醫用電子直線加速器基本原理與職業防護

張秀文 張永壽 鄭慶海 汪鵬飛 李 巖 宋天一

1 醫用電子直線加速器基本結構及工作原理

醫用電子加速器是采用微波電場將電子加速到高能的一類射線裝置，它能夠根據患者病變部位治療深度的要求提供不同能量的光子和電子，從而輸出不同的輻射劑量以達到治愈疾病的目的[1]。

行波電子直線加速器和駐波電子直線加速器的具體結構雖各有其特點，但主要系統大致相同，由加速系統、應用系統、劑量檢測系統、控制系統以及恒溫水冷卻和充氣系統五大部分組成(如圖1所示)，圖中虛框部分為直射式加速器治療頭。

1.1 加速系統

加速系統是醫用電子直線加速器的核心，由加速管、微波功率源、微波傳輸系統、電子注入系統和高壓脈沖調制系統等組成。

圖1 醫用電子直線加速器的基本結構

(1)加速管是由電子槍、加速結構、引出系統、離子泵組成。電子槍產生電子，在陰極和陽極間的高壓電場作用下，以一定的初始動能從陰極中心孔道注入加速腔。微波功率經耦合波導饋入后，在其中產生行波或駐波電磁場。引出系統的作用是將電子束引出。低能機的加速管較短，大多采用直射式；中、高能機的加速管較長，采用帶偏轉磁鐵的偏轉式引出系統。真空系統采用離子泵吸收氣體，維持加速管的真空狀態。

(2)微波功率源，其頻率為2998 MHz和2856 MHz。功率源通常在低能時用磁控管，高能時用速調管。速調管比磁控管更能直接可靠地提供高能機所要求的高峰值RF脈沖功率。

(3)微波傳輸系統，其主要由傳輸波導構成。在行波傳輸系統中，用隔離器吸收反向傳輸的微波以保護微波功率源。在駐波傳輸系統中，由于反射功率強，需采用環流器作為隔離器件。為提高波導系統的耐壓能力，通常在其中充滿氟利昂或六氟化硫氣體。

(4)高壓脈沖調制系統，其作用是向微波功率源提供具有一定波形和頻率的脈沖高壓，一般由高壓直流電源、脈沖形成網絡、自動電壓控制電路、開關電路和脈沖變壓器組成。

(5)電子注入系統包括電子槍、預聚焦線圈和導向線圈。電子槍用于發射電子，預聚焦線圈和導向線圈安裝在電子槍和加速管之間，以確保從電子槍發射的電子以較小的散射角注入加速管。

(6)束流和偏轉系統。束流系統一般包括聚焦線圈、對中線圈、束流偏轉磁鐵或掃描磁鐵，利用磁場對電子束進行限制、偏轉、聚焦。為了克服電子束同種電荷的斥力所產生的散焦和徑向電場對電子的散焦作用，在加速管外設置有聚焦線圈，用以產生軸向磁場，使電子產生徑向聚焦力。低能機的加速管較短，不用偏轉系統即可在X射線靶處獲得直徑為3 mm以內的射束，稱為直射型加速器。而高能機的加速管長度約在1～2.5 m，必須用聚焦偏轉系統來制約電子束的直徑，并在出口處偏轉90o～270o轟擊X射線靶或者穿過電子窗輸出高能X線或電子束。

1.2 應用系統

1.2.1 治療頭

治療頭主要由電子引出窗、X射線靶、初級準直器、均整器、散射箔、光柵、電離室、附件架、限光筒、光野燈和反射鏡、光距燈和屏蔽塊組成。其作用是使所投射的輻射符合放射治療的特殊要求。當加速器輸出X射線時，治療頭內各部件的位置和工作狀態如圖2所示。

圖2 X射線治療模式下治療頭內各部件狀態

在選定X射線治療模式時，加速器會自動將“靶窗轉換裝置”的“X射線靶”對準電子束，電子打靶產生X射線。打靶前的電子能量越高，輸出的X射線的能量就越高。在射野范圍內，輸出的X射線呈中間強、周邊弱的峰形束流，為使射野內的束流強度均勻，加速器會自動將中間呈凸出狀的圓錐形均整塊移到靶下面。由于均整塊中間厚周邊薄，射線穿過后中央部分的射線強度被減弱而輸出能量均勻平坦的X射線束。在均整塊前方安裝的是用來監測輸出射線的電離室。電離室通常是多極透射型平板結構，包括2道劑量檢測通道和2組4道或3組6道劑量均整度檢測通道，可以即時檢測輸出射線的劑量特性和均整程度。

治療頭內部設置的初級準直器的作用是將射線限定為一束圓錐形束流。次級準直器通常是由兩對4個鉛門對稱設置，每個鉛門可以獨立運動，這樣就可以根據病變的大小合理設置射野，此時只能設定方形射野。對于不規則的射野，通常是在托盤上擺放特制形狀的鉛擋塊使之符合治療區域的形狀要求。為了開展精確放射治療技術，近年來生產的高能醫用電子直線加速器將次級準直器改為動態多葉準直器，由數十對相對獨立的葉片構成，每個葉片由一個步進電機控制，可以獨立運動，各個葉片的運動由計算機控制完成，從而可以實現“適形治療”和“調強治療”技術，以達到精確治療的目的。

當加速器輸出電子線時，治療頭內各部件的位置和工作狀態如圖3所示。

圖3 電子線治療模式下治療頭內各部件狀態

在選定電子線治療模式時，加速器會自動將“X射線靶”移開，把“窗”對準電子束，電子線直接從窗口引出。這時引出的電子束是窄束射線，束流直徑只有3 mm不能滿足臨床治療要求，必須展開成為散射狀束流。因此，當選定電子線治療模式時，加速器會自動將均整塊移開，并將與電子束能量相適應的金屬散射箔移至窗口下。經過散射箔的散射后電子束成為散射狀束流，然后經典鈴聲檢測、次級準直器和電子束限光筒的準直限束，最后到達病變部位。由于最后輸出的電子射線仍然容易散射，電子束限光筒做得比較長，讓輸出端口直接貼近患者皮膚，以減少周圍組織的射線受量，最大限度地保護正常組織。

1.2.2 機架及治療床

治療床可以前、后、左、右、上、下移動，還可以旋轉運動(如圖4所示)。現代醫用電子直線加速器采用等中心原則的運動系統，即機架、輻射頭及治療床三者的旋轉軸線交于一點、該點稱為等中心，要求中心誤差在±2 mm以內。

1.3 劑量監測系統

劑量監測系統由電離室、信號放大器及監測劑量儀組成。電離室位于輻射系統之內，由若干片極所構成，其中有兩對用于監測輻射野內相互垂直的兩個方向的均整度，有一片用于監測輻射的能量變化，有兩片用于監測輻射的吸收劑量。配備劑量聯鎖裝置，保證劑量給定。

1.4 控制系統

控制系統包括以下方面∶①各種電源；②連鎖保護，包括水流、水溫、水壓、高壓過載、微波功率源打火等各種保護；③自動控制，包括自動頻率控制、自動劑量率控制、自動均整度控制、自動楔形過濾器控制、弧形旋轉控制等；④正常治療的程序控制，包括待機、預定、準備、出束等狀態的程序控制。

1.5 冷卻系統

冷卻系統用來帶走加速管、靶、聚焦線圈、偏轉磁鐵線圈、微波功率源、隔離器(或環流器)及吸收負載等在工作中產生的熱量，確保機器的工作溫度維持在所需范圍內。

2 正常工作條件下醫用電子直線加速器的主要輻射危害

在加速器工作場所工作的人員所接受的放射性輻射危害主要來自于加速器工作場所中所受到的照射，在控制室內操作時受到的貫穿輻射的照射及治療室內擺位時受到的放射性氣體和感生放射性的照射[2-3]。

(1)泄漏輻射的照射，按一般醫院放射治療工作負荷為2250 Gy/wk，則加速器年出束時間為469 h(50周?周工作負荷2250 Gy?wk-1/劑量率400 cGy?min-1)。控制室內輻射水平控制目標值為0.25 μSv/h，則該場所放射工作人員年受照劑量為0.12 mSv。

圖4 醫用電子直線加速器機械運動示意圖

(2)放射性氣體，加速器在運行中會產生和排放一定放射性有害氣體，放射工作人員在加速器治療室內所受到放射性氣體(湮沒輻射)的照射劑量[3]進行估算結果如下∶

式中∶①H為工作人員每次擺位中所受放射性氣體的照射劑量，μGy；②Q為放射性氣體產生率與X射線吸收劑量指數率的比值，對13N取2.03×10-2，15O可忽略不計；③D為距源1 m處X射線輸出劑量，取6 Gy/ min；④Ee為加速器最高標稱能量，取15 MeV；⑤V為放射性氣體擴散的體積，取治療室容積的5%，14 m3；⑥λ為13N的衰變常數，取λ=1.155×10-3S-1；⑦N為空氣交換率，取N=3h-1=8.333×10-4S-1；⑧T為放射工作人員進入治療室所花的時間，取30 S；⑨t為照射時間，取30 S；⑩t`為工作人員擺位時間，取180 S。

將上述數據代入式(1)可得∶H=0.45 μGy。按工作人員工作負荷推算全年受放射性氣體照射劑量約為0.68 mGy。

(3)感生放射性，在加速器使用15 MeV時X射線連續治療的間歇停機中，如工作人員立即進入治療室擺位，除了受到放射性氣體的輻射外還將受到感生放射性的輻射。機頭下感生放射性輻射水平與加速器的能量、劑量和停機后間隔時間等因素的有關。

3 正常工作狀況下醫用電子直線加速器的輻射危害因素

醫用電子加速器運行時存在的輻射危害因素因加速電子所達能量的不同而有所不同。在加速器運行及運行停止后的短時刻內，存在輻射危害因素主要為以下數類[3-5]。

3.1 X射線

3.1.1 初級輻射

初級輻射是由輻射源發射經準直后直接用于放射治療的X射線，又稱為有用射束或主射束。

3.1.2 次級輻射

次級輻射由初級輻射與物質相互作用而產生的電離輻射，主要包括有用X射線束與人體、空氣、治療床材料、地面及墻表相互作用產生的一次散射X射線。

3.1.3 泄漏輻射

泄漏輻射是指輻射源發出的輻射經設備自身防護屏蔽體逃逸出的無用射線。

3.1.4 天空散射與側散射輻射

(1)天空散射輻射∶穿過加速器屏蔽室頂的射線與室頂上方空氣作用所產生的在屏蔽室外一定距離處地面附近人員駐留部位的散射輻射為天空散射輻射。

(2)側散射輻射∶加速器射入屏蔽室頂的輻射與室頂屏蔽物質作用所產生的并穿出室頂的在加速器至屏蔽室頂所張立體角區域外的散射輻射為側散射輻射。側散射輻射的位置為加速器屏蔽室外一定距離處人員駐留的建筑物中高于屏蔽室屋頂的樓層。

3.1.5 中子輻射

當醫用電子加速器的X射線能量高于10 MeV時，高能光子會與治療頭X射線靶、一級準直器、X射線均整器和治療準直器等多種高原子序數的材料(如鉛、鎢等)發生(γ、n)光核反應而產生中子輻射。由治療頭中產生的中子分為兩部分，混在X射線野內的中子稱原射快中子，經治療頭衰減漏射出來的中子稱為漏射中子，二者統稱為直射中子。由治療室墻壁、天花板、地板多次散射后的中子，稱為散射中子，其能量較低。這些中子是放射治療工作中所不需要的，因此又稱為污染中子。中子的輻射生物效應遠高于X射線、γ射線，按中子能量高低其輻射權重因子(WR)為5～20。對中子的防護，首先是將快中子慢化，然后將熱中子吸收。快中子的慢化材料常用的是含氫豐富的水、石蠟和聚乙烯等。熱中子的吸收材料常用硼及含硼物質。醫用電子加速器機房對中子的防護主要是門對中子的防護。防護門除具有一定厚度的鉛當量外，還應具有一定厚度的含硼石蠟或含硼聚乙烯。

3.2 γ射線

3.2.1 緩發輻射

緩發輻射是加速器初級和次級輻射與受照物質相互作用，使受照物質活化釋放的β射線、γ射線，也就是常說的感生放射性。在使用醫用電子加速器的情況下，感生放射性多數是由于它產生的污染中子而引起。空氣受照射后產生感生放射性的核素有16N(7.4 s)、41Ar(1.83 h)等。在偏轉磁鐵上將產生62Cu(9.7 min)、64Cu(12.8 h)、66Cu(5.1 min)等；對混凝土材料將產生27Mg(9.5 min)、24Na(14.9 h)、28AI(2.3 min)等。當醫用加速器按X射線模式運轉其光子能量＞8 MeV時也會產生感生放射性。當加速器初級輻射能量較高(＞10 MeV)，并在多次治療間隔停機的短時刻內，治療頭附近的感生放射性劑量率較高，對擺位人員形成照射，應特別注意防護。感生放射性核素多屬于β衰變，一般發射β和(或)γ射線。對感生放射性的防護是根據其半衰期短的特點，在有條件時等其衰變到可接受水平，才可在活化物體周圍活動，否則采用屏蔽法屏蔽(因β射線容易被屏蔽)。

3.2.2 俘獲γ射線

在中子與物質的相互作用中，快中子可與原子核發生非彈性散射，即入射中子與原子核形成復合核，復合核放出中子后，剩余核處于基態或激發態。而處于激發態的核則立即放出γ射線而回到基態。此種γ射線的能量多在0.5～4 MeV的范圍內分布。快中子在所有重原子核上的散射主要是非彈性散射。熱中子被原子核吸收也放出γ射線，稱俘獲γ射線。大多數元素俘獲γ射線的最高能量多在7～10 MeV的范圍內分布，如水泥中的主要成份硅的俘獲γ射線的最高能量達10.6 MeV，鐵達10.16 MeV，鈣達7.83 MeV，鋁達7.22 MeV等。混凝土主要由硅、鐵、鈣、鋁、氫和氧等元素組成，因此中子與其相互作用將發射出能量高達10 MeV的γ射線。熱中子與物質相互作用，與快中子與原子核發生非彈性散射不同，前者被原子核俘獲后不再釋放出中子而釋放出γ射線，即俘獲γ射線。俘獲γ射線的能量變化范圍很寬。在放射防護中往往選擇對熱中子有很高的吸收截面，而又不釋放出或所釋放出γ射線能量低的材料。這類材料中較理想的是硼。硼具有很高的熱中子吸收截面，所放出γ射線的能量約為0.5 MeV，易于防護。

4 醫用電子直線加速器異常情況下輻射危害(事故照射)

當加速器裝置失靈、損壞、調試和操作失誤時，人員可能受到誤照射，稱為事故照射。在異常和事故狀態下，人員可能誤入正在進行治療的機房內，或者停留于正在進行治療的機房內而不被發現，此時將會受到散射X射線甚至主射束照射的危害[6]。

4.1 非輻射危害因素

在加速器的照射下，空氣吸收輻射能量并通過電離離子的作用產生非放射性有害氣體臭氧(O3)和氮氧化物(NOx)，此類氣體主要采用治療室的通風換氣來控制[7]。

4.2 潛在職業病危害

國際放射防護委員會(ICRP)為了放射防護的目的和闡述劑量與效應的關系，在1990年第60號出版物中，將輻射有害效應分為確定性效應和隨機性效應兩種。因此，從事放射治療職業對放射性工作人員可能造成的潛在性職業危害有確定性效應和隨機性效應[8]。

4.3 確定性效應

確定性效應是指那些存在劑量閾值，且嚴重程度與受照劑量有關的效應。不同組織對電離輻射的敏感程度相差很大，通常在單次較低劑量照射后很少會有組織表現出有臨床意義的有害作用；對于分散在數年中的劑量，對大多數組織在年劑量低于0.5 Gy時不致有嚴重效應，但性腺、眼晶體及骨髓較為敏感。當發生輻射事故受到意外大劑量照射(＞1 Gy)時，可致受照人員發生急性放射病，甚至在短期內死亡。

4.4 隨機性效應

隨機性效應是指發生概率與受照劑量成正比，而嚴重程度與劑量無關的效應，即“隨機的或有統計性質的效應”。對于這類效應，從輻射防護的觀點認為不存在劑量閾值。即使很小的劑量，也有導致隨機性效應發生的危險，盡管發生率很低。通常從事放射性工作人員在醫用加速器正常工作條件下受照劑量較低，因此在正常工作中極少發生確定性效應，應重視的是隨機性效應，因隨機性效應無閾值，即使接受很小的劑量也有發生癌癥等隨機性效應的可能。

5 結語

醫用電子直線加速器在正常工作條件下，對從事放射性工作的人員不會產生確定性效應，發生的隨機性效應概率也可控制在可接受的水平。醫院應通過制定并落實嚴格、全面的操作規程和規章制度，強化工作人員安全意識以及配備完備、有效的防護設施，以避免或降低事故照射發射的概率。加速器工作場所進、排風口的位置設計要合理，風機功率須符合要求。加速器及其工作場所應具有良好的屏蔽設計和多重監控、聯鎖系統，以保障加速器正常、安全運行[9]。

[1]顧本廣.醫用加速器[M].北京∶科學出版社，2003∶10.

[2]李德平.放射防護手冊第一分冊?輻射源與屏蔽[M].北京∶原子能出版社，1987∶8.

[3]章仲侯.放射衛生學[M].北京∶原子能出版社，1985∶11.

[4]陳敬忠.醫用電子加速器的防護[M].成都∶四川科學技術出版社，2001∶6.

[5]從慧玲.實用輻射安全手冊[M].北京∶原子能出版社，1994∶12.

[6]胡逸民.腫瘤放射物理學[M].北京∶原子能出版社，1999∶9.

[7]Valentin J.國際放射防護委員會第91號出版物評價非人類物種電離輻射影響的框架[J].輻射防護，2004，24(z1)∶9-46.

[8]葉常青.ICRP1990年建議書關于輻射危險評估的新進展[J].輻射防護，1991，11(6)∶415-425.

[9]趙蘭才，張丹楓.放射防護實用手冊[M].濟南∶濟南出版社，2009∶7.