第五章 X(γ)射线射野剂量学

第五章 X （γ）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 （γ）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 （γ）射线衰减到相同的程度。

因在X （γ）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 （γ）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π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 （γ）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 （γ）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
(/)/(/)T T Z A Z A ρ=⨯⨯水水模体模体模体
T 水为T 模体的等效水厚度（cm ）
，ρ模体为模体材料的物理密度（g/cm 3）；Z 为原子序数，A 为原子量。

有机玻璃的分子式（C 5O 2 H 8）n ，假设其密度为1.18g/cm 3，则易得到1cm 厚的有机玻璃相当于1.18×（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：
3(/Z )T T Z ρ=⨯⨯水水，有效模体模体模体，有效 式中13
30(/)i i i Z n n Z ⎡⎤=⨯⎢⎥⎣⎦∑有效，i n 为组成模体材料的第i 种元素的电子数；0n 为模体材料总的电子数。

1cm 厚的有机玻璃相当于1.18×（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：
(/Z )T T Z ρ=⨯⨯水水，有效模体模体模体，有效
式中0
(/)()i i i Z n n Z =⨯∑有效，对水 6.6Z =有效，对有机玻璃 5.85Z =有效，则1cm 有机玻璃相当于
1.18×（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：
00()/()T T R R ρ=⨯⨯水水模体模体模体
或 pl T T C =⨯水模体
式中00()()R R 水模体、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，对有机玻璃和聚苯乙烯的00()()R R 水模体/分别为1.123和0.981（IAEA 技术报告丛书第277号）；pl C 为模体材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 （γ）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 （γ）射线，校正系数'
()d d F C e μ-=，d 为替代材料的厚度，'d 为等效水厚度，μ 为替代材料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：
00()/()(/)/(/)m w m w Z PDD Z PDD r r ρρ=，Z 为深度，0r 为电子束的连续慢化近似射程，ρ为组织替代材料的密度。

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0d 。

400kV 以下的X 射线，参考点取在模体表面（00d =），对高能X 射线或γ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（0m d 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c d 。

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d D 与参考
点深度d 0处剂量率0d D 的百分比。

0(/)100%d d PDD D D =⨯
对能量低于400kV X 射线，(/)100%d s PDD D D =⨯，s D 为射野中心轴上皮肤表面的剂量率。

对高能X （γ）射线，(/)100%d m PDD D D =⨯，m D 射野
中心轴上最大剂量点处剂量率。

（二）建成效应
对B型准直器（距体表面20cm），百分深度剂量在表面为33％，到4～6mm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15～20cm时，大多散射电子可以消除。

有些钴-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。

表示了各种能量的X（γ）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5～6cm。

形成剂量建成区的物理原因：
（1）当高能的X（γ）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（γ）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
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γ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是铯-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为铯-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γ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，其分布基本上和钴-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。

4MV X射线（曲线c）比钴-60γ射线百分深度剂量稍大一些，曲线a、b较钴-60γ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钴-60γ射线和6～18MV 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，可以使用铯-137γ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4～20MeV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d D 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，d D 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。

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s
2/2()4ab s A p a b s ⎡⎤⎡⎤==⎢⎥⎢⎥+⎣⎦⎣⎦矩形方形
所以
2ab s 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。

10cm ×20cm 矩形野，s ＝13.3cm （表中为13.0cm ）；10cm ×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
源S 1、S 2照射到皮肤上的P 1和P 2点，在最大剂量深度d m 处的面积均为A 0，皮肤下某一深度d 处，面积分别为A 1和A 2。

根据百分深度剂量特性和距离平方反比定律，Q 1点百分深度剂量为
()01101(,,)100%m d d S A PDD d f A e K A μ--⎛⎫= ⎪⎝⎭
2()11100%m d d m S f d e K f d μ--⎛⎫+=⨯ ⎪+⎝⎭
式中()m d d e μ--为原射线的衰减；S K 为射野面积即散射射线的影响。

对相同面积的射野，若f 2>f 1，则d/f 1>d/f 2，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，Q 2点的百分深度剂量为：
2
()21202(,,)100%m d d m S f d PDD d f A e K f d μ--⎛⎫+=⨯ ⎪+⎝⎭
两种源皮距下的PDD 的比值： 2
21202111021(,,)(,,)m m PDD d f A f d f d F PDD d f A f d f d ⎛⎫⎛⎫++=⨯= ⎪ ⎪++⎝⎭⎝⎭
在d m 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：设钴-60γ射线，SSD ＝80cm ，d ＝10cm ，15cm ×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？ 22
1000.58010 1.0431*******.5F ++⎛⎫⎛⎫=⨯= ⎪ ⎪++⎝⎭⎝⎭
100801.043 1.04358.4%60.9%SSD cm SSD cm PDD PDD ===⨯=⨯=
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
a t t D TAR D = 式中：t D 为肿瘤中心（旋转中心）处小体积软组织中的吸收剂量率；a t D 为同一空间位置空气中一小
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。

因为在钴-60γ射线能量以下的低能X 射线，因电子平衡可以建立，a t D 可以测量；在钴-60γ射线能量以上的高能X 射线，
因电子平衡不能建立，a t 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。

（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 （γ）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d m 以后，组织空气比近似随深度增加呈指数衰减：
()(,0)m d d TAR d e μ--=
式μ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 （γ）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eff μ代替μ即可。

二、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：
(,)m m d BSF TAR d FSZ =
或
a m m D BSF D = 式中m d FSZ 为深度d m 处的射野大小；m D 、a m D 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400cm 2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 ，FSZ d ）为Q 点处的组织空气比，FSZ d ，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
2()()m d m d D Q f d D P f d ⎛⎫+= ⎪+⎝⎭
空气空气 FSZ d 和FSZ 的关系：d f d FSZ FSZ f ⎛⎫+= ⎪⎝⎭
根据TAR 定义，有()(,)()
d d d D Q TAR d FSZ D Q =空气 或：()(,)()d d d D Q TAR d FSZ D Q =空气 因为：()m m d d D BSF FSZ D =空气
根据百分深度剂量的定义，有：
2()1(,,)(,)()()m d m d d D Q f d PDD d FSZ f TAR d FSZ D P BSF FSZ f d ⎛⎫+== ⎪+⎝⎭ 或： 2(,)(,,)()d m f d TAR d FSZ PDD d FSZ f BSF FSZ f d ⎛⎫+= ⎪+⎝⎭
四、不同源皮距百分深度剂量的计算——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。

1211111(,,)(,)()f m d f d PDD d FSZ f TAR d FSZ BSF FSZ f d ⎛⎫+= ⎪+⎝⎭
22
22221
(,,)(,)()f m d f d PDD d FSZ f TAR d FSZ BSF FSZ f d ⎛⎫+= ⎪+⎝⎭
两式相比
22112
2
22211121(,)(,)
(,,)(,,)(,)(,)
f f f f d d m d m d TAR d FSZ TAR d FSZ f d PDD d FSZ f f d F PDD d FSZ f TAR d FSZ f d f d TAR d FSZ ⎛⎫⎛⎫++==
⎪ ⎪++⎝⎭⎝⎭ 当没有组织空气比表可查时，可利用下式进行换算
2211(/)
(,,)(,
,)()FSZ BSF FSZ F PDD d FSZ f PDD d f F BSF FSZ F
=
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 ＝8cm ×8cm ，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×伦琴拉德转换因子
＝100×0.95＝95cGy/min
模体表面的吸收剂量率＝空气中的吸收剂量率×BSF ＝95×1.2＝114cGy/min
64.8%11473.9/min T m D PDD D cGy ==⨯=
200
2.71min 7
3.9
T =
=
例2、一位患者，用钴-60γ射线治疗。

条件是：等中心照射，d ＝10cm ，FSZ ＝6cm ×12cm ，SAD ＝80cm 时，空气中的吸收剂量率120cGy/min ，TAR （10cm ，8cm ×8cm ）＝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＝2×（12×6）/（12＋6）＝8cm 所以 TAR （10cm ，8cm ×8cm ）＝0.681
(,)1200.68181.7/min d d D D TAR d FSZ cGy ==⨯=空气
200
2.45min 87.1
T =
=
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 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。

(,)(,)(,0)d d SAR d FSZ TAR d FSZ TAR d =-
零野的物理意义是没有散射线，所以(,0)TAR d 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：
(,)(,0)(,)(,0)(,)
2a a
i
P S d m m i i
D d FSZ D d D d FSZ D TAR d D SAR d r θπ
∆=+=+∑ (,)
2i
i i
SAR d r θπ
∆∑为计算点深度处射野的平均散射空气比： (,)(,)
2i
d i i
SAR d FSZ SAR d r θπ
∆=∑ （Clarkson 方法） (,)i SAR d r 为深度d 处，半径为i r 的第i 个小扇形的散射空气比；i θ∆为半径i r 的圆形野的小扇形的
张角。

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。

(,)(,)s s 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
(,,)(,0)(,,)a P m D x y d D TAR d POAR x y d =
a m D 为空气中点（0，0，d ）处的空气吸收剂量；(,0)TAR d 为零野深度d 处的组织空气比；
(,,)POAR 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 （γ）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（10cm ×10cm ）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S c 。

设原射线致成的输出剂量率()P FSZ 原，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率成正比，故有效原射线致成的输出剂量率为两者之和：
()()()()c P FSZ P FSZ f FSZ P FSZ =+有效原原 根据射野输出因子或准直器散射因子的定义，得
00()1()
()()
1()
c c c P FSZ f FSZ S FSZ P FSZ f FSZ +=
=
+有效有效
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c 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c S 大小，它本身产生的散射线对c S 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10cm ×10cm 参考野的剂量率相除后得到射野输出因子（OUF 或c S ）随射野大小的变化。

测量时应注意射野范围的大小必须大于建成套的直径。