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放射治疗中常规剂量的测算_之二_临床处方剂量的计算_张绍刚

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放射治疗机制和放射剂量计算方法

放射治疗机制和放射剂量计算方法

调强适形放射治疗技术
调强适形放射治疗（IMRT）
01
通过调节射线强度，使剂量分布与肿瘤形状相适应。
容积旋转调强放射治疗（VMAT）
02
在旋转照射过程中，同时调节射线强度和形状，实现更高效、
精确的放射治疗。
质子调强放射治疗
03
利用质子剂量分布特点，实现更精确的剂量控制和更好的治疗
效果。
03
放射剂量学基础
加强人员培训与考核
加强对放射治疗人员的培训和考核， 提高人员的专业素质和技能水平，为 放射治疗提供有力保障。
定期设备检测与维护
定期对放射治疗设备进行检测和维护 ，确保设备处于良好状态，提高放射 治疗的精度和效果。
持续改进与优化流程
通过收集和分析放射治疗过程中的数 据和信息，持续改进和优化放射治疗 流程和管理制度，提高放射治疗的整 体质量和效率。
骨髓抑制
放射治疗可能抑制骨髓功能，导致白细胞、血小板等减少，预防措施 包括监测血常规指标、及时调整治疗方案等。
风险评估方法及应对策略
评估患者因素
包括年龄、身体状况、基础疾病等，以确定 患者对放射治疗的耐受性。
制定个性化治疗方案
根据患者和肿瘤的具体情况，制定个性化的 放射治疗方案，以降低并发症风险。
患者体位固定与定位技术
体位固定
使用热塑膜、真空垫等固定装置，确保患者在治疗过程中保持稳定的体位。
定位技术
采用CT、MRI等影像技术进行精确定位，明确照射野的位置和范围。
照射野设置及优化方法
照射野设置
根据治疗计划和定位结果，设定合适 的照射野大小、形状和方向。
优化方法
通过多叶光栅、楔形板等辅助设备， 优化照射野的剂量分布，减少正常组 织的损伤。

放射性药品常用量计算公式

放射性药品常用量计算公式

放射性药品常用量计算公式放射性药品是一类具有放射性活性的药品，用于诊断、治疗和研究。

在使用放射性药品时，正确计算药品的剂量是非常重要的，因为剂量的不准确可能会对患者造成严重的健康风险。

因此，放射性药品的常用量计算公式是非常重要的。

放射性药品的常用量计算公式可以根据药品的半衰期、生物学分布和目标器官等因素来确定。

下面将介绍一些常用的放射性药品常用量计算公式。

1. 放射性药品的剂量计算公式。

放射性药品的剂量计算公式通常可以表示为以下形式：D = A / (λ e^(-λt))。

其中，D表示药品的剂量，A表示放射性药品的总剂量，λ表示放射性药品的衰变常数，t表示给药的时间。

这个公式是根据放射性药品的衰变规律推导出来的。

根据这个公式，我们可以根据给药的时间和总剂量来计算出药品的剂量。

这对于确定患者的治疗方案非常重要。

2. 放射性药品的生物学分布计算公式。

放射性药品的生物学分布计算公式可以表示为以下形式：C(t) = C(0) e^(-λt)。

其中，C(t)表示给定时间t时的药品浓度，C(0)表示初始时刻的药品浓度，λ表示放射性药品的衰变常数，t表示给药的时间。

这个公式是根据放射性药品在体内的分布规律推导出来的。

根据这个公式，我们可以根据给药的时间和初始时刻的药品浓度来计算出给定时间时的药品浓度。

这对于确定患者的诊断结果非常重要。

3. 放射性药品的目标器官剂量计算公式。

放射性药品的目标器官剂量计算公式可以表示为以下形式：D = A (1 e^(-λt)) / (λ M)。

其中，D表示目标器官的剂量，A表示放射性药品的总剂量，λ表示放射性药品的衰变常数，t表示给药的时间，M表示目标器官的质量。

这个公式是根据放射性药品在体内的分布规律和目标器官的质量来推导出来的。

根据这个公式，我们可以根据给药的时间、总剂量和目标器官的质量来计算出目标器官的剂量。

这对于确定患者的治疗方案非常重要。

在使用放射性药品时，我们需要根据患者的具体情况和医生的建议来确定合适的剂量。

放射治疗计量学

放射治疗计量学
a、组织模体比：指对于高能量光子，不依赖于 源皮距变化而改变的剂量学参数叫组织模体比。
定义为水模体中，射线束中心轴某一深度的吸 收量与距放射源相同距离的同一位置，标准深度处 吸收剂量的比值，
公式表示为：TPR（E、Wd、d）= Dx／Dx``
b、组织最大剂量比 TMR：
标准深度的选择依赖于光子射线的能量
7、模体（体模） 射线入射到人体时发生散射与 吸收，能量与强度逐渐损失，剂量 监测及验证研究过程中不可能在人 体进行，常常使用模体（体模或假 人）。 假人：是用一种组织等效 材料做成的模型代替人的身体，简 称体模（假人）。
剂量学参数
1、平方反比定律（ISL）
指放射源在空气中放射性强度（可表示为照射量率和 吸收剂量率），随距离变化的基本规律。
等剂量曲线示意图
1、照射野离轴比和半影 离轴比（OAR）： 垂直于射线中心轴平面的等剂量分布曲线图，沿照射野X 或Y轴方向测量，可以得到照射野离轴剂量分布曲线。 意义：评价照射野的平坦度：标准源皮距条件或等中心条 件下， 模体中10cm深度处照 射野80%宽度内,最大、最小剂量 与中心轴剂量偏差值应好于±3%。 对称性：与平坦度同样条件 下，中心轴对称任一两点的剂量 差，与中心轴剂量的比值应好于 ±3%。
野（通常10×10cm）的输出量之比。
⑴准直器散射因子反映的是有效源射线随 照射野变化的特点。
有效原射线:指原射线和经准直器产生的散射 线之和。
⑵模体散射因子： 保持准直器开口不变， 模体中最大剂量点 处某一照射野的吸收剂量, 与参考照射野（通常 10×10cm）吸收剂量之比。
X （γ）射线照射野剂量分布的特点
表面剂量比较低，随着深度的增加，深度剂量逐渐增 加，直至达到最大剂量点。过最大剂量点以后，深度剂量 才逐渐下降，其下降速率依赖于射线能量，能量越高，下 降的速率越慢，表现出较高的穿透能力。

放射治疗计量学

放射治疗计量学
在 放疗中经常需要两个或更多的野交叉照射，在照射 野重叠的菱形区域内，剂量分布不均匀，往往出现“热 点”，必须将两个单野剂量修正。修正之后，在肿瘤区形 成均匀的剂量分布。其方法是通过楔形板来改变剂量分布
楔形板临床应用的三个方面：
A、 对偏体位一侧肿瘤，用两野交叉照射 时由于剂量不均匀，选择合适角度的楔形板 可以得到理想的靶区剂量分布。
散射半影：是准直器和模体内散射线形成的。
2、等剂量曲线
等剂量曲线受射线束的能量、放射源尺寸、准直器、照射 野大小、源皮距离和源到准直器距离等诸多因素的影响。
低能射线束等剂量曲线较为弯曲，能量增加时曲线变得平 直。等剂量曲线在边缘中断，形成断续分布；
在照射野边缘，低能射线束旁向散射较大。等剂量曲线向 外膨胀。
从放射源出发沿着光子或电子等辐射粒子传输方向, 其 横截面的空间范围称为射线束。
4、 源皮距（SSD） 由放射源前表面沿射 线中心轴到受照射物体表 面的距离。
5、源轴距（SAD） 从放射源前表面沿射 线束中心轴到等中心的距 离。
6 、参考点（Reference point） 规定模体表面下照射野中心轴上某一点, 为剂量计 算或测量参考点，表面到参考点的深度D。对于势能低于 400kV的X射线，该点为模体表面。高能X线（γ）射线 定义为最大剂量点位置。
准直器散射因子也称输出因子 才能使在盆腔内形成以宫颈为
电子线限光筒大小不同，一般标准限光筒
（output factor）,
外照射：针对转移灶B点
定义为空气中某一大小照射野的输出剂量与参考照射 ⑵模体散射因子：
保持准直器开口不变， 模体中最大剂量点处某一照射野的吸收剂量, 与参考照射野（通常10×10cm）吸收剂量之比。
一、X, （γ）射线百分深度剂量特点 PDD受射线能量、模体深度、照射野大小和 源皮距离 的影响。

处方剂量计算

处方剂量计算
C = 2ab/(a+b) =2（12×6）/（12+6） =8（cm）
A
15
高能X射线和电子束的PDD曲线形状及临 床应用的差别
高能X射线由于表面剂量低和深部剂量高 等特点适于治疗深部肿瘤而电子束PDD曲线的 形状表明电子束更适于治疗表浅的和偏向人体 一侧的肿瘤。
A
16
电子束百分深度剂量曲线示意图
Dm=DT/ PDD（6cm） Dm=300/ 86.2% Dm=348(cGy/次)
A
6
影响PDD值大小的因素
1.射线能量↑,PPD↑ 2.体模深度↑,PPD↓ 3.射野面积↑,PPD↑ 4.源-体表距（SSD）↑,PDD↑
A
7
放射治疗通常使用射野分析仪即三维水箱对 各种尺寸的方野进行PDD曲线的测绘和TMR数据 的测量，有的三维水箱虽不能直接测量TMR数据, 但它可以通过计算机软件对测得的PDD数据进行计 算和处理后，获得TMR数据。
A
8
组织模体比TPR与百分深度剂量PDD测量方法的比较
A
9
放疗中通常采用列表的方法，表示各种大
小方形野的百分深度剂量（PDD）和组织最大 剂量比（TMR）随组织深度的变化，但因临床
上经常使用矩形野和矩形或方形野加铅挡块形 成的不规则照射野，而对这些照射野的百分深 度剂量和组织最大剂量比又不能全都列表和测 量，则需进行对方野的等效变换。
根据患者体内任一深度d处的百分深度 剂量PDD和应给予该深度处肿瘤照射的剂量 DT，可以计算出医生开出的处方剂量Dm即：
Dm=DT/PDD
A
5
例如：一患者的肿瘤中心位于其体内6cm深度
处，其照射野 FSZ=4cm×4cm；PDD（6cm）=86.2%，

放射治疗剂量学ppt课件

放射治疗剂量学ppt课件

A Γ2 tsec I d I e 1 Ly1 d
2
（二）线辐射源
No Image
三、腔内治疗剂量学
传统（或经典）的腔内治疗方法主要有三大
系统，即斯得哥尔摩系统、巴黎系统和曼彻 斯特系统。
四、组织间治疗剂量学
组织间治疗亦称为插植治疗，是根据靶区的形状 和范围，将一定规格的多个放射源，按特定的排 列法则，直接插植入肿瘤部位，以期在肿瘤部位 产生高剂量照射，为了使治疗部位获得满意的剂 量，必须根据放射源周围的剂量分布特点，按一 定的规则排列放射源。 当前在世界范围内有较大影响的是曼彻斯特系统 和巴黎系统。
主要内容主要内容第一节第一节放射治疗剂量学基本概念放射治疗剂量学基本概念第二节第二节放射治疗剂量计算实例放射治疗剂量计算实例第三节第三节近距离放射治疗剂量学近距离放射治疗剂量学第一节第一节放射治疗剂量学基本放射治疗剂量学基本概念概念一放射治疗常用的放射源及照射方式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射线中心轴上百分深度剂量四射线中心轴上组织空气比四射线中心轴上组织空气比五组织最大剂量比五组织最大剂量比放射治疗所用的放射源和辐射源
三、射线中心轴上百分深度剂量
Dd PDD 100 % D0
四、射线中心轴上组织空气比
组织空气比：体模内射线中心轴上任一点吸收剂 量Dd与没有体模时，空间同一位置上空气吸收剂 量Dfs之比。 影响组织空气比的因素 ：组织深度、射线能量、 照射野面积和形状。与源-皮距无关 。
四、射线中心轴上组织空气比
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

放射医学的放射治疗计算

放射医学的放射治疗计算放射治疗是一种重要的医学技术，广泛应用于癌症等疾病的治疗中。

其中，放射治疗计算是保证治疗效果与安全性的重要环节。

本文将介绍放射医学中放射治疗计算的原理、方法以及在实际应用中的相关问题和挑战。

一、放射治疗计算的原理放射治疗计算是根据病人的解剖学信息、肿瘤特征及放射学相关参数来确定放射剂量分布的过程。

其目标是按照预定的治疗计划，将放射剂量精确地发送到肿瘤组织中，最大限度地杀灭癌细胞并减少对正常组织的损伤。

在放射治疗计算中，常用的方法包括电子计算机治疗计划系统和射线剂量测量系统。

二、放射治疗计算的方法1. 电子计算机治疗计划系统电子计算机治疗计划系统是计算机辅助的放射治疗计算工具，通过将病人的CT扫描图像与剂量计划进行配准，计算并生成剂量分布。

该系统能够模拟射线在人体组织中的传播过程，根据射线吸收系数、组织密度和几何形状等参数进行计算，并生成剂量分布图。

医生可以根据剂量分布图进行调整和优化，以达到最佳的治疗效果。

2. 射线剂量测量系统射线剂量测量系统是用于测量放射剂量的仪器设备。

通过将测量系统放置在病人身上或照射区域，可以准确地测量到放射剂量的分布情况。

这些测量结果可以与计算机计算的剂量分布进行比较，以验证计算的准确性并及时调整治疗计划。

三、放射治疗计算的相关问题和挑战1. 剂量计算的准确性放射剂量计算的准确性对保证治疗效果至关重要。

射线传播的复杂性、组织变化以及剂量计算模型的精细程度均会对计算结果产生影响。

因此，放射治疗计算需要进行不断的验证和校准，确保计算结果的准确性和可靠性。

2. 剂量分布的优化放射治疗计算不仅要确保治疗区域的剂量达到预期的水平，还要尽量减少对正常组织的损伤。

因此，在治疗计划中需要进行剂量分布的优化，以平衡肿瘤控制和正常组织保护的需求。

这需要医生和放疗师密切合作，根据患者的具体情况进行个体化的治疗计划。

3. 放射剂量的监测和调整在放射治疗过程中，放射剂量的监测和调整非常重要。

放射治疗中的剂量计算技术研究

放射治疗中的剂量计算技术研究随着医疗技术的不断进步，放射治疗在肿瘤治疗中扮演着越来越重要的角色。

放射治疗的核心是剂量控制，精准的剂量计算和控制能够显著提高治疗的效果，并且避免治疗过程中产生的副作用。

本文将从放射治疗中的剂量计算技术角度出发，进行详细介绍和讨论。

一、剂量计算方法放射治疗中的剂量计算方法主要包括经验公式计算和物理模拟计算。

经验公式计算是在大量的实验数据和临床经验基础上总结归纳出来的计算方法，常见的经验公式计算方法有 TG-43 等。

物理模拟计算则是通过建立精确的物理模型，利用计算机进行模拟计算，得出治疗所需的剂量计算结果。

物理模拟计算的剂量计算精度明显优于经验公式计算，但是计算成本和计算复杂度也明显高于经验公式计算。

二、剂量计算精度剂量计算精度是衡量放射治疗中剂量控制效果的重要指标，高精度的剂量计算能够保证治疗的效果，并且避免治疗过程中产生的副作用。

然而，放射治疗中的剂量计算精度与多个因素有关，比如治疗仪器的精度、计算模型的准确性、病人解剖结构复杂程度等。

现有的实验证明，当放射疗的剂量控制精度在5% 左右时，就可以获得治疗的良好效果。

三、剂量计算流程放射治疗中的剂量计算流程主要包括影像学图像获取、解剖结构分割、计算模型选择、计算参数设置、计算结果分析等多个环节。

在每一个环节中都需要高精度的计算方法和流程来确保计算结果的准确性。

首先，在影像学图像获取环节，需采用高精度的影像学方法对病人进行全面的三维随机图像获取，保证建模所需的数据精度和完整性。

接下来，在解剖结构分割环节中，需采用自动或者半自动的分割方法，对图像中的组织结构进行精确分割，并建立三维模型。

在计算模型选择环节中，需根据病人的具体情况，选择合适的计算模型，比如简单模型、更精细的模型或者是组织学参数模型等。

在计算参数设置环节中，需根据计算模型的选择和病人的基本信息，进行合理的计算参数设置，并进行教育。

在计算结果分析环节中，可根据计算结果和病人实际情况，对治疗方案进行进一步的优化。

处方剂量计算ppt课件

托架与不加托架的剂量率的比值。
.
20
楔形板的应用有三种方式：
1. 固定角度的楔形板（机械楔形板） 2. 电动楔形板（一楔多用） 3. 动态楔形板（独立准直器）
.
21
由固定源皮距SSD改为等中心SAD照射病人时，
则须进行SAD因子的修正.
SAD因子=(SSD+dmax)2/SAD2 SAD因子=(100+1.5)2/1002 SAD因子=1.030
OAR（d，x）=D（d，x)/D(d，0） 医生的处方剂量应为：
Dm=DT/（TMR • FW • ft • SAD因子 • OAR）
.
24
模体中任意一点的吸收剂量是由原射线和散射线 两部分组成，当射野改变时，散射体积发生变化，其 是必影响该点的总剂量。根据肿瘤的形状而设计的照 射野不一定是个方野，可能是个矩形野，而且更不可 能都是10cm×10cm的照射野。因此，医生开出的处方
.
3
百分深度剂量（PDD）定义
百分深度剂量定义为沿射线中心轴、某一 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，即：
PDD= Dd/ Ddo×100 在临床上，对深部X线，参考深度选在体模表 面（do=0）；而对高能X射线，参考深度选在 峰值吸收剂量深度，do=dm处。
.
4
处方剂量计算简介
.
1
吸收剂量测量
放疗中吸收剂量的测算是临床辐射剂量 学的一项重要内容。 首先要根据国际原子能 结构（IAEA）第277号技术报告（97年版） “高能光子和电子束吸收剂量的测定”，对用 户自己使用的加速器或钴-60治疗机进行吸收 剂量的测量。
.
2
加速器的刻度
通常加速器都是在标准条件下刻度的，即在 SSD=100cm ， 水 模 内 10cm×10cm 射 野 中 心 轴 上 最 大剂量点处使用经国家基准试验室或次级标准试验 室校准过的剂量计，通过调节加速器上剂量监测系 统的阈值电位器使1cGy=1MU。

放疗技术的进步与剂量的测算_张绍刚

进入 21 世纪，三维适形调强已发展为图像引 导的四维 （ 4D） 照射技术，它依靠安装在加速器 机头垂直位置的 kV 级锥形束 CT （ cone beam CT， CBCT，图 1） ，随机架旋转 360°获取重建的三维图 像的全部信息与治疗前患者在 CT 模拟定位机 （ CT SIM） 上扫描并经治疗计划设计后获得的重组三维 图像进行在线或离线的配准，得出医技人员在病人 摆位时的误差，当误差 ＞ 3mm，则在三维方向上通 过移动治疗床自动予以纠正。另外，可减小器官在 疗前 与 疗 中 变 形 的 影 响， 保 障 精 确 治 疗 的 实 施。 CBCT 作为一种特殊的 CT 检查其本身并不能减少 人体内某些器官的运动，例如通过 CBCT 扫描确知 直肠膀胱的充盈状态并加以控制可有效地减少前列 腺的运动或变形。
〔关键词〕 放射治疗; 吸收剂量测量; 加速器刻度; 处方剂量计算
0 引言 众所周知，恶性肿瘤与心脑血管病已构成了严
重危害我们身体健康的主要疾病。当前，恶性肿瘤 的主要治疗方法仍然是外科手术、内科化疗和放射 治疗。据临床医学统计： 45% 的恶性肿瘤，可以得 到治愈，其中 22% 的恶性肿瘤由外科手术治 愈； 18% 由放射治疗治愈； 仅 5% 由内科化疗治愈。由 此可见，放射治疗是治愈恶性肿瘤不可或缺的主要 手段之一。 1 放射治疗技术的进步 1. 1 30 年代的物理剂量
NK = K / M （ J·kg － 1 ·div － 1 ） （ 2） 剂量计的照射量校准因子 NX：
NX = X / M （ C·kg － 1 ·div － 1 ） 式中，K 为空气比释动能的标准值，单位是 Gy； X 为照射量的标准值，单位是 C / kg； M 是剂 量计的显示值，单 位 一 般 以 剂 量 计 的 读 数 div 表 示。图 2 表示，如果一个工作级剂量计通过国家标 准或次级标准的检定，那麽该剂量计的测量数据可 以通过其校准因子追溯到国家基准，以达到国家量 值的统一，此外，为保证我国计量量值与国际的统 一与一致性，国家基准也应定期参加国际计量局 （ BIPM） 所组织的国际比对活动。
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放射治疗中常规剂量的测算(之二) ———临床处方剂量的计算张绍刚(北京医院,北京100730)〔中图分类号〕TH774 〔文献标识码〕A 〔文章编号〕1002-2376(2009)05-0001-10 〔摘　要〕目的:正确理解和应用放疗中一维点剂量的处方剂量计算及其过程。

方法:(1)根据肿瘤内参考点的组织剂量及其在人体内的深度和PDD(或TM R),计算出人体内射野中心轴上最大剂量点的剂量。

(2)对实际射野相对于参考射野的不同而引起的散射线改变的校正。

(3)对等中心和非标称SSD照射时的SAD、SSD因子的校正。

(4)使用楔形板对楔形照射野的剂量计算。

(5)对射野内离轴点的处方剂量的计算。

结果:本文对放疗中常规的处方剂量从理论到实例上都给出了较为详尽的一维点剂量的计算结果。

结论:一维点剂量的处方剂量计算对于规则野或简单的不规则野十分快捷,它是复杂的二维、三维剂量计算的理论基础。

〔关键词〕准直器、体模及总散射因子;SAD与SSD因子;楔形板;离轴比 对于放射治疗中的常规剂量测算,通常把人体看成一个完全均匀的整体而不做曲面校正和剂量分布的计算,但必要时做骨、肺等不同组织密度的校正,即通过点剂量计算得到治疗机的开剂量,这种做法不仅精度差,而且不能得到剂量分布,但在规则野、简单的不规则野的剂量计算中十分快捷,尤其是在没有或不使用治疗计划系统的条件下,通常采用这种计算方法。

诚然,这种计算方法是各种复杂、严谨的剂量计算的理论基础,也是笔者在本文下面章节中介绍的主要内容。

医生的处方剂量计算是建立在两个特定的辐射条件下,一是在水模体中校准点处吸收剂量的测算;二是在水模体中参考点(最大剂量点)处对加速器输出量的刻度。

对于每个患者接受照射的规则野或简单的不规则野,在确定的肿瘤深度、射野大小、照射方法及治疗技术的条件下,要想获得一定的靶区(或肿瘤)剂量D T,通过对一维的点剂量,即射野中心轴上参考点的计算获得机器的开机量,即处方剂量MU的数值,都要:(1)根据医生确定的肿瘤内参考点在病人体内的深度、百分深度剂量PDD或组织最大剂量比TMR计算出人体内射野中心轴上参考点,即最大剂量点的剂量;(2)对改变散射条件的校正,即进行对实际照射野相对于参考射野(10c m×10c m)大小的不同而引起的参考点输出剂量的改变的计算;(3)对固定源皮距(SSD= 100cm)改变为等中心照射(SAD=100cm)或非标称源皮距离照射时的校正,即SAD因子、SSD因子的校正;(4)使用楔形滤过板对楔形照射野的计算,即通过楔形因子F W对平野(或称开野)的处方剂量的计算;(5)对射野内离轴点的处方剂量的计算,即通过离轴比OAR的计算。

1　射野中心轴百分深度剂量PDD与组织最大剂量比TMR深度剂量计算属于一维剂量计算,而二维与三维剂量计算是在深度剂量的基础上加入各种因子进行二重或三重积分而获得的,所以深度剂量的计算至关重要。

深度剂量通常用百分深度剂量PDD与组织最大剂量比TMR来表示。

由于射束在加速器上的剂量刻度都是在水模中参考点处,所以病人体内某一深度处的肿瘤的处方剂量都要通过PDD或TMR而换算到最大剂量点,即参考点。

PDD的测算方法是加速器的靶点至模体表面的距离不变(SSD=100c m),束轴垂直于模体表面,电离室有效测量点沿束轴在模体内移动,测算出模体内任意深度与参考深度(最大剂量点所在深度)的计量率的比值;TMR的测算方法是加速器的靶点至电离室有效测量点的距离(SCD)不变,在电离室上方加不同深度水的测量剂量与参考收稿日期:2009-03-10深度剂量的比值。

PDD与TMR的主要区别:PDD 是线束中心轴上在水模中两个不同深度位置的剂量百分比。

TMR是指空间同一位置,在水模内两种不同散射条件下的剂量比。

临床上PDD或TMR通常以方野(Squae Field)的深度剂量数据表的方式表达(表1、2就是笔者使用RFA-300射野分析仪对电子直线加速器VARIAN2100C的6MV X射线在水模中进行实测的PDD与TMR表的部分内容),而大多数照射野为长方形或射野内加挡铅块形成不规则形状,为此在临床上可使用下面两种最简便的方法来完成他们之间的等效转换。

表1　射野中心轴百分度剂量表(6MV X射线SSD=100cm)mm40×4060×6080×80100×100120×120140×140160×160180×180200×200 037.039.241.642.445.947.448.250.753.0 583.184.285.685.887.587.388.188.890.2 1097.897.898.298.298.998.998.999.099.4 15100.0100.0100.0100.0100.0100.0100.0100.0100.0 2099.398.998.898.398.498.598.498.598.7 2596.596.596.596.296.296.396.496.396.6 3094.394.394.793.994.494.594.794.595.0 3591.692.092.192.092.592.592.792.893.2 4088.989.689.990.290.490.690.990.891.5 4586.587.587.787.988.488.488.988.989.3 5084.385.485.585.986.186.587.087.087.3 5581.682.983.384.284.585.085.085.885.8 6079.580.481.281.882.282.483.583.084.1 6576.778.279.379.680.180.981.481.282.2 7074.876.077.177.578.478.979.479.780.2 7572.573.975.275.776.676.977.477.778.5 8070.572.173.073.974.674.775.676.177.0表2　组织最大剂量比(TM R)表035.938.140.341.344.546.146.949.351.5 581.482.583.884.385.785.886.587.388.4 1096.896.897.197.597.997.897.998.298.5 15100.0100.0100.0100.0100.0100.0100.0100.0100.0 20100.299.899.699.599.499.799.699.799.7 2598.298.398.398.398.198.498.598.598.8 3096.997.097.397.097.297.597.797.697.8 3595.095.395.595.696.296.496.596.796.9 4093.293.994.294.894.995.295.595.695.9 4591.592.692.893.393.693.894.394.594.6 5089.789.391.492.092.192.593.193.393.4 5587.888.789.890.290.991.891.892.092.4 6086.287.588.389.289.689.890.891.091.2 6584.185.986.987.788.188.889.589.790.0 7082.684.185.386.186.687.588.188.689.6 7580.882.683.884.885.686.186.787.287.6 8079.281.182.383.484.284.585.186.086.51)换算法(1)面积～周长比法当长方野和一个方野的面积～周长比相等时,就可认为互相等效,长方野的面积:A=a×b,周长:P=2(a+b), A/P=ab/[2(a+b)],经公式推导,则方野的边长S为:S=2ab/(a+b)(2)对圆～方野的换算,使用面积相等的原理:πR2=S2S=π1/2R=1.77R=0.885D≈0.9D式中R和D分别为圆野的半径和直径。

换算法的优点是不需要做下面介绍的查表法中的插值计算。

2)查表法:查表法相对于换算法而言是一种更为简捷的方法,英国物理学家Day提出的面积～周长比等效转换表刊登在英国放射学杂志增刊上(BJR Supp1.11#.17#&25#),见表3。

通过检验,使用上述两种方法确定的等效数据极为相近,所以换算法和查表法都在临床剂量学计算中得到广泛地应用。

例1:患者的肿瘤中心位于体内d=10cm深度处,照射野FSZ=6cm×12cm,若使用6MV X射线采取固定SSD治疗方式照射病人,肿瘤中心剂量(D T)需300cGy/次,则该射野中心轴上参考点剂量D m(c Gy)为:(1)该射野的方野等效边长S为:S=2ab/(a+b)=(2×6×12)/(6+12)=8(c m)(2)参考点的剂量D m为:D m=D T/PDD10cm(FSZ=8cm×8cm,PDD10c m=65.5%)=300/65.5%=458(c Gy/次)2　准直器散射因子S c、体模散射因子S p及总散射因子S cp模体内任意一点的吸收剂量由两部分组成,一是原射线;二是散射线。

散射线按来源可分成来自准直器散射的份额和源于体模散射的份额,两者相对独立。

改变射野的大小即改变散射体积,也就是改变了散射线对模体内一点的总吸收剂量的贡献,由于射束在加速器上的剂量刻度是选定在参考射野即(10cm×10cm),所以临床上对各种大小的照射野的处方剂量都应做准直器散射因子S c和体模散射因子S p(或总散射因子S cp)的校正。

1)准直器散射校正因子S c的测量测量方法:测量在空气中进行,加速器靶点距电离室几何中心SCD=100c m,测量时电离室须按其照射能量的大小附加不同尺寸的平衡帽(建成套)以提供电子平衡条件,测量各种大小照射野的输出量与参考射野输出量的比值,即散射校正因子S c,见图1。

表3　矩形与方形野的等效转换短轴(cm)123456789101112131415长轴(cm)11.021.42.031.62.43.041.72.73.44.051.83.03.84.55.061.93.14.14.85.56.072.03.34.35.15.86.57.082.13.44.55.46.26.97.58.092.13.54.65.66.57.27.98.59.0102.23.64.85.86.77.58.28.99.510.0112.23.74.95.96.97.88.69.39.910.511.0122.23.75.06.17.18.08.89.610.310.911.512.0132.23.85.16.07.28.29.19.910.611.311.912.513.0142.33.85.16.37.48.49.310.110.911.612.312.913.514.0152.33.95.26.47.58.59.510.311.211.912.613.313.914.515.02)体模散射校正因子S p 的测算体模散射校正因子S p 反映的是体模内受照体积改变,而引起的散射份额的贡献,而不涉及准直器的改变。