技术领域
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
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。对医用直线加速器照射源的准确模拟， 关系到TPS中剂量计算的准确性。
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。
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。
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“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。
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
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。
本发明为解决技术问题采用如下技术方案：
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：
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dmax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dmax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照式(1)进行换算：
R MLC = R iocenter × D MLC D SID - - - ( 1 ) ]]>
式(1)中，PMLC是多叶准直器MLC下表面高度B处照射野开口的半宽度，Riocenter是照射 等中心点深度处照射野的半宽度，DMLC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，DSID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A1，A2，x0和dx，
y = A 1 - A 2 1 + e ( x - x 0 ) / dx + A 2 - - - ( 2 ) ]]>
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，A1和A2分别为照射野通量图的离轴分布的最大值和最小值，x0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A1，A2，x0和dx；
步骤5、通过对典型规则野中的10cm×10cm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：
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10cm×10cm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dmax处剂量，所述 10cm×10cm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10cm×10cm野不同修正能谱照射下的蒙特卡罗程序模拟的 PDD，通过对10cm×10cm野的模拟PDD与测量PDD在最大剂量点dmax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：
利用最大剂量点dmax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于或等于20cm×20cm以上的野，对于小于20cm×20cm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10cm×10cm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w1，则污染电子 源剂量的权重为(1-w1)，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dmax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dmax更浅部位两者数据接近一致，获得两者的叠加 权重w1和(1-w1)；
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A1，A2，x0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w1和(1-w1)加权叠加获得非规则野的剂量分布。
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：
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。
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Ci：
ΔPDD = Σ i = 1 N C i PDD i , monoenergy - - - ( 3 ) ]]>
式(3)中，ΔPDD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，PDDi,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
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Usrc、Vsrc、Wsrc分别为：
W src = SSD - MSD MSD 2 + X src 2 + Y src 2 - - - ( 3 - 1 ) ]]>
U src = 1 - W src 2 × X src X src 2 + Y src 2 - - - ( 3 - 2 ) ]]>
V src = 1 - W src 2 × Y src X src 2 + Y src 2 - - - ( 3 - 3 ) ]]>
其中，MSD是MLC下表面与标准水模上表面之间的垂直距离，Xsrc、Ysrc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。
与已有技术相比，本发明有益效果体现在：
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型对加速器构造技术细节的依赖。
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。
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。
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
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剂量测量 数据的照射模型设置简图。
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2cm×2cm野、10cm×10cm野、35cm×35cm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
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dmax深度A1、沿照射中心轴5cm深度A2、沿 照射中心轴20cm深度A3、沿照射中心轴照射等中心深度C处的剂量。
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2cm×2cm野、10cm×10cm 野、35cm×35cm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2cm×2cm野的模拟OAR和测量OAR的比较； 图2（c）是10cm×10cm野的模拟OAR和测量OAR的比较；图2（d）是35cm×35cm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%。
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：
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)，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dmax、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dmax处剂量值。
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2cm×2cm、5cm×5cm、10cm×10cm、20cm×20cm和 35cm×35cm，标准水模大小可为30cm×30cm×30cm或60cm×60cm×30cm，测量的深度可为最 大剂量点dmax（若为6MeV直线加速器，dmax=1.5）、5cm、10cm和20cm深度处，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dmax深度剂量。
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，得到照射野通量图，通量图网格大小可取为0.1cm×0.1cm，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：
R MLC = R iocenter × D MLC D SID - - - ( 1 ) ]]>
式(1)中，RMLC是多叶准直器MLC下表面高度B处照射野开口的半宽度，Riocenter是照射 等中心点深度处照射野的半宽度，DMLC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，DSID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)(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A1，A2，x0和dx，
y = A 1 - A 2 1 + e ( x - x 0 ) / dx + A 2 - - - ( 2 ) ]]>
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，A1和A2分别为照射野通量图的离轴分布的最大值和最小值，x0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A1，A2，x0和dx。
步骤5、通过对典型规则野中的10cm×10cm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：
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 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10cm×10cm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0.2cm×0.2cm×0.2cm，百分深度剂量PDD 归一到最大剂量点深度dmax处剂量，10cm×10cm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10cm×10cm野不同修正 能谱照射下的蒙特卡罗程序模拟的PDD，通过对10cm×10cm野的模拟PDD与测量PDD在 最大剂量点dmax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，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(如35cm×35cm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，等能量间距的单能电子源能量可取为0.5MeV、 1.0MeV、1.5MeV、2.0MeV、2.5MeV和3.0MeV。
步骤8、利用典型规则野中的最大野(如35cm×35cm野)的数据获得污染电子源的通量分 布：
利用最大剂量点dmax深度光子源照射下的测量OAR和蒙特卡罗模拟OAR差值，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，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20cm×20cm以上的野，对于小于20cm×20cm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，这是因为污染电子源主要是对大野浅层的百分离轴 剂量OAR的“马鞍形”的形成影响较显著，而对于野宽度不是很大的情况下，OAR“马鞍 形”的效果就不那么明显了，但是污染电子源对于浅层的剂量（如PDD和OAR）整体的影 响不容忽视，所以虽然小野（<20cm×20cm野）的污染电子源不能没有，但是其离轴通量非 均匀分布可以简化处理。
步骤9、使用如步骤5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10cm×10cm野如步 骤1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w1，则污染电子源剂 量的权重为(1-w1)，手工通过试错的方法调节权重（如利用Excel表格工具实现），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dmax处剂量，获得合成PDD，通过 对合成PDD和测量PDD数据对比，使得在标准水模最大剂量深度dmax更浅部位（即剂量建成 区）两者数据接近一致，获得两者的叠加权重w1和(1-w1)。
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A1，A2，x0和dx，代入公式(2)计算得到MLC叶片开口边缘对应的照射野通量图的离轴 分布，对非规则野的照射野通量图进行横向和纵向两个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w1和(1-w1)加权叠加获得非规则野的剂量分布。
具体实施中：
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，在蒙特卡罗程序 读入照射野通量图的网格通量时，记录下照射野通量图沿横向和纵向的通量大于0的网格的 最大和最小的网格编号上下限，以此网格编号上下限所限定的矩形范围，作为源光子出射位 置的大致抽样范围，因为此抽样范围较原来全照射野通量图的抽样范围缩小了，所以抽样效 率得以提高，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。
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 罗程序模拟出典型规则野中的最大野(如35cm×35cm野)，在单能电子源（能量可取0.5MeV、 1.0MeV、1.5MeV、2.0MeV、2.5MeV和3.0MeV）的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Ci：
ΔPDD = Σ i = 1 N C i PDD i , monoenergy - - - ( 3 ) ]]>
式(3)中，ΔPDD是指光子源照射下的测量PDD与蒙特卡罗模拟PDD的差值，PDD的差值 是通过步骤7中方法获得，PDDi，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 Σ i = 1 N C i = 1 . ]]>
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Usrc、Vsrc、Wsrc分别为：
W src = SSD - MSD MSD 2 + X src 2 + Y src 2 - - - ( 3 - 1 ) ]]>
U src = 1 - W src 2 × X src X src 2 + Y src 2 - - - ( 3 - 2 ) ]]>
V src = 1 - W src 2 × Y src X src 2 + Y src 2 - - - ( 3 - 3 ) ]]>
其中，MSD是MLC下表面与标准水模上表面之间的垂直距离，Xsrc、Ysrc是源光子按照权 利要求2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。
实施例：
以一台Varian 2300 C/D 6MeV直线加速器为例，按照图1设置测量条件，SSD为90cm， 照射等中心点位于水面以下沿照射中心轴10cm深度，源-等中心距离SID为100cm。分别测 量2cm×2cm、10cm×10cm、35cm×35cm野的PDD和1.5cm、5cm、10cm、20cm和30cm 深度的OAR数据，全部剂量数据归一到沿照射野中心轴dmax深度剂量。将其10cm深度的 OAR数据按步骤2反演到MLC下表面（设其垂直于照射野中心轴，距离水模上表面46cm 处，即加速器照射虚点源与MLC下表面的距离为SSD-46=44cm）。下式是拟合得到的通量图 Boltzmann函数拟合公式，
y 2 cm × 2 cm = 1.0 - 0.0 1 + e ( x - 0.50042 ) / 0.0688 + 0.0 - - - ( 4 - 1 ) ]]>
y 10 cm × 10 cm = 1.0 - 0.0 1 + e ( x - 2.4279 ) / 0.0688 + 0.0 - - - ( 4 - 2 ) ]]>
y 35 cm × 35 cm = 1.0 - 0.0 1 + e ( x - 8.5569 ) / 0.10525 + 0.0 - - - ( 4 - 3 ) ]]>
按照步骤5利用标准10cm×10cm野模拟和测量的PDD曲线比对，获得Mohan Varian 6.5MeV光子能谱数据比较合适，即将原有的6.0MeV能谱，往高能处平移了0.5MeV。原有 的6.0MeV Varian光子能谱数据可以从EGSnrc程序包中获的。
首先，将源模型植入蒙特卡罗程序包EGSnrc中的用户程序DOSXYZnrc，通量图网格取 0.1cm×0.1cm，均匀水模体大小对于10cm×10cm野以下取为30cm×30cm×30cm，对于 10cm×10cm野以上取为60cm×60cm×30cm，水模体计算网格大小对于10cm×10cm野以下取 为0.2cm×0.2cm×0.2cm，对于10cm×10cm野以上取为0.5cm×0.5cm×0.2cm，每种射野光子源 跟踪了9×109个，通过分配不同的初始随机数种子，将其分配成9个计算任务，每个计算任 务模拟1e9个光子，将9个计算结果平均得到剂量值，剂量值的不确定度按照与跟踪粒子数 的平方根关系，通过每1e9个光子的计算结果的不确定度除以3得到。在Intel(R)Xeon(R)E5620 Power(CPU 2.40GHz,3.0GB memory)的工作站Windows环境下，每1e9个光子的模拟时间在17-20 小时之间。污染电子源跟踪了1×109个，时间根据入射单能电子的能量在几十分钟到几小时 之间。