Definition of the main dosimetric characteristics of a radiotherapy beam of photon radiation

1. Определяне на дозиметричните
характеристики на дозно поле
от γ- и Х-лъчи
Галин Вълчев

2. Взаимодействие на йонизиращите
лъчения с веществото
В най-общ смисъл радиотерапията се състои в използването на високо енергийно
лъчение, като рентгенови (𝑋) и гама (𝛾) лъчи, електрони, неутрони, протони и др.,
предизвикващо увреда и последваща смърт на малигнените туморни клетки
посредством каскадна йонизация на атоми и молекули в интра- и екстрацелуларното
пространство.
От своя страна радиотерапевтичните лъчения се разделят на пряко и непряко
йонизиращи такива. Групата на първите се състои от електрически заредени частици
[електрони, позитрони, протони, хелиеви ядра (𝛼-частици) и др.], които притежават
достатъчно висока кинетична енергия за да йонизират атомите и молекулите на
средата посредством директно (Кулоново) взаимодействие с електронните им облаци.
Непряко йонизиращите лъчения представляват потоци от електрически неутрални
частици (рентгенови и гама кванти, неутрони), които навлизайки в средата генерират
пряко йонизиращи частици или предизвикват ядрени превръщания.

3. Природа на радиотерапевтичното
фотонно лъчение
❑ спирачно рентгеново лъчение
❑ радиоактивен разпад
❑ характеристично
рентгеново лъчение.

4. Взаимодействие на радиотерапевтичното
фотонно лъчение с веществото
❑ Фотоелектрично поглъщане
❑ Раждане на двойка 𝒆+
𝒆−
❑ Комптъново разсейване

5. γ-източници използвани в
телетерапията, 𝟐𝟐𝟔
𝐑𝐚
1950 г., 50 g ТГТУ,
25 cm РИП
1926 г., 4 g ТГТУ,
10 cm РИП
Изодозна карта
13 cm колиматор
▪ 𝑇 Τ
1 2 = 1600 a, 𝐸 = 800 keV, HVLPb = 8 mm
▪ трудности при получаването на изотоп без примеси ⇒ висока цена ⇒ оскъдно
количество от изотопа ⇒ ниска специфична активност ⇒ ниска мощност на дозата
⇒ малко РИП ⇒ редуцирана дълбочина на терапевтичната доза
▪ 1937 г. Eve and Grimmett предлагат замяна на радия с техногенен източник
Изодозна карта
3.5 cm колиматор

6. γ-източници използвани в
телетерапията, 𝟏𝟗𝟐
𝐈𝐫
1951 г. – първата ТГТУ с техногенен
източник, 4.4 mg фолио с дебелина
0.1 mm, 𝐴 = 10 Ci, 8.5 cm РИП
Изодозна карта на поле, формирано от 7
cm колиматор при РИП 13 cm във воден
фантом 20 × 20 × 30 cm, получена с
използването на напръстникова
плексигласова йонизационна камера с
обем 0.16 cc и дебелина на стената 2 mm
▪ 𝑇 Τ
1 2 = 73.8 d, 𝐸 = 400 keV, HVLPb = 2.2 mm
▪ лесно производство [191
Ir 𝑛, 𝛾 192
Ir със 𝜎 = 388 b]⇒ висока специфична активност
(250 − 400 Τ
Ci g)
▪ честа смяна на източника (на всеки 4 седмици) с 0.16 Τ
Gy min след презарядка на
РИП 8.5 cm

7. γ-източници използвани в
телетерапията, 𝟏𝟑𝟕
𝐂𝐬
1955 г., 1.5 kCi137
CsSO4 𝜌 = 3 Τ
g cm3
ТГТУ, 20 – 30 cm РИП
▪ 𝑇 Τ
1 2 = 30.05 a, 𝐸 = 662 keV, HVLPb = 5.5 mm
▪ ниска специфична активност 18 ÷ 22 Τ
Ci g ⇒ източник с по-голям размер (по-
широка полусянка)
▪ малко РИП – 20 - 30 cm
▪ висока кожна доза от 𝛽 −частици
▪ плитък максимум на PDD ⇒ област на изграждане на дозата в близост до кожата ⇒
лъчеви реакции

8. γ-източници използвани в
телетерапията, 𝟔𝟎
𝐂𝐨
Август 1951 г., 1 kCi ТГТУ, 1 ×
0.5 in цилиндричен източник,
80 cm РИП
▪ 𝑇 Τ
1 2 = 5.27 a, 𝐸 = 1.25 MeV, HVLPb = 10.5 mm
▪ специфична активност 1.132 Τ
kCi g ⇒ източник с малки
размери (2 × 5 cm) размер (по-широка полусянка)
▪ кожна доза от 𝛽 −частици по-ниска от тази при 𝟏𝟑𝟕
𝐂𝐬 ТГТУ
▪ плитък максимум на PDD ⇒ област на изграждане на
дозата в близост до кожата ⇒ лъчеви реакции

9. Относителни дозиметрични
характеристики на дозното поле, PDD
o Относителна процентна дълбока доза [англ.
percentage depth dose (PDD)]
𝑃𝐷𝐷 𝑑, 𝑟, 𝑆𝑆𝐷, ℎ𝜈 =
ሶ
𝐷 𝑑, 𝑟, 𝑆𝑆𝐷, ℎ𝜈
ሶ
𝐷 𝑑𝑚, 𝑟, 𝑆𝑆𝐷, ℎ𝜈
× 100%
където 𝑑 е дълбочината, на която ни интересува
измерваната величина, 𝑑𝑚 – тази на която се установява
максималната доза по централния лъч, 𝑟 е дължината
на страната на еквивалентното поле дефинирано на
повърхността на фантома, 𝑆𝑆𝐷 – разстоянието
източник-повърхност, ℎ𝜈 – енергията на лъчевия сноп;
𝒓
𝒅𝒎
𝒅
𝑺𝑺𝑫
𝒉𝝂
воден фантом
източник
колиматор
централен
лъч
𝑟 = 𝑟𝑐
𝑆𝑆𝐷
𝑆𝐼𝐷
, 𝑟𝑐 =
𝐹 + 1 ∙ 𝑟
𝑗𝑈 ∙ 𝑟
𝑗𝐿
𝐹 ∙ 𝑟
𝑗𝑈 + 𝑟
𝑗𝐿
(TG 71 Appendix B. 1)
където 𝑆𝐼𝐷 е разстоянието от източника до изоцентъра,
𝑟𝑐 дължината на страната на еквивалентното поле
дефинирано в изоцентъра, 𝑟
𝑗𝑈 и 𝑟
𝑗𝐿 са показанията на
горната и долна челюсти на колиматора;

10. Измерване на PDD за фотонно лъчение
За експерименталното построяване на 𝑃𝐷𝐷 кривата по протежение на централнния лъч, TRS 398
(стр. 61 и 78) препоръчва използването на плоскопаралелни йонизационни камери. Ако се
използват цилиндрични такива (напр. PTW Semiflex 31010) вместо това, трябва да се вземе
предвид ефективната точка на измерване* (EPOM) на камерата. Това предполага изместване на
кривата на процентната дълбока доза по-посока повърхността на водния фантом на разстояние
равно на 0.6 𝑟cav, където 𝑟cav е радиусът на кухината на камерата. За извършване на точни
измервания в областта на изграждане на дозата се препоръчва използването на екстраполационни
(напр. PTW Böhm 23392) или well guarded fixed separation plane-parallel chambers (напр. PTW
Advanced Marcus® 34045, PTW Roos® 34001). Твърдотелни детектори (диодни и диамантени,
такива), могат да бъдат използвани за извършване на този тип измерване, ако показанията от
последните бъдат съпоставими с тези от референтен детектор (йонизационна камера).
* EPOM – точката, в която измерената доза би възникнала в изследваната среда в отсъствието на
йонизационна камера
PTW Semiflex 31010
PTW Advanced Marcus® 34045
PTW Roos® 34001
PTW Böhm 23392

11. Измерване на PDD за фотонно лъчение
Процентни дълбоки дози снети по централния лъч на снопа за
фотонни лъчения с различно качество. Размер на полето 𝑟 =
10 cm; 𝑆𝑆𝐷 = 100 cm и 50 cm за фотонното лъчение с качество 3 mm
Cu.
Ефект от отместването на
процентна дълбока йонизацонна
крива в следствие коригиране на
ефектична точка на цилиндрична
камера. I – първоначална крива, II –
след корекция.
За фотонни снопове относителната спирачна способност [англ. stopping power ratio (SPR)] за 𝑑 > 𝑑max е под
0.1% и процентна дълбока йонизацонна крива съвпада с тази на процентната дълбока доза.

12. Ефективна точка на плоско-паралелна и
цилиндрична йонизационни камери
ПЛОСКО-ПАРАЛЕЛНА КАМЕРА: За колимиран сноп електрони (от първичен сноп или вторични),
падащ перпендикулярно върху входящият прозорец на въздушната кухина, ефективната точка на
измерване е от вътрешната страна на прозореца. Ако значителна част от йонизацията в кухината е
следствие от обратно разсеяни електрони, то ефектичната точка на измерване ще се измести към
центъра на камерата.
ЦИЛИНДРИЧНА КАМЕРА: За електрони навлизащи в камерата през т. А,
точката на измерване лежи на отстояние Х от центъра на камерата.
Eфективната точка на измерване в този случай ще зависи от флуенса
Φ, през 𝑑𝑠 в А и от дължината на следата на тези електрони в
кухината. Следователно ефективната точка на измерване, Xeff, може да
се определи като претеглено средно на X по броя на електроните (Φ ·
𝑑𝑠 cos 𝜃), влизащи в камерата, и дължината на следата (2X):
Xeff = ൙
න
0
Τ
𝜋 2
𝑋 ∙ 2𝑋 ∙ Φ ∙ cos 𝜃 𝑑𝑠 න
0
Τ
𝜋 2
2𝑋 ∙ Φ ∙ cos 𝜃 𝑑𝑠 𝑑𝑠 cos 𝜃)
Xeff = 𝑟cav ൙
න
0
Τ
𝜋 2
cos3
𝜃𝑑𝜃 න
0
Τ
𝜋 2
cos2
𝜃𝑑𝜃 =
8𝑟cav
3𝜋
≈ 0.85𝑟cav
Смяна на променливите: 𝑋 = 𝑟cav cos 𝜃 , 𝑑𝑠 = 𝑟cav𝑑𝜃
За реални измервания тази стойност се променя поради
неколимираността на навлизащите в кухината електрони.

13. Относителни дозиметрични
характеристики на дозното поле, TPR
o Тъканно-фантомно отношение [англ.
tissue phantom ratio (TPR)]
𝑇𝑃𝑅𝑑,𝑑ref
𝑟𝑑, 𝑆𝐶𝐷, ℎ𝜈 =
ሶ
𝐷 𝑑, 𝑟𝑑, 𝑆𝐶𝐷, ℎ𝜈
ሶ
𝐷 𝑑ref, 𝑟𝑑, 𝑆𝐶𝐷, ℎ𝜈
където 𝑑 е дълбочината, на която ни
интересува измерваната величина, 𝑑𝑟𝑒𝑓 –
референтна дълбочина, 𝑟𝑑 = 𝑟𝑐
𝑆𝐶𝐷
𝑆𝐼𝐷
е
дължината на страната на
еквивалентното поле на дълбочина 𝑑, 𝑆𝐶𝐷
– разстоянието източник-камера. При
𝑑ref ≡ 𝑑𝑚 𝑇𝑃𝑅𝑑,𝑑𝑚
≡ 𝑇𝑀𝑅𝑑 – отношение
тъкан-максимум
𝒓𝒅
𝒅𝐫𝐞𝐟
𝑺𝑪𝑫
𝒓𝒅
𝒅
𝑺𝑪𝑫
𝒉𝝂

14. Определяне качеството на фотонното
лъчение,𝟔𝟎
𝐂𝐨, 𝑻𝑷𝑹𝟐𝟎,𝟏𝟎 vs. %𝒅𝒅(𝟏𝟎)𝑋
(TRS 398 стр. 58) Гама-спектрите от ТГТУ с 60
Co, използвани в лъчетерапевтичните
отделения или Вторичните Стандартни Дозиметрични Лаборатории [абривиатура на
английски (SSDLs)], имат значителна компонента от разсеяни фотони с ниска енергия,
възникващи както от самия източник, така и в третиращата глава на уредбата, но
измерванията с йонизационни камери не се очаква да бъдат повлияни от тези спектрални
разлики с повече от няколко десети от процента [ICRU Report 64]. Поради тази причина
лъчението от 60
Co не изисква спецификатор на качеството на лъча, различен от
радионуклида.
(TRS 398 стр. 68) За фотонно лъчение от медицински линеен ускорител, качеството 𝑄 на това
лъчение се специфицира от 𝑇𝑃𝑅20,10. Това е отношението на погълнатата доза измерена на
дълбочини 20 cm и 10 cm във воден фантом, при 𝑆𝐶𝐷 = 100 cm и 𝑟𝑑 = 10 cm. 𝑇𝑃𝑅20,10 :
✓ не зависи от електронното замърсяване в падащия лъч;
✓ мярка за ефективния коефициент на отслабване 𝜇eff = −𝑘 ln 𝑇𝑃𝑅20,10 [22] 𝑘 = 10 m−1
,
описващ приблизително експоненциалното намаляване на PDD за 𝑑 > 𝑑max;
✓ е отношение на дози, поради което не се налага корекция според EPOM при измервания с
цилиндрични камери;
✓ не се влияе от малки систематични грешки при позициониране на камерата на всяка от
двете дълбочини, тъй като настройките в двете позиции ще бъдат засегнати по подобен
начин;
𝑇𝑃𝑅20,10
60
Co = 0.572 [23]

15. Определяне качеството на фотонното
лъчение,𝟔𝟎
𝐂𝐨, 𝑻𝑷𝑹𝟐𝟎,𝟏𝟎 vs. %𝒅𝒅(𝟏𝟎)𝑋
(AAPM TG 51 стр. 1855) %𝑑𝑑(10)𝑋 − стойноста на фотонната компонента (изключая приноси
от електронно замърсяване) на 𝑃𝐷𝐷 ≡ %𝑑𝑑 при 𝑑 = 10 cm, 𝑆𝑆𝐷 = 100 cm, 𝑟 = 10 cm измерена
във воден фантом. За лъчения с енергия ≥ 10 MV разсеяни електронни от третиращата глава
могат значително да повлияят на дозата в 𝑑max и като следствие да намалят стойността на
%𝑑𝑑 10 . Показано е, че поставянето на оловен лист с дебелина 1 mm ±20% между главата
на ускорителя и фантома значително намалява тяхното влияние върху измерваната доза.
При това:
❑ за лист отстоящ на разстояние 50 cm ±5 cm и %𝑑𝑑 10 Pb ≥ 73 %
%𝑑𝑑(10)𝑋 = 0.8905 + 0.00150%𝑑𝑑 10 Pb %𝑑𝑑 10 Pb
❑ за лист отстоящ на разстояние 30 cm ±1 cm и %𝑑𝑑 10 Pb ≥ 71 %
%𝑑𝑑(10)𝑋 = 0.8116 + 0.00264%𝑑𝑑 10 Pb %𝑑𝑑 10 Pb
където %𝑑𝑑 10 Pb е стойността на %𝑑𝑑 10 при поставен оловен лист. Ако %𝑑𝑑 10 Pb е по-
малка от горепосочените, то %𝑑𝑑(10)𝑋 = %𝑑𝑑 10 Pb.

16. Относителни дозиметрични
характеристики на дозното поле, WF
o Фактор на клина [англ. wedge factor
(WF)]
𝑊𝐹 𝑑, 𝑟𝑐, 𝑥 =
ሶ
𝐷𝑤𝑤 𝑑, 𝑟𝑐, 𝑥
ሶ
𝐷𝑤𝑜𝑤 𝑑, 𝑟𝑐, 𝑥
където 𝑥 е разстоянието между централния
лъч и точка на пресичане на произволен
такъв с равнината перпендикулярна на
централния лъч и минаваща през
изоцентъра на системата, измерено в тази
равнина;
𝒙
𝒓𝒄
𝒅
𝒙
𝒓𝒄
𝒅
клин
изоцентър
(TRS 398 стр. 61 и 79) Флуенса на лъчение
преминаващо през клиновиден филтър се
променя осезаемо по посока на клина. За
измерване на дебита в точката на интерес се
използват напръстникови камери с малки
размери, разположени така, че оста на
камерата да е перпендикулярна на посоката
на клина.

17. Относителни дозиметрични
характеристики на дозното поле, 𝑺𝒄
o Фактор на разсейване от
колиматоращата система [англ. in-air
output radio]
𝑆𝑐 𝑟𝑐, 𝑆𝐶𝐷ref, ℎ𝜈 ≡
Τ
𝐾𝑝 𝑟𝑐, 𝑆𝐶𝐷ref, ℎ𝜈 MU
Τ
𝐾𝑝 𝑟𝑐,ref, 𝑆𝐶𝐷ref, ℎ𝜈 MU
където 𝐾𝑝 ∙ е кермата във вода в
следствие на взаимодействие във въздух
на първичното лъчение с колимиращата
система на третиращата глава, или
𝐾𝑝 ≡ න
0
Еmax
𝛹𝐸
𝜇𝑒𝑛
𝜌
𝑑𝐸
като 𝛹𝐸 е енергийния флуенс на фотоните
Τ
MeV cm2
, а
𝜇𝑒𝑛
𝜌
е масовият коефициент на
поглъщане Τ
cm2
g на енергия от
даденовещество за моноенергийни
фотони.
𝟏𝟎 𝐜𝐦
йонизационна
камера
𝑺𝑪𝑫
𝐫𝐞𝐟
𝒓𝒄,𝐫𝐞𝐟
𝟒 𝐜𝐦
𝒓𝒄

18. Определяне на величината 𝑺𝒄
(TG 71 стр. 16 и TG 74 стр. 5265-5266) 𝑆𝑐 се измерва при 𝑆𝐶𝐷ref = 100 cm и 𝑟𝑐,ref = 10 cm.
Експерименталната постановка е изоцентрична и се състои в използването на йонизационна
камера поставена в мини-фантом. 𝑆𝑐 се измерва за различни по размер, клинично приложими,
квадратни и еквивалентни полета. Препоръчва се измерването на достатъчен брой полета, като се
следи 𝑆𝑐 да се променя с по-малко от ~1% между последователно задавани близки по размер
полета. Дебелината на материала, от който е изработен мини-фантома в направление
перпендикулярно на посоката на разпространение на лъчението, трябва да осигури достатъчно
разсейване латерално от центъра, за да се осигури спазването на дефиницията за 𝑆𝑐, т.е. да се
елиминира отчитането в детектора на разсеяно лъчение от самия фантом. TG 74 препоръчва
използването на цилиндричен фантом с диаметър 4 cm, разположен коаксиално на централния
лъч, и детектор намиращ се на 10 cm дълбочина във фантома. Материалът, от който се изработва
фантома трябва да е водоеквивалентен, въпреки че се съобщава и за такива с висок атомен номер.
Последните се използват при измервания за полета с 1 ≤ 𝑟𝑐 ≤ 5 cm, като е необходимо при това 𝑆𝑐
да се нормира, така че стойността на 𝑆𝑐 измерена при 𝑟𝑐 = 5 cm да съвпада с тази определена с
фантом от водоеквивантен материал. Необходимо е осигуряването на условия минимизиращи
количеството разсеянно лъчение от заобикалящи предмети и структури – поддържаща фантома
стойка, маса, стени, таван, под. Стойката може да се изработи от стиропор, а ориентацията на
гентрито на ускорителя трябва да е такава, че снопът да бъде насочен към стена, а не към пода.
При тази конфигурация ситуирането (съвпадането) на оста на фантома с централния лъч, се
извършва с помощта на стенните лазари и позициониращия кръст на колиматора. За достатъчно
големи полета трябва да се осигури изключване на влияноето на корпуса на йонизационата
камера, както и да се провери свързващия кабел за повреда и утечка.

19. Относителни дозиметрични
характеристики на дозното поле, 𝑺𝒄𝒑
o Общ фактор на дебита или само фактор на дебита [англ.
in-water output radio]
𝑆𝑐𝑝 𝑟𝑐, 𝑑ref, 𝑆𝐶𝐷ref, ℎ𝜈 ≡
Τ
𝐷 𝑟𝑐, 𝑑ref, 𝑆𝐶𝐷ref, ℎ𝜈 MU
Τ
𝐷 𝑟𝑐,ref, 𝑑ref, 𝑆𝐶𝐷ref, ℎ𝜈 MU
където 𝐷 е погълнатата доза във воден фантом. Тази
величина се измерва при 𝑑ref = 10 cm, 𝑆𝐶𝐷ref = 100 cm и
𝑟𝑐,ref = 10 cm във воден фантом с достатъчно големи
размери за да осигури равновесие на латерално и обратно
разсеяните вторични електрони. В допълнение е
необходима допълнителна дълбочина от поне 9 cm воден
стълб под точката на измерване за да се осигури пълно
равносесие на вторичните електрони от фотони с качество
60
Co.
𝒓𝒄,𝐫𝐞𝐟
𝒅𝐫𝐞𝐟
𝑺𝑪𝑫
𝐫𝐞𝐟
𝒓𝒄

20. Относителни дозиметрични
характеристики на дозното поле, 𝑺𝒑
o Фактор на разсейване на фантома [англ. phantom scatter factor]
𝑆𝑝 𝑟𝑑, 𝑑ref, ℎ𝜈 ≡
Τ
𝐷 𝑟𝑑, 𝑑ref, ℎ𝜈 𝐷𝑝 𝑟𝑑, 𝑑ref, ℎ𝜈
ൗ
𝐷 𝑟𝑑,ref, 𝑑ref, ℎ𝜈 𝐷𝑝 𝑟𝑑,ref, 𝑑ref, ℎ𝜈
където 𝐷𝑝 е погълнатата доза от първичното лъчение (т.е. изключая тази от разсеяно
лъчение в обема на фантома). За хипотетична точка, в която може да се установи
едовременно лонгитудинално и латерално равновесие на вторичните заредени частици
може да се запише връзката 𝐷𝑝 = 𝛽𝐾𝑝, където 𝛽 се нарича отношение доза-колизионна
керма. Тогава при 𝑟𝑑 ≡ 𝑟𝑐, т.е. изоцентрично
𝑆𝑐𝑝 𝑟𝑐
𝑆𝑐 𝑟𝑐
= ൘
𝐷 𝑟𝑐
𝐷 𝑟𝑐,ref
𝐾𝑝 𝑟𝑐
𝐾𝑝 𝑟𝑐,ref
=
Τ
𝐷 𝑟𝑐 𝐷𝑝 𝑟𝑐
ൗ
𝐷 𝑟𝑐,ref 𝐷𝑝 𝑟𝑐,ref
∙
𝛽 𝑟𝑐
𝛽 𝑟𝑐,ref
= 𝑆𝑝 𝑟𝑐 ∙
𝛽 𝑟𝑐
𝛽 𝑟𝑐,ref
≈ 𝑆𝑝 𝑟𝑐
Което се изпълнява когато отношението в дясно е приблизително единица. Това условие е
изпълнено за всички полета, достатъчно големи, за да осигурят латерално електронно
равновесие. Смисълът на 𝑆𝑝 е да опише ефектите от разсейването на фотони само във
фантома.

21. Относителни дозиметрични характеристики
на дозното поле, дозни профили
Дозният профил дава информация за радиалното
разпределение на дозата спрямо централния лъч на снопа на дадена
дълбочина във воден фантом. Изборът на ориентация на детектора е
критичен за снемане на профилите на поле, когато неговият размер
е малък и в областите с висок градиент на дозата. Фигура (а)
демонстрира ефекта от осредняването по обема на камерата при
измерване на профили на полето и ясно показва, че детектор с малък
обем е предпочитан при снемане на профили. Ориентация на
камерата е не по-малко важна както демонстрира фигура (b). Като
цяло, е необходимо получаването на профилите както в
лонгитудиналната (пушка-мишена), така и в трансверзалната (ляво-
дясно) равнини при комисионикането на планиращата система.
Данните трябва да се събират с максимум 1 mm разстояние в
областта на полусянката и за предпочитане не повече от 2 mm
разстояние в останалата част от полето. Всеки профил се нормира
към стойността измерена по централния лъч. Броят профили, по
отношение на размера на полето и дълбочината зависят от
планиращата система. Като правило този брой не е необходимо да е
голям, понеже латералното разпределение на дозата в дълбочина не
се променя драматично, както и по отношение на размера на полето.
Обикновено се снемат профилите за 5 – 7 дълбочини с отстояние от
5 cm включвайки дълбочината на дозния максимум. Размера на
полето се променя през 1 cm до поле 6 × 6 cm2
, а след това през 5 cm
от 10 × 10 cm2
до максимално възможното.

22. Използвана литература
1. https://museum.aapm.org/
2. M.-M. Bé et al., Table of Radionuclides (Vol. 4 – A = 133 to 252), Monography BIPM-5, 2008
3. E. R. Carling et al., The Present and Future of Radium Teletherapy, Proc. R. Soc. Med., 28,
1145, 1932
4. H. F. Freundlich and J. L. Haybittle, An Improved Iridium-192 Teletherapy Unit, Acta
Radiologica, 39(3), 231-241, 1953
5. A. Eve and L. Grimmett, Radium Beam Therapy and High-Voltage X-Rays, Nature, 139, 52–
55, 1937
6. R. Thoraeus, Cesium 137 and its Gamma Radiation in Teleradiotherapy, Acta Radiologica,
55(5), 385-395, 1961
7. Report No. 112 – Calibration of Survey Instruments Used in Radiation Protection for the
Assessment of Ionizing Radiation Fields and Radioactive Surface Contamination, United
States, 1991
8. Production techniques and quality control of sealed radioactive sources of palladium-103,
iodine-125, iridium-192 and ytterbium-169, IAEA, Vienna, 2006
9. M.-M. Bé et al., Table de Radionucléides, Vol. 1, France, 1999
10. D. Delacroix et al., Radiation Protection Dosimetry - Radionuclide and Radiation Protection
Data Handbook (Kent, England: Nuclear Technology Publishing, 1998), p. 112

23. Използвана литература
11. Conditioning and interim storage of spent radium sources, IAEA, Vienna, 1996
12. H. Freundlich et al., Radio-Iridium Teletherapy, Acta Radiologica, 34(1-2), 115-134, 1950
13. T. Watson et al., The Saskatchewan 1,000-Curie Cobalt 60 Unit, Radiology, 62(2), 165-176,
1954
14. F. Comas and M. Brucer, First Impressions of Therapy with Cesium 137, Radiology, 69(2),
231-235, 1957
15. R. Thoraeus, Attenuation of Gamma Radiation from 60Co, 137Cs, 192Ir, and 226Ra in
Various Materials Used in Radiotherapy, Acta Radiologica, 3(2), 81-86, 1965
16. TRS 398, Absorbed Dose Determination in External Beam Radiotherapy: An International
Code of Practice for Dosimetry Based on Standards of Absorbed Dose to Water, IAEA,
Vienna, 2000
17. P. Almond et al., AAPM’s TG-51 protocol for clinical reference dosimetry of high-energy
photon and electron beams, Med. Phys., 26(9), 1847-1870, 1999
18. J. Gibbons et al., Monitor unit calculations for external photon and electron beams: Report
of the AAPM Therapy Physics Committee Task Group No. 71, Med. Phys., 41(3), 031501,
2014
19. I. Das et al., Accelerator beam data commissioning equipment and procedures: Report of
the TG-106 of the Therapy Physics Committee of the AAPM, Med. Phys., 35(9), 4186-4215,
2008

24. Използвана литература
20. F. Khan and J. Gibbson, KHAN’S The Physics of Radiation Therapy, Wolters Kluwer, 5ed.,
Philadelphia, 2014
21. T. Zhu et al., Report of AAPM Therapy Physics Committee Task Group 74: In-air output
ratio, Sc, for megavoltage photon beams, Med. Phys., 36(11), 5261-5291, 2009
22. A. Brahme and P. Andreo, Dosimetry and Quality Specification of High Energy Photon
Beams, Acta Radiologica: Oncology, 25(3), 213-223, 1986
23. M. Alissa et al., Monte Carlo calculated beam quality correction factors for two cylindrical
ionization chambers in photon beams, Eur. J. Med. Phys., 91, 17-23, 2022