肿瘤放射物理学-物理师资料-52 百分深度剂量分布
肿瘤放射治疗学-复习重点+答案
源皮距SSD：射线源沿射线中心轴到体模表面的距离。
源瘤距STD：射线源沿射线中心轴到肿瘤中心的距离。
源轴距SAD：射线源到机器等中心点的距离。
机器等中心点：机架的旋转中心、准直器的旋转中心及治疗床的旋转中心在空间的交点。
PDD：百分深度剂量：体模内射线中心轴上某一深度d处的吸收剂量Dd与参考深度d0处吸收剂量D0之比的百分数，是描述沿射线中心轴不同深度处相对剂量分布的物理量。
等效方野：如果使用的矩形野火不规则野在其照射野中心轴上的百分深度剂量与某一方形野的百分深度剂量相同时，该方形野叫做所使用的矩形或不规则照射野的等效方野。
MLC：多叶准直器：相邻叶片沿宽度方向平行排列，构成叶片组，两个相对叶片组组合在一起，构成MLC。
Bolus：等效组织填充物：包括石蜡、聚乙烯、薄膜塑料水袋、凡士林、纱布及其他组织等效材料。
在皮肤表面及组织欠缺的位置填入组织等效物，达到改善剂量分布的效果。
剂量建成效应：百分深度剂量在体模内存在吸收剂量最大值，这种现象称为剂量建成效应。
GTV：肿瘤区：是可以明显触诊或可以肉眼分辨和断定的恶性病变位置和范围。
'CTV：临床靶区：包括了可以断定的GTV和（或）显微镜下可见的亚临床恶性病变的组织体积，是必须去除的病变。
ITV：内靶区：包括CTV加上一个内边界范围构成的体积。
PTV：计划靶区：是一个几何概念：包括ITV边界（ICRU62号报告）、附加的摆位不确定度边界、机器的容许误差范围和治疗中的变化。
确定性效应：是指受照剂量超过一定阈值后必然发生的辐射效应。
随机效应：发生概率与受照射的剂量成正比，但其严重程度与剂量无关。
主要表现为有法远期效应，包括恶性肿瘤和遗传效应。
TD5/5：表示在标准治疗条件下治疗的肿瘤患者，在5年之后因放射线造成严重损伤的患者不超过5%。
TD50/5：表示在标准治疗条件下治疗的肿瘤患者，在5年之后因放射线造成严重损伤的患者不超过50%。
4Rs：是指，细胞放射损伤的修复；周期内细胞的再分布；氧效应及乏氧细胞的再氧合以及再群体化。
肿瘤学课件 临床放射治疗剂量学(二)
2）缺损组织的补偿－楔形板
➢ 楔形角定义：射线束 在水中给定深度（通
L
常为10cm）处的等剂 量曲线在射野中心轴 上的倾斜角度；
L/2
➢ 物理楔形板通常提供
15º，30º，45º和60º B
α
楔形角度；
A
➢ 动态楔形板可以提供
L/4
0-60º 之间的某些楔
形角。
楔形角示意图
L/4
A’’”’ A’
B’
➢增加或减小了原射线的衰减，影响散射线的分布；
➢增加或减少了次级电子的通量。
3）组织不均匀性的修正
除了非均匀组织的边界处，可以分三个独立的区域来考 虑不均匀性的影响：
➢ 感兴趣点P位于非均匀组织之前； ➢ 点P在非均匀组织内； ➢ 点P在非均匀组织后面。
3）组织不均匀性的修正
点P在非均匀组织之前： 点P在非均匀组织内： 点P在非均匀组织后：
60Coγ射线的等剂量曲线：(a)SSD摆位条件，(b) SAD摆位条件，等中 心深度=10cm。
一、体模内的等剂量分布
不同能量下的单野照射等剂量分布示例
不同能量X射线等剂量分布曲线
二、单野剂量分布
➢ 除非是表浅的肿瘤，很少采用单野的光子线治疗；
➢ 深部肿瘤通常采用两野或者多野组合治疗，以便获得可 接受的肿瘤及其周围正常组织的剂量分布；
2）缺损组织的补偿－补偿器
补偿器放置在与皮肤表面一定距离的地方，因此必须考虑 到以下因素对其形状进行调整：
➢ 射线的发散性； ➢ 补偿器材料对水的相对线性衰减系数； ➢ 补偿器带来的深度散射剂量减少。
3）组织不均匀性的修正
病人体内是一个非均匀组织，病人体内的剂量沉积可能 与水体模中测量的剂量分布有相当大的差别，并且取决于 非均匀组织的数量、密度和原子序数及光子射线质：
肿瘤放疗学总结(详细)
小结1 概述：⑴近距离治疗的定义、特征；近距离放疗也称内照射，它与外照射（远距离照射）相对应，是将封装好的放射源，通过施源器或输源导管直接置入患者的肿瘤部位进行照射。
2、基本特征1. 放射源贴近肿瘤组织，肿瘤组织可以得到有效的杀伤剂量，而邻近的正常组织，由于辐射剂量随距离增加而迅速跌落，受量较低。
2. 近距离照射很少单独使用，一般作为外照射的辅助治疗手段，可以给予特定部位，如外照射后残存的瘤体等予以较高的剂量, 进而提高肿瘤的局部控制率。
⑵分类：①按放射源的置入方式：手工手工操作大多限于低剂量率且易于防护的放射源。
后装技术后装技术则是指先将施源器(applicator) 置放于接近肿瘤的人体天然腔、管道或将空心针管植入瘤体，再导入放射源的技术，多用于计算机程控近距离放疗设备。
②按放射源的剂量率；6、近距离放疗按剂量率大小划分●低剂量率(LDR)：＜2~4Gy／h●中剂量率(MDR)：＜4～12Gy／h●高剂量率(HDR)：＞12Gy／h③按治疗方式3、近距离放疗的照射方式●腔内治疗●管内治疗●组织间插植治疗●术中插植治疗●表面敷贴治疗⑶近距离放疗使用放射源的种类及特点一、近距离放疗的物理量和单位制●放射源的活度(activity，A) ：放射性物质的活度定义为源在t 时刻衰变率。
放射活度的旧单位是居里(Curie)，符号Ci，它定义为1Ci=3.7×1010衰变/秒在标准单位制下放射活度单位是贝克勒尔(Bq)，1Bq=ldps=2.70×10-11Ci●密封源的外观活度A app：在实际应用中，源的有效活度直接受源尺寸、结构、壳壁材料的衰减及滤过效应的影响，源在壳内的内含活度，即裸源活度与有外壳时放射源的活度测量值可能存在很大差异，因此派生所谓外观活度的概念，它定义为同种核素、理想点源的活度，它在空气介质中、同一参考点位置上将产生与实际的有壳密封源完全相同的照射量率。
目前随着源尺寸的微型化，外壳材料变得更薄，导致外观活度与内含活度的差异日趋缩小，外观活度又可称作等效活度。
放射治疗正常组织剂量限制精选全文完整版
可编辑修改精选全文完整版正常器官名称器官剂量限定脑干D max≤54Gy脊髓D max≤40Gy视神经D max≤54Gy视交叉D max≤50Gy头颈部肿瘤危及器官剂量限定I类——非常重要的必须保护的正常组织II类——重要的正常组织正常器官名称剂量限定颞叶D max≤54-60Gy眼球D max≤50Gy晶体D max≤9Gy下颌骨D max≤60-70Gy颞颌关节D max≤50Gy垂体MLD≤50Gy腮腺MLD≤50GyD50%≤30-35Gy单侧耳蜗D5%≤55Gy,或MLD≤50Gy肺癌、食管癌、胸腺瘤危及器官剂量限定正常器官名称单纯放疗同步放化疗术后放疗脊髓D max≤45Gy D max≤60Gy D max≤60Gy肺双肺MLD≤13Gy双肺V20≤30%双肺V30≤20% 双肺V20≤28% 肺叶切V20≤20%全肺切V20≤10%心脏V30≤40%V40＜30% V30＜40%V40＜30%V30＜40%V40＜30%食管V50＜50% V50＜50% V50＜50%肝脏V30＜30%肾脏V20≤40%乳腺癌、术后危及器官剂量限定正常器官名称单纯放疗肺患侧肺V20≤25%，MLD＜15Gy；双肺V20≤20%心脏V30＜10%V40＜5%乳腺双侧MLD＜1Gy，D max＜5Gy；胃癌、胰腺癌危及器官剂量限定正常器官名称单纯放疗肝脏V30＜60%肾脏右肾D33%＜22.5Gy左肾V15≤33%双肾D33%＜15-25Gy，MLD≤15Gy 小肠D50%＜20-30Gy，D max≤45-50Gy 十二直肠D max≤45-50Gy脊髓D max≤40Gy前列腺癌危及器官限量（北京大学第一医院）正常器官名称单纯放疗膀胱V50≤30%V60≤20%V70≤10%直肠V50≤40%V60≤30%V66≤20%V70≤10%小肠V50≤5%，D max＜52Gy股骨头V50≤5%，D max＜52Gy 耻骨联合V70≤15%宫颈癌危及器官剂量限定正常器官名称单纯放疗膀胱D40%＜40Gy直肠D40%＜40Gy小肠D40%＜40Gy骶骨D40%＜30-35Gy髂骨D20%＜10-30Gy胰腺D33%＜5-20Gy左肾D33%＜5-20Gy右肾D40%＜25-35Gy股骨头D33%≤25-35Gy直肠癌危及器官剂量限定正常器官名称单纯放疗膀胱D50%≤50Gy小肠D50%≤20-30GyD max＜45-50Gy股骨头D5%≤50Gy。
肿瘤放射物理学-物理师资料-5.4 组织最大剂量比
TMR(d, FSZd )
PDD(d, FSZ,
f
)
f d f dm
2
S p (FSZm ) S p (FSZd )
其中：
2
f
SSD
，FSZd
FSZ
f
d f
，FSZm
FSZ
f
dm f
2
*P
Q
Qm
Q为考虑点；P为当前条件下，射野中心轴上最大剂量点；Qm 为Q点成为最大剂量点的情况。
Dd Ddm
Dd Dm
对相同X（γ）射线的能量，因为dm随射野增大而减小， 随源皮距的增大而增大，故dm应取最小射野和最长源皮距时的 值。
零野 的 TMR（ d， 0）代表了 有效原射线剂量 。构成 TMR的散射线剂量虽然随射野增大而增加，但这种增加是由 于模体的散射，而与准直器的散射无关。
TMR与百分深度剂量的关系：
总散射校正因子 （Sc,p）
Sp (FSZ )
Sc, p OUF
Sc, p Sc
总散射校正因子 （Sc,p）：射野在模体 中参考点深度处的输出 剂量率与参考野在模体 中同一深度处的输出剂 量率之比。它是为由准 直器和模体的散射线共 同造成的。
特别说明：
（a）上述OUF（Sc）和Sp（通过Sc,p）的测量只对方 形野，矩形野则必须转换成方形野。
射野输出因子（OUF） ：射野在空气中的输出剂量率 与参考野（10cm×10cm）在空气中的输出剂量率之比。
射野输出因子也就是准直器的散射因子Sc。
准直器系统各组成部分对OUF或Sc的影响情况：
肿瘤04.肿瘤放射物理学 2
该剂量一般是通过临床经验的积累和比较分析后 得到。
GTV：肿瘤体积（gross tumor volume）
■ 指肿瘤的临床灶（GTVs） 包括: • 原发灶(GTVprimary) • 转移淋巴结(GTVnode) • 其他转移灶(GTVm)
●根据这个定义：同一肿瘤区可能出现两个或两个以上的临床靶 区的情况
●并且不同的CTVS可以给与不同的剂量
●CTV的范围在不同的方向上可以是不同的
●头颈部肿瘤外放CTV时，往往以结构或器官为单位考虑，不是 单纯等距离外放
CTV的描述
▲ 临近GTV的亚临床灶：
GTV+临近亚临床灶 瘤床+临近亚临床灶
CTVⅠ高危区
■ 为一般诊断手段包括
临床检查：一般检查、触诊、内镜…… 各种影像技术：X-线片、超声、CT、MRI、PET and 同位素等 能够诊断出的、可见的、具有一定形状和大小的恶性病变的范围
CTV：临床靶区（clinical target volume）
按一定的时间剂量模式，给予一定剂量的肿瘤临床灶 （GTV）、亚临床灶以及肿瘤可能侵犯的范围
★ SM包括：
＊ 体位、外轮廓变化 ＊设备误差（如: 机架、准直器和治疗床） ＊剂量测定：不同的剂量测定和验证系统 ＊数据传输（CT-Simulator-TPS-Accelerator）误差 ＊人为因素：模拟机和治疗机技术员的技术熟练程度和经验
不同单位的SM不同，同一单位不同机器、体位固定装置、质量保证措施 实施的情况等其SM也可能不同
肿瘤致死剂量:定义为使肿瘤控制率达到95 ％时所需要的剂量，称为TCD95。
肿瘤放射物理学-物理师资料-62 电子束射野剂量学
（4）百分深度剂量随射野大小特别在射野较小时变化明显；
（5）不均匀组织对百分深度剂量影响显著；
（6）拉长源皮距照射时，输出剂量不能准确按平方反比定律 计算；（应考虑有效源皮距）
（7）不规则射野输出剂量的计算，仍存在问题。
基于高能电子束的上述特点，它主要用于治疗表浅或 偏心的肿瘤和浸润的淋巴结。
一、中心轴百分深度剂量曲线
二、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， 高值等剂量线向内侧 收缩，并随电子束能 量而变化。
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。右图中，其 90％等剂量线的底 部形状，由弧形逐渐 变得平直。
造成原因：主 要是电子束易于散 射的特点。
然后形成高剂量“坪区”。
这主要是由于电子束在其运动径迹上，很容易被散射，使 得单位截面上电子注量增加。
剂量跌落是临床使用高能电子束时极为重要的一个概念。 用剂量梯度G表示:记为，G=Rp/(Rp-R) 该值一般在2.0～2.5之间。
任何医用加速器产生的电子束都包含有一定数量的X 射线，从而表现为百分深度剂量分布曲线后部有一长长的 “拖尾”。
R50：50％Dm或半峰值处的深度（HVD）；
Rp：电子束的射程；
Rq：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。
高能电子束的百分深度剂量分布，大致可分为四部分：
剂量建成区 高剂量坪区 剂量跌落区 x射线污染区
与高能x(γ)射线相比，高能电子束的剂量建成效应不明显， 表现为： 表面剂量高，一般都在75％～85 ％以上，并随能量增加而增加； 随着深度的增加，百分深度剂 量很快达到最大点；
均匀性指数icru建议u9050面积之比2100cm以上的照射野此比值应大于070即沿射野边和对角线方向9050等剂量线的边长之比l90l50085同时必须避免在该平面内出现峰值剂量超过中心剂量的3的剂量热点它所包括的面积的直径应小于2cm
肿瘤放射物理学基础
肺剂量 双 双肺 肺VV2300≤≤2280%%
心脏 V40≤40~50% 肝脏 （60%体积）≤30Gy 骨髓 ≤45Gy 脑干 ≤54Gy
治疗计划的评价
DVH图 在DVH图上认定靶区剂量涵盖度、剂量均匀性
等剂量曲线图
1、腔内照射 2、组织间插植照射 3、管内照射 4、表面施源器照射
射线与物质的相互作用
光电效应：
能量为hv光子与物 质原子的轨道电子发生 相互作用，把全部能量 传递给对方，光子消失， 获得能量的电子挣脱原 子束缚成为自由电子， 这种现象叫做光电效应。 (光电效应在10~30keV的 范围占优势，骨吸收高 于肌肉和脂肪)
用途：
主要用于治疗表浅或偏心的肿瘤和 浸润的淋巴结
能量和照射野的选择
常用能量 4~25Mev
能量与治疗深度的关系 E = 3d+2~3Mev
照射野 电子束射野≥靶区横径的1.18倍
近距离照射剂量学
剂量学特点 放射源周围的剂量分布按照与放射
源之间的距离的平方而下降，即平方反 比定律。 基本特征 肿瘤剂量 高而不均匀，而邻 近正常组织受量低
原用单位rad，1rad = 1cGy
吸收剂量使用与任何类型和任何能量的电 离辐射，以及适用于任何受照物质。
比释动能（K)
比释动能是不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。 K=dEtr/dm
单位：焦耳/千克 (J/kg)。 专用名 Gray(Gy)，1 Gy = 1 J/kg； 比释动能只适用于间接致电离辐射，适用于
现代近距离治疗的特点： 1、放射源微型化，程控步进电机驱动； 2、高活度放射源形成高剂量率治疗； 3、微机计划设计。
肿瘤放射物理学-胡逸明-超简略学习笔记(详细)
将单质看成单个原子，将化合物作质量加权处理后，每克电子数A Ae N M ZN =，电子数密度（单位体积电子数）A e N n ρ= 衰变常数NdtdN =λ，放射性活度te A N A λλ-==0 Bq Ci 10107.31⨯=λ693.021=T()γX 光子和非单质的相互作用可以等效为与一单质的相互作用，这种单质用有效原子序数来表示，mnm ii Z Z ∑=1α，其中m 取3到3.8，()∑=ni ii jj j j M Zw M Z w 1//α光电效应为光子将轨道电子电离留下空位，外层电子退激发出X 射线或将能量传递给更外层电子将其电离（俄歇电子），光电效应的ρμτ与8.3~3Z 成正比，与()3νh 成反比 康普顿效应为光子将一部分能量用于电离轨道电子，自己损失能量后改变运动方向，康普顿效应的ρμc与原子序数无关，随能量增大而减小 电子对效应为光子从原子核旁经过，在库仑场的作用下生成一对正负电子，其ρμp随原子序数增大而迅速增大，随能量增大而增大 |能量从小（keV 200）到大（MeV 5）为光康电 线性衰减系数IdtdI-=μ，质量衰减系数ρμ在空气中，()γX 辐射产生的次级电子所电离出的同一种符号的离子总电荷量dQ 与dm 的比值为照射量X ，单位是库伦每千克，伦琴和它的关系是141058.21--⋅⨯=Kg C R ，照射量不考虑轫致辐射产生的电离吸收剂量为不仅仅考虑空气时，照射量所转化成的能量，物质对辐射的吸收就是辐射产生的次级电子对物质原子的电离和次级电子产生的轫致辐射对物质原子的电离，这过程中有次级电子的动能被物质吸收，吸收剂量不考虑轫致辐射的部分，D 的单位111-⋅=Kg J Gy ，和拉德的关系是Rad Gy 1001=比释动能是吸收剂量加上轫致辐射后总的次级电子的动能被物质吸收的部分，单位也是戈瑞，符号为K在电子平衡的情况下（考察点的体积尺度远大于次级电子的射程，()γX 辐射能量较低，物质成分均匀），比释动能等于吸收剂量，在空气中，且电子平衡，则有eWX D K a a ⋅==，e 为每一离子的电荷，C J eW/97.33= MLC 多叶准直器三种安排叶片的位置为—内交-保护靶周围器官和组织 外交-保证足够剂量 中点交OAR 危及器官，LET 传能线密度，RBE 相对生物效应，OER 氧增加比，m keV μ/10用来区分高低LET 射线，RBE 越高，OER 越小越好，高LET 射线下能达到 SAD 源等中心距SSD 源皮距STD 源瘤距PDD 百分深度剂量（小于kV 400射线参考点取体表） ，矩形野或其它野需要转化成方野TAR 组织空气比反射因子BSF 为最大剂量深度处的TAR FSZ 表示射野面积 SAR 散射空气比 TPR 组织模体比 OUF 射野输出因子 S 准直器散射因子 !SPR 散射模体剂量比 TMR 组织最大剂量比 SMR 散射最大剂量比 能量从低到高的等剂量分布为^楔形板的楔角σ和使用楔形板后等剂量曲线与水平方向的夹角楔形角α不同 OAR 射野离轴比 POAR 原射线离轴比 BF 边界因子切线野照射时治疗乳腺癌体外照射最常用的方法 TBI 为()γX 射线全身照射 BMT 骨髓移植 】PB-SCT 外周血干细胞移植STBI 单次全身照射FTBI 分次全身照射 IP 间质性肺炎高能电子束由于有射程可以有效避免靶区后深度组织的照射，但皮肤剂量相对较高 散射箔或者电磁偏转将电子束展宽，电子限光筒形成射野并且利用散射电子增加电子以弥补射野边缘剂量的不足高能电子束的百分深度剂量分布分为剂量建成区，高剂量坪区，剂量跌落区，X 射线污染区 电子束治疗的计划设计： 能量与射野的选择 、电子束的斜入射修正 组织不均匀性修正 电子束补偿 射野邻接挡铅技术将不规则野改成适合靶区近距离照射分为腔内照射，组织间插植照射，管内照射，表面施源器照射 近距离照射满足平方反比定律系统指治疗体积内获得一适宜的剂量分布，要求必须遵循的一系列放射源分布的规则，如使用放射源的类型，强度，应用的方法和几何设置 :低剂量率照射（LDR ）h Gy /2~4.0，高剂量率照射（PDR ）h Gy /12腔内照射的斯德哥尔摩系统使用较高强度的放射源分次照射，巴黎系统用低强度放射源连续照射，曼彻斯特系统基于巴黎系统ICRU 法为中国医学科学院肿瘤医院从斯德哥尔摩系统发展来的 MTD 为最小靶剂量 MCD 为平均中心剂量150%的MCD 为高剂量区，90%的MCD 为低剂量区分次照射间隔小于1天，大于等于4小时，为超分割照射；间隔小于4小时，以多次高剂量率照射模拟连续低剂量率照射的方式为脉冲式照射 靶区TV 、 体表SK立体定向插植实现步骤：患者治疗部位影像资料和立体定位参数的获取三维图像重建确定插植方向确定靶剂量剂量优化立体定向插植的实施)剂量优化算法LLS和QPCI靶区覆盖指数为接受的剂量等于或大于处方剂量范围的体积和总靶区体积的分数EI靶外体积指数为接受的剂量等于或大于处方剂量范围的靶外体积与总靶区体积的分数HI靶区剂量均匀性指数指1到1.5倍的剂量的靶区体积占总靶区体积的分数OI超剂量体积指数指2倍治疗增益比为肿瘤控制率和正常组织损伤率之比，治疗比大于1才可能治愈治疗比为正常组织耐受剂量和肿瘤致死剂量之比并行组织并发症概率受照射体积和平均剂量的影响，串行组织的放射并发症主要取决于最大剂量！临床剂量学四原则：肿瘤剂量准确治疗的肿瘤区域内，剂量变化不超过5%照射野的设计要提高治疗区域内的剂量，降低照射区正常组织的受量保护肿瘤周围重要器官肿瘤区GTV临床靶区CTV内靶区ITV计划靶区PTV治疗区TV照射区IV冷热剂量区CTV的下上5%》考虑靶区最大剂量时要求面积至少为2平方厘米靶区平均剂量MTD靶区模剂量为出现频率最多的剂量靶区热点为ITV外大于规定的靶剂量的热剂量区的范围靶剂量（名义剂量）为有效控制肿瘤的致死剂量危及体积是RV体外照射有固定源皮距SSD技术，等中心定角SAD技术，旋转ROT技术正交野中心轴相互垂直但不相交：肿瘤内泛氧细胞的氧化原理类似于消除铁锈晚反应正常组织的修复能力比肿瘤组织的强晚反应组织在整个治疗过程中细胞基本不增殖，肿瘤组织相反分次照射有利于泛氧细胞治疗TCD表示肿瘤控制概率TCP表示95%杀灭概率，用95P肿瘤控制率和正常组织无并发症概率的乘积UTC每个功能单元的损伤是随机的，彼此独立发生的有脊髓，神经，小肠只有足够多的功能单元同时受损，整个组织或器官才可能受损的有肺，肝和肾；常规每周5次，每次200cGy ，共25此，改为每周3次，共21次 TDF 模型下3169.0538.110--⋅=x nd TDF 要保持相等，其中x 为每次治疗的时间间隔，d 为每次剂量，n 为总次数L-Q 模型下若总治疗时间不同()01T T K d Nd BED --⎪⎪⎪⎭⎫ ⎝⎛+=βα要保持相等，T 为以天为单位的总治疗时间，N 为总的次数，对于晚反应组织，肿瘤组织和早反应组织，βα，K 和0T 可分别查表，若总的治疗时间相同（周计），则无需考虑细胞增殖，舍去后面减去的式子多程治疗下，如第一周和第二周都是5次，每次250cGy ，第三周休息，第四周又是，第五周休息，第六周5次要求剂量满足和常规每周5次，总共30次，每次200cGy 的治疗一样的效果TDF 模型下作衰减修正()()()()3169.0538.111.0538.111.0538.13169.0538.1105753528250521142501010304220030----⨯⎭⎬⎫⎩⎨⎧+⨯⎥⎦⎤⎢⎣⎡⨯+⨯⨯=⨯⨯⨯d外照射的TDF 如上计算，近距离照射的TDF 用335.11076.4-⨯⨯=TrTDF ，其中T 为小时计的插植时间，r 为每小时的剂量用L-Q 模型时，考虑总的照射时间是否相等，外照射的BED 如上计算，近距离照射的BED用⎥⎥⎥⎦⎤⎢⎢⎢⎣⎡⎪⎪⎭⎫ ⎝⎛--⎪⎭⎫ ⎝⎛+=-T e R RT BED Tμβαμμ1121，其中R 为每小时的剂量，T 为小时计的照射时间，其它可查表！REV 医生方向观 BEV 射野方向观DVH 剂量体积直方图 电子射野影像系统EPID 低熔点铅LML笔形束为通过无限小面积的窄电子束治疗方案的优化应该贯穿整个放射治疗的计划设计和执行的过程，包括靶区和重要器官范围的确定，治疗目标的选择和物理方案的设计和实施生物目标函数就是使经过照射后肿瘤的复发概率最低而正常组织或器官的损伤最小，即使P最大UTC;最少抗拒线为从入射的皮肤表面到肿瘤中心的射线路径最小SA模拟退火算法FSA快速模拟退火算法VSGSA步长可变的通用退火算法VFSR超快速模拟退火算法理想的放射治疗技术应该按照肿瘤形状给靶区很高的致死剂量，而靶区周围的正常组织不受到照射，要使治疗区的形状和靶区形状一致，需要从三维方向上进行剂量分布的控制适形放射治疗使高剂量区剂量分布的形状在三维方向上与病变靶区的形状一致对于不同类型和期别的肿瘤，应该由一个最佳的靶区剂量'治疗计划的设计又分为治疗方针的制定和照射野的设计与剂量分布的计算物理技术方面的QA包括治疗机和模拟机的机械和几何参数的检测和调整，加速器剂量监测系统和钴-60计时系统的检测和校对要特别定期留意床面的下垂情况治疗过程中剂量不准确的原因物理剂量的不准确处方剂量测定的不准确照射部位解剖结构的差异治疗机发生故障工作人员操作失误治疗计划系统厂家提供的系统文档和用户培训是QA程序的开始通过阅读文档和接受培训，物理师应该熟练地完成患者的治疗计划设计，指导如何正确输入参数和理解系统的输出，并对系统所采用的计算机硬件和操作系统有初步认识。
放射治疗临床剂量学原则
放射治疗临床剂量学原则
放疗的剂量学原则强调两个方面。
第一方面要给予肿瘤足够剂量的杀伤。
二在杀伤肿瘤的同时，要给予周围正常组织最好的保护。
给予肿瘤最大剂量的杀灭是为了让肿瘤不复发、不转移这是其中的一点，同时还要求肿瘤体积内的剂量要求均匀，不要出现冷点或者热点。
要求剂量的分布在正负百分之五之间。
不可否认照射肿瘤，周围的组织和器官，仍然不可避免的会受到一些照射。
原则就是，让周围的正常组织少受或免受照射。
肿瘤放射物理学-物理师资料-52 百分深度剂量分布
（2）当射野面积较大时，由于散射射线增多， Dd 随之增加。 开始时，随面积的增加而加快，以后变慢。
（3）百分深度剂量随射野面积改变的程度取决于射线的能量。
源皮距（SSD） 放射 源到模体表面照射野中心 的距离。
源瘤距（STD） 放射源 沿射野中心轴到肿瘤考虑 点的距离。
源轴距（SAD） 放射源到机架旋转轴和机器等中心的距 离。
模体内任意一点的剂量都是 原射线和散射线剂量贡献之和。
原射线：是指从放射源（或 X射线靶）射出的原始的X（γ）光 子。它在空间或模体中任意一点的 注量遵从距离平方反比定律和指数 吸收定律。
第二节 百分深度剂量分布
一、有关名词定义
放射源（S） 一 般规定为放射源前 表面的中心，或产 生辐射的靶面中心。
射野中心轴 射 线束的中心对 称轴线。临床 上一般用放射 源S穿过照射 野中心的连线 作为射野中心 轴。
照射野 射线束经过 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 定模体内50％同等剂量 曲线的延长线交于模体 表面的区域定义为照射 野的大小。
由于窄的长条矩形野，用上式计算所得与表中值相差 较大，建议用表中的数据。
面积/周长比法虽然没有很好的物理基础，只不过是个经 验公式，但在临床上得到广泛的应用。
对圆形野，只要面积与某一方形野近似相同，就可认为等 效，即s＝1.8r。
（五）源皮距对百分深度剂量的影响 某在一最深大度剂d量处深，度面d积m分处别的为面A积1均和为A2A0
散射射线的影响。
同样，Q2点的百分深度剂量为：
肿瘤放射物理学-物理师资料-5
推导上式：
TMR(d, FSZd )
DQ DQm
, PDD(d, FSZ,
f
)
Байду номын сангаас
DQ DP
，FSZ是表面射野
BSF (FSZm )
DP DP(air )
, DP(air) DQ(air )
f d f dm
2
,
FSZ
m是P点处射野
BSF (FSZd )
DQm DQm (air )
, DQ(air)
FSZ0 参考野
是
DP / Dm0
DP / DP(air )
DP(air ) Dm0(air ) Dm0 Dm0(air )
DQm / Dm0
D / D Qm
Qm (air )
D D Qm (air )
m0(air )
D D m0
m0(air )
Sc, p (FSZm ) / Sc (FSZm ) S p (FSZm ) Sc, p (FSZd ) / Sc (FSZd ) S p (FSZd )
（b）具体转换时，Sc、Sc,p要考虑到钴-60与加速器其 输出剂量的不同监测方式，受到射野边长比的影响，而Sp不 受射野边长比的影响。
三、组织模体比和组织最大剂量比
组织模体比（TPR）：为模体中射野中心轴上任意一点 的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。
Dd Ddm
Dd Dm
对相同X（γ）射线的能量，因为dm随射野增大而减小，随 源皮距的增大而增大，故dm应取最小射野和最长源皮距时的值。
零 野 的 TMR （ d ， 0 ） 代 表 了 有 效 原 射 线 剂 量 。 构 成 TMR的散射线剂量虽然随射野增大而增加，但这种增加是由 于模体的散射，而与准直器的散射无关。
百分深度剂量的名词解释
百分深度剂量的名词解释在放射治疗中，百分深度剂量是一个非常重要的概念，它涉及到吸收剂量、参考剂量、有效剂量、剂量的均匀性、耐受剂量、最大剂量、均匀剂量、靶剂量等多个方面。
下面将对这些问题进行详细解释。
1.吸收剂量吸收剂量是指单位质量物质在辐射作用下吸收的能量，通常以戈瑞（Gy）为单位表示。
在放射治疗中，吸收剂量可以用来描述放射线在组织中沉积的能量，对于评估放射治疗的疗效和副作用具有重要意义。
2.参考剂量参考剂量是指在进行放射治疗计划制定时，作为依据的剂量值。
它通常是在放射治疗计划中设定的一个参考点，用于评估放射治疗的剂量分布是否符合治疗要求。
参考剂量的单位也是戈瑞（Gy）。
3.有效剂量有效剂量是指在放射治疗中，达到治疗目的所需的最小剂量。
它考虑了肿瘤和周围正常组织的剂量分布，用于评估放射治疗的合理性和有效性。
有效剂量的单位也是戈瑞（Gy）。
4.剂量的均匀性剂量的均匀性是指放射治疗中，肿瘤和周围正常组织所接受的剂量分布是否均匀。
剂量的不均匀性可能会导致局部剂量过高或过低，从而影响放射治疗的疗效和副作用。
剂量的均匀性通常用剂量均匀系数（DHI）来表示。
5.耐受剂量耐受剂量是指在放射治疗中，正常组织能够承受的最大剂量。
它反映了正常组织对放射线的耐受能力，通常是根据放射生物学原理进行评估的。
在放射治疗计划制定时，需要将耐受剂量作为限制条件之一，以确保放射治疗的安全性。
6.最大剂量最大剂量是指在进行放射治疗时，特定照射野或射束中能够给予的最大照射剂量。
它受到正常组织耐受量的限制，同时也会影响肿瘤的控制概率。
在放射治疗计划制定时，需要通过优化照射野或射束的剂量分布，以实现肿瘤的最大化控制，同时降低对正常组织的损伤。
7.均匀剂量均匀剂量是指在放射治疗中，使肿瘤和周围正常组织达到相同剂量的目的所需要的照射剂量。
它通常是通过调整照射野或射束的大小、形状和位置来实现的，以保证放射治疗的疗效和安全性。
8.靶剂量靶剂量是指在进行放射治疗时，为达到治疗目的所需要的照射剂量。
肿瘤放疗学总结(详细)
小结1 概述：⑴近距离治疗的定义、特征；近距离放疗也称内照射，它与外照射（远距离照射）相对应，是将封装好的放射源，通过施源器或输源导管直接置入患者的肿瘤部位进行照射。
2、基本特征1. 放射源贴近肿瘤组织，肿瘤组织可以得到有效的杀伤剂量，而邻近的正常组织，由于辐射剂量随距离增加而迅速跌落，受量较低。
2. 近距离照射很少单独使用，一般作为外照射的辅助治疗手段，可以给予特定部位，如外照射后残存的瘤体等予以较高的剂量, 进而提高肿瘤的局部控制率。
⑵分类：①按放射源的置入方式：手工手工操作大多限于低剂量率且易于防护的放射源。
后装技术后装技术则是指先将施源器(applicator) 置放于接近肿瘤的人体天然腔、管道或将空心针管植入瘤体，再导入放射源的技术，多用于计算机程控近距离放疗设备。
②按放射源的剂量率；6、近距离放疗按剂量率大小划分●低剂量率(LDR)：＜2~4Gy／h●中剂量率(MDR)：＜4～12Gy／h●高剂量率(HDR)：＞12Gy／h③按治疗方式3、近距离放疗的照射方式●腔内治疗●管内治疗●组织间插植治疗●术中插植治疗●表面敷贴治疗⑶近距离放疗使用放射源的种类及特点一、近距离放疗的物理量和单位制●放射源的活度(activity，A) ：放射性物质的活度定义为源在t 时刻衰变率。
放射活度的旧单位是居里(Curie)，符号Ci，它定义为1Ci=3.7×1010衰变/秒在标准单位制下放射活度单位是贝克勒尔(Bq)，1Bq=ldps=2.70×10-11Ci●密封源的外观活度A app：在实际应用中，源的有效活度直接受源尺寸、结构、壳壁材料的衰减及滤过效应的影响，源在壳内的内含活度，即裸源活度与有外壳时放射源的活度测量值可能存在很大差异，因此派生所谓外观活度的概念，它定义为同种核素、理想点源的活度，它在空气介质中、同一参考点位置上将产生与实际的有壳密封源完全相同的照射量率。
目前随着源尺寸的微型化，外壳材料变得更薄，导致外观活度与内含活度的差异日趋缩小，外观活度又可称作等效活度。
肿瘤放射物理学-物理师资料-7.2 放射源周围的剂量分布
步进源
在不同驻留位置 停留一定时间， 以模拟治疗所需 长度的线源。
பைடு நூலகம்
（2）源周围组织对剂量分布的影响
吸收和散射
程度取决于不同的核素
距离较近时，原射线在水中 的衰减基本被散射线的贡献所 补偿，其结果是在同一位置， 水中与空气中的照射量几乎相 等。
距离较大时，原射线的组织 衰减逐渐要大于散射线的贡献。
（3）后装技术所用源周围的剂量分布特点
一般为点源或微型线源
按特定方式组合和排列
第二节 放射源周围的剂量分布
近距离照射所使用的放射源
点状源和线源
籽粒(seed)源
放射源形状的差异 ＋
放射源强度的表示方法变化
剂量分布显示不同的特点
放射源周围剂量分布的计算，必须从传统的方法向新的方法过 渡，以适应治疗的需要和提高计算精度。
一、放射源周围剂量分布的特点
（1）放射源形状对剂量分布的影响
受到放射源形状的限制，对于相同核素的点源和线源， 其周围的剂量变化，在邻近放射源处的情况会有所不同。
下图给出相同强度1mgRa的镭—226核素，用1.0mmPt滤过， 点源和线源（1.5cm活性长度）沿径向不同距离时的照射量率 变化曲线。
点源 遵循平方反比规律。
线源 近源处，剂量衰减要大于按平 方反比规律的衰减。当源－电离室 距离增加且大于线源长度的2倍以上 时，按平方反比规律衰减。
肿瘤放射物理学知识点
1、处于激发态的原子很不稳定，高能级的电子会自发跃迁到低能级空位上，从而使原子回到基态。
两能级能量的差值一种可能是以电磁辐射的形式发出，这种辐射称为特征辐射2、阿伏加德罗定律：1摩尔任何元素的物质包含有NA（6.022×1023）个原子。
3、原子核的稳定性影响核素稳定的因素如下：中子数与质子数之间的比例关系核子数的奇偶性重核的不稳定性4、原子核的衰变类型，即α衰变、β衰变、γ跃迁和内转换。
5、重带电粒子束的比电离曲线和百分深度剂量曲线尾部均可以看到明显的峰值，此峰值称为布喇格峰6、光电效应总截面3)/(hvZ n∝τσn是原子序数的函数，对低原子序数材料n近似取4，对高原子序数材料n近似取4.87、临床上相同质量厚度的三种组织对X(g)射线不同的能量吸收差别：①对于60--150 kev低能X射线，骨的吸收比肌肉和脂肪的高得多。
②对于150--250 kev低能X射线，骨的吸收比肌肉和脂肪的高。
③对于钴-60γ射线和2—22 Mv高能X射线，虽然单位质量骨的吸收比肌肉和脂肪的低，但由于骨的密度比肌肉和脂肪都要大，所以单位厚度的骨的吸收仍然比肌肉和脂肪的高。
④对于22--25 MV的高能X射线，骨的吸收比肌肉和脂肪的稍高。
8、在7-100MEV能量范围，由于电子对效应变得重要，使得骨的吸收增大。
X射线机和加速器产生的连续能谱X射线可以近似等效为加速电压三分之一的单能光子束。
9、电离室的工作特性电离室的方向性电离室的饱和性电离室的杆效应电离室的复合效应电离室的极化效应环境因素的影响10、用电离室测量吸收剂量分两步：（1）用电离室测量由电离辐射产生的电离电荷；（2）用空气的平均电离能计算并转换成电离辐射沉积的能量，即吸收剂量。
11、布喇格－格雷（Bragg－Gray）空腔理论假定气腔的直径远小于次级电子的最大射程，则以下三个假定成立：1、X射线光子在空腔中所产生的次级电子的电离可忽略；2、气腔的引入并不影响次级电子的注量和能谱分布；3、气腔周围的邻近介质中，X射线的辐射场是均匀的。
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曲线h是铯-137治疗机，SSD＝15cm的百分深度剂量曲 线，在10cm深度时，百分深度剂量可达25％。
曲 线 g 为 220kV X 射 线 机 ， SSD ＝ 50cm ， HVL ＝ 1.5mm Cu的百分深度剂量曲线，在10cm深度5cm的曲线，在小深度时，百分深度剂量f 比g小；在大深度时，因为γ射线的穿透能力较强，所以百分深度剂量较 高。10cm深度处，40％。
（2）高能次级电子要穿过一定的组织深度直至其能量耗尽后 才停止；
（3）由于前面两个原因，造成在最大电子射程范围内，由高 能次级电子产生的吸收剂量随深度的增加而增加，大约在电子 最大射程附近达到最大；
（4）但是由于高能X（γ）射线的强度随组织深度的增加而按 指数和平方反比定律减少，造成产生的高能次级电子随深度的 增加而减少，其总效果，在一定深度（建成深度）以内，总吸 收剂量随深度的增加而增加。
Dd0 Ddm
PDD的测算方法是加速器的靶点至模体表面的距离不变 (SSD=100cm) , 束轴垂直于模体表面, 电离室有效测量点 沿束轴在模体内移动, 测算出模体内任意深度与参考深度 (最大剂量点所在深度) 的剂量率的比值。
PDD是线束中心轴上在水模中两个不同深度位置的剂量百 分比。临床上PDD通常以方野的深度剂量数据表的方式表 达。
二、百分深度剂量
（一）百分深度剂量定义 射野中心轴上某一深度d处的吸收剂量率 Dd 与该照 射野参考点深度d0处吸收剂量率 Dd0 的百分比。
PDD (Dd / Dd0 )100%
对能量低于400kV X射线， 参考点取在模体表面
Dd0 Dds
对高能X（γ）射线，参考深 度取在射野中心轴上最大剂 量点深度 （钴-60 γ 皮下 5mm ）
目前，我国临床上用的较多的是钴-60γ射线和6～18MV X 射线。
（三）百分深度剂量随射线能量变化
曲线j为1g镭源、SSD＝5cm的百分深度剂量曲线。由于高 活度的镭源不能得到，SSD须用得很短，所以百分深度剂量 由平方反比定律随深度迅速下降。此类镭治疗机现已不再使 用。
曲线i表示能量100kV，HVL＝2mm Al，SSD＝15cm的浅层治 疗机的百分深度剂量曲线。从分布曲线上看，i，j非常近似，5cm 深度处，二者大约有25％百分深度剂量。尽管两者的百分深度剂量 相同，但两种机器不能换用。因为对镭γ射线，骨和软组织的吸收 基本相同，对低能X射线，骨和软组织的吸收差别很大。
第二节 百分深度剂量分布
一、有关名词定义
放射源（S） 一 般规定为放射源前 表面的中心，或产 生辐射的靶面中心。
射野中心轴 射 线束的中心对 称轴线。临床 上一般用放射 源S穿过照射 野中心的连线 作为射野中心 轴。
照射野 射线束经过 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 定模体内50％同等剂量 曲线的延长线交于模体 表面的区域定义为照射 野的大小。
曲线e为2MV 超高压X射线机SSD＝100cm时的百分深度剂量曲线， 其分布基本上和钴-60治疗机在SSD＝80cm处的曲线d相同。10cm深度 处，两者的百分深度剂量大约58％，两者有同样的建成区域，可以保护 皮肤。
4MV X射线（曲线c）比钴-60γ射线百分深度剂量稍大一 些，曲线a、b较钴-60γ射线更高的百分深度剂量。
（二）建成效应
左图标明钴-60γ射线 两种不同准直器A， B的百分深度剂量随 表面下深度的变化情 况。
两种不同准直器剂量建成的影响
（1）对B型准直器 （PDD曲线特点） 剂量建成区域：从表面到最大 剂量深度区域，此区域内剂量 随深度而增加。 对高能X射线，一般都存在建 成区域。 如果原射线中电子含量少，表 面剂量可以很小，但是不能为 零，因为各种散射，原射线中 总有少量电子存在。 对25MV X射线，表面剂量可 以小于15％。
图6-5表示了各种能量的X（γ）射线的剂量建成情况，可以看到能 量上升时，表面剂量减小，最大剂量深度随能量的增加而增加。 200kV X射线，建成区非常窄，140kV X射线，无建成区；对32MV X 射线，建成区约5～6cm。
形成剂量建成区的物理原因：
（1）当高能的X（γ）射线入射到人体或模体时，在体表或皮下 组织中产生高能次级电子；
（2）对A型准直器 由表面85％到6mm处达到100％， 表明入射射线中既含有低能X射线 又有散射电子。实验证明，如果将 准 直 器 端 面 离 开 人 体 表 面 15 ～ 20cm时，大多散射电子可以消除。 有些钴-60治疗机的准直器末端封 有数毫米的塑料，使得电子建成不 发生在体内而在体外，最大剂量点 取在表面。如果想要利用电子建成 效应来保护皮肤，最好不使用这种 准直器。
散射线：包括（1）原射线 与准直器系统相互作用产生的散射 光子；（2）原射线或穿过准直器 系统和射野挡块后的漏射光子与模 体相互作用产生的散射线。
有效原射线
散射线（1） 原射线
辐射质比较硬，穿透能力比较 强，对输出剂量的影响类似于 原射线的影响
有效原射线剂量＝原射线剂量＋ 散射线（1）剂量
散射线剂量：由模体散射线产 生的剂量
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。
400kV 以 下 的 X 射 线 ， 取在模体表面；
对高能X射线或γ射线， 取在模体表面下射野中心 轴上剂量最大点位置，该 位置随能量变化，并由能 量确定。
校准点 在射 野中心轴上指定 的用于校准的测 量点。模体表面 到校准点深度记 为dc 。
源皮距（SSD） 放射 源到模体表面照射野中心 的距离。
源瘤距（STD） 放射源 沿射野中心轴到肿瘤考虑 点的距离。
源轴距（SAD） 放射源到机架旋转轴和机器等中心的距 离。
模体内任意一点的剂量都是 原射线和散射线剂量贡献之和。
原射线：是指从放射源（或 X射线靶）射出的原始的X（γ）光 子。它在空间或模体中任意一点的 注量遵从距离平方反比定律和指数 吸收定律。