放射物理學(xué)基礎(chǔ)參考幻燈片

1、中南大學(xué)湘雅醫(yī)院腫瘤科雷明軍 2020/10/7,腫瘤放射物理學(xué)基礎(chǔ),1,內(nèi)容綱要,核物理的基本知識(shí) 常用放療設(shè)備和放射源 X()射線(xiàn)射野劑量學(xué) 高能電子束射野劑量學(xué) 臨床放射治療劑量計(jì)算 臨床劑量學(xué)四原則及靶區(qū)勾畫(huà)必須熟悉的幾個(gè)概念 放射治療的質(zhì)量保證與質(zhì)量控制,2,核物理的基本知識(shí) 常用放療設(shè)備和放射源 X()射線(xiàn)射野劑量學(xué) 高能電子束射野劑量學(xué) 臨床放射治療劑量計(jì)算 臨床劑量學(xué)四原則及靶區(qū)勾畫(huà)必須熟悉的幾個(gè)概念 放射治療的質(zhì)量保證與質(zhì)量控制,3,1.1 原子的基本結(jié)構(gòu)：,一、核物理的基本知識(shí),4,1.2 放射性衰變類(lèi)型 a)衰變：放出粒子 b）衰變：放出正電子或負(fù)電子或俘獲一個(gè)軌道電子

2、c）躍遷和內(nèi)轉(zhuǎn)換：躍遷會(huì)以射線(xiàn)形式釋放能量；內(nèi)轉(zhuǎn)換發(fā)射內(nèi)轉(zhuǎn)換電子。,5,1.3 帶電粒子與物質(zhì)的相互作用 與核外電子非彈性碰撞電離損失/碰撞損失 (釋放出特征X射線(xiàn)或俄歇電子） 與原子核非彈性碰撞 輻射損失 （軔致輻射） 與原子核彈性碰撞 與原子核發(fā)生核反應(yīng),6,X()光子與物質(zhì)相互作用的主要過(guò)程有光電效應(yīng)、康普頓效應(yīng)、電子對(duì)效應(yīng)；其它次要的作用過(guò)程有相干散射、光核反應(yīng)等。,1.4 X () 與物質(zhì)的相互作用,7,1.5 幾個(gè)重要的概念,1.5.1 放射性活度：放射性活度是指一定量的放射性核素在一很短的時(shí)間間隔內(nèi)發(fā)生的核衰變數(shù)除以該時(shí)間間隔之商。 AdN/dt=NN0e-t=A0e-t 其中，

3、為衰變常數(shù)； A和A0分別是t時(shí)刻和初始時(shí)刻的放射性活度。國(guó)際單位為貝可勒爾(Bq) 1.5.2 射程：帶電粒子在與物質(zhì)的相互作用中，不斷損失能量，最終損失所有動(dòng)能而停止運(yùn)動(dòng)(不含熱運(yùn)動(dòng))。粒子沿入射方向從入射位置至完全停止位置所經(jīng)過(guò)的直線(xiàn)距離稱(chēng)為射程。（射程與路徑長(zhǎng)度的區(qū)別）,8,1.5.3 線(xiàn)性能量傳遞(linear energy transfer,LET),是指次級(jí)粒子徑跡單位長(zhǎng)度上的能量傳遞，即帶電粒子傳給其徑跡物質(zhì)上的能量。 常用單位：KeV/um LET分為兩類(lèi)：低LET射線(xiàn) (X 、射線(xiàn))，LET值10KeV/um；高LET射線(xiàn) (快中子、負(fù)介子、重粒子)，LET值100KeV/

4、um 輻射生物效應(yīng)與LET值有重要關(guān)系。在相同吸收劑量下，射線(xiàn)LET值越大，其生物效應(yīng)越大。,9,1.5.5 半價(jià)層：半價(jià)層(HVL)定義為X()射線(xiàn)束流強(qiáng)度衰減到其初始值一半時(shí)所需的某種物質(zhì)的厚度，它與線(xiàn)性衰減系數(shù)的關(guān)系為: HVL=ln2/ =0.693/ 1.5.6 吸收劑量：電離輻射給予質(zhì)量為dm的介質(zhì)的平均授予能d，也就是單位質(zhì)量物質(zhì)吸收電離輻射的平均能量 D d/ dm 單位為Jkg-1,專(zhuān)用名為戈瑞(Gy),10,1.5.7 照射量 (exposure, X): 照射量 X是dQ除以dm所得的商；指X()射線(xiàn)在單位質(zhì)量的空氣中所產(chǎn)生的電離的電荷數(shù)。 X = dQ / dm 單位：

5、庫(kù)侖/千克 (C/kg)。原用單位是倫琴(R) 1R = 2.5810-4 C/kg 1.5.8 比釋動(dòng)能(kinetic energy released in material, Kerma, K)： K等于dEtr除以dm的商；即 K= dEtr/dm。 dEtr是非帶電電離粒子在質(zhì)量為dm的物質(zhì)中所釋放的所有 帶電粒子的初始功能之和。 單位：焦耳/千克 (J/kg)。專(zhuān)用名 Gray(Gy)，1 Gy = 1 J/kg； 1.5.9 劑量當(dāng)量：?jiǎn)挝?J/kg，專(zhuān)用名 Sv,11,1.5.10 吸收劑量和比釋動(dòng)能的關(guān)系 電子平衡,12,電子平衡（Electronic Equilibrium

6、） 在均勻介質(zhì)中的測(cè)量體積元內(nèi)，離開(kāi)此體積元的電子，被另一個(gè)進(jìn)入該體積元具有相同能量的電子代替，則在該體積元內(nèi)存在著電子平衡。 理論的要點(diǎn)是： 1 不要求進(jìn)入體積元的電子數(shù)目等于離開(kāi)體積元的電子數(shù)目； 2 只要求電子帶入體積元的能量等于電子帶出體積元的能量。 3 當(dāng)測(cè)量體積元的體積較小，但大于次級(jí)電子的最大射程時(shí)，電子平衡可以建立。,13,核物理的基本知識(shí) 常用放療設(shè)備和放射源 X()射線(xiàn)射野劑量學(xué) 高能電子束射野劑量學(xué) 臨床放射治療劑量計(jì)算 臨床劑量學(xué)四原則及靶區(qū)勾畫(huà)必須熟悉的幾個(gè)概念 放射治療的質(zhì)量保證與質(zhì)量控制,14,二、常用放療設(shè)備和放射源,X線(xiàn)治療機(jī) Co- 60治療機(jī) 醫(yī)用電子直線(xiàn)

7、加速器 常規(guī)X線(xiàn)模擬定位機(jī) CT 模擬定位機(jī) 近距離后裝治療機(jī) 其他,15,2.1 X線(xiàn)治療機(jī),一般指400kV以下X線(xiàn)治療腫瘤的裝置 原理：高速運(yùn)動(dòng)的電子作用于鎢等重金屬靶，發(fā)生特征輻射、韌致輻射，產(chǎn)生X線(xiàn)。 用途：主要用于體表腫瘤和淺表淋巴結(jié)轉(zhuǎn)移的治療或預(yù)防性照射。 缺點(diǎn)：深度劑量低，皮膚劑量高；骨吸收劑量高；易于散射，劑量分布差。,16,2.2 Co-60治療機(jī),原理：利用放射性同位素60Co發(fā)射出的射線(xiàn)治療腫瘤 特點(diǎn)：能量高，射線(xiàn)穿透力強(qiáng)；皮膚反應(yīng)輕；康普頓效應(yīng)為主，骨吸收類(lèi)似于軟組織吸收；旁向散射少，放射反應(yīng)輕；經(jīng)濟(jì)可靠，維修方便。 缺點(diǎn)：需定時(shí)換源；防護(hù)相對(duì)困難。,17,原理：利用

8、微波電場(chǎng)沿直線(xiàn)加速 電子然后發(fā)射，或打靶產(chǎn)生 X線(xiàn)發(fā)射，治療腫瘤的裝置。,2.3 醫(yī)用直線(xiàn)加速器,18,特點(diǎn)： 1、產(chǎn)生不同能量的X線(xiàn) (418MV) 2、產(chǎn)生不同能量的電子束 (425MeV) 3、照射野均勻性好 4、可開(kāi)展X刀治療 5、安全性好,2.3 醫(yī)用直線(xiàn)加速器,19,2.4 近距離后裝治療機(jī),現(xiàn)代后裝治療機(jī)主要包括：治療計(jì)劃系統(tǒng)和治療系統(tǒng)。 現(xiàn)代近距離治療的特點(diǎn)： 1、放射源微型化，程控步進(jìn)電機(jī)驅(qū)動(dòng)； 2、高活度放射源形成高劑量率治療； 3、計(jì)算機(jī)計(jì)劃設(shè)計(jì)。,20,2.5 常規(guī)X線(xiàn)模擬定位機(jī),X線(xiàn)模擬定位機(jī)是用來(lái)模擬加速器或60Co治療機(jī)機(jī)械性能的專(zhuān)用X線(xiàn)診斷機(jī)。,21,2.5 常

9、規(guī)X線(xiàn)模擬定位機(jī),功能：1.靶區(qū)及重要器官的定位 2.確定靶區(qū)（或危及器官）的 運(yùn)動(dòng)范圍 3.治療方案的確認(rèn)（治療前模擬） 4.勾畫(huà)射野和定位、擺位參考標(biāo)記 5.拍攝射野定位片或證實(shí)片 6.檢查射野擋塊的形狀及位置,22,2.6 CT 模擬定位機(jī),CT掃描機(jī)+多幅圖像顯示器+治療計(jì)劃系統(tǒng)+激光射野投射器 腫瘤的正確定位 產(chǎn)生數(shù)字模擬影像 幫助設(shè)計(jì)合適的照射野 產(chǎn)生模板以供制作鉛擋 在病人皮膚上標(biāo)記等中心點(diǎn),23,2.7 多葉準(zhǔn)直器（MLC）,24,2.8 治療計(jì)劃系統(tǒng),25,Siemens,Varian,Elekta,Tomotherapy,BrainLab,Accuray,2.9 近年進(jìn)入臨

10、床應(yīng)用的先進(jìn)的放射治療機(jī),26,2.10 輻射源種類(lèi),放射性同位素放出的、 射線(xiàn) X線(xiàn)治療機(jī)和各類(lèi)加速器產(chǎn)生的不同能 的X線(xiàn) 各類(lèi)加速器產(chǎn)生的電子束、質(zhì)子束、中子束、負(fù) 介子束以及其他重粒子束,27,2.10 照射方式,遠(yuǎn)距離照射：放射源離開(kāi)人體一定距離集中照射某一病變部位。簡(jiǎn)稱(chēng)外照射。 近距離照射：亦稱(chēng)內(nèi)照射，組織間和腔內(nèi)照射（后裝治療） 。包括腔內(nèi)和管內(nèi)、組織間、敷貼、術(shù)中照射等。將放射源密封直接放入被治療的組織內(nèi)或放入人體的天然腔內(nèi)，如舌、鼻咽、食管、宮頸等部位進(jìn)行照射。,28,近距離治療的主要特點(diǎn)：,根據(jù)距離平方反比定律：射線(xiàn)到達(dá)介質(zhì)的強(qiáng)度與照射距離成平方反比關(guān)系。即距放射源較近處受照

11、劑量高，隨距放射源距離的增加，劑量迅速跌落。 可對(duì)正常組織進(jìn)行保護(hù)，但亦造成靶區(qū)劑量分布的不均勻。 內(nèi)照射不能單獨(dú)應(yīng)用于臨床，一般作為外照射的補(bǔ)充。,29,30,核物理的基本知識(shí) 常用放療設(shè)備和放射源 X()射線(xiàn)射野劑量學(xué) 高能電子束射野劑量學(xué) 臨床放射治療劑量計(jì)算 臨床劑量學(xué)四原則及靶區(qū)勾畫(huà)必須熟悉的幾個(gè)概念 放射治療的質(zhì)量保證與質(zhì)量控制,31,臨床射野劑量學(xué)是放射治療進(jìn)行精確、定量和計(jì)算機(jī)計(jì)算的數(shù)學(xué)、物理基礎(chǔ)，是實(shí)驗(yàn)測(cè)量和數(shù)學(xué)物理計(jì)算的結(jié)合。,三、X()射線(xiàn)射野劑量學(xué),32,3.1 組織替代材料和人體模型,3.1.1 組織替代材料： 定義：模擬人體組織與射線(xiàn)相互作用的材料 顯然這種替代材料

12、必須具有與被模擬組織與射線(xiàn)相互作用相同的有關(guān)的物理特點(diǎn)，如原子序數(shù)、電子密度、質(zhì)量密度、甚至化學(xué)成分等。,33,3.2 深度劑量分布,3.2.1 照射野有關(guān)名詞定義,射線(xiàn)質(zhì) 指的是射線(xiàn)能量，主要表示射線(xiàn)貫穿物體的能力。 射野中心軸 射線(xiàn)束的中心對(duì)稱(chēng)軸線(xiàn)，臨床上一般用放射源S穿過(guò)對(duì)稱(chēng)照射野中心的連線(xiàn)作為射野中軸。,34,(3) 照射野 射線(xiàn)束經(jīng)準(zhǔn)直器后垂直通過(guò)模體的范圍，用模體表面的截面大小表示照射野的面積。臨床劑量學(xué)中規(guī)定50等劑量曲線(xiàn)的延長(zhǎng)線(xiàn)交于模體表面的區(qū)域定義為照射野的大小。,35,(4) 參考點(diǎn) 規(guī)定模體表面下射野中心軸上某一點(diǎn)作為劑量計(jì)算或測(cè) 量參考的點(diǎn)，表面到參考點(diǎn)的深度記為d0

13、。 (5) 源皮距(SSD) 放射源到模體表面照射野中心的距離。 (6) 源軸距(SAD) 放射源到機(jī)架等中心的距離。 (7) 源片距(SFD) 放射源到膠片的距離，也叫靶片距。 (8) SCD 放射源到電離室有效測(cè)量點(diǎn)的距離。 (9) 源托距 放射源到擋鉛托盤(pán)上表面的距離。,36,3.2.2 百分深度劑量(PDD),百分深度劑量定義 百分深度劑量定義為射野中心軸上某一深度d處的吸收劑量率Dd與參考點(diǎn)深度do處劑量率的百分比： PDDDd/Ddo100 對(duì)于高能X()射線(xiàn)，因參考深度取在射野中心軸上最大劑量點(diǎn)深度dm處 PDDDd/Ddm100 不同能量射線(xiàn)的最大劑量點(diǎn)深度,37,38,39,

14、(2) 建成效應(yīng) 從表面到最大劑量深度區(qū)域稱(chēng)為劑量建成區(qū)域，此區(qū)域內(nèi)劑量隨深度增加而增大。對(duì)于高能X射線(xiàn)，一般都有建成區(qū)域存在，如果原射線(xiàn)中電子含量少，表面劑量可以很低，但不能為0，因?yàn)楦鞣N散射，原射線(xiàn)中總有少量電子存在。對(duì)于25MV X線(xiàn)，表面劑量可以少于15。 為減少散射電子，降低皮膚劑量，應(yīng)將準(zhǔn)直器端面離開(kāi)人體表面1520cm，擋鉛時(shí)也應(yīng)注意。,40,(3) 影響PDD的幾個(gè)因素 （深度d，射野大小FSZ，源皮距f，能量E） 在X()線(xiàn)入射人體后，深度劑量的變化受三個(gè)因素支配： a) 與該點(diǎn)到源的空間距離有關(guān)的反平方定律； b) 深度為d的介質(zhì)引起的指數(shù)吸收衰減； c) 準(zhǔn)直器限束系統(tǒng)和

15、體模產(chǎn)生的散射線(xiàn)影響。 可用如下公式描述： PDD(d,f,A0)=100%(A0/A1)e-u(d-dm)Ks = 100%(f+dm)/(f+d)2e-u(d-dm)Ks,41,PDD(d,f,A0)=100%(A0/A1)e-u(d-dm) Ks = 100%(f+dm)/(f+d) 2e-u(d-dm)Ks,射線(xiàn)質(zhì)（能量）對(duì)PDD的影響 能量高 (線(xiàn)性衰減系數(shù)) 小 e-u(d-dm) 大 PDD大,42, 射野面積對(duì)PDD的影響,PDD(d,f,A0)=100%(A0/A1)e-u(d-dm)Ks = 100%(f+dm)/(f+d) 2e-u(d-dm)Ks,FSZ增大,Ks增大,

16、PDD增大,43,等效方野4倍面積/周長(zhǎng) S(2ab)/(a+b) 注意：對(duì)于后面講到的電子束會(huì)帶來(lái)較大的誤差，應(yīng)采用方根式。如對(duì)于電子線(xiàn)輸出因子OUF（X,Y）=OUF(X,X)OUF(Y,Y)1/2。,44, 深度對(duì)PDD的影響,深度增大,d-dm增大,PDD變小, 源皮距對(duì)PDD 的影響,源皮距增大,A0/A1增大,PDD變大,PDD(d,f,A0)=100%(A0/A1)e-u(d-dm)Ks = 100%(f+dm)/(f+d) 2e-u(d-dm)Ks,45,Q1: PDD(d,f1,A0)= 100%(f1+dm)/(f1+d) 2e-u(d-dm)Ks1Q2: PDD(d,f2

17、,A0)= 100%(f2+dm)/(f2+d) 2e-u(d-dm)Ks2兩式相比則得到源皮距從f1增加到f2時(shí)兩種源皮距下PDD的比值,PDD(d,f2,A0)/PDD(d,f1,A0)=F(Ks2/Ks1),46,3.2.3 組織空氣比(TAR),TAR定義及影響因素,定義：TAR=Dt/Dta SSD對(duì)TAR的影響：TAR是比較兩種不同散射條件在空間同一點(diǎn)的吸收劑量率之比，因此TAR的一個(gè)重要物理性質(zhì)是其值與SSD無(wú)關(guān)。 射線(xiàn)能量、組織深度和射野大小對(duì)TAR的影響類(lèi)似于PDD.,47,3.2.4 組織最大劑量比(TMR),在劑量計(jì)算時(shí)，因PDD隨SSD的變化，用于等中心照射時(shí)，劑量計(jì)算

18、困難。TAR克服了這一缺點(diǎn)，適用于任何源皮距的計(jì)算，但TAR的一個(gè)根本缺點(diǎn)在于它必須測(cè)量空氣中計(jì)算處的吸收劑量?？呻S能量的增加，加在測(cè)量電離室上的建成套的體積不斷加大，電子平衡不能建立，不僅使得測(cè)量困難，而且誤差大不能采用。為此提出了TMR概念。,48,組織模體比和組織最大劑量比,組織模體比（TPR）定義為模體中射野中心軸上任一點(diǎn)劑量率與空間同一點(diǎn)模體中射野中心軸上參考深度（t0）處同一射野的劑量率之比。 TPR=(d,FSZd)=Dd/Dt0 參考深度通常取5cm或10cm。,水面,49,組織模體比TPR與百分深度劑量PDD測(cè)量方法的比較,50,當(dāng)t0dm時(shí)，TPR變成TMR TMR(d,F

19、SZd)TPR(d,FSZd) t0dm=Dd/Ddm=Dd/Dm 由TMR定義可以看出，構(gòu)成TMR的散射線(xiàn)劑量雖然隨射野增大而增加，但這種增加僅僅是由于模體的散射，而與準(zhǔn)直器的散射無(wú)關(guān)，因此零野的TMR(d,0)代表了有效原射線(xiàn)劑量。,TMR與PDD的關(guān)系：,其中：f=SSD, FSZd=FSZ*(f+d)/f, FSZm=FSZ*(f+dm)/f,51,3.4.1 原射線(xiàn)和散射線(xiàn),原射線(xiàn) 散射線(xiàn) 有效原射線(xiàn),52,The production of high energy photon beam,53,由于有效原射線(xiàn)中的原射線(xiàn)和準(zhǔn)直器系統(tǒng)的散射的影響，射野輸出劑量隨射野增大而增大，描述這種

20、變化關(guān)系的叫做射野輸出因子(OUF)。它定義為射野在空氣種的輸出劑量率與參考野(一般為10cm10cm)在空氣中的輸出劑量率之比。此處定義的射野輸出因子(OUF)就是準(zhǔn)直器散射因子Sc。 模體散射校正因子(Sp)定義為射野在模體內(nèi)參考點(diǎn)（一般在最大劑量點(diǎn)）深度處的劑量率與準(zhǔn)直器開(kāi)口不變時(shí)的參考射野（ 10cm10cm）在同一深度處劑量率之比。Sp(FSZ)Sc,p/OUF=Sc,p/Sc 式中Sc,p為準(zhǔn)直器和模體的散射線(xiàn)造成的總散射校正因子，定義為射野在模體中的輸出劑量率與參考射野（10cm10cm）在模體中的輸出劑量率之比。,3.4.2 射野輸出因子和模體輸出因子,54,55,前面所述OU

21、F(Sc)和Sp(通過(guò)Sc,p)的測(cè)量只對(duì)方野。矩形野的Sc和Sp是通過(guò)等效方野轉(zhuǎn)換成相應(yīng)的Sc和Sp值，對(duì)于鈷60治療機(jī)，因它的輸出量是用計(jì)時(shí)器監(jiān)測(cè)的，這種轉(zhuǎn)換是可行的，但在加速器中輸出量是電離室監(jiān)測(cè)的，應(yīng)考慮上、下準(zhǔn)直器開(kāi)口對(duì)其影響。,56,Scp0.998 （x6，Y20條件下） Scp0.980 （x20，Y6條件下）,DiDpDcs DpDiDcs,Y開(kāi)口減少,Dcs增大,Dp減少,Scp減少,57,半影： 1）幾何半影：源具有一定的尺寸，被準(zhǔn)直器限束后，射野 邊緣的點(diǎn)分別受到面積不等的源的照射，產(chǎn)生由高到低 的劑量漸變分布； 2) 穿射半影：即使是點(diǎn)狀源，由于準(zhǔn)直器端面與邊緣射線(xiàn)

22、不平行，使射線(xiàn)穿透厚度不同，也造成劑量漸變分布； 3）散射半影：由于在射野邊緣，組織中的散射線(xiàn)小于其他 點(diǎn)的散射線(xiàn)的貢獻(xiàn)，射野邊緣離射野中心軸越遠(yuǎn)，散射 線(xiàn)劑量越少。散射半影無(wú)法消除。以上統(tǒng)稱(chēng)為物理半影。,58,射野平坦度和對(duì)稱(chēng)性是描述射野劑量分布特性的一個(gè)重要指標(biāo)。射野平坦度通常定義在等中心處(位于10cm模體深度下)或標(biāo)稱(chēng)SSD下10cm模體深度處，最大射野的80寬度內(nèi)，最大、最小劑量偏離中心軸劑量的相對(duì)百分?jǐn)?shù)。按IEC標(biāo)準(zhǔn)，射野平坦度應(yīng)好于3。取偏離中心軸對(duì)稱(chēng)兩點(diǎn)的劑量率的差值與中心軸上劑量率的百分?jǐn)?shù)為射野的對(duì)稱(chēng)性，其大小也應(yīng)不超過(guò)3。,59,3.5 等劑量分布與射野離軸比,3.5.1等

23、劑量分布,前面介紹了射野中心軸上的百分深度劑量，實(shí)際治療中，還需要了解模體中射野中心軸以外諸點(diǎn)的劑量。將模體中的百分深度劑量相同的點(diǎn)連結(jié)起來(lái)，即成等劑量曲線(xiàn)。,60,3.5.2 射野離軸比(OAR),定義為射野中心軸上任意一點(diǎn)(x,y,d)處劑量率D(x,y,d)與同一深度處射野中心軸上的劑量率D(0,0,d)之比。 OAR (x,y,d)= D(x,y,d)/D(0,0,d),61,3.6 楔形照射野,3.6.1 楔角與楔形角,62,3.6.2 楔形因子,楔形因子Fw定義為加和不加楔形板時(shí)射野中心軸上某一點(diǎn)劑量之比。 FwDdw/Ddo 楔形因子一般用測(cè)量方法求得，測(cè)量深度隨所使用的射線(xiàn)能量

24、不同而不同，但建議取楔形角定義的參考深度，即d10cm。值得注意的時(shí)，如果測(cè)量了楔形板條件下的PDD，應(yīng)采用歸一深度(一般為Dm處)作為測(cè)量深度。 楔形板對(duì)PDD的影響：,63,兩種不同的楔形系統(tǒng)：,64,楔形野百分深度劑量,楔形野PDD：定義為模體楔形野中心軸上某一深度處吸收劑量率Ddw與某一固定參考點(diǎn)吸收劑量率之比。固定參考點(diǎn)仍選為無(wú)楔形板時(shí)，同樣大小照射野在最大劑量深度處，吸收劑量率為Dm。據(jù)定義，楔形野的深度劑量PDDw為： PDDwDdw/Dm(DdFw)/Dm=PDDFw 即：楔形野的百分深度劑量等于相同大小射野的不加楔形板時(shí)平野的百分深度劑量PDDO楔形因子Fw的乘積。 注意：在

25、應(yīng)用這樣的楔形野PDD進(jìn)行劑量計(jì)算時(shí)不能再使用楔形因子,65,楔形野PDD、楔形野條件下PDD，楔形因子相關(guān)定義說(shuō)明圖,66,3.6.3 一楔合成,一楔合成的直線(xiàn)加速器典型代表：Elekta 加速器,3.6.4 動(dòng)態(tài)楔形板,67,3.6.5 楔形板方向定義和實(shí)現(xiàn),3.6.6 楔形板的臨床應(yīng)用,68,3.6.7 使用楔形板的注意事項(xiàng),對(duì)一楔多用治療機(jī)，因看不見(jiàn)楔形板，一定記住并標(biāo)明楔形板在機(jī)頭內(nèi)的方向，特別時(shí)轉(zhuǎn)動(dòng)小機(jī)頭時(shí)，更要防止楔形板方向搞錯(cuò)，造成嚴(yán)重后果； 一般情況下，兩野或多野交角照射時(shí)每對(duì)楔形板的放置方向應(yīng)是厚端相對(duì)； 每種治療機(jī)的楔形板都有可使用的最大野的限制，不得超越； 注意劑量分布

26、勿出現(xiàn)熱點(diǎn)、冷點(diǎn)，為保護(hù)皮膚，楔形板和擋鉛須距離皮膚15cm以上； 對(duì)5個(gè)以上的廣分布的非共面的適形野，采用改變權(quán)重和適當(dāng)補(bǔ)野法有時(shí)比加楔形板更為有效。 電子線(xiàn)和低于MV級(jí)的深部X射線(xiàn)不能使用楔形板。,69,70,71,核物理的基本知識(shí) 常用放療設(shè)備和放射源 X()射線(xiàn)射野劑量學(xué) 高能電子束射野劑量學(xué) 臨床放射治療劑量計(jì)算 臨床劑量學(xué)四原則及靶區(qū)勾畫(huà)必須熟悉的幾個(gè)概念 放射治療的質(zhì)量保證與質(zhì)量控制,72,四、 高能電子束射野劑量學(xué),4.1. 治療電子束的產(chǎn)生 經(jīng)加速和偏轉(zhuǎn)后引出的電子束，束流發(fā)散角很小，基本是單能窄束，必須加以改造，才能用于臨床。改造方法有兩種： (1) 利用散射箔 單一散射箔

27、：采用封閉筒壁式限光筒。 雙散射箔：邊框式限光筒。（示圖1） 2. 不使用散射箔,圖1 雙散射箔系統(tǒng)示意圖 S1和S2分別為第一和第二散射箔 不使用散射箔,73,4.2.1 中心軸百分深度劑量 4.2.1.1基本特性 Ds： 入射或表面劑量，以表面下0.5mm處的劑量表示； Dm： 最大劑量點(diǎn)劑量； R100： 最大劑量點(diǎn)深度； DX： 電子束中X射線(xiàn)劑量； Rt（R85）：有效治療深度，即治療劑量規(guī)定值（如85Dm）處的深度； R50： 50Dm或半峰值深度（HVD）； Rp： 電子束的射程； Rq： 百分深度劑量曲線(xiàn)上，過(guò)劑量跌落最陡點(diǎn)的切線(xiàn)與Dm水平線(xiàn)交點(diǎn)的深度。 G： 劑量梯度，GRp

28、/（RpRq），該值一般在2.0-2.5之間。,4.2. 電子束射野劑量學(xué),74,4.2.1.2 中心軸深度劑量曲線(xiàn)的特征 表面劑量較高，建成區(qū)不太明顯。 隨深度增加，劑量很快達(dá)到最大值，并形 成隨能量加寬的高劑量“坪區(qū)”。 “坪區(qū)”過(guò)后, 劑量迅速跌落。 X線(xiàn)“污染”：“尾巴”,13。,75,4.2.1.3 能量對(duì)百分深度劑量曲線(xiàn)的影響 從圖3可以看出，電子束百分深度劑量分布隨電子束能量的改變有很大變化。其基本特點(diǎn)是：隨著射線(xiàn)能量的增加，表面劑量增加，高劑量坪區(qū)變寬，劑量梯度減少，X射線(xiàn)污染增加，電子束的臨床劑量學(xué)優(yōu)點(diǎn)逐漸消失。為此，臨床上應(yīng)用的高能電子束，其能量應(yīng)在425MeV范圍。,圖3

29、 不同能量電子束的百分深度劑量曲線(xiàn),圖4 不同能量電子束的表面劑量,76,4.2.1.4 照射野對(duì)百分深度劑量的影響 一般條件下，當(dāng)照射野的直徑大于電子束射程的二分之一時(shí)，百分深度劑量隨照射野增大而變化極微。因此，低能時(shí)，因射程較短，射野對(duì)百分深度劑量的影響較少，但對(duì)較高能量的電子束，因射程較長(zhǎng)，使用較小的照射野時(shí)，百分深度劑量隨射野的變化較大。,圖5 不同能量電子束百分深度劑量隨照射野大小的變化,77,4.2.1.5 源皮距對(duì)百分深度劑量的影響 主要表現(xiàn)為：當(dāng)限光筒至皮膚表面的距離增加時(shí)，表面劑量降低，最大劑量深度變深，劑量梯度變陡，X射線(xiàn)污染略有增加，而且高能電子束較低能電子束變化顯著。,

30、圖6 不同能量電子束，源皮距對(duì)百分深度劑量參數(shù)的影響 (a)治療深度 （b）表面劑量 （c）X射線(xiàn)污染 （d）劑量梯度,圖中陰影部分為實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，實(shí)線(xiàn)和虛線(xiàn)為理論計(jì)算數(shù)據(jù),78,4.2.2電子束的等劑量分布 高能電子束等劑量分布的顯著特點(diǎn)為：隨深度的增加，低值等劑量線(xiàn)向外側(cè)擴(kuò)張，高值等劑量線(xiàn)向內(nèi)收縮，并隨電子束的能量而變化。特別是能量大于7MeV以上時(shí)后一種情況更為突出。 除能量的影響外，照射野大小也對(duì)高值等劑量線(xiàn)的形狀有所影響。,圖7 10MeV電子束等劑量曲線(xiàn),79,圖8 13MeV電子束等劑量曲線(xiàn)隨射野大小的變化,80,4.2.3 電子束射野均勻性及半影 ICRU建議電子束射野的均勻性用均

31、勻性指數(shù)表示，即U90/50，其數(shù)值等于特定平面內(nèi)90與50等劑量分布曲線(xiàn)所包括的面積之比，對(duì)100cm2以上的照射野，此比值應(yīng)大于0.70，即沿射野邊和對(duì)角線(xiàn)方向上，90，50等劑量線(xiàn)的邊長(zhǎng)之比L90/L500.85，同時(shí)必須避免在該平面內(nèi)出現(xiàn)峰值劑量超過(guò)中心劑量3的劑量“熱點(diǎn)”，它所包括的面積圖9（b）中的面積a的直徑應(yīng)小于2cm。 電子束的物理半影P80/20由特定平面內(nèi)80與20等劑量線(xiàn)之間的距離確定。,圖9 電子束射野均勻性和半影定義示意圖 電子束等劑量曲線(xiàn)和1/2Rt深度定義圖示； （b） a中BB位置，垂直于射野中心軸特定平面的劑量分布，和射野均勻性指數(shù)及半影定義方法圖示,81,

32、4.2.4 電子束的“虛源”及有效源皮距 校正電子束限光筒與患者皮膚之間空氣間隙的改變對(duì)輸出劑量的影響，用電子束有效源皮距的概念，能更適合臨床實(shí)際。電子束有效源皮距隨輻射能量和射野大小而改變。（如圖10）,圖10 電子束有效源皮距隨能量和射野面積的變化曲線(xiàn),82,4.2.5 電子束的輸出劑量 高能電子束由于其本身的物理特點(diǎn)，如具有一定的射程，易于散射等，加上限束系統(tǒng)的影響，使得電子束輸出劑量率隨射野變化的規(guī)律變得復(fù)雜。 4.2.5.1 對(duì)每一個(gè)電子束限光筒，X射線(xiàn)治療準(zhǔn)直器應(yīng)取一個(gè)特定的位置。如果改變了X射線(xiàn)治療準(zhǔn)直器的設(shè)定，即使電子束限光筒不變，電子束的輸出劑量率也會(huì)有較大的變化，特別對(duì)于低

33、能電子束。（如圖11） 為此，現(xiàn)代醫(yī)用直線(xiàn)加速器中，電子束治療模式下，均采用X射線(xiàn)準(zhǔn)直器射野跟隨系統(tǒng),圖11 10cm10cm電子束限光筒，不同能量電子束相對(duì)輸出劑量隨X射線(xiàn)準(zhǔn)直器大小的變化規(guī)律,83,4.2.5.2 對(duì)采用散射箔展寬束流的加速器，隨機(jī)配置有射野大小不同的電子限光筒。電子束輸出劑量隨射野大?。ㄏ薰馔渤叽纾┑淖兓?，由于其設(shè)計(jì)上的差別，不同廠家的加速器，也會(huì)表現(xiàn)出不同的特點(diǎn)。,圖12 SL25和Clinac2100型加速器電子束相對(duì)輸出劑量的比較,84,低熔點(diǎn)鉛窗對(duì)輸出量的影響（如圖13）,圖13 電子束輸出量隨低熔點(diǎn)鉛窗大小的變化（10cm10cm限光筒） Varian 2100

34、 C/D 同一限光筒，不同鉛窗條件,85,2.5.3 影響電子束輸出量的另一因素是限光筒與患者皮膚表面（或測(cè)量模體表面）的空氣間隙。由于用于平方反比定律校正的有效源皮距與電子束的能量和限光筒的大小有關(guān)，也就是說(shuō)，相同的空氣間隙所引起的輸出量的改變，視能量和限光筒的不同而有所不同。從圖14可以看出，空氣間隙對(duì)電子束輸出劑量的影響，低能、小野時(shí)較大，高能、大野時(shí)較小。,圖14 空氣間隙對(duì)輸出劑量的影響 （a）7MeV電子束不同照射野空氣間隙的影響； （b）6cm6cm照射野，不同能量電子束空氣間隙的影響。,86,4.3. 電子束治療的計(jì)劃設(shè)計(jì) 4.3.1 能量和照射野的選擇 電子束的有效治療深度（

35、cm）約等于1/31/4電子束的能量，臨床中選擇電子束能量應(yīng)根據(jù)實(shí)際測(cè)量得到的PDD進(jìn)行。 電子束治療選擇射野大小的原則，應(yīng)確保特定的等劑量曲線(xiàn)完全包圍靶區(qū)。具體應(yīng)用時(shí)，應(yīng)考慮到電子束等劑量曲線(xiàn)的特性。,87,4.3.2 電子束的斜入射校正 設(shè)電子束垂直入射時(shí)有效源皮距為f，d深度處的劑量為Do（f，d），由于人體曲面形成空氣間隙g，入射點(diǎn)切線(xiàn)與射線(xiàn)中心軸的交角為時(shí)，同深度處的劑量D（fg，d）為D（fg，d）Do（f，d）【（fd）/（fgd）2】OF（，d） 式中，OF（，d）為斜入射因數(shù)。,圖15 電子束斜入射校正幾何參數(shù)示意圖,圖16 電子線(xiàn)斜入射對(duì)劑量分布的影響（虛線(xiàn)為計(jì)算值，實(shí)線(xiàn)為

36、膠片法測(cè)量值）,88,4.3.3 組織不均勻性的校正,圖17 10MeV電子束照射胸壁，肺組織對(duì)劑量分布的影響 （a）未作肺校正； （b）作肺校正,89,4.3.4 電子束的補(bǔ)償技術(shù) 電子束的補(bǔ)償技術(shù)用于：（1）補(bǔ)償人體不規(guī)則的外輪廓；（2）提高皮膚劑量；（3）減弱電子束的穿透能力。,圖18 電子束照射胸壁的劑量分布 未加補(bǔ)償材料 填加補(bǔ)償材料,90,Construction of a custom bolus to conform isodose lines to the shape of the target.,91,4.3.5 電子束照射野的銜接技術(shù),圖19 7MeV（上圖）和16MeV

37、（下圖）電子束照射野不同銜接方式的劑量分布 相鄰野重疊5mm； （b）共線(xiàn)銜接； （c）間隔5mm。,92,圖20 9MeV電子束和6MV X射線(xiàn)射野相鄰共線(xiàn)銜接的劑量分布 電子束為標(biāo)稱(chēng)源皮距；（b）電子束源皮距延長(zhǎng)至120cm。,93,4.3.6電子束照射野的擋鉛技術(shù) 4.3.6.1 擋鉛厚度的確定 圖21示出電子束在鉛介質(zhì)中的衰減情況，可以看出，鉛厚度的微小變化，都會(huì)對(duì)電子束的劑量有很大的影響。,圖21 不同能量電子束在鉛介質(zhì)中的衰減曲線(xiàn) 平行板電離室測(cè)量，照射野分別為10.5cm10.5cm（實(shí)線(xiàn)）和6.3cm6.3cm（虛線(xiàn)）,94,表1 不同能量電子束穿射5時(shí)所需LML（低熔點(diǎn)鉛）厚

38、度,95,核物理的基本知識(shí) 常用放療設(shè)備和放射源 X()射線(xiàn)射野劑量學(xué) 高能電子束射野劑量學(xué) 臨床放射治療劑量計(jì)算 臨床劑量學(xué)四原則及靶區(qū)勾畫(huà)必須熟悉的幾個(gè)概念 放射治療的質(zhì)量保證與質(zhì)量控制,96,5.1 處方劑量計(jì)算 不同SSD條件下的PDD換算。 PDD2（d,f2,A0）=PDD1(d,f1,A0)F 其中F(f2+dm)/(f2+d)2(f1+d)/(f1+dm)2，對(duì)于高能X射線(xiàn)或鈷60射線(xiàn)可直接采用F因數(shù)，對(duì)于低能X射線(xiàn)一般用（F1）/2因子替代F。 我科加速器校準(zhǔn)的條件 我們?cè)谙率鰲l件下刻度為：1MU1cGy,五、臨床放射治療劑量計(jì)算,97,5.1.1 加速器SSD照射劑量計(jì)算

39、Dm（MU）=DTPDDScp(FSZ)(Kc)fSSD 或 Dm（MU）=DTPDDSc(FSZO)Sp(FSZ)(Kc)fSSD FSZ：表面射野大小，F(xiàn)SZO：等中心處的射野大小 FSZOFSZ（SAD/SSD）, fSSD=SCD/(SSD+Dm) 2 SCD為校準(zhǔn)測(cè)量時(shí)源到電離室的距離。Kc是對(duì)所有影響束流強(qiáng)度的因素的校正，如托架因子Ft。,98,舉例1：6MV X線(xiàn)，F(xiàn)SZ=15cm*15cm ，Depth=7cm，有托盤(pán)Ft=0.951， SSD照射，SSD=100cm， Dt=200cGy，求MU？,FSZ=15cm*15cm, D7=200cGy Dm=248.4cGy,FS

40、Z=10cm*10cm, Dm=240.7cGy,FSZ=10cm*10cm, Dm=253.1cGy MU=253.1,99,舉例2：6MV X線(xiàn)，F(xiàn)SZ=15cm*15cm ，Depth=7cm， NO Tray， Wedge=30度，SSD照射，SSD=100cm，Dt=100cGy，求MU？,FSZ=15cm*15cm, D7=100cGy Dm=123.0cGy,dm,Scp=1.032,FSZ=15cm*15cm, Dm=237.0cGy,FSZ=10cm*10cm, Dm=229.7cGy MU=229.7,dmw,PDDw = 0.813,Wedge,dm,Fw=0.519,1

41、00,5.1.2加速器等中心照射劑量計(jì)算 Dm（MU）=DTTMR(d,FSZd)Scp(FSZd)(Kc)fSAD 或 Dm（MU）=DTTMR(d,FSZd)Sc(FSZO)Sp(FSZd)(Kc)fSAD （1）FSZd是腫瘤中心位置即SAD100時(shí)照射野等效邊長(zhǎng)，對(duì)于open野，F(xiàn)SZd= FSZO，當(dāng)野內(nèi)有擋鉛屏蔽時(shí)FSZd小于 FSZO； （2）fSAD是TMR的歸一參考點(diǎn)與加速器刻度位置不同對(duì)輸出劑量的影響，是一個(gè)平方反比校正系數(shù)， fSADSCD/SAD 2 6MV (Dm=1.5cm): 1.030 15MV (Dm=1.5cm): 1.057,101,FSZ=15cm*15

42、cm, D7=100cGy,FSZ=10cm*10cm, Dm=105.4cGy MU=105.4,7cm,SAD = 100cm,Scp=1.032,dm,舉例3：6MV X線(xiàn)，F(xiàn)SZ=15cm*15cm ，Depth=7cm， NO Tray， SAD照射，SAD=100cm，Dt=100cGy，求MU？,TMR=0.892,FSZ=15cm*15cm, Dm=112.1cGy,FSZ=15cm*15cm, Dm=108.8cGy,dm,SAD因子1.03,102,5.1.4 非對(duì)稱(chēng)野的劑量計(jì)算 SSD照射： Dm（MU）=DTPDDScp(FSZ)OARd(x)(Kc)fSSD 或 Dm

43、（MU）=DTPDDSc(FSZO)Sp(FSZ)(Kc) OARd(x)fSSD SAD照射： Dm（MU）=DTTMR(d,FSZd)Scp(FSZd) OARd(x)(Kc)fSAD 或 Dm（MU）=DTTMR(d,FSZd)Sc(FSZO)Sp(FSZd) OARd(x)(Kc)fSAD 式中OARd(x)是深度d處的離軸比,103,5.1.5 電子線(xiàn)照射劑量計(jì)算 DmDT（PDD電子線(xiàn)射野修正因子） 5.1.6 不規(guī)則射野劑量問(wèn)題 5.1.6.1 Clarksons方法：該方法的原理是將任意點(diǎn)的吸收劑量分為原射線(xiàn)（即零野照射）和周?chē)M織對(duì)該點(diǎn)的散射兩部分。 5.1.6.2 Wred

44、e 不規(guī)則野近似計(jì)算法：其要點(diǎn)是把不規(guī)則野等效成方野，方野邊長(zhǎng)D等于四倍射野面積除以周長(zhǎng)，該方法僅限于計(jì)算射野中心軸上各點(diǎn)的劑量。 5.1.6.3 不規(guī)則野簡(jiǎn)化成有效長(zhǎng)方形野 5.1.6.4 實(shí)際測(cè)量,104,5.2人體曲面和組織不均勻性的修正 5.2.1 均勻模體和人體之間的差別 5.2.2 人體曲面的校正 5.2.2.1組織空氣比或組織最大劑量比方法 CF=TMR(d-h,FSZd)/TMR(d,FSZd) 5.2.2.2 有效源皮距方法 5.2.2.3 同等劑量曲線(xiàn)移動(dòng)法 t =Kh,105,5.2.3.1 射線(xiàn)衰減和射線(xiàn)修正 （1）組織空氣比或組織最大劑量比法 CF= TMR(d,FSZd)/TMR(d,FSZd) d為等效的軟組織厚度。 （2）有效衰減系數(shù)法 CFe（d-d） 為使用射線(xiàn)的平均線(xiàn)性衰減系數(shù)。 （3）同等劑量曲線(xiàn)移動(dòng)法 t =Nd2 (4) 組織空氣比指數(shù)校正法（電子密度法） CFTAR(d2+d3,FSZd)/ TAR(d3,FSZd)-1 式中為不均勻組織相對(duì)于水的電子密度，稱(chēng)為相對(duì)電子密度，它等于單位體積中不均勻組織的電子數(shù)與水中電子數(shù)之比。對(duì)于肺0.3，脂肪0.92，對(duì)于骨 1.2-1.8。,5.2.3 不均勻組織對(duì)劑量分布影響的校正方法,106,5.2.3.2