用的自動穩頻系統一般有4種基本結構形式：石英晶振型、單腔型、雙腔型和鎖相型。自動控溫系統也是醫用電子直線加速器中重要的組成部分，因為在醫用電子直線加速器中，有許多的部件在工作時都要發出不同的熱量，而這些部件只有在恒溫條件下才能保證穩定工作。溫度控制方式一般采用水循環強制冷卻自動恒溫系統。波導股份充氣系統是指給微波傳輸系統充以一定壓強的特定氣體的一套裝置。充氣的目的是為了增加波導管內氣體分子的密度，以縮短氣體分子的平均自由程，從而提高波導管的擊穿強度閾值。防止微波功率傳輸時可能發生的波導股份管內打火現象。
真空系統
真空系統可以保持電子運動區域和加速管內的高度真空狀態，一方面可以防止電子槍陰極中毒、鎢絲材料的熱子或燈絲氧化，另一方面可以避免加速管內放電擊穿，還可以減少電子與殘余氣體的碰撞損失。
高壓脈沖調整系統
在使用微波電場加速電子的加速器中，為了得到盡可能高的加速電場，瞬時微波功率很大，達到MW量級，因此微波源都是脈沖工作的。脈沖調制器是向這種微波源提供脈沖功率的電源，其工作原理是利用儲能放電的原理形成高壓脈沖，經脈沖調制器將該電壓進一步放大后供微波功率源使用。
輻射系統
輻射系統的作用是按照需要對電子束進行X線轉換和均整輸出，或直接均整后輸出電子射線，并對輸出的X線或電子射線進行實時監測和限束照射。輻射頭的基本結構：加速管安裝在輻射頭的上部，緊貼加速管引出窗的是靶，接下來分別是初級準直器、束流均整過濾器或散射箔、電離室、輻射野光學模擬系統、一對上準直器、一對下準直器、附件盤。
劑量監測系統
劑量監測系統由劑量監測電離室、劑量監測電路組成。電子直線加速器最為廣泛使用的劑量監測儀是永久性安裝在加速器里的透射電離室劑量儀。電離室位于輻射系統之內，安裝在均整濾過器或散射箔與光子線的次級準直器之間，由若干片極片構成，其中有兩對用于監測輻射野內相互垂直的兩個方向的均整度，有一片用于監測輻射的能量變化，有兩片用于檢測輻射的吸收劑量。多數使用平板電離室，其大小應覆蓋整個治療射野，少數使用指形電離室。其功能是監測X射線、電子束的劑量率、積分劑量和射野的對稱性、平坦度。
機械系統
機械系統是醫用電子直線加速器的支撐機構，由基座、旋轉機架、輻射頭、治療床等結構組成?，F代醫用電子直線加速器采用等中心原則的運動系統，即機架、輻射頭及治療床三者的旋轉軸線交于一點，該點稱為等中心，要求中心誤差在±2mm以內。
控制系統
控制系統由以下幾部分組成：①各種電源。②連鎖保護：包括水流、水溫、水壓、高壓過載、微波功率源打火等各種保護。③自動控制：包括自動頻率控制、自動劑量率控制、自動均整度控制、自動楔形過濾器控制、弧形旋轉控制等。④正常治療的程序控制：包括待機、預置、準備、出束、晨檢等幾種狀態的程序控制。⑤安全連鎖：保證設備安全的安全連鎖、控制射線的安全連鎖等。⑥安全接地和干擾屏蔽：電屏蔽、磁場屏蔽、電磁屏蔽等。
工作原理
醫用電子直線加速器是指電子束在微波電場的作用下，直線地通過加速管系統，能量不斷增加的一種裝置。它有兩種基本形式，行波型和駐波型。以行波電子直線加速器為例，其主要加速部件是加速管，加速電場是加速管內的行波電場，加速的粒子是電子。
電子加速原理
微波的特性和波導管
微波是指無線電中波長最短的一個波段。其頻率為3X108至3X1011Hz，對應的波長范圍是1米至1毫米，它具有類似光波的性質，照射到一般物體上會發生顯著的反射。由于波長很短微波的傳輸線必須采用專用的微波元件，例如波導管、諧振腔等。微波的振蕩器、放大器和檢波器也必須采用調速管、磁控管和行波管等微波元件。波導管是指一根能傳遞微波的空心金屬管，有矩形波導管和圓形波導管兩種，都是由紫銅或黃銅管經精密加工制成的。微波在它的內表面反射而傳播，類似聲波通過空心管子的傳播，使用波導管傳播微波能減少損耗和提高功率容量。
電子在行波電場中的運動
當原型波導管上加上一定頻率的微波，就會產生一束特殊的電磁波，沿著波導管傳播，它的電場方向沿著波導管的軸向。為了使電子在波導管中一直處于有效的加速狀態，即使電子不斷地從行波電磁場中獲得能量，要求波導管中行波的相速度（相速度就是波峰的傳播速度）與電子的運動速度保持相同。在波導管中，注入電子的初速度通常為0.4C（C是光速）。這就要求在波導管的入口處（電子注入處），行波相速度控制在0.4C附近，這樣才能把電子放在行波的波峰上，使其跟著行波的傳播而被軸向電場加速。隨著電子的被加速，波導管內行波的相速度也應相應地增大，以適應加速的需要。這就是說，只要行波相速度保持與電子的速度相同，即所謂同步，則波導管中的電子就能“騎”在波峰上跟著行波一起向前運動，并不斷得到加速，直到電子從加速管的尾部射出為止，此時電子速度已接近光速。
工作過程
儀器工作時，主控制柜上的觸發器發生脈沖信號，將調制器上的閘流管處罰，產生一系列負脈沖高壓，加到磁控管的陰極和電子槍的陰極上。這時磁控管發生振蕩，其產生的微波功率，經轉換波導股份，隔離器和輸入耦合器等部件饋送至行波加速管，進而在加速管內建立起軸向電場的電磁波。該波沿加速器的軸線傳播同時，來自電子槍的電子束經過短焦距透鏡和對中電感線圈的聚焦和對中作用，以一定的初速注入到加速管的軸向上，并在軸向微波電場的作用下得到加速。被加速到一定能量的電子束通過輸出耦合器，經對中線圈的對中作用，以正確的角度進入偏轉磁鐵中，電子束偏轉90°后穿過0.1mm厚的鈦窗達到3mm厚的金靶上，便能產生高能X射線。如果將金靶移開（機內設有抽靶機將金靶自動抽離），并將場準器換成0.3mm厚的銅散射箔，便能產生所需能量的電子射線。
分類
輸出能量高低
醫用電子直線加速器應用于放射治療的射線束有X射線和電子束，根據其能量的不同，加速器可分為低能、中能和高能加速器。
低能加速器
低能加速器只生產X射線，能量為4MV或6MV。
中能加速器
中能加速器產生但能量X射線和多擋能量的電子束，一般為6MV或8MV X射線，和4至15MeV電子束。
高能加速器
產生2擋或3擋X射線和多擋能量電子束，一般X射線能量低擋為4MV或6MV，高檔為15MV或18（22）MV X射線，和4至25MeV電子束。
加速管工作原理
按加速管工作原理方式劃分，醫用電子直線加速器有兩種加速方式：行波加速方式和駐波加速方式。
行波加速方式
行波加速方式是在網波導中周期性插入帶中孔的圓形膜片，依靠這些膜片的反射作用，使中孔部分中傳播的電磁場相位傳播速度慢下來，甚至光速以下，以實現對電子的同步加速。這種波導股份管，稱其為盤荷波導(加速管，取圓形膜片對波導管加載之意)。
駐波加速方式
駐波加速方式是在加速管左右兩端適當位置放置短路板，形成一種電磁振蕩的駐波狀態。加速管結構中所有的腔體都諧振在一個頻率上，相鄰兩腔間的距離為D，而腔間電場相位差剛好為180°，即腔間電場剛好方向相反。
X射線能量檔位
按照X射線能量的檔位劃分，醫用電子直線加速器可以分為單光子、雙光子和多光子。
特點
參考資料：
使用風險
輻射危險
醫用電子直線加速器是一個強輻射源，能夠產生每分鐘數萬至數十萬拉德劑量率的高能電子線和X線；同時它又是一個大功率的微波功率源，它的脈沖調制器可產生數十千伏刀數百千伏的高頻、高壓脈沖。射線和微波都可能對附近的人員和設備產生危害：①加速器在大功率下工作時，及時加速管和電子槍喪失了工作能力，磁控管和閘流管仍能產生X線；②在大功率下測試微波的射頻系統時，即使電子槍不在工作，也可能導致加速系統中產生暗流；③高壓磁控管不僅從陰極而且從輸出波導處都能發射很強的X線；④在傳輸大功率微波時，有的傳輸系統由于某種原因會有微波漏到空間，泄露達10MV·cm-2以上就將損害人體健康；⑤加速器照射頭附近的劑量以及固定在照射頭上的附件，可能被高能量光子束激活而產生放射性；⑥使用15MV以上X線的醫用直線加速器將會帶來產生中子污染的問題。
熱危險
醫用電子直線加速器的鈦泵、電子槍、磁控管、速調管、閘流管、加速管、隔離器等主要器件，工作時都處于高溫狀態下，不可用手觸摸，以免燙傷。
電危險
醫用電子直線加速器帶有數千伏至數百伏的高壓器件，如鈦泵、電子槍、磁控管、速調管、閘流管、高壓脈沖變壓器等。在這些電路周圍工作時，應防止被高壓電擊傷。
其他危險
①部分加速器的波導管內充有氣體，一旦嚴重泄漏會對人體健康造成危害，因此要定期檢查波導管系統的漏氣狀況；②加速器工作時，治療室內會有大量的臭氧產生，因而治療室內要保持良好的通風，一般每小時換風6至10次；③某些廠商提供的大功率隔離器中含有氧化鈹陶瓷，如果隔離器損壞，氧化鈹粉塵被人體吸收，舊有中毒的可能性，造成呼吸系統疾病。
常見故障
醫用電子直線加速器在使用過程中，會遇到一些常見的故障問題，這些常見的故障主要有以下幾個方面：
參考資料 >