1、.1中南大学湘雅医院肿瘤科中南大学湘雅医院肿瘤科雷明军雷明军 2022-5-122022-5-12肿瘤放射物理学基础.2内容纲要内容纲要n核物理的基本知识核物理的基本知识n常用放疗设备和放射源常用放疗设备和放射源nX()X()射线射野剂量学射线射野剂量学n高能电子束射野剂量学高能电子束射野剂量学n临床放射治疗剂量计算临床放射治疗剂量计算n临床剂量学四原则及靶区勾画必须熟悉的几个概念临床剂量学四原则及靶区勾画必须熟悉的几个概念n放射治疗的质量保证与质量控制放射治疗的质量保证与质量控制.3n核物理的基本知识核物理的基本知识n常用放疗设备和放射源常用放疗设备和放射源nX()X()射线射野剂量学射线射
2、野剂量学n高能电子束射野剂量学高能电子束射野剂量学n临床放射治疗剂量计算临床放射治疗剂量计算n临床剂量学四原则及靶区勾画必须熟悉的几个概念临床剂量学四原则及靶区勾画必须熟悉的几个概念n放射治疗的质量保证与质量控制放射治疗的质量保证与质量控制.41.1 原子的基本结构： 一、核物理的基本知识.51.2 放射性衰变类型 a)衰变：放出粒子 b）衰变：放出正电子或负电子或俘获一个轨道电子 c）跃迁和内转换：跃迁会以射线形式释放能量；内转换发射内转换电子。.61.3 带电粒子与物质的相互作用 与核外电子非弹性碰撞电离损失/碰撞损失 (释放出特征X射线或俄歇电子） 与原子核非弹性碰撞 辐射损失 （轫致辐
3、射） 与原子核弹性碰撞 与原子核发生核反应.7X()光子与物质相互作用的主要过程有光电效应、康普顿效应、电子对效应；其它次要的作用过程有相干散射、光核反应等。1.4 X () 与物质的相互作用.81.5 几个重要的概念1.5.1 放射性活度：放射性活度是指一定量的放射性核素在一很短的时间间隔内发生的核衰变数除以该时间间隔之商。AdN/dt=NN0e-t=A0e-t 其中，为衰变常数； A和A0分别是t时刻和初始时刻的放射性活度。国际单位为贝可勒尔(Bq)1.5.2 射程：带电粒子在与物质的相互作用中，不断损失能量，最终损失所有动能而停止运动(不含热运动)。粒子沿入射方向从入射位置至完全停止位置
4、所经过的直线距离称为射程。（射程与路径长度的区别）.91.5.3 线性能量传递(linear energy transfer,LET)是指次级粒子径迹单位长度上的能量传递，即带电粒子传给其径迹物质上的能量。 常用单位：KeV/umLET分为两类：低LET射线 (X 、射线)，LET值10KeV/um；高LET射线 (快中子、负介子、重粒子)，LET值100KeV/um辐射生物效应与LET值有重要关系。在相同吸收剂量下，射线LET值越大，其生物效应越大。.10 1.5.5 半价层：半价层(HVL)定义为X()射线束流强度衰减到其初始值一半时所需的某种物质的厚度，它与线性衰减系数的关系为: HVL
5、=ln2/ =0.693/ 1.5.6 吸收剂量：电离辐射给予质量为dm的介质的平均授予能d，也就是单位质量物质吸收电离辐射的平均能量 D d/ dm 单位为Jkg-1,专用名为戈瑞(Gy).111.5.7 照射量 (exposure, X): 照射量 X是dQ除以dm所得的商；指X()射线在单位质量的空气中所产生的电离的电荷数。X = dQ / dm 单位：库仑/千克 (C/kg)。原用单位是伦琴(R)1R = 2.5810-4 C/kg1.5.8 比释动能(kinetic energy released in material, Kerma, K)： K等于dEtr除以dm的商；即K= d
6、Etr/dm。 dEtr是非带电电离粒子在质量为dm的物质中所释放的所有 带电粒子的初始功能之和。单位：焦耳/千克 (J/kg)。专用名 Gray(Gy)，1 Gy = 1 J/kg；1.5.9 剂量当量：单位 J/kg，专用名 Sv.121.5.10 吸收剂量和比释动能的关系 电子平衡.13v电子平衡（电子平衡（Electronic Equilibrium） 在均匀介质中的测量体积元内，离开此体积元的电子，被在均匀介质中的测量体积元内，离开此体积元的电子，被另一个进入该体积元具有相同能量的电子代替，则在该体积元内另一个进入该体积元具有相同能量的电子代替，则在该体积元内存在着电子平衡。存在着电
7、子平衡。 理论的要点是：理论的要点是： 1 不要求进入体积元的电子数目等于离开体积元的电子数目；不要求进入体积元的电子数目等于离开体积元的电子数目； 2 只要求电子带入体积元的能量等于电子带出体积元的能量。只要求电子带入体积元的能量等于电子带出体积元的能量。 3 当测量体积元的体积较小，但大于次级电子的最大射程时，电子当测量体积元的体积较小，但大于次级电子的最大射程时，电子平衡可以建立。平衡可以建立。.14n核物理的基本知识核物理的基本知识n常用放疗设备和放射源常用放疗设备和放射源nX()X()射线射野剂量学射线射野剂量学n高能电子束射野剂量学高能电子束射野剂量学n临床放射治疗剂量计算临床放射
8、治疗剂量计算n临床剂量学四原则及靶区勾画必须熟悉的几个概念临床剂量学四原则及靶区勾画必须熟悉的几个概念n放射治疗的质量保证与质量控制放射治疗的质量保证与质量控制.15二、常用放疗设备和放射源X线治疗机Co- 60治疗机医用电子直线加速器常规X线模拟定位机CT 模拟定位机近距离后装治疗机其他.162.1 X线治疗机 一般指400kV以下X线治疗肿瘤的装置u原理：高速运动的电子作用于钨等重金属靶，发生特征辐射、韧致辐射，产生X线。u用途：主要用于体表肿瘤和浅表淋巴结转移的治疗或预防性照射。缺点：深度剂量低，皮肤剂量高；骨吸收剂量高；易于散射，剂量分布差。.172.2 Co-60治疗机u原理：利用放
9、射性同位素60Co发射出的射线治疗肿瘤u特点：能量高，射线穿透力强；皮肤反应轻；康普顿效应为主，骨吸收类似于软组织吸收；旁向散射少，放射反应轻；经济可靠，维修方便。u缺点：需定时换源；防护相对困难。.18u原理：利用微波电场沿直线加速 电子然后发射，或打靶产生 X线发射，治疗肿瘤的装置。2.3 医用直线加速器.19u特点：1、产生不同能量的X线 (418MV)2、产生不同能量的电子束 (425MeV)3、照射野均匀性好4、可开展X刀治疗5、安全性好2.3 医用直线加速器.202.4 近距离后装治疗机u现代后装治疗机主要包括：治疗计划系统和治疗系统。u现代近距离治疗的特点：1、放射源微型化，程控
10、步进电机驱动；2、高活度放射源形成高剂量率治疗；3、计算机计划设计。.212.5 常规X线模拟定位机uX线模拟定位机是用来模拟加速器或60Co治疗机机械性能的专用X线诊断机。.222.5 常规X线模拟定位机u功能：1.靶区及重要器官的定位 2.确定靶区（或危及器官）的 运动范围 3.治疗方案的确认（治疗前模拟） 4.勾画射野和定位、摆位参考标记 5.拍摄射野定位片或证实片 6.检查射野挡块的形状及位置.232.6 CT 模拟定位机uCT扫描机+多幅图像显示器+治疗计划系统+激光射野投射器u肿瘤的正确定位u产生数字模拟影像u帮助设计合适的照射野u产生模板以供制作铅挡u在病人皮肤上标记等中心点.2
11、42.7 多叶准直器（MLC）.252.8 治疗计划系统.26Siemens VarianElektaTomotherapyBrainLabAccuray2.9 近年进入临床应用的先进的放射治疗机.272.10 辐射源种类u放射性同位素放出的、 射线uX线治疗机和各类加速器产生的不同能 的X线u各类加速器产生的电子束、质子束、中子束、负 介子束以及其他重粒子束.282.10 照射方式u远距离照射：远距离照射：放射源离开人体一定距离集中照射某一病变部位。简称外照射。u近距离照射：近距离照射：亦称内照射，组织间和腔内照射（后装治疗） 。包括腔内和管内、组织间、敷贴、术中照射等。将放射源密封直接放入
12、被治疗的组织内或放入人体的天然腔内，如舌、鼻咽、食管、宫颈等部位进行照射。.29近距离治疗的主要特点：l根据距离平方反比定律：射线到达介质的强度与照射距离成平方反比关系。即距放射源较近处受照剂量高，随距放射源距离的增加，剂量迅速跌落。l可对正常组织进行保护，但亦造成靶区剂量分布的不均匀。l内照射不能单独应用于临床，一般作为外照射的补充。.30.31n核物理的基本知识核物理的基本知识n常用放疗设备和放射源常用放疗设备和放射源nX()X()射线射野剂量学射线射野剂量学n高能电子束射野剂量学高能电子束射野剂量学n临床放射治疗剂量计算临床放射治疗剂量计算n临床剂量学四原则及靶区勾画必须熟悉的几个概念临
13、床剂量学四原则及靶区勾画必须熟悉的几个概念n放射治疗的质量保证与质量控制放射治疗的质量保证与质量控制.32 临床射野剂量学是放射治疗进行精确、定量和计算机计算的数学、物理基础，是实验测量和数学物理计算的结合。三、X()射线射野剂量学.333.1 组织替代材料和人体模型3.1.1 组织替代材料： 定义：模拟人体组织与射线相互作用的材料 显然这种替代材料必须具有与被模拟组织与射线相互作用相同的有关的物理特点，如原子序数、电子密度、质量密度、甚至化学成分等。.343.2 深度剂量分布3.2.1 照射野有关名词定义射线质 指的是射线能量，主要表示射线贯穿物体的能力。射野中心轴 射线束的中心对称轴线，临
14、床上一般用放射源S穿过对称照射野中心的连线作为射野中轴。dd0.35(3) 照射野 射线束经准直器后垂直通过模体的范围，用模体表面的截面大小表示照射野的面积。临床剂量学中规定50等剂量曲线的延长线交于模体表面的区域定义为照射野的大小。.36(4) 参考点 规定模体表面下射野中心轴上某一点作为剂量计算或测 量参考的点，表面到参考点的深度记为d0 。(5) 源皮距(SSD) 放射源到模体表面照射野中心的距离。(6) 源轴距(SAD) 放射源到机架等中心的距离。(7) 源片距(SFD) 放射源到胶片的距离，也叫靶片距。(8) SCD 放射源到电离室有效测量点的距离。(9) 源托距 放射源到挡铅托盘上
15、表面的距离。.373.2.2 百分深度剂量(PDD)百分深度剂量定义 百分深度剂量定义为射野中心轴上某一深度d处的吸收剂量率Dd与参考点深度do处剂量率的百分比： PDDDd/Ddo100 对于高能X()射线，因参考深度取在射野中心轴上最大剂量点深度dm处 PDDDd/Ddm100不同能量射线的最大剂量点深度射线质钴606MV X线8MV X线15MV X线Dmax (mm)5152028.38.39.40(2) 建成效应 从表面到最大剂量深度区域称为剂量建成区域，此区域内剂量随深度增加而增大。对于高能X射线，一般都有建成区域存在，如果原射线中电子含量少，表面剂量可以很低，但不能为0，因为各种
16、散射，原射线中总有少量电子存在。对于25MV X线，表面剂量可以少于15。 为减少散射电子，降低皮肤剂量，应将准直器端面离开人体表面1520cm，挡铅时也应注意。.41(3) 影响PDD的几个因素 （深度d，射野大小FSZ，源皮距f，能量E） 在X()线入射人体后，深度剂量的变化受三个因素支配： a) 与该点到源的空间距离有关的反平方定律； b) 深度为d的介质引起的指数吸收衰减； c) 准直器限束系统和体模产生的散射线影响。 可用如下公式描述： PDD(d,f,A0)=100%(A0/A1)e-u(d-dm)Ks = 100%(f+dm)/(f+d)2e-u(d-dm)Ks.42PDD(d,
17、f,A0)=100%(A0/A1)e-u(d-dm) Ks = 100%(f+dm)/(f+d) 2e-u(d-dm)Ks射线质（能量）对PDD的影响能量高 (线性衰减系数) 小 e-u(d-dm) 大 PDD大.43 射野面积对PDD的影响PDD(d,f,A0)=100%(A0/A1)e-u(d-dm)Ks = 100%(f+dm)/(f+d) 2e-u(d-dm)KsFSZ增大Ks增大PDD增大.44等效方野4倍面积/周长 S(2ab)/(a+b)注意：对于后面讲到的电子束会带来较大的误差，应采用方根式。如对于电子线输出因子OUF（X,Y）=OUF(X,X)OUF(Y,Y)1/2。.45
18、深度对PDD的影响深度增大d-dm增大PDD变小 源皮距对PDD 的影响源皮距增大A0/A1增大PDD变大PDD(d,f,A0)=100%(A0/A1)e-u(d-dm)Ks = 100%(f+dm)/(f+d) 2e-u(d-dm)Ks.46Q1: PDD(d,f1,A0)= 100%(f1+dm)/(f1+d) 2e-u(d-dm)Ks1Q2: PDD(d,f2,A0)= 100%(f2+dm)/(f2+d) 2e-u(d-dm)Ks2两式相比则得到源皮距从f1增加到f2时两种源皮距下PDD的比值PDD(d,f2,A0)/PDD(d,f1,A0)=F(Ks2/Ks1) .473.2.3 组
19、织空气比(TAR)TAR定义及影响因素定义：TAR=Dt/Dta SSD对TAR的影响：TAR是比较两种不同散射条件在空间同一点的吸收剂量率之比，因此TAR的一个重要物理性质是其值与SSD无关。射线能量、组织深度和射野大小对TAR的影响类似于PDD.483.2.4 组织最大剂量比(TMR) 在剂量计算时，因PDD随SSD的变化，用于等中心照射时，剂量计算困难。TAR克服了这一缺点，适用于任何源皮距的计算，但TAR的一个根本缺点在于它必须测量空气中计算处的吸收剂量。可随能量的增加，加在测量电离室上的建成套的体积不断加大，电子平衡不能建立，不仅使得测量困难，而且误差大不能采用。为此提出了TMR概念
20、。.49组织模体比和组织最大剂量比组织模体比（TPR）定义为模体中射野中心轴上任一点剂量率与空间同一点模体中射野中心轴上参考深度（t0）处同一射野的剂量率之比。 TPR=(d,FSZd)=Dd/Dt0参考深度通常取5cm或10cm。水面d水面d0组织体模比和组织最大剂量比图例组织体模比和组织最大剂量比图例.50 组织模体比组织模体比TPR与百分深度剂量与百分深度剂量PDD测量方法的比较测量方法的比较.51当t0dm时，TPR变成TMRTMR(d,FSZd)TPR(d,FSZd) t0dm=Dd/Ddm=Dd/Dm 由TMR定义可以看出，构成TMR的散射线剂量虽然随射野增大而增加，但这种增加仅仅
21、是由于模体的散射，而与准直器的散射无关，因此零野的TMR(d,0)代表了有效原射线剂量。TMR与PDD的关系：)()(*),(),(2dpmpmdFSZSFSZSdfdffFSZdPDDFSZdTMR其中：f=SSD, FSZd=FSZ*(f+d)/f, FSZm=FSZ*(f+dm)/f.523.4.1 原射线和散射线原射线散射线有效原射线.53The production of high energy photon beam.54 由于有效原射线中的原射线和准直器系统的散射的影响，射野输出剂量随射野增大而增大，描述这种变化关系的叫做射野输出因子(OUF)。它定义为射野在空气种的输出剂量率与
22、参考野(一般为10cm10cm)在空气中的输出剂量率之比。此处定义的射野输出因子(OUF)就是准直器散射因子Sc。 模体散射校正因子(Sp)定义为射野在模体内参考点（一般在最大剂量点）深度处的剂量率与准直器开口不变时的参考射野（ 10cm10cm）在同一深度处剂量率之比。Sp(FSZ)Sc,p/OUF=Sc,p/Sc 式中Sc,p为准直器和模体的散射线造成的总散射校正因子，定义为射野在模体中的输出剂量率与参考射野（10cm10cm）在模体中的输出剂量率之比。 3.4.2 射野输出因子和模体输出因子.55.56 前面所述OUF(Sc)和Sp(通过Sc,p)的测量只对方野。矩形野的Sc和Sp是通过
23、等效方野转换成相应的Sc和Sp值，对于钴60治疗机，因它的输出量是用计时器监测的，这种转换是可行的，但在加速器中输出量是电离室监测的，应考虑上、下准直器开口对其影响。.57 Scp0.998 （x6，Y20条件下） Scp0.980 （x20，Y6条件下）DiDpDcsDpDiDcsY开口减少Dcs增大Dp减少Scp减少.58半影半影： 1）几何半影：源具有一定的尺寸，被准直器限束后，射野 边缘的点分别受到面积不等的源的照射，产生由高到低 的剂量渐变分布； 2) 穿射半影：即使是点状源，由于准直器端面与边缘射线 不平行，使射线穿透厚度不同，也造成剂量渐变分布； 3）散射半影：由于在射野边缘，组
24、织中的散射线小于其他 点的散射线的贡献，射野边缘离射野中心轴越远，散射 线剂量越少。散射半影无法消除。以上统称为物理半影。.59 射野平坦度和对称性是描述射野剂量分布特性的一个重要指标。射野平坦度通常定义在等中心处(位于10cm模体深度下)或标称SSD下10cm模体深度处，最大射野的80宽度内，最大、最小剂量偏离中心轴剂量的相对百分数。按IEC标准，射野平坦度应好于3。取偏离中心轴对称两点的剂量率的差值与中心轴上剂量率的百分数为射野的对称性，其大小也应不超过3。.603.5 等剂量分布与射野离轴比3.5.1等剂量分布 前面介绍了射野中心轴上的百分深度剂量，实际治疗中，还需要了解模体中射野中心轴
25、以外诸点的剂量。将模体中的百分深度剂量相同的点连结起来，即成等剂量曲线。 .613.5.2 射野离轴比(OAR)定义为射野中心轴上任意一点(x,y,d)处剂量率D(x,y,d)与同一深度处射野中心轴上的剂量率D(0,0,d)之比。OAR (x,y,d)= D(x,y,d)/D(0,0,d).623.6 楔形照射野3.6.1 楔角与楔形角.633.6.2 楔形因子楔形因子Fw定义为加和不加楔形板时射野中心轴上某一点剂量之比。 FwDdw/Ddo 楔形因子一般用测量方法求得，测量深度随所使用的射线能量不同而不同，但建议取楔形角定义的参考深度，即d10cm。值得注意的时，如果测量了楔形板条件下的PD
26、D，应采用归一深度(一般为Dm处)作为测量深度。楔形板对PDD的影响：DdwWedgeDdoOpen.64两种不同的楔形系统：.65楔形野百分深度剂量楔形野PDD：定义为模体楔形野中心轴上某一深度处吸收剂量率Ddw与某一固定参考点吸收剂量率之比。固定参考点仍选为无楔形板时，同样大小照射野在最大剂量深度处，吸收剂量率为Dm。据定义，楔形野的深度剂量PDDw为： PDDwDdw/Dm(DdFw)/Dm=PDDFw即：楔形野的百分深度剂量等于相同大小射野的不加楔形板时平野的百分深度剂量PDDO楔形因子Fw的乘积。 注意：在应用这样的楔形野PDD进行剂量计算时不能再使用楔形因子.66dSSD =100
27、cmDmOpenDmwWedgeDdwDd楔形野PDD、楔形野条件下PDD，楔形因子相关定义说明图.673.6.3 一楔合成一楔合成的直线加速器典型代表：Elekta 加速器3.6.4 动态楔形板.683.6.5 楔形板方向定义和实现3.6.6 楔形板的临床应用.693.6.7 使用楔形板的注意事项对一楔多用治疗机，因看不见楔形板，一定记住并标明楔形板在机头内的方向，特别时转动小机头时，更要防止楔形板方向搞错，造成严重后果；一般情况下，两野或多野交角照射时每对楔形板的放置方向应是厚端相对； 每种治疗机的楔形板都有可使用的最大野的限制，不得超越；注意剂量分布勿出现热点、冷点，为保护皮肤，楔形板和
28、挡铅须距离皮肤15cm以上；对5个以上的广分布的非共面的适形野，采用改变权重和适当补野法有时比加楔形板更为有效。电子线和低于MV级的深部X射线不能使用楔形板。.70.71.72n核物理的基本知识核物理的基本知识n常用放疗设备和放射源常用放疗设备和放射源nX()X()射线射野剂量学射线射野剂量学n高能电子束射野剂量学高能电子束射野剂量学n临床放射治疗剂量计算临床放射治疗剂量计算n临床剂量学四原则及靶区勾画必须熟悉的几个概念临床剂量学四原则及靶区勾画必须熟悉的几个概念n放射治疗的质量保证与质量控制放射治疗的质量保证与质量控制.73四、 高能电子束射野剂量学4.1. 治疗电子束的产生经加速和偏转后引
29、出的电子束，束流发散角很小，基本是单能窄束，必须加以改造，才能用于临床。改造方法有两种：(1) 利用散射箔 单一散射箔：采用封闭筒壁式限光筒。 双散射箔：边框式限光筒。（示图1）2. 不使用散射箔图1 双散射箔系统示意图S1和S2分别为第一和第二散射箔1.不使用散射箔.744.2.1 中心轴百分深度剂量 4.2.1.1基本特性Ds： 入射或表面剂量，以表面下0.5mm处的剂量表示；Dm： 最大剂量点剂量；R100： 最大剂量点深度；DX： 电子束中X射线剂量；Rt（R85）：有效治疗深度，即治疗剂量规定值（如85Dm）处的深度；R50： 50Dm或半峰值深度（HVD）；Rp： 电子束的射程；R
30、q： 百分深度剂量曲线上，过剂量跌落最陡点的切线与Dm水平线交点的深度。G： 剂量梯度，GRp/（RpRq），该值一般在2.0-2.5之间。4.2. 电子束射野剂量学.754.2.1.2 中心轴深度剂量曲线的特征 表面剂量较高，建成区不太明显。 随深度增加，剂量很快达到最大值，并形 成随能量加宽的高剂量“坪区”。 “坪区”过后, 剂量迅速跌落。 X线“污染”：“尾巴”,13。.764.2.1.3 能量对百分深度剂量曲线的影响从图3可以看出，电子束百分深度剂量分布随电子束能量的改变有很大变化。其基本特点是：随着射线能量的增加，表面剂量增加，高剂量坪区变宽，剂量梯度减少，X射线污染增加，电子束的临
31、床剂量学优点逐渐消失。为此，临床上应用的高能电子束，其能量应在425MeV范围。图3 不同能量电子束的百分深度剂量曲线图4 不同能量电子束的表面剂量.774.2.1.4 照射野对百分深度剂量的影响 一般条件下，当照射野的直径大于电子束射程的二分之一时，百分深度剂量随照射野增大而变化极微。因此，低能时，因射程较短，射野对百分深度剂量的影响较少，但对较高能量的电子束，因射程较长，使用较小的照射野时，百分深度剂量随射野的变化较大。图5 不同能量电子束百分深度剂量随照射野大小的变化 .784.2.1.5 源皮距对百分深度剂量的影响 主要表现为：当限光筒至皮肤表面的距离增加时，表面剂量降低，最大剂量深度
32、变深，剂量梯度变陡，X射线污染略有增加，而且高能电子束较低能电子束变化显著。 图6 不同能量电子束，源皮距对百分深度剂量参数的影响(a)治疗深度 （b）表面剂量 （c）X射线污染 （d）剂量梯度图中阴影部分为实验数据，实线和虚线为理论计算数据.794.2.2电子束的等剂量分布 高能电子束等剂量分布的显著特点为：随深度的增加，低值等剂量线向外侧扩张，高值等剂量线向内收缩，并随电子束的能量而变化。特别是能量大于7MeV以上时后一种情况更为突出。 除能量的影响外，照射野大小也对高值等剂量线的形状有所影响。图7 10MeV电子束等剂量曲线.80图8 13MeV电子束等剂量曲线随射野大小的变化.814.
33、2.3 电子束射野均匀性及半影 ICRU建议电子束射野的均匀性用均匀性指数表示，即U90/50，其数值等于特定平面内90与50等剂量分布曲线所包括的面积之比，对100cm2以上的照射野，此比值应大于0.70，即沿射野边和对角线方向上，90，50等剂量线的边长之比L90/L500.85，同时必须避免在该平面内出现峰值剂量超过中心剂量3的剂量“热点”，它所包括的面积图9（b）中的面积a的直径应小于2cm。电子束的物理半影P80/20由特定平面内80与20等剂量线之间的距离确定。 图9 电子束射野均匀性和半影定义示意图 电子束等剂量曲线和1/2Rt深度定义图示； （b） a中BB位置，垂直于射野中心
34、轴特定平面的剂量分布，和射野均匀性指数及半影定义方法图示.824.2.4 电子束的“虚源”及有效源皮距校正电子束限光筒与患者皮肤之间空气间隙的改变对输出剂量的影响，用电子束有效源皮距的概念，能更适合临床实际。电子束有效源皮距随辐射能量和射野大小而改变。（如图10）图10 电子束有效源皮距随能量和射野面积的变化曲线.834.2.5 电子束的输出剂量 高能电子束由于其本身的物理特点，如具有一定的射程，易于散射等，加上限束系统的影响，使得电子束输出剂量率随射野变化的规律变得复杂。4.2.5.1 对每一个电子束限光筒，X射线治疗准直器应取一个特定的位置。如果改变了X射线治疗准直器的设定，即使电子束限光
35、筒不变，电子束的输出剂量率也会有较大的变化，特别对于低能电子束。（如图11）为此，现代医用直线加速器中，电子束治疗模式下，均采用X射线准直器射野跟随系统图11 10cm10cm电子束限光筒，不同能量电子束相对输出剂量随X射线准直器大小的变化规律.844.2.5.2 对采用散射箔展宽束流的加速器，随机配置有射野大小不同的电子限光筒。电子束输出剂量随射野大小（限光筒尺寸）的变化，由于其设计上的差别，不同厂家的加速器，也会表现出不同的特点。图12 SL25和Clinac2100型加速器电子束相对输出剂量的比较.85低熔点铅窗对输出量的影响（如图13）图13 电子束输出量随低熔点铅窗大小的变化（10c
36、m10cm限光筒）Varian 2100 C/D 同一限光筒，不同铅窗条件.862.5.3 影响电子束输出量的另一因素是限光筒与患者皮肤表面（或测量模体表面）的空气间隙。由于用于平方反比定律校正的有效源皮距与电子束的能量和限光筒的大小有关，也就是说，相同的空气间隙所引起的输出量的改变，视能量和限光筒的不同而有所不同。从图14可以看出，空气间隙对电子束输出剂量的影响，低能、小野时较大，高能、大野时较小。图14 空气间隙对输出剂量的影响（a）7MeV电子束不同照射野空气间隙的影响；（b）6cm6cm照射野，不同能量电子束空气间隙的影响。 .874.3. 电子束治疗的计划设计4.3.1 能量和照射野
37、的选择电子束的有效治疗深度（cm）约等于1/31/4电子束的能量，临床中选择电子束能量应根据实际测量得到的PDD进行。电子束治疗选择射野大小的原则，应确保特定的等剂量曲线完全包围靶区。具体应用时，应考虑到电子束等剂量曲线的特性。.884.3.2 电子束的斜入射校正 设电子束垂直入射时有效源皮距为f，d深度处的剂量为Do（f，d），由于人体曲面形成空气间隙g，入射点切线与射线中心轴的交角为时，同深度处的剂量D（fg，d）为D（fg，d）Do（f，d）【（fd）/（fgd）2】OF（，d）式中，OF（，d）为斜入射因数。图15 电子束斜入射校正几何参数示意图图16 电子线斜入射对剂量分布的影响（虚
38、线为计算值，实线为胶片法测量值）.894.3.3 组织不均匀性的校正图17 10MeV电子束照射胸壁，肺组织对剂量分布的影响（a）未作肺校正； （b）作肺校正.90 4.3.4 电子束的补偿技术 电子束的补偿技术用于：（1）补偿人体不规则的外轮廓；（2）提高皮肤剂量；（3）减弱电子束的穿透能力。图18 电子束照射胸壁的剂量分布未加补偿材料 a.填加补偿材料.91Construction of a custom bolus to conform isodose lines to the shape of the target. .924.3.5 电子束照射野的衔接技术图19 7MeV（上图）和1
39、6MeV（下图）电子束照射野不同衔接方式的剂量分布a.相邻野重叠5mm； （b）共线衔接； （c）间隔5mm。.93图20 9MeV电子束和6MV X射线射野相邻共线衔接的剂量分布a.电子束为标称源皮距；（b）电子束源皮距延长至120cm。.944.3.6电子束照射野的挡铅技术4.3.6.1 挡铅厚度的确定 图21示出电子束在铅介质中的衰减情况，可以看出，铅厚度的微小变化，都会对电子束的剂量有很大的影响。 图21 不同能量电子束在铅介质中的衰减曲线平行板电离室测量，照射野分别为10.5cm10.5cm（实线）和6.3cm6.3cm（虚线）.95表1 不同能量电子束穿射5时所需LML（低熔点铅）
40、厚度.96n核物理的基本知识核物理的基本知识n常用放疗设备和放射源常用放疗设备和放射源nX()X()射线射野剂量学射线射野剂量学n高能电子束射野剂量学高能电子束射野剂量学n临床放射治疗剂量计算临床放射治疗剂量计算n临床剂量学四原则及靶区勾画必须熟悉的几个概念临床剂量学四原则及靶区勾画必须熟悉的几个概念n放射治疗的质量保证与质量控制放射治疗的质量保证与质量控制.975.1 处方剂量计算不同SSD条件下的PDD换算。 PDD2（d,f2,A0）=PDD1(d,f1,A0)F 其中F(f2+dm)/(f2+d)2(f1+d)/(f1+dm)2，对于高能X射线或钴60射线可直接采用F因数，对于低能X射
41、线一般用（F1）/2因子替代F。 我科加速器校准的条件 我们在下述条件下刻度为：1MU1cGy射线类型SSD（cm）FSZ（cm2）校准深度X射线1001010Dm电子线98（100）1515Dm五、临床放射治疗剂量计算.985.1.1 加速器SSD照射剂量计算Dm（MU）=DTPDDScp(FSZ)(Kc)fSSD或Dm（MU）=DTPDDSc(FSZO)Sp(FSZ)(Kc)fSSDFSZ：表面射野大小，FSZO：等中心处的射野大小FSZOFSZ（SAD/SSD）, fSSD=SCD/(SSD+Dm) 2SCD为校准测量时源到电离室的距离。Kc是对所有影响束流强度的因素的校正，如托架因子F
42、t。.99举例1：6MV X线，FSZ=15cm*15cm ，Depth=7cm，有托盘Ft=0.951，SSD照射，SSD=100cm， Dt=200cGy，求MU？FSZ=15cm*15cm, D7=200cGyDm=248.4cGy FSZ=10cm*10cm, Dm=240.7cGy FSZ=10cm*10cm, Dm=253.1cGy MU=253.1 7cmSSD =100cmdmTrayScp=1.032Ft=0.951dmTrayPDD =0.805dmTray.100举例2：6MV X线，FSZ=15cm*15cm ，Depth=7cm， NO Tray，Wedge=30度，
43、SSD照射，SSD=100cm，Dt=100cGy，求MU？FSZ=15cm*15cm, D7=100cGyDm=123.0cGy 7cmSSD =100cmdmScp=1.032FSZ=15cm*15cm, Dm=237.0cGy FSZ=10cm*10cm, Dm=229.7cGy MU=229.7 dmwPDDw =0.813WedgedmFw=0.519.1015.1.2加速器等中心照射剂量计算Dm（MU）=DTTMR(d,FSZd)Scp(FSZd)(Kc)fSAD或Dm（MU）=DTTMR(d,FSZd)Sc(FSZO)Sp(FSZd)(Kc)fSAD（1）FSZd是肿瘤中心位置即
44、SAD100时照射野等效边长，对于open野，FSZd= FSZO，当野内有挡铅屏蔽时FSZd小于 FSZO；（2）fSAD是TMR的归一参考点与加速器刻度位置不同对输出剂量的影响，是一个平方反比校正系数， fSADSCD/SAD 2 6MV (Dm=1.5cm): 1.030 15MV (Dm=1.5cm): 1.057.102FSZ=15cm*15cm, D7=100cGy FSZ=10cm*10cm, Dm=105.4cGy MU=105.4 7cmSAD =100cmScp=1.032dm举例3：6MV X线，FSZ=15cm*15cm ，Depth=7cm， NO Tray，SAD照
45、射，SAD=100cm，Dt=100cGy，求MU？TMR=0.892FSZ=15cm*15cm, Dm=112.1cGy FSZ=15cm*15cm, Dm=108.8cGy dmSAD因子1.03.1035.1.4 非对称野的剂量计算 SSD照射：Dm（MU）=DTPDDScp(FSZ)OARd(x)(Kc)fSSD或Dm（MU）=DTPDDSc(FSZO)Sp(FSZ)(Kc) OARd(x)fSSD SAD照射：Dm（MU）=DTTMR(d,FSZd)Scp(FSZd) OARd(x)(Kc)fSAD或Dm（MU）=DTTMR(d,FSZd)Sc(FSZO)Sp(FSZd) OARd(
46、x)(Kc)fSAD式中OARd(x)是深度d处的离轴比.1045.1.5 电子线照射剂量计算 DmDT（PDD电子线射野修正因子）5.1.6 不规则射野剂量问题 5.1.6.1 Clarksons方法：该方法的原理是将任意点的吸收剂量分为原射线（即零野照射）和周围组织对该点的散射两部分。 5.1.6.2 Wrede 不规则野近似计算法：其要点是把不规则野等效成方野，方野边长D等于四倍射野面积除以周长，该方法仅限于计算射野中心轴上各点的剂量。 5.1.6.3 不规则野简化成有效长方形野 5.1.6.4 实际测量.1055.2人体曲面和组织不均匀性的修正 5.2.1 5.2.1 均匀模体和人体之
47、间的差别均匀模体和人体之间的差别 5.2.2 5.2.2 人体曲面的校正人体曲面的校正 5.2.2.1组织空气比或组织最大剂量比方法 CF=TMR(d-h,FSZd)/TMR(d,FSZd) 5.2.2.2 有效源皮距方法 5.2.2.3 同等剂量曲线移动法 t =Kh.1065.2.3.1 射线衰减和射线修正 （1）组织空气比或组织最大剂量比法 CF= TMR(d,FSZd)/TMR(d,FSZd) d为等效的软组织厚度。 （2）有效衰减系数法 CFe（d-d） 为使用射线的平均线性衰减系数。 （3）同等剂量曲线移动法 t =Nd2 (4) 组织空气比指数校正法（电子密度法） CFTAR(d
48、2+d3,FSZd)/ TAR(d3,FSZd)-1 式中为不均匀组织相对于水的电子密度，称为相对电子密度，它等于单位体积中不均匀组织的电子数与水中电子数之比。对于肺0.3，脂肪0.92，对于骨 1.2-1.8。5.2.3 5.2.3 不均匀组织对剂量分布影响的校正方法不均匀组织对剂量分布影响的校正方法.1075.2.3.2 不均匀组织中的吸收剂量 （1）骨组织 对于钴60和MV级的高能X射线，由于康普顿效应起主要作用，骨吸收基本上与软组织相似。 （2）肺组织 肺组织的剂量主要受肺密度的影响，造成肺中和肺后组织剂量的增加，但在大块肺组织后界面和软组织处，由于次级电子数减少，软组织吸收的剂量比穿
49、射衰减计算的剂量要低。 （3）气腔 对于钴60射线和MV级X射线，当射野相对气腔截面足够大时，气腔的存在不会造成腔壁表面剂量显著低于无气腔时腔壁处剂量。 5.2.45.2.4组织补偿组织补偿5.2.4.1 组织填充物5.2.4.2 组织补偿器.108n核物理的基本知识核物理的基本知识n常用放疗设备和放射源常用放疗设备和放射源nX()X()射线射野剂量学射线射野剂量学n高能电子束射野剂量学高能电子束射野剂量学n临床放射治疗剂量计算临床放射治疗剂量计算n临床剂量学四原则及靶区勾画必须熟悉的几个概念临床剂量学四原则及靶区勾画必须熟悉的几个概念n放射治疗的质量保证与质量控制放射治疗的质量保证与质量控制
50、.109六、临床剂量学四原则及 靶区勾画必须熟悉的几个概念u肿瘤剂量要准确u治疗肿瘤区域内，剂量分布要均匀，剂量梯度变化5%，90%的等剂量曲线要包括整个靶区u尽量提高肿瘤治疗区域内剂量，降低照射区周围正常组织受量u保护肿瘤周围重要器官6.1临床剂量学四原则.110.1116.2 轮廓勾画必须熟悉的几个概念GTVGTVCTVPTVGTVGTVCTVGTVGTVCTVGTVGTVCTVGTVGTVCTVGTVGTVCTVGTVGTVCTVu肿瘤区肿瘤区GTV GTV （Gross Tomor Gross Tomor VolumeVolume）u临床靶区临床靶区CTV CTV （ Clinical
