电子线治疗剂量学.docx

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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。

一、最可几能量（mostprobableenergy）

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·Rp2（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。

二、平均能量（meanenergy）

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+2.059R50，d+0.022（R50，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：

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（MontoCarlo）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：

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：

1.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。

2.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。

3.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。

4.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。

（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。

二、影响电子线深度剂量分布的因素

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。

三、电子线源点的确定

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（virtualsource）。

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Rm，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。

四、X线污染

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%，12-15MeV为1%-2%，15-20MeV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。

一、能量及照射野的选择

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。

二、电子线的补偿技术

电子线的补偿技术用于：

提高表面剂量；

使不规则的体表变平坦；

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。

聚苯乙烯和有机玻璃可制成不同厚度的平板，在一些特殊照射技术中，如电子线全身照射，用它作电子线能量的衰减材料时，因其有效原子序数较低，不会增加因韧致辐射产生的X射线成分。

三、电子线照射野的成形

为保护照射野内正常组织或危及器官，一般用铅挡块或电子窗（cutout）改变限光筒的标准照射野为不规则野。

附加的铅块可固定在限光筒的末端，野可直接放在病人体表被遮挡部位。

1.挡铅厚度的确定要依据不同能量电子线在铅介质中的衰减，正确选择挡铅的厚度。

如果挡铅厚度太薄，剂量不仅不会减少，反而会增加，所以在承重和放置空间不存在问题，挡块厚度应略大于所需要的最小铅厚度值。

挡铅厚度的计算类似于X射线挡块厚度计算。

用低熔点铅（LML）制作的铅挡块要比用纯铅材料的增加约20%的厚度。

2.挡铅对剂量参数的影响挡铅会影响电子线标准限光筒的剂量学参数，其程度与挡铅所形成的照射野大小和电子线的能量有关。

当电子窗口的线度大于电子线的射程Rp时，由于侧向散射能近似建立平衡，百分深度剂量与输出因子对照射野大小变化的依赖不大，而当窗口的线度小于电子线的射程时，深度剂量与输出因子明显减小。

3.内屏蔽internalshielding是指用电子线治疗嘴唇、颊粘膜、眼睑、耳翼等部位肿瘤时，需要在口腔内、眼睑下、耳廓后放置挡块以保护正常组织。

但电子线在挡铅和组织接触的界面处产生的反向散射，使界面处的剂量增加30%-70%。

为削弱电子反向散射的影响，作内屏蔽时，一般在挡铅外部覆盖一层低原子序数材料，如铝箔，牙胶等，厚度与入射到挡铅的电子线能量有关，此类材料不仅本身产生的反向散射低，而且还吸收挡铅所产生的反向散射。

四、电子线斜入射及空气散射修正

受病人治疗部位皮肤表面弯曲或摆位条件的限制，在临床实践中造成电子线限光筒的端面不能和体表严格平行，形成电子线的斜入射，导致电子线等剂量分布曲线的改变，如图6-7所示：

1.最大剂量深度处侧向散射增加；2.最大剂量深度减小；3.穿射能力减弱。

宽束电子可看成由许多笔形束组成，如图6-8，在斜入射条件下，较浅部位各点获得相邻穿越深度较大的笔形束较多的侧向散射；深层部位各点，由于笔形束的横向展宽侧向散射强度减小，只获得较少侧向散射，使得电子线剂量在较浅部位增加而较深部位减少。

另外，限光筒端面与体表空气间隙因斜入射而增加，由平方反比定律引起的射线束的扩散效应，使所有深度的剂量降低。

因此百分深度剂量在电子线斜入射条件下受侧向笔形束散射效应（pencilscattereffect）和线束扩散效应（beamdivergence）的双重影响。

除斜入射外，不规则起伏的体表也会因侧向散射的失衡，在体内局部产生剂量冷点和热点，所以临床上使用填充物来补偿组织缺损。

五、组织非均匀性校正

电子线的剂量分布会在骨、肺和气腔等不均匀性组织中发生明显变化，对这些非肌肉组织的影响应采用等效厚度系数法（coefficientofequivalentthickness,CET）校正。

CET定义为不均匀组织与水产生同样射线能量吸收的厚度比值，其数值上接近于不均匀与水的电子密度之比。

假设不均匀组织的厚度为z，则z×CET表示它对电子线吸收的等效水的厚度，由平方反比定律（f+d/f+deff）2（f为有效源皮距）不难计算位于厚度为z的不均匀组织后深度d处某点剂量，其中，deff=d-z（1-CET）

1.肺组织肺组织CET值随着深度、部位及年龄、肺健康程度的不同而变化，Almond根据体内测量，肺的平均CET为0.5.

2.骨组织对致密骨如下颌骨，CET约等于1.65，对疏松海绵骨如胸骨，物理密度约为1.1×103kg/m3，但它的电子密度与水相近，故CET近似为1.00.

尽管用CET或电子密度对组织不均匀性作校正相对简单，但由于没有充分考虑散射因素，有效深度的计算都有误差。

该校正的适用范围主要是体积较大的层状或块状非均匀性组织，对体积较小的不均匀性组织因涉及复杂的散射，情况要相对复杂得多，较精确的计算方法是笔形束模型等以多级散射理论为基础的计算模型。

六、电子线照射野的衔接

电子线与X（γ）射线照射野的衔接技术应用于头颈部肿瘤治疗时，通常采用在皮肤表面共线相交的衔接方法。

由于电子线照射野产生的侧向散射，使得X（γ）射线照射野内会出现剂量热点，电子线射野内出现剂量冷点。

电子线照射野的衔接方法是，根据所使用的电子线能量的电子射野的等剂量分布特点，在皮肤表面相邻野之间，或留有一定间隙，或使两野共线，原则是使50%等剂量曲线在所需深度相交，形成较好的剂量分布，如图6-9所示。

无论采用何种衔接方式，都必须使靶区得到均匀的剂量分布。

用于治疗表浅病变的电子线，若出现的剂量热点位置和范围临床可以接受，则电子线的相邻照射野（包括与X（γ）射线照射野相邻），就可在皮肤表面共线衔接。

同时建议在整个治疗过程中，电子线相邻射野的衔接应经常交换其位置，以避免固定衔接位置造成剂量过高或过低。

第四节电子线的特殊照射技术

一、电子线旋转照射技术

电子线旋转照射技术可以在沿体表弯曲分布、面积较大的浅表病变区域形成较好的剂量分布，如乳腺癌术后的胸壁及内乳淋巴引流区的照射，若采用单野或多个相邻野照射会因斜入野而导致等剂量分布不均匀或出现剂量冷、热点。

而电子线旋转照射技术，比单野或多个相邻照射野衔接具有剂量分布均匀、避免正常组织过量照射的优势。

（一）电子线旋转照射的实现方法

并非所有加速器都可以实施旋转照射，加速器必须具备电子线动态旋转照射功能，而且需配备三级准直系统，如图6-10所示。

一级准直系统是X射线治疗准直系统；次级准直系统是专门的电子线准直器，其作用与固定野常规电子线照射相同；第三级准直器是体表限束器。

它由铅或铅合金制成，直接放置在病人体表。

电子线旋转照射时，照射野内某一点的剂量为电子线旋转过程中剂量分布的叠加，但与X（γ）射线旋转照射不同的是，旋转中心不位于靶区内而在靶区的后方。

因此，电子线旋转照射有其独特的实现方式。

（二）剂量计算和校准

电子线旋转照射的剂量计算有两种方式：

积分求和法与直接测量法。

1．积分求和法（integrationmethod）如图6-11所示，该方法近似将连续的弧形电子线旋转照射野分解成若干个固定照射野来处理。

将旋转照射弧分为N个等间隔（△θ）的小扇形野，设每野在治疗深度P点的剂量为Di（P），则每一旋转周期，弧形照射视野在P点的剂量Darc（P）等于：

式中D0是固定野条件下dmax处的剂量率为（cGy/min）；v是机架旋转速度（圈/分），Inv（i）是按平方反比定律修正实际入射点和弧形曲面之间的空气隙引起的剂量率偏差。

2．直接测量法（directmeasurement）直接测量法利用一特制的圆柱形固体体模，模拟人体表面的生理曲度，将电离室置放于治疗深度d处，测量所使用的旋转条件（旋转弧长、射野大小、电子线能量）下实际的积分剂量。

具体做法是测定旋转常数Rc.Rc定义为在治疗深度处，每旋转1°，剂量计算点处得到吸收剂量所需要的加速器剂量单位MU。

旋转常数RC的单位是MU·cGy-1·度-1

（三）治疗计划设计中需考虑的若干问题

在实施旋转电子线旋转照射时，治疗计划设计中应当考虑的问题涉及：

射线能量的选择及等剂量分布；照射野尺寸选择；等中心点的选择；射野形状设计。

1．剂量分布特点与能量的选择在旋转治疗过程中，深层组织在射野内的时间比皮肤和表层组织长，使得深层组织百分深度剂量提高，即相同能量的电子线穿越能力，旋转照射比固定照射时更大；最大剂量深度后的剂量梯度变陡；皮肤剂量减少，称之为“速度效应”。

因此在电子线旋转照射时，应根据具体情况，决定是否用组织填充物作组织补偿，调节电子线穿透厚度，以提高表浅病变治疗时的皮肤剂量，其形状和厚度应根据胸壁厚度的变化而定。

如在整个治疗表面覆盖1.5cm厚的填充物，可使6MeV电子线的表面能量从70%左右提高到100%，而9MeV电子线可达90%左右，而且最大剂量深度和电子线射程也减小。

如果临床要求从表面直至某一特定深度的剂量均匀，除利用填充物外，还可使用诸多能量照射技术，即在一个旋转区段内，同时用几种能量的电子线实施旋转照射，电子线旋转照射时以靶区后缘深度作为确定应用使用的电子线能量参考依据。

如乳腺癌胸壁的放射治疗，根据CT图像测量的胸壁和内乳区靶深度选用不同能量的电子线，分段实施。

在高低能量衔接处应适当重叠，使得相邻射野的50%等剂量曲线重合，如图6-12所示。

电子线旋转照射时，由于较深的正常组织在线束中的时间较长，与固定野照射相比的X射线污染剂量增加。

2．射野宽度选择尽管照射野宽度旋转取决于所产生的等剂量分布，但通常选择小照射野宽度，因为小野扫描更能够产生符合人体曲面起伏的要求，而且剂量计算也较为简单，其扫描剂率为（cGy/扫描弧度）对总照射弧度依赖小，因此旋转扫描通常采用4-8cm射野宽度（等中心点射野宽度）。

但小野通常会产生较大的X线污染，且剂量率较低。

3．等中心点选择旋转照射等中心点通常选择在靶区中心层面内，距离轮廓表面大致相等的位置，以确保该层面获得均匀照射。

但等中心点深度应大于电子最大射程，以确保在等中心点处无电子剂量累积。

4．体表射野形状设计体表射野形状受限于体表限束器。

没有体表限束器，射野边缘剂量跌落平缓，会导致电子线旋转照射比固定照射的半影增宽。

体表限束器起到减小半影，使射野边缘剂量与射野内其他位置剂量相同的作用，同时保护非治疗区的正常组织，如图6-13所示。

体表限束器开口大小以最大旋转角度两端各增加15°确定。

二、电子线全身照射技术

电子线全身照射技术主要用来治疗浅表病变，如蕈样真菌病等。

标称治疗源皮距条件下，加速器所能提供的最大单一照射野不能覆盖病人全身，所以治疗时，普遍采用的技术有两种方式：

①延长治疗距度，以获得足够大的照射野；②采用电子线旋转照射技术或扫描照射技术。

（一）全身照射的实现方法

1．双机架角多野照射技术该方法是美国斯坦福大学医学院首先创立的。

技术要点和剂量参数：

①治疗距离为3-4m，机架角沿水平方向上下转动±20°左右，以获得在沿病人纵轴方向（垂直方向）足够大的照射野（图6-14）。

②病人采用站立位，每一机架角分别给人予2个前后野及4个斜野的照射，每野间隔60°，全身共12个照射野。

每天照射3个照射野，4d为1个治疗周期。

③剂量学特点为：

病人体表处电子线平均能量为2.3MeV，合成照射野的几何尺寸为60cm×200cm，均匀性变化为±5%，X射线污染小于1%，各部位实际接受剂量的差别小于±11%。

2．双对称旋转照射技术该方法是美国明尼苏达大学医学院首先采用，改站立位为平躺位，以机架旋转实施照射，如图6-15所示。

该技术的要点和剂量学参数为：

①治疗距离为2m等中心位置照射野为9.5cm×40cm。

病人采用水平仰卧位，头脚两端分别为两个弧形野的旋转中心，旋转角度为±48°。

两弧形野的交点在病人体表中心点的上方，射野重合后的最大范围为118cm。

②每一弧形野分别予2个前后野及4个斜野的照射，每野间隔60°，一个治疗周期为4d。

③剂量学特点为：

体表处的电子线平均能量为4.4MeV，合成照射野的几何尺寸为45cm×200cm，均匀性变化±2%～±5%，X线污染小于2%，各部位实际接受剂量的差别小于±15%。

（二）剂量计算与校准

电子线全身照射技术病人所接受的剂量是多野照射的累积值，因此剂量的校准分两个步骤进行。

①按照TSEI技术的几何条件，电子线水平照射，使用薄窗型平行电离室，在一椭圆形固定体模中，校准其表面输出剂量（深度为0.2-0.5mm）（Dp）ploy；②同样几何条件，模拟双机架角多野照射技术，旋转体模改变它相对于入射线的方法，每60°一个间隔，测定剂量累积因子（multiplicationfactor,MF）,MF的值为2.5-3.0。

则每1个治疗周期，病人皮肤接受的平均剂量（Ds）ploy为：

（Ds）ploy=（Dp）ploy·MF

（三）治疗计划中需考虑的若干问题

1．剂量分布与能量选择适合作TSEI的标称电子线能量为4-9MeV，在此能量范围，电子剂量跌落快，X线污染小，适合治疗病变深度小于1cm的大面积病灶。

电子线能量在空气中衰减后，在病人皮肤表面的能量为3-7MeV（1-2dcm的治疗深度）。

单靠延长源—皮距并未能有效地减弱射线能量，但皮肤剂量会大大降低，为此可在病人前安置有机玻璃散射屏，起到改善体表电子能量分布的作用。

2．机架角度的确定由于电子线的散射和扩散作用，不能以灯光野的衔接来调整和确定机架角度，应以实际测量为依据，可利用多探头（如半导体或热释光）实际测量其剂量分布，并根据剂量分布不断调整机架角度，直至得到均匀的剂量分布为止。

3．X射线的污染X射线的污染是制约TSEI技术应用的一个重要因素，污染随电子线能量增加而升高。

使用特制的TSEI短颈限束装置能有效地减小X射线的污染水平。

总之，电子线全身皮肤照射应特别考虑几个剂量学问题：

①适宜的电子线能量；②足够大的照射野；③照射野内较为均匀的剂量分布；④足够低