放射成像中剂量管理

《放射成像中剂量管理》由会员分享，可在线阅读，更多相关《放射成像中剂量管理（26页珍藏版）》请在装配图网上搜索。

1、第二章 医疗照射中的剂量学与质量控制第一节 X射线能谱自从1895年伦琴发现X线以来，对X线能谱的研究始终在进行着。精确地掌握有关X线能谱的知识，在许多领域都是必要的。在放射诊断影像中，许多问题可通过蒙特卡罗模拟法来研究解决，但是它规定X线能谱作为其输入的数据。对X线能谱的研究，可使X线系统的设计者更精确地预测患者所受的剂量，从而研制更好的硬件和软件系统来减少患者所受的剂量。在诊断放射影像质量保证中，X线能谱的分布对于评价诊断影像的产生和优化影像质量是十分重要的。 厚靶持续X线能谱的最早理论模型是出名的Kramer 方程，它非常简朴，与实验成果有较大的差别。1979年，Birch 等人提出了计

2、算持续X线能谱的经验模型。1991年，Tucker 等人提出了半经验模型，该模型以量子力学理论为基本，同步又采用了多项式拟和后的参数，目前得到广泛的应用。1998年，Bloagh 等人提出了仅基于基本原理的计算模型，该模型不需要测量的数据和拟和参数，在计算钼靶的X线能谱时非常有效。此外，蒙特卡罗模拟和多项式内插模型也在使用。总之，X线能谱的精确计算与测量措施是在发展着。一、持续X射线模型（Bremsstrahlung Model）根据量子力学理论，一种动能为T的电子与电荷数为Ze的原子核发生碰撞，则在EE+dE能量范畴内发射X射线光子的微分截面是： (2-1)这里，=，是精细构造常数，re是电

3、子典型半径；Z是靶材料有效原子序数； T是在距靶面x处电子的动能；是电子的静止能量；是一种随Z和T缓慢变化的函数，对于给定的T和X射线能量间隔，它正比于每个入射电子产生的光子数。若动能为T的电子沿入射方向在靶中穿过的距离为dx，则产生的轫致辐射（持续辐射）的平均能量是： (2-2)式中，是靶密度；A是靶原子质量；是单位体积内的靶原子数。 假定电子在靶内穿过距离dx，其损失的能量为dT，则就是电子能量转化为能量为E的轫致辐射的份额。对所有电子能量积分，就得EE+dE能量范畴内轫致辐射的强度为： (2-3)式中，是由管电压决定的入射电子的动能。此式还表白，只有电子的动能不小于E，才干产生能量为E的

4、光子。 把式(2-1)、(2-2)代入式(2-3)，得 (2-4)式中，是靶材料的质量制止本领。 如图2-1所示，在实际的计算时，必须考虑产生的X射线在靶中的自吸取状况。假设在靶中沿入射方向的距离为x，则入射光子在靶中传播的距离d为： (2-5)式中，是靶倾角；是中心轴到计算点的角度。 图 2-1 厚靶中产生持续X线时X线管的几何条件此时，自吸取因子F为： (2-6)式中，是能量为E的光子在靶中的线性衰减系数。此外，沿入射方向通过距离x后的动能T可由Thomson-Whiddington关系给出，即 (2-7)式中，c是由入射电子动能决定的经验常数，如表2-1所示。表2-1 Thomson-W

5、hiddington经验常数c电子能量(KeV)T-W常数c(KeV2.m2/kg) 将式(2-7)代入式(2-6)，得 (2-8)因此，在考虑了靶自吸取后，式(2-4)变为： (2-9) 为便于计算，质量衰减系数一般用一多项式来体现： (2-10) 这里，u=E/100 keV，E是X射线光子的能量， 是常数，如表2-2所示。 质量碰撞制止本领可拟合为随电子动能T的变化，其体现式为： (2-11)这里是用最小二乘法拟合的系数，如表2-3所示。表2-2 不同元素和材料的质量衰减系数的参数材料/元素 铝钨()钨()铼()铼()空气油有机树脂耐热玻璃9.68010-32.39410-24.3121

6、0-2-2.98710-2-5.80310-21.08810-21.24010-21.08610-21.01510-29.71010-3-1.40110-2-3.63610-15.81510-23.33610-16.00410-36.83810-39.12410-39.13610-3-5.65310-31.02310-11.4866.23010-23.29210-1-2.58110-3-3.21510-3-6.00510-3-5.39410-33.53110-3-4.79510-3-9.40410-17.72710-31.50210-18.47310-48.71110-42.16310-32.

7、78510-3-2.46610-41.31810-42.18410-1-6.15510-40.0-3.61310-5-3.90610-5-1.54810-4-1.90510-4 注：参数的单位是m2/kg；钨和铼的K吸取限Ek分别是69.50keV和71.50keV。表2-3 钨和铼的质量制止本领参数元素 钨铼202.41 keV m2 kg-1201.44 keV m2 kg-11036.1 keV m2 kg-11027.6 keV m2 kg-10.04695 keV-10.04688 keV-1， (2-12)，ET这里，E代表X射线光子能量，T0是入射电子的能量，T是电子能量，和是由

8、通过符合测量后的能谱得到的参数，对于钨/铼的原子比例为90/10的合金靶而言，=3.68510-2光子数/电子，=2.90010-5光子数/(电子 keV)，=-5.049，=10.847，=-10.516和=3.842。 二、特性X射线模型(Characteristic X-ray model)实验证明，特性X射线是随电子在靶中深度产生的。在这里，引入一种与深度有关的概率密度函数来体现这一问题，为： ， (2-13)这里，R是电子的平均动能等于K壳层的结合能Ek时，由式(2-7)拟定的距离。 再考虑到靶自身的吸取后，产生的能量为Ei的特性X射线光子数是： (2-14)这里，Ek是K壳层的结合

9、能；是能量为Ei的特性线占总特性线的份额；Ak=1.3410-3光子数/电子和nk=1.648，它们是模型的参数。假定靶是由90%的钨原子和10%的铼原子构成的，K壳层的结合能Ek和特性线的份额列在表2-4中。表2-4 钨和铼的特性X射线(靶是由90%的钨原子和10%的铼原子构成) K系特性线 能量(keV) 产额比例 钨 铼 59.3257.9867.267.161.1459.7269.271.20.45000.25920.15210.03870.049880.028830.01730.00429三、X射线总能谱 X射线能谱是持续能谱与特性能谱叠加，同步考虑到固有滤过和附加滤过的影响后，总能

10、谱可体现为： (2-15)这里，=，表达固有滤过和附加滤过对X射线的衰减，其中，和分别是固有滤过和附加滤过的线性衰减系数，和分别是固有滤过和附加滤过的厚度。 一旦拟定X射线能谱，在距焦点距离r处每mAs的照射量为： (2-16)这里，e是电子的电荷；=33.97J/C，是在空气中产生一种离子对所消耗的平均能量；是空气中的质能吸取系数。 对于给定的靶材料，在已知管电压kVp、靶倾角、中心轴线到测量点的夹角、固有滤过的材料和厚度以及附加滤过的材料和厚度的状况下，运用上述模型计算的X射线能谱如图2-2所示。 图2-2a 不同管电压下计算的能谱. 靶倾角100，固有滤过3mmAl，钨靶. 图2-2b

11、X线靶不同出射方向计算的能谱. 100kV，靶倾角100，固有滤过3mmAl，钨靶.图2-2c 不同靶倾角计算的能谱. 100kV，固有滤过3mmAl，钨靶懂得X射线能谱，对于计算量子检出效率是非常重要的。第二节 X射线诊断剂量学与质量控制 在诊断放射学中，剂量测量的目的重要是：测量患者剂量与剂量指引水平相比较；测量模体中剂量评价设备性能；测量患者剂量评价辐射危险。为质量控制目的，所使用的剂量学应是可直接测量的。这些量的测量可以在人体表面，也可以使用模体。对于评价设备性能，运用模体进行剂量测量的精确度比在人体表面测量的精确度要高，特别对设备性能的一致性检查使用模体最为合适。在国内电离辐射防护与

12、辐射源安全基本原则（GB 18871-）中推荐了典型成年受检者在X射线照相、透视、CT检查和乳腺照相中的剂量或剂量率指引水平，并规定在放射学检查中应测定“典型成年受检者的入射体表剂量、剂量与面积之积、剂量率及照射时间或器官剂量等的代表值”。一、 常规X射线照相和透视用于常规X射线照相和透视剂量测量的量是入射体表剂量(entrance surface dose，ESD)和剂量面积乘积(dose area product，DAP)。入射体表剂量(ESD)就是在辐射射入受检者的体表处照射野中心的吸取剂量，可用考虑反散射后空气中的吸取剂量表达。剂量面积乘积(DAP)就是辐射束的截面积与所致平均剂量的乘

13、积。在剂量测量时，为评价患者剂量，ESD的测量应在患者体表测量，不需使用模体。测量应涉及足够数目的患者，以得到有代表性的平均值。例如，至少10个患者，且接近人体的典型尺寸。这样的测量成果可反映出在实际临床检查中个体剂量差别的状况。ESD的测量常使用热释光剂量计(TLD)，一般把TLD包在胶囊中置于患者的皮肤表面。DAP的测量可在X射线管的光栏和患者之间任何距离处进行，只要来自患者的散射线对探测器的读数的影响可以忽视，DAP的成果与距离无关。DAP的测量使用大面积平行板电离室，可将其固定在光栏上横盖X射线束的整个面积。一般ESD合用于仅需要有限数目投影检查的检查，而DAP合用于比较复杂的检查程序

14、。例如，对于涉及照相和透视的综合检查可测量DAP。对现代X射线机，规定配备DAP测量仪，并固定在机器上，可以直接显示DAP值。由于ESD和DAP之间可以互相转换，ESD和DAP的测量成果可按相似的量值单位直接与指引水平比较。在剂量测量时，为评价机器性能，可使用模体测量ESD。测量ESD时，既可用将TLD放在体模顶部的措施测量，也可先用电离室测量空气中的照射量，用式(2-17)进行转换。 (2-17)式中，X是在SCD=100cm处的照射量；BSF是背散射因子，与能量和照射野大小有关；SCD、SSD分别是源到电离室的距离和源到模体表面的距离；F是表面吸取剂量转换因子，由式(2-18)给出。 (2

15、-18)在剂量测量时，为评价器官和有效剂量，可使用剂量转换因子。转换系数可使用仿人体模型实际测量得到，也可建立数学模型用Monte Carlo措施计算得到。从ESD转换为有效剂量取决于X射线照射野的大小、X射线投射距离和X射线的线质等因素。二、乳腺X射线照相在乳腺X射线照相中，评价辐射诱发“乳腺癌”的危险时最合适的量就是平均腺体剂量(mean glandular dose，MGD)。MGD定义为乳腺X射线照相中所致受检者的乳腺平均吸取剂量。MGD不能直接测量，但可以通过测量空气中的比释动能来计算得到。在临床乳腺X射线照相中也许使用多种不同阳极把材料及滤过的X射线机，为便于MGD的实际测定，应采

16、用的环节如下：（1）使用TLD或电离室（电离室动态范畴要达到0.5100mGy，精度达10%）测量入射体表剂量ESD；（2）ESD除以反散射因子(backscatter factor，BSF)得到入射表面空气比释动能(entrance surface air kerma，ESAK)，反散射因子可从表2-5中查得；（3）MGD可用下式计算： MGD=g ESAK (2-19) 式中，g是一种转换因子（见表2-6），其单位是mGy/mGy，可用Monte Carlo措施模拟得到；g与入射X射线的半价层（half-value layer，HVL）和压缩后的乳腺厚度有关，； （4）计算足够数量患者（至

17、少10个患者）乳腺X射线照相MGD，并与指引水平比较。 从表2-5、表2-6可以看到，BSF和g与入射X射线的半价层（half-value layer，HVL）有关，而事实上测量乳腺X射线机输出的X射线的HVL是比较麻烦的，表2-7给出了乳腺X射线照相中不同管电压和阳极把材料与滤过组合状况下的典型HVL值。表2-5 不同半价层（HVL）的反散射因子（BSF）HVL(mmAl)0.250.300.350.400.450.500.550.600.65 BSF10.71.071.081.091.101.111.121.121.13注：此表取自 EUR19604EN()表2-6 不同乳腺压缩厚度(mm

18、)转换因子g与HVL的关系 HVL (mmAl) 压缩厚度 30 40 5060 70 800.250.300.350.400.450.500.550.600.65 0.234 0.274 0.309 0.342 0.347 0.406 0.437 0.466 0.491 0.174 0.207 0.235 0.261 0.289 0.318 0.346 0.374 0.399 0.137 0.164 0.187 0.209 0.232 0.258 0.287 0.310 0.332 0.112 0.135 0.154 0.172 0.192 0.214 0.236 0.261 0.282 0

19、.094 0.114 0.130 0.145 0.163 0.177 0.202 0.224 0.244 0.081 0.098 0.112 0.126 0.140 0.154 0.175 0.195 0.212注：此表取自 EUR19604EN()表2-7 乳腺X射线机不同管电压和阳极靶与滤过组合状况下的典型HVL值（最大变化为0.03mm）阳极靶和固有滤过管电压 (kV)无压缩装置HVL(mmAl) 有压缩装置（3mm 有机玻璃） Mo+30m MoMo+25m RhRh+25m Rh 25 28 30 31 34 22 25 28 34 23 25 28 30 0.28 0.32 0.3

20、4 0.35 0.36 0.30 0.36 0.40 0.41 0.31 0.34 0.39 0.42 0.34 0.37 0.38 0.39 0.40 0.34 0.40 0.44 0.46 0.36 0.40 0.45 0.48注：此表取自 EUR19604EN()为了评价评价机器性能，可使用RMI 156原则模体测量MGD。在测量空气比释动能时，电离室的中心距影像接受器的胸壁边沿4cm，其几何条件如图2-3所示。 图 2-3 测量空气比释动能的几何条件 图 2-4 平方反比定律校正对测量的成果要用平方反比定律进行校正，如图2-4所示，平方反比定律校正因子是： ISLF=FCD2/FSD2

21、=(FFD-Z-Y)2/(FFD-Z-4.2)2 (2-20) MGD是测量到的照射量与电离室能量校准因子、平方反比定律校正因子以及在原则模体（4.2cm厚，50%脂肪和50%的腺体构成）下转换因子（空气中的入射照射量为时乳腺所受的平均吸取剂量）之积。乳腺X射线照相中影响吸取剂量的因素有：X射线管组合（阳极材料、滤过和管电压），曝光条件（反散射虑线栅、自动曝光控制、放大倍率）和成像探测器的类型（屏/片系统、平板探测器系统）等。 三、CT检查 （一）CT剂量的体现 CT检查不同于常规X射线照相和透视，它是运用旋转束对患者的不同截面扫描。因此，CT剂量学使用的量不能采用ESD和DAP。好的CT剂量

22、描述应满足的条件是：定义明确易测量；使用于目前多种型号的CT机，与临床应用参数有有关性；已被广泛使用；能代表患者的受照射状况，也许的话作为危险度评价；对新的扫描机型和新的技术有较好的合用性。CT剂量学中采用的基本量是CT剂量指数（Computed Tomography Dose Index, CTDI），但自从1981年shope 提出CTDI的概念和定义以来，在文献中不断浮现对CTDI概念和体现方式的修改，目的是便于在临床实践中CT剂量的实际测量。1CTDI沿平行于旋转轴Z直线上的单个层面的剂量分布D(Z)的积分被标称层厚T除称为CTDI。其体现式为： （2-21）CTDI的单位是mGy，反

23、映的是局部剂量。在实际应用中，目前有两种实际体现式：（a） 美国法规中： （2-22）（b） 欧共体文献中： （2-23）2加权CT剂量指数（Weighted CTDI, CTDIW）定义为在一种原则的CT剂量模体中，用单个层面上平均的CT剂量指数作为对CT扫描性能进行评价的一种参数。其体现式为： （2-24）式中CTDI10cm,c和CTDI10cm,p分别表达在头模和体模的中心（c）和表面1厘米处（p）的CTDI10cm的值。图2-5给出了层厚为10mm的单次扫描的典型剂量分布。 图2-5 层厚为10mm的单次扫描的典型剂量分布3剂量长度乘积（Dose-Length Product, DL

24、P）定义为对某项完整的CT检查中患者受到的所有照射的一种表达，其目的是与所规定的参照剂量值相比较，来评价该项检查与否最优化。其体现式为： （2-25）式中i是每一种扫描事件，作为某项检查的一部分；CTDIw是单个层面加权CT剂量指数，单位是mGy；T是层厚，单位是cm；N是扫描层数。DLP的单位是mGy.cm。 4多次扫描平均剂量（Multiple San Average Dose, MSAD）定义为对N个扫描系列，每一种层厚为T，当在持续扫描层面之间有恒定的层距I，则中心层面上的平均剂量称为MSAD。其体现式为： （2-26）式中DNI(z)为沿旋转轴z直线上的多层扫描的剂量分布。MSAD的

25、单位是mGy。 （二）CT剂量指引水平和MSAD的测量措施 国际上，对CT剂量的指引（或参照）水平的体现和测量措施是不统一的，在出版的文献如，EUR 16262（1999）、IEC-60601-2-44（1998）和ICRP87号出版物（）中推荐CTDIw和DLP两个量来表达CT剂量参照水平。前者用来表达在系列扫描中的单层或螺旋扫描中的每一转的剂量参照水平，后者用来表达每次完整CT检查的剂量参照水平。在电离辐射防护与辐射源安全基本原则（GB 18871-）中推荐MSAD来表达CT剂量指引水平。事实上这时采用美国的做法。在临床实际中可采用两种简朴的测量措施来测定MSAD。一种措施是使用TLD测量

26、在一定条件下的单层扫描剂量分布，然后计算CTDI；另一种措施是使用CT电离室来进行单层扫描剂量积分。CTDI（见方程（2-21）和MSAD（见方程（2-26）两者之间存在着一定关系。图2-6给出了单次（层）扫描剂量分布（a）和由7层扫描构成的分布（b）。图2-6（b）阴影区表达多层扫描中央层以外的其她扫描层对中央层剂量奉献的总和。如果扫描层距I与层厚T相等，则图2-6（b）阴影区面积与图2-6（a）中阴影面积相等，即中央层（T）的多层 图2-6 （a）层厚为T的单次扫描剂量分布D1(z)；（b）层厚T等于层间隔的7次扫描合成所致的剂量分布DNI(z)。扫描剂量分布下的面积等于单层扫描剂量分布的

27、总面积，其体现式为： （2-27）根据方程（2-21）和方程（2-26），在I=T时， CTDI=MSAD （2-28）在I不等于T时， （2-29）当T/I1时，层面重叠，剂量增长；当T/I1，重叠图像的 一般CT、螺旋CT的自动曝光控制校正，替代重叠单层扫描图象重建参数的选择 减少噪声的图象重建程序多层CT使用z一滤过 z一滤过与合适滤过的算法的完善(1) 检查人员的影响通过仔细检查有无做CT检查的必要性来减少剂量仍十分重要，反复强调患者所接受的剂量直接与检查部位的大小成比例这一点，也非常重要。因此，检查人员应当检查与否有缩小扫描体积的也许性，最后，几乎没必要再提每次检查应用最优剂量了，如

28、用保证影像质量的最低剂量。不考虑影像质量的最低剂量将会导致影像不适合诊断，因此应当谨慎地避免不必要的高剂量。选择最优剂量的绝对必要的措施在于调节扫描参数以适应患者的厚度，就像老式X线同样，对于小朋友检查尤为重要，相称低的mAs值，有效剂量会低于1mSv。选择合适的重建参数，特别是噪声衰减，浮现低对比度时是十分重要的。螺旋CT提供的减少剂量的也许性措施，最有效的措施就是选择不小于1的螺距因子。多层螺旋CT所提供的新的特殊用途也能限制剂量：通过z轴滤过和有效层厚的回忆性变化，不管是高三维空间辨别率的图像还是低对比度评价的低噪声图像，都不必增长附加照射。(2) 技术措施和新措施人们都懂得减少CT剂量

29、有效性的技术措施，部分已实验过了。然而，这些措施的使用往往会导致与其他目的和需要的冲突。例如，通过增长滤过可以减少患者的剂量，但是需要高mAs值，因此会加大X线球管的负载，这样就会导致螺旋CT存在扫描时间的限制。多层螺旋CT的扫描时间大大缩短，随之额外的某些措施就要与附加滤过一起使用。儿科CT和特殊指征的低剂量扫描模式的规定需要进一步研究，也需要制造商不断改善机器性能，减少噪声的重建措施有但愿进一步发展，特别是多层螺旋CT的多维滤过有相称大的潜力通过不同的解剖构造衰减的不同来调节管电流也可以有效的减少剂量。CT图像中的像素噪声大部分可归因于最大强度的衰减和最大量的噪声，这意味着对于横截面不是圆

30、形的状况下，射线强度可随低衰减而减少，且不影响噪声模式，这对不减少影像质量来减少剂量提供了相称大的潜力。事实上人体组织横截面或多或少都与圆形或圆柱形有差别，采用此技术的检查mAs可明显减少1050，而不影响影像质量。前后位和侧位衰减特性完全不同，如肩部，减少50多的剂量均有也许。使用管电流调节，就有也许选择性地变化影像质量。增长侧位的管电流而减少前后位的管电流可提高影像质量同步大大减少剂量。四、剂量仪（计）的校准和质量控制在X射线诊断放射学中，使用的X线机的管电压一般为25150kV。其中，用于乳腺检查的管电压为25-40kV；常规X线检查为50150kV。鉴于诊断放射学的质量保证筹划在许多国

31、家广泛开展，电离辐射防护与辐射源安全基本原则中明确规定要制定一种医疗照射质量保证大纲。因此，剂量测量已变得非常重要。为了保证剂量仪（计）测量成果的精确性和一致性，使用的多种剂量仪（计）必须进行校准并溯源到剂量原则实验室。为了满足多种诊断技术（涉及常规X射线照相、透视、乳腺检查、CT检查和介入治疗等）临床条件下剂量测量的规定，需要选用不同形状和体积的电离室，并规定这些电离室在其使用的X射线能量区间内有平坦的能量响应性能。此外，还需要选择不同形状和体积的测量模体，用来模拟不同临床条件下患者的身体部位，以便得到对典型患者有代表性的剂量平均值。因此，诊断剂量学相对比较复杂。目前存在的重要问题是剂量测量

32、的原则化问题，国内外尚未建立起完整的剂量值传递体系。在IAEA/WHO国际二级原则剂量学实验室（SSDL）网的90多种成员实验室中，只有很少几种实验室能提供诊断X射线剂量学校准服务，并且使用的校准辐射质各异，很难互相比较。为此，IAEA制定了一种有关诊断X射线剂量测量国际实用准则。第三节 核医学剂量学与质量控制 在核医学中，非密封放射源用于疾病的诊断和治疗。通过生产厂家制备应用于受检者和患者的放射性物质称作放射性药物。核医学诊断措施能直接揭示人体的生理病理过程和代谢规律，是X射线诊断技术的补充。用于核医学诊断和治疗的放射性核素多达数十种，其中一般使用的是Tc-99m，I-131，I-123，T

33、l-201，Ga-67，In-111，Sr-90和用于PET检查的短寿命核素F-18，C-11等。在多种诊断程序中最常使用的是Tc-99m（Mo-90衰变子体）占总程序的80%以上。在多种治疗程序中最常使用的是I-131占总程序的80%以上。电离辐射防护与辐射源安全基本原则附录G中推荐了核医学52项诊断项目的指引水平，其中使用Tc-99m药物的43项，I-131药物的3项，Tl-201药物的3项，I-123药物的1项， Ga-67药物的1项，In-111药物的1项。在核医学诊断检查程序中，某些先进的设备不断增长，例如相机，单光子发射型计算机断层显像仪(SPECT)，正电子发射计算机断层显像仪(

34、PET)。这些设备质量控制检测是目前医疗照射防护中重要内容之一。有关核医学剂量学与质量控制，电离辐射防护与辐射源安全基本原则规定：“按应服用的放射性药物的治疗及服药时所测定和记录的活度对核医学中使用的非密封源进行校准”。鉴于核医学诊断和治疗程序中给出个体受检者和患者吸取剂量的复杂性和不拟定性。在临床实践中，使用放射性药物的活度这个物理量来表达诊断和治疗处方剂量。因此，活度的校准和量值溯源是核医学中剂量学质量控制的核心环节。对于核医学中使用的多种放射性核素的活度测量，国内已建立了相应的原则测量装置。为了达到电离辐射防护与辐射源安全基本原则中对活度校准的规定，凡开展核医学临床诊断治疗的核医学科应配

35、备活度计，对厂家提供的药物的标称活度进行验证。使用的活度计的量值应溯源到原则剂量实验室。要使用长寿命的放射源，例如Cs-137对活度计的长期稳定性进行监督检查。 有关电离辐射防护与辐射源安全基本原则中规定的要测定在使用非密封源的诊断或治疗中受检者或患者的典型吸取剂量的规定，核医学程序中患者接受的剂量大小取决与使用的放射性药物的种类和活度大小。ICRP第80号出版物给出了有关30多种核素在多种不同诊断程序中人体不同器官的吸取剂量典型值（单位是mGy/MBq），也给出了有效剂量典型值（单位是mSv/MBq），这些数据可作为防护目的的典型计量数据。但对治疗剂量，要考虑更多的影响因子，详见ICRP 67号报告。