放疗物理与放疗技术 讲义 第一章(DOC)
放疗的物理学基础1
肿瘤放射物理学
电子与物质的相互作用
●电子与物质（原子）的相互作用：作用方式：弹性散射（高能电子 散射向前，角分布锐利，而低能较钝）。非弹性散射：能量和方向 发生变化。一是作用在外层电子上：激发（退激发以光和热的方式 释放能量）；电离：将电子打出原子之外。不产生X线。二是作用于 内层电子：将内层激发到外层，外层电子补充，释放光子，为特征 辐射。能量取决于原子序数和能级差。三是作用于原子核：激发到 返回稳态释放γ线。称为韧致辐射。
X线射野剂量学
●几个名词：
源皮距（SSD）：表示射线源到体模表面中心点的距离 源瘤距（STD）：射线源沿照射野中心轴到肿瘤内所考虑点的距离 源轴距（SAD）：射线源到机架旋转轴的距离 百分深度剂量（PDD）：体模内照射野中心轴上任一深度的吸收剂 量
率与照射野中心轴上参考点吸收剂量率的比的百分率
组织最大剂量比（TMR）；体模内照射野中心轴上任一点吸收剂量率 与空间同一点体模中最大剂量点处的吸收剂量率之比。
度来表示射线的质。 电子束能量：测量10×10射野束轴上80%剂量深度d80%，或50%的剂量深
度、或电子水射程等方法。
放射线的质与量
● 放射性核素： 放射性活度：A=dN/dt。只表示放射性元素的蜕变情况，不表
示蜕变方式、粒子种类以及粒子能量。贝可勒尔。以前为 居里。 半衰期:特定能态的放射性核素的活度衰减一半所需时间.
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。相当于内科学中的药理学，指 导我们正确选择放射源和治疗方式。
第一讲放射物理基础
E=hv
能量E的单位是焦耳（J）；频率v的单 位是赫兹（Hz）；h是普朗克常数。普朗 克常数：h=6.626×10-34js
电磁辐射
电磁辐射分类
放射性核衰变
衰变类型
➢ 放射性：不稳定核素自发地放出射线，转 变为另一种核素，这种现象称为放射性， 这个过程称为放射性衰变，这些核素称为 放射性核素。发出的射线种类可能有α射 线、β射线、γ射线，还可能有正电子、 质子、中子等其他粒子
光子注量 能量注量 照射量 吸收剂量 比释动能（kerma）
基本辐射量
光子注量和能量注量
光子注量：指入射在横截面积dA的 球体上的粒子数目dN除以横截面积。 单位：m-2
能量注量：入射在横截面积dA的球 体的辐射能量dE除以横截面积。单 位：J/m2
照射量
照射量：X（γ）辐射在质量为dm的空气中释放的 全部次级电子（正负电子）完全被空气阻止时，在 空气中形成的同一种符号的离子总电荷的绝对值 dQ与dm的比值，即： X=dQ/dm
放射性核衰变
β衰变
原子核自发地放射出电子e-或正电子e+或 俘获一个轨道电子的转变过程称为β衰变
放射电子的称为β-衰变，发射出的电子称 为β-粒子；放射正电子的称为β+衰变，发 射出的正电子称为β+粒子；俘获轨道电子 的称轨道电子俘获，如果俘获的是K层电 子，则称K俘获。
β-衰变
P到S的转 变是β-衰 变，在纲 图中β-粒 子的最大 能量是
KdEtr /dm
基本辐射量
电子平衡
所有离开△V的 次级电子带走 的能量，恰好 等于进入△V的 次级电子带入 的能量，则称 在O点出处于电 子平衡。
电子平衡成立条件
放射物理学课件
病原体侵入机体，消弱机体防御机能 ，破坏 机体内 环境的 相对稳 定性， 且在一 定部位 生长繁 殖，引 起不同 程度的 病理生 理过程
ITV范围的确定应使得CTV 在其内出现的概率最高，以保 证CTV在分次照射中，得到最 大可能的处方剂量的照射。
ITV一旦确定，它与患者坐 标系的参照物内、外标记应保 持 不 变 。 lTV 的 确 定 在 适 形 治 疗 和 X(γ)射线立体定向治疗 中 具有特殊的意义和地位。
病原体侵入机体，消弱机体防御机能 ，破坏 机体内 环境的 相对稳 定性， 且在一 定部位 生长繁 殖，引 起不同 程度的 病理生 理过程
图8－4 理想剂量学曲线
病原体侵入机体，消弱机体防御机能 ，破坏 机体内 环境的 相对稳 定性， 且在一 定部位 生长繁 殖，引 起不同 程度的 病理生 理过程
（一）高能X射线
剂量学特点： 最大剂量建成深度随 射线能量增加而增加； 在最大剂量建成点以前， 剂量随深度的增加而增 加，并随射线能量的增 加而减少；在建成点以 后，剂量随深度的增加 而减小，并随射线能量 的增加而增加。
照射区(irradiation volume，IV)
对一定的照射技术及射野
安排，50％等剂量线面所包括的范围。照射区的大小，直接反映
了治疗方案设计引起的正常组织受照范围。
冷剂量区(cold volume) 在 ITV内剂量低于CTV处方剂量 的下限(-5％)的范围。
热剂量区(hot volume) 高 于CTV处方剂量的上限(5％) 的范围。
《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)。
放射物理讲义
sin( G 2 G1 ) sin 21 W3 W1 W1 sin( G 3 G 2 ) sin 32
3,260o
1, 45o
2,150o
如何确定射野权重和楔形板?
三野共面
2. 三野分布在不超过1800的范围
必须加楔形板,使射野剂量梯度偏转至超过 1800才能保证靶区剂量均匀；可考虑1、3野 加楔形板，2野不加
几个问题
• 选动态调强还是静态调强
• 调强放疗治疗时间长带来生物效应下降的问题 • 剂量算法的重要性
• 气腔对剂量的影响以及对计划评估的影响
谢谢大家！
剂量计算和剂量显示
优化确定治疗方案
计划设计过程
任务 1.输入患者图像信息 2.配准和融合图像 3.定义解剖结构 4.确定射野参数(和DV约束条件) 5.评价剂量分布 6.输出治疗计划报告和电子文件 人员
计划师 医 师 医 师 计划师 医师 计划师
计划设计方式
正向 逆向
计划归一方法
归一决定了处方剂量给定的点或者体积。 常用的归一方法有点归一和体积归一。 点归一即为处方剂量给定的点
评价治疗计划质量的指标有所不同
计划验证的方法有所不同
器官运动和IMRT治疗实施的相互影响
两种优化方式
• 两步法：
设定优化目标 射野强度分布 叶片运动序列
一步法
剂量成形结构
包围靶区的壳
剂量成形结构
定义在靶区凹形区的扇形
剂量成形结构
剂量热点/冷点
在孤立的剂量热点或冷点定义小的结构，给 予适当的剂量或剂量体积约束，可以消除这 些热点或冷点。
CRT的临床适应症
射野形状适合靶区投影形状应视为放疗的 基本要求，CRT应作为放疗的常规，适应于 所有不需要做IMRT的情况。
放射治疗技1
放射治疗技1放射治疗技术第⼀章总论⒈放射治疗在肿瘤治疗中的地位：临床治疗恶性肿瘤的三⼤主要⼿段之⼀。
在恶性肿瘤患者的治疗中，约有75％的患者需要采⽤或加⽤放射治疗。
⒉放射治疗技术根本⽬的是最⼤限度地保护正常组织和器官的结构与功能，努⼒提⾼患者的长期⽣存率和改善其⽣存质量。
放射治疗的作⽤第⼀种是根治性治疗第⼆种是辅助性或联合治疗第三种是姑息性治疗放射治疗与⼿术治疗的联合应⽤⑴术前放射治疗⑵术后放射治疗⑶术中放射治疗精确放射治疗技术①⽴体定向放疗技术（SRT）②三维适形放疗技术（3DCRT）③适形调强放疗技术（IMRT）第⼆章临床放射物理学基础放射源（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。
照射野中⼼轴：放射束的中⼼对称轴线，临床上⼀般⽤放射源S与穿过照射野中⼼连线作为照射野的中⼼轴。
照射野：射线束经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。
参考点：规定模体表⾯下照射野中⼼轴上的某⼀点作为剂量计算或计量测量的参考点。
校准点：在照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病灶中⼼的距离。
源轴距（SAD）：放射源到机架旋转轴或机器等中⼼的距离。
建成效应：从机体表⾯到最⼤剂量深度区域称为剂量建成区域，在此区域内剂量随深度⽽增加。
对⾼能X射线，⼀般都有建成区域存在。
放射性：是指不稳定原⼦核转变成更稳定结构的特性，这个过程也称为放射性衰变。
放射治疗的临床剂量学原则遵循靶区剂量要⾼、分布要均匀尽可能减少正常组织受照射范围和剂量，保护重要器官并使其受照射剂量控制在可耐受的剂量范围以内的原则。
⼀个较好的治疗计划应满⾜以下条件①肿瘤剂量要求准确，放射治疗是⼀种局部治疗⼿段，照射野应对准所要治疗的肿瘤区域即靶区②治疗区域内的剂量分布要均匀，剂量变化不能超过±5％，，即要达到95％的剂量分布③照射野的设计应尽量提⾼治疗区域内的照射剂量，降低受照射区域内正常组织的受量范围④保护肿瘤周围重要器官免受照射，⾄少不能超过其允许的最⼤耐受剂量⾼能X射线的物理特性①穿透作⽤②电离作⽤③荧光作⽤④热作⽤⑤⼲涉、衍射、反射、折射作⽤百分深度剂量的影响因素放射线的质对其百分深度剂量的影响照射野的⼤⼩对百分深度剂量的影响源⽪距对百分深度剂量的影响60Coｙ射线的物理特性①穿透⼒强②保护⽪肤③⾻和软组织具有同等的吸收④旁向散射⼩⑤经济、可靠⾼能电⼦线的物理特性①具有有限射程，有效避免对靶区后深部组织的照射②易于散射，⽪肤剂量相对较⾼第四章临床肿瘤放射治疗基础体外远距离照射：放射源位于体外⼀定距离，集中照射⼈体某⼀部位的，叫做体外远距离照射，简称为外照射，这是临床最常⽤最主要的放疗⽅式。
放射治疗技术放射物理学基础教案
《放射治疗技术》第一章课程教案教学环节教学内容教学活动设计及时间教师主导活动学生主体活动教学方法及意图课前预习1.通过超星平台，将相应的放射性衰变的学习视频放入资源库，并进行分组，与话题讨论。
超星平台发布学习任务，进入网络平台学习：1.观看《福岛核电站泄漏资料》2.提出自己的看法并讨论。
1.加入超星平台。
2.学习福岛核电站泄漏情况资料，归纳出和核衰变要点。
联系总结法（3min）观看《福岛核电站泄漏资料视频》，加强学生对放射性核素泄漏的后果认识，以及放射性核素管理的重要性。
温故知新在上学期学习成像原理基础下，引导学生对放射性核素对人体影响设想。
通过回顾相应放射治疗的知识点。
引导学生猜想不同器官受到辐射的影响有什么不同？设问：引导学生依据自身经历，猜想对放射治疗导致对放射治疗不同的原因？1.分组进行课堂讨论不同的原因？2.学生回答：肿瘤患者与其本身的器官、年龄、性别都有一定影响因素回顾联系（3min）1.引导学生对放疗相关知识进行回顾，能加深对本知识点认识。
2.能学生明白对放射性核素对人体影响，更要严谨、细致、认真，有责任。
导入案例在上学期学习成像原理基础下，举例福岛核电站的切诺贝尔核电站相应的核泄漏事故，与放射性衰变的联系。
1.引导学生依据自身知识，猜想对放射知识的了解及生活为危害？2.进行小组设计，组织讨论。
（每小组10人进行分组讨论）1.通过上学期学习医学影像成像原理，讨论猜想放射治疗设备的基本影响。
问题讨论法5min设问：研究放射治疗师如何运用放疗设备及辅助装置，与放射肿瘤医生、物理师一起对肿瘤患者设计合理的放射治疗方案并实施精确的放射治疗？新知新学α衰变：释放出α射线的衰变方式1.将相应的放射治疗知识归纳为思维导图。
2.分析比较α衰变、β衰变、γ衰变的概念。
表格的方式进行分析。
1.认真倾听教师讲解。
2.提出相关问题，倾听教师讲解，明确本次课任务。
讲解授课法8min1.以微观粒子为导向，对放射线的发展有充分的了解。
放疗技术第一周课件
Ⅱ.康普顿效应(与原子外层电 子作用）
(1). 康普顿效应作用过程 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。损失能量后的X（γ）光子称 为散射光子，获得能量的电子称 为反冲电子。
Ⅲ. 电子对效应
(1).电子对效应作用过程 当X（γ）光子从原子旁经过时， 在原子核库仑场的作用下形成一 对正负电子，此过程称为电子对 效应。
粒子与物质的相互作用 一、带电粒子与物质相互作用的主要 方式 作用的主要方式： （1）与原子核外电子发生非弹 性碰撞； （2）与原子核发生非弹性碰撞； （3）与原子核发生弹性碰撞； （4）与原子核发生核反应。
（二）相互作用方式 Ⅰ. 光电效应 光子与原子内层电子作用 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.
(二)、术中放射治疗
腹腔深在肿瘤，手术不能切除或切除不彻底 者
优点：直视下清楚地对准靶区进行照射，正
常组织可得到保护。
缺点：只能照射一次。不符合分次照射原则。 疗效较肯定的报告为胃癌。
(三)、术后放射治疗
手术切除不彻底的病例采用术后放射治疗， 可降低局部复发。 优点：大部分肿瘤已被切除，有手术及病理
调强适形放射治疗
IMRT (intensity modulation radiation therapy，IMRT) 不仅 要求照射野的形状与病变形状一 致，而且还要求病变内各点的剂 量是均匀的，这是在适形放射治 疗的基础上的又一发展。
调强适形放射治疗
放射物理
三能X线+电子线加速器
二、γ线的产生及钴60治疗机
1、γ线的产生及其特性
（1）产生： γ线是由放射性同位素产生的，具有不同
的能量和半衰期。
（2）几种常见γ线同位素源及其特性
同位素
γ能量 MeV
半衰期
应用
缺点
镭-226
平均0.83
1590年
70年代以前作 近距离治疗
能谱复杂 半衰期长 环境污染 半影问题 换源问题
3、放射治疗发展简史
• • • • • • •
1895年 1899年 1922年 1950年代 1960年代 1980年代 1990年代
伦琴发现了X线； 放射治疗治愈了第一例患者； 第一部深部X线治疗机； 第一部钴-60远距离治疗机； 第一部电子直线加速器； 现代近距离治疗； 立体定向外科（SRT） 三维适形放疗（3DCRT） 适形调强放疗（IMRT）
放射物理学
第一节 学习放射物理学的重要性
1.放射治疗的基本原理
（ 1 ）利用放射线治疗肿瘤，基于放射线的穿透性 及电离生物效应等物理特性。 （ 2 ）基于肿瘤组织与正常组织之间的放射敏感性 的微小差异。 （ 3 ）基于不同的放射源，放射范围、放射剂量的 可控制性。
2、放射治疗的目的要求：
尽可能地杀灭肿瘤组织 尽可能地保护正常组织
2. 百分深度剂量的临床应用：
肿瘤量 = 处方量×PDD
(DT=Dm×PDD)
等剂量曲线
建成区
• 从组织表面到最大剂量深度的区域，此区域内剂量随深度增加而增大。
第五节 治疗计划设计原理及照射技术
一、治疗计划设计中的几个概念 1、靶区(target volume)/靶体积 GTV-Gross target volume CTV-Clinical target volume 肉眼靶区 临床靶区
放疗技术第一章1_PPT课件
适形放射治疗
1965年日本学者高桥及松田等人首先提出了原体照射的 概念即 conformal radiation therapy,CRT
目前使用的三维适形放射治疗(3一dimensional Conformal radiation therapy，3一DCRT)就是在这个基 础上发展起来的。
瑞典放射物理学家Brahme教授首先提出了调强的概念。 由此发展出调强适形放疗。
医生在放疗专用计算机计划系统中制定放射治疗计划，理论的治疗 计划需要在实际的条件下进行验证是否可行，制定完成的放疗计划需 要在治疗室进行复位，对计划进行复核。
在治疗室拍摄验证片确定无误后即可开始进行治疗。为了保证病 人的放疗计划的质量，我们会进行一系列的措施，这包括：对每个治 疗计划进行讨论复核、剂量验证等。另外我们会定期检查维护机器设 备，使其维持在最佳的工作状态。
瑞典放射物理瑞典放射物理学家Brahme教授首先提出了调强的概念学家Brahme教授 首先提出了调强的概念
近距离治疗的发展
20世纪70年代至80年代，放射物理学、剂量学、计算机技 术以及影像技术的发展，极大地提高了近距离治疗的精度， 改善了正常组织的防护和剂量分布。
后装技术的进一步发展及低能192铱源的使用，明显地减少 了操作人员的受线量，也方便了病人的护理。
放疗实施
上述准备工作全部完成且核对无误，才可实施真正的放射治疗。任 何一个环节出现超过允许程度的误差，医生、物理师、技师还要寻找 原因，予以纠正，保证准确无误后方可继续治疗。
放射治疗一般由2-3位技师共同完成，一位在操作室输入放射治疗 参数，另外两位在机房内进行摆位，按照标记线摆好病人，加入挡块 ，楔形板，凡士林油纱等需要的辅助器材之后就可以离开机房。治疗 中开启病人监视ห้องสมุดไป่ตู้统和对讲系统，密切监视病人体位是否移动，如果 发现病人体位移动或发出求助信息，应立即停止治疗并做相应处理， 纠正后再行照射。
放射物理一讲
１９０２年年底，居里夫人提炼出了十分之一克极纯净的氯 化镭，并准确地测定了它的原子量。从此镭的存在得到了证 实。镭是一种极难得到的天然放射性物质，它的形体是有光 泽的、象细盐一样的白色结晶。在光谱分析中，它与任何已 知的元素的谱线都不相同。镭虽然不是人类第一个发现的放 射性元素，但却是放射性最强的元。
适形放射治疗概念的提出和进行临床研究最早始于1959年，日 本Takahashi博士及其同事首次提出并阐明了适形放疗的基本 概念以及实施方法。 Proimos博士及其同事独立地提出了同步挡块旋转照射方法， 同步挡块法是将特殊设计的铅挡块安装在患者和准直器之间， 并且挡块能够随机架或患者的旋转作同步运动，保证挡块投影 的形状随时与照射的靶区一致。
1901年, Roentgen获得第一个 诺贝尔物理学奖。
X线迅速得到实际应用，包括医学诊断，治疗和工业应用。 最早提及X线设备在1899年。由Mr Robert Hutchison于 1899年6月1日在 The Royal Jubilee Hospital建造 (Gosnell RE. A history of British Columbia. Victoria,B.C.: Lewis Publishing Co; 1906. p. 547. (VancouverPublic Library, Special Collections))。 (Canada, British Columbia, Victoria)。 最早使用X线作治疗的报告是在1902年, the City Hospital (X-ray treatment. Vancouver Daily World 1902; 8(April 9):4. ( Vancouver Public Library , Special Collections ) )。
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表1 课程学时分配表剂量学篇第1章外照射光子射野剂量学（6学时）教学目标1.人体模型和百分深度剂量比了解：组织替代材料间的转换，模体的分类，剂量准确性的要求；理解：组织替代材料的概念，模体及其各个类别的概念和特点；应用：组织替代材料的选择。
2.百分深度剂量分布应用：照射野及其相关的概念，百分深度剂量的定义和建成效应及其各个影响因素。
3.组织空气比了解：不同源皮距百分深度剂量的计算(组织空气比法)，旋转治疗剂量计算和散射空气比；理解：组织空气比的概念及其影响因素，反散因子的概念和影响因素及其关系；应用：组织空气比与百分深度剂量的关系及其应用。
4.组织最大剂量比了解：原射线和散射线区别；理解：射野输出因子和模体散射因子的概念和作用，散射最大剂量比的概念；应用：组织模体比和组织最大剂量比的概念和意义。
5.等剂量分布与射野离轴比理解：等剂量曲线的概念，加速器X射线束射线质变化的规律；应用：等剂量曲线的特点及其影响因素，射野离轴比的概念和影响因素及其意义，束流权重和等剂量曲线的合成。
6.处方剂量计算了解：加速器和钴-60的剂量计算；理解：离轴点剂量计算-Day氏法及其本质；应用：处方剂量的概念和表示方法及其含义。
本章主要参考书1.肿瘤放疗物理学,胡逸民主编,原子能出版社,1999年9月出版，P149~2262.田志恒编，辐射剂量学（初版）（M），高等学校试用教材，1992年6月第一版，P197~P237讲稿:第1章外照射光子射野剂量学（6学时）外照射剂量学（external radiation dosimetry）研究以人体为主的各种客观受体外辐射源照射的剂量学问题。
对于医学照射、工业照射、各种照射实验和某些事故照射，可以利用受特定射束照射的体模来测量或者计算照射剂量。
这些测量和计算结果也是确定辐射防护水平照射剂量的基础资料。
第一节人体模型一、组织替代材料X（γ）射线、电子束及其他重粒子入射到人体并与组织发生相互作用，由于散射和吸收，能量和强度逐渐损失。
为了模拟测量和计算受外部辐射源照射的人体、实验动物或辐照产品中的吸收剂量分布，设计制作了一些具有约定尺寸和替代材料（tissue substitutes）构成的模型称为体模（phanton）。
为了研究人体受照情况，需要组织等效的剂量学人体模型。
这里所说的组织等效，指的是材料对不带电粒子的衰减系数、能量转移系数、和能量吸收吸收以及对带电粒子的碰撞阻止本领、辐射阻止本领和散射本领等均与组织接近，因而对电离辐射的吸收、衰减和散射作用于组织近似1。
要具有这种近似必须使替代材料与被模拟的组织与射线相互作用相同的有关物理特点，如原子序数、电子密度、质量密度、甚至化学成分等。
组织替代材料的选择需考虑被替代组织的化学组成和辐射场的特点，因目前没有一种化合物的组成与人体组织相同，只能用与人体组织成分相同的液体混合物代替。
因液体混合物用起来很不方便，常用某一种材料，这种材料的主要成分能够近似模拟被替代组织与射线的相互作用。
对X（γ）射线，若某种材料的总线性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组织使X（γ）射线衰减到相同程度，则此种材料为被替代组织材料的X（γ）射线替代材料。
因在不同能量段的X（γ）射线与物质的作用方式不同，材料的原子序数Z和电子密度对其等效性有较大的影响。
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的话，则它们的总线性阻止本领和总线性角散射本领一定完全相同。
所以一般情况下适合X（γ）射线的组织替代材料的元素一定是电子束的组织替代材料。
对于中子束，因其主要与组织中元素的原子核发生作用，替代材料的元素构成必须与被替代组织的相同，即它们的H、C、1田志恒编，辐射剂量学（初版）（M），高等学校试用教材，1992年6月第一版，P197N、O的质量相对份数完全相等，这样才能保证替代材料与被替代组织对中子的吸收与散射相等。
对重离子，因其与组织的相互作用主要是电子碰撞，所以线性碰撞本领是选择组织替代材料的首要条件。
但对于π-介子，除考虑线性碰撞本领外，还应考虑被替代组织及组织替代材料的分子结构。
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，两者的质量密度必须近似相同。
因人体组织特别是软组织中含有大量的水、使得水对X（γ）射线、电子束的散射和吸收几乎与软组织和肌肉的很近似，而水又是最容易得到和最廉价的组织替代材料。
但水模也有缺点，如用电离室等做探头时，必须加防水措施，使测量免受影响，所以近年来又发展了干水和其他组织替代材料。
表1-1列出了人体组织和目前临床上常用的组织替代材料的有关物理参数。
商售的组织替代材料中有机玻璃和聚苯乙烯最为常用。
表1-1 人体组织及常用的组织替代材料的物理参数二、组织替代材料间的转换组织替代材料的效果，决定于被测射线与模体材料的相互作用。
对中高能X（γ）射线，以康普顿效应为主，当两种模体材料的电子密度相等时，则认为他们彼此等效。
对水的等效厚度T水为：=(/)/(Z/A)T T Z A ρ⨯⨯水水模体模体模体 （1-1）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（-3g cm ⋅）；Z 为材料的原子序数；A 为材料的原子量。
例如，若材料为有机玻璃，它的分子式为528nC O H （），水的分子式2H O ，用681C O H ，，三种元素和原子序数和质量数代入式1-1，可得：(Z/A)有机玻璃=0.540；(Z/A)水=0.555。
设有机玻璃的密度为1.18-3g cm ⋅，则1cm 厚的有机玻璃相当于0.5401.18=1.148cm 0.555⎛⎫⨯⎪⎝⎭水。
对低能量X 射线，光电效应占优势，两种模体材料通过下式等效为：3=(/)T T Z A ρ⨯⨯水水，有效模体模体模，有效 1-2式中1/330=(/)i i i Z n n Z ⎡⎤⨯⎢⎥⎣⎦∑有效为模体材料的有效原子序数；i n 为组织模体材料的第i 种元素的电子数；0n 为模体材料的总电子数。
对水，331/3=[(2/10)1+(8/10)8]7.42Z ⨯⨯=有效；对有机玻璃，3331/3=[(30/54)6+(8/54)1+(16/54)8] 6.48Z ⨯⨯⨯=有效；则1cm 厚的有机玻璃相当于31.18(6.48/7.42)0.79cm⨯=水。
对于高能X 射线，电子对效应占优势，两种模体材料通过下式等效：=(/)T T Z A ρ⨯⨯水水，有效模体模体模，有效 1-3式中0=(/)iiiZ n n Z⨯∑有效，对水，=6.6Z 有效；对有机玻璃， 5.85Z =有效；则1cm 有机玻璃相当于1.18(5.85/6.6) 1.05cm ⨯=水。
对电子束，模体材料是通过模体中电子注量进行等效的：00=()/()T T R R ρ⨯⨯水水模体模体模体 或 pl =T T C ⨯水模体 1-4式中0()R 模体，0()R 水分别为电子束在两种材料中的连续慢化近似射程，它随电子束能量而变化，对有机玻璃和聚苯乙烯的00()/()R R 水模体的值分别为1.123和0.9812，pl C 为模体材料中电子射程或深度转换为水材料中的射程或深度的比例系数3，它相当于AAPM TG-25的有效密度。
三、模体2 IAEA 技术报告丛书第277号。
3IAEA 技术报告丛书第381号。
由组织替代材料组成的模体(phantom)是用于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。
ICRU 第23号，第24号。
第30号报告中对各种模体做了分类和定义：标准模体(standardphantom) 长、宽、高分别为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与比对。
低能电子束，水模体的高度可以薄一些，但最低高度不能低于5cm 。
均匀模体(homogeneousphantom) 用固态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，代替标准水模体作吸收剂量和能量的常规检查（如图1-1）。
人体模体 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而成类似于标准人体外形或组织器官外形的模体。
不均匀型用人体各种组织(包括骨、肺、气腔等)相应的组织替代材料加工而成，类似标准人体外形或组织器官外形的模体。
人体模体主要用于治疗过程中的剂量学研究，包括新技术的开发与验证、治疗方案的验证与测量等，不主张用它作剂量的常规校对与检查。
图1-2为调强头颈模体，它使用了多种组织替代材料模拟人体的肌肉、骨、肺和气腔等。
因他模拟标准人体的外形，又称假人(如图1-3)，横向分切成相同厚度(2.0~2.5cm)的薄层片，煤层中备有测量小孔，以便置放热释光测量元件。
图1-4是四川大学制造的人体模型。
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图1-2 调强头颈模体图1-1 有机玻璃构成的固体模体图1-3 人体模体图1-4 CDP 体模的断面和内部脏器结构肤上，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，提供附加的对线束的散射、建成或衰减模型。
组织填充模体与组织补偿器(tissuecompensator)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皮肤上；后者不必非用组织替代材料而且必须远离患者皮肤一定距离。
这里将在后面放疗技术中介绍。
四、剂量准确性要求用组织替代材料或水替代材料构成的模体，用于剂量的比对和测量中，它对吸收剂量测量精度的影响，不能超过标准水模体测量值的1％。
如果超过1％，则应改用较好的材料，或用以下方法进行修正。
对X （γ）射线，校正系数'()F d d C e μ-=，其中d 为替代材料的厚度，'d 为等效水厚，由1-1~1-3式确定；μ为替代材料的射线的有效线性衰减系数。
对电子束，两种模体中射野中心轴上百分深度剂量（PDD ）相同时的深度比为[1-4式]：m w 0m 0w ()/()(/)/(/)Z PDD Z PDD r r ρρ=，式中r 0为电子束的连续慢化近似射程；ρ为组织替代材料的物理密度；Z 为深度。
对中子和其它粒子亦应作相应的比较。
第二节 百分深度剂量分布当射线入射人体(或模体)中时，人体(或模体)内吸收剂量将随深度变化。
影响这种变化的因素有：射线能量、组织深度、射野大小、源皮距和线束准直系统等。
因此，在做患者体内剂量计算时，必须考虑这些因素对百分深度剂量分布的影响。
一、照射野及有关名词定义放射源(S)：在没有特别说明的情况下一般规定为放射源前表面的中心，或产生辐射的靶面中心。