电子线治疗剂量学

1、电子线治疗剂量学运用高能电子线进行肿瘤放射治疗始于20世纪50年月，当时电子线的产生重要源于电子感应加快器，20世纪70年月今后，因为电子直线加快器的成长，使得该项技巧在临床得以普及运用.如今高能加快器可以供给多种能量电子线照耀.电子线重要用于治疗皮肤概况和深度小于 5cm的表浅病变，也可用于肿瘤手术中放射治 疗.第一节电子线的能量表述方法电子线照耀介质时，因为是带电粒子，很轻易经由过程库仑力 与物资产生互相感化，感化的重要方法有：与核外电子产生非弹性 碰撞；与原子核产生非弹性碰撞；与原子核及核外电子产生弹性碰撞.加快器产生的高能电子线，在电子引出窗以前，能谱 较窄，近似可看作是单能.电子线引

2、出后，它的能谱跟着射线束经由 散射箔.监测电离室.空气等介质，到达体模概况和进入体模后逐渐 展宽，如图6-1所示.在不合地位电子线能量有很大不同.在临床实践中，体模概况和体模中特定深度处的能量有现实意义 .肯定电子 线能量的办法有3种：核反响阈值法.电子射程法和切伦科夫辐射 阈值法，以电子射程法最为快捷实用，但其准确性受很多身分影响， 个中最重要的身分是测量时所用的电离室的直径和照耀野的大小，一般情形下要用很小直径的柱形空腔电离室，照耀野的直径要大于电子线的现实射程.一、 最可几能量 ( most probable energy )体模概况最可几能量（Ep） o指体模概况照耀野内电子最大可 几

3、能量，即照耀野内电子能量高斯散布峰值所对应的电子能量，它和电子射程 岸直接对应： _ 2, r、 （Ep） o=G+Q+R）+Q , R（式 1）式中R为电子射程（图6-2）,界说为深度剂量曲线降低部分 梯度最大点的切线，与韧致辐射部特别推延伸线交点处的深度（cm）.系数 Ci=0.22MeV, C2 - cm-1 和 C3 - cmi1.二、平均能量（mean energy ）体模概况的平均能量区暗示电子线穿射介质的才能，是肯定体模中不合深度处电子线平均能量的重要参数，它与半峰值剂量深度R0 （cm）的关系为：E0=C4 , R0（式 2）式中系数 G= cm1,R50可根据百分深度剂量曲线

4、得到，为了战胜射野对 R50的影响，测量时应采取15cmx 15cm射野或更大.因为式2只实用于固定源到电离室距离（SCD=100cm测量前提，若采取固定源到体模概况距离（SSD=100cm测量，式2改为：E0 R50,d （R 50, d） 2（式 3）三、深度能量电子线进入体模后，能量随深度产生变更.在深度z处的电子 线平均能量可近似暗示：Ez= E0 （1-z/ R p）（ 式 4）该式仅对能量E）小于10MeV或高能电子线的表浅深度有用，其他情形须要蒙特卡罗（Monto Carlo ）办法盘算.在水中或软组织中,高能电子线的能量根本是按2MeV/cm速度递减.第二节电子线的剂量散布特点

5、一、百分深度剂量曲线（一）射线中间轴深度剂量散布电子线中间轴百分深度剂量的界说与X射线雷同.图6-2给出了体模内电子线中间轴百分深度剂量的散布及相干参数.图中：DS为入射或概况剂量，以体模概况下处的剂量暗示；Dmax为最大剂量点 剂量;Rmax为最大剂量点深度；Dx为电子线中X线剂量；Rt为有用治 疗深度，指治疗剂量划定值90% （或85%）处的深度；R50为半峰值深度（HVD ;Rp为电子线的射程；Rq为深度剂量曲线上，过剂量 跌落最陡处的切线与%ax程度线交点的深度.高能电子线的百分深度剂量散布分为四个部分：剂量建成区 从概况到最大剂量深度（ R-）的区域， 区宽随射线能量增长而增宽,比拟

6、于高能X线，高能电子线的 概况剂量高，剂量建成效应不显著.高剂量坪区 从Rx深度到 R。（或5）深度，又称治疗 区,跟着深度的增长，百分深度剂量在很短距离达到最大值，形成相对平均散布的高剂量坪区 ，剂量变更梯度较小，射线能 量越高，高剂量坪区越宽.剂量跌落区R90（或R85）深度以下剂量将急剧降低，称之.用剂量梯度 G来器量剂量跌落，界说为G=R/（R p-Rq）,G值一般在2-2.5,电子线能量越高，剂量跌落越快,G越大.X线污染区 最大射程 品之后,仅存电子线在经由散射 箔,监测电离室,X射线准直器和电子限光筒时，与之互相感化产生的X射线，形成剂量深度曲线后部有一条拖的很长的 尾巴.（二）

7、等剂量曲线因为电子线易于散射，造成电子线等剂量曲线散布的低值等剂 量曲线随深度增长向外扩大，而高值曲线向内侧压缩，照耀野小.能 量高时特别显著（图3）.这是因为跟着深度的增长，电子线能量降低，侧向散射几率增长使得低值等剂量曲线向外扩大；另一方面侧向散射电子的射程有限，跟着深度增长，它对中央部位的高值等 剂量曲线的剂量减小，使得高值等剂量曲线向内侧压缩,除能量和 照耀野大小外，限光筒的端面与病人皮肤之间的距离，病人体表的曲折程度，电子线的入射偏向等也会影响电子线的等剂量散布曲线 的外形,对于不合类型或不合散射箔,限束体系得治疗机更是不合.二、影响电子线深度剂量散布的身分.电子线能量中间轴深度剂量

8、曲线的各个区随电子线能量的变更呈现不合的特色,当能量增长时,概况剂量增长；高剂量坪区增宽；剂量梯度减小；X射线污染增长,如图4所示,这 是因为能量较低时,电子受库仑力的感化，以较大的角度散射， 偏离原入射偏向，并在较短的距离完成剂量建成2,照耀野 照耀野较小时，部分电子被散射出照耀野，中间轴深度剂量随深度增长敏捷减小.当照耀野增大时,最初中间轴因为散射损掉的电子被逐渐增长的射野周边散射电子予以抵 偿，深度剂量显著增长，一旦侧向散射均衡树立后，中间轴深度剂量曲线不在随照耀野的增长而变更.平日，当照耀野的直径大于电子线射程的1/2时，中间轴深度剂量随照耀野增大而变更极微.3.因为电子线易于散射的特

9、点，为保持电子线的剂量散布 特色，电子限光筒的端面与皮肤概况仅留5cm阁下的间隙，当限光筒至皮肤概况的距离，即源皮距增长时，如电子线皮肤全身照 耀，百分深度剂量曲线的变更纪律是：概况剂量降低 ，最大剂量 深度变深，剂量梯度变陡,X射线污染增长，且高能电子线较低能 电子线显著.三、电子线源点的肯定加快器产生的X射线以靶地位暗示放射源点的地位，而电子线射野是由窄束经散射箔散射而成，不克不及用散射箔或处射窗口地位代替源点.加快波导管中被加快的窄束电子线，经偏转穿过出射窗.散射箔.监测电离室.限束体系等扩大成一束电子线，似乎从某一点发射出来，此点称为电子线的虚源(virtual source ).如图

10、 6-5所示，虚源代表入射电子线的最大可几偏向反向投影后的交点 地位.当虚源地位肯定后，若根据虚源到体模概况的距离平方反比定 律来校订延伸源皮距后输出剂量的变更，实测标明，仅在较大射野前提下成立；对较小的射野，因为电子线在空气和体模中缺乏侧向散射均衡，误差较大，一般会低于输出剂量的现实变更.临床上用电子线有用源皮距（f）来校订限光筒与病人皮肤之 间空气间隙的转变对输出剂量的影响 .测量电子线有用源皮距一般 有两种办法，可分离在空气和体模中进行.在体模中测量时,起首将电离室置于体模中射野中间轴上最大 剂量点深度Rm当限光筒与体模概况接触，测得输出剂量I0,然后， 在20cm规模内不竭转变空气间隙

11、 g,测得一组与g相对应的输出 剂量I 0假设电子线的输出剂量随源皮距变更遵守平方反比定律，则：因为不合能量和照耀前提下，电子线散射不合，电子线有用源 皮距随电子线能量和射野大小产生变更：电子线能量越小，虚源与现实源的地位不同越大，并且在射野中间轴不合地位测量后经平方 反比定律盘算的虚源地位也不尽雷同.四、X线污染电子线在经由散射箔.监测电离室.准直器和电子限光筒，以及 人体时产生韧致辐射，产生X射线.医用直线加快器电子线中 X射 线的污染程度与机械的设计和电子线的能量大小有关：6-12MeV为 0.5%-1.0%,12-15 MeV 为 1%-2%,15-20 MeV 为 2%-5%.X线污

12、染 会增长靶区后正常组织的剂量，对治疗晦气.通例电子线治疗中 X 射线剂量一般疏忽不计，但电子线全身照耀时,因为SSD的延伸，电 子线在空气中衰减速度高于 X线从而使X线污染比例相对增长，又 因采取多野照耀技巧，累计量增长，相当于低剂量x射线全身照耀， 应充分斟酌并准确测定.第三节电子线治疗的筹划设计电子线与X （ 丫）射线的单野剂量散布特色不合.重要表示在体表到最大剂量点深度剂量散布比较平均，超出最大剂量点，剂量跌落敏捷.是以，高能电子线本身的剂量特点决议它只实用于治疗 表浅的病变，并且单野照耀较好.因为电子线的等剂量曲线易受人 体曲面.斜入射和空气间隙的影响，且电子线的百分深度剂量.输出

13、剂量等随照耀前提的转变而变更，所以临床运用中应留意照耀时尽量保持射野中间轴垂直于人体概况，并保持限光筒端面至皮肤的准确距离.在进行电子线治疗时必须充分斟酌上述身分.一、能量及照耀野的选择1.电子线能量的选择电子线能量的选择应分解斟酌靶区深度.最低靶区剂量及危及器官的耐受剂量等身分.假如靶区后正常组织的耐受剂量较高 ，请求90媾剂量曲线包络靶区，假 如靶区后正常组织耐受剂量较低，如乳腺电子线照耀，为削减肺组织受量，只请求70%-80嘴剂量曲线包络胸壁来选择能量.若将靶区后缘深度d后取在90嘱1J量线，电子线能量可近似选为：E0Q 3 （MeV/cnj） - d 后（cm）+2 3（MeV）个中2

14、3MeV为选择不合大小射野设置的调剂数 .电子线的有用治疗深度（cm）为1/4-1/3 电子线的能量.临床选用的电子线能量以4-25MeV为宜，能量太低，需在皮肤概况加恰当厚度的组织等效材料作为填充物以进步概况剂量，能量太高，电子线的剂量散布与钻 60- Y射线相差不久不多，而概况剂量很大， 治疗区后的跌落梯度减小.掉去电子线的剂量学长处.2.电子线照耀野的选择.电子线的长-方野转换纪律与 X 射线不合，不克不及用等效方野概念，不规矩野照耀须要对深度 剂量进行现实测量.二、电子线的抵偿技巧电子线的抵偿技巧用于：进步概况剂量；使不规矩的体表变平展；在射野内产生非平均能量散布.临床经常运用的抵偿材

15、料有白腊.聚本乙烯和有机玻璃，因白腊和聚苯乙烯密度接近于软 组织，运用较多，白腊易于成形，能很慎密地敷贴于人体概况，防止抵偿材料与皮肤间的空气间隙，常被用作相似胸壁照耀时的抵偿材 料.聚苯乙烯和有机玻璃可制成不合厚度的平板，在一些特别照耀技巧中，如电子线全身照耀，用它作电子线能量的衰减材料时,因其有用原子序数较低，不会增长因韧致辐射产生的X射线成分.三、电子线照耀野的成形为呵护照耀野内正常组织或危及器官，一般用铅挡块或电子窗(cutout )转变限光筒的尺度照耀野为不规矩野.附加的铅块可固定在限光筒的末尾，野可直接放在病人体表被遮挡部位.挡铅厚度的肯定要根据不合能量电子线在铅介质中的衰减，准确

16、选择挡铅的厚度.假如挡铅厚度太薄，剂量不但不 会削减，反而会增长，所以在承重和放置空间不消失问题，挡块厚度应略大于所须要的最小铅厚度值.挡铅厚度的盘算相似于X射线挡块厚度盘算.用低熔点铅（LMD制造的铅挡块要比用纯 铅材料的增长约20%勺厚度.挡铅对剂量参数的影响挡铅会影响电子线尺度限光筒的剂量学参数，其程度与挡铅所形成的照耀野大小和电子线 的能量有关.当电子窗口的线度大于电子线的射程R时，因为侧向散射能近似树立均衡，百分深度剂量与输出因子对比射野大 小变更的依附不大，而当窗口的线度小于电子线的射程时,深度剂量与输出因子显著减小.内屏障internal shielding是指用电子线治疗嘴唇颊

17、粘膜.眼睑.耳翼等部位肿瘤时,须要在口腔内.眼睑下.耳廓 后放置挡块以呵护正常组织.但电子线在挡铅和组织接触的界 面处产生的反向散射，使界面处的剂量增长 30%-70%.为减弱电子反向散射的影响，作内屏障时,一般在挡铅外部 笼罩一层低原子序数材料，如铝箔，牙胶等，厚度与入射到挡铅的电子线能量有关，此类材料不但本身产生的反向散射低，并且 还接收挡铅所产生的反向散射.四、电子线斜入射及空气散射修改受病人治疗部位皮肤概况曲折或摆位前提的限制，在临床实践中造成电子线限光筒的端面不克不及和体表严厉平行，形成电子线的斜入射，导致电子线等剂量散布曲线的转变，如图6-7所示：1. 最大剂量深度处侧向散射增长

18、；2.最大剂量深度减小;3.穿射才能减弱.宽束电子可算作由很多笔形束构成，如图6-8,在斜入射前提下，较浅部位各点获得相邻穿越深度较大的笔形束较多的侧向散射深层部位各点，因为笔形束的横向展宽侧向散射强度减小，只获得较少侧向散射，使得电子线剂量在较浅部位增长而较深部位削减.别的，限光筒端面与体表空气间隙因斜入射而增长，由平方反比定律引起的射线束的集中效应 ，使所有深度的剂量降低.是以百分深度剂量在电子线斜入射前提下受侧向笔形束散射效应(pencilscatter effect )和线束集中效应 (beam divergence)的双重影响除斜入射外，不规矩升沉的体表也会因侧向散射的掉衡，在体内局

19、部产生剂量冷点和热门，所以临床上运用填充物来抵偿组织缺 损.五、组织非平均性校订电子线的剂量散布会在骨.肺和蔼腔等不平均性组织中产生显 著变更，对这些非肌肉组织的影响应采取等效厚度系数法(coefficient of equivalent thickness,CET) 校订.CET 界说为不平均组织与水产生同样射线能量接收的厚度比值，其数值上接近于不平均与水的电子密度之比.假设不平均组织的厚度为 z,则z x CET暗示它对电子线接收的等效水的厚度，由平方反比定律(f+d/f+d eff) 2(f为有用源皮距)不难盘算位于厚度为z的不平均组织后深度d处某点剂量，个中,d eff =d-z(1-

20、CET).肺组织肺组织CET值跟着深度.部位及年纪.肺健康程度的不合而变更,Almond根据体内测量，肺的平均CET为0.5.x 103kg/m3,但它的电子密度与水邻近，故CET近似为1.00.尽管用CET或电子密度对组织不平均性作校订相对简略，但因为没有充分斟酌散射身分，有用深度的盘算都有误差.该校订的实 用规模主如果体积较大的层状或块状非平均性组织，对体积较小的不平均性组织因涉及庞杂的散射，情形要相对庞杂得多，较准确的盘算办法是笔形束模子等以多级散射理论为基本的盘算模子六、电子线照耀野的连接电子线与 X （ 丫）射线照耀野的连接技巧运用于头颈部肿瘤 治疗时，平日采取在皮肤概况共线订交的连

21、接办法.因为电子线照耀野产生的侧向散射，使得X （ 丫）射线照耀野内会消失剂量热门 电子线射野内消失剂量冷点.电子线照耀野的连接办法是 ，根据所运用的电子线能量的电子射野的等剂量散布特色，在皮肤概况相邻野之间，或留有必定间隙，或使两野共线，原则是使50孀剂量曲线 在所需深度订交，形成较好的剂量散布，如图6-9所示.无论采取何种连接方法，都必须使靶区得到平均的剂量散布.用于治疗表浅病变的电子线，若消失的剂量热门地位和规模临床可 以接收，则电子线的相邻照耀野（包含与X （ 丫）射线照耀野相邻），就可在皮肤概况共线连接.同时建议在全部治疗进程中，电子 线相邻射野的衔策应经常交流其地位，以防止固定连接

22、地位造成剂 量过高或过低.第四节电子线的特别照耀技巧第四节电子线的特别照耀技巧一、电子线扭转照耀技巧电子线扭转照耀技巧可以在沿体表曲折散布.面积较大的浅表病变区域形成较好的剂量散布，如乳腺癌术后的胸壁及内乳淋巴引 流区的照耀，若采取单野或多个相邻野照耀会因斜入野而导致等剂 量散布不平均或消失剂量冷.热门.而电子线扭转照耀技巧，比单野 或多个相邻照耀野连接具有剂量散布平均.防止正常组织过量照耀的优势.（-） 电子线扭转照耀的实现办法并不是所有加快器都可以实行扭转照耀，加快器必须具备电子 线动态扭转照耀功效，并且需配备三级准直体系，如图6-10所示. 一级准直体系是 X射线治疗准直体系；次级准直体

23、系是专门的电子 线准直器，其感化与固定野通例电子线照耀雷同；第三级准直器是体表限束器.它由铅或铅合金制成，直接放置在病人体表.电子线扭转照耀时，照耀野内某一点的剂量为电子线扭转进程 中剂量散布的叠加，但与X （ 丫）射线扭转口耀不合的是，扭转中间不位于靶区内而在靶区的后方.是以，电子线扭转照耀有其奇特的实现方法.二）剂量盘算和校准电子线扭转照耀的剂量盘算有两种方法：积分乞降法与直接测量法.1.积分乞降法(integration method )如图 6-11 所示,该办法近似将持续的弧形电子线扭转照耀野分化成若干个固定 照耀野来处理.将扭转照耀弧分为 N个等距离（ 0 ）的小扇 形野，设每野在

24、治疗深度P点的剂量为 D （P）,则每一扭转周期，弧形照耀视野在 P点的剂量Darc （P）等于：式中D0是固定野前提下 dmax处的剂量率为（cGy/min ） ;v 是机架扭转速度（圈/分），I nv （i ）是按平方反比定律修改 现实入射点和弧形曲面之间的空气隙引起的剂量率误差2.直接测量法（direct measurement ）直接测量法运用一特 制的圆柱形固体体模，模仿人体概况的心理曲度 ，将电离室置放于 治疗深度d处，测量所运用的扭转前提（扭转弧长.射野大小.电子线能量）下现实的积分剂量.具体做法是测定扭转常数R. R c界说为在治疗深度处，每扭转1 0,剂量盘算点处得到接收剂量

25、所须要的 加快器剂量单位 MU扭转常数R的单位是MU-cGy1 度-1（三）治疗筹划设计中需斟酌的若干问题在实行扭转电子线扭转照耀时,治疗筹划设计中应该斟酌的问 题涉及：射线能量的选择及等剂量散布；照耀野尺寸选择；等中间点的选择；射野外形设计.剂量散布特色与能量的选择在扭转治疗进程中，深层组织在射野内的时光比皮肤和表层组织长，使得深层组织百分深度剂量进步，即雷同能量的电子线穿越才能，扭转照耀比固定照耀时更大；最大剂量深度后的剂量梯度变陡；皮肤剂量削减，称之为“速度效应”.是以在电子线扭转照耀时,应根据具体情形，决议是否用组织填充物作组织抵偿，调节电子线穿透厚度，以进步表浅病变治疗时的皮肤剂量，

26、其外形和厚度应根据胸壁厚度的变更而定.如在全部治疗概况笼罩1.5cm厚的填充物，可使6MeV电子线的概况能量从 70额下进步到100%,而9MeV电 子线可达90嫡下，并且最大剂量深度和电子线射程也减小.假如临床请求从概况直至某一特定深度的剂量平均，除运用填充物外，还可运用诸多能量照耀技巧，即在一个扭转区段内，同时用几种能量的电子线实行扭转照耀，电子线扭转照耀时以靶区后缘深度作为肯定运用运用的电子线能量参考根据.如乳腺癌胸壁的放射治疗，根据CT图像测量的胸壁和内乳区靶深度选用 不合能量的电子线，分段实行.在高下能量连接处应恰当重叠，使得相邻射野的50婿剂量曲线重合，如图6-12所示.电子线扭

27、转照耀时，因为较深的正常组织在线束中的时光较长，与固定野照耀比拟的X射线污染剂量增长.2,射野宽度选择尽管照耀野宽度扭转取决于所产生的等剂量散布，但平日选择小照耀野宽度，因为小野扫描更可以或 许产生相符人体曲面升沉的请求，并且剂量盘算也较为简略，其扫描剂率为（cGy/扫描弧度）对总照耀弧度依附小，是以扭转扫描平日采取 4-8cm射野宽度（等中间点射野宽度）.但小野平日会产生较大的 X线污染，且剂量率较低.等中间点选择扭转照耀等中间点平日选择在靶区中间层面内，距离轮廓概况大致相等的地位，以确保该层面获得平均照耀.但等中间点深度应大于电子最大射程，以确保在等中间点处无电子剂量累积.体表射野外形设计

28、体表射野外形受限于体表限束器没有体表限束器，射野边沿剂量跌落平缓，会导致电子线扭转照 耀比固定照耀的半影增宽.体表限束器起到减小半影，使射野边 沿剂量与射野内其他地位剂量雷同的感化，同时呵护非治疗区的正常组织，如图6-13所示.体表限束器启齿大小以最大扭转 角度两头各增长150肯定.二、电子线全身照耀技巧电子线全身照耀技巧重要用来治疗浅表病变，如蕈样真菌病等标称治疗源皮距前提下，加快器所能供给的最大单一照耀野不克不 及笼罩病人全身，所以治疗时，广泛采取的技巧有两种方法：延 伸治疗距度，以获得足够大的照耀野；采取电子线扭转照耀技巧 或扫描照耀技巧.（-）全身照耀的实现办法.双机架角多野照耀技巧该

29、办法是美国斯坦福大学医学院起首创立的.技巧要点和剂量参数：治疗距离为 3-4m,机 架角沿程度偏向高低迁移转变士20。阁下，以获得在沿病人纵轴偏向（垂直偏向）足够大的照耀野（图 6-14）.病人采取 站立位，每一机架角分离给人予 2个前后野及4个斜野的照耀， 每野距离60,全身共12个照耀野.天天照耀3个照耀野,4d为1个治疗周期.剂量学特色为：病人体表处电子线平均能量为2.3MeV,合成照耀野的几何尺寸为60cmx 200cm，平均性变更为士 5%,X射线污染小于1%,各部位现实接收剂量的不同小于 11%.双对称扭转照耀技巧该办法是美国明尼苏达大学医学院起首采取，改站立位为平躺位，以机架扭转

30、实行照耀，如图 6-15所示.该技巧的要点和剂量学参数为：x 40cm.病人采取 程度仰卧位，头脚两头分离为两个弧形野的扭转中间，扭转角度为48 .两弧形野的交点在病人体表中间点的上方，射野重合后的最大规模为118cm.每一弧形野分离予 2个前后野及4个 斜野的照耀，每野距离60 , 一个治疗周期为 4d.剂量学特色 为：体表处的电子线平均能量为4.4MeV,合成照耀野的几何尺寸为45cmx 200cm,平均性变更士 工心 5%,X线污染小于2%各 部位现实接收剂量的不同小于士15%.（二）剂量盘算与校准电子线全身照耀技巧病人所接收的剂量是多野照耀的累积值，是以剂量的校准分两个步调进行.按照TSEI技巧的几何前提，电 子线程度照耀，运用薄窗型平行电离室，在一卵形固定体模中，校准 其概况输出剂量（深度为0.2-0.5mm） （ DP）阿；同样几何前提，模仿双机架角多野照耀技巧，扭转体模转变它相对于入射线的办法 每60 一个距离，测定剂量累积因子（multiplication factor,MF ） ,MF的值为2.5-3.0.则每1个治疗周期，病人皮肤接 收的平均剂量（DS） ploy 为：（DS） ploy= （DP） ploy MF（三）治疗筹划中需斟酌的若干问题,剂量散布与能量选择合适作TSEI的标称电子线能量为4-9 MeV,在此能量规模，电