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第 二章 X(γ) 射线 剂量学 放射治疗剂量学就是确定射线在人体 内的 剂量分布 及为达到确定的治疗剂量而应采用的 照射方式、射线能量。

第 二章 X(γ) 射线 剂量学 放射治疗剂量学就是确定射线在人体 内的 剂量分布 及为达到确定的治疗剂量而应采用的 照射方式、射线能量。. 第一节 放射治疗物理学有关的名词. 1 、组织替代材料 ： 模拟射线与人体组织或器官的相互作用 的材料。 常用：水、干水、有机玻璃、聚苯乙烯 2 、人体模型 ： 使用人体组织的替代材料构成的模型代替人体。. S.

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第 二章 X(γ) 射线 剂量学 放射治疗剂量学就是确定射线在人体 内的 剂量分布 及为达到确定的治疗剂量而应采用的 照射方式、射线能量。

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  1. 第二章 X(γ)射线剂量学放射治疗剂量学就是确定射线在人体内的剂量分布及为达到确定的治疗剂量而应采用的照射方式、射线能量。

  2. 第一节 放射治疗物理学有关的名词 1、组织替代材料：模拟射线与人体组织或器官的相互作用 的材料。 常用：水、干水、有机玻璃、聚苯乙烯 2、人体模型：使用人体组织的替代材料构成的模型代替人体。

  3. S 3、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。 4、射线束（beam）：从放射源出发沿着光子或电子等辐射粒子传输方向，其横截面的空间范围称为射线束。 射线束中心轴 SSD 射线束 射线束 A d0 P d0d dc C 水

  4. 5、照射野（field）： 照射野的大小一般有两种定义方法： 几何学照射野：即放射源的前表面经准直器在模体表 面的垂直投影； 剂量学照射野：即以射线束中心轴剂量为100%，照 射野相对两边50%等剂量线之间的 距离。

  5. 等效射野：如果使用的矩形野或不规则形射野在其射野 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 则形射野的等效射野。 转换表 : Clarkson的散射原理 经验公式 : S = 2ab/(a+b)

  6. 6、源皮距（SSD）：从放射源沿射线束中心轴到 受照物体表面的距离。 7、源轴距（SAD）：从放射源沿射线束中心到机 器等中心的距离。 8、源瘤距（STD）：从放射源沿射线束中心轴到 肿瘤内所考虑的点的距离。

  7. 9、参考点（reference point）：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，从表面 到参考点的深度记为d0。 不同能量的参考点位置： 400KV以下，参考点取在模体表面（d0 =0） 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（ d0 =dm) 钴-60 γ射线 : dm=0.5cm 6MV ：dm=1.5cm； 8MV : dm=2.0cm 15MV：dm=3.0cm

  8. 10、校准点(calibration point)：国家技术监督部门颁布的在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。 6MV： dc =5cm； 15MV： dc =10cm； 4MeV : dc =0.8cm 6MeV , 9MeV ： dc =1cm 12MeV ,16MeV ： dc =2cm 20MeV : dc =3cm

  9. 体外照射技术的分类 （1）固定源皮距照射（SSD照射）：是将放射源到皮肤的距离固定。 用百分深度剂量（PDD）值计算处方剂量； （2）等中心给角照射（SAD照射）：是将治疗机的等中心置于肿瘤或靶 区中心上。 用组织最大剂量比（TMR）值计算处方剂量； （3）旋转照射（ROT照射）：以肿瘤或靶区中心为旋转中心，用机架的 旋转运动照射代替SAD技术中的机架定角照射。 用组织空气比（TAR）值计算处方剂量。

  10. 第二节 X(γ)射线百分深度剂量分布

  11. 一、百分深度剂量（ percentage depth dose, PDD） 1、定义：水模体中以百分数表示的，射线束中心轴上某一深度处的吸收剂量，与参考深度处的吸收剂量的比值。 S S SSD=100cm d0 d D0 Dd 水模体

  12. 2、百分深度剂量分布特点： 剂量建成区：从表面到最大剂量深度区域，此区域内剂量随深度增加而增加； 指数衰减区：最大剂量深度以后的区域，此区域内剂量随深度增加而减少。 指数衰减区 剂量建成区

  13. 3、以下物理原因形成剂量建成区： （1）在体表或皮下组织中产生高能次级电子； （2）高能次级电子具有一定的射程； （3）在电子最大射程附近达到最大； （4）高能X（ γ）射线的强度按指数和平方反比定律减少。 其总结果，在一定深度（建成区深度）以内，总吸收剂量随深 度而增加，最大剂量深度以后，剂量随深度增加而减少。

  14. 4、影响X（γ）射线百分深度剂量的因素： 深度：建成区内，深度增加， PDD增加； 建成区外，深度增加， PDD减小。 能量：能量增加，模体表面剂量下降，建成区增 宽，PDD增加。 射野面积：低能时，射野面积增加， PDD增加； 高能时，PDD随射野面积改变较小。 源皮距：源皮距增加， PDD增加。

  15. 深度对PDD的影响

  16. 射野大小对PDD的影响

  17. 源皮距对PDD的影响

  18. 二、组织空气比 （一）相关的概念 1、组织空气比（TAR）：水体模中射线束中心轴某一深度的吸收剂量，与空气中距放射源相同距离处，在一刚好建立电子平衡的模体材料中吸收剂量的比值。 TAR是比较两种不同散射在空间同一点的吸收剂量率之比，TAR的大小与源皮距无关。

  19. 2、组织最大剂量比（TMR）：水体模中射线束中心轴某一深度的吸收剂量，与空间同一点模体中射野中心轴上最大剂量深度深度处同一射野的吸收剂量的比值。2、组织最大剂量比（TMR）：水体模中射线束中心轴某一深度的吸收剂量，与空间同一点模体中射野中心轴上最大剂量深度深度处同一射野的吸收剂量的比值。 s s SAD=100cm d dm Dm Dd 水模体

  20. （二）、影响TMR的因素 深度：建成区内，深度增加， TMR增加； 建成区外，深度增加， TMR减小。 能量：能量增加，建成区增宽，TMR增加。 射野面积：低能时，射野面积增加， TMR增加。 高能时，TMR随射野面积改变较小。 源皮距：TMR与源皮距无关。 零野的TMR（d, 0 ）代表了有效原射线。

  21. 3、散射最大剂量比（SMR）： 定义为水体模中某一深度的散射线剂量，与空间同一点刚好位于最大剂量点的有效原散射线剂量的比值。 用于不规则野的剂量计算。 模体中任何一点的剂量等于有效原射线与散射线剂量之和

  22. 4、准直器散射因子（SC）或称输出因子（OUF）：4、准直器散射因子（SC）或称输出因子（OUF）： 定义为某一大小照射野的输出剂量与一参考野 （10cm×10cm）的输出剂量之比。 SC反映的是有效原射线随照射野变化的特点。

  23. 5、模体散射因子（Sp）： 定义为保持准直器开口不变，模体中最大剂量点处某一照射野的吸收剂量与参考射野（10cm×10cm）的输出剂量之比。 Sp反映的是固定准直器开口条件下，随着模体受照射体积的改变，散射线变化的特点。

  24. 6、总散射因子（SC,p）： 定义为模体中参考深度处某一照射野的吸收剂 量与参考照射野的吸收剂量的比值。 SC,p= SC× Sp

  25. 三、等剂量分布 1、等剂量曲线：将模体中百分深度剂量相同的 点连接起来，即成等剂量曲线。

  26. （1）能量增加，特定等剂量曲线的深度增加；（1）能量增加，特定等剂量曲线的深度增加； • （2）低能射线的等剂量曲线弯曲，而高能射线的等 • 剂量曲线平直； • （3）低能射线的等剂量曲线在边缘是断续的，并向 • 外膨胀，而高能射线的等剂量曲线是连续的； • （4）钴-60具有较大的物理半影，而高能X射线半影 • 较小。 2、X（γ）射线等剂量曲线的特点：

  27. 第三节 楔形照射技术 为适应临床治疗的需要，通常在射线束的路径上加特殊滤过器或吸收挡块，对线束进行休整，获得特定形状的剂量分布。 楔形滤过板是最常用的一种滤过器

  28. 1、楔形角α ：定义为模体内特定深度 ，楔形 照射野等剂量曲线的1/2射野宽 的交点连线和射线束中心轴垂 直线的夹角。 ICRU第24号报告建议10cm作为楔形角的定义深度。 也有人建议用50%等剂量线与射野中心轴垂直线的夹角作为楔形角。

  29. 2、 楔形滤过板的种类 （1）固定角度楔形板：150、300、450、600四种 （2）一楔合成楔形板：利用一个600楔形板，以其形 成的楔形照射野和平野按照 不同的剂量比依次照射，从 而形成 00~600的任一楔形角 的楔形板。 （3）动态楔形野：利用独立准直器的运动实现的。

  30. 3、楔形滤过板放置位置 通常放在加速器、钴60治疗机头附属装置上，使用时人工将它插入机头附属插槽上。

  31. 4、楔形因子（Fw）：加和不加楔形板时射野中心4、楔形因子（Fw）：加和不加楔形板时射野中心 轴上某一点吸收剂量之比。 Fw = Ddw / Dd 楔形滤过板改变了平野的剂量分布。

  32. 5、楔形照射野的百分深度剂量： PDDW = PDD平×FW

  33. 6、楔形板临床应用 ①解决上颌窦等偏体位一侧肿瘤用两野交叉照射时剂量不均匀问题； ②利用适当角度的楔形板，对人体曲面和缺损组织进行组织补偿； ③利用楔形板改善剂量分布，以适应治疗胰腺、肾等靶体积较大、部位较深的肿瘤。

  34. α=90°－θ/2 α=arctg(k·tgθ)

  35. 第四节 处方剂量计算 1、靶区剂量（肿瘤剂量）DT：使肿瘤得到控制或治愈的 肿瘤致死剂量。 2、处方剂量Dm ：对已确认的射野安排，欲达到一定的靶区 （或肿瘤）剂量DT，换算到标准水模体内每 个射野的射束中心轴上最大剂量处的剂量。 3、MU：对加速器上的剂量仪，一般使参考射野在标称源皮 距（SSD）或标称源轴距（SAD）处，标定成 1cGy=1MU，MU为加速器剂量仪的监测跳数。

  36. 加速器处方剂量计算 （1）SSD照射技术：用PDD值计算处方剂量 DT Dm = ———————————— PDD·SC·SP·SSD因子·FW·FT

  37. 加速器剂量计算 （2）SAD技术：用TMR值计算处方剂量。 DT Dm = ──────────── TMR·SC·SP·SAD因子·FW·FT

  38. 例1 • 能量为6MV的X射线，加速器剂量仪在SSD=100 cm, dm=1.5cm处，10×10 cm射野，校准1MU=1cGy, 若一个患者的肿瘤深度d=10cm, 用20 ×10 cm射野, SSD=100 cm,求每次肿瘤剂量给200cGy时的处方剂量Dm。 • 查表：PDD（d, 20 ×10 )=0.677, • 射野输出因子Sc*Sp=1.024 • DT • Dm=——————————=289(MU) • PDD·SC·SP·FW·FT

  39. 例2 • 肿瘤深度d=10cm, 用20 ×10 cm射野, 等中心照射 ,能量6MV的X射线，求DT=200cGy时的处方剂量Dm。 • 查表：TMR（ d, 20 ×10 )=0.787, • 射野输出因子Sc*Sp=1.024， • DT • Dm = ──────────=241（MU） • TMR·SC·SP·FW·FT

  40. 第五节 人体曲面和组织不均性的影响 • 由于人体曲面的影响，以及体内不均匀组织的存在，会改变原射线及散射线的分布，致使实际病体内的剂量分布较之标准条件时会有变化，需在剂量计算时给予修正。

  41. 一、人体曲面校正方法： 人体曲面的修正目前有三种方法： 1、组织空气比法：校正因子CF= TAR（d-h,wd） TAR（d,wd） 校正后的PDD`B=PDDB×CF

  42. 2、有效源皮距法：PDD`B=PDDB× f+dm 2 f+h+d 3、同等剂量曲线移动法：由于深度h处的空气代替了组织，致使B点剂量升高，即同等剂量曲线下移，下移距离t等于：t = K×h

  43. 二 、组织不均性的影响及校正方法 影响：组织密度不同，射线穿过时组织对射线的吸收和 衰减不同。 骨：高能X（γ）射线，康普顿效应占主要，骨吸收情 况基本上与软组织相似，这种影响可以忽略。 肺：肺组织中的剂量主要受肺密度的影响，造成肺中和 肺后组织剂量的增加。 气腔：气腔的存在不至于造成腔壁表面剂量的变化.

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