临床剂量学中临床处方剂量的计算.ppt

临床剂量学中临床处方剂量的计算 放疗中心 体模和人体模型 通常采用人体组织等效材料制做的体模（Phantom）或人形体模（Anthropomorphic Phantom）做间接测量，等效性体现在这些材料具有与人体组织相似的有效原子序数、电子质量密度和质量密度。 固体水材料 在环氧树脂中加入各种填充剂，目的是使材料的质量衰减系数、质能吸收系数、电子阻止本领率和散射角分布等参数与肌肉和水介质接近。 百分深度剂量PDD PDD定义为沿射线中心轴、深度d处的吸收剂量与束轴上参考深度d0出的吸收剂量比。 如图所示 百分深度剂量（ PDD ）表 为满足临床中放疗剂量计算的实际需要，常用射线束规则方形野的PDD值已经制作成数据表格，以供放疗医师计算处方剂量时进行查询。 准直器散射因子Sc 又称输出因子，定义为空气中给定射野的输出量与参考射野（10×10cm2）的输出量之比。 体模散射因子Sp 描述在参考深度（通常为dmax深处，且SCD=SAD=100cm）来自体模内的散射线份额随射野大小而变化。 定义为参考深度处，给定射野条件下的吸收剂量率与同一深度参考射野（10×10cm2）在相同准直器设置下的吸收量率之比。 组织体模比TPR TPR定义为体模中射线中心轴某一深度的吸收剂量Dd与空间同一位置校准深度d0处的吸收剂量D0之比。 组织最大剂量比TMR TMR是TPR的特例，即体模内特定点剂量Dd与最大电离深度dm处的剂量Dm之比。 为满足临床剂量计算的实际需要，常用射线束规则方形野的TMR值也是制作成数据表格，以供临床医师计算处方剂量时进行查询。 临床处方剂量计算 通常加速器都是在标准条件下刻度的，即SSD=100cm，参考射野10×10 cm2，参考深度d0=dmax （即最大剂量深度）的条件下，将输出量刻度成1MU=1cGy，也就是调节剂量的阈值电位器，使积累1cGy对应的电荷后检测器（Monitor Unit）做一次计数。 固定SSD照射 在SSD治疗方式中，射野（r×r cm2）定义在任意源皮距SSD条件下的体模表面，Sc中的射野（rc）定义在SAD。 源到剂量刻度点的距离为SCD，当深度d处的肿瘤所需吸收剂量为Dd时，它对应的机器跳数应为： 固定SSD照射 显然当SSD为标称源皮距100cm时，SSD因数fSSD=1.000 。Sp(r)与照射到体模表面的实际射野大小有关，Kc是对所有影响束流强度的因素的校正。 例如： 假设加速器的6MV X射线是在体模内1.5cm（最大剂量点）和SSD=100cm，水模表面照射野为10cm×10cm条件下刻度的，肿瘤深度为10cm，肿瘤剂量DT=200 cGy，问医生给出的处方剂量是多少？ 若 PDD（10cm）=67% 则：Dmu=DT÷PDD（10cm） Dmu=200÷67% Dmu=299（cGy） 等中心（SAD）照射 采用TMR概念计算剂量，摆位时通过升降、平移治疗床而把肿瘤中心置于机架旋转等中心处，与肿瘤剂量Dd对应的机器记数为： 等中心（SAD）照射 其中，⑴rd是肿瘤中心位置即SAD=100cm时的照射野等效边长，对于Open野（无挡铅时）rd=rc；当野内有挡铅屏蔽时，rd＜rc； ⑵fSAD用于校正TMR的归一参考点与线束刻度位置的不同输出量的影响，且： 常规医用电子直线加速器 一般均在SSD=100，SCD=100+dmax及参考射野10×10 cm2条件下刻度，所以： 独立准直器和非对称野 忽略准直器位置的改变引起散射成份的微小变化，以及非对称野引起的体模散射的改变；此外，还忽略非对称野中心轴原射线剂量分布（TMR和PDD）因射线质的微小变化而引起的变动，只考虑原射线强度的离轴变化。即用OAR（离轴比）做校正，保持计算公式其它部分不变。 其中OAR(x)是深度d处的离轴比，它定义为离轴距x处离轴点的剂量与同一深度射野充分开启式中心轴对应点剂量之比。 独立准直器和非对称野 在SSD照射方式中： 在SAD照射方式中 不规则野简化为有效长方形野 临床剂量计算表明当射野足够大时，其中心轴PDD（或TMR）随射野尺寸变化影响很小，因此可把不规则野近似成包括计算点在内的长方形野，该野包含大部分不规则野区域，而仅仅舍去远离计算点的区域，故称有效野，而准直器野确定的范围仍称做准直器野，计算时用有效野决定PDD、Sp和TMR，用准直器野决定Sc。 将有效长方形野再转化成等效方形野，再将上述参数代入到相应的公式中计算即可。 * * 中心轴 S d d0 体膜表面 体模