第五章X(γ)射线射野剂量学(上).
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
X(r)射线射野剂量学_part2
R IH
S
R
R
IH
S
R
R
IH
S
R
J
J
J
M
M
M
D J D J D
R
IH
A C A C M A C M M M
S
D C J D C J D C J M
R
C
C
R
IH
S
R
C
R IH
C
R
S
J
J J
C
J
C M
M
D J D J D
R
IH
A C A C M A C M M M
S
D C J D C J D C J M
R
J D J D
R
C
C
M
C
+
J
R
IH
+
C C
A M A M
S
+
R
/4
C
IH
C
S
C
肿瘤放射物理学基础
基本措施
1.时间防护 尽量缩短受照时间 2.距离防护 增大与辐射源的距离 3.屏蔽防护 人与源之间设置防护屏障
能量和照射野的选择
常用能量 4~25Mev
能量与治疗深度的关系 E = 3d+2~3Mev
照射野 电子束射野≥靶区横径的1.18倍
近距离照射剂量学
剂量学特点 放射源周围的剂量分布按照与放射
源之间的距离的平方而下降，即平方反 比定律。 基本特征 肿瘤剂量 高而不均匀，而邻 近正常组织受量低
近距离治疗的主要特点
康普顿效应：
当光子与原子内
一个轨道电子发生相互 作用时，光子损失一部 分能量，并改变运动方 向，电子获得能量而脱 离原子，这种现象叫做 康普顿效应。在 0.03~25MeV的范围占 优势，骨和软组织的吸 收剂量相近
电子对效应：
入射光子能量 大于1.02MV时，光 子可以与原子核相 互作用，使入射光 子的全部能量转化 成为具有一定能量 的正电子和负电子 ，这就是电子对效 应。在25~100MeV 的范围占优势。
任何物质。
名词解释
放射源（S） 一般规定为放射源前表面 的中心，或产生辐射的靶面中心。
照射野 射线束经准直后垂直通过模体的 范围。
临床剂量学中规定模体内50%等剂量线 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。 400kV以下X射线参考点取在模体表面，对 高能X（γ）射线参考点取在模体表面下射 野中心轴上最大剂量点位置
60Co治疗机
原理：利用放射性同位素60Co发射出的γ 射线治疗肿瘤，平均能量1.25MeV，与一 般深部X射线机相比有一下特点
特点：①能量较高，射线穿透力强；② 皮肤反应轻；③康普顿效应为主，骨吸 收类似于软组织吸收；④旁向散射少， 放射反应轻；⑤经济可靠，维修方便。
放射治疗计量学演示文稿
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放射治疗计量学
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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
公式表示为：TPR（E、Wd、d）= Dx／Dx``
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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 组织模体比与组织最大剂量比都表示空间同一位置，水
模体中某一深度的吸收剂量与其位于标准深度或参考深度的 吸收剂量比值，因此影响这两个参数变化的因素为能量、照 射野和深度。
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例如： ⑴、胸部肿瘤、肺癌、食管癌的治疗，由于肺组
织的存在，在剂量计算中如不作肺组织校正，剂量就 不准确。
对肺后部和肺中部的病变治疗，由于肺组织的存在， 其剂量有所增加。
如采用60钴治疗，每穿过 1cm 的健康肺组织， 肺后病变的剂量就要增加4%；如用三野技术治疗 胸段食管癌，两后斜野各会穿过肺组织约5－7cm。 不作肺校正，实际剂量会增加13.2－18.5%。
物理师试题解析版第二部分（真题部分）
有关模体的历年真题（2014.6）模体是由下述哪一替代材料构成的模型 （ D ）A、软组织B、水C、聚苯乙烯D、人体组织E、脂肪（2014.80）在水替代材料中测量剂量时，与水体模相比较，对吸收剂量测量的精度不应超过如下哪一水平，否则应改用较好的材料（ B ）A、0.5%B、1.0%C、1.5%D、2.0%E、2.5%（2012.65）水的质量密度为1.00，电子密度为3.34，有效原子序数为7.42，最适合替代的组织是（ C ）A、骨B、肺C、肌肉D、脂肪E、脑解析：根据知识点解析中ICRU 44号报告中的定义，结合图表给出的肌肉的质量密度1.04，电子密度为3.44，有效原子序数为7.64 。
（2012.67）对中、高能X（γ）射线，康普顿散射为主要相互作用形式。
模体的质量密度、厚度、原子序数之和及原子量之和，分别用ρ，T，Z，A表示。
模体的等效性是指（ E ）A、ρ相同B、Z相同C、A相同D、T×ρ×（Z/A）相同E、ρ×（Z/A）相同解析：电子密度，考的是电子密度与质量密度换算的计算方法。
（2012.98多选题）对于光子束，组织等效或水等效要求匹配的三个参数是A、质能吸收系数B、线性阻止本领C、线性散射本领D、质量阻止本领（原题为“质量组织本领”，估计为打印错误）E、质量散射本领（2010.23）关于组织替代材料的论述中，更为准确的描述是:与被替代的人体组织具有近似相同的 ( A )A、射线吸收和散射特性B、质量密度C、电子密度D、总线性衰减系数E、总质量衰减系数（2010.72）对于X(γ)射线，组织替代材料必须与组织具有相同的 ( C )A、反射系数B、吸收系数C、总线性衰减系数D、碰撞系数E、弹性系数有关放射源定义的历年真题（2013.26）在X（γ）射线射野剂量学中，放射源（s）一般是指放射源哪一平面中心 ( A )A、前表面B、中心表面C、后表面D、横截面E、矢状面有关平方反比定律的历年真题（2010.139）下列介质中，光子线的传播遵守平方反比定律的是( C )A、水B、有机玻璃C、空气B、固体水E、人体体模有关表面剂量的历年真题（2012.8）远距离放射治疗中，对表面剂量几乎没有影响的因素是( E )A、准直器的散射线B、均整块的散射线C、模体的反向散射线D、光子与射野挡块所产生的散射电子E、治疗机房的墙壁所产生的散射线（2011.54）光子线的表面剂量大小受能量和射野大小影响，下列叙述正确的是( D )A、能量越高，射野越小，表面剂量越高B、能量越高，射野越大，表面剂量越高C、能量越低，射野越小，表面剂量越高D、能量越低，射野越大，表面剂量越高E、能量影响相对较小，射野大小对表面剂量影响很大有关外照射光子源设备的历年真题（2010.143）实现光子线外照射的治疗机器主要包括( 参考答案A？ )A、同位素、X射线机和直线加速器（这是原版真题，现在好多版本中同位素后的顿号掉了）B、60Co治疗机、直线加速器和模拟机C、同位素治疗机、X射线机和直线加速器D、60Co治疗机、X射线机和模拟机E、同位素的后装治疗机、X射线机和直线加速器解析：其实此条题目有点不严谨，所以我们只能用排除法选最佳答案。
5第四五章剂量学及测量的基本概念
D K
例题1: 质量为0.2g的物质,10s内吸收电离辐射 的平均能量为100尔格,求该物质的吸收 剂量和吸收剂量率. 解: dm = 0.2g = 2×10-4kg; dEen= 100 erg =10-5J; dt = 10s
dEen 10 D 0.05Gy 4 dm 2 10 dD -1 D 5mGy s dt
二. 吸收剂量的测量
对医学和防护学有意义的量是 吸收剂量。吸收剂量一般通过间接 测量来获取，考察某点能量沉积产 生的理化变化，间接反映该点物质 吸收的射线能量。经过适当校准， 给出D的大小。
吸收剂量（Absorbed Dose） 吸收剂量是指电离辐射在单位质量的介质中沉积 （Imparted）的平均能量。 旧单位为拉德（rad ），SI 单位为戈瑞（Gy ）。 其单位（ Gy ）的定义是每千克（ kg ）物质吸收 1 焦耳 （J）能量时的吸收剂量。1rad=10-2J/kg=1cGy。 吸收剂量与照射量区别： （1）吸收剂量被广泛地应用于不同电离辐射的类 型、能量及各种介质。 （2）吸收剂量反映的是射束在介质中被吸收的情 况，而照射量则是指辐射在空气中电离量的大小。 在临床上，吸收剂量更重要，更被医生所关注， 它的量值是通过使用剂量计及电离室对照射量进行精 确的测算而确定的。
二. 吸收剂量的测量 1、基本测量——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
一.照射量 X
是直接量度X或γ光子对空气电离能力的量， 可间接反映X射线或γ射线辐射场的强度大小 或光子数多少的一种物理量。 定义: X或γ光子在单位质量的空气中所产生的 总电荷量（或辐射强度或光子数）. 照射量仅适应于能量在 10KeV~3MeV范围内的X射线或γ射线
LA物理师考试大纲
全国医用设备资格考试直线加速器物理师考试大纲笫一章核物理基础1．大体概念原子序数，原子量，同位素，基态，激发态，特点X射线，原子结构和能级，原子核结构和能级，阿伏加德罗定律，质量和能量的大体关系，电子密度，重要大体粒子(光子、电子、质子、中子和π介子)的特性。
2．放射性原子核的稳固性，衰变类型，放射性指数衰变规律，放射性活度，半衰期，衰变常数，平均寿命τ，递次衰变，放射平稳，放射性比活度，人工放射性核素的生产途径和其生长规律。
第二章电离辐射与物质的彼此作用1．带电粒子与物质的彼此作用电离辐射，直接致电离辐射，间接致电离辐射，碰撞阻止本领，辐射阻止本领，总质量阻止本领，射程，传能线密度。
带电粒子与核外电子发生非弹性碰撞的作用进程，质量碰撞阻止本领与重带电粒子的能量、电荷数、靶物质的电子密度之间的关系，质量碰撞阻止本领与电子的能量、物质的电子密度之间的关系。
带电粒子与原子核发生非弹性碰撞的作用进程，质量辐射阻止本领与带电粒子质量、能量、单位质量物质中的原子数、物质原子的原子序数之间的关系。
带电粒子与原子核发生弹性碰撞的作用进程。
关于电子，碰撞损失和辐射损失的相对重要性。
2. X()射线与物质的彼此作用 截面，线性衰减系数，线性衰减系数与截面之间的关系，质量衰减系数，线能量转移系数，质量能量转移系数,质量能量吸收系数，半价层，平均自由程，有效原子序数。
与带电粒子相较，光子与物质的彼此作用有何特点。
μ，HVL 和l 三者之间的关系，窄束、宽束光子线穿过靶物质时其强度衰减规律，ρμ，ρμtr 和ρμen 三者之间的关系。
光电效应作用进程，原子的光电效应截面与光子能量，原子序数之间的关系。
康普顿效应作用进程、原子的康普顿效应截面与光子能量、原子序数之间的关系。
电子对效应作用进程，原子的电子对效应截面与光子能量、原子序数之间的关系。
光子和物质的其它彼此作用进程(相干散射和光核反映)。
单元素物质的总作用系数与每种作用形式的作用系数之间的关系。
X(r)射线射野剂量学_part1
J
C
C
M
C
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C
J
J
J
M
M
M
M
基本名词术语
❖ 源是指放射源前表面的中心或产生辐射的靶面中心。
❖ 照射野是指射线束经准直器后垂直照射模体的范围。
❖射野中D心轴是R 指射线IH 束的中A心对称S 轴线D R
❖源皮距是J指放射C源到模C体表面M照射野C 中心J 的距C离
❖ 源轴距是指放射源到机架旋转轴的距离
D
R
IH
A
S
D
R
J
C
C
M
C
J
C
J
J
J
M
M
M
M
组织替代材料和模体
❖X（γ）射线、电子束及其他重离子入射到人体
时，与人体组织相互作用后，发生散射和吸收，
D
R
IH
A
S
D
R
能量和强度逐渐损失。对这些变化的研究，在实
际临床工J作中，C 很难C在人体M 内直C接进J 行。C因此，
必须使D用人体R 组织IH 的替代A材料S （tiDssue R
较慢。 J
C
C
M
C
J
C
❖对于AD 型准R 直器，IH 由表面A 为 S 85D%到R6mm
代材料加J工而成C ；后C者用人M 体各C种组J织的C相应组
织替代J材料加J 工而J 成。 M
M
M
M
❖组织填充模体：
❖人体模体主要用于治疗过程中的剂量学研究，包
括新技术的开发和验证、治疗方案的验证和测量
等，但不主张用它作剂量的常规校对与检查。
1985年在四川成都科技大学开始了批量生产这种
临床剂量学(1)
参考点（Reference Point)：模体表面下射野中心轴上的
某一作为剂量计算或测量参考的点。
校准点（Calibrate Point)：在射野中心轴上指定的用于校 准的测量点。
源皮距（SSD)：放射源到模体表面射野中心的距离。
源瘤距（STD)：放射源沿射野中心到肿瘤内所考虑点的
距离。
源轴距（SAD)：放射源到机架旋转轴或机器等中心的距 离。
反平方定律导致随源皮距的增加，深度
剂量增加；
校正方法：
F因数法
K因数法
F因数校正法
A0 （d dm） PDD % Ks （d1，f1，A0） 100 A e 1
f1 d m 100% f d 1 （d dm ） e KS
80
60
40
20
0 0 5 10 15 DEPTH 20 25 30 35
湖 北 省 肿 瘤 医 院放疗科
射野面积对深度剂量的影响
HBCH RADIOTHERAPY DEPARTMENT
射野面积极小时， 剂量贡献几乎全部 来自于原射线，当
22 MeV X线 PDD
射野增大时，散射
线增加，剂量随之 增加。
2
S
S
PDD( d1 , f 2 , A0 )
f2 dm 100% f d 2
2
（d dm ） e KS
2
2
f1
f2
PDD( d1 , f 2 , A0 ) PDD( d1 , f1 , A0 )
f 2 d m f1 d m f d f d F 2 1
X线射野剂量学
1 介绍
光子线射野剂量学研究的对象：模体及人体:
组织替代材料组成模体，模拟射线与人体组织或器官 的相互作用的物理过程.
材料的要求：对射线的散射和吸收的特性与人体组织 的相同。常用水材料。
模体剂量准确性要求：用来测量时与标准水模体的结 果偏差不能超过1％.
1 介绍
光子线射野剂量学研究的内容：
2 描述光子线的物理量
能量通量
dE是进入截面积为dA的光子总能量 单位为J·cm-2
能量通量率
单位 J·cm-2·s-1
2 描述光子线的物理量
照射量X
定义：光子辐射在质量为dm的空气中释放的全部次级电子完全被 空气阻止时，在空气中形成的同一种符号的离子总电荷的绝对值 dQ与dm的比值
zmax=0时, PSF变成背向散射因子
PSF≧1.0
Co-60
6.5 相对剂量因子(RDF)
定义
RD (A ,hF)v Sc,p(A ,h)v D D p p((z zm m,,1 a aA ,,x x0 ff,,h h))v v
根据CF和SF的定义:
RDF ( A , hv )
D p ( z max , A , f , hv ) D p ( z max ,10 , f , hv )
等面积 圆形野等效成方形野
aeq req
6.3 准直器因子(CF)
定义 空气中射野输出剂量率与参考射野在空气中的输出剂 量率C之A F 比,v()Sc(A ,v)RE A , F v) (D D ''((1 A ,, 0 v v))
测量
测量点通常(SSD＋zmax)处 电离室带建成套 射野范围应大于建成套直径
6.2 照射野大小(FS)
2013年LA物理师题及答案要点
1、测量电离室输出信号的方式包括A 电压、电流、输出电荷量B 电压、电阻，输出电荷量C 电压、电容、输出电荷量D 电阻、电流、输出电荷量E 电阻、电容、输出电荷量2. 在照射野中加上楔形板以后，受其影响最大的剂量参数是A 反散射因子B 百分深度剂量C 组织空气比D 组织最大剂量比E 输出剂量率3. 屏蔽辐射检测应包括A 治疗机头的漏射线检测B 准直器的漏射线检测C 治疗室外X射线漏射检测D 治疗室外中子漏射检测E 治疗室外电子漏射检测4. 医用加速器每年监测楔形板附件穿透系数（楔形因子）稳定性好于A 1.0%B 1.5%C 2.0%D 2.5%E 3.0%5. 计划设计与执行的体模阶段，不包括A 确定肿瘤的位置和范围B 确定肿瘤与周围组织、重要器官间的相互关系C 医生为患者制定治疗方针D 为计划设计提供必要的与患者有关的解剖材料E 勾画出治疗部位靶区及正常组织的轮廓6. 近距离照射放射源强度校准最好使用A 指型电离室B半导体探测器C 井行电离室D 闪烁计数器E 正比计数器7. 新一代Leksell伽马刀所用的钴源数量A 1个B 30个C 128个D 201个E 256个8. 一个10X10cm的X线照射野，SSD=100，治疗深度处（8cm）PDD为74%，dmax处校验后剂量率为1cGy=1MU，处方剂量为150cGy，如果在射野中插入一块楔形板，其楔形因子Fw=0.70，则此射野的MU设置应为A 142B 159C 200D 220E 2909. 加速器产生的高能电子束，在经过散射箔、空气等介质后，其能谱变化规律应为A 先变窄，后变宽B先变宽，后变窄C 不变D 逐渐变宽E 逐渐变窄10. 调强放射治疗中，MLC正确的选择是A MLC静态调强时，叶片宽度无要求B MLC静态调强时，不必考虑叶片运动速度问题C MLC静态调强对剂量率稳定性的要求比动态调强要高D MLC叶片到位精度只影响射野边缘的剂量分布，MLC选择不予考虑E 选择MLC要考虑小跳数时射束输出的特性11. 医用加速器机械误差每日监测要求灯光野或光距尺的误差不超过A 1mmB 2mmC 3mmD 4mmE 5mm12. 钴-60半价层为1.25cm铅，3.75cm的铅块可挡去原射线强度的百分数是A 97.5%B 87.5%C 77.5%D 67.5%E 57.5%13. 有关组织填充物的论述，以下正确的是A 组织补偿物的材料可以是铜、铝等金属B 对高能X线，一般应将组织补偿物直接放在患者皮肤表面C 对高能X线，为了用于修正剂量建成的目的，不可将组织补偿物直接放在患者的皮肤表面D 对低能X线，通常不可将组织补偿物直接放在患者的皮肤表面上E 对低能X线，通常可将组织补偿物直接放在患者的皮肤表面上14. 医用加速器每月X射线的PDD、TPR稳定性不超过A0.5%B1.0%C1.5%D2.0%E2.5%15. 剂量建成区的深度一般在A 初级电子最大射程B 次级电子最大射程C 皮肤下2cmD X（r）射线的射程E 皮肤下0.5cm16.水中吸收剂量Dw（z）可由公式Dw（z）=Mq*Wd.air*Sw.air*Pwall*Pce计算，公式中的参数的描述，不正确的是A Mq：经过大气温度、气压等的仪器读数B Nd.air：电离室水中吸收剂量C Sw.air：水/空气组织本领比D Pwall：室壁修正因子E Pce：中心电极修正因子17.用伽马刀或者X刀治疗A VM病灶，最佳的精确定位方式是A CTB MRIC DSRD CT与DSA图像的关联映射E CT与MRI的图像融合18.不能减少靶区运动对治疗的影响的是A 深吸气屏气B 治疗跟踪（Tracking）C 治疗开始前矫正体位D 主动呼吸控制（Elekta ABC）E 呼吸门控（Varian RPM系统）19. 用电离室测量高能X线剂量是，有效测量点位于A 电离室中心前方的0.5r处B 电离室中心前方的0.55r处C 电离室中心前方的0.6r处、D 电离室中心前方的0.65r处E 电离室中心前方的0.7r处20. 在吸收剂量的绝对刻度中，哪一物理量表示对电离室材料完全空气等效修正A KmB KattC NxD NkE Nd21.以下叙述不正确的是A DRR影像质量的优劣主要受到CT扫描空间分辨率的限制B CT机中像素单元大小取决于CT机的探头数目、探头体积和扫描视野（FOV）的大小C 在CT机探头数目和探头体积固定的情况下，FOV越大，像素单元越大D 为保证高质量的DRR重建，需要薄层扫描E 在CT机探头数目、探头体积固定的情况下，FOV越小，空间分辨率越低，所以CT模拟机应该选择FOV大的扫描机22. X线立体定向治疗系统的准直器等中心精度应小于A 0.1mmB 0.5mmC 1.0mmD 1.5mmE 2.0mm23.用于描述但能电离射线束物理量不包括A比释动能B 粒子注量C 能量注量D 粒子注量率E 能量注量率24.最易受外部因素影像的个人计量仪是A 光释光系统B 电离室C热释光剂量计D 个人剂量计E 胶片剂量计25.关于辐射照射的随机效应的叙述，正确的是A 发生概率与剂量大小有关，但严重程度与之无关B 发生概率和严重程度与剂量大小有关C 发生概率和严重程度与剂量大小无关D 发生概率与剂量大小无关，但严重程度与之有关E 多发生在低剂量水平26.在X（r）射线射野剂量学中，放射源（s）一般指放射源哪一平面中心A 前表面B中心表面C 后表面D 横截面E 矢状面27. 不属于剂量计算算法的是A 解析法B 矩阵法C 半经验公式D 互信息配准法E 3-D积分法28. 属于X（r）线的全身照射适应症是A 慢性粒细胞白血病B 蕈样霉菌病C 非霍奇金病D Kaposi肉瘤E 肿瘤的远处转移29. 双电压法用来修正电离室的A 方向效应B 饱和效应C 杆效应D 复合效应E 极化效应30. 当垫子直线加速器能量超过6MV，加速管太长不能直立安装时，需要使用A 放大线圈B 四方环流器C 均整滤过器D 垫子散射箔E 偏转磁铁31. SRS并发症无关因素是A 靶体积B 靶剂量C 靶内剂量不均匀D 危及器官及组织E 靶区剂量率32. 头部r刀最小射程在焦点平面直径4mm，用0.6cc电离室测量此射野，输出剂量所得结果是A 与实际值相同B 比实际值大C 数据重复性差D 数据重复性小，可以采用E数据与实际值相差较大，不能使用33. 影响准直器散射因子Sc主要因素是A 一级准直器和均整器B 治疗准直器C 多叶准直器D 射野挡块E 补偿器34. 在MV能量区，能量越高，射野影像系统获得的射野图像A 越清晰B 质量越高C 不受影响D 对比度越低E 对比度越高35. 光致电离辐射类型不包括A 特征X射线B 轫致辐射C 中子束D r射线E 湮没量子36. 光电效应中，光电子动能等于A 零B 电子结合能C 入射光子能量D 入射光子能量加上电子结合能E入射光子能量减去电子结合能37. 12MeV的Rp是A 2.9cmB 4.0cmC 4.8cmD 6.0cmE 7.5cm38. 串行器官的并发症发生率A与受照最大剂量关联性较强，与受照体积关联性较弱B 与受照最大剂量关联性较强，与受照体积关联性较强C 与受照最大剂量关联性较弱，与受照体积关联性较弱D 与受照最大剂量关联性较弱，与受照体积关联性较强E 与受照最大剂量和受照体积关联性不大39. 外照射放射治疗用同位素的重要特性是A 放射性比活度较高，r射线能量较高B 放射性比火毒较低，半衰期较长C 空气比释动能吕交大，半衰期较短D 空气比释动能率较小，r射线能量较高E 半衰期较长，r射线能量较低40. 作为作为三级准直器安装的MLC的叙述，正确的是A 增加了治疗净空间B 不能单独使用原有的一、二级准直器进行治疗C叶片长度比替代二级准直器的MLC叶片运动范围要长或形成的射野较小D 增加了漏射剂量E 准直器散射因子（Sc）和模体散射因子（Sp）不变41. 总比释动能通常包括A 绝对比释动能和相对比释动能B 绝对比释动能和碰撞比释动能C 绝对比释动能和辐射比释动能D 绝对比释动能、相对比释动能、碰撞比释动能和辐射比释动能E 碰撞比释动能和辐射比释动能42.巴黎系统标称剂量率是基准剂量率的A 95%B 90%C 85%D 80%E 75%43. 有关比释动能的描述，错误的是A 也称为KermaB 从间接电离辐射转移到直接电离辐射的平均数量C 不考虑能量转移后的情况D 沉积在单位质量中的能量E 适用于非直接电离辐射的一个非随机量44. 射野图像比模拟定位图像质量差的原因A 射线束能量高B 射线束剂量率高C 放射源尺寸大D 曝光时间长E 照射距离长45. 密封放射检测源是否泄漏或被污染，通常使用的探测器是A 指型电离室B 半导体探测器C 中子探测器D 闪烁计数器E 正比计数器46. 对能量位于200keV到2MeV的所有同位素特性的叙述，不正确的是A 可应用镭疗计量学体系B 均为镭的替代用品C 半价层值随着能量降低显著减少D 在5cm范围内，剂量分布几倍遵守平方反比规律E剂量率常数随着能量和组织结构变化47. 复合滤过板包括Al Cu Sn三种材料，沿着射线方向滤过板摆放位置的顺序是A Cu-Sn-AlB Al-Sn-CuC Cu-Al-SnD Sn-Cu-AlE Al-Cu-Sn48. 对于强贯穿辐射，环境剂量当量的测算深度是A10mmB15mmC20mmD30mmE50mm49. 有关加速器验收测试的描述，正确的是A保证能履行购货单所列明之规范B不包括防护探测，因为这是由政府环保部门负责C在取得设备的所有权后进行D无需厂家代表在场，以保护用户利益E与设备保修期无关50. 有关TBI射线能量的选择，以下不正确的是A原则上所有的高能X（r）线均能作全身照射BTBI的剂量分布受组织的侧向效应的影响CTBI的剂量分布受组织剂量建成区的影响D体中线与表浅部位间剂量的比值不随能量变化E选择侧位照射技术，至少应用6MV以上的X射线51. 影响电离室极化效应的参数不包括A射野大小B射线能量C入射角度D能量深度E空气湿度52. 应用辐射防护三原则时，ICRP特别针对医疗照射的基本策略不包括A不以损失诊断信息而降低剂量约束B核医学近距离治疗时，对医护人员的屏蔽防护要减少患者的被隔离感C对医护人员的职业照射的平均照射的剂量限值应达到对公众照射的剂量限值水平D放射治疗中在靶区接受足够剂量的同时考虑周围非靶区组织的一些确定性效应的危险性E医院辐射设备对公众的个人剂量限值一般不包括患者因需医疗照射所受的剂量53. 比释动能为A不带电粒子在单位质量介质中释放的全部带电粒子的电量之和B带电粒子在单位质量介质中释放的全部带电粒子的电量之和C带电粒子在单位质量介质中释放的全部带电粒子初始动能之和D不带电粒子在单位质量介质中释放的全部带电粒子初始动能之和E 带电粒子在单位质量介质中释放的全部不带电粒子初始动能之和54. 固定源皮距照射治疗对摆位要求A源皮距准确，机架转角准确，体位准确B源皮距准确，机架转角准确，可以接受体位误差C源皮距准确，可以接受机架转角的误差和体位误差D源皮距准确，体位准确，可以接受机架转角的误差E机架转角准确，体位准确，可以接受源皮距误差55. 电子束剂量分布中X射线成分来源于A 挡铅B 电子窗C 均整器D 散射箔E 限光筒56. 电子束旋转治疗的第三级准直器作用不包括A 稳定照射范围B提高输出剂量率C 减少靶区边缘半影D 改善靶区剂量的均匀性E 保护靶区外的正常组织57. 对于X（r）射线，在固体模体中测量吸收剂量时，因水和固体对射线吸收不同，需对测量深度进行校正。
X(γ)射线射野剂量学
Chapter 6External Photon Beams: Physical Aspects This set of 170 slides is based on Chapter 6 authored byE.B. Podgorsakof the IAEA textbook (ISBN 92-0-107304-6):Radiation Oncology Physics:A Handbook for Teachers and StudentsObjective:To familiarize students with basic principles of dose calculations inexternal beam radiotherapy with photon beams.Slide set prepared in 2006 (updated Aug2007)by E.B. Podgorsak (McGill University, Montreal)Comments to S. Vatnitsky:dosimetry@IAEAInternational Atomic Energy AgencyCHAPTER 6.TABLE OF CONTENTS6.1.Introduction6.2.Quantities used in describing a photon beam6.3.Photon beam sources6.4.Inverse square law6.5.Penetration of photon beams into a phantom or patient6.6.Radiation treatment parameters6.7.Central axis depth doses in water: SSD set-up6.8.Central axis depth doses in water: SAD set-up6.9.Off-axis ratios and beam profiles6.10.Isodose distributions in water phantoms6.11.Single field isodose distributions in patients6.12.Clarkson segmental integration6.13.Relative dose measurements with ionization chambers6.14.Delivery of dose with a single external beam6.15.Shutter correction timeIAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.(2/170)6.1INTRODUCTIONRadiotherapy (also referred to as radiation oncology or therapeutic radiology) is a branch of medicine that usesionizing radiation in treatment of malignant disease.Radiotherapy is divided into two categories:•External beam radiotherapy•BrachytherapyIAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.1 Slide 1 (3/170)6.1INTRODUCTIONIonizing photon radiation is split into four categories:•Gamma rays (originates in nuclear gamma decay)Used in teletherapy machines.•Bremsstrahlung (electron - nucleus Coulomb interaction)Used in x-ray machines and linacs.•Characteristic x rays (electron - orbital electron interaction)Used in x-ray machines and linacs.•Annihilation radiation (positron annihilation)Used in positron emission tomography (PET) imaging.IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.1 Slide 1 (4/170)IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.2 Slide 1 (5/170)6.2QUANTITIES USED IN DESCRIBING PHOTON BEAMS Radiation dosimetry deals with two distinct entities:•Description of photon radiation beam in terms of the number and energies of all photons constituting the beam (photon beam spectrum ).•Description of the amount of energy per unit mass (absorbed dose ) the photon beam may deposit in a given medium, such as air, water, or biological material.IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.2.1 Slide 1 (6/170)6.2QUANTITIES USED IN DESCRIBING PHOTON BEAMS6.2.1 Photon fluence and photon fluence ratePhoton fluence •d N is the number of photons that enter an imaginary sphere of cross-sectional area d A.•Unit of photon fluence is cm -2.Photon fluence rate is defined as the photon fluence per unit time.•Unit of photon fluence rate is cm -2 . s -1.=d Nd Ad d t==IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.2.2 Slide 1 (7/170)6.2QUANTITIES USED IN DESCRIBING PHOTON BEAMS6.2.2 Energy fluence and energy fluence rateEnergy fluence •d E is the amount of energy crossing a unit area d A.•Unit of energy fluence is . Energy fluence rate is defined as the energy fluence per unit time.•Unit of energy fluence rate is =d Ed AM eV cm -2d d t== M eV cm 2 s 1.IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.2.3 Slide 1 (8/170)6.2QUANTITIES USED IN DESCRIBING PHOTON BEAMS6.2.3 Air kerma in airFor a monoenergetic photon beam in air the air kermain air at a given point away from the source is is the mass-energy transfer coefficient for air at photonenergy . (K air )airtr tr air air air air()K h μμ==μ tr (/) hIAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.2.3 Slide 2 (9/170)6.2QUANTITIES USED IN DESCRIBING PHOTON BEAMS6.2.3 Air kerma in airKerma consists of two components : collision and radiationCollision kerma is proportional to photon fluence and energy fluence is the mass-energy absorption coefficient for air at photon energy . K colcol ab ab K h μμ==(μab / ) hK =K col +K radIAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.2.3 Slide 3 (10/170)6.2QUANTITIES USED IN DESCRIBING PHOTON BEAMS6.2.3 Air kerma in airRelationship between and is the radiation fraction, i.e., fraction of charged particle energy lost to bremsstrahlung rather than being deposited in the medium.(μab / ) (μtr / )μab =μtr (1 g),gIAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.2.4 Slide 1 (11/170)6.2QUANTITIES USED IN DESCRIBING PHOTON BEAMS6.2.4 Exposure in airCollision air kerma in air and exposure in air Xis the average energy required to produce an ion pair in dry air. Special unit of exposure is the roentgen R col air air air ()W K X e= (K air col)air air (/)W e =air (/)33.97 J/C.W e (1 R = 2.58 10 4 C/kg air ) (K air col )air = 2.58 10 4C kg air 33.97J C X =0.876 cGy RXIAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.2.5 Slide 1 (12/170)6.2QUANTITIES USED IN DESCRIBING PHOTON BEAMS6.2.5 Dose to small mass of medium in airThe concept “dose to small mass of medium in air ”also referred to as “dose in free space ” is based on measurement of air kerma in air.is subject to same limitations as exposure X and collision air kerma in air Thus it is:•Defined only for photons.•Defined only for photon energies below 3 MeV.D med Dmed (K air col)air .IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.2.5 Slide 2 (13/170)6.2QUANTITIES USED IN DESCRIBING PHOTON BEAMS6.2.5 Dose to small mass of medium in airthe dose to small mass of medium in air is deter-mined from ionization chamber signal measured at point P in air.The ionization chamber must:•Incorporate appropriate buildup cap.•Possess an exposure calibration coefficient NX or air kermain air calibration coefficient N K .D med ,IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.2.5 Slide 3 (14/170)6.2QUANTITIES USED IN DESCRIBING PHOTON BEAMS6.2.5 Dose to small mass of medium in airSteps involved in the determination of from M P•M P signal measured at point P in air.•X P exposure at point P in air.•air kerma in air at point P.•collision kerma to , an infinitesimal mass of medium at P.•collision kerma to a spherical mass of medium with radiusr med at P.•dose to small mass of medium at point P.D med M P X P (K air )air (K m )air (K med )air D med Step: (1) (2) (3) (4) (5)air air ()K m air ()K med air ()K D med mIAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.2.5 Slide 4 (15/170)6.2QUANTITIES USED IN DESCRIBING PHOTON BEAMS6.2.5 Dose to small mass of medium in airSteps involved in the calculation ofD med IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.2.5 Slide 5 (16/170)6.2QUANTITIES USED IN DESCRIBING PHOTON BEAMS6.2.5 Dose to small mass of medium in airDetermination of • is a correction factor accounting for the photon beam attenuation in the spherical mass of medium with radius r med just large enough to provide electronic equilibrium at point P.• is given by:•For water as the medium for cobalt-60 gamma rays and equal to 1 for lower photon energies.D med mab med med P med med Pair cGy 0.876()()R D k r X f k r X μ=med ()k r μ=ab medmedmed ()e r k r med ()k r =med ()0.985k rIAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.3 Slide 1 (17/170)6.3PHOTON SOURCES FOR EXTERNAL BEAM THERAPY Photon sources with regard to type of photons :•Gamma ray sources•X-ray sourcesPhoton sources with regard to photon energies :•Monoenergetic sources•Heterogeneous sourcesPhoton sources with regard to intensity distribution :•Isotropic•Non-isotropicIAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.3 Slide 2 (18/170)6.3PHOTON SOURCES FOR EXTERNAL BEAM THERAPY For a given photon source, a plot of number of photonsper energy interval versus photon energy is referred to as the photon spectrum .All photons in a monoenergetic photon beam have thesame energy . hIAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.3 Slide 3 (19/170)6.3PHOTON SOURCES FOR EXTERNAL BEAM THERAPY Photons in a heterogeneous x-ray beam form a distinctspectrum,•Photons are present in all energy intervals from 0 to a maximum value which is equal to the monoenergetic kinetic energy of electrons striking the target.•The two spikes in thespectrum representcharacteristic x rays ;the continuous spectrumfrom 0 to represents bremsstrahlung photons .maxhmax h IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.3 Slide 4 (20/170)6.3PHOTON SOURCES FOR EXTERNAL BEAM THERAPY Gamma ray sources are usually isotropic and producemonoenergetic photon beams.X-ray targets are non-isotropic sources and produceheterogeneous photon spectra.•In the superficial and orthovoltage energy region the x-ray emission occurs predominantly at 90o to the direction of the electron beam striking the x-ray target.•In the megavoltage energy region the x-ray emission in the target occurs predominantly in the direction of the electron beam striking the target (forward direction).IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.4 Slide 1 (21/170)6.4INVERSE SQUARE LAWIn external beam radiotherapy:•Photon sources areoften assumed to bepoint sources .•Beams produced byphoton sources areassumed to be divergent .tan =a /2f a =b /2f bIAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.4 Slide 2 (22/170)6.4INVERSE SQUARE LAWPhoton source S emitsphotons and produces aphoton fluence at a distance f a and a photonfluence at distance f b .Number of photons Ntotcrossing area A is equal to the number of photonscrossing area B.AB N tot = A A = B B =constIAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.4 Slide 3 (23/170)6.4INVERSE SQUARE LAWWe assume that ,i.e., no photon interactions take place in air. Therefore:Quantitiesall follow the inverse square lawNtot =constA B =B A =b 2a 2=f b2f a2X (f a )X (f b )=(K air col (f a ))air (K air col (f b ))air = D med D med =f b f a2X , (K air col)air , andD med IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.5 Slide 1 (24/170)6.5PENETRATION OF PHOTON BEAMS INTO PATIENT A photon beam propagating through air or vacuum isgoverned by the inverse square law.A photon beam propagating through a phantom orpatient is affected not only by the inverse square law but also by the attenuation and scattering of the photon beam inside the phantom or patient.The three effects (inverse square law, attenuation, andscattering) make the dose deposition in a phantom or patient a complicated process and its determination a complex task.6.5PENETRATION OF PHOTON BEAMS INTO PATIENT For a successful outcome of patient radiation treatment it is imperative that the dose distribution in the target volume and surrounding tissues is known precisely and accurately.This is usually achieved through the use of several empirical functions that link the dose at any arbitrary point inside the patient to the known dose at the beam calibration (or reference) point in a phantom.IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.5 Slide 2 (25/170)6.5PENETRATION OF PHOTON BEAMS INTO PATIENT Dosimetric functions are usually measured with suitable radiation detectors in tissue equivalent phantoms.Dose or dose rate at the reference point is determined for, or in, water phantoms for a specific set of reference conditions, such as:•Depth in phantom z•Field size A•Source-surface distance (SSD).IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.5 Slide 3 (26/170)IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.5 Slide 4 (27/170)6.5PENETRATION OF PHOTON BEAMS INTO PATIENT Typical dose distribution for an external photon beamfollows a known general pattern:•The beam enters the patienton the surface where it deliversa certain surface dose D s .•Beneath the surface the dosefirst rises rapidly, reaches amaximum value at a depth zmax ,and then decreases almost exponentially until it reaches avalue Dex at the patient’s exitpoint.IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.5.1 Slide 1 (28/170)6.5PENETRATION OF PHOTON BEAMS INTO PATIENT6.5.1 Surface doseSurface dose:•For megavoltage x-ray beams thesurface dose is generally muchlower (skin sparing effect ) than themaximum dose at z max .•For superficial and orthovoltagebeams zmax = 0 and the surfacedose equals the maximum dose.•The surface dose is measured withparallel-plate ionization chambersfor both chamber polarities, withthe average reading between thetwo polarities taken as the correctsurface dose value.IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.5.1 Slide 2 (29/170)6.5PENETRATION OF PHOTON BEAMS INTO PATIENT6.5.1 Surface doseContributors to surface dose Ds :•Photons scattered from thecollimators, flattening filter and air.•Photons backscattered from thepatient.•High energy electrons produced byphoton interactions in air and anyshielding structures in the vicinity ofthe patient.Typical values of surface dose:•100%superficial and orthovoltage• 30%cobalt-60 gamma rays• 15% 6 MV x-ray beams• 10%18 MV x-ray beamsIAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.5.2 Slide 1 (30/170)6.5PENETRATION OF PHOTON BEAMS INTO PATIENT6.5.2 Buildup regionBuildup dose region :•The region between the surface (z = 0) and depth z = zmax in megavoltage photon beams is called the dose buildup region.•The dose buildup results fromthe relatively long range ofsecondary charged particlesthat first are released in thepatient by photon interactionsand then deposit their kineticenergy in the patient throughCoulomb interactions.•CPE does not exist in thedose buildup region.IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.5.3 Slide 1 (31/170)6.5PENETRATION OF PHOTON BEAMS INTO PATIENT6.5.3 Depth of dose maximumDepth of dose maximum z max depends upon:•Photon beam energy (main effect)•Field size (secondary effect)For a given field size:•z max increases with photonbeam energy.•For 5x5 cm 2 fields, thenominal values of z max are:Energy 100 kV p 350 kV p Co-60 4 MV 6 MV 10 MV 18 MV z max (cm) 0 0 0.5 1.0 1.5 2.5 3.5IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.5.3 Slide 2 (32/170)6.5PENETRATION OF PHOTON BEAMS INTO PATIENT6.5.3 Depth of dose maximum z maxAt a given beam energy:•For fields smaller than 5x5 cm 2,zmax increases with increasingfield size because of in-phantom scatter.•For field 5x5 cm 2, zmax reachesits nominal value.•For fields larger than 5x5 cm 2,z max decreases with increasingfield size because of collimatorand flattening filter scatter.IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.5.3 Slide 3 (33/170)6.5PENETRATION OF PHOTON BEAMS INTO PATIENT6.5.3 Exit doseThe dose delivered to the patient at the beam exit point is called the exit dose .Close to the beam exit point the dose distribution curvesslightly downwards from the dose curve obtained for a infinitely thick phantom asa result of missing scattercontribution for pointsbeyond the dose exit point.The effect is small andgenerally ignored.IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6 Slide 1 (34/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERSThe main parameters in external beam dose delivery with photon beams are:•Depth of treatment z.•Fields size A.•Source-skin distance (SSD) in SSD setups.•Source-axis distance (SAD) in SAD setups.•Photon beam energy •Number of beams used in dose delivery to the patient.•Treatment time for orthovoltage and teletherapy machines.•Number of monitor units (MUs) for linacs.h .IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6 Slide 2 (35/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERSPoint P is at z max on central axis.Point Q is arbitrary point atdepth z on the central axis.Field size A is defined on patient’ssurface.A Q is the field size at point Q.SSD = source-skin distance.SCD = source-collimator distanceIAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6 Slide 3 (36/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERSSeveral functions are in use for linking the dose at a reference point in a water phantom to the dose atarbitrary points inside the patient.•Some of these functions can be used in the whole energy range of interest in radiotherapy from superficial through orthovoltage and cobalt-60 to megavoltage.•Others are only applicable at energies of cobalt-60 and below.•Some functions are only used at cobalt-60 energy and above. Cobalt-60 serves as a transition point linking variousdosimetry techniques.IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6 Slide 4 (37/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERSDosimetric functions used in the whole photon energy range:•Percentage depth dose (PDD)•Relative dose factor (RDF)Dosimetric functions used at cobalt-60 and below:•Peak scatter factor (PSF)•Collimator factor (CF)•Scatter factor (SF)•Scatter function (S)•Tissue air ratio (TAR)•Scatter air ratio (SAR)Dosimetric functions used at cobalt-60 and above:•Tissue maximum ratio (TMR)•Tissue phantom ratio (TPR)•Scatter maximum ratio (SMR)IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.1 Slide 1 (38/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.1 Radiation beam field sizeFour groups of field shape are used in radiotherapy:•Square (produced with collimators installed in therapy machine).•Rectangular (produced with collimators installed in therapy machine).•Circular (produced with special collimators attached to treatment machine).•Irregular (produced with custom made shielding blocks or with multileaf collimators).For any arbitrary radiation field and equivalent squarefield or equivalent circular field may be found. The equi-valent field will be characterized with similar beam parameters and functions as the arbitrary radiation field.IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.1 Slide 2 (39/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.1 Radiation beam field sizeRadiation fields are divided into two categories:geometric and dosimetric (physical).•According to the ICRU, the geometric field size is defined as “the projection of the distal end of the machine collimator onto a plane perpendicular to the central axis of the radiation beam as seen from the front center of the source.”•The dosimetric field size (also called the physical field size ) is defined by the intercept of a given isodose surface (usually 50%but can also be up to 80%) with a plane perpendicular to the central axis of the radiation beam at a defined distance from the source.IAEA Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.1 Slide 3 (40/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.1 Radiation beam field sizeEquivalent square for rectangular field:•An arbitrary rectangular field with sidesa andb will be approximately equal to asquare field with side a eq when both fieldshave the same area/perimeter ratio(Day’s rule). Equivalent circle for square field:•An arbitrary square field with side awill be equivalent to a circular field withradius r eq when both fields have thesame area.a eq =2aba +br eq =aab 2(a +b )=a eq 24a eq a eq 2= r eq 2IAEARadiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.2 Slide 1 (41/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.2 Collimator factorExposure in air X air , air kerma in air (K air )air and doseto small mass of medium in air consist of two components:•Primary component is the major component.It originates in the source, comes directly from the source, and does not depend on field size.•Scatter component is a minor, yet non-negligible, component.It represents the scatter from the collimator, air and flattening filter (in linacs) and depends on the field size A .D med IAEARadiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.2 Slide 2 (42/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.2 Collimator factorX air, (K air )air , and depend upon:•Field size A•Parameter called the collimator factor (CF)orcollimator scatter factor S c orrelative exposure factor (REF).D medIAEARadiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.2 Slide 3 (43/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.2 Collimator factorCollimator factor is defined as:•CF is normalized to 1 for thenominal field of 10x10 cm 2 at the nominal SSD for the treatment machine.•CF > 1 for fields A exceeding 10x10 cm 2.•CF = 1 for 10x10 cm 2 field.•CF < 1 for fields A smaller than10x10 cm 2.()()() =====air air air air c ,REF(,(,)(,)(,)CF(,)(10,)(10,)(1)0,)K A S A h h X A h D A h A h X h D A h h K h IAEARadiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.3 Slide 1 (44/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.3 Peak scatter factorDose to small mass of medium at point P is related to dose D P at z max in phantom at point P through the peakscatter factor PSF•is measured in air with just enough material around point P to provide electronic equilibrium•D P is measured in phantom at point P at depth z max on centralaxis.•Both and D P are measured with the same field size A defined at a distance f = SSD from the source.D P P max P(,,,)PSF(,)(,)D z A f h A h D A h =P D PDIAEARadiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.3 Slide 2 (45/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.3 Peak scatter factorPSF(A ,h )=D P (z max ,A ,f ,h ) D P (A ,h )IAEARadiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.3 Slide 3 (46/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.3 Peak scatter factorPSF gives the factor by which the radiation dose at point Pin air is increased by scattered radiation when point P is inthe phantom at depth z max .PSF depends upon:•Field size A(the larger is the field size,the larger is PSF).•Photon energy (except at very low photon energies,PSF decreases with increasing energy).hIAEARadiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.3 Slide 4 (47/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.3 Peak scatter factorAt low photon energies, z max is on the phantom surface (z max = 0) and the peak scatter factor is referred to as the backscatter factor BSF .PSF for field size of zeroarea is equal to 1 forall photon beam energies,i.e., As the field size increases,PSF first increasesfrom unity linearly as field size increases and then saturates at very large fields.PSF(0 0,h )=1IAEARadiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.3 Slide 5 (48/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.3 Peak scatter factorThe interrelationship betweenthe amount of backscattering and the scattered photon penetration causes the PSF:•First to increase slowly withbeam energy.•Then to reach a peak aroundHVL of 1 mm of copper.•Finally to decrease with furtherincrease in beam energy.IAEARadiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.3 Slide 6 (49/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.3 Peak scatter factorThe beam quality at which themaximum backscatter occurs shifts toward harder radiation with increasing field size.Peak scatter factor PSF(A , )normalized to read 1.0 for a10x10 cm 2 field is referred to as the relative PSF or simply the scatter factor SF for field A.hSF(A ,h )=PSF(A ,h )PSF(10,h )IAEARadiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.4 Slide 1 (50/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.4 Relative dose factorFor a given photon beam with energy at a given SSD,the dose at point P (at depth z max ) depends on field sizeA; the larger is the field size the larger is the dose .The ratio of the dose at point P for field size A to the doseat point P for field size 10x10 cm 2 is called the relative dose factor RDF or total scatter factor S c,p in Khan’s notation or machine output factor OF:hRDF(A ,h )=S c,p (A ,h )=D P (z max,A ,f ,h )D P (z max ,10,f ,h )IAEARadiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.4 Slide 2 (51/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.4 Relative dose factorRelative dose factor:For A < 10x10 cm 2, For A = 10x10 cm 2, For A > 10x10 cm 2,RDF(A ,h )=S c,p (A ,h )=D P (z max ,A ,f ,h )D P (z max ,10,f ,h )RDF(A ,h )<1RDF(A ,h )=1RDF(A ,h )>1IAEARadiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.4 Slide 3 (52/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.4 Relative dose factorcan be written as a product of and : RDF(A ,h )=S c,p (A ,h )=D P (z max ,A ,f ,h )D P (z max ,10,f ,h )=RDF(A ,h )CF(A ,h )=D P (A ,h )D P (10,h ) SF(A ,h )=PSF(A ,h )PSF(10,h ) = D P (A ,h ) PSF(A ,h ) D P(10,h ) PSF(10,h )=CF(A ,h ) SF(A ,h )IAEARadiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.4 Slide 5 (53/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.4 Relative dose factorTypical values for for a cobalt-60 gamma ray beam:RDF(A ,h ), CF(A ,h ) and SF(A ,h )RDF(A ,h )=CF(A ,h ) SF(A ,h )IAEARadiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students - 6.6.4 Slide 6 (54/170)6.6RADIATION TREATMENT PARAMETERS6.6.4 Relative dose factorWhen extra shielding is used on an accessory tray or amultileaf collimator (MLC) is used to shape the radiationfield on the patient’s surface into an irregular field B, then the is in the first approximation given as:•Field A represents the field set by the machine collimator.•Field B represents the actual irregular field on patient’s surface.RDF(B ,h )=CF(A ,h ) SF(B ,h )RDF(B ,h )。
X线射野剂量学 ppt课件
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16
组织空气比和百分深度剂量关系
S
S
SSD
模 体
P dm d
空 气
Q
PDD与TAR换算示意图
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17
根据相应的定义
Dd空 (Q)
Dd空 (P)
(
f f
dm d
)2
TAR(d, FSZd
)
Dd (Q) D d空(Q)
Dm (P) Dm空气(P) BSF(FSZ)
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由PDD的定义，最后得出两者关系式
PDD(d, FSZ, f ) Dd (Q)/ Dm (P)
TAR(d, FSZd )
Dd空 (Q)
BSF(FSZ) Dm空 (P)
TAR(d, FSZd ) ( f dm )2 BSF(FSZ) f d
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350
深度mm
百分深度剂量分布
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7
不同能量的X射线的剂量建成情况
a 22MV X-Ray b 4MV X-Ray c 1MV X Ray d 200kV X-Ray e 140 kV X-Ray
f Co-60
不同能量的PDD分布
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8
影响百分比剂量分布的因素： 射线质（RQ） 射野面积和形状 源皮距（SSD）
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4
照射野（FS） 几何意义：射线束经准直器后 垂直通过模体的范围，用模体表面的界面大小 表示照射野的面积；剂量学和物理学意义：辐 射范围内，相对中心轴剂量50％等剂量线所包 含的区域
源皮距（SSD） 放射源到模体表面照射野中 心的距离
靶区体积的规定
组织模体比（TPR）
影响X线PDD的因素：能量、射野、SSD
一 : F因素 二 : K因素
把f1、f2条件下百分深 度量的参考点合而为一， 均选在f1条件下d0=dm处 作归一处理。则有： PDD(f2) / PDD(f1) =
[(f1+d) / (f2+d)]2 = K
f2>f1，PDD2> PDD1
组织空气比（TAR）
随着能量的 升高，表面 剂量下降， 最大剂量点 下移，指数 衰减区平 直。
射野 SSD 影响X线PDD的因素：能量、射野、
不同射野面积的X线的PDD曲线特点：
随着射野增大， PDD先快后慢地 增大，而高能射 线不明显。
影响X线PDD的因素：能量、射野、SSD
等效方野：
1. 射野等效的物理意义：矩形或不规则射野与方 野在射野中心轴上具有相同的PDD时，称为：等 效方野。 2. “面积周长比”法：若两 射野的“面积周长比”相 同，则认为两射野等效。 3. 圆－方野转换：πR2=S2 S = π1/2 R = 1.77 R = 0.885 D ≈ 0.9 D
体模散射校正因子（Sp）
定义：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不变时参考射野（ 10 × 10cm2 ）在同一深度处剂量率之比。
等剂量曲线
不同能量X线等剂量曲线特征：
1.低能X线：边 缘剂量不连续， 等剂量曲线弯曲。
3、X射线临床剂量学全
不同能量的参考点位置： 400KV以下，参考点取在模体表面（d0 =0） 高能X（γ）射线，参考点取在模体表面下射野中心轴上最
大剂量点位置（ d0 =dm) 钴-60 γ射线 : dm=0.5cm 6MV ：dm=1.5cm； 8MV : dm=2.0cm 15MV：dm=3.0cm
Sp反映的是固定准直器开口条件下，随着模体受照 射体积的改变，散射线变化的特点。
5、总散射因子（SC,p ）：
定义为模体中参考深度处某一照射野的吸收剂 量与参考照射野的吸收剂量的比值。 SC,p= SC× Sp
三、等剂量分布
1、等剂量曲线：将模体中百分深度剂量相同的 点连接起来，即成等剂量曲线。
能量：能量增加，模体表面剂量下降，建成区增 宽，PDD增加。
射野面积：低能时，射野面积增加， PDD增加； 高能时，PDD随射野面积改变较小。
源皮距：源皮距增加， PDD增加。
深度对PDD的影响
射野大小对PDD的影响
源皮距对PDD的影响
TAR DX DX '
二、组织空气比
（一）相关的概念
1、组织空气比（TAR）：水体模中射线束中心轴某一 深度的吸收剂量，与空气中距放射源相同距离处， 在一刚好建立电子平衡的模体材料中吸收剂量的 比值。
4、楔形因子（Fw）：加和不加楔形板时射野中心
轴上某一点吸收剂量之比。 Fw = Ddw / Dd 楔形滤过板改变了平野的剂量分布。
平野
5、楔形照射野的百分深度剂量：
PDDW = PDD平×FW
6、楔形板临床应用
①解决上颌窦等偏体位一侧肿瘤用两野交叉照射时 剂量不均匀问题；
②利用适当角度的楔形板，对人体曲面和缺损组织 进行组织补偿；
X射线剂量学 ppt课件
1）源皮距（SSD）：放射源到模体表面照射野中心的距离 2）源轴距（SAD）：放射源到机架旋转轴或机器等中
心的距离 3）源瘤距 （STD）：放射源沿射野中心到肿瘤内所考
虑的点的距离 4)参考点：一般以射野中心轴上某一深度点为剂量计算
和测量的参考点
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23
Section1 Basic concepts in physics of radiation therapy
光核反应在诊断射线能量范围内不可能发生，在医用电子加速 器等高能射线的放疗中发生率也很低。
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16
2.Interactions of ionizing radiation
总结（入射光子的能量hv、结合能Ei）
hv < Ei 相干散射 hv ≥ Ei 光电效应 hv >> Ei 康普敦效应
电磁场发生强烈的作用。并产生一 对正负电子。
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13
一、核ctions of ionizing radiation
2.3 除上述三种主要相互作用过程外，与辐射防护相关的其 它过程是相干散射和光核反应。
2.3.1相干散射
射线与物质相互作用而发生干涉的散射过程称为相干散射，也 称为瑞利散射。入射光子被原子的内壳层电子吸收并激发到外 层高能级上，遂即又跃迁回原能级，同时放出一个能量与入射 光子相同，但传播方向发生改变的散射光子。实际上就是x线的 折射。
Z3 E3
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8
康普顿效应
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9
2.Interactions of ionizing radiation
2.2.2 Compton effect 在康普顿效应过程中,光子与外层电子相互作用（自由电
第五章 X(γ)射线射野剂量学(上)
百分深度剂量随射线能量变化
上图概括了临床放射治疗中使用的各种能量的射线。从百分深度 剂量曲线的角度看，22MV加速器的X射线具有较大的优点。我国 目前临床上使用的为钴-60γ射线和6~18MVX射线。普通220kVX射 线使用则不多。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，100kVX射线仍然使用，但它完 全可以用4~20MeV的高能电子束代替。
式中r0为电子束的连续慢化近似射程；ρ为组织替代材料的物理密度；Z 为深度。
第二节 百分深度剂量分布
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 野大小、源皮距和线束准直系统等。因此在做患者体内剂 量计算时，必须考虑这些因素对百分深度剂量分布的影响。
射野面积和形状对百分深度剂量的影响源自低能时（如220kVX射线），由于各方向的散射线几乎等同，所以百分 深度剂量随射野面积改变较大。 高能时，由于散射线主要向前，所以百分深度剂量随射野面积改变较 小。 对22MV和32MV高能X射线，百分深度剂量几乎不随射野面积变化。
放疗中用列表的方法，表示各种大小方形野的百分深度剂量随组织深度的 变化，但因临床上经常使用矩形野和不规则形野，需要进行对方形野的等 效变换。
射线能量的影响：
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，其结果使低能 有较小的百分反向散射。随着能 量的增加，有较多的散射光子向 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，由于散射 光子主要向前散射，百分散射减 少。