放射物理书新版第8章.doc

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1、第八章第八章电子束电子束: :物理和临床物理和临床W. STRYDOM Department of Medical Physics Medical University of Southern Africa Pretoria, South AfricaW. PARKER, M. OLIVARESDepartment of Medical Physics,McGill University Health Centre,Montreal, Quebec, Canada翻译 毛凯8.1 水中中心轴深度剂量分布在现代放射治疗中，兆伏级电子束是一种重要的治疗形式，为表浅的肿瘤（深度小于 5cm）提供了一

2、个特殊的选则。从 20 世纪 50 年代早期，电子就已经被用于放射治疗，最初是由电子感应加速器产生的电子，后来发展为电子回旋加速器和直线加速器。现代高能直线加速器，除了可产生 2 兆伏以上光子能量，也可提供提供 4-22MeV 的电子束能量。8.1.1 深度剂量曲线的一般形状电子束中心轴深度剂量曲线的一半形状不同于光子束（见图 8.1）。图 8.1（a）所示为不同能量电子束的深度剂量，图 8.1（b）所示为 6 和 15MV X 线束的深度剂量。有代表性的，电子束中心轴深度剂量曲线展示出高的表面剂量（同兆伏级光子束相比），然后在一特定深度，形成剂量最大值，称之为电子束最大剂量深度 Zmax。Z

3、max 之外，剂量迅速下降至低水平，形成所谓的轫致辐射尾部。这些特性使得电子束在表浅肿瘤的治疗上，同 X 线相比具有独特的临床优势。水中深度(cm) 水中深度(cm)图 8.1. SSD 100cm，1010cm2 射野大小，水中典型的中心轴 PDD 曲线。（a）6, 9, 12 和 18 MeV 能量的电子束 (b)6 和 15MV 能量的光子束典型的高能直线加速器可以产生 4 25MeV 范围内不连续能量的电子束。当电子离开直线加速器后，即几乎可以被认为是单一能量的；然而，当电子束通过直线加速器出射窗、散射箔、监测电离室、准直器和空气时，电子和这些因素相互作用，会导致：加宽的线束电子能量波

4、谱产生的轫致辐射会参与形成百分深度剂量（PDD）分布中的轫致辐射尾部。治疗电子束最初接触到患者时，具有一个入射平均能，它低于位于直线加速器内部电子束0E能量。电子束中心轴给定一点的剂量和中心轴最大剂量的比值乘以百分之百即是百分深度剂量（PDD）。通常情况下，要在常用的治疗距离（例如直线加速器发射窗和患者皮肤表面的距离）测量 PDD，同样结果也取决于射野大小和电子束能量。8.1.2 电子同吸收介质之间的相互作用当电子通过介质时，会同原子之间发生各种库伦作用，大致可以分为以下几类：同原子的电子的非弹性碰撞，会导致电离和原子激发，称之为碰撞和电离丢失。同原子核的弹性碰撞，导致弹性散射，它的特点表现为

5、方向发生变化而不存在能量丢失。同原子核的非弹性碰撞，会产生轫致辐射和相应的辐射丢失。同原子的电子之间的弹性碰撞。非弹性碰撞中损失的电子动能会产生电离或转化为其它形式的能量，例如光子能量或激发能量。弹性碰撞中不存在动能的损失，尽管如此，电子的方向可能会发生改变或者能量会重新分配给碰撞中出现的粒子。在水中或等效水材料中，治疗电子束的典型能量损失平均超过它的能量范围大约 2MeV/cm。由于碰撞相互作用导致的能量损失比率取决于电子能量和介质的电子密度。每平方厘米中每克物质的能量丢失比率，称之为质量阻止本领（MeVg1cm2），低原子序数材料的质量阻止本领要高于高原子序数的材料。这是由于高原子序数的物

6、质较低原子序数每克质量内具有较少的电子，同时高原子序数的物质具有更多的紧密被束电子，而这些被束电子不参与这种相互作用。由于辐射相互作用（轫致辐射）导致的能量损失的比率同电子能量和吸收介质原子序数的平方近似成正比。这意味着较高能量的电子和较高原子序数的材料辐射损失过程中 X 射线的发生更为高效。由于入射电子和介质的核子之间的库伦作用，电子束通过介质时，会发生多重散射。电子因此会获得速度分量以及在原始方向上横向运动形成位移。当电子束穿过患者，则意味着能量的损失和角度扩散的增加。电子的散射本领基本上和原子序数的平方成正比和动能的平方成反比。正因为如此，高原子序数的物质被用于制作直线加速器发生临床电子

7、束的散射箔。不同种类阻止的散射本领的差异也是形成热点和冷点的原因之一。8.1.3. 反平方定律（虚源位置）相对于光子束在直线加速器 X 线靶上有明确的焦点，电子束似乎是在一个位于空间中的点发生出来，而这个点与散射箔或直线加速器发射窗并不一致。“虚拟源位置”这个名词被引入来代表电子源的虚拟位置。电子束的有效源皮距（SSDeff）定义为虚源至标称 SSD 点（通常是直线加速器的等中心）的距离。由于小 SSD 不同于标称 SSD，反平方定律可以用于修正因患者和限光筒之间空隙的变化对于吸收剂量的影响。有很多方法来测定 SSDeff。模体表面至限光筒和限光筒之间的空隙会在 0-15cm 之间变化，一个通

8、用的方法包括测量距限光筒不同距离点的剂量。这种方法中，要在模体中测量最大剂量Zmax 深度处的剂量，首先使限光筒接触模体表面（无空隙），然后不断改变限光筒和模体之间的空气间隙 g。假定 I0 为无空隙（g=0）时的剂量，Ig 为空隙距离为 g 的剂量。如果电子束的输出剂量率随源皮距的变化遵循反比平方定律，则有：或同空气间隙距离 g 成线性关系，斜率为：gII0那么 SSDeff 可以由以下算式得出：尽管有效 SSD 由 Zmax 处测量得出，但是它的大小不会随着测量得深度改变而改变。实际上，有效 SSD 是会随着线束能量的变化而变化，对于直线加速器的所有能量都需要测量相应的有效SSD。8.1.

9、4高能电子束射野剂量学像电子这样的带电粒子周围存在库仑电场，也因此会和它遇到原子核或一个以及多个电子相互作用。这种相互作用会将入射粒子动能的微小片断分别转移，可以认为粒子的动能是逐渐和持续的损失的，这就是我们通常说的连续慢化近似理论（CSDA）。单个电子的路径长度时沿着它实际轨道运动直至停止的全部距离，同运动方向无关。计划路径范围是所有计划入射线束方向（例如中心轴）上单独路径长度的总合。电子的最初动能 E0 的CSDA 射程（或者平均路径长度）可由全部组织本领的倒数积分得来：CSDA 射程是个完全的计算数值，代表沿着电子轨道的平均路径长度，而不是某一方向上的穿透深度。不同动能的水中和空气中的电

10、子 CSDA 射程请见表 8.1。下述 2 个关于射程的定义同样用于电子束：最大射程 Rmax(cm 或 g/cm2)定义为中心轴剂量曲线尾部外推后与本底轫致辐射相交处的深度，见图 8.2。它是电子在吸收介质中的最大穿透深度。最大射程的不足在于不能给出一个精确的测量点。实际射程 Rp(cm 或 g/cm2)定义为通过电子深度剂量曲线最为陡峭部分的切线同轫致辐射形成的本底的外推线相交处的深度，见图 8.2。表 8.1. 不同电子能量在水和空气中的 CSDA 射程深度 R90 和 R50(cm 或 g/cm2)定义为在电子 PDD 曲线上 Zmax 远侧 90%和 50%PDD 处的深度。深度 R

11、q(cm 或 g/cm2)定义为通过剂量拐点的切线和最大剂量水平线相交处的深度，见图 8.2。很显然，CSDA 射程对于描述电子进入吸收介质的穿透深度特性具有边际效应。水中深度(cm)图 8.2. 典型的电子束 PDD 曲线说明 Rq、Rp、Rmax、R50 和 R90。入射电子和吸收介质的原子核之间的散射效应，可以显著地引起电子沿非常曲折的路径运动，从而导致电子在吸收介质中实际路径发生非常大的变化。8.1.5建成区（表面和 Zmax 之间的深度 0ZZmax）由于电子同吸收介质的原子相互作用产生散射，导致电子束的剂量建成不像兆伏级光子束的那样明确。在进入介质前（例如水），电子束的路径几乎是平

12、行的。由于多重散射，随着入射的深度增加，射线束与最初的方向偏离越大，从而增加沿着中心轴的电子影响。在电子和原子电子的相互碰撞过程中，很有可能发射电子获得的动能（硬碰撞）大到可以引起进一步的电离。这种情况下，产生的电子称之为次级电子和 射线，他们同样会影响剂量建成。从图 8.1 可见，电子束的表面剂量（75%-90%间）比光子束的表面剂量高很多，所以电子束表面剂量至 Zmax 处增加的速率也不像光子束那样明显。与光子束不同的是，电子束表面剂量百分比随着能量的增加而增加。这可以用电子散射的特性来解释。低能量的电子束更容易散射并且散射角度更大，这使得在更短的距离内就可以快速的形成剂量建成，见图 8.

13、3。所以，低能电子的表面剂量和最大剂量的比率较高能电子的要小。相对于兆伏级光子束的特性，电子束最大剂量深度 Zmax 随着电子能量的变化没有呈现一个明确的趋势。更确切的说，这也是极其设计和附件使用的结果。8.1.6 Zmax 远侧的剂量分布（Z Zmax）电子的散射和持续的能量丢失是引起 Zmax 以外深度处电子剂量急速下降的两个过程。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。图 8.3 一台高能直线加速器电子束族的中心轴深度剂量曲线。所有曲线均归一至 Zmax 处的100%。电子的范围随着电子能量的增加而增加。电子剂量梯度定义为：较低电

14、子能量的剂量梯度较较高能量的更为陡峭，主要原因是较低能量的电子以较大角度从原始方向散射开去。高低能量的组织本领同样会影响剂量梯度。轫致辐射污染（例如图 8.1（a）中的尾部）取决于电子束能量，对于有双散射箔片的直线加速器典型表现为：4MeV 时小于 1%，20MeV 时小于 4%。8.2. 电子线剂量测量8.2.1电子束能量参数由于频谱的复杂性，任何单独的能量参数都不能完全的表现电子束的特性。所以有几个参数用于描述射线束，例如模体表面最大可几能量 Ep,0，模体表面的平均能量，和吸收剂量降至0E最大剂量 50%时的深度 R50。模体表面最大可几能量 Ep,0 实证与水中实际射程 Rp 具有下列

15、关系：其中 Ep,0 单位为兆电子伏特，Rp 单位为 cm。模体表面的平均能量同半值层深度 R50 的关系为：0E其中 C=2.33MeV/cm （水中）深度 R50 是 IAEA TRS 398 定义的电子束剂量中的射线束质指数。由 R50 测量的 R50,ion（即电离曲线降至最大值的 50%的深度）计算得来：，水模体中深度 Z 处的平均能量，同实际射程 Rp 之间的 Harder 方程式如下：zE8.2.2典型深度剂量参数-能量函数表 8.2 所示为一些能量函数的典型电子深度剂量参数数值。任何电子束投入临床应用前都需要测量这些参数。表 8.2 电子束典型深度剂量参数8.2.2百分深度剂量

16、图 8.3 所示射野大小为 1010cm2，不同能量电子束的典型中心轴 PDD 曲线。当应用半导体测量 PDD 时，半导体信号直接代表剂量，这是因为水和硅的组织本领比率本质上来说通电子能量和相应的深度没有关联。如果使用电离室来测量电子束的深度剂量分布，必须通过使用在水中相应深度的水和空气的组织本领比率，将测量的深度电离分布转换为深度剂量分布。电离室测量的详细内容请参考IAEA TRS 398。8.2.3.1 电子束小射野的百分深度剂量当中心轴距射野边缘的距离大于散射电子的横向范围，会存在横向散射平衡点，特定电子能量的深度剂量同射野尺寸将没有本质性的关联。参见图 8.4 中， 20MeV 电子能

17、量，大于1010cm2 不同大小射野的 PDD 曲线。随着射野大小的减小，中心轴会出现横向电子平衡的程度相应的降低，同时深度剂量和输出因子受到射野形状和大小的影响会更加明显（同时参考 8.3.2 部分）。参见图 8.4 中， 20MeV 电子能量，小于 1010cm2 不同大小射野的 PDD 曲线。对于给定的电子能量，当射野一侧的长度降至低于 Rp 值，最大剂量的深度会降低，同时相对表面剂量会随着射野大小的降低而增加。另一方面，在图 8.4 中可见，Rp 同电子束射野大小无关，只同电子束能量相关。深度（cm）图 8.4 一台直线加速器 20MeV 能量时，不同射野大小的 PDD 曲线。显而易见

18、，电子束射野大于实际射程时（对于这个 20MeV 电子束，Rp 大约为 10cm），PDD 曲线本质上没有发生任何变化。8.2.3.2 倾斜入射线束的百分深度剂量图 8.3 所示为线束标准（垂直）入射至模体或患者表面的分布情况。当线束倾斜入射角度（线束中心轴和垂直入射至模体或患者表面的线束之间的夹角）大于 20时，同观察到的光子束的表现相比，电子束 PDD 曲线的特点会出现明显的变化。模体的深度 （cm）图 8.5 不同入射角度的 PDD 曲线（a）9MeV (b) 15MeV 电子束。=0 代表标准线束入射。插图所示为实验几何学设置和不同角度 Zmax 处的剂量相对于 =0 时 Zmax 处

19、剂量的比值。图 8.5 阐释了线束入射角度 对 PDD 分布的影响。角度 =0 代表标准入射。入射角度 越大，则 Zmax 越浅，Zmax 处的剂量越大。所以的剂量值归一至 =0Zmax 的剂量。对焦小角度 的入射，PDD 曲线的斜率会下降，实际射程没有相对于标准入射线束的明显变化。当入射角度 超过 60，PDD 曲线则会失去特征性的外形，也不能再应用定义 Rp。对于大角度的入射，Zmax 的剂量会明显的变大。这是因为来自倾斜入射电子束通过中心轴的电子影响增大了。8.2.4输出因子一个确定电子束输出的重要参数就是准直器光阑设置。对每个电子束线束筒（圆锥形），都有一个联合的光阑设置，并且其通常大

20、于限束筒定义的射野大小的。这样的安排可以最小化准直器散射的变化，也因此由于射野大小因此的输出变化能保持的合理的范围内。典型的电子限束筒尺寸为 66,1010,1515,2020,以及 2525cm2。给定电子能量的输出因子即是任何特定射野大小（限束筒大小）的剂量和 1010 cm2 参考限束筒的剂量的比值，这两个剂量需要在 SSD 为 100cm，模体中 Zmax 处测量。在大多数临床情况中，限束筒确定的正方形射野不能充分的屏蔽所有的正常组织。正因为如此，由铅或低熔点的合金制成的准直器挡块通常插入限束筒的末端来修正射野的外形。对这些切割外形的不规则野必须要测量输出因子。对于小野，由于缺少横向散

21、射，这种额外的屏蔽将会影响 PDD 和输出因子。在测量小野的输出因子时，必须将和 ZmaxPDD 的改变考虑进去。8.2.5 治疗射程 R90Zmax 远侧 90%剂量水平的深度定义为电子束的治疗射程（R90（cm）。如果可能过的话，R90 深度应该和末端治疗边缘保持一致。这个深度大约等于 E/4cm 水,其中 E 是兆伏级电子束的标称能量。Zmax 远侧对应于 80%剂量水平的深度 R80（cm），也是一个用于定义治疗射程的常用参数，大约等于 E/3cm 水。8.2.6截面剂量分布和离周比图 8.6 所示为 6MeV 和 2525cm2 射野的典型截面剂量分布。离轴比（OAR）将同线束方向垂

22、直的平面内的所有点的剂量和该平面内中心轴剂量关联起来。OAR 相对于到中心轴的距离绘制出的曲线即是截面剂量分布。8.2.7平坦度和对称性根据 IEC，电子束平坦度的参数要在 Zmax 得出，同时包括两个要求：平坦度规格要求 90%剂量水平和射束几何边缘的距离沿主轴不能超过 10mm，沿对角线不能超过 20mm。90%等剂量曲线区域内吸收剂量的最大值不能超过同一深度中心轴吸收剂量的 1.05 倍。IEC 对电子束对称性的规格要求通过 Zmax 的横断面剂量分布曲线上，中心线束两边相对应的对称点差别不能超过 3%。图 8.6 12MeV 电子束和 2525cm2 射野大小，深度 Zmax 处的断面

23、剂量分布。8.3 电子束治疗的临床探讨8.3.1 剂量规格和报告电子束治疗通常应用于表浅和皮下疾病的治疗。治疗通常单一直接电子野 SSD100cm。治疗的剂量规格一般给与在疾病的表面的下面的末端边缘，能量的选择取决于被治疗病变的深度。最大化肿瘤外部健康组织，同时提供相对均匀的靶区覆盖，治疗通常描述为 zmax, R90 或 R80。如果治疗剂量指定为 R90 或 R80，皮肤剂量通常高于处方剂量，患者接受的最大寄来能够可比处方寄来能够高达 20%。因此，在电子束治疗中需要报告最大剂量。8.3.2小射野选择由于电子束野的面积大于实际尺寸，所以 PDD 曲线随着射野尺寸的增加仍保持不变，因为来自射

24、野外围的电子散射对中心轴剂量影响不大。当射野降低到低于侧向散射平衡要求时，剂量率会降低，同时 Zmax 更接近表面，PDD 曲线的坡度也会降低(见图 8.4)。因此，针对患者的所有治疗，包括小电子束射野，射线束输出和全部的 PDD 分布必须明确。8.3.3 等剂量曲线等剂量曲线（见图 8.7）就是所有通过等剂量点的所有曲线。等剂量曲线通常由等距离间隔的吸收剂量得出，表达为参考点剂量的百分比，其中参考点一般情况下指的是射束中心轴的 Zmax点。当电子束穿过某种介质时，由于散射，射线束扩张的速度较在表面时会有所降低。然而，等剂量曲线的单独传播变化取决于等剂量水平、射线束能量、射野大小和线束准直。等

25、剂量曲线最显著的特点就是低值曲线（20% 的折皱，这是随着电子能量的降低引起电子散射角度的减小的直接结果。15MeV 以上的能量，电子束会在较高数值等剂量曲线（80%）显示出横向缩窄。图 8.7 所示为 9 和 20MeV 电子束的等剂量曲线。可惜清晰的砍刀等剂量曲线对的折皱和缩窄现象。图 8.7 9 和 20MeV 的等剂量曲线。射野尺寸为 10102，SSD=100cm。注意所有能量中低值等剂量曲线的膨胀。20MeV 线束 80%和 90%等剂量曲线显示出显著的横向收缩。横坐标和纵坐标分别代表距中心轴的距离和在水模体中的深度，均以 cm 为单位。半影一般定义为射线束边缘剂量率变化快速的区域

26、，距射线束中心轴的距离。电子束的物理半影可以定义为特定深度两条特定等剂量曲线之间的距离。这种方式定义的半影是深度的快速变化。ICRU 推荐 80%和 20%两条等剂量曲线用来决定物理半影，测量的特定深度为 R85/2，其中 R85为电子束中心轴 Zmax 以外 85%剂量水平的深度。低值的等剂量曲线（例如小于 50%的等剂量线）会因为治疗口和患者之间的空气而产生分叉，而高知等剂量曲线会朝中心轴会聚。这意味着如果距离治疗口远的话半影也会增大。8.3.4射野形状电子束挡野通常通过电子限光筒实现，这个限光筒可以单独使用也可以和挡板或专门适形板结合使用。8.3.4.1 电子限光筒一般来说，加速器上的光

27、子束准直器对于电子形状来说，距离患者太远而无法发挥作用。在穿过散射箔以后，电子会充分的散射至加速器机头的其他部分以及治疗床和患者之间的空气中，从而产生临床上无法接受的半影。电子束限光筒或锥筒常用于线束的准直，附着在治疗设备头部，并将电子野距患者的距离定义为 5CM。通常会根据正方形射野的大小范围，从 5 5 cm2 至 25 25 cm2 配有几个限光筒。8.3.4.2 挡板或专门适形板对于一个定制的形状前，用铅丝放置在限光筒上，并尽可能的靠近患者。标准铅丝的形状可以预制好以备治疗时使用。定制铅丝的形状同样可以为患者的治疗进行设计。形状可以根据常规模体定位机或 CT 模拟决定，但是大多数情况下

28、，均由医生在第一次治疗前的临床处方中给出。表 8.3 给出了不同电子能量传播 50%、10%和 5%所需的铅挡厚度。作为经验做法，将 Rp 实际范围简单的分成 10 份，以近似的得到要求的铅挡板厚度（5%传播。表 8.3 12.512.5 cm 电子野不同透射水平要求的铅挡板厚度8.3.4.3 内部屏蔽对于某些治疗，例如唇部、口腔粘膜、眼睑和耳垂等，使用一些内部防护来保护靶区以外的正常组织是非常有利的。必须要慎重考虑直接在患者表面放置铅防护引起的剂量学效应。可能会忽略由于来自防护的反向散射，同防护接触的健康组织会接受到较高的剂量。这种剂量增强是可以评估的，可以达到水平的 30-70%，并且随着

29、据线束入射面距离的增加，以指数递减。铝和丙烯酸材料被用来覆盖在铅屏蔽物的表面，以吸收电子的反向散射。通常，这些屏蔽物会在铅表面镀一层 1 或 2mm 的蜡。这样不仅可以保护患者不受到铅的有害影响，也可以吸收通低能的所有散射电子。8.3.4.4 延长的源皮距治疗临床应用中，正常的 SSD 是无需设置的，可以使用延长的源皮距，尽管一般要求除非在完全必要的情况下，否则应该避免这种情况。延长 SSD 会导致输出的巨大变化、PDD 的最小限度的变化以及线束半影的明显改变。线束半影可以通过在皮肤表面放置准直器而得以恢复。皮肤准直的内缘必须要位于正常治疗准直器半影的内部。临床电子束不是位于直线加速器机头的单

30、个源产生的，而是带有散射箔和其他组件的笔形束相互作用的结果。一般来说，在没有进行修正之前，平方反比定律只能应用于光子束，不能应用于电子束。电子束虚拟源的位置可以实验决定于电源的位置。当应用平方反比定律修正非标准的 SSD 时，需要使用一个基于虚拟源位置“有效”SSD。8.3.5不规则表面修正电子束治疗中经常会遇到的一个情况是锥形限光筒的末端和患者皮肤表面不平行。这种情况会产生不均匀的空气帽，在计算倾斜的表面的剂量分布时必须进行修正。可以通过下述等式来修正点基上一点至等剂量曲线：其中：SSDeff 有效 SSDg 空气间隙Z 患者体内的深度 患者皮肤表面切线和线束中心轴的夹角角度D0（SDeff

31、，z） 激光正常入射到平坦模体深度 z 处的剂量OF（，z） 将倾斜的线束归一至垂直入射线束的修正因子，这个因子可以测量或者参文献中的数值。8.3.6 组织填充物组织填充物是由蜡等组织等效材料制成的，通常在下列情况中用于电子束治疗：增加表面剂量使不规则的表面平坦在治疗区域的某些部分减少电子束穿透对于非常表浅的病变，即使来自直线加速器最低的能量，它的实际射程可能过大以至于对肿瘤深度之外的健康组织不能提供适当的保护。为了解决这个问题，在患者表面放置特定厚度的组织等效物意图缩短线束在患者体内的射程。组织等效填充物同样可以用于更精确的确定线束的射程。一台直线加速器产生的线束能量的差别通常不少于 3 或

32、 4MeV。如果低能的线束射程不足而较高能量的又射程过大，这个时候可以应用组织等效物来调整较高能量线束的射程。此外，还可以应用组织等效物来勾勒等剂量曲线，使其与肿瘤的轮廓一致。在非常不规则的表面，电子线束可能不能覆盖，这样会增加剂量分布的复杂性，形成热点和冷点。不规则边缘围绕锥形的组织等效物可以使表面更光滑，同时可减少剂量不均匀性。尽管工作量比较大，但是在电子束治疗中使用组织等效物仍然非常实用，这主要是因为用于电子束治疗计划的软件非常有限，同时一般来说收集的实证数据都是针对标准几何学条件线束的。CT 用于治疗计划使得我们可以更精确的确定肿瘤的外型、深度和患者的轮廓线。如果可以制作一个蜡填充物，

33、让填充物表面到要求治疗深度的距离能够沿着肿瘤的长度保持不变，那么所产生的等剂量无限应该接近肿瘤的外型（见图 8.8）。8.3.7不均匀性修正组织的不均匀性，例如肺和骨组织，可以显著的影响电子束的剂量分布。在这些非均匀性组织内的剂量分布很难计算和测量，但是非均匀组织之外对剂量分布的影响是可以量化的。8.3.7.1等效厚度系数对于组织非均匀性最简单的修正包括用非均匀组织相对水的密度来刻度其厚度，以及确定等效厚度系数（CET）。图 8.8 定制的组织等效物使得等剂量曲线与靶区外型保持一致。材料的 CET 可以由它相对于水的电子密度得来，本质上等于非均匀组织的质量密度。例如肺的近似密度为 0.25g/

34、cm3，它的 CET 为 0.25。因此 1cm 厚度的肺等效于 0.25cm 的组织。密质骨的CET 近似等于 1.6。CET 可以通过下述等式来决定水等效组织中的有效深度 Zeff：其中 Z 是患者体内该点的实际厚度，t 指非均匀组织的厚度。图 8.9 阐释了电子束肺非均匀性对 PDD 曲线的影响。8.3.7.2 散射微扰（边缘）效应当电子束撞击到两种材料的交界界面时，无论射线同界面相切或以较大角度倾斜入射，所导致的散射微扰将影响该界面的剂量分布。由于来自高密度一边增强的电子散射，低密度材料会接受到较高的剂量。图 8.9. 5 cm 肺非均匀性对 15 MeV，10102 电子束剂量深度曲

35、线的影响。虚线表示当组织中不存在非均匀性时的深度剂量曲线。下述情况需要考虑边缘效应：患者体内，具有不同密度的内部结构的交界面患者体表，明显的表面不规则区域在铅防护物和患者体表的交界面，无论防护是放置在体表亦或是放置在内部。组织-金属界面的剂量增强取决于界面的射线束能量和金属的原子序数。在组织-铅界面的情况中，电子反向散射因子（EBF）的经验算法为：其中：Ed 是界面处电子的平均能量。这个公式由 Klevenhagen 得出，代表实验数据的最佳拟和。8.3.8电子线射野衔接电子束可以同相邻的电子射野或者光子射野相互邻接。8.3.8.1电子线射野间衔接当电子线射野间衔接时，将深度电子射线束的内部特

36、点考虑进去是非常重要的。在靶区容积内大半影和凸出的等剂量曲线产生的热点和冷点实际上是不可避免的。相邻的电子数应该相互平行，这样可以避免在高值等剂量曲线上出现明显的重叠。一般来说，最好避免相邻的电子野，但是如果这些野对于治疗来说是必须的，那么应该在治疗前应用最基本的胶片剂量测定来明确剂量分布中没有出现热点或冷点。8.3.8.2光子和电子线射野衔接光子和电子线射野衔接相对于电子线射野间衔接要容易一些。光子野的剂量分布通常可以从治疗计划系统（TPS）得到，电子束治疗野的位置和相应的热点和冷点同样可以参考光子野治疗计划。皮肤上配合的光子和电子野会在治疗的光子一侧产生热点。8.3.9 电子线旋转治疗电子

37、束旋转治疗是一项特殊的技术，它将电子束旋转用于沿着弯曲的表面治疗表浅的肿瘤靶区。尽管这项技术治疗一些特定肿瘤的有效性上已经被临床广为了解和接受，但是使用仍然不是十分广泛，这主要是因为这项技术相对复杂且它的物理学特性不易理解。靶区内的剂量分布以复杂的方式取决于电子束能量、射野宽度、等中心的深度、源轴距（SAD）、患者曲率、第三准直器以及由第二准直器确定的射野形状。在过去二十年里，一些精英在这个领域里取得卓越的临床成果极大的刺激和增加了对电子线旋转治疗的兴趣，这些兴趣包括将其应用于治愈性治疗和姑息性治疗。事实上，现在直线加速器制造商已经将电子线旋转治疗作为常规治疗的模式之一。尽管这个模式通常只有新

38、购买的设备才具备，但是其价格并不昂贵，所以其在临床上应用较少的主要原因仍是技术难度。已经开发出两种电子线旋转治疗的途径：比较简单的方法称为静态电子弧，它基于一系列相互重叠的静止电子野；另外一个方法采用的是连续旋转的电子束。电子线旋转治疗中剂量分布的计算是一个复杂的过程，应用用于标准静止电子束治疗计划的运算法则通常不能得到可靠的结果。角度 为电子束旋转治疗计划提供了经验技术。在患者表面的任意一点 A，一个线束的前缘要同另一个线束的尾部边缘十字交叉，这时。2 个旋转电子束中心轴的夹角即为角度 。角度 由三个治疗参数决定：f（SAD）、di（等中心深度）和 w（射野宽度）。特定组合的 di和 w 电

39、子束会具有相同特点的角度 ，实际上表现为非常相似的 PDD 曲线，尽管他们的 di和 w单独来说具有非常大的差别（见图 8.11）。所以旋转电子束的 PDD 曲线仅取决于电子束能量和特征性的角度 。图 8.10 旋转治疗几何学示意图：f 为 SAD；di为等中心深度；w 为等中心定义的射野宽度；为旋转治疗角度或治疗角度； 为特定治疗几何学的特征性角度。既然所有线束的光子的贡献都要累加在等中心，而等中心可能会被置于一个邻接结构中，所以在电子线旋转治疗中，光子的污染是需要关注的。图 8.12 所示为在仿真模体重 2 组测量的剂量分布的比较。图 8.12（a）为 10小 （例如小射野宽度），清晰可见

40、在等中心的高光子剂量，而在图 8.12（b）中测量于一个 100大 ，可以看到在等中心的低光子剂量。在旋转治疗中，等中心轫致辐射剂量同特征新角度 成反比。图 8.11 电子线旋转治疗在模体重测量的射线 PDD 曲线。不同的 di和 w 组合给出特征性的角度（a）20, （b）40, （c）80, （d）100。电子束能量为 9MeV。图 8.12 15MeV 旋转电子束的剂量分布，等中心 di为 15cm，（a）=10（b）=100同电子束旋转治疗相关的一个技术问题是移动电子束由第二准直器确定的射野形状。对于治疗的部位可以近似的看成圆柱形（例如胸壁），射野的宽度可以由互相垂直的光子准直器确定。

41、当治疗部位可以近似的看成球形时（例如头部），定制建成的第二准直器定义一个合适形状但是非矩形的射野，用于为靶区提供均一的剂量。8.3.10 电子治疗计划电子-组织的交互作用的复杂性使得电子束不能很好的适用于传统治疗计划的运算法则。电子束很难被模式化，查表型运算法则不能够很好的预测倾斜入射和组织交界处的剂量。早期的电子剂量分布计算是根据经验和基于水模体 PDDs 和不同射野大小的射线束剖面图的测量，类似于 60 年代发明的用于光子束的 Milan-Bentley 方法。非均匀性的计算通过应用 CET 技术来刻度深度剂量曲线。这种技术提供了有用的确定电子深度剂量曲线参数的方法，但是与以多次散射理论为

42、主的电子传输物理学无关。FermiEyges 多次散射理论认为一个宽的电子束是由许多横向扩散进组织的独立笔形束组成，近似于高斯函数，随着深度增加扩散更加明显。通过分散笔形束产生的影响相加来计算组织中某一特定点的剂量。锥形射束运算法则能够计算组织非均匀性、患者无睹和不规则野形状。基本笔形束运算法则针对横向散射而忽略组织交界处的角散射和背向散射。后续分析的高级运算法则通过应用阻止本领和散射本领提炼了多次散射理论，但是仍然不能够在一般的临床条件下提供精确的剂量分布。计算电子束剂量分布最精确的是 Monte Carlo 方法。通用的 Monte Carlo 方法最初的缺点是其作为日常例行的剂量计算工具

43、时，需要相对长的计算时间。但是随着计算机的快速发展和硬件所需费用的降低，相信在不久的将来，我们可以期待基于 Monte Carlo 的电子剂量计算法则可以应用于日常的临床工作。参考书目参考书目 INTERNATIONAL ATOMIC ENERGY AGENCY, The Use of Plane Parallel Ionization Chambers in High Energy Electron and Photon Beams, Technical Reports Series No. 381, IAEA, Vienna (1997). Absorbed Dose Determinat

44、ion in External Beam Radiotherapy, Technical Reports Series No. 398, IAEA, Vienna (2000). INTERNATIONAL COMMISSION ON RADIATION UNITS AND MEASUREMENTS, Radiation Dosimetry: Electron Beams with Energies Between 1 and 50 MeV, Rep. 35, ICRU, Bethesda, MD (1984). JOHNS, H.E., CUNNINGHAM, J.R., The Physi

45、cs of Radiology, Thomas, Springfield, IL (1985). KHAN, F.M., The Physics of Radiation Therapy, Lippincott, Williams and Wilkins, Baltimore, MD (2003). KLEVENHAGEN, S.C., Physics and Dosimetry of Therapy Electron Beams, Medical Physics Publishing, Madison, WI (1993). VAN DYK, J. (Ed.), Modern Technology of Radiation Oncology: A Compendium for Medical Physicists and Radiation Oncologists, Medical Physics Publishing, Madison, WI(1999).