1、 放 射 物 理 學主講內容一 腫瘤放射物理的概論二 常用射線的物理特性三 放射線的臨床劑量學特性四 臨床放射線的測量和質量控制項目五. 臨床放射治療技術一 腫瘤放射物理的概論放射治療的原理：通過射線對腫瘤的電離輻射效應，達到殺滅腫瘤的生物效應電離輻射： 電離：原子的核外電子因與外界射線相互作用獲得足夠的能量，掙脫原子核對它的束縛，成為自由電子 造成原子的電離。 生物效應： 人體組織吸收電離輻射能量后，會發生一系列物理、化學和生物學變化，最后導致組織的生物學損傷。一 腫瘤放射物理的概論 放射線種類 放射治療用的放射源主要有三類：（1）放出、射線 -放射性同位素 （ 射線：鈷機（鈷源）,后裝機（

2、銥源） 后（2）產生不同能量的X射線 -X射線治療機 和各類加速器。（3）產生電子束、質子束、中子束、負介子束及其它重粒子束 -各類加速器。 一 腫瘤放射物理的概論基本放射治療的物理學概念：放射性核素的衰變：不穩定核素自發的放出射線，轉變為另一核素的過程 (1) 衰變 原子核自發地放出粒子 (2) 衰變 原子核自發的放射出電子或俘獲一個軌道電子。發射正電子的稱為+衰 變，發射出的正電子稱為+粒子； 俘獲軌道電子的稱軌道電子俘獲。 (3) 衰變 有些核素在進行、衰變時，處于激發態的子核以射線形式釋放能量, 半衰期：放射性核素其原子核數目衰減到原來數目一半所需的時間，其放射性活度衰減到初始值的一半

3、。同位素能量 MeV半衰期鈷-601.17 1.33平均1.255.24年銥-1920.3674天一 腫瘤放射物理的概論基本放射治療的物理學概念： 原子的能級 零勢能的規定：習慣上規定當電子與核相聚無窮遠時，電子所具有的的勢能為零。 因此當電子 填充核外某一殼層時，其勢能為負值。 基態 電子填充殼層時按照從低能到高能的順序進行，以保證原子處于最低能量狀態，由于內層電 子對外層電子具有屏障效應，實際電子填充殼層時，會出現能級交錯,不按殼層順序填充 -原 子的穩定的狀態 結合能 當一個電子填充殼層時，會以發射一個光子的形式釋放能量，能量的大小就是該殼層能級能 量的絕對值，也稱之為相應殼層的結合能。

4、 殼層能級的能量由外向內減少，是負值。 殼層的結合能由外向內增加，是正值。一 腫瘤放射物理的概論基本放射治療的物理學概念： 激發 入射帶電粒子傳遞給原子核外電子較少能量，電子不足以擺脫原子核束縛，使電子從低能級 躍遷到高能級 ，而低能級出現空位時，則稱原子處于“激發”狀態。 特征輻射 處于激發的原子很不穩定，躍遷到高能級的電子會自發躍遷回低能級而使原子回到基態，兩 能級能量的差值一種會以電磁輻射的方式發出，這種電磁輻射成為特征輻射。如果特征輻射特別 高達到x射線能量范圍，稱為特征X射線，X射線能量等于高低能級能量的差值。 軔致輻射當帶電粒子從原子核附近掠過時，在原子核庫侖力作用下,運動方向和速

5、度發生改變，帶電粒 子的一部分動能就變成具有連續能譜的X線輻射出來。一 腫瘤放射物理的概論基本放射治療的物理學概念：電離： 入射帶電粒子傳遞給原子核外電子足夠的能量，就會引起原子發生電離，原子成為正離子，軌道電子成為自由電子。直接電離： 由帶電粒子（電子束、質子束等）通過碰撞直接引起的物質的原子或分子的電離稱為直接電離，電離出的自由電子如果具有了足夠的動能，能進一步引起物質電離，則他們稱為次級電子，引起電離稱之為次級電離。間接電離： 不帶電粒子（ 和 X射線統稱為光子等）通過他們與物質相互作用產生的帶電粒子(電子，反沖核等）引起的原子電離。二 常用放射線的物理特性帶電粒子與物質相互作用方式（直

6、接電離） （1）與核外電子發生非彈性碰撞：發生電離和激發 （2）與原子核發生非彈性碰撞： 發生軔致輻射 （3）與原子核發生彈性碰撞： 電子能量很低在104-108ev能量范圍內也僅有5%幾率發生 帶電粒子的運動方向改變，不輻射光子，也不激發原子核 （4） 與原子核發生核反應： 重帶電粒子 具有足夠高的能量(100Mev)，與原子核的碰撞距離小于原子核半徑時，如果有一個或數個核子被 入射粒子擊中，離開原子核，失去核子的原子核處于高能量的激發態，將通過發射所謂的“蒸發 粒子”（主要是一些較低能量的核子）和射線退激。二 常用放射線的物理特性 光子（X、 ）射線與物質的相互作用（間接電離） 光子（X線

7、和線）照射到吸收物體后，其能量傳遞給介質，轉變為高速的電子運動（次級電子），而這些電子運動是光子產生場效應的物質基礎。光子線與物質的作用（即能量轉移過程、射線吸收的方式）有以下三種： 光電效應 康普頓效應 電子對效應二 常用放射線的物理特性 光子（X、 ）射線與物質的相互作用（間接電離）（1）光電效應： 入射光子作用于吸收物質的原子的內層電子，發生能量傳遞，把內層電子打出來形成光電子，其能級上的空位由外層軌道上的電子來填充，在電子能級躍遷的過程中產生光子特征輻射。入射的光子的能量全部傳遞給了光電子，這一過程叫作光電效應。.特點：與原子序數Z3正比（內層電子發生） 主要發生在低能量的X線 骨吸收

8、肌肉脂肪二 常用放射線的物理特性（2）康普頓效應： 光子與外層電子相互作用，隨著入射光子能量的增加，光子將部分能量轉移給電子，使電子快速前進(反沖電子)，而光子本身則以減低之能量，改變方向，繼續前進(散射光子) 。光子（X、 ）射線與物質（腫瘤）的相互作用方式特點：與原子序數無關 主要發生在高能X線（0.2-7MeV） 骨吸收肌肉脂肪二 常用放射線的物理特性光子（X、 ）射線與物質（腫瘤）的相互作用（3）電子對效應： 光子與原子核相互作用, 入射光子能量大于1.02MV時，受原子核電場影響，使入射光子的全部能量轉化成為具有一定能量的正電子和負電子。特點：與原子序數Z有關 主要發生在高能量X線5

9、0 MeV 骨吸收肌肉脂肪二 常用放射線的物理特性光子（X、 ）射線與物質（腫瘤）的相互作用根據上述三種主要吸收方式，康普頓吸收與吸收體的原子序數z無關，即機體的骨、肌肉、脂肪幾種組織對射線的吸收量相似，符合我們治療腫瘤的原則，劑量分布均勻。 上述三種射線的吸收方式，哪一種占的比例大，依賴于入射光子的能量和吸收物質的原子序數。低能X線（ 10-200kev ），主要為光電吸收；高能X線（ 200kev-7mev ），主要為康普頓吸收；當射線能量（7-100mev） ，電子對吸收為主要形式。二 常用放射線的物理特性光子（X、 ）射線與物質（腫瘤）的相互作用二 常用放射線的物理特性光子（X、 ）射

10、線與物質（腫瘤）的相互作用X（r）光子與物質相互作用的其他形式：相干散射 當入射電磁波從原子附近經過時，引起軌道電子共振，振蕩電子將發射波長相同但方向不同的電磁波，不同軌道電子發射的電磁波具有相干性，故此過程為相干散射，又稱瑞利散射；在相干散射過程中，X（r）光子僅改變運動方向而沒有能量轉移；是唯一不產生電離的過程。光核反應 光子與原子核作用引起的核反應光核反應。比如釋放中子，質子，粒子，光子等。光核反應反應截面很小，劑量學中可以忽略，但在實際中的應用就是在機房防護設計時對于大于10MeV能量的光子需要考慮光核反應，考慮到（，n）反應，中子防護。二 常用放射線的物理特性X（）射線與物質的相互作

11、用表現出不同的特點（與帶電粒子的區別）： （1）X（）光子不能直接引起物質原子電離或激發，而是首先把能量傳遞給帶電粒子； （2）X（）光子與物質的一次相互作用可以損失其能量的全部或很大一部分，而帶電粒 子則是通過許多次相互作用逐漸損失其能量； （3）X（）光子束入射到物體時，其強度隨穿透物質厚度近似呈指數衰減，而帶電粒子 有確定的射程，在射程之外觀察不到帶電粒子。三 放射線的臨床劑量學特性 臨床照射野劑量學的基本感念 （1）射線源 放射源前表面的中心或產生射線的靶面中心。 （2）射線中心軸： 射線束的中心對稱軸。 （3）照射野 射線束經準直器后垂直通過模體的范圍。 幾何學照射野：射線束經準直器

12、后在模體表面的投影； 物理學照射野：模體內50%等劑量線的延長線交于模體表面的區域。三 放射線的臨床劑量學特性 臨床照射野劑量學的基本感念 （4）參考點 模體中沿射線束中心軸深度劑量確定為100%的位置。 400kV以下的X線：模體表面 高能X線（）線：最大劑量點位置 模體表面到參考點的深度為參考深度。 （5）源皮距（source skin distance, SSD) 從放射源前表面沿射線中心軸到受照物體表面的距離。 （6）源軸距（source axial distance, SAD) 射線源到治療機等中心點的距離。三 放射線的臨床劑量學特性 臨床照射野劑量學的基本感念 （7）吸收劑量 表示

13、單位質量的物質中吸收各類電離輻射能力的大小，反應射線在介質中的能量吸收情況 SI劑量單位：焦耳/千克（J/Kg）國際專用名稱：戈瑞（Gy） 1 Gy=1 J/Kg=100 cGy三 放射線的臨床劑量學特性 臨床劑量學的基本特征 百分深度劑量（percentage depth dose.PDD） 沿射線中心軸、某一深度d處的吸收劑量率Dd與參考深度do處的吸收劑量率Ddo比， 即： PDD=Dd/Ddo100 ，參考深度do處選在Dmax。 三 放射線的臨床劑量學特性 臨床劑量學的基本特征 百分深度劑量 光子PDD影響因素：射野、SSD、能量、深度 同一深度的PDD隨射野面積增大而增大，當射野面

14、積很大時，PDD隨射野面積增加不明顯同一深度下，射線能量、射野面積不變時，SSD 越小，PDD越小，且隨深度變化越快，反之亦然。表面劑量(D0)： 光子射線能量越高，表面劑量越低 最大劑量點深度: 隨射線能量增加而增加： 400kv X線：dm=0 Co60線： dm=0.5cm 6MV線 ： dm=1.5cm 8MV X線 ： dm=2cm 15MV X線: dm=3cm三 放射線的臨床劑量學特性 臨床劑量學的基本特征 百分深度劑量 光子PDD的四個因素：射野、SSD、能量、深度 在一定深度（建成深度）以內，總吸收劑量隨深度的增加而增加建成區 （1）當高能的X（）射線入射到人體或模體時，在體

15、表或皮下組織中產生高能次級電子；（2）高能次級電子要穿過一定的組織深度直至其能量耗盡后才停止；（3）由于前面兩個原因，造成在最大電子射程范圍內，由高能次級電子產生的吸收劑量隨深度的增加 而增加，大約在電子最大射程附近達到最大；（4）但是由于高能X（）射線的強度隨組織深度的增加而按指數和平方反比定律減少，造成產生的高 能次級電子隨深度的增加而減少，其總效果，三 放射線的臨床劑量學特性 臨床劑量學的基本特征 百分深度劑量 高能電子線的PDD分布特點： （1）劑量建成區：從表面到dmax深度區域，寬度隨射線能量增加而增寬。表面劑量高，建成效應不明顯。 （2）高劑量坪區：從dmax到d85深度，又稱為

16、治療區，劑量變化梯度較小，射線能量越高，高劑量坪區越寬。 （3）劑量跌落區： d85深度以下劑量急劇下降的區域，劑量梯度G=Rp/(Rp-Rq), G值一般在2-2.5 （4）X線污染區：Rq后由電子線與限光筒、模體等作用產生的X線形成的劑量區。常規電子線治療中可忽略不計，但電子線全身照射時，應充分考慮并精確測定。劑量建成區坪區劑量跌落區X線污染區三 放射線的臨床劑量學特性 臨床劑量學的基本特征 百分深度劑量 隨著電子束能量的增加： 表面劑量增加， 高劑量坪區變寬， 劑量梯度減小， X射線污染增加，三 放射線的臨床劑量學特性 重帶電粒子束的PDD Bragg峰： 重帶電粒子束在介質表面，能量損

17、失較慢，隨深度增加，帶電粒子速度減慢，粒子能量損失率突然增加，形成電離吸收峰，其后當粒子最后靜止時，能量損失率急劇降為零。百分深度劑量曲線尾部均可以看到這個明顯的峰值，即布喇格峰。（只用單一射野可獲得良好的劑量分布。利用重帶電粒子束（主要是質子和負介子）實施放療，如能將病變準確置于峰值位置，單野照射就取得很高的治療增益比，這是區別與光子放射治療的獨特優勢：峰前劑量低，峰后劑量近似零。 臨床劑量學的基本特征 百分深度劑量三 放射線的臨床劑量學特性 臨床劑量學的基本特征 組織最大劑量比（Tissue Maximum Ratio.TMR） 模體中射野中心軸上任意一點的劑量率與空間同一點模體中射野中心

18、軸上參考深度（即最大劑量 點）處同一射野的劑量率之比，TMR（d,FSZd）=Dd/Ddm組織最大劑量僅受能量大小、射野大小、深度 的影響，而不受源皮距的改變，PDD與TMR的主要區別：PDD是線束中心軸上兩個不同深度位置的劑量百分比。TMR是指空間同一位置，在兩種不同散射條件下的劑量比。三 放射線的臨床劑量學特性 臨床劑量學的基本特征離軸比（Off-Axis Ratio.OAR） 體膜內同一深度處的離軸點的劑量和中心軸劑量之比，反映了與射野中心軸垂直的射野截面內的劑量分布的情況。等劑量曲線：將體膜中百分深度劑量相同的點連接起來。即成等劑量曲線射野平坦度：描述射野劑量分布的指標，在等中心處最大

19、射野L的80%寬度內射野最大最小劑量偏離 中心軸劑量的相對百分數。-3%-+3%射野對稱性：條件同上，偏離中心軸對稱的兩點劑量差值與中心軸上劑量的比值的百分數。-3%-+3%四 臨床放射線的測量和質量控制項目1、放射線的臨床劑量測量2001年3月2日我國國家質量技術監督局發布了中華人民共和國國家計量檢定規程JJG 589-2001外照射治療輻射，并于同年6月1日開始實施,其規程與國際原子能組織(International Atomic Energy Agency.IAEA) TRS 277技術報告（97年版）為基礎的，它是目前我國放射治療輻射劑量學執行的具有法律約束的計量檢定規程。四 臨床放射

20、線的測量和質量控制項目1、放射線的臨床劑量測量組織替代材料X()射線、電子束及其他重粒子入射到人體時與人體組織相互作用后，發生散射和吸收能量和強度逐漸損失對這些變化的研究，很難在人體內直接進行因此，必須使用人體組織的替代材料(tissue substitutes)構成的模型代替人體，簡稱模體(phantom) 因人體組織特別是軟組織中含有大量的水，水對X()射線、電子束的散射和吸收幾乎與軟組織和肌肉的近似，水不僅在世界各地都能得到，而且各地水的輻射特性幾乎不變，因而水是最易得到、最廉價的組織替代材料四 臨床放射線的測量和質量控制項目1、放射線的臨床劑量測量放療劑量測算設備電離室半導體劑量儀熱釋

21、光劑量計膠片劑量儀量熱法化學劑量計四 臨床放射線的測量和質量控制項目1、放射線的臨床劑量測量常規放療劑量測算包括（1）吸收劑量的測量（2）劑量的刻度四 臨床放射線的測量和質量控制項目1、放射線的臨床劑量測量臨床上人體組織中吸收劑量的確定是通過水模體中電離室接受射線輻照后，產生的電離量，并乘以與吸收劑量成函數關系的一系列參數，而轉換成組織中的吸收劑量。（1）吸收劑量的測量四 臨床放射線的測量和質量控制項目1、放射線的臨床劑量測量水中吸收劑量的測算可分為三個步驟：第一步：在國家基準實驗室或次級標準實驗里來完成，即由國家基 準 實驗室給出：鈷-60射線在水中的吸收劑量校準因子：第二步: 用戶根據自己

22、使用的電離室確定：輻射質為Q的射線束在水中的吸收劑量因子第三步：用戶在水中校準點測量加速器產生的X射線和電子束的吸收劑量離子復合、極化效應、靜電計校準和空氣密度等系數查表（1）吸收劑量的測量四 臨床放射線的測量和質量控制項目1、放射線的臨床劑量測量（1）吸收劑量的測量四 臨床放射線的測量和質量控制項目1、放射線的臨床劑量測量（1）吸收劑量的測量四 臨床放射線的測量和質量控制項目1、放射線的臨床劑量測量（2）劑量的刻度對放射性核素射線: 通常用平均能量和核素名稱來描述。例如鈷-60源發出的兩條射線可表述為能量分別為1.17MeV和1.33MeV(或平均1.25MeV)的鈷-60 射線。四 臨床放

23、射線的測量和質量控制項目1、放射線的臨床劑量測量對于400kV以下的X射線: 以其高壓、附加過濾和第一半值層表示，例如：180kV，0.5Cu+1Al過濾,HVL=0.5mmCu150kV以上X射線采用純銅材料；150kV以下X射線采用純鋁材料使用測量半價層的辦法半價層：即使用某一種金屬材料，作為對于X射線的吸收體，使射線衰減到原強度的一半所需要的這種材料的厚度，來表示中低能X射線的質即能量（2）劑量的刻度四 臨床放射線的測量和質量控制項目1、放射線的臨床劑量測量 高能X射線能量: a、穿透性 測定方法： SSD為100cm，水模表面射野為10cm10cm，電離室的有效測量點在水模內沿射線束中

24、心軸移動，測出水下10cm深度處的劑量與最大劑量的比值(穿透性)。如6 MV X射線質規定的穿透性為67%，要求不超過2%（2）劑量的刻度四 臨床放射線的測量和質量控制項目1、放射線的臨床劑量測量高能X射線能量: b、劑量比（D20/D10）測量方法： 源至水模表面距離SSD=100cm，模體表面的輻射野FSZ=10cm10cm，射線束軸與模體垂直，分別測出水深為10cm與20cm處的吸收劑量D10與D20并確定D20/D10的比值（2）劑量的刻度四 臨床放射線的測量和質量控制項目1、放射線的臨床劑量測量電子束能量:主要關心在水模表面及水中特定深度處的平均能量E0和EZ水模表面的平均能量：是通過測量高能電子束在水中的百分深度劑量曲線，找出沿電子束軸衰減到其最大值50%的深度，即半值深度