肿瘤放射物理学知识点

1、1、处于激发态的原子很不稳定，高能级的电子会自发跃迁到低能级空位上，从而使原子回到基态。两能级能量的差值一种可能是以电磁辐射的形式发出，这种辐射称为特征辐射2、阿伏加德罗定律： 1 摩尔任何元素的物质包含有NA （ 6.022 1023）个原子。3、原子核的稳定性影响核素稳定的因素如下：中子数与质子数之间的比例关系核子数的奇偶性重核的不稳定性4、原子核的衰变类型，即 衰变、 衰变、 跃迁和内转换。5、重带电粒子束的比电离曲线和百分深度剂量曲线尾部均可以看到明显的峰值，此峰值称为布喇格峰6、光电效应总截面Zn/( hv ) 3n 是原子序数的函数，对低原子序数材料 n 近似取 4，对高原子序数材

2、料7、临床上相同质量厚度的三种组织对 X(g) 射线不同的能量吸收差别：对于 60-150 kev 低能 X 射线，骨的吸收比肌肉和脂肪的高得多。n 近似取4.8对于 150-250 kev 低能 X 射线，骨的吸收比肌肉和脂肪的高。对于钴 -60 射线和 2 22 Mv 高能 X 射线，虽然单位质量骨的吸收比肌肉和脂肪的低，但由于骨的密度比肌肉和脂肪都要大，所以单位厚度的骨的吸收仍然比肌肉和脂肪的高。对于 22-25 MV 的高能 X 射线，骨的吸收比肌肉和脂肪的稍高。8、在 7-100MEV能量范围，由于电子对效应变得重要，使得骨的吸收增大。速器产生的连续能谱X 射线可以近似等效为加速电压

3、三分之一的单能光子束。X 射线机和加9、电离室的工作特性电离室的方向性电离室的饱和性电离室的杆效应电离室的复合效应电离室的极化效应环境因素的影响10、用电离室测量吸收剂量分两步：（ 1）用电离室测量由电离辐射产生的电离电荷；（ 2）用空气的平均电离能计算并转换成电离辐射沉积的能量，即吸收剂量。11、布喇格格雷（ Bragg Gray ）空腔理论 假定气腔的直径远小于次级电子的最大射程，则以下三个假定成立： 1、X 射线光子在空腔中所产生的次级电子的电离可忽略；2、气腔的引入并不影响次级电子的注量和能谱分布；3、气腔周围的邻近介质中，X 射线的辐射场是均匀的。12、电离辐射质即辐射能量。13、中

4、低能 X 射线由 半价层 表示14、高能 X 射线 的射线质通常用电子的标称加速电位（nominal acceleration potential ）表示，单位为百万伏或兆伏（ MV ）。平均能量为： E0 2.33R5015、若 R50,d 由固定源探测器距离来测定，16、有效测量点Peff，修正电离室气腔内电离辐射注量的梯度变化。中能 X射线几何中心60Co 射线0.5r高能 X 射线0.75r高能电子束0.5r17、放射治疗用的放射源主要有三类：（ 1）放出 、 、 射线的放射性同位素。（ 2）产生不同能量的 X 射线的 X 射线治疗机 和各类加速器。（ 3）产生电子束、质子束、中子束、

5、负 介子束及其它重粒子束的各类加速器。18、铱 -192 的粒状源可以做得很小，使其点源的等效性好，便于计算。半衰期为74.5d，故铱 -192 源是较好的放射源，主要用于高剂量率的腔内照射和组织间插植。距1mCi 的铱 -192源 1cm 处的每小时照射量为4.9R，铱 -192 源的半价层为24mmPb，是较容易防护的放射源。它是近距离放射源。它是一种人工放射性同位素，它是铱-191 在核反应堆中经热中子照射轰击而生成的不稳定的放射性同位素，其能谱比较复杂，平均能量为0.36MeV 。由于铱 -192 的 射线能量范围使其在水中的指数衰减率恰好被散射建成所补偿，在距离5cm 的范围内任意点

6、的剂量率与距离平方的乘积近似不变。19、锶 -90 同位素 源28a 的半衰期最高能量为0.54MeV20、锎 -252 目前用于腔内治疗的较好的中子源。其半衰期为2.65a，发射裂变中子，中子平均能量为 2.35MeV21、辐射产生X 射线，主要是两种方式：（ 1）特征辐射（ 2）韧致辐射（形式的能谱是连续的，是X 射线谱中的主要成分。 ）22、使用过滤板时，应注意的几点：（ 1） 140kV 以下的用铝，140kV 以上的用铜或铜加铝或用复合滤过。（ 2）同一管电压的X 射线，过滤板不同，所得X 射线的半价层不同。（ 3）使用复合过滤板时，应注意放置次序，沿射线方向，先放原子序数大的，后放

7、原子序数小的。这样放置的目的是为了滤掉滤板本身产生的特征谱线，同时也达到滤掉低能部分的目的。（ 4）不是滤过越多越好。虽然滤过越多，谱线分布对治疗越好，但过多的滤过会使强度大大降低，不合算。X 射线23、钴 -60 射线的特点优点： (1)穿透力强 (2) 保护皮肤 (3) 骨和软组织有同等的吸收剂量(4)旁向散射小 (5)经济、可靠缺点： (1)能量单一 (2) 深度剂量偏低 (3) 半衰期短 (4)防护复杂 (5)存在半影问题平均能量1.25Mev半衰期 5.27a24、半影 (penumbra) ：射野边缘剂量随离开中心轴距离的增加而急剧变化的范围。产生：几何半影： 源具有一定尺寸，被准

8、直器限束后，射野边缘诸点分别受到面积不等的源的照射，因而产生由高低的剂量渐变分布。穿射半影： 即使是点状源，由于准直器端面与边缘线束不平行，使线束穿透厚度不等，也造成剂量渐变分布。显然，使用球面聚焦式准直器原则上可以消除穿射半影。散射半影： 即使用点状源和球面准直器使几何半影和穿射半影“消失”，组织中的剂量分布仍有渐变，这主要是由于组织中的散射线造成。在射野边缘， 到达边缘的散射线主要由射野内的散射线造成。显然边缘的散射线总量低于射野内任意一点的散射线的量。射野边缘离射野中心越远，散射线剂量越少。由此可知，组织中的散射半影是无法消除的。但散射半影的大小随入射线的能量增大而减少。高能 X 射线或

9、 r 射线，散射线主要往前， 散射半影小；低能 X 射线，散射线呈各向同性，散射半影比较大消除：S( SSDd SDD )dS(SSDSDD)Pd0SSDd=0，皮肤表面的几何半影为 : PSSDSSD 源皮距离SDD 源准直器距离d 肿瘤深度根据公式减少几何半影的方法有两个：缩小放射源直径， 但 S 不能太小， 主要受放射源的放射性比活度的限制，否则射线输出剂量率太低，不经济。加大准直器距离，即减少准直器到患者皮肤间的距离。为了保护钴 60r 射线的剂量建成效应的优点，一般 SSD-SDD 至少等于 15cm。用加半影消除装置的复式球面准直器。整个半影既依赖于机器设计（几何半影、穿射半影），

10、又依赖于射线的能量（散射半影）。对给定的照射野，半径随深度增加而增加。源至准直器距离越长，半影越小。25、模体（ phantom）：用人体组织的替代材料（tissue substitutes）构成的模型代替人体。26、对中高能 X （ ）射线，康普顿效应为主要形式，当两种模体材料的电子密度相等时，则认为它们彼此等效。此时的转换关系式为T水T模体模体(Z / A)模体 /(Z / A)水T水 为T模体的等效水厚度（ cm）。27、用组织替代材料或水替代材料构成的模体进行剂量的比对和测量时，测得的吸收剂量值与通过标准水模体测量得的值相差不能超过1，否则应改用较好的材料。28、百分深度剂量定义Dd0

11、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处剂量率的百分比。PDD(Dd / Dd0 )100%对能量低于 400kV X射线， D d 0D d s对高能 X （ ）射线， Dd0Ddm29、对钴 -60r 射线，最大剂量点深度在5mm 处，对 8MV X 射线，最大剂量点深度为2cm。30、建成效应： 对于钴 -60r 射线，百分深度剂量随表面下深度的变化情况为区域内剂量随深度而增加的，从表面到最大剂量深度区域称为剂量建成区域。31、形成剂量建成区的物理原因：（ 1）当高能的 X（ ）射线入射到人体或模体时，在体表或皮下组织中产生高能次级电子；（ 2）高能次级电子要穿过一

12、定的组织深度直至其能量耗尽后才停止；（ 3）由于前面两个原因，造成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深度的增加而增加，大约在电子最大射程附近达到最大；（ 4）但是由于高能 X （ ）射线的强度随组织深度的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随深度的增加而减少，其总效果，在一定深度（建成深度）以内，总吸收剂量随深度的增加而增加。32、临床上的等效方法：采用面积 /周长比法。如果两个野面积/周长比相同，则认为等效。设矩形野长a、宽 b，方形野边长为sA / pabs2所以2ab2(a b) 矩形4ss方形a b33、反散射因子（BSF）：为射野中心轴上最大剂量深

13、度处的组织空气比。BSFTAR(dm ， FSZdm )D mDm a反向散射决定于患者身体的厚度、射线的能量及射野面积和形状，但与源皮距无关34、等剂量曲线的特点：（ 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。（ 2）在射野边缘附近（半影区） ，剂量随离轴距离增加而逐渐减少。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、准直器的漏射线和散射线造成。（ 4）准直范围外较远处的剂量由机头漏射线引起。35、射野平坦度和对称性是描述射

14、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 模体深度处，最大射野 L 的 80宽度内最大、最小剂量偏离中心轴剂量的相对百分数m。按国际电子委员会（ IEC ）标准， 射野平坦度应好于 3。为得到 10cm 深度处好的射野平坦度， 在均整器设计和调整时， 允许在近模体表面 （ d10cm ）深度处射野中心轴两侧有剂量 “降起 ”现象，但最大偏离不能超过 7。射野对称性：在 80射野宽度范围内，取偏离中心轴对称的两点的剂量率的差值与中心轴上剂量率的比值的百分数。其大小也应 不超过 3。36、楔形因子FW它定义为加和不加楔形板时射野中心轴上

15、某点的剂量率之比：D dWFWD d37、一楔合成， 就是将一个楔形角较大如取楔形角等于60o 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0o60o 之间任意楔形角的楔形板。38、高能电子束的百分深度剂量分布，大致分为四部分：剂量建成区、高剂量坪区、剂量跌落区和 X 射线污染区。39、高能电子束等剂量分布的显著特点为：随深度的增加， 低值等剂量线向外侧扩张，高值等剂量线向内侧收缩，并随电子束能量而变化。40、电子束的有效治疗深度 (cm)约等于1 31 4 电子束的能量 (MeV) 。41、电子束照射野衔接的基本原则根据射线束宽度随深度变化的特点，在皮肤表面相邻野之间，或留有一

16、定的间隙，或使两野共线，最终使其50等剂量曲线在所需深度相交，形成较好的剂量分布。42、治疗增益比： 表示因某种治疗技术致成的肿瘤控制概率与周围正常组织损伤率之比，该比值正比于两者所受的剂量之比。治疗比： 正常组织耐受剂量和肿瘤致死剂量之比，不受治疗技术的影响。放射治疗的目的：不论是根治性放疗，还是姑息性放疗，其根本目的在于给予肿瘤很高的治愈剂量而其周围的组织和器官接受的剂量却很少。照射野内肠管的耐受剂量为5000cGy ，精原细胞瘤的致死剂量为2500cGy ，治疗比大于畸胎瘤的致死剂量为10000cGy ，治疗比小于1。治疗比 大于 1 的，用放射治疗有可能治愈，治疗比 小于 1 的，放射

17、治疗治愈的可能性小。1；43、一个比较好的治疗计划应满足下列四项条件：（ 1）肿瘤剂量要求准确。照射野应对准所要治疗的肿瘤区即靶区。对那些肿瘤范围不易确定或手术后的患者，在施行根治性放疗时，就必须注意将潜在转移区域也包括在内。（ 2）治疗的肿瘤区域内，剂量分布要均匀，剂量变化不能超过5。（ 3）照射野设计应尽量提高治疗区域内剂量，降低照射区正常组织的受照范围。（ 4）保护肿瘤周围重要器官免受照射， 至少不能使它们接受超过允许耐受剂量范围的照射。44、内靶区 (internal target volume ，ITV) 肿瘤区 (GTV) 和临床靶区 (CTV) 都是在静态影像上确定的， 没有考虑

18、到器官的运动。 但在患者坐标系中， CTV（ GTV ）的位置是在不断变化的，内靶区定义为在患者坐标系中，由于呼吸或器官运动引起的范围的确定应使得CTV 在其内出现的概率最高，以保证的处方剂量的照射。计划靶区 (planning target volume ， PTV)指包括临床靶区CTV 外边界运动的范围。ITVCTV 在分次照射中， 得到最大可能CTV 本身、照射中患者器官运动( 由 ITV 表示 )，和由于日常摆位、 治疗中靶位置和靶体积变化等因素引起的扩大照射的组织范围，以确保临床靶区 CTV 得到规定的治疗剂量。显然计划靶区将决定照射野的大小。45、若将靶区后缘深度d 后取在 90或

19、 95剂量线，电子束能量可近似选为：E03(MeV / cm)d后 (cm)2 3(MeV )其中 2 3 MeV 为选用不同大小射野和适应加速器上电子能量设置所加的调整数。46、两野交角照射对偏体位一侧病变，例如上颌窦癌等。两平野交角照射时，靶区剂量不均匀。用适当角度的楔形滤过板，可使靶区剂量均匀。9002两野对穿照射对中位病变，一般采取两野同轴对穿照射。两野对穿照射的特点是，当两野剂量配比相等时，可在体位中心得到左、右、上、下对称的剂量分布。三野照射由于射线的能量原因， 两野对穿照射时其百分深度剂量不能满足要求 （每野在体位中心处的深度剂量 PDD1/2 间距 75）。这时，应设立第三野，形成三野照射。47、放疗患者从就诊、治疗到治疗结束，一般要经过四个环节： 体模阶段、计划设计、计划确认、计划执行。体模阶段主要任务确定肿瘤的位置和范围，以及与周围组织、重要器官间的相互关系。为第二阶段的计划设计提供必要的与患者有关的解剖材料；医生为患者制订治疗方针，如靶区、靶区剂量、剂量给予方式等。48、 CT 用于放疗做治疗计划设计（CT 图方式的）特点：患者外轮廓的直接确定。通过CT 检查患者的外轮廓和内脏器官的位置可以很直接的在CT 图像上表现出来。正常组织和器官的定位。有了CT 之后，医生可直接从CT 图像上定出正常组织和器官的位置范围及组织密度，准确性好。肿瘤