第四章放射源和放射治疗机

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a、0、y射线的放射性同位素：

（2）产牛.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、中二束、负n介子束及其它重粒子束的各类加速器。

基本的照射方式有两种：

（1）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）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。

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。

近距离照射和体外照射相比有四个区别：

（1）近距离照射，其放射源活度较小（几个mCi〜10CD,而且治疗距离较短（5mm〜5cm）；

（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。

（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。

第二节近距离治疗用放射性同位素源

放射性同位素放射a、8、y三种射线，其中6、Y射线是放射治疗主要使用的两种，且V射线

的应用多于B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，而且除钻-60和钠-137

外，所有这些同位素只用于近距离照射。

一、镭-226源

镭-226是•种天然的放射性同位素，它不断衰变为放射性气体氨。其半衰期为1590年，临床应用的

镭是它的硫酸盐，封在各种形状的箱钺合金封套内。1亳克镭经0.5亳米伯钺过虑后，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；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，衰变过程中产生氯气，若氢气逸出会造

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钻-60、钳737

等人工放射性同位素代替。

二、的T37源

葩737是人工放射性同位素，其能量为单能，为0.662MeV,半衰期为33年。距IniCi钠-137源1cm

处，每小时照射量为3.26R。因此，ImCi葩737相当于().4亳克镭当量。

艳T37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。

的737是从核反应堆的副产物中经过提纯和加工后得到的，其化学提纯存在两个问题：

(1)放射性比活度不能做得太高，所以很少用作远距离治疔机的放射源，只能做成柱状或球状放射

源用于中低剂量率的腔内照射。

(2)艳-137中混有艳-134同位素,钝T34的能谱复杂,半衰期短，使得葩737的剂量计算比较困

难。

三、钻-60源

钻-60也是一种人工放射性同位素，其半衰期为5.24年。其放出两种能量的丫射线分别为1.17MeV

和L33MeV,因此丫射线的平均能量为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，制成钻针、钻管等。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。

四、钺T92源

钺T92源是一种人工放射性同位素，它是钛-191在核反应堆中经热中子照射轰击而生成的不稳定的

放生性同位素，其能谱比较复杂，平均能量为360KeV。由于钛T92的Y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。此外钺

-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,故钺-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ImCi的钺792源1cm处的每小时照射量为4.9R,

钺-92源的半价层为24nlmPb,是较容易防护的放射源。

五、碘-125源

碘725,半衰期59.6d,射线能量27〜35KeV,平均能量28keV,半价层为0.025mmPb。由于其丫射

线的能量较低，适用于插植治疗。通常做成粒状源，用于高、低剂量左的临时性或永久性插植治疗。其与

钵T92源相比，其缺点是制备粒源需要特定设备、价格比钺792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725插植时的剂量分，表明此时用常规治疗计划系统计算得

到的结果将不可靠，因为常规治疗计划系统是假定组织为均一水样。

六、近距离治疗用放射源的比较

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200keV〜2MeV、60keV〜200keV、

及小于等于50keV三段。

(1)200keV〜2MeV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)60〜200keV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，剂量率常数随能量和组织结构变化。

(3)低于，10keV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枳累得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。

第三节X射线治疗机

一、X射线的产生及其能谱

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：

碰撞损失〜800MCV

辐射损失工T・Z

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。

由上式可知，对于250KV的低能X射线治疗机，假定靶为锯靶，其原子序数为74,由于电子的动能（T

=250keV=0.25MeV）很小，辐射损失只占电子能量损失的2%,绝大部分的电子能量（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。

相反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•般不需要冷却装置

X射线的能谱是指X射线的光子强度随光子能量变化的关系。

从图中可以看出，X射线有两种成分：特征辐射和初致辐射。

物致辐射形式的能谱是连续的，是X射线谱中的主要成分，自最大

能量以下，在任一能量范围内，光子内有一定强度，而在某些特定

能量处最大。X线管的加速电压越高，线谱越向高能方向移动，对

治疗越有利。但增加管电店总是有困难的，因此为了获得满意的能

谱分布，往往要加些过滤，把低能成分去掉。

临床用的X射线机根据能量高低分：临界X射线（6〜10kV用

接触X射线（10〜60kV）、浅层X射线（60〜160kV）、深部X射线

（180〜400kV）、高压X射线（400kV-lMV）以及高能X射线（2〜

50MV）,高能X射线主要是由各种形式的加速器产生。低能X射线0E4YX封城债漫

机与钻-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。

二、X射线质的改进一一过滤板的作用

从X射线治疗机中产生的X射线有从零到峰值（X射线机管电压）的一系列能量，而低能部分对治疗

是毫无用处的，且容易产生高的皮肤剂量。为了适应治疗需要，必须对X射线的能谱进行改进，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射线比原来的平均能量要高，即半径层高。

使用过滤板时，应注意的几点：

（1）不同的X射线能量范围用不同的过滤板，MOkV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。

（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。

这样放皆的目的是为了滤掉滤板本身产牛的特征谱线，同时也达到液掉低能部分的目的。

（4）从理论上讲，滤过越多，谱线分布时治疗越好，但过多的滤过会使X射线强度大大降低，不合

算，因此必须综合考虑。

三、X射线机的一般构造

X射线机是产生X射线的机器，那么产生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。

（I）X射线球管里包括阳极靶和阴极灯丝。真空度为

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10--10-Torr（lTorr=13Pa）o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铛靶组成。铛的原子序数

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）用铝丝作灯丝，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。

第四节钻-60治疗机

1951年，加拿大建成第一台钻-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钻-60

治疗机。

一、钻-60丫射线的特点

钻-60y射线的平均能量为1.2EMeV,和一般的深部X射线机（200-400kV）相比，除能量高外还具

有以下优点：

（1）穿透力强。高能射线通过吸收介质时的衰减率比低能X射线低。因此高能射线剂量随深度的变

化比低能X射线慢，即比低能X射线有较高的百分深度剂量，由于百分深度剂量高，所以在治疗时，其射

野设计比低能X射线简单，剂量分布也比较均匀。

（2〉保护皮肤。当给予同样的肿瘤剂量时，钻-60引起的皮肤反应比低能X射线轻得多。其最大能量

吸收发生在皮肤F4〜5mm深度，因而其皮肤剂量相对较小。如果为了保护在皮肤，而在其表而放一薄层

吸收体，则其保护皮肤的优点反而会失去。

（3）骨和软组织有同等的吸收剂量。低能X射线，由于光电吸收占主要优势（光电效应的质量衰减

系数与光子能量的三次方成反比，与靶物质的原子序数的3〜3.8次方成正比），骨中每伦琴剂量吸收比软

组织大得多。而对钻-60丫射线，康普顿吸收占主要优势（康普顿效应的质量衰减系数和质能转移系数与

原子序数近似无关），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。钻-60丫射线的次级射线主要是向前散射，射线几何线束以外的旁向散射比X射线

小的多，剂量下降很快。因此保护了射野边缘外的正常组织和减低了全身的积分剂量。

<5）经济、可来、结构简单、维犷方便等。是我国目前放射治疗中的主要设备。

二、钻-60治疗机的一般结构

一般由以下部分组成：

一个密封的钻-60放射源：一个源容器及防护机头；具有开关的遮线器装置：具有定向限束的准

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。

与结构有关的几个问题：

（1）钻-60源防护。根据ICRP推荐，任何远距离钻-60治疗机，当钻-60源处于关闭位置时，距源

1m处,各方向的平均照射量应小于2mR/h,且不应有超过10mR/h的地方。根据这个要求，对于千居里级

的钻-60治疗机，防护需要将其衰减到10"或近似20个半价层。通常源容器用铛或铀合金，源容器周隹用

铅，外面用钢作套。

裳，2聚加到1.5X10-所需材料印度

射HHVL(cra)

帕”•41.2726-0

的含金16.71,020.5

18。0.918.S

帕18.70.6613.5

表4-22300Ci钻-60源衰减到L5X10<所需的材料厚度

（2）遮线器。截断钻-60丫射线的装置。遮线器处于开启位置时，射线束通过一定方向射出进行治疗;

当处于关闭位置时，射线束被截断，只有少部分射线漏出。

田一6信-6。治疗机遮线转的种类

图4-6钻-60治疗机遮线器的种类

（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，准直器的厚度应使源出

的生线量不超过有用照射量的5%,也就是要求准直器的厚度不低于4.5个半价层，对钻-60丫射线来说,

铅的半径层HVL=1.27cm,故用铅做成的准直器应不低于4.5X1.27=5.7cm,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。

图4-7牯-60治疗机双式准亶然（消卑影装置）

图4-7钻-60治疗机复式准直器（消半影装置）

三、钻-60半影

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钻-60治疗机行半

影。

图4-8三类半影的产生及剂量分布

（1）几何半影

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

图4-8三类华彩的产生及剂员分布

的源的照射，造成剂量由高到低的渐变分布。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落的距离这一方法。

（2）穿射半影

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。显然,

使用球面聚焦式准直器（球面限光筒）原则上可以消除穿射半影。

（3）散射半影

即使是用点状源和球面准直器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。到达边缘的散射线，主要是由射野内的散射线造成的。

显然，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，而且射野边缘离射野中心越远，散射

线剂量越少。因此，组织中的散射半影是无法消除的，但会随入射射线的能量增大而减少。高能X射线或

丫射线，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。

由于上述三种原因，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。目前新型的钻

-60治疗机均带有半影消除装置的复式球面形准直器（图4-7）。消除了穿射半影，几何半影也明显减少。

综上所述，半影即依赖于机器的设计，又依赖于射线的能量。图1T0给出了ElderadoA型钻-60治

疗机，皮下1cm处，90%剂量至10%剂量半影随射野面积的变化，因几何半影与射野面积无关，因此，变

化量主要是由散射半影造成的，其中有少部分由穿射半影造成。对给定的射野，半影随深度的增加而增加。

图4-11给出了TheratronB型和Elderad。A型钻-60治疗机，半影随深度变化的情况。可以看出，源至

准直器的距离越远，半影越小。

四、钻-60源更换

钻-GO源因不断衰变，放射性活发不断减小，使得患者的治疗时间越来越K,所以段时间后，镭要

更换新源。换源需要在专业技术人员指导下进行。

换源时，特别注意新源的规格要与旧源的相近，特别是源的直径至少要等于或小于旧源的直径。新源

换上后，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,

同时注意机器本身（特别是机头）的防护检查，获得实际参数后方可交付临床使用。

第五节医用电子加速器

三、电子直线加速器

（-）加速原理

电子直线加速器是采用微波电场把电子加速到高能的装置。一般使用的频率3000MHz（波长为10clI）,

因此，其加速管实际上是一个微波波导管。波导管由一组圆柱形的谐振腔组成谐振腔组成，每个谐振腔的

直径为10cm,长度为2.5cm〜5cm。建立的电磁场为TM010波，电场沿轴向分布，磁场沿横向分布。

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图4-：5射频电子直线加速器中加速电场的建立

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图4-16射频电子直线加速器加速原理

（1）行波加速

图14T6,假设有一电子。在11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时刻电了•到达B点.此时由干电波也“向前”移动（实际上是电场在各点的幅俏随时间的变化）,电

子在t2时刻，正好又处于加速电场的作用下。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。

（2）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。tl时刻电子受到电场的作用向前加速运动；12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，但电子己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tl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11,12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。

由图4-16（b）可看出，有一半腔实际上在所有时间内电场为零，因此可认为它起耦合和输送微波功

率的作用，称为耦合腔。另一半起加速作用的腔称为加速腔。

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。

边尾台财浪加速髭结梅小京田

图4-18医用行装电子直线第澧itiA构框出

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儿微秒、电压儿十千伏的脉冲，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。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）。

治疗头包括一系列与X射线治疗机或电子束治疗有关的重要附属设备。对X射线治疗，需要在射线路

径上加均整器；对电子束治疗，则换成散射片，以分别扩大和均匀X射线和电子束的射野。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：低能单光子（4〜6MV）直线加速器、低能单光子（6MV）带电子束直线

加速器和（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6MVX射线可满足要求，因此