医用加速器的剂量刻度

医用加速器的剂量刻度

通常加速器的刻度是在标准条件下进行，即SSD=100 cm，射野为10 cm x 10 cm的水模内射束中心轴上最大剂量点dm处的输出量被刻度成1MU= 1cGy，这时电离室的有效测量点应被置于水模内射束中心轴上的校准点，具体由物理师和设备维修人员负责调节加速器上剂量监测系统的有关阈值电位器，使加速器给出1MU的输出量时，精确等于通过国家标准剂量实验室校准过的剂量计在上述标准条件下测算的结果1cGy。

在SSD=100 cm，FSZ=10 cm×10 cm条件下，当加速器给出100MU时，电离室的有效测量点在水模中校准深度dC的吸收剂量计算公式为：

D W（d C）= M×K TP×ND air×SW air×Pu×Pcel

因为，PDD（d c）= [D W（d c）/D W（d0）] ×100%

D W（d0）= D W（d c）/ PDD（d c）

则：D W(d0）= (M×K TP×ND air×SW air×Pu×Pcel) / PDD（d c）

如果，1OOMU=100cGy则：

100（cGy）=（M×K TP×ND air×SW air×PU×Pcel）/ PDD（d c）

式中，除剂量计读数M和K TP为未知数外，其

余参数如ND air、SW air、PU、Pcel、PDD（d c）

均为已知，若设其为常数F，即F= ND air×SW air×PU×Pcel）/ PDD（d c）

则：100(cGy)=M×K TP×F

M=100／(K TP×F)

公式M=100／(K TP×F)的含义是加速器在标准条件测量下给出100MU时，通过调整加速器上剂量监测系统的相关电位器的数值，使之等于上述计算出的标准剂量计的读数M，则，1MU=cGy。

如果剂量计设有温度、气压及F值的校正功能，那麽通过按钮将其输入到剂量计中，则，加速器上预置100MU，那麽在标准测量条件下，剂量计显示的读数就应该是100，这将大大简化了吸收剂量测算的程序。

举例

已知：

（1）加速器的X射线标称能量为6MV。

（2）剂量计NE 2570/1A，电离室（2571）= 0.6cc。

(Katt=0.990, Km=0.994, 对于高能X射线, Pcel =1)

（3）由国家实验室给出60Coγ射线的照射量

校准因子NX =1.005R/div。

（4）测量室气压P=100.9Kpa, 测量室温度T=25.8℃

(标准参考气压P0=101.3Kpa、测量室温度T0=20℃)

求：

在SSD=100cm，射野大小为10cm×10cm，加速器给出100MU条件下，水模中射束中心轴上，最大剂量点处的吸收剂量为100cGy时的剂量计读数M的值。

解：

（1）由照射量校准因子NX值计算该电离室的空气吸收剂量因子ND值。

ND = NX×W/e×Katt×Km×2.58×10-4

= 1.005×33.97×0.990×0.994×2.58×10-4

= 0.867×10-2（Gy/R）

= 0.867（cGy/R）

（2）温度气压修正系数K TP

K TP=[（273.15+T）/（273.15+T0）]×（P0/P）

=[（273.15+25.8）/（273.15+20）] ×（101.3/100.9）

=1.024

（3）由实测的百分深度剂量曲线,求出D20/D10=0.56，并由此根据表4和图3分别查出TPR2010=0.65 、SW air=1.123、Pu= 0.994、Pcel =1及校准深度为水下5cm。对高能X射线,电离室有效测量点从几何中心向射线入射方向前移0.6r即0.19cm。

因此, 应将电离室几何中心置于水下5.19cm。

若电离室几何中心置于水下5cm，则测量的实际深度约为4.8cm。

（4）水中dc（4.8cm）的吸收剂量：

D W（d c）= M×K TP×ND×SW air×Pu×Pcel

=M ×1.024 ×0.867 ×1.123 ×0.994 ×1

= 0.991M

（5）由校准点d c转化到最大剂量点d0的吸收剂量：

PDD（d c=4.8 cm）=85.7%

D W（d0）= D W（d c）/ PDD（d c）

D W（d0）= 0.991 M / 85.7%

= 1.156M

（6）若100MU=100cGy，则：

D W（d0）=1.156M

100cGy =1.156M

M = 86.5（剂量计读数）

医用电子加速器卫生防护标准

医用电子加速器卫生防护标准 前言 本标准第3～6章为强制性的，其余为举荐性的。 按照《中华人民共和国职业病防冶法》制定本标准，原标准GB163 69-1996与本标准不一致的，以本标准为准。 本标准附录A、附录B是资料性附录。 本标准由中华人民共和国卫生部提出并归口。 本标准起草单位:上海市放射医学研究所、上海市卫生防疫站、上海肿瘤医院、上海医用核子仪器厂。 本标准要紧起草人:钞票志林、丛树越、牟灿兴、孙振雄、钟柏牛。 本标准由中华人民共和国卫生部负责讲明。 医用电子加速器卫生防护标准 Radiological protection standard for using of medical electron accelera tor GBZ126-2002 1 范畴 本标准规定了医用电子加速器(以下简称加速器)进行人体治疗时的防护要求。 本标准适用于能量在50MeV以下的加速器的生产和使用。 2 规范性引用文件 下列文件中的条款通过本标准的引用而成为本标准的条款。凡是注日期的引用文件，其随后所有修改单(不包括勘误的内容)或修订版均不适用于本标准，然而，鼓舞按照本标准达成协议的各方研究是否可使用这些文件的最新版本。凡不注日期的引用文件，其最新版本适用于本标准。 GBZ128 职业性外照耀个人监测规范 GB4792 放射卫生防护差不多标准 GB9706.5 能量为1～50MeV医用电子加速器专用安全要求 GB15213 医用电子加速器性能和试验方法

3 加速器技术要求 3.1 加速器辐射安全、电气、机械安全技术要求 加速器辐射安全、电气、机械安全技术要求及测试方法必须符合G B9706.5的有关规定。 3.2 为防止超剂量照耀的要求 3.2.1 操纵台必须显示辐射类型、标称能量、照耀时刻、吸取剂量、吸取剂量率、治疗方式、楔形过滤器类型及规格等辐照参数预选值。 3.2.2 辐照启动必须与操纵台显示的辐照参数预选值联锁，操纵台选择各类辐照参数之前，辐照不得启动。 3.2.3 必须装备两道独立的剂量监测系统，每一道剂量监测系统必须能单独终止辐照，一道剂量监测系统发生故障不得阻碍另一道系统的功能。 3.2.4 两道剂量监测系统显示的剂量读数在辐照中断或终止后必须保持不变，辐照中断或终止后必须把显示器复位到零，下次辐照才能启动;由于元件或电源失效造成辐照中断或终止，失效时刻读数显示必须储存在一个系统内，以可读取方式至少保留20min以上。 3.2.5 两道剂量监测系统采纳双重组合情形下，当吸取剂量达到预选值时，两道系统必须都终止辐照。 3.2.6 两道剂量监测系统为初/次级组合情形下，当吸取剂量达到预选值时，初级剂量监测系统必须终止辐照，次级监测系统必须在超过吸取剂量预选值不大于15%或不超过等效于正常治疗距离上0.4Gy的吸取剂量时终止辐照。 3.2.7 操纵台必须配置带有时刻显示的辐照操纵计时器，并独立于其他任何操纵辐照终止系统。当辐照 中断或终止后，必须保留计时器读数，必须将计时器复零后，才能启动下一次辐照。 3.2.8 若设备处于某一种状态下，在正常治疗距离上能产生高于规定最大值二倍的吸取剂量率时，则必须提供一联锁装置，以便在吸取剂量率超出规定最大值不大于二倍时终止辐照。在任何情形下，不得切断这一联锁装置。 3.2.9 必须对非直束式加速器提供剂量分布监测装置，当吸取剂量分布相对

医用电子直线加速器发展历程

加速器发展历程 放疗技术的发展历程 、从国际上 1) 1895 年：伦琴发现了X 线。 2) 1896 年：用X 线治疗了第1 例晚期乳腺癌； 3) 1896 年：居里夫妇发现了镭； 4) 1913 年：研制成功了X 线管，可控制射线的质和量； 5) 1922 年：生产了深部X 线机； 6) 1923 年：首次在治疗计划中应用等剂量线分布图； 7) 1934 年：应用常规分割照射, 沿用至今； 8) 1951 年：制造了钴60 远距离治疗机和加速器，开创了高能X 线治疗深部恶性肿 瘤的新时代； 9) 1953 年：第一台行波电子直线加速器在英国使用； 10) 1957 年：在美国安装了世界上第一台直线加速器，标志着放射治疗形成了完全独立 的学科； 11) 1959 年：Takahashi 教授提出了三维适形概念； 12) 20 世纪50 年代：开始应用高能射线大面积照射霍奇金淋巴瘤, 使其成为可治愈 的疾病； 13) 20 世纪70 年代：随着计算机的应用和CT、MRI 的出现, 制造出三维治疗计划系 统和多叶光栅，实现了三维适形放疗，放射治疗学进入了从二维到三维治疗的崭新时代； 14) 20 世纪80 年代：出现了多叶光栅 (即多叶准直器)，可调节X 射线的

强度，开创了调强放射治疗( IMRT) ； 15) 最近十年，广泛开展了立体定向放射外科(SRS)、三维适形放疗 (3-dimentional conformal radio- therapy, 3D-CRT) 、调强适形放疗( intensity modulated radiotherapy, IMRT) 和图象引导放疗 ( image-guided radiotherapy, IGRT) 等新技术。

医用电子直线加速器的危险性

辐射危险 医用电子直线加速器是一个强辐射源，能够产生每分钟数万至数十万拉德剂量率的高能电子线和X线；同时它又是一个大功率的微波功率源，它的脉冲调制器可产生数十千伏到数百千伏的高频、高压脉冲。射线和微波都可能对附近的人员和设备产生危害。 (1)加速器在大功率下工作时，即使加速管和电子枪丧失了工作能力，磁控管和闸流管仍能产生X线。 (2)在大功率下测试微波的射频系统时，即使电子枪不在工作，也可能导致加速系统中产生暗流。 (3)高压磁控管不仅从阴极而且从输出波导处都能发射很强的X线。 (4)在传输大功率微波时，有的传输系统由于某种原因会有微波漏到空间，泄漏达10mV ／cm2以上就会损害人体健康(最简单的检查方法是用5W荧光灯去试验，如发亮，则泄漏近于允许值了)。 (5)加速器照射头附近的剂量和平坦度测定装置以及固定在照射头上的附件，可能被高能量光子束激活而产生放射性。 (6)使用15MV以上X线的医用直线加速器将会带来产生中子污染的问题。 电的危险 医用电子直线加速器带有数千伏至数百伏的高压器件，如钛泵、电子枪、磁控管、速调管、闸流管、高压脉冲变压器等。在这些电路周围工作时，要格外地小心，防止被高压电击伤。 热的危险 医用电子直线加速器的钛泵、电子枪、磁控管、速调管、闸流管、加速管、隔离器等主要器件，工作时都处于高温状态下，不要用手触摸，以免烫伤。 其它的危险 (1)有的加速器的波导管内充有SF6气体，一旦严重泄露会对人体健康造成危害，因此要定期检查波导管系统的漏气状况。 (2)加速器工作时，治疗室内会有大量的臭氧产生，因而治疗室内要保持良好的通风，一般每小时换风6-10次。 (3)某些厂商提供的大功率隔离器中含有氧化铍陶瓷，如果隔离器损坏，氧化铍粉尘被人吸收体内，就有中毒的可能性，造成呼吸系统疾病。处理损坏的隔离器应按照维修手册的规定程序进行。

直线加速器剂量校准质量保证探讨

万方数据

万方数据

直线加速器剂量校准质量保证探讨 作者：陈永东， CHEN Yong-dong 作者单位：扬州洪泉医院放疗中心,江苏扬州,225200 刊名： 中国医疗设备 英文刊名：China Medical Devices 年，卷(期)：2012,27(6) 被引用次数：3次 参考文献(8条) 1.胡逸民肿瘤放射物理学 1999 2.冯宁远实用放射治疗物理学 1998 3.李智华高能光子束和电子束吸收剂量测定的IAEA方法 2001(01) 4.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[期刊论文]-中国医疗设备 2010(09) 5.杨树强;邓大平医用电子直线加速器放射治疗质量控制[期刊论文]-中国辐射卫生 2009(01) 6.高枫医用电子直线加速器的性能检测与质量保证[期刊论文]-现代医药卫生 2006(06) 7.杨晓光;贺强;李鹏武GK-6MeV医用电子直线加速器性能检测与分析 2009(01) 8.胡杰;陶建民;孙光荣医用直线加速器等中心的质量控制和质量保证[期刊论文]-中国医疗器械杂志 2007(03) 引证文献(3条) 1.文婷.黎静.张晋建.余咏兰.尹智宇.靳怀志.王雅冰.叶柳青螺旋断层放疗的日常质量控制与质量保证[期刊论文] -中国医疗设备 2013(7) 2.陈学钊医科达直线加速器真空系统的工作原理及应用[期刊论文]-中国医学装备 2013(6) 3.王冬.田金.许锋医用直线加速器的安装与质量控制[期刊论文]-中国医疗设备 2013(8) 本文链接：https://www.wendangku.net/doc/51121464.html,/Periodical_ylsbxx201206024.aspx

医用电子直线加速器发展历程

加速器发展历程 ——放疗技术的发展历程 一、从国际上 1)1895年：伦琴发现了X 线。 2)1896年：用X 线治疗了第1 例晚期乳腺癌； 3)1896年：居里夫妇发现了镭； 4)1913年：研制成功了X线管，可控制射线的质和量； 5)1922年：生产了深部X线机； 6)1923年：首次在治疗计划中应用等剂量线分布图； 7)1934年：应用常规分割照射, 沿用至今； 8)1951年：制造了钴60远距离治疗机和加速器，开创了高能X线治疗深 部恶性肿瘤的新时代； 9)1953年：第一台行波电子直线加速器在英国使用； 10)1957年：在美国安装了世界上第一台直线加速器，标志着放射治疗形成 了完全独立的学科； 11)1959年：Takahashi 教授提出了三维适形概念； 12)20 世纪50 年代：开始应用高能射线大面积照射霍奇金淋巴瘤, 使其成 为可治愈的疾病； 13)20世纪70 年代：随着计算机的应用和CT、MRI 的出现, 制造出三维治 疗计划系统和多叶光栅，实现了三维适形放疗，放射治疗学进入了从二 维到三维治疗的崭新时代； 14)20世纪80 年代：出现了多叶光栅（即多叶准直器），可调节X 射线的 强度，开创了调强放射治疗( IMRT)； 15)最近十年，广泛开展了立体定向放射外科（SRS）、三维适形放疗 (3-dimentional conformal radio- therapy, 3D-CRT) 、调强适形放疗 ( intensity modulated radiotherapy, IMRT) 和图象引导放疗 ( image-guided radiotherapy, IGRT) 等新技术。

关于医用电子直线加速器,你必须了解这些!

关于医用电子直线加速器，你必须了 解这些！ 近些年，国内的医用加速器技术水平取得了较大进步，在技术的先进性、质量的可靠性，产品的一致性和稳定性方面都得到了不同维度的提升。大体而言，国产放疗设备已经形成了一个完整的体系，具备了提供整套放疗解决方案以服务于患者治疗的能力。 虽如此，国内电子直线加速器高端市场仍主要为医科达、瓦里安、西门子等三家进口企业占领。国产厂商包括新华医疗、东软医疗、海明医疗、利尼科、广东中能、海博科技等主要还是以中低端产品为主，上海联影近几年也涉足了放疗领域，但还未见产品正式上市。 本篇主要以电子直线加速器的基础概念知识为主，在下一篇中，器械之家将主要针对国内电子直线加速器市场及品牌做重点阐述。 电子直线加速器的工作原理 医用电子直线加速器是利用微波电场对电子进行加速，产生高能射线，用于人类医学实践中的远距离外照射放射治疗活动的大型医疗设备，通过下面这个

视频来了解一下电子直线加速器的工作原理：它能产生高能X射线和电子线，具有剂量率高，照射时间短，照射野大，剂量均匀性和稳定性好，以及半影区小等特点，广泛应用于各种肿瘤的治疗，特别是对深部肿瘤的治疗。 医用电子直线加速器的分类 01 按输出能量划分 按照输出能量的高低划分，医用电子直线加速器一般分为低能机、中能机和高能机三种类型。不同能量的加速器的X射线能量差别不大，一般为4、6、8MV，有的达到10MV以上。 低能医用电子直线加速器 低能医用电子直线加速器是一种经济实用的放射治疗装置，可以满足约85%需进行放射治疗的肿瘤患者的需要，而需要进行放射治疗的肿瘤患者又占全部肿瘤患者的70%左右。 (1)只提供一挡X-辐射，用于治疗深部肿瘤，x-辐射能量4—6MV，采用驻波方式时加速管总长只有30cm左右，无需偏转系统，同时还可省去聚焦系统及束流导向系统，加速管可直立于辐射头上方，称为直束式。直束式的一个优点是靶点对称。

直线加速器的关键参数的检测及吸收剂量的计算

直线加速器的关键参数的检测及吸收剂量的计算 摘要】目的：探讨如何做好医用电子加速器的质量控制，从而保证其良好性能。方法：依据国家标准和检定规程，结合临床实际制订直线加速器辐射质、对称性、均整度和吸收剂量主要技术指标的检测方法，对医用电子加速器性能实施检测。 结果：检测人员依据检测方法方便有效的开展质量控制工作。结论：该检测方法 为医用电子加速器临床使用安全提供了必要的保障。 【关键词】医用电子加速器；检测方法 【中图分类号】R9 【文献标识码】A 【文章编号】 2095-1752（2017）04-0393-02 恶性肿瘤放射治疗的根本目标在于给予肿瘤区域足够的精确的治疗剂量，而 周围正常组织和重要器官受照射最少，以提高肿瘤的局部控制率，减少正常组织 的放射并发症，保护重要器官。精确放射治疗的发展，使得放射治疗设备的质量 保证和质量控制工作日益受到专业人士的重视。医用电子加速器作为实行放射治 疗的主要设备，能否做好质量保证和质量控制，使之可靠稳定地运行，是保证高 质量放射治疗精确实施的前提条件[1]。当前检测依据文件为JJG 589-2008《医用 电子加速器辐射源》，规程给出详尽的检测参数和检测方法，为便于广大物理室 和检测人员更好的开展工作，结合本单位采用PTW公司制造的MP3-M型号三维 水箱（图1）对规程中比较难以掌握的检测参数和计算方法进行简化，以供大家 参考。 1．检测前的准备 1.1 水箱定位 1.1.1水箱装上蓄水车固定后推到直线加速器机头下，初步定位，车轮制动， 再次定位。 1.1.2向水箱内注水约150升（桶装水7.5桶），通过调节旋钮和水平尺先调 水平，然后定位光穿过中心定位螺冒，微调水箱位置，使定位光和水箱四边标线 重合，水箱调整到位。 1.2 电离室定位 连接控制单元、调整电离室有效测量点中心至水面，初步设定检测零位，定 位光穿过中心定位螺冒。 1.3 通讯设备连接 电脑软件和控制端口调试（如果无法连接，检查连线和软件使用的“com”端口），调试成功后开始进入测量状态。

基于加速器剂量监测系统检测分析

基于加速器剂量监测系统检测分析 摘要】目的：对加速器剂量监测系统检测分析。方法：对Elekta Synergy直线加速器剂量检测系统基本构造进行分析。选取Elekta Synergy直线加速器于2016年1月至6月，100次剂量监测系统检测数据进行回顾性分析，结合实际剂量对造成误差的原因进行探讨，并对比加速器校准系数的变化情况。结果：造成加速器剂量偏差的原因包括：防漏射铅板的滑动、电离室击穿、加速管更换、均整位移出现偏移、调制器稳压器损坏，剂量偏低率依次为9.8%、7.6%、4.5%、7.6%、3.2%。当剂量偏差较大时，校准系数的变化值也较大。结论：由于部分部件的老化以及不易被发现的设备问题，都会影响剂量检测系统的准确性，使得放射剂量与治疗方案不相符，影响放射治疗的效果。 【关键词】加速器；剂量监测系统；检测分析 【中图分类号】R730.5 【文献标识码】A 【文章编号】2095-1752（2017）04-0388-02 放射治疗常被运用于部分癌症患者的治疗，放射治疗的关键在于结合患者的病情，对放射治疗的方案进行科学规划[1]。而放射治疗成功的关键在于是否可以将治疗方案设计的剂量准确的传送到放射区。为使得剂量足够的安全、准确、可靠，就需要加速器剂量监测系统充分的发挥自身功能。目前对于剂量监测系统综合性能的判定标准为对应检测得到的相对误差，剂量值的重复性以及短时间内的稳定性等。可见，为使得放射治疗的效果达到预期的目标，必须保证剂量输出的准确性，最大程度的减小剂量到作用部位剂量转换中存在的误差。本次研究主要对加速器剂量监测系统检测分析，探讨造成剂量误差的原因。 1.资料与方法 1.1 一般资料 我院使用的Elekta Synergy直线加速器，其电离室为封闭式；采用C1、C2两个输出端口将照射量信号独立的传输至信号处理板以及工控计算机，再由计算机自动得出机器跳数（MU）；其电离室极板使用-400V的直流电由V1、V2两个端口进行输入，其中任何一个进行供电电离室就可正常运作。水箱为MP3-S型三维自动扫描箱；电离室为FC65-G，其容量为0.6cm3。 1.2 方法 对Elekta Synergy直线加速器于2016年1月至6月，100次剂量监测系统检测数据进行回顾性分析。加速器于固态水模体中的检测吸收剂量的基本规定为：射野为10cm×10cm，SSD为100cm；以Dw为5cm作为标准检测深度，将电离室置于水下51.8mm。设置设备出束为100MU，最大吸收剂量深度数值为100cGy，标准深度时为85.5cGy，结合实际数值对校准系数K进行改正[2]。Elekta Synergy 直线加速器校准方式为K=（85.5/X）。多次检测，分析造成偏差的原因。 2.结果 通过对Elekta Synergy直线加速器于2016年1月至6月，100次检测数据进行回顾性分析。发现造成剂量偏差的原因主要有以下几种：防漏射铅板的滑动、电离室击穿、加速管更换、均整位移出现偏移、调制器稳压器损坏。这些问题均导致实际剂量比设计剂量偏小。详见下表。

医用直线加速器比较表

医用直线加速器比较表 厂商Elekta VARIAN SIEMENS 说明 机型Precise Clinac EX Primus 基本结构Elekta加速器的高度集成化控制系统、性能绝佳的敞开式设 计保证可加速器的高开机率。其他厂家的产品都是封闭式设 计，常因机器设计不佳而停机，更换加速管时间长。 加速管行波驻波驻波最低的加速器使用消耗费用：驻波加速管对真空度的要求、能 量的转换、能谱的宽度等几个方面都优于驻波加速管。Elekta 保持和发展了行波管加速原理，通过独特的设计使一台加速器 可提供3档电子线。一机多用。其他厂家加速器最多产生两个 光子线。Elekta加速器具有低功耗、高效率、长寿命，自1953 年生产世界上第一台直线加速器以来，从未更换过加速管。 机架类型滚筒式中心轴承式中心轴承式Elekta滚筒机架磨损小，等中心变化小，十年精度1mm，终身 保证机架等中心精度在2mm（V和S都采用中心轴承式，十年 等中心偏差超过2mm），且为敞开式设计，散热性能好，连续 工作时间长，便于维修。 微波功率源仅用磁控管（ 5.5MW） 即可需速调管（5.5MW）加 微波驱动 需速调管（7MW）加 微波驱动 Elekta使用EEV公司的长寿命磁控管，停机时间短，运行费 用低，且无条件保修2年。 低运行费用的微波功率源：Elekta公司采用的微波功率源是 磁控管，集振荡器和放大器为一体，结构简单，不需额外的微 波振荡器（或微波驱动器）等组件，从而简化功率源的结构。 磁控管的体积小，能安装在机架上，直接把微波馈送到加速管， 不需特殊接头，且易更换，停机时间短（而速调管必须配上配 上微波振荡器才能实现磁控管的功能，磁控管的寿命比速调管 短一半，但由于振荡器的寿命与磁控管差不多，导致使用速调 管的费用为使用磁控管的4～5倍。

电子加速器计量检定操作细则

加速器医用X 线辐射源检定操作细则 为规范实施加速器医用X 线辐射源计量检定，参照国标中华人民共和国国家计量检定规程《医用电子加速器辐射源检定操规程》（JJG589-2008），结合我单位检测设备，制定《医用电子加速器辐射源计量检定操作细则》。 加速器医用X 线辐射源检测 1、剂量比：（D20/D10） 取源皮距SSD=100cm，源至模体表面距离照射野为10cm×10cm ，水模深度为20cm 和10cm 处吸收剂量，求出剂量比D20/D10。 2、组织模体比（TPR2010）： 取源皮距SSD=100cm，源至探测器距离照射野为10cm×10cm ，辐射束指示于光野中心。保持不变，电离室有效剂量点上方的水深分别为20cm 和10cm，测出相即为TPR2010。TPR2010。也可由剂量比（D20/D10）按式（1）计算 TPR2010=2.189-1.308（D20/D10）+0.249（D20/D10）2 3、X线辐射野均整度 源皮距SSD 取为正常治疗距离，水下10cm 深度处与射线束轴垂直平面上，光野为10cm×10cm，辐射轴指示位于光野中心。电离室中心沿光野两个相互垂直的主轴及对角线移动，测出剂量分布，求出均整区。 4、X线辐射野对称性 测量方法同5.1.2 测量对称束任意两点的吸收剂量的比值。 5、X线剂量示值的重复性 源皮距SSD 取为正常治疗距离，源至模体表面距离照射野为10cm×10cm，剂量计的电离室有效测量点放在束轴的校准深度上，圆柱形电离室的轴与射线束相互垂直（平板形电离室，入射平面与辐射束轴垂直）。同样的辐射条件检测5-10次，则测量剂量示值的相对偏差表示。 6、X线剂量示值的线性 检测条件同5，选取临床上常用的剂量（率）一档，剂量监测系统预置值由100MU、200MU、300MU、400MU 4 个值。测量每个预置值（以Ui）。 7、X线剂量示值的误差 检测条件同4.1.4，选取临床上常用的剂量（率）一档，剂量监测系统示值为D′0 ，相对应的吸收剂量的实际值为D0，剂量值的误差用相对对偏差表示。

医用电子加速器卫生防护标准

医用电子加速器卫生防护标准 1 范围 本标准规定了医用电子加速器（以下简称加速器）进行人体治疗时的防护要求。 本标准适用于能量在50MeV以下的加速器的生产和使用。 2 规范性引用文件 下列文件中的条款通过本标准的引用而成为本标准的条款。凡是注日期的引用文件，其随后所有修改单（不包括勘误的内容）或修订版均不适用于本标准，然而，鼓励根据本标准达成协议的各方研究是否可使用这些文件的最新版本。凡不注日期的引用文件，其最新版本适用于本标准。 GBZ128 职业性外照射个人监测规范 GB4792 放射卫生防护基本标准 GB9706.5 能量为1～50MeV医用电子加速器专用安全要求 GB15213 医用电子加速器性能和试验方法 3 加速器技术要求 3.1 加速器辐射安全、电气、机械安全技术要求 加速器辐射安全、电气、机械安全技术要求及测试方法必须符合GB9706.5的有关规定。 3.2 为防止超剂量照射的要求 3.2.1 控制台必须显示辐射类型、标称能量、照射时间、吸收剂量、吸收剂量率、治疗方式、楔形过滤器 类型及规格等辐照参数预选值。 3.2.2 辐照启动必须与控制台显示的辐照参数预选值联锁，控制台选择各类辐照参数之前，辐照不得启动。 3.2.3 必须装备两道独立的剂量监测系统，每一道剂量监测系统必须能单独终止辐照，一道剂量监测系统 发生故障不得影响另一道系统的功能。 3.2.4 两道剂量监测系统显示的剂量读数在辐照中断或终止后必须保持不变，辐照中断或终止后必须把显示器复位到零，下次辐照才能启动；由于元件或电源失效造成辐照中断或终止，失效时刻读数显示必须储存在 一个系统内，以可读取方式至少保留20min以上。 3.2.5 两道剂量监测系统采用双重组合情况下，当吸收剂量达到预选值时，两道系统必须都终止辐照。 3.2.6 两道剂量监测系统为初/次级组合情况下，当吸收剂量达到预选值时，初级剂量监测系统必须终止辐照，次级监测系统必须在超过吸收剂量预选值不大于15%或不超过等效于正常治疗距离上0.4Gy的吸收剂 量时终止辐照。 3.2.7 控制台必须配置带有时间显示的辐照控制计时器，并独立于其他任何控制辐照终止系统。当辐照

医用电子直线加速器的屏蔽计算

医用电子直线加速器的屏蔽计算 摘要：本程序依据NCRP REPORT No.151《Structural Shielding Design and Evaluation for Megavoltage X- and Gamma-Ray Radiotherapy Facilities 》编制而成，可用于低能（≤10MV ）及高能（>10MV ）医用电子直线加速器的屏蔽计算。 注：以上各点通常取墙体或者防护门外0.3m 处 一、主屏蔽墙（Primary barriers ）（a 、b 点） 利用下列公式对初级辐射进行屏蔽计算： 2pri pri pri B WUT H d = 1{1[]}10barrier e t TVL TVL pri B ??+= 式中： H pri —距离加速器等中心点（isocenter ）dpri 米处，屏蔽条件下的剂量当量率（Sv/a 或者Sv/week ）。加速器中，各种运动的基准轴线围绕一个公共中心点运动，辐射束以此为中心的最小球体内通过，此点即为等中心。

辐射源 正常治疗距离 辐射束轴 等中心 机架旋转轴 B pri—主屏蔽墙的厚度对应的透射因子； t barrier—主屏蔽墙的厚度，m； TVL1—第一个十分之一值层厚度（取值见TableB.2），cm； TVL e—平衡时的十分之一值层厚度（取值见TableB.2），cm； W—工作负荷，Gy/a或者Gy/week； NCRP建议：对于低能（≤10MV）加速器W可取1000Gy/week；对于高能（>10MV）加速器W可取500Gy/week。（NCRP Report No. 49 (NCRP, 1976) recommended using W = 1,000 Gy week–1 for accelerators up to 10 MV, and NCRP Report No. 51 (NCRP 1977) recommended W = 500 Gy week–1 for higher energy accelerators. These workloads were recommended if a value for W could not be determined from direct knowledge of the accelerator use.） U—使用因子，即初级辐射束（有用束）向某有用束屏蔽方向照射的时间占总照射时间的份额，使用因子U 的取值见表1。 表1 使用因子U 有用线束固定照射方向U=1 旋转式治疗机： 有用线束朝向墙壁 U=1/4 顶棚 U=1/16 T—居留因子，即在辐射源开束时间内，在区域内最大受照人员驻留的平均时间占开束时间的份额，取值见表2。

医用直线加速器

医用直线加速器 医用加速器是生物医学上的一种用来对肿瘤进行放射治疗的粒子加速器装置。带电粒子加速器是用人工方法借助不同形态的电场，将各种不同种类的带电粒子加速到更高能量的电磁装置，常称“粒子加速器”，简称为“加速器”。要使带电粒子获得能量，就必须有加速电场。依据加速粒子种类的不同，加速电场形态的不同，粒子加速过程所遵循的轨道不同被分为各种类型加速器。目前国际上，在放射治疗中使用最多的是电子直线加速器。 电子直线加速器 电子直线加速器是利用具有一定能量的高能电子与大功率微波的微波电场相互作用，能量电子直接引出，可作电子线治疗。电子打击重金属靶，产生韧致辐射，发射X射线，作X线治疗。 根据电子与微波电场的作用方式不同，电子直线加速器分为行波加速器和驻波加速器。 一个最简单的电子直线加速器至少要包括，一个加速场所（加速管），一个大功率微波源和波导系统，控制系统，射线均整和防护系统。当然市场上作为商品的设备要远比这些复杂，但这些基本部件都是必不可少的。医用加速器的分类 分类情况 医用加速器按照能量区分可以分为低能机、中能机和高能机。 按照X能量的档位加速器分为单光子、双光子和多光子。 低中高能机的区分主要在于给出的电子线的能量。 医用加速器用于放疗的适应症 1、当其用于常规放疗时其适应症为： 医用加速器适应症广泛，可用于头颈、胸腔、腹腔、盆腔、四肢等部位的原发或继发肿瘤，以及手术后残留的术后或手术前的术前治疗等。 西门子直线加速器 它所产生的高能X线具有照射深度强，射线集中等优点为，不仅能有效杀死癌细胞，而且能保护正常组织少受损伤，是治疗深部肿瘤的理想设备。它优于国产加速器，可以产生六档电子线，为肿瘤治疗提供了更好的方法。 高能X线具有皮肤损伤小，照射量高，保证正常组织效果好的特点，主要用于治疗深部肿瘤，高能电子束，能量可变，可根据不同的肿瘤深度进行调节选择，可用于恶性肿瘤和偏心性肿瘤的治疗，术中放疗也多用于高能电子束。 恶性肿瘤患者的治疗提倡的是综合治疗，放射治疗是不可缺少的手段，约有70%的患者需行放射治疗，医用直线加速器是现今国际上先进的放疗设备。 瓦里安直线加速器 该加速器融合了现代医学影像技术、立体定位技术、计算机、核医学、放射物理、自动化智能控制等多种现代高新科技，可实现对全身肿瘤的常规放射治疗、三维立体定向精确放疗、立体定向放射外科治疗(俗称X-刀治疗)、适形调强放射治疗(诺力刀治疗)等。该直线加速器能最大限度杀死肿瘤，保护人体正常组织提供更加准确、高效、安全的技术保障。 1具有双光子、多档能量的电子线，保证各种不同深度的肿瘤治疗剂量组要。肿瘤隐藏的再深，他也能像海底捞针一样抓住它2。具有多叶准直系统，能完成精确放疗计划。可从三维方向上随着肿瘤的不同形状变化，产生与肿瘤形状近似的照射体积，使治疗更精确。3。具有三维调强治疗计划系统，调强放射治疗是当今世界上

医用电子直线加速器性能检测操作细则

医用电子直线加速器性能检测操作细则 为规范实施医用电子直线加速器性能检测，参照国标《医用电子加速器验收试验和周期检验规程》GB/T 19046-2013，结合我单位检测设备，制定《医用电子直线加速器性能检测操作细则》。 1.均整度、对称性 1 .安装扫描支架、扫描水箱摆位、调节水平、注水 a安装底部水平调节螺母和水龙头（确保水龙头处于关闭状态）； b把扫描水箱放在治疗床上面，二维水箱底部十字线长轴垂直于加速器G-T方向，二维水箱底部射野模拟线位于离加速器机头的近端； c安装扫描支架，扫描支架垂直于加速器G-T方向，位于离加速器机头的远端；d加水至水箱侧壁最低的水位线，用水平尺检查水箱的水平情况； e打开加速器所有激光定位灯，调节水箱位置。 e.1使得水箱垂直于G-T方向的前后面壁上的2条中线与前后激光十字灯的竖线重合（保证水模在G-T方向是平行的，在A-B方向是对称的）； e.2使得水箱垂直于G-T方向的前后面壁的左右边缘与左右激光十字灯的竖线重合（保证水模在G-T方向是平行的）； f调整水箱位置后再加水至第二高水位线，再次检查水箱的水平情况，调平后加水到第三条线，再次调整水平后加水距箱顶3cm的位置（或者比最高水位线高2cm）； g. 通过前后移动治疗床调整水箱中心，使水箱中心在射野中心。 2.电离室定位 2.1通过升降治疗床调节辐射源至模体表面（水面）的距离(SSD)为100cm，模

体表面（水面）灯光野为10cmx10cm； 2.2 参考探头用电离室固定杆固定，置于射野对角线上，且电离室石墨探头在射野内2cm左右。定位后用胶带将参考电离室线在水箱边缘进行固定，防治电离室位置偏移； 2.3 移动水平滑块使得扫描探头的几何中心位置在光野中心（电机未通电之前扫描支架水平滑块和竖直滑块是可以移动的，通电后是不可移动的）； 2.4 移动竖直滑块使得扫描探头的几何中心位置和水面相平（即石墨头一半在水上，一半在水下，保证保证扫描电离室石墨探头的几何中心与射野的中心重合）。定位后用胶带将扫描电离室线在水箱边缘进行固定（预留长一点线在水中，以免影响扫描电离室在水中的移动），防治电离室位置偏移。 3连接主机，将线引出机房。 连线 a扫描电离室连接线和参考电离室连接探头线分别接主机“扫描探头”和“参考探头”接口（需将扫描电离室连接线和参考电离室连接线牵引至机房外与主机连接）。 b驱动线通过主机“驱动”接口与步进电机驱动线连接（需将驱动线牵引至机房外与主机连接）。 c USB线通过主机“计算机”接口连接主机电脑（将电脑放在机房外进行接线）。 d电源线通过“电源”接口接220V交流电（将电脑放在机房外进行接线）。 e再次检查探头的位置，打开控制主机电源。 注意：“扫描探头线”、“参考探头线”和“驱动线”需从铅门走出，不要走地沟，减少干扰。走线时要避免产生线圈，减少干扰。

医用电子直线加速器介绍.

医用电子直线加速器介绍1.外照射治疗机 同位素远距离治疗机 深部X射线治疗机 医用电子加速器 医用质子加速器 医用中子发生器 医用重离子加速器 医用-介子发生器 2.内照射治疗机 射线后装机 中子后装机 3.立体定向放射外科治疗装置 γ-刀 X-刀 质子刀 中子立体定向放疗装置

医用电子直线加速器按其能量范围分为低、中、高三类。 四、医用电子直线加速器的原理 1.基本原理 2.系统框图 3.主要组成部分

●加速系统 ●辐射系统 ●剂量检测系统 ●机架、治疗床及辐射头运动系统 ●控制系统 ●温控及充气系统 4.加速系统 加速系统是医用电子直线加速器的核心。由加速管、微波传输系统、微波功率源、脉冲调制器等组成。

加速管由电子枪、加速结构、引出系统、离子泵组成。电子枪产生供加速的电子，其阴极被加热后产生热发射电子，在阴极和阳极间的高压电场作用下，以一定的初始能量从阳极中心孔道穿出注入加速结构。 加速结构有行波和驻波两种加速结构，是对电子进行加速的核心器件。微波功率经耦合波导馈入后，在其中产生行波或驻波电磁场。驻波结构可以在同样长度上比行波获得更高的能量增益。引出系统的作用是将电子束引出，分为直束式和偏转式两种，低能机的加速管较短，大多采用直束式，中、高能机的加速管较长，必须采用带偏转磁铁的偏转式引出系统。离子泵用以吸收气体，使加速管里维持真空状态。 4.2微波传输系统 微波传输系统主要包括： 弯波导及直波导

定向耦合器 吸收水负载 三端环流器 4.3微波功率源 低、中能机常用磁控管作微波功率源。 磁控管是微波自激震荡器，体积小，工作电压低，但其工作频率易漂移，因此需采用自动稳频系统，提高频率稳定度。 高能机需较高的微波功率，常用多腔速调管作为微波功率源。速调管是微波功率放大器，体积大，工作电压高，需要有前置激励来驱动，频率比较稳定，但也需自动调频系统使其与负载变化保持一致。

医用加速器

医用加速器是生物医学上的一种用来对肿瘤进行放射治疗的粒子加速器装置。 带电粒子加速器是用人工方法借助不同形态的电场，将各种不同种类的带电粒子加速到更高能量的电磁装置，常称“粒子加速器”，简称为“加速器”。要使带电粒子获得能量，就必须有加速电场。依据加速粒子种类的不同，加速电场形态的不同，粒子加速过程所遵循的轨道不同被分为各种类型加速器。目前国际上，在放射治疗中使用最多的是电子直线加速器。 中文名 医用加速器 基本介绍 电子直线加速器 基本分类 低能机、中能机和高能机 医疗用途 医用加速器用于放疗的适应症 目录 1基本介绍 2基本分类 ?高能医用电子直线加速器 3医疗用途 4其他相关 1基本介绍 电子直线加速器是利用具有一定能量的高能电子（速度达到亚光速）与大功率微波的微波电场相互作用，从而获得更高的能量。这时电子的速度增加不大，主要是质量不断变大。（爱因斯坦相对论）。电子直接引出，可作电子线治疗。电子打击重金属靶，产生韧致辐射，发射X射线，作X线治疗。（原理与X光机相似，加速器使用透射靶。）

一个最简单的电子直线加速器至少要包括，一个加速场所（加速管），一个大功率微波源和波导系统，控制系统，射线均整和防护系统。当然市场上作为商品的设备要远比这些复杂，但这些基本部件都是必不可少的。 医用电子直线加速器(11张) 医用直线加速器按照微波传输的特点分为行波和驻波两类，其基本结构和系统，它包括电子枪、微波功率源（磁控管或者速调管）、波导管〔隔离器、RF（射频微波源）监测器、移相器、RF吸收负载、RF窗等〕、DC直流电源（射频发生器、脉冲调制器、电子枪发射延时电路等）、真空系统〔真空泵（钛泵）〕、伺服系统（聚焦线圈、对中线圈）、偏转系统（偏转室、偏转磁铁）、剂量监测系统、均整系统、射野形成系统等，分别安装于治疗头、固定机架、旋转机架、治疗床、控制台等处。 2基本分类 医用加速器按照能量区分可以分为低能机、中能机和高能机。 不同能量的机器的X线能量差别不大一般为4/6/8MeV，有的到10MeV。(兆电子伏[特]) 按照X能量的档位加速器分为单光子、双光子和多光子。 低中高能机的区分主要在于给出的电子线的能量。 和高能物理用电子直线加速器相比，1—50MeV属于低能范围，但对临床使用，能量为50MeV的医用电子直线加速器属于高能范围。

中国医用直线加速器市场分析

中国医用直线加速器市场分析 近年来我国人口的肿瘤发病率和死亡率急剧上升，恶性肿瘤已成为我国人口的第一死因。广大的放射治疗市场不仅促进了放射治疗技术的快速发展，也促进了与放射治疗技术相关的医用直线加速器的发展。 一、概述 定义：直线加速器是指通过产生X射线和电子线，对肿瘤进行照射从而达到治疗效果的放疗设备。 一般情况下直线加速器按照能量划分可以分为低能、中能和高能三种。低能机和中能机只提供一档X-辐射，高能级提供两档或三档X-辐射。 功能特点如下图

二、品牌商 主要厂家： 国外品牌：国外主要有三家厂家，分别是VARIAN、Elekta和SIEMENS。 国内品牌：国内的厂家主要有新华、东软和大基医疗。 性能对比分析（以国外品牌为例） 加速器的三个核心部件分别是电子枪、加速管和微波源，这三个部件直接决定着加速器的临床可靠性和机器使用寿命。 三、2012年上半年市场分析 2012年上半年Linac中标项目数低于去年同期水平

根据中国医疗科技网（https://www.wendangku.net/doc/51121464.html,）WIN-LOSS数据系统监测情况：2012年上半年，中国Linac产品中标数量与2011年同期同比下滑21%。 2012上半年Linac中标用户中有61%为三级医院 2012年上半年，在Linac中标的用户中有61%为三级医院，二级医院的比例为19%，两类医院合计80%；其它医院和TOP医院各占20%，数据显示直线加速器用户等级在下沉。

2012上半年Linac中标用户主要集中在华东区 2012年上半年，从区域中标情况看，华东区份额占第一位，其余依次是华南区、华中区、华北大区、西北大区、西南区、东北大区。由于价格的原因直线加速器用户多集中在经济比较发达的城市和地区。 2012年上半年VARIAN的份额领先于其它品牌 2012年上半年，从各品牌的中标情况看，Varian以45%的份额占第一位，其次是Elekta，占比为43%，Siemens和Shinva占比12.5%。Varian和Elekta在市场上居于领导地位。

医用电子直线加速器发展历程资料讲解

医用电子直线加速器 发展历程

加速器发展历程 ——放疗技术的发展历程 一、从国际上 1)1895年：伦琴发现了 X 线。 2)1896年：用 X 线治疗了第 1 例晚期乳腺癌； 3)1896年：居里夫妇发现了镭； 4)1913年：研制成功了X线管，可控制射线的质和量； 5)1922年：生产了深部X线机； 6)1923年：首次在治疗计划中应用等剂量线分布图； 7)1934年：应用常规分割照射, 沿用至今； 8)1951年：制造了钴60远距离治疗机和加速器，开创了高能X线治疗深 部恶性肿瘤的新时代； 9)1953年：第一台行波电子直线加速器在英国使用； 10)1957年：在美国安装了世界上第一台直线加速器，标志着放射治疗形 成了完全独立的学科； 11)1959年：Takahashi 教授提出了三维适形概念； 12)20 世纪50 年代：开始应用高能射线大面积照射霍奇金淋巴瘤, 使其成 为可治愈的疾病； 13)20世纪70 年代：随着计算机的应用和CT、MRI 的出现, 制造出三维治 疗计划系统和多叶光栅，实现了三维适形放疗，放射治疗学进入了从 二维到三维治疗的崭新时代； 14)20世纪80 年代：出现了多叶光栅（即多叶准直器），可调节X 射线的 强度，开创了调强放射治疗( IMRT)； 15)最近十年，广泛开展了立体定向放射外科（SRS）、三维适形放疗(3- dimentional conformal radio- therapy, 3D-CRT) 、调强适形放疗( intensity modulated radiotherapy, IMRT) 和图象引导放疗 ( image-guided radiotherapy, IGRT) 等新技术。

6MV医用直线电子加速器束流中心方向调整方法

2011年7月中国医学物理学杂志Jul．,2011第28卷第4期Chinese Journal of Medical Physics Vol．28．No．4 6MV医用直线电子加速器束流中心方向调整方法的研究 李冬青1，2，包尚联1（1.北京大学医学物理和工程北京市重点实验室&肿瘤物理诊疗技术研究中心，北京100871；2.医科达北研（北京）医疗器械有限公司，北京102200） 摘要：目的：在对6MV低能电子直线加速器的加速管安装调试过程中，找出一种简单易行的束流调整方法，使束流调整后辐射野的均整度和方形X-辐射野的对称性指标符合国家标准GB15213-94《医用电子加速器性能及试验方法》的要求。方法：经过分析发现束流对称性（SYM）误差产生的原因分为两部分：束流的方向相对于辐射头轴线发生角度Δθ偏离和束流入射位置相对于辐射头轴线发生ΔX偏离，通过试验得到Δθ和ΔX对SYM数值变化的曲线，通过修正加速管连接法兰盘的平行度和同轴度对束流进行调整，并用水箱测量一定深度处辐射野内剂量的均匀性对调整结果进行检查和分析。结果和结论：使用5支加速管进行试验，束流调整前的对称性值在1.0%至2.9%之间，束流调整后的对称性值在0.8%~1.0%之间。达到了束流调整的目地，并且本方法在多台电子直线加速器上使用，结果证明了该方法的有效性和结果的精确性。 关键词：医用电子直线加速器；束流调整；靶点 DOI编码：doi：10.3969/j.issn.1005-202X.2011.04.001 中图分类号：R811.1文献标识码：B文章编号：1005-202X（2011）04-2707-05 Investigation of Beam Alignment of6MV Medical Linear Accelerator LI Dong-qing1,2,BAO Shang-lian1 (1.Beijing Key Lab of Medical Physics and Engineering&The Research Center of Tumor Diagnosis and Therapeuti-cal Physics,Peking University,Beijing100871,China;2.Elekta BMEI(Beijing)Medical Equipment Co.,Ltd Beijing 102200，China) Abstract:Objective：During installation and adjusting of accelerator tube for6MV medical linear accelerator(LINAC),an easy method was invented judged by parallelism and the coaxiality evaluation of the accelerating waveguide connection plate. Methods：The beam direction deviated the accelerator main axisΔθand the deviation of the beam centerΔX were adjusted. The dose profiles got by the water tank scanner system were used to verify the revising by their flatness and symmetry.Results and Conclusions：The method has been used to adjusting the several accelerator tubes,and the results showed its effective and accuracy enough. Key words:medical electron linear accelerator;beam alignment;target 前言 在对医用电子直线加速器（LINAC）进行出厂调试时，为了满足X-射线束对临床治疗的需要，保证剂量分布在辐射野内足够均匀，需要对X射线束的方向进行调整。在治疗计划设定的辐射野内的剂量分布的均匀性可以用用辐射野的均整度和对称性来表征，应达到国家标准GB15213-94《医用电子加速器性能及试验方法》的要求。 高能电子经过阳极靶（一般采用钨靶）时，与靶中材料的原子发生碰撞，在6MeV电子的能量范围内，通过韧致辐射的物理过程损失能量，产生X-射线能量波段的光子。这些光子一部分与靶材料发生光电效应，康普顿散射和电子对效应，在靶中耗尽能量使得靶发热，而一部分X-射线光子以韧致辐射谱从阳极 收稿日期：2011-04-20 基金项目：973项目课题（No.2011CB707701）、北京市教委的共建项目（No.D100010501） 作者简介：李冬青（1977-），男，北京市昌平区人，北京大学物理学院核技术与应用专业在读硕士研究生。 通讯作者：包尚联，E-mail：bao@https://www.wendangku.net/doc/51121464.html,。 2707 --