光子照射剂量学
5第四五章剂量学及测量的基本概念
比释动能 K 定义: X或γ光子等非电离辐射粒子在与物 质相互作用时,物质中原子核外电子 接受能量形成次级粒子射线,在单位 质量的物质中,不带电粒子转移给带 电粒子的全部初始动能之和叫作比释 动能。
数学表述: 不带电射线使物质释放出来的全 部带电粒子初始动能之和与物质质量之比.本测量——量热法
任何物质受照射后吸收的射线能量都 会以热的形式表现.能量—— 热量—— 温度.测量—— 热量计。 由于辐射使温度升高的值T只有10-2 10-3 °C,故测量技术要求很高,只能做标 准仪器校对其它测D的仪器.
二. 吸收剂量的测量 1、基本测量——量热法
吸收剂量与照射量:
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 =0.876(cGY/R).X (R)
式中:f= 0.876(cGY/R)为空气中照射量-吸收 剂量转换系数又叫伦琴拉德转换因子
放射性活度(A) (RADIOACTIVE ACTIVITY)
是指一定量的放射性核素在一个很短的时间间隔dt内发生的核衰变数dN
吸收剂量与照射量的关系
照射量X与吸收剂量D是两个意义完全不同的辐射 量。 照射量只能作为X或γ射线辐射场的量度,描述电 离辐射在空气中的电离本领; 而吸收剂量则可以用于任何类型的电离辐射,反 映被照介质吸收辐射能量的程度,必须注意的是, 在应用此量度时,要指明具体涉及的受照物质, 诸如空气、肌肉或者其他特定材料。 但是,在两个不同量之间,在一定条件下相互可 以换算。对于同种类、同能量的射线和同一种被 照物质来说,吸收剂量是与照射量成正比的。
照射量率:指单位时间内照射量变化率
dX X dt
C kg s
-1 1
用于光子外照射放射防护的剂量转换系数
标题:深度解读光子外照射放射防护的剂量转换系数导语:在放射防护领域,剂量转换系数是一个至关重要的概念。
特别是在光子外照射情况下,合理的剂量转换系数可以帮助我们更好地评估辐射剂量,从而保护我们的健康。
本文将从浅入深,逐步解读光子外照射放射防护的剂量转换系数,带您深入了解这一重要概念。
一、什么是剂量转换系数?剂量转换系数是指在特定辐射条件下,单位入射辐射能量所引起的平均等效剂量与实际受照射体组织所承受的吸收剂量之比。
在光子外照射情况下,剂量转换系数可以帮助我们将入射辐射的能量转换为实际组织吸收的剂量,进而评估辐射对人体的影响。
二、剂量转换系数的重要性在放射防护和医学影像等领域,合理的剂量转换系数对于评估辐射剂量、制定防护措施以及指导临床诊断具有至关重要的意义。
尤其在光子外照射情况下,剂量转换系数的准确性直接关系到辐射对人体的影响评估是否准确可靠。
三、光子外照射放射防护的剂量转换系数应用光子外照射是一种常见的医学影像检查和治疗手段,而合理的剂量转换系数可以帮助医务人员更准确地评估患者接受的辐射剂量,从而保证影像质量的同时最大限度地减少辐射对患者健康的影响。
在工业、科研等领域,对于职业暴露或环境辐射的评估也离不开合理的剂量转换系数。
四、剂量转换系数的进一步研究随着放射防护和医学影像技术的不断发展,对于光子外照射放射防护的剂量转换系数也在不断进行研究和探索。
通过深入研究不同情况下的剂量转换系数特性,可以更好地指导临床实践和放射管理,保障人们健康和安全。
结语:剂量转换系数作为放射防护领域的重要概念,在光子外照射情况下具有非常重要的应用价值。
通过本文的深度解读,相信读者对于光子外照射放射防护的剂量转换系数有了更为全面、深入的理解。
我们也希望未来能有更多的研究能够不断完善这一领域的知识,为人类的健康和安全提供更好的保障。
个人观点:在我看来,剂量转换系数的正确应用对于我们在实践中更好地把握辐射对人体的影响至关重要。
6第六章光子照射剂量学解析
高能光子的剂量学特点
穿透力强、皮肤剂量低、旁向散射小、骨与软组织有相 似的剂量吸收以及等剂量曲线平坦等优势。 后图为典型的光子束百分深度剂量曲线,由最大剂量点 将曲线分成剂量建成区和指数衰减区。 剂量建成区是指从表面至最大剂量点的区域,此区域内 剂量随深度的增加而增加。由于剂量建成区剂量变化梯 度大,一般将肿瘤区放在最大剂量点之后。 随着能量的增加,最大剂量点的深度增加,皮肤剂量下 降,在肿瘤区域内剂量曲线较为平坦,但肿瘤后的正常 组织受量稍有增加。照射野由小变大时,散射线剂量的 贡献增加,到达一定程度后趋于饱和,低能光子变化较 大而对于高能光子则变化相对较小。
Dp/Dq=Fq2/Fp2
第三节
百分深度剂量
射线进入物质(人体)后中心轴上任意深度d点的剂量(Dd)与 峰值点d0点的剂量Dd0之比,即: D(d) PDD(d)= ————x100% D(dm)
百分深度量是在一定照射条件下(能量、距离、面积),在 体模或水模中经实测测得,为使用方便起见,制成各种照射 条件下使用的百分深度量表供选择使用(见书后附表)。 影响百分深度量的因素有射线能量、照射面积、源皮距(SSD) 和被照射组织/肿瘤的深度,在查表时这四个因素均应注意。
4.半值层(HVL) 表示射线质的一种方法。是使一定条件下 已知的放射强度减弱一半所需吸收体物质 的厚度(可用塑料、水、Al、Cu,Pb等)。 测HVL时应注意所使用的物理条件如滤过、 距离、照射野大小等均要与实际照射时一 致,同时应保持一定的距离(15cm以上), 以避免次级射线造成的误差。 5.半衰期 放射性核素的活度(强度)减少一半时所 需要的时间称为该放射性核素的半衰期 (half life time).
放射生物学
放射生物学(Radiobiology)放射生物学研究的是放射对生物体作用及其效应规律的一-门学科。
1.正常组织对放射性的反应2.肿瘤对放射性的反应正常组织对放射的反应最小耐受量(TD5/5)一定的剂量-分割模式照射后5年内严重放射并发症发生率不超过5%的剂量最大耐受量(TD50/5)一定的剂量-分割模式照射后5年内严重放射并发症发生率不超过50%的剂量肿瘤放射治疗的两大基本原则1.最大程度地杀灭肿瘤2.最大程度地保护正常组织正常组织与肿瘤组织分次照射后的差别二、分次放疗的生物学基础(4R理论)在引起相同正常组织损伤时,多数时候分割照射的肿瘤局控要优于单次照射分割放射的生物学基础一4R理论(1975由Withers提出)放射损伤的修复(Repair of radiation damage)细胞周期的再分布(Redistribution within the cell cycle)乏氧细胞的再氧合(Reoxygenation)再群体化(Repopulation)(一)细胞放射损伤的修复1.亚致死损伤(sublethal damage)指受照射以后,细胞的部分靶内所累积的电离事件,通常指DNA单链断裂。
亚致死损伤是一种可修复的放射损伤。
亚致死损伤的修复:指假如将某一给定单次照射剂量,分成间隔一定时间的两次时所观察到的存活细胞增加的现象。
1959年EIkind发现,当细胞受照射产生亚致死损伤而保持修复能力时,细胞能在3小时内完成这种修复,将其称之为亚致死损伤修复。
影响亚致死损伤的修复的因素:1.放射线的质低LET辐射细胞有亚致死损伤和亚致死损伤的修复,高LET辐射细胞没有亚致死损伤因此也没有亚致死损伤的修复2.细胞的氧合状态处于慢性乏氧环境的细胞比氧合状态好的细胞对亚致死损伤的修复能力差3.细胞群的增殖状态未增殖的细胞几乎没有亚致死损伤的修复临床意义:细胞亚致死损伤的修复速率一般为30分钟到数小时常用亚致死损伤半修复时间(T1/2) 来表示不同组织亚致死损伤的修复特性在临床非常规分割照射过程中,两次照射之间间隔时间应大于6小时,以利于亚致死损伤完全修复2.潜在致死损伤(potential lethal damage)正常状态下应当在照射后死亡的细胞,在照射后置于适当条件下由于损伤的修复又可存活的现象。
应用Geant4计算光子外照射对人体产生的有效剂量
应用Geant4计算光子外照射对人体产生的有效剂量李明生;欧向明;牛昊巍;程金生【摘要】在Geant4中构建ORNL程式化混合模体,应用此模体计算不同能量下平行光子入射的人体有效剂量.计算结果以吸收剂量与空气比释动能比值的形式呈现.计算结果与ICRP74值进行了对比验证.【期刊名称】《中国医学装备》【年(卷),期】2010(007)007【总页数】4页(P14-17)【关键词】ORNL模体;有效剂量;蒙特卡洛方法;光子【作者】李明生;欧向明;牛昊巍;程金生【作者单位】中国疾病预防控制中心辐射防护与核安全医学所,北京,100088;中国疾病预防控制中心辐射防护与核安全医学所,北京,100088;中国疾病预防控制中心辐射防护与核安全医学所,北京,100088;中国疾病预防控制中心辐射防护与核安全医学所,北京,100088【正文语种】中文【中图分类】R1441 引言有效剂量是辐射防护中的一个重要的危险评估量,有效剂量作为防护量,无法直接测量。
一种方法是应用蒙卡程序模拟出重要辐射敏感器官的当量剂量,根据ICRP60报告[1]中的辐射敏感器官组织权重因子得到有效剂量;另外一种是通过已经算好的器官剂量转化系数得到人体有效剂量,例如ICRP74报告[2]中的器官剂量转化系数。
在蒙卡软件Geant4中构建一个ORNL[3]混合模体,应用此模体计算人体侧面照射时的有效剂量。
混合模体是指把男性与女性的一些性器官组合到一起形成的模体,应用此模体可以直接计算各种几何条件下人体器官的当量剂量值和人体有效剂量。
模体主要器官体积与参考体积进行了对比,有效剂量值与ICRP74报告中的系数值进行了对比验证。
2 材料和方法2.1 Geant4中构建模体方法Geant是英文“几何与追踪”(Geometry And Tracking)的缩写,是一种利用蒙特卡洛模拟粒子通过物质整个物理过程的软件平台。
这个软件适用于几乎所有已知的物理粒子,并且可以覆盖绝大多数的粒子反映过程。
辐射剂量学知识点总结
• 对不带电粒子:窄束衰减和衰减系数 dN=-Nμdx (μ为线衰减系数)
辐射份额Y(E)
线能量转移系数tr:光子在吸收介质中穿行单位长度距离时,光子转移为带电粒子的
• 质量能量吸收系数μen/ρ表示光子在物质中穿过单位质量厚度时,入射光子能量中转
移给次级电子能量的碰撞损失份额。
2、一个各向同性的γ点源的活度为A,能量为hνi的γ射线的 产额为ni,源的自吸收以及空气的吸收和散射作用忽略, 距离γ点源r处的γ光子的注量率φ=A/(4π r2) ∑ ni 能量注量率ψ=A/(4π r2) ∑ ni hνi 3、比释动能描述对象? • 答:比释动能是描述不带电粒子在物质中转移能量的第一 阶段的一个物理量 • 比释动能K是感兴趣点P处单位质量介质中转移给带电粒 子的能量(动能)的期望值,其中包括轫致辐射损失的能 量,但不包括由一个带电粒子转移给另一个带电粒子的能 量。 γ射线对物质的电离作用两步过程 • 第 1 步初级作用:三种作用效应(与原子序数Z有关-八字 关系) • 光电效应、 康普顿效应、电子对效应 产生次级电 子 • 第 2 步次级作用:电离效应 次级电子使物质原子电离
1、注量、通量、注量率 • 。 注量:表征辐射场的空间疏密程度。特例:单向辐射场 • 定义: Φu=dN/da┴ 为单向辐射场的粒子注量。(可理解为进入单位垂 直截面小球的粒子数)一般情况:各向辐射场 • ①粒子注量Φ:Φ=dN/da,m-2 dN进入小球体的粒子数。 • da 小球体截面积,单位m2。 粒子注量,单位m-2。 • ICRU定义:辐射场中某一点的注量,是进入以该点为球心,截面积为 da的小球体内的粒子数dN除以da的商 • 注量与径迹长度关系:粒子注量等于单位体积内的径迹总长度 • ②能量注量Ψ:Ψ=dR/da,j.m-2 • 定义:进入单位截面积的球体内的所有粒子能量之和(不包括静止能 量) • dR 粒子能量之和,单位 J。, 能量注量,单位 J/m2。 • 粒子注量率φ:φ=dΦ/dt=d2N/dadt,m-2s-1 • d 时间间隔d t 内粒子注量的增量。 φ 粒子注量率(即为粒子通 量密度),单位m-2s-1。 • 能量注量率 ψ : ψ=dΨ/dt=d2R/dadt,j.m-2.s-1(w.m-2) • 式中, d 时间间隔d t 内能量注量的增量。 能量注量率,单 位Jm-2s-1。
质子调强放疗技术与2种光子旋转调强放疗技术在全中枢照射中的剂量学比较
解传滨,杨涛,王子申,等•质子调强放疗技术与2种光子旋转调强放疗技术在全中枢照射中的■38■剂量学比较[J].医疗卫生装备,2021,42(5):38-42,52.质子调强放疗技术与2种光子旋转调强放疗技术在全中枢照射中的剂量学比较解传滨打杨涛打王子申2,方春锋2,徐寿平打曹林2,曲宝林卩(1.解放军总医院第一医学中心放射治疗科,北京100853;2•—洲肿瘤医院放射治疗科,河北涿州072550)[摘要]目的:比较质子调强放疗(intensity modulated proton therapy,IMPT)技术与螺旋断层放疗(helical tomotherapy, HT)、容积旋转调强放疗(volumetric modulated arc therapy,VMAT)2种光子旋转调强放疗技术实施全中枢照射(cranio spinal irradiation,CSI)的剂量学差异。
方法:选取12例接受CSI患者的CT定位图像,完成靶区及危及器官(organ at risk,OAR)勾画,对所有病例均分别设计VMAT、HT及IMPT3种放疗计划,并定义为VMAT组、HT组及IMPT组。
分析比较靶区及各器官剂量学参数并探讨3种技术实施CSI的剂量学差异。
数据采用SPSS22.0软件进行统计学分析。
结果:3组计划均能满足靶区处方剂量的要求,其中VMAT组与HT组D95均高于IMPT组。
对于。
2、几聞2种指标,IMPT组略优于2种光子旋转调强放疗组,且仅HT组与IMPT组的久聞比较差异无统计学意义,而3组的08比较差异均无统计学意义。
VMAT、HT及IMPT3组计划的靶区剂量适形度指数(conformity index,CI)和靶区剂量均匀性指数(homogeneityindex,H I)比较,仅VMAT组与IMPT组的CI差异有统计学意义(t=2.298,P=0.031)在各OAR 的保护上,IMPT组在低剂量区域(V“J体现出明显优势。
光子照射剂量学
光⼦照射剂量学第六章光⼦照射剂量学光⼦即X射线与(γ)射线的总称,是现代放射治疗中应⽤最⼴泛的射线之⼀,掌握好X射线与(γ)射线照射剂量学的各种特性,将能更好地利⽤X射线与(γ)射线的特性为肿瘤病⼈制定⼀个系统的、全⾯、完善治疗计划,使病⼈能够得到最佳的治疗⽅案,以减轻病⼈的疾苦,提⾼疗效。
第⼀节原射线与散射线⼈体或模体中任意⼀点的剂量可分为原射线和散射线剂量贡献之总和。
⼀、原射线是指从放射源(或X射线靶)射出的原始X(γ)光⼦,它理解为射线经电⼦打靶后(或辐射源)直接产⽣原始X(γ)光⼦,穿过过程中没有碰到任何物体或介质⽽产⽣散射,经常⽤零野来表⽰,它在空间或模体中任意⼀点的注量遵从平⽅反⽐定律和指数吸收定律。
⼆、散射线包括:①上述原射线与准直器系统相互作⽤产⽣的散射线光⼦,准直器系统包括⼀级准直器、均整器、治疗准直器、射线挡块等;②上述原射线以及穿过治疗准直器和射野挡块后的漏射线光⼦与模体相互作⽤后产⽣的散射线。
区别这两种散射线是很重要的,例如加射野挡块时,对射野输出剂量虽有影响,但影响很⼩,⼤约只有不到1%的范围,但却减少了模体内的散射剂量。
,散射线来源于射线穿过⼀级准直器、均整器、治疗准直器(包括射野挡块)的射线,它射线质⽐较硬,穿透⼒⽐较强,对输出剂量的影响类似于原射线的影响,故⼀般将这种散射线归图6-1原射线与散射线⽰意图属于始发于放射源(或X射线靶)的原射线的范围,称为有效原射线(图6-1),由它们产⽣的剂量之和称之为有效原射线剂量,⽽将模体散射线产⽣的剂量单称为散射线剂量。
这样规定以后,模体中射野内任意⼀点的原射线剂量可理解为模体散射为零时的该射野的百分深度剂量。
第⼆节平⽅反⽐定律X (γ)光⼦射线产⽣后,在空⽓或介质中的衰减,必然要遵照距离平⽅反⽐定律进⾏衰减,也就是说,在理论上只要有⾜够的距离,就能够把射线衰减到⽆穷⼩。
如果已知某点处的剂量,⽽需要知道另⼀特定点的剂量,则可以根据距离平⽅反⽐定律来进⾏换算,若令f 1为标准源⽪距f 标,f 2为⾮标准源⽪距f ⾮标,则:PDD ⾮标=PDD ⾮标F =22f f d PDD f f d +?? ? ? ? ?+??⾮标标标标⾮标 (6-1) 其中 d m D D PDD 标标标= d m D D PDD ⾮标⾮标⾮标=若令 'd m D D PDD ⾮标⾮标标=则因 D m 标=2m m m f d D f d ??+? ? ?+??⾮标⾮标标(距离平⽅反⽐定律) (6-2)所以 2'd m D D m m f d PDD f d ??+? ? ?+??⾮标标⾮标⾮标⾮标==2m m f d PDD f d ??+? ? ?+??标⾮标⾮标(6-3) = 2f d k f d ??+= ? ?+??标⾮标⼜因f 标≥d m ,f ⾮标≥d m 所以, PDD ⾮标=2f d PDD f d ??+? ? ?+??标标⾮标=k PDD ?标 (6-4) 式中 2f d k f d ??+= ? ?+??标⾮标根据k 因素(图6-2)的定义,可以利⽤标准源⽪距下的百分深度剂量换算成⾮标准源⽪距下的以标准源⽪距下参考剂量点为100%的所谓百分深度剂量,这样既简化了计算,⼜给图6-2 K因素的定义⽰意图常规剂量测量提供了⽅便。
辐射剂量单位与剂量计算
ε=RIN-ROUT+∑Q RIN是进入该体积的辐射能;ROUT是从该体积逸出的辐射能,∑Q是 在该体积中发生的任何核变化时,所有原子核和基本粒子静止质 量能变化的总和。
授与能的单位是J。它是个随机变量,但是它的数学期望值,即平 均授与能 是非随机变量。
• 吸收剂量
吸收剂量D是单位质量受照物质中所吸收的平均辐射能量。即 D=d /dm
无论是内照射还是外照射,不同型辐射相应的平均品质因数Q可参照 下表:
射线种类
Q近似值
能量超过30KeV的光子(X或γ射线)
1
能量超过30KeV的电子
1
氚β射线
2
中子
25
质子和离子
25
α粒子
25
如果器官或组织同时受到几种辐射照射,则可用下式计算
i表示辐射类型。
H=∑DiQi
因为Q无量纲,所以剂量当量与吸收剂量的单位都是J·kg-1。单位的
• 照射量率
照射量率Ẋ是dX除以dt所得的商,即 Ẋ= dX/ dt
式中, dX是时间间隔dt内照射量的增量。
照射量率的单位是C·kg-1·s-1。
• 照射量因子
对于单能X或γ射线,空气中某点的照射量X与同一点处的能量注
量Ψ下述关系
X=Ψ(uen/ρ)a·(e/Wa) 式中(uen/ρ)a空气对给定的单能X或γ射线的质量能量吸收系数,
二 比释动能
• 转移能
转移能εtr是不带电粒子在某一体积元内转移给次级带电粒子的初 始动能的总和,其中包括在该体积内发生的次级过程所产生的任何 带电粒子能量。
转移能εtr单位是J,它同授与能ε一样也是随机量,其数学期望 值,即平均转移能 是非随机量。
• 比释动能
电子束全身照射的实施和剂量学研究
英 国产 F R R 50剂 量仪 ,. c2 7 A ME 2 7 0 6 c5 1石墨 电离 室 ,
美国 ME D—T C公 司生产 MO FT多通道半导 体剂量仪 , E SI 多 用人体仿 真体模 , 国柯 达 E R一 美 D 2慢感 光胶 片 , 国 P O 美 R . C E K胶 片分析软件 , 国 E E T H C 英 L K A公 司 pei rcs e三光 子直 线加速器 , 有多档电子线 能量 ,、0 1 、5 1 、0 E 具 8 1 、2 1 、82 M V。
维普资讯
20 o 7年 8月
第 1 5卷第 8
・
17 ・ 19
放 疗 技 术 夺
电子束 全 身 照 射 的实 施 和剂 量 学 研 究
吴湘阳, 李 勤, 常晓 彬 , 军安 张
【 指示性摘要 】 自行设计 了全 身电子线 照射 ( S I 的患者 固定用标准体 位架 , TE ) 以及可 以人工 3 0度 旋转 的 6 特制旋转盘 。分别应用剂 量仪 、 仿真石蜡 固体 体模 、 固体水 , 柯达慢感光胶 片 , 片分析仪 等多种 剂量测试 胶 工具 , 对开 展该 技术所需 的临床剂量学参数 进行系统的数据采集 , 并加 以分 析 。总结 出一 套对 临床行之有
由于各个治疗 中心在 放疗 设备 、 称治疗 距 离 、 标 限光 筒大 小 等 条件 不同 , 很大 的差别 , 要 实测得 到。我科 采取 的测 有 需
电子线全 身皮肤 照射技术 , 最早 由美 国斯 坦福 大学发 明 并 实施 , 已开展多年 , 内中 国医学 科学 院肿瘤 医 院也较 国 早 开展 了此 项技 术 。但 由于该 技术 需 要特 定 的辅 助 设 施 。 我院从 临床需要 出发 , 临床 、 在 放射物 理 、 工程技术 以及模 室 协 作的基础上 , 自行设计 、 制造 了该技 术所需相 关辅 助装 置 , 并 完成 了相应的剂量学测试 , 为临床开展该 项技术 提供 了理 论依据 。使该技术 的适 应证 患者 能够 有机会 得 到相应 的治 疗, 同时也 为准备 开展此项 技术 的医疗单位提供结 论。
6第六章光子照射剂量学.
放射性核素的活度(强度)减少一半时所需 要的时间称为该放射性核素的半衰期(half life time).
二.几何学概念
1.放射源:产生辐射的靶面中心; 2.照射野: 几何学:表示射线束经准直器后垂直通过模体,距源特
定距离(SSD、SAD)处的平面上的投影; 剂量学:在上述特定平面上,在辐射范围内,相对中
4.深度量
在组织某一深度的放射量,实际上应为深度的吸收剂量,是 原射线的吸收量加上组织散射量,根据不同照射条件,用体 模测出。
5.肿瘤量(DT)
在肿瘤深度处的吸收剂量,即各照射方向的原射线 和散射线到达此点的剂量之和。
6.容积量
指某一体积的吸收剂量,此吸收剂量的多少与射线 的质及所照射的体积有关。容积量包含了照射靶区 和射线经过区域内正常组织的剂量,这在考虑放射 损伤和放射防护时有用。
TAR根据放射源能量、深度及照射野面积可以查表得到。 在固定野照射时,由于入射野面积和源皮距是固定不变的,照
射野范围内的任何深度的剂量均可通过某种能量射线的百分深 度量表查得。但当用放射源以肿瘤为中心旋转治疗时,由于人 体体表曲面的不规则和肿瘤不在体内中心部,其源皮距、入射 野面积(A)和皮肤量(或最大参考点剂量)均在不断改变, 只有放射源到肿瘤中心距离(F)和肿瘤水平的面积是固定不变 的,因此不能用计算固定野照射的肿瘤剂量方法来计算旋转治 疗时的肿瘤剂量。必须用组织-空气比(TAR)的方法计算。
11.反向散射因子(BSF)
定义为射野中心轴上最大剂量深度处的组织空气比。 实际上是TAR的一个特例。
BSF=Dm/ Dm空气
12.散射空气比(SAR)
定义为体模内某一点的散射剂量与该点空气中吸收 剂量之比。与组织空气比的性质类似,散射空气比 与源皮距无关,只受射线能量、组织深度和射野大 小影响。因为体模内某一点的散射剂量等于该点的 总吸收剂量与原射线剂量之差,因此某射野在深度 d处散射空气比在数值上等于该野在同一深度处的 组织空气比减去零射野的组织空气比。
发射光子的放射性核素各向同性点源的剂量学常数
发射光子的放射性核素各向同性点源的剂量学常数李士骏【期刊名称】《辐射防护》【年(卷),期】1999(19)4【摘要】本文提出了发射光子的放射性核素各向同性点源的周围剂量当量率常数Γδ,H*和定向剂量当量率常数Γδ,H′的概念。
以ICRP给出的放射性核素的衰变纲图、核转变数据为基础,利用ICRP的光子注量Φ与自由空气中空气比释动能Ka的换算系数重新计算了发射光子的785种放射性核素各向同性点源的空气比释动能率常数Γδ,Ka值;并由算得的Γδ,Ka值出发,利用ICRP和ICRU给出的相关换算系数和因子,进一步计算了上述各向同性点源的照射量率常数Γδ,X、周围剂量当量率常数Γδ,H*和定向剂量当量率常数Γδ,H′的值。
由于本文计算中用到核转变资料和相关参数值都取自相同的文献,因此,对于给定放射性核素的Γδ,Ka、Γδ,X值比从过去不同文献中查到的数值更具可比性。
本文示出了785种放射性核素分别按剂量学常数Γδ,Ka、Γδ,H*和Γδ,H′数值的分布,从计算结果中摘录了核燃料循环、同位素应用中常见的178种核素的剂量学常数值,列出了本文计算值与《辐射剂量学常用数据》一书中101种核素的Γδ,Ka、Γδ,X值差别的比较结果。
【总页数】17页(P246-262)【关键词】发射光子;放射性核素;各向同性点源;剂量学常数【作者】李士骏【作者单位】苏州医学院放射医学系【正文语种】中文【中图分类】R144.1【相关文献】1.应用各向同性分辨率迭代算法行儿科99Tcm-DMSA单光子发射断层显像:提高影像质量并降低所需同位素药物放射性 [J], N. Sheehy; T.A. Tetrault; D. Zurakowski; A.H2.放射性核素门控单光子发射型计算机断层成像在左室收缩不同步评估中的应用[J], 庞泽堃;李剑明3.各向同性γ点源剂量学常量计算 [J], 马丽;李士俊4.发射光子的放射性核素各向同性点源的剂量学常数(续Ⅰ) [J], 李士骏5.具有长期放射平衡子体的母体核素各向同性点源的总剂量学常数 [J], 李士骏因版权原因,仅展示原文概要,查看原文内容请购买。
应用Geant4计算光子外照射对人体产生的有效剂量
1 引 言
Trc i g a kn )的缩 写 ,是一 种利
有效 剂 量 是 辐射 防 护 中的 一个 重 要 的危 险 评估 用蒙 特卡洛模拟粒子 通过物质整个物理过 程的软件平 量 ,有 效剂 量 作为 防护 量 ,无法 直接 测 量 。一 种方 台。这 个软件适用于 几乎所有 已知 的物理 粒子 ,并且 法是应用蒙 卡程序模拟 出重要辐射敏感 器官的当量剂 可 以 覆 盖 绝 大 多 数 的 粒 子 反 映 过 程 。 G a t软 件 的 一 en 4 量 ,根据I R 6  ̄ 告…中的辐射敏 感器官组织权重 因 个 主要特点是构建几 何相对简单 ,因此我们采用此软 C P 0E
学术论著
中 医 装 2 o 7 第卷 7 Ci ec E i e 1Jy 。7 o7 国 学 备0 年 月 7 第期 h a da qp I2 0 u 1 . 1 n M i1 u m 1 0 lv .N t
应用Gat en4 计算光子外照 射对人体产生的有效剂量
李明生。 欧 向明① 牛 昊巍。 程金生①
C 7  ̄告 值相 比 体 ,应用此 模体计算 人体 侧面 照射时 的有 效剂量 。混 含 男女性 的性 器官 ,这 样方 便与I RP 4 合模体是指 把 男性 与女性 的一些性 器官组合到一起形 较 。O RNL 模体 主要分为五 部分 :头部 、躯干 、腿 、 成 的模 体 ,应 用此 模体 可 以直 接 计算 各 种几 何 条件 乳房 和睾丸 ,每一部 分为单独的物理体 ,其余器官或 下人 体 器 官的 当量 剂 量值 和 人体 有 效剂 量 。模 体主 者组 织包含在以上物 理体 中。其 中头部 包含的器官为
职于中国 疾病预 防 控制 [ Ywo d ]OR h n o E fc ied s ; n ec ro Ph t n Ke r s NL p a t m; f t o e Mo t a l ; o o e v I r ta t o ’ a d e s n t u e o d o cie P o e to n ce rS ft , 中心辐射 安全所,主要 Fi s - u h rS d r s ]I si t fRa i a t r t ci n a d Nu la a ey t v 从事 电离辐射剂量模拟 C iaC hn DC, ei g1 0 8 , hn . B in 0 0 8 C ia i
发射光子的放射性核素各向同性点源的剂量学常数_续_II
137 Ce 139 141
137 La
1 1
Ce Ce
- 2
143 Ce 144 Ce
143 Pr 144 Pr 144m Pr
1.
356× 101 d
1.
00000×100
1.
20× 101
52× 10- 1
2
55× 101
1. 728× 101m 9. 82200× 10- 1 9. 59× 10- 1 7. 200× 100m 1. 78000× 10- 2 7. 42× 101
2. 82× 102. 18× 100 5. 83× 10 9. 1.
1. 41× 100 8. 92× 101 2. 44× 10 3. 8.
1
136 137
Pr 1. 310× 101 m EC , Pr 7. 660× 10 m EC, Pr 2. 100× 100 h EC, 1. 4. 450× 100 m 510× 100 h
131m Ba 131 Ba 133m 133
131 Ba + 131 Cs 133
00000×100 00000×100
22× 10- 1
1
9. 690× 100 d 1. 00000×100 a 1.
2. 07× 101
6. 09× 10-
2. 58× 101
Ba 3. 1.
Ba 1.
45× 10- 1 80× 10- 1
1
照射量 率常数
[ ( aC/ kg) ・m 2 ]
周围剂量当 量率常数 ( aS v ・ m 2 ) 3. 43× 101 8. 28× 10
1
定向剂量 当量率常数 ( aSv ・ m 2) 3. 45× 101 8. 30× 101 3. 31× 101 5. 30× 100 4. 59× 100 5. 02× 101 8. 95× 101 1. 62× 100 9. 30× 101 3. 57× 100 4. 54× 100 8. 00× 101 4. 69× 100 5. 35× 100 1. 08× 101 4. 08× 100 1. 54× 101 1. 36× 100 8. 92× 101 2. 45× 101 1. 08× 102 3. 81× 101 8. 41× 100 2. 15× 100 3. 94× 10- 7 1. 70× 100 1. 19× 100 5. 88× 10- 1 3. 99× 101 1. 80× 101 4. 89× 100 7. 02× 101 2. 06× 101 3. 36× 101 6. 15× 100 7. 93× 100 1. 85× 101 3. 82× 101 3. 36× 101 4. 01× 101 1. 66× 101
放射治疗计量学
整理ppt
3、PDD通常选择标准源皮距条件下的最大剂量深 度做剂量参考点.
4、剂量参考点的几何位置不同即距放射源的距离 不同。
比较:
1、组织最大剂量比(TMR): 描述的是空间同一 位置(即距辐射源的距离相同)但处于不同深度的剂
放射物理计量学
杨宝龙
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照射野剂量学
照射野及照射野剂量分布的描述
一、定义
1.照射野(field) 由准直器确定射线束的边界,并 垂直于射线束中心轴的射线束平面 称为照射野。
2.射线束中心轴 (beam axis) 定义为射线束的对称轴, 并与由光 阑所确定的射线束中心, 准直器的 转轴和放射源的中心同轴。
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。
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X (γ)射线照射野剂量分布的特点
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。
PDD和TMR作处方剂量计算有何异同
常规放射治疗的处方剂量计算,最常用的剂量参数是百 分深度剂量(PDD)和组织最大剂量比(TMR)。前者 用于固定源皮距照射技术的剂量计算,而后者由于不依赖 于源皮距而变化, 主要用于等中心或旋转照射技术。
这两个剂量学参数既有联系又有完全不同的意义。
1、百分深度剂量描述的是空间不同位置的剂量两点之 间的剂量比值;
X线射野剂量学
}
适用于任何受照介质和任何类型的辐射
中山大学肿瘤防治中心
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2 描述光子线的物理量
空气比释动能 定义:光子在质量为dm的介质中释放的全部带电离子的初 始动能之和
}
空气中单能光子在离源某一点处的比释动能
是能量为hv的光子对空气的质能传输系数
电离光子辐射
} } } }
伽马射线(核素的伽马衰变产生) 外照射治疗X线机 轫致辐射(电子-原子核库仑作用) X线治疗机和直线加速器 特征X线(电子-轨道电子相互作用) X线治疗机和直线加速器 湮没辐射(正电子湮没) PET
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2 描述光子线的物理量
光子Байду номын сангаас量
} }
dN是进入一个虚拟球体内截面积为dA的光子的数目 单位为cm-2
光子通量率
}
单位cm-2·s-1
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2 描述光子线的物理量
从 Mp 到 的计算步骤:
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3 外照射光子线源
Ø 按射线类型:伽马射线源和X射线源 Ø 按能量:单能和多能 Ø 按强度分布:
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第六章光子照射剂量学光子即X射线与(γ)射线的总称,是现代放射治疗中应用最广泛的射线之一,掌握好X射线与(γ)射线照射剂量学的各种特性,将能更好地利用X射线与(γ)射线的特性为肿瘤病人制定一个系统的、全面、完善治疗计划,使病人能够得到最佳的治疗方案,以减轻病人的疾苦,提高疗效。
第一节原射线与散射线人体或模体中任意一点的剂量可分为原射线和散射线剂量贡献之总和。
一、原射线是指从放射源(或X射线靶)射出的原始X(γ)光子,它理解为射线经电子打靶后(或辐射源)直接产生原始X(γ)光子,穿过过程中没有碰到任何物体或介质而产生散射,经常用零野来表示,它在空间或模体中任意一点的注量遵从平方反比定律和指数吸收定律。
二、散射线包括:①上述原射线与准直器系统相互作用产生的散射线光子,准直器系统包括一级准直器、均整器、治疗准直器、射线挡块等;②上述原射线以及穿过治疗准直器和射野挡块后的漏射线光子与模体相互作用后产生的散射线。
区别这两种散射线是很重要的,例如加射野挡块时,对射野输出剂量虽有影响,但影响很小,大约只有不到1%的范围,但却减少了模体内的散射剂量。
,散射线来源于射线穿过一级准直器、均整器、治疗准直器(包括射野挡块)的射线,它射线质比较硬,穿透力比较强,对输出剂量的影响类似于原射线的影响,故一般将这种散射线归图6-1原射线与散射线示意图属于始发于放射源(或X射线靶)的原射线的范围,称为有效原射线(图6-1),由它们产生的剂量之和称之为有效原射线剂量,而将模体散射线产生的剂量单称为散射线剂量。
这样规定以后,模体中射野内任意一点的原射线剂量可理解为模体散射为零时的该射野的百分深度剂量。
第二节 平方反比定律X (γ)光子射线产生后,在空气或介质中的衰减,必然要遵照距离平方反比定律进行衰减,也就是说,在理论上只要有足够的距离,就能够把射线衰减到无穷小。
如果已知某点处的剂量,而需要知道另一特定点的剂量,则可以根据距离平方反比定律来进行换算,若令f 1为标准源皮距f 标,f 2为非标准源皮距f 非标,则:PDD 非标=PDD 非标F =22f f d PDD f f d ⎛⎫⎛⎫+⋅⋅ ⎪ ⎪ ⎪ ⎪+⎝⎭⎝⎭非标标标标非标 (6-1) 其中 d m D D PDD 标标标= d m D D PDD 非标非标非标= 若令 'd m D D PDD 非标非标标= 则因 D m 标=2m m m f d D f d ⎛⎫+⋅ ⎪ ⎪+⎝⎭非标非标标(距离平方反比定律) (6-2)所以 2'd m D D m m f d PDD f d ⎛⎫+⋅ ⎪ ⎪+⎝⎭非标标非标非标非标==2m m f d PDD f d ⎛⎫+⋅ ⎪ ⎪+⎝⎭标非标非标(6-3) = 2f d k f d ⎛⎫+= ⎪ ⎪+⎝⎭标非标又因f 标≥d m ,f 非标≥d m 所以, PDD 非标=2f d PDD f d ⎛⎫+⋅ ⎪ ⎪+⎝⎭标标非标=k PDD ⋅标 (6-4) 式中 2f d k f d ⎛⎫+= ⎪ ⎪+⎝⎭标非标根据k 因素(图6-2)的定义,可以利用标准源皮距下的百分深度剂量换算成非标准源皮距下的以标准源皮距下参考剂量点为100%的所谓百分深度剂量,这样既简化了计算,又给图6-2 K因素的定义示意图常规剂量测量提供了方便。
第三节百分深度剂量当射线入射人体(或模体)中时,人体(或模体)内吸收剂量将随深度变化。
影响这种变化的因素有:射线能量、射线种类、组织深度、组织密度、射野大小大小、源皮距和线束准直系统等。
因此在作患者体内剂量计算时,必须考虑这些因素对百分深度剂量分布的影响。
一、照射野及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。
射束中心轴:射线束的中心对称轴线。
射野中心轴:临床上一般用放射源S穿过照射野中心的连线作为射紧野中心轴。
照射野:射线束经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。
光学野:临床上为治疗摆位方便,用内置灯光来模拟射线所产生的照射野,必须定期进行照射野与光学野一致性验证。
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d 0。
400KV 以下的X 射线,参考点取在模体表面(d 0=0)。
最大深度剂量(d max ):对高能X 射线或γ射线参考点取在模体表面下(或皮下)射野中心最大剂量点位置(d 0=d m ),该位置随能量变化并由能量确定。
如6 MV 最大剂量点在表面下(或皮下)1.5cm 处,8 MV 最大剂量点在表面下(或皮下)2.0cm 处,10 MV 最大剂量点在表面下(或皮下)2.5cm 处。
15 MV 最大剂量点在表面下3.0cm 处。
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dc 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内所参考点的距离。
源轴距(SAD ):放射源到机架、床旋转轴或机器等中心的距离。
二、百分深度剂量(一)百分深度剂量定义如图6-3所示,百分深度剂量(PDD ):定义为射野中心轴上某一深度d 处的吸收剂量率与参考点深度处剂量率的百分比:.100%.d d D PDD D =⨯ (6-5) 对能量≤400 KV X 射线,因参考点取在模体表面(d 0=0),上式变为: PDD=2m m m f d D f d ⎛⎫+⋅ ⎪ ⎪+⎝⎭非标非标标⨯100% (6-6)式中.s D 为射野中心轴上皮肤表面剂量率。
而对高能X (γ)射线,因参考深度取在射野中心轴上最大剂量点深度d m 处变,(6-5)式变为: PDD=..d mD D ⨯100% (6-7) 式中.m D 为射野中心轴上最大剂量点处剂量率。
最大剂量深度d m 随射线能量增加而增加,如对钴-60γ射线,最大剂量点深度在距表面(或皮下)5mm 深度处,对10 MV X 线,最大剂量点深度在表面2.5cm 处,对半价层为1~2mmCu 的低能X 线,当射野很大时,最大剂量点略在表面下,此时参考点仍然在表面,故最大吸收剂量点处的百分深度剂量大于100%。
例HVL=2.0mm Cu X射线,SSD=50cm,射野面积为400 cm2,在0 cm,1 cm,2 cm深度处,百分深度剂量分别为100%,102.4%,99.0%。
产生这种情况不是由于电子建成效应,而是由于大照射野造成的过量散射。
原则上说,应该按最大剂量点作为参考点,实际上并非这样,能量小于400KV X线,参考点依然放在表面上。
(二)剂量建成效应图6-4表明钴-60γ射线两种不同准直器A,B 图6-3 百分深度剂量定义示意图的百分深度剂量随表面下深度变化情况。
对B型准直器(距人体或模体表面20㎝),百分深度剂量在表面为33%,到4~6㎜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,一般都有建成区域存在。
如果原射线中电子含量少,表面剂量可以很小,但是不会为零,因为各图6-4 两种不同准直器对剂量建成的影响种散射,以及原射线中总有少量电子存在。
对25 MV X射线,表面剂量可以小于15%。
对A 型准直器,钴-60γ射线由表面为85%到6㎜处达到100%,表明入射线中既含有低能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皮肤表面15~20㎝时,大多数散射电子可以消除。
有些钴-60治疗机的准直器的末端封有数毫米的塑料,使得电子建成不发生在人体内而在人体外,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。
图6-5 各种能量的X (γ)射线百分深度剂量随深度的变化图6-5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,表面剂量减少,最大剂量深度随能量增加而增加。
200 KV X 射线,建成区非常窄,140 KV X 射线,无建成区,对32 MV X 射线,建成区约5~6㎝。
以下物理原因导致形成剂量建成区:①当高能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这些高能次级电子要穿过一定的组织深度通过电离和能量沉积,直至其能量耗尽后才停止;③由于①、②两个原因,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组织深度增加而增加,并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数随深度增加而减少,其总效果,在一定深度(建成区深度)以内,总吸收剂量随深度而增加。
射线质射野 SSD a: 22MV X10×10 cm 2 70 cm b: 4 MV X10×10 cm 2 70 cm c: 1 MV X10×10 cm 2 70 cm 射线质 滤片 射野 SSD d: 200 kv X 1.0 mm Cu 10×10 cm 2 50 cm e: 140 kv X 2.5 mm Al φ5 cm 2 15 cm f:钴-60 γ 10×10 cm 280 cm(三)百分深度剂量随射线能量变化图6-6所示为各种能量X(γ)射线的百分深度剂量曲线。
曲线j为1g镭源、SSD=5㎝的百分深度剂量曲线。
镭的γ射线在水中的穿透力基本上和钴-60γ射线的相同。
由于高活度的镭源不能得到,SSD必须用得很短,所以,百分深度剂量由于平方反比定律迅速随深图6-6百分深度剂量随能量的变化示意图度下降。
此类镭治疗机现已不再停用。
曲线i表示能量100 KV,HVL=2㎜Al,SSD=15㎝的浅层治疗机的百分深度剂量曲线。
从分布曲线上看,j,i非常近似,5㎝深度处,二者大约有25%的百分深度剂量。
尽管百分深度剂量相同,但两种机器不能换用。
因为镭γ射线对骨和软组织的吸收几乎相等,而低能X射线的骨和软组织吸收差别很大。
曲线h是铯-137治疗机SSD=15㎝的百分深度剂量曲线,在10㎝深度时,百分深度剂量可达25%。
曲线g为200 KV X射线机SSD=50㎝,HVL=1.5 mm Cu的百分深度剂量曲线,g类似于h,在10㎝深度处百分深度剂量为35%。
f为铯-137治疗机SSD=35㎝的曲线,在小深度时,百分深度剂量f较g小;在大深度时,由于铯-137γ射线有较大的穿透能力,百分深度剂量较高。
在10㎝深度处,大约有40%。
曲线图e为2 MV超高压X射线机SSD=100㎝时的百分深度剂量曲线,其分布基本上和钴-60治疗机SSD=80㎝的曲线相同。