三维立体定向放射治疗.docx

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三维立体定向放射治疗

肿瘤放射治疗学

备课笔记（讲稿）

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第八章三维立体定向放射治疗

目前国内外广泛使用的常规放射治疗技术是使用单一或多个照射野从一个或多个方向照射，在病人体内形成一个形状规则的三维立体高剂量区来包含在三维形状上实际是不规则的病变，这必然会较多地包及肿瘤周围的正常组织。

因此，常规外照射存在的主要问题是正常组织损伤和肿瘤未控或复发。

为了避免造成这些正常组织的过度损伤，照射剂量的提高势必受到限制，因而使得肿瘤得不到足够量的照射而造成局部未控或复发。

这从放射物理和放疗技术的角度上，是肿瘤放射治疗的效果长期得不到进一步提高的主要原因之一。

为了解决这个问题,推出了三维立体定向放射治疗。

三维立体定向放射治疗包括立体定向放射外科（stereotacticradiosurgery,SRS主要包括γ刀、X刀）、立体定向放射治疗（stereotacticradiotherapy，SRT）技术、三维适形放疗（3DimensionalConformalRadiationTherapy,3DCRT）、调强适形放疗（IntensityModulatedRadiationTherapy,IMRT）、四维调强适形放疗等。

三维立体定向放射治疗历史：

1951年Leksell教授首先提出立体定向放射外科的构想，利用立体定向技术，使用大剂量聚焦的γ射线束一次性摧毁需治疗的病灶。

1959年日本Takahashi提出了适形放射治疗的概念及原理（称原体照射）。

1977年美国Bjangard,Kijewski等提出了调强放射治疗的原理。

上个世纪80年代末、90年代初，由于计算机及影像技术的高速发展促进了精确放疗设备的开发，如美、德等国相继开发了商用的X刀系统，瑞典开发了第三代γ刀系统。

1994年，Spirou等人提出了使用动态多叶准直器（DMLC）来实现IMRT，而Bortfeld和Boyer则首先进行了多个静态野的实验（SMLC），发展至今已出现各种束流强度算法及各种调强方式，并在全身各部位肿瘤进行了临床实验，获较佳效果。

近年来又出现了各种新型精确放疗设备与技术，如把放疗机和CT机集成到一起的“断层放疗”（Tomotherapy）技术，以及有影像引导定位和跟踪功能的机械手“Cyber-knife”治疗机等。

上个世纪九十年代以来，我国的精确放射治疗事业也已不断地快速发展。

深圳奥沃公司、北京大恒公司、上海拓能公司等也相继在不同程度上对精确放疗技术进行了研究，并开发了相应的产品。

第一节γ刀和X刀

立体定向放射外科（SRS）指的是采取立体定向等中心技术把放射线聚集在病灶实施一次大剂量照射。

通过三维空间把线束投照在靶内形成高剂量，而周围正常组织受量低。

因等剂量曲线在靶外急剧陡降，病灶与正常组织剂量界限分明，达到控制、杀灭病变保护正常组织的目的，犹如外科手术刀切除病灶一样。

一次照射治疗结束，又似外科手术当日完成。

因此，用于放射外科的治疗机如60Co、直线加速器，因使用γ线或X线治疗，故有γ刀及X刀之称。

SRT源于SRS技术，在直线加速器上附加三级准直器，将一次大剂量照射变为分次照射，使治疗范围从颅内良性病灶扩展到全身恶性肿瘤的治疗。

在体部进行的SRT被俗称为“体刀”。

简而言之，SRS采用立体定向技术，有创头架固定，一次大剂量照射，主要用于颅内小病灶治疗；SRT同样采用立体定向技术，但多用无创体位固定，多分次照射（一般分次次数比常规放疗要少，单次照射剂量比常规放疗要大），适用于全身各部位圆形规则小肿瘤的治疗。

为叙述方便，将X（γ）射线立体定向放射治疗（SRT）和立体定向放射手术（SRS）统一简称为X（γ）射线SRT（SRS）。

X（γ）射线SRT（SRS）治疗一般要经过病变定位、计划设计和治疗三个过程。

利用立体定向装置，CT、MRI和X射线数字减影等先进影像设备及三维重建技术，确定病变和邻近重要器官的准确位置和范围，这个过程叫作三维空间定位，也叫立体定向。

然后，利用三维治疗计划系统，确定X（γ）SRT（SRS）的射线方向，精确地计算出一个优化分割病变和邻近重要器官间的剂量分布计划，使射线对病变实施“手术”式照射。

一、X（γ）射线SRT（SRS）的实现方式

图1-8-1-1示出了X（γ）射线SRT（SRS）实现多个小野三维集束照射病变的原理。

瑞典Elektaγ刀装置使用201个60Co源，每个60Co源活度为1.11TBq（30Ci）,分布于头顶北半球的不同纬度和经度上，201个源经准直后聚焦于一点，该点称为焦点。

源到焦点的距离为39.5cm，焦点处射野大小为4、8、14、18mm。

我国奥沃公司（OUR）创造了中国模式，用30个60Co源螺旋排列成6组分布于140－430之间的纬度上。

在经度上，每组源间隔600，在纬度上每个源间隔10。

源的直径为2.6mm，30个源总活度为6000Ci,源焦距离为39.5cm,用旋转方法实现多野集束照射（图1-8-1-2b）。

由于加速器单平面旋转形成的空间剂量分布较差，目前X射线SRT（SRS）通常采用4－12个非共面小野（图1-8-1-1c）绕等中心旋转，达到γ刀集束照射的同样的剂量分布。

每个旋转代表治疗床的一个位置，即治疗床固定于不同位置，加速器绕其旋转一定角度。

病变中心（靶区）一般位于旋转中心（等中心）位置。

Elektaγ刀机械等中心精度可以做到±0.3mm，X射线SRT（SRS）的等中心精度决定于医用直线加速器的等中心精度。

目前商售的常规放疗用的医用直线加速器的等中心精度只能达到±1mm。

X（γ）射线立体定向治疗的治疗精度，不仅决定于机械等中心精度，还决定于下述三个重要因素：

靶定位精度（包括CT/MRI定位、靶坐标重建）、基础环固定系统的可靠性以及治疗摆位时的准确性。

由于CT扫描层厚对靶区定位精度影响较大，CT空间分辩率的误差远大于加速器的等中心精度的误差。

因此，从治疗精度看，X射线SRT（SRS）和γ-SRT（SRS）的相同。

Elektaγ刀装置由于受到准直器头盔尺寸的限制，等中心处最大射野只能达到18mm，而X射线SRT（SRS）射野大小可达到40－50mm。

对体积较大的良恶性病变，X射线SRT（SRS）适应面宽。

特别对恶性肿瘤的分次治疗，γ-SRT（SRS）实现比较困难。

除此之外，X射线SRT（SRS）具有比γ-SRT（SRS）经济、灵活等特点。

二、X（γ）线立体定向治疗系统主要结构

图1-8-1-4示出了与直线加速器配套的X射线SRT（SRS）的基本结构。

它包括立体定向系统、治疗计划系统、治疗实施系统三大部分。

立体定向系统和治疗计划系统是X-和γ-SRT（SRS）所共有的，它们间的区别仅在于X射线SRT（SRS）治疗实施是以直线加速器为基础的，而γ-SRT（SRS）为γ刀60Co源治疗装置。

三大部件的基本任务是：

①建立患者治疗部位的坐标系，进行靶区（病变）及重要器官及组织的三维空间定位和摆位；②制定一个优化分割病变（靶区）和重要器官及组织的治疗方案；③实施立体定向照射。

三、SRT/SRS治疗肿瘤的适应症

1．颅内小的、深部的动静脉畸形（AVM）；

2．颅内小的（直径小于3cm）良性肿瘤（听神经瘤、垂体瘤、脑膜瘤、颅咽管瘤），并与视神经、丘脑下部、脑干等重要结构有间隙者；

3.开颅手术未能完全切除的良性肿瘤；

4.单发脑转移灶,直径小于3.5cm,适合手术但病人拒绝或病灶位置较深难以手术者；

5.颅内多发的、小的、边界清楚的转移瘤，先行全脑照射，后行SRS；

6．病灶较小，一般情况尚好的脑干肿瘤；

7．恶性肿瘤直径小于3.5cm，适合手术但病人拒绝或病灶位置较深难以手术者，有术后局部残留或放疗后复发者；

8．病灶较小，边界清楚的肺、腹腔、盆腔等处的孤立性肿瘤。

四、X（γ）线立体定向治疗的剂量分布特点

与常规X（γ）射线放射治疗相比，X（γ）射线SRT（SRS）一般使用较小射野，当射野逐步变小时，由于射线束的准直，单个小野的离轴比剂量分布逐渐接近高斯形分布形状。

它们在空间集束照射后的合成剂量分布具有下述四大特点：

小野集束照射，剂量分布集中；小野集束照射，靶区周边剂量梯度变化较大；靶区内及靶区附近的剂量分布不均匀；靶周边的正常组织剂量很小。

试验测量证明，靶区定位的1mm之差，可以引起靶周边最小剂量（参考剂量线剂量）变化约10％的量级。

由此说明靶区精确定位和正确摆位是X（γ）射线SRT（SRS）治疗成功的关键。

第二节三维适形和三维调强适形放疗

除了在国内外开展的X刀、γ刀的临床应用外,随着大型高速计算机在制定放疗计划中的开发应用,医用加速器在数字化和高剂量率方面的发展，以及计算机控制的精密动态多叶准直器（DMLC）的出现,进一步开展了使高剂量分布在三维立体方向与病变（靶区）形状完全一致的全新放疗技术,称为三维适形放射治疗（3DimensionalConformalRadiationTherapy,3DCRT）。

为了达到在剂量分布上的三维适形，除了要求在照射方向上，照射野的形状必须与病变（靶区）的投影形状一致以外，而且要使靶区内及表面的剂量处处相等或根据要求不相等，这就必须要求每个射野内诸点的输出剂量率能按要求的方式进行调整，即能够进行束流调节。

能同时满足上述两个必要条件的三维适形放疗称为三维调强适形放疗（IntensityModulatedRadiationTherapy,IMRT）（图2-8-2-1）。

这是目前世界上正在开发的最高技术档次的外照射技术，它被评价为放射肿瘤史上的一次革命，是本世纪初放疗技术的主流。

（a）在照射方向上，射野形状与靶区形状一致；（b）射野内诸点输出剂量率应按要求分布

一、三维适形调强放疗的适应症

1.肿瘤能明显勾画的；

2.危险器官与靶区紧密相邻的；

3.靶区形状呈凹陷的；

4.复发病灶需局部提高剂量的；

5.功能显像（PET/SPECT）和生物靶区定位（分子显象/基因显象）提示需对靶区内进行不等量照射的。

二、三维适形和三维调强放疗的设备要求

1．三维适形放射治疗射野成形设备

形成不规则适形野的设备通常有适形铅挡块和多叶准直器（MLC）两种。

使用射野挡块有许多缺点：

制作费时费力；在熔铅和挡块加工过程中产生的蒸发气体和铅粉不利于工作人员的健康；射野挡块比较重，治疗摆位效率低且操作不方便。

使用MLC解决了这些问题，并且还有另外的有点：

①采用计算机后，旋转照射过程中，可用MLC调节射野形状跟随靶区的投影形状。

②在照射过程中，利用计算机控制的叶片运动，实现静态和动态MLC的调强。

由于以上原因，MLC已越来越多地使用。

目前安装在加速器机头中的MLC主要有三种方式：

（1）原有的准直器不动，直接在下面安装一组多叶准直器；

（2）拆掉原先的一对下层准直器（X方向），用多叶准直器代替；（3）用多叶准直器替换原来的上层（Y方向）准直器，但在MLC与X方向准直器之间再加上一对Y方向的备用准直器。

还有一些外挂式自动或手动微型多叶准直器。

微型多叶准直器多半在立体定向放射治疗中使用。

MLC的构成单元是单个叶片，这些叶片普遍用钨或钨合金制成。

叶片的宽度为垂直于射线穿射方向和叶片运动方向的叶片的物理厚度，它等于叶片两侧面之间的宽度；叶片长度为平行于叶片运动方向的叶片物理长度；叶片顶面为接近放射源一侧的叶片表面；叶片底面为接近病人皮肤一侧的叶片表面；叶片高度为沿射线入射方向的叶片顶面和底面之间的物理高度；叶片深入射野内形成射野边界的表面，叫做叶片端面。

相邻叶片沿宽度方向平行排列，构成叶片组，两个相对的叶片组组合成MLC。

叶片宽度决定了MLC形成不规则射野与靶区（PTV）形状的几何适合度，叶片宽度越薄，适合度越好；但叶片越薄，制作越困难，造价也相应提高。

叶片高度必须使原射线的穿射小于原来强度的5％，也就是说，需要4－5个半价层的高度。

由于叶片间存在漏射线，会降低叶片对原射线的衰减效果，叶片高度应适当加厚，一般需要5cm厚的钨合金。

叶片边缘和纵截面的设计多数都考虑到射束的发散，以便最大限度地减少叶片间的漏射线。

叶片间存在两种漏射线，相邻叶片间漏射线和相对叶片合拢时端面间的漏射线。

漏射线剂量的截面分布要通过测量才能得到。

为了更恰当地形成适形照射野并实现调强功能，单个叶片的运动范围应该能跨过射束中心轴到对侧某一位置。

叶片端面的设计必须考虑减少它对射野半影的影响，目前基本上有两种不同类型的设计：

弧形端面和直立端面。

直立端面型叶片，为了使叶片处于任何位置时的端面与原射线的扩散度相切，叶片必须沿以X射线靶为中心的圆弧形轨迹运动。

2．调强放射治疗实现方式

调强放射治疗（IMRT）是在三维适形放射治疗基础上发展起来的一种先进的体外三维立体照射技术，它不仅能使照射野的形状在照射方向上与病变（靶区）的投影形状一致，而且还可以对照射野内各点的输出剂量进行调制（调强），从而使其产生的剂量分布在三维方向上与靶区高度相适形，因此它比3DCRT更先进。

当前IMRT的实现方式主要是在常规加速器上配置相应的软硬件来实现，有静态子野调强（SMLC）、动态MLC调强（DMLC）和二维补偿器调强等。

⑴静态子野调强是将射野要求的强度分布分级，利用MLC形成的多个子野进行分步照射（stopandshoot），其特征是每个子野照射完毕后，照射切断，MLC再形成另一个子野，继续照射，直到所有子野照射完毕。

所有子野的流强相加，就形成所要求的束流强度分布。

但实际应用时，应注意各子野边界处的剂量衔接问题。

⑵动态MLC调强是利用MLC各对叶片各自的不同相对运动，实现对射野强度的调节。

其特征是叶片运动过程中，射线一直处于“照射”状态。

此种调强方式的准确度决定于电动MLC对其叶片运动速度的精确控制。

⑶二维补偿器调强是根据射束与物质相互作用的衰减原理，用二维衰减器来产生所要求的强度分布。

它并不是传统意义上的照射野挡块，为获得所需的剂量分布，其厚度因部位而异，它的主要缺点是给模室制作和治疗摆位带来诸多不便，随着计算机控制的多叶光栅的日益普及，该方式的应用已逐渐减少。

⑷断层治疗：

利用特殊设计的MLC形成的扇形束围绕患者的纵轴旋转照射，完成一个切面后，利用床的步进或缓慢前进，完成下一切面的治疗。

⑸电磁扫描调强：

通过计算机控制的两对正交偏转磁铁电流的大小，改变电子线或电子击靶方向，产生方向不同或强度各异的电子线或X射线笔形束，形成要求的剂量强度分布，它是实现调强的最好方式。

与前几种比较，不仅光子利用率高，治疗时间少，而且可实现电子束和质子束的调强治疗。

3．实现三维适形和调强放疗的的条件

概括起来需要以下条件：

①CT模拟机；②直线加速器；③三维治疗计划系统（3D-TPS）；④头或体部固定器；⑤射野形状及剂量验证系统。

具体说来，它对设备的要求如下：

⑴CT模拟机要求

常规CT只能提供二维的信息，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坐标叠加和勾画形成，这样形成的三维轮廓的精度性随着CT扫描层厚和间距的加大而变劣，改进的方法是利用现代的螺旋CT和三维重建技术。

配有立体定位框架的螺旋CT将是作三维适形放疗的一种必备的工具，因为它能提供直接的准确的病变及器官的三维信息。

当今随着MRI、PET等先进影像工具的辅助和图像融合技术的发展，使靶区的三维精确定位上升到一个更高的阶段。

⑵放射治疗机设备要求

1）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（MutiLeafCollimator,MLC）完成。

目前有两种：

①以VARIAN公司的产品为代表，光栏为40cm×40cm大小，由26、40或60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；②NOMOS公司出品的Peacock放疗机上的多叶准直器，射野大小为20cm×20cm，由20对铅块组成。

即射野划成40块1cm×1cm的小射野，每块也由计算机独立控制，根据射野形状，可要求不同部位的铅块进入或退出射野，以形成不同几何形状的射野。

2）准直器具有束流调节功能,能进行射野内的不均匀照射

①要求装有独立运动准直器，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；②对于Peacock多叶准直器而言，计算机能控制每个1cm×1cm叶片滞留于射野内的时间而形成不均匀照射；③VARIAN的多叶准直器通过类似扫描的技术来实现不均匀照射，即每对叶片开一个“窗口”，从射野一端向另一端缓慢移动，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。

3）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，如Peacock治疗机每间隔5°设置一个射野，在270°的机架角内共有55个射野。

VARIAN多叶准直器则采用9野以上照射。

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。

4）对直线加速器精度的要求

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；④X线能量≥6MV；⑤射野平坦度≤3%；⑥剂量监测系统重复性≤0.5%；⑦大机架旋转角≥1800。

⑶治疗计划系统（TPS）

1）二维与三维治疗计划系统的概念

在放射治疗中最先使用计算机的是治疗计划系统（TreatmentPlanSystem，TPS）它利用计算机运算速度快的的特点代替手工计算等剂量线分布。

随着放疗精度要求的不断提高，计算中需考虑的因素也越来越多，剂量分布计算已无法手工进行而必须采用计算机。

此外“治疗计划”这一概念本身也在发生变化，从过去的“根据病人轮廓和射野布置计算等剂量分布”变成“放疗医师及其同事用以决定病人治疗计划的所有步骤”，因此治疗计划的过程包含诊断图像、剂量计算、复合定位和资料归档等等，这当中的每一步几乎都离不开计算机的参与。

20世纪80年代末、90年代初随着计算机软、硬件的发展，治疗计划系统已从二维（2D）发展到三维（3D）,但它们之间的界线似乎并不十分明确。

通常认为二维系统的处理过程是基于病人包含在一个横断面的假设上，射野中心轴通过这个平面，剂量计算的结果在平面上显示（2D），由于重要器官往往与靶区不在同一平面，为了便于观测这些区域的剂量分布，系统允许输入并计算中心层面之外一层或几层平行平面的剂量分布，然而射野中心轴仍只能在中心平面移动，计算的算法也是二维的，这类计划系统可称为“二维半（2.5D）”系统。

所谓三维系统，它的计划目标应是向一个体积而不是几个平面投照杀灭肿瘤的剂量。

三维系统的输入信息应是大量的CT信息，它的射野设计应该是根据整个靶区体积和减少正常组织受量来设计射野大小和入射点，剂量计算用三维模型对三维体积中的所有体积元（Voxel）进行，计算结果的表示也应该是三维的。

此外，它还应该能对病人整体的三维不均匀密度进行剂量修正，这是一个相当复杂困难的过程，因此，直到目前真正的三维计划系统并不多。

2）三维治疗计划系统（3DTPS）的特点:

对于真三维治疗计划系统,CT的影像数据应可被输入计算机并转换成电子密度值用于逐点的三维剂量分布运算，它们大多依赖蒙特卡罗（MonteCarlo）计算方法。

该方法的原理是用统计学处理方法来模拟大量的单个光子的径迹和与物质之间的作用，这种模拟是通过单能笔型光子束（PencilBeam）在体积较大的水模体的剂量分布来完成的。

笔型束空间剂量分布称之为剂量扩展阵列（DoseSpreadArray）或点扩展函数（PointSpreadFunction）或更直接称之为积分核（Kernel），它反映了原射线与均匀体模内体积元（Voxel）的作用，次级电子和散射的等剂量的分布阵列。

上述的子元分布将用来做复杂的放射治疗剂量计算,做法是在治疗体积内,将这一子分布按权重，即某点单位质量的能量沉积占总能量的份额,进行叠加求和，此种计算机算法技术称之为卷积（Convolution）,或称为笔型束卷积叠加法。

由于辐射线与物质作用通常会发生两次或两次以上的散射，这种叠加将按不同的X线能谱和光子通量进行多项Kernel积分,如用原射线、一次散射和二次散射三项积分核做卷积。

由于结构复杂的人体内存在着骨、肺、脂肪、软组织,它们的有效原子序数和密度均不相同，因而基于均匀体模（水模体）所测得的标准等剂量线图都必须进行校正。

在校正时所需考虑的因素包括：

射线路径、射野的形状及大小、非均匀组织的形状和位置、以及由散射产生的次级电子的失衡等。

目前采用的非均匀组织校正方法有:

①组织空气比法；②组织空气比幂指数法；③有效TAR（ETAR）法；④微分散射空气比（dSAR）法；⑤笔型束卷积叠加法；⑥高级MonteCarlo法。

在这几种算法中，前两种属一维校正，用于二维TPS上。

后4种算法为真三维模型，其中ETAR法和dSAR法因对次级散射电子的剂量阐述得还不够清晰，故均把三维体模分解成二维层面处理，即把计算变成二维半（2.5D）的模式。

目前商用的真正三维TPS所使用的多为笔型束卷积叠加法，至于高级MonteCarlo法虽说是最完善的算法，但由于它对计算机硬件要求非常高,且计算费时过长，故仅在实验室研究中使用。

3）三维适形与三维调强放疗对TPS的要求

对于能够做三维适形与调强放疗的三维治疗计划系统（3DTPS）必须具有下述几大特征:

①必须使用立体定位框架，确立摆位过程中患者坐标系和维持它的不变性；②精确重建患者治疗部位的三维图像和给出靶区及重要器官的三维形状及体积；③安排和设计射野时，能够模拟常规模拟定位机的射野选择功能，包括准直器种类（对称、独立、多叶准直器等），利用射野方向观视（BEV）功能，设置射野挡块、MLC叶片位置等；④不仅要采用较为精确的正向剂量算法（特别对散射线和电子平衡失衡的处理）。

还必须有逆向算法，给出调强射线的强度分布；⑤具有多种剂量显示和计算评估功能，包括多平面剂量分布显示、3D剂量分布显示、DVH图显示、TCP和NTCP的计算与评估等；⑥治疗方案，特别是射野的安排，利用DRR能与模拟定位机和治疗机射野影像系统的射野确认片进行比较；⑦治疗方案确定后，治疗条件能够送到治疗机的控制计算机中，其中送达的数据包括机架、准直器、治疗床的转角与范围；射野大小、方向、MLC叶片的设置、运动范围及速度等；治疗辅助设备如挡块、补偿器的制作器上；CT模拟机或模拟机的射野激光指示器上等。

⑷体位固定装置

立体定向技术是开展X（γ）线立体定向治疗的首要条件，是精确治疗的基本特征，也是开展适形放疗首要条件之一。

因为没有立体定位框架，就不能保证治疗过程中患者坐标系的一致性；没有患者坐标系的一致性，适形治疗将变得毫无临床意义。

一般说来，对于头部单次照射（即X刀），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坐标系不变。

常用的体位固定装置包括：

①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；②热塑成型面模和体模；③立体定位体架，其上带有三维坐标刻度并与真空成型垫配合使用；④其他的尚有在病人相对运动较少部位（如背部）的皮下植入3-4枚金粒来建立体内坐标体系的方法。

⑸射野影像系统

治疗证实是适形治疗被准确执行的重要保证，包括治疗前治疗条件的模拟（利用CT模拟机和常规模拟机），治疗中治疗条件的验证与记录―验证记录系统；照射中射野及体位的监测――射野影像系统；患者体内剂