基于医用直线加速器照射束特征建立照射源模型的方法.pdf

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1、(10)申请公布号 CN 104043203 A (43)申请公布日 2014.09.17 C N 1 0 4 0 4 3 2 0 3 A (21)申请号 201410259251.1 (22)申请日 2014.06.12 A61N 5/10(2006.01) G06F 17/50(2006.01) (71)申请人合肥工业大学 地址 230009 安徽省合肥市包河区屯溪路 193号 (72)发明人林辉 吴东升 谢聪 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 基于医用直线加速器照射束特征建立照射源 模型的方法 (5。

2、7) 摘要 本发明公开了一种基于医用直线加速器照射 束特征建立照射源模型的方法，其特征是：首先 测量待建模型医用直线加速器在标准水模中的剂 量，获得典型规则野的剂量测量数据；基于已知 医用直线加速器参数，建立已知医用直线加速器 的蒙特卡洛模型；再分别获得待建模型医用直线 加速器的光子能谱、已知医用直线加速器的污染 电子能谱、待建模型医用直线加速器的光子源和 污染电子源合成比例，以及待建模型医用直线加 速器的出射粒子角度分布规律，从而构成待建模 型医用直线加速器的照射源模型。本发明源模型 建立在已知医用直线加速器照射束特征和待建模 型医用直线加速器测量数据的基础上，避免了对 于待建模型医用直线加。

3、速器内部构造的依赖。 (51)Int.Cl. 权利要求书3页 说明书11页 附图11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3页 说明书11页 附图11页 (10)申请公布号 CN 104043203 A CN 104043203 A 1/3页 2 1.基于医用直线加速器照射束特征建立照射源模型的方法，其特征是按如下步骤进 行： 步骤1、测量待建模型医用直线加速器在标准水模中的剂量，获得典型规则野的剂量测 量数据： 设置待建模型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 的照射中心轴与标准水模(1)的中心轴重合，设置待建模型医用直线加速器。

4、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位于待建模型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，则虚点源S到照射等中心点C的距离SID为100cm；分别获得待建模型医用直线加速器 在典型规则野照射下，在标准水模(1)中最大剂量深度d max 处和照射等中心点C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； 设置O-XYZ坐标系：坐标原点O位于照射中心轴与标准水模(1)的上表面的交点处，Z 轴与典型规则野的照射中心轴重合，。

5、以出射束方向为正，X轴和Y轴按照笛卡尔坐标系右手 定则设置； 所述照射等中心点C是指待建模型医用直线加速器的旋转照射中心，位于所述照射等 中心点C深度处垂直于照射中心轴的面为照射等中心面； 所述典型规则野包括在照射等中心面上开口大小为2cm2cm、5cm5cm、10cm10cm 和20cm20cm的照射野； 步骤2、基于已知医用直线加速器参数，建立已知医用直线加速器的蒙特卡洛模型，得 到位于多叶准直器MLC的下表面高度B处典型规则野的出射束相空间文件，通过分析出射 束相空间文件得到出射束特征，所述出射束特征包括照射野内光子和污染电子的通量分 布、照射野内光子和污染电子的通量比例、照射野内出射粒。

6、子角度分布规律、已知医用直线 加速器的光子能谱，以及已知医用直线加速器的污染电子能谱，所述出射粒子角度分布规 律包括位于多叶准直器MLC的下表面高度B处的照射野内任意一等面积网格区域内的粒子 角谱和粒子角谱峰值随网格区域中心离轴距离变化的解析函数规律； 所述出射束相空间文件是指记录了粒子输运到医用直线加速器最后一个组件多叶准 直器MLC后的粒子坐标、粒子方向、粒子能量和粒子带电量的文件； 步骤3、令步骤1中获得的典型规则野的照射等中心点C处测量百分离轴剂量OAR的数 值为D，取数值D的50确定照射野边缘，将所述照射野边缘按照相似直角三角形法则反演 到多叶准直器MLC的下表面高度B处，确定典型规。

7、则野的照射野通量图边缘，设置照射野通 量图边缘内的网格通量为1、照射野通量图边缘外的网格通量为0，得到待建模型医用直线 加速器典型规则野的通量图； 步骤4、基于步骤2获得的已知医用直线加速器的光子能谱和步骤3获得的待建模型 医用直线加速器典型规则野通量图，利用蒙特卡洛粒子输运物理模型，粒子出射模拟采用 粒子抽样位置和照射野通量图的网格通量分布相结合，粒子权重与照射野通量图的网格通 量强度相结合，模拟光子在标准水模中的剂量分布，获得典型规则野的模拟百分深度剂量 PDD，通过对典型规则野的模拟百分深度剂量PDD和测量百分深度剂量PDD在建成区后部进 行一致性对比，采用光子能谱沿能量上下平移调节的方。

8、法，获得待建模型医用直线加速器 权 利 要 求 书CN 104043203 A 2/3页 3 的光子能谱，所述建成区后部是指较之百分深度剂量PDD最大剂量点深度d max 更深的部分， 所述百分深度剂量PDD包括模拟百分深度剂量PDD和测量百分深度剂量PDD； 步骤5、基于步骤2获得的已知医用直线加速器的污染电子能谱、已知医用直线加速器 的照射野内光子和污染电子的通量比例、步骤3获得的待建模型医用直线加速器典型规则 野通量图，以及步骤4获得的待建模型医用直线加速器的光子能谱，利用蒙特卡洛粒子输 运物理模型，粒子出射模拟采用粒子抽样位置和照射野通量图的网格通量分布相结合，粒 子权重与照射野通量图。

9、的网格通量强度相结合，模拟光子和污染电子在标准水模中合成的 剂量分布，获得新的模拟百分深度剂量PDD，通过对所述新的模拟百分深度剂量PDD和测量 百分深度剂量PDD在建成区前部进行一致性对比，微调光子和污染电子合成比例，获得待 建模型医用直线加速器的光子源和污染电子源的合成比例，所述建成区前部是指较之百分 深度剂量PDD最大剂量点深度d max 更浅的部分，所述百分深度剂量PDD包括新的模拟百分 深度剂量PDD和测量百分深度剂量PDD； 步骤6、基于步骤4获得的待建模型医用直线加速器的光子能谱、步骤2获得的已知医 用直线加速器污染电子能谱、步骤5获得的待建模型医用直线加速器的光子源和污染电子 。

10、源的合成比例，步骤2获得的已知医用直线加速器的照射野内出射粒子角度分布规律，以 及步骤3获得的待建模型医用直线加速器典型规则野通量图，利用蒙特卡洛粒子输运物理 模型，粒子出射模拟采用粒子抽样位置和照射野通量图的网格通量分布相结合，粒子权重 与照射野通量图的网格通量强度相结合，模拟光子源和污染电子源在标准水模中合成的剂 量分布，获得典型规则野的模拟百分离轴剂量OAR，通过对所述典型规则野的模拟百分离轴 剂量OAR和测量百分离轴剂量OAR在半影区的符合情况，微调步骤2获得的已知医用直线 加速器照射野内出射粒子角度分布规律中的照射野内任意一等面积网格区域内的粒子角 谱峰值随网格区域中心离轴距离变化的。

11、解析函数规律的系数，获得待建模型医用直线加速 器的出射粒子角度分布规律； 所述半影区是指相应深度处的百分离轴剂量OAR与照射中心轴交点处的数据的 8020区域内部分； 步骤7、由步骤4获得的待建模型医用直线加速器的光子能谱、步骤2获得的已知医用 直线加速器的污染电子能谱、步骤5获得的待建模型医用直线加速器的光子源和污染电子 源合成比例，以及步骤6获得的待建模型医用直线加速器的出射粒子角度分布规律，构成 待建模型医用直线加速器的照射源模型。 2.根据权利要求1所述的基于医用直线加速器照射束特征建立照射源模型的方法，其 特征是：所述步骤2中分析出射束相空间文件得到出射束特征是按如下方法进行： 对于。

12、相空间文件中记录的粒子输运到医用直线加速器最后一个组件多叶准直器MLC 的下表面高度B处的粒子坐标、粒子方向、粒子能量和粒子带电量分别进行等间距归箱处 理，根据粒子带电量判断是光子或是污染电子，根据粒子坐标获得光子或污染电子的通量 随离轴距离的变化，根据光子和污染电子在照射野内的通量比值获得照射野内光子和污染 电子的通量比例，根据粒子能量获得光子能谱和污染电子能谱，根据在野内任意一等面积 网格区域内的粒子方向获得粒子角谱，根据不同离轴距离的任意一等面积网格区域内的 粒子角谱的峰值，获得粒子角谱峰值随网格区域中心离轴距离变化的解析函数规律如式 (2)： 权 利 要 求 书CN 104043203。

13、 A 3/3页 4 式(2)中，为粒子角度随网格区域中心离轴距离变化所引起的角度偏移量，x和 y是出射粒子在多叶准直器MLC下表面高度B处的相空间文件中记录的在坐标系O-XYZ中 XOY平面上的X和Y方向上的位置坐标，C 1 和C 2 是描述粒子角谱峰值关于离轴距离变化的拟 合系数，C 1 和C 2 通过对步骤2获得的已知医用直线加速器典型规则野中最大野20cm20cm 的出射束相空间文件，按任意一等面积网格区域内的粒子角谱的峰值角度与网格区域中心 离轴距离的对应数据组，按照式(2)拟合得到； 由式(3)获得多叶准直器MLC下表面高度B处坐标为(x,y)处的粒子出射角度 (x,y) ： (x,。

14、y) + s,(0,0) (3) 式(3)中， s,(0,0) 是指从多叶准直器MLC下表面高度B处与照射野中心轴交点为中心 的等面积网格区域内的粒子角谱抽样得到的角度。 3.根据权利要求1所述的基于医用直线加速器照射束特征建立照射源模型的方法，其 特征是所述步骤4中粒子出射模拟采用粒子抽样位置和照射野通量图的网格通量分布相 结合，粒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，采用蒙特卡洛随机数产生器产生0-1之间的随机数，确定粒子出射位置所属的 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。

15、不大于0，则重新进行位置抽样。 权 利 要 求 书CN 104043203 A 1/11页 5 基于医用直线加速器照射束特征建立照射源模型的方法 技术领域 0001 本发明涉及一种基于医用直线加速器照射束特征建立照射源模型的方法，该方法 可用于肿瘤外放射治疗中，精确模拟医用直线加速器照射源在模体或病人体内的沉积剂量 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、瓦里安Varian等，以及与其捆绑所 售的肿瘤放射治疗计划系统TPS(Treatment Planning System)，并且这些产。

16、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。 0003 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。剂量计 算方法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，这种模拟忠实于机 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。然而，由于加速器 内部构造是商业秘密，一般很难获得。此外，这种全加速器模拟非常耗时耗力，不适合作为 TPS的剂量计算工具。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，假设粒子来自不同照射高度的加速器模块。多源模型通常是针对规则野相空间文件记 录的粒子信息建立起来的，在模拟临床需要的非规则。

17、野剂量分布时，需要额外附加开口模 块描述，从而造成模拟误差。 0004 目前关于加速器多源模型的工作已发表很多，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。 0005 加速器源模型参数的多样化，使得加速器模拟实际上是一个多自由度参数选择的 过程，一个参数的不准确，往往可以通过适当调节其它参数的变化而弥补。 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、MLC等形成野内近似均 匀的光子束。光子在与加速器组件(如均整器)碰撞过程中产生污染电子。由于污染电子 射程较短，一般仅能影响照射体。

18、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，和均匀化光子束在照射野内的强度。 0007 虽然由于加速器型号及安装的不同，使得加速器出射束特征存在一定差异，但是 带均整器医用直线加速器的设计基本上都是以野内剂量尽量均匀、半影狭窄为原则的，因 此，不同型号、同种能量的医用直线加速器束特征应该相差不大，可以通过与测量数据对比 和参数调节，获取医用直线加速器源模型。但是，迄今还没有关于基于医用直线加速器照射 束特征建立照射源模型方法的公开报导。 发明内容 0008 本发明是为避免现有技术所存在的不足之处，提供一种基于医用直线加速器照射 束特征建立照射源模型。

19、的方法，将医用直线加速器照射源模型建立在真实加速器照射束特 说 明 书CN 104043203 A 2/11页 6 征和测量数据的基础之上，以避免传统全加速器模拟和传统加速器多源模型对加速器构造 技术细节的依赖，克服全加速器模拟耗时耗力和传统多源模型引入开口模块描述非规则野 而造成额外模拟误差的缺点。 0009 本发明为解决技术问题采用如下技术方案： 0010 本发明基于医用直线加速器照射束特征建立照射源模型的方法的特点是按如下 步骤进行： 0011 步骤1、测量待建模型医用直线加速器在标准水模中的剂量，获得典型规则野的剂 量测量数据： 0012 设置待建模型医用直线加速器以典型规则野垂直照射。

20、标准水模，所述典型规则野 的照射中心轴与标准水模(1)的中心轴重合，设置待建模型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位于待建模型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，则虚点源S到照射等中心点C的距离SID为100cm；分别获得待建模型医用直线加速器 在典型规则野照射下，在标准水模中最大剂量深度d max 处和照射等中心点C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； 0013 设置O-XYZ坐标。

21、系：坐标原点O位于照射中心轴与标准水模的上表面的交点处，Z 轴与典型规则野的照射中心轴重合，以出射束方向为正，X轴和Y轴按照笛卡尔坐标系右手 定则设置； 0014 所述照射等中心点C是指待建模型医用直线加速器的旋转照射中心，位于所述照 射等中心点C深度处垂直于照射中心轴的面为照射等中心面； 0015 所述典型规则野包括在照射等中心面上开口大小为2cm2cm、5cm5cm、 10cm10cm和20cm20cm的照射野； 0016 步骤2、基于已知医用直线加速器参数，建立已知医用直线加速器的蒙特卡洛模 型，得到位于多叶准直器MLC的下表面高度B处典型规则野的出射束相空间文件，通过分析 出射束相空间。

22、文件得到出射束特征，所述出射束特征包括照射野内光子和污染电子的通量 分布、照射野内光子和污染电子的通量比例、照射野内出射粒子角度分布规律、已知医用直 线加速 器的光子能谱，以及已知医用直线加速器的污染电子能谱，所述出射粒子角度分布 规律包括位于多叶准直器MLC的下表面高度B处的照射野内任意一等面积网格区域内的粒 子角谱和粒子角谱峰值随网格区域中心离轴距离变化的解析函数规律； 0017 所述出射束相空间文件是指记录了粒子输运到医用直线加速器最后一个组件多 叶准直器MLC后的粒子坐标、粒子方向、粒子能量和粒子带电量的文件； 0018 步骤3、令步骤1中获得的典型规则野的照射等中心点C处测量百分离轴。

23、剂量OAR 的数值为D，取数值D的50确定照射野边缘，将所述照射野边缘按照相似直角三角形法则 反演到多叶准直器MLC的下表面高度B处，确定典型规则野的照射野通量图边缘，设置照射 野通量图边缘内的网格通量为1、照射野通量图边缘外的网格通量为0，得到待建模型医用 直线加速器典型规则野的通量图； 0019 步骤4、基于步骤2获得的已知医用直线加速器的光子能谱和步骤3获得的待建模 型医用直线加速器典型规则野通量图，利用蒙特卡洛粒子输运物理模型，粒子出射模拟采 说 明 书CN 104043203 A 3/11页 7 用粒子抽样位置和照射野通量图的网格通量分布相结合，粒子权重与照射野通量图的网格 通量强度。

24、相结合，模拟光子在标准水模中的剂量分布，获得典型规则野的模拟百分深度剂 量PDD，通过对典型规则野的模拟百分深度剂量PDD和测量百分深度剂量PDD在建成区后部 进行一致性对比，采用光子能谱沿能量上下平移调节的方法，获得待建模型医用直线加速 器的光子能谱，所述建成区后部是指较之百分深度剂量PDD最大剂量点深度d max 更深的部 分，所述百分深度剂量PDD包括模拟百分深度剂量PDD和测量百分深度剂量PDD； 0020 步骤5、基于步骤2获得的已知医用直线加速器的污染电子能谱、已知医用直线 加速器的照射野内光子和污染电子的通量比例、步骤3获得的待建模型医用直线加速器典 型规则野通量图，以及步骤4获。

25、得的待建模型医用直线加速器的光子能谱，利用蒙特卡洛 粒子输运物理模型，粒子出射模拟采用粒子抽样位置和照射野通量图的网格通量分布相结 合，粒子权重与照射野通量图的网格通量强度相结合，模拟光子和污染电子在标准水模中 合成的剂量分布，获得新的模拟百分深度剂量PDD，通过对所述新的模拟百分深度剂量PDD 和测量百分深度剂量PDD在建成区前部进行一致性对比，微调光子和污染电子合成比例， 获得待建模型医用直线加速器的光子源和污染电子源的合成比例，所述建成区前部是指较 之百分深度剂量PDD最大剂量点深度d max 更浅的部分，所述百分深度剂量PDD包括新的模 拟百分深度剂量PDD和测量百分深度剂量PDD； 。

26、0021 步骤6、基于步骤4获得的待建模型医用直线加速器的光子能谱、步骤2获得的已 知医用直线加速器污染电子能谱、步骤5获得的待建模型医用直线加速器的光子源和污染 电子源的 合成比例，步骤2获得的已知医用直线加速器的照射野内出射粒子角度分布规 律，以及步骤3获得的待建模型医用直线加速器典型规则野通量图，利用蒙特卡洛粒子输 运物理模型，粒子出射模拟采用粒子抽样位置和照射野通量图的网格通量分布相结合，粒 子权重与照射野通量图的网格通量强度相结合，模拟光子源和污染电子源在标准水模中合 成的剂量分布，获得典型规则野的模拟百分离轴剂量OAR，通过对所述典型规则野的模拟百 分离轴剂量OAR和测量百分离轴剂。

27、量OAR在半影区的符合情况，微调步骤2获得的已知医 用直线加速器照射野内出射粒子角度分布规律中的照射野内任意一等面积网格区域内的 粒子角谱峰值随网格区域中心离轴距离变化的解析函数规律的系数，获得待建模型医用直 线加速器的出射粒子角度分布规律； 0022 所述半影区是指相应深度处的百分离轴剂量OAR与照射中心轴交点处的数据的 8020区域内部分； 0023 步骤7、由步骤4获得的待建模型医用直线加速器的光子能谱、步骤2获得的已知 医用直线加速器的污染电子能谱、步骤5获得的待建模型医用直线加速器的光子源和污染 电子源合成比例，以及步骤6获得的待建模型医用直线加速器的出射粒子角度分布规律， 构成待建。

28、模型医用直线加速器的照射源模型。 0024 本发明基于医用直线加速器照射束特征建立照射源模型的方法的特征也在于： 0025 所述步骤2中分析出射束相空间文件得到出射束特征是按如下方法进行： 0026 对于相空间文件中记录的粒子输运到医用直线加速器最后一个组件多叶准直器 MLC的下表面高度B处的粒子坐标、粒子方向、粒子能量和粒子带电量分别进行等间距归 箱处理，根据粒子带电量判断是光子或是污染电子，根据粒子坐标获得光子或污染电子的 通量随离轴距离的变化，根据光子和污染电子在照射野内的通量比值获得照射野内光子和 说 明 书CN 104043203 A 4/11页 8 污染电子的通量比例，根据粒子能量。

29、获得光子能谱和污染电子能谱，根据在野内任意一等 面积网格区域内的粒子方向获得粒子角谱，根据不同离轴距离的任意一等面积网格区域内 的粒子角谱的峰值，获得粒子角谱峰值随网格区域中心离轴距离变化的解析函数规律如式 (2)： 0027 0028 式(2)中，为粒子角度随网格区域中心离轴距离变化所引起的角度偏移 量，x和y是出射粒子在多叶准直器MLC下表面高度B处的相空间文件中记录的在坐标系 O-XYZ中XOY平面上的X和Y方向上的位置坐标，C 1 和C 2 是描述粒子角谱峰值关于离轴距 离变化的拟合系数，C 1 和C 2 通过对步骤2获得的已知医用直线加速器典型规则野中最大野 20cm20cm的出射束。

30、 相空间文件，按任意一等面积网格区域内的粒子角谱的峰值角度与 网格区域中心离轴距离的对应数据组，按照式(2)拟合得到； 0029 由式(3)获得多叶准直器MLC下表面高度B处坐标为(x,y)处的粒子出射角度 (x,y) ： 0030 (x,y) + s,(0,0) (3) 0031 式(3)中， s,(0,0) 是指从多叶准直器MLC下表面高度B处与照射野中心轴交点为 中心的等面积网格区域内的粒子角谱抽样得到的角度。 0032 所述步骤4中粒子出射模拟采用粒子抽样位置和照射野通量图的网格通量分布 相结合，粒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。

31、特卡洛随机数产生器产生0-1之间的随机数，确定粒子出射位置所属 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。 0033 基于不同型号、同种能量的带均整器医用直线加速器都具有野内剂量均匀、半影 狭窄的共同束特征的客观事实，本发明假设医用直线加速器照射源就位于MLC最下端部 位，基于一已知加速器的光子和污染电子通量与平均能量分布、能谱、粒子出射角谱等特 征，通过调节光子能谱，拟合模拟的PDD建成区后部到测量PDD建成区后部，获取合适的光 子谱；通过对比半影陡峭度，获取合适的粒子出射角谱；通过拟合模拟的。

32、PDD建成区前部到 测量PDD建成区前部，获取污染电子源的权重份额；通过TPS优化出的通量图，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。 0034 与已有技术相比，本发明有益效果体现在： 0035 1、本发明医用直线加速器照射源模型建立在真实加速器照射束特征和测量数据 的基础之上，避免了传统全加速器模拟和传统加速器多源模型对加速器构造技术细节的依 赖，克服了全加速器模拟耗时耗力和传统多源模型引入开口模块描述非规则野而造成额外 模拟误差的缺点。 0036 2、本发明医用直线加速器照射源模型基于不同型号、同种能量的带。

33、均整器医用直 线加速器都具有野内剂量均匀、半影狭窄的共同束特征，假设医用直线加速器照射源就位 于MLC最下端部位，通过调节已知加速器的源模型参数，通过将模拟结果拟合到待建模型 医用直线加速器测量数据的方法，获得待建模型医用直线加速器的照射源模型，避免了对 说 明 书CN 104043203 A 5/11页 9 待建模型医用直线加速器内部构造技术细节的依赖。 0037 3、本发明模型可以作为人体内精确剂量计算工具(如蒙特卡洛算法)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 0038 图1为本发明方法中设置医用。

34、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示意图； 0039 图2(a)、图2(b)、图2(c)、图2(d)、图2(e)、图2(f)、图2(g)、图2(h)、图2(i)和 图2(j)为本发明方法分析相空间文件后获得的照射束特征； 0040 图3(a)和图3(b)分别为本发明方法根据分析相空间文件后获得的照射束特征提 取出的不同典型规则野的通用能谱和通用角谱； 0041 图4(a)、图4(b)和图4(c)为本发明方法通过植入蒙特卡洛程序DPM，调节通用光 子谱、通用污染电子谱和通用角谱解析公式系数，将模拟结果拟合到XHA600D6MV X医用直 线加速器的测量数据的结果；。

35、 0042 图5(a)和图5(b)为本发明方法通过植入蒙特卡洛程序DPM，调节通用光子谱、通 用污染电子谱和通用角谱解析公式系数，将模拟结果拟合到Elekta6MV X医用直线加速器 的测量数据，获得的2cm2cm野、5cm5cm野、10cm10cm野和20cm20cm野的PDD和 1.5cm、10cm和20cm深度OAR模拟的与测量的数据对比图； 0043 图6(a)、图6(b)、图6(c)和图6(d)为本发明方法模拟的IMRT非规则野的剂量分 布； 具体实施方式 0044 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。

36、，10cm)，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。 0045 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90cm SSD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(0，0，10cm)，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。 0046 图2(a)-图2(j)为本发明方法分析相空间文件后获得的照射束特。

37、征，其中图2(a) 和图2(b)给出了光子和污染电子的通量分布，光子在野内的通量从中心向四周沿径向增 加，且野越大，增加越明显；污染电子的出射通量和野大小有关，野越大通量越大；从光子 和污染电子的相对通量来看，虽然污染电子所占权重随野增加而增加，但均250cm 2 ，份额0.6。 0090 照射野通量图网格取0.1cm0.1cm，标准水模体大小取为30cm30cm30cm， 水模体计算网格大小取为0.5cm0.5cm0.2cm，每种射野光子源跟踪了110 9 个。在 Intel(R)Xeon(R)E5620Power(CPU2.40GHz,3.0GB memory)的工作站Windows环境下。

38、，每 110 9 个光子的模拟时间在23小时之间。通过将DPM并行化，可保证一次TPS计划在 10分钟左右完成。 0091 模拟的与测量的规则野剂量见图5(a)和图5(b)，非规则野模拟的与测量的对比 见图6(a)-图6(d)，可见PDD和OAR模拟的与测量的差异满足23/23mm。 说 明 书CN 104043203 A 15 1/11页 16 图1 图2(a) 说 明 书 附 图CN 104043203 A 16 2/11页 17 图2(b) 图2(c) 说 明 书 附 图CN 104043203 A 17 3/11页 18 图2(d) 图2(e) 说 明 书 附 图CN 10404320。

39、3 A 18 4/11页 19 图2(f) 图2(g) 说 明 书 附 图CN 104043203 A 19 5/11页 20 图2(h) 图2(i) 说 明 书 附 图CN 104043203 A 20 6/11页 21 图2(j) 图3(a) 说 明 书 附 图CN 104043203 A 21 7/11页 22 图3(b) 图4(a) 说 明 书 附 图CN 104043203 A 22 8/11页 23 图4(b) 图4(c) 说 明 书 附 图CN 104043203 A 23 9/11页 24 图5(a) 图5(b) 说 明 书 附 图CN 104043203 A 24 10/11页 25 图6(a) 图6(b) 说 明 书 附 图CN 104043203 A 25 11/11页 26 图6(c) 图6(d) 说 明 书 附 图CN 104043203 A 26 。