肿瘤放射物理学复习考试课件-放射物理-5、X(γ)射线射野剂量学
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肿瘤放射物理学-第八章 X(γ)射线剂量学-120页PPT文档资料
2019/12/4
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选择组织替代材料时，应考虑被替代组织的化学组成和 辐射场的特点。
对X(γ )射线，如果某种材料的总线性(或总质量)衰减系 数与被替代组织的完全相同，则等厚度的该种材料和被替代 的组织将使X(γ )射线衰减到相同的程度，那么这种材料就是 被替代组织的X(γ )射线替代材料。
对电子束，如果等厚度的替代材料和被替代组织对电子 束的吸收与散射相同，则它们的总线性(或总质量)阻止本领 和总线性(或质量)角散射本领一定完全相同。
2019/12/4
36
(二)反散射因子 反散射因子(BSF)定义为使用中心轴上最大剂量深度处的组
织空气比： BSF ＝ TAR ( dm,FSZdm ) ＝ Dm / Dma
FSZdm为深度dm处的射野大小； Dm ，Dma分别为射野中 心轴上最大剂量深度处体模内和空气中的吸收剂量率。 反向散射取决于患者身体的厚度、射线的能量及射野面 积和形状。但与源皮距无关。 反向散射随患者身体厚度而增加，但在10cm左右接近最大 值。
2019/12/4
22
上图表示各种能量的X(γ )射线的剂量建成情况。可以看到，
能量上升时，表面剂量减少，最大深度剂量随能量增加而增
加。 2019/12/4
23
3、百分深度剂量随射线能量变化
2019/12/4
24
4、射野面积和形状对百分深度剂量的影响
射野面积很小时，达到某一点的剂量Dd基本上是原射线造成 的；当照射野面积增大时，散射线增多，Dd随之增加。百分 深度剂量随射野面积改变的程度取决于射线的能量。 低能时(如220kV X射线)，由于各方向大散射线几乎相等， 所以百分深度剂量随射野面积改变较大。 高能时，由于散射线主要向前，所以百分深度剂量随射野面 积改变较小。
(肿瘤放射物理学课件)01.1肿瘤放射物理的概论
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—建成区
（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）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
附一肿瘤科李英
二 常用放射线的物理特性
光子（X、 γ ）射线与物质（肿瘤）的相互作用方式
（2）康普顿效应： 光子与外层电子相互作用，随着入射光子能量的
增加，光子将部分能量转移给电子，使电子快速前 进(反冲电子)，而光子本身则以减低之能量，改变 方向，继续前进(散射光子) 。
特点：①与原子序数无关 ②主要发生在高能X线（0.2-7MeV） ③骨吸收≈肌肉≈脂肪
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，
附一肿瘤科李英
三 放射线的临床剂量学特性
临床剂量学的基本特征 百分深度剂量
高能电子线的PDD分布特点：
（1）剂量建成区：从表面到dmax深度区域，宽度随射线 能量增加而增宽。表面剂量高，建成效应不明显。
（1）光电效应： 入射光子作用于吸收物质的原子的内层电子，发生能量传
递，把内层电子打出来形成光电子，其能级上的空位由外层轨 道上的电子来填充，在电子能级跃迁的过程中产生光子特征辐 射。入射的光子的能量全部传递给了光电子，这一过程叫作光 电效应。
.
特点：①与原子序数Z3正比（内层电子发生） ②主要发生在低能量的X线 ③骨吸收>肌肉>脂肪
附一肿瘤科李英
附一院肿瘤科 李英 2017.2
（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）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
附一肿瘤科李英
二 常用放射线的物理特性
光子（X、 γ ）射线与物质（肿瘤）的相互作用方式
（2）康普顿效应： 光子与外层电子相互作用，随着入射光子能量的
增加，光子将部分能量转移给电子，使电子快速前 进(反冲电子)，而光子本身则以减低之能量，改变 方向，继续前进(散射光子) 。
特点：①与原子序数无关 ②主要发生在高能X线（0.2-7MeV） ③骨吸收≈肌肉≈脂肪
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，
附一肿瘤科李英
三 放射线的临床剂量学特性
临床剂量学的基本特征 百分深度剂量
高能电子线的PDD分布特点：
（1）剂量建成区：从表面到dmax深度区域，宽度随射线 能量增加而增宽。表面剂量高，建成效应不明显。
（1）光电效应： 入射光子作用于吸收物质的原子的内层电子，发生能量传
递，把内层电子打出来形成光电子，其能级上的空位由外层轨 道上的电子来填充，在电子能级跃迁的过程中产生光子特征辐 射。入射的光子的能量全部传递给了光电子，这一过程叫作光 电效应。
.
特点：①与原子序数Z3正比（内层电子发生） ②主要发生在低能量的X线 ③骨吸收>肌肉>脂肪
附一肿瘤科李英
附一院肿瘤科 李英 2017.2
肿瘤放射治疗PPT课件【可编辑全文】
放射生物学
37
细胞照射后的存活曲线-氧效应
38
正常组织和肿瘤细胞在分次照射 中的4个变化（4R）
肿瘤细胞放射损伤的修复（Repair）
致死性损伤
亚致死性损伤
潜在致死性损伤
肿瘤细胞的再增殖（Regeneration）
残存细胞加速再增殖、G0期细胞进入增殖周期
细胞周期再分布（Redistribution） G2
电
离
辐
电子
射
中子
粒子辐射
质子
加 速
器
负π介子
重粒子LETຫໍສະໝຸດ LET远距离治疗 低
近距离治疗
射 线
高
远距离治疗
射 线
11
放射物理学及放疗设备
1. 电离辐射与物质作用 2. 放射源与放射治疗设备 3. 放射剂量单位 4. 放射治疗剂量学四原则
12
一．电离辐射和物质作用
能够使物质发生电离的射线称为电离辐射线 电离是射线引起物质物理、化学变化及生物效 应的主要机制。 带电粒子辐射: α粒子、β粒子等 非带电粒子辐射：X射线、 γ射线、中子等
疗程时间 影响大
影响大
影响小
总剂量
影响大
影响大
影响大
放疗原则：以较小的分割剂量、在尽可能短的总疗
程内给予一定的总剂量。
照射（重要器官的保护）
Cancer Center 26 SUMS
三 高能电子束临床剂量学特点
射程深度与能量成正比; 一定深度内剂量分布较 均匀，超过一定深度后 剂量迅速下降; 骨、脂肪、肌肉对电子 线吸收差别不显著; 可用单野作浅表或偏心 部位肿瘤的照射。
电子束深度剂量曲线
放射物理学
27
37
细胞照射后的存活曲线-氧效应
38
正常组织和肿瘤细胞在分次照射 中的4个变化（4R）
肿瘤细胞放射损伤的修复（Repair）
致死性损伤
亚致死性损伤
潜在致死性损伤
肿瘤细胞的再增殖（Regeneration）
残存细胞加速再增殖、G0期细胞进入增殖周期
细胞周期再分布（Redistribution） G2
电
离
辐
电子
射
中子
粒子辐射
质子
加 速
器
负π介子
重粒子LETຫໍສະໝຸດ LET远距离治疗 低
近距离治疗
射 线
高
远距离治疗
射 线
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放射物理学及放疗设备
1. 电离辐射与物质作用 2. 放射源与放射治疗设备 3. 放射剂量单位 4. 放射治疗剂量学四原则
12
一．电离辐射和物质作用
能够使物质发生电离的射线称为电离辐射线 电离是射线引起物质物理、化学变化及生物效 应的主要机制。 带电粒子辐射: α粒子、β粒子等 非带电粒子辐射：X射线、 γ射线、中子等
疗程时间 影响大
影响大
影响小
总剂量
影响大
影响大
影响大
放疗原则：以较小的分割剂量、在尽可能短的总疗
程内给予一定的总剂量。
照射（重要器官的保护）
Cancer Center 26 SUMS
三 高能电子束临床剂量学特点
射程深度与能量成正比; 一定深度内剂量分布较 均匀，超过一定深度后 剂量迅速下降; 骨、脂肪、肌肉对电子 线吸收差别不显著; 可用单野作浅表或偏心 部位肿瘤的照射。
电子束深度剂量曲线
放射物理学
27
肿瘤放射物理学复习(复习版)
肿瘤放射物理学1.第5页，两个例题。
例一计算氢气和氧气的每克电子数和电子密度。
解：例二计算水的电子密度和每克电子数。
解：2.第12页，放射平衡定义，条件。
答：放射性核素衰变，子母体间的放射性活度将保持固定的比例，这样一种状态称为放射性平衡。
3.第13页，制备人工放射性核素的途径。
1)利用反应堆中的强中子束照射靶核，靶核俘获中子而生成放射性核；2)利用中子引起重核裂变，从裂变碎片中提取放射性核素。
4.第16页，带电粒子与核外电子的非弹性碰撞三点结论；1)电离损失近似与重带电粒子的能量成反比；2)电离损失与物质的每克电子数成正比；3)电离损失与重带电粒子的电荷数平方成正比。
5.第17页带电粒子与原子核的非弹性碰撞三点结论。
1)辐射损失与入射带电粒子的成反比；2)辐射损失与成正比；3)辐射损失与粒子能量成正比。
6.第20页，比电离：带电粒子穿过靶物质时使物质原子电离产生电子—离子对，单位路程上产生的电子—离子对数目称为比电离。
布拉格峰：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观察到明显的峰值，此峰值称为布拉格峰。
利用重带电粒子束（主要是质子和负π介子）实施放疗，可以通过调整布拉格峰的位置和宽度使其正好包括靶区，从而达到提高靶区剂量和减少正常组织受照剂量的目的，这正是重带电粒子束相对光子、电子和中子束等所具有的计量学优点。
7. 第21页，简答题：X （γ）射线与物质的相互作用表现出不同的特点。
答：1）X （γ）光子不能直接引起物质原子电离或激发，而是首先把能量传递给带电粒子；2）X （γ）光子与物质的一次相互作用可以损失其能量的全部或很大一部分，而带电粒子则是通过许多次相互作用逐渐损失其能量；3）X （γ）光子束入射到物体时，其强度随穿透物质厚度近似呈指数衰减，而带电粒子有确定的射程，在射程之外观察不到带电粒子。
8. 第25页，半价层关系式：HVL=ln2/μ=0.693/μ。
9. 光电效应：光子被原子吸收后发射轨道电子的现象。
肿瘤学课件 临床放射治疗剂量学(一)
二、电离辐射与物质的相互作用
1、光子与物质的相互作用 2、带电粒子与物质的相互作用
带电粒子引起物质的原子或分子的电离是辐射剂量学的基础
1、光子与物质的相互作用
1）光电效应 2）康普顿散射 3）电子对效应
1）光电效应
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的束缚 成为自由电子（光电子）；
2）随射野面积变化
对于确定的射线能量和源皮距，百分深度剂量随着射 野面积增大而增大，这是因为散射线对中心轴上各点的剂 量贡献增加了
3）随源皮距变化
百分深度剂量随着源皮距增大而
增大（确定的射线能量和射野面
积）：
S
光子射线的主要组成部分原 射线的剂量贡献中，源皮距增大 f1 导致了平方反比因子中深度的影 响相对变小。
➢ 同一个射野不同深度处 的中心区也有很大差异
4、射野离轴比曲线
➢ 半影区是射野剂量分布曲线的剂量改变非常快的区域。 在射野几何边界附近，剂量下降呈S形状，并从准直器 的遮线门下延伸到半影区的尾部；
➢ 半影区剂量贡献来源于三个部分： 1）穿透半影：准直器遮线器的穿透剂量； 2）几何半影：来自于源具有的一定尺寸； 3）散射半影：最主要的部分则来自于体模或病人体 内的X射线散射贡献。
➢ 由于光子在体模或病人体内的衰减，在最大剂量深度以 下，剂量和次级带电粒子的碰撞比释动能都是减小的， 并形成短暂的而不是真正的带电粒子平衡。
（为什么通常不选择建成区测量剂量？）
最大剂量深度
➢ 最大剂量深度受射线能量和射野大小的影响。 1）射线能量是主要的影响因素； 2）射野大小的影响由于较小而通常忽略。
加速器模型
表面剂量
肿瘤放射物理学-物理师资料-5.1 人体模型
组织替代材料： “模拟人体组织与射线的相互作用的材 料”。 （ICRU第44号）
3、组织替代材料的选择，应考虑被替代组织的化学组成和 辐射场的特点。（考虑作用方式的特点）
对X（γ）射线，总线性衰减系数（或总质量衰减系数） 与被替代组织的相同。（注意Z和电子密度的影响）
对电子束，总线性（或总质量）阻止本领和总线性（或总 质量）角散射本领。
它与组织补偿器的区别是：前者必须用组织替代材料制 作而且必须放在患者的皮肤上；后者不必用组织替代材料制 作而且必须离患者皮肤一定距离。组织补偿器是一种用途特 殊的剂量补偿装置。
四、剂量的准确性要求
用组织替代材料或水替代材料构成的模体进行剂量 的比对和测量时，测得的吸收剂量值与通过标准水模体测 量得的值相差不能超过1％，否则应改用较好的材料，或 用下述方法进行修正。
式中Z为深度， r0 为电子束的连续慢化近似射程，
为组织替代材料的密度。
人体模体主要用于治疗过程的 剂量学研究，包括新技术的开发和 验证、治疗方案的验证与测量等， 不主张用它作常规剂量的检查与校 对。
（4）组织填充模体（bolus） 用组织替代材料制成的组织 补偿模体，直接放在患者的皮肤上，用于改变患者皮肤不规 则轮廓对体内靶区或重要器官剂量分布的影响，提供附加的 对射线束的散射、建成和衰减。
块，构成边长为30cm或25cm的立方体，代替 标准水模体作吸收剂量和能量的常规检查。
（3）人体模体 分均匀型和不均匀型两种。
均匀型是用均匀的固态组织替代材料加工成，类似标准人体外形或 组织器官外形的模体。
不均匀型是用人体各种组织（骨、肺、气腔等） 的组织替代材料加工而成的，类似标准人体外 形或组织器官的外形。
一般情况下，适合X（γ）射线的组织替代材料一定是 电子束的组织替代材料。
3、组织替代材料的选择，应考虑被替代组织的化学组成和 辐射场的特点。（考虑作用方式的特点）
对X（γ）射线，总线性衰减系数（或总质量衰减系数） 与被替代组织的相同。（注意Z和电子密度的影响）
对电子束，总线性（或总质量）阻止本领和总线性（或总 质量）角散射本领。
它与组织补偿器的区别是：前者必须用组织替代材料制 作而且必须放在患者的皮肤上；后者不必用组织替代材料制 作而且必须离患者皮肤一定距离。组织补偿器是一种用途特 殊的剂量补偿装置。
四、剂量的准确性要求
用组织替代材料或水替代材料构成的模体进行剂量 的比对和测量时，测得的吸收剂量值与通过标准水模体测 量得的值相差不能超过1％，否则应改用较好的材料，或 用下述方法进行修正。
式中Z为深度， r0 为电子束的连续慢化近似射程，
为组织替代材料的密度。
人体模体主要用于治疗过程的 剂量学研究，包括新技术的开发和 验证、治疗方案的验证与测量等， 不主张用它作常规剂量的检查与校 对。
（4）组织填充模体（bolus） 用组织替代材料制成的组织 补偿模体，直接放在患者的皮肤上，用于改变患者皮肤不规 则轮廓对体内靶区或重要器官剂量分布的影响，提供附加的 对射线束的散射、建成和衰减。
块，构成边长为30cm或25cm的立方体，代替 标准水模体作吸收剂量和能量的常规检查。
（3）人体模体 分均匀型和不均匀型两种。
均匀型是用均匀的固态组织替代材料加工成，类似标准人体外形或 组织器官外形的模体。
不均匀型是用人体各种组织（骨、肺、气腔等） 的组织替代材料加工而成的，类似标准人体外 形或组织器官的外形。
一般情况下，适合X（γ）射线的组织替代材料一定是 电子束的组织替代材料。
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。
放射治疗剂量学PPT课件
。据此，达到肿瘤的治疗剂量为200 cGy的开机时 间应该设定为多少？
第二节 放射治疗剂量计算实例
❖ 首先得到自由空气中吸收剂量率与照射量率的转换，空气
中剂量率：
•
D
fs
=照射量率×照射量吸收剂量转换因子=100×0.95
cGy·min-1 = 95 cGy·min-1
❖ 由BSF得到最大剂量深度处的吸收剂量率：
粒束的加速器 。 放射治疗的常规治疗方法。
一、放射治疗常用的放射源及照射方式
放射治疗的常规治疗方法： ❖ 体外照射，亦称远距离放射治疗，是指放射源位
于体外一定距离的照射治疗。是目前临床使用的 主要照射方法。 ❖ 体内照射，亦称近距离照射。近距离治疗是将密 封放射源直接放入被治疗的组织内或放入人体的 天然腔内如鼻咽、食管、气管、宫腔等部位进行 局部照射。
•
Dm
•
DfsBS
F=95×1.2
cGy·min-1
=114
cGy·min-1
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，即处方剂量：
D m P D TD 1% D 0 0 0 2 .60 4 10 8 % 0 c0 G 3y .6 0 c8 Gy
❖ 最后计算得到开机照射时间：
TD D•m m3101.684min2.71min
第三节 近距离放射治疗剂量学
一、辐射源 二、放射源周围的剂量分布 三、腔内治疗剂量学 四、组织间治疗剂量学
一、辐射源
可用于近距离治疗的辐射源主要是γ辐 射源，常用的有 ❖226Ra 源 ❖137Cs 源 ❖60Co 源 ❖192Ir 源
放射物理与防护
第二节 放射治疗剂量计算实例
❖ 首先得到自由空气中吸收剂量率与照射量率的转换，空气
中剂量率：
•
D
fs
=照射量率×照射量吸收剂量转换因子=100×0.95
cGy·min-1 = 95 cGy·min-1
❖ 由BSF得到最大剂量深度处的吸收剂量率：
粒束的加速器 。 放射治疗的常规治疗方法。
一、放射治疗常用的放射源及照射方式
放射治疗的常规治疗方法： ❖ 体外照射，亦称远距离放射治疗，是指放射源位
于体外一定距离的照射治疗。是目前临床使用的 主要照射方法。 ❖ 体内照射，亦称近距离照射。近距离治疗是将密 封放射源直接放入被治疗的组织内或放入人体的 天然腔内如鼻咽、食管、气管、宫腔等部位进行 局部照射。
•
Dm
•
DfsBS
F=95×1.2
cGy·min-1
=114
cGy·min-1
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，即处方剂量：
D m P D TD 1% D 0 0 0 2 .60 4 10 8 % 0 c0 G 3y .6 0 c8 Gy
❖ 最后计算得到开机照射时间：
TD D•m m3101.684min2.71min
第三节 近距离放射治疗剂量学
一、辐射源 二、放射源周围的剂量分布 三、腔内治疗剂量学 四、组织间治疗剂量学
一、辐射源
可用于近距离治疗的辐射源主要是γ辐 射源，常用的有 ❖226Ra 源 ❖137Cs 源 ❖60Co 源 ❖192Ir 源
放射物理与防护
肿瘤放射物理学复习考试课件-放射物理-7、近距离照射剂量学
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。
源周围组织对剂量分布的影响
吸收和散射
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。
对于均匀圆柱形线源，其源外任一点P(r，θ) 的剂量率表示为：
D(r, ) SK [G(r, ) / G(r0,0 )]g(r)F (r, )
SK：空气比释动能强度或参考空气比释动能率； Λ：剂量率常敷； G(r，θ)：几何因子； g(r)：径向剂量函数； F(r，θ)：各向异性函数。
第一节 近距离照射剂量学基本特点
一、平方反比定律
最基本最重要的特点
放射源周围的剂量分布是按照与放射源之间距离 的平方而下降。
是影响放射源周围剂量分布的主要因素。
80% 20%
6% 3.3%
近放射源处的 剂量随距离变 化要比远源处 大得多。
1～2cm 剂量 变化为4倍 3 ～ 4cm 剂 量 变化为1.8倍
（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虑过，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。
平方反比定律
点源 遵循平方反比规律。
分次照射方式中的剂量水平选择：
(分次剂量和总剂量) 采用线性二次（LQ）模型的计算方法。 注意：肿瘤组织和晚反应正常组织对分次剂量 有不同的生物效应。
源周围组织对剂量分布的影响
吸收和散射
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。
对于均匀圆柱形线源，其源外任一点P(r，θ) 的剂量率表示为：
D(r, ) SK [G(r, ) / G(r0,0 )]g(r)F (r, )
SK：空气比释动能强度或参考空气比释动能率； Λ：剂量率常敷； G(r，θ)：几何因子； g(r)：径向剂量函数； F(r，θ)：各向异性函数。
第一节 近距离照射剂量学基本特点
一、平方反比定律
最基本最重要的特点
放射源周围的剂量分布是按照与放射源之间距离 的平方而下降。
是影响放射源周围剂量分布的主要因素。
80% 20%
6% 3.3%
近放射源处的 剂量随距离变 化要比远源处 大得多。
1～2cm 剂量 变化为4倍 3 ～ 4cm 剂 量 变化为1.8倍
（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虑过，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。
平方反比定律
点源 遵循平方反比规律。
分次照射方式中的剂量水平选择：
(分次剂量和总剂量) 采用线性二次（LQ）模型的计算方法。 注意：肿瘤组织和晚反应正常组织对分次剂量 有不同的生物效应。
肿瘤放射物理学第五章 X(γ)射线射野剂量学
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。
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 Dd0与参考点深度d0处剂量率 Dd 的百分比。
PDD (Dd / Dd0 )100%
对能量低于400kV X射线， Dd0 Dds
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 在某最一大深剂度量d处深，度面d积m处分的别面为积A均1和为AA20
源S1、S2照射到皮肤上的P1和P2点
组织替代材料： “模拟人体组织与射线的相互作 用的材料”。 （ICRU第44号）
3、组织替代材料的选择，应考虑被替代组 织的化学组成和辐射场的特点。（考虑作用 方式的特点）
对X（γ）射线，总线性衰减系数（或总质 量衰减系数）与被替代组织的相同。（注意Z 和电子密度的影响）
对电子束，总线性（或总质量）阻止本领 和总线性（或总质量）角散射本领。
它与组织补偿器的区别是：前者必须用组 织替代材料制作而且必须放在患者的皮肤上； 后者不必用组织替代材料制作而且必须离患者 皮肤一定距离。组织补偿器是一种用途特殊的 剂量补偿装置。
四、剂量的准确性要求
用组织替代材料或水替代材料构成的 模体进行剂量的比对和测量时，测得的吸 收剂量值与通过标准水模体测量得的值相 差不能超过1％，否则应改用较好的材料， 或用下述方法进行修正。
根据百分深度剂量特性和距离平方反
比定律，Q1点百分深度剂量为
PDD(d1,
源轴距（SAD） 放射源到机架旋转轴和机 器等中心的距离。
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 Dd0与参考点深度d0处剂量率 Dd 的百分比。
PDD (Dd / Dd0 )100%
对能量低于400kV X射线， Dd0 Dds
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 在某最一大深剂度量d处深，度面d积m处分的别面为积A均1和为AA20
源S1、S2照射到皮肤上的P1和P2点
组织替代材料： “模拟人体组织与射线的相互作 用的材料”。 （ICRU第44号）
3、组织替代材料的选择，应考虑被替代组 织的化学组成和辐射场的特点。（考虑作用 方式的特点）
对X（γ）射线，总线性衰减系数（或总质 量衰减系数）与被替代组织的相同。（注意Z 和电子密度的影响）
对电子束，总线性（或总质量）阻止本领 和总线性（或总质量）角散射本领。
它与组织补偿器的区别是：前者必须用组 织替代材料制作而且必须放在患者的皮肤上； 后者不必用组织替代材料制作而且必须离患者 皮肤一定距离。组织补偿器是一种用途特殊的 剂量补偿装置。
四、剂量的准确性要求
用组织替代材料或水替代材料构成的 模体进行剂量的比对和测量时，测得的吸 收剂量值与通过标准水模体测量得的值相 差不能超过1％，否则应改用较好的材料， 或用下述方法进行修正。
根据百分深度剂量特性和距离平方反
比定律，Q1点百分深度剂量为
PDD(d1,
肿瘤学课件 临床放射治疗剂量学(二)
2、基于模型的算法
包括以下三种类型：
➢ 相对简单的分析型算法 ➢ 卷积－迭代方法 ➢ 蒙特卡罗方法
1）相对简单的分析型算法
考虑一阶康普顿散射及其对感兴趣点初始剂量的 迭加：
假定光子射线为平行入射的单能光子束 忽略组织不均匀性和高阶的散射贡献
2）卷积－迭代方法
考虑光子的相互作用间接产生剂量沉积：
皮肤保护作用消失
2）缺损组织的补偿－补偿器
使用补偿器既能够产生与组织填充物相同的作用效果， 又能保留兆伏级光子线对皮肤的保护作用；
补偿器是模仿组织填充物的形状个体化制作的，但放置 在射野中距离皮肤表面大约15-20cm的地方，以便不破坏射 线的皮肤保护作用；
补偿器可以使用等效水材料，但通常采用铅或者特殊的 低熔点合金材料，例如低熔点铅合金（Lipowitz氏金属）。
P
P P
对于兆伏级光子线来说， 剂量不受到非均匀性组织 的影响
主要受到次级电子通量 改变的影响，很小部分 受原射线在非均匀组织 内的衰减改变影响。
剂量主要受到原射线衰 减改变的影响，小部分 受散射改变影响 。
3）组织不均匀性的修正
四种经验方法可用于修正水体模剂量来估算第三种情 况下点P的剂量：
➢ 组织空气比法； ➢ 组织空气比幂函数法； ➢ 等效组织空气法； ➢ 等剂量平移法。
2、两野对穿照射
➢ 最简单的组合野照射技术；
➢ 摆位技术简单，重复性好；
➢ 在等中心处得到左右和上下 对称的剂量分布 ；
➢ 正常组织和邻近入射表面的 组织受到过量照射；
➢ 间距越小，能量越高，治疗 增益比越大，即靶区剂量与 靶区外正常组织剂量之比越 大。
两野对穿照射的二维平面剂量分布
鼻咽癌常规治疗中的面颈联合野就是典型的对穿野照射
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度为1.18g/cm3。
1cm厚的有机玻璃相当于 1.18×(0.54/0.555)=1.148cm水。
（2）对低能X射线，光电效应占主要，两种 模体材料通过下式等效：
T水 T模体 模体 (Z模体，有效 / Z水，有效)3
1
式中
Z有效
i
(ni
/
n0
)
Zi3
3
，ni
T水 T模体 模体 (R0 )模体 /(R0 )水
或 T水 T模体 Cpl
模体材料转换到 水的比例系数 （IAEA，381号）
连续慢化 近似射程
（IAEA，277号）
三、模体的分类
由组织替代材料组成的模体是用于模拟 各种射线与人体组织和器官相互作用的物理 过程。
ICRU对各种模体作了如下的分类和定义： （1）标准模体 （2）均匀模体 （3）人体模体 （4）组织填充模体
人体模体主要用于治疗过程的剂量学 研究，包括新技术的开发和验证、治疗方 案的验证与测量等，不主张用它作常规剂 量的检查与校对。
（4）组织填充模体（bolus） 用组织替代材 料制成的组织补偿模体，直接放在患者的皮肤 上，用于改变患者皮肤不规则轮廓对体内靶区 或重要器官剂量分布的影响，提供附加的对射 线束的散射、建成和衰减。
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。
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。
为组成模体材
料的第i种元素的电子数；n0为模体材料总的电
子数。
例如： 水的有效原子序数
Z有效=[（2/10)*(1)3+(8/10)* (8)3]1/3 =7.42
1cm厚的有机玻璃相当于 1.18×6.48/7.42）3 = 0.79cm水。
（3）对高能X射线，电子对效应占主要，两 种模体通过下式等效：
校准点 在射野中心轴上指定的用于校准的 测量点。
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。
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 Dd0与参考点深度d0处剂量率 Dd 的百分比。
T水 T模体 模体 (Z来自体，有效 / Z水，有效 ) 式中 Z有效 (ni / n0 ) (Zi ) i
对水 Z有效 6.6
对有机玻璃 Z有效 5.85 则1cm有机玻璃相当于
1.18×（5.85/6.6）＝1.05cm水。
（4）对电子束，模体材料是通过模体中电子 注量进行等效的：
3、组织替代材料的选择，应考虑被替代组 织的化学组成和辐射场的特点。（考虑作用 方式的特点）
对X（γ）射线，总线性衰减系数（或总质 量衰减系数）与被替代组织的相同。（注意Z 和电子密度的影响）
对电子束，总线性（或总质量）阻止本领 和总线性（或总质量）角散射本领。
一般情况下，适合X（γ）射线的组织替 代材料一定是电子束的组织替代材料。
构成边长为30cm或25cm的立方体，代替标准 水模体作吸收剂量和能量的常规检查。
（3）人体模体 分均匀型和不均匀型两种。
均匀型是用均匀的固态组织替代材料加工 成，类似标准人体外形或组织器官外形的模 体。
不均匀型是用人体各种组织（骨、肺、气 腔等）的组织替代材料加工而成的，类似标 准人体外形或组织器官的外形。
（1）标准模体（standard phantom） 长宽高均为30cm的立方体水模，用于X
（γ）射线、电子束、中子束吸收剂量的测定 和比对。对低能电子束，水模体的高度可以 薄些，但其最低高度不能低于5cm。
（2）均匀模体（homogeneous phantom） 用固态或干水组织替代材料制成的片形方块，
对中子束，要求元素构成相同，及C、H、 N、O的质量相对份数要相等。
对重离子，线性碰撞本领是首选条件。
为了保证等体积的组织替代材料与被替 代组织的质量相等，要求两者的物理密度 必须近似相等。
4、水模 （最容易得到、最廉价） 对X（γ）射线、电子束的吸收和散射几乎与 软组织和肌肉近似。（用电离室作探头时， 必须加防水措施）
（1）对中高能X（γ）射线，康普顿效应为 主要形式，当两种模体材料的电子密度相等 时，则认为它们彼此等效。此时的转换关系 式为
T水 T模体 模体 (Z / A)模体 /(Z / A)水
T水 为 T模体 的等效水厚度（cm）。
例如： 有 机 玻 璃 的 分 子 式 (C5O2H8)n ， 假 设 其 密
5、其它组织替代材料 有机玻璃、聚苯乙烯最为常见
表5-1 人体组织和常用的组织替代材料的物 理参数（材料、化学成分、质量密度、电子 密度、有效原子序数）
二、组织替代材料间的转换
比如原来组织的替代材料是有机玻璃， 现在要换成水，该如何进行等效转换？这 就涉及到组织替代材料间的转换问题，它 决定于被测射线与模体材料的相互作用。
第五章 X（γ）射线射野 剂量学
第一节 人体模型
一、组织替代材料
1、射线与人体组织相互作用的研究很难直接在人 体内进行。
2、模体（phantom）：用人体组织的替代材料 （tissue substitutes）构成的模型代替人体。
组织替代材料： “模拟人体组织与射线的相互作 用的材料”。 （ICRU第44号）
它与组织补偿器的区别是：前者必须用组 织替代材料制作而且必须放在患者的皮肤上； 后者不必用组织替代材料制作而且必须离患者 皮肤一定距离。组织补偿器是一种用途特殊的 剂量补偿装置。
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。
1cm厚的有机玻璃相当于 1.18×(0.54/0.555)=1.148cm水。
（2）对低能X射线，光电效应占主要，两种 模体材料通过下式等效：
T水 T模体 模体 (Z模体，有效 / Z水，有效)3
1
式中
Z有效
i
(ni
/
n0
)
Zi3
3
，ni
T水 T模体 模体 (R0 )模体 /(R0 )水
或 T水 T模体 Cpl
模体材料转换到 水的比例系数 （IAEA，381号）
连续慢化 近似射程
（IAEA，277号）
三、模体的分类
由组织替代材料组成的模体是用于模拟 各种射线与人体组织和器官相互作用的物理 过程。
ICRU对各种模体作了如下的分类和定义： （1）标准模体 （2）均匀模体 （3）人体模体 （4）组织填充模体
人体模体主要用于治疗过程的剂量学 研究，包括新技术的开发和验证、治疗方 案的验证与测量等，不主张用它作常规剂 量的检查与校对。
（4）组织填充模体（bolus） 用组织替代材 料制成的组织补偿模体，直接放在患者的皮肤 上，用于改变患者皮肤不规则轮廓对体内靶区 或重要器官剂量分布的影响，提供附加的对射 线束的散射、建成和衰减。
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。
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。
为组成模体材
料的第i种元素的电子数；n0为模体材料总的电
子数。
例如： 水的有效原子序数
Z有效=[（2/10)*(1)3+(8/10)* (8)3]1/3 =7.42
1cm厚的有机玻璃相当于 1.18×6.48/7.42）3 = 0.79cm水。
（3）对高能X射线，电子对效应占主要，两 种模体通过下式等效：
校准点 在射野中心轴上指定的用于校准的 测量点。
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。
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 Dd0与参考点深度d0处剂量率 Dd 的百分比。
T水 T模体 模体 (Z来自体，有效 / Z水，有效 ) 式中 Z有效 (ni / n0 ) (Zi ) i
对水 Z有效 6.6
对有机玻璃 Z有效 5.85 则1cm有机玻璃相当于
1.18×（5.85/6.6）＝1.05cm水。
（4）对电子束，模体材料是通过模体中电子 注量进行等效的：
3、组织替代材料的选择，应考虑被替代组 织的化学组成和辐射场的特点。（考虑作用 方式的特点）
对X（γ）射线，总线性衰减系数（或总质 量衰减系数）与被替代组织的相同。（注意Z 和电子密度的影响）
对电子束，总线性（或总质量）阻止本领 和总线性（或总质量）角散射本领。
一般情况下，适合X（γ）射线的组织替 代材料一定是电子束的组织替代材料。
构成边长为30cm或25cm的立方体，代替标准 水模体作吸收剂量和能量的常规检查。
（3）人体模体 分均匀型和不均匀型两种。
均匀型是用均匀的固态组织替代材料加工 成，类似标准人体外形或组织器官外形的模 体。
不均匀型是用人体各种组织（骨、肺、气 腔等）的组织替代材料加工而成的，类似标 准人体外形或组织器官的外形。
（1）标准模体（standard phantom） 长宽高均为30cm的立方体水模，用于X
（γ）射线、电子束、中子束吸收剂量的测定 和比对。对低能电子束，水模体的高度可以 薄些，但其最低高度不能低于5cm。
（2）均匀模体（homogeneous phantom） 用固态或干水组织替代材料制成的片形方块，
对中子束，要求元素构成相同，及C、H、 N、O的质量相对份数要相等。
对重离子，线性碰撞本领是首选条件。
为了保证等体积的组织替代材料与被替 代组织的质量相等，要求两者的物理密度 必须近似相等。
4、水模 （最容易得到、最廉价） 对X（γ）射线、电子束的吸收和散射几乎与 软组织和肌肉近似。（用电离室作探头时， 必须加防水措施）
（1）对中高能X（γ）射线，康普顿效应为 主要形式，当两种模体材料的电子密度相等 时，则认为它们彼此等效。此时的转换关系 式为
T水 T模体 模体 (Z / A)模体 /(Z / A)水
T水 为 T模体 的等效水厚度（cm）。
例如： 有 机 玻 璃 的 分 子 式 (C5O2H8)n ， 假 设 其 密
5、其它组织替代材料 有机玻璃、聚苯乙烯最为常见
表5-1 人体组织和常用的组织替代材料的物 理参数（材料、化学成分、质量密度、电子 密度、有效原子序数）
二、组织替代材料间的转换
比如原来组织的替代材料是有机玻璃， 现在要换成水，该如何进行等效转换？这 就涉及到组织替代材料间的转换问题，它 决定于被测射线与模体材料的相互作用。
第五章 X（γ）射线射野 剂量学
第一节 人体模型
一、组织替代材料
1、射线与人体组织相互作用的研究很难直接在人 体内进行。
2、模体（phantom）：用人体组织的替代材料 （tissue substitutes）构成的模型代替人体。
组织替代材料： “模拟人体组织与射线的相互作 用的材料”。 （ICRU第44号）
它与组织补偿器的区别是：前者必须用组 织替代材料制作而且必须放在患者的皮肤上； 后者不必用组织替代材料制作而且必须离患者 皮肤一定距离。组织补偿器是一种用途特殊的 剂量补偿装置。
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。