下载掌阅APP，畅读海量书库
立即打开
可以按照放疗设备、照射方式、放疗目的、放疗手段和技术、剂量分割方式等对放疗进行分类。在介绍各种放疗技术之前，先介绍一些基本概念。
放射：能使物质电离的电磁波或粒子流的辐射过程。
放射线：能使物质电离的电磁波或粒子流。
放射源：能发出“放射线”的物质（元素）或设备。
放射性：某些物质（元素）或设备能够产生“电离辐射”的性质。
电离：由于外界或自身的作用，原子失去或得到一个或几个电子，达到最外层没有电子（四中子）或者电子数为8个或2个（氦原子）的稳定结构的过程。例如，具有足够动能的带电粒子（电子、质子或α粒子）碰撞原子中的电子，使其获得足够能量而摆脱原子核的束缚，就会造成原子的电离。经过粒子照射，物质的原子或分子会因电离而变成“离子”，从而导致物质的特性发生变化。电离过程吸收或放出的能量称为电离能。
离子：离子指带有电荷的原子或分子，或组合在一起的原子或分子团。带正电的离子称为“正离子”，带负电的离子称为“负离子”。
放射性核素内部发出的放射线用希腊字母表示，如某些放射性核素衰变时发出的α射线、β射线和γ射线等。如果放射线不是从放射性核素内部发出的，则用实际名称或大写英文字母表示，如电子束、X射线、质子束等。实际上，电子束和β射线都是放射源向外发射的电子流，因此，它们的物理特性基本相同，其区别是来源和能量不同。X射线和γ射线本质上都属于电磁辐射（光子），因此，它们的放疗作用和效果也基本相同，其区别也是来源和能量不同。
电离辐射：由直接电离粒子、间接电离粒子或两者混合引起物质电离的辐射。
放射线引起的直接电离辐射和间接电离辐射如图2-1所示。直接电离辐射指带电粒子通过碰撞直接引起物质的原子或分子电离。间接电离辐射指一些不带电粒子，如光子（X射线和γ射线）或中子等，本身无法使物质电离，但是它们可以借助原子的原子核或壳层电子作用产生的次级粒子（如电子或反冲核等）与原子的作用产生电离。
图2-1 放射线引起的直接电离辐射和间接电离辐射
光子（X射线和γ射线）的波长很短，会产生频率非常高的辐射，主要以“粒子”特性表现，几乎表现不出“波”的特性，在一定程度上可以把它们看成粒子。但是，这种“粒子”具有一些特殊性质，为了和其他粒子相区别，人们把它们称为“光子”。各类放射性核素，如钴-60和铱-192等可以产生γ射线。很多直线加速器和千伏级X射线治疗机可以产生能量不同的X射线。粒子辐射包括带电粒子辐射（电子、质子等）和中性粒子辐射，其中，电子是带负电的粒子，质子是带正电的粒子，中子是中性粒子。按质量区别，粒子可以分为轻粒子和重粒子。
各种辐射如图2-2所示。由于一些辐射的能量较低，无法引起物质原子的电离，这样的辐射为非电离辐射。电磁波辐射具有波粒二象性。波长越长，波的特性越强；反之，则粒子性越强。当无线电波向外辐射时，粒子性非常弱。按照波长从短到长（或频率从高到低）的规律对电磁波进行排列，则为宇宙射线、γ射线、X射线、紫外线、可见光、红外线、远红外线、微波、超短波、短波、中波和长波等。对于紫外线、可见光和红外线来说，波的特性依次增强，而粒子性依次减弱。可见光具有典型的波粒二象性。频率高于可见光的电磁波主要对人体产生化学效应，如γ射线和X射线等；而频率低于可见光的电磁波对人体产生的主要是热效应，如红外线和微波等。
图2-2 各种辐射
不同放射线的电离辐射的物理特性比较如图2-3所示。百分深度剂量（Percentage Depth Dose，PDD）的含义如下：体膜内射线中心轴上某一深度 d 处的吸收剂量 D d 与参考深度 d 0 处吸收剂量 D 0 之比的百分数。这个物理量可以用于描述沿射线中心轴不同深度处相对剂量的分布。不同的粒子具有不同的射程和线性能量传递（Linear Energy Transfer，LET）值。对图2-3中的千伏级X射线、γ射线、高能X射线和中子束的物理特性进行分析，可以发现这4条曲线几乎没有终点，这是间接电离辐射的共同特点。此外，随着放射线能量的增大，最大剂量点的深度会加深。为了表示这个特点，通常将皮肤表面到最大剂量点的区域称为“建成区”。通过选择合适的能量，可以根据病灶的深度来选择合适的“建成区”，并采用合适的照射技术，这类放射线可以在多数病灶的放疗中应用。
对图2-3中的高能X射线和中子束的物理特性进行比较，可以发现两者的区别很小，但是从放射生物学的角度分析，它们还是存在较大差别的。此外，由于中子设备较为复杂和昂贵，所以其目前很少在临床上应用。γ射线和高能X射线的一个重要特点是，放射线能量越高，辐射深度就越深，“电离”性就越强。根据这个特点，人们设计生产了各种医用直线加速器、钴-60治疗机和近距离后装治疗机等现代放疗设备，这些设备在临床应用中发展得越来越完善。
带电粒子进入物质后会不断损失动能，直至停止运动。一般把粒子沿入射方向从入射到完全停止所经过的距离称为射程。由图2-3可知，电子束、质子束和重粒子束等都有终点，具有比较明显的射程，这是带电粒子（质子和重粒子均是带正电的粒子）辐射的共同特性。在这三者中，电子束的射程最短，因此，其一般只适用于对皮肤或较浅部位病变的治疗。质子束和重粒子束的射程相对较长，在终点前形成一个尖锐的剂量峰，称为布拉格峰（BraggPeak），质子束和重粒子束达到射程后剂量会迅速降到零，这种特点可以更好地保护正常组织，适用于对位于重要器官周围的肿瘤治疗。
图2-3 不同放射线的电离辐射的物理特性比较
当把带有一定能量的带电粒子射入物质时，带电粒子会与物质的原子发生以下4种作用：一是与核外电子发生非弹性碰撞；二是与原子核发生非弹性碰撞；三是与原子核发生弹性碰撞；四是与原子核发生核反应。X射线和γ射线不带电，具有波粒二象性。当X射线和γ射线通过物质的时候，其在与物质相互作用的过程中主要表现为粒子性，将大部分或全部能量传给物质。如果物质是生物组织，则可以在其细胞内沉积大量能量，从而破坏其再生能力。但是大部分能量被转换为热量，产生了非生物效应。X射线和γ射线、带电粒子与物质的作用特点比较如表2-1所示。
表2-1 X射线和 γ 射线、带电粒子与物质的作用特点比较
截面（Cross Section）描述一个入射粒子与单位面积上的一个靶粒子发生作用的概率，用符号 σ 表示。靶粒子可以是原子、原子核或核外电子，相应的截面依次被称为原子截面、原子核截面和电子截面。这是一个描述粒子与物质相互作用概率的物理量，其国际标准单位是m 2 ，专用单位是靶恩（b），1b=10 −28 m 2 。如果一个入射粒子与物质有多种相互独立的作用方式，则总截面等于各截面之和。
X射线和γ射线在通过物质，并与其原子发生作用时会产生光电效应、康普顿效应和电子对效应，则总截面可以表示为
（2-1）
式中， σ τ 为光电效应截面； σ c 为康普顿效应截面； σ p 为电子对效应截面。
X射线在进入人体后，一部分在通过人体后沿原方向传播，按特定形式分布就形成了X射线影像；另一部分主要通过康普顿效应和光电效应被吸收和散射。
放疗中经常使用的放射源有放射性核素和人工射线装置，可以分为以下3种。
（1）具有放射性的核素产生的α射线、β射线和γ射线等；
（2）各种医用电子加速器产生的具有不同能量的电子束和X射线等；
（3）医用加速器产生的质子束、π-介子束、中子束、重粒子束等。
常用的放射性核素有天然的和人工合成的两种，天然的如镭-226，人工合成的如钴-60、铱-192等。人工射线装置，如X射线治疗机、各种医用加速器等，可以产生并输出各种具有不同能量的放射线。一般来说，放射设备的机械和电子结构越复杂，输出放射线的能量越高，综合性能越好，价格就会越昂贵。常用的人工射线装置有千伏级X射线治疗机、钴-60治疗机、医用电子直线加速器、内照射近距离后装治疗机和质子加速器等。目前，人工射线装置正朝多功能、高性能、高精度方向发展。此外，同一种放射源可以发出多种放射线，例如，有的放射性核素既可以发出α射线，又可以发出β射线或γ射线。不过其发出的不同种类的放射线往往具有不同的能量，因而也具备了不同的放射特性。可以利用这个特点，为放射诊疗提供多种选择，以满足不同的临床需求。
法国物理学家贝克勒尔于1896年发现了核素的放射性。他在研究物质的荧光现象时偶然发现铀盐可以发出穿透性很强但人眼看不见的放射线，这些放射线能够穿透黑纸、玻璃和金属箔等，让胶片感光，这就是放射性核素衰变产生的放射线。
具有放射性的核素称为放射性核素（Radioactive Nuclide），又称不稳定核素。其不稳定的原子核可以自发地发出放射线（如α射线、β射线、γ射线等），形成放射性同位素或稳定同位素，这一过程称为放射性衰变（Radioactive Decay），又称核衰变（Nuclear Decay）。衰变能量是它衰变时放出的能量。放射性核素的原子核有半数发生衰变所需要的时间称为半衰期，其范围很广，取值为10秒至1015年。可见，核素有稳定的和不稳定的两类，不稳定的核素即放射性核素，其会通过衰变来释放多余的内能，以向稳定的核素（Stable Nuclide）转化。
放射性核素有天然放射性核素和人工放射性核素两大类。天然放射性核素指在自然界中本来就存在的放射性核素，包括原生放射性核素和宇生放射性核素。原生放射性核素是从地球形成开始就一直存在于地壳中的核素，如铀-238和钍-232等。宇生放射性核素指宇宙射线和地球上的物质相互作用产生的核素，如氚、铍-7和碳-14等。人工放射性核素指人工合成的核素，可以通过核反应让稳定的核素经过各种入射粒子的辐照（如中子辐照、带电粒子辐照等）而产生。在迄今为止已经发现的超过2200种放射性核素中，天然放射性核素超过340种（其中，约280种是稳定的，约60种是不稳定的），剩余的大部分是通过核反应堆或加速器人工合成的。
自然界中的物质都是由分子构成的，分子是由原子构成的，原子是由原子核和核外带负电的电子构成的。其中，原子核是由带正电的质子和中子构成的。原子的电子数相同而中子数不同的元素称为同位素。
根据衰变过程中释放的粒子，衰变模式可分为α衰变、β衰变、γ衰变、电子俘获衰变、内部转换和极重同位素的自发裂变衰变等。其中，α衰变、β衰变、γ衰变是最常见的。
在上述3种衰变中，α衰变是指原子核放出α粒子，即带正电的氦原子核
，其穿透能力弱，用一张纸就可以挡住，在空气中，由于其具有相对慢的运动速度和相对大的质量，很容易与其他原子核或粒子发生反应，从而失去能量，在几厘米的距离内就会被吸收。与β衰变不同的是，α衰变是一种核裂变，是由强核力场产生和控制的。在α衰变发生后，原子核的质量数会减少4个单位，其原子序数也会减少2个单位。1908年，物理学家欧内斯特·卢瑟福和他的学生证明了α粒子就是氦原子核。在α衰变中放出的能量较重的核素（如Rn-222、Ac-225、Ra-226）容易发生α衰变。α衰变过程可以表示为
（2-2）
式中，
表示某个核素的基本组成，称为母核，
X
表示元素的化学符号，
A
是质量数或核子数，
Z
为质子数；衰变后的原子核用
表示，称为子核；
Q
是衰变过程中释放出来的能量，称为衰变能。
β衰变是由物理学家沃尔夫冈·泡利于1930年提出的，指放射性核素原子核自发地放出β粒子或俘获一个轨道电子。其中，β−衰变指放出负电子的衰变过程；β+衰变指放出正电子的衰变过程；电子俘获衰变指原子核从核外电子壳层中俘获一个轨道电子的衰变过程。由上述几类β衰变的定义可知，在β衰变中，电荷数改变了一个单位，而原子核的质量数是不变的。实际上β粒子流就是高速运动的电子流，质量轻，其穿透能力比α粒子强，但是射程短，很容易被铝箔或有机玻璃等材料吸收。
具体来说，如果放射性核素放出电子（
e
−
）和反电子中微子
进行衰变，就是β−衰变。一般中子过剩的核素（如Cu-67和Lu-177）容易发生这种衰变。β−衰变过程可以表示为
（2-3）
如果放射性核素放出正电子（e + ）和电子中微子（ v e ）进行衰变，就是β+衰变。一般质子过剩的核素（如F-18和Lu-82）容易发生这种衰变。β+衰变过程可以表示为
（2-4）
如果放射性核素原子内部轨道中的电子被质子俘获，即将质子转化为中子并同时放出电子中微子，就是电子俘获衰变。电子俘获衰变过程可以表示为
（2-5）
γ射线实际上是一种波长很短的电磁波，在α衰变和β衰变过程中经常伴有γ射线的辐射。如果放射性核素发生α衰变或β衰变，能量没有被全部带走，产生的子核素仍然处于激发态，这时就会发生γ衰变或内部转换。此时不稳定的子核素可以通过两种方式达到基态：一是进行γ衰变，通过发射一个或多个光子来发射激发能；二是进行内部转换，将多余的能量直接转移到它们自己的轨道电子中并发射电子。γ射线是光子，不带电，其没有静止质量，它的电离作用较弱，但是穿透能力非常强，必须使用比较厚的材料阻挡，如一层非常厚的铅。γ射线实际上就是光子流。γ衰变过程可以表示为
（2-6）
式中，
为原子核
的激发态。
内部转换过程可以表示为
（2-7）
式中，
是原子核的单电离态。
目前，有200多种放射性核素被广泛应用于工业、农业、医学和国防等领域，可以用于无损探伤、辐射加工、示踪原子、中子测井、辐射育种、活化分析、食品保存、医学成像、放疗和作为飞行器的能源等。
放疗利用高能辐射破坏细胞的DNA，并阻止它们进一步分裂和增殖，主要有体外放疗和体内放疗两种方式，体外放疗又称外照射治疗（External Radiation Therapy），体内放疗又称放射性核素治疗（Radionuclide Therapy）。外照射治疗的优点是无创，对局部肿瘤的治疗效果较好，但是也会对正常组织造成伤害。放射性核素治疗是一种靶向治疗，它利用化学性质或生物学性质将放射性核素引导至靶向肿瘤细胞，然后通过放射性核素的各种衰变所产生的电离辐射来破坏肿瘤细胞。
1895年11月，德国物理学家伦琴发现了X射线，其很快就在医学领域得到了广泛应用，在医学诊断和治疗中发挥了巨大作用，给人类社会的发展带来了非常深远的影响。
高速运动的电子与物质碰撞时会产生X射线。放疗中使用的X射线是由动能为10keV~50MeV 的高能电子束击打特殊金属靶（如钨靶）产生的。电子在击打钨靶时，约99%的能量不用于产生X射线而产生热量（因此X射线管内需要有高效的冷却散热系统），只有1%或更少的能量用于产生X射线。发出的X射线分为单能谱的特征X射线和连续谱的轫致X射线两部分。
放射线生产设备根据能量的高低可以分为表面接触（10~60keV）、浅层（60~160keV）、深部（160~400keV）、高压（400keV~1MeV）X射线治疗机，它们能产生能量处于中低范围的X射线（10keV~1MeV）。另外，由各种加速器产生的高能X射线的能量范围为2~50MeV。
千伏级X射线治疗机主要由X射线管、高低压发生器、准直器、控制设备和机械装置等组成。X射线治疗机的基本结构如图2-4所示。
千伏级X射线治疗机操作简单、价格低，但是它输出的放射线能量较低，只能治疗表皮下浅层的病变组织。如果其被用于治疗较深部位的肿瘤，皮肤反应会很严重。此外，其百分深度剂量低、剂量分布差，容易散射，目前在临床上基本被淘汰了。
图2-4 X射线治疗机的基本结构
钴-60是一种人工合成的不稳定放射性核素，它比钴-59多一个中子。为了达到稳定状态，它会发生β衰变，把多余的中子变为质子，并放出高能β射线（能量为0.31MeV），最终衰变为镍-60的稳定同位素。核中过剩的能量会以两种γ射线的形式释放出来。这两种γ射线的能量分别为1.17MeV和1.33MeV，平均能量为1.25MeV。
γ射线具有非常强的穿透能力。当人体被γ射线照射时，γ射线会深入内部，使细胞发生电离。电离产生的离子会侵蚀人体内的酶、蛋白质和核酸等有机分子。这些复杂的分子是活细胞的主要成分，如果它们被破坏，就会影响人体内的各种正常的化学过程。如果这种影响达到某种程度，就会直接导致细胞死亡。
相比千伏级X射线治疗机，钴-60治疗机放出的γ射线的能量达到了兆伏级。此外，γ射线的波长比X射线短，其穿透能力比X射线强。因此，γ射线能达到2~4MV加速器产生的X射线的高性能，不仅能治疗人体浅层组织的病变，还能治疗较深部位的病灶。其最大剂量点在皮下0.5cm处，在剂量建成区，皮肤的吸收剂量低、反应轻。1951年，加拿大制成了世界上首台远距钴-60治疗机，其结构简单、维修方便、成本低、经济可靠，得到了广泛应用，并迅速发展。目前，新型钴-60治疗机可以进行等中心照射、弧度照射，并能进行适形放疗。
钴-60治疗机的主要组成部分包括：装有钴-60辐射源的治疗机头，机头内装有遮线器；治疗机架；治疗床；准直器、运动控制系统和辐射安全装置等。远距钴-60治疗机的结构如图2-5所示。
图2-5 远距钴-60治疗机的结构
射野边缘剂量随与中心轴距离的增大而急剧变化的范围称为半影（Penumbra），通常定义为80%等剂量线与20%等剂量线之间的范围。半影是衡量放疗设备性能的重要指标。半影越小，表示放疗时放射线对靶区外的不必要照射范围越小。此外，减小半影也可以满足辐射防护的需要。在临床上，有以下3种原因会导致钴-60治疗机出现半影现象：几何半影、穿射半影和散射半影。
后装技术指先将空载的放射源容器，如施源器（Applicator）或输源导管置于接近肿瘤的人体天然腔、管道中，或者将空心针管植入瘤体，再导入放射源的技术，一般在计算机遥控的近距离治疗设备中应用。由放疗计划系统计算得到剂量分布，在计算机的控制下将放射源送入施源器开始治疗，治疗结束后再将放射源送回储源罐。
在体外放疗设备出现后，近距离治疗技术由于存在对医护人员辐射大、对大体积肿瘤的剂量分布不佳等缺点，在临床上的使用逐渐减少。后来，随着计算机应用技术的迅速发展，在计算机控制下的近距离后装治疗机研制成功，使剂量计算较为精确，且能避免对医护人员的辐射，此时形成了近距离照射和体外远距离照射共存的局面。
后装治疗机主要由施源器、储源罐和送丝组件、分度头、升降组件及控制系统等组成。储源罐的主要作用是在停止治疗时存放微型放射源，屏蔽放射线，减小对医护人员的辐射。放射源被焊接在一条细钢丝的一端，另一端连接由放射源步进电机驱动的送丝轮。相应地，模拟源连接由模拟源步进电机驱动的送丝轮。送丝组件带动放射源的源缆将放射源从储源罐送到治疗靶区，并可以在步进电机的驱动下移动放射源，形成变化的剂量分布曲线。送丝组件在控制系统的控制下运行。在治疗过程中，先送出模拟源进行调试，然后取回模拟源并送出放射源实施治疗，这就是“模拟源探路，放射源治疗”。分度头用于选择治疗通道。分度头可以连接多个输源导管、施源器。储源罐内只装一个放射源，在分度头的引导下，放射源按治疗计划通过相应管道到达治疗区实施治疗。
使用后装治疗机对患者进行治疗的流程如下：医生先将施源器和患者的治疗床及治疗部位固定；再使用CT或核磁设备对患者和施源器进行图像扫描，确定施源器和治疗部位的相对位置；物理师根据图像扫描的结果进行放射剂量规划，确定放射源的驻留位置及放射时间。接着医生将后装治疗机推到治疗床附近，调整升降支柱，使分度头等位于合适的高度，再用导管连接治疗机上的治疗通道和施源器。一般后装治疗机的治疗端口有6个或18个治疗通道孔，可以根据临床治疗需求使用。接下来选择一个治疗通道，操作模拟源步进电机进行模拟源缆走位调试，如果没有出现卡源，顺利出丝，则操作放射源步进电机驱动放射源到治疗靶区，按照治疗计划进行放疗。在近距离治疗中，需要对多个部位进行治疗，就需要选择不同通道，一般一次治疗选择4~6个通道，治疗时间为十几分钟，一个疗程为一周。
后装治疗机有以下几类。
根据放射源在治疗时的剂量率不同，后装治疗机可分为：高剂量率（12Gy/h以上）后装治疗机、中剂量率（2~12Gy/h）后装治疗机和低剂量率（0.4~2Gy/h）后装治疗机。
根据放射源在治疗时的传送方式不同，后装治疗机可分为：手动式后装治疗机和遥控式后装治疗机。
根据放射源在治疗时的运动状态不同，后装治疗机可分为：固定式后装治疗机、摆动式后装治疗机和步进式后装治疗机等。
根据施源器的类型不同，后装治疗机可分为：曼彻斯特式后装治疗机、巴黎式后装治疗机和斯德哥尔摩式后装治疗机等。
目前，近距离治疗方式对鼻咽癌、宫颈癌、直肠癌和舌癌等的疗效很好。后装治疗机有自身独特的优势，能够利用高剂量缩短治疗时间，局部疗效好，但是缺点也很明显，即容易产生急性副作用。近距离治疗方式一般很少单独使用，在很多情况下会作为外照射的辅助治疗手段，给予特定部位（如外照射后残存的瘤体）较高的剂量，以增大肿瘤的局部控制概率。
医用电子加速器是借助不同形态的电场，对各种类型的带电粒子加速，使其具备较高能量的电磁装置。根据加速原理，医用电子加速器可以分为直线加速器和回旋加速器等，其加速的电子除了直接用于放疗，还可以产生几兆伏至几十兆伏的高能X射线。目前，医用加速器产生的各种放射线的物理、生物特性可以很好地满足临床需求，已经取代了X射线治疗机。
医用电子直线加速器是利用微波电场将电子沿直线加速，高能电子打靶产生X射线或直接引出电子束治疗肿瘤的装置，其X射线能量范围是4~18MeV，电子束能量范围是4~25MeV。医用加速器按粒子种类可以分为电子加速器、重粒子加速器、质子加速器和中子加速器；按加速路径可以分为回旋加速器和直线加速器；按加速能量可以分为低能加速器、中能加速器和高能加速器。
医用电子直线加速器是目前国内外在临床上最常应用的医用加速器。它是一种专门用于放疗的医疗设备，可以提供符合临床需求的X射线或电子束。该设备利用高频微波电磁场对带电粒子进行直线轨道加速。以常用的医用电子直线加速器为例，其工作原理如下：通过电源施加高压，经整流滤波后会产生一个直流高压，将其输入脉冲调制器。脉冲调制器将直流高压转换为高功率脉冲信号。接下来，磁控管开始发生电磁振荡，进而生成高功率的微波。这些微波被引导到加速管中，从而在加速管中建立微波加速电场。在电子枪的阴极处，电子被发射出来。在加速电场的作用下，这些电子被不断加速，最终撞击金属靶，产生韧致辐射，即X射线。医用电子直线加速器能够提供高能X射线或电子束，以精确照射肿瘤组织，达到放疗的效果。放射线产生和输出的过程分别如图2-6和图2-7所示。
图2-6 放射线产生的过程
图2-7 放射线输出的过程
医用电子直线加速器涉及许多领域，如核物理、机电工程、自动控制、微波技术、精密机械、计算机科学、数学优化、医学图像和医学物理等。该设备是系统科学的典型应用，目前只有少数国家具备生产能力。无论是高端产品还是低端产品，无论加速器采用行波还是驻波，其主要功能都是利用微波电场将电子加速，打靶并产生X射线。
医用电子直线加速器主要由脉冲调制器、电子枪、微波系统、真空系统、稳频器、温控系统、出束系统和机械系统构成。其中，电子枪是产生高能量密度电子束的器件；微波系统（磁控管等）主要提供加速管所需的射频功率；真空系统确保电子在高速运动时处于真空状态，以避免出现击穿现象；出束系统完成X射线转换和均整，包括初级准直器、束流均整器、电离室和次级准直器等；机械系统由基座、治疗头、旋转机架、治疗床等外部精密运动部件组成，用于完成治疗过程中的精确定位和调整。
直线加速器的结构如图2-8所示。
对于高能电子加速器，由于电子的动能很强，其大部分能量用于产生X射线，只有小部分会生成热量，所以一般不需要配置冷却装置。
与医用电子直线加速器相比，医用电子回旋加速器的能量稳定性和精度高，且能将电子能量加速到直线加速器的2倍以上，但是医用电子回旋加速器的磁场与电子轨道调整较为困难，且会因磁铁多导致设备重和所占空间大。
医用粒子回旋加速器的加速方法与医用电子回旋加速器一样，都采用动态交变、多次重复的加速方法对各种带正电的粒子进行加速。质子或带正电的粒子比电子重很多（如质子的质量约为电子的1836.5倍），因此，虽然这两种加速器的加速原理基本一致，但是它们在加速时间、输出能量及回旋加速周期等技术指标上有很大差别。
图2-8 直线加速器的结构
质子是带正电的粒子，其质量比电子大得多。质子在进入人体后，主要通过与核外电子的碰撞损失能量。质子转移给人体组织的能量与其运动速度的平方成反比，越接近射程末端，其速度越小，损失的能量越大。质子在其射程末端会释放大量能量，在释放后能量迅速降为零。这个特点使得质子加速器具有很强的优越性，其临床意义如下：质子加速器可以在精准杀灭肿瘤细胞的同时，最大限度地保护周围正常组织和重要器官。
各种放射线的进入深度与剂量的关系曲线如图2-9所示。从图2-9中可以看出，与X射线等相比，质子束具有优良的剂量分布特性，其峰值前的剂量约为峰值剂量的20%，在经过峰值后能量沉积迅速降为0。利用这种优良特性调节质子束布拉格峰的位置，可以使峰值精确定位于肿瘤区域，使高剂量区对肿瘤有更好的适形效果，达到既能带给肿瘤区域高剂量，又能保护周围正常组织的目的。
与质子束相比，重粒子的布拉格峰更尖锐，因此，重粒子束在治疗某些特定的病变时有独特优势。但是其产生设备更复杂、更笨重，而且造价昂贵，目前还难以在临床上广泛应用。
图2-9 各种放射线的进入深度与剂量的关系曲线
由于质子束的布拉格峰较窄，所以需要用调能器将其展宽，如图2-10所示。通过布拉格峰展宽得到展开布拉格峰（Spread Out Bragg Peak，SOBP），使病灶位于展开布拉格峰区，从而在靶区内获得高剂量。
图2-10 展宽质子束的布拉格峰
一般来说，质子治疗系统由质子加速器、质子能量选择系统、治疗头、定位准直系统、治疗计划系统、治疗控制系统、安全系统及旋转机架等组成。比利时IBA公司的PROTEUS 235质子治疗系统的基本结构如图2-11所示。
图2-11 比利时IBA公司的PROTEUS 235质子治疗系统的基本结构
在图2-11的质子治疗系统中，有一台可以产生230MeV恒定能量质子流的等时性回旋加速器，其主体是一块磁铁。一个“D”形真空盒被安装在这个磁铁的上下极面之间。真空盒中有高频间隙，质子在通过真空盒中的间隙时，被60~300kV的高频电压加速，然后按螺旋圆形轨道回旋。在回旋加速成千上万次后，质子束就有了很高的能量，当达到所要求的值时，可以使用电偏转将其导出，用于治疗。由于不同肿瘤的深度和体积不同，所以需要使用具有不同能量的质子束。在IBA公司的PROTEUS 235质子治疗系统中有一个能量调节器，可以对230MeV的固定能量进行调节，得到70~230MeV连续可调的能量，能够满足不同的临床需求。
由于质子束能够方便而准确地调节其纵向、横向的剂量分布，所以对于一些特殊病种来说，质子束更适用于适形放疗或调强放疗。近年来，CT和磁共振成像（MRI）等技术逐渐普及，先进的质子束流配送技术（如束流扫描和可变调制等）迅速发展，使质子放疗快速进入临床研究与应用阶段。
一般采用体外远距离照射（External Irradiation）、近距离照射（Brachy Therapy）和内照射（Internal Irradiation）3种照射方式进行治疗。
体外远距离照射（简称外照射）是将放射源置于患者体外，集中照射患者身体的某个部位，从而进行治疗的方式。根据照射距离，外照射可以分为近距离（15~40cm）外照射和远距离（60~150cm）外照射两种。外照射所采用的放射线通常能量较高、穿透能力较强，肿瘤受照剂量分布比较均匀。但是外照射的大部分能量被准直器和限束器等设备屏蔽，只有小部分能量能到达组织。因为外照射的放射线要经过皮肤、正常组织才能到达肿瘤，所以肿瘤剂量受皮肤和正常组织耐受剂量的限制。为了得到高且均匀的肿瘤剂量，经常需要选择具有不同能量的放射线且采用多射野照射技术。
常用于外照射的放疗设备有X射线治疗机、钴-60治疗机和直线加速器、伽玛刀、射波刀等。钴-60治疗机和直线加速器一般在距人体80~100cm处进行照射。远距离外照射通常采用铅模遮挡等方式取得二维方向上不规则形状的射野。其优点是对设备、技术的要求较低，操作相对简单。其缺点是射野形状与肿瘤在三维方向上的形状无法做到完全相符，并且射野内包含的正常组织较多，因此，这种方式对于病灶周围有敏感器官的患者不太适用。
近距离治疗通过施源器或施源导管把高强度的放射源密封后送入人体的天然腔内或配合手术插入肿瘤组织，如舌、鼻、咽、食管、宫颈等部位，通过近距离照射（放射源与病灶的距离为5mm~5cm），有效杀灭肿瘤细胞。
（1）按照照射技术，近距离治疗可以分为组织间插植式和接触式。
具体有以下5种实施方式，后4种属于接触式近距离治疗。
·组织间植入治疗。
·模具或敷贴器治疗。
·腔内治疗。
·管内治疗。
·术中置管术后治疗。
组织间插植式是将放射源直接放入靶组织内，如用于前列腺癌或乳腺癌治疗。接触式是将放射源放在与靶组织邻近的空间中。如果这个空间是人体内的空腔，如宫颈或子宫等，则形成腔内治疗；如果这个空间是人体内的管腔，如气管或食管等，则形成管内治疗；也可以采用外部贴敷的方式，如针对皮肤形成模具或敷贴器治疗。术中置管术后治疗是一种将外科手术和放疗联合的治疗手段，术中在瘤床范围埋置数根软管施源器，术后进行近距离治疗。在术后采用局部放疗方式，目的是避免复发，以及增大肿瘤的局部控制概率。
（2）近距离治疗的剂量率指放射源对周围介质照射剂量的水平或强度，单位为戈瑞每小时（Gy/h）。放射源强度不同，则剂量率不同，生物效应也不同。按照剂量率，近距离治疗可以分为以下4类。
·低剂量率（Low Dose Rate，LDR）近距离治疗：0.4~2Gy/h，适合治疗口腔癌、咽癌和前列腺癌等。
·中剂量率（Medium Dose Rate，MDR）近距离治疗：2~12Gy/h。
·高剂量率（High Dose Rate，HDR）近距离治疗：12Gy/h以上，适合治疗宫颈癌、食管癌、肺癌、乳腺癌和前列腺癌等。
·脉冲式剂量率（Pulse Dose Rate，PDR）近距离治疗：每次治疗1小时，每次治疗只持续照射很短时间，如几分钟，其余大部分时间处于无照射状态，适合治疗头颈部肿瘤。
（3）根据放射源在靶区放置的时间，近距离治疗可以分为短期和永久两种方式。短期式近距离治疗指放射源在撤回前停留一段固定的时间，这个时间根据剂量率高低、肿瘤类型和大小等因素确定，如低剂量率或脉冲式剂量率的停留时间可达24小时，高剂量率的停留时间通常只有几分钟。永久式近距离治疗是将约米粒大小的低剂量率放射粒子植入治疗位置，永久停留在人体内。几周或几个月后，其放射性会逐渐衰减，并趋于零，对人体没有伤害，一般用于治疗前列腺癌。
在近距离治疗使用的放射性同位素中，镭-226的使用较早，是主要的放射源，配合外照射，对舌癌和宫颈癌等的疗效较好，但是由于存在氡污染及高防护要求，现在其已经被淘汰，不再用于临床治疗。目前使用较广泛的是钴-60（外照射）和铱-192（内照射），内照射使用的放射性同位素是铯-137、碘-125、金-198、钯-103、镰-241、钐-145、镱-169等，配合计算机系统遥控后装治疗机进行治疗。它们发出具有不同能量的γ射线，以满足临床需要。例如，锶-90发出的电子束适用于治疗浅层病变，锇-252是目前腔内放疗常用的中子辐射源。近距离治疗常用核素如表2-2所示。
随着计算机支持下的放疗计划系统、三维成像技术和远程后装技术的发展，近距离治疗技术发展很快，它可以使大量无法进行手术治疗、复发或通过外照射难以控制的患者再次得到治疗的机会。新型的后装系统具备完善的剂量验证系统和安全系统，使过去仅能用于妇科肿瘤治疗的近距离治疗技术在临床上的应用扩展到脑、鼻咽、食管、支气管、乳腺、胰腺、直肠和膀胱等部位的肿瘤治疗。这种技术还可以与其他技术（如体外放疗或化疗等）配合，逐步形成很有前景的综合治疗手段。
表2-2 近距离治疗常用核素
近距离治疗技术具有以下特点：一是采用后装技术；二是放射源微型化，由计算机控制的步进电机驱动；三是剂量分布由计算机进行优化；四是与体外放疗相比，正常组织不会被过量照射，可以避免产生严重的并发症，患者的耐受性更好。近距离照射只影响放射源周围区域，对距离较远的正常组织的照射剂量较低。此外，在治疗过程中，如果肿瘤随呼吸发生移动，如肺癌，放射源还能相对肿瘤保持比较稳定的位置，而体外放疗需要引入复杂的呼吸门控技术才能解决。其疗程短，有助于减小治疗间隙存活的癌细胞繁殖概率。
需要注意的是，受平方反比定律的影响，近距离照射情况下的靶区剂量分布的均匀性强于外照射。在近距离照射中，靠近放射源的组织剂量高，远离放射源的组织剂量低，因此，在临床上要防止出现靶区中组织剂量分布不均匀的情况。
内照射又称内用核素治疗，液态放射性核素通过口服或静脉注射等方式进入患者体内。这些核素被病变组织选择性吸收。例如，用碘-131治疗甲状腺癌，用磷-32治疗恶性胸腹腔积液等。
根据放疗目的，放疗可以分为根治放疗、辅助放疗和姑息性放疗。
根治放疗（Definitive Radiation Therapy）旨在完全消除或控制肿瘤。作为肿瘤治疗的主要方法之一，根治放疗可单独用于治疗早期肿瘤，也可与其他治疗方式（如手术治疗和化疗）联合使用，以增强治疗效果，尤其适用于对放疗有较高敏感度且不能通过手术根治的肿瘤。根治放疗的目标是将放射线剂量准确投放至肿瘤组织，以杀灭肿瘤细胞或限制其生长。恶性肿瘤对放射线最敏感，放射线对恶性肿瘤的抑制作用和造成的损伤也是最强的。根治放疗通常会利用设备从外部照射肿瘤组织。在根治放疗中，伽玛刀是一种常见的工具，它可以实现高剂量、大分割和快速切除的治疗效果。根治放疗主要应用于早期鼻咽癌、淋巴瘤、精原细胞瘤、皮肤癌、声带癌、舌癌、食管癌、宫颈癌和前列腺癌等的治疗，通过调强放疗或高剂量照射来清除一些原发性病灶、手术残余病灶和晚期转移病灶。有些肿瘤经过根治放疗可以治愈，如鼻咽癌、食管癌。
辅助放疗（Adjuvant Radiation Therapy）指在经过手术治疗或其他形式的肿瘤治疗后进行的放疗，可用于对实体瘤患者进行术前和术后治疗。辅助放疗的目的是清除可能残留或转移的肿瘤细胞，并减小复发或转移的风险。辅助放疗通常根据肿瘤特征和患者的情况进行个性化设计，以确保能尽可能彻底地清除肿瘤。辅助放疗可以分为术前放疗、术中放疗和术后放疗。术前放疗是在手术前进行放疗，目的是缩小肿瘤体积并避免出现脏器粘连等问题。术中放疗是在手术进行中，通过直视条件下的放疗来提高肿瘤靶区沉积能量，降低肿瘤复发率，并避免损伤正常组织。术后放疗是针对肿瘤术后复发或转移的情况，以及在手术时未完全切除肿瘤组织或经过术后组织切片分析后做出更准确的临床病理判断而进行的治疗，以期达到根治的目的。辅助放疗适用于治疗肺癌、食管癌、直肠癌、乳腺癌和脑瘤等。
姑息性放疗（Palliative Radio Therapy）的目的是减轻晚期癌症患者的症状，提高其生活质量。它通常用于不能完全根治的晚期癌症、转移性癌症，以及不适合采用其他治疗方式的情况。姑息性放疗可以减小肿瘤的体积，缓解压迫症状（如疼痛、呼吸困难等）。姑息性放疗通常采用低剂量、长周期的方式。
根据放疗手段和技术，放疗可以分为常规放疗和现代放疗。
常规放疗指在X射线模拟定位机下确定照射范围，通过钴-60治疗机或直线加速器实施照射。常规放疗已经经历了大半个世纪的临床应用，是一种较为常用的方式。常规放疗通常采用单一放射源照射肿瘤，可选择集中照射某个特定部位，也可进行较大区域的覆盖性照射。它的定位精度不高，不能准确实现多射野聚焦照射，这样会导致在射野内的正常组织过多，无法提高肿瘤区域的剂量，因此会导致肿瘤的局部控制概率较小。一般来说，常规放疗在临床应用中的普及率较高，主要适用于肿瘤大、范围广或肿瘤对放射线敏感度高及对骨转移进行姑息性治疗的场合。在医疗条件相对较差的地区，它也是一种有效的治疗方式，可以用于处理一般性癌症病例。
现代放疗是肿瘤放射学的一大突破性进展，它是医学影像技术、立体定位技术、计算机应用技术和调强放疗技术等一系列新技术的结合，主要包括立体定向放疗、三维适形放疗、调强放疗、四维适形放疗、螺旋断层放疗等技术，适用于治疗早期肿瘤、小肿瘤和结构复杂的肿瘤，可达到类似手术治疗的根治效果。现代放疗技术的发展趋势如表2-3所示。其中，EPID（Electronic Portal Imaging Device）是电子射野影像装置，由影像探测板和计算机处理系统组成，可以用平板探测器测量放疗时的剂量分布，以监视适形放疗的效果。
表2-3 现代放疗技术的发展趋势
立体定向放疗利用高分辨率医学三维成像、三维立体定位和三维立体照射等技术，将多源、多线束或多野三维空间聚集的高能放射线聚焦于人体内某一靶区，使肿瘤组织受到高剂量照射，降低周围正常组织的照射剂量，从而获得临床疗效高、副作用小的放疗效果。SBRT的优势是采用高分次剂量、短疗程分割模式，具有明显的放射生物学优势。
采用X射线完成的SBRT称为X刀，采用γ射线完成的SBRT称为γ刀。第一代头部γ刀采用立体定向原理，在影像指引下标记患者颅内靶点的坐标，将179个钴-60辐射源以不同角度排列成半球形，利用准直器使窄条线束从不同方向对靶点进行集中照射，在靶区形成直径为3~5mm的焦点。第二代头部γ刀将钴-60辐射源的数量改为201个，利用不同准直器可获得射野处4mm、8mm、14mm和18mm等不同直径的焦点。第三代头部γ刀设计得更为合理、先进，使用CT定位并用计算机进行图像分析，使治疗更加精确、安全可靠。旋转式γ刀采用旋转聚焦的方式，装载24个或30个可旋转照射的钴-60辐射源，围绕靶区中心做锥面旋转聚焦运动，以非共面方式从不同角度将放射焦点聚集到肿瘤区域。该方法使正常组织的单位面积受照剂量降低，同时减小了辐射半影，提高了靶区边缘的剂量梯度。在此基础上将之推广到全身，研发出立体定向γ射线全身治疗系统，即体部γ刀，融合了立体定向技术和外科技术，对早期肿瘤有根治效果；对中等大小的肿瘤有准根治效果；对巨块型肿瘤的减症治疗有姑息性效果，且治疗全身肿瘤可以做到无创、不出血、不需要麻醉，患者对其耐受性强。
射波刀（Cyber Knife）是一种新型全身立体定位放射外科治疗设备。它把直线加速器治疗头安装在一台拥有6个自由度的极其精密、灵活的机械臂上，为治疗提供了很强的空间拓展性及机动性。使用射波刀能有多达1200条不同方位的光束，将剂量投放到全身各处的病灶上，真正实现从任意角度进行照射，既避免了肿瘤周围正常组织及重要器官的损伤，又有效减小了并发症发生概率。射波刀可以将多个肿瘤的“手术”安排在同一治疗计划中，同时对不同部位的不相邻肿瘤进行治疗，并具有很高的精度。射波刀也是世界上第一台具有呼吸追踪和随动功能的放疗设备，它利用CCD摄像头追踪标记点，同时追踪系统，预测并追踪肿瘤的运动轨迹，然后令机械臂与其同步运动，确保治疗头随靶区的运动而运动，最大限度地减少了对正常组织的损伤。通过这项技术，患者可以在治疗期间正常呼吸。此外，射波刀无须使用一些比较极端的甚至有创的手法来固定患者，而是采用精确的追踪软件，实现舒适的无创治疗。
三维适形放疗旨在将放射线投射形状与肿瘤靶区的三维形态匹配。通过采用先进的计算机技术和成像技术，适形放疗可以根据肿瘤的位置、形状和大小，调整并优化放射线的入射角度、强度和方向，以确保放射线在照射过程中能更好地适应肿瘤形状，最大限度地提高治疗的精确性，并尽可能减少对正常组织的损伤。
调强放疗是一种比较先进的放疗技术。它利用计算机控制的调强器件，实现了对放射线强度和方向的精确调控。IMRT能够较好地适应肿瘤靶区（Gross Target Volume，GTV）的形状和分布特点，使得临床靶区（Clinical Target Volume，CTV）和周围的危险器官有更好的适形效果，从而实现更加个性化和精准的治疗。调强放疗源于三维适形放疗，3野适形和3野调强对危险器官的保护情况对比如图2-12所示，其中，OAR为危险器官（Organ at Risk），PTV为计划靶区（Planning Target Volume）指包括CTV及在器官运动和日常摆位、治疗中靶位置或靶体积变化等因素的影响下需要进行扩大照射的组织范围。不同角度、剂量分布不均匀的三维适形照射如图2-13所示。由图2-12和图2-13可知，调强放疗不仅可以做到使射野形状与肿瘤形状一致，还可以对射野内的各子野的剂量进行调制，能更好地满足剂量需求。
图2-12 3野适形和3野调强对危险器官的保护情况对比
图2-13 不同角度、剂量分布不均匀的三维适形照射
四维适形放疗在适形放疗的基础上，引入剂量适形技术。调强放疗的不断发展和创新提供了多种方式，可以实现个性化治疗。其中一种方式是图像引导放疗（IGRT），它通过实时图像引导来定位肿瘤区域，以确保能精准照射肿瘤，并最大限度地减少对周围正常组织的损伤。IGRT结合了成像设备和放疗设备，可以在治疗过程中实时监测肿瘤的位置和变形情况，以及时调整治疗计划。静态调强放疗（SSIMRT）是一种常见的调强放疗技术，它通过优化剂量分布和射束形状，将剂量精确投放到肿瘤区域，尽可能减少对正常组织的辐射损伤。这种技术通常根据患者的CT图像制订计划，以确定最佳的射束形状和方向，提高治疗效果。动态调强放疗（DIMRT）是一种更精确的调强放疗技术，它实现了叶片运动和剂量率的同步控制。通过动态调整放射线的形状、位置和强度，来更好地适应肿瘤的大小、形状和位置变化，从而实现个性化治疗。这种技术可以在治疗过程中实时调整剂量分布，确保能准确投放剂量并最大限度地保护周围正常组织。容积调强放疗（VMAT）是调强放疗技术的又一重要进展。它要求机架运动、叶片运动及剂量率控制高度同步，可以通过旋转放射线实现对目标区域的全方位照射。与传统的调强放疗相比，VMAT能够快速完成治疗，缩短治疗时间，并在保证治疗效果的同时减小对正常组织的影响。
调强放疗为癌症患者提供了更精确的个性化治疗选择。IGRT、SSIMRT、DIMRT和VMAT等不仅改善了放疗效果，还提高了治疗的安全性和可行性。衍生的技术包括螺旋断层放疗（TOMO），又称托姆刀，它是目前世界上最先进的适形放疗技术之一，其集调强放疗、剂量适形技术与图像引导放疗于一体，其采用独创性设计，将直线加速器与螺旋CT完美结合，突破了传统加速器的诸多限制，在CT的引导下可以实现360°聚焦断层照射肿瘤，对恶性肿瘤患者进行高效、精确的治疗。在传统调强放疗中，患者是静止不动的，给出的调强束流也比较宽。而托姆刀不一样，其通过旋转机架给出较窄的调强束流，治疗床上的患者可以随之移动。托姆刀是目前世界上唯一结合CT的放疗设备，且放疗系统的成像和治疗采用同一放射源——发出兆伏级放射线，可以在放疗的同时采集CT数据，数以千计的放射子野以螺旋方式围绕患者实施照射，理论上可以满足任何剂量分布要求，从而达到放疗的理想目标：高度适形的处方剂量被精确送到靶区，大大降低敏感器官的受照剂量。其有效治疗范围可达40cm×160cm，可以治疗位于身体任何部位的肿瘤，对于多发病灶，其可以在同一个定位区间内同时治疗。其成像精度高达±0.1mm，远高于常规加速器。TOMO 系统集治疗计划、剂量计算、兆伏级 CT、定位、验证和螺旋放射功能于一体，治疗摆位和验证自动化程度高。国内外多家医院的临床实践表明，与以往的放疗手段相比，托姆刀放疗在增大肿瘤的局部控制概率、提高患者的生存率方面有明显优势，放射反应和并发症等显著减少。
随着科技的不断发展，期待未来有更多高级的调强放疗技术出现，为癌症治疗带来更大的突破。
按照剂量分割方式，可以将放疗分为常规分割放疗（Conventional Fraction Radiation Therapy，CFRT）、大分割放疗（Hypofractionated Radiation Therapy，HFRT）、超分割放疗（Hyperfractionated Radiation Therapy，HRT）及加速超分割放疗（Accelerated Hyperfractionated Radiation Therapy，AHRT）等。为了尽可能地杀灭肿瘤细胞并保护正常器官，放疗一般采用分次治疗的方式。
常规分割放疗一般以单次2Gy 的剂量照射30次，每周照射5天，共照射6周。吸收剂量指单位质量物质接收的电离辐射平均能量，是描述电离辐射能量的量。当电离辐射与物质作用时，其部分或全部能量可沉积于受照物质中。当1千克受照物质吸收1焦耳核辐射能时，其核辐射剂量称为1Gy。
大分割放疗是相对常规分割放疗而言的，可以提高单次剂量，减少照射次数。例如，单次照射剂量为8Gy，隔日照射，共照射6次。大分割放疗的单次照射剂量较高，一般适用于直径为3cm及以下且活动度相对较低的肿瘤，如乳腺癌或肝癌。以乳腺癌为例，如果处于早期，无腋窝淋巴结转移，这种情况下可以选择进行大分割放疗。与常规分割放疗相比，大分割放疗的优势是可以减少放疗次数和缩短放疗时间，可以较快地杀灭肿瘤细胞，尽早结束放疗。但是，单次放疗剂量高会导致副作用较大，因此身体素质差的患者不适合进行大分割放疗。
超分割放疗可以对放疗分割次数和分割剂量进行调整。如果常规分割放疗的单次照射剂量为2Gy，每日1次，则低于单次2Gy的为超分割，高于单次2Gy的为低分割。超分割放疗的分次剂量为1.1~1.2Gy，每日两次，两次照射的时间间隔为4~6h。正常组织对于单次照射剂量的变化较为敏感，降低单次照射剂量可以更好地保护正常组织，可以为正常组织的亚致死性损伤提供充足的修复时间。
超分割放疗考虑了肿瘤组织和正常组织面对照射的客观规律，以及其在修复放射损伤能力上的差别，用低剂量照射扩大两者的损伤程度差异，可以提高对肿瘤细胞的杀灭率，进而增大对肿瘤的控制概率，并有望提高患者的生存率；同时，能较好地保护正常组织。这种治疗方法主要对生长较慢的肿瘤（如膀胱癌、头颈部肿瘤等）有较好的效果，但不适用于对放疗敏感的肿瘤（如精原细胞瘤、淋巴瘤）。总的来说，超分割放疗是人们为提高放疗效果而进行的一项有益改进。
加速超分割放疗的单次照射剂量、放疗次数与超分割放疗相同，但是总疗程较短、总剂量较低。加速超分割放疗包括全程加速超分割放疗（Whole Course Accelerated Hyperfractionation Radiation Therapy，WAHRT）、同时加量照射放疗（Concomitant Boost Radiation Therapy，CBRT）、后程加速超分割放疗（Late Course Accelerated Hyperfractionation Radiation Therapy，LAHRT）、连续加速超分割放疗（Continuously Hyperfractionated Accelerated Radiation Therapy，CHART）等。