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1、2023/4/13肿瘤放射物理学肿瘤放射物理学第五章 X（）射线射野剂量学第五章第五章 X X（）射线射野剂量学）射线射野剂量学第一节 人体模型第二节 百分深度剂量分布第三节 组织空气比第四节 组织最大剂量比第五节 等剂量分布与射野离轴比第六节 处方剂量计算第七节 不规则射野第八节 楔形照射野第九节 不对称射野和多叶准直器射野处方剂量计算第十节 人体曲面和组织不均匀性的修正第十一节 乳腺切线照射剂量计算第十二节 X（）射线全身照射剂量学第一节第一节 人体模型人体模型X（）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
2、内直接进行。因此必须使用人体组织的替代材料（tissue substitutes)构成的模型代替人体，简称模体（phantom）。人体组织及常用组织替代材料的物理参数二、组织替代材料间的转换对中高能X（）射线，康普顿效应为主要形式，则：式中T水为T模体的等效水厚度（cm）；模体为模体材料的物理密度（g.cm-3）；Z为材料的原子序数；A为材料的原子量。对低能X射线，光电效应占主要作用，则：式中Z有效为模体材料的有效原子序数；ni为组成模体材料的第i钟元素的电子数；n0为模体材料的总电子数。对高能X射线，电子对效应占主要，则：对电子束，模体材料是通过模体中电子注量进行等效：或式中（R0)模体，（
3、R0）水分别为电子束在两种材料中的连续慢化近似射程，它随电子束能量而变化。Cpl为模体材料中电子射程或深度转换为水材料中的射程或深度的比例系数。三、模体有组织替代材料组成的模体（phantom)是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。标准模体：宽高分别为30cm的立方体水模，用于X（）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5cm。均匀模体：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。人体模体
4、：分均匀型和不均匀型，前者用均匀的固态组织替代材料加工成，类似标准人体外形或组织器官外形的模体；后者用人体各种组织（包括骨、肺、气腔等）的相应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组织填充模体：用组织替代材料组成的组织补偿模体，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。四、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，则改用较好的材料或进行修正。对X（）射线，校正系数其中d为替代材料的厚度
5、，d为等效水厚，为替代材料的射线有效线性衰减系数。对电子束，两种模体中射野中心轴上百分深度剂量比为：式中r0为电子束的连续慢化近似射程；为组织替代材料的物理密度；Z为深度。一、照射野及有关名词定义放射源：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。临床上一般用放射源穿过照射野中心的连线作为射野中心轴。照射野：射线束经准直器后垂直通过模体的范围，用模体表面的截面积大小表示照射野的面积。临床计量学中规定模体内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。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
6、，表面到参考点的深度记为d0。400kV以下X射线参考点取在模体表面（d0=0），对高能X射线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），该位置随能量变化并由能量确定。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。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而增加。高能X射线一般都有建成区域存在。对B型准直器（距体表20cm），百分深度剂量在表面为33
7、，到46mm处达到100。随深度进一步增加，变化比较慢。对A型准直器，由表面为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。以下物理原因致成剂量建成区：1，当高能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，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后才停止。3，由于1和2两个原因，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而增加，并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，其总效果，在一定深度（建成区深度）以内，总
8、吸收剂量随深度而增加。百分深度剂量随射线能量变化上图概括了临床放射治疗中使用的各种能量的射线。从百分深度剂量曲线的角度看，22MV加速器的X射线具有较大的优点。我国目前临床上使用的为钴-60射线和618MVX射线。普通220kVX射线使用则不多。个别需要小的百分深度剂量时，可以使用铯-137射线短距离治疗机。表层治疗时，100kVX射线仍然使用，但它完全可以用420MeV的高能电子束代替。射野面积和形状对百分深度剂量的影响低能时（如220kVX射线），由于各方向的散射线几乎等同，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和32
9、MV高能X射线，百分深度剂量几乎不随射野面积变化。放疗中用列表的方法，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野和不规则形野，需要进行对方形野的等效变换。射野等效的物理意义：如果使用的矩形或不规射野在其射野中心轴上的百分深度剂量与某一方形野相同时，该方形野叫作所使用的矩形或不规则射野的等效射野。矩形野：面积/周长比法。所以圆形野：半径为r的圆形野，只要其面积与某一方形野近似相同，就可以认为等效。源皮距对百分深度剂量的影响源S1，S2照射皮肤上的P1和P2点，在最大剂量深处dm处的面积均为A0，皮肤下某一深度d处，面积为A1和A2。根据百分深度剂量特性和距离平方反
10、比定律，Q1点百分深度剂量为：Q2点：表示指数衰减定律引起的原射线衰减Ks为射野面积即散射线的影响源皮距从f1增加到f2时，两种源皮距下的PDD比值：两百分深度剂量之比，称为F因子。第三节第三节 组织空气比组织空气比一、组织空气比定义及影响因素组织空气比定义：式中 为肿瘤中心（旋转中心）处小体积软组织中的吸收剂量率。为同一空间位置空气中一小体积软组织中的吸收剂量率。源皮距对组织空气比的影响组织空气比是比较两种不同散射条件在空间同一点的吸收剂量率之比，因此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。因此组织空气比可以理解为无限源皮距处的百分深度剂量。对临床上常用的源皮距，由百分深度剂量
11、换算到组织空气比时引起的误差不超过2%。二、反散因子反散因子（BSF）定义为射野中心轴上最大剂量深度处的组织空气比：或式中FSZdm为深度dm处的射野大小；和 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、射线的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从图中可以看出，反向散射随患者身体厚度而增加，但在10cm左右接近最大值。一般患者至少都有这样的厚度，因此大多不考虑厚度对反向散射的影响。射线能量的影响：对低能X射线，向前散射和向后散射相等，而直角散射为它的一半。低能时散射光子的能量很低，不能穿透较大的距离，因此低能时虽然射线
12、强度很大，但散射贡献的体积却很小，其结果使低能有较小的百分反向散射。随着能量的增加，有较多的散射光子向前散射，减小了散射强度，但由于穿透力增加，散射贡献的体积增大，结果造成有较大的百分反向散射。能量更高时，由于散射光子主要向前散射，百分散射减少。反向散射与照射野大小和形状的关系：照射野面积增加时，P点周围向P点散射的体积野增加，所以反向散射剂量百分率野增加。同等面积的矩形野和圆形野，反向散射剂量百分率不同。一般反散因子用圆形野测量，而矩形野反散因子由等效散射半径办法求得。不同源皮距百分深度剂量的计算-组织空气比法第二节中介绍了用F因子法可将一种源皮距处的百分深度剂量换算到另一种源皮距处的百分深
13、度剂量。F因子法只考虑了源皮距的影响，没有考虑到计算深度处射野面积随源皮距的变化的影响，误差较大。用本节介绍的组织空气比与百分深度剂量的关系，进行不同源皮距百分深度剂量的换算，精度较高。设SSD=f1时的百分深度剂量为PDD1，求SSD=f2时的百分深度剂量PDD2，射野大小和深度相同。则：相比得：利用组织空气比和F因子进行不同源皮距的百分深度剂量换算，当没有组织空气比表可查时，可利用下式进行换算：旋转治疗剂量计算旋转治疗是固定野治疗的延伸，以野的旋转代替野点，此点为旋转中心。常见的旋转治疗采取患者固定，放射源围着患者旋转的办法照射肿瘤。因旋转过程中，源皮距不断变化，剂量计算时应该用组织空气比
14、。先给出患者受照射部位的身体轮廓，确定旋转中心，每20（分度越小越精确）测量出皮肤到旋转中心的距离，查出相应深度的TAR值，列成表，然后求其平均，得到平均TAR值。散射空气比散射空气比（SAR）定义为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。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，因此某射野FSZ，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：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
15、了射野的原射线的剂量。因此，模体内射野中心轴上任意一点的剂量为：式中Dp(d,0)代表原射线的剂量；Ds(d,FSZd)代表散射线的剂量，分别为：式中Dma为计算点处空气中的吸收剂量。第四节第四节 组织最大剂量比组织最大剂量比第二、三节中介绍了模体内射野中心轴上剂量计算的两种方法。因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。组织空气比方法客服了这一缺点，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。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。因此提出了组织
16、最大比（TMR)概念。原射线和散射线膜体中任一点的剂量为原射线和散射线剂量贡献之和。原射线是指从放射源射出的原始X（）光子，它在空间或膜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产生的散射线光子；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光子与膜体相互作用后产生的散射线。源于准直器系统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，故一般将这种散射线归属于始发于原射线的范围，称为有效原射线，由他们产生的剂量之和称为有效原射线剂量，而将膜体散射线产生的剂量单位称为散射剂量。这样规定以后，膜体中射野内任意一点
17、的原射线剂量可理解为膜体散射为零时的该射野的百分深度剂量。射野输出因子和膜体散射因子射野输出因子（OUF）定义为射野在空气中的输出剂量率与参考射野（一般为10cm10cm）在空气中的输出剂量率之比。此处定义的射野输出因子（OUF）就是准直器散射因子Sc。设原射线致成的输出剂量率为P原（FSZ),准直器系统的散射线所致的剂量率与原射线的输出剂量率成正比，即为fc(FSZ)P原（FSZ),则有效原射线致成的输出剂量为两者之和：根据射野输出因子或准直器散射因子Sc的定义：从而可得：射野输出因子一般用带有剂量建成套的电离室在空气中直接测量不同大小射野的剂量率，与10cm10cm参考射野的剂量率相除后得
18、出射野输出因子（OUF或Sc)随射野大小的变化。测量时应注意射野范围必须大于建成套的直径，当射野很小时，可拉长源皮距进行测量；或用较高密度的材料（如铜等）做建成套，缩小建成套直径，满足小野测量的要求。模体散射校正因子（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（10cm10cm）在同一深度处剂量率之比。根据定义，Sp原则上可按图示方法测量，即保持准直器开口相同时，改变模体的散射范围，但实际上相当困难，需要根据下式进行计算：式中Sc,p为准直器和模体的散射线造成的总散射校正因子，定义为射野在模体中的输出剂量率与参考射野（10cm10cm）在模体中的
19、输出剂量率之比。三、组织膜体比和组织最大剂量比组织膜体比(TPR）定义为膜体中射野中心轴上任意一点的剂量率与空间同一点膜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 为膜体中射野中心轴上深度d处的剂量率；为空间同一位置参考深度处的剂量率。当t0=dm时，TPR变为TMR：式中 为空间同一位置最大剂量点深度处的剂量率。可以看出，TMR是TPR的一个特殊情况。对相同X（）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。以上定义的TMR称为组织最大剂量比，从它的定义可以看出，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
20、只是由于膜体的散射，而与准直器无关，因此零野的TMR（d,0）代表了有效原射线剂量。TMR与百分深度剂量关系为：其中四、散射最大剂量比散射最大剂量比(SMR）定义为膜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膜体中射野中心轴上最大剂量点处有效原射线剂量率之比：根据散射最大剂量比和散射空气比的定义，对钴-60射线，SMR值与SAR值相等。但对高能X射线，SMR值必须按上式计算。因在最大剂量点处TMR值等于1，SMR在该点的值为：第五节第五节 等剂量分布与射野离轴比等剂量分布与射野离轴比一、等剂量分布前几节中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
21、诸点的剂量。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。从上图可以看出等剂量曲线特点：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。在加速器中，为了使较大深度处剂量分布较平均，均整器设计有意使其剂量分布在靠近模体表面处，中心轴两侧剂量分布偏高一些。2，在射野边缘附近（半影区），剂量随立轴距离增加逐渐减少。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。能量对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。从图中可以看出：1，三组射线在线束边缘很
22、不相同。2，200kVX射线的边缘散射多，并明显随射野增大。而钴-60射线及高能X射线边缘散射少，并随射野增大不明显。3，随着能量升高，射野中心部分等剂量曲线由弯曲逐渐平直。源皮距和放射源大小对钴-60射线剂量分布的影响从图中可以看出，半影越大，线束边缘等剂量曲线的弯曲越明显，对31mm半影的钴-60治疗机，外侧的剂量降落区很宽，所以线束边缘非常不清晰，失去了钴-60射线原有的优点。高能X射线，由于靶体积很小，几何半影几乎为零，但因准直器的漏射和少量的侧向散射，仍然有物理半影。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为在等中心处（位于10cm
23、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。射野平坦度应好于3%。在80%射野宽范围内，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比值的百分数称为射野的对称性，应不超过3%。二、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约35-40cm大小、满足一定平坦度和对称性要求的治疗用射野。均整器的锥形结构对沿准直器轴线的射线吸收最多，对偏离准直器轴线 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。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（x,
24、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。对平野，射线质是径向对称的，（x,y)转换为（r)，HVL（x,y)转换为HVL(r）。射线质随深度的变化很小。三、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，如图所示坐标系，通过射野中心轴y=0平面（x,z)内任意一点的剂量率D（x,d)可表示为同深度处射野中心轴上剂量率D（0，d）与偏离中心轴剂量率偏离值R（x,d)的乘积：式中D（0,d)为射野中心轴上任意一点的剂量率，R（x,d)称为离轴比值（OAR),定义为射野中任意一点处的剂量率D（x,y,d)与同深度处射野
25、中心轴上的剂量率D（0,0，d）之比：射野内任意一点的离轴比可表示为原射线的离轴比（POAR）和射野边界因子（BF）的乘积。POAR定义为无限大射野内任意离轴点的剂量率与相同深度中心轴上相应点的剂量率之比。因为射野无限大，离轴距离相对较小，定义点的模体散射条件几乎与中心轴上相应点的相同，因此POAR值的大小，只依赖于离轴距离和模体深度，与射野形状、大小无关。如图所示，（x,d)平面内深度d处的P,P两点的原射线的剂量率分别为：两式相除得：式中 为最大剂量点深度处原射线离轴比。为原射线线性衰减系数的离轴分布。平野POAR可以在水介质中或空气介质中测量。比较平野POAR的两种测量方法，空气中测量可避免模体散射线的影响，结果准确性稍高，但需要同时测量射线质；水中测量因有模体散射线的影响，结果准确性稍低，但可以不测量射线质，在实际工作中可任选一种。Chui认为，射野内任意点（x,y,d)的离轴比可表示为：或式中r为计算点离轴距离；d为深度；Si为计算点到射野边界的距离；a,b为射野的宽与长；i为射野边序号i=1,2,3,4。此公式更精确。