放疗物理剂量学课件

二、放射治疗常用设备（一）X射线治疗机（二）钴-60治疗机（三）医用加速器（四）模拟定位机河北医科大学三院（五）立体定向放射治疗装置

γ-刀(Gamma-knife)1.立体定向放射治疗外科（StereotacticRadiosurgery，SRS）1951年,瑞典一著名的神经外科医生最先提出了立体定向放射治疗原理并于1968年同生物物理学家合作研制出世界上第一台γ-刀

河北医科大学三院立体定向放射治疗原理是：采用静态几何聚焦原理把窄束放射线从不同方向定向准直照射颅内病灶在病中心（靶点）形成大剂量聚焦在短时间内将病灶击毁而靶点之外的健康组织所受到的照射剂量却很小从而达到了比手术切除更好的效果河北医科大学三院对于脑部肿瘤和其他功能性病变传统的治疗方法是实施外科开颅手术开颅手术使病人遭受痛苦而且还可能带来后遗症，甚至导致死亡而γ-刀的问世使脑神经外科手术揭开了新的一页在治疗过程中，病人无出血、无感染、无痛苦照射一次就达到了手术效果这是人类医学史上一项伟大的革命性创举1993年全世界装备有γ-刀共66台其中美国7台，中国7台河北医科大学三院γ-刀的全称应是“γ-射线立体定位治疗系统”之所以被称为“刀”，是因为它满足了两个条件：⑴较大的“焦皮比”；⑵准确的定位所谓“焦皮比”，就是单位体积内病变组织与健康组织所受剂量之比一般来说，焦皮比在100：1以上的放射治疗设备才能称之为“刀”河北医科大学三院所谓定向，就是：利用X-CT、MRI、DSA等现代化的诊断手段加之“立体定位”技术使γ射线的焦点准确地与病灶点重合而不损伤病灶点周围的健康组织目前，立体定向方法有三种：⑴静态式；⑵动态旋转扫描式；⑶弧形等中心式相应地有静态γ-刀、旋转式γ-刀和体部γ-刀三大系列射线手术刀产品河北医科大学三院2.静态γ-刀

瑞典的Elekta公司是静态γ-刀的唯一生产厂家于1968年推出第一代Leksell型静态γ-刀目前已发展到第三代Leksell型静态γ-刀适用于头部静态γ-刀由放射源释放组件、准直器头盔、液压系统病人治疗床、控制台和治疗计划系统等部分组成河北医科大学三院放射源释放组件包括：铸铁半球形屏蔽壳体装有201个钴60γ辐射源的中心体及屏蔽门等201个辐射源的总装活性达6000居里河北医科大学三院液压系统用来开启和关闭屏蔽门以及将病人治疗床移进移出准直器头盔控制台上有两个定时机构用来控制辐射曝光时间另外还有红外摄像监视器、对讲机、治疗开关等安全锁止系统在检出技术故障时会终止仪器运行河北医科大学三院操作者在另一房间操作通过摄像机及对讲机监护病人整个照射过程由计算机根据放射治疗计划控制治疗时间一般5~20分钟使用静态γ-刀时病人治疗床和其他部件都不旋转或移动放射源的射向和病人在整个治疗期间都是固定治疗之后采用X-CT、MRI或DSA来评价受治部位河北医科大学三院3.旋转式γ-刀旋转式γ-刀是由中国深圳OUR公司率先研制成功它在静态式γ-刀的基础上作了重大改进设计更为合理,旋转式γ-刀也只适用于头部旋转式γ-刀采用旋转聚焦的工作原理，装在旋转式源体上的30个放射源绕病灶中心做锥面旋转聚焦运动由于射线束不是以固定路径穿越健康组织致使健康组织中受到瞬时及几乎无伤害的照射河北医科大学三院旋转式γ-刀的旋转式源体由半球缺状球墨铸铁制成，上有30个钴源装载位置及准直器孔道，分成6组，每组5个，按螺旋线交错有序地布置在球面上。当源体旋转时，则形成30个锥面，30个钴源的几何轨迹无一重迭，因此对健康组织损伤最小；而且，由于采用旋转式布置，相邻两个源的准直通道夹角最大，故射线产生“交叉半影”最小河北医科大学三院4.体部γ-刀全身γ-刀的工作原理与动态旋转式头部γ-刀相同只是总体结构布局、放射源钴60的分布屏蔽与防护、以及人体的全身立体定位更为复杂体部γ-刀主要适用于躯干部位的肿瘤河北医科大学三院（六）立体定向放射治疗装置

X-刀(X-knife)1.X-刀的发展及特点

X-刀是继γ-刀之后于80年代发展起来的一种新型立体定向放射外科设备由于它利用电子直线加速器（LINAC）产生的X射线作为放射源所以又称为LINAC的立体定向放射外科装置简称X-刀河北医科大学三院因医用电子直线加速器具有非常好的精确度和可靠性，所以X-刀适用于比γ-刀更大的颅内病灶（γ-刀适用病灶<18mm，X-刀适用病灶<50mm）X-刀利用直线加速器作为照射源不象γ-刀那样需要定期更换放射物质X-刀的价格仅为γ-刀的1/5～1/6具有更高的性能价格比，从而减少了治疗费用因此X-刀得到了世界各国医院的广泛采用

河北医科大学三院到1993年底全世界共210台，仅美国就有83台1994年中国开始引进X-刀由于X-刀设备简单、造价低、不使用钴源因此它的发展甚为迅速已有逐步取代γ-刀的趋势河北医科大学三院X-刀的结构X-刀的系统结构是由医用电子直线加速器立体定向装置计算机治疗计划系统三大部分组成河北医科大学三院1.医用电子直线加速器医用电子直线加速器可产生4～18MeV的X射线或6～20MeV的电子射线最新一代的加速器配有电子枪、调速管等放射源可围绕等中心点作270～360°旋转依靠放射源的垂直旋转与操作床180°范围内的水平旋转使照射集中于等中心点上河北医科大学三院2.立体定向装置

X-刀与γ-刀一样，需要将靶心精确定位定位精度要求<0.5mm立体定向装置是头部立体定向框架（又称头架、头环、脑立体定向仪）其作用是精确地固定人头部的位置河北医科大学三院有的头架上将四个颅骨螺旋钉固定于病人头部固定效果好，但是一种侵入式的方式适用于单次照射治疗另一种头架通过病人的牙齿咬合枕骨固定垫和头带固定于头部是非侵入式的，适用于需要重复照射的病人河北医科大学三院安装于头架上的CT定位架在周围设有定标或在侧面装有定标线接受CT扫描时用其确定每张CT片和CT片上每个点的精确位置对于颅内血管疾病的病人需要使用安装在头架上的血管造影架用以确定血管病灶的空间位置河北医科大学三院治疗计划的制定方法如下：首先是定位一般在局部麻醉下进行将脑立体定向仪固定在病人头部肿瘤病人采用CT定位每2～4mm层厚连续扫描并通过图像三维重建

河北医科大学三院在有些情况下，病灶成像于MRI图像在CT上却看不清楚，这时需利用MRI图像进行定位是在病人做MRI时带上类似于CT定标架那样的装置来确定病灶的位置或采用“计算机信息融合（Fassion）技术”将MRI图像的数据与CT数据融合利用CT定标系统和MRI数据来确定病灶的位置河北医科大学三院所测得的资料借助磁盘或光盘输入计算机以便确定治疗方案计算机处理后可绘制出病灶各层面的正侧及轴位的剂量曲线操作者可根据临床需要使之与靶点边缘准确重叠较大或形状不规则病灶可选用多中心靶点计算机根据选入的参数制定治疗方案包括单次或多次照射、每次照射时间靶点的坐标位置、准直器选择形式等以使射线准确集中于病灶上避免损害其周围正常组织河北医科大学三院治疗时定位系统首先按照治疗计划中给出的靶心位置将靶心放置到加速器的等中心上在治疗过程中加速器按照治疗计划中给定的照射弧旋转，其射束始终对准靶心达到大剂量集中照射的目的为保证治疗过程中的靶心始终位于中心上还有专门的等中心校验装置对靶心位置进行精确地校验河北医科大学三院

（七）治疗计划系统（八）后装机（九）剂量测量仪河北医科大学三院河北医科大学三院河北医科大学第三医院X(γ)射线临床剂量学翟福山河北医科大学三院河北医科大学三院一、人体模型1.1组织替代材料X(γ)射线、电子束及其他重粒子入射到人体时与人体组织相互作用后，发生散射和吸收能量和强度逐渐损失对这些变化的研究，很难在人体内直接进行因此，必须使用人体组织的替代材料(tissuesubstitutes)构成的模型代替人体，简称模体(phantom)河北医科大学三院“模拟人体组织与射线相互作用的材料”替代材料必须具有与被模拟的组织和射线相互作用相同的有关的物理特点为了保证等体积的组织替代材料和被替代组织的质量相等两者的质量密度即物理密度必须近似相等

河北医科大学三院因人体组织特别是软组织中含有大量的水水对X(γ)射线、电子束的散射和吸收几乎与软组织和肌肉的近似水不仅在世界各地都能得到而且各地水的辐射特性几乎不变因而水是最易得到、最廉价的组织替代材料河北医科大学三院水模的缺点如用电离室等作探头时必须加防水措施，使测量免受影响近年来发展了干水和其他组织替代材料河北医科大学三院1.2模体由组织替代材料组成的模体(phantom)用于模拟各种射线在人体组织或器官中因散射和吸收所引起的变化即模拟射线与人体组织或器官的相互作用的物理过程河北医科大学三院1.2.1标准模体(standardphantom)长、宽、高分别为30cm的立方体水模用于X(γ)射线、电子束、中子束吸收剂量的测定与比对低能电子束，水模体的高度可以薄一些但最低高度不能低于5cm1.2.2均匀模体(homogeneousphantom)用固态或干水组织替代材料加工成的片形方块构成边长为30cm或25cm的立方体代替标准水模体作吸收剂量和能量的常规检查河北医科大学三院1.2.3人体模体人体模体分均匀型和不均匀型两种均匀型用均匀的固态组织替代材料加工而成类似人体外形或组织器官外形的模体河北医科大学三院河北医科大学三院河北医科大学三院不均匀型用人体各种组织(包括骨、肺、气腔等)相应的组织替代材料加工而成类似标准人体外形或组织器官外形的模体人体模体主要用于治疗过程中的剂量学研究包括新技术的开发与验证、治疗方案的验证与测量等不主张用它作剂量的常规校对与检查河北医科大学三院河北医科大学三院1.2.4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的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、建成或衰减组织填充模体与组织补偿器(tissuecompensator)河北医科大学三院1.3剂量准确性要求用组织替代材料或水替代材料构成的模体用于剂量的比对和测量中它对吸收剂量测量精度的影响不能超过标准水模体测量值的1％如果超过1％，则应改用较好的材料或进行修正河北医科大学三院二、百分深度剂量分布当射线入射人体(或模体)中时人体(或模体)内吸收剂量将随深度变化影响这种变化的因素有射线能量、组织深度、射野大小、源皮距和线束准直系统等因此，在做患者体内剂量计算时必须考虑这些因素对百分深度剂量分布的影响河北医科大学三院2.1照射野及有关名词定义放射源(S)：在没有特别说明的情况下一般规定为放射源前表面的中心，或产生辐射的靶面中心射野中心轴：射线束的中心对称轴线一般用放射源S穿过照射野中心的连线作照射野中心轴河北医科大学三院照射野：射线束经准直器后垂直通过模体的范围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

河北医科大学三院参考点：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表面到参考点的深度记为d0400kV以下X射线，参考点取在模体表面(d0=0)对高能X射线或闵湎卟慰嫉取在模体表面下射野中心轴上最大剂量点位置(d0=dmax)该位置随能量变化并由能量决定河北医科大学三院校准点：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深度记为dc源皮距(SSD)：放射源到模体表面照射野中心的距离源瘤距(STD)：放射源沿射野中心轴到肿瘤内所考虑点的距离源轴距(SAD)：放射源到机架旋转轴或机器等中心的距离河北医科大学三院2.2百分深度剂量2.2.1百分深度剂量定义定义为射野中心轴上某深度d处的吸收剂量率Dd与参考点深度d0处剂量率D0的百分比：PDD=Dd/Dd0X100％

河北医科大学三院河北医科大学三院最大剂量点深度dmax随射线能量增加而增加对60Co最大剂量点深度为5mm处对8MVX射线，最大剂量点深度为2cm对半价层在1～2mmCu的低能X射线当射野很大时最大剂量点略在表面下此时参考点仍然在表面最大吸收剂量点处的百分深度剂量大于100％河北医科大学三院HVL=2.0mmCuX射线，SSD=50cm，射野400cm2在

0cmlcm2cm深度处百分深度剂量分别为100％102.4％99.0％产生这种情况不是由于电子建成效应而是由于大照射野造成的过量散射原则上说，应该按最大剂量点作为参考点但实际上并非这样，能量小于400kVX射线参考点仍然放在表面上河北医科大学三院2.2.2．建成效应百分深度剂量从表面，随深度进一步增加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而增加对高能X射线，一般都有建成区域存在

河北医科大学三院如果原射线中电子含量少表面剂量可以很小，但是不能为零因为各种散射，原射线中总有少量电子存在对25MVX射线，表面剂量可以小于15％对准直器贴近皮肤百分剂量从表面85％到6mm处达到100％表明入射线中既含有低能X射线又有散射电子如果将准直器端面离开人体表面15-20cm时大多数散射电子可以消除河北医科大学三院河北医科大学三院对于各种能量的X(γ)射线的剂量建成情况能量上升时，表面剂量减少最大剂量深度随能量增加而增加200kVX射线，建成区非常窄140kVX射线，无建成对32MVX射线，建成区为5-6cm河北医科大学三院影响剂量建成区的物理原因：当高能X(γ)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这些高能次级电子要穿过一定的组织深度直至能量耗尽后才停止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河北医科大学三院2.2.3百分深度剂量随射线能量变化当射线能量增大时射线的穿透力提高因此射线轴上统一深度其吸收剂量增大百分深度剂量也随射线能量的增加而增大河北医科大学三院2.2.4射野面积和形状对百分深度剂量的影响射野面积很小时，由于达到某一点的散射的体积小表面下某一点的剂量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，随面积增加快当照射野面积很大时照射野边缘的散射线对中心轴上的剂量贡献减少百分深度剂量随面积增加变缓，并逐渐达到饱和河北医科大学三院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)由于向各方向的散射线几乎同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高能X射线百分深度剂量几乎不随射野面积而变化河北医科大学三院放疗中常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上经常使用矩形射野和不规则形射野而同面积的矩形野和方形野散射不同，百分深度剂量不同因此，矩形野在体模内某点的百分深度剂量不能直接用同面积方形野在该点的百分深度剂量代替为方便剂量计算将矩形野或不规则形野剂量计算转化为方形野的剂量计算需要进行对方形野的等效变换河北医科大学三院射野等效的物理意义：如果使用的矩形或不规则形射野在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或不规则形射野的等效射野精确的计算方法应采用原射线和散射线剂量分别计算由于原射线贡献的剂量不随射野面积变化射野面积及形状只影响散射线的贡献河北医科大学三院但临床上经常使用简便的面积／周长比法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a宽边分别为b，等效方形野的边长为c根据面积／周长比相同的方法有:C2/4C=ab/2(a+b)C=2ab/(a+b)河北医科大学三院面积／周长比法没有很好的物理基础，是一个经验公式但在临床上得到广泛的应用但对圆形野需加修正

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河北医科大学三院2.2.5源皮距对百分深度剂量的影响在同一深度、射线能量、照射面积不变的情况下源皮距离越小，百分深度剂量越小，且随深度变化快源皮距离越大，百分深度剂量越高

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河北医科大学三院F因数校正：源皮距对PDD的影响因素：平方反比、指数衰减、散射PDD1（d，r，f1）=Dd1/Ddm1=100%[（f1+dm）/（f1+d）]2×exp[-μ(d-dm)]×KsPDD2（d，r，f2）=Dd2/Ddm2=100%[（f2+dm）/（f2+d）]2

×exp[-μ(d-dm)]×Ks

两式相除：PDD2（d，r，f2）/PDD1（d，r，f1）=[（f2+dm）/（f2+d）]2/[（f1+dm）/（f1+d）]2=FPDD2（d，r，f2）=F×PDD1（d，r，f1）F=[（f2+dm）/（f1+dm）]2×[（f1+d）/（f2+d）]2

河北医科大学三院例：钴-60机f1=SSD=80cm,15cm×15cm照射野d=10cm，PDD1=58.4%求：SSD延长到100cm时，PDD2=？解：F=[（f2+dm）/（f1+dm）]2×[（f1+d）/（f2+d）]2F=[（100+0.5）/（80+0.5）]2×

[（80+10）/（100+10）]2=1.043PDD2=PDD1×F=58.4%×1.043=60.9%

河北医科大学三院注意：源皮距离增大仅使射线中心轴上的百分深度剂量提高但射线轴上的绝对剂量则按距离平方反比降低

河北医科大学三院PDD2（d，r，f2）=F×PDD1（d，r，f1）F=[（f2+dm）/（f1+dm）]2×[（f1+d）/（f2+d）]2F因数只修正相对量PDD,两种SSD下各有自己的参考点以PDD1条件下的dm为共同的归一点Ddm2/Ddm1=[（f1+dm）/（f2+dm）]2=KDdm2=K×Ddm1Dd2/Ddm2=PDD2（d，r，f2）Dd2=PDD2（d，r，f2）×Ddm2=PDD2（d，r，f2）×K×Ddm1=F×PDD1（d，r，f1）×K×Ddm1=Ddm1×PDD1（d，r，f1）×F×K

=Ddm1×PDD1（d，r，f1）×[（f1+d）/（f2+d）]2

=Dd1×[（f1+d）/（f2+d）]2如果你要改变你的生活，你必须开始改变你的思想

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河北医科大学三院三、组织空气比PDD随SSD改变而改变而射束旋转中心位于肿瘤中心，射束旋转时SSD随之发生变化，使用百分深度剂量计算繁琐因此引入组织空气比(Tissueairratio,TAR)

河北医科大学三院3.1组织空气比定义组织空气比(TAR)的定义:指体模内射线中心轴上任一点吸收剂量Dd与空间同一点上自由空气吸收剂量Ds之比TAR(d,A)=Dd/D空气

河北医科大学三院3.2组织空气比的影响因素3.2.1组织空气比与源皮距无关组织空气比是两种不同散射条件在空间同一点的吸收剂量率之比因而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

河北医科大学三院3.2.2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(TAR)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对高能X(γ)射线组织空气比从表面开始先随组织深度增加而增加达到最大值后，随深度增加而减少窄束或零野照射时，由于没有散射线在最大剂量深度以后组织空气比近似随深度增加呈指数衰减

河北医科大学三院3.2.3反散因子反散因子(BSF)定义射野中心轴上最大剂量深度处的组织空气比BSFdm=Dm/DmaDm:射野中心轴上最大剂量深度处吸收剂量Dma：射野中心轴上最大剂量深度处空气中吸收剂量反向散射决定于体模的厚度射线的能量及射野面积和形状，但与源皮距无关

河北医科大学三院定义：BSF=TAR（dm,A）=Dm/Dma≥1因本质与TAR相同，所以具有TAR的属性与SSD无关与能量、厚度、射野大小、射野形状的关系随厚度而增加，10cm时达最大随射野而增大，渐趋于饱和对不规则野，需变换为等效圆野（半径）

河北医科大学三院3.2.4组织空气比与百分深度剂量的关系

河北医科大学三院TAR(d,A’)=Dd(Q)/Dd空气(Q)Dd(Q)=TAR(d,A’)×Dd空气(Q)Dm(P)=Dm空气×BSF(A’’)Dd空气(Q)/Dm空气=[（f+dm）/（f+d）]2PDD(d,f,A)=Dd(Q)/Dm(P)=TAR(d,A’)×Dd空气(Q)/[Dm空气×BSF(A’’)]=TAR(d,A’)×[（f+dm）/（f+d）]2/BSF(A’’)

河北医科大学三院3.2.5不同源皮距百分深度剂量的计算（组织空气比法）PDD1(d,f1,A)=TAR(d,A’)×[（f1+dm）/（f1+d）]2/BSF(A’’)F=[（f2+dm）/（f1+dm）]2×[（f1+d）/（f2+d）]2PDD2（d,A,f2）=F×PDD1（d,A,f1）=F×TAR(d,A’)×[（f1+dm）/（f1+d）]2/BSF(A’’)=TAR(d,A’)×[（f2+dm）/（f2+d）]2/BSF(A’’)

河北医科大学三院d1d2

河北医科大学三院3.2.6旋转治疗剂量计算钴-60以下能量用平均TAR，更高能量用平均TMR（1）将旋转机架角分割成等间隔的小扇（2）分别量出其半径（3）分别查出其TAR或TMR，并计算其平均值（注意：不能用平均半径）

河北医科大学三院旋转治疗剂量计算

角度│深度(cm)│TAR│角度│深度(cm)│TAR│

0│16．6│0．444│180│16．2│0．450│20│16．0│0．456│200│16．2│O．450│40│14．6│0．499│220│14．6│0．499│60│11．0│0．614│240│12．4│0．563│80│9．0│0．691│260│11．2│0．606│100│9．4│0．681│280│11．0│0．614│120│11．4│0．597│300│12．0│O．580│140│14．0│0．515│320│14．2│O．570│160│15．6│0．470│340│16．0│0．456│

河北医科大学三院3.2.7散射空气比为将原射线和散射线的剂量分开计算散射空气比定义为：体模内某点的散射剂量与同一点在空气中的吸收剂量之比

河北医科大学三院散射空气比与组织空气比的性质类似,散射空气比与源皮距无关只受射线能量、组织深度和射野大小的影响因为模体内某一点的散射剂量等于该点的总吸收剂量与原射线剂量之差因而某射野A，在深度d处的散射空气比在数值上等于该野在同一深度处的组织空气比减去零野的组织空气比：即SAR（d，A）=TAR（d，A）-TAR（d，0）

河北医科大学三院SAR（d，A）=TAR（d，A）-TAR（d，0）式中：TAR(d，0)为零野的组织空气比零野的物理意义是没有散射线因此，TAR(d，0)表示了射野的原射线的剂量根据上述定义，模体内射野中心轴上任意一点的剂量为D(d，A)=Dp(d,0)+Ds(d,A)式中：Dp(d,0)代表原射线的剂量Ds(d,A)代表散射线的剂量只有对心灵力量有信心的人，才能达到成功

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河北医科大学三院四、组织最大剂量比百分深度剂量随源皮距变化用于等中心照射时的剂量计算较困难组织空气比方法克服了这一缺点适用于任何源皮距的剂量计算但TAR的一个根本缺点在于它必须测量出空气中计算点处的吸收剂量

河北医科大学三院随着射线能量的增加因加在测量电离室上的建成套的体积加大电子平衡不能建立，不仅使测量变得困难而且因误差大而不能采用为了解决上述问题提出组织最大剂量比(TMR)概念

河北医科大学三院4.1原射线和散射线模体中任意一点的剂量为原射线和散射线剂量贡献之和原射线是指从放射源(或X射线靶)射出的原始X(γ)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

河北医科大学三院散射线包括：(1)原射线与准直器系统相互作用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、射线挡块等(2)原射线以及穿过治疗准直器和射野挡块后漏射线光子与模体相互作用后产生的散射线

河北医科大学三院区别这两种散射线是很重要的例如加射野挡块时，对射野输出剂量虽有影响但影响很小，大约只有不到1％的范围但却减少了模体内的散射剂量源于一级准直器、均整器、治疗准直器(包括射野挡块)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散射线归属于始发于放射源(或X射线靶)原射线的范围，称为有效原射线

河北医科大学三院由有效原射线产生的剂量之和称之为有效原射线剂量而将模体散射线产生的剂量单称为散射线剂量模体中射野内任意一点的原射线剂量可理解为模体散射为零时的该射野的剂量

河北医科大学三院4.2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(照射剂量率或吸收剂量率)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(OUF)射野输出因子定义:射野在空气中的输出剂量率与参考射野(一般为lOcmXlOcm)在空气中的输出剂量率之比此处定义的射野输出因子(0UF)就是准直器散射因子Sc

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射野输出校正因子OUF=Sc空气中，对10cm×10cm野归一体模散射校正因子Sp体模中，对10cm×10cm野归一总散射校正因子St=Sc×Sp=Scp

河北医科大学三院4.3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中射野中心轴上参考深度(d0)处同一射野的剂量率之比

河北医科大学三院TPR(d,A)=Dd/D0Dd:为模体中射野中心轴上深度d处的剂量D0:为空间同一位置参考深度处的剂量参考深度d0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TAR，SAR的类似所以性质也相似

河北医科大学三院TPR中深度d0原则上取最大剂量点深度dm及dm以后任何深度都可以但最好与临床剂量学中常用的参考深度d0相同当d0=dm时，TPR变为TMRTMR(d,A)=TPR(d,A)dm=Dd/Dm式中：Dm为空间同一位置最大剂量点深度处的剂量

河北医科大学三院TMR是TPR的一个特殊情况对相同X(γ)射线的能量因为dm通常随射野增大而减小随源皮距增加而加大故dm应取最小射野和最长源皮距时的值定义的TMR称为组织最大剂量比

河北医科大学三院从TMR定义可以看出构成TMR的散射线剂量虽然随射野增大而增加但这种增加仅仅只是由于模体的散射而与准直器的散射无关故零野的TMR(d,0)代表了有效原射线的剂量TMR所涉及两点剂量均是指体模内组织吸收剂量避开了空气中吸收剂量测量TMR随射线能量、照射野大小及随组织深度变化与TAR相似

河北医科大学三院4.4散射最大剂量比散射最大剂量比(SMR)定义：模体中射野中心轴上任意一点的散射线剂量与空间同一点模体中心射野中心轴上最大剂量点处有效原射线剂量之比

河北医科大学三院TMR的特性：

空间同一点，与TAR散射条件不同

等中心或旋转照射时必须用TMR而不能用PDD表

河北医科大学三院TMR与PDD间的相互转换：

根据定义:

TMR=Dd/Ddm（dm，rd，f+d-dm）

Dd=Dm（dm，rdm，f）×PDD（d，r，f）/100

按反平方和Sp定义：

Ddm与Dm散射不同（因射野不同）Dm

Ddm

Ddm（dm，rd，f+d-dm）=

Dm（dm，rdm，f）×[（f+dm）/（f+d）]2×Sp（rd）/Sp（rdm）将相关项代入：

TMR（d，rd）=[PDD（d，r，f）/100]

×[f+d）/（f+dm）]2

×[Sp（rdm）/Sp（rd）]

河北医科大学三院TMR和TAR之间的换算：

按各自的定义，

TMR（d，rd）=Dd（d，rd，f）/Ddm（dm，rd，f+d-dm）将分子、分母皆除以Ddm对应的在自由空间中的剂量（即Dda（dm，rd，f+d-dm）

则有：TMR（d，rd）=TAR（d，rd）/BSF（rd）

河北医科大学三院五、等剂量分布与射野离轴比5.1等剂量分布前面所述的只限于射野中心轴上的百分深度剂量实际治疗中还需要了解模体中射野中心轴以外诸点的剂量将模体中百分深度剂量相同的点联结起来，即成等剂量曲线

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X(γ)射线等剂量曲线的下述特点：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在加速器中为了在较大深度处剂量分布较平坦均整器设计有意使剂量分布在靠近模体表面处中心轴两侧的剂量分布偏高一些

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在射野边缘附近(半影区)剂量随离轴距离增加逐渐减少原因（1）几何半影、准直器漏射引起（2）由侧向散射的减弱引起

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由几何半影、准直器漏射和侧向散射引起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准直范围外较远处的剂量由机头漏射线引起50％等剂量线标定的灯光(几何)野的边缘

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5.1.1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200kVX射线的曲线，在线束边缘突然中断200kVX射线的边缘散射多，并明显随射野增大60Co比深部X射线穿透力比较强单一准直器无法吸收掉全部射线总有一部分穿过准直器边缘边缘散射少，并随射野增大不明显

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随着能量升高射野中心部分等剂量曲线由弯曲(200kVX射线)逐渐平直(如高能X射线)这主要是高能X射线的散射线主要向前而低能X射线的散射线各方向都有的缘故

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5.1.2源皮距和放射源大小对60Co对等剂量分布的影响

不同源皮距、皮肤距准直器距离以及放射源大小对等剂量曲线影响不同

5.1.3射野平坦度和对称性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通常定义: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上的80％宽度内最大、最小剂量偏离中心轴剂量的相对百分数河北医科大学三院河北医科大学三院河北医科大学三院河北医科大学三院5.2加速器X射线束射线质变化规律在加速器机头中均安装了X射线均整器使在治疗距离处得到35—40cm大小满足一定平坦度和对称性要求的治疗用射野均整器的锥形结构沿准直器轴线的射线吸收最多对偏离准直器轴线的射线吸收逐渐减少造成射线质在准直器轴线上最硬随离轴距离增大逐渐变软河北医科大学三院这种变化可以用射线在水介质中的窄束线性衰减或线性吸收系数u(x,y)或半价层离轴变化函数HVL(x,y)来表示其中(x,y)表示离轴点在等中心平面内的相应坐标位置射线质随深度的变化很小，一般可忽略不计河北医科大学三院5.3射野离轴比射野离轴比(OAR)是射野等剂量曲线分布的另一种表示方法OAR(x,y,d)=D(x,y,d)/D(0,0,d)OAR(x，y，d)的大小反映了与射野中心轴垂直的射野截面内的剂量分布的情况河北医科大学三院六、人体曲面和组织不均匀性的修正6.1均匀模体和人体之间的差别（1）形状大小不同（2）组织结构成分、密度不同河北医科大学三院6.2人体曲面的校正有效源皮距法：PDD’B=PDD’’B×(f+dm)2/(f+h+dm)2河北医科大学三院6.3不均匀组织对剂量分布影响的校正等效组织厚度：d’=3+5×0.3+2=6.5cmd=3+5+2=10河北医科大学三院6.4组织补偿河北医科大学三院组织补偿：填充块、补偿滤过

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七、不规则射野除方形野、矩形野、园形野外的其他任何形状射野称为不规则射野在规则野中加射野挡块形成的形成不规则射野的射野挡块的厚度通常为5个半价层可将原射线(或有效原射线)的剂量减低到3％左右

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形成不规则射野的挡块（1）可以是治疗机厂家提供的标准挡块（2）也可以用低熔点铅制作的患者个体铅块（3）或是用多叶准直器(MLC)形成

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挡块对规则射野的剂量分布的影响有：①挡块的漏射和散射(散射贡献很小)改变了规则野原射线或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

挡块的穿射因子定义加挡块和不加挡块时，挡块下射野内某一点剂量之比(BT)Dp(x,y,d)=Dm×TMR(d,0)×OAR(x,y)×BT

河北医科大学三院计算不规则野的Klarkson方法

做淋巴系统照射时，常用“斗篷野”和“倒Y野”Klarkson提出的不规则野算法的原理是：将组织内任一点的剂量分为原射线剂量和散射线剂量。原射线用零野的TAR或TMR计算散射线剂量用平均SAR或平均SMR计算：TAR均=TAR（0）+SAR均

=exp[-μ均（d-dm）]+∑SARi（ri）/N

PDD=100TAR均×[（f+dm）/（f+d）]2/BSF若计算点不在束轴上且有托架吸收尚需做非标准源皮距f非和透射因子Cb的修正：PDD=100TAR均×Cb×[（f+dm）/（f非+d）]2/BSF河北医科大学三院河北医科大学三院八、不对称射野和多叶准直器射野8.1不对称射野8.2加速器X射线原射线剂量的离轴变化8.3不对称射野处方剂量计算8.4多叶准直器射野处方剂量计算独立准直器和非对称野最简单的近似方法是F.M.KhanDE提出的：在处方剂量的计算公式中加入修正因子OARd（x）即深度d处的离轴比它定义为：距轴x远处的离轴点剂量与同一深度射野充分开启时中心轴对应点剂量之比用户只要测量典型深度（如dm、5、10、15cm）最大射野的离轴比其它深度可内插、外推求出，用于非对称野的剂量计算河北医科大学三院河北医科大学三院九、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，对射线束进行修整，获得特定形状的剂量分布楔形滤过板（简称楔形板）是常用的一种滤过器河北医科大学三院9.1楔形野等剂量分布与楔形角目前几乎所有的60Co治疗机、直线加速器都带有各种规格的楔形滤过板楔形板对平野剂量分布的修正作用用楔形角表示并且楔形角应定义在某一参考深度处河北医科大学三院当具有一定能量的X(γ)射线入射人体后随深度的增加，射线的能量因散射线愈来愈多而逐渐减低因而楔形野的等剂量曲线不可能彼此平行亦即是说，楔形角α随深度增加愈来愈小入射线能量愈低，随深度变化愈大入射线能量愈高，随深度变化愈小河北医科大学三院楔形角定义：体模内射线中心轴上，10cm处楔形等剂量线与照射野中心轴夹角的余角传统用的楔形角有15、30、45、60一楔多用楔形板和动态楔形野河北医科大学三院9.2楔形因子楔形板不仅改变了射野的剂量分布也使射野的输出剂量减少楔形因子定义:楔形照射野中心轴上某一点剂量与该点开野照射时剂量之比Fw=Ddw/Dd河北医科大学三院楔形因子一般用测量方法求得测量深度随使用的射线能量不同而不同但建议取楔形角定义的深度，即d=10cm楔形板的存在对射线束能量的影响程度依入射线能量的不同而不同河北医科大学三院楔形因子因其相应的楔形系统不同而不同a)因楔尖总是与射野边缘对齐线束中心轴通过的楔形板的厚度随射野宽度变化楔形因子随之改变(b)因线束中心轴总是通过楔形板中心,不论射野大小通过楔形板的厚度不变,楔形因子不变(因有散射线影响,楔形因子仍随射野大小改变，但变化较小)河北医科大学三院楔形野百分深度剂量定义：模体中楔形野中心轴上某一深度处的吸收剂量与参考点处吸收剂量之比PDDw=Ddw/Dm=Dd×Fw/Dm=PDD平×Fw楔形野百分深度剂量等于相同大小照射野的不加楔形板时平野百分深度剂量与楔形因子的乘积河北医科大学三院9.3一楔合成传统的四种规格楔形板不能满足要求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60度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0-60度间任意楔形角的楔形板河北医科大学三院设主楔形板的楔形角为αn合成后的楔形野的楔形角为α二者的关系为tgα=KtgαnK=Dαn/(Dαn+D平）式中：Dαn为主楔形野给予肿瘤的剂量D平为平野给予肿瘤的剂量河北医科大学三院9.4动态楔形野固定角度的楔形板及一楔合成用的主楔形板均称为物理楔形板虽然一楔合成可以，可生成0-60任意角度的楔形野物理楔形板是一种特殊射线滤过器对射线质还是有些影响，特别是沿楔形方向加了物理楔形板，射野输出剂量率减低，照射时间加长采用动态楔形板可以克服上述物理楔形板存在的问题河北医科大学三院动态楔形野是利用独立准直器的运动实现的楔形板的用途其用途主要在三方面：1.使交角照射合成的靶区剂量均匀2.对人体曲面和组织缺损进行组织补偿以便获得均匀的剂量分布3.对胖体患者的深部肿瘤用两楔形野对穿照射形成“内野”再与另一平野合成三野照射可获得均匀、理想的剂量分布