医用直线加速器（精选8篇）
医用直线加速器 篇1
医用直线加速器MLA自20世纪70年代产生至今已被广泛应用于肿瘤患者的放射治疗,它利用电离辐射来治疗肿瘤,对于鼻咽癌、扁桃体癌、喉癌以及前列腺癌等疗效较好,且对一些晚期肿瘤患者也可以进行姑息性治疗以达到止痛、止血、消炎等目的,从而减轻患者的痛苦,改善患者的生存质量。
目前,按产生射线能量,MLA可分为低能单光子(4~6m V)和高能双光子带电子线两大类。临床实践证明,约80%的深部肿瘤可以用6m V的X线进行治疗,现在绝大部分的医用电子直线加速器均包含这一能量。其它在临床上常用的中高能X线为10m V、15m V和18m V,如较深部位(腹部)需X射线16~18m V;对于比较表浅的肿瘤,有时也使用4~22Me V的电子束进行治疗。由于放射线不可避免地同时存在治疗和损伤作用,该类设备配置的需全面考虑以保证其射线范围、定位、强度和剂量精准,操控智能便捷,维护维修成本低,不仅关系到疾病的治疗效果和效率,而且关系人体正常组织器官健康甚至生命安全。
医用直线加速器的工作原理,如图1、图2。
1 医用直线加速器的核心硬件
1.1 为加速器提供电子束的电子枪
目前普遍采用的三级栅控电子枪比二级枪增加了一个控制极(栅极),通过其在阴极上加负电压,截止阴极发射,从而对电子注流进行控制。枪结构有一定的耐压强度,结构简单,易于加工、安装和检修,可单独从加速管上拆卸更换,使医用直线加速器的维修停机时间最短。
1.2 匹配加速电子的相位变化和速度的真空波导系统(即加速管)
根据微波在加速管中不同的工作方式分为行波和驻波加速管,二者区别见表1。
1.3 加速电子的高频功率源(即微波发生器)
大功率微波源分为磁控管和速调管两类,二者区别见表2。
1.4 将电子束引向最终治疗部位的磁场偏转系统
磁场偏转还可起到束留稳定控制器的作用,它分为90°和270°,二者区别见表3,电子线和X线出束原理见图3。
1.5 替代射野挡铅并可灵活调节进行调强治疗的多叶准直器(MLC)
由钨和钨合金制成的单个梯形截面叶片,目前多用20~60对叶片,叶片越薄适合度越好,但制作越难,造价越高,且故障率也越高。计算机控制的电动多叶准直器(MLC)在今天几乎成为加速器上的标准配置,用于生成临床所需的X线射束形状。使用MLC与使用挡铅块相比,可以大幅度地提高效率,是三维适形放射治疗和调强放射治疗的必备装置。当前多叶准直器在治疗平面投影的叶片宽度通常在10mm以内,宽度在5mm或更小时一般称为高精度MLC系统;总的叶片数量在27~80对之间,以40或60对比较常见。
多叶准直器可以是由加速器生产商提供并直接内置在加速器中,亦可以由第三方生产由用户安装在加速器的机头下方,称为外挂式MLC。一般内置式MLC效率较高、使用方便、通用性较强;后者通常可满足一些特殊可求,如较低的成本或特别高的精度或特别的治疗模式。现在临床上使用比较多的还是内置式MLC系统。
2 核心软件功能
2.1 调强放射治疗功能(IMRT)
本技术是随着计算机控制的电动多叶准直器和治疗计划系统的发展而得到广泛应用的一项放疗技术。IMRT可以对极不规则的肿瘤靶区进行高适形度的治疗,使得放疗的适用范围和治疗效果都得到了有效的提高。当前调强技术主要分为静态调强(step and shot)和动态调强(Sliding window)两种方式,这两种技术的差别主要表现在治疗所需的时间上,静态调强在给靶区投照2Gy剂量所需要的时间一般为15~40min,而动态调强照射同样的剂量所需的时间在10min以下。一般而言,调强放疗技术的治疗效果要优于常规的放疗技术,但其应用所需的技术力量和设备都较多,治疗时间也比较长。
2.2 电子射野影像系统
射野影像系统(Portal Imaging System)是在射束透过靶区后的出射方向采集影像的装置,早期系统为光激荧光板影像系统,现在通常为非单晶硅X线探测板系统,称为电子射野影像系统(Electronic Portal Imaging System,EPID)。可以用于治疗前的定位验证和治疗过程中的验证照相。既可用于位置验证,也可用更于剂量验证。电子射野影像系统可以为放疗计划提供最为直观的验证,以保障治疗的质量,同时使用EPID系统的效率较高通常只需要1~2min。
2.3 图像引导放疗技术
图像引导技术一直伴随着放射治疗的发展而不断进步,从广义上说,所有的影像设备(如CT、MRI、X线机)均可以用于确定肿瘤靶区和危及器官位置,也就是引导放射治疗。现在所说的图像引导放疗,一般指的是在治疗室采集病人影像并用于提高放疗精度的技术。以直观的影像证据确定了在放射治疗每次摆位时,肿瘤靶区误差的数值大小。在2002年、2003年和2008年,Varian、Elekta和Siemens公司分别发布了各自的加速器机载k V影像系统,可以在治疗时在治疗位置对病人采集X线透视和锥形束CT影像,如瓦里安的Trilogy、Clinac i X,Elekta的Axesse、Synergy、Synergy S和Siemens的Artist。
2.4 容积旋转调强技术
2008年以来,Varian、Elekta分别推出了Rapid Arc和VMAT的容积旋转调强技术,这一技术在做加速器出束时,同时进行机架旋转速度、多叶准直器形状、输出剂量率等多个设备参数,可以在2~3min内对靶区投照2Gy的剂量,并达到不低于调强治疗(IMRT)的剂量分布效果。从而极大地提高了高适形度放射治疗的速度,使得快速的调强治疗成为可能,同时也带动了大分割治疗的应用。
综上所述,就目前看来,影像引导放疗和快速容积旋转放疗技术代表着将来一定时期内的放疗发展。我们相信作为一种肿瘤学科的核心治疗设备,医用直线加速器的技术发展将决定着肿瘤攻克的进展,在不久的将来,使肿瘤疾病彻底攻克。
摘要：本文对医用直线加速器(LA)的技术参数进行了简介,供相关工作参考。
关键词：医用直线加速器,放射治疗,工作原理,技术参数
参考文献
[1]胡杰,等.医用直线加速器14年的使用总结[J].中国医疗器械杂志,2010,34(1):66-68.
[2]杨瑞峰.肿瘤放射治疗技术现状及展望[J].陕西中医学院学报,2005,28(9):73-75.
[3]刘鹏,于维海,肖开敏.医用直线加速器的质量保证和质量控制[J].中国医疗设备,2010,25(9):104-105.
[4]徐云科,聂青,姜丽.医用直线加速器输出剂量测量方法的探讨[J].海军总医院学报,2006,19(2):53-55.
[5]高枫.医用电子直线加速器的性能检测与质量保证[J].现代医药卫生,2006,21(6):11-12.
[6]邓小武.放射治疗的物理质量控制与质量保证[J].中国肿瘤,2008,17(8):18-23.
[7]刘博.加速器的保养和性能维护[J].医疗装备,2010,24(5):66.
医用直线加速器 篇2
1研究现状
1.1MLA质量控制检测环境
MLA的质量控制检测需要相对适宜的环境，包括温度、湿度、气压、接地线电阻、室内洁净度。电源：(380±10)V，应当设置电压稳压器。温度：25~35℃，在工作前1h需要用空调调整好温度。湿度：40%~65%，由于南方城市的气候较为潮湿，所以应当打开除湿机24h后方可开机，以免过于潮湿影响加速器工作。气压：90~110kPa，接地线电阻：机房应该设置有2根地线，其中1条为信号地线。室内清洁度：室内应当安装效果良好的空气过滤装置。标准的工作环境可以保障MLA的稳定运行，并且可以降低MLA的故障率。
1.2MLA质量控制装置的现状
在MLA的质量控制检测中，检测装置中的水箱是影响因素之一。水箱规格由于厂家的不同有所差异。作为MLA的检测设备,MLA水箱是用来检测MLA性能优劣的重要器具。既然是计量标准器，其规格的不同就会导致检测结果的差异性。MLA检测水箱的规格对于检测结果的影响比较大,受到生产厂家、医疗机构、监管部门的重视。MLA水箱的现状为水箱有大有小，大水箱和小水箱对于每次检测的数据种类有一定的区别，小水箱检测的范围值相对较为局限，而大水箱检测时需要机器持续出束的时间很长，在检测一些老旧MLA时容易机器过热引起故障。MLA水箱差异性的现状不言而喻，其标准亟待统一。
1.3参数的差异性
各方面因素的影响决定了MLA的质量控制准确性。(1)设备使用年限。由于MLA的价格十分昂贵，并且对装机环境、机房条件要求较高，所以很多医院的MLA使用时间已经非常久，有的近，MLA是一种精密调控的放射设备，在使用年限过长又缺乏维护保养的情况下，其质量不容乐观。(2)质量控制设备完备程度。质量控制设备的价格十分昂贵，很多医院并没有配备，所以平时对MLA质量的监管属于失控状态。(3)人员质量控制能力及操作经验。很多医院并未配备相应的质量控制检测力量，且质量控制人员水平参差不齐，由于这些因素的影响各医疗机构MLA的检测合格率相差较大。
2质量控制标准化
MLA质量控制的不统一由以下3个方面的因素造成。(1)对其不够重视，首先思想上不够重视使得对此方面工作的投入不够，医院往往没有加强此方面技术人员的培训，另一方面也没有国家层面上细致的硬性规定。(2)进行质量控制的条件不足，一组水箱动辄上百万，很多医院并没有去购买并应用它来做质量控制，难以进行规范。(3)质量控制的主要参数不统一，质量控制时选择的测量参数不一，剂量范围不一。MLA质量控制当前通用的行业标准为JJG589-《医用电子加速器辐射源》，既然有标准就应当贯彻落实，而此规程中只规定了各种参数的`检测误差范围，并没有详细的检测步骤、检测次数、检测方式的要求，这样其质量控制的标准化很难实现，针对此问题，经过对检测过程的总结探讨以及对文献的查找阅读，对MLA的质量控制内容和精度以及其相对应的检测频数做出规范，见表1。
3总结与展望
新华医疗高能医用电子直线加速器 篇3
高能医用电子直线加速器是新华医疗推出的全数字化双光子医用电子直线加速器。它具有多档兆伏级X射线及多档能量电子线,可以利用X射线实施深部肿瘤的放射治疗,也可以利用电子线实施表浅肿瘤的放射治疗。
(1)采用最新设计的高精度旋转机架;
(2)数字化实时控制技术:定位精度达到亚毫米,剂量分辨率达0.01MU,运动响应时间在ms;
(3)采用高速DMLC:超大射野设计、具有超强的过中能力;
(4)具有能量开关的高能驻波加速管,拥有完全的独立自主知识产权,加速效率高、使用寿命长、剂量稳定、剂量率高;
(5)多轴同步运动:采用最新的模块化控制系统,可实现多轴同步联动,剂量同步调整,缩短了治疗时间,也是实现动态调强治疗的重要条件之一;
(6)精确治疗床;
(7)可集成EPID,支持患者摆位验证和射野验证;
(8)机载CBCT摄像系统,使用最小剂量获得高清晰度图像;
(9)支持3D-CRT、step and shoot、sliding window、VMAT、SBRT;
(10)可扩展FFF模式;
医用直线加速器故障维修二例 篇4
1 故障一
1.1 故障现象
加速器在正常治疗中, 突然出射线时到达预设剂量后不能正常切机, 按停止键无效, 操作台处于“失控状态”。按操作台紧急按钮可以关机, 无任何报警信号提示, 重开机出射线故障依旧。
1.2 故障分析与处理[3,4]
机器到达预设值不能正常切机, 我们在多年的工作中首次遇到, 查阅国内此方面文献鲜有报道, 分析考虑可能有以下几方面原因: (1) 工控机软件控制出错; (2) 控制高压出束继电器回路有问题; (3) 继电器本身故障。先开假高压试机, 即将调制器高压开关拉下, 结果能正常切机, 这说明计算机软件方面没有问题。再分析, 正常情况下按照射键后, 高压调制器器柜内继电器KJP3先吸合, 两三秒钟后KJP4再吸合, 按停止照射键后以上两者应同时断开。加真空高压试机, 发现到达剂量预设值后, 继电器KJP4能正常断开, 而继电器KJP3继续吸合。什么原因引起KJP3不能正常断开?是回路电流异常还是继电器本身触点问题, 决定更换一个新继电器试试, 在更换过程中发现从继电器KJP3 (MB00-30型) 的一个输出端子引出一根电源线接冷却风扇, 回想一下一个月前厂家工程师在维修加速器时, 因调制器冷却风扇不转, 临时从继电器KJP3一输出端子引出一根220 V电源线接风扇冷却, 去除此引线, 试机一切正常, 故障排除。
2 故障二
2.1 故障现象
按下机器照射键, 出束约5 s, 机器电源总闸跳闸, 操作台无任何报警提示。
2.2 故障分析与处理[5,6]
此故障多年来从未遇到, 试机加高压发现, 出束时调制器柜内继电器KJP4处有打火, 分析可能引起继电器打火有以下几方面原因: (1) 高压系统有器件短路, 造成负载工作在负适配状态, 电流过大引起继电器打火; (2) 继电器本身故障。关机先查看容易发生打火的高压部件, 查看磁控管、高压脉冲变压器、闸流管等及连线无明显打火烧焦痕迹。根据调制器原理图, 再查调制器柜内高压部件, 用兆欧表测量D1到D6高压整流硅堆, 无击穿;测量高压变压器TA初级与次级线包对地, 无异常。然后对调制器柜内高压回路上的电阻、电容等逐一排查, 最后发现与继电器KJP4一组触点并联电阻R2 (7Ω100W) 烧断, 可能是KJP4打火引起。测量KJP4每组触点的导通情况, 结果中间一组触点电阻阻值异常, 更换同型号的电阻R2和继电器KJP4, 试机正常, 故障排除。
3 总结
以上两例故障维修都与继电器有关系, 故障一是人为改动线路引起继电器工作异常, 由此看来工程师在维修过程中, 临时从继电器端子引出电源线是非常不可取的, 短时间内可能没有异常, 但工作一段时间后可能干扰继电器触点不能正常分离, 我们在此也提醒广大同行今后注意此类问题的发生。故障二, 是由继电器本身老化引起触点接触不良, 造成电压缺相电流失衡变大, 从而引起电源总闸跳闸。本例维修刚开始仅从容易发生打火故障的高压回路入手, 多走不少弯路, 最后才排查到是由继电器本身原因引起的故障。建议同行平日保养机器设备时, 也要注意定期清理或更换常用继电器特别是大电流继电器, 以免引起无谓的故障[7,8]。
参考文献
[1]顾本广.医用加速器[M].北京:科学出版社, 2003:30-79.
[2]花威, 李军, 谭飞, 等.VARIAN 23EX直线加速器故障分析[J].中国医学装备, 2013, 10 (3) :100-101.
[3]陈学钊.医科达直线加速器真空系统的工作原理及应用[J].中国医学装备, 2013, 10 (6) :56-57.
[4]马翔, 花威.瓦里安CLINAC IX直线加速器日常使用要点[J].中国医疗设备, 2014, 29 (12) :145-146.
[5]杨瑞峰.西门子Primus E直线加速器故障维修[J].中国医疗设备, 2014, 29 (5) :142-143.
[6]李军, 张西志, 汪步海, 等.VARIAN Clinac-23EX直线加速器典型故障维修与分析[J].中国医疗器械杂志, 2013, 37 (2) :155-156.
[7]高志坚, 梁宝乾, 黎宇.Elekta Precise医用电子直线加速器维修四例[J].中国医疗设备, 2014, 29 (5) :140-141.
医用直线加速器 篇5
1 故障一
1.1 故障现象
MLC多叶图像显示不正常或消失。
1.2 分析与检修
(1) 不显示多叶视频图像。首先, 查看视频同轴电缆线JJ, 因为在机架旋转过程中, 同轴电缆随滚轴支架上缠紧或松开, 有可能因长时间磨损而造成MLC信号传输效果不好。更换后恢复正常 (可用机架本身备用测试同轴电缆线代替) 。
(2) 在治疗过程中, 经常出现多叶图像瞬间变红的现象。用钥匙复位可清除。经反复观察, 治疗机头转到某一角度故障出现, 怀疑扁平电缆接触不良。拆开机头外壳, 机头转360° (此时不要拔掉扁平电缆插头) 用手反复伸缩活动两侧扁平电缆, 直到故障消失。最后, 发现255 a扁平电缆有折痕, 无法修复。更换后恢复正常。
(3) 多叶图像显示不正常, 有时瞬间变红, 出现连锁显示“READOUT 10V REF, APPI.NO 7609”。经查看图纸, 发现出现10 V REF和MTU PCB电路板4513 390 2704有关。排除外围元件参数故障后, 更换此电路板, 故障排除。
(4) 多叶图像无显示, 出现“7999REST REQUIRED”连锁。用钥匙开关复位, 无变化, 说明存在短路。测量摄像头控制板CAMERA CONTROL CARD (4513 332 8447) SYNC端有同步信号输出, VIDEO端无视频信号输出, 测量各参考点电压正常[2], 怀疑芯片损坏。更换此电路板后, 故障排除。
1.3 小结
MLC多叶光栅是由计算机控制叶片运动, 调节照射野形状, 实现静态MLC和动态MLC的适形高精度放射治疗, 其取代了传统上的挡铅, 因此故障率也很高。同一故障现象显示的是不同的部位, 维修时不要只看表面, 而要根据计算机的连锁显示、表象、状态等, 抓住每一个细节, 确定故障部位。
2 故障二
2.1 故障现象
“FOCUS2”连锁。
2.2 分析与检修
(1) 在治疗过程中, 偶尔出现“FO-CUS2”连锁。首先, 进入维修模式, 点击LVPSU项, 发现307 FOCUS2 V part1和par4值相差太大, 怀疑电网电压不稳导致聚焦电压范围超出设置值。经软件校准后, 恢复正常。
(2) 几天后, 在治疗过程中偶尔“FOCUS2”连锁毫无规律地闪现。查看稳压电源正常, 怀疑有接触不良的地方。查图纸FOCUS2 SYSTEM (4513 330 7026) 在机架13区, 调换PCB13E (FOCUS2) 和PCB13F (FOCUS1) 电路板后, 故障依旧。测量FW BRIDGE RECTIFIER来自T1103 V端电压偏小, 然后断开负载, 直测T1C 103 V正常, 据图纸LV PSU AS-SEMBLY (4513 330 7057) 负载接到T1B82 V上, 电压未下降, 证明负载没问题。怀疑T1变压器次级C相有短路。用兆欧表检测绝缘电阻, 未发现异常, 最后测量变压器初级电压, 发现B相电压只有200 V左右, 其他两相220 V正常, 证明问题在输入部分。拔下输入插头, 发现PL44F-4有2个接触点已烧黑炭化, 导致接触电阻增大, 电压下降。处理后恢复正常。
2.3 小结
经分析, 此故障开始出现时就是PL44F-4接触不良, 但经软件校准后, 聚焦电压设置值更加精确, 不易排查。因此, 在故障出现时不要急于设置软件, 以免故障扩大, 而要认真分析其原理, 逐步缩小范围, 不要被表面现象所迷惑, 这样才能少走弯路, 及时准确地修复故障。
3.1 故障现象
高压加不上, 同时出现“CON K”连锁。
3.2 分析检修
(1) 进入维修模式, 点击LOAD, 然后点击CONTACTORS进入继电器动态界面。在加高压时, CON J继电器的part值0没有改变 (变为1为吸合) , 证明CON J没有吸合, 导致CON K不吸合。根据图纸HT CONTACTOR SYSTEM (4513 330 7054) 分析, 观察ROC-RHA电路板DU1-3灯亮, 证明有信号通过, 上一通路均正常。然后, 测量PCB14B板PL18, PCB14A板PL16都有24 V电压 (电路板插在机架内不方便测试, 可在上述测试点焊接连线延长到治疗室外, 用万用表监视电压变化) ;测试PL212无电压, 证明RL2继电器触点烧断。更换后恢复正常。
(2) 过一段时间又出现相同故障, 分析图纸发现PCB14A板上继电器RL3不吸合, 进一步检查, 发现在机头内部二级过滤器与准直器之间SW13压合不牢。拆开机头3颗固定螺钉和铅防护, 吊起小机头, 把SW13的杠杆触头螺钉向内旋进一圈并用螺钉固定好, 故障排除。
(3) 在一次更换反光点时, MLC多叶调试正常后, 试机, 高压加上几秒后出现“CON K”连锁。经一系列检查, 发现此故障是由于拆小机头底座防护铅块时把X线与电子线散射箔、滤波器转换位置碰串位造成。调整后恢复正常。
3.3 小结
同一故障现象, 损坏的部位不同, 1个在机架, 2个在机头, 在维修过程中不能只凭经验, 要认真分析图纸, 才能达到事半功倍的效果。
参考文献
[1]胡作怀, 缪炜烈, 何年馨.医用直线加速器维护、保养和常见故障排除[J].医疗卫生装备, 2008, 29 (10) :129-130.
医用直线加速器双光子复合靶设计 篇6
中高能医用直线加速器均提供用于深部治疗的低能X辐射和中高能X辐射 (也称双光子) , 为此必需分别设置将加速电子转换为X辐射的靶。靶一方面起产生X线用, 另一方面还要阻止电子通过, 所以对靶的要求就是X辐射产额尽量高, 电子污染尽量少。同时, 在电子束轰击靶时, 电子束中未能转换成X辐射的能量将以热得方式消耗在靶上, 在设计靶时, 必需考虑将这部分热量散去。HM-16-J医用直线加速器双光子靶均采用复合靶结构, 两个复合靶工作时可进行位置切换。
1 靶材料的选择
加速器高能电子束在轰击靶时主要的能量损失由碰撞损失和韧致辐射损失组成。韧致辐射的电子质量阻止本领可由下式表述:
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从上式可以看出, 韧致辐射 (X辐射) 的产额与靶物质的原子序数Z的平方成正比。因此, 高能电子束轰击靶材料时, 靶材料的原子序数Z越高, 密度越高, 电子穿行单位距离的能量损失就越大, X辐射的产额越大。用不同原子序数作靶材料, X辐射的产额将随靶材料原子序数的增大而增加。单纯从辐射产额考虑, 靶材料应以铀最佳, 铅次之, 金、钨依次再次之。但在较强束流轰击靶的情况下, 靶材料还需考虑其耐热性和热传导性。从耐热性考虑钨最佳, 金、铀次之, 铅的熔点仅约320 ℃, 打靶时很容易打穿。可以看出, 金无论在X辐射产额方面, 还是耐热性方面, 都是作为靶的好材料, 而且它的热传导性和加工工艺性也很好, 所以本设计选择金作为靶的材料。
2 复合靶的设计
为了使加速器双光子的标称能量有较宽能档差距, 除了要求加速器束流能量有较宽的差距外, 靶的结构合理设计至关重要。两个能级的复合靶既要考虑两者有较宽的能级差, 同时要使各复合靶的X辐射产额尽量多, 穿过靶的电子线污染尽量少。
2.1 靶的厚度设计
如果单从韧致辐射产生X线的产额考虑, 根据资料, 金材料的辐射长度X0=6.05 g/cm2, 而在金靶不同厚度时, 靶厚与前向X辐射强度的关系如图1所示。
图1中横坐标是靶厚h, 单位是金的辐射长度X0 (g/cm2) 。可以看出, 当金靶厚度h大约等于1/3 X0时, 前向X辐射强度ψ最高。所以金靶的最佳靶厚应为 (金的密度ρ≈19g/cm3) :
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靶厚的选择必需考虑电子在靶材料中的射程。资料中对不同能量的高能电子在打靶过程中电子的射程做了详细的描述, 并将实验得到的结果进行了拟合, 得出计算射程的经验公式如下:
RAu=-0.06783+0.30911E-0.003E2+0.00001E3
对HM-16-J双光子直线加速器, 低能光子为6 MV, 电子束能量大约5.8 MeV, 中高能光子为16 MV, 电子束能量大约15 MeV。故低能光子为6 MV时, 电子的射程为:
RAu=-0.06783+0.30911×5.8-0.003×5.82+0.00001×5.83≈1.63 (mm)
中高能光子为16 MV时, 电子的射程为:
RAu=-0.06783+0.30911×15-0.003×152+0.00001×153≈3.93 (mm)
显然, 对于6 MV (X6) 的光子, 金靶厚度范围为1.1～1.63 mm, 选最佳靶厚1.1 mm, 穿过金靶的电子用靶下铁质材料和均整滤器吸收, 以免造成电子污染。
对于16 MV (X16) 的光子, 必须考虑能谱的硬化。靶的最佳厚度1.1 mm与电子束射程3.93 mm相差较大;经验告诉我们, 远大于最佳靶厚 (1/3X0) 的厚靶在中高能情况下, 不仅前向剂量显著减弱, 而且还由于在厚靶中电子束能量的递减以及高Z材料线性吸收系数曲线的谷点处于较低能区, 从而造成X辐射谱中软成分的比例增大, 对中高能档能选特别不利。因此为了使能谱的硬化, 提高前向X辐射强度, 靶厚尽量接近最佳靶厚。透射过靶的电子用靶下的铁质吸收体和均整过滤器吸收, 以免造成电子污染。在此选靶厚为1.6 mm (约为0.5X0) 。
2.2 复合靶的结构设计
X6、X16复合靶的结构设计如图2。
设计中, 考虑到复合靶的能档切换和加工工艺, 将X6、X16两个金靶焊接到同一个铁质靶座上, 形成一个X6和X16的复合靶组合。铁质靶座内设有密封的水沟槽, 工作时外接循环水连续地将电子束打靶时由碰撞损失产生的热量带走。复合靶组合安装在真空输出窗下方, 能档切换时可沿着两靶中心连线的方向运动并定位。两靶上表面离虚焦点5 mm。靶上表面设有一凹坑, 以阻止电子在大于90°方向的飞逸。
3 结束语
实际上, 在复合靶的设计时还要考虑束流强度和准直锥对X辐射的接受度等因素。对于HM-J-16加速器, 根据束负流载特性, 在X16时取电子束能量为15 MeV的电子束轰击厚度为1.6 mm的金靶 (约为0.50X0) , 并用铁质吸收体吸收剩余的电子和部分X辐射谱时可以产生深度吸收特性为16MV的X辐射, 实验测得其前向剂量为最佳靶时的94.2%, 其角分布特性也好于薄靶 (<0.2X0) 。电子束穿过靶后的平均剩余能量约为7.5 MeV, 用厚度为6.4 mm的铁质材料可以完全吸收。金靶和吸收体之间有一流动水层, 对靶和吸收体进行冷却。整个复合靶 (包括水层) 总厚度为10 mm, 这样准直锥孔在靶的上表面上的投影圆直径为2.5 mm, (靶的上表面距虚焦点为5 mm) , 加速器及束流传输系统在保证打靶时束斑≤2 mm, 角差≤±5 mrad时, 准直锥的接受度接近100%。考虑到铁吸收体对X辐射也有吸收, 整个复合靶的前向X辐射剂量与无吸收的理想靶比较, 其前向剂量总效率约86%。而普通厚靶不仅使X辐射谱软化, 而且前向剂量效率往往低于70%。关于X6复合靶, 其金靶厚取1.1 mm, 实验测得靶下剩余电子的平均能量约1.9 MeV, 用厚1.7 mm的铁可全部吸收。为使复合靶的厚度保持10 mm (也为使靶面接近偏转电子束的焦点) , 铁厚取2 mm, 水隙取6.4 mm。这样X6复合靶的前向剂量总效率约94%。
摘要：本文对医用电子直线加速器双光子复合靶的设计和计算, 阐明了靶材料和靶厚的选择方法;给出了一种新颖的双光子复合靶的结构形式;通过实验得出了双光子复合靶的前向剂量总效率。
关键词：医用电子直线加速器,靶,复合靶,X辐射,双光子
参考文献
[1]顾广本主编医用加速器[M].北京:科学出版社, 2003
医用直线加速器 篇7
直线加速器是一种产生高能射线的设备,随着加速器的广泛应用,其在利用射线治疗肿瘤的同时,也会带来辐射安全问题,主要包括主射线的透射辐射、泄漏辐射、散射辐射和中子辐射等[1]。这必然要求医院一方面要做好医用直线加速器的安全防护,确保设备的安全运行;另一方面要做好放射性工作人员及广大患者的个人防护,使之免受不必要的辐射照射。因此,在使用过程中必须重视医用直线加速器的防护和安全[2,3]。基于安全与防护问题的考虑,本文对湖北某在用加速器机房的屏蔽效果进行估算和评价,判断该医用直线加速器屏蔽防护是否满足国家标准。
1 内容和方法
1.1 医用电子直线加速器
该医用电子直线加速器为BJ-6B型医用电子直线加速器,仅产生6 MV X线,所以不涉及中子辐射及感生放射性问题。
1.2 机房防护设施
该加速器机房为独立单层建筑物。加速器机房示意图如图1所示。加速器机房的防护屏蔽体厚度设计参数见表1,墙体均为普通混凝土,密度为2.35 g/cm3。
1.3 照射水平控制值的选定
本文以职业照射年有效剂量约束值5 m Sv作为放射区照射水平的控制值[4],工作人员照射时间参照文献[4]中给出的年工作时间(2 000 h),按照工作人员每周工作5 d,每天8 h计算,则放射区照射水平的相应约束值为
1.4 屏蔽厚度的计算方法
医院提供 该加速器 的周工作 负荷 (W)为1 500 Gy·m2/周,加速器电压为6 MV。
屏蔽厚度计算方法参见NCRP151号报告[5]和陈敬忠等[6]给出的十倍衰减厚度法和经验公式估算法进行计算。其中:使用因子(u),对旋转照射方向取1/4,次级X线辐射取1[7];居留因子(q),全部居留、部分停留、偶尔停留分别取1、1/4和1/16[7]。
2 结果
2.1 初级 X 线的屏蔽墙厚度(d初级 X 线)
(1)北墙所关心位置(墙外表面30 cm处)离辐射源的距离r=4+2.4+0.3=6.7 m,则透射比为
十倍衰减厚度个数为
屏蔽层的厚度为
Δ1、10,1和Δ1、10,e参照文献[8]中图3.22得出。考虑2倍安全系数,应加上一个半衰减层厚度Δ1/2=12.7 cm(参照文献[8]中表3.5采用内插法计算得出)。
综上,北墙混凝土屏蔽层厚度d约为231.1 cm。
(2)南墙外墙所关心位置离辐射源的距离r=4+2.4+0.3=6.7 m,同理可得,南墙混凝土厚度d约为231.1 cm。
(3)加速器等中心高度为1.295 m,顶棚所关心位置离辐射源的距离r=3.8+2.5+0.3-1.295=5.305 m,同理可得,顶棚混凝土厚度d约为240.1 cm。
2.2 次级屏蔽层厚度(d次级屏蔽)
考虑到主屏蔽墙可以满足散射辐射和泄露辐射的屏蔽要求,本文只考虑东、西墙的次级屏蔽计算。
2.2.1 东墙泄漏 X 线的屏蔽墙厚度(d泄漏 X 线)
考虑到本设备X线漏射率为0.05%,利用衰减倍数确定厚度时只需采用平衡十倍衰减厚度。衰减倍数为
十倍衰减厚度个数为
平衡十倍衰减厚度Δ1、10,e=42.15 cm (参照文献[8]中表3.5采用内插法计算得出),则d泄漏X线=2.32×42.15=97.8 cm。
2.2.2 东墙散射 X 线的屏蔽墙厚度(d散射 X 线)
当采用X线治疗时,在正常治疗距离(normaltreatment distance,NTD)100 cm条件下,最大照射野面积(F)为1 600 cm2,屏蔽计算时,通常关注90°方向的散射线屏蔽。已知,在患者体表距离辐射源1 m,受照面积为400 cm2 情况下,90°方向上,距离受照面积中心1 m,散射辐射的照射水平为受照表面中心照射水平的比值S=0.06%[9]。则
考虑到辐射源到患者体表的距离(r散射体)为1 m,散射线的屏蔽距离(r散射屏蔽)为6.0 m,其他参数上面已经论述,一并代入上式后,得:
由加速电压6 MV的Δ1、10,e=33.8 cm(参照文献[8]中表3.5)进行计算,得:
2.2.3 东墙次级屏蔽层厚度的确定
由于d泄漏X线和d散射X线差为3.6 cm,小于一个十倍衰减层厚度Δ1、10,e,则选用较厚的一个厚度Δ1、2,e,再加上一个半衰减层厚度,作为次级屏蔽层厚度,即
2.2.4 西墙次级屏蔽层厚度的确定
同上,可得出西墙次级屏蔽层厚度为114.1 cm。
2.3 加速器防护门屏蔽厚度计算
防护门的屏蔽是针对来自迷道的散射线的屏蔽。防护门厚度计算公式[10]:
其中,为迷路外口处的X线平均能量,单位为Me V;Ee为加速器X线能量,单位为Me V。
迷路门口X线吸收剂量估算公式:
加速器等中心(100 cm处)X线的最大输出剂量率为2 Gy/min,即D中为2 Gy/min。
控制剂量限值参照机房外表面30 cm不得超过2.5μSv/h,则DL=4.2×10-8Gy/min。
X线屏蔽层厚度(mm)为
因加速器X线能量为6 Me V,则,其对应的铅半值层厚度(half valve thickness,HVT)HVTpb=0.86 mm铅当量[11]。由上式求得n=4.57,则
3 结论与讨论
(1)该加速器机房为独立单层建筑物,符合《医用直线加速器卫生防护标准》中关于治疗室选址和建筑设计的要求。
(2)《医用直线加速器卫生防护标准》中对治疗室防护的要求为:有用线束直接投照的防护墙(包括天棚)按初级辐射屏蔽要求设计,其余墙壁按次级辐射屏蔽要求设计。本文依据该加速器出束的方向,将机房北墙、南墙、顶棚进行初级辐射屏蔽计算,其余墙壁按次级辐射屏蔽计算。按照相关文献给出的理论公式和该加速器及机房提供的相关参数进行理论计算,得出北墙、南墙、顶棚、东墙、西墙及防护门的屏蔽厚度分别为231.1cm、231.1cm、240.1cm、114.1cm、114.1 cm、3.93 mm(Pb),以上计算结果均小于直线加速器机房墙体、顶棚和防护门实际厚度,符合屏蔽要求。
医用直线加速器 篇8
关键词：医用电子,加速器,机房实体,屏蔽能力
1 NCRP No.151报告综述
NCRPNo.151报告《MV级X和γ放疗设备的屏蔽设计和评价》是美国国家辐射防护与测量委员会针对高能医用电子直线加速器机房的屏蔽设计, 而建立的评价机房周围不同区域屏蔽材料厚度的估算模式。本文将以某医院拟建的直线加速器治疗机房为例, 利用报告中的估算模式, 对机房的实体屏蔽能力进行简析。
2 某医院电子直线加速器机房实体屏蔽能力分析
某医院现拟建一间直线加速器治疗中心。电子直线加速器治疗中心为地上单独建筑物, 位于医院院内东北角。治疗中心平面布置图见图1。
机房长约11200mm, 宽约为8900mm, 高约为4200mm, 东西两侧主屏蔽墙厚度为2680mm和2630mm, 次屏蔽墙约为1530mm, 迷道厚度约为1200mm, 顶部厚度均匀, 约为2700mm。门洞的宽约为1400mm。四侧屏蔽墙和顶部均为混凝土浇灌而成。
医用电子直线加速器系统用于全身各部位肿瘤的常规治疗, 用X射线或电子线照射。X射线能量为6和15MV可选, 电子线能量为6~18Me V。机房的屏蔽能力评价, 以系统在X射线能量为6和15MV时的有用线束照射为主。因此本次计算重点为主屏蔽墙、次级屏蔽墙和防护门的厚度。为确保安全, 计算时选取了最大辐射发射率。
等中心 (距靶1m) 处的剂量率H为3.6×108μGy/h;工作负荷W取值:在不能从加速器的使用状况来确定工作负荷的值时, 使W (15MV) =500Gy/周, W (6MV) =1000Gy/周, 时间为每年按50周进行计算。选取点位屏蔽实体外30cm处。
2.1 正常治疗条件下的实体屏蔽估
2.2 调强治疗下的实体屏蔽估算
在调强放射治疗中, 相应的有用射线束和有用射线束散射辐射, 当每周与常规放射治疗人数相同时, 周工作负荷与常规放射治疗相同, 但是对泄漏辐射, 周工作符合为常规放射治疗工作符合的N倍, 此处取5。假设80%的病人接受6MV的调强治疗, 40%的病人接受15MV的调强治疗。WL (6Me V) =0.2×1000+5×0.8×1000=4200Gy/w, WL (15Me V) =0.6×500+5×0.4×500=1300Gy/w, 计算方法同漏射计算。
计算结果见表4、表5和表6。
由上述计算结果可知, 正常治疗情况下, 职业工作人员年当量剂量在0.018m Sv/a~0.478m Sv/a范围内, 公众人员年当量剂量在0.0003m Sv/a~0.030m Sv/a范围内, 根据我国放射防护基本标准《电离辐射防护与辐射源安全基本标准》 (GB18871-2002) 中关于“剂量限值”的要求, “对于职业照射, 连续5年的年平均有效剂量 (但不可作任何追溯性平均) 20m Sv, 任何一年中的有效剂量不超过50m Sv;对于公众照射, 年有效剂量限值为lm Sv”, 可知该加速器机房的实体屏蔽能力是符合要求的。
3 总结
医用电子直线加速器机房一般根据NCRP报告进行屏蔽计算的, NCRP报告反映了医用电子直线加速器机房设计和屏蔽研究的现状。根据NCRP151报告提供的估算模式对某医院的医用电子直线加速器机房的屏蔽能力进行估算, 其关注点选择、计算公式、参量选取都是依据医院实际情况进行, 其评价依据是根据我国放射防护基本标准《电离辐射防护与辐射源安全基本标准》 (GB18871-2002) 进行评判, 结果是符合要求的, 因此根据据NCRP151报告估算模式对医用电子直线加速器机房实体屏蔽能力进行估算分析是可行的。
参考文献
[1]NCRP Report No.151, Structual Shielding Design and Evaluation forMegavoltage X-and Gamma-Ray Radiotherapy Facilities[R], 2005