YY/T 0973-2016.Radiotherapy treatment planning system for automatically-controlled brachytherapy afterloading equipment- Characteristics and test methods.
YY/T 0973规定了自动控制式近距离治疗后装设备放射治疗计划系统(以下简称治疗计划系统)的性能和试验方法。
YY/T 0973适用于使用2Ir放射性后装治疗源的治疗计划系统。
对于使用其他后装治疗源或者其他封装方式的源,参照使用本标准.
2规范性引用文件
下列文件对于本文件的应用是必不可少的。凡是注日期的引用文件,仅注日期的版本适用于本文件。凡是不注日期的引用文件,其最新版本(包括所有的修改单)适用于本文件。
GB/T 17857医用放射学术语(放射治疗.核医学和辐射剂量学设备)
3术语和定义
GB/T 17857界定的术语和定义适用于本文件。
4.1 长度重建偏差
治疗计划系统的长度重建偏差不应大于1 mm.
4.2 体积t建偏差
治疗计划系统的体积重建偏差不应大于5%。
4.3 施源器长度建几何精度
选择不同的施源器,施源器中源运行轨迹符合施源器形状,重建几何精度不应大于土1 mm.
4.4 剂计算偏差
治疗计划系统的剂量计算值与标称值之间的偏差不应大于5%.
4.5剂分布准确性
治疗计划系统计算的特定等剂t曲线所包围的面积与测量相应等剂量曲线所包圈的面积重叠率不应小于90%。

ICS11.040.60
中华人民共和国医药行业标准
YY/T0973-2016
自动控制式近距离治疗后装设备放射治疗计划系统
性能和试验方法
Radiotherapytreatment planning systemfor automaticallycontrolled brachytherapy afterloading equipment-Characteristics and test methods2016-03-23发布
国家食品药品监督管理总局
2017-01-01实施
2规范性引用文件
术语和定义
长度重建偏差
体积重建偏差
施源器长度重建几何精度
剂量计算偏差
剂量分布准确性
随机文件
试验方法
长度重建偏差
体积重建偏差
施源器长度重建几何精度
剂量计算偏差
5.5剂量分布准确性
5.6随机文件
附录A（资料性附录）
剂量率计算公式说明
附录B（资料性附录）192Ir剂量学数据次
YY/T0973—2016
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本标准接照GB/T11一2009给出的规则起草YY/T0973-2016
请注意本文件的某些内容可能涉及专利。本文件的发布机构不承担识别这些专利的责任本标准由国家食品药品监督管理总局提出。本标准由全国医用电器标准化技术委员会放射治疗、核医学和放射剂量学设备分技术委员会(SAC/TC10/SC3）归口。
本标准起草单位：北京市医疗器械检验所、大连现代高技术集团有限公司、北京科霖众医学技术研究所、山东新华医疗器械股份有限公司、江苏海明医疗器械有限公司。本标准主要起草人：冯健、韩军、孙京异、陈慧军、李悦菱、赵良东、陈璞。m
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1范围
自动控制式近距离治疗后装设备放射治疗计划系统
性能和试验方法
YY/T0973—2016
本标准规定了自动控制式近距离治疗后装设备放射治疗计划系统（以下简称治疗计划系统）的性能和试验方法。
本标准适用于使用192Ir放射性后装治疗源的治疗计划系统。对于使用其他后装治疗源或者其他封装方式的源，参照使用本标准。2规范性引用文件
下列文件对于本文件的应用是必不可少的。凡是注日期的引用文件，仅注日期的版本适用于本文件。凡是不注日期的引用文件，其最新版本（包括所有的修改单）适用于本文件。GB/T17857医用放射学术语（放射治疗、核医学和辐射剂量学设备）3术语和定义
GB/T17857界定的术语和定义适用于本文件。4要求
4.1长度重建偏差
治疗计划系统的长度重建偏差不应大于1mm。4.2体积重建偏差
治疗计划系统的体积重建偏差不应大于5%。4.3施源器长度重建几何精度
选择不同的施源器，施源器中源运行轨迹符合施源器形状，重建几何精度不应大于士1mm。4.4剂量计算偏差
治疗计划系统的剂量计算值与标称值之间的偏差不应大于5%，4.5剂量分布准确性
治疗计划系统计算的特定等剂量曲线所包围的面积与测量相应等剂量曲线所包围的面积重叠率不应小于90%
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YY/T0973—2016
4.6随机文件
随机文件中应包括支持的后装机机型，技术和适用范围，功能（剂量显示，剂量计算方法），接口协议（例如：DICOMRT）、通道信息参数等信息。5试验方法
5.1长度匾建偏差
在模体中标定两个已知距离不小于5cm的标记点，将模体进行CT或其他适合的成像装置扫描。CT扫描层厚不大于3mm，治疗计划系统获取图像并进行三维重建，对已知标记点间的距离进行测量，利用式(1)计算长度重建偏差：
AL=[L,-1
式中：
△L-长度重建偏差，单位为毫米（mm）；L：一系统重建长度，单位为毫米(mm）)；L2一已知长度，单位为毫米（mm）。应符合4.1的要求。
5.2体积重建偏差
将已知尺寸的实体圆柱体，用CT或其他适合的成像装置扫描。CT扫描层厚不大于3mm，重建图像不小于512X512。治疗计划系统获取图像并进行三维重建。使用治疗计划系统的体积测量功能，测量重建后圆柱体的体积。
利用式（2）和式（3)计算治疗计划系统重建体积与圆柱体已知体积的测量误差及体积重建偏差：AV=/V,-V2|X100%
14VI×100%
式中：
测量误差：
AV。—体积重建偏差：
V，一一系统重建体积，单位为立方毫米（mm）；V—-已知体积，单位为立方毫米（mm）。应符合4.2的要求。
5.3施源器长度重建几何精度
####*（2）
（3）
选择两种施源器，分别为直线型和曲线型，在放射治疗计划系统中，描迹出施源器，计算出施源器长度，并与施源器实际长度进行比较，应符合4.3的要求。5.4剂量计算偏差
5.4.1参考剂量计算方法
放射性后装治疗源（线源）二维剂量率D（r，0）按式（4)计算：D(r,8)=Sk*A.
gt(r).F(r,0)
（4）
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式中：
G(r,o)
GL(ro.g.)
从源中心到测量点P的距离，单位为厘米（cm），（见图1)；参考距离，1cm；
测量点P到源中心连线与源纵轴线的夹角，单位为度或者弧度；参考角度，90°或元/2；
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空气比释动能率强度，Gym\h-1。用符号U来代表这个复合单位，即1U=1μGymh-l=1cGycmh-l
水中参考点P(r。。)的剂量率和空气比释动能率强度Sk的比值；计算点的几何函数值；
参考点的几何函数值：
径向剂量函数，由于光子散射和衰减在横断面上引起的剂量衰减；二维各向异性函数，即剂量随横断面极角变化的关系。以上参数的详细表述参见附录A。P(r,e)
P(roe)
ro=1cm
图1近距离治疗剂量计算坐标系
累计吸收剂量D(r，0)按式(5)计算：D(r,e)=
式中：
D(r,e)dt
D。《r，8）——初始剂量率，按式(4)计算，戈瑞每小时(Gy/h)。2剂量计算偏差
（5）
对于单个驻留位，计算源周围不同位置处的剂量。对于192Ir放射性后装治疗源剂量计算时参见附录B。
对于使用其他后装治疗源或者其他封装方式的源，参照制造商提供的相关资料。用治疗计划系统计算该点剂量值，用式（6）计算剂量计算偏差：AD(r,0) = D(rB)=D;(r0)1 ×10% D。(r)
式中：
4D(r，9)一一剂量计算偏差：
D,(r，）—计算值，单位为戈瑞(Gy)；一理论值，单位为戈瑞（Gy）。D.(r.0)
应符合4.4的要求。
5.5剂量分布准确性
用面积重合率衡量剂量分布准确性。（6）
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任选三个串行排列的驻留点，间距1cm，活度为临床常用的活度，距离后装治疗源平面外1cm平行放置一张胶片，驻留点和胶片之间用等效水材料填充，曝光得到胶片的剂量分布。用治疗计划系统计算在相同几何条件下的剂量分布，选取过参考点的等剂量线（垂直于放射源排列轴向，离源中心1cm处为参考点），胶片围成的面积S，，治疗计划系统围成的面积S2。计算两条等剂量线的重合面积S，按式(7)计算面积重合率C：
C=s-+S,-s
式中：
C面积重合率;
S两条等剂量线的重合面积，单位为戈瑞（Gy）；S，计算值，单位为戈瑞(Gy)；
S，理论值，单位为戈瑞(Gy）。应符合4.5的要求。
：随机文件
检查随机文件，应符合4.6的要求。（7)
A.1基本限定
附录A
（资料性附录）
剂量率计算公式说明
在本标准中，使用了如下的一些限定：YY/T0973—2016
a）源指的是经任意封装并可用作近距离治疗的放射性核素。对封装的尺寸和对称性没有限制。b）点源是由一个没有几何尺寸的点发出的源，其放射性是球对称的，剂量衰减可以用平方反比定律1/2来描述。
c）线源指的是放射活性沿纵轴方向均勾分布，长度为L的源。d）籽源指的是柱形对称封装的源，它的活性长度L不大于0.5cm。e）柱形对称封装源的横断面指的是与源的纵轴垂直并将放射性分布平分的平面。A.2概述
在临床实践中，源的位置和方向通过放射性标记物来标识。一般来说，这些标记物在源的内部对称放置，因此相对于源的对称轴，标记物，放射活性分布和源的包壳具有相同的儿何中心。这样，决定放射性同位素的位置就要以识别放射性标记物的位置为基础。本标准中讨论的所有的源都可以通过一个源包壳和关于横断面对称分布的放射性标记物来精确描述，依定义，横断面平分了活性源并定义了剂量计算公式的原点。然而公式（4）也适用于关于横断面不对称的源。对于具有如下特性的源：a）放射分布沿中分源包壳或标记的平面明显不对称：b）不对称的程度预先已知或可通过影像测量；源的方位可以通过临床应用情况（如通过CT或透视照相）决定，这样源的坐标原点应该放在放射核素活度分布的几何中心位置（和通过放射显像标记的位置信息确定的一致），而不是放在源包壳或放射显像标记的外表面快定的儿何中心。如果临床实际中不能用放射显像标记来识别出源的方位及其非对称性分布，就只能假定源的儿何中心一定在放射显像标记物的质心点上，这是实际应用中的通常做法。公式（4）适用于剂量相对于源纵轴呈轴（柱面）对称分布的源。此外，在一致性数据集也假定剂量分布是关于横断面呈对称分布的，即源的活度分布在横断面的两侧互成镜像。但公式（4)却是个普遍适用的公式，它也适用于活度分布并不相对于横断面呈对称分布的源。A.3空气比释动能率强度
空气比释动能率强度的单位是μGymh-。为方便记，用一个符号U来代表这个复合单位，即1U=lμGym\h-l=lcGycmh-l。
空气比释动能率强度Sk是真空中在距离d处由能量大于的光子所致的空气比释动能率K（d）与距离d的平方的乘积，见式（A.1)：Sk=K.(d)d2
oweo.(A.1)
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式中：
d是从源中心到定义K。（d）的点的距离（不是必须的，但通常是与测量点联系在一起），这个点应该是在源的横断面上。距高d要比源活性分布的最大线度要大，以保证Sk独立于d。K，（d）通常由源横断面上测量的自由空气中的空气比释动能率推导得到，要求测量距离要比探测器的尺度和源的尺度大，通常在1m左右。“在真空中”意指测量时要考虑到空气中的光子衰减和散射及其他处于源与探测器之间的介质对测量结果的影响，以及光子从测量环境附近的物体如墙壁，地板，天花板的散射的影响，对这些因素进行适当的修正。当然也可以通过计算来得到空气比释动能率以避开实际测量中各种因素的限制。截止能量是为了除去低能及外界污染光子（例如由钢或钛的源覆层发出的特征X射线），这些光子会增加K。（d）的值，但对于距源0.1cm以外的组织剂量却没有贡献。的取值依赖于实际应用情况，对于低能光子发射近距离治疗而言通常取5keV。A.4剂量率常数
水中剂量率常数A是水中参考位置处的剂量率P（ro，0。）和空气比释动能率强度Sk的比值，见式(A.2)。A的单位是cGyh-1U-1,即cm-2。D(ro,e。)
式中：下载标准就来标准下载网
剂量率常数依赖于放射性核素及源模型，并受到源内部设计及初级标准中用于获得Sk的实验方法的影响
1999年，AmnD.Pps被引人，以同时标识用于决定D（r。。）的剂量率测量或计算方法和此剂量率所归一到的校准标准。下标“D”指参考剂量率，“nn”指这个参考剂量率所公布的年份（测量值或剂量值），“P\指源强度标准的提供者或来源（如P=“N\指NIST，P=“T”指Theragenics公司自己的校准标准），“qq”指这个源强度所完成的年份，下标“S”代表Standard。例如，AgD.N9s表示此剂量率常数由剂量学测量获得，于1997年公布并归一得到的Sk可追溯到1999年的NIST标准。也可以使用额外的标记如%A97D.N85s表示一个6702型源的剂量率常数，于1997年用TLD方法测量并公布，可追溯到1985年的NIST标准。这些符号对于比较由不同研究者得到的结果，明显标记源的特性如所采用的校准过程、是否包括钛的K层电子特征X射线的影响等方面都很有用。A.5几何函数
对于临床近距离治疗的剂量计算，几何函数可以在对以表格形式提供的剂量率数据进行插值的过程中提高精度。从物理的角度看，儿何函数忽略了散射和衰减的影响，基于一个对源内部放射活性空间分布的近似模型提供了有效的平方反比定律修正。因为几何函数仅仅用于对表格数据的插值计算，因此这种高度简化的近似同样可以在治疗计划中得到足够准确的剂量计算结果。本标准中推荐使用的点源及线源模型可以使用式（A.3）的几何函数G,(r,0)=r-2
G(r,)rsing
点源近似
[(2L2/4)-1
式中：
线源近似
β是以弧度为单位的角度，指的是线源的两个端点与计算点P（r，）所构成的张角。.....(A.3)
原则上，点源或线源都有可能用一维和二维公式一致性地实现。在这种情况下，“一致性”指用于从6
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