第五章 放射源與放射治療機

第五章

放射源與放射治療機一、放射源的種類與照射方式放療使用的放射源主要有三類：放出α、β、γ射線的放射性同位素產生不同能量的X射線的X射線治療機和各類加速器產生電子束、質子束、中子束、負π介子束，以及其它重粒子束的各類加速器兩種基本照射方式：外照射：位于體外一定距離，集中照射人體某一部位，叫體外遠距離照射，簡稱外照射；近距離照射：將放射源密封直接放入被治療的組織內或放入人體的天然腔內，如舌、鼻咽、食管、宮頸等部位進行照射，叫做組織間照射和腔內照射，簡稱近距離照射還有一種情形，利用人體某種器官對某種反射性同位素的選擇性吸收，將該種放射性同位素通過口服或靜脈注入人體內進行治療，如利用碘-131治療甲狀腺癌、磷-32治療癌性胸水等，稱為同位素治療。近距離照射與體外照射的四個基本區(qū)別：1、近距離照射，其放射源的活度較小，由幾十個MBq（幾個mCi）到大約400GBq（10Ci），而且治療距離較短，約在5mm到5cm之間；2、體外照射，其放射線的能量大部分被準直器、限束器等屏蔽，只有少部分能達到組織。近距離則相反，大部分能量被組織吸收。近距離照射與體外照射的四個基本區(qū)別：3、體外照射，其放射線必須經過皮膚和正常組織才能達到腫瘤，腫瘤劑量收到皮膚和正常組織耐受量的限制，為得到高的均勻的腫瘤劑量，需要選擇不同能量的射線和采用多射野照射技術。4、由于距離平方反比定律的影響，在腔內組織間近距離照射中，離放射源近的組織劑量相當高，距放射源遠的組織劑量較低，靶區(qū)劑量分布的均勻性遠比外照射的差。二、常用放射性同位素源放射性同位素放射α、β、γ三種射線。放療主要使用β和γ兩種射線，而且應用γ射線較多。放療中使用的放射性同位素，除鐳以外都是人工放射性同位素，并且除了鈷－60和銫－137以外，所有這些同位素只用于近距離照射。1、鐳－226源(226Ra)鐳－226是一種天然放射性同位素，不斷衰變?yōu)榉派湫詺怏w氡，然后再經過一系衰變，最后變成鉛的穩(wěn)定同位素。鐳的半衰期為1590年，氡的半衰期為3.8天，在衰變過程中放出α、β、γ三種射線。臨床使用的是鐳的硫酸鹽，裝在各種形狀的鉑銥合金封套內。由于鐳源的各種缺點，已經在醫(yī)學上禁用，由其它人工放射性同位素取代。鐳石：含有鐳元素的天然礦石。居里夫婦居里夫人在實驗室鐳的能譜復雜，最高能量達3.8MeV，需要厚的防護層；半衰期長，衰變過程中產生氡氣，如操作不小心使鐳管破損，氡氣逸出，會造成污染；并且鐳的生物半衰期長，體內停留時間長，短時間內不能消除，特別是使骨髓損傷嚴重，因此原則上鐳在醫(yī)學上應該禁用。2、銫－137源(137Cs)銫－137源是人工放射性同位素，是由核反應堆的副產品加工得到的。它發(fā)出的射線是0.662MeV的單能γ射線，半衰期為33年。無論從源本身的物理特點或從放射防護的觀點上看，銫-137比鐳優(yōu)越。銫－137源主要應用于低劑量率(LDR)后裝機。3、鈷－60源(60Co)鈷－60源也是一種人工放射性同位素，是用無放射性的金屬鈷－59在反應堆中經過熱中子轟擊生成的不穩(wěn)定的放射性同位素。鈷－60核內的中子不斷轉變?yōu)橘|子并放出能量為0.31MeV的β射線，核中過剩的能量以γ輻射的形式釋放出來。鈷－60的γ射線能量有1.17MeV和1.33MeV兩種，平均能量為1.25MeV，它的半衰期是5.27年。鈷-60放出的β射線能量低，易于被容器吸收；γ射線平均能量為1.25MeV，比鐳略高，可作為鐳的代用品。由于它與銫－137相比半衰期短且能量高，所以作腔內照射輻射源不如銫－137。4、銥－192源(192Ir)銥－192也是一種人工放射性同位素，是由銥－191在反應堆中經熱中子轟擊生成的。銥－192的能譜比較復雜，γ射線平均能量為0.36MeV。銥－192粒狀源可以做得很小，使其點源的特性好，便于劑量計算。其半衰期為74.2天。37~370GBq（1~10Ci）的高活度的銥-192普遍用于高劑量率(HDR)的后裝治療。銥-192高劑量率后裝治療機三、X線治療機產生X射線一般需要以下幾個條件：①電子源②真空盒③加速電場④靶可以把X射線機簡化成以下模型：①X射線球管，里面包括陽極靶和陰極燈絲，真空度為10-6～10-7托，真空的目的是為了避免電子在打擊靶前損失能量，真空被破壞則X線球管也會損壞；②陽極由粗大的銅棒和小鎢靶組成。鎢原子序數(shù)大，熔點高，作X射線靶很合適。銅散熱快，能及時傳走靶上的熱。③用鎢作燈絲，發(fā)射電子的能力強。調節(jié)燈絲電流可以改變X射線管電流mA。X射線機的管電流是指由陽極通向陰極的電流，用mA表示，代表X射線的強度。④X射線機的陽極加有幾百kV的高壓作為電子的加速電場。高壓用kV表示，代表X射線的峰值能量。⑤控制系統(tǒng)可以看作是一系列的開關。X射線機示意圖1、特征輻射和韌致輻射韌致輻射：當運動的電子靠近原子核時由于庫侖引力的吸引可能會偏離其原來的路徑，并以韌致輻射的形式丟失能量。高速運動的電子與原子核之間相互作用的結果。韌致輻射的光子的能譜是連續(xù)的，最高達到電子的初始能量，它是X射線譜中主要成分。韌致輻射光子的發(fā)射方向取決于入射電子能量。當電子動能增大時，X射線的發(fā)射方向越趨向前。特征X射線具有動能E0的電子與靶原子相互作用，可能從不同的殼層擊發(fā)出軌道電子，由此損失能量。擊出殼層電子后軌道中產生空位，外層軌道電子將下跳、并填充空位同時以電磁輻射形式輻射能量，這就是所謂的特征輻射。特征輻射是以不連續(xù)方式輻射能量的。如果躍遷涉及從L層到K層的電子，那么所發(fā)射的光子能量將等于hv＝EK－EL，式中EK、EL分別為K層L層的電子結合能。韌致輻射和特征輻射示意圖未經濾過的X射線能譜2、濾過板的作用從X射線機中產生的X射線有從零到峰值(X射線機管電壓)的一系列能量，其低能部分對治療毫無用處并且產生高的皮膚劑量。要適應治療需要，就必須改進X射線能譜，去掉低能部分，保留有用的高能X射線。濾過板就可以起到這樣的作用，經過濾過的X射線比原來的平均能量高。適當選擇濾過板才能達到預期的光束硬度和可接受的強度。使用濾過板時應注意的問題：不同能量范圍的X射線用不同的濾過板，140kV以下的用鋁，140kV以上的用銅或銅加鋁復合濾過；同一管電壓的X射線，濾過板不同，所得X射線半價層也不同；③使用復合濾過板時要注意放置的次序，沿射線方向，應先放置原子序數(shù)大的，后放置原子序數(shù)小的；這樣放置的主要目的是為了濾掉濾板本身產生的特征譜線，同時也濾掉低能部分X射線；④從理論上來說，濾過越多，譜線分布對治療越好，但是過多的濾過會大大降低射線強度，不經濟，應該綜合考慮。3、半價層一般用半價層(HVL)來表示中低能X射線質，它可以通過X(γ)射線光子束貫穿某種介質時減弱的程度來定義和確定。臨床上使用的半價層定義為使入射X射線光子的強度或注量率減低一半時所需要的某種材料吸收體的厚度，它與線性吸收(線性衰減)系數(shù)的關系：HVL＝0.693/μ因為μ依賴于射線質和吸收體的材料，所以用某種材料的半價層值就可以表示射線穿射介質的本領，即可以用它表示X(γ)射線的射線質。臨床劑量學中，一般應結合X射線機管電壓的大小和所使用的濾過板，用鋁或銅材料的厚度來表示半價層，如2mmAl，0.5mmCu等。半價層相同的射線質，其X射線的能譜不一定相同，百分深度劑量分布也可能不同。因此，中低能X射線質除半價層表示外，還應給出管電壓。為了獲得臨床需要半價層的X射線質，用改變X射線機管電壓和相應濾過板的不同組合通過測量達到。四、鈷－60治療機1、組成①一個密封的鈷－60放射源②一個源容器和防護機頭③具有開關的遮線器裝置④具有定向限束的準直器⑤支持機頭的治療機架，用來調節(jié)線束方向⑥治療床⑦計時器及運動控制系統(tǒng)⑧輻射安全及聯(lián)鎖系統(tǒng)鈷－60治療機的組成結構2、鈷－60射線的特點鈷－60源射線的半衰期為5.27年，平均每月大約衰變1%。鈷－60射線平均能量為1.25MeV。優(yōu)點：穿透力強：高能射線通過吸收介質時的衰減率比低能X線低，因此高能射線劑量隨深度變化比低能X線慢，就是說比低能X線有較高的的百分深度劑量，由于百分深度劑量高，所以鈷-60治療時射野設計比低能X線簡單，劑量分布也比較均勻。保護皮膚：鈷-60射線最大能量吸收發(fā)生在皮膚下4-5mm深度，皮膚劑量相對較小，引起的皮膚反應比X線輕的多。骨和軟組織有同等的吸收劑量：低能X線，由于光電效應占主要優(yōu)勢，骨中每倫琴劑量吸收比軟組織大得多。而對于鈷-60射線，康普頓效應占主要優(yōu)勢，因此每單位劑量的吸收在每克骨中與軟組織近似相同。鈷-60這一優(yōu)點保證了當射線穿過正常骨組織時，不引起骨損傷；另一方面，由于骨和軟組織有同等吸收能力，在一些組織交界面處，等劑量曲線形狀變化較小，治療劑量較精確。（補充）光電效應總截面phZn/(h)3

（n=4~4.8）康普頓效應截面與z成正比。旁向散射小鈷-60射線的次級射線主要向前散射，射線幾何線束以外的旁向散射比X線小得多，劑量下降快。因此保護了射野邊緣外的正常組織和降低了全身的積分劑量。經濟、可靠、結構簡單、維護方便。2、鈷－60機半影的種類及產生原因半影就是射野邊緣劑量隨離開中心軸距離的增加而急劇變化的范圍，通常用P90%~10%或P80%~20%表示。鈷－60治療機的半影包括：①幾何半影②穿射半影③散射半影半影：沿射中心軸上80%等劑量線與20%等劑量線之間的距離三種半影的產生和劑量分布幾何半影：源有一定尺寸，經準直器限束后，射野邊緣各點分別受到面積不等的源的照射，因而產生由高到低的劑量漸變分布。穿射半影:即使是點狀源，由于準直器端面與邊緣射束不平行，使射束穿透厚度不同，也造成劑量漸變分布。散射半影：即使用點狀源和球面準直器消除幾何半影和穿透半影，組織中的劑量分布仍然有漸變，這主要是由于組織中的散射造成的。散射半影無法消除，只是隨入射線能量的增大而減小。減少幾何半影由上式可見，減少幾何半影的方法有兩個：1、縮小放射源的直徑S，但S不能太小，主要受放射源的放射性活度的限制，如果太小的話，射線輸出劑量率太低，不經濟。2、加大準直器距離，即減少準直器到患者皮膚的距離。若SSD-SDD=0，則皮膚半影等于0.這樣做雖然減少了幾何半影，但是由于減少了準直器到患者間的距離，卻增加了鈷-60射線中的電子污染，破壞了射線的劑量建成效應，從而增加了皮膚反應，這是得不償失的。一般SSD-SDD至少等于15cm。五、電子直線加速器臨床使用的醫(yī)用加速器主要有：電子感應加速器、電子直線加速器、電子回旋加速器和質子加速器。目前電子感應加速器已經被淘汰；由于各種原因，電子回旋加速器和質子加速器使用的人也很少。所以當前醫(yī)用加速器主要是電子直線加速器。電子直線加速器是采用微波電場把電子加速到高能的裝置，其加速管實際上是一個微波波導管。

從加速原理上分，電子直線加速器有行波加速和駐波加速兩種。從X射線及電子束能量來看，目前市場上主要有三種機型：低能單光子(4－6MV)直線加速器、低能單光子(6MV)帶電子束直線加速器中、高能(單、三)雙光子帶電子束直線加速器。低能加速器中高能加速器電子直線加速器的重要組成結構微波源(磁控管、速調管)電子槍加速管及靶準直器劑量監(jiān)測系統(tǒng)偏轉系統(tǒng)充氣系統(tǒng)(Cl2F2、SF6)；真空系統(tǒng)(鈦泵，10-6~10-7托，1標準大氣壓=760托)溫控系統(tǒng)控制系統(tǒng)調制器治療床加速管加速管也叫加速結構或加速波導，是電子加速器的關鍵部件，根據(jù)其加速原理，分為行波加速器和駐波加速器。行波加速：假設有一電子e在t1適合處于A點，此時波導管內的電場如下圖所示：此時，電子正好處于電場加速力的作用下，開始加速向前運動。至t2時刻電子達到B點，此時由于電波也在向前移動（實際上是電場在各點的幅值隨時間變化），電子正好處于t2時刻，有處于加速場的作用下。如果波的速度和電子速度一致，那么電子將持續(xù)受到加速。這種波的傳播速度（相速度）大于光速，即永遠大于電子運動速度，因此必須將行波減慢。為此在波導管上加上許多圓盤狀光欄，改變圓盤間的間距可以改變波的傳播速度（相速）。這種慢波裝置叫盤荷波導。在開始階段電子速度較小，因此間距小些，使波的速度慢些，隨著電子速度增大，慢慢增大間距，使波速也隨之很快達到光速后，間距保持不變。駐波加速：駐波：頻率和振幅均相同、振動方向一致、傳播方向相反的兩列波疊加后形成的波。波在介質中傳播時其波形不斷向前推進，故稱行波；上述兩列波疊加后波形并不向前推進，故稱駐波假設在t1時刻，1號腔處于加速半周，2號腔處于減速半周；在t3時刻，1號腔變成減速半周，2號腔處于加速半周。如果電子在t1時刻進入1號腔，電子將從加速場中獲得能量，得到加速，向前運動。在t3時刻，電子進入2號腔，這時2號腔處于加速半周，電子不斷的獲得能量，得到加速。如果電子進入每個腔時都處于加速半周，則電子可以得到不斷加速。微波源醫(yī)用電子加速器的功率源在低能時用磁控管，高能時用速調管。磁控管磁控管是一種正交場微波管，外形設計成圓形，所加直流磁場方向與電子運動方向相互垂直，電子流將勢能轉換成微波能量。主要包括：陰極：發(fā)射電子，同時與陽極形成作用空間。陽極諧振系統(tǒng)：陽極是繞著陰極的一個大無氧銅塊，上面開著若干個圓孔，每個圓孔就是一個圓柱形的諧振腔。陽極諧振系統(tǒng)決定了磁控管的工作頻率，工作時，陽極和陰極之間的空間充滿高頻交變電場，電子在此與其相互作用，交換能量，這些空間稱作用空間。磁鐵：提供磁控管工作時的磁場。能量輸出系統(tǒng)；頻率調諧結構；冷卻系統(tǒng)速調管速調管是對電子注進行速度調制的一種微波功率放大管，它將電子注直流能量轉換為微波能量。雙腔速調管是速調管中最簡單的一種類型，主要由以下部分組成：電子槍；輸入腔；漂移空間；輸出腔；收集極。電子槍：產生具有一定速度的均勻電子束。輸入諧振腔：也稱聚束腔或群聚腔。輸入的微波激勵信號在此腔激勵起高頻振蕩，建立高頻電場，并對穿過腔隙的電子束進行速度調制。漂移空間：也稱渡越空間，它是一個金屬管，空間內沒有高頻電場和磁場。已被速度調制的電子束在此空間內實現(xiàn)速度調制到密度調制，由均勻的電子束變成一串串疏密交變的電子束團，也叫電子注。輸出諧振腔：當疏密交變的電子注輸入輸出腔的諧振腔隙縫時，將在腔體內感應出RF電流，在速調管產生RF輸出功率。當一系列的電子注通過輸出腔時，如果時間間隔等于諧振腔一個諧振周期，就會產生強烈的相互作用，形成RF功率輸出。收集極：由于電子的能量傳給諧振腔（動能轉換為電磁能），速度減慢，所以，電子束到達收集極時能量比它通過輸入腔時低，其余的能量在收集極轉換為熱能。綜上所述，速調管中直流轉化為微波能量經歷了以下4個重要過程：1、電子槍發(fā)射的電子流在直流電壓作用下加速運動，直流電能轉變成電子流的動能；2、在外加微波信號的作用下，電子流在穿過輸入腔時受到速度調制；3、通過漂移空間時，電子流由速度調制成密度調制，形成電子注；4、在輸出腔由于電流的感應效應，將電子的動能轉變成放大了的微波振蕩的能量。多腔速調管是在輸入腔和輸出腔之間增加了一些輔助腔，用于改善群聚效果，提高輸出功率，效率。SDC10309.AVI充氣系統(tǒng)加速管和微波管道之間是由波導窗來連接的，波導管內充入絕緣氣體氟利昂，以防微波電場在傳輸中打火。恒溫冷卻系統(tǒng)加速器在運行過程中，消耗的功率較大，為保證加速器正常穩(wěn)定，需要有恒溫冷卻系統(tǒng)保持不受環(huán)境溫度的影響。恒溫冷卻系統(tǒng)包括內水循環(huán)冷卻和外水循環(huán)冷卻。內水循環(huán)冷卻是由內水泵（用蒸餾水作為循環(huán)水），內水管經高功率隔離器，磁控管磁鐵和線圈，偏轉線圈和電源，聚焦線圈和電源，靶和加速管，RF負載等，然后進入熱交換器返回到內水泵作循環(huán)冷卻。外水循環(huán)冷卻，由冷凍機制冷來冷卻水箱中的水，被冷卻的水由外水泵驅動，外水管經脈沖變壓器油箱然后進入熱交換將內水循環(huán)的熱量帶走，返回到水箱作循環(huán)運行。

照射頭準直器準直器的目的是限定照射野的大小以適應治療需要。根據(jù)國際放射防護委員會推薦，準直器的厚度應使漏射量不超過有用照射量的5%。實際治療機中，多數(shù)準直器厚度比此厚度大，使漏射線劑量不超過有用射線劑量的1%，以減少穿射半影。

準直器結構示意圖加速器準直器結構示意圖準直器的種類在加速器中，X射線要經過兩級準直才到達治療部位。一級準直器位于加速管電子引出窗口下，大小固定不變，是X射線和電子線共用的。二級準直器是可變的。為了減少X射線束的穿射半影，準直器的內端面必須與靶(或虛源位置)為圓心的徑向線一致。根據(jù)需要，還可以在加速器機頭上安裝內置或外掛式的多葉準直器，這種準直器有自動和手動兩種。各種準直器的功能一級準直器：也叫主準直器，主要用于減少機頭的漏輻射；二級準直器：俗稱“鉛門”，主要用于限定照射野范圍和減少漏射線，有上、下兩對(分別為Y和X方向)。二級準直器由傳統(tǒng)的上、下兩對對稱運動的形式發(fā)展到獨立式運動準直器。最早的直線加速器中，二級準直器只用于X射線治療模式，當轉換到電子線治療時，它自動開到最大射野位置。由于獨立準直器的相對鉛門能夠彼此跨過線束中心軸向對側運動一段距離(10～20cm)，可以利用它們的運動產生動態(tài)或虛擬楔形照射野，即產生一維調強分布。如果兩對獨立準直器都能跨過對側的話，可以利用它來產生二維調強分布。六、MLC的基本結構和劑量學考慮MLC的構成：鎢或鎢合金制成。葉片的寬度葉片長度葉片高度葉片端面：葉片深入射野內形成射野邊界的表面。兩個相對的葉片組組合在一起構成MLCMLC葉片對數(shù)：29～120對內置式：置于加速器機頭內的稱為內置式，均為電動式外掛式：裝在機頭外面的稱為外掛式，有自動和手動兩種MLC每個葉片在等中心處形成一定的野寬度(3mm~10mm)。一般來說，內置的MLC每對小葉片都可以彼此跨過線束中心軸運動到對側，形成多對獨立式準直器，因此具有獨立式準直器的一切臨床功能。多葉準直器(MLC)分類多葉準直器原初設計主要用于代替鉛擋塊形成不規(guī)則射野，隨著放療技術的發(fā)展，它為調強治療提供了有力的工具。葉片高度必須使原射線的穿射小于原來強度的5%，以代替常規(guī)射野擋塊，即需要4～5個半價層的高度。葉片縱截面的設計非常重要而且復雜，其形狀決定于兩個重要因素：1、它的底面和頂面必須在與葉片運動方向垂直的平面內，聚焦于放射源(即X射線靶)。2、相鄰葉片組合在一起，必須使葉片間的漏射線劑量最小，也就是說葉片的側面必須采用凹凸槽的結構。葉片端面有弧形的(Varian和Philips)和直立的(Siemens和Scanditronix)兩種，對于直立端面葉片的MLC，必須同時對葉片的端面和截面采