电子线治疗剂量学分析.doc

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。 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） 体模表面最可几能量(Ep）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Rp直接对应： (Ep)0=C1+C2+Rp+C3·Rp 2 （式1） 式中Rp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） 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。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： E0=0.656+2.059 R50，d+0.022 (R50，d)2 （式3） 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： Ez= E0·(1-z/ Rp) (式4) 该式仅对能量E0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。 电子线的剂量分布特征 百分深度剂量曲线 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：Ds为入射或表面剂量，以体模表面下0.5mm处的剂量表示；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）；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Dmax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： 剂量建成区 从表面到最大剂量深度（Rmax）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。 高剂量坪区 从Rmax深度到R90(或R85)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。 剂量跌落区 R90(或R85)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=Rp/(Rp-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Rp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。 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