上0004剂量单位和术语

1、肿瘤放射治疗学备课笔记（讲稿）内容教师班级时间第四章 放射治疗的剂量单位和有关术语第一节放射治疗的剂量单位关于放射治疗剂量单位在其他课程如辐射剂量学中已详细讲授。 但因其与临床放射治疗学的密切关系， 有必 要进行复述。一、照射量单位照射量是度量辐射场的一种物理量， 反映光子辐射本身的性质， 即在某点空气中产生电离的能力。 照射量的 定义为： X 线或 射线在单位质量空气中释放出的所有次级电子，当它们完全被阻止在空气中时， 在空气中产生的同一种符号的离子的总电荷量。照射量的单位以库仑 /千克（ C/kg）表示。 1 C/kg 表示 X线或射线照射 1千克质量空气后产生的同一种符 号的离子的总电荷

2、量为 1库仑的照射量。 1库仑=6. 2510 18个电子所带的电荷量。1986 年以前，照射量以伦琴（ R）为单位，现虽规定废弃不用，但为方便起见，有时仍沿袭使用。它与 C/kg 的 关系是：31 C/kg=3.877 103R-41R =2.58 10 C/kg照射量一般用于说明放射源的输出量， 原则上不能作为临床剂量使用。 但若知道光子的能量和被照射组织， 可通 过公式换算成临床惯用的吸收剂量单位。二、吸收剂量吸收剂量是度量射线能量在介质中被吸收的物理量。它不仅反映射线的性质（能量、线质种类） ，也反映了 射线与物质的相互作用的程度。 所谓吸收剂量就是单位质量受照物质所吸收的辐射能量。

3、其大小取决于吸收介质 的性质，不同种类的物质吸收辐射的能力不同，用相同的照射量照射不同的物质，其吸收剂量不同。吸收剂量单位为焦耳 /千克（ J/kg ）,其专用名称为戈瑞 （Gy） ，1Gy表示射线传递给 1千克介质的辐射能量为1 焦耳。实际工作中，因以往用拉德 （rad） 单位时常用千位数来说明放射量，为方便起见，现常用 cGy（Gy 的百分 单位 ）表示。1986 年前，吸收剂量单位以拉德 （rad） 表示，现已废弃不用，但在以往文献中常可见到。 1rad 表示致电离辐 射传递给每克质量介质的能量为 100 尔格。1Gy=100cGy=100rad三、照射量与吸收剂量的相互转换若在文献中沿

4、用照射量单位“ R”的，可根据射线能量和需求知吸收剂量的组织，按R-cGy转换公式算出。以下是在照射量定义适用的能量范围内的X， 射线的转换公式。Dm0.873 （en/）m X（en/）a式中， Dm为吸收剂量，以 cGy 为单位；（ en/ ） m为某种组织（ m）中 点的质能吸收系数； （en/）a 为在空气（ a）中 点的质能吸收系数； X 为照射量（ R）。以空气为介质时，则（ en/ ） m /（en/）n1。因此 Dm 0.873R。组织作为介质时，则令 fm0.873 （en/） m ，则转换公式可改写为：（en/）aDm fm Xfm代表 RcGy 的转换系数，因临床上被照射

5、介质是人体组织，主要有软组织（包括肿瘤）、肌肉、骨和水，这些介质根据不同能量射线照射时的测定可知其吸收系数， 并按空气的吸收系数， 得出各种不同的介质在不同能 量照射时的 fm值（表 1-4-1-1），经查表，可将组织中某一深度处的R 值转换为吸收剂量（ cGy）。例 1 某一肿瘤，位皮下 3cm，若用 0.1MeV 的 X 线治疗，假设 3cm 深度的百分深度量为 70% ，若空气量每 次给 300R，问：肿瘤吸收剂量等于多少？若3cm 深处为骨组织，则骨吸收剂量为多少？解：查表 1-4-1，得知光子能量为 0.1MeV 时软组织的 fm0.94，骨组织的 fm值 1.45，3cm 深处的照

6、射量为 300R 70%210R。肿瘤吸收剂量 210 0.94197.4cGy骨组织吸收剂量 210 1.45 304.5 cGy例 2 同一肿瘤若用 60Co 线治疗，则该部位的肿瘤或骨组织的吸收剂量分别为多少？（为与上题对比，假设 3cm 深处的百分深度量仍为 70% ）解：查表得光子能量为 1.0MeV（60Co射线平均能量 1.25 MeV ）时，软组织的 fm值 0.962，骨组织 fm值 0.927。肿瘤吸收剂量为 210 0.962 202.02 cGy骨组织吸收剂量为 2100.927 194.67 cGy从上面 2 个例题中可看出，根据低能或高能光子，各种组织吸收放射能的差

7、异是很大的。因此，用照射量单 位不能提供组织吸收放射能的真实信息。四、“生物剂量”的概念根据国际原子能委员会第 30 号报告定义， “生物剂量”是指对生物体辐射响应程度的测量。“生物剂量”与“物理剂量”是两个不同的概念，正如刘泰福教授所指出的“单野下的等剂量曲线，实际生物效应剂量与物理剂 量并不一致。这是由于随每次剂量的大小，生物效应也发生变化。从理论上讲，开展一个新的治疗模式或改变原 有治疗方案应与常规治疗方案进行“生物剂量”等效换算，以获得最好的治疗效益并使病人的利益得到保护（即 应确保新方案的疗效不低于常规方案） 。因此正确理解和运用“生物剂量”的概念及相关数学换算模型是非常必 要的。五

8、、时间剂量分割数学模式照射量 C/kg 和吸收剂量 Gy 均属于物理量范畴，但与治疗有关的放射生物学效应不仅与物理量有关，而且与疗程时间、分割次数、每次剂量、照射体积及射线品质等诸因素有关。以往习惯上用“R（或 rad）/次数 /天数”来表示， 但不解决临床和科研中的实际问题。 例如在治疗中因故停顿一段时间后如何调整计划， 科研上比较两种 计划的生物效应均要有一个统一的标准来衡量。1967 年， Ellis 等为适应分割放疗的效应估算，提出了不同分割方案时，鳞状上皮癌和相邻正常结缔组织的等效应曲线，为分割放射治疗的理论作出了很大贡献。以后，许多学 者在此基础上，逐步完善了这一理论，设计出一系列

9、的公式，统称为时间剂量分割数学模式，现分别简述如 下（吸收剂量单位仍以当时所用的rad）。1名义标准剂量（ Nominal Standard Dose, NSD ） DNS1967 年， Ellis 等提出的不同分割方案的等效应曲线，用公式表达时，则0.24 0.11DNSDN0.24T0.11其中， D 为吸收剂量（以 rad 为单位）， N 为照射次数， T 为疗程总天数（照射第一天不算） 。DNS 的单位为 ret（瑞特）。DNS一般代表正常组织的耐受量，并不代表杀灭肿瘤的单次量，适用于3100天内的分割治疗， N 必须大于4。结缔组织的耐受量（相当皮肤鳞癌的致死量）约为 6000rad

10、/30 次/6 周，按 NSD 公式计算，则 DNS1760ret。 在使用 NSD 公式时，一般先确定 DNS 值，据此设计或调整分割治疗方案。Ellis 公式是依据两个主要假说：对于肿瘤其时间因子是可以忽略的（即在治疗期间细胞增殖很少） ，当治 疗总时间增加时出现的等效剂量的增加是由于分次数的改变。 对于皮肤和粘膜的 N值是一样的， 这暗示相应的 存活曲线的形状是一样的，在肿瘤和正常组织之间在分次方面没有可区别的效应。NSD 模式的贡献是第一次将时间、剂量、分割各不相同的治疗方法以 NSD 处理后，可比较疗效和放射损伤 率，就两个不同方案的比较而言，所需要做的就是比较两方案的 NSD值。

11、NSD 可被认作是一个生物效应剂量， 即是一个与时间和分次数相关的剂量。但 NSD 仅适用于连续的分割治疗方式，若用分程治疗，则不能将各段的 DNS 直接相加，因为 NSD 不是分次数的线性函数， NSD 是以总耐受量为基础的，未考虑到分程治疗时的时间间 隔中因组织修复而造成的生物效应衰减。2部分耐受量（ Partial Telerance, PT ） DPT为解决 D NS分程不能相加的局限性， 1969年Winston等提出了部分耐受量（ PT），即 DPT的概念，其优点是 解决了因各种原因造成疗程间歇后的耐受量相加问题。N1N2DPT DNS+ D NS+ NTNT3时间剂量分割（ Ti

12、me Dose Fraction, TDF ）1972年， Orton和Ellis 在部分耐受量的基础上提出了实用简便的 TDF概念，用公式表达，则：1.5380.169 3TDF nd1.538X 10其中， n实际治疗次数， x总时间（ T）/照射总次数（ N）， d每次剂量。 若在疗程中有治疗间隔时（中间停照多天）则可按衰减系数公式得衰减系数： 衰减系数 （ T1 ）0.11T1 R其中， T 1为疗程第一段天数， R 为 2 段疗程中的间隔天数。TDF 总（TDF）1（ T1 ）0.11+（TDF ）21 T1 R 2考虑到 TDF 公式计算较为繁复， 特将每周照射 1-5 次分割照射

13、方式制成表格 （见附表 1-4-1-1 附表 1-4-1-5 ）， 只要给出每周照射的次数和每次辐射剂量就可查得总的 TDF 值或分程每段的 TDF 值。同样，衰减系数亦有表格 可查（见附表 1-4-1-6 ）。根据连续分次照射方案，照射肿瘤量（DT）6000cGy/30 次/6 周，按 TDF 公式计算，则 TDF 100，TDF 值 不用单位。TDF 和 NSD 的对应值也有表可查（见附表 1-4-1-7 ）。4累积放射效应（ Cumnlative Radiation Effect,CRE ）1971 年 Kirm 等在 NSD 基础上提出累积放射效应（ CRE）的概念，主要考虑了放射学当

14、量的问题，并考虑 了前次放疗造成邻近组织的损伤， 它描述了正常相邻组织的亚耐受量， 涉及到分割方法、 在疗程中使用不同品质 的放射源、照射面积（或体积）和放射源的半衰期诸因素。其公式为：CREqN 0.24 T 0.11q dN 0.65（用单位 reu 表示）其中， q 为射线的品质系数，以“相对生物效应（RBE ）”表示，假定 60Co 射线的 q 1，则 HVL1.0mmAl的 X 线为 1.22， 4MeVX 线为 0.94，快中子为 2.5-3.0。D 为吸收剂量 rad（ cGy ）， N 为分割次数， T 为总疗程时间， （ T ） 0.11， d 为每次剂量（ d D ）。 N

15、N为面积或体积校正因子， 面积因子 a（ A ）0.24，体积因子 v（ V ）0.16，式中 A 表示面积 （ cm2）， 100 1000V 表示体积（ cm ）。当发生治疗间断或分程治疗时，前一段的 CRE 值可用衰减公式求得。衰减系数 r（G）e0.008G，式中 G 为间断天数， e为自然对数底 2.718。求得的衰减系数乘上前一段的 CRE 值（ reu），即为第 2段放疗前的 CRE 值。在用放射性核素作腔内或组织间连续照射时， 还要考虑长寿源或短寿源的半衰期因素， 也有公式表达， 在此 不作赘述。以上介绍的 NSD ，PT，TDF，CRE 等统称为时间剂量分割数学模式。该模式的

16、提出，在放射治疗的历 史上起到了积极的作用。其临床意义主要有以下几个方面。（ 1）NSD 公式说明了不同分割照射方式可产生不同的生物效应，在总剂量不变的情况下，增加照射次数或 延长总疗程时间均可降低放射效应， 导致治疗的失败。 故在临床上不能随意令病人停照休息， 也不能过分减少每 次照射的剂量。但另一方面，利用上述的数学模式，可改变治疗计划，调整因某种原因而导致停照间期的生物效 应损失，以达到计划的生物当量剂量。近期资料表明，对于头颈部癌，放疗全程延长 1 周，局部控制率将下降 5%-25% 。疗程延长对局部控制率下 降的影响可根据下列公式估算：2局部控制率 （%）（649.90.5761T2

17、3.8）? LQ +（ 0.2271?D2）式中， T 为疗程天数； D 为总剂量； LQ总剂量 1+（每次剂量 /估算常数 462） 。（ 2）CRE模式中的 因子，说明照射范围可使放射效应发生很大变化，临床上可用缩野技术来提高肿瘤区 的总剂量，而减少亚临床区或正常组织剂量。（ 3）用相对平行的双侧野或前后野照射时，应尽量进行双野同天照射（剂量平均分配），因用隔天轮照一野的方法将使肿瘤与外周组织的生物效应不一致， 使外周正常组织的损伤加重， 特别当外周组织为重要脏器 （如脊 髓）时更应注意，如肺癌前后野照射时，应每天照射2 野，或用隔天轮照一野，前野剂量比后野剂量稍高的方法避免脊髓超过生物当

18、量剂量。 若肿瘤较大并偏向一侧时， 用每次一野照射法， 也将使肿瘤各点的生物效应不均匀 性太大。（ 4）在进行科研和临床疗效、放射并发症的评价时，对同一部位的肿瘤或正常组织用不同分割照射方法， 可利用上述数学模式进行比较。由于临床情况的变化多端，如肿瘤大小、病理形态、分化程度、局部情况或肿瘤内突然发生血栓形成等均可 影响肿瘤对放射的敏感性，因而改变放射生物效应，各种正常组织对放射线的反应和修复机制也不同。NSD ，TDF 和 CRE 数学模式存在的主要缺陷在于：（ 1）对早期或晚期反应组织未加区别，均采用相同的N，T 指数显然是不合理的。对于晚期反应组织，决定生物效应的参数更重要的是每次剂量大

19、小，而不是分割次数（N）。（2）用 T0.11 的指数函数（正常皮肤的再增殖因子） ，对早期的反应组织和肿瘤组织在照射过程中的再增殖 因素估计过低，而对晚期反应组织则估计过高。而且，组织照射后的重激性再增殖是先慢后快，与T0.11 的推算结果正好相反。因此， 虽然时间剂量分割数学模式在放射治疗中作出了重大贡献，但目前已完成了历史使命， 后代之以线性二次方程公式（简称 / 公式）。五、线性二次方程公式（ /）1二次线性平方（ LQ ）模型LQ 模式将 DNA 的双链断裂作为辐射引起各种生物效应最基本的损伤， 而 DNA 分子双链断裂的辐射沉积方 式理论上有两种可能。一为一个辐射粒子在靠近 DNA

20、 双链部位的能量沉积同时造成了两条单链的断裂（单次击 中），其断裂数 N 将直接与吸收剂量 D 成正比，即 N= .D，为其比例系数，与射线性质及被照射细胞的遗传 特性本质相关。另一种可能为两个辐射粒子分别在 DNA 互补链相对不远的两个位置的能量沉积同时造成了两条 单链的分别断裂（多次击中） ，这种方式导致的双链断裂与吸收剂量的平方成正比，即N= .D2，为其比例系数。LQ 模式认为给与剂量 D 与导致 DNA 双链断裂的关系可表达为：2N= D+ D那么双链断裂数与细胞受照射后的存活比率 S 之间有什么关系呢？大量实验数据的数学模拟提示S=e-N ，亦即断裂数与存活比率呈指数性反比关系，因

21、此剂量 D 和存活率的指数关系可表达为：S=e-（.D+.D2） 。当进行 n次照射，分次剂量为 d 时 LQ 公式可表达为：n（ d+ d2）S e（简称 /公式）式中， S为存活比例， e为自然对数底， n为照射次数， d 为分次照射的剂量， ，为系数。 /的比值表示引起细胞杀伤中单击和双击成分相等时的剂量，以 Gy 为单位。 早反应组织和大多数肿瘤的 / 值大（ 10Gy 左右），晚反应组织的 / 值小（约 3Gy）。从细胞存活曲线来看，在早反应组织有较长的直线 区，而晚反应组织则曲线部分较弯曲（ “肩部”宽大） ，故早反应组织的分割效应相对少于晚反应组织。根据体外 培养细胞和动物实验以

22、及临床资料分析，对早反应组织和晚反应组织的 /值有一些参考数据可利用。Fowler 用 /公式的概念，提出了生物效应剂量（ Biological Effective Dose,BED ） DBE 公式，经计算可分 别求出对早反应和晚反应组织的等效剂量。DBE N d（ 1+ d ）/其中， N 为照射次数， d 为分次剂量。但必须注意以下几点： / 值多数是离体细胞或动物实验中所得出的数据，临床应用时应慎重；一般 只适合 /值在 28Gy 的剂量范围内使用，特别要注意在估计重要组织如脊髓等时，当分次量2Gy 时，运用这一方程计算有过量危险；在组织的/值较低时，与剂量关系较大，如 / 值在 24

23、Gy 间，其等效曲线差别极大，在 1020Gy 间则差别很小，晚反应组织的 /值小，应用 / 公式时，等效剂量估量的不正确性危险 亦最大；另外，肿瘤内乏氧、坏死等因素也会使 /值有变异；更重要的是 /模式是基于分次照射期间假设没有细胞的再增殖，这是它的最主要缺陷。而事实恰恰相反，在整个治疗过程中，肿瘤和早反应组织至少能 产生一次再增殖（一般约在放射第 2 周后开始），肿瘤在放疗后期（约 3-4 周起）可出现加速再增殖。故应考虑 因组织修复和再增殖而“浪费”的剂量。现在代以ERD 概念。六、外推反应剂量（ ERD ）DER 概念1982 年， Barendsen 最先将时间增殖因素引入 / 模式

24、，随后很多国家的学者纷纷对外推反应剂量（ extrapolated response dose）提出了简便的数学模式，并进行了实验验证，提出了外推反应剂量（ERD ）概念。考虑对组织的有效剂量应包括总剂量，以及因组织修复浪费的剂量，故 ERD 不是实际所照射的剂量。ERD 总剂量相对效应（与修复有关） 增殖因子。以公式表达为：DER Nd（1+ d ） KT （单位 Gy）/式中， d 为分次剂量， N 为总次数， T 为总时间； K （时间系数） 0.693/（ ），为倍增时间。 对于晚反应组织而言，因增殖不起主要作用，可以略去增殖因子。 ERD 公式即为上述的 BED 公式。 低剂量率照射

25、时，另有公式表达。当然， ERD 概念也并不是最完善的，并需要有一定的技术措施，如需测定每个病人肿瘤的倍增时间等。 总之，时间剂量分割数学模式， / 模式或 ERD 概念都是为了更实际地反映放射过程中发生在肿瘤及 正常组织内的变化， 以数学模式定量化， 根据公式获得的各种数据不是实际照射的剂量， 在阅读文献时应加以注 意，不能作为吸收剂量进行套用。第二节 放射治疗的有关术语一、照射方式1体外照射用各种放射源在体外进行照射， 最为常用。 又可分为近距离治疗和远距离治疗两种方式。 近距离治疗表面剂 量高，对深度组织损伤小，适用于表浅肿瘤。远距离治疗剂量分布均匀，深度量高，适用于深部肿瘤。2体腔内照

26、射体腔内照射也属于近距离放疗， 与体外照射的区别是， 将体腔管或放射源置于体腔内进行照射。 也可将放射 性核素（ 32P， 198Au 等）注入胸、腹腔内进行照射。3组织间照射 将含有放射源的管道或针插入肿瘤组织内照射，现多用后装治疗机进行治疗，也属于近距离放疗的一种。4内照射口服或静脉注射放射性核素进行治疗。二、外照射治疗中射线质的划分1千伏级 X 线治疗（ 1）接触治疗： 30-60kV ；（ 2）浅层治疗： 60-140 kV ；7（ 3）中层治疗： 140-180 kV ；（ 4）深层治疗： 180- 400 kV 。2超高压治疗（兆伏射线）（ 1）医用直线加速器：高能 X 线、高能电

27、子束（ 2）远距离放射性核素： 60Co（1.25MV ），137 Cs（ 0.66MV ）3高 LET 射线 有快中子、质子、负 介子、重离子治疗等。三、放射治疗中的物理条件1电压在 X 线治疗时，加于 X 线管二级间的高峰电压（ kV ），电压越高，连续 X 线波长越向短波方向移动，其穿 透力越大，可得到较高的深度量。2电流以 mA 表示，电流增强，则单位时间内的 X 线量增加，影响到剂量率，与穿透力无关。3过滤板 因电压不能无限提高，为了改善 X 线的质，可用一定厚度及原子疗数的物质将不需要的低能 X 线（软线） 滤掉。一般在高原子序数的过滤板下另加一薄层铝，以便把上面过滤板的特征 X

28、线滤掉，可减轻皮肤反应。4半值层（ HVL ） 表示射线质的一种方法。是使一定条件下已知的放射强度减弱一半所需吸收体物质的厚度（可用塑料、水、Al、Cu，Pb 等）。测 HVL 时应注意所使用的物理条件如滤过、距离、照射野大小等均要与实际照射时一致，同 时应保持一定的距离（ 15cm 以上），以避免次级射线造成的误差。5距离 放射源（或靶面） 到皮肤的距离，称源皮距或靶皮距（ SSD 或 FSD）。照射率与距离平方成反比。 加大 SSD， 可提高深度量，减少旁向散射，并可扩大照射面积。无限加大SSD，剂量率明显下降，在时间上不经济。因近年来放疗技术的应用趋向是采用同中心治疗，因此，距离的概念应

29、相应改为放射源到旋转中心的距离（SAD ）。6照射面积面积越大，散射线越多，皮肤量增加，但深度量也可得到提高。用千伏级 X 线时，面积对深度量影响要比 超高压射线为显著。7剂量率 即单位时间内的放射量。一定距离上的 X 线照射量与电流成正比，与过滤板的厚度及其原子序数成反比。剂量率与距离的平方成反比。8半衰期 放射性核素的活度（强度）减少一半时所需要的时间称为该放射性核素的半衰期（half life time ）.四、临床常用术语1照射野表示射线束经准直器后垂直通过模体的范围， 它用模体表面的截面大小表示照射野的面积。 临床剂量学中规 定体内 50同等剂量曲线的延长线交于模体表面的区域定义为照

30、射野的大小。2射野中心轴 表示射线束的中心线。临床上一般用放射源S 穿过照射野中心的连线作为射野中心轴。3 参考点 规定模体表面下射野中心轴上某一点为剂量计算或测量参考的点，表面到参考点的深度称为d0。 400KV 以下 X 线，参考点取在模体表面（ d0 0），对高能 X 或 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），该位置随能量确定。4源皮距（ SSD） 表示射线源到模体表面照射野中心的距离。5源瘤距（ STD ） 表示射线源沿射野中心轴到肿瘤内所考虑的距离。6源轴距（ SAD ） 表示射线源到机架旋转轴或机器等中心的距离。7空气量（ DA ） 从靶（源）发出的

31、射线使某一距离点的空气产生一定电离量的辐射量。8皮肤量（ DS） 在离放射源某一距离皮肤上测得的剂量，等于空气量加散射量。千伏级 X 线的最高量在皮肤表面，一般为 空气量再加 10%15% 的量。若对侧有另一照射野时，应加上对侧的出射量。9剂量建成区和剂量建成效应高能放射线进入人体后， 在一定的初始深度范围内， 其深度剂量逐渐增大的效应叫做剂量建成效应； 由此效 应形成的最大剂量处的深度常被作为剂量参考点；从照射野表面到最大剂量处的深度区域称为剂量建成区域 （dose build up region ）。建成区的深度随射线能量的增大而增加。有三种物理原因致成上述剂量建成区：当高 能 X（） 线

32、射入到人体或体模时，从体表或皮下组织产生高能次级电子；这些高能次级电子要穿过一定的组织 深度耗尽能量后才停止；由于、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 随组织深度增加而增加，并约在电子最大射程附近达到最大。但是由于高能X（） 线的强度随组织深度增加而按指数和反平方定律减少，造成产生的高能次级电子数随深度增加而减少，其总效果在一定深度（建成区深度）以 内，总吸收剂量随深度而增加。10最大参考剂量（ D m）高能射线由于建成效应的关系，其最高剂量在皮下某一深度（60CO 线在皮下约 0.5cm 处），以此为计算百分深度量的参考点。11深度量在组织某一深度的放射量， 实

33、际上应为深度的吸收剂量， 是原射线的吸收量加上组织散射量， 根据不同照射 条件，用体模测出。12百分深度量（ PDD ）指体内照射野中心轴上某一深度的吸收剂量（Dd）与照射野中心轴上参考校准点吸收剂量（Dd0）的百分比值。 百分深度量（ PDD）= （Dd / Ddo）100%在临床实际应用中 ,一般将参考点取在射野中心轴上的最大剂量点处（Dm），则此时百分深度量 （PDD ）= （Dd/ Dm） 100%百分深度量是在一定照射条件下（能量、距离、面积） ，在体模或水模中经实测测得，为使用方便起见，制 成各种照射条件下使用的百分深度量表供选择使用（见书后附表） 。影响百分深度量的因素有射线能量

34、、照射面 积、源皮距（ SSD）和被照射组织 /肿瘤的深度，在查表时这四个因素均应注意。13等剂量曲线 射线束在一定组织深部中心轴处的剂量最高， 远离中心轴则逐渐减弱， 把不同深度但相同剂量的各点连成一 线称等剂量曲线，这对布野极为重要，射线能量越高，等剂量曲线越趋平坦，对治疗有利。14半影是指照射野边缘剂量随离开中心轴距离的增加而发生急剧变化的区域， 一般用垂直于中心轴的射野平面与中 心轴交点剂量的 20 80距离表示。半影主要有几何半影、穿射半影和散射半影组成。15肿瘤量（ DT ） 在肿瘤深度的放射量（吸收剂量） ，即各照射方向的原射线和散射线到达此点的剂量之和。16容积量指某一体积的吸

35、收剂量， 此吸收剂量的多少与射线的质及所照射的体积有关。 容积量包含了照射靶区和射线 经过区域内正常组织的剂量，这在考虑放射损伤和放射防护时有用。17楔形野放射线穿过楔形板照射到人体上的照射野称为楔形野（ wedge field ）；楔形野内 50的等剂量线的切线与射 野中心轴垂线间的夹角称为楔形角； 楔形板本身的几何角度称为楔形板角； 射线束中心轴上一定深度处有、 无楔 形板的吸收剂量之比称为楔形因子。 楔形野的百分深度剂量等于相同照射野内无楔形板的百分深度剂量与其相应 的楔形因子的乘积。18靶区（靶体积）亦称目标区域， 根据设计好的时间剂量治疗方案达到计划要求的吸收剂量之组织体积， 即是治

36、疗目标所在， 包括肿瘤本身及邻近潜在的受侵犯组织以及可能扩散的范围， 靶区还应包括因解剖部位及内脏运动的临床不确定 性而需要考虑照射的边缘区域（ margin）。根据临床和技术的不同特点和需要， ICRU50 号和 62 号报告将之区分 为肿瘤区（ GTV ）、临床靶区（ CTV ）、计划靶区（ PTV ）、治疗区（ TV ）、照射区（ IV ）、危险器官（ OR）和计 划危险器官（ PRV）。 肿瘤区 （gross tumor volume,GTV） ：指肿瘤的临床灶 ,为一般诊断手段（包括临床检查、 CT/MRI/PET ）能 够诊断出的、可见的、具有一定形状和大小的恶性病变的范围,包括原

37、发灶、转移淋巴结和其他转移灶。当肿瘤已行根治术后，则认为没有肿瘤区。确定肿瘤区的意义在于：对于根治性放疗，要给予肿瘤区以足够的剂量，使肿瘤得以控制，便于观察肿瘤随 剂量的变化及其它因素的影响。 临床靶区 （clinical target volume ，CTV） ：按一定的时间剂量模式给予一定剂量的肿瘤临床灶（ GTV ）、亚 临床灶以及肿瘤可能侵犯的范围。根据这个定义，同一肿瘤区可能出现两个或两个以上的临床靶区的情况。肿瘤区和临床靶区的特点：是根据临床检查和结合静态影像（如：CT、MRI 、PET）确定的；不考虑器官的运动和治疗过程的误差；与所采用的内、外照射方式无关。 计划靶区 （plan

38、ning target volume ，PTV） ：计划靶区包括： 临床靶区（ CTV ）、照射中患者器官的移动 （ITV ）；10 由于摆位、 治疗中患者体位的重复性误差； 靶位置和靶体积变化等因素引起的扩大照射的组织范围； 为确 保 CTV 得到规定治疗剂量的照射范围；计划靶区决定照射野的大小。 治疗区（ therapy volume ， TV ）：是由放疗医师根据治疗的目的（根治或姑息）选定的等剂量面所包罗的 区域。 TV 一般选用最小靶剂量面所包罗的范围，它有时与 PTV 十分接近，有时大于 PTV ，当 TV 小于 PTV 时， 肿瘤控制的几率就会下降， 此时需要重新评估治疗计划甚至

39、调整治疗的目的。 TV 与 PTV 的相对关系是治疗方案 优选的一个因素。 照射区（ irradiation volume ， IV ）：是放疗医师根据时间剂量分次处方定义的认为与正常组织放射耐 受性相关的剂量范围（如 50等剂量面所包绕的范围） 。 危险器官（ organs at risk ， OR）和计划危险器官（ planning organ at risk volume, PRV ）：是指邻近靶区的 某些正常组织，如食管癌放疗时的脊髓，它们的放射敏感度特别地影响治疗计划和/或处方剂量，超过一定剂量的照射将可能产生比较严重的并发症。 由于要对这一类的器官加以保护， 治疗剂量不得不降低，

40、或者治疗范围要 减小， 甚至治疗目的要从根治变为姑息。 危险器官也存在治疗过程中的位置的移动和形状的变化以及各种摆位误 差，所以同样需要在危险器官周围加以合适的余量，加以合适余量的危险器官称为计划危险器官。19 剂量热点（ hot spots） 指靶区以外正常组织的受量超过靶区的区域。临床上应尽量避免面积超过2cm2 的热点区。20 组织空气比（ TAR ）在固定野照射时， 由于入射野面积和源皮距是固定不变的， 照射野范围内的任何深度的剂量均可通过某种能 量射线的百分深度量表查得。 但当用放射源以肿瘤为中心旋转治疗时， 由于人体体表曲面的不规则和肿瘤不在体 内中心部，其源皮距、入射野面积（ A ）和皮肤量（或最大参考点剂量）均在不断改变，只