肿瘤放射物理学-第八章 X(γ)射线剂量学共120页文档
《放射治疗物理学》讲义教案放射治疗物理学目录.doc
放射治疗物理学目录第一章放射治疗物理基础第一节原子和原子核性质一、一些基本概念二、原子核的大小和质量三、原子核结合能四、原子核的自旋与磁矩五、原子核和核外电子的能级第二节射线与物质的相互作用一、基木粒子的种类和物理特性二、核的稳定性和衰变类型三、放射性度量和放射性核素衰减规律四、常见类型射线与物质的相互作用及定量表达第二章临床放射生物学概论第一节电离辐射对生物体的作用一、辐射生物效应的时间标尺二、电离辐射的直接作用和间接作用第二节电离辐射的细胞效应一、辐射诱导的DNA损伤及修复二、细胞死亡的概念三、细胞存活曲线四、细胞周期时相与放射敏感性五、氧效应及乏氧细胞的再氧合六、再群体化笫三节电离辐射对肿瘤组织的作用一、肿瘤的增殖动力学二、在体实验肿瘤的放射生物学研究中得到的一些结论第四节正常组织及器官的放射效应一、正常组织的结构组分二、早期和晚期放射反应的发生机制三、正常组织的体积效应第五节肿瘤放射治疗的基本原则一、照射范围应包括肿瘤二、要达到基本消灭肿瘤的目的三、保护邻近正常组织和器官四、保护全身情况及精神状态良好第六节提高肿瘤放射敏感性的措施一、放射源的选择二、利用时间-剂量-分割关系三、使肿瘤细胞再分布四、利用氧效应第七节肿瘤放射治疗中生物剂量等效换算的数学模型一、“生物剂量”的概念二、放射治疗屮生物剂量等效换算的数学模型三、外推反应剂量（ERD）概念第三章常用放射治疗设备第一节X线治疗机一、X线的发生二、X线机的一般结构三、X线质的改进四、X射线治疗机的改进第二节医用加速器一、概述二、医用电子直线加速器的加速原理三、医用电子直线加速器的结构四、质子放疗系统第三节远距离^Co治疗机一、叫20源的产生与衰变二、远距离治疗机的一般结构三、60Co治疗机种类四、60Co治疗机的半影种类五、垂直照射相邻照射野的设计六、60c°v射线的优缺点七、6°C0源更换八、Y刀第四节远距离控制的近距离治疗机一、H DR后装治疗设备的组成二、现代后装机具有的优点第五节理想放射源条件一、理想的剂量分布二、能杀灭乏氧细胞三、能杀灭非增殖期细胞（Go期）第六节模拟定位设备一、模拟定位机二、C T模拟定位机三、磁共振模拟机四、P ET-CT模拟机第七节体位固定装置一、一般的头颈部支持系统二、乳腺体位辅助托架三、热塑面网（罩）和体罩四、真空成形固定袋（真空袋）第八节放射治疗局域网络一、局域网络的配置二、放射治疗科网络的信息交换三、L ANTIS系统四、科室网络的安全维护第四章辐射剂量学的基本概念第一节辐射剂量学基本定义一、照射量二、比释动能三、吸收剂量四、有关辐射场的几个基本定义第二节各辐射量Z间的关系一、高能光子在介质中的能量转移和吸收二、电子平衡三、照射量和比释动能的关系四、比释动能和吸收剂量的关系五、吸收剂量和照射量的关系第三节空腔理论一、阻止本领二、阻止本领和吸收剂量的关系三、Bragg-Gray空腔理论四、Spencer-Attix 理论五、空腔理论住电离室剂量测量中的应用第五章射线的测量第一节电离室一、电离室基本原理二、指形电离室三、电离室的工作特性以、特殊电离室五、电离室测量吸收剂量的原理第二节热释光剂量计一、原理二、热释光剂量讣的种类三、热释光剂量计使用四、热释光剂量计的刻度第三节胶片剂量计一、原理二、应用第四节半导体剂量计一、原理二、Mapcheck半导体剂量仪第五节场效应管一、原理二、M OSFET探测器的特性第六节剂量的标定一、射线质的测定二、射线吸收剂量的标定第六章光子照射剂量学第一节原射线与散射线一、原射线二、散射线第二节平方反比定律第三节百分深度剂量一、照射野及有关名词定义二、百分深度剂量第四节射野输出因子和模体散射因子一、射野输出因子二、模体散射校正因子第五节组织空气比一、组织空气比定义二、源皮距对组织空气比的影响三、射线能量、组织深度和射野大小对组织空气比的彫响四、反向散射因子五、组织空气比与百分深度剂量的关系六、不同源皮距百分深度剂量的计算一一组织空气比法七、旋转治疗屮的剂量计算八、散射空气比第六节组织最大比一、组织模体比和组织最大剂量比二、散射最大剂量比第七节等剂量线一、等剂量线二、射野离轴比第八节组织等效材料一、组织替代材料二、组织替代材料间的转换三、模体四、剂量准确性要求第九节人体曲而和组织不均匀性的修正一、均匀模体和人体之间的差别二、人体曲面的校正第十节不均匀组织（骨、肺）校正一、射线衰减和散射的修正二、不均匀组织屮的吸收剂量三、组织补偿第十一节楔形野剂量学一、楔形野等剂量分布与楔形角二、楔形因子三、一楔合成四、楔形板临床应用方式及其计算公式五、动态楔形野第十二节不规则射野剂量学第十三节临床剂量计算一、处方剂量二、加速器剂量计算三、钻-60剂量计算四、离轴点剂量计算一一Day氏法第七章电子线照射剂量学第一节电子线中心轴深度剂量分布一、中心轴深度剂量曲线的基木特点二、有效源皮距及平方反比定律三、彫响电子线百分深度剂量的因素四、电子线的输出因子第二节电子线剂量学参数一、电子线的射程二、电子线能量参数三、电子线的离轴比四、电子线的均整度、对称性及半影五、电子线的等剂量线分布特点第三节电子线的一般照射技术一、电子线处方剂量ICRU参考点二、能量和照射野的选择三、射野形状及铅挡技术四、电子线的补偿技术五、电子线的斜入射修正六、电子线的组织不均匀修正和边缘效应七、电子线的射野衔接技术第四节电子线的特殊照射技术一、电子线旋转照射技术二、电子线全身皮肤照射三、电子线术中照射第八章近距离放射治疗剂量学第一节近距离放疗概述一、近距离放射治疗的设备和相关技术二、近距离放疗的常用核素第二节近距离放疗的剂量计算一、单个粒子源的剂量计算方法二、临床多粒子源植入的扰动影响三、组织异质情况下的剂量修正第三节近距离放疗的临床应用和剂量体系一、粒子源植入治疗的临床应用二、粒子源植入的临床剂量体系第九章中子近距离照射剂量学第一节钿中子与制中子相对生物学效应一、钢屮子二、^cf的相对生物效应(RBE)三、屮子近距离治疗的优势第二节钏中子治疗技术一、'叱彳中子后装治疗机(中子刀)简介二、中子刀适应症及禁忌症第三节钿中子治疗的剂量分布一、模体二、确定漩Cf中子束、Y射线吸收剂量分布的探测器三、确定^Cf中子、Y吸收剂量分布的理论方法第四节中子的防护一、中子后装机的辐射防护性能二、患者的辐射防护三、医护人员的辐射防护四、公众的辐射防护五、安全管理第十章临床常用技术和应用第一节挡块一、挡块的厚度二、低熔点铅技术三、挡块制作第二节组织补偿一、组织填充物二、组织补偿器三、电子束的补偿技术第三节多叶准直器一、多叶准直器的基本结构二、多叶准直器的安装位置第四节楔形野一、楔形板二、楔形角与楔形因子三、一楔合成四、动态楔形野第五节独立准直器第十一章临床常用放疗方案第一节放疗临床对剂量学的要求一、提高治疗比二、实现临床剂量学四原则第二节照射技术和射野设计原理一、体外照射技术的分类及其优缺点二、射线及其能量的合理选择三、高能X射线的射野设计原则四、相邻野设计五、不对称射野笫三节临床常见肿瘤放射治疗方案一、鼻咽癌常规照射野设计二、肺癌常规照射野设计三、食管癌常规照射野设计第十二章三维适形放射治疗及调强放射治疗第一节三维适形放疗的发展过程第二节3DCRT工作流程、计划工具一、体模制作二、计划CT扫描与数据传输三、轮廓勾画四、计划设计和评价五、计划验证六、三维适形放疗的临床应用第三节立体定向放射外科和立体定向放射治疗一、立体定向放射外科二、立体定向放射治疗笫以节调强放射治疗一、IMRT的工作流程和基本概念二、IMRT实施方法三、IMRT的优点四、IMRT的可能潜在问题五、IMRT的剂量验证第五节 调强放射治疗的临床应用举例一、 鼻咽癌的调强放射治疗二、 前列腺癌的调强放射治疗三、 肺癌的调强放射治疗第十三章治疗计划系统和治疗计划评估 第一节治疗计划系统概念和历史简介一、 治疗计划系统概念二、 治疗计划系统的发展历史三、 两维和三维治疗计划系统的比较 第二节治疗计划的剂量学原则及靶区剂量规定一、 肿瘤致死剂量与正常组织耐受剂量二、 临床剂量学四项原则 第三节外照射靶区剂量学规定治疗目的 参考点和坐标系 体积的定义 対剂量报告的一般性建议 剂量归一点 吸收剂量二、四、五、八、第六节近距离放射治疗剂量算法近距离治疗特点近距离治疗类型和放射源空间重建近距离主耍剂量计算方法192Ir 放射源的数学模型 近距离照射的剂量优化第七节外照射剂量计算算法一、 剂量计算算法的临床实现进程二、 剂量计算算法第八节 治疗计划系统的设计和体系结构一、 基本组成二、 单个治疗计划工作站系统三、 多工作站系统四、 辅助部件五、 第三方软件六、 治疗计划系统的发展七、 系统说明书二、 四、五、八 第四节TPS 中的图像和图像处理技术一、 放射治疗计划中使用的图像技术二、 图像处理第五节治疗计划设计过程体位固定治疗计划设计放射治疗计划评估治疗计划的验证治计划的执行调强放射治疗的TPS 剂量验证 二、 四、 五、 六、第九节治疗计划系统的验收一、验收内容二、与剂量无关的项目三、外照射野光子剂量计算四、电子线剂量计算五、后装治疗六、数据传输第十节治疗计划系统的质量保证一、系统文件和人员培训二、系统定期QA项目三、患者治疗计划检查第十四章放射治疗的质量保证QA和质量控制QC 第一节QA和QC的目的及重要性第二节放射治疗对剂量准确度的要求一、靶区剂量的确定二、对剂量准确度的要求三、影响剂量准确性的因素第三节外照射治疗物理质量保证内容一、外照射治疗机、模拟机和辅助设备二、等中心及指示装置三、照射野特性的检查四、剂量测量和控制系统五、治疗计划系统六、治疗安全第四节近距离治疗QA内容一、放射源二、污染检查三、遥控后装机QA四、治疗的质量控制第五节QA、QC的管理要求一、部门QA的主要内容二、国家QA的主要内容第十五章发展中的图像引导放射治疗第一节三维适形放射治疗第二节调强放射治疗第三节图像引导放射治疗一、放射治疗实施前影像二、治疗室内图像引导和投照三、图像引导放射治疗四、4维放射治疗第四节剂量引导放疗和循变放疗一、剂量引导放射治疗二、循变放射治疗第十六章放射防护第一节电离辐射的生物效应一、放射损伤机理二、放射生物效应的类型三、影响放射生物效应的主要因素四、辐射对组织、器官的损伤效应第二节放射防护目的与标准一、放射防护的目的二、放射防护应遵守的三项基本原则三、人工照射类型四、放射防护标准第三节外照射防护基本措施一、工作场所区域划分二、减少外照射剂量的三项措施第四节医用电离辐射防护一、医院的防护职责二、医疗照射的正当性判断三、医疗照射的防护最优化四、医疗照射的指导水平与剂量约束章名为小三宋体加粗节名为小四宋体加粗正文为五号宋体加粗一、加粗(一)加粗有必要时1.加粗有必要时(1)a.(a)数字为timenewman公式为(1-1)。
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。
肿瘤放射治疗学
肿瘤放射治疗学
肿瘤放射治疗学是一门研究使用放射线治疗肿瘤的学科。
它涵盖了放疗的各个方面，包括放射治疗的原理、技术、
设备、剂量计算和治疗计划等。
肿瘤放射治疗学旨在通过
使用高能量的电离辐射，如X射线或γ射线，来杀死或抑
制肿瘤细胞的生长和分裂。
肿瘤放射治疗学的主要目标是减少或完全消除肿瘤的体积，同时最大限度地保留正常组织和器官的功能。
放疗可以作
为单独的治疗方法，也可以与其他治疗方法，如手术和化疗，结合使用。
在肿瘤放射治疗学中，放疗计划师使用计算机和成像技术，如CT扫描和MRI，确定最佳的治疗计划。
他们将在肿瘤区域内投放辐射，并确保辐射药剂准确传递到肿瘤区域，同
时尽量减少对周围正常组织的伤害。
肿瘤放射治疗学的发展和进步使得放疗可以更加精确地定位和传递给肿瘤区域，减少了对正常组织的伤害。
同时，放疗也可以通过不同的方式进行，如传统的外照射和内照射技术，以最大程度地满足患者的需求和治疗效果。
总之，肿瘤放射治疗学是研究和应用放射线治疗肿瘤的学科，为治疗癌症患者提供了一种重要的治疗选择。
肿瘤放射物理学基础课件
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照射量(X)
照射量 （X）是X(r)辐射在质量为dm的空气中
放射源的种类
1、放射性同位素
放疗中主要用产生α、β、γ射线的放射性同位 素， 用γ射线居多，如钴-60、铱-192等。
2、X射线直线加速器
直线加速器是通过高能电子线打靶产生X射线， 主要用到的能量有6MV、8MV和10MV。
3、电子、质子及其他重粒子加速器
一般用到的电子线能量为4~25Mev，重粒子一
如60Coγ射线。
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常用放疗设备
60Co治疗机 医用直线加速器 模拟定位机 CT 模拟定位机 近距离后装治疗机 其他
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60Co治疗机
作用：模拟各类治疗机实施治疗时的照 射部位及范围，进行治疗前定位。
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CT 模拟定位机
肿瘤的正确定位 提供照射野的剂量分布 产生数字模拟影像 帮助设计合适的照射野 在病人皮肤上标记等中心点
ቤተ መጻሕፍቲ ባይዱ
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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。
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肿瘤放射物理学-肿瘤放射物理学重点整理
试题题型●选择题：共20小题，每题1.5分，共30分●名词解释：共6小题，每小题5分，共30分（DRR、PDD、PTV、CT模拟、放射性活度）●简答题：共4小题，每小题10分，共40分复习提纲1．原子的结构特点和描述原子结构的参数。
●核外电子运动状态由主量子数n，轨道角动量量子数l，轨道方向量子数m l，和自旋量子数m s决定。
●主量子数n：取值1，2，3….,对应的壳层分别为K，L，M，N，O，P，Q壳层，每个壳层最多可容纳的电子为2n2，例如K层和L层可以容纳的电子数分别为2和8.（主量子数n是用来描述原子中电子出现几率最大区域离核的远近，或者说它是决定电子层数的。
n相同的电子为一个电子层，电子近乎在同样的空间范围内运动，故称主量子数。
）●根据泡利不相容原理，在原子中不能有两个电子处于同一状态，也就是说，不能有两个电子具有完全相同的四个量子数。
●对每一个n，轨道角动量量子数l可取值：0，1，2，3，…，n-1, 在一个壳层内，具有相同l量子数的电子构成一个次壳层，l=0,1,2,3,4,5,6依次对应次s, p, d, f, g, h, I●次壳最多可容纳2(2l+1)个电子●在多电子原子中，轨道角动量量子数也是决定电子能量高低的因素。
所以，在多电子原子中，主量子数相同、轨道角动量量子数不同的电子，其能量是不相等的，即在同一电子层中的电子还可分为若干不同的能级(energy level)或称为亚层(subshell)，当主量子n相同时，轨道角动量量子数l愈大，能量愈高。
●轨道角动量量子数决定原子轨道的形状。
●轨道方向量子数m l：取值范围-l,-l+1,….l-1,l。
●磁量子数m是描述原子轨道或电子云在空间的伸展方向。
m取值受角量子数取值限制，对于给定的l值，m=0,±1,± 2,…,±l，共2l+1个值。
这些取值意味着在角量子数为l的亚层有2l+1个取向，而每一个取向相当于一条“原子轨道”。
放射治疗剂量学
第一节 放射治疗剂量学基本概念
一、放射治疗常用的放射源及照射方式 二、放射治疗物理学有关的名词 三、射线中心轴上百分深度剂量 四、射线中心轴上组织空气比 五、组织最大剂量比
一、放射治疗常用的放射源及照射方式
放射治疗所用的放射源和辐射源：
可释放出α 、β 和γ 射线的各种放射性核素。 常压X射线治疗机和各类医用加速器。 医用直线加速器产生的电子线及其他能产生重 粒束的加速器 。
第二节
放射治疗剂量计算实例
一病人，接受半价层为3mmCu的X射线照射治疗。 该机在距X射线管焦点50cm处，照射野为8cm×8cm 时，X射线机输出照射量率为100R·min-1，肿瘤 深度为5cm，在此深度处，照射野为8cm×8cm时， 其百分深度剂量PDD（d=5cm, 8cm×8cm， SSD=550cm）=64.8%，背散射因子BSF=1.2，空气 照射量—组织吸收剂量转换因子f=0.95cGy·R-1 。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？
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。
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：
DT 200 Dm 100 % 100 %cGy 308 .6cGy PDD 0.648
最后计算得到开机照射时间：
放射治疗剂量学
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 曼彻斯特系统或ICRU系统。
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TMR Dd Dm
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2019/5/14
第二节 放射治疗剂量计算实例
一病人，接受半价层为3mmCu的X射线照射治疗。 该机在距X射线管焦点50cm处，照射野为8cm×8cm 时，X射线机输出照射量率为100R·min-1，肿瘤 深度为5cm，在此深度处，照射野为8cm×8cm时，
四、射线中心轴上组织空气比
TAR Dd Dfs
五、组织最大剂量比
组织最大剂量比：体模内射野中心轴上任意一点
的吸收剂量Dd与空间同一点体模中射野中心轴上 最大剂量点处的吸收剂量Dm之比。
组织最大剂量比受射线能量、照射野大小以及随 组织深度变化的影响情况与组织空气比相类似。
五、组织最大剂量比
组织深度、射线能量、照射面积、源-皮距。
三、射线中心轴上百分深度剂量
PDD Dd 100 % D0
四、射线中心轴上组织空气比
组织空气比：体模内射线中心轴上任一点吸收剂
量Dd与没有体模时，空间同一位置上空气吸收剂 量Dfs之比。
影响组织空气比的因素 ：组织深度、射线能量、 照射野面积和形状。与源-皮距无关 。
放射物理与防护
放射物理与防护
放射物理与防护
第八章 放射治疗剂量学
王鹏程 侯立霞 泰山医学院
学习目标
肿瘤放射物理学
放射物理温习轨道电子结合能的概念和计算方式：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式：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:绝大部份次级电子来自于室壁材料，少部份来自中间的空气，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:次级电子全数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稳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，就以为这一区域实现了电子平稳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射线与物质彼此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必然深度 Bragg Peak适形概念，调强概念适形：是一种医治技术，它能使高剂量区剂量散布形状在三维方向上与靶区形状一致；调强：是一种医治技术，依照必然要求调整射野内遍地的剂量注量率的进程；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、扇形束调强加速器利用束流均整器的目的将符合高斯散布的射野变成符合必然平坦度要求的射野临床形成不规那么射野的方式及其优缺点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散布形状；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式Co60 ：必然源皮距，10cmX10cm, d=5cm，别离测量开野和楔形野加速器：必然源皮距，10cmX10cm,d=10cm，别离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）、动态楔形板医治机剂量处方的规定点（MU/cGy）射野中心轴，10cmX10cm，Dmax/D5/D10我国关于医治机输出剂量的标定条件偏轴射野的剂量处方(MU数、鈷-60时刻)概念在何处射野中心轴上，Dmax处，射野10cmX10cm，SSD加速器取100cm,Co60 SSD有不同阻碍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阻碍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，长条形野剂量阻碍大、Day氏面积等效精细计算复杂形成X(γ)射线剂量建区的缘故次级电子有必然射程（Dmax）、（次级电子随深度增加愈来愈少）射线衰减遵循距离平方反比阻碍人体曲面、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打算设计时电子束能量和射野大小的选定方式电子束能量=3Xd后缘+2~3MeV；射野约倍靶区最大直径后装放射源的源强度的表示方式① 照射量②吸收剂量。
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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长、宽、高分别为30cm的立方水模，用于X(γ )射线、电子 束、中子束吸收剂量的测定和比对。
均匀体模
用固态水或干水组织替代材料加工成的片形方块，构成边长 为30cm或25cm的立方体，替代水模体作为吸收剂量和能量 的常规检查。
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标准水模
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• 固体水
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源皮距(SSD)：放射源到模体表面照照射野中心的距离。 源瘤距(STD)：放射源沿照射野中心轴到肿瘤内所考虑点
的距离。 源轴距(SAD)：放射源到机架旋转轴或机器等中心的距离。
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(二)百分深度剂量
1、百分深度剂量的定义
百分剂深量度率剂D量d 与(P参DD考)定点义深为度照d0处射剂野量中率心轴D d 上0 的某百一分深比度：d处的吸收
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对低能X射线，光电效应为主要形式，两种模体材料通过下 式等效： T水＝ T模体 × ρ模体 × (Z模,有效 / Z水,有效)3
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对高能X射线，电子对效应为主要形式，两种模体通过下 式等效：
T水＝ T模体 × ρ 模体 × (Z模,有效 / Z水,有效) 对电子束，模体材料通过模体中电子注量进行等效：
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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。
T水＝ T模体 × ρ 模体 × (R0)模体 / (R0)水
或
T水＝ T模体 × Cpl
式中(R0)模体，(R0)水分别为电子束在两种材料中的连续慢 化近似射程。
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(三)模体
由组织替代材料组成的，用来模拟各种射线在人体组织或 器官中因散射和吸收所引起的变化，即模拟射线与人体组 织或器官的相互作用的物理过程的装置，称为模体 （phantom）ICRU对模体作了如下的分类：
PDD
D d Dm
100%
式中 D m 为射野中心轴上最大剂量点处的剂量率。
对于钴60γ 射线，最大剂量点在5mm处，对8MV X射线， 最大剂量点在2cm处。
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2、建成效应
下图给出钴60γ 射线两种不同准直器A，B的百分深度剂量 随着表面下深度的变化情况。对B型准直器（距表面 20cm ） ， 百 分 深 度 剂 量 在 表 面 为 33% ， 到 4~6mm 处 达 到 100%。随着深度进一步增加，变化比较慢。从表面到最 大剂量深度区域称为剂量建成区域，此区域剂量随深度 增加而增加。
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二、百分深度剂量分布
(一)照射野及有关名词定义 放射源(S)：在没有特别说明时，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。
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照射野：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大小。
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(二)组织替代材料间的转换
对中高能X(γ )射线，康普顿效应为重要形式，当两种模体材 料的电子密度相等时，则认为它们彼此等效。对水的等效 厚度T水为： T水＝ T模体 × ρ 模体 × (Z/A)模体 / (Z/A)水
式中T水为T模体的等效水厚度(cm)，ρ 模体为模体材料的物理密 度(g • cm-3)；Z为材料的原子序数；A为材料的原子量。
人体模体
分均匀型和不均匀型，前者用均匀的的固态组织替代材料加 工而成，类似标准人体或组织器官外形的模体。后者用人 体各种组织（包括骨、肺、气腔等）的相应的组织替代材 料加工而成。
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Alderson Rando phantom
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组织填充模体（bolus）
用组织替代材料制成的组织补偿模体，直接放在射野入射侧 的患者皮肤上，用于改变患者不规则轮廓对体内靶区或重 要器官剂量分布的影响，提供附加的对线束的散射、建成 或衰减。
参考点：规定模体表面下照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 。 400kV以下X射线，参考点d0 =0。高能X射线，参考点选在 射野中心轴上最大剂量点位置d0 = dm 。
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校准点：在照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。
PDD
D d Dd0
100%
对能变量为≤：400kV的X射P线D，D因D D参dS 考1点00% 取在模体表面(d0=0)，上式 DS
式中 为射野中心轴上皮肤表面的剂量率。
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对高能X(γ )射线，因为参考点取在射野中心轴上最大
剂量点深度dm处，上式变为：
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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。
为了保证等体积的组织替代材料和被替代组织的质量相 等，两者的质量密度(物理密度)必须近似相等。
因人体组织特别是软组织中含有大量的水，使得水对X射 线、电子束的散射和吸收几乎与软组织和肌肉近似。
而固体等效材料，以有机玻璃和聚苯乙烯最为常用。
第八章 X(γ)射线剂量学
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一、人体模型
(一) 组织替代材料
X(γ )射线、电子束及其它重粒子入射到人体时，与人体组织 相互作用后，发生散射和吸收，能量和强度逐渐损失。很 难在人体内直接进行对这些变化的研究。因此必须使用人 体组织的替代材料做成的模型代替人体，简称模体。
组织替代材料必须具有与被模拟的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。