放射治疗实践中，靶区剂量的精确性具有极其重要的意义。ICRU第24号报告总结了以往的分析和研究后指出，对一些类型的肿瘤，原发灶根治剂量的误差应低于± 5%^[1]。也就是说，如果靶区剂量偏离最佳剂量± 5%时，就有可能导致肿瘤原发灶失控(局部复发)或放射并发症增加。为实现靶区剂量误差低于± 5%的目标，国家标准中规定^[2]，电子加速器剂量监测系统的指示值与相应吸收剂量测量结果的相对偏差应不超过3% (即对校准点吸收剂量的相对偏差要求)。除受校准点吸收剂量偏差影响外，临床靶区剂量还要受到中心轴剂量学因子(PDD、TMR)、照射野输出因子(Sc)、楔形板因子(W_F)、托盘因子(T_F)、离轴因子(OAR)等的影响。为了解电子加速器输出剂量与实测剂量相对偏差的现状，按照国际原子能机构(IAEA) 277号技术报告^[3]中推荐的吸收剂量测量方法对22家医院的26台电子加速器输出剂量进行了检测和分析。

1 设备与方法 1.1 对象

22家医院的26台医用电子加速器。22家医院中三级医院9家，二级医院13家。26台加速器中国产加速器7台，进口加速器19台。共检测133个输出剂量，其中校准点处输出剂量54个，非校准点处输出剂量79个; 按射线质区分，X射线剂量97个，包括6 MV、10 MV和15 MV三个能量档; 电子线剂量36个，包括8 MeV、9 MeV和10 MeV三个能量档。

1.2 检测仪器

PTW公司UNIDOS型剂量仪、30013型0.6cc指形电离室，国产30 cm × 30 cm × 30 cm水箱。上述仪器及现场使用的温度计、气压表均经过计量器具检定部门检定并在检定期限内使用。

1.3 方法

按照国际原子能机构(IAEA) 277号技术报告^[3]中推荐的吸收剂量测量方法进行检测。水的吸收剂量计算公式为:

(1)

式(1)中，D_w为校准点或非校准点处水的吸收剂量，Gy; M为经温度、气压修正后的剂量仪读数; N_x为电离室照射量校准因子; W/e为在空气中形成每对离子所消耗的平均能量(33.97 J/C); k_att为校准电离室时，电离室室壁及平衡帽对校准辐射的吸收和散射的修正; k_m为电离室室壁及平衡帽对校准辐射空气等效不充分而引起的修正; P_u为中心电极扰动修正因子; P_CEL为中心电极等效不充分修正因子。

输出剂量与实测剂量相对偏差的计算公式为:

(2)

式(2)中，η₁为输出剂量与实测剂量的相对偏差，%; D₀₁为输出剂量，cGy; D₁为实测剂量，cGy。

1.4 评价标准

根据国家标准^[2]，校准点吸收剂量的相对偏差不超过3%评价为合格。根据ICRU第24号报告提出的原发肿瘤根治剂量的误差应低于± 5%^[1]的目标，对非校准点吸收剂量的相对偏差不超过5%评价为合格。

1.5 统计学处理

使用SPSS 16.0统计学软件，对X射线和电子线输出剂量与实测剂量相对偏差的合格率差异进行卡方检验，P＜0.05为差异有统计学意义。使用描述性统计分析方法对合格率的频数分布进行了统计。

2 结果

输出剂量与实测剂量相对偏差的检测结果及X射线与电子线合格率差异的卡方检验结果见表 1。54个校准点处输出剂量与实测剂量相对偏差的合格率为64.8%，偏差范围为-13.9% ~ 8.0%。其中，X射线合格率为69.4%，电子线合格率为55.6%。电子线合格率低于X射线合格率，但差异无统计学意义(P＞0.05)。校准点处输出剂量与实测剂量相对偏差的频数分布见图 1，偏差在-5% ~ 5%范围内的输出剂量占79.6%。79个非校准点处输出剂量与实测剂量相对偏差的合格率为65.8%，偏差范围为-23.1% ~ 20.7%。其中，X射线合格率为67.2%，电子线合格率为61.1%。电子线合格率低于X射线合格率，但差异无统计学意义(P＞0.05)。非校准点处输出剂量与实测剂量相对偏差的频数分布见图 2。

3 讨论

医用电子加速器校准点处吸收剂量精度是靶区剂量精度的基础和前提。由于受到设备性能参数变化的影响，需要经常对校准点处吸收剂量进行校准。校准的目的就是使加速器输出一个监测单位(MU)等于1cGy的吸收剂量。国家标准中^[2]要求，加速器的剂量监测系统必须每周校准一次。检测的54个校准点处吸收剂量，按照5%的评价标准，合格率为79.6%，略高于1996年至2003年全国范围内的热释光剂量计比对结果(5%评价标准，合格率73.7%) ^[4]。但若按照现行国家标准中3%的要求，合格率仅为64.8%。这与世界发达国家(高于95.0%的合格率)还有相当大的差距。

在检测过程中发现的导致校准点处输出剂量与实测剂量偏差不合格的主要因素有: ①医院未制定或没有实施放射治疗质量保证程序，未按照国家标准要求定期进行剂量校准; ②医院使用的国产电离室的修正因子(例如k_att、k_m)无数据可查，工作人员采用近似值代替; ③剂量校准人员为非物理专业人员或物理人员业务能力较低，不熟悉剂量校准过程，例如没有对校准深度进行电离室的有效测量点修正，这对于电子线剂量校准而言，可能会引起较大的剂量偏差; ④剂量校准时使用的温度计、气压表未进行定期检定，出现较大偏差。检测中发现一家医院使用的水温计偏差-4℃，造成校准点处输出剂量偏差不合格; ⑤医院采用固体水进行剂量校准，由于固体水密度与水模体的密度差异导致校准剂量偏差; ⑥电子线的校准深度没有选择在最大剂量点深度，而是选择在剂量建成区或剂量曲线陡峭区深度，此时，肉眼观察的深度误差可能会导致较大的剂量偏差。余海坤^[5]等的研究也指出，对高能电子束，测量吸收剂量的校准深度应位于最大剂量深度。检测结果中，尽管电子线合格率与X射线合格率差异未体现出统计学意义，但相对于X射线而言，电子线剂量校准过程对测量技术的要求更为严格，吸收剂量修正因子(例如k_w，air、P_u)的查表、计算过程更为复杂，因此，电子线输出剂量合格率一般要低于X射线合格率。

在检测非校准点处输出剂量与实测剂量相对偏差时，选择的是校准点处剂量准确(偏差不超过± 1%)的加速器进行的。在此前提下，若非校准点处剂量偏差超过± 5%时，可以认为造成偏差的原因不是由校准引起的。任何一个计算因子的偏差，都将导致非校准点处剂量的偏差。在检测中发现的造成非校准点处输出剂量与实测剂量偏差不合格的因素主要有: ①中心轴剂量学因子(PDD、TMR)偏差:很多加速器放疗单位，中心轴剂量学因子只是在装机初期采集过一次，随后就长期使用，即使在加速器进行大修(例如更换加速管)后也未及时进行数据更新; 更有甚者，没有建立本单位加速器的中心轴剂量学因子数据，计算时采用书本中的教学数据，引进了较大的因子偏差; ②TPS数据库差错:检测中发现，一家医院由于TPS数据库中PDD数据录入错误，导致非校准点处剂量偏差20.7%;一家医院TPS数据库中电子线的射野散射因子全部为1，即省略了射野散射因子对剂量的修正计算，造成输出剂量不合格; ③TPS数据采集过程中的差错:多数加速器放疗单位尚未配备采集TPS数据所需的三维水箱，TPS数据采集是聘请外单位人员进行的。而监管部门对TPS数据采集的单位资质、人员资格等都未做明确规定。如果采集人员业务能力低、责任心不强，就可能导致采集的数据发生偏差。例如本次检测中发现，某医院聘请人员采集的射野散射因子偏差-4%，而该数据在临床上使用已长达5年之久; ④人员因素:人的因素是最根本的因素。上述造成输出剂量与实测剂量偏差不合格的原因归根到底都是人的因素。一是人员业务素质:本次检测中发现，有部分医院常规放射治疗的处方剂量是由非放射物理专业的临床医生手工计算的。在计算过程中出现了任意简化数据(例如不考虑射野散射因子)、误用计算因子的现象。人员计算误差往往是造成大的剂量偏差的主要因素，例如检测结果中非校准点处剂量偏差-23.1%便是由于人员计算失误造成的。二是人员责任心:如果工作人员责任心不强，对所采集的或另一方提供的物理数据不加验证就应用于临床，就会导致错误的数据长期应用于临床的现象。其实，如果定期或适时开展剂量验证，很多偏差不难发现，例如射野散射因子、楔形板因子等，使用普通水箱和剂量仪即可验证。

在现行的国家标准中，虽然对电子加速器剂量监测系统的指示值与相应吸收剂量测量结果的相对偏差提出了要求，但该要求针对的是医院自主进行的稳定性检测，没有列入状态检测要求，使这项放射治疗的关键指标缺少了外部监管。另外，国家标准中尚未对靶区剂量偏差提出要求，这也是导致医院长期使用错误数据而不能被外部监管、不被发现的原因之一。总之，为保证加速器放射治疗靶区剂量的精确性，必须建立严格的内部质量保证程序，提高工作人员业务素质和工作责任心，并定期或不定期的接受外部专业性监管。只有内部质控与外部监管相结合，才能不断提高放射治疗质量水平。