医用放射诊断与治疗设备----医用放射治疗设备(上)

        一、钴60远距离治疗机
        钴60(60Co)远距离治疗机是一种利用60Co同位素衰变放出的γ射线从体外治疗疾病 的设备，其γ射线的平均能量为1. 25MeV，射线能量高、剂量输出率大、穿透力强。因60Co的γ射线大能量吸收发生在皮肤下4-5mm深度，皮肤剂量相对较小，故能较好地保护 皮肤。同时骨与软组织对该能量射线吸收近似相同，因而在射线穿过正常骨组织时不致引 起骨损伤，在一些组织交界面处，等剂量曲线形状变化较小，尤其适合于共颈部肿瘤治疗。 此外，60Co的γ射线还有旁向散射小的优点，可做常规固定源皮距治疗、等中心治疗、旋转 治疗、摆动治疗及大面积不规则野照射，机架可做全周旋转，以任何角度进行照射。 治疗床操作灵活方便，可前后左右移动和升降，还可做床面床基旋转，配合治疗机头光学 测距尺和激光定位灯可做到精确定位，控制台配有双道数字计时器、断电时间记忆、源位指示 灯、急停按钮，以及多路连锁装置，可对设备进行全面的监控，保证设备安全可靠地工作。 另外，60Co远距离治疗机的结构简单、成本低、维修方便、经济可靠。但是由于60Co的 衰变问题，需要定期更换放射源（一般为3-5年）。由于60Co源的体积不可能很小，存在源 的半影问题，这些可为高能加速器所克服。

        （一）60Co放射源 60Co是一种放射性核素，是由普通的金属59Co在反应堆中经热中子照射轰击所产生的 不稳定的放射性核素。即； Co+n→ Co+γ
        反应堆中子密度越高、轰击时间越长，得到的60Co放射比度（单位质量的放射性活度）就越大。由于60Co是富中子放射性核索，它将会把多余的中子转变为质子并放出能量为0. 31MeV的β射线，同时释放出能量为1.17MeV和1.33MeV的两种γ射线，其平均能量 为1.25MeV。衰变的终产物是60Ni(镍60)。衰变方程如下：
                                                                    Co→ Ni+β－+γ1+γ2

        60Co的半衰期为5.26年，平均28天衰变1%。

        （二）60Co远距离治疗机的一般结构 图5-51为60Co远距离治疗机的一般结构。 

        1.钴源 一般是由直径1mm、高1mm的60Co圆柱状小颗粒组成，放在一个直径2～ 3cm、高2cm很薄的不锈钢密封容器中。也有用直径2～3cm、厚1mm的薄片组成2cm高 的钴源，同样密封在很薄的不锈钢容器中。

        2.源容器及防护机头
        (l)源容器：如上所述60Co源密封在很薄的不锈钢容器中，但由于其放射性恬度大，不便于应用、防护和更换，因此把它再固定在一个长60~80cm的钢柱中心内，源底面暴露，也有用圆形、椭圆形或方形钢柱的。

        (2)防护机头：治疗机头圭要结构是一个大而安全的防护壳，它用高密度材料做成，一般用铅或钨合金浇铸而成，外表用钢做套壳。根据国际放射防护委员会(ICRP)，任何 一个远距离放射性核素治疗机，当60Co源处于关闭位置时，距离60Co源1m处，各方向平均 剂量小于2mR/h，在此距离处不应有超过10mR/h的地方。根据这样的机头防护要求，用铅屏蔽其厚度需为26cm，钨合金为20cm，铀为13. 5cm。

        3.遮线器装置所谓遮线器就是截断60Co射线源的装置。当遮线器处于开的位置时， 射线束就可以通过一定方向出来，进行治疗。当遮线器处于关闭位置时，射线柬就会被截断，只有少部分漏射线出来。

        4.准直器系统 准直器就是限制射线柬的范围，即限定一定的照射野大小以适应治疗需要。根据ICRP要求，准直器的厚度应使漏射量不超过有用照射量的5%。则使用铅，其厚度应为5 .7~6cm，但又由于60Co源的半影问题，所以铅准直器的厚度应大于7cm。

        5．控制台 60Co治疗机的控制台配有总电源开关、源位指示器、双道计时系统、治疗机控制钥匙开关、门连锁开关与指示器、气源压力指示、机头机架角度指示、电视监控和微机接 口、对讲机等。

        6．治疗床 一般要求治疗床能承受患者，而且当射线通过时，其吸收剂量小、散射少。 同时床面能垂直升降，既满足治疗需要，患者上下床也方便，左右移动灵话，义可同定，纵向移动也有同样要求。床座和床面都可转动±90°。

        7.平衡锤平衡锤除平衡机头的中心外，还可以吸收和阻挡γ射线，降低屏蔽土的建价。

        （三）60Co远距离治疗机的主要技术指标
        1．钴源活度7000Ci（1Ci-3.7×l010Bq);
        2．机架旋转范围0°-360°;
        3．源轴距离( SAD)放射源到机器旋转中心轴的距离（也就是旋转半径），允许精 度±0.5cm；

        4．等中心精度误差1. 5mm。

        （四）应用范围
       各种恶性肿瘤的术前、术中、术后放疗，性放疗，立体定向放射外科以及姑息性放疗。 良性肿瘤的治疗，包括血管瘤、瘢痕增生、嗜酸性肉芽肿、浆细胞瘤等。其他疾病，如涎瘘等。

        二、医用电子直线加速器医用电子直线加速器(linear accelerator)是将韧质的电子通过沿直线加速物质方法将电子射束加速至百万电子伏特(MeV)高的能量后，撞击钨片靶区而产生高能量×射线（相对于一般放射诊断科X射线机的能量约大于数百倍、千倍）的一种治疗装置。直线加速器利用高能量、高穿透牢的X射线来清除患者体内较深处的肿瘤细胞，而利用穿透率较低的 电子射线治疗较浅部或体表的肿瘤细胞。 医用电子加速器是目前同内外放射治疗的主流设备和发展方向，加速器的种类很多，片j于 放射治疗的加速器主要有电子感应加速器、电子直线加速器和电子回旋加速器。电子感应加速器由于剂量率低、照射野小、稳定性差等缺陷而逐渐被放射治疗所摒弃。常用的医刚加速 器是电子直线加速器，自从1953年台直线加速器在英国使用以来，医用电子直线加速器得到了突飞猛进的发展，且技术不断完善履行更加可靠。并以其剂量率高、束流稳定、剂量计算 准确、治疗时间短等独特的优点，受到肿瘤治疗专家的普遍欢迎。叉由于电子计算机在医用电子直线加速器和治疗计划系统等附属设备中的广泛应用，医用电子直线加速器的剂量计算的精确性明显提高，治疗方法更加多样化，治疗效果显著提高。适合全身肿瘤的放射治疗，克服了60Co治疗机半影大、半衰期短和敲射防护等方面的缺点，巳成为目前肿瘤放射治疗的主要设备。

        （一）直线加速器的基本原理 由于一般的电场不能将电子加速到很高的速度和能量，只能通过微波电场。使用不同 的微波电场，就有不同的加速原理和加速结构。按加速场不同，医用电子直线加速器可分为 医用行波电子直线加速器和医用驻波电子直线加速器。

        1.行波加速原理行波电子直线加速器基本原理如图5－52所示。由电子枪热发射的 电子和微波源产生微波功率同时馈人加速管内。加速管终端接以匹配负载可以激励起TM001型行渡。这时微波形成的电场可视为沿轴向行进，而电子（图5-52b中的点表示）可被认为是像踏着冲浪板、骑在电场波上进行加速。如能做到使波速与被加速电子速度一致．就 可以用行波电场持续地对电子进行同步加速。实际上微波的速度是大于光速的，不能直接 用于加速，必须采取必要的慢波措施才可能实现这种同步加速。利用盘荷波导式加速管设 计，即在光滑的圆波导内周期性放置带圆孔的金属圆盘模片，使波速减慢，起到慢波作用。

        为了提高加速效率，应该使同步电子加速相位尽量取在加速电场的峰值附近，如图5—52所示的A点。而B点电子所受加速力大，单位距离得到的能量大于同步电子（A点），运动速 度大于波速，加速相位向右（波前方向）滑动。反之，C点或D点电子能量小于同步电子，速度也小于波速，加速相位向左移动。这一过程称为电子聚束过程。当电子的速度接近光速时，电子加速基本能在电场峰值附近进行，这可提高加速效率，义使能散度减到小限度，经过聚束段以后，加速器中电子的速度不会增加，其能量的增加将主要表示为电子相对质量的增加。

        2．驻波加速原理 如图5-53所示，一般来讲，驻波加速结构可认力是一系列按一定方式耦 合起来的谐振腔链(图5-53a)。在驻波工作方式时，波导式加速管的始末端不像行波工作方式那 样接以匹配负载（末端），而是接有一导盘，这样微波在末端将以π/2相移形成反射微波叠加在入射微波上，在系统中建立驻波方式(图5-53b)。图中箭头表示在谐振腔1、3和5中，电子在轴向的受力方向。从图中可以看出，电子在通过谐振腔2、4和6时没有获得能量。经过一个半周 期，整个波形反翻，如果电子从谐振腔1到谐振腔3所需时间为一个半周期，则电子在系统 中可以交替得到加速而获得能量。 由于加速电子在谐振腔2、4和6中不能 获得能量，可将这些谐振腔移置加速管两侧(图5-53c)，形成边耦合式驻波加速管。这一设计在电子驻波加速器中得到广泛采用。 驻波加速器较行波加速器由于反射波 的利用，加速电子的效率高，能耗小。另一个优点是微波电场强度高，可使电子在更短 的距离内获得预定能量，如产生4-6MV的X射线加速管长度仅为30cm。

        （二）直线加速器的基本结构 医用电子直线加速器的外形结构如同0-54所示。无论是医用行波电子直线加速器，还是医用驻波电子直线加速器，无论是低能医用电子直线加速器，还是中高能医用电子直线加 速器，尽管在结构上各有千秋，但基本组成是一致的。其主要由加速管、微波功率源、微波传输系统、电子枪、束流系统、真空系统、恒温水冷却系统、电源及控制系统、照射头、治疗床等 组成。医用行渡电子直线加速器一般结构如图5-55所示。

        加速管是医用电子直线加速器的核心部分，电子在加速管内通过微波电场加速。加速 管主要有两种基本结构一盘荷波导加速管和边耦合（轴耦合）加速管。 微波功率源主要有两种：磁控管和速调管。医用行波电子直线加速器和低能医用电子 直线加速器使朋磁控管作为微波功率源。中高能医用驻波电子直线加速器使用速调管作为 功率源。 微波传输系统主要包括隔离器、波导窗、波导、取样波导、输入输出耦合器、三端或四端环流器、终端吸收负载、频率自动稳频等。 电子枪为医用电子直线加速器提供被加速的电子。医用行波电子直线加速器的电子枪的阴极采用钨或钍钨制成，有直热式、间接式和轰击式三种加热方式。医用驻波电子直线加速器的电子枪南氧化物制成。 束流系统南偏转线圈，聚焦线圈等组成。控制束流的运动方向，提高束流的品质。 真空系统为被加速的电子不因与空气中的分子相碰而损失掉提供保证。一般使用离子 泵保持医用电子直线加速器的运行真空。 恒温水冷却系统带走微波源等发热部件产生的热量。为保证整个系统恒温，恒温水冷 却系统需要一定的水流压力和流量。 照射头和治疗床属于应用部分。

        （三）主要临床应用 用于鼻咽癌、肺癌、食管癌、乳腺癌、皮肽癌、淋巴瘤等多种肿瘤的常规治疗，具有精度 高、性能稳定的特点。