放射治疗设备和辅助设备教材.docx

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放射治疗设备和辅助设备教材

第三章常用放射治疗设备

在放射治疗中，直接与肿瘤患者治疗有关的有放射治疗设备和辅助设备。

治疗设备有各种类型的内外照射治疗机；辅助设备有模拟定位设备、体位固定装置、治疗计划系统、网络系统等。

以下分别介绍这些设备的基本结构、工作原理和应用特点。

第一节X线治疗机

临床治疗用的X线机根据能量高低分为：

临界X线（6－10kv）、接触X线（10－60kv）、浅层X线（60－160kv）、深部X线（180－400kv）、高压X线（400kv－1Mv）及高能X线（2－50Mv），后者主要由各类加速器产生。

X线治疗机是最古老的外照射治疗机，与60Co治疗机、加速器相比，X线治疗机由于其绝缘限制，只能产生kv级X射线，其能量低，易散射，深部剂量分布差，表面吸收剂量大，目前临床上仅用于某些特殊部位的治疗以及作为电子束治疗的代用装置，但由于它的造价低廉，结构相对简单，适当调整电压和滤过板，对表浅肿瘤和皮肤病的治疗仍占一席之地，且有较好的生物效应，国内外仍在继续研究、生产、使用X线治疗机。

一、X线的发生

X线产生原理如本教材第一章所述，是由于X线机球管阴极灯丝产生的高速阴极电子突然受到阳极靶物质的阻挡而发生的。

高速运动的电子碰击靶产生两种成分的X线：

特征X线和轫致线。

轫致线是X线的主要成分，从最大能量（最高管电压值）以下，在任何一个能量处，光子均有一定的强度并在一定能量处强度最大（图3-1）。

图3-1X线能谱

阴极电子作用于靶物质后的能量损失主要以光和热以及X线辐射两种形式出现。

前者的能量损失称碰撞损失，后者称辐射损失（包括特征辐射和轫致辐射）。

两者之比根据经验为：

碰撞损失/辐射损失≈816MeV/（T·Z），式中T表示电子动能（MeV），Z为靶物质原子序数。

电子动能越小（能量越低），则碰撞损失（光和热）所占比例越大；能量越高，则辐射损失（产生X线）越大。

例如，对250kV（管电压为0.25MeV）X线治疗机，假定为钨靶（Z=74），碰撞损失/辐射损失=816/（0.25×74）,碰撞损失/（碰撞损失+辐射损失）=816/（816+0.25×74）=0.978.即碰撞损失占0.978，约为98％（光和热）、辐射损失（X线）为2％。

因此，在使用X线机时特别要注意X线球管的冷却保护。

二、X线机的一般结构（图3-2）

（一）、X线产生的条件

产生X线的基本条件是：

①电子源；②真空盒；③加速电场；④靶。

图3-2X射线产生原理方块图

（二）、X线机主要组成部分

X线治疗机由球管、机架、治疗床、高压发生器及整流电路和循环冷却装置等组成，其核心部分是球管。

（图3-3）

图3-3X线球管的基本结构图3-4韧致辐射X线角分布与入射电子能量的关系

1.X线球管是一真空的玻璃管，真空度为1×10－6－1×10－7τ，内含阴极灯丝和阳极靶。

（1）真空的目的是为了避免高速阴极电子到达阳极靶之前损失能量，并能保护白炽的灯丝免遭烧毁。

因此，使用时要保证真空度的完整，尽量做到恒温恒湿保存。

开机时要注意“训练”，即从低mA、低kV逐渐增加到实际应用时的高mA和高kV，特别是对新X线球管，这种“训练”更显重要，这样工作就会使一些低微“漏气”管得到挽救。

（2）阴极：

由灯丝、聚焦极和金属罩组成：

用钨作灯丝，发射电子的能力强，调节灯丝电源可以改变mA，一般X线机都有稳流装置，mA代表X线的强度。

使用时应注意开机加热灯丝一定时间后，才能按动高压开关，增高电压，否则会使灯丝烧断。

调高mA可增加X线的强度（量），但应注意机器的允许电流范围。

灯丝旁的聚焦极起聚焦电子的作用。

（3）阳极（靶）：

由粗大的铜棒和较小的钨靶组成，钨的熔点高、原子序数大，很合适作X线靶。

铜散热快，能及时散发靶面产生的大量热量。

当电子与靶撞击时，大部分电子能量产生热能（98%），只极少部分能量转变为X线（2%）。

因此，冷却是X线机的一个重要环节，

阳极钨靶的表面一般与入射电子方向成26º－30º角，这是根据入射电子的能量和它所产生的X线的角分布关系为使治疗方向上有最大输出而设计的。

阴极和阳极外的的罩壳是为了防止电子束散到靶外而设，因这些电子打倒玻璃壳上易将其击穿造成漏气而缩短寿命。

另外这部分电子线在玻璃壁上因韧致辐射而产生的X线会使整个X线照射野焦点不清、边缘模糊。

考虑到产生X线的角分布（图3-4），管电压<400kv时多用垂直于电子流方向的射线，而当电子能量>1－2MeV时则采用穿过靶的射线。

2.高压（加速电场）发生器

X线机的阳极有几百kv的高压作为电子加速场，从高压发生器输出的电压是正弦交流电，需通过一个整流器将它改成直流电以保持阴阳极间电场方向的恒定，否则反向加速的电子会熔断灯丝并无法形成极间电流以产生X线。

调节高压（用kV表示），可得到相应的X线的峰值能量（不是平均能量），调节电压能改变X线的质。

3.控制系统

控制台装有治疗机的控制系统、参数指示显示器、剂量检测仪、连锁装置和各种开关起操作控制X射线的作用。

4.治疗用附件

（1）不同距离不同面积的限光筒。

它的作用一是限制照射范围，其次由于照射时限光筒底部须与皮肤相贴，它同时还起到固定治疗距离的作用。

由于照射孔截面的形状与靶区的范围不一定一致，为保护正常组织，有时须在病人皮肤上放置一些铅皮或铅橡皮。

（2）各种不同厚度和不同条件的过滤板。

三、X线质的改进

当用X线治疗时，特征X线和连续X线中能量较低的长波射线穿透力低，在肿瘤放射治疗中达不到肿瘤深度，对肿瘤剂量贡献不大，但对正常组织却有损伤，因此，在放射治疗中应设法去除这种穿透力弱的“软线”以提高X线的质，一般可根据X线的管电压，选择不同厚度及不同材料制成的过滤板（Filter）进行过滤。

过滤后连续射线中的低能部分被滤掉，而穿透力强的高能部分保留了下来，从而减少了皮肤和肿瘤前正常组织的放射受量，肿瘤得到更高的剂量。

使用不同材料及厚度的过滤板后，虽电压相同，但进人体内的X线质是不同的。

此时，显然不能用电压（kV）来表示X射线质，故临床上常用半值层（HVL）来衡量质。

HVL的含义是使射线的强度减小一半所需的某一种吸收物质的厚度，常用铜或铝的厚度（mm）表示。

测量HVL时可用一定厚度的铜或铝板遮挡入射线。

连续X线中波长较长的“软线”被过滤；出射线即为波长较短的“硬线”，使入射线量减少一半的遮蔽物质原子量越大和（或）厚度越厚，说明原射线的质越硬，穿透力越强。

四、X射线治疗机的改进

1.采用高频高压发生器：

新一代X射线治疗机采用高频高压发生器，与工频相比，不仅可以减少电压脉动，还可缩小电源体积。

2.多用三维移动机架：

X射线治疗机多数采用的是地面立柱结构，治疗头只能沿立柱升降并可转动，但摆位时自由度不够。

因此，新型治疗机应用三维移动机架，即一种悬吊在天花板上的机架结构，治疗头相对治疗床可以行前后、左右及升降运动，并可相对于垂直轴线转动。

3.计算机化：

X射线治疗机的主要参数，如电压（kV）、电流（mA）、剂量率、累积剂量、过滤器、限束筒等的显示，双道剂量时间保护、治疗参数的存储及打印等采用计算机控制系统，使治疗机具有了较完善的控制功能，提高了操作的自动化。

4.近距离治疗人工加速装置：

一种技术是利用电子枪对颅内肿瘤进行组织间治疗，即电子从电子枪阴极发出，在阴极与阳极间加速电场作用下，穿过阳极孔，通过一根直径约为3mm的细金属管打在末端的靶上，产生kV级X射线。

治疗时将细管插入肿瘤中心，这样所产生的X射线几乎全部被肿瘤吸收，而正常组织得以保护。

另一种技术是采用X射线聚焦透镜方法，可以将数10kV的X射线汇聚成直径只有0.1-0.2mm的细束直接照射肿瘤。

第二节医用加速器

二次世界大战中原子能技术、微波技术的飞速发展直接导致了战后放疗技术的进步，前者在临床的应用以钴治疗机为代表，后者则是本节介绍的加速器。

一、概述

医用加速器产生的辐射种类多、能量高、强度大，并具有可控制性，具有很多的优越性。

目前，放射性核素仅在近距离放射治疗领域有不可替代的作用，而在远距离放射治疗领域，放射性核素已逐步退出，为医用加速器所取代。

加速器是使带电粒子在高真空场中受磁力控制，电场加速而获得高能量的特种电磁、高真空装置，是人工产生各种高能粒子束或辐射线的设备。

按加速粒子的种类或粒子加速运动轨道形状区分，加速器可分为许多类型，并有不同的结构特点。

（一）、医用加速器的分类

1.按加速粒子的种类分类：

有加速电子、加速离子及加速任何一种带电粒子等三类。

2.按加速器粒子的轨道分类：

有直线形、圆形、螺旋线形等三类。

3.按加速器的电磁场的特点分类，有以下几种：

（1）静电场加速的高压加速器，其中有静电加速器等。

（2）高涡旋电场的感应加速器，其中有电子感应加速器。

（3）高频电场加速的回旋加速器，包括回旋加速器、微波加速器、稳相加速器、电子同步相加速器、同步稳相加速器等。

（4）微波电场加速的有直线加速器，其中主要有电子直线加速器和质子直线加速器。

在肿瘤治疗中，使用得最多的是电子感应加速器、电子直线加速器和电子回旋加速器三种。

电子感应加速器的优点是技术上比较简单，制造成本较低，电子束能量可达到要求的高度，可调范围大，且输出量足够大。

但其最大的缺点是高能X线的输出量小，照射野也小。

且机器体积庞大而笨重，给临床使用的等中心安装造成一定困难，目前已退出临床使用。

电子直线加速器克服了以上缺点，其产生的电子束和高能X线均有足够的输出量，照射野较大（可达到40cm×40cm）。

缺点是结构复杂，成本昂贵，维护要求高。

电子回旋加速器既有电子感应加速器的经济性，又具有电子直线加速器的高输出特点，输出量一般比直线加速器高出几倍，能量也达到很高（可高达25MeV），并可在很大范围内调节。

其结构简单、体积小、重量轻、成本低，是医用加速器的发展方向，但至今制作工艺上尚有很大困难，还未能在临床广泛使用。

在各种医用加速器中，医用电子直线加速器因其体积小、重量轻、维护简便，成为现代放射治疗最主要的使用最多的装置。

实际上，在全世界各种医用加速其中，绝大多数是医用电子直线加速器；在中国目前，医用加速器基本都是医用电子直线加速器。

因此一般人们提到医用加速器实际上就是指医用电子直线加速器，医用电子直线加速器已不仅成为医用加速器而且已成为整个放射治疗装置的代表，并已成为每一个从事放射治疗的肿瘤防治中心的主要设备。

具体的例子是曾经在数量上占多数的60Co远距离治疗机已逐步被医用电子直线加速器所取代，这在发达国家十分明显，如美国和加拿大已停止生产60Co远距离治疗机供本国使用。

据中华肿瘤学会调查报告，1986年统计全国医用电子直线加速器为71台，60Co远距离治疗机为224台。

到1997年底，全国医用电子直线加速器为286台，60Co远距离治疗机为381台。

又据中华肿瘤学会在2006年对全国放射治疗人员及装备第5次调查报告，2006年全国共有医用电子直线加速器918台，60Co远距离治疗机472台。

在这20年间，医用电子直线加速器台数增加了12.3倍，60Co远距离治疗机增加了2.1倍。

说明在我国医用电子直线加速器的增长速度远超过60Co远距离治疗机。

并且加速器台数接近60Co远距离治疗机的2倍。

按世界卫生组织（WHO）建议，每百万人口应拥有加速器2－3台，目前英国为3.4台，法国为4台，美国8.2台，反应了医用加速器在肿瘤放射治疗中的重要地位，而到2006年我国每百万人口才只有约0.7台。

因此我国加速器的发展的空间还相当大。

下面对电子直线加速器作一介绍。

（二）、什么是医用电子直线加速器

医用电子直线加速器有几种内涵，首先是加速器，加速器乃是提高某种物质速度和能量的装置，直线加速器是沿直线加速物质的加速器，电子直线加速器阐明了所加速的物质是电子，而医用电子直线加速器是应用于医学领域,用于治疗患者。

医用电子直线加速器是利用微波电场，沿直线加速电子到较高的能量应用于医学临床的装置。

应用于临床就要求医用电子直线加速器有安全的束流监测系统和方便的治疗功能，易于使用。

由于加速电子的微波电场不同，形成了不同的加速原理和加速结构。

按加速场不同，医用电子直线加速器可分为医用行波电子直线加速器和医用驻波电子直线加速器。

（三）、医用电子直线加速器的发展概况

1933年和1944年有人成功地利用传输线传输脉冲行波电场直线地加速电子，能量达到1.3兆电子伏。

由于技术上的困难，此种加速电子方法没有得到发展。

30年代以后，又有人进行利用微波加速电子的实验，进展不大。

二次大战的爆发，促进了雷达技术的迅速发展．3000兆赫频段，兆瓦级的脉冲大功率振荡管——磁控管研制成功，使科技人员对微波的认识不断加深，控制技术不断完善。

在这种情况下，人们充分注意到电子加速本身具有很鲜明的特点，即一经加速，电子的速度很快就达到光速，而电磁波在真空中的传播速度也是光速，二者达到一致，这就为利用直线传播的微波电场加速电子提供可能。

为了加速电子，首先要使微波电场的行进速度与电子的行进速度一致，即慢波技术。

同时要保证电子正好运动在加速电场上，始终保持加速状态，要对微波功率源的相位进行控制以满足上述要求，即调相技术。

英国和美国的科研机构经过多年的研究，在慢波技术和调相技术方面有了重大突破，取得了满意的结果。

1947年，英国电气通讯研究所和美国斯坦福大学的行波电子直线加速器先后研制成功，从而为电子直线加速器的发展和应用开辟了崭新的阶段。

电子直线加速器的迅速发展是与各个方面的要求和需要分不开的，特别是核物理、医疗卫生、工农业等方面的急切需要。

这里可以举一个例子，在英国，电子直线加速器刚刚研制成功，就马上应用于临床实验，1953年就在Harmersmith医院安装了一台8MeV的电子直线加速器，对恶性肿瘤进行治疗。

驻波电子直线加速器较行波电子直线加速器的发展要晚一些，并不是利用驻波加速电子的想法和理论提出来晚，而是稳定地加速电子的结构和技术始终不成熟。

1964年美国LosA1amos科学实验室在EAKnapp等人领导下研制成功了一种新的驻波加速结构——边耦合加速结构，这为驻波加速原理的应用提供了技术基础。

美国瓦里安公司首先将边耦合加速结构应用于制造小型电子直线加速器，1968年10月4兆电子伏医用电子直线加速器原形机制造成功。

从此以后医用驻波电子直线加速器得到迅速地发展，有多家公司采用此项技术生产驻波电子直线加速器，并把此项技术应用于中高能医用电子直线加速器。

五十余年来，随着电子直线加速器的迅速发展，医用电子直线加速器也得到了突飞猛进的发展．且技术不断完善，运行更加可靠。

从4—8MeV中、低能医用电子直线加速器，发展到18－25MeV高能电子直线加速器；从生产单一的行波医用电子直线加速器，发展到行波和驻波医用电子直线加速器同时生产。

特别是近十几年来，电子计算机的飞速发展已深入到生产和生活的各个方面，其也广泛地应用于医用电子直线加速器，进一步提高了电子直线加速器的运行可靠性和治疗的准确性，使操作进一步简单和安全，同时使更先进的技术应用于电子直线加速器，如验证系统，适形治疗系统，故障检索系统，远程通讯系统等。

我国第一台电子直线加速器是在1956年由谢家麟教授领导，在中国科学院原子能研究所开始研制的．1964年建成，能量为30MeV。

70年代初期我国电子直线加速器有了较大的发展，1977年北京地区和上海地区研制成功了行波医用电子直线加速器，随后又研制成功了低能驻波医用电子直线加速器。

由于我国的工艺水平和工业水平比较落后，阻碍了医用电子直线加速器的发展。

但是近几年来，改革开放进一步加深，也促进医用电子直线加速器的发展，现在已能够小批量生产中低能医用电子直线加速器，随着技术和工艺水平的进一步提高，我国医用电子直线加速器一定能赶上国际先进水平。

二、医用电子直线加速器的加速原理

电子在电场中受电场力的作用而运动，可获得能量。

电子直线加速器就是根据这一原理使用的频率在微波段的高频电磁波（约3000MHz），在加速管中加速电子，使其获得能量。

根据加速管中微波的不同工作形式，电子直线加速器可分为行波型和驻波型两类。

实际上是一个微波波导管。

波导管由一组圆柱形谐振腔组成，每个谐振腔的直径为10cm，长度为2.5—5cm，波导管内由微波建立的电磁场为TM001波，形成沿轴向分布的电场（图3-5中实线箭头所示），和沿横向分布的磁场（图3-5中圆点、圆圈所示）。

图3-5射频电子直线加速器中加速电场的建立

（a）行波加速（b）驻波加速

（一）、行波加速原理：

假设有一电子e在t1时刻处于A点，此时波导管内的电场如图3-6（a）所示。

此时电子正好处于电场加速力的作用下，开始加速向前运动。

至t2时刻电子到达B点，此时由于电波也在“向前”移动（实际上是电场在各点的幅值随时间变化），电子正好在t2时刻，又处于加速场的作用下。

如果波的速度和电子运动速度一致，那么电子将持续受到加速。

但由于这种波的传播速度（相速度）大于光速，即永远大于电子运动的速度，因而必须将波速减慢。

为此在波导管内加上许多圆盘状光栏，改变圆盘间的间距可以改变波的传播速度（相速度）。

这种以圆盘光栏为负荷来减慢行波相速的波导管叫“盘荷波导管”。

在开始阶段由于电子速度较小，因此，间距小些，使波的传播速度慢些，随着电子速度的增加，慢慢增加其间距，使波速也随之很快到达光速后，间距可保持不变，即波速也以近于光速的速度传播。

此波称为行波。

利用这种波加速电子的直线加速器称为行波电子直线加速器。

图3-6射频电子直线加速器加速原理

（a）行波加速（b）驻波加速

（二）、驻波加速：

适当调节反射波的相位和速度，可以产生驻波。

利用驻波来加速电子的直线加速器称为驻波电子直线加速器，基本原理如图3-6（b）所示。

t1时刻电子受电场的作用向前加速运动；t2时刻电场处处为零，电子此时并不加速；t3时刻电场正好反向，但电子已经运动到它的后半周，又处于加速场作用下得到加速；t4时刻电场由反向恢复到零，电子不被加速；直到t5时刻电场恢复到与t1时刻一样，电子正好运动到它的加速场，在其作用下得到加速。

在t1与t2时刻之间，由于电场由正向零变化（即幅值变下）而相位不变，此时位于t1，t2时刻间的电子仍然受着加速场的作用而累增其能量，在其他时刻的电子与此类似。

由图3-6（b）可看出，有一半腔实际上在所有时间内电场为零，因而可认为它是起耦合作用和输送微波功率的作用，称为耦合腔。

另一半起加速作用的腔称为加速腔。

图3-7为边耦合驻波加速管的结构示意图。

这种驻波加速器由于利用了行波的反射波，因而加速电子的效率高，能耗小。

另一优点是微波电场强度高，可使电子在更短的距离内获得预定能量，如产生4－6MV的X射线，加速管长度仅为30cm。

但制造工艺较复杂，成本较高。

图3-7边耦合驻波加速器结构示意

三、医用电子直线加速器的结构

医用电子直线加速器是一种比较复杂的大型医用设备，涉及到诸多学科和技术，如加速器物理、核物理、无线电、电工学、电子学、自动化控制、电磁学、微波技术、电真空、机械、精密加工、电子计算机、制冷、流体力学等。

这里只简单介绍医用电子直线加速器的一般结构。

不论是行波医用电子直线加速器，还是驻波医用电子直线加速器，不论是低能医用电子直线加速器，还是中高能医用电子直线加速器，尽管在结构上各有千秋，但基本结构是一致的（图3-8）。

其主要有加速管、脉冲调制器、电子枪、微波系统、真空系统、稳频、温控及充气系统、射线束引出系统、治疗头、治疗床。

主要部分的功能叙述如下。

（a）

（b）

图3-8医用电子直线加速器结构框图

（a）行波（b）驻波

（一）、加速管

加速管是医用电子加速器的核心部分，电子在加速管内通过微波电场加速。

加速管主要由两种基本结构－盘荷波导加速管和边耦合加速管

盘荷波导加速管是由在一段光滑的圆形波导上周期性地放置具有中心孔的圆形膜片而组成，应用于行波医用电子直线加速器。

盘荷波导管实际是通过膜片给波导管增加负载，使通过的微波速度减慢下来，是一种慢波结构，是直线加速器发展的关键技术。

边耦合加速管是一系列相互耦合的谐振腔链组成，应用于驻波医用电子直线加速器。

边耦合结构是把不能加速电子的腔移到轴线两侧，轴线上的腔都是加速腔，缩短了加速距离。

由于驻波在加速管内所建立的电场强度提高，能达到140kV/cm，提高了加速效率。

（二）、微波系统

微波系统是构成电子直线加速器整机的一个基本组成部分，包括高功率微波源及微波的传输系统。

微波源提供加速管建立加速场所需的射频功率，绝大多数的医用电子直线加速器是工作于S波段，标称频率为2998MHz或2856MHz；作为微波源使用的有磁控管和速调管。

磁控管本身是能发射高功率微波的自激振荡器，体积小，重量轻，设备比较简单。

但至今S波段可调谐的磁控管最高的脉冲功率约5MW，因此多应用于行波医用电子直线加速器和中低能医用电子直线加速器。

采用速调管为功率源的加速器可得到较高的微波输入功率，但设备较为庞大，且速调管是一种微波功率放大器，必需配置有低功率的微波激励源驱动，才能输出高功率的微波。

多应用于中高能驻波医用电子直线加速器。

微波传输系统由隔离器、波导窗、波导、取样波导、输入输出耦合器、三端或四端环流器、终端吸收负载、频率自动稳频等组成。

主要功能是将微波源输出的功率馈送进加速管中，用以激励加速电子所需的电磁场；并且在传输过程中还必须能消除或隔离加速管作为负载对微波源的影响，以保证系统的稳定运行；同时也能提供系统运行的频率及功率的监控讯号。

（三）、电子枪

电子枪为医用电子直线加速器提供被加速的电子。

电子枪的电子是由阴极发射产生的。

行波医用电子直线加速器的电子枪的阴极采用钨或钍钨制成，有直热式、间接式和轰击式三种加热方式；驻波医用电子直线加速器的电子枪由氧化物制成。

脉冲调制器从外部电源取得能量并转换为脉冲宽度为几微秒、电压几十千伏的脉冲，同时加到磁控管（或速调管）和电子枪。

电子枪中的电子经阳极和阴极间脉冲负高压（一般为45kV左右）的作用进入加速管。

与此同时，磁控管或速调管将高功率的微波送入加速管，电子束被加速到所需要的能量。

电子枪是一台医用电子加速器的心脏部件之一，加速管的使用寿命直接受到电子枪寿命的制约，而电子枪寿命又主要取决于它的阴极。

当电子枪阴极损坏时，加速管就停止了工作。

（四）、稳频、温控及充气系统

为微波系统的附属系统，有自动稳频系统（autofrequencycontrolsystem，AFC）、自动温控系统（autotemperaturecontrolsystem，ATC）及波导充气系统组成。

1．自动稳频系统

电子直线加速器微波功率源的振荡频率必须与加速管的工作频率相一致，才能保证加速器稳定地工作，否则就会因为频率的偏离，造成电子能量的降低和电子能谱的增宽，从而导致加速器输出剂量率的降低，甚至导致停止出束。

因此电子直线加速器中都设有自动稳频系统。

行波加速管是带通器件，工作频率不止一个，各个工作频率是根据动力学计算结果选择的；驻波加速管是点频器件，工作频率就是驻波加速管的主谐振频率。

自动稳频系统有四种：

晶振型、单腔型、双腔型和锁相型。

前两种已不再使用。

目前双腔型用于行波加速管，锁相型主要用于驻波加速管，后者在行波加速管中也被使用。

２．自动温控系统

行波及驻波加速管均由无氧铜制成，无氧铜的线膨胀系数为1.65×10－5℃。

温度的变化将引起加速管发生膨胀或收缩，使各个尺寸发生变化，加速管尺寸的变化会导致行波加速管工作频率或驻波加速管谐振频率的变动，影响加速管的工作。

目前我们应用的各种类型的医用加速器，其内部有许多部件在工作时都要发出不同的热量。

为了把这些热量带走，使这些部件在工作时有一个恒定的工作温度，这就需要有一套完整的温控系统，通过该系统提供的循环恒温水流将这些部件的发热量