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

25、其再次通过两电极之间的间隙。如果此时电场的方向反转，粒子会再次在间隙处被加速并获得一小部分的能量，然后通过间隙进入另一侧的电极内，并且沿一个比上次更大半径的半圆周进行运动。在多次通过间隙后，带电粒子逐渐增加动能并且形成一个螺旋形的运动轨迹。5.4.3. 电子回旋加速器电子回旋加速器电子回旋加速器的概念在1944年由V.I. Veksler提出，是一个结合了电子直线加速器与回旋加速器特点的电子加速器。虽然它没有直线加速器那么广泛地用于放射治疗领域但也曾投入过临床治疗应用。电子回旋加速器分为圆型与跑道型结构两种。在圆型电子回旋加速器中，电子从一个微波谐振腔中获得能量，并使自己在均匀磁场中的弧形轨道

26、半径增大。为了使被加速粒子与用于加速的微波功率相位相同，必须调节微波加速腔的电压，频率以及磁场的大小，使得粒子每次经过微波谐振腔时都获得加速。由于粒子的能量不断增加，它在电极内作半圆运动的路径与时间均增加，增加的时间必须满足与微波谐振腔的频率形成整数倍数的条件。跑道型电子回旋加速器将磁铁分开为两个D形磁极，在磁极之间提供更大的自由度，以便使用类似电子直线加速器的多级谐振腔加速结构以增加电子注入或单圈加速的的能量。电子的运动轨道包括了两个半圆与两段直线运动区域，形如跑道。5.5.直线加速器直线加速器医用直线加速器属于循环式加速器，能量范围为4-25MeV。它利用脉冲式微波波段的射频电场加速电子，

27、微波频率可从103MHz（L波段）到104MHz（X波段），获得最为广泛使用的是2856MHz（S波段）的微波。. .在直线加速器中，电子在一个称为加速波导管的特殊真空结构沿直线轨道加速。尽管电子加速过程中运动轨迹为直线，由于其须要多次经过相同的、能量相对较低的加速结构，所以仍然将它列入循环式加速器类型，与其他沿曲线运动的加速器(如电子感应加速器)属于相同类型。加速波导管里的高功率射频电场由称为磁控管或速调管的特别的真空器件提供，在磁控管或速调管里电子作减速运动并交出能量。临床使用的直线加速器种类不少。它们中的一些仅提供低能范围（4或6MV）的X射线，而另一些则可以提供不同能量的兆伏级X射线和

28、电子射线。现代高能直线加速器可以提供两挡光子能量（如6和18MV）及多挡电子能量（如6，9，12，16和22MeV）5.5.1.直线加速器的发展换代直线加速器的发展换代在过去的40年间，医用电子直线加速器经历了5次明显的发展和换代。与1960年代相比，如今的电子直线加速器已经成为技术极其精密和尖端的设备。5代的机型功能与结构特点如下： 低能光子线（4-8MV）型：直立出束直接出射、具有固定的均整器、外置的楔型过滤板、对称的遮线器、单个透射电离室和等中心安装。 中能光子线（10-15MV）和电子线型：束流经偏转引出、可移动靶及均整器结构、使用散射箔、双通道透射电离室、配备电子线限光筒等。 高能光

29、子线（18-25MV）和电子线型：具有双光子线能量及多挡电子线能量、消色散偏转磁铁、双重散射箔或笔型电子束扫描技术、电动楔型滤过板、非对称式或独立的准直遮线器。 高能光子与电子射线型：由计算机控制运行，配备动态楔型技术、电子射野影像系统（Electronic Portal Imaging Device，EPID)和多叶准直器(Multi-leaf Collimator，MLC)。 高能光子与电子射线型：由MLC实现光子线射束的强度调整、可以通过MLC形成的调强射线束进行全动态的适形照射5.5.2.电子直线加速器的安装安全性电子直线加速器的安装安全性电子直线加速器的技术越来越复杂，使得从病人和操

30、作人员两方面都更须要关注其使用的安全。国际电子技术委员会（International Electrotechnical Commission，IEC)发表了一系列国际标准文件，尽可能对相关的技术项目取得国际共识和解释。IEC对电子直线加速器规定了详细的要求，对其安全性的要求(IEC 60601-2-1, p. 13)描述如下：“电子直线加速器用于病人的放射治疗时，如果设备不能给予病人照射所需的剂量，或者设备本身的设计不符合电器与机械安全标准，有可能使病人处于危险之中。而当设备不能有效控制其辐射或治疗室的设计不满足安全要求时，还可能伤及附近的无辜人员。”IEC的文件把安全问题分为三类-电气、机械

31、和辐射安全-并主要针对电子直线加速器的生产厂家，对其设计和制造用于放射治疗的电子直线加速器建立了严格的标准要求。该文件同时也对用户安装使用电子直线加速器的机房安全作出了详细规定。5.5.3.现代电子直线加速器的组成现代电子直线加速器的组成:电子直线加速器通常为为等中心安装，整机大致分为5个部分： 旋转臂架 机架支座或支撑底座 调制器柜 病人支撑组件(如治疗床) 操作控制台图5.4是典型的S波段医用电子直线加速器的结构示意图。图中也展示了上述各组成部件之间的关系和连接。该图描述了电子直线加速器各部件的大体结构与模样，但不同厂家的商业产品之间会存在明显差别，最终的电子束的动能以及时各厂商的设计也不

32、相同。 加速波导管的长度与最终的电子动能相关，在4 MeV时大约为30cm，25 MeV时大约为150cm左右。 现代医用电子直线加速器的束流形成系统通常分为6个部分：(i) 注入系统(ii) 射频功率发生系统(iii) 加速波导管(iv) 辅助系统(v) 束流输运系统(vi) 治疗射线束准直与监测系统5.5.4. 现代电子直线加速器的结构现代电子直线加速器的结构兆伏级能量的电子在X线靶产生的韧致辐射光子主要为前向辐射，临床治疗用的光子射线通常也在电子束打靶的方向产生。 最简单和实用的构造是将电子枪与X射线靶做成加速波导管的一部分，并指向机器的等中心方向排列安装，省去了束流输运系统。光子射线束

33、直接射出并且射频功率源安装在旋转臂架上。 最简单的电子直线加速器为等中心安装的4或6MV机器，其电子枪和靶均永久性地封装在加速波导管里，不需要束流输运系统但也不能提供电子线治疗。 中能(815 MeV)和高能(1530 MeV)电子的加速波导管太长，不能直接对着机器的等中心安装而是平行于臂架旋转轴的方向安装在臂架内，或者安装在机架的支座上。这时，需要有一个束流输运系统将电子束从加速波导管的方向输运到X线靶处。射频发生器系统的安装方法大致类似，一般安装在旋转臂架的支座上。图5.5为现代等中心电子直线加速器结构图。图 5.4 医用电子直线加速器5.5.5.注入系统注入系统注入器为电子束流源，实质上

34、是一个简单的静电加速器， 称之为电子枪。 作为医用电子直线加速器的电子源，电子枪有两种类型：二极管型三极管型 两种电子枪均含有加热灯丝、阴极和通常接地并开有小孔的阳极。对于三极枪，除以上部件外电子枪还含有一个栅极。 电子由被加热的电子枪阴极热发射出来，经弧形的聚焦电极聚焦成笔形射束，然后由阳极电压加速并穿过阳极的小孔进入加速波导管。 二极管型电子枪里用于加速电子的静电场直接由脉冲调制器产生，并以加到电子枪的阳极上的负脉冲电压形式提供。 在三极管型电子枪里，阴极维持负的静电压（通常为-20KeV）。而三极管电子枪的栅极通常保持着在比阴极更低的负电压，足以阻止电子束向阳极的运动。注入到加速波导管的

35、电子束受栅极上的脉冲电压所控制，而这个控制电压须要与微波发生器的触发脉冲同步。图5.6是从一台高能电子直线加速器上拆卸下来的三极管型电子枪的照片。射频功率发 生器电子枪 加速波导管X 射线靶治疗床治疗床 中心轴等中心臂架 中心轴臂架底座射频功率 发生器治疗床臂架 中心轴臂架电子枪加速波导管X 射线靶治疗床 中心轴等中心底座电子束流 输运图 5.5（a、b） 等中心医用电子直线加速器的结构设计。(a)直接出射型设计：电子枪与 X 射 线靶均永久性封装在加速波导管内；机器仅提供 4-6MV 能量的 X 射线；射频功率发生器安 装在旋转机架上。（b）加速波导管装在旋转臂架内并平行于机架的等中心旋转轴

36、；电子束由 束流输运系统运送到可移动式 X 射线靶；射频功率发生器安装在旋转机架的支座上；机器既 可提供兆伏级 X 射线也可以产生电子射线。（c）加速波导管与射频功率发生器均安装于旋 转机架的支座上；电子束由束流输运系统送到移动式 X 射线靶处；机器可提供 X 射线和电子 射线。图 5.5（c） 等中心医用电子直线加速器的结构设计。(a)直接出射型设计：电子枪与 X 射 线靶均永久性封装在加速波导管内；机器仅提供 4-6MV 能量的 X 射线；射频功率发生器安 装在旋转机架上。（b）加速波导管装在旋转臂架内并平行于机架的等中心旋转轴；电子束 由束流输运系统运送到可移动式 X 射线靶；射频功率发

37、生器安装在旋转机架的支座上；机 器既可提供兆伏级 X 射线也可以产生电子射线。（c）加速波导管与射频功率发生器均安装 于旋转机架的支座上；电子束由束流输运系统送到移动式 X 射线靶处；机器可提供 X 射线 和电子射线。电子枪加速波导管X 射线靶治疗床 中心轴等中心底座电子束流 输运射频功率 发生器治疗床臂架 中心轴臂架.图 5.6 由典型的高能电子直线加速器（Varian Clinic-18 型）拆卸下来的三极管型电 子枪 (a)和可移动式 X 射线靶 (b)。为了能够提供 2 种能量的光子射线和多个能量 的电子射线，由水冷却的 X 射线靶安装在一段波纹管内。当须要提供 X 射线时,靶 可被移

38、动到正对笔型电子束的位置，而当须要提供电子射线时则将靶移离电子束位 置。5.5.6.射频功率发生系统射频功率发生系统:加速波导管里的微波场由射频功率发生系统产生，用于加速电子并使其达到期望的动能。该系统包括两个主要的部件： 射频功率源 脉冲调制器射频功率源为磁控管或速调管，两者均为通过对处于真空中的电子的加速和减速过程而产生高功率的射频电磁场的装置，且两者都以脉冲式静电场对加热阴极所发射的电子向阳极进行加速。然而，两者的设计原理大相径庭。.脉冲调制器用来产生射频功率源（磁控管或速调管）和注入系统（电子枪）所需要的高电压（约100kV）、高束流强度（约100A）的短脉冲（脉宽在1S以内）。脉冲调

39、制器的电路装在调制器箱内，它的安装位置设计对不同的机器可能不同，一般安装在治疗室内、或者安装于治疗室旁的专门的设备间内，也可能安装在加速器的控制室内。磁控管是使电子获得加速的射频功率源。而速调管则一个射频功率放大器，用于将射频振荡器产生的低功率射频振荡进行放大。这种低功率射频振荡器通常称为射频驱动器。5.5.7.加速波导管加速波导管波导管为真空或充气的方形或圆形截面的金属结构，用于传输微波。直线加速器中使用两种类型的波导管：射频功率传输波导管和加速波导管。微波功率传输波导将射频功率源的微波功率传输到加速波导管中对电子进行加速。.射频功率发生器产生的微波被送到加速波导管内建立起高功率的射频电场，

40、电子在加速波导管中由该高功率射频电场传递能量获得加速。 最简单的加速波导由一个圆柱形的规则波导管加上一系列中间有小圆孔的圆盘组成。这些圆盘沿着圆型波导管等距离排列并将波导管分隔成一系列的圆柱形的小腔体，以上构成了电子直线加速器加速波导管的基本结构。加速波导管内为真空以便电子能自由通过。加速波导管内的腔体有两个作用： 在相邻腔体间耦合和传播微波功率.为电子加速提供合适的电场模式。用于加速电子的加速波导有以下两种类型：(i) 行波加速结构。(ii) 驻波加速结构。行波加速结构中，微波由电子枪一侧进入加速波导管并向波导管的高能端传播，微波在高能端被全部吸收而不产生任何反射，或者导出波导管后被阻止负载

41、所吸收，也可以被反馈到加速波导管的输入端。在这种加速结构中，对任意给定的时刻，每4个腔体中只有1个的电场是沿着波的传播方向和适于加速电子的。对于驻波加速结构，加速波导的两端均被圆盘形导体所短路，并对微波功率产生反射和在波导管内形成驻波。这种结构中所有偶数腔体在任何时刻都不具有电场，因此对电子获得能量不作贡献，仅仅是起到耦合微波的作用，因而可以移到波导结构的侧边，这样可以有效地使加速波导的长度减少50%。图5.7为6MV驻波加速波导管的剖面结构图。5.5.8.微波功率传输微波功率传输.射频发生器产生的微波功率由一致的矩形S波段波导管传送到加速波导管里。矩形传输波导中可以抽真空，更普遍的是在其中加

42、压充入2倍大气压的绝缘气体（氟里昂或六氟化硫气体，SF6）。.在射频功率传输系统里，位于射频发生器和加速波导之间必须加入一个称为环流器的重要部件（有时也叫做隔离器），其作用是在允许射频功率由发生器向加速波导方向传递但阻断向相反方向回传的反射波，从而保护射频功率源使之与反射图 5.7. 6MV 电子直线加速器的驻波加速波导管剖面图。腔体清晰可辨：加速腔处 于中心轴上; 耦合腔排列在两侧；左侧的电子枪和右侧的 X 射线靶均为永久封装。功率隔离。5.5.9.辅助系统辅助系统电子直线加速器的辅助系统包括了一些服务系统，它们虽然没有直接参与电子加速，却也关乎直线加速器中电子加速以及临床应用的可行性和可靠

43、性保障。辅助系统包括4个子系统： 维持加速管与射频发生器里的真空度达到大约106 torr的真空泵系统。 为加速管、靶、环流器和射频发生器等进行冷却的水冷系统。 可选的气压系统，用来驱动气动式的靶或其他射束形状形成装置。 防止辐射泄漏的屏蔽部件5.5.10. 电子束流输运电子束流输运低能电子直线加速器的X射线靶嵌装在加速波导管中，在靶与加速管之间无需额外的束流传输。当电子直线加速器的能量超过6MV，加速管太长而不能直立安装时，需要使用偏转磁铁。这时的加速波导管通常安装在旋转机架里，平行于机架的旋转轴，电子束可以经偏转打靶也可直接经输出窗引出。电子束偏转系统的发展包括： 90 偏转； 270 偏

44、转 (消色散)； 112.5 (滑雪式) 偏转；在中能(10 MV)和高能(15 MV)的电子直线加速器中，必须由电子输运系统将电子束由加速波导传送到X射线靶位置或直接到加速器的输出窗作电子线治疗。.系统包括抽真空的飞行管和偏转磁铁。另外，为被加速电子进行导航和聚焦的导航线圈与聚焦线圈也是束流输运系统的一部分。5.5.11.电子直线加速器治疗头电子直线加速器治疗头治疗头包括了一些影响临床光子线或电子线的产生、射线束的形状、位置和剂量监测的部件。由电子枪发射的电子经加速波导加速到所希望的能量后，以笔型束形式经束流输运系统引入到治疗头并在其中形成临床使用的射线束。 典型的第4代或第5代电子直线加速

45、器治疗头的重要部件有： 多个可回收式X射线靶 均整滤过器与电子散射箔（也称散射滤过器） 初级与可调式次级准直器 双通道透射电离室 射野指示灯与测距仪 可回收式楔形滤过板选件 多叶准直器（MLC）选件 临床治疗用光子射线束由靶-均整滤过器组合产生。 临床治疗用电子射线的产生需要将可回收式的X射线靶和均整滤过器从电子路径上移走，并且： 由单层或双重散射箔对笔形电子束进行散射，或者 对笔形电子束进行电磁偏转或扫描，以覆盖电子线治疗所需射野范围。电子线治疗时须要使用特别的限光筒（施用器）对电子线束进行修饰处理。 每一种临床光子束具有其特有的靶-均整滤过器组合。均整滤过器和散射箔（用于电子线束）安装在一

46、个旋转卡盘上或滑动式抽屉，以便在需要时可以很容易地改换机械位置。 初级准直器确定了最大的圆形射野。这个最大射野被一个可调的矩形准直器进行再限制，可调式准直器由两对各自独立（可以非对称运动）的上、下遮线器组成，在机器等中心平面可形成的最大射野为40 40 cm2。IEC建议，矩形准直器对于初级X射线的穿透剂量不应大于开野剂量的2%。 双通道透射电离室用于监测光子或电子的输出剂量以及纵向和横向的均匀度(见 5.5.14节)。 射野指示灯和测距仪为根据标记点进行临床治疗摆位的工作提供了方便的目测方法。射野指示灯在病人皮肤上照亮与放射治疗的射野一致的照射野范围；而测距仪则用于将病人置于正确的治疗距离，

47、它投影在病人皮肤上的厘米刻度值可以测量距离加速器等中心的垂直距离。5.5.12.电子直线加速器临床光子射线束的形成电子直线加速器临床光子射线束的形成医用电子直线加速器的临床光子射线由X射线靶与均整滤过器产生。图5.6(b)显示了高能电子直线加速器的可移去式靶。当电子束能量不超过15MeV (光子射线能量不大于15 MV)，最佳的靶材料应具有高原子序数Z，而当电子能量超过了15MeV（光子能量超过15MV）时最佳靶材料应具有较低原子序数Z。均整滤过器的最佳材料为低原子序数物质，与射线束的能量无关。5.5.13. 射线束准直射线束准直在典型的现代医用电子直线加速器里，光子线束的准直通常由2种或3种

48、准直装置来完成： 初级准直器 次级可调式射线束定义准直器 多叶准直器（Mulyi-leaf Collimator, MLC） (选配件).除初级与次级准直器之外，临床电子射线束也要依赖电子射线施用器（限光筒）来进行电子射线束的准直。 初级准直器限定了可以获得的最大圆形射野尺寸，它是在钨金属挡块上加工出来的一个椎形的开口，其椎形孔在一端的投影与靶的边缘相吻合，而另一端则与均整滤过器相吻合。初级准直器的防护挡块厚度通常设计为将初级射线的平均强度衰减到小于原数值的0.1%（3个1/10价层（tenth-value layers, TVLs）厚度）.根据IEC的建议，最大泄漏剂量应不大于开野剂量值的0

49、.2%. 次级线束准直器包含4个挡块，两两组成上下两对遮线器。它们可以在加速器的等中心平面提供从几个mm到40cm的矩形或方形射野 现代的电子直线加速器含有独立的（非对称的）遮线器，可以提供非对称射野，最常见的是用它们来形成半野或1/4野射线束，这些射线束的一条或两条边与线束中心轴线吻合。 MLC是近年来加入到电子直线加速器照射技术的装置。从原理上说，MLC的设计思想很简单，但建造可靠的MLC系统却带给了人们巨大的技术挑战。 商品MLC的叶片数目稳步增加，120叶（60对）叶片，覆盖最大40 40 cm2射野范围，具有120个独立的计算机控制叶片驱动电动机和相应的控制电路的MLC已经面市。 无论是用于逐步子野照射（Step and Shoot）或是连续的动态治疗方式，MLC在提供调强射野进行适形放射治疗的应用中将变得非常重要。