放射物理學基礎

關于放射物理學基礎內容綱要核物理的基本知識常用放療設備和放射源X(γ)射線射野劑量學高能電子束射野劑量學臨床放射治療劑量計算臨床劑量學四原則及靶區(qū)勾畫必須熟悉的幾個概念放射治療的質量保證與質量控制第2頁,共119頁，2024年2月25日，星期天核物理的基本知識常用放療設備和放射源X(γ)射線射野劑量學高能電子束射野劑量學臨床放射治療劑量計算臨床劑量學四原則及靶區(qū)勾畫必須熟悉的幾個概念放射治療的質量保證與質量控制第3頁,共119頁，2024年2月25日，星期天1.1原子的基本結構：

一、核物理的基本知識第4頁,共119頁，2024年2月25日，星期天1.2放射性衰變類型

a)

α衰變：放出α粒子

b）

β衰變：放出正電子或負電子或俘獲一個軌道電子

c）

γ躍遷和內轉換：

γ躍遷會以γ射線形式釋放能量；內轉換發(fā)射內轉換電子。第5頁,共119頁，2024年2月25日，星期天1.3帶電粒子與物質的相互作用

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)生核反應第6頁,共119頁，2024年2月25日，星期天X(γ)光子與物質相互作用的主要過程有光電效應、康普頓效應、電子對效應；其它次要的作用過程有相干散射、光核反應等。

1.4X(γ)

與物質的相互作用第7頁,共119頁，2024年2月25日，星期天1.5幾個重要的概念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間間隔內發(fā)生的核衰變數(shù)除以該時間間隔之商。A＝－dN/dt=λN＝λN0e-λt=A0e-λt

其中，λ為衰變常數(shù)；A和A0分別是t時刻和初始時刻的放射性活度。國際單位為貝可勒爾(Bq)1.5.2射程：帶電粒子在與物質的相互作用中，不斷損失能量，最終損失所有動能而停止運動(不含熱運動)。粒子沿入射方向從入射位置至完全停止位置所經過的直線距離稱為射程。（射程與路徑長度的區(qū)別）第8頁,共119頁，2024年2月25日，星期天1.5.3線性能量傳遞(linearenergytransfer,LET)是指次級粒子徑跡單位長度上的能量傳遞，即帶電粒子傳給其徑跡物質上的能量。常用單位：KeV/umLET分為兩類：低LET射線(X、γ、β射線)，LET值＜10KeV/um；高LET射線(快中子、負π介子、重粒子)，LET值＞100KeV/um輻射生物效應與LET值有重要關系。在相同吸收劑量下，射線LET值越大，其生物效應越大。第9頁,共119頁，2024年2月25日，星期天

1.5.5半價層：半價層(HVL)定義為X(γ)射線束流強度衰減到其初始值一半時所需的某種物質的厚度，它與線性衰減系數(shù)μ的關系為:HVL=ln2/μ=0.693/μ1.5.6吸收劑量：電離輻射給予質量為dm的介質的平均授予能dε，也就是單位質量物質吸收電離輻射的平均能量

D＝dε/dm

單位為J·kg-1,專用名為戈瑞(Gy)第10頁,共119頁，2024年2月25日，星期天1.5.7照射量(exposure,X):照射量X是dQ除以dm所得的商；指X(γ)射線在單位質量的空氣中所產生的電離的電荷數(shù)。X=dQ/dm

單位：庫侖/千克(C/kg)。原用單位是倫琴(R)1R=2.58×10-4C/kg1.5.8比釋動能(kineticenergyreleasedinmaterial,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量為dm的物質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)。專用名Gray(Gy)，1Gy=1J/kg；1.5.9劑量當量：單位J/kg，專用名Sv第11頁,共119頁，2024年2月25日，星期天1.5.10吸收劑量和比釋動能的關系電子平衡第12頁,共119頁，2024年2月25日，星期天電子平衡（ElectronicEquilibrium）

在均勻介質中的測量體積元內，離開此體積元的電子，被另一個進入該體積元具有相同能量的電子代替，則在該體積元內存在著電子平衡。理論的要點是：

1不要求進入體積元的電子數(shù)目等于離開體積元的電子數(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當測量體積元的體積較小，但大于次級電子的最大射程時，電子平衡可以建立。第13頁,共119頁，2024年2月25日，星期天核物理的基本知識常用放療設備和放射源X(γ)射線射野劑量學高能電子束射野劑量學臨床放射治療劑量計算臨床劑量學四原則及靶區(qū)勾畫必須熟悉的幾個概念放射治療的質量保證與質量控制第14頁,共119頁，2024年2月25日，星期天二、常用放療設備和放射源X線治療機Co-60治療機醫(yī)用電子直線加速器常規(guī)X線模擬定位機CT模擬定位機近距離后裝治療機其他第15頁,共119頁，2024年2月25日，星期天2.1X線治療機

一般指400kV以下X線治療腫瘤的裝置原理：高速運動的電子作用于鎢等重金屬靶，發(fā)生特征輻射、韌致輻射，產生X線。用途：主要用于體表腫瘤和淺表淋巴結轉移的治療或預防性照射。缺點：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。第16頁,共119頁，2024年2月25日，星期天2.2Co-60治療機原理：利用放射性同位素60Co發(fā)射出的γ射線治療腫瘤特點：①能量高，射線穿透力強；②皮膚反應輕；③康普頓效應為主，骨吸收類似于軟組織吸收；④旁向散射少，放射反應輕；⑤經濟可靠，維修方便。缺點：需定時換源；防護相對困難。第17頁,共119頁，2024年2月25日，星期天原理：利用微波電場沿直線加速電子然后發(fā)射，或打靶產生X線發(fā)射，治療腫瘤的裝置。2.3醫(yī)用直線加速器第18頁,共119頁，2024年2月25日，星期天特點：1、產生不同能量的X線(4~18MV)2、產生不同能量的電子束(4~25MeV)3、照射野均勻性好4、可開展X刀治療5、安全性好2.3醫(yī)用直線加速器第19頁,共119頁，2024年2月25日，星期天2.4近距離后裝治療機現(xiàn)代后裝治療機主要包括：治療計劃系統(tǒng)和治療系統(tǒng)?，F(xiàn)代近距離治療的特點：1、放射源微型化，程控步進電機驅動；2、高活度放射源形成高劑量率治療；3、計算機計劃設計。第20頁,共119頁，2024年2月25日，星期天2.5常規(guī)X線模擬定位機X線模擬定位機是用來模擬加速器或60Co治療機機械性能的專用X線診斷機。第21頁,共119頁，2024年2月25日，星期天2.5常規(guī)X線模擬定位機功能：1.靶區(qū)及重要器官的定位2.確定靶區(qū)（或危及器官）的

運動范圍3.治療方案的確認（治療前模擬）4.勾畫射野和定位、擺位參考標記5.拍攝射野定位片或證實片6.檢查射野擋塊的形狀及位置第22頁,共119頁，2024年2月25日，星期天2.6CT模擬定位機CT掃描機+多幅圖像顯示器+治療計劃系統(tǒng)+激光射野投射器腫瘤的正確定位產生數(shù)字模擬影像幫助設計合適的照射野產生模板以供制作鉛擋在病人皮膚上標記等中心點第23頁,共119頁，2024年2月25日，星期天2.7多葉準直器（MLC）第24頁,共119頁，2024年2月25日，星期天2.8治療計劃系統(tǒng)第25頁,共119頁，2024年2月25日，星期天Siemens

VarianElektaTomotherapyBrainLabAccuray2.9近年進入臨床應用的先進的放射治療機第26頁,共119頁，2024年2月25日，星期天2.10輻射源種類放射性同位素放出的α、β、γ射線X線治療機和各類加速器產生的不同能的X線各類加速器產生的電子束、質子束、中子束、負π介子束以及其他重粒子束第27頁,共119頁，2024年2月25日，星期天2.10照射方式遠距離照射：放射源離開人體一定距離集中照射某一病變部位。簡稱外照射。近距離照射：亦稱內照射，組織間和腔內照射（后裝治療）。包括腔內和管內、組織間、敷貼、術中照射等。將放射源密封直接放入被治療的組織內或放入人體的天然腔內，如舌、鼻咽、食管、宮頸等部位進行照射。第28頁,共119頁，2024年2月25日，星期天近距離治療的主要特點：根據(jù)距離平方反比定律：射線到達介質的強度與照射距離成平方反比關系。即距放射源較近處受照劑量高，隨距放射源距離的增加，劑量迅速跌落?？蓪φ＝M織進行保護，但亦造成靶區(qū)劑量分布的不均勻。內照射不能單獨應用于臨床，一般作為外照射的補充。第29頁,共119頁，2024年2月25日，星期天第30頁,共119頁，2024年2月25日，星期天核物理的基本知識常用放療設備和放射源X(γ)射線射野劑量學高能電子束射野劑量學臨床放射治療劑量計算臨床劑量學四原則及靶區(qū)勾畫必須熟悉的幾個概念放射治療的質量保證與質量控制第31頁,共119頁，2024年2月25日，星期天

臨床射野劑量學是放射治療進行精確、定量和計算機計算的數(shù)學、物理基礎，是實驗測量和數(shù)學物理計算的結合。三、X(γ)射線射野劑量學第32頁,共119頁，2024年2月25日，星期天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相互作用的材料

顯然這種替代材料必須具有與被模擬組織與射線相互作用相同的有關的物理特點，如原子序數(shù)、電子密度、質量密度、甚至化學成分等。第33頁,共119頁，2024年2月25日，星期天3.2深度劑量分布3.2.1照射野有關名詞定義射線質指的是射線能量，主要表示射線貫穿物體的能力。射野中心軸射線束的中心對稱軸線，臨床上一般用放射源S穿過對稱照射野中心的連線作為射野中軸。dd0第34頁,共119頁，2024年2月25日，星期天(3)照射野射線束經準直器后垂直通過模體的范圍，用模體表面的截面大小表示照射野的面積。臨床劑量學中規(guī)定50％等劑量曲線的延長線交于模體表面的區(qū)域定義為照射野的大小。第35頁,共119頁，2024年2月25日，星期天(4)參考點規(guī)定模體表面下射野中心軸上某一點作為劑量計算或測量參考的點，表面到參考點的深度記為d0

。(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量點的距離。(9)源托距放射源到擋鉛托盤上表面的距離。第36頁,共119頁，2024年2月25日，星期天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與參考點深度do處劑量率的百分比：

PDD＝Dd/Ddo×100％對于高能X(γ)射線，因參考深度取在射野中心軸上最大劑量點深度dm處

PDD＝Dd/Ddm×100％不同能量射線的最大劑量點深度射線質鈷606MVX線8MVX線15MVX線Dmax(mm)5152028第37頁,共119頁，2024年2月25日，星期天第38頁,共119頁，2024年2月25日，星期天第39頁,共119頁，2024年2月25日，星期天(2)建成效應從表面到最大劑量深度區(qū)域稱為劑量建成區(qū)域，此區(qū)域內劑量隨深度增加而增大。對于高能X射線，一般都有建成區(qū)域存在，如果原射線中電子含量少，表面劑量可以很低，但不能為0，因為各種散射，原射線中總有少量電子存在。對于25MVX線，表面劑量可以少于15％。為減少散射電子，降低皮膚劑量，應將準直器端面離開人體表面15－20cm，擋鉛時也應注意。第40頁,共119頁，2024年2月25日，星期天(3)影響PDD的幾個因素

（深度d，射野大小FSZ，源皮距f，能量E）在X(γ)線入射人體后，深度劑量的變化受三個因素支配：

a)與該點到源的空間距離有關的反平方定律；

b)深度為d的介質引起的指數(shù)吸收衰減；

c)準直器限束系統(tǒng)和體模產生的散射線影響。

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)]2×e-u(d-dm)×Ks第41頁,共119頁，2024年2月25日，星期天PDD(d,f,A0)=100%×(A0/A1)×e-u(d-dm)×Ks

=100%×[(f+dm)/(f+d)]2×e-u(d-dm)×Ks

Ⅰ射線質（能量）對PDD的影響能量高μ(線性衰減系數(shù))小e-u(d-dm)

大PDD大第42頁,共119頁，2024年2月25日，星期天Ⅱ射野面積對PDD的影響PDD(d,f,A0)=100%×(A0/A1)×e-u(d-dm)×Ks

=100%×[(f+dm)/(f+d)]2×e-u(d-dm)×Ks

FSZ增大Ks增大PDD增大第43頁,共119頁，2024年2月25日，星期天等效方野＝4倍面積/周長

S＝(2ab)/(a+b)注意：對于后面講到的電子束會帶來較大的誤差，應采用方根式。如對于電子線輸出因子OUF（X,Y）=[OUF(X,X)×OUF(Y,Y)]1/2。第44頁,共119頁，2024年2月25日，星期天Ⅲ深度對PDD的影響深度增大d-dm增大PDD變?、粼雌ぞ鄬DD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)]2×e-u(d-dm)×Ks

第45頁,共119頁，2024年2月25日，星期天Q1:PDD(d,f1,A0)=100%×[(f1+dm)/(f1+d)]2×e-u(d-dm)×Ks1

Q2:PDD(d,f2,A0)=100%×[(f2+dm)/(f2+d)]2×e-u(d-dm)×Ks2

兩式相比則得到源皮距從f1增加到f2時兩種源皮距下PDD的比值[PDD(d,f2,A0)/PDD(d,f1,A0)]=F×(Ks2/Ks1)第46頁,共119頁，2024年2月25日，星期天3.2.3組織空氣比(TAR)TAR定義及影響因素定義：TAR=Dt/DtaSSD對TAR的影響：TAR是比較兩種不同散射條件在空間同一點的吸收劑量率之比，因此TAR的一個重要物理性質是其值與SSD無關。射線能量、組織深度和射野大小對TAR的影響類似于PDD.第47頁,共119頁，2024年2月25日，星期天3.2.4組織最大劑量比(TMR)

在劑量計算時，因PDD隨SSD的變化，用于等中心照射時，劑量計算困難。TAR克服了這一缺點，適用于任何源皮距的計算，但TAR的一個根本缺點在于它必須測量空氣中計算處的吸收劑量。可隨能量的增加，加在測量電離室上的建成套的體積不斷加大，電子平衡不能建立，不僅使得測量困難，而且誤差大不能采用。為此提出了TMR概念。第48頁,共119頁，2024年2月25日，星期天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劑量率與空間同一點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d水面d0組織體模比和組織最大劑量比圖例第49頁,共119頁，2024年2月25日，星期天

組織模體比TPR與百分深度劑量PDD測量方法的比較第50頁,共119頁，2024年2月25日，星期天當t0＝dm時，TPR變成TMRTMR(d,FSZd)＝TPR(d,FSZd)t0＝dm=Dd/Ddm=Dd/Dm

由TMR定義可以看出，構成TMR的散射線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，而與準直器的散射無關，因此零野的TMR(d,0)代表了有效原射線劑量。TMR與PDD的關系：其中：f=SSD,FSZd=FSZ*(f+d)/f,FSZm=FSZ*(f+dm)/f第51頁,共119頁，2024年2月25日，星期天3.4.1原射線和散射線原射線散射線有效原射線第52頁,共119頁，2024年2月25日，星期天Theproductionofhighenergyphotonbeam第53頁,共119頁，2024年2月25日，星期天

由于有效原射線中的原射線和準直器系統(tǒng)的散射的影響，射野輸出劑量隨射野增大而增大，描述這種變化關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10cm×10cm)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參考點（一般在最大劑量點）深度處的劑量率與準直器開口不變時的參考射野（10cm×10cm）在同一深度處劑量率之比。Sp(FSZ)＝Sc,p/OUF=Sc,p/Sc

式中Sc,p為準直器和模體的散射線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（10cm×10cm）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第54頁,共119頁，2024年2月25日，星期天第55頁,共119頁，2024年2月25日，星期天

前面所述OUF(Sc)和Sp(通過Sc,p)的測量只對方野。矩形野的Sc和Sp是通過等效方野轉換成相應的Sc和Sp值，對于鈷－60治療機，因它的輸出量是用計時器監(jiān)測的，這種轉換是可行的，但在加速器中輸出量是電離室監(jiān)測的，應考慮上、下準直器開口對其影響。第56頁,共119頁，2024年2月25日，星期天

Scp＝0.998（x＝6，Y＝20條件下）

Scp＝0.980（x＝20，Y＝6條件下）Di＝Dp＋DcsDp＝Di－DcsY開口減少Dcs增大Dp減少Scp減少第57頁,共119頁，2024年2月25日，星期天半影：

1）幾何半影：源具有一定的尺寸，被準直器限束后，射野邊緣的點分別受到面積不等的源的照射，產生由高到低的劑量漸變分布；

2)穿射半影：即使是點狀源，由于準直器端面與邊緣射線不平行，使射線穿透厚度不同，也造成劑量漸變分布；

3）散射半影：由于在射野邊緣，組織中的散射線小于其他點的散射線的貢獻，射野邊緣離射野中心軸越遠，散射線劑量越少。散射半影無法消除。以上統(tǒng)稱為物理半影。第58頁,共119頁，2024年2月25日，星期天

射野平坦度和對稱性是描述射野劑量分布特性的一個重要指標。射野平坦度通常定義在等中心處(位于10cm模體深度下)或標稱SSD下10cm模體深度處，最大射野的80％寬度內，最大、最小劑量偏離中心軸劑量的相對百分數(shù)。按IEC標準，射野平坦度應好于±3％。取偏離中心軸對稱兩點的劑量率的差值與中心軸上劑量率的百分數(shù)為射野的對稱性，其大小也應不超過±3％。第59頁,共119頁，2024年2月25日，星期天3.5等劑量分布與射野離軸比3.5.1等劑量分布

前面介紹了射野中心軸上的百分深度劑量，實際治療中，還需要了解模體中射野中心軸以外諸點的劑量。將模體中的百分深度劑量相同的點連結起來，即成等劑量曲線。

第60頁,共119頁，2024年2月25日，星期天3.5.2射野離軸比(OAR)定義為射野中心軸上任意一點(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)第61頁,共119頁，2024年2月25日，星期天3.6楔形照射野3.6.1楔角與楔形角第62頁,共119頁，2024年2月25日，星期天3.6.2楔形因子楔形因子Fw定義為加和不加楔形板時射野中心軸上某一點劑量之比。

Fw＝Ddw/Ddo

楔形因子一般用測量方法求得，測量深度隨所使用的射線能量不同而不同，但建議取楔形角定義的參考深度，即d＝10cm。值得注意的時，如果測量了楔形板條件下的PDD，應采用歸一深度(一般為Dm處)作為測量深度。楔形板對PDD的影響：DdwWedgeDdoOpen第63頁,共119頁，2024年2月25日，星期天兩種不同的楔形系統(tǒng)：第64頁,共119頁，2024年2月25日，星期天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與某一固定參考點吸收劑量率之比。固定參考點仍選為無楔形板時，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：

PDDw＝Ddw/Dm＝(Dd×Fw)/Dm=PDD×Fw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平野的百分深度劑量PDDO楔形因子Fw的乘積。

注意：在應用這樣的楔形野PDD進行劑量計算時不能再使用楔形因子第65頁,共119頁，2024年2月25日，星期天dSSD=100cmDmOpenDmwWedgeDdwDd楔形野PDD、楔形野條件下PDD，楔形因子相關定義說明圖第66頁,共119頁，2024年2月25日，星期天3.6.3一楔合成一楔合成的直線加速器典型代表：Elekta加速器3.6.4動態(tài)楔形板第67頁,共119頁，2024年2月25日，星期天3.6.5楔形板方向定義和實現(xiàn)3.6.6楔形板的臨床應用第68頁,共119頁，2024年2月25日，星期天3.6.7使用楔形板的注意事項對一楔多用治療機，因看不見楔形板，一定記住并標明楔形板在機頭內的方向，特別時轉動小機頭時，更要防止楔形板方向搞錯，造成嚴重后果；一般情況下，兩野或多野交角照射時每對楔形板的放置方向應是厚端相對；每種治療機的楔形板都有可使用的最大野的限制，不得超越；注意劑量分布勿出現(xiàn)熱點、冷點，為保護皮膚，楔形板和擋鉛須距離皮膚15cm以上；對5個以上的廣分布的非共面的適形野，采用改變權重和適當補野法有時比加楔形板更為有效。電子線和低于MV級的深部X射線不能使用楔形板。第69頁,共119頁，2024年2月25日，星期天第70頁,共119頁，2024年2月25日，星期天第71頁,共119頁，2024年2月25日，星期天核物理的基本知識常用放療設備和放射源X(γ)射線射野劑量學高能電子束射野劑量學臨床放射治療劑量計算臨床劑量學四原則及靶區(qū)勾畫必須熟悉的幾個概念放射治療的質量保證與質量控制第72頁,共119頁，2024年2月25日，星期天四、高能電子束射野劑量學4.1.治療電子束的產生經加速和偏轉后引出的電子束，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：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第73頁,共119頁，2024年2月25日，星期天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：最大劑量點劑量；R100：最大劑量點深度；DX：電子束中X射線劑量；Rt（R85）：有效治療深度，即治療劑量規(guī)定值（如85％Dm）處的深度；R50：50％Dm或半峰值深度（HVD）；Rp：電子束的射程；Rq：百分深度劑量曲線上，過劑量跌落最陡點的切線與Dm水平線交點的深度。G：劑量梯度，G＝Rp/（Rp－Rq），該值一般在2.0-2.5之間。4.2.電子束射野劑量學第74頁,共119頁，2024年2月25日，星期天4.2.1.2中心軸深度劑量曲線的特征⒈表面劑量較高，建成區(qū)不太明顯。⒉隨深度增加，劑量很快達到最大值，并形成隨能量加寬的高劑量“坪區(qū)”。⒊“坪區(qū)”過后,劑量迅速跌落。⒋X線“污染”：“尾巴”,1％～3％。第75頁,共119頁，2024年2月25日，星期天4.2.1.3能量對百分深度劑量曲線的影響從圖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。其基本特點是：隨著射線能量的增加，表面劑量增加，高劑量坪區(qū)變寬，劑量梯度減少，X射線污染增加，電子束的臨床劑量學優(yōu)點逐漸消失。為此，臨床上應用的高能電子束，其能量應在4－25MeV范圍。圖3不同能量電子束的百分深度劑量曲線圖4不同能量電子束的表面劑量第76頁,共119頁，2024年2月25日，星期天4.2.1.4照射野對百分深度劑量的影響

一般條件下，當照射野的直徑大于電子束射程的二分之一時，百分深度劑量隨照射野增大而變化極微。因此，低能時，因射程較短，射野對百分深度劑量的影響較少，但對較高能量的電子束，因射程較長，使用較小的照射野時，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

第77頁,共119頁，2024年2月25日，星期天4.2.1.5源皮距對百分深度劑量的影響

主要表現(xiàn)為：當限光筒至皮膚表面的距離增加時，表面劑量降低，最大劑量深度變深，劑量梯度變陡，X射線污染略有增加，而且高能電子束較低能電子束變化顯著。

圖6不同能量電子束，源皮距對百分深度劑量參數(shù)的影響(a)治療深度（b）表面劑量（c）X射線污染（d）劑量梯度圖中陰影部分為實驗數(shù)據(jù)，實線和虛線為理論計算數(shù)據(jù)第78頁,共119頁，2024年2月25日，星期天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為：隨深度的增加，低值等劑量線向外側擴張，高值等劑量線向內收縮，并隨電子束的能量而變化。特別是能量大于7MeV以上時后一種情況更為突出。除能量的影響外，照射野大小也對高值等劑量線的形狀有所影響。圖710MeV電子束等劑量曲線第79頁,共119頁，2024年2月25日，星期天圖813MeV電子束等劑量曲線隨射野大小的變化第80頁,共119頁，2024年2月25日，星期天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勻性指數(shù)表示，即U90/50，其數(shù)值等于特定平面內90％與50％等劑量分布曲線所包括的面積之比，對100cm2以上的照射野，此比值應大于0.70，即沿射野邊和對角線方向上，90％，50％等劑量線的邊長之比L90/L50≥0.85，同時必須避免在該平面內出現(xiàn)峰值劑量超過中心劑量3％的劑量“熱點”，它所包括的面積『圖9（b）中的面積a』的直徑應小于2cm。電子束的物理半影P80/20由特定平面內80％與20％等劑量線之間的距離確定。

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和1/2Rt深度定義圖示；（b）a中B－B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第81頁,共119頁，2024年2月25日，星期天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第82頁,共119頁，2024年2月25日，星期天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，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)律變得復雜。4.2.5.1

對每一個電子束限光筒，X射線治療準直器應取一個特定的位置。如果改變了X射線治療準直器的設定，即使電子束限光筒不變，電子束的輸出劑量率也會有較大的變化，特別對于低能電子束。（如圖11）為此，現(xiàn)代醫(yī)用直線加速器中，電子束治療模式下，均采用X射線準直器射野跟隨系統(tǒng)圖1110cm×10cm電子束限光筒，不同能量電子束相對輸出劑量隨X射線準直器大小的變化規(guī)律第83頁,共119頁，2024年2月25日，星期天4.2.5.2對采用散射箔展寬束流的加速器，隨機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捎谄湓O計上的差別，不同廠家的加速器，也會表現(xiàn)出不同的特點。圖12SL25和Clinac2100型加速器電子束相對輸出劑量的比較第84頁,共119頁，2024年2月25日，星期天低熔點鉛窗對輸出量的影響（如圖13）圖13電子束輸出量隨低熔點鉛窗大小的變化（10cm×10cm限光筒）Varian2100C/D同一限光筒，不同鉛窗條件第85頁,共119頁，2024年2月25日，星期天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，也就是說，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，空氣間隙對電子束輸出劑量的影響，低能、小野時較大，高能、大野時較小。圖14空氣間隙對輸出劑量的影響（a）7MeV電子束不同照射野空氣間隙的影響；（b）6cm×6cm照射野，不同能量電子束空氣間隙的影響。

第86頁,共119頁，2024年2月25日，星期天4.3.電子束治療的計劃設計4.3.1能量和照射野的選擇電子束的有效治療深度（cm）約等于1/3－1/4電子束的能量，臨床中選擇電子束能量應根據(jù)實際測量得到的PDD進行。電子束治療選擇射野大小的原則，應確保特定的等劑量曲線完全包圍靶區(qū)。具體應用時，應考慮到電子束等劑量曲線的特性。第87頁,共119頁，2024年2月25日，星期天4.3.2電子束的斜入射校正設電子束垂直入射時有效源皮距為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，入射點切線與射線中心軸的交角為θ時，同深度處的劑量D（f＋g，d）為D（f＋g，d）＝Do（f，d）×【（f＋d）/（f＋g＋d）2】×OF（θ，d）式中，OF（θ，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電子線斜入射對劑量分布的影響（虛線為計算值，實線為膠片法測量值）第88頁,共119頁，2024年2月25日，星期天4.3.3組織不均勻性的校正圖1710MeV電子束照射胸壁，肺組織對劑量分布的影響（a）未作肺校正；（b）作肺校正第89頁,共119頁，2024年2月25日，星期天4.3.4電子束的補償技術

電子束的補償技術用于：（1）補償人體不規(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償材料填加補償材料第90頁,共119頁，2024年2月25日，星期天Constructionofacustombolustoconformisodoselinestotheshapeofthetarget.

第91頁,共119頁，2024年2月25日，星期天4.3.5電子束照射野的銜接技術圖197MeV（上圖）和16MeV（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）共線銜接；（c）間隔5mm。第92頁,共119頁，2024年2月25日，星期天圖209MeV電子束和6MVX射線射野相鄰共線銜接的劑量分布電子束為標稱源皮距；（b）電子束源皮距延長至120cm。第93頁,共119頁，2024年2月25日，星期天4.3.6電子束照射野的擋鉛技術4.3.6.1擋鉛厚度的確定圖21示出電子束在鉛介質中的衰減情況，可以看出，鉛厚度的微小變化，都會對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中的衰減曲線平行板電離室測量，照射野分別為10.5cm×10.5cm（實線）和6.3cm×6.3cm（虛線）第94頁,共119頁，2024年2月25日，星期天表1不同能量電子束穿射5％時所需LML（低熔點鉛）厚度第95頁,共119頁，2024年2月25日，星期天核物理的基本知識常用放療設備和放射源X(γ)射線射野劑量學高能電子束射野劑量學臨床放射治療劑量計算臨床劑量學四原則及靶區(qū)勾畫必須熟悉的幾個概念放射治療的質量保證與質量控制第96頁,共119頁，2024年2月25日，星期天5.1處方劑量計算不同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，對于高能X射線或鈷－60γ射線可直接采用F因數(shù)，對于低能X射線一般用（F＋1）/2因子替代F。

我科加速器校準的條件

我們在下述條件下刻度為：1MU＝1cGy射線類型SSD（cm）FSZ（cm2）校準深度X射線10010×10Dm電子線98（100）15×15Dm五、臨床放射治療劑量計算第97頁,共119頁，2024年2月25日，星期天5.1.1加速器SSD照射劑量計算Dm（MU）=DT÷[PDD×Scp(FSZ)×(Kc)×fSSD]或Dm（MU）=DT÷[PDD×Sc(FSZO)×Sp(FSZ)×(Kc)×fSSD]FSZ：表面射野大小，F(xiàn)SZO：等中心處的射野大小FSZO＝FSZ×（SAD/SSD）,fSSD=[SCD/(SSD+Dm)]2SCD為校準測量時源到電離室的距離。Kc是對所有影響束流強度的因素的校正，如托架因子Ft。第98頁,共119頁，2024年2月25日，星期天舉例1：6MVX線，F(xiàn)SZ=15cm*15cm，Depth=7cm，有托盤Ft=0.951，SSD照射，SSD=100cm，

Dt=200cGy，求MU？FSZ=15cm*15cm,D7=200cGyDm=248.4cGyFSZ=10cm*10cm,Dm=240.7cGyFSZ=10cm*10cm,Dm=253.1cGyMU=253.1

7cmSSD=100cmdmTrayScp=1.032Ft=0.951dmTrayPDD=0.805dmTray第99頁,共119頁，2024年2月25日，星期天舉例2：6MVX線，F(xiàn)SZ=15cm*15cm，Depth=7cm，NOTray，Wedge=30度，SSD照射，SSD=100cm，Dt=100cGy，求MU？FSZ=15cm*15cm,D7=100cGyDm=123.0cGy7cmSSD=100cmdmScp=1.032FSZ=15cm*15cm,Dm=237.0cGyFSZ=10cm*10cm,Dm=229.7cGyMU=229.7

dmwPDDw‘=0.813WedgedmFw=0.519第100頁,共119頁，2024年2月25日，星期天5.1.2加速器等中心照射劑量計算Dm（MU）=DT÷[TMR(d,FSZd)×Scp(FSZd)×(Kc)×fSAD]或Dm（MU）=DT÷[TMR(d,FSZd)×Sc(FSZO)×Sp(FSZd)×(Kc)×fSAD]（1）FSZd是腫瘤中心位置即SAD＝100時照射野等效邊長，對于open野，F(xiàn)SZd=FSZO，當野內有擋鉛屏蔽時FSZd小于FSZO；（2）fSAD是TMR的歸一參考點與加速器刻度位置不同對輸出劑量的影響，是一個平方反比校正系數(shù)，

fSAD＝[SCD/SAD]26MV(Dm=1.5cm):1.03015MV(Dm=1.5cm):1.057第101頁,共119頁，2024年2月25日，星期天FSZ=15cm*15cm,D7=100cGy

FSZ=10cm*10cm,Dm=105.4cGyMU=105.4

7cmSAD=100cmScp=1.032dm舉例3：6MVX線，F(xiàn)SZ=15cm*15cm，Depth=7cm，NOTray，SAD照射，SAD=100cm，Dt=100cGy，求MU？TMR=0.892FSZ=15cm*15cm,Dm=112.1cGyFSZ=15cm*15cm,Dm=108.8cGydmSAD因子1.03第102頁,共119頁，2024年2月25日，星期天5.1.4非對稱野的劑量計算

SSD照射：Dm（MU）=DT÷[PDD×Scp(FSZ)×OARd(x)×(Kc)×fSSD]或Dm（MU）=DT÷[PDD×Sc(FSZO)×Sp(FSZ)×(Kc)×OARd(x)×fSSD]

SAD照射：Dm（MU）=DT÷[TMR(d,FSZd)×Scp(FSZd)×OARd(x)×(Kc)×fSAD]或Dm（MU）=DT÷[TMR(d,FSZd)×Sc(FSZO)×Sp(FSZd)×OARd(x)×(Kc)×fSAD]式中OARd(x)是深度d處的離軸比第103頁,共119頁，2024年2月25日，星期天5.1.5電子線照射劑量計算

Dm＝DT÷（PDD×電子線射野修正因子）5.1.6不規(guī)則射野劑量問題

5.1.6.1Clarkson’s方法：該方法的原理是將任意點的吸收劑量分為原射線（即零野照射）和周圍組織對該點的散射兩部分。

5.1.6.2Wrede

不規(guī)則野近似計算法：其要點是把不規(guī)則野等效成方野，方野邊長D等于四倍射野面積除以周長，該方法僅限于計算射野中心軸上各點的劑量。

5.1.6.3不規(guī)則野簡化成有效長方形野

5.1.6.4實際測量第104頁,共119頁，2024年2月25日，星期天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同等劑量曲線移動法

t=K×h第105頁,共119頁，2024年2月25日，星期天5.2.3.1射線衰減和射線修正

（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

CF＝eμ（d-d’）

μ為使用射線的平均線性衰減系數(shù)。

（3）同等劑量曲線移動法

t=N×d2(4)組織空氣比指數(shù)校正法（電子密度法）

CF＝[TAR(d2+d3,FSZd)/TAR(d3,FSZd)]ρ-1

式中ρ為不均勻組織相對于水的電子密度，稱為相對電子密度，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。對于肺ρ＝0.3，脂肪ρ＝0.92，對于