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放射物理临床剂量学

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放射治疗技术 物理学基础

放射治疗技术 物理学基础
• 2、高能X射线的百分深度剂量及影响因 素
• 3、60钴γ射线的百分深度剂量及影响因 素
• 4、高能电子线的临床剂量学
• 5、等剂量曲线的分布及影响因素 • 6、人体曲面和不均匀组织的修正 • 7、临床处方剂量的计算方法
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35
物理半影
80%和20%等剂量曲线间的侧向距离
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• 5、等剂量曲线的分布及影响因素 • 6、人体曲面和不均匀组织的修正 • 7、临床处方剂量的计算方法
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27
高能X射线相关概念
• 放射源 • 照射野中心轴 • 照射野 • 参考点 • 源皮距（SSD） • 源轴距（SAD）
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百分深度剂量
• 定义：照射野中心轴上，体模内深度d处的吸收剂 量率Dd与参考深度do处的吸收剂量率Ddo之比。
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7
一、高能X射线的物理特性 （一）穿透作用 （二）电离作用 （三）荧光作用 （四）热作用 （五）干涉、衍射、反射、折射作用
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8
（一）穿透作用
X射线透视和摄影的物理基础
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9
（二）电离作用
X射线损伤和治疗的物理基础
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10
（三）荧光作用
X射线透视的物理基础
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22
一、常用放射线的物理特性 二、放射线射野剂量学
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常用射线的物理剂量特性
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24
• 1、放射线的临床剂量学原则
• 2、高能X射线的百分深度剂量及影响因 素
• 3、60钴γ射线的百分深度剂量及影响因 素
• 4、高能电子线的临床剂量学

肿瘤放射物理

肿瘤放射物理

三野照射
• ①靶区位于体位中心而不能使用两野交角照射；
• ②两野对穿照射因不能得到较高的射线能量，射野间距又很大，不能获得 大于1的治疗增益比；
• ③靶区附近有重要器官而不能使用四野照射技术。
• 3．共面射野的局限性
• 综上分析，在体位固定技术普遍采用的今天，射野对穿技术最好不要用于 根治性放疗，应多使用共面或非共面交角射野。Sherouse提出了非共面射 野设计的两个基本原则：
• 如精原细胞瘤的情况，照射野内肠管的耐受剂量为5000 cGy，而精原细胞 瘤的致死剂量为2500 cGy，治疗比大于1；但是对畸胎瘤，照射野内肠管的 耐受剂量仍为5000 cGy，而畸胎瘤的致剂量为10000 cGy，治疗比小于1。
• 对像精原细胞瘤那样的肿瘤，因治疗比大于1，用放射治疗有可能治愈； • 对像畸胎瘤之类的肿瘤，因治疗比小于l，放射治疗治愈的可能性较小。
• 照射区(irradiation volume，IV) 对一定的照射技术及射野安排，50％ 等剂量线面所包括的范围。照射区的大小，直接反映了治疗方案设计引起
的体积积分剂量即正常组织剂量的大小。
• 冷剂量区(cold volume) 内靶区ITV内接受的剂 量低于临床靶区CTV规定的处方剂量的允许水平 的剂量范围，即在ITV内剂量低于CTV处方剂量的 下限(-5％)的范围。冷剂量区的体积应根据靶区 内的剂量分布精确计算。
肿瘤放射物理
第一节计划设计中的临床和生物学因素
• 一、临床要求 • 治疗增益比不同于治疗比，治疗增益比表示因某种治疗技术致成的肿瘤控
制率与周围正常组织损伤率之比，该值正比于两者所受的剂量之比。 • 治疗比，即为正常组织耐受剂量和肿瘤致死剂量之比，不受治疗技术的影

肿瘤04.肿瘤放射物理学 2

肿瘤04.肿瘤放射物理学 2
最佳的靶区剂量应该是使肿瘤得到最大的治愈而 放射并发症很少，定义为得到最大的肿瘤局部控制率 而无并发症所需要的剂量。
该剂量一般是通过临床经验的积累和比较分析后 得到。
GTV：肿瘤体积（gross tumor volume）
■ 指肿瘤的临床灶（GTVs） 包括: • 原发灶(GTVprimary) • 转移淋巴结(GTVnode) • 其他转移灶(GTVm)
●根据这个定义：同一肿瘤区可能出现两个或两个以上的临床靶 区的情况
●并且不同的CTVS可以给与不同的剂量
●CTV的范围在不同的方向上可以是不同的
●头颈部肿瘤外放CTV时，往往以结构或器官为单位考虑，不是 单纯等距离外放
CTV的描述
▲ 临近GTV的亚临床灶：
GTV+临近亚临床灶 瘤床+临近亚临床灶
CTVⅠ高危区
■ 为一般诊断手段包括
临床检查：一般检查、触诊、内镜…… 各种影像技术：X-线片、超声、CT、MRI、PET and 同位素等 能够诊断出的、可见的、具有一定形状和大小的恶性病变的范围
CTV：临床靶区（clinical target volume）
按一定的时间剂量模式，给予一定剂量的肿瘤临床灶 （GTV）、亚临床灶以及肿瘤可能侵犯的范围
★ SM包括：
＊ 体位、外轮廓变化 ＊设备误差（如: 机架、准直器和治疗床） ＊剂量测定：不同的剂量测定和验证系统 ＊数据传输（CT-Simulator-TPS-Accelerator）误差 ＊人为因素：模拟机和治疗机技术员的技术熟练程度和经验
不同单位的SM不同，同一单位不同机器、体位固定装置、质量保证措施 实施的情况等其SM也可能不同
肿瘤致死剂量:定义为使肿瘤控制率达到95 ％时所需要的剂量，称为TCD95。

放射剂量学简介课件

放射剂量学简介课件

医学影像技术的创新与发展
医学影像技术的进步
随着计算机技术和数字化成像技术的不断发 展，医学影像技术也在不断进步。未来，需 要加强医学影像技术的研发和应用，以提高 诊断的准确性和效率。
分子影像学的发展
分子影像学是近年来发展起来的新兴学科， 能够实现对人体内部微小病变的早期检测和 诊断。未来，需要加强分子影像学的研发和 应用，提高疾病的早期发现和治疗效果。
参考文献3
作者3，文章标题，期刊名称，年份，卷号，期号，页码。
感谢您的观看
THANKS
放射剂量学基本原理
吸收剂量
指单位质量组织或器官吸收的 辐射能量，单位为焦耳/千克 （J/kg）。
照射量
表示X射线和γ射线在空气中引起 电离的效应，单位为伦琴（R）。
剂量当量
考虑了辐射类型、能量、生物效应 和防护措施等因素后得到的量，单 位为希沃特（Sv）。
03
放射剂量学应用领域
医学影像学
放射剂量学在医学影像学中有着 广泛的应用。
放射剂量学的重要性
辐射风险评估
放射剂量学可以通过对辐射的测 量和分析，评估和控制辐射风险，
保障公众的健康安全。
医学应用
放射剂量学在医学领域有广泛的 应用，如放射治疗、核医学、放 射诊断等，通过对剂量的精确控 制可以提高治疗效果，降低副作
用。
环境监测
放射剂量学可用于环境监测，评 估核设施排放的放射性物质对环 境和公众的影响，保障环境安全。
结果呈现
将分析结果以图表、图形等形式进行可视化呈现， 便于理解和交流。
05
放射剂量学未来发展趋势
新型放射源与技术应用
放射性核素生产与供应
随着核医学和放射治疗技术的快速发展， 对放射性核素的需求不断增加。未来， 需要加强放射性核素的生产和供应，以 满足临床需求。

肿瘤放射物理学-物理师资料-62 电子束射野剂量学

肿瘤放射物理学-物理师资料-62 电子束射野剂量学

（4）百分深度剂量随射野大小特别在射野较小时变化明显；
（5）不均匀组织对百分深度剂量影响显著；
（6）拉长源皮距照射时，输出剂量不能准确按平方反比定律 计算；（应考虑有效源皮距）
（7）不规则射野输出剂量的计算，仍存在问题。
基于高能电子束的上述特点，它主要用于治疗表浅或 偏心的肿瘤和浸润的淋巴结。
一、中心轴百分深度剂量曲线
二、电子束的等剂量分布
高能电子束等剂 量分布的显著特点为： 随深度的增加，低值 等剂量线向外侧扩张， 高值等剂量线向内侧 收缩，并随电子束能 量而变化。
除能量的影响外， 照射野大小也对高值 等剂量线的形状有所 影响。右图中，其 90％等剂量线的底 部形状，由弧形逐渐 变得平直。
造成原因：主 要是电子束易于散 射的特点。
然后形成高剂量“坪区”。
这主要是由于电子束在其运动径迹上，很容易被散射，使 得单位截面上电子注量增加。
剂量跌落是临床使用高能电子束时极为重要的一个概念。 用剂量梯度G表示:记为，G=Rp/(Rp-R) 该值一般在2.0～2.5之间。
任何医用加速器产生的电子束都包含有一定数量的X 射线，从而表现为百分深度剂量分布曲线后部有一长长的 “拖尾”。
R50：50％Dm或半峰值处的深度（HVD）；
Rp：电子束的射程；
Rq：百分深度剂量曲线上，过剂量跌落最陡点的切线与Dm水 平线交点的深度。
高能电子束的百分深度剂量分布，大致可分为四部分：
剂量建成区 高剂量坪区 剂量跌落区 x射线污染区
与高能x(γ)射线相比，高能电子束的剂量建成效应不明显， 表现为： 表面剂量高，一般都在75％～85 ％以上，并随能量增加而增加； 随着深度的增加，百分深度剂 量很快达到最大点；
均匀性指数icru建议u9050面积之比2100cm以上的照射野此比值应大于070即沿射野边和对角线方向9050等剂量线的边长之比l90l50085同时必须避免在该平面内出现峰值剂量超过中心剂量的3的剂量热点它所包括的面积的直径应小于2cm

放射物理学基本知识2019.8.7

放射物理学基本知识2019.8.7
1．放射治疗简介 2、放射源的分类 3．各种常用射线临床剂量学 4、放射治疗设备及其特点
X（γ）射线的临床剂量学
百分深度剂量（PDD）的概念 是指模体内照射野中心轴上任一深度d处的吸收剂量（Dd） 与参考点深度吸收剂量（D0）之比的百分数，即：
百分深度剂量的定义示意图
影深度剂量的因素
3．照射面积 当照射野面积增大时，同一深度的百分深度剂量随之加大。
但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，此时百分深度剂量随面积增加变缓，并逐渐 达到饱和。 4．源皮距
在同一深度下，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；源皮距越大，百分深度剂量 也越高。
影响百分深度剂量的因素
2、照射野 照射野较小时，因相当数量的电子被散射出照射野，中心轴百
分深度剂量随深度增加而迅速减小。 当照射野增大时，较浅部位中心轴上电子的散射损失被照射野
边缘的散射电子补偿逐渐达到平衡，百分深度剂量不在随射野 的增加而变化。
影响百分深度剂量的因素
3、源皮距 对于较低能量的电子東，可以忽略SSD的影响。但对能量高于
正电 粒子
电子
质子
重粒子
间接致电离辐射
直接致电离辐射
粒子射线
电子线(线) 粒子 中子
负π介子 质子
光子射线
X 射线 射线
线性能量传递(LET)
单位轨迹上能量传递的水平
低LET射线: X射线 (<10kev/μm) 射线
电子线 高LET射线: 中子 (≥10kev/μm) 粒子
负π介子
目录
1898年居里夫人发现放射性元素镭并用于肿瘤的治疗
治疗前
治疗后

放射治疗剂量学(090409Z7)生物医学工程专业

《放射治疗剂量学》教学大纲课程编号：090409Z7课程名称：《放射治疗剂量学》课程性质：考试课学分：2学分总学时：32学时理论学时：20学时实验学时：12学时先修课程：放射物理与防护、肿瘤放射物理学、核医学适用专业：生物医学工程参考教材：孙亮、李士骏主编电离辐射剂量学（第三版），中国原子能出版社，201（四）一、课程在培养方案中的地位、目的和任务放射治疗剂量学是研究放射剂量与人体之间相互作用规律及其机制的学科，并为物理师合理设计计划提供基本理论的一门基础学科。

本门课程的任务是掌握肿瘤放射治疗剂量学计算的基本概念，熟悉影响辐射剂量分布的因素，了解肿瘤放射治疗的基本概念及肿瘤放射治疗的基本方法。

开展这门课程是为了让学生确定放射治疗的剂量学精度，根据临床需要设计合理的治疗计划，并根据临床需要研究和改进放射治疗技术。

放射治疗作为肿瘤治疗常用手段之一，在治疗过程中占有重要的地位，约70%的肿瘤病人需要放射治疗。

剂量计算的精确度是保证放射治疗质量的基础。

为保证放射治疗的疗效，通常剂量计算精确度必须控制在5%以内。

欲达到此目的，开展放射治疗剂量学这门课程十分重要，快速准确的剂量计算是放疗的前提，掌握放疗治疗剂量的计算是放疗的重要发展方向。

二、课程教学的基本要求理论课教学要求使用多媒体和板书结合起来，讲授放射治疗剂量学的理论知识；实验课教学要求教师提前进行预实验，保证实验结果的可行性和准确性，让学生掌握实验技能，培养学生的科研思维和创新能力。

四、考核1.考核方式：考试2.成绩构成：理论考试成绩100%五、课程基本内容【理论课部分】第一章引言（一）目的要求:1.了解什么是“电离”；2.了解电离辐射是什么；3.了解电离辐射的主要来源是什么。

（二）教学时数：2学时（三）教学内容：1.电离辐射的定义和分类、电离辐射的来源2.电离辐射剂量学的意义和用途3.电离辐射剂量学的意义和用途（四）教学方法：课堂讲授法。

（五）教学手段：多媒体+板书。

临床放射物理学基础PPT课件

（肿瘤深度 ）
❖ 百分深度剂量 ❖ 建成效应 ❖ 等剂量曲线
❖ 半影 ❖ 几何半影 ❖ 穿射半影 ❖ 散射半影
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8
放射源(S)
射线源
在没有特别说明的情况下，一 般指放射源的前表面的中心，或 产生射线的靶面中心。
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9
射野中心轴/射线中心轴
射线束的中心对称轴线。
临床上一般用放射源S穿过照 射野中心的连线作照射野中心 轴。
❖ 射线能量高，皮肤剂量低，最大剂量点(Dm)深度 大约为该射线能量值的1/4。
❖ 随着射线能量增加，Dm点的位置下移，皮肤表面 剂量下降，深部剂量增加。
❖ 放射源与皮肤距离固定时，百分深度剂量随射线 能量、照射野面积的增大而增大。
❖ 固定野照射时，应将病灶前缘放在Dm点之后，限 束器距照射野皮肤表面应＞5cm。
17
等剂量曲线
等剂量曲线
❖射线束在一定组织深部中心轴处的剂量最高，远离中心轴则逐渐减弱， 把不同深度但相同剂量的各点连成一线称为等剂量曲线。 ❖模体中百分深度剂量相同的点连接起来即成等剂量曲线。 ❖射线能量越高，等剂量曲线越趋平坦，对治疗有利。 ❖用来描述吸收剂量的二维或三维分布。 ❖能够直观地给出整个照射野在二维方向上模体对放射线的吸收情况。
❖ 靶皮距（FSD）：靶面到皮肤的距离（肿瘤深度 ）。
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13
放射源
射 野 中 心 轴 照 射野
肿瘤中心点
源 皮 距
源 瘤 距
靶 皮 距
❖ 放射源(S) ❖ 射野中心轴(SA) ❖ 照射野(A) ❖ 参考点 ❖ 校准点 ❖ 肿瘤中心点(C) ❖ 源皮距 (SSD) ❖ 源瘤距 (STC) ❖ 源轴距 (SAD) ❖ 靶皮距 (Dc)

临床放射物理学基础

源轴距（SAD） 放射源到机架旋转轴和机器等中心的距 离。
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23
（二）高能X（γ）射线百分深度剂量及影响因素
放射源
SS AS DD
等中心
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中心轴
照射野
（大小为投影
在等中心平面
大小）
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（二）高能X（γ）射线百分深度剂量及影响因素
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25
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26
（二）高能X（γ）射线百分深度剂量及影响因素
百分深度剂量定义：
射野中心轴上某一深度d处的吸收剂量率 度d0处剂量率 的百D d分比。
与D d参0 考点深
P D D (D d/D d0) 100%
对能量低于400kV X射线，Dd0 Dds
对高能X（γ）射线， Dd0 Ddm
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（二）高能X（γ）射线百分深度剂量及影响因素
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相互作用方式
Ⅰ. 光电效应
hν
e
h Ee Bi
+
Ⅱ. 康普顿效应
Ehh'
Ⅲ. 电子对效应
hEE2m ec2
1 .0M 2E e vE
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+
hν
Ze
+
hν
e
h ν’ ee+
12
（一）高能X（γ）射线的物理特性
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13
（一）高能X（γ）射线的物理特性
200keV
7MeV
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14
照射野大小对百分深度剂量的影响
临床上通常给出方形野的百分深度剂量，对于长方 形野，圆形野，以及不规则野则需要通过等效面积的 转换。
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放射治疗剂量学


第一节 放射治疗剂量学基本概念
一、放射治疗常用的放射源及照射方式 二、放射治疗物理学有关的名词 三、射线中心轴上百分深度剂量 四、射线中心轴上组织空气比 五、组织最大剂量比
一、放射治疗常用的放射源及照射方式
放射治疗所用的放射源和辐射源：
可释放出α 、β 和γ 射线的各种放射性核素。 常压X射线治疗机和各类医用加速器。 医用直线加速器产生的电子线及其他能产生重 粒束的加速器 。
第二节
放射治疗剂量计算实例
一病人，接受半价层为3mmCu的X射线照射治疗。 该机在距X射线管焦点50cm处，照射野为8cm×8cm 时，X射线机输出照射量率为100R·min-1，肿瘤 深度为5cm，在此深度处，照射野为8cm×8cm时， 其百分深度剂量PDD（d=5cm, 8cm×8cm， SSD=550cm）=64.8%，背散射因子BSF=1.2，空气 照射量—组织吸收剂量转换因子f=0.95cGy·R-1 。据此，达到肿瘤的治疗剂量为200 cGy的开机时 间应该设定为多少？
放射治疗的常规治疗方法。
一、放射治疗常用的放射源及照射方式
放射治疗的常规治疗方法： 体外照射，亦称远距离放射治疗，是指放射源位 于体外一定距离的照射治疗。是目前临床使用的 主要照射方法。 体内照射，亦称近距离照射。近距离治疗是将密 封放射源直接放入被治疗的组织内或放入人体的 天然腔内如鼻咽、食管、气管、宫腔等部位进行 局部照射。

第二节
放射治疗剂量计算实例
根据肿瘤治疗剂量DT=200cGy，由PDD得到最大剂 量深度处的吸收剂量，即处方剂量：
DT 200 Dm 100 % 100 %cGy 308 .6cGy PDD 0.648
最后计算得到开机照射时间：
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2)比释动能的单位 )
国际单位制单位:焦耳每 千克 专名 专用单位
,焦耳.千克 -1(J.Kg-1)
:戈瑞,戈(Gy),毫戈瑞(mGy), 微戈瑞 (Gy) :拉德(rad) 1戈瑞(Gy)=1焦耳.千克 -1(J.Kg-1) 1 Gy=103mGy=106Gy 1rad=10-2Gy=1cGy
比释动能用以衡量不带电电离粒子与 物质相互作用时,在单位质量物质中转 移给次级带电粒子初始动能总和的多少 的一个量,因此,与吸收剂量不同,比 释动能只适用于间接致电离辐射,但适 用于任何介质.
1 标准 源皮距照射临床剂量计算 (SSD) SSD)
1)加速器 Dt fi DM= ----------------------------- (17) N PDD f a fw fD fτ
式中:DM---单次开机预置剂量,(MU) Dt----肿瘤治疗总量,( cGy) N-----分割次数,(次) PDD--百分深度剂量, fa------照射野转换系数, fw-----楔形因子, fD-----监督剂量仪剂量非线性校正因子, fi ------监督剂量仪剂量比对因子, fτ ------托架因子.
1) 第一版本(常用型) ) 第一版本(常用型) D=RCλCTPCi
(9)
式中:D---测量值(吸收剂量单位), R---剂量仪读数, Cλ--照射量-吸收剂量转换系数, CTP-温度气压校正系数, Ci---剂量仪校正因子.
P0T 1013(273+t) ( ) CTP= ———— = —————— —— PT0 P(273+20) ( ) 式中:t----测量体模温度(C0) P----治疗室气压(mbar)
2 吸收剂量率(D) 吸收剂量率(
(ABSORBED DOSE RATE)
1) 吸收剂量率定义 )
.
吸收剂量率(D)是单位时间内吸收 剂量的增量.严格定义为:某一时间间 隔dt内吸收剂量的增量dD除以该时间间 隔 dt所得的商. 即:
dD . D= ———— dt
(2)
.
式中,D--吸收剂量率.
2) 吸收剂量的单位 )
国际单位制单位:焦耳每 千克 专名 专用单位
,焦耳.千克 -1(J.Kg-1)
:戈瑞,戈(Gy),毫戈瑞(mGy), 微戈瑞 (Gy) :拉德(rad) 1戈瑞(Gy)=1焦耳.千克 -1(J.Kg-1) 1 Gy=103mGy=106Gy 1rad=10-2Gy=1cGy
1)加速器 Dt fi DM= ----------------------------- (19) N TMR fsad f as fw fD fτ
式中:TMR---组织最大剂量比, fsad-----源瘤距因子, as-------有效方野边长.(cm)
等中心照射时:
f+d f-d0 (20) TMR(f-d,ac,d)= PDD(f,as,d)*(———)2 *(———)b f+d0 f-d
4) 三个版本的分析比较 )
1)三个版本的剂量校准公式在本质上是一致的,但(11)(13) 式更科学些,进一步揭示了Cλ的 本质 .即:
Cλ(rad/R)=KattKmw/e*SwairPuPcel*2.58x10-4c/R*100rad/Gy (14) w/e=33.97 J/c
2)三个版本之间也有不同点,(11)式明确提出了湿度修正问 题.公式为:
五 临床剂量计算
临床剂量计算是日常工作中最重要的工作之 一.它是在医生给定肿瘤剂量(Dt),照射野 面积(A),肿瘤深度(dt),射线能量和照 射方式等临床治疗参数后直接算出开机预置量 (DM)的一种计算. 在临床上主要有四种照射方式,即标准源皮 距照射(SSD),源瘤距照射(SAD),非标 准源皮距照射(DSSD)和旋转照射(ARC). 故有四种临床剂量计算方法.
2) 吸收剂量率的单位 )
国际单位制单位:焦耳每 千克秒 ,焦耳.千克 -1.秒-1 专名 专用单位 (J.Kg-1.S-1) :戈每秒,戈.秒-1(Gy.S-1),毫戈.时-1 (mGy.H-1),戈.分-1(Gy.min-1) :拉德每秒,,拉德 .秒-1(R.S-1), 毫拉德.时-1 ( mrad.h-1)
5 吸收剂量与照射量的关系
吸收剂量(D)和照射量(X)是两个概念完全 不同的辐射量,但这两个物理量间,在相同的 条件下又存在着一定的关系.关系如下:
D=f.X
(5)
式中:f--照射量-吸收剂量转换系数.
6 比释动能(K) 比释动能(
(Kinetic energy released in material)
ND=Nx*w/e*Katt*Km
(12)
ND=NK *(1-g) * Katt*Km
式中:Nx-----电离室的照射量校准因子, Nk-----电离室的空气比释动能校准因子,
w/e---在空气中生成每对离子产生基本电荷平均消耗的能
量,w/e=33.97 J/C, g--------次级电子的能量以轫致辐射损失的分数, Katt------校准时室壁的吸收和散射减弱, Km ------室壁和平衡帽非空气等效引入的修正.
(3)
式中:dQ--在质量为dm的一个体积元的空气中, 当光子产生的全部电子均被阻止于 空气中所形成的任一符号的离子总 电量的绝对值.
2) 照射量的单位 )
国际单位制单位:库仑每 千克 ,库仑.千克 -1(C.Kg-1) 专名 专用单位 :无 :伦琴,伦(R),毫伦(mR),微伦 (R)
1伦琴=2.58x10-4库仑.千克 -1 1R=103mR=106R
2)60Co治疗机 Dt fi tM= ----------------------------- (18) N D PDD f a fw ft fτ
.…
式中:D---标准源皮距条件下60Co剂量率,(cGy/min) ft----监督记时器时间非线性校正因子.
2 源瘤距照射临床剂量计算 (SAD) SAD)
1)比释动能定义 ) 比释动能 K 等于dEtr除以dm所得的商.即 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,即:
dEtr K= ———— dm
(6)
式中: dEtr –应包括带电离粒子在韧致辐射中 辐射的能量和发生在dm介质中二次效应产生的 所有带电粒 子如俄歇电子的能量.
4 照射量率(X) 照射量率(
(EXPOSURE RATE)
1) 照射量率定义 )
.
照射量率(X)是单位时间内照射量的增量, 定义为dX除以dt所得的商. 即:
dX X= —————— dt
.
(4)
式中:dX--时间间隔dt内照射量的增量.
2) 照射量率的单位 )
国际单位制单位:库仑每 千克秒 ,库仑.千克 -1.秒-1 专名 专用单位 (C.Kg-1.S-1) :无 :伦琴每秒,伦.秒-1(R.S-1), 伦.分-1 (R.Min-1), 毫伦.时-1(mr.h-1)
ε --电离辐射在某种气体中损失的能量 ω--该气体的平均电离能
在放射治疗临床应用范围内电离电流 -9 -15 是比较小.一般在10 -10 安培范围内, 故需要采用弱电流测量系统.测出电离 电流就可知照射量,然后转换成吸收剂 量. 这不仅使放射治疗进入了定量阶段, 而且也使剂量防护有了定量的评价.
(273.2+20)(P-0.3783P1) Kh= ----------------------------------(273.2+Tr)(101325 )
(15)
不同版本C 不同版本CE值比较表
(rad/R)
电子线能量 深度 d ( cm) CE(查表法) JJG 592 JJG 1026 JJG 589(2001) E6 1 0.90 0.880 0.883 0.890 E10 2 0. 89 0.870 0.875 0.888 E20 3 0.84 0.846 0.831 0.854
主要剂量仪类型: 电离室剂量仪 半导体剂量仪 胶片剂量仪(黑度计) 热释光剂量仪 (TLD) 热剂量仪(量热计)
热剂量仪(量热计)是真正的吸收剂 量剂量仪. 而临床剂量校准一般用的是电离室剂 量仪.
三 剂量校准公式
剂量校准是日常工作中最重要的工作之 一.它是用标准剂量仪来校准治疗机的 监督剂量仪使之达到一定的标准. 目标: 目标:在标准测试条件下使治疗机的监 督剂量仪的读数与在参考点的标准剂量 仪的读数相一致(< ± 2%).
f+d0 f fSAD = (———)2 *(———)b f f-d0 b=0.068 f 其中: as = ——— * ac 其中: f+d
(21)
(22)
f as= ---------- ac (f+d) )
(23)
式中:f-----标准源皮距,(cm) d-----肿瘤深度,(cm) ac----等中心处等效方野边长.(cm)
放射性射线能使受照物质电离而产生 正负离子对,这是放射性射线与物质作 用时共有的物理特性. 对一般物质而言产生的离子对很容易 复合而不容易收集.但若是空气时不一 样了,产生的离子对不易复合,故很易 收集而形成电离电流.
通过电离室收集到一种符号的电离电流为:
I=e.N0.ε/ω ω
(8) )
e—电子电荷,1.6x10-19库伦 N0—单位时间内进入电离室的辐射粒子数
(10)
2) 第二版本(JJG 589-2001) Dw(Peff)=M*ND*Swari*Pu*Pcel (11)
式中:Dw(Peff)--水中有效测量测量点的吸收剂量, M ---------剂量仪读数(经温度,气压,复合等修正), ND-------------由鉴定部门给出的空腔气体校正因子, Swair-----------水对空气的平均阻止本领比, Pu -------------扰动因子, Pcel --------中央电极修正.