張貴英 曹 磊 鄧 君 王成國 張文藝 倪邦發(fā) 田偉之 孫全富

1（中國原子能科學研究院 北京 102413）

2（中國疾病預防控制中心輻射防護與核安全醫(yī)學所 北京 100088）

3（內(nèi)蒙古疾病預防控制中心 呼和浩特 010020）

4（中國醫(yī)學科學院中國協(xié)和醫(yī)科大學放射醫(yī)學研究所 天津 310020）

15 MV醫(yī)用電子直線加速器光核中子劑量分布的MC模擬及測量

張貴英1曹 磊2鄧 君2王成國3張文藝4倪邦發(fā)1田偉之1孫全富2

1（中國原子能科學研究院 北京 102413）

2（中國疾病預防控制中心輻射防護與核安全醫(yī)學所 北京 100088）

3（內(nèi)蒙古疾病預防控制中心 呼和浩特 010020）

4（中國醫(yī)學科學院中國協(xié)和醫(yī)科大學放射醫(yī)學研究所 天津 310020）

醫(yī)用電子直線加速器產(chǎn)生的X射線已廣泛應(yīng)用于放射治療過程，X射線與機頭中的高Z物質(zhì)(鉛、鎢、銅和鐵)發(fā)生(γ,n)，(γ,2n)反應(yīng)產(chǎn)生一定量的中子，引起與治療無關(guān)的中子劑量。本文對工作在15 MV能量檔的 Prim μs-M 型醫(yī)用電子直線加速器在標準照射野 10 cm×10 cm 內(nèi)治療平面的光中子劑量分布，進行了Monte-Carlo模擬，并使用CR39固體核徑跡探測器和中子氣泡探測器(NBD)進行了實驗測量。研究發(fā)現(xiàn)，測量與模擬的中子劑量之間最大偏差約±30%，其最主要的原因是由于“加速器產(chǎn)生的光核中子與物質(zhì)發(fā)生非彈性散射反應(yīng)”而逐步降低能量，產(chǎn)生了低于上述兩種探測器閾能(100 keV)的中子，使測量值比模擬值偏低。研究結(jié)果為X射線放射治療中減低污染中子劑量的優(yōu)化設(shè)計提供了基礎(chǔ)數(shù)據(jù)。

醫(yī)用電子直線加速器，中子污染測量，Monte-Carlo模擬，輻射防護設(shè)計

醫(yī)用電子直線加速器廣泛應(yīng)用于放射治療。Prim μs-M 型醫(yī)用電子直線加速器治療頭主要包括靶系統(tǒng)(主要是鎢或銅鎢合金)、初級及次級準直系統(tǒng)(主要是鉛或鎢)、輻射均整系統(tǒng)(主要是鎢)等部分[1]。天然鉛、鎢、銅和鐵的(γ,n)反應(yīng)閾值分別為6.74、7.41、10.85和11.20 MeV。

光核中子主要通過15 MV X射線與機頭中的高 Z 物質(zhì)(鉛、鎢、銅和鐵)發(fā)生(γ,n），(γ,2n)反應(yīng)產(chǎn)生光核反應(yīng)中子。

本研究利用文獻[2]中提出的污染中子源模擬條件：1) 中子均由X光靶上產(chǎn)生；2) 電子入射或X射線產(chǎn)生方向與中子無關(guān)。以252Cf點源模型，模擬了一臺Prim μs-M醫(yī)用電子直線加速器治療平面內(nèi)中子劑量場分布，并采用固體核徑跡探測器(SSNTD)和中子氣泡探測器(NBD)，對10 cm×10 cm照射野條件下，治療平面內(nèi)中子劑量進行了被動累積積分測量，探索了運行中的治療頭及治療平面內(nèi)的污染中子劑量分布與變化規(guī)律，從控制放療過程產(chǎn)生的光核中子危害角度，為輻射防護設(shè)計的最優(yōu)化提供參考依據(jù)。

1 光中子劑量的MC模擬及測量

1.1 醫(yī)用電子直線加速器治療室

加速器為西門子Prim μs-M型，X射線輸出劑量率范圍為2–6 Gy/min。加速器治療頭分布在治療室的等中心位置，機頭投向角度為0o。治療平面內(nèi)主束中心軸距離迷路內(nèi)側(cè)入口約4 m。迷路呈Z型，迷路內(nèi)墻混凝土厚度約0.7 m，廳頂高3.6 m。測試條件為：X射線模式，15 MV能量檔，輸出劑量率240 cGy/min，標準照射野10 cm×10 cm，SSD=100 cm。測量位置及治療室示意于圖1和圖2。

1.2 光中子注量的模擬

采用文獻[2]報告的推薦方法，采用252Cf中子能譜(圖3)[3]，將其輸入MCNP4C程序，控制中子的能量抽樣。抽樣公式見式，

其中，E為中子能量，a=1.0364；b=1.5；c=3.7317×10–1。

圖1 實驗的布點測量位置Fig.1 Measurement positions.

圖2 醫(yī)用電子直線加速器治療室示意圖Fig.2 Sketch map of the treatment room for the Prim μs-M linac.

圖3 模擬中采用的252Cf中子能譜Fig.3 Neutron energy spectrum of 252Cf used in simulation.

離靶心15 cm并與束流中心軸垂直之處中子能譜的MCNP模擬結(jié)果見圖4。與文獻[4]具有良好的一致性。同理，模擬計算得到治療平面內(nèi)的光中子劑量分布，并利用 MCNP提供的劑量-注量轉(zhuǎn)換卡給出光中子劑量的模擬結(jié)果。

圖4 醫(yī)用電子直線加速器光中子注量率MCNP模擬結(jié)果與文獻結(jié)果對比[4]Fig.4 Comparison of MCNP simulated photon neutron fluxbetween this work and Ref.[4].

1.3 光中子劑量測量

1.3.1 光子束照射野內(nèi)中子劑量的測量

光子束照射野內(nèi)的測量儀器選用固體核徑跡CR-39探測器，在中國原子能科學研究院利用中子發(fā)生器對(D,D)反應(yīng)中子(2.5–2.8 MeV)對此批次CR-39探測器進行了標定。照射后，經(jīng)蝕刻的CR-39固體核徑跡探測器在10×40倍普通光學顯微鏡下測量徑跡密度，并利用式(2)計算相應(yīng)的中子劑量。

其中，H是劑量值，P是單位面積探測器扣除本底后的徑跡數(shù)，dH是252Cf源中子的中子劑量換算系數(shù)，為 3.321×10-10Sv·n?1·cm?2。WΦ是劑量計對252Cf中子注量靈敏度，為1.72×10?4Tracks/n。

1.3.2 光子束照射野外中子劑量的測量

光子束照射野外的測量選用中國原子能科學研究院研制的中子氣泡探測器，主要利用其優(yōu)良的角響應(yīng)特性。中子氣泡探測器經(jīng)241Am-Be中子源刻度，刻度系數(shù)1 μSv/bubble，探測閾能約為100 keV。

2 實驗結(jié)果

測量和MC模擬得到的中子劑量分布分別示于圖5和圖6。

圖5 測量得到的中子劑量分布Fig.5 Measurement result of neutron dose distribution.

從模擬結(jié)果的剖面圖可以看出，中子劑量在照射野內(nèi)外的邊界處，劑量率發(fā)生明顯變化，說明束內(nèi)直射中子(見圖 6小方形區(qū)域)引起的中子劑量最高，而由于初級和次級準直系統(tǒng)的限制，部分光中子被散射，形成了略顯不規(guī)則的方形屏蔽蔭區(qū)。

圖6 模擬得到的治療平面內(nèi)中子產(chǎn)額的3D視圖和相對劑量分布剖視圖Fig.6 3D and cutaway simulation view of relative neutron dose distribution inside the patient plane.

在治療平面距主束軸外半徑為2 m的范圍外，光中子劑量分布趨平，約在0.3?0.5 mSv/Gy內(nèi)變化。通過多次散射，在治療室入口處，中能中子(5?100 keV)及熱中子成份將明顯增加，通過中子俘獲反應(yīng)，仍可釋放高能俘獲 γ，在防護門的設(shè)計中應(yīng)引起注意。

3 討論

15 MV 醫(yī)用加速器，通過(γ,n)或(γ,2n)反應(yīng)產(chǎn)生光核中子平均能量為1?2 MeV[5]，主要與物質(zhì)發(fā)生彈性散射、非彈性散射而逐步降低能量。其中，非彈性散射只發(fā)生在中子減速過程的最初階段，快中子在主要由低原子序數(shù)元素組成的生物組織中經(jīng)過一次或兩次非彈性散射后就損失其動能的大部分，使其動能比散射核最低激發(fā)能還低，進一步的減速主要是彈性散射的結(jié)果，直至被吸收而產(chǎn)生中子俘獲γ射線。CR39固體核徑跡探測器和中子氣泡探測器的探測閾能分別為150 keV和100 keV，在治療平面內(nèi)測量時，相當量的熱中子沒有被探測器記錄，從而導致測量與模擬的中子劑量之間最大偏差約±30%。說明若采用平均能量對能譜中子進行表征，其誤差可能是難以接受的[6,7]。以10 cm×10 cm射野為例，利用中子氣泡探測器測得治療平面內(nèi)距主束軸1、2 m處的中子劑量約為0.52、0.35 mSv/Gy，而相同條件下，模擬數(shù)據(jù)為0.78、0.45 mSv/Gy。如何慎重評估中子引起的治療無關(guān)劑量，仍需要進一步改進相關(guān)的研究方法。

1 http://www-nds.iaea.org/photonuclear/

2 NCRP Report No.79. Neutron Contamination from Medical Electron Accelerators. Bethesda: NCRP. 1984

3 Kase K R, Mao X S, Nelson W R,et al. Neutron Fluence and Energy Spectra Around the Varian Clinac 2lOOC/23OOC Medical Accelerators. Stanford Linear Accelerator Center, Stanford, CA 94309

4 Followill D S, Stovall M S, Kry S F,et al. Ournal of Applied Clinical Medical Physics, 2003, (4): 3

5 NCRP Report No.151. Structural Shielding Design and Evaluation for Megavoltage X-Ray and Gamma-Ray Radiotherapy Facilities. Bethesda: NCRP. 2005. 20?51

6 Nelson W R, Hirayama H, Rogers D W O. The EGS4 code system.SlAC-256. Stanford Linear Accelerator Center (Stanford , CA), 1985

7 Kase K R, Mao X S, Nelson W R,et al. Heath Phys, 1998,74(1): 38?47

CLCR144

Simulation and measurement of photon neutron dose distribution from a 15 MV X-ray medical electronic linear accelerator

ZHANG Guiying1CAO Lei2DENG Jun2WANG Chengguo3ZHANG Wenyi4NI Bangfa1TIAN Weizhi1SUN Quanfu2

1(China Institute of Atomic Energy, Beijing 102413, China)
2(National Institute for Radiological Protection, CDC China, Beijing 100088, China)
3(Inner Mongolian Center for Disease Control and Prevention, Huhhot 010020, China)
4(Institute of Radiation Medicine, Union Medical College, Chinese Academy of Medical Sciences, Tianjin 300192, China)

X-rays produced by medical accelerator have been widely used in radiotherapy. During the process of therapy, a certain level of photonuclear neutrons are produced by the (γ,n) and (γ,2n) reactions of the X-rays and surrounding materials. The neutron dose distribution caused by the Prim μs-M linac at 15 MV in the standard exposure field of 10 cm×10 cm was M-C simulated, and measured at the treatment plane by CR-39 solid state nuclear track detector and neutron bubble detector (NBD). The results show that the measured neutron doses are lower than the simulated ones by up to 30%. The main reason for this difference is that the neutrons with energies below 100 keV produced by inelastic scattering of fast neutrons with surrounding materials are below the threshold energies of both detectors, and thus not detected. These results provide some basis for the optimal design of the facility shielding aiming at controllable and minimized contaminating neutron dose.

Medical accelerator, Neutron contamination, Monte-Carlo simulation, Radiation protection design

R144

張貴英，女，1979年出生，粒子物理與核物理專業(yè)，助理研究員

曹 磊

2009-09-15，

2009-12-15