教学备课 核物理.doc

教学备课第一章：核物理的基本知识第二章：电离辐射与物质的相互作用第三章：X（r）线射野剂量学第四章：近距离治疗第一章：核物理的基本知识一：原子物理的基本概念：1、 原子的基本结构：原子是构成物体的微小单位 质子（正电荷）原子：原子核 中 子 核子核外电子（负电荷）原子序数：任何原子的核外电子数称为该原子的原子序数核外电子数 = 核内质子数 = 原子序数 （原子是电中性）同位素：原子序数相同而质量数不同的核素，在元素周期表内处于同一位置，互称为同 位素一个原子的表示：ZAXX：元素符号；Z：原子序数，A原子质量数，即原子核内的核子数2、 原子、原子核能级原子的核外电子运动状态：主量子数 n 轨道量子数L轨道方向量子数ML轨道自旋量子数Ms核外电子的分布由泡利不相容原理决定电子在原子核库仑场中所具有的势能主要由主量子数n和轨道量子数L所决定，n和L的变化构成了分立的原子能级。1） 基态：电子填充壳层时按照从低能到高能级的顺序以保证原子处于能量最低状态，这种状态称为基态2） 激发态：当电子获得能量，从低能级跃迁到高能级而使低能级出现空位时，称原子处于激发态。处于激发态的原子很不稳定，高能级电子回自发跃迁到低能级空位上而使原子回到基态。两能级能量的差值一种可能以电磁辐射的形式发出，这种电磁辐射称为特征辐射，当特征辐射的能量足够高，进入X射线能量范围时，又称为特征X射线；另一种可能是产生俄歇电子。钨原子的能级示意图：3、 原子量：由于原子的质量很小，通常原子的质量采用相对原子质量即原子量来表示原子量定义：阿佛加德罗定律：1摩尔（mol）任何元素的物质包含有6。022045*1023个原子，此数称之为阿佛加德罗常数。1摩尔物质的质量就是摩尔质量，数值上等于原子量4、 基本粒子电子、质子、中子、光子、介子和其他一些粒子认为是物质结构的基本单元。其中，光子、电子广泛应用与放射治疗中，质子、中子也可用于放射治疗二、放射性1、原子核衰变：核素有2000多种，其中，只有近300种是稳定的，不稳定的核素都会自发地放出射线，最终变为稳定核素。不稳定的核素自发地放出射线，转变成另一种核素，这种现象称为放射性。这个过程称为放射性衰变。衰变类型主要有：1） 衰变：原子核自发地放射出粒子（氦的原子核）的转变过程称为衰变。反应式：2） 衰变：原子核自发地放射出电子-或+正电子或俘获一个轨道电子的转变过程称为衰变。反应式：3） 跃迁：和衰变后的子核很可能处于激发态，会以射线的形式释放能量跃迁到低能态或基态，这种过程称为跃迁。钴-60、铯-137、铱-192具有衰变同时具有射线2、放射形度量实验表明，在时间间隔tt+dt 内发生衰变的原子核数目-dN和t时刻的原子核数目以及时间间隔成正比，再通过初始条件，得到放射性衰变公式：为衰变常数，表示单位时间内每个原子核衰变的概率 放射性活度：一定量的放射性核素在一个很短时间间隔内发生的核衰变数除以该时间间隔之商，公式为：单位：贝克勒尔（Bq），A和A0分别是t时刻和初始时刻的放射性活度放射性核素的半衰期：放射性核素其原子衰变到初始数目一半是所需的时间称为放射性核素的半衰期（T1/2），半衰期与衰变常数的关系为：平均寿命：放射性原子核平均生存的时间。可表示为：放射性比活度：单位质量的放射源的放射性活度。单位（Bq /g）放射性平衡：如果子母体的放射性活度保持固定的比例，称为放射性平衡梯次衰变：放射性核素转变为稳定的核素时往往需要多次衰变才能完成。这种衰变成为梯次衰变人工放射性核素的产生：（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。第二章：电离辐射与物质的相互作用基本概念：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。间接电离：不带电粒子通过与物质相互作用产生的带电粒子引起的原子的电离，称为间接电离电离辐射：由直接电离粒子或间接电离粒子、或者两者混合组成的辐射称为电离辐射一：带电粒子与物质的相互作用作用方式：1）与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）与原子核发生核放应1、与核外电子发生非弹性碰撞当带电粒子从靶物质原子近旁经过，入射粒子和轨道电子之间的库仑力使电子受到吸引或排斥，从而获得一部分能量。如果轨道电子获得足够的能量，就会引起原子电离，则原子成为正离子，轨道电子成为自由电子。如果轨道电子获得的能量不足以电离，则可引起原子激发，使电子从低能级跃迁到高能级。处于激发态的原子很不稳定，跃迁到高能级的电子会自发跃迁到低能级而使原子回到基态，同时释放出特征X射线或俄歇电子。带电粒子因与核外电子发生非弹性碰撞，导致物质原子电离和激发而损失的能量称为碰撞损失或电离损失。描述的两个物理量：1） 线性碰撞阻止本领（linear collision stopping power）(用符号Scol或（dE / dl）col 表示)：入射带电粒子在靶物质中穿行单位长度路程时电离损失的平均能量2） 质量碰撞阻止本领（mass collision stopping power）：线性碰撞阻止本领除以靶物质的密度。2、与原子核的非弹性碰撞当带电粒子从靶物质原子近旁掠过时，在原子核库仑场的作用下，运动方向和速度发生变化，此时带电粒子的一部分动能就变成具有连续能谱的X射线辐射出来，这种辐射称为轫致辐射。描述的两个物理量：1） 线性辐射阻止本领（linear radiative stopping power）:2） 质量辐射阻止本领（mass radiative stopping power）3、 与原子核发生弹性碰撞当带电粒子与靶物质原子核库仑场发生相互作用时，尽管带电粒子的运动方向和书牍发生了变化，但不辐射光子，也不激发原子核，则此种相互作用满足动能和动量守恒定律，称弹性碰撞。当带电粒子能量较低时，才有明显的弹性碰撞。几个概念：1）总质量阻止本领（total mass stopping power）：带电粒子在密度为的介质中穿过路程dl时，一切形式的能量损失dE除以dl而得到的商，用符号表示：2）质量角散射本领、3）射程2） 传能线密度：可衡量物质的生物学效应二：X（）射线与物质的相互作用1、X（）射线与物质相互作用的特点： （1）X（）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（）光子与物质的一次相互作用可以损失起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（）光子束入射到物体时，其强度岁穿透物质厚度近似呈指数衰减，而带电粒子有确定的射程，射程之外观察不到带电粒子。2、X（）射线与物质相互作用的主要过程：光电效应，康普顿散射，电子对效应1）几个概念：（1）截面（2）线性衰减系数（u），质量衰减系数（3）线性能量转移系数，质能转移系数半价层：X（）射线束流衰减到其初始值一半时所需的某种物质的衰减块厚度。2）相互作用方式：光电效应：作用过程：X（）光子与物质原子的轨道电子发生相互作用，把全部能量传递给对方，X（）光子消失，获得能量的电子挣脱原子的束缚成为自由电子（光电子）；原子的电子轨道出现一个空位而处于激发状态，它将通过发射特征X射线或俄歇电子的形式回到基态，这个过程称为光电效应。康普顿散射：作用过程：当入射光子和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，此过程称为康普顿效应，获得能量的电子称为反冲电子。损失能量的光子称为散射光子。电子对效应：作用过程：当光子从原子核旁经过时，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。3） 几种相互作用的相对重要性：X（）光子与物质相互作用的三种主要形式与X（）光子能量、吸收物质原子序数的关系各不相同，表现为对不同原子序数在不同能量范围，它们的确作用截面占总截面的份额不同。这就造成了临床上相同质量厚度的三种组织对X（）射线不同的能量吸收差别。（1） 对于60-150 kev低能X射线，骨的吸收比肌肉和脂肪的高得多。（2） 对于150-250 kev低能X射线，骨的吸收比肌肉和脂肪的高。（3） 对于钴-60射线和222 Mv高能X射线，单位厚度的骨的吸收仍然比肌肉和脂肪的高（4） 对于22-25 MV的高能X射线，骨的吸收比肌肉和脂肪的哨高。第三章：X（r）线射野剂量学一：人体模型：1、 组织的替代材料（tissue substitutes）：模拟人体组织与射线相互作用的替代材料，使用人体组织的替代材料构成的模型代替人体，简称模体(phantom)人体组织特别是软组织中含有大量的水分，水是最易得到的、最廉价的组织替代材料。商售的组织材料最常用的主要是有机玻璃和聚苯乙烯2、 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患者皮肤上，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。二：百分深度剂量分布：1、 相关概念：1） 照射野：临床剂量学中规定模体内50%同等剂量曲线的延长线交于模体表面的区域定义为照射野的大小。2） 源皮距（SSD）：放射源到模体表面照射野中心的距离3） 源轴距（SAD）：放射源到机架旋转轴或机器等中心的距离4） 源瘤距（STD）：放射源沿射野中心到肿瘤内所考虑的点的距离2、百分深度剂量（PDD）：射野中心轴上某一深度d处的吸收剂量率Dd与参考点深度 d0处剂量率Dd0的百分比对于能量400 KV X射线，参考点定义在模体表面（d0=0）对于高能X（）射线，参考深度取在射野中心轴上最大剂量点深度3、 建成效应：从表面到最大剂量深度区域称为剂量建成区域，此区域内，剂量随深度的增加而增加，高能射线一般都有建成区域存在。以下物理原因造成剂量建成区：（1）当高能X（）射线入射到人体或摸体时，在体表或皮下组织中产生高能次级电子，（2）这些高能次级电子要穿过一定的组织深度直至其能量耗尽才停止，（3）由于以上原因，在最大电子射程范围内，由高能次级电子产生的吸收剂量随组织深度增加而增加，并约在电子最大射程附近达到最大，（4）高能X（）射线的强度随组织深度增加而按指数和平方反比定律减少，造成产生的高能次级电子数随深度增加而减少。总的效果，在一定深度（建成区深度）以内，总吸收剂量随深度而增加。4、 百分深度剂量的变化：随射线能量变化：百分深度剂量发生变化；（图1）射野面积和形状对百分深度剂量影响：射野面积很小时，由于达到某一点的剂量Dd基本上是原射线造成的；当照射野面积增大时；散射线增多，Dd随之增加开始，随面积增加快，以后变慢。百分深度剂量随射野面积改变的程度决定于射线的能量。低能时（如220kV X射线），由于向各方向的散射线几乎相等，所以百分深度剂量随射野面积改变较大。高能时，由于散射线主要向前，所以百分深度剂量随射野面积改变较小。对22MV，32MV的高能射线，百分深度剂量几乎不随射野面积的变化而改变。放疗中使用列表的方法，表示各种大小方形野的百分深度剂量随组织深度的变化。但因临床经常用矩形野和不规则野，需要对方形野进行等效变换。射野等效的物理意义是：如果使用的矩形或不规则形射野在其射野中心轴上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或不规则形射野的等效射野。临床上常使用简便的面积/周长比法。如果使用的矩形野和某一方形野的面积/周长比值相同，则认为这两种射野等效。即射野中心轴上百分深度剂量相同。设矩形野的长、宽分别为a,b；方形野的边长为s，根据面积/周长比相同的方法有：源皮距对百分深度剂量的影响：对于不同源皮距下的百分深度剂量的比值为： 两百分深度剂量比，称为F因子。F为源皮距，dm为最大百分深度剂量处的源距。D为某点的源距。对于低能X射线，一般用 (F+1)/2代替F因子。近似将一种源皮距的百分深度剂量换算为另一种源皮距的百分深度剂量。第三节 组织空气比1、 组织空气比及影响因素：1） 组织空气比定义： TAR=Dt/Dta式中Dt为肿瘤中心（旋转中心）处小体积软组织中的吸收剂量率；Dta为同一空间位置空气中一小体积软组织内的吸收剂量率。源皮距对组织空气比的影响：组织空气比的一个重要物理性质是其值的大小与源皮距无关。射线能量、组织深度和射野大小对组织空气比的影响：组织空气比随射线能量、组织深度和射野大小的变化非常类似于百分深度剂量。2、 反散因子：定义为射野中心轴上最大剂量深度处的组织空气比：BSF=TAR(dm, FSZdm) 或 BSF=Dm/Dma式中FSZdm为深度dm处的射野大小；Dm，Dma 分别为射野中心轴上最大剂量深度处模体内和空气中的吸收剂量率。反向散射决定于患者身体的厚度、射线能量及射野面积和形状。但与源皮距无关。反向散射与患者身体厚度的关系：反向散射随患者身体厚度而增加，但在10cm左右接近最大值。射线能量的影响：反向散射与射野大小和形状的关系：3、 组织空气比与百分深度剂量的关系；、4、 不同源皮距百分深度剂量的计算组织空气比法5、 旋转治疗剂量计算6、 散射空气比（SAR）：模体内某一点的散射剂量率与该点空气中吸收剂量率之比。 散射空气比与源皮距无关只受2射线能量、组织深度和射野大小的影响。第四节 组织最大剂量比1、 原射线和散射线模体中任一点的剂量为原射线和散射线剂量贡献之和。原射线指从放射源（或X射线靶）射出的原始X（）光子，它在空间或模体中任意一点的注量遵从平方反比定律和指数吸收定律。散射线包括：（1）上述原射线与准直器系统相互作用后产生的散射线光子，准直器系统包括一级准直器、均整器、治疗准直器、射野挡块等，（2）上述原射线以及穿过治疗准直器和射野挡块后的漏射线广州与模体相互作用后产生的散射线。源于一级准直器、均整器、治疗准直器（包括射野挡块）的散射线的射线质比较硬，穿透力比较强，对输出剂量的影响类似于原射线的影响，故一般将这种射线归属于始发于放射源（或X射线靶）的原射线范围，称为有效原射线。2、 射野输出因子和模体散射因子由于有效原射线中的原射线和准直器系统的散射线的影响，射野输出剂量（照射量率或吸收剂量率）随射野增大而增加，描述这种变化关系的叫做射野输出因子（OUT）。射野输出因子定义为射野在空气中的输出剂量率与参考射野（一般为10cm*10cm）在空气中的输出剂量率之比。此处定义的射野输出因子就是准直器散射因子ScSc因子的测量模体散射因子（Sp）定义为：射野在模体内参考点（一般在最大剂量点）深度处的剂量率与准直器开口不变时参考射野（10cm*10cm）在同一深度处剂量率之比。总散射校正因子（C,P）：准直器和模体的散射线造成的总散射校正因子。Sp（FSZ）C,P /OUF=C,P / Sc因上述Sc 和Sp的测量只对方形野，矩行野通过转换为方型野，对于钴机，这种转换是完全正确的，对于直线加速器，则需考虑其他影响后，有：s=(1+K)ab / (Ka+b) ，其中，K=Kx / KY = (L1x / L2x) / (L2Y / L1Y)，s为方形射野的边长。对于不规则射野，可用投影原理和Clarkson积分方法求得。、组织模体比和组织最大剂量比组织模体比(TPR)定义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式中Dd为模体中射野中心轴上深度d处的剂量率; Dt0 为空间中同一位置参考深度处的剂量率率;参考深度t0通常取5cm或10cm.相应的散射线部分定义为散射模体剂量比(SPR).。由于TPR，SPR的定义形式与前述的TAR,SAR的类似，所以性质相同。组织最大剂量比：4、散射最大剂量比（SMR）：定义：模体中射野中心轴上任意一点的散射线剂量率与空间同一点模体中射野中心轴上最大剂量点处 有效原射线剂量率之比，第五节 等剂量分布与射野离轴比1、 等剂量分布：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。（图）从图可以看出：（1）同一深度处，射野中心轴上的剂量最高，向 射野边缘剂量逐渐减少，但在加速器中，为了使较大深度处剂量分布较平坦，均整器设计有意使其分布在靠近体模表面处，中心轴两侧的剂量分布偏高一些。（2）射野边缘附近（半影区），计量随离轴距离增加而逐渐减少。这种减少，一方面由于几何半影、准直器漏射引起，另一方面由于侧向散射的减弱引起。由几何半影、准直器漏射和侧向散射引起的射野边缘的剂量渐变区称为物理半影，通常用80%和20%等剂量线间的侧向距离表示物理半影的大小。（3）射野几何边缘以外的半影区的剂量主要由模体的侧向散射、准直器漏射线和散射线造成的。（4）准直范围以外较远处的剂量由机头漏射线引起。 （图）等剂量分布曲线特点：能量对等剂量分布的影响：射线能量不仅影响百分深度剂量的大小，而且影响等剂量分布的形状和物理半影的宽度。源皮距和放射源大小对钴60射线剂量分布的影响：（图）射野平坦度和对称性：是描述射野剂量分布特性的一个重要指标射野平坦度：在等中心处（位于10cm 模体深度下）或标称源皮距下10cm的模体深度出，最大射野L的80%宽度内最大、最小剂量偏离中心轴剂量的百分数m。射野平坦度应好于3%。射野对称性：取偏离中心轴对称两点的剂量率的差值与中心轴上剂量率的比值的百分数称为射野的对称性。其大小应不超过3%，2、 加速器X射线束射线质变化规律；射线质在准直器轴线上最硬,随离轴距离增大逐渐变软。3、 射野离轴比（OAR）：D（x，y，d）为中心轴上任意一点的剂量率。D(0,0,d)为射野中心轴上的剂量率。射野离轴剂量比是反映射野截面内的剂量分布情况第六节：处方剂量计算1、 处方剂量：对已确认的射野安排，欲达到一定的靶区（或肿瘤）剂量DT ，换算到标准体模内每个使用射野的射野中心轴上最大剂量点处的剂量Dm ，单位为cGy.当使用射野的最大剂量点处的剂量Dm(如使用直线加速器)或剂量率（如钴-60治疗机）是以参考射野 10*10cm的剂量Dm或剂量率标定时，则使用射野的处方剂量Dm通过相应的射野输出因子（Sc 和Sp）表示成参考射野10*10cm的处方剂量Dm ，单位为cGy。对加速器，一般在SSD或SAD处，标定1cGy=1MU ，MU为加速器剂量仪上的监测跳数。对钴-60治疗机，认为剂量率稳定，处方剂量通过SSD或SAD处的剂量率表示表示成时间，单位为s。2、 加速器剂量计算：SSD照射（通常SSD=100cm）：当标定的刻度为1MU=1cGy时，有靶区剂量DT计算处方剂量Dm，单位为MU，式中FSZ为表面射野大小，FSZ 0为等中心处的射野大小，二者的关系为FSZ =FSZ 0（SAD/SSD），如果射野输出因子OUF在SAD测量，同时，SSD=SAD时，则式中的FSZ =FSZ 0。SSD因子则表示为式中SCD为校准测量时源到电离室中心的距离，如果测量是在标称源皮距处进行，则SSD因子=1等中心给角照射；等中心照射，一般用TMR值，如果加速器测量仍按上述方法校准，则SAD技术的处方剂量Dm由下式计算：式中SAD因子定义为：（其中，SCD为源到电离室中心的距离）3、 钴-60剂量计算：上述方法适用于任何类型的治疗机。4、 离轴点剂量计算Day氏法：Day氏法可用于散射线分量的计算，对矩形平野来说，它可提供较好的计算精度，数学上几乎与矩形野 的Clarkson扇形积分法等同，但对不规则野、楔形照射野以及射野边缘的剂量计算不仅困难，且误差大。第七节：不规则射野除方形射野、矩形野和圆形野以外的其他任何形状的射野，称之为不规则射野。不规则射野是根据病变部位的形状或保护重要器官等治疗的需要，在规则射野中加射野挡块形成的。挡块对射野剂量影响有：（1）挡块的漏射和散射（散射贡献很小）改变了规则射野原射线和有效原射线的剂量分布；（2）改变了模体内散射线的范围和散射条件。对于挡块的第一项影响，可用它的穿射因子对原射线和有效原射线的离轴比因子进行修正，对于第二项影响，则可用第四节中的方法计算。第八节：楔形照射野为适应临床治疗的需要，通常在射线束的途径上加特殊滤过器或吸收挡块，对线束进行修整，获得特定形状的剂量分布。楔形滤过板（简称楔形板）是最常用的一种滤过器。图：1、 楔形野等剂量分布与楔形角按照ICRU50号报告，楔形板对平野剂量的修正作用，用楔形角a表示。并且楔形角应定义在某一参考深度处。楔形角a随深度增加愈来愈小，入射线能量愈低，a随深度变化愈大，反之，a随深度变化愈小。图：定义的楔形角在临床上应该有一定的意义，即应选定适当的深度作为参考深度，但这个深度没有统一意见。ICRU 24 号报告建议用10 cm作为楔形角的定义深度。传统用的楔形角为150， 300 ，450， 6002、 楔形因子：楔形板不仅改变了平野的剂量分布，也使射野的输出剂量率减少，楔形因子（Fw）定义为加和不加楔形板时射野中心轴上某一点剂量率之比：楔形因子一般用测量方法求得加入楔形板后，楔形野的百分深度剂量等于相同大小射野的不加楔形板时平野的百分深度剂量PDD平与楔形因子Fw 之比。3、一楔合成：由于楔形板的用途的扩展，传统的四种楔形板不够用，现代新型直线加速器上均装有一楔合成楔形板。所谓一楔合成，就是将一个楔形角较大如取楔形角等于600的楔形板作为主楔形板，按一定的剂量比例与平野轮流照射。合成00-600间任意楔形角的楔形板。设主楔形板的楔形角为an合成后的楔形角为a，则二者的关系为：其中 由此可得合成后的楔形因子：平野和主楔形野在处方剂量中所占的剂量分额配比为：4、楔形板临床应用方式和计算公式：楔形板在临床上适用主要有三个方面：（1）楔形板达到引进，起初是主要是为了解决诸如上颌窦等偏体位一侧肿瘤用两野交叉照射时剂量分布不均匀问题，选定合适的楔形板，可得到较理想的适合靶区的剂量分布 。（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，亦能取得较好的剂量分布，（3）利用楔形板改善剂量分布，以适应治疗如胰腺、肾等靶体积较大、部位较深的肿瘤。图：相应的计算公式：（a）（b）(c)5、动态楔形板：动态楔形板是利用独立准直器的运动来实现的。它可克服物理楔形板的一些缺点。第九节：不对称射野和多叶准直器射野处方剂量计算1、 不对称射野：独立准直器已成为医用直线加速器的标准配置，准直器的叶片由四个独立电机驱动，可形成射野中心轴线偏离线束中心轴（即准直器旋转轴线）的射野，此类射野称为不对称射野或偏轴射野。独立准直器的优点2、 不对称射野处方剂量计算目前主要有边界因子和原、散射线分别计算两种方法。3、 多叶准直器射野处方剂量计算（1）面积周长比法；（2）Day氏法第十节：人体曲面和组织不均匀性的修正1、 均匀模体和人体之间的差别（1） 形状和大小与实际病体有差别（2） 模体的组织替代材料的成份、密度与实际病体存在差别2、 人体曲面的校正（1） 组织空气比或组织最大剂量比方法（2） 有效源皮距方法（3） 同等剂量曲线移动法3、 不均匀组织对剂量分布影响的校正方法：组织不均匀性对剂量分布的影响：（1）改变了原射线的吸收和散射线的分布；（2）改变了次级电子的主量分布。它们对剂量影响的相对重要性取决于吸收剂量点所在位置的情况。1） 射线衰减和散射的修正2） 不均匀组织中的吸收剂量4、 组织补偿1） 组织填充物2） 组织补偿器第十一节：乳腺切线照射剂量计算第十二节：X（r）射线全身照射剂量计算第四章：近距离治疗近距离照射是将封装好的放射源，通过施源器或源导管直接植入患者的肿瘤部位进行照射。近距离照射一般作为外照射的辅助治疗手段。近距离照射分为： （1）腔内照射（intracavitary irradiation） （2）组织间插植照射（interstitial irradiation） （3）管内照射（intraluminal irradiation ） （4）表面施源器照射（surface application）一：近距离照射剂量学的基本特点：1、 平方反比定律：近距离照射剂量学的特点是平方反比定律，即放射源周围的剂量分布，是按照与放射源之间的距离的平方而下降。剂量分布基本不受辐射能量的影响。在近距离照射时，剂量不可能均匀，无论怎样布源，都不可能达到外照射那样均匀的剂量分布。2、 广泛采用的剂量学系统有：曼彻斯特系统（Manchester System），巴黎系统（Paris System）。系统是指：欲在治疗体积内获得一适宜的剂量分布，要求必须遵循一系列放射源分布的规则，如使用放射源的类型、强度、应用的方法和几何设置；同时“系统”也明确了剂量表示和计算的方法。如果改变了放射源的分布规则，系统所预示的剂量分布也回有所改变。3、 剂量率效应目前在国内，随着后装机的广泛使用，系统的低剂量率治疗基本被高剂量率治疗所代替剂量率为0.42 Gy：低剂量率照射剂量率为12 Gy：高剂量率照射介于两者之间：中剂量率照射使用高剂量率注意：（1）利用所谓的几何因素，充分拉开放射源与正常组织之间的距离，或附加屏蔽物以降低正常组织的受量，（2）如果治疗中可能，应增加分次数即降低分次剂量。第二节：放射源的校准：近距离照射中使用的放射源都为密封源，其外壳多为铂金和不锈钢。对放射源的校准和剂量分布的计算需多考虑一些问题。1、 放射源强度的表示方法：最先使用的是毫克镭当量，现在使用的国际单位是空气比释动能强度SkSk： 自由空间中源中垂轴上的距离d出的空气比释动能强度K(d)与距离d的平方的乘积： 使用空气比释动能强度表示近距离照射中的强度，优点在于：（1）它和吸收剂量率的单位一致，（2）便于各种核素间强度大小的比较，而不考虑它们的几何和物理结构2、 放射源的校准：放射源的校准，是近距离照射剂量学的基础。基本方法是，在空气中用电离室方法对放射源进行校准。校准需要考虑：（1）确定现场用电离室及静电计对放射源的空气比释动能校准因子Nk，（2）选择较为适宜的测量距离；（3）所用电离室的能响及室壁厚度；（4）计算公式中相关校正因子的选择。空气中测定放射源的空气比释动能强度Sk的数学表达式及相关因子为：M：经温度和气压校准的静电计读数，NK为电离室对放射源的空气比释动能校准因子；RG为电离室的剂量梯度修正因子；RS为环境的散射修正因子，d为电离室的有效测量点到放射源距离；t为每次测量的时间因子（剂量计数时间的倒数）。第三节：放射源周围的剂量分布：近距离照射所使用的放射源，多为点状源和线状源1） 放射源周围剂量分布的特点：对于相同核素的点源和线源，其周围的剂量变化有所不同。对点源，照射量率随距离的变化遵循平方反比定律。对线源，在近源处，由于放射源轴向不同位置，特别是两端点的光子辐射到计算点的路径较长，和斜滤过厚度的增加，剂量衰减要大于平方反比定律的衰减。而当距源距离增加且大于线源长度的2倍以上时，线源与点源一样，基本按平方反比定律衰减。当放射源植入体内后，；源周围组织对辐射的吸收和散射，会直接影响到放射源周围剂量分布，其程度取决于不同的核素。现代近距离照射，基本采用后装技术。2） 放射源周围剂量分布计算的传统方法及推荐算法。第四节：放射源的定位技术：在近距离照射中，肿瘤及正常组织的受量直接决定于放射源在组织中的几何分布。准确测定每个放射源的位置，是计算剂量分布的前提。放射源的定位，通常采用X射线照像技术，其步骤是根据临床要求，按照特定的剂量学系统的布源规则，确定放射源的几何排列，并按规则将施源器或源导管插植入靶区，然后防入假源（dummy source），经X射线照像后，得到模拟实际照射时源在靶区内的几何排列。根据源的几何位置，计算剂量分布，选择最佳方案后换以真源实施照射。1） 正交技术：2） 立体-平移技术3） 立体变角技术放射源定位技术中，利用胶片作放射源位置重建时会产生误差，对于放射源定位，误差主要来源于对影象片源投影位置数据的准确测量和拍摄胶片过程中患者的运动。第五节：腔内照射剂量学：腔内照射应用最广泛的是对妇科宫颈癌的治疗，且疗效显著。根据妇科肿瘤放射治疗学原则及妇科骨盆的解剖特点，腔内照射宫颈、宫体及宫旁组织，而骨盆两侧用外照射。宫颈癌腔内照射方法，通常采用两组放射源施源器：一是直接植入宫腔内，称为宫腔管；另一是植入阴道内，紧贴在宫颈部，称为阴道容器。一：腔内照射的经典方法：从治疗方式和施源器的不同物理特点（源强、几何方法和剂量计算方法等），腔内照射的经典方法基本分为三大剂量学系统，即斯德哥尔摩系统（Stockholm system），巴黎系统（Paris system）和曼彻斯特系统（Manchester system）曼彻斯特系统（Manchester system）：是在巴黎系统的基础上发展起来的。根据宫腔的不同深度和阴道的大小，分为长、中、短三种宫腔管和大、中、小三种尺寸的阴道卵形容器。典型的方式为：宫腔管的强度为20-35mgRa，每个阴道卵形容器的强度为15-25mgRa。该系统强调：1）阴道源的分布要尽量宽；2）宫腔及阴道源强度为不同的比例；3）对某些特定点的剂量要准确，特定点为A点和B点。按解剖位置确定，A点为宫颈口上2cm，宫腔轴线旁2cm的位置，B点为过A点横截面并距宫腔轴线旁5cm的位置（A、B点也有按相对施源器位置来确定）。治疗方式为分两次照射，每次72h，间隔一星期，总的照射时间约为140h，A点“剂量”（照射量）为8000R。二：腔内照射的ICRU方法长期以来，腔内照射的剂量学主要局限于“点”的剂量，对于具体患者，仅用个别点剂量数据来表示是不够的。随着后装技术的发展和计算机的应用，快速而准确地了解每个患者腔内照射的剂量分布成为可能。1） 腔内照射的剂量学描述：（1） 治疗技术的描述：放射源的各项技术参数（2） 总参考空气比释动能：所以放射源（包括宫腔和阴道源）的参考空气比释动能率与照射时间的乘积之和，正比于患者所受的积分剂量。（3） 参考区：参考等剂量线面所包括的房屋，参考等剂量线面即 处方剂量所在的等剂量线面。（4） 参考点剂量：参考点指相关的重要器官和盆腔淋巴引流区。相对重要器官的参考点剂量主要为膀胱和直肠的剂量。2） 腔内照射的剂量模式：（图）腔内照射的吸收剂量模式不同于外照射。第六节：组织间照射剂量学组织间照射或称插植照射，是近距离照射中应用较为广泛和灵活的一种治疗方式，它的基本作法是根据靶区的形状和范围，将一定规格的多个放射源直接插入人体组织，对肿瘤组织（或瘤床部位）进行高剂量照射。为使治疗部位获得满意的剂量，必须根据放射源周围剂量分布特点，按一定规则排列这些放射源。一：组织间照射的术语和概念：（ICRU第58号报告）1） 技术治疗区的描述：组织间照射可分为暂时性插植(temporary implants)和永久性插植(permanent implants),根据放射源的排列方式,又可将其分为单平面插植或双平面多平面插植，以及直接用插植的几何形状如圆柱形插植等予以叙述。组织间照射使用的放射源长度通常相等，且相互平行。定义中心平面是一个重要描述，在临床实践中，由于局部解剖位置的限制或操作难易程度的影响，中心平面的定义较为复杂。组织间照射主要需要明确肿瘤区、临床靶区和治疗区，对于计划靶区则少有重视，其次，在确定插植方式之前，需定义临床靶区，具体方法是在三为方向上，以其最大径描述临床靶区的长度、宽度和高度。）剂量模式近距离照射剂量学的特点是：剂量分布不均匀，剂量梯度大和每一放射源周围存在高剂量区。但在组织间照射的插植平面内，也有剂量梯度近似平缓的区域，即坪剂量区（plateau dose），坪剂量区一般与相邻放射源的距离相等。描述组织间插植照射的相关剂量学参数：（） 最小靶剂量（minimum target dose, MTD）：临床靶区内所接受的组小剂量。在巴黎剂量学系统中，MTD即为参考剂量（Reference dose, RD），曼彻斯特剂量学系统中，MTD约等于90%的处方剂量。（） 平均中心剂量（mean central dose, MCD）：中心平面内相邻放射源之间最小剂量的算术平均值。（） 高剂量区（high dose volumes）中心平面内或平行于中心平面内或平行于中心平面的任何平面内的150%平均中心剂量曲线所包括的最大体积（） 低剂量区（low dose volumes）在临床靶区内，由90%处方剂量曲线所包括的任一平面中的最大体积。应用低剂量区的概念，需根据不同剂量学系统