邓 磊 周 宁 瞿述根 王 哲 王 健 陈以水 涂 彧 刘永泉

1（江西省职业病防治研究院 南昌 330006）

2（放射医学与辐射防护国家重点实验室（苏州大学） 苏州 215123）

3（温州医科大学公共卫生与管理学院 温州 325035）

医用直线加速器产生的X射线已普遍应用于国内各大医院的肿瘤放射治疗中。高能医用直线加速器（标称能量大于8 MeV）的X射线束与机头高Z物质发生（γ，n）、（γ，2n）反应产生光核中子，相对于低能加速器其辐射防护问题更为复杂，受到越来越多研究人员的关注［1］。至今，多种蒙特卡罗模拟软件应用于加速器辐射防护及剂量学的研究中。比如，EGS（Electron Gamma Shower）软件配置了BEAMnrc模块［2‒4］，专门用于放射治疗设备临床剂量学的模拟计算，但仅限于光子和电子输运的模拟。有研究显示［5］，加速器机头相空间分布（Position Sensitive Detector，PSD）的MCNP（Monte Carlo N Particle Transport Code）模拟结果与EGS 一致，而且MCNP 具有复杂几何的编辑能力，在高能加速器光中子模拟方面MCNP 比EGS 更有优势。故本研究利用MCNP 软件开展15 MV 高能医用直线加速器产生的X 射线束能谱和剂量分布的模拟，计算不同照射野下X射线束在水模体中的百分深度剂量和剖面相对剂量等特征参数，并分析机头不同组件对X射线束能谱及其穿透能力的影响。

1 材料与方法

1.1 机头模型的建立

本研究模拟一台15 MV X 射线工作模式下的Clinic 23EX 型医用电子直线加速器。依据厂家提供的机头内部件的材料组成和几何尺寸构建加速器机头模型。为保证模拟结果的准确性，机头模型包含部件不仅有靶（Target）、初级准直器（Primary Collimater）、均整器（Flatteing Filter）、次级准直器（上层档块（Upper Jaws）、下层档块（Lower Jaws）），还包括周围其他的金属屏蔽部件，构建了一个精细的加速器机头模型［6‒7］。为简化程序代码，提高计算效率，模型不考虑多叶准直器（Multi-leaf Collimator，MLC），因为MLC在次级准直器的下方，与主射线束相互作用几率极小［8］。机头模型具体结构如图1所示。

图1 加速器机头剖面示意图Fig.1 Profile diagram of the accelerator head model

1.2 MCNP模拟方法

模拟过程以电子束打钨靶开始，电子束初始动能为15.3 MeV［9］。利用FILL 卡把水模体分成若干个相等的长方体栅元，根据不同的计数需要选择合适栅元尺寸。由于MCNP 软件运行时间与其记数小栅元数量成正比，所以本次模拟只给出百分深度剂量（Percentage Depth Dose，PDD）曲线所需要中心轴处小栅元和profile 曲线对应的不同深度处inline方向（与治疗床平行的方向）或者crossline 方向（与治疗床垂直的方向）小栅元的吸收剂量。采用*F8计数卡记录水模体中各体积元的吸收剂量，并设置特定曲面，利用F1 卡和En 卡记录特定曲面不同能量间隔的通量计数确定加速器机头的不同位置处的X射线能谱。此外，通过采用DXT卡和能量截断卡（CUTE=0.1 MeV，CUTP=0.01 MeV）降低模拟结果的方差，提高模拟计算效率［10］。

1.3 现场实验测量

现场实验测量使用的是德国IBA 公司生产的Blue Phantom 2型三维水箱。测量时，等中心输出剂量为300 cGy·min−1，靶到水箱内水表面的距离为100 cm；测量采用的是两个0.13 mL 电离室，一个设置在射线束中心轴水面以下，另一个作为参考电离室设置在水面上方照射野覆盖范围内的位置。根据两个电离室所测量到各测点吸收剂量来确定该加速器PDD曲线和profile曲线，并采用Omnipro-accept7分析软件对测量结果进行优化。

2 结果与讨论

2.1 PDD曲线模拟结果与实测值比较

通过MCNP 模拟得到10 cm×10 cm（标准照射野）和40 cm×40 cm（最大照射野）方形照射下15 MV 主束X 射线在水模体中的PDD 和profile 曲线，将其与现场三维水箱实测结果进行对比，来验证加速器机头模型的可靠性。

图2、图3 分别是10 cm×10 cm 和40 cm×40 cm照射野下，X射线束在水模体中PDD曲线MCNP模拟结果与实测值的比较。各测点深度剂量百分比值均归一到中心轴上水下最大剂量点（测点深度剂量百分比等于该测点的模拟值或实测值与相应最大剂量的比值）。在10 cm×10 cm和40 cm×40 cm照射野下，主射线束中心轴上水模体中不同深度处各测点百分剂量比的模拟值与实测值最大偏差分别为1.99%和2.22%，模拟结果与实测值之间偏差主要来源于建成区的前几个测点数据，造成这种情况的原因是实测中水表面存在电子污染，而实际的MCNP模拟计算中未考虑电子污染产生的剂量，导致水表面附近的几个测点实测值比模拟值大，但是由于电子穿透能力有限，随着测点深度增加两者差距也在缩小；而在PDD 曲线尾部这种偏差又有所增大，是因为MCNP 模型的电子束打靶能谱与实际情况相比存在差异所造成的。

图2 10 cm×10 cm照射野下，PDD曲线的MCNP模拟值与实测值比较Fig.2 Comparison of the PDD curve between the MCNP simulation and the measurement results in 10 cm×10 cm radiation field

图3 40 cm×40 cm照射野下，PDD曲线的MCNP模拟值与实测值比较Fig.3 Comparison of the PDD curve between the MCNP simulation and measurement results in the 40 cm×40 cm radiation field

表1 为剂量学参数实测值与MCNP 模拟值对比，从表1中可知，在10 cm×10 cm照射野下，模拟值与实测值的最大剂量点深度（dmax）差值为0.3 mm，水下20 cm、10 cm 处吸收剂量D20、D10的比值D20/D10（用于表征射线的辐射质）相对偏差仅为0.62%；而在40 cm×40 cm 照射野下，两者dmax差值为0.6 mm，D20/D10的相对偏差为1.34%。从PDD曲线中各剂量学参数对比情况来看，MCNP 模拟结果与实测值吻合。

表1 剂量学参数的实测值与MCNP模拟值的对比Table 1 Comparison of dosimetric parameters between the measurement and the MCNP simulation

2.2 Beam profile模拟结果与实测值比较

图4、图5 分别是10 cm×10 cm 和40 cm×40 cm照射野下，crossline 方向的profile 曲线MCNP 模拟值与实测值的对比，测试的深度分别为3 cm、10 cm、20 cm。各点的离轴比（Off Axis Ratio，OAR）归一为中心轴上的3 cm深度处测点相对剂量为100%。各照射野下，高剂量区域（坪区）的模拟值与实测值的相对差值范围为0.35%～2.76%，低剂量区（陡降部分）为0.48%～5.86%，这类偏差主要是由模拟过程中打靶电子束的角分布和直径大小与实际情况存在差异造成的［9］。

图4 10 cm×10 cm照射野下，profile曲线的MCNP模拟结果与实测值比较Fig.4 Comparison of profile curves between the MCNP simulation and the measurement results in the 10 cm×10 cm radiation field

图5 40 cm×40 cm照射野下，profile曲线的MCNP模拟结果与实测值比较Fig.5 Comparison of profile curves between the MCNP simulation and the measurement results in the 40 cm×40 cm irradiation field

因均整区边缘下降速度快，同时MCNP 模拟过程中计数点位置与实测中探头中心的位置之间有差异，导致在低剂量区模拟结果与实测结果的偏差相对较大。随着测试深度增加profile曲线边缘的离轴比与中心位置的比值逐渐减小，是因为离水表面越近边缘的受照剂量受散射线的叠加作用影响越明显，但随着深度增加，散射线衰减比主射线更快，这种影响越来越小。

综上所述，本研究建立的15 MV 医用电子加速器机头模型的X 射线束的PDD 和profile 曲线模拟计算结果与实测情况吻合，说明模拟得到的X 射线束辐射质和剂量分布特性与实际情况一致，表明本研究建立的加速器机头模型是可行的。

2.3 不同位置X 射线能谱模拟结果及其穿透能力变化

为提高放射治疗的质量，掌握射线束在直线加速器的治疗头内的穿透情况以及治疗头内部件对射线束的影响是非常重要的。治疗头内每个部件的尺寸和材料组成对X 射线谱都会有一定的影响［11‒13］，所以，了解射线束在加速器机头内的穿透或散射特性是很有必要的。通过MCNP 模拟计算出机头内各关键位置（靶、初级准直器、均整器和次级准直器）的能谱情况，模拟得出40 cm×40 cm照射野下，机头内各位置的X射线能谱如图6所示。

图6 40 cm×40 cm照射野下，不同位置处X射线能谱Fig.6 X-ray energy spectra at different positions in the 40 cm×40 cm irradiation field

图6中分别给出了靶下方、初级准直器下方、均整器下方以及次级准直器下方4个位置的能谱模拟结果，上述4 个位置能谱的平均能量分别为2.00 MeV、2.32 MeV、2.58 MeV、3.21 MeV。在电子打靶后产生的X 射线束之后，射线束分别与初级准直器、均整器及次级准直器相互作用，能谱发生硬化，平均能量逐渐升高。此外，各位置的连续X射线能谱中在0.063 MeV 出现明显的“毛刺”部分，是X射线与钨靶作用产生的Kα、Kβ特征X 射线（前者为0.059 MeV，后者为0.067 MeV）叠加形成的。

图7是在40 cm×40 cm 照射野下，均整（Flattening Filter，FF）模式与非均整（Flattening Filter Free，FFF）模式下PDD 曲线模拟结果的对比，前者的最大剂量点深度dmax=29.0 mm，后者的最大剂量点深度dmax=25.0 mm，同时FFF 模式下PDD 曲线的下降部分的斜率明显小于FF模式，说明X射线束经过均整器过滤后，射线硬化［14］，平均能量增大，X射线束PDD曲线中最大剂量点位置变深，穿透能力增强。那么，在加速器机房屏蔽设计和放射治疗计划制定中应尽可能考虑FFF 模式下与FF 模式相比穿透能力所发生的变化，以便优化屏蔽设计和提高放疗病人受照剂量的精确性。

图7 40 cm×40 cm照射野下，FF与FFF模式PDD曲线的对比Fig.7 Comparison of PDD curves between FF mode and FFF mode in 40 cm×40 cm irradiation field

3 结语

本文利用MCNP 软件建立了Clinic 23EX 型医用直线加速器机头精细模型，并模拟得出15 MV X射线束在水模体中的PDD 和profile 曲线等剂量学参数，参数的模拟结果与三维水箱现场实测结果一致，表明该机头模型可靠。依据该加速器机头模型，可以系统地计算加速器产生的各部分辐射源项及剂量场分布等数据，后续可用于高能医用直线加速器X射线及光核中子在患者各部分器官的剂量沉积特性研究，为光中子污染对放疗患者危害评估及放射治疗计划剂量的优化研究提供理论依据，并进一步完善高能医用电子直线加速器的辐射防护及放疗质量控制。