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。

由于式2只适用于固定源到电离室距离（SCD=100cm ）测量条件，若采用固定源到体模表面距离（SSD=100cm ）测量，式2改为：E 0=0.656+2.059 R 50，d +0.022 (R 50，d )2 （式3） 三、 深度能量 电子线进入体模后，能量随深度发生变化。

在深度z 处的电子线平均能量可近似表示：E z = E 0·(1-z/ R p ) (式4)该式仅对能量E 0小于10MeV 或高能电子线的表浅深度有效，其他情况需要蒙特卡罗（Monto Carlo ）方法计算。

在水中或软组织中，高能电子线的能量基本是按2MeV/cm 速度递减。

第二节 电子线的剂量分布特征一、百分深度剂量曲线 ）一（ 射线中心轴深度剂量分布 电子线中心轴百分深度剂量的定义与X 射线相同。

图6-2给出了体模内电子线中心轴百分深度剂量的分布及相关参数。

图中：D s 为入射或表面剂量，以体模表面下0.5mm 处的剂量表示；D max 为最大剂量点剂量；R max 为最大剂量点深度；D x 为电子线中X 线剂量；R t 为有效治疗深度，指治疗剂量规定值90％（或85％）处的深度；Ｒ50为半峰值深度（HVD ）；R p 为电子线的射程；R q 为深度剂量曲线上，过剂量跌落最陡处的切线与D max 水平线交点的深度。

高能电子线的百分深度剂量分布分为四个部分：1. 剂量建成区 从表面到最大剂量深度（R max ）的区域，区宽随射线能量增加而增宽。

相比于高能X 线，高能电子线的表面剂量高，剂量建成效应不明显。

2. 高剂量坪区 从R max 深度到R 90(或R 85)深度，又称治疗区。

随着深度的增加，百分深度剂量在很短距离达到最大值，形成相对均匀分布的高剂量坪区，剂量变化梯度较小，射线能量越高，高剂量坪区越宽。

3. 剂量跌落区 R 90(或R 85)深度以下剂量将急剧下降，称之。

用剂量梯度G 来度量剂量跌落，定义为G=R p /(R p -R q ),G 值一般在2-2.5。

电子线能量越高，剂量跌落越快，G 越大。

4. X 线污染区 最大射程R p 之后，仅存电子线在经过散射箔、监测电离室、X 射线准直器和电子限光筒时，与之相互作用产生的X 射线，形成剂量深度曲线后部有一条拖的很长的尾巴。

）二（ 等剂量曲线由于电子线易于散射，造成电子线等剂量曲线分布的低值等剂量曲线随深度增加向外扩张，而高值曲线向内侧收缩，照射野小、能量高时特别明显（图3）。

这是因为随着深度的增加，电子线能量降低，侧向散射几率增加使得低值等剂量曲线向外扩张；另一方面侧向散射电子的射程有限，随着深度增加，它对中间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收缩。

除能量和照射野大小外，限光筒的端面与病人皮肤之间的距离，病人体表的弯曲程度，电子线的入射方向等也会影响电子线的等剂量分布曲线的形状。

对于不同类型或不同散射箔、限束系统得治疗机更是不同。

影响电子线深度剂量分布的因素、二1.电子线能量中心轴深度剂量曲线的各个区随电子线能量的变化呈现不同的特点。

当能量增加时，表面剂量增加；高剂量坪区增宽；剂量梯度减小；X射线污染增加。

如图4所示。

这是由于能量较低时，电子受库仑力的作用，以较大的角度散射，偏离原入射方向，并在较短的距离完成剂量建成。

2.照射野照射野较小时，部分电子被散射出照射野，中心轴深度剂量随深度增加迅速减小。

当照射野增大时，最初中心轴由于散射损失的电子被逐渐增加的射野周边散射电子予以补偿，深度剂量明显增加，一旦侧向散射平衡建立后，中心轴深度剂量曲线不在随照射野的增加而变化。

通常，当照射野的直径大于电子线射程的1/2时，中心轴深度剂量随照射野增大而变化极微。

3.由于电子线易于散射的特性，为保持电子线的剂量分布特点，电子限光筒的端面与皮肤表面仅留5cm左右的间隙，当限光筒至皮肤表面的距离，即源皮距增加时，如电子线皮肤全身照射，百分深度剂量曲线的变化规律是：表面剂量降低，最大剂量深度变深，剂量梯度变陡，X射线污染增加，且高能电子线较低能电子线明显。

电子线源点的确定、三加速器产生的X射线以靶位置表示放射源点的位置，而电子线射野是由窄束经散射箔散射而成，不能用散射箔或处射窗口位置代替源点。

加速波导管中被加速的窄束电子线，经偏转穿过出射窗、散射箔、监测电离室、限束系统等扩展成一束电子线，好像从某一点发射出来，此点称为电子线的虚源（virtual source）。

如图6-5所示，虚源代表入射电子线的最大可几方向反向投影后的交点位置。

当虚源位置确定后，若根据虚源到体模表面的距离平方反比定律来校正延长源皮距后输出剂量的变化，实测表明，仅在较大射野条件下成立；对较小的射野，由于电子线在空气和体模中缺少侧向散射平衡，偏差较大，一般会低于输出剂量的实际变化。

临床上用电子线有效源皮距（f）来校正限光筒与病人皮肤之间空气间隙的改变对输出剂量的影响。

测量电子线有效源皮距一般有两种方法，可分别在空气和体模中进行。

在体模中测量时，首先将电离室置于体模中射野中心轴上最大剂量点深度R m，当限光筒与体模表面接触，测得输出剂量I0,然后，在20cm范围内不断改变空气间隙g，测得一组与g相对应的输出剂量I°假设电子线的输出剂量随源皮距变化遵循平方反比定律，则：由于不同能量和照射条件下，电子线散射不同，电子线有效源皮距随电子线能量和射野大小发生变化：电子线能量越小，虚源与实际源的位置差别越大，并且在射野中心轴不同位置测量后经平方反比定律计算的虚源位置也不尽相同。

X线污染、四电子线在经过散射箔、监测电离室、准直器和电子限光筒，以及人体时发生韧致辐射，产生X射线。

医用直线加速器电子线中X射线的污染水平与机器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线污染会增加靶区后正常组织的剂量，对治疗不利。

常规电子线治疗中X射线剂量一般忽略不计，但电子线全身照射时，由于SSD的延长，电子线在空气中衰减速率高于X线从而使X线污染比例相对增加，又因采用多野照射技术，累计量增加，相当于低剂量x射线全身照射，应充分考虑并精确测定。

第三节电子线治疗的计划设计电子线与X（γ）射线的单野剂量分布特点不同。

主要表现在体表到最大剂量点深度剂量分布比较均匀，超过最大剂量点，剂量跌落迅速。

因此，高能电子线本身的剂量特性决定它只适用于治疗表浅的病变，而且单野照射较好。

由于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、输出剂量等随照射条件的改变而变化，所以临床应用中应注意照射时尽量保持射野中心轴垂直于人体表面，并保持限光筒端面至皮肤的正确距离。

在进行电子线治疗时必须充分考虑上述因素。

能量及照射野的选择一、1.电子线能量的选择电子线能量的选择应综合考虑靶区深度、最低靶区剂量及危及器官的耐受剂量等因素。

如果靶区后正常组织的耐受剂量较高，要求90%等剂量曲线包络靶区，如果靶区后正常组织耐受剂量较低，如乳腺电子线照射，为减少肺组织受量，只要求70%-80%等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%剂量线，电子线能量可近似选为：E0≈3（MeV/cm）·d后(cm)+2～3(MeV)其中2～3MeV为选择不同大小射野设置的调整数。

电子线的有效治疗深度（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，需在皮肤表面加适当厚度的组织等效材料作为填充物以提高表面剂量，能量太高，电子线的剂量分布与钴60-γ射线相差不多，而表面剂量很大，治疗区后的跌落梯度减小、失去电子线的剂量学优点。

2.电子线照射野的选择射野的大小应综合考虑等剂量线形状、平坦度等因素，按ICRU的要求，电子线的能量选定后，射野大小应为计划靶区截面直径的1/0.85=1.18倍，即射野大小应计划靶区横泾大20%，才能满足电子线射野内平坦度和对称性的要求，在此基础上，射野再放0.5-1.0。

电子线的长-方野转换规律与X射线不同，不能用等效方野概念，不规则野照射需要对深度剂量进行实际测量。

电子线的补偿技术二、电子线的补偿技术用于：①提高表面剂量；②使不规则的体表变平坦；③在射野内产生非均匀能量分布。

临床常用的补偿材料有石蜡、聚本乙烯和有机玻璃，因石蜡和聚苯乙烯密度接近于软组织，使用较多，石蜡易于成形，能很紧密地敷贴于人体表面，避免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。