物理书 第8章 电子束物理和临床.docx

物理书 第8章 电子束物理和临床.docx

《物理书 第8章 电子束物理和临床.docx》由会员分享，可在线阅读，更多相关《物理书 第8章 电子束物理和临床.docx（22页珍藏版）》请在冰豆网上搜索。

物理书第8章电子束物理和临床

第八章

电子束:

物理和临床

W.STRYDOM

DepartmentofMedicalPhysics

MedicalUniversityofSouthernAfrica

Pretoria,SouthAfrica

W.PARKER,M.OLIVARES

DepartmentofMedicalPhysics,

McGillUniversityHealthCentre,

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15MVX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。

Zmax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.SSD100cm，10×10cm2射野大小，水中典型的中心轴PDD曲线。

（a）6,9,12和18MeV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（MeV·g–1·cm–2），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：

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。

8.1.4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Rq（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0≤Z≤Zmax）

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γ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8.3。

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。

8.1.6Zmax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：

其中C=2.33MeV/cm（水中）

深度R50是IAEATRS398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：

8.2.2．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

图8.3所示射野大小为10×10cm2，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IAEATRS398。

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电子能量，大于10×10cm2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10×10cm2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，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α（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。

α=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αZmax处的剂量相对于α=0时Zmax处剂量的比值。

图8.5阐释了线束入射角度α对PDD分布的影响。

角度α=0代表标准入射。

入射角度α越大，则Zmax越浅，Zmax处的剂量越大。

所以的剂量值归一至α=0Zmax的剂量。

对焦小角度α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α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6×6,10×10,15×15,20×20,以及25×25cm2。

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10×10cm2参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R90

Zmax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25×25cm2射野的典型截面剂量分布。

离轴比（OAR）将同线束方向垂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8.612MeV电子束和25×25cm2射野大小，深度Zmax处的断面剂量分布。

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8.79和20MeV的等剂量曲线。

射野尺寸为10×10㎝2，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，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5×5cm2至25×25cm2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，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8.312.5×12.5cm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SSD

g空气间隙

Z患者体内的深度

θ患者皮肤表面切线和线束中心轴的夹角角度

D0（SDeff，z）激光正常入射到平坦模体深度z处的剂量

OF（θ，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，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