基于醫用直線加速器照射束特征建立照射源模型的方法
【專利摘要】本發明公開了一種基于醫用直線加速器照射束特征建立照射源模型的方法，其特征是：首先測量待建模型醫用直線加速器在標準水模中的劑量，獲得典型規則野的劑量測量數據；基于已知醫用直線加速器參數，建立已知醫用直線加速器的蒙特卡洛模型；再分別獲得待建模型醫用直線加速器的光子能譜、已知醫用直線加速器的污染電子能譜、待建模型醫用直線加速器的光子源和污染電子源合成比例，以及待建模型醫用直線加速器的出射粒子角度分布規律，從而構成待建模型醫用直線加速器的照射源模型。本發明源模型建立在已知醫用直線加速器照射束特征和待建模型醫用直線加速器測量數據的基礎上，避免了對于待建模型醫用直線加速器內部構造的依賴。
【專利說明】基于醫用直線加速器照射束特征建立照射源模型的方法
【技術領域】
[0001] 本發明涉及一種基于醫用直線加速器照射束特征建立照射源模型的方法，該方法 可用于腫瘤外放射治療中，精確模擬醫用直線加速器照射源在模體或病人體內的沉積劑量 分布。
【背景技術】
[0002] 醫用直線加速器是實現腫瘤外放射治療的重要設備，目前我國省級以上的醫院使 用的直線加速器基本上都是昂貴的國外品牌如西門子、瓦里安Varian等，以及與其捆綁所 售的腫瘤放射治療計劃系統TPS (Treatment Planning System)，并且這些產品經常處于持 續更新中，給醫院和病人治療造成沉重的經濟負擔。
[0003] 對醫用直線加速器照射源的準確模擬，關系到TPS中劑量計算的準確性。劑量計 算方法中傳統的加速器模型分成兩大類：第一類是加速器的完全模擬，這種模擬忠實于機 器本身模塊的幾何和材料組成，相當依賴廠家提供詳細準確的技術數據。然而，由于加速器 內部構造是商業秘密，一般很難獲得。此外，這種全加速器模擬非常耗時耗力，不適合作為 TPS的劑量計算工具。第二類是加速器的多源模型，它把整個加速器設想為多個照射源的組 合，假設粒子來自不同照射高度的加速器模塊。多源模型通常是針對規則野相空間文件記 錄的粒子信息建立起來的，在模擬臨床需要的非規則野劑量分布時，需要額外附加開口模 塊描述，從而造成模擬誤差。
[0004] 目前關于加速器多源模型的工作已發表很多，它們基本上是通過調節多個源模型 參數如加速器入射電子束能量、角度、半徑等，獲得模擬結果和水箱中測量數據的一致，從 而建立起自己的加速器源模型。
[0005] 加速器源模型參數的多樣化，使得加速器模擬實際上是一個多自由度參數選擇的 過程，一個參數的不準確，往往可以通過適當調節其它參數的變化而彌補。
[0006] 醫用直線加速器通過電子束打靶產生光子，又通過均整器、MLC等形成野內近似均 勻的光子束。光子在與加速器組件（如均整器）碰撞過程中產生污染電子。由于污染電子 射程較短，一般僅能影響照射體表面淺層處的劑量分布。均整器是加速器照射束均勻化的 有效組件，它可以擴大光子束照射橫截面，和均勻化光子束在照射野內的強度。
[0007] 雖然由于加速器型號及安裝的不同，使得加速器出射束特征存在一定差異，但是 帶均整器醫用直線加速器的設計基本上都是以野內劑量盡量均勻、半影狹窄為原則的，因 此，不同型號、同種能量的醫用直線加速器束特征應該相差不大，可以通過與測量數據對比 和參數調節，獲取醫用直線加速器源模型。但是，迄今還沒有關于基于醫用直線加速器照射 束特征建立照射源模型方法的公開報導。
【發明內容】
[0008] 本發明是為避免現有技術所存在的不足之處，提供一種基于醫用直線加速器照射 束特征建立照射源模型的方法，將醫用直線加速器照射源模型建立在真實加速器照射束特 征和測量數據的基礎之上，以避免傳統全加速器模擬和傳統加速器多源模型對加速器構造 技術細節的依賴，克服全加速器模擬耗時耗力和傳統多源模型引入開口模塊描述非規則野 而造成額外模擬誤差的缺點。
[0009] 本發明為解決技術問題采用如下技術方案：
[0010] 本發明基于醫用直線加速器照射束特征建立照射源模型的方法的特點是按如下 步驟進行：
[0011] 步驟1、測量待建模型醫用直線加速器在標準水模中的劑量，獲得典型規則野的劑 量測量數據：
[0012] 設置待建模型醫用直線加速器以典型規則野垂直照射標準水模，所述典型規則野 的照射中心軸與標準水模（1)的中心軸重合，設置待建模型醫用直線加速器的虛點源S到 標準水模上表面的垂直距離SSD為90cm，所述虛點源S位于待建模型醫用直線加速器產生 光子的靶心處，照射等中心點C位于所述標準水模沿照射中心軸距上表面以下10cm深度 處，則虛點源S到照射等中心點C的距離SID為100cm ;分別獲得待建模型醫用直線加速器 在典型規則野照射下，在標準水模中最大劑量深度dmax處和照射等中心點C深度處的百分 離軸劑量0AR和百分深度劑量PDD處的測量數據，將所述測量數據歸一到沿照射中心軸的 最大劑量深度處劑量值；
[0013] 設置0-ΧΥΖ坐標系：坐標原點0位于照射中心軸與標準水模的上表面的交點處，Z 軸與典型規則野的照射中心軸重合，以出射束方向為正，X軸和Y軸按照笛卡爾坐標系右手 定則設置；
[0014] 所述照射等中心點C是指待建模型醫用直線加速器的旋轉照射中心，位于所述照 射等中心點C深度處垂直于照射中心軸的面為照射等中心面；
[0015] 所述典型規則野包括在照射等中心面上開口大小為2cmX2cm、5cmX5cm、 10cmX 10cm 和 20cmX 20cm 的照射野；
[0016] 步驟2、基于已知醫用直線加速器參數，建立已知醫用直線加速器的蒙特卡洛模 型，得到位于多葉準直器MLC的下表面高度B處典型規則野的出射束相空間文件，通過分析 出射束相空間文件得到出射束特征，所述出射束特征包括照射野內光子和污染電子的通量 分布、照射野內光子和污染電子的通量比例、照射野內出射粒子角度分布規律、已知醫用直 線加速器的光子能譜，以及已知醫用直線加速器的污染電子能譜，所述出射粒子角度分布 規律包括位于多葉準直器MLC的下表面高度B處的照射野內任意一等面積網格區域內的粒 子角譜和粒子角譜峰值隨網格區域中心離軸距離變化的解析函數規律；
[0017] 所述出射束相空間文件是指記錄了粒子輸運到醫用直線加速器最后一個組件多 葉準直器MLC后的粒子坐標、粒子方向、粒子能量和粒子帶電量的文件；
[0018] 步驟3、令步驟1中獲得的典型規則野的照射等中心點C處測量百分離軸劑量OAR 的數值為D，取數值D的50%確定照射野邊緣，將所述照射野邊緣按照相似直角三角形法則 反演到多葉準直器MLC的下表面高度B處，確定典型規則野的照射野通量圖邊緣，設置照射 野通量圖邊緣內的網格通量為1、照射野通量圖邊緣外的網格通量為0,得到待建模型醫用 直線加速器典型規則野的通量圖；
[0019] 步驟4、基于步驟2獲得的已知醫用直線加速器的光子能譜和步驟3獲得的待建模 型醫用直線加速器典型規則野通量圖，利用蒙特卡洛粒子輸運物理模型，粒子出射模擬采 用粒子抽樣位置和照射野通量圖的網格通量分布相結合，粒子權重與照射野通量圖的網格 通量強度相結合，模擬光子在標準水模中的劑量分布，獲得典型規則野的模擬百分深度劑 量roD，通過對典型規則野的模擬百分深度劑量roD和測量百分深度劑量roD在建成區后部 進行一致性對比，采用光子能譜沿能量上下平移調節的方法，獲得待建模型醫用直線加速 器的光子能譜，所述建成區后部是指較之百分深度劑量pdd最大劑量點深度d max更深的部 分，所述百分深度劑量PDD包括模擬百分深度劑量PDD和測量百分深度劑量PDD ;
[0020] 步驟5、基于步驟2獲得的已知醫用直線加速器的污染電子能譜、已知醫用直線 加速器的照射野內光子和污染電子的通量比例、步驟3獲得的待建模型醫用直線加速器典 型規則野通量圖，以及步驟4獲得的待建模型醫用直線加速器的光子能譜，利用蒙特卡洛 粒子輸運物理模型，粒子出射模擬采用粒子抽樣位置和照射野通量圖的網格通量分布相結 合，粒子權重與照射野通量圖的網格通量強度相結合，模擬光子和污染電子在標準水模中 合成的劑量分布，獲得新的模擬百分深度劑量roD，通過對所述新的模擬百分深度劑量roD 和測量百分深度劑量PDD在建成區前部進行一致性對比，微調光子和污染電子合成比例， 獲得待建模型醫用直線加速器的光子源和污染電子源的合成比例，所述建成區前部是指較 之百分深度劑量PDD最大劑量點深度d max更淺的部分，所述百分深度劑量PDD包括新的模 擬百分深度劑量PDD和測量百分深度劑量TOD ;
[0021] 步驟6、基于步驟4獲得的待建模型醫用直線加速器的光子能譜、步驟2獲得的已 知醫用直線加速器污染電子能譜、步驟5獲得的待建模型醫用直線加速器的光子源和污染 電子源的合成比例，步驟2獲得的已知醫用直線加速器的照射野內出射粒子角度分布規 律，以及步驟3獲得的待建模型醫用直線加速器典型規則野通量圖，利用蒙特卡洛粒子輸 運物理模型，粒子出射模擬采用粒子抽樣位置和照射野通量圖的網格通量分布相結合，粒 子權重與照射野通量圖的網格通量強度相結合，模擬光子源和污染電子源在標準水模中合 成的劑量分布，獲得典型規則野的模擬百分離軸劑量0AR，通過對所述典型規則野的模擬百 分離軸劑量0AR和測量百分離軸劑量0AR在半影區的符合情況，微調步驟2獲得的已知醫 用直線加速器照射野內出射粒子角度分布規律中的照射野內任意一等面積網格區域內的 粒子角譜峰值隨網格區域中心離軸距離變化的解析函數規律的系數，獲得待建模型醫用直 線加速器的出射粒子角度分布規律；
[0022] 所述半影區是指相應深度處的百分離軸劑量0AR與照射中心軸交點處的數據的 80%?20%區域內部分；
[0023] 步驟7、由步驟4獲得的待建模型醫用直線加速器的光子能譜、步驟2獲得的已知 醫用直線加速器的污染電子能譜、步驟5獲得的待建模型醫用直線加速器的光子源和污染 電子源合成比例，以及步驟6獲得的待建模型醫用直線加速器的出射粒子角度分布規律， 構成待建模型醫用直線加速器的照射源模型。
[0024] 本發明基于醫用直線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] 所述步驟2中分析出射束相空間文件得到出射束特征是按如下方法進行：
[0026] 對于相空間文件中記錄的粒子輸運到醫用直線加速器最后一個組件多葉準直器 MLC的下表面高度B處的粒子坐標、粒子方向、粒子能量和粒子帶電量分別進行等間距歸 箱處理，根據粒子帶電量判斷是光子或是污染電子，根據粒子坐標獲得光子或污染電子的 通量隨離軸距離的變化，根據光子和污染電子在照射野內的通量比值獲得照射野內光子和 污染電子的通量比例，根據粒子能量獲得光子能譜和污染電子能譜，根據在野內任意一等 面積網格區域內的粒子方向獲得粒子角譜，根據不同離軸距離的任意一等面積網格區域內 的粒子角譜的峰值，獲得粒子角譜峰值隨網格區域中心離軸距離變化的解析函數規律如式 (2)：
[0027]
【權利要求】
1.基于醫用直線加速器照射束特征建立照射源模型的方法，其特征是按如下步驟進 行： 步驟1、測量待建模型醫用直線加速器在標準水模中的劑量，獲得典型規則野的劑量測 量數據： 設置待建模型醫用直線加速器以典型規則野垂直照射標準水模（1)，所述典型規則野 的照射中心軸與標準水模（1)的中心軸重合，設置待建模型醫用直線加速器的虛點源S到 標準水模上表面的垂直距離SSD為90cm，所述虛點源S位于待建模型醫用直線加速器產生 光子的靶心處，照射等中心點C位于所述標準水模沿照射中心軸距上表面以下10cm深度 處，則虛點源S到照射等中心點C的距離SID為100cm ;分別獲得待建模型醫用直線加速器 在典型規則野照射下，在標準水模（1)中最大劑量深度cLx處和照射等中心點C深度處的 百分離軸劑量OAR和百分深度劑量PDD處的測量數據，將所述測量數據歸一到沿照射中心 軸的最大劑量深度處劑量值； 設置0-ΧΥΖ坐標系：坐標原點0位于照射中心軸與標準水模（1)的上表面的交點處，Z 軸與典型規則野的照射中心軸重合，以出射束方向為正，X軸和Y軸按照笛卡爾坐標系右手 定則設置； 所述照射等中心點C是指待建模型醫用直線加速器的旋轉照射中心，位于所述照射等 中心點C深度處垂直于照射中心軸的面為照射等中心面； 所述典型規則野包括在照射等中心面上開口大小為2cmX2cm、5cmX5cm、10cmX 10cm 和20cmX20cm的照射野； 步驟2、基于已知醫用直線加速器參數，建立已知醫用直線加速器的蒙特卡洛模型，得 到位于多葉準直器MLC的下表面高度B處典型規則野的出射束相空間文件，通過分析出射 束相空間文件得到出射束特征，所述出射束特征包括照射野內光子和污染電子的通量分 布、照射野內光子和污染電子的通量比例、照射野內出射粒子角度分布規律、已知醫用直線 加速器的光子能譜，以及已知醫用直線加速器的污染電子能譜，所述出射粒子角度分布規 律包括位于多葉準直器MLC的下表面高度B處的照射野內任意一等面積網格區域內的粒子 角譜和粒子角譜峰值隨網格區域中心離軸距離變化的解析函數規律； 所述出射束相空間文件是指記錄了粒子輸運到醫用直線加速器最后一個組件多葉準 直器MLC后的粒子坐標、粒子方向、粒子能量和粒子帶電量的文件； 步驟3、令步驟1中獲得的典型規則野的照射等中心點C處測量百分離軸劑量OAR的數 值為D，取數值D的50%確定照射野邊緣，將所述照射野邊緣按照相似直角三角形法則反演 到多葉準直器MLC的下表面高度B處，確定典型規則野的照射野通量圖邊緣，設置照射野通 量圖邊緣內的網格通量為1、照射野通量圖邊緣外的網格通量為0,得到待建模型醫用直線 加速器典型規則野的通量圖； 步驟4、基于步驟2獲得的已知醫用直線加速器的光子能譜和步驟3獲得的待建模型 醫用直線加速器典型規則野通量圖，利用蒙特卡洛粒子輸運物理模型，粒子出射模擬采用 粒子抽樣位置和照射野通量圖的網格通量分布相結合，粒子權重與照射野通量圖的網格通 量強度相結合，模擬光子在標準水模中的劑量分布，獲得典型規則野的模擬百分深度劑量 TOD，通過對典型規則野的模擬百分深度劑量PDD和測量百分深度劑量PDD在建成區后部進 行一致性對比，采用光子能譜沿能量上下平移調節的方法，獲得待建模型醫用直線加速器 的光子能譜，所述建成區后部是指較之百分深度劑量PDD最大劑量點深度dmax更深的部分， 所述百分深度劑量PDD包括模擬百分深度劑量PDD和測量百分深度劑量PDD ; 步驟5、基于步驟2獲得的已知醫用直線加速器的污染電子能譜、已知醫用直線加速器 的照射野內光子和污染電子的通量比例、步驟3獲得的待建模型醫用直線加速器典型規則 野通量圖，以及步驟4獲得的待建模型醫用直線加速器的光子能譜，利用蒙特卡洛粒子輸 運物理模型，粒子出射模擬采用粒子抽樣位置和照射野通量圖的網格通量分布相結合，粒 子權重與照射野通量圖的網格通量強度相結合，模擬光子和污染電子在標準水模中合成的 劑量分布，獲得新的模擬百分深度劑量TOD，通過對所述新的模擬百分深度劑量PDD和測量 百分深度劑量PDD在建成區前部進行一致性對比，微調光子和污染電子合成比例，獲得待 建模型醫用直線加速器的光子源和污染電子源的合成比例，所述建成區前部是指較之百分 深度劑量PDD最大劑量點深度d max更淺的部分，所述百分深度劑量PDD包括新的模擬百分 深度劑量PDD和測量百分深度劑量TOD ; 步驟6、基于步驟4獲得的待建模型醫用直線加速器的光子能譜、步驟2獲得的已知醫 用直線加速器污染電子能譜、步驟5獲得的待建模型醫用直線加速器的光子源和污染電子 源的合成比例，步驟2獲得的已知醫用直線加速器的照射野內出射粒子角度分布規律，以 及步驟3獲得的待建模型醫用直線加速器典型規則野通量圖，利用蒙特卡洛粒子輸運物理 模型，粒子出射模擬采用粒子抽樣位置和照射野通量圖的網格通量分布相結合，粒子權重 與照射野通量圖的網格通量強度相結合，模擬光子源和污染電子源在標準水模中合成的劑 量分布，獲得典型規則野的模擬百分離軸劑量OAR，通過對所述典型規則野的模擬百分離軸 劑量OAR和測量百分離軸劑量OAR在半影區的符合情況，微調步驟2獲得的已知醫用直線 加速器照射野內出射粒子角度分布規律中的照射野內任意一等面積網格區域內的粒子角 譜峰值隨網格區域中心離軸距離變化的解析函數規律的系數，獲得待建模型醫用直線加速 器的出射粒子角度分布規律； 所述半影區是指相應深度處的百分離軸劑量OAR與照射中心軸交點處的數據的 80%?20%區域內部分； 步驟7、由步驟4獲得的待建模型醫用直線加速器的光子能譜、步驟2獲得的已知醫用 直線加速器的污染電子能譜、步驟5獲得的待建模型醫用直線加速器的光子源和污染電子 源合成比例，以及步驟6獲得的待建模型醫用直線加速器的出射粒子角度分布規律，構成 待建模型醫用直線加速器的照射源模型。
2.根據權利要求1所述的基于醫用直線加速器照射束特征建立照射源模型的方法，其 特征是：所述步驟2中分析出射束相空間文件得到出射束特征是按如下方法進行： 對于相空間文件中記錄的粒子輸運到醫用直線加速器最后一個組件多葉準直器MLC 的下表面高度B處的粒子坐標、粒子方向、粒子能量和粒子帶電量分別進行等間距歸箱處 理，根據粒子帶電量判斷是光子或是污染電子，根據粒子坐標獲得光子或污染電子的通量 隨離軸距離的變化，根據光子和污染電子在照射野內的通量比值獲得照射野內光子和污染 電子的通量比例，根據粒子能量獲得光子能譜和污染電子能譜，根據在野內任意一等面積 網格區域內的粒子方向獲得粒子角譜，根據不同離軸距離的任意一等面積網格區域內的 粒子角譜的峰值，獲得粒子角譜峰值隨網格區域中心離軸距離變化的解析函數規律如式 (2)： (2) 式（2)中，Λ Θ為粒子角度隨網格區域中心離軸距離變化所引起的角度偏移量，χ和 y是出射粒子在多葉準直器MLC下表面高度Β處的相空間文件中記錄的在坐標系0-ΧΥΖ中 XOY平面上的X和Y方向上的位置坐標，Q和C2是描述粒子角譜峰值關于離軸距離變化的擬 合系數，Q和C 2通過對步驟2獲得的已知醫用直線加速器典型規則野中最大野20cmX 20cm 的出射束相空間文件，按任意一等面積網格區域內的粒子角譜的峰值角度與網格區域中心 離軸距離的對應數據組，按照式（2)擬合得到； 由式（3)獲得多葉準直器MLC下表面高度B處坐標為（x，y)處的粒子出射角度Θ (x y):
(3) 式⑶中，是指從多葉準直器MLC下表面高度B處與照射野中心軸交點為中心 的等面積網格區域內的粒子角譜抽樣得到的角度。
3.根據權利要求1所述的基于醫用直線加速器照射束特征建立照射源模型的方法，其 特征是所述步驟4中粒子出射模擬采用粒子抽樣位置和照射野通量圖的網格通量分布相 結合，粒子權重與照射野通量圖的網格通量強度相結合的方法是：對于照射野通量圖進行 網格編號，采用蒙特卡洛隨機數產生器產生0-1之間的隨機數，確定粒子出射位置所屬的 網格編號，若網格編號對應的網格通量大于〇,則抽樣的粒子的權重等于它所出射網格的通 量；若網格編號對應的網格通量不大于〇,則重新進行位置抽樣。
【文檔編號】A61N5/10GK104043203SQ201410259251
【公開日】2014年9月17日 申請日期:2014年6月12日 優先權日:2014年6月12日
【發明者】林輝, 吳東升, 謝聰, 景佳, 裴曦, 曹瑞芬 申請人:合肥工業大學