1.简介

同步辐射治疗使用同步辐射产生的X射线治疗肿瘤，作为传统放射治疗的替代（布拉特曼等。, 2005; 格罗泽等。, 2015). 立体定向同步辐射治疗（SSRT）和微束辐射治疗（MRT）技术的临床前研究表明，通过增加正常组织保留（Serduc等。, 2009; 布劳尔·克里斯奇等。, 2015). SSRT依赖于高原子序数(Z轴)肿瘤中的元素可以增加对肿瘤的剂量，而MRT利用空间分割的微生物束来破坏肿瘤细胞，同时保留健康组织（亚当等。, 2006; 雷尼尔等。, 2015; 布歇等。, 2015).

与传统的放射治疗发生器相比，使用同步辐射产生的X射线的主要优点是同步辐射束的光束发散最小，并且高达16000 Gys的超高剂量率⁻¹是可以实现的（在ESRF）。最小的光束发散度允许同步加速器X射线被准直成比临床低（千伏特）或高（兆伏特）能量机器产生的光束更尖锐的半影。超高剂量率在最大限度缩短治疗时间，从而减少组内运动，以及实现与FLASH放射治疗相关的潜在放射生物学优势方面具有额外优势（Bourhis等。, 2019; 法沃东等。, 2014).

然而，使用低能同步电子射线的基本问题是加权平均数与使用直线加速器产生的高能6–18 MV X射线的传统放射治疗相比，能量约为100 keV，是X射线束在患者体内传播时的衰减。低能量X射线通过组织和骨骼的衰减更大，因此在SSRT或MRT到达目标之前，有很大一部分X射线被衰减。

放射治疗技术依赖于多向光束的交叉体积，其剂量高于光束路径中的其他受照组织。100keV光束的剂量急剧下降意味着进入路径上的近表面组织可能会受到高剂量。如果可以提高肿瘤体积中的剂量，则可以缓解此问题。

在10-150keV能量范围内，主要的相互作用过程是光电效应，它也高度依赖于Z轴吸收材料的厚度。这个质量衰减系数因为光电效应随Z轴^三.具有高Z轴具有较大的X射线吸收横截面在千伏能量范围内比生物组织大，因此将与千伏X射线束相互作用，以比生物组织更大的概率产生光电子和俄歇电子（Hossain&Su，2012).

虽然光电子的能量很高，可以传播到数百微米，但俄歇电子的能量较低，在原子附近的较短范围内沉积了大部分能量，通常小于一微米。如果原子高Z轴沉积在细胞核内或附近，细胞接收到的剂量将因入射X射线产生俄歇电子而增强。

高-Z轴由于纳米医学领域的发展，纳米载体（Serda等。, 2011). 纳米载体是一种纳米大小的化合物，能够传递由肿瘤细胞特异性生物分子制造的NP，这些生物分子促进肿瘤对NP的吸收，并导致肿瘤中NP的浓度高于周围正常组织（Ljubimova等。, 2014). 因此，使用高-Z轴NP可能会增加肿瘤体积的剂量，而不会增加健康组织的剂量。

目前正在研究和试验的各种纳米载体包括基于脂质的、基于聚合物的、无机的、病毒的和药物结合物，它们提供被动靶向、主动靶向甚至触发释放给肿瘤（Tran等。, 2017).

以前在高剂量研究中报告过剂量增加-Z轴材料和NP体内,在体外并通过使用千伏和兆伏能量的模拟（拉赫曼等。, 2009; 道格拉斯等。, 2013; 林等。, 2015; 罗莎等。, 2017; Kuncic&Lacombe，2018年).

在承受肿瘤的动物模型中，观察到千伏和兆伏光束（包括SSRT和MRT光束）在高电压下的存活时间增加-Z轴材料和NP在辐射治疗前已经使用（Hainfeld等。, 2004; 亚当等。, 2006; 迪福等。, 2016). 同样，暴露于高浓度-Z轴辐照前的NP（Kunjachan等。, 2015; 德塔普等。, 2016; 波波夫策等。, 2016).

由于多种原因，报告的剂量增强差异很大：所用肿瘤或细胞系的类型、NP的大小、形状、表面涂层、浓度以及给药和放疗之间的时间。然而，在审查了各种报告的NP剂量增强因子（DEF）后（她的等。, 2017; 罗莎等。, 2017; Kuncic&Lacombe，2018年)很明显，除了高光电效应的物理增强外，还存在增强效应-Z轴NP。

其中许多实验报告了总生物剂量增强，包括物理增强与细胞或动物模型内的化学和生物增强相结合。增强的总组合可以解释剂量增强随不同细胞株、NP大小、形状和浓度的变化，以及即使在主要相互作用为康普顿散射（几乎独立于Z轴)而不是光电效应。

通过诱导DNA对电离辐射由于NP的活化表面，自由基和催化剂的形成增加。如果NP足够小，可以定位在细胞核中，那么DNA键可能会减弱，导致DNA损伤。即使没有辐射，NP也可以与分子氧结合生成活性氧物种（ROS）。辐射使活性氧进一步增强，导致细胞死亡增加。Misawa和Takahashi（2011年)发现通过100kVp X射线产生的ROS随着AuNP的加入而增加。随着NP粒径的减小和NP浓度的增加，放射增敏作用增强。

活性氧水平升高会增加细胞的氧化应激，导致线粒体功能受损，从而导致生物增强。NP也可能干扰细胞周期效应并抑制辐射诱导的DNA损伤修复，从而使细胞对辐射更敏感（她等。, 2017). 唉，促进整体生物增强效应的增强效应组合极难单独分离；然而，可以直接测量物理剂量增强分量。

辐射变色聚氨酯剂量计PRESAGE为测量高剂量的物理剂量增强效应提供了独特的机会-Z轴不依赖生物增强的NP。压力剂量计发生变化光密度与剂量成比例的辐照后（OD）（Adamovics&Maryanski，2003, 2004, 2006). 对最初的PRESAGE配方进行改进后，剂量计的辐射等效于水，适用于从千伏到兆伏的各种X射线能量（Alqathami等。, 2012一, 2012b条, 2015)和质子束（Gorjiara等。, 2011, 2012, 2013).

与其他剂量计相比，PRESAGE的另一个显著优点是，它可以制造成几乎任何所需的形状或尺寸，从而适用于各种分析技术，包括1D和2D UV–Vis分光光度法（Krstajić等。, 2004; 尤卡哈纳等。, 2016)，3D光学CT扫描（Clift等。, 2010; 杰克逊等。, 2015; 凯泽鲁等。, 2017)和使用激光扫描共焦显微镜（LSCM）的3D高分辨率（Gagliardi等。, 2015).

我们之前的研究已经证明了水当量（WE）压力在一系列X射线能量范围内的放射反应（Gagliardi等。, 2018一)以及同步辐射X射线（Gagliardi）的剂量响应和稳定性等。, 2018b条).

在本研究中，我们研究了在金和铋纳米颗粒（AuNP和BiNP）存在和不存在的情况下制备的we PRESAGE在一系列能量范围内的响应，以分离和量化由于增加的吸收剂量增强能量传递而沉积作用主要由光电效应引起的总生物剂量增强效应。

2.材料和方法

WE PRESAGE剂量计由AuNP和BiNP组成。辐射有效值的变化原子序数(Z轴_效率)进行了计算。在用三种不同的辐射源照射后，利用辐射变色反应的紫外可见光谱对吸收剂量增强进行量化。

2.1. 纳米粒子PRESAGE剂量计制造

纳入PRESAGE剂量计的AuNP是单分散的5nm金1-巯基-（三乙基二醇）甲醚功能化NP（Nanoporobes，Inc.NY，USA）和单分散的50nm金聚乙烯吡咯烷酮（PVP）涂层纳米球（nanoComposix，San Diego，CA，USA）。

PRESAGE剂量计中的BiNP是多分散的5–50 nm硫化铋聚乙烯吡咯烷酮涂层球体（Bi₂S公司_三–PVP）和99.9%纯双金属基单分散80 nm双金属球（美国德克萨斯州休斯顿美国研究纳米材料公司）。

PRESAGE剂量计是通过前面描述的方法制造的（Gagliardi等。, 2018b条)使用聚氨酯树脂前体Crystal Clear 204 A部分和B部分（Smooth-On Inc.Easton，PA，USA）。将绿孔雀石绿（LMG）（Sigma–Aldrich）（2 wt%）溶解在A部分（48.95 wt%。

使用超声波发生器Soniclean 250T（Soniclean-Pty.Ltd，Thebarton，SA，Australia）通过超声波将NP并入B部分（44wt%）中1小时。然后将氯仿（Sigma–Aldrich）（5%）添加到B部分-NP混合物中，以产生在辐照后氧化LMG所需的自由基。在添加催化剂二月桂酸二丁基锡（DBTDL）（默克公司，德国达姆施塔特）（0.05 wt%）之前，将这两种成分彻底混合在一起。将所得混合物分配到聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA）分光光度计试管（12 mm×12 mm×45 mm）中，并在414 kPa（60 psi）压力下固化24–48 h。

添加金属化合物（如DBTDL）会加速聚氨酯前体的聚合，从而缩短PRESAGE剂量计的固化时间，并提高剂量计（Alqathami等。, 2012一).

在该配方中添加DBTDL也会改变Z轴_效率PRESAGE剂量计在宽X射线能量范围内与水在放射学上等效（Alqathami等。, 2015). 计算Z轴_效率对于这种PRESAGE配方Z轴_效率在10 keV至10 MeV的有效能量范围内1.7%的水（Gagliardi等。, 2018一).

使用自动Zeff软件（泰勒等。, 2012)，其中考虑了发生的所有光子能量吸收过程Z轴_效率1 m处AuNP和BiNP加载剂量计的计算值M（M）浓度如图1所示以及WE PRESAGE。

图1 放射科Z轴效率基于全光子能量吸收过程（泰勒等。, 2012)对于水，WE PRESAGE，WE RESAGE加载Au（1 mM（M）)并且WE PRESAGE加载Bi（1米M（M）).

NP负载剂量计具有更高的Z轴_效率在低能范围内，与WE PRESAGE相比，在0.03 MeV（30 keV）下，Au和Bi的最大偏差分别为8%和13%，在0.1 MeV（100 keV）时，Au与Bi的偏差分别为6%和10%，刚好高于K（K）-Au（80.7 keV）和Bi（90.5 keV）的边缘值。

使用上述方法制造了四个单独批次的试管。每批由100个试管组成，其中包含25个WE PRESAGE试管作为对照，再加上25个三种不同NP浓度的NP加载WE PRASAGE试管（图2).

图2 NP加载的WE PRESAGE填充试管；(一)0 m处5 nm AuNPM（M），0.25米M（M），0.5米M（M）和1.0米M（M）(b条)0 m处50 nm AuNPM（M），0.25米M（M），0.5米M（M）和1.0米M（M）(c（c）)0 m处5–50 nm BiNPM（M），0.25米M（M），0.5米M（M）和1.0米M（M）(d日)0 m处80 nm BiNPM（M），0.5米M（M），1.0米M（M）和2.0米M（M）.

2.2. 辐照

使用三个X射线源对样品进行辐照：一个临床浅层X射线装置、一个临床前同步辐射束线和一个临床放射治疗线性加速器。虽然预计直线加速器的兆伏能量不会有显著的剂量增强，但包括6个MV辐照是区分（i）NP引起的吸收剂量真正增加和（ii）金属NP引起剂量计化学灵敏度变化的可能性的重要控制，即单位吸收剂量的光学响应变化。

在每种情况下，每种剂量的辐照都是在既定的参考条件下进行的，以将规定的剂量传递到控制比色皿，因此，控制比色杯被校准为水剂量比。由于剂量增加，同样辐照的NP负载剂量计实际吸收的剂量高于这些剂量计。根据吸收剂量增强读出并解释光学变化。三个X射线源的参考条件决定了辐照的实验设置，确保在每个设置中，所输送的剂量位于试管表面。对于表面X射线装置和同步辐射束线参考剂量定义在模型表面，直线加速器深度为5cm。所有光束的输送剂量的不确定度均小于2%。

2.2.1. 表面辐照

在Alfred Health Radiation Oncology（澳大利亚阿尔弗雷德）的Pantak Therapax系列3 150T SXRT机器上，用150 kVp X射线和1 mm Cu的HVL照射NP加载的PRESAGE试管。为了确保辐照条件的再现性，使用两块1cm的固体水板和一个90mm×90mm×12mm的切口构建了一个全散射体模，以容纳多个比色皿并保持源到表面的距离（SSD）。图3(一)图中显示了两组四个未辐照试管，它们与虚拟试管一起排列在幻影中，以填充切出的体积。将一个焦距为15 cm的10 cm圆形涂敷器放置在试管上方，紧靠模型表面[图3(b条)]向试管表面输送2 Gy、5 Gy、10 Gy和20 Gy的剂量。

图3 (一)封闭PRESAGE试管的固体水模型(b条)SXRT辐照设置(c（c）)在有机玻璃模型中加压试管，并安装在IMBL上的样品台测角仪上(d日)直线加速器辐照设置。

2.2.2. 同步辐射

PRESAGE试管在澳大利亚同步加速器（澳大利亚维多利亚州克莱顿）的成像和医疗光束线（IMBL）上进行辐照。同步加速器储存环能量为3 GeV，环电流为200 mA，以自顶向下模式运行，为每次照射提供恒定剂量率。储存环中的超导多极摆动器（SCMW）插入装置在3.0 T下工作，产生多色X射线束，然后对其进行滤波真空中使用预定的过滤器组合：（0.45 mm石墨烯+21.21 mm高密度石墨+2.83 mm Cu）称为过滤器组4，F4（史蒂文森等。, 2017)和拉空过滤：（6.8米He+6.0米空气+1.05毫米Be+0.6毫米金刚石+0.15毫米Kapton+0.114毫米Al）。合成的X射线束为22 mm（W）×2 mm（H），平均能量为95.3 keV，计算剂量率为275 Gys⁻¹。在水模体表面计算了由真空中和拉空过滤与SCMW场强结合使用规范.exe专门为IMBL开发的程序（史蒂文森等。, 2017).

由于同步辐射束的大小，每个试管都在一个定制的有机玻璃模型中单独辐照，该模型连接到样品台角度计上，用于辐照[图3(c（c）)]. 模型的设计尺寸足以满足全散射条件，并确保反应杯表面在模型表面的可再现定位。测角仪能够通过X射线束动态平移模型，以在垂直方向产生大于2 mm的场。使用由纯钨（4 mm厚）制成的20 mm×20 mm掩模准直X射线束，以确保在12 mm宽的试管表面上有足够且均匀的覆盖。X射线束的强度在水平和垂直方向上向场边缘减小；然而，对于20 mm×1 mm的视场尺寸（Lye等。, 2016).

四个NP组中的每个组都有两个试管，分别照射到50 Gy、100 Gy和200 Gy的浓度。

2.2.3. Linac辐照

在Alfred Health Radiation Oncology（澳大利亚Alfred）的Novalis Classic（瓦里安医疗系统公司，Palo Alto，美国）直线加速器上用6 MV X射线照射预加试管。将试管放置在5 cm深95 cm SSD的固体水模型中，并用2 Gy、5 Gy、10 Gy、20 Gy和50 Gy照射到试管表面[图3(d日)].

剂量计在辐射后立即储存在−18°C的无光环境中，以防止任何褪色、后处理或暴露在紫外线下，并在辐射后8小时内根据先前确定的首选读出协议读出（Gagliardi等。, 2018b条).

同步辐射的剂量范围明显更高，因为样品台测角仪的速度上限可以在剂量率为275 Gy s时准确地将样品穿过光束传递低剂量（小于50 Gy）⁻¹另一方面，SXRT机器和直线加速器的剂量范围受到机器以1.112 Gy min的最大剂量率长时间运行的能力的限制⁻¹（SXRT）和最小6 Gy⁻¹（直线加速器）。

3.结果

3.1. 吸收光谱

带有和不带有NP的辐照试管的吸收光谱在630±1 nm处显示出最大吸收峰（图4). 使用零剂量比色皿基线校正每个NP的吸光度光谱，从而分离出剂量比例氧化LMG的吸收，而没有NP或功能基团的吸收。

图4 (一)辐照至200 Gy的试管的吸收光谱。WE PRESAGE以及0.5 m处的AuNP和BiNP的最大吸收为630 nmM（M）; (b条)一组辐照试管的示例：对于每种5–50 nm BiNP浓度，辐照到50 Gy、100 Gy和200 Gy的两个试管：0 mM（M），0.25米M（M），0.5米M（M）和1.0米M（M）.

3.2. 剂量反应

在对对照试管进行相同辐照的情况下，NP负载剂量计的OD增加更大，对应的吸收剂量也更大。响应梯度的变化可以解释为由于高浓度DEF的存在而吸收的DEF-Z轴NP。

图5显示了不同NP浓度下，与WE PRESAGE控制相比，SXRT、同步加速器和直线加速器辐照（分别为150 kVp、95.3 keV和6 MV）下AuNP样品OD的变化（5 nm和50 nm）。每个数据点是照射到相同剂量的两个试管的平均值，误差条表示两个试管之间的差异。使用具有相关系数的线性最小二乘拟合程序绘制每个系列中所有八个数据点的拟合回归线R（右）²>每个NP系列0.998。

图5 WE PRESAGE（对照）和浓度为0.25 m的5 nm和50 nm AuNP加载PRESAGE的OD随输送剂量的变化M（M），0.5米M（M）和1.0米M（M）在(一)和(d日)150千伏(b条)和(e（电子）)95.3 keV（平均值），以及(c（c）)和(（f）)6 MV。误差条代表每种样品类型的两个试管，每种剂量照射一次。剂量轴表示水辐射的剂量。对于相同的光束/曝光，NP加载样品吸收更多剂量。

将三束能量和不同浓度NP的BiNP样品（5–50 nm和80 nm）的OD变化与图6中的WE PRESAGE控制进行比较对于所有NP组，每单位剂量的OD变化显著增加(即图5中的梯度和6)对于SXRT和同步加速器辐照，直线加速器辐照与对照相比仅略有增加。不同能量的差异表明，NP负载剂量计内发生的主要相互作用过程的主导地位发生了变化。

图6 WE PRESAGE和浓度为0.25 m的5–50 nm BiNP加载PRESAGE的OD随输送剂量的变化M（M），0.5米M（M）和1.0米M（M）和80 nm BiNP加载PRESAGE，浓度为0.5 mM（M），1.0米M（M）和2.0米M（M）在(一)和(d日)150千伏(b条)和(e（电子）)95.3 keV（平均值），以及(c（c）)和(（f）)6 MV。误差条代表每种样品类型的两个试管，每种剂量照射一次。剂量轴表示剂量-水辐射。NP加载的样品对相同的光束吸收更多的剂量。

对于较低的X射线能量，150kVp和95.3keV，我们观察到与对照相比，OD的变化率增加，这是由于光电效应的强烈影响-Z轴NP。在6 MV的较高能量下，康普顿效应是主要的相互作用过程，几乎独立于Z轴因此，与对照组相比，我们只观察到OD的变化率略有提高。

重要的是，6MV辐照的最小梯度变化排除了梯度变化可能是添加NP后剂量计化学灵敏度变化的结果的可能性。表1比较图5中绘制的关系中OD相对于相同辐射的变化率和6.

表1 图5中拟合回归线的梯度和6[（ΔOD）×10−3吉−1] 不确定度是拟合回归线梯度的统计推导标准误差，四舍五入为一个有效数字。     能源 纳米粒子 浓度（mM（M）) 150千伏（±0.1） 95.3千伏（平均值）（±0.1） 6 MV（±0.1） 金5纳米 0 6 5.9 6 0.25 6.8 7 6.2 0.5 6.9 7 6.2 1 7 7.1 6.3 金50纳米 0 6.1 6 6.1 0.25 6.8 7 6.3 0.5 6.9 7.2 6.4 1 7.1 7.3 6.4 铋5–50纳米 0 5.9 5.9 5.9 0.25 6.6 7.1 6.1 0.5 6.8 7.3 6.1 1 7 7.5 6.2 铋80纳米 0 6 6 6.2 0.5 7 7.4 6.3 1 7.1 7.8 6.4 2 7.3 7.9 6.5

对照试管的梯度(即无NP:0 mM（M）)表示每批WE-PRESAGE的剂量-反应敏感性。典型的灵敏度约为Δ外径=6.0×10⁻³ 吉⁻¹，不同批次范围为5.9×10⁻³ 吉⁻¹和6.2×10⁻³ 吉⁻¹平均值为（6.0±0.1）×10⁻³吉⁻¹。由于每个NP系列都是用一批PRESAGE及其自己的一套控制剂量计制造而成，因此控制剂量仪的OD变化率存在这个范围。因此，控制剂量计OD变化率的变化是由于带间变化而非控制梯度的不确定性造成的。

NP组内OD的变化率随着所有能量中NP浓度的增加而增加，在95.3 keV的辐照下，OD变化率最高，其次是150 kVp和6 MV。

吸收的DEF是NP系列的梯度除以每个NP浓度在每个能量下的控制梯度的比率。表2列出了每种NP类型和浓度的DEF值并绘制在图7中.

表2 AuNP和BiNP在每个能量和浓度下的剂量增强因子 所述不确定度是构成比率的两个梯度的不确定度的求积和。 纳米粒子 浓度（mM（M）) 能源 150 kVp（±0.01–0.03） 95.3千伏（平均值）（±0.01–0.02） 6 MV（±0.02） Au 5纳米 0.25 1.13 1.18 1.03 0.5 1.15 1.18 1.03 1 1.16 1.20 1.04 金50纳米 0.25 1.13 1.16 1.03 0.5 1.14 1.19 1.04 1 1.16 1.22 1.05 铋5–50纳米 0.25 1.12 1.21 1.03 0.5 1.15 1.24 1.04 1 1.18 1.28 1.05 铋80纳米 0.5 1.15 1.24 1.02 1 1.17 1.29 1.03 2 1.21 1.32 1.05

图7 DEF与NP浓度(一)AuNP和(b条)150 kVp、95.3 keV（平均值）和6 MV时的BiNP。误差条表示DEF中的总不确定度（见表2).

对于AuNP，两种NP尺寸的DEF在150 kVp时的范围为13%至16%，随浓度增加而增加。95.3 keV的DEF较高（16%至22%），而6 MV的DEF仅为3%至5%。BiNP表现出类似的趋势，通常在150 kVp时DEF较高，为12%至21%，在95.3 keV时为21%至32%。6 MV时的DEF再次仅为2%至5%，反映出K（K）-高能光子的边缘能量。同样，NP大小的差异对DEF没有显著影响。

4.讨论

PRESAGE剂量计中AuNPs和BiNPs测量的DEFs表明，由于原子序数光电效应主导的相互作用过程。绝对剂量增强可被视为剂量响应曲线相对于使用相同光束照射到相同数量的监测单元（或光束注量）的控制剂量计的梯度增加。在150 kVp和95.3 keV的千伏能量下观察到的剂量增强为12–32%，而在6 MV时仅为2–5%。

原则上，相对于无NP的控制剂量计的吸收剂量增强与WE PRESAGE中添加金属成分引起的化学敏感性变化无法区分。这可以通过考虑添加更多报告化合物的类比来理解。

然而，这里我们使用了6 MV辐照来证明情况并非如此。如果金属NP的加入改变了OD对剂量的固有敏感性，那么我们将观察到NP加载剂量计的梯度也会有类似的增加，而与束流能量无关横截面预计剂量会增加，我们只观察到一个小幅度的增加，这与人们熟知的6MV直线加速器束低能成分的电子密度和横截面的小幅度增加相一致。

在150 kVp和6 MV时，DEF的不确定度范围分别为0.01–0.03和0.02，而95.3 keV的大多数不确定度为0.01。95.3 keV的不确定度降低是由同步辐射发生的剂量范围引起的，从50 Gy到200 Gy，其中OD的变化远大于2-50Gy，因此，与OD的总体变化相比，相同剂量照射下相同浓度的两个试管之间OD变化的差异很小。这导致OD变化梯度的不确定性较小，因此DEF的不确定性也较小。

95.3 keV辐照的剂量增加比150 kVp高3-12%。这可以通过光束光谱能量和K（K）-金和铋的边缘。平均能量为95.3keV的同步加速器束的光子光谱更接近于K（K）-Au和Bi的边缘能量（分别为80.7 keV和90.5 keV），而150 kVp SXRT光束的平均能量约为50–75 keV。同步加速器光束的光谱注量比K（K）-边缘。

BiNP的DEF大于AuNP，为95.3 keV；然而，在150 kVp和6 MV时，DEF在实验不确定性范围内相似。AuNP和BiNP在千电子伏特能量下的剂量增强约为6MV时的5-6倍，这是由于接近K（K）-边缘能量。

将测量的DEF与其他已发表的结果进行比较，可以发现各种系统，包括NP化合物和尺寸、光束能量和光谱。这使得直接比较变得复杂。阿尔卡萨米等。(2016)发现50 nm Bi的剂量增强₂O（运行）_三0.5 m浓度下的NP和50 nm AuNPM（M）与使用溴基自由基引发剂制造的PRESAGE剂量计中的6 MV相比，使用SXRT 100 kVp光束的辐射剂量也高出5-6倍。

本工作中观察到的测量相关性比Alqathami报告的100 kVp下的DEF要温和得多等。(2016)在0.50米处，AuNP为1.77，BiNP为1.90M（M）浓度。DEF大小的差异由两个可能的原因引起：（i）控制梯度的较低值0.0055 Gy⁻¹这明显低于他们之前报道的用0.0089 Gy的溴基自由基引发剂制造的PRESAGE剂量计⁻¹（阿尔卡萨米等。, 2012b条)和0.016 Gy⁻¹（阿尔卡萨米等。, 2013); 以及（ii）该工作中报告的100kVp X射线束与我们工作中的95.3keV（平均值）同步加速器束或150kVp束不可比较。100kVpX射线管束的光谱百分比较高，远低于K（K）-Au和Bi的边缘能量，其中放射学偏差Z轴_效率与PRESAGE相比，其值大于同步辐射束（图1).

塔哈等。(2018)使用蒙特卡罗（MC）模拟评估通过添加铋在肿瘤模型中的剂量增强₂O（运行）_三具有低能（34.4 keV）X射线的NP¹³¹Cs来源。在70mg的相对高的浓度下，与没有NP的肿瘤相比，所报告的对肿瘤的剂量增强是18.55倍⁻¹Bi公司₂O（运行）_三NP（350米M（M）)在肿瘤中，5 mg g时增加2倍⁻¹Bi公司₂O（运行）_三NP（25米M（M）)在肿瘤中。我们研究中使用的最大BiNP浓度为2 mM（M），相当于0.4 mg g⁻¹.

一些研究报告了AuNP和BiNP的DEF随着PRESAGE剂量计中NP浓度的增加而增加（Alqathami等。, 2016)SXRT能源的MC模拟（侯赛因和苏，2012; Zheng&Chow，2017年). 我们观察到，尽管DEF的增加与NP浓度不呈线性关系（图7），但在兆伏SXRT下，DEF的浓度以及AuNP和BiNP的同步加速器能量总体上都有所增加). PRESAGE剂量计（Alqathami）中AuNP和BiNP也报告了这种非线性关系等。, 2016)浓度增加五倍只会导致DEF增加70%。

当研究测量的剂量增强随NP浓度的增加而增加时，我们使用NP加载PRESAGE剂量计的紫外可见分光光度法的实验配置的一个局限性是辐照前（以及辐照后）剂量计OD的绝对值。随着NP浓度的增加，未辐照剂量计的OD也会增加——辐照前可能会达到分光光度计的吸光度上限[3.3吸光度单位（AU）]。因此，OD高于此值的任何变化都是不可测量的，这反过来又对NP浓度设置了上限，可以使用此实验配置进行研究。然而，可以研究临床相关浓度，在我们的任何测量中都没有观察到光学饱和度（见图5和6). 同步加速器束1米的测量剂量增强为20–22%M（M）AuNP和28–32%（1m）M（M）和2米M（M）BiNP。当考虑NP毒性的重要性时，这些浓度与临床相关。在未来的工作中，可以通过使用较短路径长度的试管优化实验配置，使用同步加速器微束（Doran等。, 2017)或使用不在LMG吸收曲线峰值的替代读出波长。

AuNP或BiNP的NP大小的DEF没有明显差异，这意味着NP的剂量增强在5 nm和80 nm之间不依赖于大小，或者我们使用PRESAGE剂量计的研究不够敏感，无法观察到对剂量增强的微小依赖性（如果存在）。

在我们的PRESAGE剂量计中测量到的剂量增强在千伏能量下比在6MV下更大，6MV的最大DEF为1.05；然而，在体外对不同大小和表面涂层的不同细胞系和AuNP的研究表明，在1.59–1.86的6 MV电压下，对细胞活力的影响更大，而在千伏能量下，影响更大（Wang等。, 2015; 线路接口单元等。, 2008).

在细胞中观察到6 MV高剂量增强在体外因此，应视为总生物效应增强，因为由于能量沉积增加而导致的吸收剂量增强预计不会如此显著。总生物效应增强是吸收剂量增加加上化学和生物增强的组合，所有这些都有助于放射增敏。

了解这些过程的个别贡献及其对NP浓度的依赖性非常重要。先前的研究（下文详细讨论）表明，NP的生物效应增强超过了仅由吸收剂量增加所解释的因素。人们观察到NP的组成、大小和形状对其有很大的依赖性，并将其归因于化学和生物过程，其中最重要的是细胞摄取。这相当于影响所达到的NP浓度。有关NP尺寸、形状和表面涂层对细胞吸收效率的详细讨论，请参阅Butterworth的作品等。(2012)，奇特拉尼等。(2006, 2010)，王等。(2013)，谢等。(2017)和沃尔夫等。(2015).

所报告的在体外和体内临床X射线束的研究表明，同步加速器束的总生物剂量也可能进一步增加。在我们的研究结果中，考虑同步辐射束的细胞和动物模型中的化学和生物增强，可能会使总效应超过仅物理吸收剂量增强的20-32%。20–32%以上的剂量增强可以显著改善深度处靶体积的剂量传递，其中同步辐射束（平均95.3 keV）在50 mm深度处大约衰减了2倍，在100 mm深度处衰减了5倍（Gagliardi）等。, 2018b条)如果同步辐射束在到达目标体积之前穿过组织和骨骼，则会更大。由于平均X射线束能量的增加，X射线束深度穿过组织和骨骼的硬化也可能影响靶体积的物理剂量增强。

增加NPs浓度会增加吸收剂量；然而，由于OD使样品太不透明，无法使用紫外-可见分光光度法读出，因此可以加载到PRESAGE试管中的NP浓度有一个限制。这是对使用PRESAGE测量DEF的限制，而不是可实现吸收剂量增加的饱和。较高浓度的NP可能会进一步增加吸收剂量；然而，必须考虑对生物的毒性。

当考虑将NP用于临床试验的剂量增强时，必须注意，只有当NP具有生物相容性时，才有可能在动物和人类模型中使用NP，因为NP的性质与惰性金属形式有很大不同。用于传递NP和促进肿瘤优先摄取的纳米载体不得对受试者有毒，因此，如果对健康组织的毒性副作用更大，则肿瘤剂量的增加是徒劳的（Yildirimer等。, 2011).

一些研究综述了AuNP和BiNP的毒性在体外（那霸等。, 2015; 燕鹏等。, 2017; 邓等。, 2017; 洛佩兹·查维斯等。, 2018; 阿布代亚克等。, 2017). NP的大小、形状、结合物类型、给药途径和不同细胞系的免疫反应的影响可能有很大差异。细胞毒性通常随浓度增加而增加；然而，由于尺寸、形状和共轭物的可用选择，金和铋的细胞相容性仍然很高。

海因费尔德等。(2011)找到了50%致死剂量或者，当注射到小鼠体内时，11nm AuNPs杀死50%动物的剂量（LD50）大于5g/kg Au；然而，在注射浓度低于每公斤2.7克和4克Au的LD50的小鼠中观察到了显著的剂量增强（Hainfeld等。, 2004; 海因费尔德等。, 2013). 剂量增加在体外已报告浓度为0.25–1 mM（M）对于约等于0.25–1 g Au l的Au⁻¹（拉赫曼等。, 2009)比AuNP的LD50低5倍。本研究中使用的NP浓度也大大低于小鼠体内AuNP的LD50约5倍，因此此处研究的浓度具有临床相关性。

如果以最佳能量使用单色同步辐射束来增强AuNP和/或BiNP的剂量，同步辐射的物理吸收剂量增强可能会进一步增加。在本研究中，利用典型的MRT多色光谱，初步研究了NP对同步产生的微束阵列的物理剂量增强效应。

5.结论

在NP加载PRESAGE剂量计中测量了AuNP和BiNP的物理吸收剂量增强。对于5nm和50nm的AuNPs，在1m处的剂量增加高达22%M（M）在95.3keV平均能量同步加速器束中照射的浓度和在150kVp SXRT束中照射16%的浓度。同样，对于BiNP，在95.3 keV平均能量同步加速器束中辐照5–50 nm（多分散）和80 nm BiNP时，剂量增加高达32%，在150 kVp SXRT束中，浓度高达2 m时，剂量增长高达21%M（M）AuNP和BiNP的6MV照射的剂量增加仅达到最大5%。

在相同浓度下，在同步辐射束中，Bi因NPs的存在而引起的剂量增强高于Au，在SXRT束中也相似。X射线相互作用引起的吸收剂量增强在千伏时高于兆伏能量，且与NP的大小无关；然而，DEF的增加与NP浓度不呈线性关系。这反映了沉积的额外能量的相互作用效率降低。可实现的吸收剂量增加也将受到细胞吸收和细胞毒性的限制。因此，物理剂量增强的可能数量存在实际限制。未来的细胞和动物模型实验不仅应考虑提高浓度的吸收效率，还应考虑由于NP的大小、形状和表面涂层可能产生的生物和化学增强，以及此处测量的吸收剂量增强，对整体生物效应的增强有显著贡献。