放射源和放射治疗机Word格式.docx
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1毫克镭经0.5毫米铂铱过虑后，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。
二、铯-137源
铯-137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。
铯-137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疗机的放射源，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）铯-137中混有铯-134同位素，铯-134的能谱复杂，半衰期短，使得铯-137的剂量计算比较困难。
三、钴-60源
钴-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γ射线分别为1.17MeV和1.33MeV，因此γ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。
四、铱-192源
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360KeV。
由于铱-192的γ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24mmPb，是较容易防护的放射源。
五、碘-125源
碘-125，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γ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，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：
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，假定靶为钨靶，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一般不需要冷却装置。
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：
特征辐射和轫致辐射。
轫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，光子均有一定强度，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。
但增加管电压总是有困难的，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）、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～1MV）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。
二、X射线质的改进——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，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。
（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）从理论上讲，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，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。
（1）X射线球管里包括阳极靶和阴极灯丝。
真空度为
Torr（1Torr＝13Pa）。
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。
第四节钴-60治疗机
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。
一、钴-60γ射线的特点
钴-60γ射线的平均能量为1.25MeV，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，钴-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下4～5mm深度，因而其皮肤剂量相对较小。
如果为了保护在皮肤，而在其表面放一薄层吸收体，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。
而对钴-60γ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。
钴-60γ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、可靠、结构简单、维护方便等。
是我国目前放射治疗中的主要设备。
二、钴-60治疗机的一般结构
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；
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）钴-60源防护。
根据ICRP推荐，任何远距离钴-60治疗机，当钴-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，对于千居里级的钴-60治疗机，防护需要将其衰减到10-6或近似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。
表4-22300Ci钴-60源衰减到1.5×
10-6所需的材料厚度
（2）遮线器。
截断钴-60γ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。
图4-6钴-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，准直器的厚度应使漏出的射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，对钴-60γ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4.5×
1.27＝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钴-60治疗机复式准直器（消半影装置）
三、钴-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钴-60治疗机有半影。
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器的距离这一方法。
（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γ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。
目前新型的钴-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4-10给出了ElderadoA型钴-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ElderadoA型钴-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、钴-60源更换
钴-60源因不断衰变，放射性活度不断减小，使得患者的治疗时间越来越长，所以一段时间后，需要更换新源。
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
（一）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10cm），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。
图4-15射频电子直线加速器中加速电场的建立
图4-16射频电子直线加速器加速原理
（1）行波加速
图14-16，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。
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。
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。
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。
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。
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6MVX射线低能直线加速器仍将是今后肿瘤放射治疗的主流机器，而对某些较深部位（如腹部）的肿瘤，使用较高能量的X射线（如16～18MV）仍有一定优点。
因高能电子束的物理特点适合治疗较浅部位的肿瘤，其电子能量以4～20MeV范围较好，治疗靶区后缘深度为1～6cm的肿瘤。
（三）束流的均整、扩散及准直
X射线靶材料为钨、铂金等，厚度要足以完全吸收入射的高能电子。
4～20MV范围的X射线，必须加均整器，使在治疗距离处得到大约35～40cm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。
电子束不经击靶直接引出，形成电子束治疗。
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。
当然，电子击靶不可避免要产生少部分X射线，造成电子束中的X射线污染。
一些新型的直线加速器，利用电磁偏转原理，采用类似电视光栅式扫描或螺旋式扫描的方法对笔形束进行扩散（扩散线圈），可以减少电子中的X射线污染，但是电子要穿过电离室和准直器，所以仍会有X射线污染问题。
X射线要经过两极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。
二级准直器是可变得。
（四）束流的监测
经一级准直和均整或散射或扫描的X射线和电子束，在进行二级或三级准直前，首先穿过监测电离室。
监测电离室由几个或一个多电极电离室组成。
多数加速器均使用穿射型平板电离室，其大小应覆盖整个治疗射野，也有少数加速器使用指形电离室。
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。
加速器的剂量监测系统不仅在机器验收时对其剂量准确性、积分剂量线性和剂量率线性进行校对和测量，而且要形成常规。
剂量仪的剂量准确性、积分线性和剂量率线性，只对治疗用范围内的剂量率（一般剂量率小于或等于1000cGy/min）有效，当机器的输出剂量率因某种原因超过此范围时，因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。
为避免上述情况的发生，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，防止，确保治疗的安全进行。
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