肿瘤放射物理学复习(复习版)

1、肿瘤放射物理学第5页，两个例题。例一计算氢气和氧气的每克电子数和电子密度解：例二计算水的电子密度和每克电子数。解：第12页，放射平衡定义，条件。答：放射性核素衰变，子母体间的放射性活度将保持固定的比例，这样一种状态称为放射性平衡。第13页，制备人工放射性核素的途径。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；利用中子引起重核裂变，从裂变碎片中提取放射性核素。第16页，带电粒子与核外电子的非弹性碰撞三点结论；电离损失近似与重带电粒子的能量成反比；电离损失与物质的每克电子数成正比；电离损失与重带电粒子的电荷数平方成正比。第17页带电粒子与原子核的非弹性碰撞三点结论。辐射损失与入射带

2、电粒子的m2成反比；辐射损失与Z2成正比；辐射损失与粒子能量成正比。第20页，比电离：带电粒子穿过靶物质时使物质原子电离产生电子离子对，单位路程上产生的电子离子对数目称为比电离。布拉格峰：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观察到明显的峰值，此峰值称为布拉格峰。利用重带电粒子束（主要是质子和负n介子）实施放疗，可以通过调整布拉格峰的位置和宽度使其正好包括靶区，从而达到提高靶区剂量和减少正常组织受照剂量的目的，这正是重带电粒子束相对光子、电子和中子束等所具有的计量学优点。第21页，简答题：X（Y）射线与物质的相互作用表现出不同的特点。答：1）X（Y）光子不能直接引起物质原子电离或

3、激发，而是首先把能量传递给带电粒子；2）X（Y）光子与物质的一次相互作用可以损失其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（Y）光子束入射到物体时，其强度随穿透物质厚度近似呈指数衰减,而带电粒子有确定的射程，在射程之外观察不到带电粒子。第25页，半价层关系式：HVL=ln2/u=0.693/u。光电效应：光子被原子吸收后发射轨道电子的现象。内层电子（K）容易些，低能高Z；康普顿散射：光子与轨道电子相互作用使得光子只改变方向而不损失能量。h,wmec2外层电子发生概率大。中能中Z；电子对效应：丫光子与原子核发生电磁相互作用，光子消失而产生一个电子和一个正电子

4、（电子对）的现象。加n2mec2且要原子核参加。高能高z。第36页，图217。答：根据图比较人体骨、肌肉和脂肪对临床所用X（丫）射线能量吸收的差别答：根据图比较人体骨、肌肉和脂肪对临床所用X（丫）射线能量吸收的差别:电子对效应康普顿效应0J-1f1=刍轻肌r-!111）对于60150keV的低能X射线，骨的吸收比肌肉和脂肪的高得多；2）对于150250keV的低能X射线，骨的吸收比肌肉和脂肪的高;3）对于钻一60Y射线和222MV的高能X射线，单位质量骨的吸收比肌肉和脂肪的略低，但因为骨的密度比肌肉和脂肪的高，因此单位厚度的骨的吸收仍然比肌肉和脂肪的高；4）对于2225MV的高能X射线，骨的吸

5、收比肌肉和脂肪的稍高。第40页，照射朋二dm，单位为C/kg，曾用单位为伦琴（R）,1R=2.58X10-4C/kg。第41页，论吸收剂量注意的问题：1、照射量和照射量率只对空气而言，只是从电离本领的角度说明X射线或Y射线在空气中的辐射场性质，仅适用于X射线或Y射线。2、根据照射量的定义，dQ中不包括次级电子发生轫致辐射被吸收后产生的电离，这在X（Y）射线能量较高时会有明显意义。第44页，吸收剂量和比释动能的关系：当满足电子平衡条件，并且由次级电子产生的轫致辐射可以忽略时，吸收剂量和比释动能在数值上相等。第45页，电离室的工作机制：通过测量电离辐射在与物质相互作用过程中产生的次级粒子的电离电荷

6、量，由计算得到吸收剂量。第51页，环境因素对工作特性的影响，记住公式。_273.21013_rv二”273.2p第52页，电离室吸收剂量的原理：电离室可以用来测量电离辐射在空气或空气等效壁中产生的次级粒子的电离电荷。另外，在空气中产生一对正负离子对所消耗的电子动能，基本为一常数，即平均电离能为W/e=33.97J/C。综合低能X（Y）射线和高能电离辐射（包括电子、X（Y）射线等）的测量原理，需注意以下几点：（1）中低能X（Y）射线，首先测量照射量，但电离室壁材料不仅空气等效，而且室壁厚度要满足电子平衡条件；（2）利用布拉格格雷理论测量吸收剂量时，就不需要电子平衡条件，因为根据空腔电离理论，气腔

7、中产生的电离电荷量只与介质实际吸收的能量有关。（3）对中低能X（丫）射线测量时，只要电离室壁材料和空气等效，对空腔的大小并没有实际的限制。如在空气中测量低水平辐射时，电离室的体积往往较大。用空腔理论测量高能电离辐射的吸收剂量时，气腔应足够小，一般要小于次级电子的最大射程，但也不能过分小，以致造成由次级电子电离产生的电子大量跑出气腔，而使布拉格格雷关系式失效。第59页，高能电子束射线质的确定：由于电子束是带电粒子，它的能谱随着射线在介质中的穿行而连续变化。第64页，一般都是在水模体（简称水箱）中进行的。因为人体组织接受的电离辐射的吸收剂量，是通过在水模体中测得的吸收剂量转换后得到的。扰动因子PU

8、，修正电离室对X（Y）射线或电子束在水中的注量产生的扰动影响。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。不同辐射质有效测量点Peff的位置，r为电离室气腔半径.辐射质Peff中能X射线几何中心60Co射线0.6r高能X射线0.6r高能电子线0.5r第88页，热释光剂量计基本原理：根据固体能带理论，具有晶体结构的固体，因含有杂质，造成晶格缺陷，称为“陷阱”，当价带上的电子获得电离辐射的能量，迁跃到导带，不稳定而落入“陷阱”，如对该物质加热，会使电子重新回到价带上，并将电离辐射给予的能量，以可见光的形式辐射出去。发光强度与“陷阱”所释放的电子数成正比。而电子数又与物质吸收辐射能量

9、有关。经过标定，可测量吸收剂量。第89页，胶片剂量计优缺点：优点：（1）同时测量一个平面内所有点剂量，可以减少照射时间和测量时间；（2）有很高的空间分辨率；可以测量不均匀固体介质中的剂量分布。缺点：银卤化物胶片灵敏度显著地受X（Y）射线能量和洗片条件的影响；GAF新型胶片不采用溴化银作为感光剂，具有较好的组织等效性,并且不需要暗室操作，不需要显影、定影，可以克服银卤化物胶片的缺点。但也存在一些缺陷，如灵敏度受环境温度和湿度的影响，同一张胶片不同位置的灵敏度差别较大。第92页，胶片在剂量学中的应用主要有三个方面：（1）检查射野的平坦度和对称性；（2）获取临床常用剂量学数据，如高能X（Y）射线的离

10、轴比、电子束的百分深度剂量和离轴比；（3）验证剂量分布，如相邻射野间剂量分布的均匀性、治疗计划系统剂量计算的精确度。第99页，第二大段。第一类放射源可以作为体内近距离、体外远距离两种照射；第二、三类放射源只能作体外照射用。基本的照射方式有两种：（1）外照射：位于体外一定距离，集中照射人体某一部位，称为体外远距离照射,简称外照射。（2）近距离照射：将放射源密封直接放入被治疗的组织内或放入人体天然腔内，如舌、鼻咽、食管、宫颈等部位进行照射，称为组织间照射和腔内照射，简称近距离照射。近距离照射和体外照射相比有四个区别：（1）近距离照射，其放射源活度较小（几个mCilOCi）,而且治疗距离较短（5mm

11、5cm）。（2）体外照射，其放射线的能量大部分被准直器、限束器等屏蔽，只有少部分到达组织。近距离照射则相反，其放射线的能量大部分被组织吸收。（3）体外照射，其放射线必须经过皮肤和正常组织才能到达肿瘤，肿瘤剂量受到皮肤和正常组织耐受剂量的限制，为了得到高的均匀的肿瘤剂量，需要选择不同能量的射线和采用多野照射技术。（4）由于受距离平方反比定律的影响，在腔内组织间近距离照射中，离放射源近的组织剂量相当高，离放射源远的组织剂量较低，因此其靶区剂量分布的均匀性远比体外照射的差，临床应用必须慎重，防止靶区内有剂量过高或过低的情况发生。（近距离照射时，其靶区剂量分布的均匀性受距离平方反比定律的影响要比体外照

12、射时大。）第101页，铱-192源。铱-192源（192Ir）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Y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的范围内任意点的剂量率与距离平方的乘积近似不变。此外铱-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

13、射源。第107页，1.X射线有两种成分，特征辐射和轫致辐射。滤过板的作用，注意的问题。（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，滤过板不同，所得X射线的半价层不同。（3）使用复合滤过板时，应注意放置次序，沿射线方向，先放原子序数大的，后放原子序数小的。这样放置的目的是为了滤掉滤板本身产算。26.27.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，但过多的滤过会使算。26.27.第109页，钻一60Y射线半衰期5.27a。骨和软组织有同等的吸收剂量。低能X射线：光电吸收占主要优势（ut/

14、p与（hv）3成反比，与Z33.8成正比），骨中每伦琴剂量吸收比软组织大得多。钻-60Y射线：康普顿吸收占主要优势（uc/p和uc,tr/p与Z近似无关），因此在同等条件下骨和软组织吸收的剂量近似相同。旁向散射小次级射线主要向前散射，因此射野边缘外次级射线旁向散射小，保护了射野边缘外的正常组织。经济、可靠与24MV加速器产生的X线性能相似，但结构简单、成本低、维修方便、经济可靠。第111页，钴60半影半影（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。临床上有三种原因造成钴-60治疗机有半影。半影分类（三类），原因，如何消除，这三点必考。几何半影产生原因：由于源具有一

15、定尺寸，射线被准直器限束后，射野边缘诸点分别受到面积不等的源的照射，造成剂量由高到低的渐变分布。消除方法：要消除这类半影，只有减少源的尺寸，但当减少到一定尺寸时源的活度受到影响，故临床上治疗病人时，可以采用延长源到准直器的距离这一方法。穿射半影产生原因：即使是点状源，由于准直器端面与线束边缘不平行，使线束穿透厚度不等，造成剂量渐变分布。消除办法：使用球面聚焦式准直器。散射半影产生原因：即使几何半影和穿射半影“消失”，组织内照射射野的边缘仍存在剂量的渐变分布，这主要是由于组织中的散射线造成的。边缘的散射线的总量总是低于射野内任意一点的散射线的量，同时射野边缘离射野中心越远，散射线剂量也越少。“消

16、除”方法：无法完全消除，但会随入射射线的能量增大而减少。高能X射线或Y射线，散射线主要是向前的，散射半影小；低能X射线，散射线呈各向同性，散射半影较大。第116页，电子直线加速器的加速原理：行波加速和驻波加速。在开始阶段，由于电子的速度较小，因此间距小些，使波的传播速度慢些，随着电子速度的增加，慢慢增加间距，使波速也随之加快并到达光速，之后保持间距不变。这种波称为行波，利用这种波加速电子的加速器称为行波电子直线加速器。适当调节反射波的相位和速度，可以产生驻波。利用驻波来加速电子的直线加速器称为驻波电子直线加速器。第149页，组织替代材料定义：“模拟人体组织与射线的相互作用的材料”。(ICRU第

17、44号)第153页，百分深度剂量：射野中心轴上某一深度d处的吸收剂量率、；：与参考点深度d处剂量率的百分比。必考。0D=b对能量低于400kVX射线对高能X(Y)射线，几第154页，最后一段，物理原因。当高能的X(丫)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(Y)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。第158

18、页，源皮距对百分深度剂量的影响，重点。射野面积很小时，由于从其它地方散射到某一点的体积较小，所以散射对百分深度剂量的影响比较小，其表面下某一点的剂量基本上是由原射线造成的。当射野面积较大时，由于散射射线增多，口：随之增加。开始时，随面积的增加而加快，以后变慢。百分深度剂量随射野面积改变的程度取决于射线的能量。低能时(如220kVX射线)，由于各个方向的散射基本相同，所以百分深度剂量随射野面积变化较大。高能时，由于散射射线主要向前，所以百分深度剂量随射野面积改变较小。对22MV、32MV高能X射线，百分深度剂量几乎不随射野面积而变化。第159页，组织空气比。:肿瘤中心:肿瘤中心(旋转中心)处小体

19、积软组织中的吸收剂量率；：同一空间位置空气中一小体积软组织内的吸收剂量率。该定义式定义的组织空气比，在实际测量中会遇到困难。因为在钻-60Y射线能量以下的低能X射线，因电子平衡可以建立，可以测量；在钻-60Y射线能量以上的高能X射线，因电子平衡不能建立，无法测量，所以TAR定义式不能用，可以用组织最大剂量比(TMR)代替。第160页，反散因子。反散射因子(BSF)：为射野中心轴上最大剂量深度处的组织空气比。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。第162页，两个例题。例1、一位患者，用HVL=3.0mmCu的深部X射线治疗，设机器的输出量是在空气中测量的照射量

20、率。已知：SSD=50cm，FSZ=8cmX8cm，SSD=50cm时机器的输出照射量率为100R/min,d=5cm时PDD=64.8%,BSF=1.20，伦琴拉德转换因子为0.95,求肿瘤剂量给200cGy,所需要的照射时间。空气中的吸收剂量率=空气中的照射量率X伦琴拉德转换因子=100X0.95=95cGy/min模体表面的吸收剂量率=空气中的吸收剂量率XBSF=95X1.2=114cGy/min2二FDDx氏=648%xll4二73.9cGy/min例2、一位患者，用钻-60y射线治疗。条件是：等中心照射，d=10cm,FSZ=6cmX12cm,SAD=80cm时，空气中的吸收剂量率1

21、20cGy/min,TAR(10cm,8cmX8cm)=0.681,求给200cGy肿瘤剂量时，所需要的照射时间。等效方形野的边长=2X(12X6)/(12+6)=8cm所以TAR(10cm,8cmX8cm)=0.681Dd=力竝气x71J?FSZ)=120 x0.681=8L7cGv/min第170页，组织最大剂量比。组织最大剂量比：对相同X(Y)射线的能量，因为dm随射野增大而减小，随源皮距的增大而增大，故dm应取最小射野和最长源皮距时的值。TMRdFSZ/=TPRW.FSZJ|,民=寻還第178页，处方剂量计算，必考，三个例题。SSD照射：加速器上的剂量仪的读数，在标称SSD(通常SSD

22、=100cm)和模体内10cmX10cm射野中心轴上最大剂量点处，用标准的或经过校准的工作型剂量仪进行标定，刻度为：1MU=1cGy。根据下式，由靶区(或肿瘤)剂量DT可计算出处方剂量Dm,单位为MU。DtPDDxSp(FSZ)xOUF(FSZq)x(SSQ因子)式中FSZ为表面射野大小，FSZ0为等中心处的射野大小，二者的关系为(SAD-三,如果射野输出因子OUF在SAD测量，同时SSD=SAD,则式中的FSZ0=FSZ。&SD囲子二SSD&SD囲子二SSD因子表示为：SCD册+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。例1能量为8MV的X射线，

23、加速器剂量仪在SSD=100cm,dm=2cm处，10cmX10cm射野，校准为lMU=lcGy,若一个患者的肿瘤深度d=10cm,用15cmX15cm射野，SSD=100cm,求每次肿瘤剂量给200cGy时的处方剂量Dm。根据已知条件，查表PDD(d,15X15)=72.65%,OUF(15X15)=1.025,Sp(15X15)=1.011,=265.7(備代入处方剂量计算公式。.例2上例患者如果改用SSD=120cm照射，求应给的处方剂量Dm。=15=15x在等中心处的射野大小为亠100120=12.5代入处方剂量计算公式，得等中心给角照射：等中心照射，一般用TMR值计算。如果加速器测量

24、仍按上述方法校准，则SAD技术的处方剂量Dm由下式计算：TMR乙)TMR乙)x(FS2/xOUF(FSZQ)x(SADS子)、远,，scd为源到电离室中心的距离。曲:因齐式中例3肿瘤深度d=8cm，等中心照射，射野6cmX6cm,能量8MVX射线，DT=200cGy，求Dm。查表，得TMR(8,6X6)=0.862,OUF(6X6)=0.97,Sp(6X6)=0.989,囚干.,代入SAD技术的处方剂量计算公式，得第187页，楔形因子定义。使用楔形板后，不仅改变了平野的剂量分布，而且也使照射野的输出剂量减少。这种减少的程度，用楔形因子FW来描述，它定义为加和不加楔形板时射野中心轴上某点的剂量率

25、之比:轴上某点的剂量率之比:第190页，一楔合成。所谓一楔合成，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。第192页，楔形板临床应用方式及其计算公式。主要有三个方面：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不均匀ss问题。选定合适角度的楔形板，可得到较理想的适合靶区的剂量分布。（2）利用合适角度的楔形板，对人体曲面和缺损组织进行组织补偿，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。楔形板三种应用方式，其相应的计算公式如下：a、两楔形野

26、交角照射g选楔形角“一1（式中。为两楔形野中心轴交角）b、利用楔形板作组织补偿”=tgd）（式中为组织斜面入射角，k值依赖于具体射线质：对于8MVX射线，K=0.466；对于钻-60Y射线，K=0.389。c、利用两野（B2、B3）对穿照射造成“内野”与另一平野（B1）构成三野照射，B2、B3应使用的楔形角a-arctg2xPDD飞xPDD./（PDD.+PDDjxPDDJ第229页，电子束改造方法。1.利用散射箔展宽电子束。2.利用电磁偏转原理展宽电子束。D：入射或表面剂量，以表面下0.5mm处的剂量表示;D：最大剂量点剂量；mR：最大剂量点深度；100D：电子束中x射线剂量；xR(R)：有

27、效治疗深度，即治疗剂量规定值(如85%D)处的深度；t85m高能电子束的百分深度剂量分布，大致可分为四部分：剂量建成区、高剂量坪区、剂量跌落区、x射线污染区。第328页，治疗增益比和治疗比。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。第333页，临床剂量学四原则。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。治疗的肿瘤区域内，剂量分布要均匀，剂量变化不能超过5%。照射野

28、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。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。第338页，图813很重要，要知道各个区，要弄清楚计划靶区。址耳麗官OARPOKV-廿划龟匪弗宜直6-1：各区定翼示意图址耳麗官OARPOKV-廿划龟匪弗宜直6-1：各区定翼示意图cm/轄庙舸区JTV内吧区FTV计TV祐疗区IV羅射区计划靶区（planningtargetvolume,PTV）指包括临床靶区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

29、量。显然计划靶区将决定照射野的大小。第342页，单野照射：因剂量建成区内剂量变化梯度较大，剂量不易控制，靶区应放到最大剂量点深度之后。由于百分深度剂量随深度呈指数递减，靶区范围较大时，靶区内剂量分布很不均匀，除非靶区范围很小（如治疗颈、锁骨上淋巴结）时，可使用单野照射外，临床上不主张用单野治疗。两野对穿照射：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。a=90-0/2第370页，线性二次（LQ）模型，两类细胞损伤，a损伤，不可修复的损伤，B损伤，可修复的损伤。D=a/b时称为模型参数，代表了细胞存活曲线的曲度。a/b值越大，细胞对亚致死损伤的修复能力越低，反之越高。第408页，治疗计划四个阶段：体模阶段、计划设计、计划确认、计划执行。第410页，体膜阶段任务。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。第411页，CT用于放疗作治疗计划设计的特点。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