肿瘤放射物理学
肿瘤学-肿瘤的肿瘤放射物理学
全部
能量
射程
没有射程这一概念，强度随穿透物质厚度 有确定的射程，在射程
近似呈指数衰减
之外观察不到带电粒子
X(γ)射线与物质的相互作用
Ø 光电效应：光子与原子内层电子作用 Ø 光电效应作用过程：光子把全部的能量传递给轨道电子，
获得能量电子挣脱原子核束缚成为自由电子（光电子）， 光子消失；放出光电子的原子变成正离子并处于激发态； 外层电子向内层填充产生特征X线或外层(俄歇)电子 Ø 次级粒子：光电子、正离子、特征X光子、俄歇电子
带电粒子与原子核发生弹性碰撞
Ø 当带电粒子能量较低时，才有明显的弹性碰撞 Ø 重带电粒子由于质量比较大，与原子核发生弹性碰撞时
运动方向改变小，散射现象不明显，因此它在物质中的 径迹比较直 Ø 电子质量很小，与原子核发生弹性碰撞时，运动方向改 变可以很大，而且还会与轨道电子发生弹性碰撞，因此 它在物质中的径迹很曲折
带电粒子与原子核外电子发生非弹性碰撞
电离：原子的核外电子因与外界相互作用获得足够 的能量，挣脱原子核对它的束缚，造成原子的电离
Ø 直接电离：由带电粒子通过碰撞直接引起的物质的原 子或分子的电离称为直接电离
Ø 间接电离：不带电粒子通过与物质的相互作用产生带 电粒子引起的原子的电离，称为间接电离
Ø 电离辐射：由带电粒子、不带电粒子、或两者混合组 成的辐射称为电离辐射
Ø 其产生的γ线平均能量1.25MV 相当于4MV左右加速器产 生的X线
普通X线与高能X线、γ射线的比较
1.穿透性 2.皮肤反应 3.组织吸收 4.旁向散射
普通X线
弱，深部剂量低，只适用于 浅部肿瘤治疗
最大剂量吸收在皮肤表面， 皮肤反应重
以光电效应为主，不同组织 之间吸收剂量差别很大，骨 组织损伤大 旁向散射大，射野边缘以外 正常组织受量高，全身反应 较大
理解放射治疗在肿瘤放射物理中的应用
理解放射治疗在肿瘤放射物理中的应用一、肿瘤放射物理的基本概念肿瘤放射物理是肿瘤学中一个重要的分支，主要通过放射治疗来抑制和杀死癌细胞。
它通过使用高能量电离辐射，如X光、质子或中子束，以及其他形式的辐射治疗来摧毁癌细胞，从而达到控制和治疗肿瘤的目的。
其中，放射治疗技术中的一种关键方法是放射源在体内或体外释放出放射性物质，这就是放射治疗中的“放射源”。
二、了解放射治疗中的放射源选择1. 选择合适的辐射种类：在肿瘤放射物理领域，医生会根据患者情况和癌细胞类型选择不同类型的辐射。
常见的辐射包括电子束（electron beam）、γ 射线（gamma radiation）以及质子束加速器等。
2. 放射源选址标准：选择放置放射源具有至关重要的意义。
最常见方法是将核素注入体内，在患者身上感到最大限度地集中对组织进行照射。
放射源的选择应该根据癌细胞的类型、大小和位置来确定，以最大限度地提高放射治疗的准确性和有效性。
三、放射治疗中的具体方法1. 放射治疗计划：放射治疗师将患者CT扫描图像导入到计算机软件上，通过对肿瘤区域的三维模拟，制定出个体化的治疗计划。
该计划需要考虑到肿瘤的位置、大小以及周围正常组织器官的分布。
这样可以减少对健康组织造成损伤，同时增加对肿瘤的轻松控制。
2. 放射源定位和稳定：在实施放射治疗之前，需要精确地确定和稳定放射源的位置。
这一步骤通常通过图像引导系统（image guidance system）来实现，例如X光或CT扫描设备。
这可以确保辐射能够准确引导至靶标区域，并最大程度地减少对周围正常组织的伤害。
3. 辐射剂量测量与调整：在实施放射治疗过程中，监测和调整辐射剂量是非常重要的。
医生需要确保辐射剂量可以完全覆盖肿瘤区域，同时最大限度地减少对周围正常组织的伤害。
这通常通过放疗设备上的监测器来实时监控辐射剂量，并根据患者的体位或病情等因素进行调整。
四、放射治疗安全与影响1. 放射治疗安全性：放射治疗是一项复杂而精确的任务，需要医生和技术人员具备专业知识和丰富经验。
《肿瘤放射物理学》课程思政教学案例(一等奖)
《肿瘤放射物理学》课程思政教学案例（一等奖）一、课程简介《肿瘤放射物理学》以培养放疗物理相关人才为目标，是应用物理专业本科二年级开设的专业核心课程。
作为连接基础物理与临床应用的桥梁课程，它详细论述了与肿瘤放射治疗有关的物理问题，充分体现了物理技术的改进和发展在放射治疗和提高疗效中的地位和作用。
课程采取“问题引入+模块教学+思政元素”的教学设计模式，以时间为轴，以整个放疗过程为主线，以成为一名合格物理师应该掌握的内容为血肉，从一开始的物理基础知识储备，到剂量计算，再到放疗计划设计等工作，将课堂内容四维化，融入隐性思政元素，将教学目标立体化，在教授理论知识的同时，训练学生科学思维和综合应用能力，培养科学精神和精益求精的匠心精神，增强创新意识和创新精神。
树立良好的职业道德和高度的社会责任感，在责任感和使命感中最大程度的激发学生的学习热情。
二、教学目标（一）本讲的课程思政教学目标1.通过对Y射线立体定向放射手术设备及治疗精度要求的介绍（教学），培养学生求真务实，精益求精的优秀品质，增强其社会责任感。
（思政）。
2.通过立体定向手术中有创定位的介绍（教学），从哲学的角度引领学生思维，提高其全面看问题的能力。
（思政）3•依据Y射线立体定向放射手术设备及治疗原理，让大家讨论X射线可不可以用作立体定向放射治疗源，增强创新意识和创新精神（思政），引导学生认识X射线立体定向放射治疗设备及治疗原理（教学）。
4•通过对立体定向放射手术局限性的分析（教学），引导学生的创新思维（思政），引出立体定向放射治疗（教学）。
（二）案例如何体现课程思政教学目标1•通过展示Y刀的结构图片，对Y射线立体定向放射手术设备及治疗精度的要求进行讲解，强调治疗精度对治疗效果的决定作用，决定了病人治疗后的放疗反应和生活质量，使学生认识到求真务实，精益求精在放疗工作中的重要作用，激励同学们养成求真务实，精益求精，一丝不苟的科学精神，同时树立爱国敬业，对每一位患者负责的人生观。
肿瘤放射物理学
3、放射治疗的种类
3.1 按放射源与病变的距离分：
• 远距离照射：外照射
治疗时放射源位于人体外一定距离，集中照射人 体某一部位。其工具是深部X线机、60Co机、加速 器（X线治疗、电子线治疗、质子、中子、重粒子 治疗等）
• 近距离照射：内照射
立体定向适形放射治疗
• 立体定向适形放射治疗是一种精确的放射治疗 技术，在肿瘤靶体积受到高剂量照射的同时， 其肿瘤靶体积以外的正常组织则受到较低剂量 的照射。
CT扫描机激光 定位系统
模拟工作站
• 调强放射治疗
• 将加速器、钴-60机均匀输出剂量率的射野按预定 的靶区剂量分布的要求变成不均匀的输出的射野的 过程，实现这个过程的装置成为调强器或调强方式。
50年代：发明60Co放疗机(平均能量1.25 MV)，开始 应用于临床治疗，疗效显著提高。
60～70年代：医用加速器产生，用高能X线和电子线 治疗肿瘤。并逐步取代X线治疗机和60Co放疗机。近距离 放疗逐步被减少使用。
60年代末：γ刀、X刀，开创了立体定向放疗技术。放 射物理、计算机和CT技术的高度发展，适形放射治疗、 调强放射治疗。
4、肿瘤放疗的历史
肿瘤放疗至今有100多年的历史。从1895年伦琴发现 X线，1896年居里夫妇发现镭后开始。
在放疗初期： 镭管、镭针近距离放疗。适用于位于浅 表的肿瘤,或自然腔道能进入部位的肿瘤,而且对体积较大 肿瘤的放射剂量分布不佳,最重要的缺点是对医护人员的 辐射量较大。
上世纪30年代：发明千伏X线治疗机，放射物理学和 放射生物学的研究有了重要发展。
1）X刀
• 以CT或MRI影像技术 为基础，采用三维立体 在人体内定位，X射线 能够准确的按照肿瘤的 生长形状照射，对治疗 靶区实施准确定位和聚 焦照射，靶点高剂量照 射同时，靶区周围且剂 量很低。适用范围广， 可以扩大照射到任何部 位，包括体部
肿瘤放射物理学基础
基本措施
1.时间防护 尽量缩短受照时间 2.距离防护 增大与辐射源的距离 3.屏蔽防护 人与源之间设置防护屏障
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
近距离治疗的主要特点
康普顿效应：
当光子与原子内
一个轨道电子发生相互 作用时，光子损失一部 分能量，并改变运动方 向，电子获得能量而脱 离原子，这种现象叫做 康普顿效应。在 0.03~25MeV的范围占 优势，骨和软组织的吸 收剂量相近
电子对效应：
入射光子能量 大于1.02MV时，光 子可以与原子核相 互作用，使入射光 子的全部能量转化 成为具有一定能量 的正电子和负电子 ，这就是电子对效 应。在25~100MeV 的范围占优势。
任何物质。
名词解释
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。
照射野 射线束经准直后垂直通过模体的 范围。
临床剂量学中规定模体内50%等剂量线 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X射线参考点取在模体表面，对 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
60Co治疗机
原理：利用放射性同位素60Co发射出的γ 射线治疗肿瘤，平均能量1.25MeV，与一 般深部X射线机相比有一下特点
特点：①能量较高，射线穿透力强；② 皮肤反应轻；③康普顿效应为主，骨吸 收类似于软组织吸收；④旁向散射少， 放射反应轻；⑤经济可靠，维修方便。
(肿瘤放射物理学课件)01.1肿瘤放射物理的概论
（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
肿瘤放射物理学4
镱-169
以电子俘获的方式产生49.8～307.7keV范 围的X射线和γ射线，其平均能量为93keV，半 衰期为32d。镱-169是由镱-168经中子轰击后 得到的，由于其中子俘获截面大，可产生高放射 性比活度的镱-169源。其剂量分布优于钯-103 和碘-125，由于其会产生308keV的光子，因此 不适合用作永久性插植。
二、铯-137源（137Cs）
铯-137是人工放射性同位素，放射γ，其能量 为 单 能 ， 为 0.662MeV ， 半 衰 期 为 33 年 。 距 1mCi铯-137源1cm处，每小时照射量为3.26R。 因此，1mCi铯-137相当于0.4毫克镭当量。
铯-137在组织内具有镭相同的穿透能力和类似 的剂量分布，其物理特点和防护方面比镭优越， 是取代镭的最好同位素。
三、钴-60源（60Co）
钴-60也是一种人工放射性同位素，其半衰期 为 5.27 年 。 其 放 出 两 种 能 量 的 γ 射 线 分 别 为 1.17MeV 和 1.33MeV ， 因 此 γ 射 线 的 平 均 能 量 为 1.25MeV。在组织内的剂量分布也与镭源相似，可 以作为镭源的替代物，制成钴针、钴管等。由于其 放射性活度高，而且容易得到，因此在作近距离照 射时，多用作高剂量率的腔内照射。
七、近距离治疗用放射源的比较
常规和新近发展的近距离治疗用放射源，按 其 物 理 特 性 ， 能 量 可 分 为 200keV ～ 2MeV 、 60keV～200keV、及小于等于50keV三段。
（1）200keV－2MeV能量段：所有同位素均为 镭的替代同位素，其物理特征是剂量率常数基本不 变，不随能量和组织结构的影响；在5cm范围内， 剂量分布基本遵守平方反比定律。但半价层随能量 降低显著减小。镭疗所建立的剂量学体系可移植到 此能量段的同位素。
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。
放射物理学
放射物理学放射肿瘤学：又称放射治疗学，是主要研究放射线单独或结合其他方法治疗肿瘤的临床学科。
放射治疗是恶性肿瘤最重要的治疗手段之一，其根本目的是治病救人。
最大限度地消灭肿瘤，同时最大限度地保存正常的组织的结构与功能，提高患者的长期生存率和生活质量。
放射治疗学的主要内容有：一，肿瘤放射物理学(研究放射设备的结构，性能以及各种射线在人体的分布规律，探索提高肿瘤剂量，降低正常组织受量的物理方法)二，肿瘤放射生物学（研究射线对肿瘤和正常组织的作用的生物学机制，讨论预测和提高肿瘤放射敏感性，减少正常组织损伤的生物学途径）三，放射肿瘤学临床知识放射物理学：研究放疗设备的结构，性能以及各种射线在人体内的分布规律，探讨提高肿瘤剂量降低正常组织受量的物理方法。
内容：1，治疗机特点2，外照射计剂量学3，电子剂量学4，治疗计划设计原理第一章常用放疗设备第一节X线治疗机1，X线治疗机主要是指利用400KV以下X线治疗肿瘤的装置。
2，400KV以下X线机主用于：体表肿瘤或者浅层淋巴结转移性肿瘤的治疗或预防性照射第二节钴60治疗机1，能量1.25MeV半衰期5.242，钴半影问题（照射野边缘的剂量随着离开中心轴距离增加而发生急剧的变化，这种变化的范围称之为半影）（1）几何半影：由于钴60放射源具有一定尺寸，射线被准直器限束后，照射野边缘诸点受到剂量不均等的照射，造成剂量渐变分布。
可以减少源的尺寸，但当减少到一定程度其活性受影响，故临床上可以延长源到准直器的距离（2）穿射半影：由于放射源线束穿过准直器端面厚度不等而造成的剂量渐变分布，这种半影消除方法是采用球面限光筒。
（3）散射半影：即或是点状源和球面限光筒，是几何，穿射半影消失。
照射野边缘仍存在剂量渐变分布，这是由于组织中的散射线造成的。
这种散射线随能量增高而减少，这种半影无法消除，始终存在。
3，临床应用特点：1，穿透力强，提高了深部肿瘤的疗效。
2，钴60射线的建成深度位于皮下5cm皮肤剂量相对少3，物理效应以康普顿效应为主，骨吸收类似软组织吸收，可用于骨后病变治疗4，旁向散射少，放射反应轻5，经济可靠，结构简单，维护方便缺点：需换源，不治疗也有少量的放射线，半影，半衰期短。
肿瘤放射物理学-治疗计划设计的物理原理和生物学基础
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直接作用是指放射线直接与细 胞内的大分子相互作用，导致
分子结构和功能的改变。
间接作用是指放射线与水分子 相互作用，产生自由基和过氧 化物等有害物质，对细胞造成
损伤。
生物效应和剂量-效应关系
01
生物效应是指放射线对生物体产生的各种影响和损伤。
02
剂量-效应关系是指放射线的剂量与生物效应之间的关系，通常
肿瘤细胞具有异常的生长和增殖能力，不受机体控制。
肿瘤细胞的遗传不稳定
肿瘤细胞通常存在基因突变和染色体异常，导致遗传不稳定。
肿瘤细胞的代谢异常
肿瘤细胞代谢异常，通常表现为糖酵解增强和氧化磷酸化减少。
放射生物学的原理和概念
01
02
03
04
放射生物学是研究放射线对生 物体的作用和影响的学科。
放射线对生物体的作用包括直 接作用和间接作用。
经过3个月的治疗，患者肺部 原发灶和淋巴结转移灶明显缩 小，病情得到控制。
案例讨论和经验分享
治疗计划设计的关键因素
治疗计划设计时需要考虑多种因素，如肿瘤类型、分期、患者身体状况、放疗技 术和设备等。其中，剂量分布是放疗计划设计的核心要素，直接关系到治疗效果 和正常组织的保护。
经验分享
在肺癌放疗中，需要注意保肺组织，避免出现放射性肺炎等并发症。同时，需 要结合患者的具体情况制定个性化的治疗方案，以提高治疗效果和患者的生活质 量。
肿瘤放射物理学-治疗计划设 计的物理原理和生物学基础
目录
• 肿瘤放射物理学的概述 • 治疗计划设计的物理原理 • 治疗计划设计的生物学基础 • 治疗计划设计的临床应用和实践 • 案例分析
01
肿瘤放射物理学的概述
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。
肿瘤放射物理学7
（cheng-)
第七章 近距离照射剂量学
近距离照射
定义：将封装好的放射源，通过施源器或输源导管直 接植入患者的肿瘤部位进行照射。
基本特征：放射源贴近肿瘤组织，使其可得到有效的
杀伤剂量；而邻近正常组织，受量较低。（很少单独使用）
腔内照射
照射方式
组织间插植照射 管内照射
表面施源器照射
70年代，随着后装技术的应用，近距离照射得到长足发 展。与外照射相比，有其独特的剂量学特点，在临床应用 中要给予特别的考虑。
几何因子G(r， )：
仅涉及放射源特定的活
r 2
G
(r,
)
性分布，并不涉及源周
L r s in
围介质的吸收和散射。
点源 线源
径向剂量函数g(r)：用于修正沿放射源的横轴 方向，介质的吸收和散射效应，表达式为：
g ( r ) D r ,0 G r 0 ,0 D r 0 ,0 G r ,0
空气中用指形电离室校准放射源，测量时 要注意：
①电离室有效测量点与放射源活性长度的 中点连线应垂直于放射源的长轴方向；
②电离室与放射源之间的距离应选择合适。 一般为10～20cm，测量时间为3～5min；
③周围的散射物体尽量距源和电离室的距 离大于源－室距离的2倍以上；
④在同一方向，改变3个以上的源－室距离 进行测量，然后求平均值。
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。
60 Gy / 120 h
临床实践中应用高剂量率方法，应该特别注意 两点：
①利用几何因素，充分拉开放射源与正常组织 之间的距离，或附加屏蔽物以降低正常组织的 受量；
肿瘤放射物理学-物理师资料-45 重粒子治疗
剂量监测系统 是指质子治疗装置带有的一系列测定辐射剂量及分布的探测器。
患者定位系统 利用热塑材料做成与患者身体表面形状一致的模具，将患者固定 在治疗床上，要求在多次照射时位置不变。治疗床可作三维平动 和三维转动。利用激光进行粗定位，利用X线成像进行细定位。 控制系统 根据医院要求对装置的运行和治疗过程进行严格控制，以保证治 疗正确进行。此外它还承担患者医疗数据和图像资料的处理以及 治疗中心的管理等功能。
三·、质子治疗
1、质子治疗肿瘤简史
1946年Wilson最早提出应用高能质子束治疗疾病。 1954年Tobias进行第一例质子治疗。 1955-1975年美国和前苏联开展了质子治疗临床研究。 1976年以来美国麻省总医院在质子治疗的发展中起了
非常重要的推动作用。 1991年美国Loma Linda大学首先起用医学专用质子
重粒子治疗
一、概况 轻粒子：光子、电子 重粒子：快中子、质子、π负介子及氮、碳、氧、氖离子等
重粒子一般在回旋加速器中产生， 回旋加速器是一种带电粒子加速器，主 要用于核物理研究，放射治疗中主要使 用它所产生的高能质子束，或利用它加 速氘核轰击低原子序数铍靶所产生的快 中子束，氘核能量一般加速到约 15~50MeV。
交流高 频电压
D型盒
重粒子束的肿瘤剂量分布
重粒子射线在人体组织的一定深度会产生一个 急剧上升的高剂量区--Bragg峰，即射线的绝大部分能量都释 放在峰区，可使高剂量区集中覆盖在要治疗的肿瘤靶区。而 在峰区之前是一个低剂量的平坦段，在峰区之后其能量则骤 降为零，因此可得到非常理想的剂量学分布。
二、快中子治疗
腹盆腔肿瘤
五、放射治疗用重离子
用于放射治疗的重离子指元素周期表上18号元素以前如氦碳氧氖 等的原子核离子，它们的物理剂量分布与质子的大体相同。
肿瘤放射物理学第五章 X(γ)射线射野剂量学
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,
肿瘤放射物理学-物理师资料-8.3 照射技术和射野设计原理
（三）三野照射
三野照射
由于射线的能量原因，两野对穿照射时其百分深度剂量不能满足要 求。这时，应设立第三野，形成三野照射。
建立第三野之后虽然提高了靶区剂量，但由于单野剂量分布的不均 匀性，与两野对穿照射致成的对称形剂量分布叠加，在靶区内形成不均 匀的剂量分布。
改进方法：
首先，设法使对穿野均匀对称的剂 量分布变成不对称的分布，即从第 三野的方向看，造成一个深度剂量 随组织深度增加而增加的剂量分布。
用单野照射时，也应将病变放到dmax之后。如果病变深 度较浅，X射线能量较高时，应使用组织替代物放在射野入 射端的皮肤上，将dmax深度提到病变之前。对靶区较大的病 变，应该用多野照射。
（二）两野照射
两野交角照射 对偏体位一侧病变，例如上颌窦癌等。两平野交角照射时，剂
量分布如图（a）所示，靶区剂量不均匀。用适当角度的楔形滤 过板，可使靶区剂量均匀。当选用楔形角α与两射野中心轴的交 角θ满足α=90º-θ/2条件时，可在两野交叉形成的菱形区内得到均 匀的剂量分布，如图 (b)。
另外靶区剂量与靶区外正常组织剂量之比即治疗增益比， 亦随射线能量和射野间距变化。射野间距越小，射线能量越 高，治疗增益比越大。
要使靶区剂量比两侧正常组织剂量高，拉开肿瘤剂量和 正常组织剂量范围，得到大于1的治疗增益比，一般应使每 野在体位中心处的深度剂量PDD1/2间距≥75％。
当靶区所在部位 有组织缺损而又必须 用两野对穿照射时， 如乳腺癌的切线野照 射、喉癌的两野对穿 照射等，必须加楔形 板，对线束的进行修 整以获得特定形状的 剂量分布。
③过靶区中心作B-B’的垂直线OC，确定第三野的入射方 向。
射野方向确定后，根据每个射野在靶区中心的百分深度剂 量，计算出对穿野应使用的楔形板的楔形角和每个野的剂量 配比。
肿瘤放射物理学11
调强实现方法
调强治疗实现方法分类
一种新型的二维调强准直器。它由N*N 个准直器单元组成（每个单元形成一个 单元野），类似于棋盘式的结构，称为 棋盘式准直器。准直器单元分为全阻挡 单元和全开放单元两种，每个单元在等 中心处的射野为5mm*5mm或10mm*10mm， 它们的几何形状，在放射源（X射线靶） 处聚焦。全阻挡单元由12cm厚的固体射 线衰减材料制成，不让射线穿过。全开 放单元全部露空，对射线无阻挡。
调强实现方法
调强治疗实现方法分类
作为MLC的一个特例，独 立准直器可看作是两对 互相垂直的独立的MLC叶 片。利用它们的相对运 动，也可以实现调强。 其方法类似于静态调强 技术，将射野分成若干 个矩形子野，进行分步 照射。因子野总是矩形 野，照射效率比静态调 强技术的低得多。
与现今流行的调强技术相比，IC静态调强具有下述优点：（1）因 IC已成为新一代加速器的标准配臵，IC比MLC更为经济；（2）与 MLC相比要比MLC运动更为可靠，故障机会大为减少。Webb氏最近提出IC 技术加调强补偿片（MASK）方法，可将其照射效率大大提高。目前 该技术正在发展中。
调强实现方法
调强治疗实现方法分类
MLC螺旋调强技术综合了MLC动态调强技术、MLC断 层治疗技术和MLC静态调强技术的特点。在整个照 射过程中，治疗机机架绕患者作N次等中心旋转； 每一次旋转过程中，MLC不断（一般每间隔5º ）改 变射野的大小和形状，完成一组“子野”的照射。 因为MLC旋转调强时MLC运动的范围和次数都低于 MLC动态调强和MLC静态调强，效率较高。
MLC静态调强由于每个子野照射结束后，射线必须切断， 才能转到下一个子野。这样因加速器的射线的“ON”、 “OFF”动作，影响剂量率的稳定性，因此它只能在带有 “栅控”电子枪的新型加速器上才可能实现这种照射。
肿瘤放射物理学-物理师资料-5.3 组织空气比
(FSZ
)
f dm f d
或：
f d 2
TAR(d, FSZd )
PDD(d, FSZ,
f
) BSF (FSZ )
f
dm
四、不同源皮距百分深度剂量的计算—— 组织空气比法
（a）F因子法，它只考虑了源皮距，没有考虑到计算深度处 射野面积随源皮距变化的影响，误差较大。
TAR(d ,
FSZd
)
Dd (Q) Dd空气 (Q)
或： Dd (Q) TAR(d, FSZd )Dd空气(Q)
因为： 根据百分深度剂量的定义，有：
Ddm (P) BSF(FSZ)Ddm空气
2
PDD(d, FSZ,
f
)
Dd (Q) Ddm (P)
TAR(d, FSZd )
1
BSF
空气中的吸收剂量率 ＝空气中的照射量率×伦琴拉德转换因子 ＝100×0.95＝95cGy/min
模 体 表 面 的 吸 收 剂 量 率 ＝ 空 气 中 的 吸 收 剂 量 率 ×BSF ＝ 95×1.2＝114cGy/min
DT PDD Dm 64.8%114 73.9cGy / min
（3）反向散射与照射野大小和形状的关系
照射野面积增加时，反向散 射的剂量百分率也增加。因为 射野面积增大时，P点周围向P 点散射的体积增加。
注意：同等面积的矩形野和 圆形野，反向散射剂量百分率 是不同的。一般反散射因子用 圆形野测量的，而矩形反散射 因子由等效野半径办法求得。
三、组织空气比与百分深度剂量的关系
第三节 组织空气比
一、组织空气比定义及影响因素
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放射物理复习
轨道电子结合能的概念和计算方法：把电子从所在的能级转移至不受原子核吸引并处于最低能态时所需的能量叫轨道电子结合能。
核子结合能的概念和计算方法：质子和中子等核子结合成原子核放出的能量叫核子结合能计算水和人体骨组质的有效原子序数
计算水和人体骨组质的电子密度
计算Co-60源比活度的极限值
指型电离室测量照射量的原理:绝大部分次级电子来自于室壁材料，少部分来自中间的空气，周围介质产生的次级电子可忽略
指型电离室作为空腔的测量原理:次级电子全部来自于周围介质材料，可忽略来自室壁材料和中间的空气次级电子
何谓电子平衡？离开某一区域的次级电子所带的能量等于进入这一区域的次级电子所带
的能量，就认为这一区域实现了电子平衡
如何描述辐射探测器的特性?能量响应特性（越平坦越好）、剂量率线性（响应）、积分线性、空间分辨率高
X射线与物质相互作用中能量转递的方式光电效应、康普顿效应、电子对效应
用拟合公式表达标称加速电压与PDD20/PDD10之间的关系
二者相辅相成，不可偏废
对应策略：外照射是多射野分野照射；近距离照射是合理布放射源
比较深部X射线、高能X( )射线、高能电子束、和重带电粒子的深度剂量特点。
深部X射线高能X射线高能电子束重带电子粒子
Dmax点皮肤表面在建成区后皮下一定深度 Bragg Peak
适形定义，调强定义
适形：是一种治疗技术，它能使高剂量区剂量分布形状在三维方向上与靶区形状一致；调强：是一种治疗技术，按照一定要求调整射野内各处的剂量注量率的过程；
3DCRT与IMRT的异同点
调强更要求靶区表面和靶区内部各点剂量相等
多叶准直器叶片的描述方式
高度（至少5个半价层）、等中心处宽度、端面形状
多叶准直器整野(Cone Beam)调强的方式
整野调强、扇形束调强
加速器使用束流均整器的目的
将符合高斯分布的射野变成符合一定平坦度要求的射野
临床形成不规则射野的方法及其优缺点
MLC和铅挡块；MLC易成形，形状粗糙、铅挡块制作复杂，形状精细
楔形板的用途及种类
改变射野剂量分布形状；
种类：利用准直器形成的动态楔形板、一楔合成板（60°）、物理楔形板
楔形板楔形因子的测量方法
Co60 ：一定源皮距，10cmX10cm, d=5cm，分别测量开野和楔形野
加速器：一定源皮距，10cmX10cm,d=10cm，分别测量开野和楔形野
独立准直器的用途
形成偏轴射野（非对称）、动态楔形板
治疗机剂量处方的规定点（MU/cGy）
射野中心轴，10cmX10cm，Dmax/D5/D10
我国关于治疗机输出剂量的标定条件
偏轴射野的剂量处方(MU数、鈷-60时间)定义在何处?
射野中心轴上，Dmax处，射野10cmX10cm，SSD加速器取100cm,Co60 SSD有差异
影响X(γ)射线射野中心轴上PDD、TMP、TPR的因素
PDD有SSD、能量、射野大小和形状、深度; TMP、TPR有能量、射野大小和形状、深度，因为距离不变故不受距离平方反比影响
PDD(TMR)射野面积等效的原理散射线等效原理
射野面积等效(2ab/(a+b))与Day氏面积等效的比较
射野面积等效粗糙，计算简便，长条形野剂量影响大、Day氏面积等效精细计算复杂
形成X(γ)射线剂量建区的原因次级电子有一定射程（Dmax）、（次级电子随深度增加越来越少）
射线衰减遵循距离平方反比影响
人体曲面、组织不均匀性等效空气比法的原理
与源到靶区距离无关、与散射条件有关
高能电子束计划设计时电子束能量和射野大小的选定方法
电子束能量=3Xd后缘+2~3MeV；射野约1.18倍靶区最大直径
后装放射源的源强度的表示方法① 照射量②吸收剂量。
离源1m处1小时的剂量
后装放射源显活度的定义
某种密封放射源产生的照射量率与同种核素的裸源产生的照射量率相同，则裸源的活度称为该密封放射源的显活度（不考虑包壳的源的强度）
低、中、高剂量率的划分
L：0.4~2GY/h；M：2~12GY/h；H：12GY/h以上
步进源模拟均匀线源的原则
步进距离S一定不大于源有效长度L的1.5倍（S/L＜1.5）
巴黎插植中临床剂量处方的规定方法
0.85个BD（曼彻斯特0.9BD）
子宫颈癌后装治疗中剂量规定A、B点和ICRU剂量规定点的比较
A点是位于宫颈旁2cm处，B点是位于宫颈旁5cm处，与靶区形状无关、ICRU剂量规定点与靶区形状有关
步进源几何优化的含义
通过调整源的驻留位置和驻留时间来达到符合要求的剂量分布
治疗计划系统中治疗方案评估的方法
DVH图、不同层面的剂量分布、不同层面的离轴比分布
治疗方案优化中使用目标函数的目的，目标函数的种类
避免负值，可求解（得到可行解：0或正值）
物理目标函数（现多用）、生物目标函数
治疗体位的建立与维持方法
膜和负压袋等辅助器材，原则：病人舒适（易重复）、体位适合治疗方案、膜和负压袋等辅助维持
体位参考标记与体位摆位标记，如何确定
体位参考标记在CT模拟机下，利用激光灯用纹身等标记；体位摆位标记在模拟机下利用激光灯用纹身等标记
CT-模拟机的基本结构与功能
大孔径、带移动式激光灯并配有合适的床的CT机；功能：建立坐标系并给出器官影像资料
CT值与电子密度(物质密度)关係曲线的标定方法
用密度已知的均匀物质在CT机下扫描，并测量其灰度值
旋转型医用加速器线束等中心的标定步骤与外部指示方法
验收时标定方法：（因为日常工作与胡老师的步骤不同，实在想不完整，希望有人能补全）1）、验证灯光野的“十”字中心是否位于准直器旋转轴上
2）、找出加速器等中心位置、验证等中心位置精度
3）、检查光矩尺的指示和线性
4）、调激光灯并令其中心与加速器等中心重合
原射线、散射线的定义
原射线：放射源（X射线靶）射出的原始的X（r）光子
散射线：原射线与物质作用发生光、康、对等效应后产生的射线；通常包括：原射线与准直器系统产生的散射线；原射线及穿过准直器和挡块（MLC）的漏射线与模体产生的散射线
射野离轴比定义
同一深度处离开轴一点的剂量率与中心轴上点的剂量率比值
比释动能与吸收关系
吸收剂量适用于任何类型和任何能量的电离辐射，适用于任何介质；比释动能适用于间接致电离辐射，适用于任何介质;满足电子平衡的条件下它们成一定比例+-5%
为达到患者体内靶区剂量准确度统的剂量标定不确定度与治疗过程有关(包治疗机) 的各项指标引起的剂量不确定度的误差分配关系
试分析加速器等中心精度要求±1mm的来源。