前言：放射治疗地位？如何实施？

在中国约70%以上的癌症需用放疗，约40%的癌症可以用放疗根治。以放疗为主要治疗手段可以根治的疾病包括鼻咽癌、头颈部肿瘤、前列腺癌、恶性淋巴瘤、宫颈癌、精原细胞瘤、肛管癌、皮肤鳞状细胞癌、肺癌和食管癌等，部分良性或低度恶性肿瘤也可以通过放疗达到根治，如骨巨细胞瘤、侵袭性纤维瘤病、朗格汉斯组织细胞增生症等。无论面对何种患者，我们都需要首先回答以下5个基本问题：(1)本次放疗的适应证是什么？(2)本次放疗的目的是什么？即根治性治疗和姑息性治疗，（新）辅助放疗。(3)本次放疗的靶区如何设计？(4)本次放疗采用什么技术？

本章结构如下：

第一节　核物理基础和基本剂量学概念

一、原子结构

1eV定义为电子在真空中通过1V的电压加速后获取的动能，1eV=1.6×10−19J的能量，与其他两个单位的转换关系是：1keV=103eV，1MeV=106eV。

对于X射线，由于是由电子经电压加速后撞击钨靶产生的，所以通常以加速电压“MV”来描述加速器所产生的X射线能量，如6MV X射线。

二、放射性

放射性核素可以发出三种类型的射线：α射线（本质为氦原子核）、β射线（本质为电子）和γ射线（本质为光子）。

对于稳定的核素，如图1-2所示，其中子数与质子数保持合理的比例关系。如果不是这种比例的核素，平衡就会被打破，它们会自发地锐变，同时释放出各种射线，最终变为稳定核素，被称为放射性衰变。

1.α衰变：本质是质子+中子

2.β衰变：本质是电子

3.γ衰变：本质是光子

放射性核素在衰变过程中，会发射出几种射线。

1.放射性活度

一定质量的放射源在单位时间内发生的衰变数。活度的国际单位制是贝克勒尔(Bq)。在此之前，放射性活度单位的曾用名为居里(Ci)。两者关系为1Ci=3.7×1010Bq。
2.比活度
比活度指的是单位质量放射源的放射性活度。

3.半衰期
放射性核素半衰期是指其原子数目减少到原来一半所需要的时间。

三、射线与物质的相互作用

1.带电粒子与物质的作用方式

1.1由带电粒子，如电子、质子、重离子等，与原子的核外电子的直接碰撞造成的电离称为直接电离。

（1）带电粒子与核外电子发生非弹性碰撞：激发态的原子很不稳定，跃迁到高能级的电子会自发跃迁到低能级而使原子回到基态，释放出特征X射线（标识辐射）或俄歇电子。(2)带电粒子与原子核发生非弹性碰撞：带电粒子的一部分动能就变成具有连续能谱的X射线辐射出来，这种辐射称为韧致辐射（X线加速器的原理）。(3)带电粒子与核外电子/原子核发生弹性碰撞：此种相互作用满足动能和能量守恒定律，属弹性碰撞，不辐射光子，也不激发原子核。(4)带电粒子与原子核发生核反应：失去核子的原子核处于激发态，将通过发射所谓的“蒸发粒子”（主要是一些较低能量的核子）和γ射线而退激。

1.2射程

(1)电子束的射程：因其质量很小，每次碰撞的电离损失和辐射损失比重带电粒子大得多；表面吸收剂量较高，随着深度增加很快到达剂量最大点，最大剂量点附近会有一个高剂量“坪区”，由于射程歧离，后部还会有一个剂量跌落区。

高速电子轰击重金属靶（如钨靶）时，因原子核库仑场的减速作用，电子动能转化为连续能谱的X射线，这一过程称为轫致辐射（X线直线加速器的主要原理）。

(2)质子和重离子射程：

质子粒子数随吸收块厚度变化曲线

在射线的大部分射程范围内，质子的吸收剂量近似是常数，直到接近质子射程末端时，剂量曲线出现一个尖峰（称为布拉格峰）。峰值处的剂量大约是表面剂量的4倍，之后剂量迅速跌落为零。

2.X(γ)光子与物质的主要相互作用

不带电粒子，如光子、中子等，本身不能使物质电离，但能借助它们与原子的壳层电子或原子核作用产生的次级粒子，如电子、反冲核等，随后再与物质中的原子作用，引起原子的电离称为间接电离。

2.1X(γ)光子与物质原子作用主要方式

X(γ)射线与无线电波、红外线、可见光、紫外线一样，都是电磁波，特点是波长很短（约0.01～10nm），具备波粒二象性。在干涉、衍射、偏振这些现象上表现出波动性；同时，在与物质相互作用的过程中则表现出其粒子性。

（1）光电效应：

光子与物质原子的轨道电子发生相互作用，一次就把全部能量传递给对方，光子消失，获得能量的电子挣脱原子束缚成为自由电子（光电子）；原子的电子轨道出现一个空位而处于激发态，它将通过发射特征X射线或俄歇电子的形式回到基态，这个过程称为光电效应。

（2）康普顿效应：

当入射X(γ)光子和原子内一个轨道电子发生相互作用时，光子损失一部分能量，并改变运动方向，电子获得能量而脱离原子，此种作用过程称为康普顿效应

（3）电子对效应

当入射光子的能量大于1.02MeV，X(γ)光子从原子核旁经过时，在原子核库仑场的作用下形成一对正负电子，此过程称为电子对效应

2.2X(γ)光子与物质原子作用特点

X(γ)光子不能直接引起物质原子电离或激发，而是首先把能量传递给带电粒子，通过这些带电粒子与物质进行作用（间接电离）。X(γ)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，而带电粒子则通过多次相互作用而逐渐损失其能量。X(γ)光子束没有射程的概念，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。

3.相互作用过程的相对重要性

当光子能量低于30keV时，光电效应为主要作用方式；当能量介于30～24MeV时，康普顿效应为主要作用方式；当能量高于24MeV时，电子对效应成为主要作用方式。目前常规直线加速器的X射线能量约为4～18MeV，所以主要以康普顿效应为主。

4.中子与物质的相互作用

与光子一样，中子也不带电，因此也不能直接引起物质原子电离或激发，属于间接电离辐射，在物质中强度呈指数衰减。主要与原子核发生相互作用，包括弹性碰撞和与原子核内的中子相互作用产生反冲质子及带电的低能原子核碎片。

5.相对生物学效应

不同种类的电离辐射即便是相同的吸收剂量引起的生物学效应也是不同的。为比较不同种类的电离辐射引起的生物学效应，故引入相对生物学效应(relative biological effectiveness，RBE)的概念。生物学效应是比较不同种类射线产生的生物学效应的一个直观指标，以钴-60的γ射线作为标准。钴-60的γ射线引起某种生物学效应需要的吸收剂量与研究的电离辐射引起相同的生物学效应所需吸收剂量的比值（倍数），即为该种电离辐射的RBE。

四、基本剂量学概念

单位质量物质吸收电离辐射的平均能量称为吸收剂量，它的精确确定是进行放疗最基本的物理学要素。

1.照射量

当X(γ)射线穿过质量为dm的空气时会产生次级电子，这些次级电子作用于空气中的其他原子形成电离，产生离子对。当全部次级电子（正负电子）完全被空气阻止时，在空气形成的同一种符号的离子总电荷的绝对值dQ与dm的比值称为照射量(exposure)。

X为照射量，单位为C•kg−1；在空气中，这些离子具有一定的移动性，所以可以通过施加电场对这些离子进行收集，通过离子对的数目推算吸收剂量是使用电离室进行剂量测量的基本原理。

2.吸收剂量

当辐射线穿过吸收介质时，通过两个阶段与物质发生相互作用。第一步，通过光子与物质的相互作用将光子的能量转化成带电粒子的动能。第二步，通过与物质的相互作用，这些带电粒子逐渐慢化，实现介质中能量（剂量）的沉积。吸收剂量定义为：

除以dm所得的商。即第二步中，电离辐射转移给质量为dm的介质的平均能量。
D代表吸收剂量，单位为J•kg−1；国际单位为戈瑞（Gray，符号表示为Gy），1Gy=1J•kg−1；D曾用单位为拉德(rad)，1Gy=100rad。

3.比释动能

比释动能(kinetic energy released in material，kerma)等于dEtr除以dm所得的商。即上述过程的第一步中，不带电电离粒子在质量为dm的介质中释放的全部带电粒子的初始动能之和dEtr。

K代表比释动能，单位为J•kg−1；国际单位为戈瑞(Gy)。

4.当量剂量

当量剂量(equivalent dose)等于某一组织或器官(T)所接受的平均吸收剂量(DT，R)经辐射质为R的辐射权重因子(radiation weighting factor)加权处理的吸收剂量。

HT代表当量剂量，单位为J•kg−l；国际单位为希沃特(Sievert)，符号为Sv，1Sv=1J•kg−1。WR代表辐射权重因子。

第二节　外照射射野剂量学

一、常用术语

1.1辐射质(radiation quality)是由射线能谱所决定的射线电离辐射特征。辐射质通常用来表示射线穿透物质的能力。

高能X射线通常以产生X射线的电子的等效加速电压的标称值兆伏(megavoltage，MV)数为单位来表示（如6MV-X射线）。

高能电子束通常用兆电子伏(MeV)数来表示。

放射性同位素产生的射线通常用其核素名和辐射类型（如钴60-γ射线）表示。

中低能X射线（低于1MV）通常用半值层(half-value layer，HVL)来表示，HVL定义为把辐射量吸收一半所需要的某种材料（常以铝、铜、铅等表示）的厚度。

1.2射线束与射线束中心轴

射线束(beam)是由射线源出发，沿着电离辐射粒子传输方向的横截面包括的空间范围。
射线束中心轴(beam axis)是射线束的对称轴，与准直器的旋转中心同轴。

1.3照射野(field)是射线束经准直器后通过模体的范围，通常分为几何学照射野和剂量学照射野（以射线束中心轴剂量为100%，模体内50%等剂量曲线的延长线交于模体表面的区域。常见的照射野名称有方野、长方野、不规则野等）。

1.4源皮距射线源到模体表面照射野中心的距离。源轴距是射线源到机架旋转中心的距离，常见医用直线加速器的SAD为100cm。源瘤距是射线源沿射野中心轴到肿瘤内所考虑点的距离。

1.5百分深度剂量

百分深度剂量(percentage depth dose，PDD)是模体内照射野中心轴上某一深度d处的吸收剂量Dd与参考点深度的吸收剂量Dd0的比值，表示为：PDD=(Dd/Dd0)×100%。

1.6建成区

建成区(build-up region)是PDD曲线的最大剂量深度之前的区域。建成区的大小取决于射线束的类型和能量，能量越低，建成区越趋近于表面，能量越高，建成效应越显著。

1.7射野离轴比

射野离轴比(off axis ratio，OAR)是射野中任意一点处的吸收剂量D与同一深度处射野中心轴上的吸收剂量D0之比。

1.8半影区
半影区(penumbra region)是在射野边缘附近剂量随离轴距离增加急剧减小的区域。半影宽度（通常用80%和20%的等剂量线间的距离表示）由几何半影、散射半影及穿透半影决定。

1.9组织空气比、组织模体比与组织最大剂量比

组织空气比(tissue-air ratio，TAR)是模体内任意一点的吸收剂量率Dt与同一空间位置空气中一小体积组织中的吸收剂量率Dt0之比，即：TAR=Dt/Dt0。

组织模体比(tissue-phantom ratio，TPR)是模体内任意一点的吸收剂量率Dt与空间同一点模体中参考深度处的吸收剂量率Dref之比，即：TPR=Dt /Dref。
组织最大剂量比(tissue-maximum ratio，TMR)是模体内任意一点吸收剂量率Dt与模体中最大剂量点处的吸收剂量率Ddmax之比。即：TMR=Dt /Ddmax。

1.10散射空气比与散射最大剂量比

模体中任意一点的散射线剂量率与空间同一点空气中吸收剂量率之比，或与模体中最大剂量点处有效原射线剂量率之比。

1.11准直器散射因子与模体散射因子

空气中某一大小射野的输出剂量与参考射野的输出剂量之比，其数值随射野的增大而增大。模体中某一大小射野的吸收剂量与参考射野的吸收剂量之比。

1.12楔形板与楔形因子

楔形板是最常用的一种过滤器，通常由高密度材料制成

楔形因子(wedge transmission factor，Fw)是射线中心轴上某一深度处，楔形射野和开野分别照射时吸收剂量率之比。

1.13等剂量线

等剂量线(isodose curves)是模体内剂量相同点的连线。

二、光子射线射野剂量学

1.X(γ)射线百分深度剂量特点

临床常见能量光子射线百分深度剂量PDD曲线

下降速率依赖于射线能量，能量越高，下降速率越慢，表现出较高的穿透能力。高能射线：表面剂量低 → 最大剂量点深 → PDD穿透强；低能射线：表面剂量高 → 穿透弱。

模体内某一点的剂量是原射线和散射线共同作用的结果。当照射野很小时，主要是原射线的贡献，而散射线很小。随着照射野变大，散射线对吸收剂量的贡献增加，在模体中较深处的散射剂量要大于最大剂量点处，因此表现为随着射野尺寸的增加，PDD会增加。其增加的幅度取决于射线束的能量。不同形状照射野的PDD可以进行转换。矩形野与等效方野的换算：S=2(a×b)/(a+b)，式中S为等效方野边长，a和b分别为矩形野的长和宽。

PDD随SSD的变化规律，是由于平方反比定律的影响，即近源处PDD剂量下降要比远源处快得多。换言之，PDD随SSD增加而增加。

2.放疗中常用能量光子射线的特点

–钴-60γ射线(SSD=80cm)Ddmax=0.5cm，PDD10cm≈55%。
–4MV-X射线(SSD=80cm)Ddmax=1.0～1.2cm，PDD10cm≈61%。
–6MV-X射线(SSD=100cm)Ddmax=1.4～1.6cm，PDD10cm≈67%。
–8MV-X射线(SSD=100cm)Ddmax=1.8～—10MV-X射线(SSD=100cm)Ddmax=2.2～2.6cm，PDD10cm≈74%。
–15MV-X射线(SSD=100cm)Ddmax=2.7～3.1cm，PDD10cm≈77%。
–18MV-X射线(SSD=100cm)Ddmax=3.0～3.5cm，PDD10cm≈80%。2.2cm，PDD10cm≈71%。

3.电子线射野剂量学

高能电子线百分深度剂量特点：高能电子线具有高剂量区后剂量迅速降低的优点，能很好地保护肿瘤后方的正常组织。

高能电子线的中心轴深度剂量曲线与X(γ)射线或其他射线相比有显著的不同，电子线剂量特征：表面剂量高，多在80%～85%以上，虽有建成区，但不太明显；随深度快速形成宽”坪区”，之后剂量陡峭跌落；末端存在1-3%的X射线污染”尾巴”，需尽量降低。能量影响：能量升高→表面剂量↑、坪区变宽、剂量梯度↓、X射线污染↑。临床常用能量：4-25MeV。射野影响：小野深度剂量快速下降（电子散射损失）；增大射野→散射补偿增加→深度剂量↑；射野≥电子散射射程时达平衡，深度剂量不再增加（高能时更显著）。源皮距影响：＜15MeV：SSD影响可忽略；≥15MeV：SSD↑→表面剂量↓、最大剂量深度↑；全身照射（SSD＞4m）需实测参数。

4.处方剂量计算

通过机器跳数(MU)控制剂量，基准校准： 1MU = 1cGy（10×10cm野，SSD=100cm，最大剂量点处）。

源皮距计算：DM = DT / [PDD × Sc × Sp × Tf × FW ]靶区（或肿瘤）剂量DT，d为治疗深度，PDD是百分深度剂量，Sc是机头散射因子，Sp是模体散射因子，Tf是托架因子，FW是楔形因子。

源皮距计算：DM = DT / [TMR × Sc × Sp × Tf × FW × SAD因子]TMR是组织最大剂量比，Sc是机头散射因子，Sp是模体散射因子，Tf是托架因子，FW是楔形因子，SAD因子是由于SAD照射时，SCD（源到电离室中心的距离）由标定时的101.5cm变成照射时的100cm，而产生的剂量变化。

第三节　放射治疗技术

一、体外照射技术的分类

A.固定源皮距照射技术；B.等中心定角照射技术。

二、X(γ)射线常规放疗（了解）

相邻野设计

三、电子束常规放疗

四、三维适形放疗

五、立体定向放疗

六、调强放疗

七、图像引导放疗

八、外照射靶区定义及处方剂量给定

第四节　近距离放射治疗

一、近距离照射的物理特点

二、近距离照射的临床应用

三、放射性粒子植入

第五节 放射治疗的一般过程

一、模拟定位

CT模拟定位过程有7个步骤：

①确定患者治疗体位；

②有必要的话，选择体位固定装置（如采用热成型塑料固定膜，则制作固定膜；如采用真空袋，则抽真空成型）；

③选择合适的条件，进行断层扫描；

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④利用虚拟模拟软件，重建患者3D假体，重建正侧位DRR，确定等中心位置；

⑤移床和激光灯确定等中心在膜（皮肤）上的位置并做标记，在皮肤上画出固定膜的轮廓；

⑥将患者扫描图像和等中心位置等定位信息传至计划系统；

⑦患者下床，整个定位过程结束。

二、治疗计划设计

图1-21A所示射野布置，形成如图1-21B的2D剂量分布。DVH的基本形式是某一剂量区间（范围）内出现的体积单元数即频率。为了计算这个频率，靶区或重要器官或感兴趣区内划分成体积矩阵，如图1-21B所示。每一个体积矩阵单元内的剂量数字标在相应单元内。对所要计算DVH的靶区、重要器官或感兴趣区，一旦计划确定，都有自己的类似于图1-21B矩阵单元剂量分布。计算每个组织结构内相应剂量区间（范围）内的矩阵单元数，即为图1-21C DVH的纵坐标。例如：如图1-21B，剂量位于4Gy≤D≤5Gy区间（范围）内，矩阵单元数为10；剂量位于5Gy≤D≤6Gy区间（范围）内，矩阵单元数为22等。假设每个体积矩阵单元的体积为5mm3，就可以计算出位于上述相应剂量范围内的受照射的总体积，如图1-21C纵轴表示。如将图1-21C的纵轴上的频率或体积标为仅位于某一剂量水平以上的矩阵单元数或体积的相对数称为积分（或累积）DVH(cDVH)，如图1-21D所示。图1-21C表示的DVH称为直接DVH，如将图1-21C的纵轴频率或体积标为单位剂量频率或单位剂量体积，则变为微分DVH(dDVH)，如图1-21F所示。如图1-21B中，>5Gy以上的矩阵单元数为118，而矩阵单元的总数为144，则剂量5Gy以上的体积占总体积的82%；显然剂量≥0的相对体积为100%。

三、治疗计划验证

四、治疗计划执行