电子线剂量学2
《电子束剂量学》课件
学习收获和总结
总结本次课程的学习收获，对知识进行总结和归 纳。
直接使用Monte Carlo方 法模拟剂量沉积过程
通过Monte Carlo模拟方法计算 电子束在组织中的剂量分布。
采用解析和半经验模型计 算剂量
利用解析和半经验模型计算电 子束在组织中的剂量分布，加 速剂量计算过程。
评估计算方法的准确性和 适用性
对不同的剂量计算方法进行比 较和评估，确定最适合的方法。
剂量分布和剂量计划设计
1
成像和剂量分布的可视化
通过成像技术可视化剂量分布，帮助医
剂量引导治疗计划的制定
2
生制定更准确的放疗计划。
基于患者的具体情况和治疗目标，制定
个性化的剂量引导治疗计划。
3
治疗剂量分配和剂量修正方法
根据实际治疗情况，对剂量分配进行调 整和修正，确保治疗效果。
剂量学应用
放射治疗基本原理
了解放射治疗的基本原理和在肿 瘤治疗中的应用。
靶体定位与规划
掌握靶体定位和治疗规划技术， 确保精确的治疗。
剂量学应用的优势
了解剂量学在放射治疗中的应用 价值和优势。
结束语
电子束剂量学的未来
展望电子束剂量学的发展前景和新技术的应用。
已取得的进展和成就
总结电子束剂量学领域已经取得的重要进展和成 就。
行业前景
《电子束剂量学》PPT课 件
这份《电子束剂量学》的PPT课件将带您深入了解电子束剂量学的基础知识、 剂量计算方法、剂量分布与剂量计划设计、剂量学应用以及未来发展方向。
课程介绍
课程目的
了解电子束剂量学的基本原理和应用，掌握剂量计算和剂量分布的技术。
电子剂量学概要
电子剂量学及临床应用电子束的产生、电子束的特点、电子与物质的相互作用剂量学：1.PDD 2.电子束的能量（模体表面的最大可几能量、模体表面的平均能量、平均能量和深度）3.输出因子4.射程5.OAR和Profile 6.平坦度和对称性7.等剂量分布8.射野的均匀性和半影9.虚源射野的设计：1.能量和照射野的选择2.斜入射3.不均匀组织4.补偿5.射野衔接6.挡铅特殊技术：旋转照射、全身电子线照射高能电子束特点1.有限的射程2.易散射皮肤剂量高3.电子束限光筒随到皮肤距离的增加，射野均匀性迅速变劣，半影变宽。
4.PDD在射野小的时候变化明显5.不均匀组织对PDD影响显著6.拉长源皮距，输出剂量不按平方反比定律计算7.不规则射野计算仍存在问题8.主要治疗浅表或偏心的肿瘤和浸润的淋巴结。
电子线模式时：X射线靶和均整滤过器从电子射线束范围内移去电子束强度比产生X射线所需电子束小2-3量级笔形电子束引出窗：金属铍（铍的低原子序数使电子束的散射和韧致辐射很低）散射箔：1.单一散射箔（射束展宽，先经过准直器再经过限光筒）2.双散射箔（射束展宽和使射线变的均匀）磁场扫描：射束展宽（优点：1.能谱窄，剂量跌落更为陡峭。
2.减少X射线污染3.较易形成电子束不规则调强射野）电子限光筒：封闭式（弥补边缘射线剂量不足，能谱变宽，改善射野的均匀性）。
边框式（仅起到限定射野的大小）射野跟随系统改善了剂量分布特性，减轻电子限光筒的重量。
PDD曲线:韧致辐射尾部Ds:入射或表面剂量Dm:最大剂量点深度（Zmax）Dx:电子束中X射线剂量Rt:有效治疗深度R50:50%Dm或半峰值深度（HVD）Rp:电子束的射程Rq:剂量跌落最陡点的切线与Dm水平的交点的深度最大射程：中心轴剂量曲线尾部外推与本底辐射相交的深度实际射程Rp：最陡的切线与本底辐射相交的深度约等于E（Mev）/2的值深度R90（治疗射程）：E（Mev）/4称为有效深度有时候也放宽到R85R50（半峰值深度）深度Rq:通过剂量拐点的切线和最大剂量水平线相交的深度。
放疗高能电子线知识学习ppt
电子线放疗剂量的计算方法
利用物理模型计算
根据电子线能量、照射野大小、源轴距离等参数，建立物理模型，进行剂量 计算。
利用剂量计算软件
利用专业的剂量计算软件，输入相关参数，进行剂量计算。
电子线放疗剂量的校准与验证
校准
通过测量不同条件下的剂量，建立剂量校准曲线，用于确定治疗计划的剂量输出 。
验证
通过测量实际照射时的剂量，验证治疗计划的准确性，确保治疗的剂量与计划一 致。
05
电子线放疗未来发展
电子线放疗技术的研究进展
研究新型电子线剂量分布特性
利用科研成果，进一步了解电子线剂量在人体内部的分布特 点，为制定更精确的放疗计划提供依据。
研究电子线能量与剂量关系
研究不同能量电子线的剂量学特性，探索电子线能量与剂量 的相互关系，为电子线放疗设备的能量选择提供依据。
电子线放疗设备的更新换代
发展高能电子线放疗设备
研发更高能量的电子线放疗设备，拓展电子线放疗的适应症范围，提高肿瘤 的治疗效果。
提高设备的稳定性和可靠性
加强电子线放疗设备的稳定性与可靠性，确保放疗过程中设备故障对肿瘤治 疗效果的影响最小化。
电子线放疗在影像引导下的应用
影像引导下的精准放疗
利用医学影像技术，实现肿瘤的精确定位和追踪，提高电子线放疗的精准度和有 效性。
2023
放疗高能电子线知识学习 ppt
contents
目录
• 电子线放疗概述 • 电子线放疗设备及技术 • 电子线放疗剂量学 • 电子线放疗临床应用 • 电子线放疗未来发展 • 结论
01
电子线放疗概述
电子线放疗定义
电子线放疗是指利用高能电子线对肿瘤进行放射治疗的一种 方法，也称为电子束放疗。
电子线照射剂量学
第七章 电子线照射剂量学高能电子线在现代肿瘤放射治疗中有着重要的地位，特别是对表浅肿瘤(深度小于5cm)的治疗，其射野设计的简明和剂量分布的优越使之几乎成为唯一的选择。
高能电子线因其剂量特性而能避免靶区后深部组织的照射，这是电子线优于高能X 线的地方，也是电子线最重要的剂量学特点。
据统计，在接受放射治疗的患者中，10～15%的患者在治疗过程中要应用高能电子线，主要用于治疗表浅或偏心的肿瘤和浸润的淋巴结。
高能电子线应用于肿瘤的放射治疗始于20世纪50年代初期，一开始由电子感应加速器产生，后来发展为由直线加速器产生。
现代医用直线加速器除提供两档高能X 线外，通常还提供能量范围在4～25 MeV 之间的数档高能电子线。
第一节 电子线中心轴深度剂量分布类似于X 线，对电子线我们最关心的也是深度剂量分布，和高能X 线的区别以及它自身的一些特点是在临床使用之前必须掌握的。
一、中心轴深度剂量曲线的基本特点高能电子线的中心轴深度剂量定义与高能X 线相同，归一化后称为百分深度剂量，用PDD 表示，形状显然有别于高能X 线，见图7-1，图中照射野大小均为10cm ×10cm ，SSD 为100cm 。
与高能X 线相比，高能电子线具有更高的表面剂量，一般都在75%～80%以上；随着深度的增加，很快在最大剂量深度max d 达到最大剂量点(表面至max d 段称为剂量建成区)；在max d 后形成高剂量坪区；然后剂量迅速跌落(剂量跌落区)；最后在曲线后部形成一条长长的低剂量韧致辐射“拖尾”(X 线污染区)。
这些剂量学特性使得高能电子线在治疗表浅的肿瘤或浸润的淋巴结时，具有高能X 线无可比拟的优势。
图7-1 高能电子线与高能X 线深度剂量曲线的比较高能电子线还有其它的一些特点：1、从加速器偏转磁铁出来的电子线可以被认为是单一能量的，在经过散射箔、监测电离室、X 射线准直器和电子线限光筒等装置时，与这些物质相互作用，一方面展宽了电子线的能量谱，另一方面产生了X 射线污染，在深度剂量曲线后部形成一条长长的低剂量韧致辐射“拖尾”；2、在电子线进入水模体的入射表面，定义表面平均能量0E ，数值小于偏转磁铁出来的电子线能量值；3、与高能X 线不同，电子线能量在水模体中随着深度增加越来越小；4、一般电子线的深度剂量曲线测量采用与高能X 线一致的标准源皮距概念，而事实上，电子线并非是由加速器治疗头中的一个实在的放射源辐射产生的，而是加速管中的一窄束电子线，经偏转磁铁穿过出射窗、散射箔、监测电离室及限束系统等扩展成一宽束电子线，似乎从某一位置(或点)发射出来，此位置(或点)称为电子线的“虚源”位置，依赖于电子线能量和电子线限光筒大小。
电子线治疗剂量学
电子线治疗剂量学应用高能电子线进行肿瘤放射治疗始于20世纪50年代，当时电子线的产生主要源于电子感应加速器，20世纪70年代以后，由于电子直线加速器的发展，使得该项技术在临床得以普及应用。
现在高能加速器可以提供多种能量电子线照射。
电子线主要用于治疗皮肤表面和深度小于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式电子线照射介质时，由于是带电粒子，很容易通过库仑力与物质发生相互作用，作用的主要方式有：与核外电子发生非弹性碰撞；与原子核发生非弹性碰撞；与原子核及核外电子发生弹性碰撞。
加速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。
电子线引出后，它的能谱随着射线束经过散射箔、监测电离室、空气等介质，到达体模表面和进入体模后逐渐展宽，如图6-1所示。
在不同位置电子线能量有很大差别。
在临床实践中，体模表面和体模中特定深度处的能量有实际意义。
确定电子线能量的方法有3种：核反应阈值法、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，但其精确性受许多因素影响，其中最主要的因素是测量时所用的电离室的直径和照射野的大小，一般情况下要用很小直径的柱形空腔电离室，照射野的直径要大于电子线的实际射程。
、最可几能量（most probable energy）一体模表面最可几能量(E p）0指体模表面照射野内电子最大可几能量，即照射野内电子能量高斯分布峰值所对应的电子能量，它和电子射程R p直接对应：(E p)0=C1+C2+R p+C3·R p 2（式1）式中R p为电子射程（图6-2），定义为深度剂量曲线下降部分梯度最大点的切线，与韧致辐射部分外推延长线交点处的深度（cm）。
系数C1=0.22MeV, C2=1.98MeV·cm-1和C3=0.0025MeV·cm-1。
平均能量（mean energy）、二体模表面的平均能量E0，表示电子线穿射介质的能力，是确定体模中不同深度处电子线平均能量的重要参数，它与半峰值剂量深度R50（cm）的关系为：E0=C4·R50（式2）式中系数C 4=2.33MeV ·cm -1.R 50可根据百分深度剂量曲线得到，为了克服射野对R 50的影响，测量时应采用15cm ×15cm 射野或更大。
临床放射治疗剂量学(三 中肿模板) 放射治疗学基础
3）源皮距的影响
➢ 电子线照射基本上采用等距离照射，在限光筒与皮肤表面 的距离一般预留5cm左右，但临床上有时由于曲面的缘故 而不得不提高源皮距；
➢ 必须注意源皮距改变而引起的百分深度剂量的变化。
中山大学肿瘤防治中心 SUN YAT-SEN UNIVERSITY CANCER CENTER
3）源皮距的影响
一、百分深度剂量
➢电子线与物质的相互作用是直接电离室作用，其百 分深度剂量不遵从指数衰减方式，与光子线有明显 的差异；
➢放射治疗所用的电子线能量范围为4～22MeV，一般 在组织体内平均损失大约是2 MeV⋅cm2/g。
中山大学肿瘤防治中心 SUN YAT-SEN UNIVERSITY CANCER CENTER
➢电子线的最大剂量深度没有随能量的改变而改变的特定趋势
➢取决于机器的设计和限光筒的使用情况。
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3）X线污染区
➢直线加速器机头处、加速器窗和患者之间的空气，受辐照 的媒介物产生的轫致辐射形成了深度剂量曲线的尾部，即 所谓的X线污染区；
一、百分深度剂量
1.描述参数和区域 2.百分深度剂量的影响因素
中山大学肿瘤防治中心 SUN YAT-SEN UNIVERSITY CANCER CENTER
1.描述参数和区域
➢ 表面剂量比同兆伏级光子束更高，然后在一特定深度处 形成剂量最大值（最大剂量深度Zmax）；
➢ Zmax之外，剂量迅速下降至低水平，形成所谓的轫致辐 射尾部。
➢在电子线旋转照射中，尤其要注意X线污染区。
单野照射的X线污染区
电子线旋转照射的X线污染区
中山大学肿瘤防治中心 SUN YAT-SEN UNIVERSITY CANCER CENTER
4高能电子线剂量学
（3）源皮距对电子束百分深度剂量的影响
为保持电子束的剂量分布特点，限光筒底端到皮肤之 间的正常距离：5cm 当限光筒到皮肤之间的距离增加时，表面剂量降 低，最大剂量深度变深，剂量剃度变陡，X射线污染 略有增加，而且高能电子束较低能电子束变化显著。
二、电子束的等剂量分布
高能电子束等剂量分布的显 著特点为： 随深度的增加， 低值等剂量线向外侧扩张， 高值等剂量线向内侧收缩， 并随电子束能量而变化。
deff = d - Z(1- CET) 肺的CET值平均为0.5，并依赖于在肺组织中的深度。
4、电子线的补偿技术
电子线的补偿技术用于： 1）补偿人体不规则的外轮廓； 2）减弱电子线的穿透能力； 3）提高皮肤剂量。
电子线照射胸壁的剂量分布
• 临床常用的补偿材料有石蜡、聚苯乙烯和有机玻 璃，其密度分别为0.987g/cm3，1.026g/cm3和 1.11g/cm3。 • 石蜡易于成形，能紧密地敷贴于人体表面，避免 或减少补偿材料与皮肤间的空气间隙，常被用作 类似胸壁照射时的补偿材料。
7MeV和16MeV电子线两野衔接
9MeV电子线和6MVX射线相邻野共线
临床应用电子线时应注意：
一、照射时应尽量保持射野中心轴垂直于入射表面 ，并保持限光筒下端到皮肤的正确距离。 二、电子束的一些重要剂量学参数，应针对具体照 射条件进行实际测量 。
小结
1 电子线的射野剂量特点:射程短,剂量下降快,保护肿瘤后面的 正常组织,单野治疗表浅及偏位肿瘤。 2 中心轴百分深度剂量曲线特性:四个区段： 剂量建成区、高剂量坪区、剂量跌落区和X射线污染区 3 等剂量分布的特点为： 随深度的增加，低值等剂量线向外侧扩张，高值等剂量线向 内侧收缩。 4 电子线治疗的计划设计 (1) 能量的选择:E0 = 3 ×d后 + 2~3MeV (2) 照射野的选择:射野应至少等于或大于靶区横径的1.18 倍，并在此基础上，射野再放0.5~1.0cm。
电子线治疗剂量学
电子线治疗剂量学应用高能电子线进行肿瘤放射治疗始于20世纪50年代，当时电子线的产生主要源于电子感应加速器，20世纪70年代以后，由于电子直线加速器的发展，使得该项技术在临床得以普及应用。
现在高能加速器可以提供多种能量电子线照射。
电子线主要用于治疗皮肤表面和深度小于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式电子线照射介质时，由于是带电粒子，很容易通过库仑力与物质发生相互作用，作用的主要方式有：与核外电子发生非弹性碰撞；与原子核发生非弹性碰撞；与原子核及核外电子发生弹性碰撞。
加速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。
电子线引出后，它的能谱随着射线束经过散射箔、监测电离室、空气等介质，到达体模表面和进入体模后逐渐展宽，如图6-1所示。
在不同位置电子线能量有很大差别。
在临床实践中，体模表面和体模中特定深度处的能量有实际意义。
确定电子线能量的方法有3种：核反应阈值法、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，但其精确性受许多因素影响，其中最主要的因素是测量时所用的电离室的直径和照射野的大小，一般情况下要用很小直径的柱形空腔电离室，照射野的直径要大于电子线的实际射程。
一、最可几能量（most probable energy）体模表面最可几能量(E p）0指体模表面照射野内电子最大可几能量，即照射野内电子能量高斯分布峰值所对应的电子能量，它和电子射程R p直接对应：(E p)0=C1+C2+R p+C3·R p 2（式1）式中R p为电子射程（图6-2），定义为深度剂量曲线下降部分梯度最大点的切线，与韧致辐射部分外推延长线交点处的深度（cm）。
系数C1=0.22MeV, C2=1.98MeV·cm-1和C3=0.0025MeV·cm-1。
二、平均能量（mean energy）体模表面的平均能量E0，表示电子线穿射介质的能力，是确定体模中不同深度处电子线平均能量的重要参数，它与半峰值剂量深度R50（cm）的关系为：E0=C4·R50（式2）式中系数C4=2.33MeV·cm-1.R50可根据百分深度剂量曲线得到，为了克服射野对R50的影响，测量时应采用15cm×15cm射野或更大。
临床电子线剂量学
电子束反向散射的强弱用电子束反向散射因子EBF 来表示，定义为组织－遮挡界面处的剂量与均匀 组织中同一位置剂量之比。
反向散射因子随遮挡材料的 有效原子序数的变化
不同能量的电子束内挡铅 产生的反向散射电子在聚 苯乙烯中的衰减曲线。
反向散射因子随遮 挡介质的有效原子 序数的增高而增 大，随界面处电子 平均能量的增加而 减少。因此，临床 上为了减弱这一效 应的影响，做内遮 挡时，在挡铅与组 织之间加入一定厚 度的低原子序数的 材料。此材料本身 产生的反向散射 低，同时可以吸收 挡铅所产生的反向 散射。
电子束的源点和有效源皮距概念
加速器产生的电 子束源的位置，不同 于X射线以靶位置来表 示，也不能用散射箔 或出射窗口位置来代 替，它没有一个实在 的放射源。因此用虚 源来表示这个位置。 几何学上用反方向投 影获得具体的位置。
电子束的源点和有效源皮距概念
电子束有效源皮距f用来校正 电子束限光筒于患者皮肤之间 空气间隙的改变对输出剂量的 影响。 测量方法：将电离室放在模体 中射野中心轴上最大剂量点深 度处，测出不同空气间隙g （ 0 ～ 20cm ） 下 的 电 离 室 读 数，用公式求出f。有效源皮 距随能量和射野大小变化。
I0 g = +1 Ig f + dm
电子束的源点和有效源皮距概念
有效源皮距随能量和射野大小变化
X线污染
X射线污染是由于电子束与散射箔系 统、监测电离室、X射线准直器和电子限光 筒装置中的物质相互作用，产生的。一 般 ， 6 ～ 12MeV ， 污 染 小 于 2 ％ ； 12 ～ 20MeV，小于5％。 常规电子束照射时，可以忽略X线污 染，在电子线全身照射时，应测量X线污 染。
电子线的均匀性
垂直于电子束射野中心轴平面的剂量分 布用射野的平坦度、均匀性和半影来描述。
电子线治疗剂量学
电子线治疗剂量学应用高能电子线进行肿瘤放射治疗始于20世纪50年代，当时电子线的产生主要源于电子感应加速器，20世纪70年代以后，由于电子直线加速器的发展，使得该项技术在临床得以普及应用。
现在高能加速器可以提供多种能量电子线照射。
电子线主要用于治疗皮肤表面和深度小于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式电子线照射介质时，由于是带电粒子，很容易通过库仑力与物质发生相互作用，作用的主要方式有：与核外电子发生非弹性碰撞；与原子核发生非弹性碰撞；与原子核及核外电子发生弹性碰撞。
加速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。
电子线引出后，它的能谱随着射线束经过散射箔、监测电离室、空气等介质，到达体模表面和进入体模后逐渐展宽，如图6-1所示。
在不同位置电子线能量有很大差别。
在临床实践中，体模表面和体模中特定深度处的能量有实际意义。
确定电子线能量的方法有3种：核反应阈值法、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，但其精确性受许多因素影响，其中最主要的因素是测量时所用的电离室的直径和照射野的大小，一般情况下要用很小直径的柱形空腔电离室，照射野的直径要大于电子线的实际射程。
一、最可几能量（most probable energy）体模表面最可几能量(E p）0指体模表面照射野内电子最大可几能量，即照射野内电子能量高斯分布峰值所对应的电子能量，它和电子射程R p直接对应：(E p)0=C1+C2+R p+C3·R p 2（式1）式中R p为电子射程（图6-2），定义为深度剂量曲线下降部分梯度最大点的切线，与韧致辐射部分外推延长线交点处的深度（cm）。
系数C1=0.22MeV, C2=1.98MeV·cm-1和C3=0.0025MeV·cm-1。
二、平均能量（mean energy）体模表面的平均能量E0，表示电子线穿射介质的能力，是确定体模中不同深度处电子线平均能量的重要参数，它与半峰值剂量深度R50（cm）的关系为：E0=C4·R50（式2）式中系数C4=2.33MeV·cm-1.R50可根据百分深度剂量曲线得到，为了克服射野对R50的影响，测量时应采用15cm×15cm射野或更大。
第七章-电子线照射剂量学2资料
电子束的剂量学特征
电子束易散射，浅表剂量高，具有一定的射程，达到最大剂量 点后剂量较快跌落，临床主要用来治疗表浅、偏心的肿瘤。 从皮肤至最大剂量点称为建成区，由于入射电子直接把能量传 递给组织，故剂量建成不明显，且表面剂量（皮下0.5cm处的 剂量）高，一般在70%以上，而高能X线表面剂量在50%以下； 最大剂量点至90%（95%）剂量深度处的区域由于剂量变化梯度 较小而设为治疗区，一般将靶区后缘深度置于90%（95%）剂量 深度处。
照射技术分类:
1．腔内治疗或管内治疗：先将不带放射源的施 源器或导管置放于人体自然体腔或管道内，固 定后再用放射源输送管将施源器或导管与放射 源贮源鑵连接，遥控操作后装机导入步进源进 行照射。 适用于宫颈、宫体、阴道、鼻咽、气管、支气 管、肝管、胆管、直肠、肛管等癌肿的治疗。 传统的腔内放疗需带源操作，防护性差，现已 弃之不用。
近距离放疗放射源选用原则：
1．半衰期长短 选用的放射源半衰期不能过短，
以避免储运过程中由于衰变而丧失使用价值。同时 又不能过长，因源活度(衰变率)与核素原子数呈正 比，与半衰期呈反比，当源活度确定后对半衰期较 长的核素要求有更多的原子数，源体积相应就大， 不适用于微细腔管或组织间照射。另外，在使用上 放射源可分为永久和暂时植入两种，前者为一次性 使用，不再取出，故不能使用长半衰期核素。 2．核素丰度(比活度) 丰度低的核素欲达既定的 活度，源尺寸必须要大。
X线污染区：在曲线后部形成一条长长的低剂量轫致 辐射拖尾，其量一般为Dm量的1.0-5.0% ， 是电子束从电子窗引出过程中与均整器、限光筒等 高原子序数材料相互作用发生康普顿散射引起的。 电子线的射程(Rp)：沿入射方向从入射位置至完全 停止位置所经过的距Байду номын сангаас。（入射点：射野中心轴与人体 表面的交点，位于射线进入人体的那一点） 曲线最陡处作一切线与X线污染外推直线交点的深度 称为电子束的射程，临床上根据经验公式来获得： 射程（Rp）=（电子束能量）/ 2 Rq点：剂量跌落最陡点的切线与100%剂量水平线交 点的深度。
电子线照射剂量学讲解
第七章 电子线照射剂量学高能电子线在现代肿瘤放射治疗中有着重要的地位，特别是对表浅肿瘤(深度小于5cm)的治疗，其射野设计的简明和剂量分布的优越使之几乎成为唯一的选择。
高能电子线因其剂量特性而能避免靶区后深部组织的照射，这是电子线优于高能X 线的地方，也是电子线最重要的剂量学特点。
据统计，在接受放射治疗的患者中，10～15%的患者在治疗过程中要应用高能电子线，主要用于治疗表浅或偏心的肿瘤和浸润的淋巴结。
高能电子线应用于肿瘤的放射治疗始于20世纪50年代初期，一开始由电子感应加速器产生，后来发展为由直线加速器产生。
现代医用直线加速器除提供两档高能X 线外，通常还提供能量范围在4～25 MeV 之间的数档高能电子线。
第一节 电子线中心轴深度剂量分布类似于X 线，对电子线我们最关心的也是深度剂量分布，和高能X 线的区别以及它自身的一些特点是在临床使用之前必须掌握的。
一、中心轴深度剂量曲线的基本特点高能电子线的中心轴深度剂量定义与高能X 线相同，归一化后称为百分深度剂量，用PDD 表示，形状显然有别于高能X 线，见图7-1，图中照射野大小均为10cm ×10cm ，SSD 为100cm 。
与高能X 线相比，高能电子线具有更高的表面剂量，一般都在75%～80%以上；随着深度的增加，很快在最大剂量深度max d 达到最大剂量点(表面至max d 段称为剂量建成区)；在max d 后形成高剂量坪区；然后剂量迅速跌落(剂量跌落区)；最后在曲线后部形成一条长长的低剂量韧致辐射“拖尾”(X 线污染区)。
这些剂量学特性使得高能电子线在治疗表浅的肿瘤或浸润的淋巴结时，具有高能X 线无可比拟的优势。
图7-1 高能电子线与高能X 线深度剂量曲线的比较高能电子线还有其它的一些特点：1、从加速器偏转磁铁出来的电子线可以被认为是单一能量的，在经过散射箔、监测电离室、X 射线准直器和电子线限光筒等装置时，与这些物质相互作用，一方面展宽了电子线的能量谱，另一方面产生了X 射线污染，在深度剂量曲线后部形成一条长长的低剂量韧致辐射“拖尾”；2、在电子线进入水模体的入射表面，定义表面平均能量0E ，数值小于偏转磁铁出来的电子线能量值；3、与高能X 线不同，电子线能量在水模体中随着深度增加越来越小；4、一般电子线的深度剂量曲线测量采用与高能X 线一致的标准源皮距概念，而事实上，电子线并非是由加速器治疗头中的一个实在的放射源辐射产生的，而是加速管中的一窄束电子线，经偏转磁铁穿过出射窗、散射箔、监测电离室及限束系统等扩展成一宽束电子线，似乎从某一位置(或点)发射出来，此位置(或点)称为电子线的“虚源”位置，依赖于电子线能量和电子线限光筒大小。
高能电子束剂量学
能量对百分深度剂量的影响
高能电子束剂量学
从上图中可以看出，由于电子束易于散射，随着 电子束能量的增加，表面剂量就随着增加，高剂 量坪区变宽，剂量梯度(G)减小，X射线污染增加， 电子束的临床剂量学的优点逐渐消失。具体表现 为：4~6MeV电子束，表面剂量约为75%；而 20~25MeV电子束，则高达90%以上，表面剂量 相对于最大剂量点剂量的比值，低能电子数要小 于高能电子束。对于相同入射的电子注量，低能 电子束的剂量跌落要比高能电子束的更陡峭。由 此，为了充分发挥高能电子束的特点，在实际肿 瘤放射治疗中的能量选着应在4～25MeV的范围 内为好。
高能电子束剂量学
半影与限束装置、SSD的关系
SSD115 cm
高能电子束剂量学
ICRU 71号报告
半影与限束装置、SSD的关系
上图为ICRU 71号报告中的电子束能量为 9MeV,深度15mm处的离轴距离与相对吸收 剂量的等剂量曲线。曲线1是：无限光筒， 仅用X光栏作为准直情况；曲线2是：用标 准限光筒和距离的剂量分布曲线；曲线3是： 限光筒离开患者皮肤表面15cm时的情况。
高能电子束剂量学
算；不规则射野输出剂量的计算，仍存在 着一定的问题。基于高能电子束的上述特 点而言，电子束治疗主要用于治疗表浅或 偏心的肿瘤和侵润的淋巴结。
在医用加速器中，加速电子从治疗头引 出时，束流发散角很小，基本是单能窄束， 通过改造，例如：用散射箔或电磁场扫描 原理，将电子束展宽到临床所需要的最大 射野范围，而后，经过Ｘ射线治疗准直器， 再经电子束限束筒形成治疗用射野。为了 进一步改善剂量分布和减轻限束筒的重量， 现代加速器配有射野跟随系统。
高能电子束剂量学
电子束限光筒
限光筒形成不同尺寸 规则的电子束照射野， 它和Ｘ射线准直器内 壁都产生散射电子， 由此，会改变电子束 的角分布并使能谱变 宽。从而改善射野的 均匀性。也由此会使 其剂量建成区的剂量 显著增加，但随限光 筒到治疗表面距离的 增加而影响减少
电子线治疗剂量学
电子线治疗剂量学应用高能电子线进行肿瘤放射治疗始于20世纪50年代，当时电子线的产生主要源于电子感应加速器，20世纪70年代以后，由于电子直线加速器的发展，使得该项技术在临床得以普及应用。
现在高能加速器可以提供多种能量电子线照射。
电子线主要用于治疗皮肤表面和深度小于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式电子线照射介质时，由于是带电粒子，很容易通过库仑力与物质发生相互作用，作用的主要方式有：与核外电子发生非弹性碰撞；与原子核发生非弹性碰撞；与原子核及核外电子发生弹性碰撞。
加速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。
电子线引出后，它的能谱随着射线束经过散射箔、监测电离室、空气等介质，到达体模表面和进入体模后逐渐展宽，如图6-1所示。
在不同位置电子线能量有很大差别。
在临床实践中，体模表面和体模中特定深度处的能量有实际意义。
确定电子线能量的方法有3种：核反应阈值法、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，但其精确性受许多因素影响，其中最主要的因素是测量时所用的电离室的直径和照射野的大小，一般情况下要用很小直径的柱形空腔电离室，照射野的直径要大于电子线的实际射程。
一、最可几能量（most probable energy）体模表面最可几能量(E p）0指体模表面照射野内电子最大可几能量，即照射野内电子能量高斯分布峰值所对应的电子能量，它和电子射程R p直接对应：(E p)0=C1+C2+R p+C3·R p 2（式1）式中R p为电子射程（图6-2），定义为深度剂量曲线下降部分梯度最大点的切线，与韧致辐射部分外推延长线交点处的深度（cm）。
系数C1=0.22MeV, C2=1.98MeV·cm-1和C3=0.0025MeV·cm-1。
二、平均能量（mean energy）体模表面的平均能量E0，表示电子线穿射介质的能力，是确定体模中不同深度处电子线平均能量的重要参数，它与半峰值剂量深度R50（cm）的关系为：E0=C4·R50（式2）式中系数C4=2.33MeV·cm-1.R50可根据百分深度剂量曲线得到，为了克服射野对R50的影响，测量时应采用15cm×15cm射野或更大。
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Dose distribution along central axis
Depth dose distribution related field size
field sizes larger than the practical range of the electron beam (Rp is about 10 cm for this 20 MeV electron beam), the PDD curve remains essentially unchanged. PDD increase with field size increase, especially for small field.
treatment depth or therapeutic range
Rmax
Dose build up region Dose fall region X-ray contamination less than 1％ for 4MV
Section4. Dose characteristics of electron beam Dose distribution along central axis X ray contamination
Dose distribution along central axis
Depth dose distribution related Oblique incidence
For oblique beam incidences with angles α between the beam central axis and the normal to the phantom or patient surface exceeding, there are significant changes to the PDD characteristics of the electron beam. The larger the angleα, the shallower is
zmax and the larger is the dose at zmax
(beam output).
Section4. Dose characteristics of electron beam
It is common to modify the dos distribution with Bolus.
(a) To increase the surface dose (b) To flatten out irregular surfaces (c) To reduce the electron beam penetration in some parts of the treatment field.
Section4. Dose characteristics of electron beam
Construction of a custom bolus to conform isodose lines to the shape of the target.
Section4. Dose characteristics of electron beam
Remember: for electron beam, the output factors are different for different field size and shape. We must measure the output factors for different field setting individually.
Section4. Dose characteristics of electron beam
Dose distribution along central axis
Definition of PDD (percentage depth dose distribution)
Section4. Dose characteristics of electron beam
Section4. Dose characteristics of electron beam
Dose distribution along central axis
A few concept maximum range Rmax Pratical range Rp
R90 the most useful
electron dose gradient is defined as follows: G=Rp/(Rp-Rq)
Section4. Dose characteristics of electron beam
Dose distribution along central axis
Depth dose distribution related beam energy
Dose distribution along central axis
Section4. Dose characteristics of electron beam
Dose distribution along central axis
Region of dose build up What is the cause ? There is no second electron equilibrium at the surface of phantom. The dose is the energy deposited (imparted to) in local area of electron
This dose in a patient is contributed by bremsstrahlung interaction of electrons with the collimation system (scattering foils, chambers, collimator jaws, etc.) and the body tissues. In a modern linear accelerator, typical x-ray contamination dose to a patient ranges from approximately 0.5% to 1% in the energy range of 6 to 12MeV; 1% to 2%, from 12 to 15MeV; and 2% to 5%, from15 to 20MeV. However, even small amounts of x-ray contamination become critical for total body electron irradiation such as in the treatment of mycosis fungoides.
Section4. Dose characteristics of electron beam
Dose distribution along central axis
Depth dose distribution related beam energy
Percentage depth doses for electron beams of various energies (10 ×10 cm2 field) showing the increase in the surface dose with increasing energy energy. As engery increasing, the high dose plateau become larger. For very high energy beam, the virtue of electron beam lost.
Dose distribution along central axis
Definition of Output factor
The output factor for a given electron energy is the ratio of the dose for any specific field size (applicator size) to the dose for a 10×10 cm2 reference applicator, both measured at Zmax.
Central axis PDD curves for a family of electron beams from a high energy linear accelerator. All curves are normalized to 100% at Zmax .
Section4. Dose characteristics of electron beam
Section4. Dose characteristics of electron beam
Dose distribution along central axi related field size
Section4. Dose characteristics of electron beam