NOWOTWORY Journal of Oncology " 2006 " volume 56 Number 3 " 351 358 Leksykon onkologii " Cancer lexicon Leksykon onkologii: Dozymetria w radioterapii W"odzimierz obodziec Cancer lexicon: Clincal dosimetry AktywnoĘ ęród"a miara szybkoĘci rozpadu jąder sub- nia X lub ł. Moc dawki osiąga maksymalną wartoĘ na stancji promieniotwórczych wyraŻona liczbą przemian okreĘlonej g"bokoĘci, zaleŻnej od energii fotonów. G"- jądrowych, jakie zachodzą w ęródle promieniotwórczym bokoĘ maksymalnej dawki wynosi np.: 3 cm dla fotonów 60 w jednostce czasu. Jednostką aktywnoĘci jest bekerel (Bq). 23 MV, 2 cm dla 10 MV i 0,5 cm dla ł Co. 1 Bq = 1 rozpad/s. UŻywane są takŻe jednostki wielo- krotne 1 kBq, 1 MBq itp. Czas po"owicznego rozpadu T1/2 czas, po którym liczba rozpadających si atomów danego izotopu zmniejsza si Analizator pola automatyczny fantom wodny stosowany do po"owy, czyli aktywnoĘ danego izotopu po tym czasie do pomiarów wzgldnych rozk"adów dawek w napromie- zmniejsza si do po"owy. nianej objtoĘci wody w odniesieniu do pomiaru dawki w wybranym punkcie normalizacji. Sk"ada si ze zbiorni- Czas Życia izotopu (Ęredni) suma czasów Życia wszyst- ka wodnego w kszta"cie prostopad"oĘcianu, którego Ęcian- kich atomów danego izotopu podzielona przez począt- ki wykonane są z materia"u o zbliŻonej gstoĘci do wody kową ich liczb. Dla obserwatora bowiem czas Życia poje- (PMMA). Zbiornik zaopatrzony jest w urządzenie mo- dynczego atomu w próbce danego izotopu moŻe mie cujące detektor promieniowania i pozwalające na jego wartoĘci pomidzy =0 i = ". Prawdziwy jest związek: przemieszczanie. Ruch detektora jest sterowany i kon- = 1,443 . T1/2 (patrz: czas po"owicznego rozpadu). trolowany przez zaprogramowany system komputerowy. Jako detektora promieniowania uŻywa si komory joniza- Dawka integralna (integral dose) ca"kowita energia po- cyjnej o ma"ych wymiarach lub detektora pó"przewodniko- ch"onita w Ęrodowisku podczas jego napromieniania. wego. W celu wyeliminowania wp"ywu niestabilnoĘci pra- Jednostką dawki integralnej jest gray-kilogram. Skoro cy aparatu terapeutycznego generującego impulsową 1 Gy = 1 J/kg, zatem jednostką dawki integralnej jest wiązk promieniowania uŻywa si dwóch detektorów jed- 1 J (dŻul). Przyk"ad: jeŻeli masa 0,1 kg tkanki zostanie noczeĘnie detektora pola i detektora odniesienia napromieniona jednorodną dawką 0,1 Gy, integralna daw- a kołcowy wynik pomiaru jest ilorazem ich wskazał. ka tej masy tkanki bdzie: 0,1 Gy . 0,1 kg = 0,01 J. Aparat terapeutyczny urządzenie generujące wiązk Dawka na pole (dawka podana na pole) termin ten promieniowania jonizującego na uŻytek radioterapii (np. wprawdzie nie jest zalecany ze wzgldu na niejednoznacz- aparat rentgenowski, kobaltowy, liniowy przyspieszacz noĘ w okreĘleniu, przyją" si jednak w rutynowym stoso- elektronów liniowy akcelerator). waniu. Jest to dawka w osi wiązki na g"bokoĘci maksy- malnej dawki, pochodząca od danej wiązki promienio- Bolus nazwa ta okreĘla materia" tkankopodobny, wania (patrz dawka wejĘciowa). umieszczany bezpoĘrednio na napromienianym obszarze, mający na celu dodatkowe poch"anianie i rozpraszanie Dawka na skórze dawka, jakiej dostarcza pojedyncza promieniowania. Stosuje si go równieŻ w celu zniwelowa- wiązka promieniowania w interesującym nas punkcie na nia wp"ywu ukoĘnego wejĘcia wiązki na napromieniany napromienianej powierzchni cia"a. W terapii wielopolowej obszar. wartoĘ dawki na skórze moŻe si zwikszy wskutek war- toĘci dawki wyjĘciowej pochodzącej z innych wiązek pro- Build-up zjawisko narastania mocy dawki wraz z g"bo- mieniowania zastosowanych w leczonym przypadku. koĘcią w materiale napromienianym wiązką promieniowa- Dawka promieniowania iloĘ Ęredniej energii promie- niowania jonizującego, poch"onita w okreĘlonym ele- mencie masy materii. Jednostką dawki jest 1 grej (Gy) Zak"ad Radioterapii jest to energia 1 dŻula (J) poch"onita w masie 1 kilogra- Szpital im. Stanis"awa Leszczyłskiego w Katowicach 352 ma (kg) napromienianego Ęrodowiska. Stosuje si takŻe atomowego (lub rzadziej z polem elektrycznym elektronu) jednostki wielokrotne i podwielokrotne (np. kGy, cGy w wyniku czego nastpuje ca"kowita absorpcja fotonu. itp.). Zjawisko to moŻe zajĘ wówczas, gdy oddzia"ujący foton ma energi wyŻszą niŻ 1,02 MeV (energia spoczynkowa Dawka wejĘciowa dawka w napromienianym Ęrodowisku powsta"ej pary cząstek) i przechodzi w pobliŻu jądra ato- (fantom lub pacjent), pochodząca od pojedynczej sta- mowego. W takim przypadku moŻe nastąpi przemiana cjonarnej wiązki promieniowania, na g"bokoĘci maksy- energii fotonu w par cząstek elektron pozytron (cząst- malnej mocy dawki w osi wiązki. Dla wiązki promienio- k t moŻna takŻe nazywa pozytonem). Pozytron róŻni wania X np.: 23 MV jest to dawka na g"bokoĘci 3 cm si od elektronu jedynie znakiem "adunku elektryczne- a dla 10 MV na g"bokoĘci 2 cm. Dla promieniowania go. Powsta"a para cząstek uzyskuje energi kinetyczną X o potencjale generującym poniŻej 400 kV to dawka na równą róŻnicy energii oddzia"ującego fotonu i energii powierzchni (na skórze). Podobnie okreĘli moŻna daw- spoczynkowej pary powsta"ych cząstek. W jednostkach k wejĘciową w przypadku stosowania wiązek elektro- energii (MeV) wielkoĘ ta ma wartoĘ 1,02 MeV. Dlatego nów. efekt tworzenia pary moŻe zajĘ dla fotonu, którego ener- gia przekracza wartoĘ 1,02 MeV. Dawka wyjĘciowa dawka w napromienianym Ęrodowisku (fantom, pacjent), pochodząca od pojedynczej stacjonar- Efektywny punkt pomiarowy komory jonizacyjnej Peff nej wiązki promieniowania, w osi wiązki, w odleg"oĘci od (effective point of measurement) dla komory jonizacyj- wyjĘcia wiązki ze Ęrodowiska równej g"bokoĘci dawki nej cylindrycznej (naparstkowej) to punkt przesunity maksymalnej danego promieniowania. od Ęrodka komory (osi) w kierunku padającej wiązki promieniowania; stanowi odniesienie pomiaru dawki. Dawkomierz (dozymetr) urządzenie s"uŻące do pomia- WartoĘ przesunicia jest zaleŻna od rodzaju oraz jako- ru dawki lub mocy dawki promieniowania jonizującego. Ęci promieniowania jonizującego i związana jest z d"ugo- NajczĘciej stosowany w radioterapii dawkomierz to ze- Ęcią promienia cylindrycznej komory. W pomiarach pro- staw sk"adający si z komory jonizacyjnej i elektrometru. centowej dawki na g"bokoĘci punktem odniesienia po- UŻywany do pomiaru dawki absolutnej musi posiada miaru dawki jest w"aĘnie efektywny punkt komory . Ęwiadectwo wzorcowania (patrz: wspó"czynnik kalibra- cyjny komory jonizacyjnej). Ekspozycja odnosi si do jonizacji okreĘlonej masy powietrza wskutek dzia"ania promieniowania X lub ł. Dozymetria dzia" fizyki obejmujący zagadnienia pomia- Ma wic zastosowanie tylko dla promieniowania X lub ł rów i obliczeł dawek promieniowania oraz innych para- i tylko dla powietrza. Jest to absolutna wartoĘ "adunku metrów promieniowania jonizującego, które mają istotny jonów jednego znaku wytworzona w powietrzu, kiedy wp"yw na skutki oddzia"ywania na materi, szczególnie wszystkie elektrony i pozytrony uwolnione albo wytwo- na materi oŻywioną. rzone w masie powietrza przez fotony zostają ca"kowicie zatrzymane w powietrzu. Jednostką ekspozycji jest C kg 1 Dozymetria in vivo pomiar dawki w trakcie seansu na- (kulomb/kg). promieniania chorego w celu sprawdzenia zgodnoĘci daw- ki zaplanowanej i podanej pacjentowi. Sprawdzanie moŻe Elektron delta (delta-ray) to powsta"y podczas zderzenia obejmowa pomiar dawki wejĘciowej i wyjĘciowej. elektronu pierwotnego z elektronami Ęrodowiska elek- tron wtórny, który ma energi wystarczającą do utworze- Efekt Comptona zjawisko, w którym foton, zderzając nia oddzielnego toru, wzd"uŻ którego bdzie przekazy- si z elektronem, oddaje mu czĘ swojej energii. W wyni- wa" energi na jonizacj i wzbudzenie moleku". ku zderzenia powstaje nowy foton (rozproszony) o mniej- szej energii, natomiast róŻnica energii midzy fotonem Elektrony wtórne (secondary electrons) elektrony wy- pierwotnym a rozproszonym zostaje przekazana elektro- tworzone podczas wspó"oddzia"ywania fotonów ze Ęro- nowi, który uzyskuje energi kinetyczną. dowiskiem (patrz efekty: fotoelektryczny, Comptona, two- rzenia par). Efekt fotoelektryczny w wyniku wspó"oddzia"ywania fo- tonu z elektronami atomu nastpuje ca"kowita absorp- Fantom objtoĘ materia"u tkankopodobnego, mająca cja fotonu i wyrzucenie elektronu z pow"oki atomowej. wymiary na tyle duŻe, aby zapewni warunki pe"nego roz- Wyrzucony elektron ma energi kinetyczną, której war- proszenia stosowanej wiązki promieniowania. Fantomów toĘ równa si róŻnicy energii fotonu i energii wiązania uŻywa si w celu okreĘlenia, poprzez pomiar dawki lub jej elektronu na pow"oce. Najwiksze prawdopodobiełstwo rozk"adu w materiale o gstoĘci zbliŻonej do gstoĘci zajĘcia tego efektu obserwuje si na orbicie K (oko"o tkanki. Zwykle są to materia"y odpowiadające tkance 80%), jeŻeli energia fotonu przewyŻsza energi wiązania mikkiej (woda), cho czasem stosuje si anatomiczny elektronu na tej pow"oce. fantom, podobny, zarówno w kszta"cie jak i pod wzgldem gstoĘci, do cia"a pacjenta (patrz materia" tkankopodob- Efekt tworzenia pary elektron pozytron polega na ny). wspó"oddzia"ywaniu fotonu z polem elektrycznym jądra 353 Filtr klinowy wykonany w kszta"cie klina, z metalu o sto- G"bokoĘ referencyjna terminu tego uŻywa si do okre- sunkowo duŻej gstoĘci, ma na celu uformowanie poje- Ęlenia g"bokoĘci w fantomie wodnym, wzd"uŻ osi wiązki dynczej wiązki promieniowania. Wiązka promieniowania promieniowania, na której wykonuje si pomiar wydaj- X lub ł po przejĘciu przez taki filtr zostanie bardziej os"a- noĘci aparatu terapeutycznego (patrz wydajnoĘ aparatu biona przez grubszą jego czĘ, stąd izodozy mają odpo- terapeutycznego). WartoĘci g"bokoĘci referencyjnych dla wiednie nachylenie w stosunku do linii prostopad"ej do osi odpowiednich rodzajów i jakoĘci promieniowania za- wiązki. Kąt nachylenia izodozy na g"bokoĘci 10 cm okre- mieszczono w raporcie nr 398 IAEA. Ęla kąt klina 300, 450 itp. Iloraz masowych zdolnoĘci hamowania sm, pow (stopping- Filtr klinowy dynamiczny moŻna zastosowa w apara- -power ratio medium to air) to iloraz masowej zdolnoĘci tach terapeutycznych, w których ruch szczk kolimato- hamowania elektronów w danym materiale m i w powie- rów sterowany jest za pomocą komputera. Pole w trakcie trzu. Jest to wielkoĘ bezwymiarowa, wskazująca krot- seansu napromieniania zmienia si w sposób kontrolo- noĘ strat energii elektronów w materiale m w stosunku wany przez odpowiednio zaprogramowany komputer. do strat w powietrzu. Rozk"ad dawek w napromienianym obszarze jest podob- ny do tego, jaki otrzymuje si przy zastosowaniu fizyczne- Izocentrum punkt przecicia si osi obrotu ramienia go filtra klinowego. (gantry) aparatu terapeutycznego i osi centralnej. Wik- szoĘ urządzeł terapeutycznych jest tak skonstruowana, Że Filtr sp"aszczający (stoŻkowy) mający posta stoŻka, ęród"o promieniowania (ognisko) moŻe zatacza "uk wo- jest umieszczony w g"owicy aparatu terapeutycznego. Jego kó" horyzontalnej osi. OĘ centralna, która jest zarazem zadaniem jest uformowanie jednorodnego rozk"adu daw- osią obrotu kolimatora, porusza si w p"aszczyęnie werty- ki w polu napromieniania. Powsta"y bowiem, w wyniku kalnej. hamowania elektronów, strumieł fotonów promieniowa- nia X nie jest jednorodny w poprzek wiązki. Najwikszy Izodoza linia "ącząca punkty o jednakowej wartoĘci daw- strumieł fotonów wystpuje w Ęrodku wiązki i spada ki, gdy przedstawiamy ją na p"aszczyęnie. Gdy izodoz znacznie w miar oddalania si od jej osi. Filtr stoŻko- obrazujemy w przestrzeni, bdzie to powierzchnia, która wy os"abia strumieł fotonów w najwikszym stopniu obejmuje punkty o jednakowej wartoĘci dawki. w Ęrodku wiązki, z jednoczesnym stopniowym zmniejsza- niem os"abienia strumienia fotonów w miar oddalania si JakoĘ wiązki promieniowania rentgenowskiego okreĘla od osi wiązki. W efekcie otrzymuje si jednorodny stru- si za pomocą gruboĘci warstwy pó"ch"onnej (po"ówko- mieł fotonów w poprzek wiązki. wej) WP (w mm Al lub w mm Cu). Fluencja cząstek U dotyczy liczby cząstek (w tym foto- JakoĘ wiązki wysokoenergetycznego promieniowania X nów) padających na powierzchni prostopad"ą do kie- zwykle okreĘla si za pomocą wspó"czynnika QI (Quality runku cząstek. Definiuje si ją jako liczb cząstek dN, Index) wyraŻonego jako TPR20/TPR10 iloraz wartoĘci które wesz"y do kuli o polu wielkiego ko"a da i wyraŻa wspó"czynników TPR zmierzonych w fantomie wodnym si w (m-2). WielkoĘ t moŻemy zapisa w postaci ilorazu: na g"bokoĘci 20 cm i 10 cm dla pola 10 cm x 10 cm okre- Ęlonego na tych g"bokoĘciach. Stosowana bywa takŻe in- dN . U = na definicja jakoĘci wiązki jako iloraz dawek zmierzo- da Fluencja energii W jest ilorazem sumy energii cząstek nych w fantomie na g"bokoĘci 20 cm i 10 cm, zachowując . (dN E), z wy"ączeniem ich energii spoczynkowej, które sta"ą (100 cm) odleg"oĘ SSD i pole 10 cm x 10 cm w tej wesz"y do kuli o polu wielkiego ko"a da, co moŻna zapisa: odleg"oĘci. dN . . Jednostk fluencji energii stanowi J m-2 W = Jednostki Monitorowe (JM) to wskazania komory mo- da . (dŻul m-2). nitorowej liniowego przyspieszacza, okreĘlające zgroma- dzony "adunek elektryczny, w czasie emisji promieniowa- GstoĘ strumienia cząstek { jest ilorazem przyrostu nia. Kalibracja komory monitorowej okreĘla zaleŻnoĘ fluencji cząstek dU w przedziale czasu dt. WielkoĘ t midzy wskazaniami komory monitorowej wyraŻonymi dU moŻna zapisa jako: . Jednostką jest m-2 s-1 w JM a dawką promieniowania zmierzoną w fantomie { = dt w warunkach referencyjnych (patrz wydajnoĘ aparatu terapeutycznego i komora monitorowa). GstoĘ strumienia energii } to iloraz przyrostu fluen- cji cząstek dW w przedziale czasu dt. WielkoĘ t moŻna Kerma (kinetic energy released in mass) suma począt- kowych energii kinetycznych wszystkich cząstek na"adowa- dW . zapisa jako: . Jednostką jest W m-2 (wat m-2). } = dt nych, uwolnionych przez cząstki poĘrednio jonizujące (fotony, neutrony) w elemencie masy materia"u, podczas G"bokoĘ maksymalnej dawki (depth of dose maximum) ich wspó"oddzia"ywania z materią. Jednostką tej wielkoĘci g"bokoĘ, na osi wiązki promieniowania, gdzie moc jest 1 grej (Gy). dawki osiąga swoją maksymalną wartoĘ (por. build-up). 354 Kolimator prostokątny (symetryczny i asymetryczny) Liniowy wspó"czynnik os"abienia (ca"kowity) jest mia- urządzenie zainstalowane w g"owicy aparatu terapeu- rą prawdopodobiełstwa usunicia z wąskiej wiązki fotonu, tycznego (aparat kobaltowy lub akcelerator liniowy), któ- który uleg" interakcji z materią, przez którą wiązka pro- rego zadaniem jest ustalenie wielkoĘci pola napromie- mieniowania przechodzi"a. OkreĘla si go doĘwiadczal- niania. Sk"ada si z dwóch par ruchomych szczk koli- nie jako czĘ liczby fotonów (w stosunku do ca"kowitej macyjnych z jednej pary dolnej oraz jednej pary górnej. liczby), które zosta"y usunite z wąskiej wiązki promienio- Obie szczki danej pary mogą si przesuwa symetrycznie wania przez warstw absorbentu o gruboĘci 1 cm. Jed- wzgldem osi centralnej wtedy pole napromieniania nostką jest cm-1. W dozymetrii stosowany jest ca"kowity jest takŻe symetryczne wzgldem osi centralnej, lub szcz- masowy wspó"czynnik os"abienia /, wyraŻony jako ki kolimatorów mogą przesuwa si niezaleŻnie od sie- iloraz i gstoĘci absorbentu. Jednostką jest cm2g-1. bie i w zakresie ustalonym indywidualnie przez produ- centa. Pole napromieniania w takim przypadku moŻe by Liniowy wspó"czynnik poch"aniania energii en jest asymetryczne wzgldem osi centralnej. Ta druga moŻli- miarą prawdopodobiełstwa poch"onicia energii fotonu woĘ ustawiania kolimatorów bywa wykorzystywana do przechodzącego przez absorbent. Jest wyraŻany jako czĘ modulowania tzw. dynamicznych filtrów klinowych. ca"kowitej energii fotonów, która zosta"a poch"onita podczas przejĘcia fotonów przez warstw absorbentu Kolimator wielolistkowy (multileaf collimator MLC) o gruboĘci 1 cm. Jednostką jest cm-1. W dozymetrii stoso- uk"ad formowania kszta"tu wiązki za pomocą zestawu wane jest pojcie masowy wspó"czynnik poch"aniania przeciwleg"ych sztabek, zwanych listkami zainstalowa- energii wyraŻany jako iloraz en i gstoĘci absorbentu nymi w g"owicy aparatu terapeutycznego. KaŻdy listek (en/). Jednostką jest cm2g-1. moŻna przesuwa niezaleŻnie, za pomocą silnika, w za- kresie od brzegu pola aŻ do pozycji poza osią centralną, Liniowy wspó"czynnik przekazania energii tr jest mia- ustalonej indywidualnie przez producenta. W ten spo- rą prawdopodobiełstwa przekazania przez foton energii sób pole moŻna dopasowa do kszta"tu napromienianego kinetycznej elektronom materia"u, przez który wiązka guza. promieniowania przechodzi. Jest wyraŻany jako czĘ ca"- kowitej energii fotonów, która zosta"a przekazana elektro- Komora jonizacyjna urządzenie umoŻliwiające pomiar nom na ich energi kinetyczną podczas przejĘcia wiązki "adunku elektrycznego wytwarzanego przez promienio- fotonów przez warstw 1 cm absorbentu. Jednostką wanie jonizujące. W procesie pomiaru wykorzystuje si jest cm-1. Stosowany jest takŻe iloraz tr i gstoĘci absor- zjawisko jonizacji gazu i moŻliwoĘ bezpoĘredniego zbie- bentu (tr/). Tak okreĘlona wielkoĘ nazywa si: masowy rania jonów. Komora jonizacyjna ma posta wype"nione- wspó"czynnik przekazania energii. Jednostką jest cm2g-1. go gazem pojemnika, w którym umieszczone są dwie elek- trody wzajemnie odizolowane. Na uŻytek radioterapii sto- Masowa zdolnoĘ hamowania S/r (mass stopping power) sowane są komory cylindryczne (np. typu Farmer), wielkoĘ odnosząca si do cząstek na"adowanych. Jest to w których jedną elektrod stanowi cienki cylindryczny iloĘ energii straconej przez na"adowaną cząstk po przej- naparstek, wykonany z grafitu lub materia"u o Ęredniej Ęciu okreĘlonego odcinka w materiale o danej gstoĘci . liczbie atomowej zbliŻonej do powietrza, a drugą elek- Jednostką jest J m2 kg-1. trod stanowi przewodnik, umieszczony w osi cylindrycz- nego naparstka. Wntrze komory wype"nia powietrze Materia" tkankopodobny materia", w którym poch"a- o aktualnym ciĘnieniu atmosferycznym. Do elektrod przy- nianie oraz rozpraszanie promieniowania X,ł i elektronów "oŻone jest napicie, którego wartoĘ zapewnia zbiera- jest takie, jak w odpowiednim materiale biologicznym nie ca"ego "adunku elektrycznego wytworzonego w ko- (tkanka mikka, tkanka miĘniowa, koĘci lub tkanka t"usz- morze na skutek jonizacji, którą powodują elektrony po- czowa). Najlepszym odpowiednikiem tkanki mikkiej jest wsta"e w naparstku w wyniku absorpcji w nim fotonów. woda. Stosowane są równieŻ komory jonizacyjne p"askie, np. typu Markus, zalecane do pomiarów dawek wiązek elek- Minifantom wykonany z materia"u tkankopodobnego, tronów oraz pomiarów PDG(d, S) takŻe dla wiązek foto- s"uŻy do pomiaru udzia"u promieniowania rozproszonego nów. (fluencji energii) powsta"ego w g"owicy i kolimatorach aparatu terapeutycznego. Minifantom ma kszta"t walca. Komora monitorowa wiązki promieniowania (beam moni- Jego Ęrednica powinna by mniejsza, niŻ bok pola ukszta"- tor) to p"aska komora jonizacyjna zainstalowana w g"o- towanego w odleg"oĘci SAD przez najmniejsze rozwarcie wicy liniowego akceleratora, prostopadle do osi central- kolimatorów urządzenia terapeutycznego i jednoczeĘnie nej. Jest umieszczona na drodze midzy filtrem sp"asz- na tyle duŻa, by zapewni równowag elektronów (prak- czającym, a uk"adem kolimatorów. Jej zadaniem, oprócz tycznie 4 cm). WysokoĘ walca powinna zapewni moŻli- monitorowania dawki promieniowania, jest kontrolowanie woĘ pomiarów dawki na g"bokoĘci referencyjnej. symetrii i jednorodnoĘci wiązki promieniowania. Liniowy przyspieszacz jest zaopatrzony w dwie niezaleŻne komory Moc dawki (dose-rate) pojcie to wyraŻa dawk pro- monitorowe. mieniowania w jednostce czasu. W radioterapii moc daw- ki wyraŻa si najczĘciej w Gy/min lub cGy/min. OdnoĘnie 355 promieniowania wytwarzanego w liniowych akcelerato- lowane za pomocą wiązki Ęwiat"a przez uk"ad optycz- rach, moc dawki wyraŻa si w cGy/JM (centygreje na jed- ny zainstalowany w g"owicy aparatu terapeutycznego. nostk monitorową). b. Pole fizyczne pojcie to stosuje si w dozymetrii. Definiuje si je jako pole zawarte midzy izodozą MOSFET detektor (Metal Oxid Semiconductor Field Effect 50% na g"bokoĘci maksymalnej mocy dawki lub Transistor) miniaturowy detektor pó"przewodnikowy, w izocentrum. W tym przypadku pole fizyczne jest którego objtoĘ aktywna jest mniejsza niŻ 1 mm3. Detek- nieco wiksze od pola geometrycznego. tor umocowany jest na cienkim pasku z poliamidu, z prze- wodem umoŻliwiającym pod"ączenie detektora do zasila- Pole równowaŻne pole kwadratowe S, dla którego odpo- cza. Ok"adki detektora wykonane są z elementów przewo- wiednie wartoĘci wspó"czynników (procentowa dawka na dzących, natomiast dielektryk stanowi dwutlenek krzemu. g"bokoĘci, TPR) są takie same, jak dla rzeczywistego po- Na elektrody detektora podaje si róŻnic napi 20 V. la prostokątnego o bokach a i b. Podobnie moŻna zdefi- W wyniku dzia"ania promieniowania jonizującego, w de- niowa równowaŻne pole ko"a o promieniu R. Istnieje tektorze powstają noĘniki "adunku elektrycznego w liczbie nastpujący związek: R = 0,561 . S. proporcjonalnej do poch"onitej energii promieniowa- nia, które dochodząc do elektrod zmniejszają róŻnic na- Pó"cieł wiązki (penumbra) obszar spadku mocy dawki pi o odpowiednią wartoĘ. Ta zmiana wartoĘci róŻnicy na brzegu wiązki promieniowania. W radioterapii jako napi, mierzona odpowiednim czytnikiem, jest propor- pó"cieł przyjmuje si obszar zawarty midzy 80% a 20% cjonalna do poch"onitej energii promieniowania jonizu- wartoĘci wzgldnej mocy dawki (patrz takŻe profil wiązki). jącego. W zaleŻnoĘci od zastosowanego zasilacza, daw- Czynniki wp"ywające na wielkoĘ pó"cienia w napromie- ka promieniowania 1 cGy powoduje zmniejszenie napi- nianym Ęrodowisku to: wymiary ęród"a promieniowania, cia detektora o 1 mV lub 3 mV. Stąd detektor MOSFET rozproszenie promieniowania w fantomie i kolimatorach moŻe skumulowa dawk promieniowania odpowiednio wiązki, przeciek (transmisja) promieniowania fotonowe- 200 Gy lub 70 Gy, po czym staje si bezuŻyteczny. go przez kolimator, wzajemne po"oŻenie kolimatorów od ęród"a promieniowania i powierzchni napromienia- OĘ centralna (central axis) oĘ rotacji systemu kolimato- nego Ęrodowiska oraz odleg"oĘ od ęród"a promienio- rów symetrycznych, która jest zbieŻna z prostą wycho- wania. dzącą ze Ęrodka ęród"a promieniowania do izocentrum. Pó"przewodnikowy detektor urządzenie, w którym pó"- OĘ obrotu kolimatorów prosta zbieŻna z osią centralną. przewodnik (najczĘciej krzem) o relatywnie ma"ych wy- Wokó" tej prostej moŻe nastpowa ruch obrotowy koli- miarach uŻywany jest do pomiarów zaabsorbowanej ener- matorów zainstalowanych w g"owicy aparatu terapeutycz- gii promieniowania jonizującego. Pó"przewodnik dzia"a nego. na zasadzie fotodiody. W wyniku wspó"oddzia"ywania z nim promieniowania jonizującego, powstają noĘniki "a- OĘ obrotu ramienia aparatu terapeutycznego (gantry) dunku elektrycznego (wolne elektrony z "adunkiem ujem- prosta, wokó" której rami aparatu terapeutycznego nym i dziury z "adunkiem dodatnim) a ich liczba jest zaleŻ- moŻe zatacza krąg. OĘ obrotu ramienia ma kierunek na od energii przekazanej przez promieniowanie jonizują- horyzontalny (por. izocentrum). ce pó"przewodnikowi. Elektrony przemieszczają si do obszaru n, a dziury do obszaru p. Takie przemieszczenie OĘ wiązki promieniowania (beam axis) pod tym poj- "adunków elektrycznych powoduje pojawienie si róŻnicy ciem rozumie si prostą wychodzącą ze Ęrodka ęród"a potencja"ów, czyli napicia elektrycznego o wartoĘci pro- promieniowania i przechodzącą przez Ęrodek symetrii fi- porcjonalnej do liczby noĘników elektrycznych. WartoĘ gury (prostokąta) uformowanej przez krawdzie kolima- tego napicia rejestrowana jest przez odpowiedni uk"ad torów. W przypadku kolimatorów symetrycznych, oĘ wiąz- elektroniczny. ki promieniowania jest zbieŻna z osią centralną. Prawo odwrotnych kwadratów (inverse-square law) war- Pole napromieniania wyznacza je przekrój wiązki pro- toĘ fluencji fotonów (patrz fluencja cząstek) w powie- mieniowania prostopad"y do osi wiązki. Pole jest dwuwy- trzu jest odwrotnie proporcjonalna do kwadratu odleg"o- miarowe, podczas gdy wiązka jest trójwymiarowa. Pole Ęci od punktowego ęród"a promieniowania. moŻna zdefiniowa w dowolnej odleg"oĘci od ęród"a. Oprócz ogólnego pojcia pola uŻywa si dwu poj Procentowa dawka na g"bokoĘci PDG(d, S) (percentage szczególnych. Są nimi: depth dose PDD(d, S) termin ten okreĘla, wyraŻoną a. Pole geometryczne ma ono kszta"t uformowany w procentach wartoĘ mocy dawki w osi wiązki na g"bo- przez kolimator. OkreĘla si je jako rzut na p"asz- koĘci d dla pola na powierzchni S w stosunku do mocy czyzn prostopad"ą do osi wiązki. WielkoĘ geome- dawki na g"bokoĘci, gdzie moc dawki osiąga maksymalną trycznego pola moŻe by okreĘlona w dowolnej odle- wartoĘ. g"oĘci od ęród"a. W praktyce wielkoĘ pola okreĘla si w odleg"oĘci SSD lub w izocentrum. Zwykle Profil wiązki promieniowania prostokątnego pola napro- wskaęnikiem pola geometrycznego bywa pole symu- mieniania to wzgldny rozk"ad mocy dawki, zmierzony 356 w fantomie wodnym, w poprzek wiązki promieniowania, Punkt referencyjny komory jonizacyjnej specyficzny w stosunku do wartoĘci mocy dawki w osi wiązki. punkt zdefiniowany dla odpowiedniego typu komory joni- zacyjnej. Dla komory p"askiej (np. typu Markus) jest to Promieniowanie jonizujące kaŻde promieniowanie (kor- Ęrodek wewntrznej powierzchni okienka komory, nato- puskularne lub elektromagnetyczne), które powoduje jo- miast dla komory cylindrycznej (np. typu Farmer) punkt nizacj, tzn. proces, w którym atom lub cząstka, wskutek ten jest zlokalizowany na osi komory, w po"owie d"ugoĘci oderwania si elektronów z pow"oki elektronowej, ujawnia naparstka komory. Podczas pomiaru wydajnoĘci aparatu "adunek elektryczny. Promieniowanie jonizujące moŻe terapeutycznego, punkt referencyjny komory jonizacyj- powodowa jonizacj bezpoĘrednio albo poĘrednio. Bez- nej zostaje umieszczony w fantomie wodnym na g"boko- poĘrednią jonizacj powodują cząstki obdarzone "adun- Ęci referencyjnej. kiem elektrycznym, midzy innymi cząstki ą (promienio- wanie ą) cząstki (promieniowanie ). PoĘrednią joniza- RAKR (Referece Air Kerma Ratio) wielkoĘ wyraŻająca, cj powoduje promieniowanie fotonowe. dla ustalonej chwili, moc kermy w powietrzu ęród"a pro- mieniotwórczego danego izotopu w warunkach referencyj- Promieniowanie pierwotne i rozproszone (primary and nych tzn. w odleg"oĘci jednego metra od ęród"a. WartoĘ scatter) pierwotne to fotony, które wychodząc ze ęród"a tej wielkoĘci na daną chwil podaje producent w certyfika- trafiają bez interakcji do Ęrodowiska. Podczas pierwszej in- cie ęród"a radioaktywnego. WielkoĘ RAKR wyraŻa po- terakcji z nim wytwarzają elektrony wtórne, które dają Ęrednio aktywnoĘ danego ęród"a promieniotwórczego. przyczynek do dawki promieniowania pierwotnego. Pro- mieniowanie rozproszone to fotony, które uprzednio przy- Równowaga elektronów (electron equilibrium) dotyczy najmniej jeden raz wspó"oddzia"ywa"y ze Ęrodowiskiem elektronów wtórnych wytworzonych przez fotony w Ęrodo- i w ponownej interakcji z nim wytwarzają elektrony wtór- wisku, z którym wspó"oddzia"ywują. Powsta"e elektrony, ne, które dają przyczynek do dawki promieniowania roz- mające duŻą energi kinetyczną, mogą porusza si na proszonego. znaczne odleg"oĘci. Mówimy, Że w obszarze Ęrodowiska "m panuje równowaga elektronów, jeŻeli suma energii Promieniowanie X (promieniowanie hamowania Brems- elektronów opuszczających obszar "m jest równa sumie strahlung) promieniowanie elektromagnetyczne powsta- energii elektronów wchodzących do tego obszaru, a po- "e w wyniku hamowania elektronów o wysokiej energii. wsta"ych w jego otoczeniu. Brak równowagi elektronów Promieniowanie X wytwarzane jest w lampach rentge- ma miejsce tam, gdzie wystpuje duŻa zmiana w wytwa- nowskich (energia do kilkuset keV) lub w liniowych przy- rzaniu elektronów np. na brzegu wiązki promieniowania spieszaczach elektronów (energia do kilkudziesiciu (patrz takŻe obszar build-up). MeV). Charakteryzuje si ciąg"ym widmem energetycz- nym, jest przenikliwe, w trakcie przechodzenia przez Ęro- SAD (source-axis distance) odleg"oĘ wzd"uŻ osi wiązki dowisko ulega poch"anianiu. Poch"anianie moŻna wyrazi od ęród"a promieniowania do osi obrotu ramienia apara- wzorem eksponencjalnym. Jonizuje Ęrodowisko poĘrednio tu terapeutycznego. Pojcie to stosuje si w technice izo- przez wytworzenie elektronów w wyniku efektu fotoelek- centrycznej i obrotowej. trycznego, Comptona bądę efektu tworzenia pary pozy- tron elektron. SCD (source-chamber distance) odleg"oĘ wzd"uŻ osi wiązki od ęród"a promieniowania do punktu referencyjne- Promieniowanie ł promieniowanie elektromagnetyczne go komory jonizacyjnej. o dyskretnym spektrum energii, emitowane przez wzbu- dzone jądra atomowe. Powstaje jako towarzyszące pro- SSD (source-surface distance lub source-skin distance) mieniowanie w wyniku rozpadu promieniotwórczego odleg"oĘ wzd"uŻ osi wiązki od ęród"a promieniowania jąder atomowych. Ze Ęrodowiskiem oddzia"uje podobnie do napromienianej powierzchni (skóry). Pojcia tego uŻy- jak promieniowanie X. wa si w technice wiązek stacjonarnych. Przekrój czynny (cross section) wielkoĘ s"uŻąca do Sta"a rozpadu sta"a charakterystyczna dla danego izo- okreĘlenia prawdopodobiełstwa zajĘcia odpowiedniego topu, wyraŻająca szybkoĘ jego rozpadu. Im wartoĘ sta"ej efektu podczas wspó"oddzia"ywania fotonów lub cząstek rozpadu danego izotopu jest wiksza, tym szybciej izo- na"adowanych z materią. Nazwanie wielkoĘci przekro- top si rozpada. jem czynnym jest uzasadnione tym, Że ma wymiar po- wierzchni cm2 lub m2. JeŻeli wyobrazimy sobie elektron Strumieł cząstek iloraz dN przez dt, gdzie dN jest przy- w Ęrodku fikcyjnej tarczy o powierzchni cm2, ustawionej rostem liczby cząstek w przedziale czasu dt. Jednostką prostopadle do kierunku padającej fluencji fotonów, wów- jest s-1. czas, przyjmując Że wszystkie fotony zderzające si z tarczą ulegają np. efektowi Comptona, iloraz liczby fotonów ule- Technika izocentryczna (izocentric technique) technika gających efektowi Comptona i ca"kowitej fluencji foto- radioterapii, w której wybrany punkt obszaru guza umiesz- nów bdzie w"aĘnie równy . Stosowaną jednostką prze- cza si w izocentrum. Odleg"oĘ od ęród"a promienio- kroju czynnego jest 1 barn = 10 10 cm2. wania do wybranego punktu obszaru guza jest sta"a i rów- 357 na si promieniowi obrotu ęród"a wokó" izocentrum przekrój wiązki S w tej odleg"oĘci są identyczne. W prak- (SAD). tyce dany punkt pomiarowy znajduje si w izocentrum). TMR zaleŻy od pola S i g"bokoĘci d. Technika obrotowa (arc therapy albo pendulum therapy) technika izocentryczna, w której, podczas seansu na- Tissue-Phantom Ratio TPR(d, S) (nie uŻywa si polskie- promieniania chorego, rami aparatu terapeutycznego go odpowiednika) wielkoĘ definiowana jako iloraz war- zatacza "uk lub obrót. toĘci mocy dawek zmierzonych w fantomie w osi wiązki na danej g"bokoĘci d i na g"bokoĘci referencyjnej (5 cm Technika SSD technika radioterapii, w której odleg"oĘ lub 10 cm). W obu pomiarach mocy dawki odleg"oĘ od od ęród"a promieniowania do napromienianej powierzch- ęród"a oraz przekrój wiązki S w tej odleg"oĘci są iden- ni (skóry) jest a priori ustalona. tyczne. W praktyce dany punkt pomiarowy znajduje si w izocentrum. TPR zaleŻy od pola S i g"bokoĘci d. Technika stacjonarnych wiązek obszar guza (target volume) poddaje si napromienianiu w róŻnym czasie jed- Utwardzanie wiązki promieniowania X (beam hardening) ną lub kilkoma wiązkami, skierowanymi pod okreĘlonym zjawisko polegające na poch"anianiu, podczas przecho- kątem w stosunku do pacjenta. W praktyce stosuje si dzenia przez warstw materia"u wiązki promieniowa- dwie odmiany techniki stacjonarnych wiązek: technik nia X o okreĘlonym widmie energetycznym, w wikszym SSD oraz technik izocentryczną. stopniu fotonów o mniejszej energii. W efekcie Ęrednia energia fotonów w wiązce wzrasta. Termoluminescencyjny detektor (TLD) materia" w po- staci proszku lub pastylki wykazujący w"aĘciwoĘ termolu- Waga wiązki promieniowania (beam weight) stosuje si, minescencji, polegającej na emisji Ęwiat"a podczas pod- gdy do napromieniania chorego uŻyjemy wicej niŻ jednej grzewania materia"u wczeĘniej poddanego ekspozycji na wiązki promieniowania. W celu osiągnicia poŻądanego promieniowanie jonizujące. Procesy sk"adające si na zja- rozk"adu dawki w zaplanowanym obszarze moŻe zajĘ wisko termoluminescencji zachodzą w kryszta"ach die- potrzeba podania dawki wejĘciowej (dawki na pole) róŻnej lektryków. Najbardziej rozpowszechnionym materia"em dla jednej lub kaŻdej z zastosowanych wiązek. Mówimy zastosowanym do detekcji promieniowania jest fluorek wtedy o róŻnych wagach poszczególnych wiązek promie- litu z domieszką magnezu i tytanu (LiF:Mg,Ti). Zjawi- niowania. sko termoluminescencji sk"ada si z dwóch etapów. W pierwszym etapie nastpuje poch"anianie promienio- Warstwa pó"ch"onna WP (half-value layer HVL) uŻy- wania jonizującego. Dziki energii dostarczonej przez wana do okreĘlenia jakoĘci wiązki promieniowania X wy- promieniowanie jonizujące, elektrony z pasma walencyj- twarzanego w lampach rentgenowskich. Jest to gruboĘ nego są przenoszone do pasma przewodnictwa, z którego warstwy (miedzi lub aluminium), która os"abia strumieł zostają wy"apane przez jedną z pu"apek elektronowych fotonów do po"owy wartoĘci początkowej. z charakterystyczną dla danej pu"apki energią. Liczba za- pe"nionych w tym etapie pu"apek elektronowych jest pro- Wiązka promieniowania jonizującego strumieł foto- porcjonalna do poch"onitej przez kryszta" dawki pro- nów lub elektronów wytwarzanych w aparacie terapeu- mieniowania. Dostarczenie energii termicznej napromie- tycznym i ukszta"towany przez kolimatory aparatu. nionemu kryszta"owi, powoduje uwolnienie si elektronów z pu"apek i przeniesienie ich do pasma przewodnictwa. Wspó"czynnik ca"kowitego rozproszenia (total scatter cor- Gdy znajdą si w pobliŻu centrum luminescencji, rekom- rection factor TSCF) we wzorach oznaczany symbolem binują z nim oddając nadmiar energii w postaci kwantów Scp jest definiowany jako iloraz mocy dawki promie- Ęwiat"a luminescencji. IloĘ emitowanego Ęwiat"a jest mia- niowania fotonowego mierzonej na g"bokoĘci referencyj- rą poch"onitej energii. Analiz emitowanego przez de- nej, dla pola (S) okreĘlonego na tej g"bokoĘci, i mocy tektor Ęwiat"a przeprowadza si z pomocą odpowiedniego dawki dla pola S = 10 cm x 10 cm okreĘlonego takŻe na czytnika TLD. tej g"bokoĘci. Zwykle, punkt referencyjny pomiarowej komory jonizacyjnej jest zlokalizowany w izocentrum. Tissue-Air Ratio TAR(d, S) (nie uŻywa si polskiego od- powiednika) definiuje si jako iloraz wartoĘci mocy Wspó"czynnik kalibracyjny komory jonizacyjnej ozna- dawek zmierzonych w osi wiązki w fantomie na danej g"- czany przez ND, air lub ND, w wspó"czynnik pozwalający bokoĘci d i w powietrzu w warunkach równowagi elek- okreĘli dawk (Gy) we wnce komory jonizacyjnej na tronów. W obu pomiarach mocy dawki odleg"oĘ od ęró- podstawie odczytu wskazał dawkomierza (zestaw: komo- d"a i przekrój wiązki (S) w tej odleg"oĘci są identyczne. ra jonizacyjna i elektrometr) podawanego zwykle w jed- nostkach "adunku elektrycznego (np. nanokulombach). Tissue-Maximum Ratio TMR(d, S) (nie uŻywa si polskie- Wspó"czynniki ND, air i ND, w odnoszą si odpowiednio go odpowiednika) wielkoĘ okreĘlona jako iloraz warto- do kalibracji komory jonizacyjnej w powietrzu i w wo- Ęci mocy dawek zmierzonych w fantomie w osi wiązki na dzie; okreĘlają dawk odpowiednio w powietrzu i w wo- danej g"bokoĘci d i na g"bokoĘci maksymalnej dawki. dzie. W obu pomiarach mocy dawki, odleg"oĘ od ęród"a oraz 358 Wspó"czynnik klina okreĘla si jako iloraz mocy dawki i prostej, która obrazuje poziom mocy dawki wywo"any w osi wiązki na g"bokoĘci referencyjnej z filtrem klino- promieniowaniem hamowania. wym do mocy dawki w tym samym punkcie bez filtra kli- nowego. Zasig R50 g"bokoĘ w fantomie, na której procentowa dawka wiązki elektronów spada do wartoĘci 50% dawki Wspó"czynnik rozproszenia w fantomie (Phantom Scatter maksymalnej. Pojcie to stanowi podstaw do wyznacze- Correction Factor PSCF) w matematycznych wzorach nia g"bokoĘci referencyjnej, na której mierzy si dawk oznaczany symbolem Sp jest zdefiniowany jako iloraz elektronów, jak równieŻ do okreĘlenia energii wiązki elek- ca"kowitego wspó"czynnika rozproszenia dla pola S tronów na powierzchni fantomu. i wspó"czynnika rozproszenia w kolimatorach dla pola S. WielkoĘ t moŻna ują wzorem: PSCF(S) = TSCF(S)/ Łród"o punktowe jest pojciem relatywnym w stosun- CSCF(S) lub Sp(S) = Scp(S)/ Sc(S). Przedstawione wiel- ku do wzajemnej odleg"oĘci ęród"a i elementu obszaru, koĘci stosuje si w algorytmach komputerowych syste- w którym okreĘlamy dawk. Z praktycznego punktu wi- mów planowania radioterapii. dzenia ęród"o moŻemy traktowa jako punktowe, jeŻeli znajduje si w odleg"oĘci 10 razy wikszej od najwiksze- Wspó"czynnik rozproszenia w kolimatorach (ang: Colli- go jego wymiaru liniowego. mator Scatter Correction Factor CSCF) we wzorach oznaczany symbolem Sc okreĘla zaleŻnoĘ promienio- Łród"o wirtualne nazwa punktowego pozornego ęró- wania rozproszonego powsta"ego w kolimatorach od d"a wiązki elektronów po"oŻonego tak, Że moc dawki rozwartoĘci szczk kolimatorów wyznaczających wiel- okreĘlana wzd"uŻ osi wiązki od tego punktu w kierunku koĘ pola. Wspó"czynnik ten definiuje si jako iloraz obiektu napromienianego podlega prawu odwrotnych gstoĘci strumienia energii fotonów dla pola S i pola kwadratów. S = 10 cm x 10 cm okreĘlonych w odleg"oĘci SAD. Pomiar Dr n. fiz. W"odzimierz obodziec tej wielkoĘci wykonuje si w mini-fantomie na g"bo- Zak"ad Radioterapii koĘci referencyjnej, lub w powietrzu z odpowiednią na- Szpital im. Stanis"awa Leszczyłskiego k"adką build-up, na"oŻoną na naparstku komory jonizacyj- ul. Raciborska 27, 40-074 Katowice nej. e-mail: LobodziecW@eranet.pl Wspó"czynnik rozproszenia wstecznego (Backscatter Factor) to wielkoĘ okreĘlana jako iloraz mocy dawki zmierzonej na powierzchni fantomu dla pola S i mocy dawki zmierzonej w tym samym miejscu dla pola S wpo- wietrzu (po usuniciu fantomu). Odnosi si, w zasadzie, PiĘmiennictwo do promieniowania X wytwarzanego w lampie rentge- nowskiej. Wspó"czynnik ten okreĘla wzrost mocy dawki na 1. Dutreix A, Bjarngard BE, Bridier A et al. Monitor Unit Calculation for High Energy Photon Beams. ESTRO Booklet No. 3, Garant, (1997). powierzchni fantomu (bądę skórze pacjenta) w osi wiązki 2. Dybek M, obodziec W, Iwanicki T et al. Detektory MOSFET jako narz- promieniowania wskutek promieniowania wstecznie roz- dzie do weryfikowania dawek promieniowania X w radioterapii. Rep Pract proszonego. Definicj t moŻna zastosowa takŻe dla pro- Oncol Radiother 2004; 9: 45-50. 60 mieniowania ł Co. W tym przypadku pomiar dawki na- 3. IAEA, Technical Reports Series No. 277. Absorbed dose determination in photon and electron beams. Vienna: 1989. leŻy przeprowadzi w fantomie na g"bokoĘci 0,5 cm (g"- 4. IAEA, Technical Reports Series No.398: Absorbed dose determination in bokoĘ maksymalnej mocy dawki). external beam radiotherapy: An international code of practice for dosimetry based on standards of absorbed dose to water. Vienna: 2001. 5. ICRU Report 24 (1976), Determination of absorbed dose in a patient Wspó"czynnik wielkoĘci pola iloraz mocy dawki zmie- irradiated by beams of X or gamma rays in radiotherapy procedures. rzonej w fantomie na g"bokoĘci referencyjnej dla pola 6. ICRU Report 60 (1998), Fundamental Quantities and Units for Ionizing Radiation. S i pola S = 10 cm x 10 cm, okreĘlanych na powierzchni 7. ICRU Reports 33 (1980), Radiation quantities and units. fantomu. 8. obodziec W, Dozymetria promieniowania jonizacyjnego w radioterapii. Katowice: Wydawnictwo Uniwersytetu ląskiego, 1999. 9. Nahum A. Principles of radiation dosimetry. The Second International WydajnoĘ aparatu terapeutycznego zmierzona w fanto- Summer School, Warsaw 1993. mie wartoĘ mocy dawki promieniowania wytworzonego przez dany aparat terapeutyczny w ĘciĘle okreĘlonych wa- Otrzymano i przyjto do druku: 17 maja 2006 r. runkach referencyjnych (patrz g"bokoĘ referencyjna). WydajnoĘ podaje si jako dawk przypadającą na jed- nostk monitorową (cGy/JM) bądę jako dawk na jed- nostk czasu zwykle w Gy/min. Zasig praktyczny (maksymalny) Rp termin ten odnosi si do elektronów i oznacza zasig, okreĘlany na wykresie procentowych dawek na g"bokoĘci jako g"bokoĘ punk- tu przecicia si stycznej do krzywej spadku mocy dawki