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1、(10)申请公布号 CN 102921115 A (43)申请公布日 2013.02.13 C N 1 0 2 9 2 1 1 1 5 A *CN102921115A* (21)申请号 201210413728.8 (22)申请日 2012.10.25 A61N 5/10(2006.01) G06F 17/50(2006.01) (71)申请人合肥工业大学 地址 230009 安徽省合肥市屯溪路193号 (72)发明人林辉 许良凤 蔡金凤 景佳 裴曦 曹瑞芬 (74)专利代理机构安徽省合肥新安专利代理有 限责任公司 34101 代理人何梅生 (54) 发明名称 一种建立基于测量数据的医用直线加。
2、速器简 便照射源模型的方法 (57) 摘要 本发明公开了一种建立基于测量数据的医用 直线加速器简便照射源模型的方法，其特征是假 设医用直线加速器照射源就位于MLC最下端部 位，通过调节从加速器测量数据反演的通量图，利 用出射粒子的位置与通量分布相结合，出射粒子 的权重与通量强度相结合的方法，实现对医用直 线加速器照射源的模拟。利用经典蒙特卡罗程序 EGSnrc的粒子输运模型和DOSXYZnrc的模型几何 描述，获得模体中的剂量分布。本发明建立在医用 直线加速器测量数据的基础之上，避免了传统全 加速器模拟对加速器构造技术细节的依赖，和每 次修改模拟参数都必须分阶段重新模拟所带来的 繁重计算任务。。
3、本模型可作为人体内精确蒙特卡 罗剂量计算工具的照射源模型，也可为治疗计划 系统中的剂量验证工具和治疗方案优化算法的解 析剂量计算工具提供源模型。 (51)Int.Cl. 权利要求书4页 说明书10页 附图3页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书 4 页 说明书 10 页 附图 3 页 1/4页 2 1.一种建立基于测量数据的医用直线加速器简便照射源模型的方法，其特征是在于按 如下步骤进行： 步骤1、测量获得若干典型照射规则野的剂量测量数据： 设置医用直线加速器以典型规则野垂直照射标准水模(1)，所述典型规则野是指长宽 相同的正方形野，所述标准水模(1)是指临。
4、床上用于标定医用直线加速器的由水的等效替 代材料制成的模体，所述医用直线加速器的典型规则野是以控制多叶准直器MLC的开口形 状实现的，所述多叶准直器MLC是医用直线加速器最下端的金属挂件，典型规则野的照射 中心轴与标准水模(1)的中心轴重合，原点O置在照射中心轴与标准水模(1)的上表面的 交点，以医用直线加速器出射束方向为正，设置医用直线加速器的虚点源S到标准水模上 表面的垂直距离SSD为90cm，所述虚点源S位于医用直线加速器产生光子的靶心处，照射等 中心点C位于所述标准水模沿照射中心轴距上表面以下10cm深度处，所述照射等中心点C 是指医用直线加速器的旋转照射中心，则虚点源S到照射等中心点。
5、C的距离SID为100cm； 分别获得医用直线加速器在典型规则野照射下，在标准水模(1)中最大剂量深度d max 和 10cm深度处的百分离轴剂量OAR和百分深度剂量PDD处的测量数据，将所述测量数据归一 到沿照射中心轴的最大剂量深度d max 处剂量值； 步骤2、将10cm深度处的百分离轴剂量OAR测量数据反演到多叶准直器MLC下表面处 得到照射野通量图的离轴分布： 利用相似直角三角形法则，将10cm深度处百分离轴剂量OAR的测量数据反演到多叶 准直器MLC下表面高度B处，所述反演是将百分离轴剂量OAR的测量数据先按其野内与照 射中心轴交点处的测量数据归一，并将其各个测量数据对应的离轴距离按。
6、照式(1)进行换 算： 式(1)中，R MLC 是多叶准直器MLC下表面高度B处照射野开口的半宽度，R iocenter 是照射 等中心点深度处照射野的半宽度，D MLC 是多叶准直器MLC下表面高度B处沿照射中心轴到医 用直线加速器虚点源S的距离，D SID 是照射等中心点沿照射中心轴到医用直线加速器虚点 源S的距离； 步骤3、对照射野通量图的半个离轴分布进行公式拟合： 对步骤2获得的照射野通量图的半个离轴分布按式(2)进行拟合，获得各系数A 1 ，A 2 ， x 0 和dx， 式（2）中，x表示照射野通量图上各点离开照射中心轴的横向或纵向距离，y表示照射 野通量图上各点的通量强度，A 1 。
7、和A 2 分别为照射野通量图的离轴分布的最大值和最小值， x 0 为照射野通量图的离轴分布的半野宽度，dx反映了照射野通量图离轴分布的半野边缘的 陡峭度； 步骤4、重复步骤2和3，对所有典型规则野的10cm深度处的百分离轴剂量OAR的测量 数据进行反演和拟合，获得所有典型规则野的公式(2)的系数A 1 ，A 2 ，x 0 和dx； 步骤5、通过对典型规则野中的10cm10cm野照射下的模拟百分深度剂量PDD和测量 权 利 要 求 书CN 102921115 A 2/4页 3 百分深度剂量PDD进行对比，获得医用直线加速器的光子能谱数据： 对医用直线加速器的原始光子能谱进行插值，所述原始光子能谱。
8、是指医用直线加速器 制造商出厂前测量的医用直线加速器出射束的能谱，这个原始光子能谱和医用直线加速器 实地安装后的能谱略有不同，所述插值是指将原始光子能谱进行曲线拟合，并等光子能量 间距取点得到对应光子能量的插值能谱，然后按光子能量等间距上下平移获得医用直线加 速器的修正能谱，利用蒙特卡罗程序模拟修正能谱在典型规则野中的10cm10cm野按步 骤1所述照射方式下的百分深度剂量PDD，百分深度剂量PDD归一到最大剂量点深度d max 处 剂量，所述10cm10cm野的照射野通量图是按照步骤2和3获得，照射野通量图源光子出 射模拟采用源光子抽样位置和照射野通量图的网格通量分布相结合，源光子权重与照射。
9、野 通量图的网格通量强度相结合，源光子的方向余弦按照医用直线加速器的虚点源与源光子 在照射野通量图上的抽样位置的连线所决定，获得10cm10cm野不同修正能谱照射下的 蒙特卡罗程序模拟的PDD，通过对10cm10cm野的模拟PDD与测量PDD在最大剂量点d max 更深部位的对比，选择符合度最好的模拟PDD所对应的最优修正能谱作为医用直线加速器 的实际输出的光子能谱； 步骤6、利用步骤4获得的所有典型规则野通量离轴分布，和步骤5获得的医用直线加 速器的光子能谱，通过蒙特卡罗程序模拟得到所有典型规则野如步骤1所述照射情形下的 OAR和PDD，并按照各典型规则野的测量数据，获得对应各典型规则野的医。
10、用直线加速器输 出因子F，所述输出因子F是用于标定医用直线加速器不同野之间剂量分布的相对强度； 步骤7、利用典型规则野中的最大野的数据获得污染电子源能谱： 利用步骤6模拟得到典型规则野中最大野的模拟PDD，并利用步骤1测量得到对于典型 规则野中最大野的测量PDD；将测量PDD和模拟PDD首先分别进行等深度间距插值，然后等 深度间距点对点地将测量PDD减去模拟PDD获得PDD差值，将所述PDD差值归一处理到标 准水模表面点深度处，利用等能量间距的单能电子源入射的蒙特卡罗模拟的PDD，通过多项 式拟合得到污染电子源能谱； 步骤8、利用典型规则野中的最大野的数据获得污染电子源的通量分布： 利用最大剂。
11、量点d max 深度光子源照射下的测量OAR和蒙特卡罗模拟OAR差值，所述OAR 差值是指将测量OAR和模拟OAR先分别进行等离轴间距插值，然后相同离轴距离点对点地 将测量OAR减去模拟OAR获得OAR差值，将所述OAR差值归一到OAR与照射中心轴交点处 的剂量，利用相似直角三角形法则，将所述归一化处理后的OAR差值反演到MLC下表面高度 B处，得到污染电子源的照射野通量图的离轴分布，将所述最大野的污染电子源照射野通量 图的离轴分布根据其它典型规则野的开口大小按比例缩小，得到其它典型规则野的污染电 子源照射野通量图的离轴分布，所述获得污染电子源照射野通量图离轴分布的方法仅使用 在典型规则野中大。
12、于或等于20cm20cm以上的野，对于小于20cm20cm的野，仍然使用这 些野光子源的照射野通量图作为污染电子源的照射野通量图； 步骤9、使用如步骤5所述的源电子位置抽样和照射野通量图的网格通量分布相结合， 源电子权重与照射野通量图的网格通量强度相结合的方法，利用步骤7获得的污染电子源 的能谱和步骤8获得的污染电子源的照射野通量图的离轴分布，通过蒙特卡罗模拟得到污 染电子源的剂量分布； 步骤10、将步骤4-7所获得的光子源和污染电子源，分别模拟得到10cm10cm野如步 权 利 要 求 书CN 102921115 A 3/4页 4 骤1所述照射情形下的照射中心轴处的绝对剂量，假设光子源剂量的。
13、权重为w 1 ，则污染电子 源剂量的权重为(1-w 1 )，手工通过试错的方法调节权重，将两者的绝对剂量值相加，并归一 到沿照射中心轴的最大剂量深度d max 处剂量，获得合成PDD，通过对所述合成PDD和测量PDD 数据对比，使得在标准水模最大剂量深度d max 更浅部位两者数据接近一致，获得两者的叠加 权重w 1 和(1-w 1 )； 步骤11、治疗计划系统TPS优化输出的非规则野的照射野通量图的修正处理： 将治疗计划系统TPS依据肿瘤的投影形状和厚度优化输出的非规则野的照射野通量 图，根据MLC叶片开口边缘离开照射中心轴位置的距离，选择非规则野的等效野按公式(2) 的系数A 1 ，A 2。
14、 ，x 0 和dx，代入公式(2)计算得到所述MLC叶片开口边缘对应的照射野通量图 的离轴分布，对所述非规则野的照射野通量图进行横向和纵向方向的照射野边缘修正，获 得修正照射野通量图； 步骤12、剂量分布计算： 按照步骤5所述的源光子位置抽样和照射野通量图的网格通量分布相结合，源光子权 重与照射野通量图的网格通量强度相结合的方法，利用步骤11获得的修正照射野通量图 和步骤5所述的光子的最优修正能谱，通过蒙特卡罗模拟获得非规则野的剂量分布；将所 获得的非规则野的剂量分布乘以非规则野的等效方野按步骤6所获得的相对野输出因子 F，获得非规则野的光子剂量分布，利用步骤11获得的修正照射野通量图和步骤7。
15、获得的污 染电子源能谱，通过蒙特卡罗模拟污染电子源的剂量分布，对光子剂量分布和污染电子源 的剂量分布按照步骤10获得的权重w 1 和(1-w 1 )加权叠加获得非规则野的剂量分布。 2.根据权利要求1所述的建立基于测量数据的医用直线加速器简便照射源模型的方 法，其特征是所述步骤5中源光子位置抽样和照射野通量图的网格通量分布相结合，源光 子权重与照射野通量图的网格通量强度相结合的方法是：对于照射野通量图进行网格编 号，采用蒙特卡罗随机数产生器产生0-1之间的随机数，确定源光子出射位置所属的网格 编号，若网格编号对应的网格通量大于0，则抽样的源粒子的权重等于它所出射网格的通 量；若网格编号对应的网。
16、格通量不大于0，则重新进行位置抽样。 3.根据权利要求1所述的建立基于测量数据的医用直线加速器简便照射源模型的方 法，其特征是所述步骤7中利用单能电子源入射的PDD拟合得到污染电子源能谱的方法是： 分别用蒙特卡罗程序模拟典型规则野中的最大野，在单能电子源均匀平行束照射下的PDD， 各PDD分别归一到对应能量下最大剂量点处剂量，按照式(3)拟合得到各PDD的系数C i ： 式(3)中，PDD是指光子源照射下的测量PDD与蒙特卡罗模拟PDD的差值，所述PDD 的差值是通过步骤7中所述方法获得，PDD i，monoenergy 是第i个单能电子平行束照射下的蒙特 卡罗模拟PDD，式(3)中 4.根据。
17、权利要求1所述的建立基于测量数据的医用直线加速器简便照射源模型的方 法，其特征是所述步骤5中源光子的方向余弦按照医用直线加速器的虚点源S与源光子在 照射野通量图上的抽样位置的连线所决定的方法是：假设源光子的出射方向与直角坐标系 的X、Y、Z三个轴的方向余弦U src 、V src 、W src 分别为： 权 利 要 求 书CN 102921115 A 4/4页 5 其中，MSD是MLC下表面与标准水模上表面之间的垂直距离，X src 、Y src 是源光子按照权 利要求2所述的位置抽样方法抽样得到的出射点在MLC下表面高度B处的照射野通量图上 的X、Y坐标。 权 利 要 求 书CN 10292。
18、1115 A 1/10页 6 一种建立基于测量数据的医用直线加速器简便照射源模型 的方法 技术领域 0001 本发明涉及一种建立基于测量数据的医用直线加速器简便照射源模型的方法，该 模型可用于肿瘤外放射治疗中精确模拟人体中的剂量分布。 背景技术 0002 医用直线加速器是实现肿瘤外放射治疗的重要设备，目前我国省级以上的医院使 用的直线加速器基本上都是昂贵的国外品牌（如西门子、医科大、瓦里安（Varian）等），和与 其捆绑所售的肿瘤放射治疗计划系统(TPS,Treatment Planning System)，并且这些产品 经常处于持续更新中，给医院和病人治疗造成沉重的经济负担。对医用直线加速。
19、器照射源 的准确模拟，关系到TPS中剂量计算的准确性。 0003 TPS中传统的加速器模型分成两大类，第一类是加速器的完全模拟，这种模型完全 忠实于机器本身模块的几何和材料组成，相当依赖厂家提供详细准确的技术数据；第二类 是加速器的多源模型，它把整个加速器设想为多个照射源的组合。此多源模型通常是基于 对全加速器模型的粒子输运信息进行数据分析建立起来的，所以也很依赖于加速器的技术 细节数据。 0004 目前关于加速器源模拟的工作已发表很多，它们基本上是通过调节多个源模型参 数（如加速器入射电子束能量、角度、半径等），获得模拟结果和水箱中测量数据的一致，从 而建立起自己的加速器源模型。加速器模型参。
20、数的多样化，使得加速器模拟实际上是一个 多自由度选择的过程，一个量的不准确，往往可以通过适当调节其它量的变化而弥补。此外 由于机器制造所带来的台与台之间的客观差异性，以及模拟者数据测量与参数选择等多因 素的随意性，使得各个工作建立的源模型往往具有自己的个性化。 0005 适形调强放射治疗(IMRT,Intensity Modulated Radio Therapy)利用多叶准直 器(MLC,Multileaf Collimator)对人体肿瘤进行“适形”、“调强”地辐射治疗，是目前公认 的最精确和最易于操控的新型治疗模式，已广泛用于各大品牌医用直线加速器治疗。其中 MLC是实现肿瘤“适形”和“。
21、调强”的重要组件，它由若干钨合金浇铸的叶片组成，可控制调 节成肿瘤的投影形状。MLC一般位于医用直线加速器的出口最下端，以有效保护人体正常组 织和器官免受伤害。 0006 医用直线加速器通过电子束打靶产生光子，又通过均整器、JAW等形成野内近似均 匀的光子束，由MLC开口处出射。光子在与加速器组件（如均整器）碰撞过程中产生污染电 子，污染电子由于射程较短，一般仅能影响照射体表面浅层处的剂量分布。均整器是加速器 照射束均匀化的有效组件，它可以扩大光子束照射横截面，和均匀化光子束照射野内的强 度。然而由于各台加速器生产及安装的差异，使得加速器开口野内的强度往往也存在着一 定的非均匀现象。 发明内容。
22、 说 明 书CN 102921115 A 2/10页 7 0007 本发明提供一种建立基于测量数据的医用直线加速器简便照射源模型的方法，基 于加速器完全模拟的模型本身也具有差异性的客观事实，摒弃全加速器模拟的繁缛过程， 和多源模型对加速器构造细节的依赖，假设医用直线加速器照射源就位于MLC最下端部 位，通过调节从加速器测量数据反演的通量图，利用出射粒子的位置与通量分布相结合，出 射粒子的权重与通量图网格的通量强度相结合的方法，实现对医用直线加速器照射源的模 拟。本模型可作为人体内精确蒙特卡罗剂量计算工具的照射源模型，也可为TPS中的剂量 验证工具和治疗方案优化算法的解析剂量计算工具提供源模型。。
23、 0008 本发明为解决技术问题采用如下技术方案： 0009 本发明一种建立基于测量数据的医用直线加速器简便照射源模型的方法的特点 是按如下步骤进行： 0010 步骤1、测量获得若干典型照射规则野的剂量测量数据： 0011 设置医用直线加速器以典型规则野垂直照射标准水模(1)，所述典型规则野是指 长宽相同的正方形野，所述标准水模(1)是指临床上用于标定医用直线加速器的由水的等 效替代材料制成的模体，所述医用直线加速器的典型规则野是以控制多叶准直器MLC的开 口形状实现的，所述多叶准直器MLC是医用直线加速器最下端的金属挂件，典型规则野的 照射中心轴与标准水模(1)的中心轴重合，原点O置在照射中。
24、心轴与标准水模(1)的上表 面的交点，以医用直线加速器出射束方向为正，设置医用直线加速器的虚点源S到标准水 模上表面的垂直距离SSD为90cm，所述虚点源S位于医用直线加速器产生光子的靶心处， 照射等中心点C位于所述标准水模沿照射中心轴距上表面以下10cm深度处，所述照射等 中心点C是指医用直线加速器的旋转照射中心，则虚点源S到照射等中心点C的距离SID 为100cm；分别获得医用直线加速器在典型规则野照射下，在标准水模(1)中最大剂量深度 d max 和10cm深度处的百分离轴剂量OAR和百分深度剂量PDD处的测量数据，将所述测量数 据归一到沿照射中心轴的最大剂量深度d max 处剂量值； 。
25、0012 步骤2、将10cm深度处的百分离轴剂量OAR测量数据反演到多叶准直器MLC下表 面处得到照射野通量图的离轴分布： 0013 利用相似直角三角形法则，将10cm深度处百分离轴剂量OAR的测量数据反演到多 叶准直器MLC下表面高度B处，所述反演是将百分离轴剂量OAR的测量数据先按其野内与 照射中心轴交点处的测量数据归一，并将其各个测量数据对应的离轴距离按照式(1)进行 换算： 0014 0015 式(1)中，P MLC 是多叶准直器MLC下表面高度B处照射野开口的半宽度，R iocenter 是 照射等中心点深度处照射野的半宽度，D MLC 是多叶准直器MLC下表面高度B处沿照射中心轴 。
26、到医用直线加速器虚点源S的距离，D SID 是照射等中心点沿照射中心轴到医用直线加速器 虚点源S的距离； 0016 步骤3、对照射野通量图的半个离轴分布进行公式拟合： 0017 对步骤2获得的照射野通量图的半个离轴分布按式(2)进行拟合，获得各系数A 1 ， A 2 ，x 0 和dx， 说 明 书CN 102921115 A 3/10页 8 0018 0019 式（2）中，x表示照射野通量图上各点离开照射中心轴的横向或纵向距离，y表示 照射野通量图上各点的通量强度，A 1 和A 2 分别为照射野通量图的离轴分布的最大值和最小 值，x 0 为照射野通量图的离轴分布的半野宽度，dx反映了照射野通量。
27、图离轴分布的半野边 缘的陡峭度； 0020 步骤4、重复步骤2和3，对所有典型规则野的10cm深度处的百分离轴剂量OAR的 测量数据进行反演和拟合，获得所有典型规则野的公式(2)的系数A 1 ，A 2 ，x 0 和dx； 0021 步骤5、通过对典型规则野中的10cm10cm野照射下的模拟百分深度剂量PDD和 测量百分深度剂量PDD进行对比，获得医用直线加速器的光子能谱数据： 0022 对医用直线加速器的原始光子能谱进行插值，所述原始光子能谱是指医用直线加 速器制造商出厂前测量的医用直线加速器出射束的能谱，这个原始光子能谱和医用直线加 速器实地安装后的能谱略有不同，所述插值是指将原始光子能谱进。
28、行曲线拟合，并等光子 能量间距取点得到对应光子能量的插值能谱，然后按光子能量等间距上下平移获得医用直 线加速器的修正能谱，利用蒙特卡罗程序模拟修正能谱在典型规则野中的10cm10cm野 按步骤1所述照射方式下的百分深度剂量PDD，百分深度剂量PDD归一到最大剂量点深度 d max 处剂量，所述10cm10cm野的照射野通量图是按照步骤2和3获得，照射野通量图源光 子出射模拟采用源光子抽样位置和照射野通量图的网格通量分布相结合，源光子权重与照 射野通量图的网格通量强度相结合，源光子的方向余弦按照医用直线加速器的虚点源与源 光子在照射野通量图上的抽样位置的连线所决定，获得10cm10cm野不同修正。
29、能谱照射 下的蒙特卡罗程序模拟的PDD，通过对10cm10cm野的模拟PDD与测量PDD在最大剂量点 d max 更深部位的对比，选择符合度最好的模拟PDD所对应的最优修正能谱作为医用直线加 速器的实际输出的光子能谱； 0023 步骤6、利用步骤4获得的所有典型规则野通量离轴分布，和步骤5获得的医用直 线加速器的光子能谱，通过蒙特卡罗程序模拟得到所有典型规则野如步骤1所述照射情形 下的OAR和PDD，并按照各典型规则野的测量数据，获得对应各典型规则野的医用直线加速 器输出因子F，所述输出因子F是用于标定医用直线加速器不同野之间剂量分布的相对强 度； 0024 步骤7、利用典型规则野中的最大野的。
30、数据获得污染电子源能谱： 0025 利用步骤6模拟得到典型规则野中最大野的模拟PDD，并利用步骤1测量得到对于 典型规则野中最大野的测量PDD；将测量PDD和模拟PDD首先分别进行等深度间距插值，然 后等深度间距点对点地将测量PDD减去模拟PDD获得PDD差值，将所述PDD差值归一处理 到标准水模表面点深度处，利用等能量间距的单能电子源入射的蒙特卡罗模拟的PDD，通过 多项式拟合得到污染电子源能谱； 0026 步骤8、利用典型规则野中的最大野的数据获得污染电子源的通量分布： 0027 利用最大剂量点d max 深度光子源照射下的测量OAR和蒙特卡罗模拟OAR差值，所 述OAR差值是指将测量OA。
31、R和模拟OAR先分别进行等离轴间距插值，然后相同离轴距离点 对点地将测量OAR减去模拟OAR获得OAR差值，将所述OAR差值归一到OAR与照射中心轴 交点处的剂量，利用相似直角三角形法则，将所述归一化处理后的OAR差值反演到MLC下表 说 明 书CN 102921115 A 4/10页 9 面高度B处，得到污染电子源的照射野通量图的离轴分布，将所述最大野的污染电子源照 射野通量图的离轴分布根据其它典型规则野的开口大小按比例缩小，得到其它典型规则野 的污染电子源照射野通量图的离轴分布，所述获得污染电子源照射野通量图离轴分布的方 法仅使用在典型规则野中大于或等于20cm20cm以上的野，对于小于2。
32、0cm20cm的野，仍 然使用这些野光子源的照射野通量图作为污染电子源的照射野通量图； 0028 步骤9、使用如步骤5所述的源电子位置抽样和照射野通量图的网格通量分布相 结合，源电子权重与照射野通量图的网格通量强度相结合的方法，利用步骤7获得的污染 电子源的能谱和步骤8获得的污染电子源的照射野通量图的离轴分布，通过蒙特卡罗模拟 得到污染电子源的剂量分布； 0029 步骤10、将步骤4-7所获得的光子源和污染电子源，分别模拟得到10cm10cm野 如步骤1所述照射情形下的照射中心轴处的绝对剂量，假设光子源剂量的权重为w 1 ，则污染 电子源剂量的权重为(1-w 1 )，手工通过试错的方法调节权重。
33、，将两者的绝对剂量值相加，并 归一到沿照射中心轴的最大剂量深度d max 处剂量，获得合成PDD，通过对所述合成PDD和测 量PDD数据对比，使得在标准水模最大剂量深度d max 更浅部位两者数据接近一致，获得两者 的叠加权重w 1 和(1-w 1 )； 0030 步骤11、治疗计划系统TPS优化输出的非规则野的照射野通量图的修正处理： 0031 将治疗计划系统TPS依据肿瘤的投影形状和厚度优化输出的非规则野的照射野 通量图，根据MLC叶片开口边缘离开照射中心轴位置的距离，选择非规则野的等效野按公 式(2)的系数A 1 ，A 2 ，x 0 和dx，代入公式(2)计算得到所述MLC叶片开口边缘对。
34、应的照射野 通量图的离轴分布，对所述非规则野的照射野通量图进行横向和纵向方向的照射野边缘修 正，获得修正照射野通量图； 0032 步骤12、剂量分布计算： 0033 按照步骤5所述的源光子位置抽样和照射野通量图的网格通量分布相结合，源光 子权重与照射野通量图的网格通量强度相结合的方法，利用步骤11获得的修正照射野通 量图和步骤5所述的光子的最优修正能谱，通过蒙特卡罗模拟获得非规则野的剂量分布； 将所获得的非规则野的剂量分布乘以非规则野的等效方野按步骤6所获得的相对野输出 因子F，获得非规则野的光子剂量分布，利用步骤11获得的修正照射野通量图和步骤7获得 的污染电子源能谱，通过蒙特卡罗模拟污染电。
35、子源的剂量分布，对光子剂量分布和污染电 子源的剂量分布按照步骤10获得的权重w 1 和(1-w 1 )加权叠加获得非规则野的剂量分布。 0034 本发明建立基于测量数据的医用直线加速器简便照射源模型的方法的特点也在 于： 0035 所述步骤5中源光子位置抽样和照射野通量图的网格通量分布相结合，源光子权 重与照射野通量图的网格通量强度相结合的方法是：对于照射野通量图进行网格编号，采 用蒙特卡罗随机数产生器产生0-1之间的随机数，确定源光子出射位置所属的网格编号， 若网格编号对应的网格通量大于0，则抽样的源粒子的权重等于它所出射网格的通量；若 网格编号对应的网格通量不大于0，则重新进行位置抽样。 。
36、0036 所述步骤7中利用单能电子源入射的PDD拟合得到污染电子源能谱的方法是：分 别用蒙特卡罗程序模拟典型规则野中的最大野，在单能电子源均匀平行束照射下的PDD，各 PDD分别归一到对应能量下最大剂量点处剂量，按照式(3)拟合得到各PDD的系数C i ： 说 明 书CN 102921115 A 5/10页 10 0037 0038 式(3)中，PDD是指光子源照射下的测量PDD与蒙特卡罗模拟PDD的差值，所述 PDD的差值是通过步骤7中所述方法获得，PDD i,monoenergy 是第i个单能电子平行束照射下的 蒙特卡罗模拟PDD，式(3)中 0039 所述步骤5中源光子的方向余弦按照医用。
37、直线加速器的虚点源S与源光子在照 射野通量图上的抽样位置的连线所决定的方法是：假设源光子的出射方向与直角坐标系的 X、Y、Z三个轴的方向余弦U src 、V src 、W src 分别为： 0040 0041 0042 0043 其中，MSD是MLC下表面与标准水模上表面之间的垂直距离，X src 、Y src 是源光子按 照权利要求2所述的位置抽样方法抽样得到的出射点在MLC下表面高度B处的照射野通量 图上的X、Y坐标。 0044 与已有技术相比，本发明有益效果体现在： 0045 1、本发明医用直线加速器简便照射源模型完全建立在加速器测量数据的基础之 上，避免了传统全加速器模拟和加速器多源模。
38、型对加速器构造技术细节的依赖。 0046 2、本发明医用直线加速器简便照射源模型，假设照射源就位于加速器最下端组件 MLC的下表面部位，通过调节从加速器测量数据反演的通量图，获得模拟与测量数据一致的 通量图源。此简化模型无需考虑加速器的构造组件几何，只需要根据模拟与测量的剂量数 据的差异，反复调节源模型就可获得，避免了全加速器模拟每次修改参数数据，都必须分阶 段重新模拟所带来的繁重计算任务。 0047 3、本发明医用直线加速器简便照射源模型，对通量图出射粒子位置抽样和权重的 处理：出射粒子的位置与通量分布相结合，出射粒子的权重与通量图网格的通量强度相结 合的方法，将所有通量大于0的网格都看作为。
39、面积相同的独立的微型面源，实现非均匀通 量分布的完全精确模拟。此源粒子输运参数与通量分布相结合的方法，可有效避免微型面 源空间位置抽样的低效率，同时避免了常规通量图分箱处理、面源局部均匀化算法所造成 的数据伪影，有效改进非规则、非均匀通量分布源的计算精度，提高了粒子的抽样速度。 0048 4、本发明模型可以作为人体内精确剂量计算工具（如蒙特卡罗算法）的照射源模 型，也可以作为TPS中的剂量验证工具和治疗方案优化算法的剂量计算工具（如解析有限 笔束算法）的照射源模型。 附图说明 0049 图1为本发明方法中设置医用直线加速器以典型规则野垂直照射标准水模获得 说 明 书CN 102921115 A。
40、 10 6/10页 11 剂量测量数据的照射模型设置简图。 0050 图2（a）、图2（b）、图2（c）和图2（d）为本发明方法植入蒙特卡罗程序模拟后 得到的2cm2cm野、10cm10cm野、35cm35cm野的模拟PDD和模拟OAR与测量PDD和测 量OAR的比较。 具体实施方式 0051 图1中，假设照射虚点源S位于（0，0，-90cm），照射等中心点位于水面以下沿照射 中心轴10cm深度，坐标为（0，0，10.0cm），照射光子源和污染电子源位于MLC下表面高度垂 直于照射中心轴位置的平面上，测量最大剂量点d max 深度A1、沿照射中心轴5cm深度A2、沿 照射中心轴20cm深度A3。
41、、沿照射中心轴照射等中心深度C处的剂量。 0052 图1显示了本发明方法中设置医用直线加速器以典型规则野垂直照射标准水模1 获得剂量测量数据的照射模型设置简图，其中假设照射虚点源S位于SSD=90cm处，即照射 虚点源S的坐标为（0，0，-90cm），照射等中心点位于水面以下沿照射中心轴10cm深度，坐 标为（0，0，10.0cm），即源-等中心距离SID为100cm，照射光子源和污染电子源位于MLC下 表面B高度垂直于照射中心轴的平面上；图2（a）、图2（b）、图2（c）和图2（d）给出了 本发明方法植入蒙特卡罗程序EGSnrc/DOSXYZnrc计算后得到的2cm2cm野、10cm10cm。
42、 野、35cm35cm野的模拟PDD和模拟OAR与测量PDD和测量OAR的比较，其中，图2（a）是 模拟PDD和测量PDD的比较；图2（b）是2cm2cm野的模拟OAR和测量OAR的比较；图2 （c）是10cm10cm野的模拟OAR和测量OAR的比较；图2（d）是35cm35cm野的模拟OAR 和测量OAR的比较，可见除半影处模拟OAR和测量OAR差异较大外，其他处差异2%。 0053 本实施例中建立基于测量数据的医用直线加速器简便照射源模型的方法的特点 是按如下步骤进行： 0054 步骤1、测量获得若干典型照射规则野的剂量测量数据 0055 设置医用直线加速器以典型规则野垂直照射标准水模(1。
43、)，典型规则野是指长宽 相同的正方形野，标准水模(1)是指临床上用于标定医用直线加速器的由水的等效替代材 料制成的模体，医用直线加速器的典型规则野是以控制多叶准直器MLC的开口形状实现 的，多叶准直器MLC是医用直线加速器最下端的金属挂件，典型规则野的照射中心轴与标 准水模(1)的中心轴重合，原点O置在照射中心轴与标准水模(1)的上表面的交点，以医用 直线加速器出射束方向为正，设置医用直线加速器的虚点源S到标准水模上表面的垂直距 离SSD（Source Surface Distance）为90cm，虚点源S位于医用直线加速器产生光子的靶心 处，照射等中心点C位于标准水模沿照射中心轴距上表面以下。
44、10cm深度处，照射等中心点 C是指医用直线加速器的旋转照射中心，则虚点源S到照射等中心点C的距离SID（Source Iso-center Distance）为100cm；分别获得医用直线加速器在典型规则野照射下，在标准 水模(1)中最大剂量深度d max 、5cm、10cm、20cm深度处的百分离轴剂量OAR和百分深度剂量 PDD处的测量数据，将测量数据归一到沿照射中心轴的最大剂量深度d max 处剂量值。 0056 此步骤中的剂量测量工具可采用胶片或矩形电离室，医用直线加速器(如Varian 2300 C/D 6MeV直线加速器)的典型规则野可取2cm2cm、5cm5cm、10cm10c。
45、m、 20cm20cm和35cm35cm，标准水模大小可为30cm30cm30cm或60cm60cm30cm，测 量的深度可为最大剂量点d max （若为6MeV直线加速器，d max =1.5）、5cm、10cm和20cm深度处， 说 明 书CN 102921115 A 11 7/10页 12 测量它们的百分离轴剂量OAR（percentage Off-Axis dose Ratio）和百分深度剂量PDD (Percentage Depth Dose)，全部剂量数据归一到沿照射中心轴d max 深度剂量。 0057 步骤2、将10cm深度处的百分离轴剂量OAR测量数据反演到多叶准直器MLC下。
46、表 面处得到照射野通量图的离轴分布： 0058 利用相似直角三角形法则，将10cm深度处百分离轴剂量OAR的测量数据反演到多 叶准直器MLC下表面高度B处，得到照射野通量图，通量图网格大小可取为0.1cm0.1cm， 反演是将百分离轴剂量OAR的测量数据先按其野内与照射中心轴交点处的测量数据归一， 并将其各个测量数据对应的离轴距离按照式(1)进行换算： 0059 0060 式(1)中，R MLC 是多叶准直器MLC下表面高度B处照射野开口的半宽度，R iocenter 是 照射等中心点深度处照射野的半宽度，D MLC 是多叶准直器MLC下表面高度B处沿照射中心轴 到医用直线加速器虚点源S的距离。
47、，D SID 是照射等中心点沿照射中心轴到医用直线加速器 虚点源S的距离。 0061 步骤3、对照射野通量图的半个离轴分布进行公式拟合： 0062 对步骤2获得的照射野通量图的半个离轴分布按式(2)(即Boltzmann函数)进 行拟合，此步可利用Origin软件中提供的Boltzmann函数，对通量图半个离轴分布进行拟 合，获得各个系数A 1 ，A 2 ，x 0 和dx， 0063 0064 式（2）中，x表示照射野通量图上各点离开照射中心轴的横向或纵向距离，y表示 照射野通量图上各点的通量强度，A 1 和A 2 分别为照射野通量图的离轴分布的最大值和最小 值，x 0 为照射野通量图的离轴分。
48、布的半野宽度，dx反映了照射野通量图离轴分布的半野边 缘的陡峭度。 0065 步骤4、重复步骤2和3，对所有典型规则野的10cm深度处的百分离轴剂量OAR的 测量数据进行反演和拟合，获得所有典型规则野的公式(2)的系数A 1 ，A 2 ，x 0 和dx。 0066 步骤5、通过对典型规则野中的10cm10cm野照射下的模拟百分深度剂量PDD和 测量百分深度剂量PDD进行对比，获得医用直线加速器的光子能谱数据： 0067 对医用直线加速器的原始光子能谱进行插值，原始光子能谱是指医用直线加速器 制造商出厂前测量的医用直线加速器出射束的能谱，如Varian 6MeV Mohan光子能谱数据， 这个原。
49、始光子能谱和医用直线加速器实地安装后的能谱略有不同，插值是指将原始光子能 谱进行曲线拟合，并等光子能量间距取点得到对应光子能量的插值能谱，其中光子能量间 距可取为0.1MeV，然后按光子能量等间距（如0.1MeV）上下平移获得医用直线加速器的修 正能谱，利用蒙特卡罗程序模拟修正能谱在典型规则野中的10cm10cm野按步骤1照射方 式下的百分深度剂量PDD，模拟标准水模的模型网格大小可取为0.2cm0.2cm0.2cm，百 分深度剂量PDD归一到最大剂量点深度d max 处剂量，10cm10cm野的照射野通量图是按照 步骤2和3获得，照射野通量图源光子出射模拟采用源光子抽样位置和照射野通量图的网 格通量分布相结合，源光子权重与照射野通量图的网格通量强度相结合，源光子的方向余 弦按照医用直线加速器的虚点源与源光子在照射野通量图上的抽样位置的连线所决定，获 说 明 书CN 102921115 A 12 8/10页 13 得10cm10cm野。