放射肿瘤学备课笔记

肿瘤放射治疗学

备课笔记（讲稿）

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北京大学肿瘤医院肿瘤放疗科徐刚

第七章    外照射放射治疗机

讨论外照射放射治疗机的目的，是要了解各种机器的功能和射线特性，以利于放射治疗计划的制订和执行。

第一节    外照射放疗的核物理基础

一、外照射射线的主要特性

肿瘤放射治疗主要是利用放射线的穿透性和使生物分子电离的特性。常规用于外照射放射治疗的有X线、γ线和电子束。X线、γ线统称光子,前者由深部X线机或医用电子加速器产生，而后者是由放射性核素在衰变到稳定状态时释放的射线。X线可因调节电压而改变其质(穿透性)，而γ线在不同的放射性核素有其固定的能量，如60Co在衰变过程中可产生1.17和1.34MeV两种能量的γ线(平均1.25MeV)，光子本身没有电离作用，但与吸收介质(人体组织)作用时，发生光电效应、康普顿效应和电子对效应，产生大量的正、负离子而具有电离作用。电子束不但有直接的电离作用外，还能在组织内产生下述的X线发生的全过程，而产生更多的电离粒子。

在国外，高LET射线也常用于外照射治疗，显示出了极好的物理和生物学上的特性(见后述)。

二、X线的发生

X线是由于X线机球管阴极灯丝产生的高速阴极电子突然受到阳极靶物质的阻挡而发生的。高速阴极电子与阳极靶物质作用时可发生以下3种情况：①高速电子作用在靶物质原子的外层电子轨道，使电子击离，形成自由电子，原子本身变成带正电称电离；②高速电子把靶原子内层电子击离，外层轨道电子随即通过跃迁填补其空穴，从而释放光子，称特征辐射，此光子为特征X线，其能量取决于靶物质原子两层相邻轨道电子结合能的差，与入射电子的能量无关，而电子结合能的大小取决于靶物质，特征X线的能量可代表靶物质，故又称标识X线；③若高速电子经过靶原子核附近时，使原子核受激，原子核在返回稳态时释放光子，入射电子本身由于核电场的作用发生偏转，改变速度，并将其一部分或全部能量转化为电磁辐射，即入射电子损失的能量等于光子的能量，该现象称轫致辐射，产生的X线能谱是从低能到高能的连续线谱，故称为连续X线。特征X线和连续X线中能量较低的长波射线穿透力低，不适宜深部肿瘤的治疗，又可加重正常组织的反应和损伤，在临床使用时，常用不同厚度、不同材料制成的过滤板(Filter)将低穿透性的“软线”滤去，用不同材料和厚度的过滤板，虽X机管电压相同，但进入体内的X线质是不同的，此时显然不能用电压（kV）来表示X线的质，故临床上常用半值层（HVL）来衡量。HVL的含义是使射线的强度（是射线的量而不是质）减小一半所需的某种滤过物质的厚度，一般光子经7个半值层滤过后，其强度可减小至0.1% 。

医用电子加速器的高速阴极电子未撞击靶而被直接引出即为高能电子束，其达到机体组织后可同样发生上述作用情况，且本身有直接电离作用。入射电子若能量大于靶原子核的结合能时，可击出核内的中子。

三、射线与人体组织的相互作用

光子（Ｘ线、γ射线）与被照射介质（组织）相遇时可发生以下几种情况：①光子与介质原子的内层电子相遇，把能量全部传递给该电子，电子从轨道上被击出，外层电子向内补充（跃迁），发生特征辐射，称光电效应，击出的电子称“光电子”，而该原子成为正离子；②光子将部分能量转移给电子，使其击出，击出的电子称反冲电子或康普顿电子，这种现象称康普顿效应，入射光子以其残余能量向另一方向运动，此时的光子称散射光子（散射线），同样可使靶物质的其他原子的轨道电子发生光电效应和康普顿效应；③当光子能量大于1.02MeV时，在通过原子核附近时，受核电场影响而突然消失变成正、负2个电子，称电子对效应，正、负电子有动能时可产生电离作用。当正电子能量耗尽时，能与吸收介质原子的电子结合转变为能量各为0.51MeV的2个光子，称湮没辐射。

在发生上述现象时，除了产生的光电子、反冲电子及电子对效应的正、负电子和失去电子后的原子成为的正离子均直接有电离作用外，这些电子还可作用于介质的其它原子，重复发生上述三种效应，此过程重复多次，可产生大量正负离子，它们在肿瘤治疗中起到电离作用。

当不同能量的光子与人体组织相互作用时，其发生光电效应、康普顿效应和电子对效应的重要性不同。在光子能量较低时，光电效应起主导作用，能量达1MeV时，以康普顿效应占优势，光子能量达1.02MeV时，开始出现电子对效应。一个光子与被照射物质发生上述三种效应时，都有一定的概率，概率大小用原子截面来衡量，以σ代表截面，截面单位为靶恩（b），1靶恩=10-28m2。光电效应、康普顿效应和电子对效应各有独立的作用截面，分别以σρh 、σe 和σρ 表示。截面大小与光子的能量和靶物质的原子序数有关：光电效应时，截面大小与射线能量（hv）及靶物质原子序数（Z）的关系为σρh ∝Z4/hv3；康普顿效应为σe ∝Z/hv；电子对效应为σρ∝Z2•（hv-1.02）。从中可见，用低能射线照射时，其时以光电效应吸收为主，被照射组织的吸收与原子序数及放射线能量关系密切，即骨吸收明显比软组织（包括肿瘤）为多，易造成骨的放射性损伤，而60Coγ线的平均能量为1.25MeV（相当高能X线3-4MV），此时以康普顿效应为主，与吸收组织的原子序数关系较小，骨与软组织吸收大致相仿，若射线能量进一步增高，电子对效应所占比重增大，骨吸收又开始增加，但无光电效应明显。

临床上常用的放射剂量单位为吸收剂量单位，以焦耳/千克（J/kg）表示，其专用名称为戈瑞（Gy）。1Gy表示射线传递给1千克介质（组织）的辐射能量为1焦耳，1Gy=100cGy=100Rad ,Rad（拉德）单位现已废弃不用。吸收剂量单位不能与照射量单位混淆，后者仅反映光子辐射本身的性质，即在某点空气中产生电离的能力，用库仑/千克（C/kg）表示，旧制的伦琴（R）单位也已废弃使用。根据前述，用相同的照射量，但用不同能量的射线，对不同性质的吸收介质，则吸收剂量可明显不同。

四、线性能量转换（LET）

放射线按单位长度轨迹上能量丢失密度即线性能量转换（linear energy transfer,LET）分高LET和低LET射线两大类，LET以keV/μm表示。国内常用的放射治疗机产生的X线、γ线均为低LET射线，60Co的LET为0.3 keV /μm ，高能X线为3 keV /μm ，而中子、负π介子和重离子等均为高LET射线，中子的LET在10 keV /μm 以上，α粒子则可高达100 keV /μm以上（见表1-7-1-1）,从表1-6-1-1中可见，X线或γ线的Q值为1，快中子的Q值为10，即10Gy的快中子将导致与100Gy X线相等的损伤。高、低LET射线的放射生物效应不同，高LET射线的相对生物效应（RBE）高、氧增强比（OER）低、对增殖周期中各期相细胞和非增殖周期（Go期）细胞的放射敏感性差异小，且几乎没有或较少有细胞的非致死性损伤的修复。

五、照射方式

在照射方式上，放射治疗可分为远距离照射(外照射)和近距离照射。放射治疗通常应用远距离照射法，其优点为照射范围大、深度量高，靶区内同一平面剂量相对均匀以及操作方便等。近距离治疗是将放射源置于体表面、体腔内（如食管、子宫等）或插入组织内进行放疗，其剂量分布特点是靠近放射源处在较短时间内可得到极高剂量，而随着离放射源的距离加大，剂量梯度急剧下降，一般需与远距离外照射配合治疗(见近距离放射治疗章节)。至于将放射性核素或与放射性核素结合的药物用口服或静脉注射方法使其浓集到特定的组织器官内进行的放疗称内照射治疗，这不在本章讨论范围之内。

第二节    理想外照射放射源条件

一、理想的剂量分布

    理想的剂量分布．指从一个方向的入射线的能量较为单一，并能在肿瘤深度达到高剂量，而肿瘤前、后的正常组织剂量较低，旁向散射又很少，有利于保护正常组织，这体现了射线的物理性能良好。单野照射时，X线、60Coγ射线进入体内后，从最高剂量点开始，随着深度增加，剂量逐渐下降，对深部肿瘤达不到杀灭剂量，而肿瘤前后的组织均受到较大剂量照射；医用加速器产生的电子束特点是进入皮肤以后，一直维持较高的剂量，在预定肿瘤深度(可调节能量)后面骤然下降(虽有γ污染，但剂量极低)，保护了后面的正常组织。质子、负π介子和重离子(碳、氮、氖等)等粒子在组织表面，能量损失较小，随着深度增加，粒子运动速度逐渐减低，能量损失逐渐加大，在接近射程末时，粒子能量很小而运动速度很慢，能量损失率突然增加，形成电离吸收峰，称布拉格(Bragg)峰，当粒子最后静止时，能量损失率急剧降为零，这样。肿瘤前与后的组织所受剂量均相对较低。负π介子除了形成Bragg峰区外，尚能形成电离星云分布曲线，在局部形成高电离密度。

用理想剂量分布的射线，即可用单一射野达到肿瘤致死量，又能保护正常组织。

二、能杀灭乏氧细胞

    由于低LET射线(X线，γ射线、电子束)的OER值高，即对氧存在的依赖性大，使肿瘤组织中占很大比例的乏氧细胞存活下来，造成治疗的失败。高LET射线由于电离密度高，其OER较低LET射线明显为小，故肿瘤内含氧量大小对射线杀伤作用的影响不大，而且某些高LET射线具Bragg峰区的剂量分布，允许对肿瘤局部照射更高的剂量。因此，高LET射线对乏氧细胞的杀伤具有极大的优越性。

三、能杀灭非增殖期细胞(G0期)

    在第五章已指出，细胞的放射敏感性随细胞分裂周期而变化，特别是非增殖期细胞(Go期)更具放射抗拒性。而受这种变化的影响，在高LET射线要比低LET小。因此可认为高LET射线更能杀灭可造成复发的非增殖期细胞和相对不敏感的S期相细胞。

第三节   千伏级X线治疗机

千伏级X线治疗机是最古老的外照射治疗机，但现仍较广泛应用于表浅肿瘤和皮肤病的治疗，在高能射线治疗机问世前，也用于较深肿瘤的治疗。但由于其能量较低，又属低LET射线，理想放射源的三个条件均不能达到，故疗效差、对皮肤、骨骼的损伤大。优点是在其允许的范围内，可随意调节电压和电流以改善X线的质和量。千伏级X线的相对生物效应(RBE)也较高，以X线的

RBE为1，则60Coγ射线为0.8-0.9。对于初入门的放射治疗医师，也应该了解X线治疗机的工作原理和射线特点。

一、X线机的一般结构

1. X线球管  是一真空的玻璃管，内含阴极灯丝和阳极靶。

   (1)真空的目的是为了避免高速阴极电子到达阳极靶之前损失能量，并能保护白炽的灯丝免遭烧毁。因此，使用时要保证真空度的完整，尽量做到恒温恒湿保存。开机时要注意“训练”，即从低mA、低kV逐渐增加到实际应用时的高mA和高kV，特别是对新x线球管，这种“训练”更显重要。

   (2)灯丝(阴极)：用钨作灯丝，发射电子的能力强，调节灯丝电源可以改变mA，mA代表X线的强度。使用时应注意开机加热灯丝一定时间后，才能按动电压开关，增高电压，否则会使灯丝烧断。调高mA可增加x线的强度(量)，但应注意机器的允许电流范围。

   (3)靶(阳极)：由粗大的铜棒和较小的钨靶组成，钨的原子序数大、熔点高，而铜散热快，能及时散发靶面产生的大量热量。千伏级的X线发生过程中，阴极电子大部分能量以热和光的形式损失，只极少部分能量转变为X线。因此，使用中应注意球管的冷却，X线治疗机一般采用油循环散热，为避免热量积蓄，连续使用时间不宜过长。

    2. 高压(加速电场)发生器

    一般通过自耦变压器调节高压(用kV表示)，可得到相应的x线的峰值能量(不是平均能量)，调节kV能改变X线的质。

3. 控制系统

    包括一系列开关和仪表。

4. 治疗用附件

    包含限光筒和过滤板等。

二、X线球管阴极电子与靶作用后的能量转换

    X线是由从阴极灯丝发出的高速电子突然受到阳极靶的阻挡而产生的(见上述)。阴极电子作用于靶物质后的能量损失主要以光和热以及X线辐射两种形式出现。前者的能量损失称碰撞损失，后者称辐射损失(包括特征辐射和轫致辐射)。两者之比根据经验为：

    碰撞损失/辐射损失 ≈ 816MeV/(T?Z)

    式中T表示电子动能(MeV)，Z为靶物质原子序数。

    电子动能越小(能量越低)，则碰撞损失(光和热)所占比例越大；能量越高，则辐射损失(产生X线)越大。

    例1： 用250kV(管电压为0.25MeV)的X线，钨靶Z=74，求碰撞损失?

    解： 碰撞损失/辐射损失=816/(0.25×74)

         碰撞损失/(碰撞损失+辐射损失) = X/100% = 816/[(816+0.25)×74]

         X=97.8%

    即碰撞损失约为98％(光和热)、辐射损失(X线)为2％。因此，在使用X线机时特别要注意X线球管的冷却保护。

    例2：直线加速器8MeV X线，经计算42％为X线，58％为碰撞损失。故产生的热量大大低于千伏级X线。

    临床上常用的千伏级X线根据能量不同分三种类型：

    ⑴ 接触X线10-60kV；

    ⑵ 浅层X线60-160kV；

    ⑶ 深部X线180-400kV。

    前面章节中已提及，X线有两种成分，即特征辐射和轫致辐射。后者的能量谱呈连续的，X

线管的加速电压越高，线谱越向高能方向移动，对治疗越有利。增加管电压可改善能谱的高能性(质)，但因X线机的容量所限，不能无限增加电压，只能依靠加用过滤板来滤去低能的谱线，改善X线的质以增加深度量。

    用千伏级的X线治疗时，一般只需用一定铅当量的铅橡皮直接覆盖在皮肤表面，以遮挡照射野外的正常组织。

三、X线质的改进

    借助某种材料制成的过滤板，将连续射线中的低能部分滤掉，保留穿透力强的高能部分，可减少皮肤和肿瘤浅部正常组织的放射受量，而使肿瘤得到更高的剂量。使用过滤板，应注意以下4点。

    1.不同能量的X线，选用不同材料及厚度的过滤板，140kV以下用铝，140kV以上用铜或铜加铝的复合材料过滤板。同一材料但厚度不同的过滤板，过滤性能也不一样，使用时应加以区分。

    2.同一管电压的X线，过滤板不同，所得X线半价层(HVL)不同，HVL值需经实际测量。

    3.使用复合过滤板要注意次序，绝不要插反。原子序数大的(如铜)应面向球管，下面则是原子序数小的(如铝)，主要目的是滤掉高原子序数物质产生的较高能量的特征X线。

4.过滤板材料的原子序数越大、越厚则过滤性能越好，所得X线的质也越“硬”。但X线强度将大大减小，治疗时间延长，不够经济。

第四节   钴-60治疗机

人工放射性核素的问世，使放射治疗进入了高能射线时代。钴-60(60Co)外照射治疗机的投入使用，使肿瘤放疗的5年生存率提高了一倍。由于60Co治疗机价格便宜，维修方便，现仍在国内外很多医院广泛使用，根据我国的国情，60Co治疗机在很长时间内仍将是肿瘤放疗的主要工具。因60Co射线的能量基本上满足了深部肿瘤的治疗需要，与千伏级X线比较，具备了高能射线的优点。因此，本节详细介绍钴治疗机的目的是为了举一反三。以60Coγ射线的特性作为典型，以此理解其他高能射线的特性。

一、60Co源的物理性质及其意义

    放射性钴源是用天然金属 5927Co放入原子反应堆中，受中子轰击而产生的人工放射性核素。6027Co不稳定，在衰变过程中放出电子(β射线)、γ射线，最后变成稳定的元素镍(6028Ni)。β射线能被钴源外壳吸收，故可将60Co源看成为单纯的γ射线源，它的两种γ射线能量比较接近，分别为1.17MeV和1.33MeV，平均能量为1.25MeV，可认为是单能射线，有利于组织内剂量分布的计算和正常组织的保护，其深度量相当于峰值3-4MeV的高能X线(因是连续X线)。

   

60Co的半衰期为5.2610年，平均每月衰变约1% ，呈指数衰减，如100×3.7×1010贝可(Bq)，一月后为99×3.7×1010 (Bq)，再一个月后为98.01×3.7×1010 (Bq)，一年总衰变约12.3%。以公式表达为：I =I0?e-λt 。式中，I0为原有强度，I为衰变后强度，λ=0.693/半衰期(T)，t为衰变时间。

在向厂商订货购买钴源时，虽然可用强度单位(Bq)，但因钴源本身的厚度而有“自身吸收”。若按机器的防护容量，按强度订购时，到货钴源可能会大大小于防护容量允许的辐射输出量(剂量率)要求。因此，为达到要求的实际剂量率，可采用C/(kg?m?min)单位，即距源1m远处每分钟的C/kg照射量来订货。

二、60Coγ射线的优缺点

    为说明60Coγ射线的优缺点，将它与千伏级的深部X线比较。其优点为：

    1.穿透力强，百分深度量高，布野方便 

 以半价层(HVL)=2.0mm Cu的X线，在FSD=50cm，照射野大10cm×10cm时，l0cm深处的百分深度量为35.5％，而SSD=50cm，照射野大10cm×10cm 的60Coγ射线为49.9％。而且因60Co的剂量率一般较高，可用更大的源皮距，深度量可更大，SSD80cm时为55.8％。此外，60Coγ射线可看作为单能射线，比千伏级X线混有不同能量的连续X线及特征X线有极大的优越性。

2.保护皮肤  

高能射线在进入组织后达到电子平衡（最高剂量点）时有一定的距离，称建成效应。

由于达到电子平衡的“建成效应”关系，60Coγ射线的最高剂量点在皮下0.4-0.6cm处，表面剂量相对较低，约为最高剂量点的33％。而千伏X线的最高剂量点则在皮肤表面。因此60Coγ射线能保护皮肤。为保护60Coγ射线“建成效应”的优点，在治疗时应注意以下几个问题。

    (1)照射前皮肤表面的敷料、衣服一定要除去。

    (2)遮挡铅块要距皮肤15cm以上，以防散射线及次级射线对皮肤的污染。

    (3)尽量避免设对穿的两侧或前后平行野。

    (4)注意“空腔效应”，即照射空腔结构内偏侧肿瘤时，从另一侧照射野的入射线通过空腔时，肿瘤表面剂量是低量区，如鼻咽癌用一侧耳前野照射时，对侧壁肿瘤表面剂量要比按百分深度量计划计算的剂量低。

    (5)治疗皮肤表面肿瘤时(如皮肤癌、乳腺癌胸壁皮肤复发)，在只有60Co机的情况下，应在皮肤上加用等效填充物。

    3.骨和软组织吸收相似  

布野和计算吸收剂量时可不考虑各种组织吸收性能的差异。其原因在本篇“放射治疗核物理基础”章节已加叙述。主要由于在射线与组织的相互作用时，60Coγ射线的能量决定了其几乎全是康普顿吸收，与吸收组织的原子序数无关或关系很小。而千伏X线则含相当比例的光电吸收，光电效应时，原子截面与吸收物质的原子序数的4次方成正比，治疗时骨吸收量明显大于软组织。    

    4.旁向散射小  

60Coγ射线的次级射线主要向前散射，射线几何线束以外的旁向散射比千伏X线小得多，旁向剂量下降快，因此射野边缘清晰，照射野内剂量分布均匀，体内正常组织放射容积量小而使全身反应减轻。

    5.等剂量曲线较为平坦  

由于60Coγ射线旁向散射小，照射野内剂量相对较均匀，使等剂量曲线较X线为平坦，这对放射设野明显有利，可用较小的照射野使肿瘤包含在等剂量区内，而用千伏X线则需用较大的射野才可使肿瘤边缘也包括在内，势必增加邻近正常组织的受量。

   其缺点为：

    1.几何半影大  

因钴源不是点源，具一定的体积，从整块源上每一点发出的射线不会全部重叠在一起，中央重叠区的剂量较高，不重叠区越远离中心，剂量越低，形成所谓的几何半影。这在治疗上十分不利，需注意所设计的照射野边缘区有一定距离的低剂量区，照射野外一部分正常组织实际上也被部分半影区的剂量照射。而X线是阴极电子打在阳极极小的靶(焦点)上发生的，故其几何半影极小，可忽略不计。

    2.剂量曲线不能调节，出射量高  

60Coγ射线的能量恒定，不管肿瘤在何深度，用一个野照射时，肿瘤前后组织均受到较高剂量。而千伏X线则在其能量范围内，可随意调节电压，改变深度剂量。

    3.半衰期短  

60Co是放射性核素，在衰变过程中放出电子(β射线)、γ射线，最后变成稳定的元素镍(6028Ni)在此过程中，其强度越来越小，最后不得不更换钴源，而换源很是麻烦。

    4.相对生物效应(RBE)较低  

低LET射线的能量越高，RBE就越低，60Coγ射线的RBE比千伏级X线约低10％-20％。

    5.防护要求高

    在钴源关闭位时仍有一定的漏出量。不象X机或直线加速器，在关机后机房内就不存在射线。

6.属低LET射线

此点与千伏X线相同，对肿瘤乏氧细胞和非增殖期细胞的杀伤作用不大。

三、钴治疗机的一般结构和防护要求

1.主要部件  

⑴密封放射源；⑵源容器(源抽屉和防护机头)；⑶遮线器：在关闭位时可阻挡射线；⑷具有能定向的限光系统(准直器)；⑸计时器；⑹电子控制系统。

2.防护要求

 (1)钴源在闭合位时，距源lm处，各方向的机头平均漏出量应小于2×2.58×10-7C/(kg．h) (2mR/h)。个别点允许达到10× 2.58 ×10-7C/(kg?h)。要达到此要求，对千居里级钴治疗机，需要有106的衰减系数或近20个半价层(HVL)，一般用铅，也可用钨或铀的合金，铅的HVL为1.27cm，则20个HVL需用铅厚度为：

    1.27cm×20=25.4cm

(2)钴源在开放位时，限光筒的厚度应使漏射量不超过有用射线的5％。按这要求，限光筒或遮线挡块厚度应达4.5HVL，用铅则为：

    1.27cm×4.5=5.7cm(一般制成6cm厚)

四、钴治疗机的半影种类

外照射治疗机所谓的半影区是指在按国际标准范围内的射野均匀度以外，由于各种原因造成的低剂量区。半影有三种，即几何半影、穿射半影和散射半影。

1.几何半影  

由于钴源不是点源，有一定尺寸，钴源上每一点发出的射线经限光筒(准直器)准直后，各点产生的射线重叠区剂量均匀一致，照射野边缘附近剂量逐渐减低至完全消失，形成几何半影。 

2.穿射半影  

由于限光筒按HVL的要求设计，即使符合防护要求，也总有一定射线穿过限光系统，若限光筒端面与边缘线束不平行时，将有更多射线穿过限光筒，形成穿射半影。

3.散射半影

原射线通过吸收介质时产生散射，形成散射半影。

在钴治疗机中，最要注意的是几何半影，但因钴源的直径是无法改变的，故设计治疗计划时，要了解几何半影区的大小，既要使肿瘤边缘也达到预定剂量，又要注意正常组织的防护问题。这可通过计算了解半影区大小，并设法尽量减小之。

五、几何半影的计算和消减

1.计算  

设ds=源直径， C=源限距，   F=源皮距，

          L=限皮距， PG=几何半影，d=组织深度， PG’=d深度处的几何半影

按相似三角形原理：

          ds/ PG = C/(F-C)

          PG’= [ds?(F-C)]/C = (ds?L)/ C (皮肤表面半影)

          d深度处的几何半影：

          PG’= [ds?(F-C+d)]/C = [ds?(L+d)]/C

2.几何半影的消减

由上式可见，几何半影与源限距成反比，与源直径、限皮距及源皮距成正比，因源直径是无法改变的，为了减小几何半影，则可设法加大源限距或减小限皮距。当今的钴治疗机，均在限光筒下面按装可活动的消半影装置(钨或铀合金的条块)，往下拉动钨条，既加大了源限距又减小了源皮距，但应注意不要太靠近皮肤(应距15cm以上)，以防次级射线污染。

 例：  设国产钴机源皮距F=70cm，源限距C=45cm，源直径d=2.6cm

 求：几何半影有多宽?若用消半影装置，向下拉10cm，此时半影区为多少?

解：  PG=[2.6•(70-45)]/45=1.4cm

       PG’={2.6?[70-(45+10)]}/(45+10)=0.71cm

因此,一般国产钴治疗机的几何半影区在1.5cm左右，在治疗时一定要使用消半影装置以使几何半影减到最小限度。

3.钴治疗机的模拟灯光影

钴治疗机、加速器在进行治疗时，均以机头上的模拟灯光照射野表示，灯光照射野与皮肤上所画出的照射范围(设计的照射野)需重合一致。但应引为重视的是，60Co机的模拟灯光照射野边缘是设在几何半影区的50％处，即灯光缘内侧有一定距离的低剂量区，而所谓的照射野(灯光缘)外仍有一定的剂量。在设计照射野时，应注意肿瘤边缘不要落在低剂量区内，在设计相邻两照射野时应相距一定距离，不要使深部肿瘤或重要正常组织处在低剂量区或剂量“热点”上。

六、60Co垂直照射相邻照射野的设计

垂直照射时，理想相邻照射野的设计应使两野边缘在肿瘤中央部位相接，即模拟灯光影边缘的延长线在肿瘤中心相接。而60Co因有几何半影的存在，设计照射野时则应使两野的半影区在肿瘤部位重合，使治疗区内剂量均匀一致。根据几何推导(图1-7-4-5)，皮肤上照射野的间距W应为： W=[(a1+a2)?d]/f

式中，W为两照射野在皮肤上的间距，a1 、a2分别为相邻两个照射野长度的1/2，f为源皮距，d为肿瘤深度。W1为d深度处两照射野半影的重合区，即照射靶区。对某一深度的重要正常组织(如脊髓)，也可用同理推导。

七、穿射半影的消减

用多层的扇形限光筒，可使限光筒内缘与线束边缘始终保持平行，这样可消除因限光器厚度不一致造成的过量穿射半影。而穿过限光筒全层的穿射半影则在允许剂量范围之内，且是无法避免的。

八、影响散射半影的因素

散射半影与照射面积大小成正比，与射线能量成反比，一般是无法消除的。

第五节   医用加速器

前面介绍的60Co治疗机虽然开创了高能射线时代，使肿瘤治疗效果得到了大幅度提高，但也有其固有缺点，如半影区大、剂量曲线不能调节、深度量仍不够理想等，千伏级X线虽然能量较低，但也有深度量可以调节的优点。将两者的优点结合起来(深度量高和可调节)，可用医用加速器进行治疗。

一、医用加速器的分类 

1.按加速粒子的种类分类：有加速电子、加速离子及加速任何一种带电粒子等三类。

2.按加速器粒子的轨道分类：有直线形、圆形、螺旋线形等三类。

3.按加速器的电磁场的特点分类，有以下几种：

(1)静电场加速的高压加速器，其中有静电加速器等。

(2)高涡旋电场的感应加速器，其中有电子感应加速器。

(3)高频电场加速的回旋加速器，包括回旋加速器、微波加速器、稳相加速器、电子同步相加速器、同步稳相加速器等。

(4)微波电场加速的有直线加速器，其中主要有电子直线加速器和质子直线加速器。

在肿瘤治疗中，使用得最多的是电子感应加速器、电子直线加速器和电子回旋加速器三种。

电子感应加速器的优点是技术上比较简单，制造成本较低，电子束能量可达到要求的高度，可调范围大，且输出量足够大。但其最大的缺点是高能X线的输出量小，照射野也小。且机器体积庞大而笨重，给临床使用的等中心安装造成一定困难，目前已退出临床使用。

电子直线加速器克服了以上缺点，其产生的电子束和高能X线均有足够的输出量，照射野较大(可达到40cm×40cm)。缺点是结构复杂，成本昂贵，维护要求高。

电子回旋加速器既有电子感应加速器的经济性，又具有电子直线加速器的高输出特点，输出量一般比直线加速器高出几倍，能量也达到很高(可高达25MeV)，并可在很大范围内调节。其结构简单、体积小、重量轻、成本低，是医用加速器的发展方向，但至今制作工艺上尚有很大困难，还未能在临床广泛使用。

二、电子直线加速器

电子感应加速器和电子直线加速器虽然都是常用的加速器，均能产生高能X线和电子束，但由于前者高能X线的输出量和照射野都小，故后者是当今临床使用的主要加速器类型。以下是电子直线加速器产生的高能X线和电子束的主要特点。

1. 高能X线

在“钴治疗机”节中提到60Coγ射线与千伏级X线比较的优点，直线加速器产生的高能X线均具备，且由于射线能量更高，其优越性比60Coγ射线更为突出。

(1)根据肿瘤深度，在不同机型的直线加速器上可调节出4MV，6MV，8MV，10MV，15MV，18MV甚至更高档次的高能X线。若从一个照射野入射，可得到更高的深度剂量。如用60Co治疗时，若SSD=100cm，面积10cm×10cm，深度10cm处的百分深度量为58.1％，而同样条件下，用8MV X线，深度量为71.0％，且随照射面积变化，深度量变化亦较60Co为小，更适合于小照射野照射（图1-7-5-1）。

  (2)建成效应区更大，10MV X线最高剂量点在皮下2.5cm处，皮肤及皮下组织反应轻。

(3)直线加速器的焦点极小，约3mm以内，较60Co明显为小，几乎不存在几何半影，且随着能量的提高，其旁向散射更少，等剂量曲线更为平坦，故高能X线的照射野内剂量均匀性较60Coγ射线明显为好。

(4)输出量(剂量率)高，每分钟可达200-500cGy，可缩短照射时间。

(5)照射面积大，使原本需用2个照射野相接照射的，可改用一个照射野照射，避免了计算

和摆位的误差。剂量率高，照射面积大，在远距离照射时，更适宜于大面积不规则照射野和全身

放疗的工作开展。

但在上述高能X线优点的基础上，也有一些不利因素存在，如其深度量虽高，但其剂量衰减缓慢，出射量也高，需注意肿瘤后正常组织的超剂量照射；由于空腔效应，使气腔界面上肿瘤表面剂量更低，如鼻咽癌用两侧野对穿照射时，对偏侧性的较小肿瘤，由于来自对侧射野的高能射线通过鼻咽气腔后的建成区很大，将使肿瘤处于低剂量区内，应予引起重视；它也属低LET射线，对乏氧细胞和G0期细胞同样不能有效杀灭。

2. 高能电子束主要特点

(1)电子束有一定的射程，与能量成正比。从表面到一定深度，剂量分布均匀，随能量增加，此深度也不断增加。电子束的建成区很狭窄，很快达到最高剂量点（图1-7-5-1）。但应注意电子束能量越高，皮肤剂量也越高。

(2)电子束到达一定深度(可调节能量改变深度)后，剂量骤然下降，可保护肿瘤后的正常组织，肿瘤和肿瘤前正常组织均处于高而均匀的剂量区内。但电子束能量过高时，由于其射程末的光子辐射污染(散射线、次级射线)，可使这优点消失，例如当能量达45MeV时，预定深度后剂量骤然下降的特点几乎完全丧失。故不宜选用能量过高的电子束治疗。

(3)入射面处的等剂量曲线集中，随能量增加、深度增加而等剂量曲线逐渐展开，旁向散射也较大（图1-7-5-2）。但等剂量曲线的曲率也随深度、射野面积和电子能量而变化，且变化范围较大。不管体表面是平的还是曲面的，等剂量曲线的中心部分一般始终和体表入射面平行，在用大野照射时更是如此.这对不规则体表照射时的剂量分布极为有利。

3. 三维立体定向放射治疗对加速器的要求

随着三维立体定向放射治疗，特别是三维适形放疗(3D-CRT)和适形调强放疗(IMRT)的逐步推广，对直线加速器的精度和功能要求越来越高。除了要有支持各种常规的固定野、旋转等中心放疗、适形放疗技术之外，还能进行常规的静态调强放疗和更加先进的动态调强技术，并需具有治疗剂量精度高、误差小、速度快（一个病人单次治疗只需几分钟）、操作简便、可验证等特点。并要有远程维修诊断接口、内置式多叶准直器(MLC)、更先进的实时动态跟踪技术以及符合常规照射的质量保证系统和适用于适形放疗和调强(静态、动态) 放疗的软件、硬件系统等。还要有开放式网络连接特性,能与不同品牌CT、MRI以及各种类型的模拟定位机形成数字化网络传输。

⑴精度要求：等中心精度要达到≤±1mm, 具体为: ①大机架等中心旋转精度≤±1mm；②小机头等中心旋转精度≤±1mm；③治疗床等中心旋转精度≤±1mm；④射野平坦度≤3%; ⑤剂量监测系统重复性≤0.5%。

⑵准直器能根据需要很容易地改变射野的几何形状, 此功能通过多叶准直器（Muti  Leaf  Collimator,  MLC）完成。MLC由多对铅钨合金条相对平行排列而成，每根铅条的进退有计算机和微型马达独立控制。根据射野形状的要求，计算机指令铅条从光栏两侧向射野中线移动，并停留在特定的位置，从而组成射野特定的形状。

⑶准直器具有束流调节功能, 能进行射野内的不均匀照射: 要求装有独立运动的准直器，以便实现非共面相邻野的剂量衔接和产生动态虚拟楔形板。更为重要的是要能实现束流调节，此功能也是由多叶准直器完成，通过计算机控制“窗口”在射野不同部位的停留时间而达到不均匀照射。

⑷能作共面或非共面同中心放疗。由于肿瘤是一个不规则的立体形态，要达到高度的同形放疗，必须用多野或旋转照射放疗，为配合动态治疗和非共面动态旋转，要求治疗机的机架、准直器和治疗床在照射过程中实现计算机控制的联合运动，这不但要求加速器有极好的工艺精度，而且要有极高的材料要求，保证机械结构不易磨损、不易变形。

(5)三维适形和调强适形放疗都是以肿瘤静止不动为假设的，但实际上肿瘤是随着呼吸运动、器官的蠕动或搏动而随之上下、前后及左右移动，在照射过程中并不固定在计划设计的位置上。为解决这个问题，推出了四维调强适形放疗的概念，也就是放疗中的时空概念。在新型的加速器上附加影像引导靶区的装置，该项技术称为影像引导的适形放射治疗 (IGRT),即通过放射影像的方法, 检测CTV的位置和区域的变化,并对其跟踪,以引导放射治疗精确地对准靶区。

(6)为适应IMRT和影像引导的适形放射治疗(IGRT)技术,加速器的输出剂量率要高,而且在瞬间剂量爬升和跌落要快。

第六节   高LET射线

LET(线性能量转换,linear energy thansfer)是指次级粒子径迹单位长度上的能量转换，表明物质对具有一定电荷和一定速度的带电粒子的阻止本领，也即带电粒子传给其径迹上的能量，用千电子伏特/微米(keV/μm)表示。原则上不适用于光子(X线和γ射线)，但可以衡量它们的次级电子(光电子、康普顿电子及电子对电子)。LET实际上是一个平均值,快中子、负π介子、重离子在沿次级粒子径迹上能量沉积高，多大于100keV/μm，统称为高LET射线。低LET射线的能量沉积一般小于10 keV/μm，质子的LET值<20 keV/μm，从本质上来说属低LET射线，但因其具Bragg峰，在肿瘤区可达极高剂量，同样可达到高LET射线的治疗效果，故将它纳入高LET射线之列。

一、高LET射线的物理和生物学特性

1.物理特性

高LET射线除快中子不带电外，都为带电粒子。带电粒子在组织中具有一定射程，当粒子束射入组织时，在表面能量损失较慢，随着深度增加，粒子运动速度逐渐减慢，粒子能量损失率增加，接近射程最后一段距离时，粒子能量很小而运动速度很慢，能量损失率突然增加，形成电离吸收峰，即布拉格(Bragg)峰（图1-7-6-1）。Bragg峰区一般较窄，如质子，其峰区半宽度约为射程的1/10，为保证肿瘤在峰区内，需加宽峰区范围，有两种方法：①调节能量，即在一次照射中，使粒子能量在一定范围内连续变化，能量范围大小根据肿瘤大小而定，但这种方法在实用上不易办到；②固定粒子能量，在线束前加一种山形过滤器，加宽Bragg峰区范围，根据肿瘤大小选择不同的过滤器。负π介子除了在射程末形成Bragg峰外，并可形成电离“星区”，“星区”的形成是由于负π介子在射程末被组织中的炭、氧、氮核俘获并发生核裂解，释放出γ粒子、中子及质子的结果，这样不仅该区的剂量可达到很高，而且电离能力也特别强。

质子、负π介子、重离子进入组织后，达到Bragg峰之前的剂量较低，且处于较为平坦的剂量分布，称为坪区，坪区剂量与峰区剂量之比称为“坪峰比”。负π介子的坪峰比较为理想，190MeV的负π介子坪峰比为1:3,其坪区部分相当于0.4 keV/μm的低LET成分，而峰区约12%属50keV/μm以上的高LET成分，因此若通过调节,形成较宽的峰区时，远位部位的高LET成分比近位部分多，会造成肿瘤区的生物学效应不均匀。从峰区后剂量值骤降来看，则质子和重离子较为理想。

快中子的优点主要是生物学上的，其深度量曲线无Bragg峰形成，14MeV快中子的深度量曲线和60Coγ射线相似，在回旋加速器中用16MeV的氘核轰击铍靶产生的快中子其建成效应相似于137Cs的γ射线，中子在组织中有沉积作用，这是与组织中氢原子核相互作用的结果，组织含氢量以脂肪为较多，故脂肪组织吸收快中子最多，而骨组织吸收的快中子能量比肌肉组织还少。

2.生物学特性

(1)氧增强比(OER)低

由于高LET射线的电离密度高。使OER比低LET射线明显为低，即高LET射线放射敏感性对细胞中含氧状态的依赖性较小。低LET射线中的光子，LET值为0.3-3.0keV/μm时，OER为2.5-3.0，随LET值增加，OER值缓慢下降，大约达200keV/μm时，OER值趋于平缓。快中子的LET值，恰好在OER迅速变化的范围内，不同能量的快中子有不同的OER值，临床使用的快中子OER值为1.5-1.7,负π介子为1.6或更低。

(2)相对生物效应(RBE)高

RBE为描写不同性质射线，对同一种细胞作用产生相同的生物效应所需的剂量比值，即：

RBE=产生某种生物效应所需标准射线剂量/产生同样生物效应的使用射线剂量

低LET射线，RBE值低(≤1.0)，高LET射线，RBE值高(≥2.0)。高LET射线的RBE，在达20keV/μm以上时，随LET升高而迅速上升，同时OER下降，但当超过160keV/μm时，RBE值反又减小，而OER下降到1。高LET射线的RBE大，在细胞存活曲线上体现D0值(平均致死量)低，且其RBE值随分割照射时的分次剂量大小而改变，即每次剂量越小，RBE值越大。

(3)放射敏感性随细胞周期的变化小

放射敏感性随细胞分裂周期而变化，特别是非增殖期细胞(Go期)更对放射抗拒，高LET射线受细胞周期的影响比低LET射线为小。若根据细胞增殖的期相，分成敏感细胞和抗拒细胞，则同样用使敏感细胞存活30 %所需的剂量(D30)，在X线(低LET射线)照射时，只能杀灭抗拒细胞的40％，而用快中子(高LET射线)照射时，可杀灭抗拒细胞的60％，充分说明高LET射线的优越性。

(4)细胞亚致死损伤的修复能力降低

在LET达60keV/μm以上时，即几乎无细胞的非致死损伤修复，不存在PLD修复，也几乎没有SLD修复。如用快中子照射时，一次打击即杀灭大部分细胞，细胞存活曲线几乎呈指数下降，基本上没有“肩部”，即很少有亚致死损伤的修复,但此优点，需比正常组织更显著时才有意义。

(5)治疗增益因子(TGF)大

肿瘤组织和正常组织的相对生物效应(RBE)之比称为TGF。

    TGF=肿瘤组织的RBE/正常组织的RBE

如在负π介子治疗时，在它的深度量曲线中，坪区属低LET，此区内的细胞(正常组织)修复能力强，特别在分割放疗时更强，而在峰区则属高LET，瘤组织所受的损伤修复能力差，因之，其TGF较大，负π介子的TGF为1.5左右。

二、快中子

用快中子射线作为放射源时，必须具备三个条件：①有足够的强度，最大出射率，每分钟应

大于20cGy；②有较好的皮肤保护作用，Dm剂量点至少≥0.5cm；③深部剂量特性至少和60Co的γ射线一样，50％的深度量衰减应在11.0cm处。氘-氚发生器和回旋加速器产生的中子射线可适用于放射治疗。

快中子本身不带电，而是通过与介质原子核相互作用的两种形式?散射(弹性散射、非弹性散射、去弹性散射)和吸收(俘获、散裂)产生的大量电离粒子使组织电离。快中子的RBE高、OER小(6-30MeV快中子的OER为1.2-1.6，比千电子伏级X线的2.5-3.2明显为小)，因此对乏氧细胞有效。对细胞增殖周期各期相(包括Go期)均有作用，并可使细胞亚致死损伤的修复能力降低。但其深度量曲线与60Co近似，对正常组织和瘤细胞的选择性差，软组织吸收较X线多15％-20％，但对骨有相对保护作用。

中子有些特性与光子相反，应予注意：

1.原子序数越低的物质能量吸收增加，故骨吸收较低，脂肪吸收剂量比肌肉高；在防护上，也要用含氢物质(石蜡)作屏蔽和准直材料，但又因物质受中子轰击后可产生γ辐射或可变成放射活性，故又要考虑γ射线的防护。

2.RBE值不是常值：①分次剂量小，RBE值反较大；③中子能量增高，RBE值下降；③不同发生器产生的中子，RBE值亦不同；①早反应组织的RBE值明显低于晚反应组织；⑤对非同步化细胞的RBE值比同步化细胞为高，对放射抗拒时相细胞的RBE比敏感时相者大。

3.OER值随能量改变而改变，能量增加，OER值下降，目前常用的快中子的OER值在1.5-1.72之间。

国外尚有人采用中子俘获疗法（NCT）。该法是将无放射性的亲肿瘤组织化合物注入体内，尽可能使其高度浓集在亲该化合物的肿瘤组织中，然后用中子（超热中子或热中子）局部照射肿瘤，使化合物中元素吸收中子后产生核反应，其次级辐射直接作用于肿瘤细胞以达到杀伤肿瘤细胞的目的。NCT有局部辐射剂量大、副作用小、适用范围广和易于防护等特点。如用硼中子俘获疗法,即是利用稳定态的硼（B）元素经中子（能量2.4MeV左右）轰击后变成锂（Li）时而释放α射线（105B+10n→73Li+42α），α线的LET极高，生物电离能力极强，但其射程短,仅10 mm左右。因B对脑组织的亲和力大，而脑肿瘤血管多、代谢快，吸收硼元素较正常脑组织明显为多，用Na2B12H11SH治疗时可高出20倍以上，故该法对肿瘤细胞杀伤力大，但不会损伤周围正常脑组织。

三、质子

带正电，由大型的质子直线加速器产生。由于其本质上为低LET射线(LET<20keV/μm)，故不具备明显的生物学优点。然而，它的物理特性为最理想的剂量曲线，在其射线末端形成Bragg峰，峰区前后组织的剂量极小，将质子束的峰区宽度按肿瘤大小调节，可用很高剂量杀伤肿瘤，而肿瘤前后的正常组织受量却很低。因此，从实际意义上讲，质子虽从本质上讲属低LET射线，但它完全可以达到对理想放射源要求的三个条件，且不损伤正常组织，是近年来广为推崇的先进放射源之一。

四、负π介子

将质子或电子加速，轰击某种物质的靶原子核，即可产生负π介子、正π介子和中性π介子。中性π介子以2.6×10-8s的半衰期蜕变成中性μ介子和中微子，中性μ介子进而蜕变为正电子和负电子。正π介子属低LET射线。混合的粒子束可用电磁铁使负π介子分离出来用于放射治疗。至今负π介子医用装置已在世界四个地方安装，但实际用于临床的主要为美国的洛斯阿拉莫斯介子物理研究所(LAMPF)。

负π介子在组织中的射程末可形成Bragg峰的高剂量区，又可形成高电离场的“星区”，并叠加在Bragg峰处。       

负π介子既有质子的物理学特性，又有快中子的生物学优点，故理想放射源的三个条件均能完满解决。但此机器技术复杂，价格昂贵，无法在临床上推广。

五、重离子   

重离子指质量大于质子的带电原子核，如碳、氖、氩等元素的原子核。这些高能粒子具有与

负π介子类似的物理和生物学特性。氦离子则与质子相似，剂量分布良好。这种机器一般在核物理实验所才具备，价格昂贵。我国北京、上海均已有意向建立重离子放射治疗中心。

德国重离子研究中心(GSI)与德国国家癌症研究中心等多家单位协作，在GSI的生物物理实验室建立了实验性重离子放射治疗装置。从治疗角度看，重离子的物理效应和生物效应的有效作用范围限制在射程末端，射程与粒子能量有关，因此只要将肿瘤靶区按实际深度切割成等能量片，用不同能量重离子进行扫描照射就有可能将肿瘤全部杀灭。在GSI，加速器能够提供80MeV/u至430MeV/u范围内255个不同能量的碳离子，相当于穿透深度2cm至30cm。通常一个靶体积仅需要20-60个能量集合即可。对肿瘤照射采用了计算机控制的Raster扫描系统。该系统根据治疗计划将靶体积分割成等于粒子射程的小片即能量片，片与片间隔为2mm。每一小片划分成等面积的很多像素，聚焦束流通过两组快速偏转磁场，从一个像素扫描至另一个像素，像笔一样依次涂覆每一个像素，先扫描远端层面，然后改变能量逐渐扫描近端层面。每一像素需照射的粒子数事先由治疗计划系统安排好，对于一个约300cm3的脑部肿瘤大约需要60个能量片，约4万个像素点。碳离子的射程末端，因核反应使部分稳定碳核转变为β+ 发射体的11C和10C，这两种β+ 发射体同位素半衰期分别为20分钟和19秒，用一对具有符合线路的在线γ照相机测量正电子湮灭时以180度方向发射的两个能量为0.511MeV的γ光子，它们的原点就是碳离子停留的地方。将这些符合计数全部采集起来，用正电子发射断层技术即PET进行3D重建并与治疗计划的CT图象叠加，就可检验照射靶体积与计划靶体积空间位置的一致性。精确度可达到PET的空间分辨率(2-3mm)。治疗结果的初步观察表明，肿瘤消退比预期的要快得多，病人的生存质量明显改善。

第七节   外照射治疗机的配套设备

一、 影像数据采集系统

1.常规影像

在进行三维适形放疗(3D-CRT)和适形调强放疗(IMRT)时影像数据的准确采集更显重要,CT/MRI的病人影像数据要能进行数字化1:1的直接输入转换。使用立体定位体架对病人的体位进行固定后 , 病人连同体架一起进行CT扫描。若使用常规CT，则行薄层（头部3mm/层，体部 5mm /层）扫描，头部至少需30层，体部则需50层以上，然后经高分辨率扫描仪，将CT片载有的信息输入3D-TPS进行三维图象重建。由于常规CT只能提供两维信息，病变（靶区）、器官和组织的三维结构是在治疗计划系统中通过简单的座标叠加和勾画形成，其精确性随CT扫描层厚和间距的加大而变差。先进的方法是利用现代的螺旋CT，对带有立体定位架的病人进行连续的螺旋式扫描，从而直接获取准确的病变和器官的三维信息，信息传输的方式不再是通过CT片，而是通过磁带、可读写光盘，或直接通过计算机网络传输给TPS进行真正意义上的三维图像重建。

2.PET/SPECT

PET/SPECT可进行功能性显像, 用放射性核素标记物测定激素受体、肿瘤乏氧、肿瘤细胞增殖率、肿瘤血管生成和肿瘤细胞凋亡等情况。PET 的误诊率一般在 10% 以下, 好的PET显象也存在假阳性(假阳性率5% 以下)和假阴性问题(假阴性2%以下)，世界上最好的PET能发现2mm以上的肿瘤。PET 图像可与CT图象进行融合，PET(功能显象)与CT(形态影象)的图像融合能较真实地反映肿块内部的实际情况,需要给予的放射剂量也应不同, 即放疗计划的个体化设计。

3.生物靶区显象(分子显象/基因显象)

 尚在研究之中,该项技术复杂、价格昂贵, 且肿瘤内的基因异质性也使其当前难以实际应用。

目前仍以CT、MRI影像学定位为主要方法。

二、定位系统

1. X线模拟定位机

 是当前最常用的定位机,原则上有放疗机的单位必须要有模拟定位机,以提供质量保证,同时在模拟机上可拍摄定位X片以存档。应定期检测机器性能，确保各项参数的精度。

2. CT/MRI模拟机

CT/MRI模拟机是专为放射治疗设计的专用CT/MRI机，它包括CT/MRI机、专用模拟软件和定位系统。其特点是扫描孔径（FOV）必须很大，允许不同体位的患者能作CT/MRI扫描；床面必须与治疗机的床面一样，附有安装治疗体位固定器的辅助装置；带有射野模拟的三维激光模拟系统。CT/MRI模拟机还必须实现与治疗计划系统的数字化通讯。专用模拟软件既可以独立成系统，也可以成为三维治疗计划系统的一部分。

CT/MRI模拟是代替常规X模拟的一项新技术，它将模拟过程与利用CT/MRI图像的计划设计相结合，以数字影像重建（DRRs）代替了常规X模拟影像，通过不同的图像处理技术和不同的滤波器，能够生成常规X线技术无法获得的图像，用CT扫描的软组织数据并生成的DRR影像比常规X线图像能更精确地判别肿瘤的范围。因此，CT/MRI模拟能加快工作流程、提高工作效率，且能制作更为精确的治疗计划。

    3. PET/SPECT定位

    PET/SPECT的功能显象与CT/MRI形态影象的图像融合后可更真实地反映肿块内部的情况,便于对肿块进行形态适形和剂量适形的适形调强放疗(IMRT)。

三、体位固定装置

    1. 体位固定的意义

适形和调强放疗作为一种三维空间的精确放疗，其首要条件是必须使病人的体内或体外的三维参考座标与治疗机的座标体系保持一致，否则再好的治疗计划也是徒劳的，因而对病人体位固定的可靠性和摆位的重复性要求很高。一般说来，对于头部单次照射（即X刀照射），精度要求达到±1mm。而对于头部或体部分次照射，重复精度要求达到±3mm。这样高的精确度，以往的体表画线配以激光定位标记和光学距离指示的常规方法是无能为力的 ，必须使用更为先进可靠的的体位固定装置，以保证从定位到摆位的整个治疗过程中病人的座标系不变。 

2.常用的体位固定装置

⑴ 用于头部的单次有创或分次无创的头环定位系统及摆位框架。

⑵ 热塑成型面模和体模。

⑶ 立体定位体架，其上带有三维座标刻度并与真空成型垫配合使用。

⑷其他有在病人相对运动较少部位（如背部）的皮下植入3-4枚金粒来建立体内的座标体系。

四、三维治疗计划系统(3D-TPS)

对能够做三维适形与调强放疗的三维治疗计划系统（3D-TPS）要求是：

1. 要能做较为精确的正向和逆向剂量计算；

2. 能进行三维数字图象重建(DRR)；

3. 要有冠状、矢状、横断及任意斜切面图像及剂量分布显示的功能，还必须有诸如截面分布（Dose Profile）、积分和微分式剂量体积直方图（Cdvh、dDVH）等进行定量评估计划优劣的手段；

4. 安排和设计照射野时，必须具有模拟类似常规模拟定位机的射野选择功能，包括准直器种类（对称式、独立式、多叶准直器）和大小、放置射野档块和楔形板等；

5. 治疗方案确认后，能够将射野条件传送到 CT 机上进行治疗模拟；

6. 治疗方案确认后，治疗条件能够传送到治疗机的计算机，包括机架 、准直器、治疗床的转角与范围；射野大小、方向 、多叶准直器（MLC）的叶片位置 ；射野过程中叶片的运动范围及速度等；

7．治疗方案确认后，治疗的辅助装置如射野档块 、组织补偿等的参数能传送到相应的装置制作器上；

8． 能够接收和比较治疗机射野影像系统或模拟定位机传送来的射野确认图像。

五、剂量保证系统

剂量保证是决定治疗计划能否精确执行的关键之一。除了建立定期物理测量的制度外，还需配备剂量仪、三维水箱、固体水、等效补偿物等与剂量保证有关的设备。

六、其它

如模块制作配套、网络管理、放射防护监测等设备。