放射物理临床剂量学
放射物理学

缺点:半影大,需定时换源;环境污染
医用直线速加器
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。
特点:
1、可产生不同能量的X线 (4~25MV) 2、可产生不同能量的电子线 (3~25MV) 3、照射野均匀性好,剂量率稳定 4、可作为X刀使用 5、安全性好
X线的能谱:X线的光子强度与光子能量的关系。
X线有两种成分: ① 特征辐射X线(单能谱) ② 韧致辐射X线(连续谱,
X线的主要成分)。
从最大能量(最高管电压值)以下,在
任一能量处光子均有一定的强度,并在 一定的能量处强度最大。
X线的平均能量(光子强度最大处)约等 于最高能量的1/4~1/3, X线机及加速器 上所标称的能量是其产生X线的最高能量。
(3)碰撞损失与辐射损失
碰撞损失:由电离激发而引起,用单位长 度的能量损失来量度(dE/dx),在低能时发 生,主要产生热。
辐射损失:由特征辐射和韧致辐射引起的, 在高能范围发生,主要产生X射线,γ射 线
损失比=碰撞损失/辐射损失=816mev/T.Z
T-电子动能,Z—原子序数
2、光子射线与物质的相互作用
(2)临床应用 肿瘤量=处方量×PDD 即处方量=肿瘤量÷PDD
4、组织空气比(TAR) 定义:射线中心轴上,相同深度处在体膜 中吸收剂量与在空气中吸收剂量之比
TAR=Da水/Da空气
旋转治疗时,靶区为中心,源皮距不断 改变,不能用百分深度剂量来表示吸收 剂量,改用TAR表示在同一个位置,不 同散射条件,两种情况下的剂量比,不 受距离的影响。
临床放射物理学基础

常用放射线的物理特性
❖ 高能电子线的物理生物学特性
❖ 穿透深度浅,表面剂量高。 单野→机体浅表部位的肿瘤,挡铅底面距皮肤表面应>5cm。
❖ 射线能量↑or照射野↓,等剂量曲线由平坦逐渐趋于内收而成锥形压缩 ❖ 照射深度与能量成正比,D80点的位置大约位于其穿透深度的1/3处。 ❖ 皮肤表面-D80内,百分深度剂量分布较为均匀,D80后则急剧下降接近于
剂量变化梯度不能超过±5%。 即要达到90%的剂量分布。 ❖ 肿瘤靶区剂量要足够。 ❖ 保护肿瘤周围重要敏感器官免受照射。 至少不能使他们的照射剂量超过其耐受剂量。
准、均、高、保
放射线射野剂量学
常用名词
❖ 放射源(S) ❖ 射野中心轴(SA) ❖ 照射野(A) ❖ 参考点 ❖ 校准点 ❖ 肿瘤中心点(C) ❖ 源皮距 (SSD) ❖ 源瘤距 (STC) ❖ 源轴距 (SAD) ❖ 靶皮距 (DC)
❖ 穿透力强,深部剂量高。体内深部肿瘤。 ❖ 保护皮肤。射线能量高,皮肤剂量低,最大剂量
点在皮下处。 ❖ 骨和软组织具有同等吸收。骨损伤小,骨肿瘤、
骨旁病变。 ❖ 射野边缘存在半影区,应注意相邻野的衔接处的
冷热点问题。 ❖ 旁向散射小。 ❖ 挡铅时,挡铅底面距皮肤表面至少应>5cm。 ❖ 经济可靠。
源轴距(SAD):放射源到机架旋转轴或机器等中心的 ❖高能X射线百分深度剂量的影响因素
单野→机体浅表部位的肿瘤,挡铅底面距皮肤表面应>5cm。
距离(也就是旋转半径)。 源皮距↑:表面剂量↓,最大剂量点深移,剂量梯度↓变窄,
源瘤距(STD):表示放射源中心沿照射野中心轴到体内肿瘤所考虑点的距离 (一般定肿瘤中心)。 高能射线的百分深度剂量随照射野的变化幅度小于低能射线。 高能X射线百分深度剂量的影响因素
放射治疗技术 物理学基础

• 3、60钴γ射线的百分深度剂量及影响因 素
• 4、高能电子线的临床剂量学
• 5、等剂量曲线的分布及影响因素 • 6、人体曲面和不均匀组织的修正 • 7、临床处方剂量的计算方法
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物理半影
80%和20%等剂量曲线间的侧向距离
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• 5、等剂量曲线的分布及影响因素 • 6、人体曲面和不均匀组织的修正 • 7、临床处方剂量的计算方法
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高能X射线相关概念
• 放射源 • 照射野中心轴 • 照射野 • 参考点 • 源皮距(SSD) • 源轴距(SAD)
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百分深度剂量
• 定义:照射野中心轴上,体模内深度d处的吸收剂 量率Dd与参考深度do处的吸收剂量率Ddo之比。
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7
一、高能X射线的物理特性 (一)穿透作用 (二)电离作用 (三)荧光作用 (四)热作用 (五)干涉、衍射、反射、折射作用
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8
(一)穿透作用
X射线透视和摄影的物理基础
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(二)电离作用
X射线损伤和治疗的物理基础
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10
(三)荧光作用
X射线透视的物理基础
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一、常用放射线的物理特性 二、放射线射野剂量学
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常用射线的物理剂量特性
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• 1、放射线的临床剂量学原则
• 2、高能X射线的百分深度剂量及影响因 素
• 3、60钴γ射线的百分深度剂量及影响因 素
• 4、高能电子线的临床剂量学
肿瘤04.肿瘤放射物理学 2
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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
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(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
放射物理学基本知识2019.8.7

X(γ)射线的临床剂量学
百分深度剂量(PDD)的概念 是指模体内照射野中心轴上任一深度d处的吸收剂量(Dd) 与参考点深度吸收剂量(D0)之比的百分数,即:
百分深度剂量的定义示意图
影深度剂量的因素
3.照射面积 当照射野面积增大时,同一深度的百分深度剂量随之加大。
但当照射野面积很大时,照射野边缘的散射线对中心轴上的 剂量贡献减少,此时百分深度剂量随面积增加变缓,并逐渐 达到饱和。 4.源皮距
在同一深度下,射线能量、照射面积不变的情况下,源皮 距离越小,百分深度剂量越小;源皮距越大,百分深度剂量 也越高。
影响百分深度剂量的因素
2、照射野 照射野较小时,因相当数量的电子被散射出照射野,中心轴百
分深度剂量随深度增加而迅速减小。 当照射野增大时,较浅部位中心轴上电子的散射损失被照射野
边缘的散射电子补偿逐渐达到平衡,百分深度剂量不在随射野 的增加而变化。
影响百分深度剂量的因素
3、源皮距 对于较低能量的电子東,可以忽略SSD的影响。但对能量高于
正电 粒子
电子
质子
重粒子
间接致电离辐射
直接致电离辐射
粒子射线
电子线(线) 粒子 中子
负π介子 质子
光子射线
X 射线 射线
线性能量传递(LET)
单位轨迹上能量传递的水平
低LET射线: X射线 (<10kev/μm) 射线
电子线 高LET射线: 中子 (≥10kev/μm) 粒子
负π介子
目录
1898年居里夫人发现放射性元素镭并用于肿瘤的治疗
治疗前
治疗后
临床放射物理学基础
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23
(二)高能X(γ)射线百分深度剂量及影响因素
放射源
SS AS DD
等中心
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中心轴
照射野
(大小为投影
在等中心平面
大小)
24
(二)高能X(γ)射线百分深度剂量及影响因素
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25
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(二)高能X(γ)射线百分深度剂量及影响因素
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 度d0处剂量率 的百D d分比。
与D d参0 考点深
P D D (D d/D d0) 100%
对能量低于400kV X射线,Dd0 Dds
对高能X(γ)射线, Dd0 Ddm
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(二)高能X(γ)射线百分深度剂量及影响因素
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相互作用方式
Ⅰ. 光电效应
hν
e
h Ee Bi
+
Ⅱ. 康普顿效应
Ehh'
Ⅲ. 电子对效应
hEE2m ec2
1 .0M 2E e vE
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+
hν
Ze
+
hν
e
h ν’ ee+
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(一)高能X(γ)射线的物理特性
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(一)高能X(γ)射线的物理特性
200keV
7MeV
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14
照射野大小对百分深度剂量的影响
临床上通常给出方形野的百分深度剂量,对于长方 形野,圆形野,以及不规则野则需要通过等效面积的 转换。
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放射治疗计量学

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3、PDD通常选择标准源皮距条件下的最大剂量深 度做剂量参考点.
4、剂量参考点的几何位置不同即距放射源的距离 不同。
比较:
1、组织最大剂量比(TMR): 描述的是空间同一 位置(即距辐射源的距离相同)但处于不同深度的剂
放射物理计量学
杨宝龙
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照射野剂量学
照射野及照射野剂量分布的描述
一、定义
1.照射野(field) 由准直器确定射线束的边界,并 垂直于射线束中心轴的射线束平面 称为照射野。
2.射线束中心轴 (beam axis) 定义为射线束的对称轴, 并与由光 阑所确定的射线束中心, 准直器的 转轴和放射源的中心同轴。
⑴准直器散射因子反映的是有效源射线随 照射野变化的特点。
有效原射线:指原射线和经准直器产生的散射 线之和。
⑵模体散射因子: 保持准直器开口不变, 模体中最大剂量点 处某一照射野的吸收剂量, 与参考照射野(通常 10×10cm)吸收剂量之比。
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X (γ)射线照射野剂量分布的特点
一、X, (γ)射线百分深度剂量特点 PDD受射线能量、模体深度、照射野大小和 源皮距离 的影响。
PDD和TMR作处方剂量计算有何异同
常规放射治疗的处方剂量计算,最常用的剂量参数是百 分深度剂量(PDD)和组织最大剂量比(TMR)。前者 用于固定源皮距照射技术的剂量计算,而后者由于不依赖 于源皮距而变化, 主要用于等中心或旋转照射技术。
这两个剂量学参数既有联系又有完全不同的意义。
1、百分深度剂量描述的是空间不同位置的剂量两点之 间的剂量比值;
放射治疗中常规剂量的测算之二——临床处方剂量的计算

200×200 53.0 90.2 99.4 100.0 98.7 96.6 95.0 93.2 91.5 89.3 87.3 85.8 84.1 82.2 80.2 78.5 77.0
0
35.9
5
81.4
10
96.8
15
100.0
20
100.2
25
98.2
30
96.9
35
95.0
40
93.2
45
91.5
短轴(cIn)
1
2
3
4
5
长
6
7
轴
8
9
(cm) lO ll
12
13
14
15
l 1.0 1.4 1.6 1.7 1.8 1.9 2.O 2.1 2.1 2.2 2.2 2.2 2.2 2.3 2.3
2
3
4
2.0
2.4
3.O
2.7
3.4 4.O
3.0
3.8 4.5
3.1
4.1
4.8
3.3
4.3 5.1
3.4 4.5
收稿日期:2009一∞一lO
医疗装备2009第5期
(10 cITI×10伽)大小的不同而引起的参考点输出剂
量的改变的计算; (3)对固定源皮距(SSD=
100咖)改变为等中心照射(SAD=100咖)或非
标称源皮距离照射时的校正,即刚山因子、SSD因
子的校正;(4)使用楔形滤过板对楔形照射野的计
算,即通过楔形因子FW对平野(或称开野)的处
百分比。,nⅥR是指空间同一位置,在水模内两种 PDD与TMR表的部分内容),而大多数照射野为长
放射治疗物理学基础

第三章放射治疗物理学基础放射治疗物理是研究放射治疗设备、技术、剂量测量及剂量学、治疗计划设计、质量保证和质量控制、模室技术、特殊放射治疗方法学及学科前沿的新技术、新业务的分支学科,它必须直接为放射治疗临床服务。
放射物理学对推动放疗专业的发展都起着举足轻重的作用,一个医院的放疗科,如果没有一个强有力的放射物理人才和设备技术的合理配置,要走在本专业学科发展的前沿是不可能的。
放射治疗设备、质量保证和质量控制、模室技术等内容将有专门的章节进行介绍,本章就核物理基础知识、放射治疗剂量学和剂量测量等作一介绍。
第一节原子结构和核衰变自然界中的所有物质都由分子和原子构成。
分子保持着物质的基本属性和化学性质,分子由原子组成,目前己知的原子(也称元素)有109种,原子又有着它自己的结构。
了解原子的结构对于我们认识放射线的产生及其与物质的相互作用是十分必要的.因为这些过程都发生在原子的范围内。
一、原子结构原子由原子核和核外电子组成。
原子的中心是带正电荷的原子核,核外是带有等量负电荷的电子,这些电子沿着一定的轨道绕着原子核高速旋转。
早在1913年英国物理学家卢瑟福用散射实验证实原子的结构类似太阳系。
带负电的电子围绕带正电的原子核转动,正像行星绕着太阳旋转一样(图3-1-1)。
原子是很小的结构,其直径约为10-8cm。
图3-1-1 原子模型原子核由质子和中子组成,都是基本粒子,统称核子。
它们数目的总和就是原子量。
原子核小而紧密,其直径约为10-14cm,但集中了几乎整个原子的质量。
1961年后,国际上统一用12C原子量的1/12作为原子质量单位,其符号为amu。
原子质量和原子质量数是不同的概念,前者是指原子的实际质量,后者则是指原子核中核子的总数。
原子核内的电荷与周围电子的总电荷相等(核内质子数等于核外的电子数),故整个原子显中性。
电子或质子的数目,即门捷列夫元素周期表中所列的顺序数,称为原子序数。
标记方法:A Z X,X代表元素符号;A 为原子的质量数,即核内质子和中子总数;Z为原子序数,即核内质子数,显然,核内中子数应等于A—Z。
放射治疗计量学

2、医用加速器产生的高能(MV级)X射线。 3、 60钴治疗机产生的γ射线。
一、X, (。
中低能X线:最大剂量点基本位于或接近模 体表面,随着深度的增加,深度剂量逐渐减少。 对于较深部位位于中线的肿瘤治疗, 高能X、 (γ)射线的剂量建成效应,要优于中低能 X射线。 表面剂量低可使皮肤、皮下组织得到保护。
放射物理计量学
杨宝龙
照射野剂量学
照射野及照射野剂量分布的描述
一、定义
1.照射野(field) 由准直器确定射线束的边界,并 垂直于射线束中心轴的射线束平面 称为照射野。
2.射线束中心轴 (beam axis) 定义为射线束的对称轴, 并与由光 阑所确定的射线束中心, 准直器的 转轴和放射源的中心同轴。
剂量建成区:指从表面到最大剂量点深度称剂建成区。
高能 X(γ)线:
表面剂量比较低,随着深度的增加,深度剂量逐渐增 加,直至达到最大剂量点。过最大剂量点以后,深度剂量 才逐渐下降,其下降速率依赖于射线能量,能量越高,下 降的速率越慢,表现出较高的穿透能力。
2、 照射野影响
当照射野很小时,散射线也很小,随照射 野变大,散射线对吸收剂量的贡献增加,百分 深度剂量会增加, 但中低能X线的百分深度剂 量,随照射野变化要比高能X射线显著。
另有实验证明,对于小于6×8cm2的照射野,大 于6mV能量的X线在低密度介质中(如肺组织), 边缘剂量下降较快,还会造成肺中病变的周边剂量 不足。注意的是,高能射线小野治疗肺癌时,要考 虑到剂量不足的问题。 ⑵、中低能X射线治疗肢体肿瘤、良性血管瘤 等时要慎重,因为骨组织吸收是软组织的2-4倍, 容易造成损伤。 实际工作中,受到多种因素的影响,其精度会 有所下降。其中,受照射部位不均匀组织存在是影 响剂量计算精度的重要因素
放射物理学、剂量学及放射治疗方法系统

放射物理学、剂量学及放射治疗方法系统(总40页)-CAL-FENGHAI.-(YICAI)-Company One1-CAL-本页仅作为文档封面,使用请直接删除第一章放射物理学、剂量学及放射治疗计划系统第一节现代三维适形放疗的发展和分类第二节多叶光阑(MLC)一、MLC的一般特性二、MLC半影与叶片位置设置三、MLC与适形铅挡块的比较四、MLC的临床使用第三节射束强度调制方法一、物理补偿器二、MLC静态强度调节(Step and Shoot, SMLC-IMRT)三、MLC动态强度调节(dynamic MLC-IMRT, DMLC-IMRT)四、强度调节旋转治疗(intensity modulated arc therapy,IMAT)五、断层扫描治疗方式(Tomotherapy)六、扫描束治疗(pencil beam scanning)第四节放射治疗中的图像处理技术一、解剖或功能图像二、图像处理三、治疗计划系统中图形的可视化四、与治疗计划设计相关的图像第五节三维适形放疗的体积与剂量规范一、体积规范二、吸收剂量规范第六节三维治疗计划及治疗评估一、三维治疗计划的计算模型二、治疗评估三、组织放射效应的生物模型四、逆向治疗计划与优化第七节体位固定技术和治疗验证一、病人体位固定技术二、治疗验证第八节质子放射治疗的进展第一节现代三维适形放疗的发展和分类适形调强放射治疗是目前放射治疗界的热点,它综合地体现了放射治疗在技术上的新进展。
1965年,日本学者高桥(Takahashi)首先提出了旋转治疗中的适形概念。
Proimos等在1970年代和1980年代初报道了采用重力挡块进行适形放射治疗的方法。
随着计算机技术的飞速发展和图像技术的介入,三维适形治疗极大地改变了常规放射治疗的面貌。
适形放射治疗是用增加剂量分布的适形度来减少晚期重度放射损伤并发症。
有学者认为,三维适形放射治疗(3-dimensional conformal radiation therapy,3DCRT)和调强放疗(Intensity modulated radiotherapy IMRT)与其说是一种技术(technique),毋宁说更是一种过程(process),一种综合医学影像、计算机技术和质量保证措施的现代放射治疗流程。
第1章 放射物理和辐射剂量学

前言我们试图把这本书做为供大学毕业生或高年级大学生阅读的导论性的教程。
在Wisconsin大学,这本书属三个学分的课程:医学物理学501—放射物理学和剂量学(它由大约45个学术讲座和15个课题讨论会组成,每次讨论会长50分钟)。
通过大家在一起轻快的活动和在另外的时间计划安排的考试,书中的技术资料足可以填满一学期的课时。
章节的内容作了精心设计,授课由第1章一直到第16章顺次进行。
写这本书基于了这样的假定,即:学生以前已学过积分学和原子物理或现代物理。
这样:凡是需要之处便可以应用积分而不用其他可勉强代用的东西,而且,本书也没加设旨在复习原子结构和基本粒子知识的导论性的章节。
如果需要,可以阅读例如John和Cunningham的书“The physics of Radiology”(第三版或第四版)的第一章以对相关知识做补救性的复习。
本课本在处理方法上即实用又经典,但不一定非要按基本原理建立方程式不可,Anderson(1984)在他的力著“Absorption of Ionizing Radiation”中常常是这样做的。
遗漏的细节及与相互作用过程相关的公式推导可以在那里找到,或在最近由Krieger出版的Robley Erans的无以伦比的经典之著“The Atomic Nucleus”中找到。
在写这本书时,一个有争议的问题是如何界定它的范围以使它既能与一个学期中所教授的系统连贯的课程适配,又不至于扩展到不切实际的乃至不能出版的长度。
作为一个课本,为了使用方便起见,它必须集成一单卷册,因为,它不企图成为一本像Attix、Roesch和Tochilin所出版的三卷套的“辐射剂量学”(Radiation Dosimetry 第二版)那样的广泛综合包罗万象的参考书。
尽管在某些教程中,论文是从教科书的目的要求而集,但它从不意味着与一篇参考文献有什么区别。
在界定本教科书的范围时,下面的课题领域大多略去,这些课题University of Wisconsin Department of Medical Physics(威斯康辛大学医学物理系)是做为单独的教程而讲授的,被略去的课题领域有:辐射治疗物理学、核医学、放射诊断物理学、保健物理(辐射防护)和放射生物学。
放射治疗计量学

与照射野内均匀的剂量相比,照射野边缘剂量 变化剧烈,迅速跌落形成所谓的半影区(即80%与 20%等剂量曲线之间的宽度)。
半影 几何半影:主要指60钴,是由放射源大 小、源到准直器的距离和源皮距离形成的。
穿散半影:受准直器漏射线的影响形成的。
散射半影:是准直器和模体内散射线形成的。
2、等剂量曲线
等剂量曲线受射线束的能量、放射源尺寸、准直器、照射 野大小、源皮距离和源到准直器距离等诸多因素的影响。
对于较深部位位于中线的肿瘤治疗, 高能X、 (γ)射线的剂量建成效应,要优于中低能 X射线。
表面剂量低可使皮肤、皮下组织得到保护。
剂量建成区:指从表面到最大剂量点深度称剂建成区。
高能 X(γ)线:
表面剂量比较低,随着深度的增加,深度剂量逐渐增 加,直至达到最大剂量点。过最大剂量点以后,深度剂量 才逐渐下降,其下降速率依赖于射线能量,能量越高,下 降的速率越慢,表现出较高的穿透能力。
射线束(beam)
从放射源出发沿着光子或电子等辐射粒子传输方向, 其 横截面的空间范围称为射线束。
4、 源皮距(SSD) 由放射源前表面沿射 线中心轴到受照射物体表 面的距离。
5、源轴距(SAD) 从放射源前表面沿射 线束中心轴到等中心的距 离。
6 、参考点(Reference point) 规定模体表面下照射野中心轴上某一点, 为剂量计 算或测量参考点,表面到参考点的深度D。对于势能低于 400kV的X射线,该点为模体表面。高能X线(γ)射线 定义为最大剂量点位置。
2、 照射野影响
当照射野很小时,散射线也很小,随照射 野变大,散射线对吸收剂量的贡献增加,百分 深度剂量会增加, 但中低能X线的百分深度剂 量,随照射野变化要比高能X射线显著。
3、X射线临床剂量学

10、校准点(calibration point):国家技术监督
部门颁布的在射野中心轴上指定的用于校准的测 量点。 模体表面到校准点的深度记为dc。 6MV: dc =5cm; 15MV: dc =10cm; 4MeV : dc =0.8cm 6MeV , 9MeV : dc =1cm 12MeV ,16MeV : dc =2cm 20MeV : dc =3cm
1、楔形角α :定义为模体内特定深度 ( 10cm ),楔形照射野等剂量 曲线的1/2射野宽 的交点连线和 射线束中心轴垂直线的夹角。
2、 楔形滤过板的种类
(1)固定角度楔形板:150、300、450、600四种 (2)一楔合成楔形板:利用一个600楔形板,以其形
成的楔形照射野和平野按照 不同的剂量比依次照射,从 而形成 00~600的任一楔形角 的楔形板。 (3)动态楔形野:利用独立准直器的运动实现的。
例2
肿瘤深度d=10cm, 用20 ×10 cm射野, 等中心照射 ,能 量6MV的X射线,求DT=200cGy时的处方剂量Dm。 查表:TMR( d, 20 ×10 )=0.787, 射野输出因子Sc*Sp=1.024,
DT Dm = ────────── = 241(MU) TMR· SC· SP· FW· FT
6、源皮距(SSD):从放射源沿射线束中心轴到 受照物体表面的距离。 7、源轴距(SAD):从放射源沿射线束中心到机 器等中心的距离。 8、源瘤距(STD):从放射源沿射线束中心轴到 肿瘤内所考虑的点的距离。
9、参考点(reference
point):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,从表面到参考点 的深度记为d0。 不同能量的参考点位置: 400KV以下,参考点取在模体表面(d0 =0) 高能X(γ)射线,参考点取在模体表面下射野中心轴上最 大剂量点位置( d0 =dm) 钴-60 γ射线 : dm=0.5cm 6MV :dm=1.5cm; 8MV : dm=2.0cm 15MV:dm=3.0cm
放射治疗剂量学ppt课件

小结
对近距离放射治疗,由于放射源在靠近肿瘤的 位置对其进行局部、大剂量照射,因此其剂量 学体系的建立必须考虑放射源的形态、放射的 精确定位、治疗方案的可重复性,目前近距离 插值放射治疗剂量学体系多采用巴黎系统而宫 颈癌及子宫体癌多采用曼
1
A Γ dI L y
2
1
e
t sec
d
三、腔内治疗剂量学
传统(或经典)的腔内治疗方法主要有 三大系统,即斯得哥尔摩系统、巴黎系
统和曼彻斯特系统。
四、组织间治疗剂量学
组织间治疗亦称为插植治疗,是根据靶区 的形状和范围,将一定规格的多个放射源, 按特定的排列法则,直接插植入肿瘤部位, 以期在肿瘤部位产生高剂量照射,为了使 治疗部位获得满意的剂量,必须根据放射 源周围的剂量分布特点,按一定的规则排 列放射源。 当前在世界范围内有较大影响的是曼彻斯 特系统和巴黎系统。
二、放射治疗物理学有关的名 词
(一)射线源 (二)射线中心轴 (三)照射野 (四)参考点 (五)校准点 (六)源-皮距 (七)源-瘤距 (八)源-轴距 (九)人体体模
三、射线中心轴上百分深度剂 量 百分深度剂量:体模内射野中心轴上任一深
度d处的吸收剂量Dd与参考点深度d0吸收剂 量D0之比的百分数。
第二节 放射治疗剂量计算实 例
根据肿瘤治疗剂量DT=200cGy,由PDD得 到最大剂量深度处的吸收剂量,即处方剂 DT 200 Dm 100 % 100 %cGy 308 .6cGy 量: PDD 0.648
最后计算得到开机照射时间:
308 .6 T min 2.71 min 114 Dm
Dd TMR Dm
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比释动能用以衡量不带电电离粒子与
物质相互作用时,在单位质量物质中转 移给次级带电粒子初始动能总和的多少 的一个量,因此,与吸收剂量不同,比 释动能只适用于间接致电离辐射,但适 用于任何介质。
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7 比释动能与吸收剂量的关系
在带电粒子平衡条件下,数值上比释 动能可表示为:
8
dQ
X= ——————
(3)
dm
式中:dQ--在质量为dm的一个体积元的空气中, 当光子产生的全部电子均被阻止于
空气中所形成的任一符号的离子总
电量的绝对值。
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2) 照射量的单位
国际单位制单位:库仑每 千克 ,库仑。千克 -1(C.Kg-1)
专名
:无
专用单位 :伦琴,伦(R),毫伦(mR),微伦
放射物理临床剂量学
上海新华医院放疗科 周志孝
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一 吸收剂量定义及单位
1 吸收剂量(D) (ABSORBED DOSE)
1) 吸收剂量定义 吸收剂量是指任何电离辐射,授予
质量为dm的物质的平均能量d除以dm所 得的商,即:
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2
d
D= ————
(1)
dm
-
式中:--平均授与能。授与能为进入某一体积的全部 带电电离粒 子和不带电电离粒子能量的总和与离开该
--该气体的平均电离能
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在放射治疗临床应用范围内电离电流 是比较小。一般在10-9-10-15安培范围内, 故需要采用弱电流测量系统。测出电离 电流就可知照射量,然后转换成吸收剂 量。
这不仅使放射治疗进入了定量阶段, 而且也使剂量防护有了定量的评价。
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主要剂量仪类型: 电离室剂量仪 半导体剂量仪 胶片剂量ห้องสมุดไป่ตู้(黑度计) 热释光剂量仪 (TLD) 热剂量仪(量热计)
13
5 吸收剂量与照射量的关系
吸收剂量(D)和照射量(X)是两个概念完全 不同的辐射量,但这两个物理量间,在相同的 条件下又存在着一定的关系。关系如下:
D=f.X
(5)
式中:f--照射量-吸收剂量转换系数。
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6 比释动能(K)
(Kinetic energy released in material)
(R)
1伦琴=2.58x10-4库仑.千克 -1
1R=103mR=106R
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4 照射量率(X)
(EXPOSURE RATE)
1) 照射量率定义
.
照射量率(X)是单位时间内照射量的增量, 定义为dX除以dt所得的商。 即:
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.
dX
X= ——————
dt
(4)
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5
。 dD D= ————
dt
(2)
.
式中,D--吸收剂量率。
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2) 吸收剂量率的单位
国际单位制单位:焦耳每 千克秒 ,焦耳.千克 -1.秒-1
专名 专用单位
(J.Kg-1.S-1) :戈每秒,戈.秒-1(Gy.S-1),毫戈.时-1
(mGy.H-1),戈.分-1(Gy.min-1) :拉德每秒,,拉德 .秒-1(R.S-1),
对一般物质而言产生的离子对很容易 复合而不容易收集。但若是空气时不一 样了,产生的离子对不易复合,故很易 收集而形成电离电流。
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通过电离室收集到一种符号的电离电流为:
I=e.N0./
(8)
e—电子电荷,1.6x10-19库伦 N0—单位时间内进入电离室的辐射粒子数
--电离辐射在某种气体中损失的能量
毫拉德.时-1 ( mrad.h-1)
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3 照射量(X)
(EXPOSURE)
1) 照射量定义 照射量是指X线或线的光子在单位
质量空气中释放出来的所有次级电子, 当它们完全被空气阻止时,在空气中所 形成的任何一种符号离子的总电荷量的 绝对值。其定义为dQ除以dm所得的商, 即:
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式中:dX--时间间隔dt内照射量的增量。
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2) 照射量率的单位
国际单位制单位:库仑每 千克秒 ,库仑.千克 -1.秒-1
(C.Kg-1.S-1)
专名
:无
专用单位
:伦琴每秒,伦.秒-1(R.S-1), 伦.分-1 (R.Min-1),
毫伦.时-1(mr.h-1)
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2)比释动能的单位
, 国际单位制单位:焦耳每 千克 焦耳.千克 -1(J.Kg-1)
专名
:戈瑞,戈(Gy),毫戈瑞(mGy),
微戈瑞 (Gy)
专用单位
:拉德(rad) 1戈瑞(Gy)=1焦耳.千克 -1(J.Kg-1)
1 Gy=103mGy=106Gy
1rad=10-2Gy=1cGy
K=D/(1-g)
(7)
g 为次级电子以韧致辐射损失能量的份额。
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二 射线剂量学原理
放射性射线能使受照物质的分子,原子 电离,故称作为“致电离辐射射线”。
放射性射线的电离性在放射治疗临床 上的应用:
放射性射线治癌 治疗剂量的测量
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放射性射线能使受照物质电离而产生 正负离子对,这是放射性射线与物质作 用时共有的物理特性。
体积的全部带 电离粒子和不带电电离粒子能量的总和
之差,再减去 在该体积内发生的任何核反应或基本粒
子反应所增加的 静止质量的等效能量。
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2) 吸收剂量的单位
, 国际单位制单位:焦耳每 千克 焦耳.千克 -1(J.Kg-1)
专名 专用单位
:戈瑞,戈(Gy),毫戈瑞(mGy), 微戈瑞 (Gy)
:拉德(rad)
1戈瑞(Gy)=1焦耳.千克 -1(J.Kg-1) 1 Gy=103mGy=106Gy 1rad=10-2Gy=1cGy
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2 吸收剂量率(D)
(ABSORBED DOSE RATE)
1) 吸收剂量率定义
.
吸收剂量率(D)是单位时间内吸收 剂量的增量。严格定义为:某一时间间 隔dt内吸收剂量的增量dD除以该时间间 隔 dt所得的商。 即:
1)比释动能定义 比释动能 K 等于dEtr除以dm所得的商。即
不带电电离粒子在质量为dm的介质中释放的 全部带电粒子的初始动能之和,即:
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dEtr
K= ————
(6)
dm
式辐中 射: 的能dE量tr 和–应发包生括在带dm电介离质粒中子二在次韧效致应辐产射生中的 所有带电粒 子如俄歇电子的能量。