放疗处方剂量计算
肿瘤放射治疗中的剂量计算方法比较
肿瘤放射治疗中的剂量计算方法比较在肿瘤治疗中，放射治疗是一种常见的治疗方法。
放射治疗的目标是以高能射线照射肿瘤细胞，达到控制或杀死肿瘤细胞的效果，同时最大限度地保护正常组织。
剂量计算是放射治疗的关键环节之一，能够准确计算目标器官和正常组织所接受的辐射剂量。
本文将对肿瘤放射治疗中常用的剂量计算方法进行比较并分析其优缺点。
1. 等效二维剂量计算方法（2D Dose Calculation）等效二维剂量计算方法是传统的辐射剂量计算方法，基于二维平面图像，通过等效深度或等效路径长度来计算剂量。
该方法适用于简单的肿瘤形状和规则的解剖结构。
其优点是计算速度快、简单易用，但在复杂的解剖结构和肿瘤形状时准确性较低。
2. 三维剂量计算方法（3D Dose Calculation）三维剂量计算方法是现代肿瘤放射治疗中常用的剂量计算方法。
该方法基于三维图像，通过考虑肿瘤和正常组织的三维解剖结构来计算剂量。
与等效二维计算方法相比，三维剂量计算方法能更准确地预测剂量分布。
在复杂的解剖结构和肿瘤形状中，其计算结果更可靠。
然而，相对于等效二维计算方法，三维剂量计算方法的计算复杂度更高，需要更多的计算资源和时间。
3. 模式匹配剂量计算方法（Template Matching Dose Calculation）模式匹配剂量计算方法结合了二维和三维计算方法的优点，通过匹配预先计算好的剂量模板来估计患者的剂量分布。
该方法基于患者的图像数据，将其与预先计算好的模板进行比对，从而得出患者的剂量分布。
模式匹配剂量计算方法迅速，并且相对于三维计算方法，其剂量结果更准确。
然而，该方法的可靠性和适用性受限于模板的质量、种类和规模，以及对患者图像的准确配准。
4. 蒙特卡洛剂量计算方法（Monte Carlo Dose Calculation）蒙特卡洛剂量计算方法是一种基于统计学原理的剂量计算方法。
该方法模拟了辐射粒子穿过组织的过程，通过大量的粒子追踪和统计分析来计算剂量。
常规放射治疗的处方剂量计算方法探讨
表示 射线束的 中心对称轴线 。临床上一般用
放射源 ｓ 过最后一个 限束器 中心 的连线作为射野 中心轴 。 通 １６ 射线 照射野（ ． Ａ） 表示 射线 束经最后 一个 限束器 后 中心轴 垂 直模 体时通过模体的范围 ， 与模体 表面的截 面即为照射野 的 它 面积 。对于旋转治疗 或对 固定 Ｓ Ｄ照射 ， 面取在 旋转 中心 的 Ａ 截
量小 于几 Ｍｅ Ｖ时 ， 电子平衡 条件是 可以建立 的。根据 照射量 的
定义和放射治疗设 备发展的情况 ， 照射量 不再 用于临床剂量。
１３ 吸收剂量 （ 吸收剂量 Ｄ是 ｄ ． Ｄ） Ｅ除以 ｄ ｍ所得 的商 ， 中 其 ｄ Ｅ是致 电离辐射给与 质量 为 ｄ ｍ的物质的平衡能量 。
子总 电荷 的绝对值 。
＝ 。
｜ 体
图１
“， “
单位 ：／ ｇ照射量 的原用单位是伦琴 （ Ｃｋ， 符号 Ｒ） １ ，Ｒ
１４ 射线源 （ ） 在没有特别 说 明的情况下 一般指 放射源前 表 ． ｓ
面 的中心 ， 生射线的靶面 中心 。对 电子束取在出射窗 或散射 或产
【 文献标识码 】 Ａ 【 摘要 】 前 ， 治疗技术的发展方 向是精确放射治疗 ， 目 放射 然而 由于设备 条件等 的限制和 治疗 目 不同 ， 的放射 治疗仍 然是 最 的 常规
常用的放疗方法。在 常规 的放 射治疗 中， 疗 医生给 患者模拟 定位后 ， 定出治疗计 划， 放 制 在治疗单上设定 出该 患者各种参数 ， 如放 疗机 型号、 射野 大小、 区深度 、 区剂量 等等之后 ， 靶 靶 就要根据 治疗机 的各 项参数 ， 计算 出处方剂量 。计算处方剂量 时 ， 首先要 知道 用什 么治
』１＇ ７
肿瘤放射治疗的剂量计算和优化
肿瘤放射治疗的剂量计算和优化放射治疗是肿瘤治疗中常用的方法之一。
其通过使用高能量X射线或其他形式的辐射来杀死癌细胞，以减轻肿瘤的体积和缓解患者的症状。
在放射治疗中，准确计算和优化剂量是确保治疗有效性和安全性的关键。
剂量计算是指根据患者的个体情况和治疗目标，确定适当的辐射剂量以达到最佳治疗效果。
剂量计算的目的是确保辐射能够杀死肿瘤细胞，尽量减少对周围正常组织的损伤。
剂量计算需要考虑诸多因素，如肿瘤的大小、位置和类型，以及患者的身体组织情况和生理状况。
放射治疗剂量的计算通常使用计算机辅助方法，其中最常用的是三维适形放射治疗计划系统。
该系统通过将患者的体表和体部影像输入到计算机中，生成3D模型，然后根据医生的指示和患者的特定需求，计算出最佳的剂量分布方案。
计算机程序会考虑各种因素，如肿瘤的形状、体积、位置和治疗计划，确定合适的剂量分布，并产生具体的治疗方案。
在剂量计算中，需要考虑的因素还包括辐射的类型和能量。
不同类型的辐射对组织的穿透能力和杀伤效果有所不同。
因此，在计算剂量时，需综合考虑肿瘤的位置和所用的辐射种类，以确保辐射能够充分靶向肿瘤细胞，同时最小化对正常组织的伤害。
优化剂量是指在剂量计算的基础上，进一步优化治疗方案以获得更好的治疗效果。
在优化剂量中，需考虑到一系列的约束条件，如剂量限制、器官风险、治疗时间、剂量分布的均匀性等等，并权衡各种影响因素，制定出最佳的治疗方案。
优化剂量的目标是使肿瘤受到最大的杀伤，同时最小化对正常组织的副作用。
为了实现剂量的准确计算和优化，放射治疗中常用的技术包括强度调控放射治疗（IMRT）、调强调控放射治疗（VMAT）和立体定向放射治疗（SBRT）。
这些技术利用高级别的计算机算法和模型，能够根据患者的个体情况和特定需求，更精准地计算剂量和优化治疗方案。
总之，肿瘤放射治疗的剂量计算和优化是一项复杂而关键的任务。
通过使用先进的计算方法和技术，可以确保辐射治疗的准确性和治疗效果，最大程度地减少对患者的不良影响。
放疗剂量每日损失计算公式
放疗剂量每日损失计算公式放疗是一种常见的癌症治疗方法，通过高能量的辐射来杀死癌细胞或阻止其生长。
放疗的成功与否很大程度上取决于患者接受的剂量。
然而，由于各种原因，放疗剂量可能会有一定程度的损失，这可能会影响治疗效果。
因此，了解放疗剂量每日损失的计算公式对于确保患者接受到足够的治疗剂量非常重要。
放疗剂量每日损失计算公式可以帮助医生和放射治疗师准确地评估患者接受的剂量是否符合治疗计划。
这个公式通常包括放疗机器输出的剂量、患者身体组织的吸收情况以及其他因素的影响。
下面我们将介绍放疗剂量每日损失计算公式的基本原理和具体的计算方法。
首先，放疗剂量每日损失的计算需要考虑到放疗机器输出的剂量。
放疗机器会输出一定的辐射剂量，这个剂量通常以灭/分钟（Gy/min）为单位。
然而，在辐射穿透患者身体组织的过程中，会有一定程度的剂量损失，这主要是由于组织的吸收和散射效应。
因此，我们需要考虑这些因素来计算实际患者接受的剂量。
其次，放疗剂量每日损失的计算还需要考虑到患者身体组织的吸收情况。
不同的组织对辐射的吸收能力是不同的，这会影响患者实际接受的剂量。
通常情况下，我们会使用组织吸收剂量系数（Tissue Absorption Coefficient）来考虑这一因素。
这个系数可以帮助我们估算出患者身体组织对辐射的吸收情况，从而计算出实际的剂量。
最后，放疗剂量每日损失的计算还需要考虑到其他因素的影响。
例如，放疗过程中可能会出现机器故障或操作失误，这可能会导致剂量的损失。
此外，患者的身体状况和生理变化也会对剂量的接受产生影响。
因此，我们需要综合考虑这些因素来计算实际的剂量损失。
在实际应用中，放疗剂量每日损失的计算公式通常可以表示为：实际剂量 = 机器输出剂量×吸收系数×其他因素修正系数。
其中，吸收系数和其他因素修正系数可以根据患者的具体情况进行调整。
通过使用这个公式，我们可以准确地评估患者实际接受的剂量，从而及时调整治疗计划，确保患者获得足够的治疗剂量。
处方剂量计算汇总
托架因子 ft： 水模内线束中心轴上最大剂量点处加
托架与不加托架的剂量率的比值。
楔形板的应用有三种方式：
1. 固定角度的楔形板（机械楔形板）
2. 电动楔形板（一楔多用）
3. 动态楔形板（独立准直器）
由固定源皮距 SSD 改为等中心 SAD 照射病人时， 则须进行SAD因子的修正. SAD因子=(SSD+dmax)2/SAD2 SAD因子=(100+1.5)2/1002
峰值吸收剂量深度，do=dm处。
根据患者体内任一深度 d 处的百分深度 剂量PDD和应给予该深度处肿瘤照射的剂量 DT ，可以计算出医生开出的处方剂量 Dm 即：
Dm=DT/PDD
例如：一患者的肿瘤中心位于其体内 6cm深度 处，其照射野 FSZ=4cm×4cm ； PDD （ 6cm ） =86.2% ， 若肿瘤剂量 (DT) 需 300cGy/ 次，则医生开出的处方 剂量(Dm)应为：
Dm=DT/ PDD（6cm）
Dm=300/ 86.2% Dm=348(cGy/次)
影响PDD值大小的因素
1.射线能量↑,PPD↑ 2.体模深度↑,PPD↓ 3.射野面积↑,PPD↑ 4.源-体表距（SSD）↑,PDD↑
放射治疗通常使用射野分析仪即三维水箱对 各种尺寸的方野进行PDD曲线的测绘和TMR数据 的测量，有的三维水箱虽不能直接测量TMR数据,
电子束百分深度剂量曲线示意图
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：Dm（MU）=DT/PDD（10cm）
放射科常用药物与剂量计算
放射科常用药物与剂量计算放射科是一门重要的医学科学领域，涉及到使用放射性药物进行诊断和治疗。
在该领域中，医务人员需要熟悉常用的放射科药物以及正确的剂量计算方法。
本文将重点介绍放射科常用药物的分类和剂量计算的原则。
一、放射科常用药物分类1. 放射性示踪剂：放射性示踪剂在放射医学中起到引导和定位的作用。
常用的放射性示踪剂包括^18F-FDG、^99mTc-MDP等。
这些示踪剂的选择要根据具体的临床需求和疾病类型来确定。
2. 核素治疗药物：核素治疗药物主要用于放射性治疗，如放射性碘治疗甲状腺疾病等。
常用的核素治疗药物包括^131I-NaI、^90Y-DOTATOC等。
这些药物的使用需要根据病人的具体情况和治疗需求来确定剂量。
3. 放射性药物对比剂：放射性药物对比剂主要用于放射性影像学检查，如放射性核素扫描等。
常用的放射性药物对比剂包括^99mTc-DTPA、^99mTc-MAG3等。
这些药物的使用要根据疾病的诊断需求和病人的生理状况来确定剂量。
二、剂量计算原则放射科的剂量计算是非常重要的环节，正确的剂量计算对于确保疗效和保护患者安全至关重要。
以下是剂量计算的一般原则：1. 药物剂量计算：在放射科中，药物剂量的计算一般以体表面积法为基础。
该方法考虑了个体差异，更加准确地确定了药物的剂量。
体表面积法的公式为：药物剂量 = 标准剂量 × (实际体表面积/标准体表面积)。
其中，标准剂量是指根据药物的特点和临床经验确定的一个基准剂量。
2. 辐射剂量计算：辐射剂量的计算是放射科中非常重要的一部分。
辐射剂量的计算一般基于靶感应能量。
常用的单位有吸收剂量（D）和等效剂量（H）。
剂量计算的方法包括直接测量辐射剂量和间接估算辐射剂量。
3. 屏蔽剂量计算：在放射科中，为了保护医务人员和患者免受辐射的伤害，需要进行屏蔽剂量的计算。
屏蔽剂量的计算一般基于戴维森–科尔公式或其他相关公式。
屏蔽剂量的计算要考虑到辐射源的能量、屏蔽材料的特性以及屏蔽材料的厚度等因素。
处方剂量计算
A
15
高能X射线和电子束的PDD曲线形状及临 床应用的差别
高能X射线由于表面剂量低和深部剂量高 等特点适于治疗深部肿瘤而电子束PDD曲线的 形状表明电子束更适于治疗表浅的和偏向人体 一侧的肿瘤。
A
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电子束百分深度剂量曲线示意图
Dm=DT/ PDD（6cm） Dm=300/ 86.2% Dm=348(cGy/次)
A
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影响PDD值大小的因素
1.射线能量↑,PPD↑ 2.体模深度↑,PPD↓ 3.射野面积↑,PPD↑ 4.源-体表距（SSD）↑,PDD↑
A
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放射治疗通常使用射野分析仪即三维水箱对 各种尺寸的方野进行PDD曲线的测绘和TMR数据 的测量，有的三维水箱虽不能直接测量TMR数据, 但它可以通过计算机软件对测得的PDD数据进行计 算和处理后，获得TMR数据。
A
8
组织模体比TPR与百分深度剂量PDD测量方法的比较
A
9
放疗中通常采用列表的方法，表示各种大
小方形野的百分深度剂量（PDD）和组织最大 剂量比（TMR）随组织深度的变化，但因临床
上经常使用矩形野和矩形或方形野加铅挡块形 成的不规则照射野，而对这些照射野的百分深 度剂量和组织最大剂量比又不能全都列表和测 量，则需进行对方野的等效变换。
根据患者体内任一深度d处的百分深度 剂量PDD和应给予该深度处肿瘤照射的剂量 DT，可以计算出医生开出的处方剂量Dm即：
Dm=DT/PDD
A
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例如：一患者的肿瘤中心位于其体内6cm深度
处，其照射野 FSZ=4cm×4cm；PDD（6cm）=86.2%，
应用Excel对肿瘤放射治疗处方剂量的计算
应用Excel对肿瘤放射治疗处方剂量的计算发表时间：2014-08-07T17:08:18.780Z 来源：《医药前沿》2014年第12期供稿作者：许克忠[导读] 目前进行肿瘤放疗的病人比较多，无论基层医院还是大医院都还有大部分的放疗病人用常规方法照射治疗。
许克忠(广西来宾市人民医院 546100)【摘要】目的：应用Office Excel的自动计算功能，对肿瘤常规放射治疗时处方剂量自动进行计算，无需查表，方便核查各数据，提高了计算的效率和准确性。
方法：在Excel中录好光子线的TMR、PDD、Scp等于参数，利用Excel自动计算规则或不规则照射野的等效方野，然后完成SAD或SSD照射方法的处方剂量计算。
结果：此表格计算方法界面简单操作容易,使用方便，极大提高了放疗物理师的剂量计算效率。
结论：通过我院的长期使用验证,该Excel表格计算可靠快捷,肿瘤常规放射治疗的处方剂量完全可以应用Excel进行快速准确计算。
【关键词】Excel 等效方野剂量计算二维线性插值【中图分类号】R73-36 【文献标识码】A 【文章编号】2095-1752（2014）12-0359-01 目前进行肿瘤放疗的病人比较多，无论基层医院还是大医院都还有大部分的放疗病人用常规方法照射治疗。
部分医院由于经济条件原因还在用人工方法计算处方剂量，人工需计算等效方野，查TMR或PDD表及Scp值等，工作量大很容易出错。
而我们常用的Office办公软件中的Excel具有功能强大，简单易学好用的特点。
可以应用Excel自动进行放射治疗处方的复杂计算，其快捷方便、实用性强，极大提高了放疗处方剂量的计算效率和准确性。
一、方法和步骤1. 建立工作表在Excel中建立计算、6TMR、6PDD三张工作表，计算工作表用于设计用户操作面界，专供用户输入计算处方剂量所需要的数据以及输出计算结果；6TMR工作表用来存放6MV光子线的TMR表（如图1）；6PDD工作表用来存放6MV光子线的PDD表，表的最后一行为对应方野的SC,P因子，这样便可根据方野、深度来查询TMR或PDD值并进行相应的二维插植运算。
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次级标准
（2） 现场测量仪器
剂量计（包括电离室）校准的方框图
* “电离室型剂量计检定的改制”
《中华放射医学与防护杂志》 2004年24卷第4期
* “治疗水平电离室型剂量计的检定与改制”
《中华放射肿瘤学杂志》 2005年14卷第5期
“AAPM TG-51临床参考剂量学的特点及应用” 《现代测量与实验室管理》 2004年12卷6期（Page15-20）
TPR与TMR的定义
PDD与TMR的主要区别：
PDD是线束中心轴上两个不同深度位置的剂 量百分比。
TMR是指空间同一位置，在两种不同散射条 件下的剂量比。
例如：某加速器的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=200cGy ， 问 医 生 给出的处方剂量是多少？
平均能量，W/e=33.97J/C。Katt是电离室壁及平衡 帽对射线的吸收和散射的修正；Km是室壁及平衡 帽材料的非空气等效的修正。
常用的电离室km与katt值及其乘积
电离室型号
km
NE0.2cm3 2515
0.980
NE0.2cm3 2515/3
0.991
NE0.2cm3 2577
0.994
NE0.6cm3 2505/A
根据患者体内任一深度d处的百分深度剂 量PDD和应给予肿瘤照射的剂量DT，可以计算 出医生开出的处方剂量Dm，即：
Dm=DT/PDD
影响PDD值大小的因素
* 射线能量↑,PPD↑ * 体模深度↑,PPD↓ * 射野面积↑,PPD↑ * 源-体表距（SSD）↑,PDD↑
F因数
当SSD从f1变换成f2时，在维持体表射野不变 的情况下，PDD的变化量为F（F因数）：
km 0.982 0.982 0.982 0.993
0.989 0.994 0.990
katt 0.993 0.992 0.993 0.990
0.989 0.990 0.990
km•katt 0.975 0.974 0.975 0.983
0.978 0.984 0.980
4.以空气比释动能校准因子NK计算ND时，其计算 公式为：
校准深度 有效测量点在 SSD d0或cm 探头中的位置 cm
5cm
0.6 r
80
射野 cm×cm
10×10
X射线 TPR1020 ≤0.70 5cm TPR1020 > 0.70 10cm
0.6 r
100 10×10
0.6 r
100 10×10
电子束 Eo<5
R100
0.5 r 治疗距离 10×10
高能X射线由于表面剂量低和深部剂量高等 特点适于治疗深部肿瘤而电子束PDD曲线的形状 表明电子束更适于治疗表浅的和偏向人体一侧 的肿瘤。
组织最大剂量比（TMR）
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（即最大 剂量点）处同一射野的剂量率之比。
TMR（d,FSZd）=Dd/Ddm
F=[（ f2 +dm）/(f2 +d)]2× [（ f1 +d）/(f1 + dm)]2
FSZ（WS）不变，SSD两种变化示意图
【计算举例】 已知：钴-60治疗机， SSD=80cm，FSZ= 15cm×15cm
深度d=10cm的PDD=58.4%，若保持皮肤野不变 求： SSD延长到100cm时的PDD 解： F=[（ f2 +dm）/(f2 +d)]2× [（ f1 +d）/(f1 + dm)]2
0.69
1.069
0.84
0.71
1.059
铯-137 钴-60
1.136 1.133
(续表) 水中 校准深度（cm）
10 10 10 10 10 10 10
5 5
圆柱形电离室的扰动修正因子Pu 值
若用Nx或NK，水中校准深度dc处的吸收剂量则有：
Dw（dc）= M·Nx·W/e·Katt·Km ·（Sw，air）·Pu ·Pcel Dw（dc）= M·NK·（1-g）·Katt·Km·（Sw，air）·Pu ·Pcel
续表 电离室型号 PTW0.3cm3 标准型,M23332 PTW0.3cm3 防水型,M2333641 VICTOREEN 0.6 cm3 30-351 CAPINTEC 0.60 cm3 FARMER型 （PMMA帽） CAPINTEC 0.60 cm3/AAPM T6C-0.6 0.60 cm3/PMMA帽 RT101 0.60cm3 /有机玻璃帽
0.9Байду номын сангаас1
（1967～1974）
NE0.6cm3 2505/3，3A
0.991
（1971～1979）
NE0.6cm3 2505/3，3B
0.974
（1974～现在）
NE0.6cm3 2571/带保护极 0.994
NE0.6cm3 2581/PMMA帽
0.975
PTW0.6cm3 23333/3mm帽 0.982
5≤ Eo <10 R100或1.0cm 0.5 r 治疗距离 10×10
10≤ Eo <20 R100或2.0cm 0.5 r 治疗距离 10×10
20≤ Eo
R100或3.0cm 0.5 r 治疗距离 10×10
水中最大剂量深度do处的吸收剂量为：
DW（do）=(M·ND·Sw，air·Pu·Pcel·KTP）/PDD（dc）
临床处方剂量计算简介
张绍刚
处方剂量
在确定的肿瘤深度、射野尺寸、照射方法及 技术的条件下，要想获得一定的靶区（或肿瘤） 剂量DT，那麽，对应于加速器上的剂量仪应给出 的MU数值，即机器跳数。
对钴-60而言，其处方剂量单位，以秒（S） 表示。
在没有治疗计划系统或不使用治疗计划系统 的条件下，对于规则野和简单的不规则野，通过 对一维的点剂量计算获得机器的开机量（处方剂 量）。
射野中心轴百分深度剂量（PDD）
百分深度剂量定义为沿射线中心轴、某一深 度d处的吸收剂量率Dd与参考深度do处的吸收剂 量率Ddo之比，即：
PDD= Dd/Ddo×100 在临床上，对中低能X射线，参考深度选在体
模表面（do=0）；而对高能X射线，参考深度选 在峰值吸收剂量深度，do=dm处。
光子束在水模中的射野中心轴百分深度剂量
或
ND=NK·（1-g）Katt·Km
第二步.测算水模体中的吸收剂量 首先通过测算该能量X射线在标准条件下即
SSD=100cm，水模内10cm×10cm射野中心轴上的 剂量比（深度为20cm与10cm的吸收剂量的比值 (D20/D10)或组织模体比（TPR2010）来确定水对空 气的阻止本领比Sw，air和扰动因子Pu及校准深度 d的值。
如果，100MU=100cGy 则：
100（cGy）=（M·KT·P·ND，air·SW，air·PU·Pcel）/ PDD（dc）
F =（KT·P·ND，air·SW，air·Pu·Pcel）/ PDD（dc）
则：
100=M·F
M =100/F
公式 M=100/F的含义： 加速器在标准条件下给出100MU时，调
根据IAEA TRS-277报告，第一步要确定电离 室的空气吸收剂量因子ND ，而ND的值是通过电离 室剂量计的照射量校准因子Nx 或空气比释动能校 准因子NK及电离室的其它有关参数来确定的；第 二步有了ND的值，再来测算水中的吸收剂量。
第一步. 确定ND值 1.剂量计的照射量因子Nx：
Nx = X/M（C/kg·div） 式中，X为照射量的标准值，单位是C/kg，当用伦 琴R做照射量单位时，1R=2.58×10-4C/kg 。M是剂 量计的显示值，单位一般以剂量计的读数div表示。
对点剂量计算获得的处方剂量基于：
* 通常把人体看成一个完全均匀的整体 * 基本不做曲面的校正和剂量分布的计算 * 必要时，可作骨、肺等非均匀组织的校正
医生的处方剂量的计算是建立在在特定的 辐射条件下，水模体中校准点处吸收剂量的测 量和在水模体中参考点处对加速器的刻度的基 础上进行的。
吸收剂量测量
放疗中吸收剂量的测算是临床辐射剂量学 的一项重要内容。 首先要根据国际原子能结 构（IAEA）第277号技术报告（97年版）“高 能光子和电子束吸收剂量的测定”，对用户自 己使用的加速器或钴-60治疗机进行吸收剂量 的测量。
校 准 高 能
电 离 辐 射
吸 收 剂 量
的 步 骤
国际标准
国家标准
（1）
加速器的刻度
通常加速器都是在标准条件下刻度的， 即在SSD=100cm，水模内10cm×10cm射野中 心轴上最大剂量点处使用经国家基准试验室 或次级标准试验室校准过的剂量计，通过调 节加速器上剂量监测系统的阈值电位器使 1cGy=1MU。
对加速器及钴-60治疗机刻度的标准条件
束流 射线质 γ射线 钴-60
ND=NK·（1-g）Katt·Km 式中，NK为剂量计的空气比释动能校准因子；g 为电离辐射产生的次极电子消耗于韧致辐射的
能量占其初始能量总和的份额。
空气比释动能与吸收剂量的区别
不带电粒子与物质相互作用，产生带电粒子 和其它次级不带电电离粒子而损失能量，这是第 一步。第二步是带电电离粒子把能量授予物质。 比释动能表示第一步的结果；吸收剂量则表示第 二步的结果。因此，只有满足次级电子平衡条件 和韧致辐射可忽劣不计时，比释动能才等于吸收 剂量。
加速器是在标准状态下，通过在水模中，精 确的吸收剂量测算，将其在特定条件下，刻度为 1MU=1cGy。然而，肿瘤并非都在标准条件下， 接受照射，因为：