другом цилиндрических электродов (т.е. участков на которых ускорение не
происходит) относятся как квадратные корни последовательного ряда чисел.
Требование к последовательному увеличению длины цилиндрических электродов
связано с сохранением синфазного ускорения частиц по мере увеличения их
кинетической энергии. Кинетическая энергия частицы с зарядом Z , прошедшей
разность потенциалов U , равна
где v-скорость частицы.
При этом чем меньше масса частицы, тем длиннее должна быть
ускорительная камера и больше частота высокочастотного генератора. Линейные
укорители нашли практическое применение в медицине после того, как были
разработаны достаточно мощные генераторы сантиметрового диапазона (
магнетроны и клистроны ).
3.2 Устройство линейного ускорителя.
Линейные ускорители можно использовать для ускорения заряженных частиц
всех видов. Особые трудности до сих пор возникали при ускорении электронов,
так как для этого требовалась очень длинная ускорительная камера и
релятивистский прирост массы сказывается уже при относительно малых
энергиях. Поэтому в современных линейных ускорителях отказались от
конструкций с цилиндрическими электродами и перешли к резонансным
ускорителям с бегущей волной. При достаточно высокой частоте генератора, а
следовательно, малой длине волны (((5r, где r-внутренний диаметр
ускорительной камеры ) в ускорительной камере возбуждается высокочастотное
электрическое поле с бегущей волной. Вектор электрического поля направлен
параллельно оси камеры, а магнитные силовые линии образуют концентрические
окружности. Для уменьшения фазовой скорости бегущей волны ускорительная
камера разделяется дисками с концентрическими отверстиями. Пространство
между двумя соседними дисками представляет собой объемный резонатор. Таким
образом, фазовая скорость снижается в зависимости от емкости и
индуктивности резонаторов. Фазовая скорость бегущей волны везде должна быть
равной скорости электронов, которые все время должны находиться вблизи
бегущей волны и двигаться в такт с ней.
В ускорителях электронов, во избежания рассеяния частиц, в процессе
работы должен поддерживаться высокий вакуум. Хотя конструкция электронов
уже обеспечивает фокусировку пучка, в большинстве современных ускорителей
устанавливают дополнительные фокусирующие устройства типа электромагнитных
линз, используемых в электронной оптике. В большинстве электронных
ускорителей, предназначенных для медицинских целей, генерирование
тормозного рентгеновского излучение осуществляется путем торможения потока
ускоренных частиц о мишень из платины или другого тяжелого материала. Пучок
ускоренных электронов можно вывести из ускорительной камеры через тонкое
окно. Для лучевой терапии можно уже сегодня изготавливать линейные
ускорители с энергией десятки Мэв сравнительно небольших размеров. Линейные
ускорители генерируют поток частиц высокой плотности и поэтому позволяют
получить значительные мощности дозы. Линейные ускорители в отличие от
генератора Ван-де-Граафа генерируют импульсное излучение с большой
скажностью, так как современные высокочастотные генераторы, питающие
ускоритель, могут работать только в импульсном режиме.
В настоящее время для лучевой терапии используются линейные ускорители
на энергии 4,6,8,15,и 45 Мэв.
Наибольшее распространение получил линейный ускоритель на 4 Мэв.
Благодаря применению принципа бегущей волны ускоритель может быть создан
столь небольшим , что головка для излучения может быть выполнена подвижной
и для возможности ротационного облучения.
Установки на 8 и 15 Мэв имеют такую большую длину ускорительных камер,
что они уже не могут выполняться подвижными.
В Приложении 1 приведены схемы и диаграммы к линейному ускорителю на
6 Мэв SL75-5 фирмы PHILIPS.
В конце пути ускорения электронный пучок с помощью магнитной оптики
отклоняется на 90* и потом сбрасывается на мишень. Благодаря этому
получается конический пучок рентгеновского излучения , который проходит
перпендикулярно вниз . Магнитное отклонение теперь можно повернуть на угол
120 * по отношению к оси камеры ускорителя , так что пучок рентгеновского
излучения может быть наклонен от 15* к вертикали до 15* к горизонтали . Для
ограничения поля служит вставная диафрагма из вольфрамового сплава толщиной
8 см , которая обеспечивает установку прямоугольного поля облучения
ступенями в пределах от 4 4 см до 20 20см.
В этом ускорители также предусмотрена возможность облучения качающимся
полем путем комбинации вращения пучка рентгеновского излучения вокруг
горизонтальной оси с одновременным горизонтальным и вертикальным
перемещением стола , на котором располагается пациент.
В Станфордском университете был сконструирован линейный ускоритель с
энергией электронов 20-45 Мэв, который также предназначался для медицинской
электронной терапии. Аппарат был введен в действие Uhlmann с сотрудниками
в 1954 г. Чикаго.
Аппарат предусматривал возможность облучения качающимся полем . По
отношению к горизонтально расположенной камере ускорителя пучок электронов
с помощью магнитной оптики сначала поворачивался на угол 45*вверх ,а потом
на угол 135* вниз ,так что обеспечивалось вертикальное направление
центрального пучка излучения. Одновременно со вторым отклонением
достигалась дефокусировка электронного пучка, необходимая для облучения
полей большого размера. Благодаря этому возможно облучение качающимся
полем, во время которого общая магнитная отклоняющая система вращается
вокруг оси камеры ускорителя. Этот ускоритель предусматривает облучение
только электронами и находится в стадии испытаний.
4. Влияние дозы при воздействии излучений высокой энергии.
4.1 Понятие дозы излучения.
Для использования в практике лучевой терапии, исходя из физических
определений, могут быть даны определения доз излучений, которые учитывают
основные клинические условия. Так, под понятием входная доза понимают дозу
излучений, измеренную в воздухе на определенном расстоянии между источником
излучения и поверхностью тела. Особый клинический интерес представляют
показания о величине дозы, которая проявляет свое действие в определенных
участках тканей. Такая эффективная доза с физической точки зрения
определяется как величина энергии, которая поглощается в определенном
участке тела. Эффективная доза, измеренная на поверхности тела, называется
поверхностной дозой, а измеренная в определенных слоях ткани —глубинной.
Величина поверхностной дозы определяется не только входной дозой, но
также и рассеянным излучением, которое возникает в тканях. Величина
поверхностной дозы зависит от природы излучений, их энергии и объема
облучаемого участка тела. Объем облучаемого участка определяется величиной
поля облучения и толщиной данного участка тела.
Для определения эффективной дозы в том или ином участке тела важно
знать данные о пространственной, объемной и интегральной дозах, т. е. о
суммарной величине энергии, поглощенной в определенном объеме тела.
Терапевтическая эффективность излучений определяется в первую очередь
очаговой дозой, т.е. эффективной дозой в патологическом очаге. Если ее
сопоставить с дозой в облученном объеме тела, то можно получить величину
относительной очаговой пространственной дозы.
Различия в распределении дозы при воздействии обычных рентгеновых
лучей и излучений высокой энергии становятся особенно отчетливыми при учете
относительных глубинных доз, т. е. отношения глубинной к максимальной или
поверхностной дозе. При воздействии излучений высокой энергии, учитывая
особенности распределения дозы, отношение глубинной к максимальной дозе
выражают в виде относительной глубинной дозы. В противоположность этому при
воздействии обычных рентгеновых лучей под относительной глубинной дозой
чаще понимают отношение глубинной дозы к поверхностной. Сопоставление этих
двух величин относительных доз вполне возможно, так как в случае применения
обычных рентгеновых лучей поверхностная доза почти совпадает с
максимальной.
4.2 Распределение дозы при воздействии излучений высокой энергии.
Особенности действия излучений высокой энергии в тканях определяются
специфическим распределением дозы каждого вида излучений,. которое
отличается от такового при воздействии обычных рентгеновых лучей. За
исключением нейтронов, все другие виды излучений высокой энергии, в том
числе протоны и дейтроны, характеризуются следующими особенностями
распределения дозы: 1) увеличением относительной глубинной дозы; 2)
уменьшением поверхностной дозы; 3) уменьшением; объемной дозы.
Увеличение относительной глубинной дозы для лучевой терапии имеет
большое значение, так как патологический очаг, находящийся на большой
глубине, благодаря этому может получить большую дозу излучений без
одновременного увеличения поверхностной дозы. В то время как при
воздействии обычных рентгеновых лучей максимум дозы лежит близко к
поверхности тела и резко падает, в подлежащих тканях при применении
излучении высокой энергии максимум дозы передвигается в глубину тканей; при
этом отмечается значительно меньшая потеря величины дозы с глубиной
На рис. 2 показаны глубинные дозы различных видов излучении при
обычных условиях облучения. В случае воздействия излучений высокой энергии
и быстрых электронов (по сравнению с воздействием равных доз обычных
рентгеновых лучей 200 кв.) в ткани на глубине 8 см отмечается чрезвычайно
выгодное для лучевой терапии распределение доз. В частности, следует
заметить, что уже при использовании современных установок для
телегамматерапии - достигается значительное . увеличение глубинных доз и
уменьшение неблагоприятного действия излучений на кожу, что способствовало
быстрому распределению телегамматерапии.
Применение излучений высокой энергии по сравнению с телегамматерапией
имеет еще одно преимущество, так как дает еще более выгодное
распределение глубинных доз. Излучения высокой энергии особенно пригодны
для лечения глубоко расположенных опухолей, так как в глубоких слоях тканей
при воздействии этого вида излучений создается чрезвычайно высокая
относительная глубинная доза. В противоположность этому быстрые
