15 MV医用电子直线加速器光核中子剂量分布的MC模拟及测量

张贵英 曹 磊 邓 君 王成国 张文艺 倪邦发 田伟之 孙全富

1（中国原子能科学研究院 北京 102413）

2（中国疾病预防控制中心辐射防护与核安全医学所 北京 100088）

3（内蒙古疾病预防控制中心 呼和浩特 010020）

4（中国医学科学院中国协和医科大学放射医学研究所 天津 310020）

15 MV医用电子直线加速器光核中子剂量分布的MC模拟及测量

张贵英1曹 磊2邓 君2王成国3张文艺4倪邦发1田伟之1孙全富2

1（中国原子能科学研究院 北京 102413）

2（中国疾病预防控制中心辐射防护与核安全医学所 北京 100088）

3（内蒙古疾病预防控制中心 呼和浩特 010020）

4（中国医学科学院中国协和医科大学放射医学研究所 天津 310020）

医用电子直线加速器产生的X射线已广泛应用于放射治疗过程，X射线与机头中的高Z物质(铅、钨、铜和铁)发生(γ,n)，(γ,2n)反应产生一定量的中子，引起与治疗无关的中子剂量。本文对工作在15 MV能量档的 Prim µs-M 型医用电子直线加速器在标准照射野 10 cm×10 cm 内治疗平面的光中子剂量分布，进行了Monte-Carlo模拟，并使用CR39固体核径迹探测器和中子气泡探测器(NBD)进行了实验测量。研究发现，测量与模拟的中子剂量之间最大偏差约±30%，其最主要的原因是由于“加速器产生的光核中子与物质发生非弹性散射反应”而逐步降低能量，产生了低于上述两种探测器阈能(100 keV)的中子，使测量值比模拟值偏低。研究结果为X射线放射治疗中减低污染中子剂量的优化设计提供了基础数据。

医用电子直线加速器，中子污染测量，Monte-Carlo模拟，辐射防护设计

医用电子直线加速器广泛应用于放射治疗。Prim µs-M 型医用电子直线加速器治疗头主要包括靶系统(主要是钨或铜钨合金)、初级及次级准直系统(主要是铅或钨)、辐射均整系统(主要是钨)等部分[1]。天然铅、钨、铜和铁的(γ,n)反应阈值分别为6.74、7.41、10.85和11.20 MeV。

光核中子主要通过15 MV X射线与机头中的高 Z 物质(铅、钨、铜和铁)发生(γ,n），(γ,2n)反应产生光核反应中子。

本研究利用文献[2]中提出的污染中子源模拟条件：1) 中子均由X光靶上产生；2) 电子入射或X射线产生方向与中子无关。以252Cf点源模型，模拟了一台Prim µs-M医用电子直线加速器治疗平面内中子剂量场分布，并采用固体核径迹探测器(SSNTD)和中子气泡探测器(NBD)，对10 cm×10 cm照射野条件下，治疗平面内中子剂量进行了被动累积积分测量，探索了运行中的治疗头及治疗平面内的污染中子剂量分布与变化规律，从控制放疗过程产生的光核中子危害角度，为辐射防护设计的最优化提供参考依据。

1 光中子剂量的MC模拟及测量

1.1 医用电子直线加速器治疗室

加速器为西门子Prim µs-M型，X射线输出剂量率范围为2–6 Gy/min。加速器治疗头分布在治疗室的等中心位置，机头投向角度为0º。治疗平面内主束中心轴距离迷路内侧入口约4 m。迷路呈Z型，迷路内墙混凝土厚度约0.7 m，厅顶高3.6 m。测试条件为：X射线模式，15 MV能量档，输出剂量率240 cGy/min，标准照射野10 cm×10 cm，SSD=100 cm。测量位置及治疗室示意于图1和图2。

1.2 光中子注量的模拟

采用文献[2]报告的推荐方法，采用252Cf中子能谱(图3)[3]，将其输入MCNP4C程序，控制中子的能量抽样。抽样公式见式，

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

图1 实验的布点测量位置Fig.1 Measurement positions.

图2 医用电子直线加速器治疗室示意图Fig.2 Sketch map of the treatment room for the Prim µs-M linac.

图3 模拟中采用的252Cf中子能谱Fig.3 Neutron energy spectrum of 252Cf used in simulation.

离靶心15 cm并与束流中心轴垂直之处中子能谱的MCNP模拟结果见图4。与文献[4]具有良好的一致性。同理，模拟计算得到治疗平面内的光中子剂量分布，并利用 MCNP提供的剂量-注量转换卡给出光中子剂量的模拟结果。

图4 医用电子直线加速器光中子注量率MCNP模拟结果与文献结果对比[4]Fig.4 Comparison of MCNP simulated photon neutron fluxbetween this work and Ref.[4].

1.3 光中子剂量测量

1.3.1 光子束照射野内中子剂量的测量

光子束照射野内的测量仪器选用固体核径迹CR-39探测器，在中国原子能科学研究院利用中子发生器对(D,D)反应中子(2.5–2.8 MeV)对此批次CR-39探测器进行了标定。照射后，经蚀刻的CR-39固体核径迹探测器在10×40倍普通光学显微镜下测量径迹密度，并利用式(2)计算相应的中子剂量。

其中，H是剂量值，P是单位面积探测器扣除本底后的径迹数，dH是252Cf源中子的中子剂量换算系数，为 3.321×10-10Sv·n−1·cm−2。WΦ是剂量计对252Cf中子注量灵敏度，为1.72×10−4Tracks/n。

1.3.2 光子束照射野外中子剂量的测量

光子束照射野外的测量选用中国原子能科学研究院研制的中子气泡探测器，主要利用其优良的角响应特性。中子气泡探测器经241Am-Be中子源刻度，刻度系数1 µSv/bubble，探测阈能约为100 keV。

2 实验结果

测量和MC模拟得到的中子剂量分布分别示于图5和图6。

图5 测量得到的中子剂量分布Fig.5 Measurement result of neutron dose distribution.

从模拟结果的剖面图可以看出，中子剂量在照射野内外的边界处，剂量率发生明显变化，说明束内直射中子(见图 6小方形区域)引起的中子剂量最高，而由于初级和次级准直系统的限制，部分光中子被散射，形成了略显不规则的方形屏蔽荫区。

图6 模拟得到的治疗平面内中子产额的3D视图和相对剂量分布剖视图Fig.6 3D and cutaway simulation view of relative neutron dose distribution inside the patient plane.

在治疗平面距主束轴外半径为2 m的范围外，光中子剂量分布趋平，约在0.3−0.5 mSv/Gy内变化。通过多次散射，在治疗室入口处，中能中子(5−100 keV)及热中子成份将明显增加，通过中子俘获反应，仍可释放高能俘获 γ，在防护门的设计中应引起注意。

3 讨论

15 MV 医用加速器，通过(γ,n)或(γ,2n)反应产生光核中子平均能量为1−2 MeV[5]，主要与物质发生弹性散射、非弹性散射而逐步降低能量。其中，非弹性散射只发生在中子减速过程的最初阶段，快中子在主要由低原子序数元素组成的生物组织中经过一次或两次非弹性散射后就损失其动能的大部分，使其动能比散射核最低激发能还低，进一步的减速主要是弹性散射的结果，直至被吸收而产生中子俘获γ射线。CR39固体核径迹探测器和中子气泡探测器的探测阈能分别为150 keV和100 keV，在治疗平面内测量时，相当量的热中子没有被探测器记录，从而导致测量与模拟的中子剂量之间最大偏差约±30%。说明若采用平均能量对能谱中子进行表征，其误差可能是难以接受的[6,7]。以10 cm×10 cm射野为例，利用中子气泡探测器测得治疗平面内距主束轴1、2 m处的中子剂量约为0.52、0.35 mSv/Gy，而相同条件下，模拟数据为0.78、0.45 mSv/Gy。如何慎重评估中子引起的治疗无关剂量，仍需要进一步改进相关的研究方法。

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

张贵英，女，1979年出生，粒子物理与核物理专业，助理研究员

曹 磊

2009-09-15，

2009-12-15