X射线射野剂量学

第五章X（Y ）射线射野剂量学第一节人体模型一、组织替代材料1、组织替代材料的定义：ICRU第30号报告中曾用组织等效材料一词，并将其定义为“对射线的散 射和吸收的特性与人体组织的相同的材料”，因理解不同而往往被乱用，后在第44号报告中建议使用组织 替代材料一词。定义是“模拟人体组织与射线的相互作用的材料”。2、组织替代材料的选择：应考虑被替代组织的化学组成和辐射场的特点。（1）对X（Y）射线，如果某种材料的总线性衰减系数（或总质量衰减系数）与被替代组织的完全 相同，则等厚度的该种材料和被替代组织将使X（Y）射线衰减到相同的程度。因在X（Y）射线的不同 能量段，其作用方式不相同，材料的原子序数Z和电子密度对其替代性影响较大。（2）对电子束，如果等厚度的替代材料和被替代组织对电子束的散射和吸收相同的话，则它们的总 线性（或总质量）阻止本领和总线性（或总质量）角散射本领一定完全相同。一般情况下，适合X（Y） 射线的组织替代材料一定是电子束的组织替代材料。（3）对中子束，因其主要与组织中的元素的原子核发生作用，替代材料的元素构成必须与被替代组 织的构成相同，而且，它们的C、H、N、O的质量相对份数完全相等，这样才能保证它们对中子的散射和 吸收相等。（4）对重离子，因其与组织的相互作用主要电子碰撞，因此线性碰撞本领的选择是首要条件。但对 负n介子，除了考虑线性碰撞本领外，还应该考虑被替代组织及组织替代材料的分子结构。为了保证等体积的组织替代材料与被替代组织的质量相等，要求两者的质量密度即物理密度必须近似 相等。3、水是最容易得到的、最廉价的组织替代材料。对X（Y）射线、电子束的吸收和散射几乎与软组织和肌肉近似。水模的缺点是，用电离室作探头时， 必须加防水措施。近年来发展了干水和其它组织替代材料，表5-1列出了人体组织和目前临床上常用的组 织替代材料的有关物理参数。二、组织替代材料间的转换比如原来组织的替代材料是有机玻璃，现在要换成水，该如何进行等效转换？这就涉及到组织替代材 料间的转换问题，它决定于被测射线与模体材料的相互作用。1、对中高能X（Y）射线，康普顿效应为主要形式，当两种模体材料的电子密度相等时，则认为它 们彼此等效。此时的转换关系式为% =7模体x模体x （z ,为模体/（Z ,A）水T水为7模体的等效水厚度（cm），P模体为模体材料的物理密度（g/cm3）； Z为原子序数，A为原子量。有机玻璃的分子式（C5O2 H8）n，假设其密度为1.18g/cm3，则易得到1cm厚的有机玻璃相当于1.18 X（ 0.54/0.555） =1.148cm 水。对低能X射线，光电效应占主要，两种模体材料通过下式等效：T = T xpx （Z/Z）3水 模体 模体模体，有效 水，有效.、_ 1式中Z = Z （n /n ）xZ3 ，n为组成模体材料的第i种元素的电子数；n为模体材料总的电子 有效i 0 ii0i数。1cm厚的有机玻璃相当于1.18X（6.48/7.42） 3=0.79cm水。2、对高能X射线，电子对效应占主要，两种模体通过下式等效：7水 7模体x P模体x （Z模体，有效水，有效）式中Z =z (n /n )X(Z )，对水Z= 6.6,对有机玻璃Z=5.85，则1cm有机玻璃相当于有效i 0 i有效有效i1.18 X(5.85/6.6)= 1.05cm 水。3、对电子束，模体材料是通过模体中电子注量进行等效的：T = T xp x(R )/(R )水 模体 模体 0模体 0水或7水=T模体x C式中(R ) 、(R )分别是电子束在两种材料中的连续慢化近似射程，它随电子束能量而变化，对有 0 模体 0 水机玻璃和聚苯乙烯的(R ) /(R )分别为1.123和0.981 (IAEA技术报告丛书第277号)；C为模体材 0模体 0水pl料中电子射程或深度转换为水材料中的电子射程或深度的比例系数(IAEA技术报告丛书第381号)。三、模体的分类和定义由组织替代材料组成的模体是用于模拟各种射线在人体组织和器官中因散射和吸收所引起的变化，即 模拟各种射线与人体组织和器官相互作用的物理过程。ICRU对各种模体作了如下的分类和定义：标准模体(standard phantom)长宽高均为30cm的立方体水模，用于X (y )射线、电子束、中子束 吸收剂量的测定和比对。对低能电子束，水模体的高度可以薄些，但其最低高度不能低于5cm。均匀模体(homogeneous phantom )用固态或干水组织替代材料制成的片形方块，构成边长为30cm或 25cm的立方体，代替标准水模体作吸收剂量和能量的常规检查。人体模体分均匀型和不均匀型两种。均匀型是用均匀的固态组织替代材料加工成，类似标准人体外 形或组织器官外形的模体；不均匀型是用人体各种组织(骨、肺、气腔等)的组织替代材料加工而成的， 类似标准人体外形或组织器官的外形。人体模体主要用于治疗过程的剂量学研究，包括新技术的开发和验 证、治疗方案的验证与测量等，不主张用它作常规剂量的检查与校对。组织填充模体(bolus)用组织替代材料制成的组织补偿模体，直接放在患者的皮肤上，用于改变患者 皮肤不规则轮廓对体内靶区或重要器官剂量分布的影响，提供附加的对射线束的散射、建成和衰减。它与 组织补偿器的区别是：前者必须用组织替代材料制作而且必须放在患者的皮肤上；后者不必用组织替代材 料制作而且必须离患者皮肤一定距离。组织补偿器是一种用途特殊的剂量补偿装置。四、剂量的准确性要求用组织替代材料或水替代材料构成的模体，用于剂量的比对和测量中，它对吸收剂量测量精度的影响， 不能超过标准水模体测量值的1%。如果超过1%，则应改用较好的材料，或用下述方法进行修正。对X(Y )射线，校正系数C = e(d-d)，d为替代材料的厚度，d为等效水厚度，IT为替代材料 F的射线的有效线性衰减系数。对电子束，两种模体射野中心轴上百分深度剂量(PDD)相同时的深度比为：Z (PDD)/Z (PDD) = (r /p) /(r /p)，Z为深度，r为电子束的连续慢化近似射程，P为组织 mw0 m 0 w0替代材料的密度。财段中心钳割卜百打裸麾制罐是义示意也第二节百分深度剂量分布一、有关名词定义放射源（S）在没有特别说明的情况下，一般规定为放射源前表面的中心，或产生辐射的靶面中心。 射野中心轴 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为射野中心轴。 照射野 射线束经过准直器后垂直通过模体的范围，用模体表面的截面大小表示照射野的面积。临床 剂量学中规定模体内50%同等剂量曲线的延长线交于模体表面的区域定义为照射野的大小。参考点规定模体表面下射野中心轴上某一点作为剂量计算或测量参考的点，表面到参考点的深度记 为七。400kV以下的X射线，参考点取在模体表面（d0 = 0 ），对高能X射线或Y射线，参考点取在模 体表面下射野中心轴上剂量最大点位置（幺=d ），该位置随能量变化，并由能量确定。校准点在射野中心轴上指定的用于校准的测量点。模体表面到校准点深度记为幺。源皮距（SSD）放射源到模体表面照射野中心的距离。源瘤距（STD）放射源沿射野中心轴到肿瘤考虑点的距离。源轴距（SAD）放射源到机架旋转轴和机器等中心的距离。二、百分深度剂量（一）百分深度剂量定义定义为射野中心轴上某一深度d处的吸收剂量率Dd与参考 点深度d0处剂量率D0的百分比。PDD =（D / D）X100%对能量低于400kV X射线，PDD = （Dd / D ） x 100%，巳 为射野中心轴上皮肤表面的剂量率。对高能 X（Y ）射线，PDD = （Dd / Dm） x100%，D 射野 中心轴上最大剂量点处剂量率。（二）建成效应iL A & i专树四3 3 ,滴称不同榭宜器时剂地荒瞳的影响对B型准直器(距体表面20cm),百分深度剂量在表面为33%，U46mm处达到100%。随深度进 一步增加，变化比较慢。从表面到最大剂量深度区域称为剂量建成区域，此区域内剂量随深度而增加。对 高能X射线，一般都存在建成区域。如果原射线中电子含量少，表面剂量可以很小，但是不能为零，因为 各种散射，原射线中总有少量电子存在。对25MV X射线，表面剂量可以小于15%。对A型准直器，由 表面85%到6mm处达到100%，表明入射射线中既含有低能X射线又有散射电子。实验证明，如果将准 直器端面离开人体表面1520cm时，大多散射电子可以消除。有些钻-60治疗机的准直器末端封有数毫米 的塑料，使得电子建成不发生在体内而在体外，最大剂量点取在表面。如果想要利用电子建成效应来保护 皮肤，最好不使用这种准直器。Ia*it范rim踝度加m成）卑野SSDfcKMVXhsX ID rip70 mHMV XM eniX 10 m7D emdMV XG ra X & cmcm嚣 m射野SSDd 2OC- kV XL 0 hiin Cu1U teX 10 rm50 cmi-1 rf n I： t? v CLT Cn if 一一 a. 1 in # iiidini riirZ二 rtij 3DO 颁X JO cm普。rmE 5-4咎种能说的射貌百分译度制笛隆概度的史化表示了各种能量的X ( Y )射线的剂量建成情况，可以看到能量上升时，表面剂量减小，最大剂量深 度随能量的增加而增加。200kV X射线，建成区非常窄，140kV X射线，无建成区；对32MV X射线，建 成区约56cm。形成剂量建成区的物理原因：（1）当高能的X（Y ）射线入射到人体或模体时，在体表或皮下组织中产生高能次级电子；（2）高能次级电子要穿过一定的组织深度直至其能量耗尽后才停止；（3）由于前面两个原因，造成在最大电子射程范围内，由高能次级电子产生的吸收剂量随深度的增 加而增加，大约在电子最大射程附近达到最大；（4）但是由于高能X（Y）射线的强度随组织深度的增加而按指数和平方反比定律减少，造成产生 的高能次级电子随深度的增加而减少，其总效果，在一定深度（建成深度）以内，总吸收剂量随深度的增 加而增加。（三）百分深度剂量随射线能量变化0 2E MV K 射雄，b射统匚4MVX附技；d帖607射也c 2 MV X射圾，f封赧fSSD 35 emh 200 kV( L 5 mm Cu HVLX WiS X15cmhj 例-Z跚H jpfSSO 5 TEL茹度WfH必图AS百分深度拘最甯能最的变化曲线j为1g镭源、SSD = 5cm的百分深度剂量曲线。由于高活度的镭源不能得到，SSD用得很短，所 以百分深度剂量由平方反比定律随深度迅速下降。此类镭治疗机现已不再使用。曲线i表示能量100kV，HVL=2mm Al，SSD = 15cm的浅层治疗机的百分深度剂量曲线。从分布曲 线上看，i，j非常近似，5cm深度处，二者大约有25%百分深度剂量。尽管两者的百分深度剂量相同，但 两种机器不能换用。因为对镭Y射线，骨和软组织的吸收基本相同，对低能X射线，骨和软组织的吸收 差别很大。曲线h是艳-137治疗机，SSD=15cm的百分深度剂量曲线，在10cm深度时，百分深度剂量可达25%。曲线g为220kV X射线机，SSD=50cm，HVL= 1.5mm Cu的百分深度剂量曲线，在10cm深度处， 百分深度剂量为35%。f为艳-137治疗机，SSD=35cm的曲线，在小深度时，百分深度剂量f比g小；在大深度时，因为Y 射线的穿透能力较强，所以百分深度剂量较高。10cm深度处，40%。曲线e为2MV超高压X射线机SSD= 100cm时的百分深度剂量曲线，其分布基本上和钻-60治疗机 在SSD = 80cm处的曲线d相同。10cm深度处，两者的百分深度剂量大约58%，两者有同样的建成区域， 可以保护皮肤。4MVX射线（曲线c）比钻-60Y射线百分深度剂量稍大一些，曲线a、b较钻-60丫射线更高的百分 深度剂量。从以上曲线看，22MV加速器的X射线具有较大的优点。目前，我国临床上用的较多的是钻-60Y射线 和618MV X射线。普通220kV的X射线使用已不多，个别需要小的百分深度剂量时，可以使用艳-137丫 射线短距离治疗机。表层治疗时，100kV X射线仍然使用，但它可以用420MeV的电子束代替。（四）射野面积和形状对百分深度剂量的影响射野面积很小时，由于从其它地方散射到某一点的体积较小，所以散射对百分深度剂量的影响比较小， 其表面下某一点的剂量Dd基本上是由原射线造成的。当射野面积较大时，由于散射射线增多，Dd随之增 加。开始时，随面积的增加而加快，以后变慢。百分深度剂量随射野面积改变的程度取决于射线的能量。低能时（如220kV X射线），由于各个方向 的散射基本相同，所以百分深度剂量随射野面积变化较大。高能时，由于散射射线主要向前，所以百分深 度剂量随射野面积改变较小。对22MV、32MV高能X射线，百分深度剂量几乎不随射野面积而变化。射野半理图ST 三种不同能fit射戏射野面枳割目分深度列但的影响可以看出，能量越高优势越明显，特别是小射野时。不同大小和形状的射野对百分深度剂量的影响是不同的，为了方便，在放疗中把各种大小方形野的百 分深度剂量随组织深度的变化用列表的方法给出。但临床上经常使用的是不规则野和矩形野，对这些的百 分深度剂量不能列表，需要进行对方形野的等效变换。射野等效的物理意义：如果使用的矩形或不规则野在其射野中心轴上的百分深度剂量与某一方形野的 相同时，该方形野叫做所使用的矩形野或不规则野的等效射野。射野等效的物理条件与精确计算：采用原射线和散射线剂量分别计算，由于原射线贡献的剂量不随射 野面积和形状变化的，射野的面积和形状只影响散射射线的贡献，所以射野等效的物理条件是对射野中心 轴上诸点的散射贡献之和相等。临床上的处理方法：为了简便采用面积/周长比法。如果两个野面积/周长比相同，则认为等效。设矩 形野长a、宽b，方形野边长为sab2( a + b)S 2矩形T房J方形所以2abs =a + b按该式计算的等效方形野边长与表5-2给出的方形野非常接近。10cmX20cm矩形野，s = 13.3cm （表 中为13.0cm）； 10cmX 15cm矩形野，s= 12.0cm （表中11.9cm）。由于窄的长条矩形野，用上式计算所得 与表中值相差较大，建议用表中的数据。面积/周长比法虽然没有很好的物理基础，只不过是个经验公式， 但在临床上得到广泛的应用。对半径为r的圆形野，只要面积与某一方形野近似相同，就可认为等效，即s=1.8r（五）源皮距对百分深度剂量的影响S 5-7菠度距时百分藻凄剂抵的彩响源S、S2照射到皮肤上的P1和P2点，在最大剂量深度dm处的面积均为A0,皮肤下某一深度d处， 面积分别为A和A2。根据百分深度剂量特性和距离平方反比定律，Q点百分深度剂量为PDD(d1, f1, A0) = 100%A ）-W-=100% xf I f1 + d )式中e火d-dm）为原射线的衰减；Ks为射野面积即散射射线的影响。对相同面积的射野，若f2f1，则 d/fd/f2,则说明f变短时，d/f值变大，根据上式计算的百分深度剂量随深度变化较快，所以近距离治疗 机的百分深度剂量较小，远剂量治疗机的百分深度剂量较大。同样，q2点的百分深度剂量为：fdI f2+d）两种源皮距下的PDD的比值：PDD(d , f , A ) = 100% x120PDD (d , f, A)PDD (d；, L A：)fI f2 + d )在dm处射野面积相同，但源皮距不同，源皮距小的d处的射野比源皮距大的d出的射野面积大，散 射条件不同，因此实际百分深度剂量随源皮距增加的程度始终小于F。对于低能X射线，一般用（F+1） /2因子替代F。可近似将一种源皮距的百分深度剂量换算成另一种源皮距的百分深度剂量：例：设钻-60y射线，SSD=80cm，d=10cm，15cmX 15cm射野，其百分深度剂量PDD=58.4%。求 当源皮距为100cm时，相同射野和深度时的百分深度剂量？F=f 100+0.5 2 xf Q T1100 +10 ) 180 + 0.5 )=1.043PDD = 1.043 x PDDSSD=100 cmSSD=80 cm=1.043 x 58.4% = 60.9%第三节组织空气比一、组织空气比定义及影响因素（一）组织空气比定义图5-S组织空气比定义示意图TAR = *a式中：D为肿瘤中心（旋转中心）处小体积软组织中的吸收剂量率；D为同一空间位置空气中一小 a体积软组织内的吸收剂量率。该定义式定义的组织空气比，在实际测量中会遇到困难。因为在钻-60丫射线能量以下的低能X射线，因电子平衡可以建立，*可以测量；在钻-60丫射线能量以上的高能X射线，a因电子平衡不能建立，D无法测量，所以TAR定义式不能用，可以用组织最大剂量比（TMR）代替。a（二）源皮距对组织空气比的影响组织空气比是比较两种不同散射条件在空间同一点的吸收剂量率之比，因此组织空气比的一个重要物 理性质是其值的大小与源皮距无关。因此组织空气比可以看成无限源皮距处的百分深度剂量。对临床上常 用的源皮距，由百分深度剂量换算到组织空气比时引起的误差不会超过2%。（三）射线能量、组织深度和射野大小对组织空气比的影响射线能量、组织深度和射野大小对组织空气比的影响类似于对百分深度剂量的影响。对高能的X（Y ） 射线，组织空气比从表面开始随组织深度的增加而增加，达到最大值后，随深度的增加而减少。窄束或零 野照射时，由于没有散射线，在最大剂量深度dm以后，组织空气比近似随深度增加呈指数衰减：TAR（d ,0） = e 火 d 加式P为给定的模体材料和射线能量的窄束的平均线性衰减系数。随着射野增大，由于散射射线的贡献， 使其组织空气比随深度的变化较为复杂。但因高能X（Y ）射线的散射射线方向主要向前，组织空气比随 深度变化关系仍可用上式确定，只是用考虑了射野大小影响在内的有效衰减系数口代替山即可。eff、反散射因子反散射因子（BSF ）的定义为射野中心轴上最大剂量深度处的组织空气比：BSF = TAR（d , FSZ ）m或BSF = DmDma式中FSZd为深度dm处的射野大小；Dm、Dm分别为射野中心轴上最大剂量深度处体模内和空气中 的吸收剂量率。反向散射决定于患者身体的厚度、射线的能量及射野面积和形状，但与源皮距无关。（1）反向散射与患者身体厚度的关系随患者身体厚度的增加而增加，但在10cm左右达到最大值。 一般患者至少都有这个厚度，因此大多不考虑厚度对反向散射的 影响。（2）射线能量的影响反向散射随能量变化是一个复杂的函数关系。对低能X射 线，向前散射和向后散射相等，而直角散射为它的一半。低能时 散射光子的能量很低，不能穿透较大的距离。因此低能时，虽然 射线强度很大，但散射贡献的体积却很小，其结果是使低能有较 小的百分反向散射。随着能量的增加，有较多的光子向前散射， 减小了散射强度，但由于穿透力增加，散射贡献的体积增大，结 果造成有较大的百分反向散射。能量更高时，由于光子主要向前 散射，百分散射减小。图5-10给出的反散射因子随半价层的变 化，如对400cm2的射野，在0.7mmCu半价层处，反向散射达到最大。（3）反向散射与照射野大小和形状的关系图5-10可以看出，照射野面积增加时，反向散射的剂量百分率也增加。因为射野面积增大时，P点周 围向P点散射的体积增加。低能射线，上升的开端比较明显，而且较快的达到最高值。同等面积的矩形野 和圆形野，反向散射剂量百分率是不同的。一般反散射因子用圆形野测量的，而矩形反散射因子由等效野 半径办法求得。三、组织空气比与百分深度剂量的关系设TAR(d, FSZd)为 Q点处的组织空气比，FSZd，FSZ分别为深度d和皮肤表面处的射野大小。根 据距离平方反比定律空气=心Dd 空气(P) WmFSZd 和 FSZ 的关系：FSZ? FSj根据 TAR 定义，有 TAR(d, FSZ ) = 土(?d巳空气或：Dd(Q) = TAR(d, FSZpD空气Q)因为：D = BSF(FSZ)Dmm 工 根据百分深度剂量的定义，有：PDD(d, FSZ, f) = Dd(Q) = TAR(d, FSZ )n,D (P)3sf(FSZ)R f + dm或：TAR (d, FSZ.) = PDD (d, FSZ, f )SF (FSZ四、不同源皮距百分深度剂量的计算一一组织空气比法F因子法，可以将一种源皮距处的百分深度剂量换算成另一种源皮距处的百分深度剂量。它只考虑了 源皮距，没有考虑到计算深度处射野面积随源皮距变化的影响，误差较大。用组织空气比法进行不同源皮 距的百分深度剂量换算，计算精度较高。PDD (d, FSZ, f) = TAR (d, FSZ ) 1 m11df./HbSF (FSZ 口 f + d、1m OBSF (FSZ 八 f2 + dPDD (d, FSZ, f2) = TAR (d, FSZ )1两式相比当没有组PDD (d, FSZ, f) = TAR(d, FSZd ) ( f + d 2/ f + d 2 = TAR(d, FSZQ PDD)(d, FSZ, f) TAR (d, FSZ 2 f + d J “+ d ) TAR (d, FSZ”)11df 1 、2、1 mdf 1织空气比表可查时，可利用下式进行换算PDD2 (d, FSZ, f2) = PDD1 (d,FSZBSF (FSZ /、F)了 fi)口 BSF (FSZ) d对于高能X射线，当能量高于8MV时，因百分深度剂量随射野大小的变化较小，反散射因子接近于 1。例1、一位患者，用HVL=3.0mm Cu的深部X射线治疗，设机器的输出量是在空气中测量的照射量 率。已知：SSD = 50cm，FSZ=8cmX8cm，SSD = 50cm 时机器的输出照射量率为100R/min，d=5cm 时 PDD = 64.8%，BSF=1.20，伦琴拉德转换因子为0.95，求肿瘤剂量给200cGy，所需要的照射时间。空气中的吸收剂量率=空气中的照射量率乂伦琴拉德转换因子=100 X 0.95 = 95cGy/min模体表面的吸收剂量率=空气中的吸收剂量率XBSF=95X1.2=114cGy/minPDDR=64.8% x 114 = 73.9cGy / min丁 200 T =73.9=2.71min例2、一位患者，用钻-60 Y射线治疗。条件是：等中心照射，d=10cm，FSZ = 6cmX 12cm， SAD = 80cm时，空气中的吸收剂量率120cGy/min，TAR (10cm，8cmX8cm) =0.681，求给200cGy肿瘤剂量时， 所需要的照射时间。等效方形野的边长=2X(12X6) / (12+6)=8cm所以 TAR (10cm，8cmX8cm)=0.681Dd = D空 AR(d, FSZ) = 120 x 0.681 = 81.7cGy / minT =坐=2.45min87.1五、旋转治疗剂量计算常见的旋转治疗采取患者固定，放射源围着患者旋转的办法照射肿瘤。因为源皮距不断变化，所以剂 量计算时应该用组织空气比。计算方法：(1) 给出患者受照部位的身体轮廓，确定旋转中心；(2) 每20o测量出皮肤到旋转中心的距离，并查表得到 相应的TAR值，列成表；(3) 求平均，得到TAR的平均值。六、散射空气比03S-12旋转治疗利扯计算示例(督跑。测室一次排度】散射空气比(SAR)定义为模体内某一点的散射剂量率与 该点空气中的吸收剂量率之比。与源皮距无关，只与射线能量、组织深度和射野大小有关。因为模体内某一点的散射剂量等于该点总的吸收剂量与原射线剂量之差，所以某射野FSZ,在深度d 处的散射空气比在数值上等于该野在同一深度处的组织空气比减去零野的组织空气比。SAR(d, FSZ) = TAR( d, FSZ) - TAR(d ,0)零野的物理意义是没有散射线，所以TAR(d,0)表示了射野的原射线的剂量。根据上面的定义，模体内射野中心轴上任意一点的剂量为：A0D(d, FSZ) = D (d ,0) + D (d, FSZ ) = D AR (d ,0) + D SAR (d, r)iPSd mUi 2 兀iVAO乙SAR (d, r)为计算点深度处射野的平均散射空气比：i 2兀iAOSAR(d,FSZ汗)=乙SAR(d,r)2(Clarkson 方法)iSAR(d,r)为深度d处，半径为r的第i个小扇形的散射空气比；AO为半径r的圆形野的小扇形的 iiii张角。4:“间S 5-13计算点处平均也匕空气比计算示恩图0点在射SF中心轴上片为射野内离鞘点方射贮外一点.Clarkson方法特别适合矩形野、方形野、圆形野及其它不规则野的剂量计算，特别是散射剂量的计算。 利用它可以由已知的(或测量的)方形野的组织空气比可以推算出它的等效圆形野的半径和散射空气比。SAR(d, r) = SAR(d, FSZ )对射野中心轴外任意点P，只需将原射线的剂量改为Dp 3, y, d) = D AR(d,0)?OAR(x y, d)aD”为空气中点(0，0，d)处的空气吸收剂量；TAR(d,0)为零野深度d处的组织空气比; aPOAR(x, y,d)为计算点深度d处的原射线的离轴比，其值依赖于均整器、源大小和准直器设计等。第四节 组织最大剂量比在等中心照射时，利用百分深度剂量进行剂量的计算遇到困难，组织空气比可以克服这一点，但是TAR 的缺点是它必须测出空气中计算点处的吸收剂量率。因射线能量增加时，电子平衡不能建立，测量变得困 难，误差也变大了。Holt提出组织最大剂量比的概念。一、原射线和散射线模体内任意一点的剂量都是原射线和散射线剂量贡献之和。原射线：是指从放射源（或X射线靶）射出的原始的X（ Y）光子，它在空间或模体中任意一点的注 量遵从距离平方反比定律和指数吸收定律。散射线：包括（1）原射线与准直器系统相互作用产生的散射光子；（2）原射线或穿过准直器系统和 射野挡块后的漏射光子与模体相互作用产生的散射线。散射线（1）由于辐射质比较硬，穿透能力比较强，对输出剂量的影响类似于原射线的影响，故将其 归属为原射线的范围，称为有效原射线，由它们产生剂量之和称为有效原射线剂量，而将由模体散射线产 生的剂量单称为散射线剂量。二、射野输出因子和模体散射因子由于有效原射线的影响，射野的输出剂量（照射量率或吸收剂量率）随射野的增大而增加的，描述这 种变化用射野输出因子（OUF）。射野输出因子定义：射野在空气中的输出剂量率与参考野（10cmX10cm）在空气中的输出剂量率之比。 该射野输出因子就是准直器的散射因子sc。设原射线致成的输出剂量率P （FSZ），准直器系统的散射线致成的输出剂量率与原射线的输出剂量 原率成正比，故有效原射线致成的输出剂量率为两者之和：P有效（FSZ） = P原 （FSZ） + f （FSZ）P原 （FSZ）根据射野输出因子或准直器散射因子的定义，得S (FSZ)=P有效(FSZ)P有效(FSZJ1 + f (FSZ)1 + f( FSZ0)在准直器系统产生的散射线中，对剂量贡献主要来自于一级准直器和均整器所产生的散射线，治疗（二 级）准直器所产生的散射线对f的贡献不到1 %，因此治疗准直器（包括射野挡块）只作为有效原射线的 开口影响义大小，它本身产生的散射线对义的影响可以忽略。射野输出因子的测量：一般用带有剂量建成套的电离室在空气中直接测量小射野的剂量率，与10cmX10cm参考野的剂量率相除后得到射野输出因子（OUF或S ）随射野大小的变化。测量时应注意射野范C围的大小必须大于建成套的直径。E-11到敝示童圉带虐成套电寓IftT空,中恻,$若在术辑体中同一位眈测ltm模体散射校正因子（S ）：射野在模体内参考点（一般在最大剂量点）深度处的剂量率与准直器开口 P不变时参考射野（10cmX10cm）在同一深度处剂量率之比。由于要在保持准直器开口相同时，改变模体的散射范围，实际做起来很困难，所以用下式进行计算：S (FSZ) = c = cpp OUF ScScp为由准直器和模体的散射线造成的总散射校正因子，其定义为射野在模体中的输出剂量率与参考 野在模体中的输出剂量率之比。图轮模怖袖射校正国子定史说噩上述OUF （ Sc）和Sp （通过Scp ）的测量只对方形野。矩形野则必须转换成方形野，具体转换时，Scp、Sc要考虑到钻-60与加速器其输出剂量的不同监测方式，受到射野边长比的影响。而Sp不受射野边 长比的影响。三、组织模体比和组织最大剂量比组织模体比（TPR）定义：为模体中射野中心轴上任意一点的剂量率与空间同一点模体中射野中心轴 上参考深度（t0）处同一射野的剂量率之比。TPR (d, FSZ.) = #0D为模体中射野中心轴上深度d处的剂量率；D为空间同一位置参考深度处的剂量率；参考深度 d0通常取5cm或10cm。相应的散射线部分定义为散射模体剂量比（SPR）。TPR中深度t0原则取最大剂量点深度dm及dm以后的任何深度都可以，但最好要与临床剂量学中常用 的参考深度d0相同，以便于各种量之间的换算。m当 t0=dm 时，TPR 变为 TMR。组织最大剂量比：TMR（d,FSZ ） = TPR（d,FSZ ）1=Ddd 0D Ddm对相同X（y ）射线的能量，因为dm随射野增大而减小，随源皮距的增大而增大，故dm应取最小射 野和最长源皮距时的值。mm从TMR的定义可以看出，构成TMR的散射线剂量虽然随射野增大而增加，但这种增加是由于模体 的散射，而与准直器的散射无关，因此零野的TMR （d，0）代表了有效原射线剂量。2 S (FSZ )TMR与百分深度剂量的关系可用下式表示：TMR (d, FSZ ) = PDD (d, FSZ, f .n .-q f + d ) os ( fsz)mpd其中：f = SSD，FSZ = FSZ(fd，FSZ = FSZ(f + dmd * f J m * f )推导上式:DTMR (d, FSZ)=_q , PDD (d, FSZ, f) = -QDDQmPDpDP (air)DBSF (FSZ )=d DQm (air)BSF (FSZ )=mDP (air)=DQ (air)Q (air)Qm (air) TMR (d, FSZ) = PDD( d, FSZ,2 BSF (FSZ )f + d J BSF (FSZ)BSF(FSZ ) _ BSF(FSZ )/BSF(FSZ)BSF (FSZ) - BSF (FSZ) / BSF (FSZ0)D , D D , DD p / d m0d? / d P(air)= P (air)m 0( air) = m0m 0( air)D / ：m0京 / DQm(air)DDD DQ (air)m0( air)m0m0( air)S m(FSZ )/S (FSZ ) S (FSZ )=apmcm=pS (FSZ )/S (FSZ ) S (FSZ )c, pdcdpd对钻-60y射线，因组织空气比已有标准表，可用下式将TAR转换成TMR值:TMR (d, FSZ ) = TAR (d, FSZd) dBSF (FSZ.)四、散射最大剂量比散射最大剂量比(SMR)定义为模体中射野中心轴上任意一点的散射剂量率与空间同一点模体中射野 中心轴上最大剂量点处有效原射线剂量率之比，并由下式计算：SMR (d, F) = TMR (d, FSZ)-TMR (d ,0)(S (FSZ )飞(0 P 根据散射最大剂量比和散射空气比的定义，对钻-60Y射线，SMR值与SAR值相等。但对高能X射 线，SMR值必须按上式计算。因在最大剂量点处TMR等于1，SMR在该点的值为：SMR(d , FSZ )=七(Z)-1 m m S (0)第五节等剂量分布与射野离轴比一、等剂量分布将模体中百分深度剂量相同的点连结起来，即成等剂量曲线。昏I 5-19峪-即了尉裁圈定游皮距（SS口用葬中心（SADL照射时等削,分布M 姑时葛D即-1。cmXlfl g/h）靖即 D- 100 m.F位 E。cmX N mSD-BO cm.从图中可以看出X（ Y）射线等剂量曲线的特点：（1）同一深度处，射野中心轴上的剂量最高，向射野边缘剂量逐渐减少。（2）在射野边缘附近（半影区），剂量随离轴距离增加而逐渐减少。由几何半影、准直器漏射和侧向 散射引起的射野边缘的剂量渐变区，称为物理半影，通常用80%和20%等剂量线间的侧向距离表示物理 半影的大小。（3）射野几何边缘以外的半影区的剂量主要由模体的侧向散射、准直器的漏射线和散射线造成。（4） 准直范围外较远处的剂量由机头漏射线引起。：钻-60，SSD=80cm，d=10cm，FSZ= 10cmX 10cm，虚线指示10cm深度处几何野边缘等剂量分布曲线具有以下特点：（1）能量对等剂量分布的影响能量不仅影响百分深度剂量的大小，而且影响等剂量分布的 形状和物理半影宽度。图5-W爵制剂敢分布X K ei,虚缱指示10 ctti强度站几何ff边的5】 不同能黄乂(为射段等剂分布的比较Q三组曲线的线束边缘很不相同。钻-60丫射线和高能X射线穿透能力比较强，单一准直器无法吸收掉全部射线，总有一部分穿过准直器边缘。低能X射线恰恰相反，造成边缘剂量不连续现象。200kV X射线的边缘散射多，并明显随射野增大。钻-60Y射线和高能X射线边缘散射少，随射野增大不明显。随着射线能量升高，射野中心部分等剂量曲线由弯曲逐渐平直，着主要是由于高能X射线的散射(2)线主要向前，而低能X射线的散射线各方向都有的缘故。源皮距和放射源大小对钻-60Y射线等剂量分布的影响射野 10cmX10cm，SSD=75cm，半影 717mm； (b)射野 7cmX7cm，SSD = 75cm，半影 7(a)31mm可以看出，半影越大，线束边缘等剂量分布曲线弯曲越明显，对31mm半影的钻-60治疗机，外侧的 剂量降落区域非常宽，使得线束边缘非常不清晰，失去了钻-60Y射线原有的优点。高能X射线，由于靶 体积很小，几何半影几乎为零，但因准直器的漏射和少量的侧向散射，仍然有物理半影。(3)射野平坦度和对称性是描述射野剂量分布特性的一个重要指标。射野平坦度通常定义为在等中心处（位于10cm模体深度下）或标称源皮距下10cm模体深度处，最 大射野L的80%宽度内最大、最小剂量偏离中心轴剂量的相对百分数m。商轮距宣雨）0 5-23射野平坦度定义示意图按国际电子委员会（IEC）标准，射野平坦度应好于3%。为得到10cm深度处好的射野平坦度，在 均整器设计和调整时，允许在近模体表面（d*IS 毋 KStT5 g.5DD- cflih离轴比值随离轴距离的增加而减少的性质，反映了射野的平坦 度、对称性及半影的情况，要比等剂量曲线直观。将不同深度处的离 轴比分布数字化，变成1.0、0.95、0.90、0.10等，并将其离轴比值相同的点连接起来，构成“等离轴 比”线。由于等离轴比线是等剂量曲线的另一种表示方法，因此具有 等剂量曲线的一切性质。实验结果证明，并如图5-28所示，从图中可以看出，多数情况 下等离轴比线近似为一条直线，只是每根等离轴比线与射野中心轴的 夹角随离轴比值的减小而增加，根据这一点，有可能用数学的方法对 它们进行描述。射野离轴比虽然可以用不同的数学模型进行计算，但至少必须对 特殊深度处(最大剂量深度或10cm深度)的离轴比进行测量。设深 度d处沿准直器x、y方向测量的离轴比值分别为OAR (x，0，d)， OAR (0，y，d)，贝，OAR(x, y, d) = OAR(x,0, d) x OAR(0, y, d)第六节处方剂量计算根据临床常用的固定源皮距照射（SSD照射）技术和等中心给角照射（SAD照射）技术，分别对加 速器和钻-60治疗机的剂量计算作实例说明。一、处方剂量处方剂量定义为对已确认的射野安排，欲达到一定的靶区（或肿瘤）剂量dt,换算到标准水体模内 每个使用射野的射野中心轴上最大剂量点处的剂量Dm，单位为cGy。当使用野的最大剂量点处的剂量Dm （如医用加速器）或剂量率（如-60治疗机）是以参考野10cmX 10cm的剂量Dm或剂量率标定时，则使 用射野的处方剂量Dm通过相应的射野输出因子（Sc和Sp）表示成参考射野10cmX 10cm的处方剂量Dm， 单位为cGy。对加速器上的剂量仪，一般使参考野在标称源皮距（SSD）或标称源轴距（SAD）处，标定成1cGy = 1MU, MU为加速器剂量仪的监测跳数。此时，处方剂量是用MU为单位表示的剂量（例13）。对钻-60治疗机，因照射时的剂量率可认为是稳定的，处方剂量是通过标称源皮距（SSD）或标称源 轴距（SAD）处的剂量率表示成照射时间，单位为s （例4）。上述处方剂量的含义说明，处方剂量是通过相应的射野安排和照射技术与靶剂量发生联系，但它并不 等于靶区剂量。同样的射野安排和相同的照射技术，使用不同的射线能量，得到相同的靶区剂量dt时， 处方剂量Dm却不相等。二、加速器剂量计算SSD照射：加速器上的剂量仪的读数，在标称SSD （通常SSD= 100cm）和模体内10cmX10cm射野 中心轴上最大剂量点处，用标准的或经过校准的工作型剂量仪进行标定，刻度为：1MU=1cGy。根据下式，由靶区（或肿瘤）剂量Dt可计算出处方剂量Dm，单位为MU。D =D- PDSP（ FSZ ）QUF （FSZ08 552因子），如果式中FSZ为表面射野大小，FSZ。为等中心处的射野大小，二者的关系为FSZ,=FSZ 射野输出因子OUF在SAD测量，同时SSD = SAD，则式中的FSZ0=FSZ。SSD因子表示为：SSD因子=SCD为校准测量时源到电离室中心的距离。如果测量是在标称源皮距处进行，则SSD因子=1。例1 能量为8MV的X射线，加速器剂量仪在SSD= 100cm，dm=2cm处，10cmX10cm射野，校准 为1MU=1cGy，若一个患者的肿瘤深度d=10cm，用15cmX15cm射野，SSD= 100cm，求每次肿瘤剂量 给200cGy时的处方剂量Dm。根据已知条件，查表PDD （d，15X15）=72.65%，OUF （15X15）=1.025，S （15X15）=1.011， 代入处方剂量计算公式。例2上例患者如果改用SSD= 120cm照射，求应给的处方剂量Dm。 在等中心处的射野大小为FSZ0 = 15 x 100 = 12.5，OUF（12.5x 12.5） = 1.013，(100 + 2、2SSQ因子=0.699 ,1120 + 2 )PDD12O= 74.4%，代入处方剂量计算公式，得2000.744 x 1.011 x 1.013 x 0.699=375.5( MU)等中心给角照射：等中心照射，一般用TMR值计算。如果加速器测量仍按上述方法校准，IJSAD技 术的处方剂量Dm由下式计算：D =Dm TMR (d, FSZd )广尸(FSZUF (FSZ。)# SAD因子)式中SAD因子二SCD 2Sad )scd为源到电离室中心的距离。例3肿瘤深度d=8cm，等中心照射，射野6cmX6cm，能量8MV X射线，DT=200cGy，求Dm。 查表，得 TMR (8，6X6)=0.862，OUF (6X6)=0.97，Sp (6X6)=.989,SAD因子二=1.04，代入SAD技术的处方剂量计算公式，得200=232.6( MU)SSD因子=f 001 Y1100 + 0.5)=0.642，0.862 x 0.989 x 0.97 x1.04三、钻-60剂量计算上述方法是普适的，适用任何类型的治疗机包括钻-60治疗机。例 4 肿瘤深度 d = 8cm，FSZ= 15cmX 15cm，SSD= 100cm， 10cmX 10cm 射野在 d=0.5cm 处的剂量 率为 130cGy/min (SSD = 80cm)，DT=200cGy，求 Dm。FSZ = FSZ x SAD = 15 x -80 = 120 SSD 100查表，OUF (12X12)=1.012，S (15X15)=1.014，PDD (8，15X15，SSD=100)=68.7%，200Dm 130 x 0.687 x 1.014 x 1.012 x 0.642 = 34(min)四、离轴点剂量计算一Day氏法如果射野的等剂量分布曲线或不同深度处的射野离轴比已知，则射野内任意离轴点的剂量，可直接从 等剂量分布曲线上查得，或利用离轴比值进行计算得到。因为在临床使用中，不是所有使用射野的等剂量分布曲线或离轴比值都有表可查，所以Day于1950 年提出一种简易计算方法。只用射野中心轴上百分深度剂量就可以算得射野内及射野外任意点的剂量。射野内任意点的剂量计算：PDDQPOAR Q 4xS (a + d)x(b + c)x S (2a x 2b)PDD(2a x 2b, d) + S (2d x 2b)PDD(2d x 2b, d) + S (2a x 2c)PDD(2a x 2c, d) + S (2d x 2c)PDD(2d x 2c, d)射野外一点的剂量计算:为计算Q点剂量，首先过Q点作以Q点为其中心轴的矩形野2cXb,然后在此矩形野右侧作原射野a Xb的镜像野aXb,则Q点的百分深度剂量等于大矩形野(2a+2c)Xb的PDD与矩形野2cXb的PDD差值 的 1/2。DayPDD = POARq xS (2a + 2c)xbPDD(2a + 2c)xb,d-S (2cxb)PDD(2cxb,d)Q 2 x S (a x b)pp氏法本质上是一种原、散射线分别计算的方法。射野内任意计算点处的原射线分量通过原射线离轴比(POAR)与射野中心轴上的原射线的剂量进行联系；射野内散射线对该计算点的贡献，通过各个计算矩 形野的散射贡献的和值的分数值表示。原射线离轴比(POAR)与射野的形状