電子線治療劑量學

1、電子線治療劑量學運用高能電子線進行腫瘤放射治療始于20世紀50年月，當時電子線的產生重要源于電子感應加快器，20世紀70年月今后，因為電子直線加快器的成長，使得該項技巧在臨床得以普及運用.如今高能加快器可以供給多種能量電子線照耀.電子線重要用于治療皮膚概況和深度小于 5cm的表淺病變，也可用于腫瘤手術中放射治 療.第一節(jié)電子線的能量表述方法電子線照耀介質時，因為是帶電粒子，很輕易經由過程庫侖力 與物資產生互相感化，感化的重要方法有：與核外電子產生非彈性 碰撞；與原子核產生非彈性碰撞；與原子核及核外電子產生彈性碰撞.加快器產生的高能電子線，在電子引出窗以前，能譜 較窄，近似可看作是單能.電子線引

2、出后，它的能譜跟著射線束經由 散射箔.監(jiān)測電離室.空氣等介質，到達體模概況和進入體模后逐漸 展寬，如圖6-1所示.在不合地位電子線能量有很大不同.在臨床實踐中，體模概況和體模中特定深度處的能量有現(xiàn)實意義 .肯定電子 線能量的辦法有3種：核反響閾值法.電子射程法和切倫科夫輻射 閾值法，以電子射程法最為快捷實用，但其準確性受很多身分影響， 個中最重要的身分是測量時所用的電離室的直徑和照耀野的大小，一般情形下要用很小直徑的柱形空腔電離室，照耀野的直徑要大于電子線的現(xiàn)實射程.一、 最可幾能量 ( most probable energy )體模概況最可幾能量（Ep） o指體模概況照耀野內電子最大可 幾

3、能量，即照耀野內電子能量高斯散布峰值所對應的電子能量，它和電子射程 岸直接對應： _ 2, r、 （Ep） o=G+Q+R）+Q , R（式 1）式中R為電子射程（圖6-2）,界說為深度劑量曲線降低部分 梯度最大點的切線，與韌致輻射部特別推延伸線交點處的深度（cm）.系數(shù) Ci=0.22MeV, C2 - cm-1 和 C3 - cmi1.二、平均能量（mean energy ）體模概況的平均能量區(qū)暗示電子線穿射介質的才能，是肯定體模中不合深度處電子線平均能量的重要參數(shù)，它與半峰值劑量深度R0 （cm）的關系為：E0=C4 , R0（式 2）式中系數(shù) G= cm1,R50可根據(jù)百分深度劑量曲線

4、得到，為了戰(zhàn)勝射野對 R50的影響，測量時應采取15cmx 15cm射野或更大.因為式2只實用于固定源到電離室距離（SCD=100cm測量前提，若采取固定源到體模概況距離（SSD=100cm測量，式2改為：E0 R50,d （R 50, d） 2（式 3）三、深度能量電子線進入體模后，能量隨深度產生變更.在深度z處的電子 線平均能量可近似暗示：Ez= E0 （1-z/ R p）（ 式 4）該式僅對能量E）小于10MeV或高能電子線的表淺深度有用，其他情形須要蒙特卡羅（Monto Carlo ）辦法盤算.在水中或軟組織中,高能電子線的能量根本是按2MeV/cm速度遞減.第二節(jié)電子線的劑量散布特點

5、一、百分深度劑量曲線（一）射線中間軸深度劑量散布電子線中間軸百分深度劑量的界說與X射線雷同.圖6-2給出了體模內電子線中間軸百分深度劑量的散布及相干參數(shù).圖中：DS為入射或概況劑量，以體模概況下處的劑量暗示；Dmax為最大劑量點 劑量;Rmax為最大劑量點深度；Dx為電子線中X線劑量；Rt為有用治 療深度，指治療劑量劃定值90% （或85%）處的深度；R50為半峰值深度（HVD ;Rp為電子線的射程；Rq為深度劑量曲線上，過劑量 跌落最陡處的切線與%ax程度線交點的深度.高能電子線的百分深度劑量散布分為四個部分：劑量建成區(qū) 從概況到最大劑量深度（ R-）的區(qū)域， 區(qū)寬隨射線能量增長而增寬,比擬

6、于高能X線，高能電子線的 概況劑量高，劑量建成效應不顯著.高劑量坪區(qū) 從Rx深度到 R。（或5）深度，又稱治療 區(qū),跟著深度的增長，百分深度劑量在很短距離達到最大值，形成相對平均散布的高劑量坪區(qū) ，劑量變更梯度較小，射線能 量越高，高劑量坪區(qū)越寬.劑量跌落區(qū)R90（或R85）深度以下劑量將急劇降低，稱之.用劑量梯度 G來器量劑量跌落，界說為G=R/（R p-Rq）,G值一般在2-2.5,電子線能量越高，劑量跌落越快,G越大.X線污染區(qū) 最大射程 品之后,僅存電子線在經由散射 箔,監(jiān)測電離室,X射線準直器和電子限光筒時，與之互相感化產生的X射線，形成劑量深度曲線后部有一條拖的很長的 尾巴.（二）

7、等劑量曲線因為電子線易于散射，造成電子線等劑量曲線散布的低值等劑 量曲線隨深度增長向外擴大，而高值曲線向內側壓縮，照耀野小.能 量高時特別顯著（圖3）.這是因為跟著深度的增長，電子線能量降低，側向散射幾率增長使得低值等劑量曲線向外擴大；另一方面?zhèn)认蛏⑸潆娮拥纳涑逃邢蓿疃仍鲩L，它對中央部位的高值等 劑量曲線的劑量減小，使得高值等劑量曲線向內側壓縮,除能量和 照耀野大小外，限光筒的端面與病人皮膚之間的距離，病人體表的曲折程度，電子線的入射偏向等也會影響電子線的等劑量散布曲線 的外形,對于不合類型或不合散射箔,限束體系得治療機更是不合.二、影響電子線深度劑量散布的身分.電子線能量中間軸深度劑量

8、曲線的各個區(qū)隨電子線能量的變更呈現(xiàn)不合的特色,當能量增長時,概況劑量增長；高劑量坪區(qū)增寬；劑量梯度減小；X射線污染增長,如圖4所示,這 是因為能量較低時,電子受庫侖力的感化，以較大的角度散射， 偏離原入射偏向，并在較短的距離完成劑量建成2,照耀野 照耀野較小時，部分電子被散射出照耀野，中間軸深度劑量隨深度增長敏捷減小.當照耀野增大時,最初中間軸因為散射損掉的電子被逐漸增長的射野周邊散射電子予以抵 償，深度劑量顯著增長，一旦側向散射均衡樹立后，中間軸深度劑量曲線不在隨照耀野的增長而變更.平日，當照耀野的直徑大于電子線射程的1/2時，中間軸深度劑量隨照耀野增大而變更極微.3.因為電子線易于散射的特

9、點，為保持電子線的劑量散布 特色，電子限光筒的端面與皮膚概況僅留5cm閣下的間隙，當限光筒至皮膚概況的距離，即源皮距增長時，如電子線皮膚全身照 耀，百分深度劑量曲線的變更紀律是：概況劑量降低 ，最大劑量 深度變深，劑量梯度變陡,X射線污染增長，且高能電子線較低能 電子線顯著.三、電子線源點的肯定加快器產生的X射線以靶地位暗示放射源點的地位，而電子線射野是由窄束經散射箔散射而成，不克不及用散射箔或處射窗口地位代替源點.加快波導管中被加快的窄束電子線，經偏轉穿過出射窗.散射箔.監(jiān)測電離室.限束體系等擴大成一束電子線，似乎從某一點發(fā)射出來，此點稱為電子線的虛源(virtual source ).如圖

10、 6-5所示，虛源代表入射電子線的最大可幾偏向反向投影后的交點 地位.當虛源地位肯定后，若根據(jù)虛源到體模概況的距離平方反比定 律來校訂延伸源皮距后輸出劑量的變更，實測標明，僅在較大射野前提下成立；對較小的射野，因為電子線在空氣和體模中缺乏側向散射均衡，誤差較大，一般會低于輸出劑量的現(xiàn)實變更.臨床上用電子線有用源皮距（f）來校訂限光筒與病人皮膚之 間空氣間隙的轉變對輸出劑量的影響 .測量電子線有用源皮距一般 有兩種辦法，可分離在空氣和體模中進行.在體模中測量時,起首將電離室置于體模中射野中間軸上最大 劑量點深度Rm當限光筒與體模概況接觸，測得輸出劑量I0,然后， 在20cm規(guī)模內不竭轉變空氣間隙

11、 g,測得一組與g相對應的輸出 劑量I 0假設電子線的輸出劑量隨源皮距變更遵守平方反比定律，則：因為不合能量和照耀前提下，電子線散射不合，電子線有用源 皮距隨電子線能量和射野大小產生變更：電子線能量越小，虛源與現(xiàn)實源的地位不同越大，并且在射野中間軸不合地位測量后經平方 反比定律盤算的虛源地位也不盡雷同.四、X線污染電子線在經由散射箔.監(jiān)測電離室.準直器和電子限光筒，以及 人體時產生韌致輻射，產生X射線.醫(yī)用直線加快器電子線中 X射 線的污染程度與機械的設計和電子線的能量大小有關：6-12MeV為 0.5%-1.0%,12-15 MeV 為 1%-2%,15-20 MeV 為 2%-5%.X線污

12、染 會增長靶區(qū)后正常組織的劑量，對治療晦氣.通例電子線治療中 X 射線劑量一般疏忽不計，但電子線全身照耀時,因為SSD的延伸，電 子線在空氣中衰減速度高于 X線從而使X線污染比例相對增長，又 因采取多野照耀技巧，累計量增長，相當于低劑量x射線全身照耀， 應充分斟酌并準確測定.第三節(jié)電子線治療的籌劃設計電子線與X （ 丫）射線的單野劑量散布特色不合.重要表示在體表到最大劑量點深度劑量散布比較平均，超出最大劑量點，劑量跌落敏捷.是以，高能電子線本身的劑量特點決議它只實用于治療 表淺的病變，并且單野照耀較好.因為電子線的等劑量曲線易受人 體曲面.斜入射和空氣間隙的影響，且電子線的百分深度劑量.輸出

13、劑量等隨照耀前提的轉變而變更，所以臨床運用中應留意照耀時盡量保持射野中間軸垂直于人體概況，并保持限光筒端面至皮膚的準確距離.在進行電子線治療時必須充分斟酌上述身分.一、能量及照耀野的選擇1.電子線能量的選擇電子線能量的選擇應分解斟酌靶區(qū)深度.最低靶區(qū)劑量及危及器官的耐受劑量等身分.假如靶區(qū)后正常組織的耐受劑量較高 ，請求90媾劑量曲線包絡靶區(qū)，假 如靶區(qū)后正常組織耐受劑量較低，如乳腺電子線照耀，為削減肺組織受量，只請求70%-80嘴劑量曲線包絡胸壁來選擇能量.若將靶區(qū)后緣深度d后取在90囑1J量線，電子線能量可近似選為：E0Q 3 （MeV/cnj） - d 后（cm）+2 3（MeV）個中2

14、3MeV為選擇不合大小射野設置的調劑數(shù) .電子線的有用治療深度（cm）為1/4-1/3 電子線的能量.臨床選用的電子線能量以4-25MeV為宜，能量太低，需在皮膚概況加恰當厚度的組織等效材料作為填充物以進步概況劑量，能量太高，電子線的劑量散布與鉆 60- Y射線相差不久不多，而概況劑量很大， 治療區(qū)后的跌落梯度減小.掉去電子線的劑量學長處.2.電子線照耀野的選擇.電子線的長-方野轉換紀律與 X 射線不合，不克不及用等效方野概念，不規(guī)矩野照耀須要對深度 劑量進行現(xiàn)實測量.二、電子線的抵償技巧電子線的抵償技巧用于：進步概況劑量；使不規(guī)矩的體表變平展；在射野內產生非平均能量散布.臨床經常運用的抵償材

15、料有白臘.聚本乙烯和有機玻璃，因白臘和聚苯乙烯密度接近于軟 組織，運用較多，白臘易于成形，能很慎密地敷貼于人體概況，防止抵償材料與皮膚間的空氣間隙，常被用作相似胸壁照耀時的抵償材 料.聚苯乙烯和有機玻璃可制成不合厚度的平板，在一些特別照耀技巧中，如電子線全身照耀，用它作電子線能量的衰減材料時,因其有用原子序數(shù)較低，不會增長因韌致輻射產生的X射線成分.三、電子線照耀野的成形為呵護照耀野內正常組織或危及器官，一般用鉛擋塊或電子窗(cutout )轉變限光筒的尺度照耀野為不規(guī)矩野.附加的鉛塊可固定在限光筒的末尾，野可直接放在病人體表被遮擋部位.擋鉛厚度的肯定要根據(jù)不合能量電子線在鉛介質中的衰減，準確

16、選擇擋鉛的厚度.假如擋鉛厚度太薄，劑量不但不 會削減，反而會增長，所以在承重和放置空間不消失問題，擋塊厚度應略大于所須要的最小鉛厚度值.擋鉛厚度的盤算相似于X射線擋塊厚度盤算.用低熔點鉛（LMD制造的鉛擋塊要比用純 鉛材料的增長約20%勺厚度.擋鉛對劑量參數(shù)的影響擋鉛會影響電子線尺度限光筒的劑量學參數(shù)，其程度與擋鉛所形成的照耀野大小和電子線 的能量有關.當電子窗口的線度大于電子線的射程R時，因為側向散射能近似樹立均衡，百分深度劑量與輸出因子對比射野大 小變更的依附不大，而當窗口的線度小于電子線的射程時,深度劑量與輸出因子顯著減小.內屏障internal shielding是指用電子線治療嘴唇頰

17、粘膜.眼瞼.耳翼等部位腫瘤時,須要在口腔內.眼瞼下.耳廓 后放置擋塊以呵護正常組織.但電子線在擋鉛和組織接觸的界 面處產生的反向散射，使界面處的劑量增長 30%-70%.為減弱電子反向散射的影響，作內屏障時,一般在擋鉛外部 籠罩一層低原子序數(shù)材料，如鋁箔，牙膠等，厚度與入射到擋鉛的電子線能量有關，此類材料不但本身產生的反向散射低，并且 還接收擋鉛所產生的反向散射.四、電子線斜入射及空氣散射修改受病人治療部位皮膚概況曲折或擺位前提的限制，在臨床實踐中造成電子線限光筒的端面不克不及和體表嚴厲平行，形成電子線的斜入射，導致電子線等劑量散布曲線的轉變，如圖6-7所示：1. 最大劑量深度處側向散射增長

18、；2.最大劑量深度減小;3.穿射才能減弱.寬束電子可算作由很多筆形束構成，如圖6-8,在斜入射前提下，較淺部位各點獲得相鄰穿越深度較大的筆形束較多的側向散射深層部位各點，因為筆形束的橫向展寬側向散射強度減小，只獲得較少側向散射，使得電子線劑量在較淺部位增長而較深部位削減.別的，限光筒端面與體表空氣間隙因斜入射而增長，由平方反比定律引起的射線束的集中效應 ，使所有深度的劑量降低.是以百分深度劑量在電子線斜入射前提下受側向筆形束散射效應(pencilscatter effect )和線束集中效應 (beam divergence)的雙重影響除斜入射外，不規(guī)矩升沉的體表也會因側向散射的掉衡，在體內局

19、部產生劑量冷點和熱門，所以臨床上運用填充物來抵償組織缺 損.五、組織非平均性校訂電子線的劑量散布會在骨.肺和藹腔等不平均性組織中產生顯 著變更，對這些非肌肉組織的影響應采取等效厚度系數(shù)法(coefficient of equivalent thickness,CET) 校訂.CET 界說為不平均組織與水產生同樣射線能量接收的厚度比值，其數(shù)值上接近于不平均與水的電子密度之比.假設不平均組織的厚度為 z,則z x CET暗示它對電子線接收的等效水的厚度，由平方反比定律(f+d/f+d eff) 2(f為有用源皮距)不難盤算位于厚度為z的不平均組織后深度d處某點劑量，個中,d eff =d-z(1-

20、CET).肺組織肺組織CET值跟著深度.部位及年紀.肺健康程度的不合而變更,Almond根據(jù)體內測量，肺的平均CET為0.5.x 103kg/m3,但它的電子密度與水鄰近，故CET近似為1.00.盡管用CET或電子密度對組織不平均性作校訂相對簡略，但因為沒有充分斟酌散射身分，有用深度的盤算都有誤差.該校訂的實 用規(guī)模主如果體積較大的層狀或塊狀非平均性組織，對體積較小的不平均性組織因涉及龐雜的散射，情形要相對龐雜得多，較準確的盤算辦法是筆形束模子等以多級散射理論為基本的盤算模子六、電子線照耀野的連接電子線與 X （ 丫）射線照耀野的連接技巧運用于頭頸部腫瘤 治療時，平日采取在皮膚概況共線訂交的連

21、接辦法.因為電子線照耀野產生的側向散射，使得X （ 丫）射線照耀野內會消失劑量熱門 電子線射野內消失劑量冷點.電子線照耀野的連接辦法是 ，根據(jù)所運用的電子線能量的電子射野的等劑量散布特色，在皮膚概況相鄰野之間，或留有必定間隙，或使兩野共線，原則是使50孀劑量曲線 在所需深度訂交，形成較好的劑量散布，如圖6-9所示.無論采取何種連接方法，都必須使靶區(qū)得到平均的劑量散布.用于治療表淺病變的電子線，若消失的劑量熱門地位和規(guī)模臨床可 以接收，則電子線的相鄰照耀野（包含與X （ 丫）射線照耀野相鄰），就可在皮膚概況共線連接.同時建議在全部治療進程中，電子 線相鄰射野的銜策應經常交流其地位，以防止固定連接

22、地位造成劑 量過高或過低.第四節(jié)電子線的特別照耀技巧第四節(jié)電子線的特別照耀技巧一、電子線扭轉照耀技巧電子線扭轉照耀技巧可以在沿體表曲折散布.面積較大的淺表病變區(qū)域形成較好的劑量散布，如乳腺癌術后的胸壁及內乳淋巴引 流區(qū)的照耀，若采取單野或多個相鄰野照耀會因斜入野而導致等劑 量散布不平均或消失劑量冷.熱門.而電子線扭轉照耀技巧，比單野 或多個相鄰照耀野連接具有劑量散布平均.防止正常組織過量照耀的優(yōu)勢.（-） 電子線扭轉照耀的實現(xiàn)辦法并不是所有加快器都可以實行扭轉照耀，加快器必須具備電子 線動態(tài)扭轉照耀功效，并且需配備三級準直體系，如圖6-10所示. 一級準直體系是 X射線治療準直體系；次級準直體

23、系是專門的電子 線準直器，其感化與固定野通例電子線照耀雷同；第三級準直器是體表限束器.它由鉛或鉛合金制成，直接放置在病人體表.電子線扭轉照耀時，照耀野內某一點的劑量為電子線扭轉進程 中劑量散布的疊加，但與X （ 丫）射線扭轉口耀不合的是，扭轉中間不位于靶區(qū)內而在靶區(qū)的后方.是以，電子線扭轉照耀有其奇特的實現(xiàn)方法.二）劑量盤算和校準電子線扭轉照耀的劑量盤算有兩種方法：積分乞降法與直接測量法.1.積分乞降法(integration method )如圖 6-11 所示,該辦法近似將持續(xù)的弧形電子線扭轉照耀野分化成若干個固定 照耀野來處理.將扭轉照耀弧分為 N個等距離（ 0 ）的小扇 形野，設每野在

24、治療深度P點的劑量為 D （P）,則每一扭轉周期，弧形照耀視野在 P點的劑量Darc （P）等于：式中D0是固定野前提下 dmax處的劑量率為（cGy/min ） ;v 是機架扭轉速度（圈/分），I nv （i ）是按平方反比定律修改 現(xiàn)實入射點和弧形曲面之間的空氣隙引起的劑量率誤差2.直接測量法（direct measurement ）直接測量法運用一特 制的圓柱形固體體模，模仿人體概況的心理曲度 ，將電離室置放于 治療深度d處，測量所運用的扭轉前提（扭轉弧長.射野大小.電子線能量）下現(xiàn)實的積分劑量.具體做法是測定扭轉常數(shù)R. R c界說為在治療深度處，每扭轉1 0,劑量盤算點處得到接收劑量

25、所須要的 加快器劑量單位 MU扭轉常數(shù)R的單位是MU-cGy1 度-1（三）治療籌劃設計中需斟酌的若干問題在實行扭轉電子線扭轉照耀時,治療籌劃設計中應該斟酌的問 題涉及：射線能量的選擇及等劑量散布；照耀野尺寸選擇；等中間點的選擇；射野外形設計.劑量散布特色與能量的選擇在扭轉治療進程中，深層組織在射野內的時光比皮膚和表層組織長，使得深層組織百分深度劑量進步，即雷同能量的電子線穿越才能，扭轉照耀比固定照耀時更大；最大劑量深度后的劑量梯度變陡；皮膚劑量削減，稱之為“速度效應”.是以在電子線扭轉照耀時,應根據(jù)具體情形，決議是否用組織填充物作組織抵償，調節(jié)電子線穿透厚度，以進步表淺病變治療時的皮膚劑量，

26、其外形和厚度應根據(jù)胸壁厚度的變更而定.如在全部治療概況籠罩1.5cm厚的填充物，可使6MeV電子線的概況能量從 70額下進步到100%,而9MeV電 子線可達90嫡下，并且最大劑量深度和電子線射程也減小.假如臨床請求從概況直至某一特定深度的劑量平均，除運用填充物外，還可運用諸多能量照耀技巧，即在一個扭轉區(qū)段內，同時用幾種能量的電子線實行扭轉照耀，電子線扭轉照耀時以靶區(qū)后緣深度作為肯定運用運用的電子線能量參考根據(jù).如乳腺癌胸壁的放射治療，根據(jù)CT圖像測量的胸壁和內乳區(qū)靶深度選用 不合能量的電子線，分段實行.在高下能量連接處應恰當重疊，使得相鄰射野的50婿劑量曲線重合，如圖6-12所示.電子線扭

27、轉照耀時，因為較深的正常組織在線束中的時光較長，與固定野照耀比擬的X射線污染劑量增長.2,射野寬度選擇盡管照耀野寬度扭轉取決于所產生的等劑量散布，但平日選擇小照耀野寬度，因為小野掃描更可以或 許產生相符人體曲面升沉的請求，并且劑量盤算也較為簡略，其掃描劑率為（cGy/掃描弧度）對總照耀弧度依附小，是以扭轉掃描平日采取 4-8cm射野寬度（等中間點射野寬度）.但小野平日會產生較大的 X線污染，且劑量率較低.等中間點選擇扭轉照耀等中間點平日選擇在靶區(qū)中間層面內，距離輪廓概況大致相等的地位，以確保該層面獲得平均照耀.但等中間點深度應大于電子最大射程，以確保在等中間點處無電子劑量累積.體表射野外形設計

28、體表射野外形受限于體表限束器沒有體表限束器，射野邊沿劑量跌落平緩，會導致電子線扭轉照 耀比固定照耀的半影增寬.體表限束器起到減小半影，使射野邊 沿劑量與射野內其他地位劑量雷同的感化，同時呵護非治療區(qū)的正常組織，如圖6-13所示.體表限束器啟齒大小以最大扭轉 角度兩頭各增長150肯定.二、電子線全身照耀技巧電子線全身照耀技巧重要用來治療淺表病變，如蕈樣真菌病等標稱治療源皮距前提下，加快器所能供給的最大單一照耀野不克不 及籠罩病人全身，所以治療時，廣泛采取的技巧有兩種方法：延 伸治療距度，以獲得足夠大的照耀野；采取電子線扭轉照耀技巧 或掃描照耀技巧.（-）全身照耀的實現(xiàn)辦法.雙機架角多野照耀技巧該

29、辦法是美國斯坦福大學醫(yī)學院起首創(chuàng)立的.技巧要點和劑量參數(shù)：治療距離為 3-4m,機 架角沿程度偏向高低遷移轉變士20。閣下，以獲得在沿病人縱軸偏向（垂直偏向）足夠大的照耀野（圖 6-14）.病人采取 站立位，每一機架角分離給人予 2個前后野及4個斜野的照耀， 每野距離60,全身共12個照耀野.天天照耀3個照耀野,4d為1個治療周期.劑量學特色為：病人體表處電子線平均能量為2.3MeV,合成照耀野的幾何尺寸為60cmx 200cm，平均性變更為士 5%,X射線污染小于1%,各部位現(xiàn)實接收劑量的不同小于 11%.雙對稱扭轉照耀技巧該辦法是美國明尼蘇達大學醫(yī)學院起首采取，改站立位為平躺位，以機架扭轉

30、實行照耀，如圖 6-15所示.該技巧的要點和劑量學參數(shù)為：x 40cm.病人采取 程度仰臥位，頭腳兩頭分離為兩個弧形野的扭轉中間，扭轉角度為48 .兩弧形野的交點在病人體表中間點的上方，射野重合后的最大規(guī)模為118cm.每一弧形野分離予 2個前后野及4個 斜野的照耀，每野距離60 , 一個治療周期為 4d.劑量學特色 為：體表處的電子線平均能量為4.4MeV,合成照耀野的幾何尺寸為45cmx 200cm,平均性變更士 工心 5%,X線污染小于2%各 部位現(xiàn)實接收劑量的不同小于士15%.（二）劑量盤算與校準電子線全身照耀技巧病人所接收的劑量是多野照耀的累積值，是以劑量的校準分兩個步調進行.按照TSEI技巧的幾何前提，電 子線程度照耀，運用薄窗型平行電離室，在一卵形固定體模中，校準 其概況輸出劑量（深度為0.2-0.5mm） （ DP）阿；同樣幾何前提，模仿雙機架角多野照耀技巧，扭轉體模轉變它相對于入射線的辦法 每60 一個距離，測定劑量累積因子（multiplication factor,MF ） ,MF的值為2.5-3.0.則每1個治療周期，病人皮膚接 收的平均劑量（DS） ploy 為：（DS） ploy= （DP） ploy MF（三）治療籌劃中需斟酌的若干問題,劑量散布與能量選擇合適作TSEI的標稱電子線能量為4-9 MeV,在此能量規(guī)模，電