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

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。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。

主权项

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d_max和10cm深度处的离轴比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深度处的离轴比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深度处离轴比OAR的测量数据反演到多叶准直器MLC下表面高度B处，所述反演是将离轴比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：$R_{\mathrm{MLC}}=R_{\mathrm{iocenter}}\times \frac{D_{\mathrm{MLC}}}{D_{\mathrm{SID}}}---\left(1\right)$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A₁，A₂，x₀和dx，$y=\frac{A_1-A_2}{1+e^{(x-x_0)/\mathrm{dx}}}+A_2---\left(2\right)$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深度处的离轴比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d_max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对应于公式(2)的系数A₁，A₂，x₀和dx，将所述系数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野的输出因子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。