医用电子直线加速器束流自动对中控制系统的优化设计

柘江

（江苏海明医疗器械有限公司 江苏省扬州市 225101）

随着科技的日新月异，肿瘤放射治疗设备也在向“精确化”、“数字化”方向发展。体现放疗精准化的调强放射治疗（IMRT）和图像引导放射治疗（IGRT）均已经进入临床应用。这就对辐射野内束流的横向X 和纵向Y 的对称性提出来更高的要求。而医用电子直线加速器结构复杂、工作环境中存在高压、大电流、微波、X 射线等，电磁干扰强，束流对称性容易受到扰动。为适应精准放疗需求，江苏海明医疗器械有限公司立项对医用电子直线加速器产品进行优化升级。作者结合平板电离室和束流输出导向控制部分的特点，在数字式剂量监控系统的基础上，对平板电离室、束流输出导向等部分进行优化，设计出了一套满足HM-J-16-Ⅰ型医用电子直线加速器要求的输出束流自动对中控制系统。该系统对加速器输出的束流着靶位置进行自动控制，从而确保输出的束流在辐射野内满足精确放疗对对称性的要求。

1 系统原理

医用电子直线加速器输出束流自动对中控制系统，用于对辐射野内束流的横向和纵向对称性进行监测和自动调整，使其满足精确放疗的要求。加速器输出的高能束流轰击金靶产生X 线或经过散射膜产生电子线。射线通过充气透射型平板电离室时，电离效应使平板电离室中的密封气体产生电离，生成的离子对（正离子和电子）在外加电场的作用下产生定向移动（电子向正极板运动，正离子向负极板运动），并被电离室的收集极收集，从而形成电离电流信号。该电流信号被前置信号处理板采样、放大、缓冲后送入输出束流控制板。再经过箝位、积分保持、A/D 转化后得到剂量率信号，并送入单片机进行信号处理。处理后得出的信号去调整输出导向电源，改变输出导向线圈形成的磁场，调整加速管输出束流的着靶位置，从而调节射束的对称性，完成束流自动对中工作。

2 系统的优化设计

系统组成框图如图1 所示。

2.1 平板电离室的优化

电离室采用平板透射型。平板电离室的电极板和收集板是在厚度为0.1mm 的云母片上通过真空溅射的方式镀一层铝箔而成，并在电极区和收集区的周围镀上一层用于接地的铝箔环，作为减少漏电流的保护环。

平板电离室由电极板-收集板-电极板顺序叠放组成。三块极板间隔1mm，在收集板和电极板间加+350V 左右的直流电压。当有射线通过平板电离室时，射线使电离室中的密封气体产生电离，形成带电离子对。带电离子对在外加电场的作用下，被收集极收集，形成输出电流。

电离室垂直排列，紧接在X 线均整器或电子散射膜下面。经加速管加速后的高能电子束流撞击金靶或散射模后形成X 射线或电子线，电离室检测并输出均整后的X 线或散射后电子线经过电离室形成的电流信号。

系统原来的电离室收集极分成两个D 形，如图2 所示。在实际使用中发现，当射束中心位置发生改变时，两个D 形收集极输出的信号变化不明显，束流对称度精度不高，考虑到在收集极的中心位置，射束信号较强，信号的绝大部分来自于此，在射束发生偏移时，收集极中心的信号变化较小，虽然收集极的边缘信号有较大变化，但由于其所占比重小，所以整个信号变化不大，影响调节的精度。于是将电离室收集极设计成中间O 形加两个C 形，如图3 所示。中间O 形区域输出信号做剂量监测用，两边C 形区域输出信号做束流自动对中信号使用。如此改进后，在射束发生相同变化时，C 形输出信号变化率较D 形输出变化率高，极大地提高了束流自动对中的调节精度。

图1：束流自动对中控制系统组成框图

图2：D 形分区电离室

图3：C 形分区电离室

图4：输出导向线圈盒安装示意图

图5：改进的输出导向线圈盒安装示意图

2.2 输出导向部分的优化

电子枪安装在加速管的最后端，电子枪发射的电子束流通过输入导向线圈和束流预聚焦线圈形成的磁场调整位置和形状后注入加速管。电子在加速管中被加速，在加速管出口处通过输出导向线圈形成的磁场调整其出射位置后进入偏转系统。偏转系统对电子束流进行偏转。最终，电子束流按照要求的位置准确地落在治疗头上的X 射线靶或电子散射膜上，从而在患者治疗平面得到符合国家相关标准的射线。

横向X（或径向Y）输出导向线圈由可程控调节的双向恒流电源供电，它可输出由各自设定值决定的或正或负的恒直流电流。在输出束流自动对中系统参与工作后，横向X（或径向Y）输出导向电源的输出电流由对称度误差信号进行调控，输出导向电源给输出导向线圈供电。输出导向线圈的作用就是调节电子束流从加速管输出的轨迹和方向，这样就能够校正由于安装和加工所引起的误差，为产业化生产提供有力保障。该线圈采用精密程控电源供电，可以通过计算机直接调节线圈电流的大小，方便设备的生产和调试。输出导向线圈绕制在四个铁芯上，并分为上下和左右两组，每一组的两个线圈串联在一起，并有一只精密程控电源供电，通过改变线圈中流过的电流，从而产生上下或左右方向的相应磁场来控制电子束流的输出位置。上下线圈调节电子束流在上下方向的输出位置；左右线圈调节电子束流在左右方向的输出位置。

四只输出导向线圈装在用电工纯铁制作的盒子里，形成磁屏蔽，如图4，防止内外磁路互相干扰。经过加速管加速到接近光速的电子束流通过束流通道时，通过调节输出导向线圈中的电流，改变在束流通道形成的磁场，调节电子束流在相互垂直的两个方向上的行进方向，使电子束流沿加速管中心轴线传输。

在实际使用过程中，发现在调节电子束流一个方向的出射位置时，对束流另一个方向的位置存在较大的影响，这就给调试工作带来了困难。特别在实施输出电子束流自动对中控制时，两个方向的对中调试互相影响，很难达到满意地调节效果。考虑到原来的横向、径向两组线圈安装在一个平面上，然后装在一个电工纯铁制作的盒子里，这样虽然形成了磁屏蔽，防止了外部磁场的干扰，但内部两组线圈磁路的相互干扰仍不可避免。有鉴于此，将电工纯铁制作的盒子加厚，将两组线圈分别装在两个安装平面上，中间用纯铁加上隔板进行磁屏蔽，如图5 所示。这样不仅避免了内外磁路互相干扰，也避免了内部两组线圈磁路的相互干扰，解决了在调节电子束流一个方向的出射位置时对电子束流另一个方向出射位置的影响，给调试工作，特别是在实施输出电子束流自动对中控制时带来了极大的方便。

3 系统软件部分设计

该系统采用的单片机为W77E058，控制程序用C51 编写。在加速器不出束时，将横向X（或径向Y）输出导向电源设置为最佳值；在加速器出束过程中，不断采集电离室的剂量率信号，计算剂量率R、L（或G、T）之间误差，根据剂量率误差对横向X（或径向Y）输出导向电源进行PID 调节。根据加速器多能档的特点，对各能档的剂量率放大信号，横向X（或径向Y）输出导向电源的初始值、PID 调节的P、I、D 系数进行预先调节并设置，建立数据库。各能档参数存入X5045 中，在加速器切换能档时，根据所处状态调出相应能档的参数。由于加速器机架要在±180°范围内旋转，机架处于不同角度时，输出导向电源的中心值略有不同，因此把机架分为多个角度段，在每个角度段设置各自的横向X（或径向Y）输出导向电源值，系统根据加速器机架的角度状态调取横向X（或径向Y）输出导向电源值。在加速器出束过程中，系统不断采集电离室的剂量率信号，计算剂量率R、L（或G、T）之间误差，根据误差对横向X（或径向Y）输出导向电源进行PID 调节。在实施过程中，根据具体设定值，限定横向X（或径向Y）输出导向电源的调节范围，一旦输出值超出原先设定的范围，电源只能工作在允许的极值处并向加速器工控机发出报警信号。

4 结束语

作者使用硬件及软件相结合的方法，在原有的自动剂量监测控制系统的基础上，对平板电离室和束流输出导向部分进行优化，设计出一套符合HM-J-16-Ⅰ型医用电子直线加速器要求的输出束流自动对中控制系统。经过检验，该系统完全能满足输出束流自动对中控制的各项要求以及有关国家标准的规定。