放射物理书新版第13章.doc
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1、第 13 章 近距离治疗 物理和临床特点翻译 张红志13.1. 前言近距离治疗(有时称为居里治疗或体内居里治疗)是一专用术语,用来描 述 使用体积小且密封的放射源近距离治疗肿瘤。这一治疗模式是将放射源直接植 入被治疗的体积内,或植入在其周边。在一短的时间内(一时性植入)或在放 射源完全衰变的整个活性期内(永久性植入)实施连续照射。通常近距离治疗 的放射源辐射光子射线,但在一些特殊情况下也使用 或中子放射源。 近距离治疗主要有两种方式:腔内治疗,将放射源放置在靠近肿瘤的人体空腔内; 组织间治疗,将放射源植入在肿瘤内。腔内治疗采用一时性植入,而组织间治疗可以是一时性也可以是永久性植 入。一时性植入
2、放射源或是手工方式或是远距离后装方式。另外,近距离治疗 应用不太普遍的方式包括:表面敷贴,管内,术中和血管内植入,这些治疗模 式使用 或 放射源。 近距离治疗与外照射比较的物理学优点,是辐射剂量主要局限于靶体积。 缺点是近距离治疗仅能用于局限且体积相对小的肿瘤病例。在一个放射治疗科, 所有接受放射治疗的患者,约用 10-20%采用近距离治疗。 实施近距离治疗必须考虑几个问题。其中重要的是相对治疗体积确定放射 源放置位置的方法,为这一目的,过去几个世纪发展了几种计算模型。使用一个好的模型的优点,一是可从长期使用这些模型的经验获得益处,另一是从发 表的文献中汲取其优点。在近距离治疗中使用相同的模型
3、和方法简化了治疗结 果的比较。 应用模型经典治疗的例子,如宫颈癌的治疗,其处方剂量是以特定的 A 点 确定;再如使用銥-192 丝状放射源低剂量率(LDR)治疗头颈部肿瘤。后一种 模式中,巴黎系统给出了计算治疗剂量和时间的通用规则。 对于应用剂量优化技术的治疗,治疗时间取决于放射源相对剂量计算点, 放置的位置和强度。在这种情况下,剂量学系统定义的不很明确,可参考业已 发表并总结了丰富临床经验的文献。 应用近距离治疗的特定方法和剂量分布计算模型,简化了结果的比较。肿 瘤治疗应用这些很成熟的剂量学系统,给出了进行这一比较的标准。然而,要 达到理想的临床结果只应用这些系统是不够的,为了剂量计算的准确
4、,必须有 确定放射源强度的有效方法。即必须对放射源予以校准,并朔源至国家或国际 的标准实验室。 实施近距离治疗重要的是:应用特定的剂量学系统计算治疗时间和剂量; 放射源的校准。这并不是全部必须的要素。如果放射源的位置有很大的偏差,即植入的放 射 源相对于预期的位置有较大的几何偏差,将不会达到治疗的目的。由于近距离 治疗具有剂量梯度大的特点,这一几何偏差会严重影响治疗效果。因此,根据 特定的治疗目的需要建立质量控制规程。 按照放射生物学观点,近距离治疗照射方式会有复杂的剂量率效应,这将 影响治疗效果。连续的获取照射剂量,将影响亚致死和潜在致死损伤的修复, 细胞增殖和其他细胞动力学参数,这些会改变
5、肿瘤和正常组织的放射响应。 表 13.1.-13.4.按照植入的类型,持续照射时间,装入放射源的方法和剂量率, 对近距离治疗给予总结。表 13.1. 近距离治疗的植入类型 植入类型说明 腔内 组织间 表面(模技术) 管内 术中 血管内放射源放置人体空腔内贴近肿瘤组织 放射源经手术植入肿瘤组织内 放射源放置表面覆盖治疗组织 放射源放置于人体管腔内 放射源在手术中植入到靶组织 单一放射源放置在小的或大的动脉内表 13.2. 按照治疗持续时间近距离治疗的分类 植入类型说明 一时性永久性一短的时间内实施照射,达到处方剂 量后将放射源退出 放射源活性期内直至完全衰变,一直实施照射表 13.3. 按照放射
6、源装入方式近距离治疗的分类 装入方式说明 “热”装入后装在施源器放置患者治疗位置时,放射 源已事先装入施源器内 首先将施源器放置在靶位置,然后将 放射源通过手工(手工后装)或机械 (自动远距离后装)方式装入施源器表 13.4. 按照剂量率a近距离治疗的分类剂量率剂量规定点的剂量率值 低剂量率(LDR) 中剂量率(MDR)b 高剂量率(HDR)0.4-2Gy/h 2-12Gy/h 12Gy/ha 根据 ICRU 建议定义。在临床实践中,HDR 治疗的剂量率显著高于这里给出的低限 12Gy/h。b MDR 方式应用并不普遍。这些很少的应用实例,其治疗结果很难与 LDR 或 HDR 治疗方式相比较。
7、13.2. 光子放射源特点 13.2.1. 临床要求 近距离治疗的放射源通常是密封的,密封套管有几个作用:保存放射性核素; 使放射源坚实; 对光子放射源,吸收其衰变过程中产生的 和 射线。从近距离治疗放射源产生的有用辐射注量一般包括:- 射线,最重要的辐射成分;-在放射源中通过电子俘获或内转换辐射的特征 X 射线;-在放射源套管内产生的特征 X 射线和韧致辐射。 对于特定的近距离治疗技术,选择适宜的光子放射性核素,取决于与之相关联 的物理和剂量学特点,其中最重要的是:()光子能量和光子射束穿透组织及屏蔽材料的程度;()半衰期()在屏蔽材料中,如铅中的半价层(HVL) ;()比活度;()放射性强
8、度;()随距放射源的距离变化,剂量的反平方跌落(由于近距离治疗的距离 非常短,这是首要的剂量学效应) 。光子能量不仅影响放射防护要求,而且影响穿透组织的程度。在关注的较短 治疗距离内,当光子能量大于 300KeV,光子的散射对组织中剂量分布的影响 不 大。这是由于组织吸收被散射线所补偿。对于 30KeV 及更低能量的光子射线组 织吸收严重。 屏蔽从近距离治疗放射源辐射的高能光子,HVL 是几个毫米的铅。而对低 能光子辐射,需要的厚度要小得多,通常只有 0.1 毫米的铅。13.2.2. 近距离治疗光子放射源的物理特性超过十余种放射性核素的密封放射源,历史上曾应用于近距离治疗,目前 仅有六种得到普
9、遍使用,而其他几种只在特定情况下使用。常用的放射源是 60Co,137Cs,192Ir,125I,103Pd 和90Sr/90Y,不常用的是198Au,106Ru 和252Cf。因为安全方面的考虑,226Ra 和222Rn 已不再继续使用,但它们在临床中长期使用的历史,仍然影响着现代近距离治疗的观念。表 13.5.列出了常用近距离治疗 放射源的物理学特点。表 13.5. 近距离治疗使用的放射性通位素特点 同位素平均光子能 量 a(MeV)半衰期HVL 铅 (mm)AKRb,d( )c,d( )钴-60 铯-137 金-198 铱-192 碘-125 钯-1031.25 0.66 0.41 0.
10、38 0.028 0.0215.26a 30a 2.7d 73.8d 60d 17d11 6.5 2.5 3 0.02 0.01309 77.3 56.3 108 - -1.11 1.11 1.13 1.12 - -a 这仅是近似值,该值依赖于放射源的制作和滤过。b AKRb,d 是空气比释动能常数。 c 是剂量率常数。 d 对于低能光子放射源,应用空气比释动能常数和剂量率常数的通用值作剂量计算,会产生较大的误差。因此这里没有给出碘-125 和钯-103 的数值。13.2.3. 放射源的机械特性近距离治疗应用的光子放射源有多种形状(针状,管状,籽粒状,丝状和 丸状) ,一般是将其制成密封式放射
11、源。为了足于屏蔽从放射源辐射的 和 射 线,以及防止放射性材料的泄漏,通常放射源都有双层密封壳。铯-137 源有多种形状,如针状,管状和丸状。 铱-192 源为丝状,活性芯为铱-铂合金,外壳是 0.1mm 厚的铂材料。该 源也使用籽粒状,外有双层不锈钢壳,制成串形像尼龙丝带状。HDR 远距离控制后装治疗机使用特殊设计的铱-192 源,标准活度为370GBq(10Ci) 。 碘-125,钯-103 和金-198 源只使用籽粒状。通常使用特殊的植入“枪” 将该种放射源植入到肿瘤内,实施治疗。 钴-60 后装治疗源为丸状,标准活度为 18.5GBq(0.5Ci) 。13.2.4. 放射源的物理量以下
12、两节给出推荐使用的近距离治疗放射源的物理量:13.2.4.1 描述 射线 源,13.2.4.2 描述 射线源。旧的物理量仍有使用,主要是制造厂家和一些旧式 治疗计划系统(TPSs) 。当一种物理量转换成另一种时,要倍加仔细选择正确 的转换因子。有兴趣的读者欲了解对转换过程的详细论述,可参考国际原子能 机构的技术文件IAEA-TECDOC-1274。13.2.4.1. 射线源的物理量推荐的 射线源物理量是参考空气比释动能率(Kair(dref))air,国际辐射单 位和测量委员会(ICRU)对其定义为:空气中经空气吸收和散射校正,参考距 离 1m 处的空气比释动能率。书中的定义与 ICRU38
13、号和 58 号报告相同。 对于针状,管状和其他较小的固态放射源,放射源中心到参考点的方向, 应与放射源的长轴成直角。参考空气比释动能率的 SI 单位为 Gy/s,为方便应用,LDR 近距离治疗放射源常用单位为 Gy/h,而 HDR 放射源则为 Gy/s 和 mGy/h。 美国医学物理学家学会推荐光子放射源使用专用物理量空气比释动能强度 Sk。 (Kair(dref))air和 Sk的相互关系为:Sk=(Kair(dref))aird 2 (13.1)d 2为参考距离,由参考空气比释动能率确定(1m) 。 上式显示,无论是用空气比释动能强度或是参考空气比释动能率表示,放 射源强度的数值相等。这两
14、个物理量表示放射源的强度,仅仅是单位不同。如 果参考空气比释动能率是 1Gy/h,则用空气比释动能强度表示放射源强度为 1Gym2h-1。AAPM TG 43 号报告推荐用一速记符号表示,即 1U=1Gym2h- 1=1cGycm2h-1。过去,表示近距离治疗放射源强度的专用名词是活度(即每单位时间的衰 变数) ,或对于镭-226 这样的 carrier free sources 简单的用其质量表示。作为活 度单位的居里(Ci)最初的定义是,1Ci 等于 1 克镭-226 产生的放射性 (3.7*1010s-1) 。现代测量发现 1 克镭-226 产生的放射性为 3.655*1010s-1,或
15、为 0.988Ci。 直接测量放射源的活度尚存在一些困难,特别是放射源四周滤过材料的吸 收和散射效应的影响。另外一些物理量曾用于表示放射源的强度,其中用得较 为普遍的是显活度和毫克镭当量。 过去,距放射源给定距离产生的照射量率,也曾用于表示放射源的强度。在空气中的 P 点,距放射源距离为 d 处的照射量率 Xp,是最初近距离治疗 常用的参数,(13.2)其中为放射源的活度(Ci) ; x 为照射量常数(Rm2Ci-1h-1)当前使用的是空气中的 P 点,距放射源距离为 d 处的空气比释动能率 (Kair(d)) ,如下表示为(13.3)其中为放射源的显活度; AKR 为空气比释动能率常数,与
16、x 的关系为:(13.4)其中 x 的单位是 Rm2Ci-1h-1,AKR的单位是 Gym2GBq-1h-1。例如:钴-60 放射性核素:和 (13.5)对于一个给定的近距离治疗放射源的显活度 (?)定义为:空气中,沿 着过该放射源中点的垂线,在参考距离处(通常为 1m) ,产生相同空气比释动 能率的,同一放射性核素的假设未滤过的点源的活度。显活度的 SI 单位是贝可 勒尔(Bq,1Bq=1s-1) ,曾用单位是居里(1Ci=3.7*1010s-1=3.7*1010Bq) 。显活度 有时称为等效活度。 在一给定位置,准确测量放射性强度(能量注量率)是可行的,因此目前 推荐空气中的参考空气比释动
17、能率和空气比释动能强度等物理量,表示放射源 的强度。13.2.4.2. 射线源的物理量对于 射线源,推荐的物理量是在水中,距放射源的参考距离处的参考吸 收剂量率。不同放射源的参考距离不同,一般是距离放射源 0.5-2mm 之间。13.3.临床应用和剂量学系统13.3.1. 妇科肿瘤腔内近距离治疗广泛用于宫颈,宫体和阴道肿瘤的治疗。装有放射源的多 种施源器适用于放射源的分布。宫颈施源器包括一个中位管(串列的宫腔管) , 和侧位源容器(卵源器或 colpostats) 。13.3.1.1.放射源的类型妇科肿瘤治疗使用最为普遍的放射源是铯-137 源。为获得预想的剂量分布, 通常需要使用不同强度的放
18、射源。而现代远距离后装治疗机,铱-192 是常用的 放射性核素。13.3.1.2.剂量定义对于宫颈癌的治疗,有多种剂量学系统描述了剂量定义方法:其中最常用 的两种是曼彻斯特系统和 ICRU 系统。 曼彻斯特系统是以确定 A 点,B 点,膀胱和直肠等四点的剂量而著称。植 入治疗的持续时间是基于 A 点的剂量率,A 点位于宫颈口上 2cm 和中位管侧 2cm。如果中位管未移位,A 点侧 3cm 定义为 B 点。如果串列中位管移位,A 点随其而位移,但 B 点始终保持距中线 5 cm。 ICRU 系统推荐的是相对于靶体积的剂量分布,而不是特定点的剂量。 ICRU 系统关于宫颈癌近距离治疗的剂量定义见
19、第 13.4 节(参考 ICRU 第 38 号 报告) 。13.3.1.3.放射源的分布宫颈癌的腔内放射治疗,要兼顾靶体积和周围的敏感器官,要求仔细确定 放射源的分布。临床指南通常要确定宫颈旁组织获得足够的剂量,并在考虑粘 膜限值的同时,避免宫颈周围区域欠剂量。13.3.1.4.施源器在宫颈癌的治疗中使用几种坚固的(riqid)施源器。最常用的施源器是 Fletcher-Suit-Delcos 系统。当使用这些坚固施源器系统是,通过仔细选择和适当 装入串列中位管和卵源器中的放射源,可以优化剂量分布。13.3.1.5.直肠和膀胱的剂量监测宫颈癌腔内放射治疗最常发生的并发症,是由于放射源紧邻于直肠
20、和膀胱, 使其局部受到高剂量照射。为使得这些敏感器官接受的剂量尽可能的少,施源 器相对于直肠和膀胱的位置就显得格外重要。在许多情况下,使用外科棉纱将 这些敏感器官离开施源器。 尝试使用微型电离室或闪烁探测器直接测量直肠剂量。然而这些系统给出 的结果变化很大,与计算值相关性很差。13.3.2. 组织间近距离治疗已建立了一些预先计划的剂量学系统用于临床。在近距离治疗的早期,计 算了接受的总剂量,和与之相关的治疗体积的表格,并得到应用。使用这些表 格以计算所需要的放射源数目,和预先计划放射源在靶体积中植入的位置,使 其获得足够的剂量。这就要求放射源植入要遵循这些系统确定的规则。得到广 泛使用的两个剂
21、量学系统是 Patterson-Parker(Manchester)系统和 Quimby(Memorial)系统。近代和当前广泛使用的是巴黎系统。13.3.2.1.Patterson-Parker 系统Patterson-Parker 剂量学系统的目标是计划设计,使得治疗体积接受均匀剂 量(+/-10%处方剂量) 。基于靶体积的大小,遵循特定的规则,放射源的分布是 不均匀的,周边的强度较高。通常处方剂量约高于治疗体积最小剂量的 10%。Patterson-Parker 剂量表使用现用的一些因子和剂量单位,相对于治疗面 积(平面植入)或体积,给出接受 900cGy 剂量所需要的放射源总强度。 单
22、平面:放射源设置用于治疗 1cm 厚的组织。处分剂量定义在距放射源平 面 0.5cm,并与其平行的平面。 双平面:放射源设置在两个相互平行的平面,用于治疗的组织厚度可达约 2.5cm。所需放射源的总强度等分布在两个平面,放射源设置规则与单平面相同。 两个放射源平面间隔大于 1cm 时,为使得最小剂量 that is no more than 10% lower than the prescribed dose 要应用校正系数。处方剂量定义在距放射源平面 0.5cm的每一内平面。应注意对厚的靶体积,中平面的剂量可能比处方剂量低 20-30% 之多。 其他体积:对不同形状体积(圆柱体,球体和长方体
23、) ,放射源设置规则遵 循果皮与果核之比。通常放射源强度的 75%位于外侧,25%位于内核。13.3.2.2.Quimber 系统Quimber 系统基于均匀的放射源强度分布,接受非均匀剂量。通常治疗体 积中心剂量要高于周边剂量。Quimber 剂量表给出的剂量值是植入体积中的最 小剂量。需要注意,表面施源器的标称剂量是治疗平面的最大剂量。 通常,对于较小的植入平面或体积,接受相等剂量时,应用 Quimber 系统 所要求的放射源总强度,要大大高于应用 Patterson-Parker 系统的要求。13.3.2.3.巴黎系统巴黎系统最初应用于单平面和双平面植入治疗,并未涉及其他类型的治疗 体积
24、。为获得计划设计的剂量分布,需要遵循选择和设置放射源的通用规则。 这些通用规则如下所述:必须使用线源且相互平行; 所有放射源的中心必须位于同一平面(中心平面) ; 所有线源的强度(活度)必须注明和均匀; 相邻放射源的间距必须相等。 当使用较长的放射源时,源间空隙会较宽。标称(参考)剂量率是基准剂量率的一固定百分数(85%) 。基准剂量率等 于植入体积内放射源之间最小剂量率的平均值。个别点的最小剂量率应在基准 剂量率+/-10%以内,因此限制使用放射源的数目。13.3.3. 远距离后装治疗系统一般,在施源器或源导管植入靶体积内以后,再用手工方法将放射源送入。 治疗结束后,同样用手工将放射源退出。
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