放射物理书新版第5章.doc
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1、第五章第五章 外照射的放射治疗设备外照射的放射治疗设备E.B. PODGORSAK 翻译:翻译:邓小武 陈立新 Department of Medical Physics, McGill University Health Centre, Montreal, Quebec, Canada5.1. 引言引言自1895年伦琴发现X射线后,放射治疗随即诞生,X射线产生技术起初的目标是提供更高能量和强度的光子与电子射线,发展到近期以追求计算机化和调强线束的执行照射为方向。在放射治疗历史中的最初50年间,X射线产生技术主要基于X射线管、范德格拉夫静电高压加速器和电子感应加速器,技术进展相对较慢。1950
2、年加拿大人H.E. Johns发明了60Co远距离治疗机,极大地推动了放射治疗对高能光子射线的需求,并且在相当长的时期里使钴治疗机占据了放射治疗的重要地位。然而,几乎同时诞生的医用电子直线加速器(linacs),先后经过五次复杂的换代改进,迅速超越钴治疗机而成为现代放射治疗中应用最广泛的放射源。等中心机架安装的放射治疗用电子直线加速器结构紧凑、效率高、能提供能量范围宽广的不同能量的电子线和兆伏级X射线,具有出色的多功能特性。除电子直线加速器外,如电子感应加速器和电子回旋加速器等其他类型的加速器也用于电子线和X射线的放射治疗。通过专门的加速器所产生的其他的特种粒子,如质子、中子、重离子和负介子等
3、也时有用于放射治疗,但是,目前的放射治疗大部分由电子直线加速器和远距离钴治疗机进行。5.2. X射线束与射线束与X射线机射线机临床使用的X射线束的典型能量范围在10kVp 50MV之间,由动能为10keV 50 MeV的电子束打击特殊的金属靶产生。绝大部分电子能量在靶内转化为热能,一小部分的能量以发射X射线光子的形式释放,发出的X射线分为两部分:特征X射线与轫致辐射X射线。5.2.1 特征特征X射线射线特征X射线由入射电子与靶材料的原子轨道电子间的相互库仑作用产生(碰撞损失)。在给定的入射电子与原子轨道电子之间的相互库仑作用中,轨道电子获得能量脱离轨道壳层而产生轨道空穴,并由高能级売层的电子跃
4、迁填充。两壳层间的能量差以原子发射特征光子(特征射线)形式转化,或者转移到脱离原子轨道的电子,即俄歇电子。以荧光产额表示每个壳层空穴所发射的的荧光(特征)光子数 (0 1),K壳层空穴发射是特征X射线的主要来源时,这种发射的范围是:从低原子序数(Z)原子的为0,到铜(Z=29)为0.5,再到高原子序数(Z)原子的为0.96。电子壳层跃迁发射的光子的能谱是不连续的,能量由发生跃迁的特定靶原子决定,因而称之为特征辐射。5.2.2 轫致辐射(连续谱)轫致辐射(连续谱)X 线线轫致辐射 X 线由入射电子与靶材料的原子核之间的相互库伦作用产生。在这种相互作用中入射电子被减速并以轫致辐射光子形式损失其一部
5、分动能(辐射损失)。可能产生的光子能量范围为0到入射电子动能,形成连续的轫致辐射能谱特定X射线靶产生的轫致辐射能谱决定于入射电子的动能以及靶材料的厚度和原子序数Z。5.2.3 X射线靶射线靶以给定动能的电子在X射线靶材料中的射程R为分界,靶可分为两类:薄靶Ek和厚靶。薄靶的厚度远小于入射电子的射程R,厚靶的厚度则与电子在其中的射程相当。薄靶辐射的能量部分正比于,其中Z是靶材料的原子序数。辐射强度相对ZEk )(于光子能量的分布(光子能谱)是一个常数,分布在0到入射电子动能的能量区Ek间,能量大于值时则为0。Ek厚靶可以看作为一系列层叠的薄靶组成。厚靶能谱强度I(h)可以表达为:(5.1)()(
6、hvEkCZhvI其中C 为比例常数;h 为光子能量.X线在放射诊断学中用于诊断疾患,在放射肿瘤学(放射治疗)中则用于治疗疾患。由10KeV到100KeV的电子所产生的X射线称为浅层X射线,电子动能为100KeV到500KeV范围产生的X线称为深部X射线,电子动能在1MeV以上的称为兆伏级X射线。浅层和深部X射线由X射线管(机器)产生,而兆伏级X射线主要由电子直线加速器产生,有时由电子感应加速器和电子回旋加速器产生。100keV的电子分别打击薄靶或厚靶所形成的典型轫致辐射能谱如图5.1所示。5.2.4. 临床临床X射线束射线束临床用X射线的典型能谱是由由连续的轫致辐射光谱上叠加靶材料的特征辐射
7、光谱组成。轫致辐射能谱由X线靶产生,特征辐射能谱则由靶和射线路径上的任何衰减材料有关。X射线光谱中特征辐射光子数与轫致辐射光子数的相对比值,与电子束动能和靶材料的原子序数相关。例如,100KeV的电子打击钨靶产生的X射线束中,大约有20特征辐射光子和80轫致辐射光子,而兆付级X射线光谱中的特征辐射成分则可以忽略不计。对诊断级能量范围(10-150kV),电子打靶产生的光子大部分在与入射电子成90方向上,在兆伏级(1-50MV)能量范围内,则大部分光子产生于电子的加速方向(前向:0)。5.2.5. X 射线质的描述射线质的描述X射线质的描述可以用各种不同的参数表达,如光子能谱、半价层(half-
8、value layer, HVL)、标称加速电压(nominal accelerating potential , NAP)、射线束在组织等效介质里的穿透能力等(详见9.8.1和9.8.2节)完整的X射线能谱最准确地描述了射线束的质,然而它非常难以测量。实际应用中半价层(HVL)用于描述浅层X射线(用铝半价层表示)和深部X射线(用铜半价层表示)能级的射线质。兆伏级能量范围的X射线的衰减光子能量 (keV)未经滤过 (薄靶)滤过后 (厚靶)滤过后 (厚靶)未经滤过 (厚靶)图 5.1. X 线管内 100 keV 电子束打靶产生的薄靶(曲线 1)和厚靶(曲线 2、3 和 4)X 线 能谱。曲线(
9、1)为薄靶的 X 线能谱,100 keV 的电子打靶产生的 X 线强度分布于 0 到打靶电 子动能的能量区间,强度为一恒定值;曲线(2)代表未经滤过的厚靶 X 线能谱(X 线管内) , 可以看作是一系列的薄靶 X 线能谱的叠加;曲线(3)是经 X 线管窗口滤过的(低能 X 线被 滤过掉)厚靶 X 线能谱;曲线(4)为经 X 射线管窗口和额外的 X 线滤过板后的 X 线能谱。相对强度(任意单位)系数随能量的变化较为缓慢,半价层概念对其并不实用。混合能量X射线束的有效能量定义为具有与其相同半价层的单能光子射线束的能量。有些时候用标称加速电压(NAP)描述兆伏级X射线束的质。NAP可以通过测量标称源
10、轴距(SAD)100cm时,1010cm2射野中深度为10cm和20cm处的电离比来确定。最近的剂量学规范建议使用水模体中10cm处的组织体模比或百分深度剂量(PDDs)来表示兆伏级射线束的有效能量(射线质指数)。5.2.6.放射治疗机用的放射治疗机用的X射线机射线机放射治疗用的浅层和深部X射线均由X射线机产生。放射治疗X线机的主要组成部分包括:X射线球管;天花式或落地式的X线球管机座;射线靶冷却系统;控制台以及X线高压发生器。图5.2为典型的治疗X射线球管结构图。X线管(Coolidge氏管)内产生X射线束的电子由加热灯丝(阴极)产生,并由X线射高压发生器提供的直流射电场对其在真空中进行加速
11、。浅层和深部X线范围的X射线生产效率仅为1%或更少。绝大部分的电子线动能沉积在X射线靶内()并转化为热量,因此,球管内必须有高%99效的散热系统。为了最大限度地提高浅层与深部X射线能级范围内的射线产量,靶材料必须具有高原子序数与高熔点。使用X射线管时病人的照射剂量通过计时器控制,治疗时间须对射线开关时间进行修正(见6.16节),亦即必须考虑电源部件达到稳定运行状态的时间。X线管电流由加热灯丝发射的电子数控制,换言之,亦即灯丝温度(热发射)控制。灯丝温度一定时,X线管电流随管电压(阳极电压)的增加而增加:初始阶段在有限空间电离区域随电压线性增加,在高电压段由阴极发射的电子全部被拉向阳极时趋于饱和
12、。人们最近正在研究一种碳素毫微管道(碳素纳米管道,CNTs)做的冷声发射阴极。这种 CNT 冷阴极 X 线技术可能产生更耐用、更小型和便携式的工业用和医用 X 射线源。5.3. 伽玛射线束和伽玛射线单位伽玛射线束和伽玛射线单位5.3.1. 伽玛射线的基本特性伽玛射线的基本特性外照射放射治疗用的射线束由专门设计与制造的放射源提供,这种放射源由合适的人造放射性同位素组成。母体源材料发生衰变生成激发态的子体核素,后者通过发射射线(衰变)达到稳定的基态。外照射放射治疗用同位素的重要特性为: 射线能量高; 放射性比活度高; 半衰期相对较长;图 5.2.典型的治疗 X 射线管(图纸由 Johns, H.E
13、.和 Cunningham, J.R 同意提供用引 用)靶X 射线 玻璃窗玻璃外罩X 射线阴极罩灯丝钨制辐射防 护罩铜冷却翼铍窗 空气比释动能率常数AKR大比活度a (单位质量m的放射性核素的活度) 与半衰期t1/2成反比: 其中:NA为阿伏加德罗常数(6.022 1023 原子数/克原子) (or: 6.022 1023 /mol);A 为原子质量数.空气中的空气比释动能率由下式给出::其中:为源放射性比活度; D 为感兴趣点与点源之间的距离。两种普遍用于远距离外照射放射治疗的辐射源((60Co 和 137Cs)及另一种可能用于远距离放射治疗的设备辐射源 (152Eu)的基本物理特性如表5.
14、1所列。三种放射性同位素中,综合考虑辐射光子的能量、半衰期、比活度与生产手段等, 60Co由于最适于外照射放射治疗而得到了最广泛的应用。5.3.2.远距离治疗机远距离治疗机使用辐线源进行外照射放射治疗的设备称为远距离治疗机。这类机器的辐射源通常为等中心安装,射线束能够以固定的源轴距(SAD)绕患者作旋转。现代的远距离治疗机的源轴距为80cm或100cm。远距离治疗机的主要组成部分有:放射性辐射源、包括射线准直器和辐射源驱动机构的源容器、可作等中心旋转的臂架与支座或单纯升降式的支座机构;患者支撑系统;和机器控制台。5.3.3.远距离治疗辐射源远距离治疗辐射源最广泛应用的远距离放射治疗辐射源为焊接
15、封装在圆柱状不锈钢封壳中的60Co放射性核素。通常采用双层焊封以防止放射性物质的泄漏。为了方便不同的远距离治疗机之间或不同的辐射源之间的相互通用,采用标准的辐射源封売。典型的远距离放射治疗所用的圆柱型放射源的直径通常为1-2cm,圆柱体的高度为2.5cm左右。辐射源的直径越小,其物理半影越小,但价格也越贵。通常选择1.5cm直径以便兼顾半影与价格。远距离治疗用60Co源的放射性活度一般在5000-10000Ci(185-370TBq)范围内,在距离源80cm处可提供100-200cGy/min的剂量率。常用Rmm(1米距离处每分钟的伦琴数)来粗略表示远距离治疗机的源强。远距离放射治疗的放射源一
16、般在安装后的1个半衰期内更换新源;然而出于经济性考虑,也常常会使用更长的时间。远距离治疗用放射源里的60Co核素以5.26年的半衰期衰变为60Ni并释放最大能量为320keV的电子射线(粒子)和能量为1.17MeV及1.33MeV的两种射线,发射的射线组成了治疗射线束;电子射线则被放射源本身和源的外包装壳所吸收,后者产生相对低能并基本上可以忽略的韧致辐射与特征辐射X射线。 5.3.4. 远距离治疗放射源的容器远距离治疗放射源的容器远距离治疗的放射源容器称为放射源治疗头,由包括屏蔽铅的不锈钢外壳及源驱动机构组成。源驱动机构的作用是将放射源置于准直器前方产生临床射线。目前使用两种不同的方式将放射源
17、移至出束和停止出束位置:(i)放射源抽屉方式和(ii)旋转源柱式。两种方式均具有断电和紧急情况下自动中止出束的安全机构。当放射源位于停止出束的位置时,准直器上方的放射源出束位置处会启动一个灯光源,用于指示由机器准直器与特殊铅挡块确定的照射野。即使放射源处于停止出束位置,仍然会有辐射泄漏。机头的泄漏辐射量通常为距离源1m处小于1mR/h(0.01mSv/h),国际标准要求远距离治疗机头在距源1m处的平均泄漏辐射量小于2mR/h(0.02mSv/h)a 理论上的放射性比活度:a=(NAln2)/(t1/2A)b 实际的比活度小于理论上的比活度,这是由于放射源存在杂质,即放射源里除了放射性 核素外还
18、包含了稳定的核素(例如59Co 与60Co 并存) 。反应堆里 裂变副产品 反应堆里表 5.1. 外照射放射治疗用放射性核素的物理特性5.3.5. 远距离治疗机照射远距离治疗机照射靶区处方剂量的照射由两个治疗计时器控制执行:主计时器与辅助计时器。主计时器用于控制治疗的照射时间,辅助计时器为主计时器万一失效时的后备计时器。设定的治疗时间必须包括辐射源的开关时间,即需要考虑开始照射时放射源由停止出束位置到达治疗出束位置所需要的时间以及结束照射时返回所需要的时间。5.3.6. 准直器与半影准直器与半影远距离治疗机的准直器提供方形或矩形照射野,其范围一般为距源80cm处由5 5 到35 35 cm2。
19、放射源的有效直径会产生照射野的几何半影,它可以通过使用小直径的放射源以及使用尽可能靠近患者皮肤的半影修整器来减少(关于半影的深入讨论见第6.9节)。5.4.粒子加速器粒子加速器用于核物理与高能物理基础研究的加速器类型很多,其中大部分被改造后至少在一定范围内可用于放射治疗。不论是哪一种类型的粒子加速器,均必须满足对粒子进行加速的两个基本条件。 被加速的粒子必须带电; 在粒子加速路径上必须有电场。不同类型的加速器的区别在于其产生加速电场的方式以及该电场如何作用于被加速的电子。以加速电场的类型来区分有两种主要的加速器类型:静电加速器与循环式加速器。 静电加速器利用静电场的电压差加速带电粒子,这个电压
20、差在加速过程的所有时刻都是恒定的,其数值决定了被加速粒子的最终动能。由于静电场是恒定不变的,被加速粒子获得的动能取决于粒子的起始位置,且不可能大于机器里的最大电压差所对应的势能。当静电加速电场的电压差超过一定的临界值(一般为1MV)后,在高压端与加速盒的室壁之间会发生放电,这种现象限制了静电加速器所能达到的能量。 循环加速器中的电场是不断改变的,伴随着同时改变的磁场使得被加速粒子沿着一个闭合的路径获得其动能。如果被加速的粒子沿着这个路径多次运动并不断被加速,递增的动能不会受加速器中的最大电压差所限制。因此,带电粒子在回旋加速器里的加速过程就是它反复多次通过同一个相对较小的电势差,每次获得其最终
21、动能的一小部分。浅层和深部X射线管与中子发生器属于静电加速器例子。最著名的循环式加速器例子是电子直线加速器,其他例子还包括电子回旋加速器(microtrons)、电子感应加速器(betatrons)和回旋加速器(cyclotrons)。5.4.1.电子感应加速器电子感应加速器电子感应加速器是由D.W. Kerst为支持基础物理研究在1940年发明的一种循环式电子加速器,随后很快,它就展现了其在放射治疗应用中的能力。这种机器由一个交变电流驱动的电磁铁组成,交变电流的频率在50-200Hz之间。在磁铁的两极之间的缝隙安装有一个圆形(环形)的真空盒,加速电子被限磁场作用限定在真空盒内作回旋循环运动。
22、图5.3 (a) 为电子感应加速器的的结构示意图.。从原理上解释,电子感应加速器可以当成一个变压器:磁铁的激励电流相当于变压器的初级电流,而沿环形真空盒作回旋运动的电子束流可以看作是变压器的次级电流。电磁铁的磁通量改变产生环形电场,真空盒内的电子被这个电场加速、同时在磁场的作用下沿着圆形轨道运动。1950年代电子感应加速器在兆伏级放射治疗中担负了重要的角色。然而,随着后来出现的直线加速器的迅速发展,电子感应加速器逐渐被遗忘。与其相比,直线加速器具有众多的优越性,例如:高得多的射线输出剂量率(直线加速器的10Gy/min与电子感应加速器的1Gy/min相比);更大的照射野,完全等中心安装,结构更
23、紧凑而且运行更安静。5.4.2.回旋加速器回旋加速器1930年,E.O. Lawrence发明了回旋加速器,用于将离子加速到几个兆电子伏的动能。最初,回旋加速器也是为核物理基础研究服务用的,但随后发现其在核医学的同位素生产,质子和中子放射治疗的射线束产生等方面均可起重要的作用。近年新兴的正电子发射断层扫描(positron emission tomography,PET)/计算机断层扫描(computed tomography,CT)机(PET/CT)在放射治疗中的应用,极大地提高了回旋加速器在医学应用的地位。PET/CT成像依赖于质子回旋加速器产生的、标记了葡萄糖示踪剂的氟-18(18F)同
24、位素发射的正电子。图 5.3 两种循环式加速器结构示意图:(a)电子感应加速器 (b)回旋加速器 带电粒子在回旋加速器中沿着一个螺旋轨道进行加速,该轨道位于真空环境中的两个半圆柱形电极之间(由于这两个电极形如字母D,也称之为D形盒),由一个均匀的磁场(1特斯拉,1T)引导其运动,该磁场则由一个大磁体的磁极产生。图5.3 (b) 为回旋加速器的结构示意图。 在两个电极之间加上频率在10-30MHz的射频 (radiofrequency, RF) 电压,当粒子运动通过两D形盒间的缝隙时被此射频电压作用而获得加速。 在电极内部没有电场作用,这时候带电粒子在在磁场的磁通量作用下沿半圆轨道匀速滑行,直到
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