第四節高能電子線照射野設計技術
根據電子線射野劑量學的特性，臨床應用時必須注意：照射時保持限光簡底端到**的距離符合規定的距離，保持射野中心軸與入射表面滿足垂直關係；電子線的一些重要劑量學引數，如百分深度劑量、輸出劑量等，會隨照射野條件的變化而發生改變，必須進行實測這些變化，得到在具體照射條件下的實際數值，供臨床使用。
一、能量和射野的選擇
不同能量電子線具有不同的有效**深度。電子線的劑量分布具有高能x(γ)射線所不
具備的優點，臨床上常用於**表淺、偏體位一側的病變。臨床常用的電子束能量在4~
25mev較為理想，而且單野比多野照射優越。單野照射時，靶區劑量均勻，靶區後正常組織、器官劑量很小。根據電子線百分深度劑量隨深度變化的規律圖6-3，過90％深度後劑量突然下降，電子線的有效**深度(cm)約等於1/3~1/4電子線的能量(mev)。
臨床選擇電子線能量，要綜合考慮：①靶區深度；②靶區劑量最小值；③危及器官可接受的耐受劑量等因素。對不同深度的腫瘤，若能量選擇小了，腫瘤受量不會很高。
如靶區後正常組織的耐受劑量較高，可以根據90％的等劑量曲線包括靶區來選擇其能量；如果靶區後正常組織的耐受劑量低，以百分深度劑量不超過80％(甚至70％)來選擇射線能量。一般若將靶區後緣深度d(cm)取在85%劑量線，能量應為d的3倍。如表6-1。
表6-1 不同能量電於線照射時，pdd為100%和85％的深度
電子線**選擇照射野時，應確保特定的等劑量曲線完全包括靶區。電子線高值等劑量曲線，隨深度增加而內收，小野時這一特點尤為突出。因此，表面位置的照射野，應按靶區的最大橫徑而適當擴大，電子線射野應至少等於或大於靶區橫徑的1．18倍，根據靶區最深部分寬度的情況再放0.
5~1.0cm。
二、電子線斜入射的影響
電子線**時，電子束限光筒的下端不能很好平行或接觸**表面，引起空氣間隙，形成電子束的斜入射．因為患者**部位曲度受擺位條件限制，導致電子線等劑量曲線形狀發生畸變。對較大空氣間隙，利用電子線有效源皮距對劑量分布進行平方反比定律的修正。電子線斜入射的影響，首先是增加最大劑量深度dm的側向散射；其次是使最大劑量深度dm向表面方向前移；再者穿透能力減弱。
可用「筆形束」概念來解釋電子線斜入射時側向散射的影響，(圖6-11)，寬電子束可看做是由許多彼此相鄰排列的筆形束組成。當寬電子束斜入射到患者體表時，表淺深度的各點會接受相鄰筆形束較多的側向散射；隨深度的增加，筆形束的橫向散射強度減小，深部各點只接受較少的側向散射，造成電子線劑量在表淺部位的增加和較深部位的減少。同時因斜入射，電子限光筒下端麵與患者**表面的空氣間隙增加，由於射線束的擴散作用，使所有深度劑量都將減小。
因此，斜入射對百分深度劑量的影響，緣於電子線的側向散射效應和距離平方反比造成的限束的擴散效應雙重作用的結果。
圖6-11 筆形束概念解釋電子束斜入射對側向散射的影響
三、不均勻性組織的影響
眾所周知人體由骨骼、肌肉等密度不同的組織、器官構成，當不同組織受到照射時，電子線的劑量分布會發生顯著變化，必須進行校正。方法是等效厚度係數法(cet)。假設某種不均勻組織的厚度為z，它對水的等效厚度為z×cet，其中cet由不均勻組織對水的相對電子密度求得。
如果計算位於厚度為z的不均勻性組織後的某一點深度處d的劑量，應先計算該點的等效深度deff，經距離平方反比定律()2校正(f為有效源皮距)，可得到該點劑量。
deff的計算公式為：
deff=d-z(1-cet)
人體骨組織的cet值範圍為1.1(疏鬆骨)~1.65(緻密骨)；肺組織cet的平均值約為
0.5，並隨肺組織深度而變化。肺組織對水的相對電子密度，可認為近似等於水的相對密度。
ct掃瞄結果顯示，肺相對於水的電子密度為0.2~0.25。
四、電子線的補償、射野銜接技術
(一)補償技術
電子線的補償技術用於：①補償人體不規則的外輪廓；②減弱電子束的穿透力；③提高**劑量。臨床常用的補償材料有石蠟、聚苯乙烯和有機玻璃。
前兩種材料使用較多，特別是石蠟，容易成型，能緊密敷貼人體表面，避免了與**間的空氣間隙，有良好的劑量分布。聚苯乙烯和有機玻璃可作為電子束能量的衰減材料，製成不同厚度的平板，用於電子線全身照射等特殊照射技術，它可有效防止因韌致輻射產生的x射線。
(二)射野銜接技術
對於乳癌術後的胸壁、全腦全脊髓靶區，需要採用多個相鄰野銜接構成大野進行照射，臨床醫師和物理師需協調工作，避免靶區內超、欠劑量的發生。
根據射線束寬度隨深度變化的特點，電子線射野銜接的方法是：在**表面相鄰野間，或留一定的間破，或兩野共線，使其50%等劑量曲線在所需深度相交，形成較好的劑量分布。臨床應用時必須注意根據患者體位、體表的具體情況計算和測量電子線的等劑量分布，避免靶區內出現過高或過低的劑量。
臨床中還會遇到電子束和x(γ)線射野銜接的問題，一般採用兩照射野在**表面共線相交的方式。但劑量分布比較複雜，x(γ)射野一側出現劑量熱點，電子線一側出現劑量冷點；分布形狀主要受電子束限光筒下端麵與**間距離的影響，距離增加時，等劑量曲線變得更加彎曲，冷、熱點劑量區域變得更寬。臨床上對體積較大的腫瘤常採用楔形板來調節射野的劑量分布，使整個靶區的劑量分布均勻。
總之，電子線射野的銜接(包括與x(γ)射野的銜接)首先要考慮靶區劑量均勻分布，同時還要注意靶區劑量的熱、冷點，如果在**區域內無重要的敏感器官存在，就可以在**表面共線銜接。
五、電子錢擋鉛技術
(一)擋鉛厚度及內遮蔽的影響
臨床應用中，對不規則的電子線射野一般用附加低熔點鉛塊來適應靶區的形狀，保護正常組織。附加鉛塊可固定在限光筒的末端，也可直接放在患者體表需遮擋的位置，鉛塊放置的位置對**影響不大。
表6-12示出電子束在鉛介質中的衰減情況。由於鉛的密度較人體組織密度大的多，電子線劑量隨鉛厚度的增加跌落很快。一般情況下，擋鉛厚度應大於所需要的最小鉛厚度值。
但某些特殊情況，如照射眼瞼部位的腫瘤，為保護晶體，擋鉛過厚使用不便，且接近臨界值，這時必須十分小心，因為1~2mm微小的變化，都可能增加了劑量而不是減少了劑量。
圖6-12 不同能量電子束在鉛介質中的衰減曲線
(二)劑量學引數的變化
擋鉛射野與標準限光筒射野的劑量學引數顯若不同，主要受擋鉛照射野的大小和電子線能量的影響。電子線百分深度劑量和射野輸出因子隨擋鉛的變化規律是：首先，標準電子束限光筒足夠大(如6cm×6cm以上)時，不同能量電子束的百分深度劑量不受限光筒的影響；擋鉛形成的射野，在較高能量(12~14mev)條件下，射野小於8cm×8cm時，**深度變淺，劑量梯度變小；較低能量(10mev以下)時無顯著變化。
其次，標準電子線眼光簡輸出因子，無規律可循．不同能量條件下，變化很大；擋鉛形成的射野，射野輸出因子變化的規律性明顯，即照射野越小，輸出因子越大，與高能x線相反。再者，對高能電於線而言，若擋鉛後的射野與標推限光筒等大，小野條件下(6cm×6cm)，輸出因子差別為16．8％，90％劑量深度r90相差約6mm，劑量梯度也由固定限光筒的2.2變為1.
9。因此臨床應用擋鉛時，要充分考慮其劑量學效應，對設計不同的廠家或相同廠家不同系列加速器的電子束限束系統及限光筒，應在實際測量後方能使用。
未完：上頁中公式不完整！
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