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。
肿瘤放射治疗策略放射物理学基础篇课件下载
仁和精诚
明确放射治疗的目的
放射治疗的目的将精确的剂量给予到特点的肿瘤体 积上，同时对周围正常组织损伤最小。
①根治性合理治疗后患者可能长期生存；虽然会 出现一些副作用，但是这些副作用相对于患者的收 益来说是可接受的。
②姑息性预计不会超过一定期限的生存，但可以 通过相对高的放射剂量（根治剂量的75%80%）来 控制肿瘤，解决一些不适症状，改善生存质量。
仁和精诚
常用放射物理学临床应用 （χ/γ射线的剂量分布）
• ③.射野大小和射线能量对TAR的影响TAR随照射野及照射 能量的增大而增大，其影响与PDD类似。
仁和精诚
常用放射物理学临床应用 （χ/γ射线的剂量分布）
• 三、散射空气比（SAR）
• 1.描述在进行非规则野剂量计算时，通常将体模内射线中 心轴上各点剂量分成“原射线剂量”和“散射剂量”两部 分，散射空气比（SAR）即是为进行散射线计算而定义的 剂量计算参数。
仁和精诚
常用放射物理学临床应用 （χ/γ射线的剂量分布）
• 3.模体散射因子（Sp）
• ①.定义为射野在模体内参考点（一般在最大剂量点）深度 处的剂量与准直器开口不变的参考射野（10cm×10cm） 在同一深度剂量之比。
• ②.测量方式直接测量Sp比较困难，保持准直器开口相同， 在模体表面附加挡铅构成不同大小的射野的方式进行测量。
5Gy（当剂量1Gy 时有50%的风险）
公式TMR=Dd/Dm
根据高能电子束的百分深度剂量分布，可分为4个部分：
多叶准直器（MLC）的作用
也可按模拟机照片上的计划射野形状和大小、位置等由数字化仪输入，并按不同的机器的MLC条件转换为一定的数据格式传送至加速
器的控制系统。
1915年，伦琴协会倡导放射防护。
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5
（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，构成
1
式中
Z有效
i
(ni
/
n0
)
Zi3
3
，ni
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：
各种大小方形野的百分深度剂量随组织深度的 变化用列表的方法给出。
其它不规则野和矩形野，需要对方形野作等效 变换。
射野等效的物理意义：如果使用的矩形或不规 则野在其射野中心轴上的百分深度剂量与某一方形 野的相同时，该方形野叫做所使用的矩形野或不规 则野的等效射野。
射野等效的物理条件与精确计算：采用原射 线和散射线剂量分别计算，由于原射线贡献的剂量 不随射野面积和形状变化的，射野的面积和形状只 影响散射射线的贡献，所以射野等效的物理条件是 对射野中心轴上诸点的散射贡献之和相等。
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）
5、其它组织替代材料 有机玻璃、聚苯乙烯最为常见
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-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”。
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。
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吸收剂量
电离辐射给予质量为dm的介质的平均授予 的能量dE，定义为吸收剂量，记为D
dE D dm
单位为焦耳/千克,专用名词为戈瑞（Gy） 曾用单位为拉德（rad） 1Gy＝100rad
剂量当量
•
•
• •
生物体内单位质量的组织，从各种射线中 吸收同样多能量，所产生的生物效应有着 非常大的区别 引入一个称为品质因素QF,以比较不同辐射 在引起生物效应方面存在的差异 剂量当量的定义 D为吸收剂量；剂量当量的单位是希沃特 （ Sv）
辐射系统结构示意图
靶 加速电子打靶后产生X射线 均整块 使辐射野内的X射线剂量分布均匀 散射箔 使从加速系统来的集束的电子射线 在一定辐射野内均匀散开 准直器 初步限制辐射的范围 上下光阑 调节辐射野的形状、面积 限光筒 限定电子射线辐射野的范围以及改 善电子射线的均整度 楔形过滤器 在 X 射线辐射野内产生非对称 的楔形剂量分布
•
X线与伽马线与物质的相互作用
•
•
电离概念 中性原子获得正电荷或负电荷的过程 – 直接电离辐射线 电子、质子和 等带电粒子 – 间接电离辐射线 – 中子和光子 光子与物质的原子相互作用主要通过三种 过程产生高速电子 – 光电效应、电子对效应和康普顿散射
光电效应
– X射线全部能量转移给原子中束缚电子使其从 原子中发射出去，光子本身消失
肿瘤放射物理学
放射治疗物理基础 • 放射治疗的剂量单位 • 放射治疗机
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放射治疗物理基础
放射治疗与手术及化学治疗一起组成肿 瘤的三大治疗手段 • 要提高肿瘤放射治疗效果，必须提高放 射治疗的增益比 • 最大限度地将射线集中到肿瘤靶区内， 杀死肿瘤细胞；使周围正常组织和器官 少受或免受不必要的照射
放射治疗设备
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按产生方式分
人工加速治疗装置
放射性核素治疗装置
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按照射方式分
体外远距离用的外照射治疗机 在人体腔内或肿瘤组织间近距离照射用的内照射
治疗机
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精确放射治疗装置，又被称为第三大类
放射治疗机
钴-60治疗机 • 直线加速器 • 近距离治疗机 • 三维适形放射治疗/调强放射治疗设备
AC 线性电源
支持结构
加速器基本技术
• 微波功率源 Microwave Power sources • 加速结构 Acceleration structures
• 射束传输系统 Beam transport systems • 支持结构 Support structures
电子束偏转 - 90
Magnet Pole
后装治疗机
近距离照射（Brachytherapy）是指将放射源 连同施用器置放于人体天然腔管内或将细 针管植入瘤体内再导入放射源的放疗技术 治疗范围主要包括鼻咽癌、食道癌、乳腺 癌、直肠癌、支气管肺癌、胆管癌、胰腺 癌、前列腺
后装治疗机常用的放射源
最适合于近距离放疗的γ线发射体的选择原 则 – 在组织中必须有足够的穿透能力 – 辐射防护处理难度不应太大 – 半衰期不应过长 – 要能加工成微型源 – 铱-192是目前较理想的放射源
直线加速器
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利用微波电磁 场 加速电子， 并使其具有直线 轨 道，直接输 出电子或经转换 为X射线，供放 射治疗用
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按其能量范 围，医用电子 直线加速器分 为低、中、高三 类
医用电子直线加速器能量范围
X射线能量范围 及能量分档
低能机
电子射线能量范 围及能量分档 无
应用范围 深部肿瘤 深部肿瘤、 部分表浅肿瘤
模拟机
传统的模拟过程
图像上所有信息叠加在一个 2D平面上，很难精确定义靶 区和关键器官
定位根据平面X光片上的骨性 标记、术后银夹和造影剂来完 成
CT 模拟机
配有激光定位系统及定位 软件的专用CT扫描仪 直接由CT定义靶区和等 中心位置 无需常规X线模拟定位机
CT取代X光机作模拟的优点
o
Energy Spread
Position Change
Angular Change
辐射系统 辐射系统的 作用是使从 加速系统产 生的辐射符 合放射治疗 的特殊要求
X射线辐射系统 A-限光筒 C-准直器 J-光阑 M-反射镜 W-楔形过滤器 电子射线辐射系统 F-散射箔 I-电离室 P-均整块 T-靶
CT机产生的是断层图像 在TPS上通过几何重建方法，将一系列CT断 层图像重建成数字X光平片（数字重建透视 图DRR/DCR 新产生的DRR上叠加医生在CT断层上勾画 的靶区轮廓和关键器官，从而使得DRR包 含了大量的三维信息
治疗计划系统 TPS
能量选择 照射技术选择
等中心照射、共面照射、非共面照射 对称野、非对称野
组织
双链修复
间 期 死 亡
急 性 反 应
慢 性 反 应
潜在致死性损伤
放射治疗的剂量单位 照射量 • 吸收剂量 • 剂量当量
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照射量
X（）射线的照射量的定义
dQ E dm
公式中dQ是当射线在质量为dm的干燥空气 中形成的任何一种符号（正或负）离子的 总电量 单位为库仑/千克，曾用单位伦琴 1伦琴＝2.58×10－4库仑/千克
肿瘤放射物理学
南通大学附属医院放射治疗科 汤乐民
放射肿瘤学 Radiation Oncology
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研究和应用高能放射线治疗肿瘤的原理 和方法的临床治疗学科
– 肿瘤放射物理学/Radiation Physics/ – 肿瘤放射生物学/Radiation Biology/ – 放射治疗技术学/Radiation Technology/ – 临床肿瘤学/Clinical Oncology/
康普顿散射
– 入射光子与物质原子较外层电子作用时，光子 把部分能量传给电子，使其脱离原子成为反冲 电子，而光子自身的能量减少，改变运动方向
电子对效应
– 当入射光子的能量＞1.022MeV时，光子在原 子核场的作用下可能转化为正负电子对
布拉格峰
电离对靶分子的间接作用与直接作用
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直接作用 在电离被生物物质吸收时，直接和细胞关 键靶DNA作用，靶的原子被电离或激发， 从而启动一系列反应导致生物改变
4~6 MeV，1档
中3~5档
高能机
6~10 MeV，15~25 MeV，1档
5~25 MeV 5~8档
同上
直线加速器系统
电子枪 控 制 系 统 加速器波导
屏蔽 偏转系统
高压脉冲
微波脉冲
RF
剂量系统 准直器
功率源 调制器 高压脉冲 用于治疗的电子束或X线束
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间接作用 射线在细胞内可和另一原子或分子相互作 用产生自由基，可扩散一定距离，达到一 个关键的靶并造成损伤
靶分子的损伤与修复
靶分子 电离 氧 单链断裂 错误 复制 诱发自由基 击出电子 乏氧 双链断裂 固定 电子 转移 时相 增 殖 期 死 亡 致死性损伤
致畸 致癌
单 链 复 制 亚致死性损伤
时相
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钴-60治疗机
钴-60治疗机（60Co Teletherapy System）是 利用放射性同位素60Co衰变过程中放射出的 γ射线对恶性肿瘤进行放射治疗的设备， 用来治疗深部肿瘤 钴-60的半衰期约为5.24年
Β-衰变伴生两条能量分别为1.17和1.33MeV 的γ射线，平均能量为1.25 MeV
钴-60治疗机基本结构
• 钴-60治疗机由控 制电路系统、钴 源及源输送机构、 准直器、光学部 分、治疗床、臂 架和底座等部分 构成
钴源及输送机构
准直器
控 制 电 路
光学系统
治疗床
臂架
钴-60治疗机
钴-60治疗机的钴源因衰变其放射性强度会 逐渐降低，所以需要定期更换
钴-60治疗机比医用电子直线加速器等设备 结构较简单、价格低、维修费用低，所以 是一种普遍使用的放疗设备
三维剂量计算 计划优化
等剂量曲线、剂量体积直方图
多叶光阑 MLC
靶区和危及器官的定义
Critical organ or Organ at risk (OAR) Planning organ at risk volume (PRV)
Gross tumor volume (GTV) Clinical target volume (CTV ) Planning target volume (PTV) Treated volume Irradiated volume
铱-192
铱-192以74.2天的半衰期放射β线而蜕变
铱-192所发射的γ线的平均能量为380KeV 可以制成微型源，其使用形式分别是籽粒 /Seeds、发针/Hairpin、铱丝/Wire以及将籽粒 等间距封存在塑料管内串源/Ribbon
三维适形放射治疗装置
三维影像手段（CT模拟机） 三维治疗计划系统（3D TPS) 直线加速器＋多叶光栅（MLC)