放射物理学4

第四章 放射源和放射治疗机,第一节 放射源的种类及其照射方式,放射治疗用的放射源主要有三类：,（1）放出、射线的放射性同位素。（2）产生不同能量的X射线的X射线治疗机 和各类加速器。（3）产生电子束、质子束、中子束、负 介子束及其它重粒子束的各类加速器。,（1）外照射：位于体外一定距离，集中照射 人体某一部位，称为体外远距离照射， 简称外照射。（2）近距离照射：将放射源密封直接放入被 治疗的组织内或放入人体天然腔内，如 舌、鼻咽、食管、宫颈等部位进行照 射，称为组织间照射和腔内照射，简称 近距离照射。,基本的照射方式有两种：,第一类放射源可以作为体内近距离、体外远距离两种照射；第二、三类放射源只能作体外照射用。,（1）近距离照射，其放射源活度较小（几个mCi10Ci），而且治疗距离较短（5mm5cm）。（2）体外照射，其放射线的能量大部分被准直器、 限束器等屏蔽，只有少部分到达组织。近距离照射则相反，其放射线的能量大部分被组织吸收。（3）体外照射，其放射线必须经过皮肤和正常组织才能到达肿瘤，肿瘤剂量受到皮肤和正常组织耐受剂量的限制，为了得到高的均匀的肿瘤剂量，需要选择不同能量的射线和采用多野照射技术。,近距离照射和体外照射相比有四个区别：,（4）由于受距离平方反比定律的影响，在腔内组织间近距离照射中，离放射源近的组织剂量相当高，离放射源远的组织剂量较低，因此其靶区剂量分布的均匀性远比体外照射的差，临床应用必须慎重，防止靶区内有剂量过高或过低的情况发生。（近距离照射时，其靶区剂量分布的均匀性受距离平方反比定律的影响要比体外照射时大。）,放射射线：、除镭外，放疗中使用的放射性同位素均为人工放射性同位素。除钴-60和铯-137外，所有这些同位素只用于近距离照射。,第二节 近距离治疗用放射性同位素源,镭-226是一种天然的放射性同位素，它不断衰变为放射性气体氡。其半衰期为1590年，临床应用的镭是它的硫酸盐，封在各种形状的铂铱合金封套内。1毫克镭经0.5毫米铂铱过滤后，距离镭源1cm处每小时的照射量是8.5R。其能谱复杂，平均能量为0.83MeV。,一、镭-226源（226Ra）,由于镭的获得困难，放射性强度低，只能作近距离照射。长期以来，镭一直用作内照射。但由于其半衰期过长，衰变过程中产生氡气，若氡气逸出会造成环境污染，且其射线最高能量可达3.8MeV，需要厚的防护层等缺点，所以在医学上逐渐被钴-60、铯-137等人工放射性同位素代替。,铯-137是人工放射性同位素，放射，其能量为单能，为0.662MeV，半衰期为33年。距1mCi铯-137源1cm处，每小时照射量为3.26R。因此，1mCi铯-137相当于0.4毫克镭当量。 铯-137在组织内具有镭相同的穿透能力和类似的剂量分布，其物理特点和防护方面比镭优越，是取代镭的最好同位素。,二、铯-137源（137Cs）,钴-60也是一种人工放射性同位素，其半衰期为5.27年。其放出两种能量的射线分别为1.17MeV和1.33MeV，因此射线的平均能量为1.25MeV。在组织内的剂量分布也与镭源相似，可以作为镭源的替代物，制成钴针、钴管等。由于其放射性活度高，而且容易得到，因此在作近距离照射时，多用作高剂量率的腔内照射。,三、钴-60源（60Co）,铱-192源是一种人工放射性同位素，它是铱-191在核反应堆中经热中子照射轰击而生成的不稳定的放射性同位素，其能谱比较复杂，平均能量为0.36MeV。由于铱-192的射线能量范围使其在水中的指数衰减率恰好被散射建成所补偿，在距离5cm的范围内任意点的剂量率与距离平方的乘积近似不变。,四、铱-192源（192Ir）,此外铱-192的粒状源可以做得很小，使其点源的等效性好，便于计算。半衰期为74.5d，故铱-192源是较好的放射源，主要用于高剂量率的腔内照射和组织间插植。距1mCi的铱-192源1cm处的每小时照射量为4.9R，铱-192源的半价层为24mm铅，是较容易防护的放射源。,碘-125，半衰期59.6d，射线能量2735KeV，平均能量28keV，半价层为0.025mmPb。由于其射线的能量较低，适用于插植治疗。通常做成粒状源，用于高、低剂量率的临时性或永久性插植治疗。其与铱-192源相比，其缺点是制备粒源需要特定设备、价格比铱-192源贵，而且其剂量分布明显依赖于被插植组织的结构。组织的不均匀性将显著影响碘-125插植时的剂量分布，用常规治疗计划系统计算得到的结果将不可靠，这是因为常规治疗计划系统是假定组织为均一水样。,五、碘-125源,近十多年来，近距离治疗的较大进展是开发使用光子能量位于23100keV范围内的放射性同位素。如钯-103（103Pd）、镅-241（241Am）、钐-145（145Sm）、镱-169（169Yb）等。,六、新型近距离治疗用放射源,开发于80年代初，主要用于永久性插植治疗，对细胞倍增时间不足5d的肿瘤的治疗不仅具有较高的生物效应剂量，而且治疗后肿瘤的残存细胞数较少。钯-103的光子平均能量为21keV，与碘-125的28keV接近，具有易于防护的特点，半衰期为17d。,钯-103,最早由耶鲁大学开发出来，用于妇科肿瘤的治疗。半衰期为432.2a，光子能量60keV。其半价层值较小，易于防护，加之其半衰期较长，有较好的性价比。,镅-241,常做成与碘-125相同的规格，用于组织间插植。它通过电子俘获产生3845keV的特征X射线和61keV的微量射线，平均能量为41keV，半衰期为340d。在水中的剂量分布界于碘-125和镭的替代同位素之间。,钐-145,以电子俘获的方式产生49.8307.7keV范围的X射线和射线，其平均能量为93keV，半衰期为32d。镱-169是由镱-168经中子轰击后得到的，由于其中子俘获截面大，可产生高放射性比活度的镱-169源。其剂量分布优于钯-103和碘-125，由于其会产生308keV的光子，因此不适合用作永久性插植。,镱-169,常规和新近发展的近距离治疗用放射源，按其物理特性，能量可分为200keV2MeV、60keV200keV、及小于等于50keV三段。,七、近距离治疗用放射源的比较,（1）200keV2MeV能量段：所有同位素均为镭的替代同位素，其物理特征是剂量率常数基本不变，不随能量和组织结构的影响；在5cm范围内，剂量分布基本遵守平方反比定律。但半价层随能量降低显著减小。镭疗所建立的剂量学体系可移植到此能量段的同位素。（2）60200keV能量段：射线与生物组织的相互作用基本上是服从康普顿弹性散射规律，而散射光子的建成基本上补偿了原射线在组织中的衰减，剂量率常数开始随能量和组织结构变化。,（3）低于40keV以下：光电效应占主要地位，剂量率常数随射线能量和组织结构的变化更大，射线的生物效应对能量的依赖性提示我们，镭疗及其镭的替代核素在临床上积累的经验即组织剂量效应数据，不能直接用于这些低能的同位素治疗，同时相应的治疗计划系统应使用相应的剂量计算模型。,过去曾经用镭制成射线敷贴器，用于治疗表浅病变，但由于镭还有很强的放射性，所以镭作源应用不理想。后来发展了锶-90射线敷贴器。锶-90以28a的半衰期衰变成钇-90，后者再以64a的半衰期变成锆-90。锶-90射线的最高能量为0.54MeV，而钇-90能产生穿透力更强，最高能量为2.27MeV的射线。由于射线在组织中有一定射程，尽管锶-90射线能量不均匀，但锶-90射线敷贴器造成的百分深度剂量曲线较镭制射线敷贴器要好。,八、锶-90同位素源,锎-252目前用于腔内治疗的较好的中子源。其半衰期为2.65a，发射裂变中子，中子平均能量为2.35MeV，同时也发射射线，剂量计算和测量相对比较复杂。,九、锎-252中子源,小结：1、放射源的种类和照射方式 2、近距离治疗用放射源3、近距离治疗用放射源比较,与肿瘤患者治疗有关的常有设备:主要有各种内外照射治疗机、模拟定位机和治疗计划系统。,第三节 X射线治疗机,治疗机包括中低能X射线治疗机（KV级治疗机）、高能治疗机（MV级治疗机），目前普通应用的是60Co治疗机、医用加速器等；和近距离治疗中使用的后装治疗机；以及立体定向放射外科和立体定向放射治疗设备。,X射线治疗机曾经在放射治疗中广泛使用，但在20世纪的五、六十年代后，逐渐被高能治疗机所取代。尽管如此，X射线治疗机由于其固有的一些特点，如与高能治疗机比较，设计和操作简单，价格比较低，适合治疗浅表部位的肿瘤等，在中小型的放射治疗中心仍有使用价值。,第三节 X射线治疗机,高速电子撞击靶物质时，产生碰撞和辐射两种损失，前者主要是产生热，后者主要是产生X射线。二者之比为：,第三节 X射线治疗机,一、X射线的产生及其能谱,式中T是高速运动的电子的动能（MeV）；Z是靶物质的原子序数。,例如， 250KV的低能X射线治疗机，靶材料钨，则 T250keV0.25MeV Z74 辐射损失占电子能量损失的2，碰撞损失占98，以热量的形式出现，所以一般低能X射线治疗机要有靶的冷却装置。 对于能量较高的加速器产生的X射线，由于电子的动能很高，电子能量的大部分产生X射线，只有小部分产生热，所以高能电子加速器一般不需要冷却装置。,辐射产生X射线，主要是两种方式：（1）特征辐射 高速运动的入射电子与靶材料原子的内层轨道电子相互作用。内层轨道电子获得动能，脱离原轨道成为自由电子，这时外层轨道电子发生轨道跃迁，补充到内层轨道的空位，并以电磁辐射的形式辐射其能量。这一机制产生的X射线称为特征辐射，其能量正好等于发生跃迁的轨道能级差。,（2）韧致辐射 高速运动的电子，靠近靶材料原子的原子核附近，由于原子核库仑力的作用，电子运动受阻，改变方向，并伴有电磁辐射损失能量，即产生X射线。与单能量的特征X射线不同，韧致辐射X射线的能量，可以是最小直至入射电子的初始动能，即具有连续能谱。电子与物质相互作用，发生韧致辐射的几率与靶材料原子序数的平方成正比，也就是说，韧致辐射更容易发生在高原子序数靶物质中。,有两种成分。轫致辐射形式的能谱是连续的，是X射线谱中的主要成分。为了获得满意的能谱分布，往往要加些滤过，把低能成分去掉。,X射线的能谱,临床用的X射线机根据能量高低分：临界X射线（610kV）、接触X射线（1060kV）、浅层X射线（60160kV）、深部X射线（180400kV）、高压X射线（400kV1MV）以及高能X射线（250MV），高能X射线主要是由各种形式的加速器产生。低能X射线机与钴-60、加速器相比，主要缺点是：百分深度剂量低、能量低、易于散射、剂量分布差等，因此其逐渐被取代。,治疗机的分类 按X射线机球管电压和线束特点，基本分为： （1）接触治疗机：管电压2050KV，治疗距离即靶到皮肤距离10cm或更小，治疗深度仅为12mm。 （2）浅层治疗机：管电压50150KV，HVL约为18mm铝，治疗距离1030cm，治疗深度一般到5mm。 （3）深部治疗机：管电压约150300KV，治疗距离3040cm，HVL约为13mm铜，治疗深度一般到2cm。,低能部分对治疗是毫无用处的，且容易产生高的皮肤剂量。 设法去掉低能部分，而保留较高能量的X射线，过滤板可以起到这样的作用。选择合适的过滤板使其对低能部分比高能部分吸收的多，这样改进后的X射线比原来的X射线其平均能量要高，即半价层高。,二、X射线质的改进过滤板的作用,（1）140kV以下的用铝，140kV以上的用铜或铜加铝或用复合滤过。（2）同一管电压的X射线，过滤板不同，所得X射线的半价层不同。,使用过滤板时，应注意的几点：,（3）使用复合过滤板时，应注意放置次序，沿射线方向，先放原子序数大的，后放原子序数小的。这样放置的目的是为了滤掉滤板本身产生的特征谱线，同时也达到滤掉低能部分的目的。（4）不是滤过越多越好。虽然滤过越多，谱线分布对治疗越好，但过多的滤过会使X射线强度大大降低，不合算。,产生X射线的一般条件是什么？主要是：电子源、靶、真空盒、加速电场。,三、X射线机的一般构造,（1）X射线球管里包括阳极靶和阴极灯丝。真空度为10-610-7 Torr（托），1Torr13Pa。抽真空的目的是为了避免电子在打击靶前与空气作用，损失能量。如果真空被破坏，则X射线管被破坏。使用时应注意不要一开机就突然加到高kV，高mA，而要从低到高逐渐上升。,（2）阳极是由粗而大的铜棒和小钨靶组成。钨的原子序数大，熔点高，作X射线靶很合适。铜散热快，能及时将靶上的热带走。（3）用钨丝作灯丝，发射电子能力强。（4）X射线机的阳极加几百kV的高压作为电子的加速电场，它代表X射线的峰值能量。,小结：1、X射线的产生机制2、滤过板的作用及使用3、X射线机的结构,1951年，加拿大建成第一台钴-60远距离治疗机。目前，我国已能批量生产性能较好的旋转式钴-60治疗机。,第四节 钴-60治疗机,特点：（1）穿透力强， 深部剂量较高，适用于治疗较深部肿瘤。（2）在剂量建成区皮肤的吸收剂量低，最大剂量点在皮下0.5cm，皮肤反应轻。,一、钴-60射线的特点,（3）骨和软组织有同等的吸收剂量 低能X射线：光电吸收占主要优势（u/与（hv）3成反比，与Z33.8成正比），骨中每伦琴剂量吸收比软组织大得多。 钴-60射线：康普顿吸收占主要优势（ uc/和uc,tr/与Z近似无关），因此在同等条件下骨和软组织吸收的剂量近似相同。,（4）旁向散射小 次级射线主要向前散射，因此射野边缘外次级射线旁向散射小，保护了射野边缘外的正常组织。,（5）与24MV加速器产生的X线性能相似，但结构简单、成本低、维修方便、经济可靠。,一般由以下部分组成：一个密封的钴-60放射源； 一个源容器及防护机头；开关的遮线器装置；定向限束的准直器；支持机头的治疗架，用以调节线束方向； 治疗床；计时器和运动控制系统；辐射安全及联锁系统。,二、一般结构,钴源采用气动机构来推动，治疗时，只要使电磁阀通电，将气源接通，气缸活塞推杆使将钴源筒推出一定距离，停留在放射口处，进行照射。当定时照射结束(是用定时钟控制治疗时间)，钴源筒便主动退回，将钴源稳定。可靠地停放在贮藏位置，治疗过程中当突然发生断电时，钴源筒能自动返回原位，以确保治疗安全。,与结构有关的几个问题：,（1）钴-60源防护 根据ICRP推荐，当钴-60源处于关闭位置时，距源1m处，各方向的平均照射量率应小于2mR/h，且不应有超过10mR/h的地方。 据此，对于千居里级的钴-60治疗机，防护需要将其衰减到10-6 ，需近似20个半价层。 通常源容器用钨或铀合金，源容器周围用铅，外面用钢作套。,2300Ci钴-60源衰减到1.510-6所需的材料厚度,（2）遮线器 （射线截断装置）开启时，射线束通过一定方向射出进行治疗；关闭时，射线束被截断，只有少部分射线漏出。,源固定，插入防护材料方式,源运动，抽屉式或旋转式,（3）准直器系统目的：是限定照射野大小以适应治疗需要。根据ICRP推荐，应使漏出的射线量不超过有用照射量的5，不低于4.5个半价层。例如，钴-60射线，用铅做成的准直器应不低于4.51.275.7cm，一般取6cm。实际治疗机中，多数准直器厚度比此厚度大，使漏射线剂量不超过有用剂量的1，以减少穿射半影。,使半影最小一级准直器，固定，限定最大照射野。二级准直器，可调，复式结构，减少几何半影。末端两对叶片为伸缩式。治疗鼻咽癌，可以降低双侧眼球晶体剂量。,半影(penumbra)：射野边缘剂量随离开中心轴距离的增加而急剧变化的范围。临床上有三种原因造成钴-60治疗机有半影。,三、钴-60半影,产生原因：由于源具有一定尺寸，射线被准直器限束后，射野边缘诸点分别受到面积不等的源的照射，造成剂量由高到低的渐变分布。消除方法：要消除这类半影，只有减少源的尺寸，但当减少到一定尺寸时源的活度受到影响，故临床上治疗病人时，可以采用延长源到准直器的距离这一方法。,几何半影,产生原因：即使是点状源，由于准直器端面与线束边缘不平行，使线束穿透厚度不等，造成剂量渐变分布。消除办法：使用球面聚焦式准直器（球面限光筒）。,穿射半影,产生原因：即使几何半影和穿射半影“消失”，组织内照射射野的边缘仍存在剂量的渐变分布，这主要是由于组织中的散射线造成的。边缘的散射线的总量总是低于射野内任意一点的散射线的量，同时射野边缘离射野中心越远，散射线剂量也越少。“消除”方法：无法完全消除，但会随入射射线的能量增大而减少。高能X射线或射线，散射线主要是向前的，散射半影小；低能X射线，散射线呈各向同性，散射半影较大。,散射半影,半影会造成照射射野边缘剂量分布不均匀，临床上应设法尽量减少半影。目前新型的钴-60治疗机均带有半影消除装置的复式球面形准直器。,因不断衰变，放射性活度不断减小，使得患者的治疗时间越来越长。换源时，特别注意：规格（直径小于或等于旧源）；需要重新确定剂量学参数，主要是源的输出剂量测量、射野平坦度和对称性测定、半影的测定等；机器本身（特别是机头）的防护检查。,四、钴-60源更换,1932年提出。1937年，1MV Van de Graaff静电加速器；（美国）1943年提出。1949年，20MV 感应加速器；（高能X射线，高能电子束）（美国）（我国70年代初）1944年提出。70年代初，22MeV 回旋加速器。（瑞典）1946年提出。1952年，8MV 直线加速器。（英国）（我国78年）,第五节 医用电子加速器,三、电子直线加速器,电子直线加速器是利用微波电磁场加速电子并且具有直线运动轨道的加速装置。,直线加速器是最早发明的一种谐振式加速器，人们为了克服高压加速器所遇到的困难，探索了使带电粒子连续多次通过一个电压不很高的加速电场来获得高能的方法。1928年威德罗（Widroe）建成了第一个直线谐振加速器。,当正离子经过加速间隙 a处时，间隙间的高频电场正好使它加速，随后离子进入漂移管，高频电场也正好变换极性（漂移管内电场=0），当离子到达间隙b时又正好被加速，这样经过几个加速间隙所获得的总动能为,沿着直线排列一串金属圆筒形电极（称为漂移管），奇数和偶数电极分别接到高频电源的两个输出端上,(V是高频电压的恒值 ,是离子通过加速间隙中心时，加速电压的相角),这种直线加速器的漂移管长度 随能量Wn增大而加长，使整个装置变得非常庞大.缩短加速器长度的途径是提高高频电压的频率，第二次世界大战后，超高频微波技术的发展，使之成为可能。,采用微波电场把电子加速到高能的装置。要求微波的相位变化要与电子的速度同步匹配，即要求电磁波电场分量的相位变化在电子到达时必须指向前进的方向。加速管实际上是一个微波波导管，由一组圆柱形的谐振腔组成，每个谐振腔的直径为10cm，长度为2.5cm5cm。建立的电磁场为TM010波(横磁波)，电场沿轴向分布，磁场沿横向分布。,（一）加速原理,图4-15 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,振动频率、振幅和传播速度相同而传播方向相反的两列波叠加时，就产生驻波。,驻波形成时，空间各处的介质点或物理量只在原位置附近做振动，波停驻不前，而没有行波的感觉，所以称为驻波。形成驻波时，各处介质质点或物理量以不同的振幅振动。振幅最大处叫波腹，振幅最小处即看上去静止不动处叫波节。相邻两个波节或波腹之间的距离是半个波长。,波在介质中传播时不断向前推进，故称行波,图4-16 射频电子直线加速器加速原理,(a) 行波加速,假设有一电子e在t1时刻处于A点，电子正好处于电场加速力的作用下，开始向前运动。至t2时刻电子到达B点，此时由于电波也“向前”移动（实际上是电场在各点的幅值随时间的变化）,电子在t2时刻，正好又处于加速电场的作用下。,行波加速,如果波的移动速度和电子的运动速度一致，那么电子将持续受到电场的加速。但由于这种波的传播速度（相速度）大于光束，即永远大于电子的运动速度，为此必须将波速减慢。在波导管内加上许多圆盘状光栏，改变圆盘间的距离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称为“盘荷波导管”。在开始阶段，由于电子的速度较小，因此间距小些，使波的传播速度慢些，随着电子速度的增加，慢慢增加间距，使波速也随之加快并到达光速，之后保持间距不变。这种波称为行波，利用这种波加速电子的加速器称为行波电子直线加速器。,驻波的产生 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。,驻波加速,(b)驻波加速,图4-16 射频电子直线加速器加速原理,t1时刻电子受到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，又处于加速电场作用下得到加速；t4时刻电场由反向恢复到零，电子不被加速。,在t1和t2时刻之间，由于电场由正向零变化（即幅值变小）而相位不变，此时位于t1，t2间的电子仍然受着加速场的作用而累增其能量，在其它时刻的电子也与此类似。,这种加速器由于利用了行波的反射波，因此功率消耗比行波的要小，所以得到同样能量的加速器其长度可以进一步缩短，这在医疗上是理想的，因此近年来有较大的发展，但其制造工艺较复杂，成本较高。,工作原理：脉冲调制器从外部电源获得能量并转换为脉冲宽度为几微秒、电压几十千伏的脉冲，同时加到磁控制管（或速调管）和电子枪。电子枪中的电子经阳极和阴极间的脉冲负高压（45kV左右）的作用进入加速管。,典型的医用行波电子直线加速器,与此同时，磁控管或速调管经波导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后，经过偏转磁铁偏转，直接引出（电子束治疗）或打靶（X射线治疗）。,Varian CLINAC 21EX医用直线加速器,治疗头（与治疗有关的重要附属设备）扩大和均匀射野 对X射线治疗，在射线路径上加均整器； 对电子束治疗，换成散射片输出剂量由薄壁穿射电离室监测，其优点可以减少电子束中的X射线污染和能量损失。,（二）X射线、电子束的能量,目前市场上主要有三种机型： （1） 低能单光子（46MV）直线加速器 （2）低能单光子（6MV）带电子束直线加速器 （3）（中）高能单（双）光子带电子束直线加速器 临床经验证明，约80的深部肿瘤 6MV X射线可满足要求，对某些较深部位（如腹部）的肿瘤，使用较高能量的X射线（如1618MV）。 高能电子束适合治疗较浅的偏体位肿瘤，其电子能量以420MeV范围较好,靶区后缘深度16cm。,（三）束流的均整、扩散及准直,图4-19 医用直线加速器治疗头,（1）X射线的均整 靶材料为钨、铂金等，厚度要足以完全吸收入射的高能电子。 X射线均整器：420MV 范围的X射线，使在治疗距离处得到大约3540cm大小的满足一定平坦度和对称性要求的治疗用射野。均整器常用铅制作。,（2）电子束的扩散 直接引出的电子束大约为直径3mm的笔形束，必须经散射片将其扩散到满足一定均匀性的治疗射野范围。 散射片通常用铜或铅制成，其厚度选择应使绝大多数电子被散射而不是产生轫致辐射。,（3）准直器 X射线要经过两级准直才到达治疗部位。 一级准直器位于加速管电子引出窗口下、大小固定不变，为X射线、电子束所共用。 二级准直器是可变的。,电子经引出窗（X线靶）一级准直均整或散射或扫描的（X射线和电子束） 监测电离室二级或三级准直器 （电子线限光筒）患者 监测电离室：由几个或一个多电极电离室组成。多数使用穿射型平板电离室，其大小应覆盖整个治疗射野，少数使用指形电离室。电离室的功能：是监测X射线、电子束的剂量率、积分剂量和射野的对称性。 验收时和平时定期进行测量和校准。,（四）束流的监测,注意：测量和校对只对治疗范围内使用的剂量率有效。 超过此范围时剂量仪不能跟随剂量率的变化而出现错误计数，造成剂量不准甚至是放射性事故。加速器制造厂家设定了超剂量率限位联锁，一旦机器输出剂量率超出预先设定的范围，联锁启动，自动切断高压。医院的物理师和工程师要每周检查其功能，确保治疗的安全进行。,小结：1、钴60射线的特点（掌握）2、一般结构（了解）3、半影种类及产生原因（重点掌握）4、加速器种类（了解）5、医用直线加速器的加速方式（了解）6、束流的均整、扩散及准直（掌握）7、医用直线加速器优缺点（了解）,第六节 多叶准直器（MLC）,multi-leaf collimator,多叶准直器是用来产生适形辐射野的机械运动部件，俗称多叶光栅、多叶光阑等等,2、采用计算机后，旋转照射过程中，可用MLC调节射野形状跟随靶区（PTV）的投影形状；,3、在照射过程中，利用计算机控制叶片的运动，实现静态MLC和动态MLC的调强。,1、常规放疗中，使用射野挡板有许多缺点：,a.其制作费时费力，加工过程中的产物有害健康；,b.射野挡板较重，治疗摆位效率低，操作不方便。,放疗临床中使用MLC的主要原因：,多叶准直器开发的主要目的是实现适形放疗。但由于其机械结构方面的优良性能和计算机自动化控制下精确运动的灵活多样性，使其具备了多种潜在功能。,一、多叶准直器基本结构和剂量学考虑,从多叶准直器问世直到现在，多叶准直的结构设计就一直在改进、完善。为适应各种不同的功能和用途，世界各国先后推出多种结构形式的多叶准直器。观其历史发展，多叶准直器主要是围绕着提高适形度、减小透射半影、降低漏射、适应动态与动态楔形板等高级功能展开的。多叶准直器的构成单元是单个叶片，一般由钨或钨合金制成。,叶片的宽度直接决定了多叶准直器所组成的不规则野与计划靶体积（PTV）形状的几何适合度（适形度）；叶片越薄，适形度越好，但加工也较困难，驱动电机等机构越多且复杂，造价相应提高，因此必须在适形度和造价之间作合理的折中选择。,叶片的高度必须能将原射线和辐射强度削弱到5%以下，即至少需4-5个半价层厚度。由于需保持叶片间低阻力的相对动态移动，叶片间常有一些漏射线，会降低叶片对原射线的屏蔽效果，叶片高度需适当加厚，一般不少于5cm厚的钨合金。如果将漏射线剂量降到2%以下，通常需7.5cm的钨合金厚度。,叶片纵截面的设计需考虑两个因素,A 叶片的底面和顶面必须在与运动方向垂直的平面内会聚到X射线靶的位置，这就决定了叶片的横截面应是梯形结构，即底面的宽度应大于顶面的宽度，使得任何一个叶片都与从源（靶）辐射出且通过此面的射线平行。,B 要保证相邻叶片间和相对叶片合拢时的漏射剂量最小，这就决定了叶片的侧面多采用凹凸槽相互镶嵌的结构。凹凸槽的位置可加工在叶片高度的中部，但由于这种结构要求加工精度高、技术难度大，使用中有时发现个别叶片因运动阻力大而发生故障，所以后来不少厂家生产的叶片采用了台阶式结构。,叶片间存在两种漏射线：相邻叶片间的漏射和相对叶片合拢时端面间的漏射。,MLC叶片的截面形状还同时影响叶片形成的射野的半影。为实现MLC在本节开始所述的三个临床使用功能，单个叶片的运动范围应该能跨过线束中心轴到对侧某一位置。为了减少叶片端面对射野半影的影响，叶片端面的设计尤其重要。通常有两种设计类型；弧形端面和直立端面。,采用直立端面设计时，叶片可有两种运动方式：,A 叶片沿以X射线源（靶）为中心的圆弧形轨迹运动。这时无论处于任何位置，其端面总是与原射线相切。,B 如果叶片沿垂直于射束中心轴方向的直线轨迹运动，则叶片在达到指定位置后必须自转一个小角度，以便使其直立端面与原射线的扩散度相切。由于叶片多，这种转角设计在技术上有一定的难度。,采用弧形设计后，在叶片沿垂直于射线中心轴方向运动的任何位置，都能使原射线与端面相切。采用弧形端面可能使射野的半影增大，而且半影的大小会随叶片离开射束中心轴的位置而变化，但如果合理地选择端面的曲率半径，可在叶片的全部直线运动行程中，使射线与端面的切弦长度近似保持不变，这样就可使射野半影基本上不随叶片位置变化而保持常数。,二、多叶准直器的安装位置,目前大部分先进的直线加速器都可装配MLC，但其设计特点各异。Varian瓦里安（Polo Alto，CA）、Siemens西门子（Concord，CA）、Elekta医科达（Norcross，GA）三大公司设备系统的特点。,Elekta MLC由40对、7.5cm厚的钨合金叶片组成，每片在等中心投影的宽度为1cm、长度为32.5cm。常规治疗的最大野为40cm40cm，叶片最大移动速度为每秒2cm。,在Elekta的加速器中，MLC替代Y方向的上叶准直器（Y-jaws），但为了减小MLC的辐射泄露，MLC下面还有3cm厚的Y-向光栏（后备型薄片准直器）。,优点：叶片靠近放射源，得到相同大小射野时，MLC叶片运动范围较小，叶片长度可缩小，MLC结构紧凑。,缺点：叶片远离等中心，叶片宽度的加工和运动位置的控制比其他类型安装要求严格。,Siemens MLC 由29对、7.5cm厚的钨合金组成，内部的27对叶片中，每片在等中心的投影宽为1cm、长为31cm，内组合野为40cm27cm；而外部2对宽为6.5cm，内外组合野为40cm40cm。此结构可减少射束中心的辐射泄漏。叶片最大移动速度为每秒2cm但不控制单个叶片的速度。上光栏（jaw）的放置必须小于MLC组形边界外0.5cm，但可按需要置于MLC组形边界内的任何距离。,在Siemens的加速器中，MLC完全代替了下光栏。,Varian MLC 由26对或40对（或60对）5cm厚的钨合金叶片组成，每片在等中心投影宽为1cm（60对中的内20对为0.5cm），长为16（40）cm，叶片最大移动速度为每秒3cm。,Varian加速器中MLC是作为第三准直器，替代射野挡块托架的位置。,优点：发生故障时方便置换成射野挡块。,缺点：增加了治疗机臂的重力负荷；因离X射线靶较远，MLC叶片宽度和长度较前两种大，治疗头体积相应增大，会给一些特殊病种的体位的治疗摆位造成一定的困难。,二、多叶准直器叶片的控制,为使每个叶片随时分别到达准确的位置，各生产厂家采用了不同的叶片控制方式，但都必须包括三项内容：,A 叶片位置的监测包括使用机械限位开关监测叶片的开关状态，光学摄像系统，线性编码器等 ；,B 叶片控制逻辑包括控制叶片的开关状态、叶片位置、叶片运动速度和剂量补偿等。,C 叶片运动到位机构采用数字方式或模拟方式控制叶片的到位。,（1） 叶片位置的监测,为确保叶片安全、可靠地到位，必须定时监测叶片的位置。,开关式准直器：使用机械限位开关来监测叶片的开关（ON、OFF）状态。,较常用是用高精度的线性电位器作为线性编码器，它具有很好的线性度和精度，但因为接线太多、占据空间较大。一旦电位器出现问题，在结构紧凑的MLC中较难查找故障，必须用高可靠、高质量的电位器,（2） 叶片位置的控制,叶片位置的确定和控制到位是实现MLC功能的先决条件。叶片位置应与它拟形成的射野的边界相一致。线性编码电位器或光学摄像系统所记录或显示的叶片位置应相当于灯光野的大小，也必须是实际射线野的大小。,（3） 叶片驱动机构,对于开关型MLC，通常采用活塞气动式控制，可使叶片快速进入开、闭状态；对于非开关型的标准MLC，一般都采用微型电机驱动，并通过丝杠将电机的旋转运动变成叶片的直线运动。叶片的运动速度可设计在大约0.2-50mm/s范围，常用的速度是1-2cm/s,（4） 叶片位置的校对,叶片位置的校对是保证叶片精确到位的重要措施。它是把来自CCD摄像机的像素信号或来自线性电位器的电压信号与叶片的位置进行一对一的校对，并定期重复进行。,（5） 治疗准直器或后备准直器的自动跟随,治疗或后备准直器的自动跟随是为了屏蔽相对叶片和相邻叶片之间的泄漏射线。除用后备准直器跟随外，有的采用标准的加速器治疗准直器进行跟随。跟随准直器的位置应由相应MLC叶片的当前位置的编码信号进行控制。,第七节 重粒子治疗,轻粒子：光子、电子,重粒子：快中子、质子、负介子及氮、碳、氧、氖离子等,重粒子一般在回旋加速器中产生，回旋加速器是一种带电粒子加速器，主要用于核物理研究，放射治疗中主要使用它所产生的高能质子束，或利用它加速氘核轰击低原子序数铍靶所产生的快中子束，氘核能量一般加速到约1550MeV。,一、概况,交流高频电压,D型盒,重粒子束的肿瘤剂量分布,重粒子射线在人体组织的一定深度会产生一个急剧上升的高剂量区-Bragg峰，即射线的绝大部分能量都释放在峰区，可使高剂量区集中覆盖在要治疗的肿瘤靶区。而在峰区之前是一个低剂量的平坦段，在峰区之后其能量则骤降为零，因此可得到非常理想的剂量学分布。,二、快中子治疗,放疗用的快中子要求其能量至少在14MeV以上，因为14MeV快中子束在水中百分深度剂量曲线和钴-60射线近似相同，同时要求剂量率在治疗的距离处达到1015cGy/min。,快中子治疗面临的主要问题，是其百分深度剂量曲线和钴-60射线近似，比较低；晚反应组织的相对生物效应大，治疗深部肿瘤时，晚反应组织损伤严重。,更新慢的组织属于晚反应组织，晚反应组织受照射后，无再增殖能力，仅有修复功能的一类组织如脊髓、肾、肺、骨、纤维脉管系统等均属晚反应组织,三、质子治疗,1、质子治疗肿瘤简史,1946年Wilson最早提出应用高能质子束治疗疾病。1954年Tobias进行第一例质子治疗。1955-1975年美国和前苏联开展了质子治疗临床研究。1976年以来美国麻省总医院在质子治疗的发展中起了 非常重要的推动作用。1991年美国Loma Linda大学首先起用医学专用质子 加速器，具有划时代意义。2004年中国万杰安装调试质子治疗系统，总价值 达6亿元。 美国Loma Linda大学（1991）、麻省总医院（1999）、日本国立癌症中心（2000）和中国万杰（2004）。接受质子治疗的高端患者超过5万例。,2、质子及治疗原理,质子是带有一个正电荷的粒子，是原子核的组成部分，用于放射