同步迴旋加速器

由於相對論性效應，隨着速度增大，粒子的質量增大，使繞行半圈的時間變長，以致逐漸偏離了交變電場的加速狀態，因而粒子的能量達到一定的限度就不能再增大。技術上有兩種解決辦法：一種是使磁極外圈的磁場逐漸增強，抵消相對論性效應的影響；另一種是調節加速電場的變化頻率，使之適應相對論性效應的影響。這兩種方法都是為了使粒子在磁場中作圓周運動的頻率與加速電場的變化頻率維持同步。前一種改進措施發展成為扇形聚焦迴旋加速器，後一種改進措施發展成為同步迴旋加速器。在迴旋加速器中粒子迴旋的軌道半徑逐漸地由小到大，因而磁體本身必須是實心的圓柱，極為笨重，耗資昂貴。改進後的同步加速器只需要一個環形的磁極，帶電粒子先在一個較小的加速器中加速，然後引入同步加速器進一步加速。美國費米國家加速器實驗室最大的質子同步加速器的加速管道圈的直徑為2千米 ，質子加速可達500吉電子伏特，進一步使用超導強磁場，能量可提高到1000吉電子伏特。

同步迴旋加速器之所以又被稱穩相加速器，是因為它與著名的“自動穩相原理”有關。V.韋克斯勒和E.麥克米倫在1944—1945年分別提出了這一原理：迴旋頻率與加速電場頻率保持嚴格同步的粒子（稱同步粒子）周圍，有一羣非同步粒子，只要它們與同步粒子在能量上和相位上的差別在一定的範圍內，也可得到穩定加速。如設同步粒子處在高頻電場下降的相區內，當某一非同步粒子的相位落後於同步粒子時，則會得到比同步粒子稍小的能量增益，它的迴旋週期開始減小，因而在下一次到達加速電場區域時，其相位較前一次更接近同步粒子。如此往復，使非同步粒子的相位總是在同步相位附近作穩定相振盪，並獲得與同步粒子相同的平均能量增益。同步迴旋加速器在結構上與經典迴旋加速器十分相似，主要區別是在起加速作用的“D形電極”的共振迴路中使用可變電容器，以調變頻率。頻率調變的幅度通常在2∶1左右，調製的重複頻率約為60—100赫。 ^[1] 

調頻技術的採用，使加速器的能量上限由幾十兆電子伏上升到幾百乃至上千兆電子伏；但採用頻率調變不再可能連續加速粒子，使粒子束不再是連續束，而成為脈衝束，因而使平均流強下降到0.1%—1%。它限制了束流的強度。這一缺點後被不變頻的扇形聚焦迴旋加速器所克服。另外，由於磁鐵重量近似同能量E³成比例，能量增大時磁鐵迅速變大，結果建造大磁鐵的經濟性成為新的限制。為了克服這個困難，在高能範圍，一般採用具有環形磁鐵的同步加速器結構（見粒子加速器）。 ^{[1]  [2]} 

隨着超導技術的發展,採用極高的磁場,同步迴旋加速器可小型化,並且由於其結構簡單,非常方便安裝於醫院環境下用於質子治療。中國原子能科學研究院計劃建造一台230 MeV超導同步迴旋加速器,該項目被列入核工業集團"龍騰2020"的核心技術能力提升專項,其關鍵技術的研究為串列升級工程部近幾年的重要方向之一 ^[3]  。

正超導同步迴旋加速器作為具有超小型結構、造價更低廉、更適用於醫院環境使用的新一代質子治療系統的核心裝置,相對於現有的質子治療系統,可以降低癌症的質子治療費用、惠及大眾健康,有巨大的經濟效益與社會效益,因此日益得到各國先進加速器研究機構及高端醫療設備研發企業的重視 ^[4]  。

醫用迴旋加速器控制系統是在HIRFL—CSR控制系統上總結完善出來的，醫用迴旋加速器控制系統是一個基於網絡的分佈式控制系統，它由許多分控制系統組成。磁鐵電源控制系統是迴旋加速器控制系統中一個重要部分，它是一個集波形發生、數據採集、狀態監測與一體的系統。輸出波形的參數由實驗需要而計算得到。因為加速器所有的運行激勵都由電源所控制，電源控制着磁場的狀態，磁場的狀態決定着加速器的狀態，所以控制系統的直接控制對象就是磁場電源。在整個控制系統中最重要的就是控制波形的同步和波形的精度，這是同步加速器控制系統的關鍵所在。波形的同步由同步時序系統控制，這是迴旋加速器成功運行的先決條件。數據的採集、電源狀態的監測由數據採集模塊CPLD+ARM負責完成，CPLD與ARM控制器結合，形成數據的上行通道。採集到的數據均存放在中央控制室的數據庫中，以供參考、後期分析及應用。論文論述了對醫用迴旋加速器電源控制器軟件的設計實現。對磁鐵電源控制系統，主要從系統的結構、I/O部件的硬件設計和軟件設計這幾個方面進行論述；對軟件系統，主要描述各類硬件驅動設計、對數據預處理和與數據庫通信的設計實現。本文的工作在醫用迴旋加速器控制系統中具有很重要的意義，為重離子束治療腫瘤做了基礎準備 ^[5]  。