射野對geal4編程的6v醫用加速器劑量沉積的影響

對于腫瘤的放療，尤其是對深度腫瘤的放療，現在主要使用x射線醫療器產生的x射線。X射線產生的主要原理是高速運動的電子從原子核附近掠過時,在原子核庫侖場作用下,電子運動方向和速度發生變化,其一部分動能轉變為連續能譜的X射線。加速器中經過均整器和準直器等修正后的X射線作用于人體,可使腫瘤部位得到足夠高的劑量,從而治療腫瘤。X射線在到達人體前與機頭各部件及周圍空氣介質發生了多種相互作用,其中電子對效應在一定程度上改變了X射線射野內的能譜分布和注量率,并增加了射野中電子和正電子的注量率,很多學者致力于污染電子的產生規律和減少其到達人體皮膚表面方法的研究,但很少有人關注電子對效應在其中的作用。關于加速器射束中正電子的存在文獻[9-11]中已有報道,且付廷巖通過Geant4模擬得到了醫用直線加速器射束的相空間文件,并分析給出了射束中正電子的能譜分布。正電子在能量耗盡后會與介質中的電子結合發生湮沒輻射,釋放出兩個能量為0.511MeV的湮沒光子,張翼等利用軔致輻射X射線與物質發生電子對效應所產生的正電子的湮沒輻射對樣品進行了分析,其通過湮沒輻射光子研究電子對效應的思想對本研究有重要啟發。在放療和輻射防護中應對電子對效應加以考慮,但目前國內外很少有針對醫用電子直線加速器開展這方面的研究,因此,本文應用蒙特卡羅程序包Geant4對6MV醫用加速器中電子對效應進行研究。1實驗1.1系統總體環境SIEMENSPrimusPlus加速器;IBA三維水箱;計算機操作系統為32位Win7,CPU為Intel(R)Core(TM)i7-2600,主頻為3.4GHz;編譯環境為VisualStudio2010;Geant4程序(版本號9.6)。1.2結構參數對加速器熱特性的影響依據醫院和生產廠家提供的信息,編程構建源皮距(SSD)為100cm,射野依次為5cm×5cm、10cm×10cm、15cm×15cm、20cm×20cm的加速器機頭模型。本模型結構主要包括靶、初級準直器、均整器、監控電離室、反射鏡、上準直器、下準直器、光野十字線等。圖1所示為構建的10cm×10cm射野的加速器機頭模型,其他與此類似,不同之處主要在于次級準直器開口的大小。在靶后、均整器前、均整器后、反射鏡后、下準直器后及SSD處6個層面記錄粒子的相空間文件,各層面位置如圖1所示。所構建加速器各部件的詳細情況列于表1。本文中采用的初始電子是在半徑為1mm的圓內垂直均勻入射的單能電子。為選擇合適的初始電子能量及保證所構建加速器機頭模型的正確性,在另一程序中構建了30cm×30cm×30.5cm的水模,在水模中心軸不同深度處及10cm深度處y軸上設置體素,以記錄相應體素的劑量值,從而計算相應的百分深度劑量(PDD)和離軸比(OAR),通過與測量值進行比較,以調整模型的相關參數。依據水模中能量沉積特點,不同位置處體素大小設置也不同,對于10cm×10cm射野,體素設置如圖2所示,體素大小列于表2。1.3u3000ds-mss水模的模擬物理過程考慮了光子、電子和正電子3種粒子,光子考慮了光電效應、康普頓散射、電子對效應、瑞利散射過程;電子和正電子考慮了多重散射、電離、軔致輻射及正電子湮沒等。本文中所有物理過程均設為Penelope模型,3種粒子截止范圍均設為1mm。下,分別獲取了初始電子能量為5.8~6.5MeV時SSD水平的相空間文件,以此作為粒子源,通過坐標轉換將其置于水模表面,模擬水模中的劑量分布,通過與測量的PDD比較,選擇合適的入射電子束能量,使兩者相差小于2%。獲得合適的能量值后,通過調整各部件參數,尤其是均整器的參數,使模擬與測量的OAR相差小于2%。除劑量較小處外,水模中各點劑量統計相對偏差均控制在1%以內。本文針對上述4個常用的射野分別進行模擬,每次模擬分8組,每組運行電子數為2.25×108。各組分別記錄靶后、均整器前、均整器后、反射鏡后、下準直器后、SSD處6個層面的粒子相空間信息,生成相應的相空間文件,隨后將相同射野下各組相同層面相空間文件融合,得到該射野6個層面總的相空間文件,后續的分析均基于這些相空間文件。2結果和討論2.1初始電子束能量圖3示出SSD為100cm,射野為10cm×10cm時6MVX射線PDD和OAR模擬值與測量值的比較,測量值由IBA三維水箱測得。考慮到表面污染電子的影響,模擬PDD和OAR時以中心軸10cm深度處劑量作為歸一點。從圖3a可看出,模擬與測量的PDD值符合很好,超過最大劑量深度的區域,它們之間最大相對偏差小于2%,因此,選定的初始電子束能量6.2MeV是合理的;由圖3b可見,距中心軸-5.5cm~+5.5cm內,模擬與測量的OAR值最大相對偏差小于2%,因此,本文中加速器模型的構建是合理的,模擬結果可信。引起上述差異的原因有:加速器機頭模型構建不夠精細,一些細節問題尚需完善;Geant4模擬過程中會產生一定的統計誤差;水模周圍環境設置與測量時不一致;使用三維水箱測量中會有誤差。2.2拋光反射與沉積輻射模擬結果圖4為SSD水平不同射野在30cm×30cm范圍內所得粒子的能譜情況,某射野下的相對注量指對應射野下該能量區間的入射粒子數相對于總入射粒子數的百分比。統計不同能量區間的粒子數時,能量間隔為0.01MeV,各樣點能量為所在區間的中間值。能量在0.1~5.0MeV之間的各區間,粒子數相對偏差小于1%。由圖4可看出,對于不同的射野,0.51~0.52MeV區間均是峰值區間。加速器中X射線的產生是由于軔致輻射,軔致輻射譜是連續的,已知湮沒光子能量為0.511MeV,據此可知這些點的出現是由于發生了湮沒輻射。表3列出圖4中能譜峰值區間的模擬結果及其插值結果,表4列出相空間文件中電子和正電子的相對注量。由圖4和表3可看出,射野面積越小,峰值越突出,其與插值間的偏差越大,即湮沒光子越多,因此電子對效應越多;由表4可知,射野面積越小,則該射野下射束中電子和正電子的相對注量越大,可推斷此時的湮沒輻射應更多。圖5為10cm×10cm射野下去除各層面相空間文件中反散射粒子后所得的不同層面的能譜,能量間隔及能量在0.1~5.0MeV范圍內各區間粒子數的偏差與圖4相同。由圖5可見,在各層面均會出現峰值區間。由圖5a可知,電子打靶產生X射線后,X射線與靶通過電子對效應產生正電子,這些正電子與靶介質相互作用能量很快耗盡,并與附近原子核外電子相互作用產生湮沒輻射;圖5c較圖5b峰值區間粒子相對注量略高,可知射線在通過均整器過程中會發生一定的湮沒輻射;圖5e峰值區間粒子相對注量較圖5d高很多,可知射線在通過次級準直器(包括上準直器和下準直器)時會發生較多的湮沒輻射;圖5f為射線束通過加速器機頭各部件及環境介質后最終到達SSD處的情況,在該過程中能量較低的粒子相對注量有所減小,峰值區間的粒子相對注量下降十分明顯,這一方面是由于低能粒子易于與周圍介質發生相互作用從而發生散射,另一方面是由于峰值主要源于湮沒輻射,這部分光子的方向本身非常分散,因此其到達SSD水平記錄層面的數量明顯減少。2.3不同射野的sd在分區上的表現MV級X射線最大能量沉積點一般在皮膚下數厘米,如本文中的6MVX射線在水模中最大能量沉積點深度為1.6cm,但由于污染電子的存在增加了皮膚劑量,很多學者致力于去除放療中污染電子的研究。電子對效應中正、負電子的能量分配和角分布滿足相同的規律,因此可假定由電子對效應產生的正電子和負電子到達SSD處記錄層面的注量、能量及角分布是相同的,由表4可知,對于不同射野,正電子約占電子總量的2%,因此電子對效應使污染電子增加了約4%,采取一定措施減少電子對效應的發生可在一定程度上減少污染電子,同時去除污染電子的一系列方法,如對射束增加偏轉電磁場、在病人體表放置氮氣袋等,也可減少電子對效應的影響。低能光子也是造成皮膚劑量過高的一個原因。電子對效應減少了射束中高能光子的量,而隨后的正電子湮沒輻射生成了低能光子(0.511MeV),使低能光子相對注量增加,從而降低了光子的平均能量。表5列出了不同射野下SSD層面光子平均能量的模擬值及去除湮沒光子后的值。由表5可看出,在不考慮湮沒光子時,平均能量提高了約0.2%,考慮到所去除的湮沒光子最初是由更高能量的光子轉化而來的,減少電子對效應的發生將進一步提高光子的平均能量。圖3a中虛線是由SSD水平相空間文件中0.50~0.52MeV區間光子造成的水模中PDD的分布,可看出,該能量段光子劑量主要沉積在淺表層,約在0.5cm處達到最大值,之后迅速下降,這種特點導致了其對皮膚劑量尤其是淺表層劑量貢獻較大,對深部腫瘤貢獻不足。圖6為10cm×10cm射野SSD處相空間文件記錄的多種粒子角分布,其中總粒子角分布考慮了所有光子和電子。由圖6可見,0.5~0.52MeV光子角分布較總的粒子角分布分散,圖3b中虛線所示為這些光子在水模中10cm深度處所致的OAR,其在射野內的波動性是由于統計粒子數較少,誤差較大所致,射野外則一致性地高于測量值和模擬值。至于正電子,其角分布更加的分散。因此電子對效應增加了射野外的劑量,這增加了放療中靶區周圍正常組