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基于JJG589-2008的医用电子直线加速器电子束剂量刻度方法测定朱前升;曾自力【摘要】目的:通过介绍基于JJG 589-2008的医用电子直线加速器电子束剂量的校准刻度方法,分析校准刻度中遇到的问题,提出解决方法.方法:采用全自动三维水箱测量电子束各能量的最大剂量深度,计算或查出相关参数,用剂量仪和标准水模体校准刻度.结果:能量6 MeV的最大剂量深度与相应的校准深度取值(1.0 cm)相同,其余各能量的最大剂量深度皆大于相应的校准深度取值1.0、2.0、3.0 cm,相差为0～1.0 cm,差值最大的为能量18 MeV,最大剂量深度值比相应的校准深度取值大1.0 cm.结论:医用电子直线加速器电子束剂量的校准刻度与许多因素有关,校准刻度时应全面考虑各种因素的影响.【期刊名称】《医疗卫生装备》【年(卷),期】2014(035)001【总页数】3页(P103-105)【关键词】医用电子直线加速器;电子束;最大剂量深度;校准深度;剂量刻度【作者】朱前升;曾自力【作者单位】545002广西柳州,柳钢医院肿瘤科;545007广西柳州,柳州市柳铁中心医院肿瘤科【正文语种】中文【中图分类】R318.6;TH774医用电子直线加速器所产生的高能电子束的表面剂量较高，当很快到达最大剂量点深度后，进入剂量“坪区”，至射程末端时，剂量急剧跌落。
因此，不同能量的电子束具有确定的、不同的有效治疗深度。
电子束的这一剂量分布特点，决定了在临床肿瘤放射治疗中用它来治疗表浅的、偏体位一侧的病变和浸润的淋巴结，可有效地避免对靶区后深部组织的照射。
生物学效应的大小程度与组织中所吸收的电离辐射的能量成正比，确切了解组织中所吸收的电离辐射的能量对评估放疗的效果及其副作用是非常重要的，它的精确确定是进行放疗最基本的物理要素[1]。
在大的放射治疗中心接受放射治疗的患者中，约15%左右的患者在放射治疗过程中要应用高能电子束。
其剂量准确与否将直接影响患者的受照射剂量。
四、.,c a m K x D 和的关系 ..m c m k c a D K f K == m x D f X =()/()k en m en a f μρμρ=()()/()()k a en m en a k a w W f f e e μρμρ==习题：11、12、16第四讲 辐射防护学量（Quantities used in Radiological Protection ） 一. 剂量学量描述的内容及特点1. 电离辐射与物质发生相互作用a. 能量转移多少，作用的强弱,x κ。
b. 作用介质接受能量大小D 。
2. 特点：.没有跟生物效应相关联。
.没有考虑辐射类型和能量对生物效应的影响。
.没有考虑对于辐射的相对敏感性。
二. 当量剂量H r1. 器官剂量D T （Organ dose ）TT TD m ε=--T ε授与组织或器官的总能量，T m 组织或器官的质量（<10g —>70kg for the whole bady ） 2. 品质因数（Quatity factor ）Q•随机性效应发生的概率跟辐射的类型和能量以及电离辐射授予物质的能量在微观空间分布上的那些特征（辐射品质）有关的。
引入品质因数Q 来描述之。
•Q-L 关系Q 是L 的函数，Q （L ），但是在实际应用中简化R •ICRP 在1990年60号报告中指出:由于辐射生物信息的不确定性.用Q(L)修正的吸收剂量来反应受到高LET 辐射照射导致较高的损伤概率的详细而精确的内在联系是不合理的推断. •W R 代替Qbased on: a. Review of the biological information. b. A variety of exposure circumstance.c. Inspection of the results of traditional.d. Calculations of the ambient dose equival out. •辐射类型和能量 W A 光子(所有能量) 1电子和μ子1中子 < 10kev 10kev to 100kev > 100kev to 2Mev > 2Mev to 20Mev > 20Mev 5 1020 10 5质子(不包括反冲质子)>2Mev 5α粒子、裂变碎片、重核20 •辐射权重因子同辐射种类和能量有关，但与器官或组织无关。
国家计量局、卫生部关于肿瘤放射治疗剂量学的若干规定文章属性•【制定机关】国家计量局(已撤销),卫生部(已撤销)•【公布日期】1985.05.25•【文号】•【施行日期】1985.05.25•【效力等级】部门规范性文件•【时效性】现行有效•【主题分类】计量正文国家计量局、卫生部关于肿瘤放射治疗剂量学的若干规定（１９８５年５月２５日）６０１３７本规定包括１５０—４００ＫＶＸ线机产生的Ｘ射线、Ｃｏ、Ｃｓｒ射线治疗机的γ射线、加速器产生的１—２５ＭＶＸ线和高能电子束的剂量测定方法，以及关于治疗计划、记录和病例剂量报告的一些规定。
由于临床剂量测定仍以电离室为主要测量工具，并且国家已建立照射量基准和部分地区的次级标准。
因此，本规定内容只适于电离室测量。
第一章有关主要名词的规定射线质：射线质指的是射线能量，主要表示射线贯穿物体的能力。
用电离室测定射线剂量时，室壁材料和介质材料的阻止本领以及照射量仪表显示的读数计算吸收剂量时所用的转换因子等均与射线质有密切关系。
唯有射线质为已知时，才能采用相应能量的射线的物理参数表和曲线。
照射量（Ｘ）：照射量Ｘ是ｄＱ除以ｄｍ所得的商，其中ｄＱ的值是在质量为ｄｍ的空气中，由光子释放的全部电子（负电子和正电子）在空气中完全被阻止时，在空气中产生一种符号的离子总电荷的绝对值。
ｄＱＸ＝－－ｄｍ单位：Ｃ／ｋｇ照射量的原用单位是伦琴（符号Ｒ）－４１Ｒ＝２．５８ｘ１０Ｃ／ｋｇ（严格相等）。
测量照射量必须在满足电子平衡条件下进行，即进入体积元的次级电子总能量等于离开该体积元的全部次级电子的总能量。
当Ｘ线的能量小于２ＭＶ，γ线的能量小于几ＭｅＶ时，电子平衡条件是可以建立的。
根据照射量的定义和放射治疗设备发展的情况，照射量不再用于临床剂量。
吸收剂量（Ｄ）：吸收剂量Ｄ是ｄＥ除以ｄｍ所得的商，其中Ｅ是致电离辐射给与质量为ｄｍ的物质的平衡能量。
ｄＥＤ＝－－－ｄｍ单位：Ｊ／ｋｇ吸收剂量单位的专名是戈瑞（Ｇｙ），１Ｇｙ＝１Ｊ／ｋｇ，吸收剂量的原用单位是拉德（ｒａｄ）。
采用MC 模拟计算便可以得到辐射体源上方确定空间位置点上较准确的剂量率模拟计算结果。
表3 不确定度分量一览表类别不确定度分量u (x i )不确定度来源相对不确定度(%)备注A u (x 1)模拟计算抽样统计不确定度±110估计值Bu (x 2)天然放射性核素活度值不确定度±315估计值u (x 3)简化数学物理模式引入不确定度±310估计值u (x 4)计算采用的介质含量不确定度±110估计值u (x 5)计算采用介质作用截面不确定度±110估计值u (x 6)计算采用的体源几何误差±110估计值合成310取K=1参考文献1 G J ΠT MC 201.环境镭、钍、钾测量的野外校准设施.1986.2 IAE A.C onstruction and use of calibration facilities for radiometric fieldequipment.T echnical Reports Seies ,N o.309.VIE NNA.1989.3 裴鹿成,张孝泽.蒙特卡罗方法及其在粒子输运问题中的应用.北京:原子能出版社,1986.91;526.4 许淑艳.蒙特卡罗方法在实验核物理中的应用.北京:原子能出版社,1996.46;61;1162123.5 肖雪夫.就地HPG e γ谱仪探测效率的蒙特卡罗计算及其实验验证.见:裴鹿成,主编.蒙特卡罗方法及其应用(一).长沙:国防科技大学出版社,1993.1692175.6 肖雪夫.就地HPG e γ谱仪探测器角响应校正因子的MC 计算.见:裴鹿成,王仲其,主编.蒙特卡罗方法及其应用(1993～1997).北京:海洋出版社,1998.60270.7 Lal B ,Iyengar K VK.M onte Carlo calculations of gamma ray responsecharacteristics of cylindrical G e (Li )detectors.Nucl Instru M eth ,1970,19:28.8 李星洪.辐射防护基础.北京:原子能出版社,1982.120.9 Edgardo B ,Richard BF ,Virginia SS.T able of radioactive is otopes.IS BN024*********x.1986.(收稿日期:2003208204)作者单位:100730 北京医院(张绍刚、秋曦);中国计量科学研究院(樊成)电子束吸收剂量的测量张绍刚 樊成 秋曦 国际原子能机构(I AE A )277号技术报告(TRS N o 277)关于光子与电子束吸收剂量测量的国际实用规程规定对于医用加速器高能电子束吸收剂量校准的参考深度,当水模表面的平均能量 E 0ΠMeV <5时,选在模体中的最大剂量深度(R 100);而5≤ E 0ΠMeV <10、10≤ E 0ΠMeV <20、20≤ E 0ΠMeV 时,分别选在水下1,2,3cm 或最大剂量深度[1,2],并且对于电子束在模体表面的平均能量 E 0=10MeV 以下,建议使用平行板电离室对吸收剂量进行测量;低于5MeV 必须使用平行板电离室;而在 E 0=10MeV 以上,平行板电离室也非常适于吸收剂量的测量[3]。
直线加速器电子束流能量的测量电子直线加速器最重要的束流参数是束流的能量、流强、能散度和发射度束流能量是影响电子直线加速器性能最重要的因素之一对于脉冲型电子直线加速器，电子束的能量测量方法通常有：磁偏转法、半价层法、射程法等一测量原理1.1磁偏转法能谱测量原理示意图磁偏转法通常用于测量电子束的能谱，进而得出电子束的能量E0。
磁偏转法测量电子束能谱的原理如上图所示：从加速器引出的电子垂直于磁场射，会受到洛伦兹力的作用而发生偏转，其偏转半径为R，磁场B 与偏转半径的关系为：其中，B 为磁场中的磁感应强度，e 为电子电量，R 为回旋半径，v 为电子运动速度。
考虑相对论效应，可以将上式写为：其中β=v/c，c 为光速，γ 为相对论因子，γ 与β 满足关系：电子的动能为：由上述几个公式可以求得电子能量E 与磁感应强度B的关系为：因此，对于已知磁场B，理论上只需要测出电子的回旋半径R，即可进一步算出电子的能量。
为提高测试精度，在电子进入磁分析器之前，需要对其进行准直。
通常采用带狭缝的石墨块，其厚度略大于电子在其中的射程；设准直缝距磁极边缘为L，此即分析器的物点O由于从加速器引出的电子能量具有一定的能散ΔE，因此，对于流强较大的电子束，常用的方法是采用扫描的工作方式，在位置J 处放置一个法拉第筒用于接收电子，使偏转半径为R 的电子能够被接收，通过改变磁场B 使不同能量的电子都被法拉第筒接收，得到一条B-I 曲线，由于B 与能量存在公式所示的定量关系，因此通常直接做出E-I 曲线，即能谱分布曲线，如下图所示的是一条能谱分布曲线，其中纵坐标表示归一化电流，横坐标为能量。
采用磁分析法得到的能谱分布曲线其中峰值处的横坐标值即对应电子束的能量E01.2 半价层法加速器加速电子打靶所产生的X 射线本质上是具有相当能量的电磁辐射光子，光子的能量近似等于入射电子的能量，因此可以通过测量光子能量的方法间接得到电子能量。
辐射光子流在物质中的衰减规律服从简单的指数关系如下：式中：I0、I 分别表示穿过物质前、后光子流强度；μ 是X 射线在该物质中的衰减系数；x 是物质层的厚度。
采用MC 模拟计算便可以得到辐射体源上方确定空间位置点上较准确的剂量率模拟计算结果。
表3 不确定度分量一览表类别不确定度分量u (x i )不确定度来源相对不确定度(%)备注A u (x 1)模拟计算抽样统计不确定度±110估计值Bu (x 2)天然放射性核素活度值不确定度±315估计值u (x 3)简化数学物理模式引入不确定度±310估计值u (x 4)计算采用的介质含量不确定度±110估计值u (x 5)计算采用介质作用截面不确定度±110估计值u (x 6)计算采用的体源几何误差±110估计值合成310取K=1参考文献1 G J ΠT MC 201.环境镭、钍、钾测量的野外校准设施.1986.2 IAE A.C onstruction and use of calibration facilities for radiometric fieldequipment.T echnical Reports Seies ,N o.309.VIE NNA.1989.3 裴鹿成,张孝泽.蒙特卡罗方法及其在粒子输运问题中的应用.北京:原子能出版社,1986.91;526.4 许淑艳.蒙特卡罗方法在实验核物理中的应用.北京:原子能出版社,1996.46;61;1162123.5 肖雪夫.就地HPG e γ谱仪探测效率的蒙特卡罗计算及其实验验证.见:裴鹿成,主编.蒙特卡罗方法及其应用(一).长沙:国防科技大学出版社,1993.1692175.6 肖雪夫.就地HPG e γ谱仪探测器角响应校正因子的MC 计算.见:裴鹿成,王仲其,主编.蒙特卡罗方法及其应用(1993～1997).北京:海洋出版社,1998.60270.7 Lal B ,Iyengar K VK.M onte Carlo calculations of gamma ray responsecharacteristics of cylindrical G e (Li )detectors.Nucl Instru M eth ,1970,19:28.8 李星洪.辐射防护基础.北京:原子能出版社,1982.120.9 Edgardo B ,Richard BF ,Virginia SS.T able of radioactive is otopes.IS BN024*********x.1986.(收稿日期:2003208204)作者单位:100730 北京医院(张绍刚、秋曦);中国计量科学研究院(樊成)电子束吸收剂量的测量张绍刚 樊成 秋曦 国际原子能机构(I AE A )277号技术报告(TRS N o 277)关于光子与电子束吸收剂量测量的国际实用规程规定对于医用加速器高能电子束吸收剂量校准的参考深度,当水模表面的平均能量 E 0ΠMeV <5时,选在模体中的最大剂量深度(R 100);而5≤ E 0ΠMeV <10、10≤ E 0ΠMeV <20、20≤ E 0ΠMeV 时,分别选在水下1,2,3cm 或最大剂量深度[1,2],并且对于电子束在模体表面的平均能量 E 0=10MeV 以下,建议使用平行板电离室对吸收剂量进行测量;低于5MeV 必须使用平行板电离室;而在 E 0=10MeV 以上,平行板电离室也非常适于吸收剂量的测量[3]。
一、加速器的剂量刻度对加速器高能光子与电子束的吸收剂量测量,也就是我们所说的对加速器的刻度或校准,通常采用在标称源皮距SS D =100cm 和水模体内10cm ×10cm 射野中心轴上参考点(最大剂量深度)处,使用经国家基准实验室或次级标准实验室校准过的剂量计和电离室,通过调节加速器上剂量监测系统的阈值电位器,将加速器上的剂量监测系统的读数(M oni 2tor Unit ,M U )刻度为1M U =1cG y[4]。
要完成以上特定条件下,对加速器各能量电子束的刻度,即1M U =1cG y ,通常各医院采用英国NE 2545Π3A 全散射水模体或同类产品,根据I AE A TRS N o 277报告,其电离室的有效测量点可置于水模中最大剂量点或按能量高低置于水下1,2,3cm 。
使用两种不同测量深度,对加速器刻度的方法,其情况有所不同,各有利弊,前者各能量电子束的校准在水模体中的最大剂量点,其并非刚好在1,2,3cm ,例如北京医院的美国Varain 2100c 电子直线加速器6,9,12,16,20MeV 电子束其最大剂量点分别在114,212,218,216～312,118cm ,测量时,通常通过目测在水箱侧壁的刻度线上增加或减少几个mm ,即把电离室的有效测量点置于最大剂量深度,这样,在定位上,很难保证每次测量的精度及重复性,而后者是按能量高低置于水下1,2,3cm ,这样通过目测,定位较为容易,但要根据水下1,2,3cm 的百分深度剂量推算到最大剂量点。
二、电子束能量对吸收剂量测量精度的影响临床上,电子束的剂量分布比较特点:表面剂量较高,从表面到最大剂量深度剂量分布均匀;在最大剂量点之后,深度剂量曲线迅速跌落。
正因为这样两个特点,它适于治疗表浅及偏向人体一侧的肿瘤,可利于保护病变后的正常组织和重要器官。
其跌落的梯度因能量而变化,当能量增加时,其梯度变小,跌落变缓,逐渐失去电子束临床上应用的特点,就临床而言,应用的电子束能量在4～25MeV 间。
应当指出,当能量较低时,如6MeV ,其深度剂量曲线的跌落非常陡峭,也就是说,当我们不是在最大剂量点上进行吸收剂量校准,而在陡峭的跌落段,那么,曲线的横坐标代表定位的深度(mm ),即便有微小误差,也会对纵坐标的相对剂量带来很大的影响;若在最大剂量点之前,对于6MeV ,表面剂量低,从表面到最大剂量深度,曲线上升迅速,定位深度的微小变化,对相对剂量的影响要比更高能量的电子束大得多,见图1。
从图1可以看出,由于电子束能量增加,引起:①在剂量建成区,表面剂量增加,曲线上升减缓和梯度变小。
②在剂量跌落区,曲线的跌落与建成区曲线上升的趋势一样,均表现为减缓和梯度变小。
③坪区(较为均匀的峰值附近的高剂量区的宽度)变宽。
正是以上3个特点,使得对高能电子束的校准,无论是在最大剂量点,还是在按能量大小规定的深度(以cm 为整数单位)测量的误差都很小,而能量越低则误差越大,这种观点与中国计量科学研究院在2002年对北京医院放疗科加速器高能电子束吸收剂量测算的比对所产生的误差相符,其使用的是德国PT W MP3三维水箱,而并非医院使用的英国NE 2545Π3A 全散射水模体。
前者尺寸为60cm ×50cm ×40cm ,其水中测量深度由电脑控制,通过丝杠传动使电离室探头精确定位,定位精度高达011mm ,而后者为30cm ×30cm ×22cm ,其水中测量深度依靠目测使水面与水箱壁的刻度线重合。
图1 不同能量电子束的深度剂量分布三、应用固体体模进行常规吸收剂量的监测电子束的吸收剂量测量,尤其是低能电子束,如何减小测量误差,提高测量精度,对此,我们推荐和介绍一种校准方法,与大家共同讨论。
第1步,使用三维水箱,如本文提到的德国PT W MP3或瑞典RFA 2300射野分析仪等同类产品,首先,在特定的照射条件下,即SS D =100cm 、射野为10cm ×10cm ,分别测量出各能量电子束的射野中心轴百分深度剂量曲线,并重复测量3～5次,求出曲线上最大剂量深度的平均值,使电离室几何中心,在水中达到精确定位,此时,测量读数M 经水温和室内大气压K TP 修正后,严格按I AE A TRS N o 277报告的有关内容进行吸收剂量的计算和对加速器各能量电子束进行刻度。
应该说明:①对吸收剂量计算公式中的参数“水对空气的阻止本领比”S w ,air 和扰动因子P u 值涉及到的来自上面测量的深度剂量曲线上有关射束质的数据,要求当 E 0ΠMeV ≤15时,模体表面光野不小于12cm ×12cm , E 0ΠMeV >15时,光野不小 于20cm ×20cm [5]。
②测量时,若使用空气电离室,其有效测量点应进行校正。
③三维水箱的扫描探头有“半导体”和“空气电离室”之分,前者扫描的电离曲线即剂量曲线,不需修正;而后者,尤其对于较高能量(>12MeV )需做这方面的修正,对低能则影响不大。
④在特定的照射条件下,通过调节加速器上剂量监测系统的阈值电位器,将加速器刻度为1M U =1cG y 。
第2步,移去三维水箱,用固体水,如美国RMI W ATERS O LI D T M或自制的具有电离室插孔的不同厚度的有机玻璃模板,在完全模拟第1步的特定照射条件下,根据各电子束能量规定的测量深度,分别在电离室几何中心上面叠加1,2,3cm 厚度的固体模板。
应该指出,对所有测量读数均应进行温度和气压的修正。
然后,将经K TP 修正后的剂量计测量读数M 做为原始数据,记录与每日或每周1次的常规吸收剂量监测读数(仅做K TP 修正)进行比较,若超出原始数据的±2%[6],则须对其调整。
这里强调的第1步工作,即在水模体,特别是在三维水箱里的吸收剂量测量要求每年至少1次[7]。
若医院没有这种价格昂贵的检测设备,可在国家有关部门每年1次的强检中进行,即对加速器各能量电子束进行刻度。
此外,如果医院没有这种价格不菲的用于日常监测的固体水模体,可用厚度不等的有机玻璃模板等材料加工制作,尺寸为30cm ×30cm ,加工的有机玻璃模板中的电离室探头的插孔要求具有一定的精度,既利于探头的插入,又不至于在探头与有机玻璃间产生空隙。
使用笔者介绍的对电子束吸收剂量进行日常监测的方法,特别是对较低能量的电子束,除测量误差较小外,用时少、计算简单,不失为一种切实可行的方法。
参考文献1 IAE A T echnical Reports Series N o 277.Abs orbed dose determination inphoton and electron beam :an international code of practice.Second Ed 2tion.Vienna :IAE A ,1997.144.2 JJ G 58922001.外照射治疗辐射源.3 IAE A T echnical Reports Series N o 381.The use of plane parallel ioniza 2tion chambers in high energy electron and photon beams ,an international code of practice for dosimetry.Vienna :IAE A ,1997.38.4 冯宁远,主编.实用放射治疗物理学.北京:北京医科大学中国协和医科大学联合出版社,1998.129.5 IAE A T echnical Reports Series N o 277.Abs orbed dose determination inphoton and elcetron beam :an international code of practice.Second Ed 2tion.Vienna :IAE A ,1997.21.6 胡逸民,主编.肿瘤放射物理学.北京:原子能出版社,1999.627.7 AAPM ′s TG 251.Protocol for clinical reference dosimetry of high 2energyphoton and electron beams.M ed Phys ,1999,26:184721860.(收稿日期:2003204209)。
