專(zhuān)利名稱(chēng)：一種建立基于測(cè)量數(shù)據(jù)的醫(yī)用直線(xiàn)加速器簡(jiǎn)便照射源模型的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種建立基于測(cè)量數(shù)據(jù)的醫(yī)用直線(xiàn)加速器簡(jiǎn)便照射源模型的方法，該模型可用于腫瘤外放射治療中精確模擬人體中的劑量分布。
背景技術(shù)：
醫(yī)用直線(xiàn)加速器是實(shí)現(xiàn)腫瘤外放射治療的重要設(shè)備，目前我國(guó)省級(jí)以上的醫(yī)院使用的直線(xiàn)加速器基本上都是昂貴的國(guó)外品牌(如西門(mén)子、醫(yī)科大、瓦里安(Varian)等)，和與其捆綁所售的腫瘤放射治療計(jì)劃系統(tǒng)(TPS, Treatment Planning System),并且這些產(chǎn)品經(jīng)常處于持續(xù)更新中，給醫(yī)院和病人治療造成沉重的經(jīng)濟(jì)負(fù)擔(dān)。對(duì)醫(yī)用直線(xiàn)加速器照射源的準(zhǔn)確模擬，關(guān)系到TPS中劑量計(jì)算的準(zhǔn)確性。
TPS中傳統(tǒng)的加速器模型分成兩大類(lèi)，第一類(lèi)是加速器的完全模擬，這種模型完全忠實(shí)于機(jī)器本身模塊的幾何和材料組成，相當(dāng)依賴(lài)廠(chǎng)家提供詳細(xì)準(zhǔn)確的技術(shù)數(shù)據(jù)；第二類(lèi)是加速器的多源模型，它把整個(gè)加速器設(shè)想為多個(gè)照射源的組合。此多源模型通常是基于對(duì)全加速器模型的粒子輸運(yùn)信息進(jìn)行數(shù)據(jù)分析建立起來(lái)的，所以也很依賴(lài)于加速器的技術(shù)細(xì)節(jié)數(shù)據(jù)。
目前關(guān)于加速器源模擬的工作已發(fā)表很多，它們基本上是通過(guò)調(diào)節(jié)多個(gè)源模型參數(shù)(如加速器入射電子束能量、角度、半徑等)，獲得模擬結(jié)果和水箱中測(cè)量數(shù)據(jù)的一致，從而建立起自己的加速器源模型。加速器模型參數(shù)的多樣化，使得加速器模擬實(shí)際上是一個(gè)多自由度選擇的過(guò)程，一個(gè)量的不準(zhǔn)確，往往可以通過(guò)適當(dāng)調(diào)節(jié)其它量的變化而彌補(bǔ)。此外由于機(jī)器制造所帶來(lái)的臺(tái)與臺(tái)之間的客觀(guān)差異性，以及模擬者數(shù)據(jù)測(cè)量與參數(shù)選擇等多因素的隨意性，使得各個(gè)工作建立的源模型往往具有自己的個(gè)性化。
適形調(diào)強(qiáng)放射治療(IMRT,Intensity Modulated Radio Therapy)利用多葉準(zhǔn)直器(MLC，Multileaf Collimator)對(duì)人體腫瘤進(jìn)行“適形”、“調(diào)強(qiáng)”地輻射治療，是目前公認(rèn)的最精確和最易于操控的新型治療模式，已廣泛用于各大品牌醫(yī)用直線(xiàn)加速器治療。其中 MLC是實(shí)現(xiàn)腫瘤“適形”和“調(diào)強(qiáng)”的重要組件，它由若干鎢合金澆鑄的葉片組成，可控制調(diào)節(jié)成腫瘤的投影形狀。MLC —般位于醫(yī)用直線(xiàn)加速器的出口最下端，以有效保護(hù)人體正常組織和器官免受傷害。
醫(yī)用直線(xiàn)加速器通過(guò)電子束打靶產(chǎn)生光子，又通過(guò)均整器、JAW等形成野內(nèi)近似均勻的光子束，由MLC開(kāi)口處出射。光子在與加速器組件(如均整器)碰撞過(guò)程中產(chǎn)生污染電子，污染電子由于射程較短，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(kuò)大光子束照射橫截面，和均勻化光子束照射野內(nèi)的強(qiáng)度。然而由于各臺(tái)加速器生產(chǎn)及安裝的差異，使得加速器開(kāi)口野內(nèi)的強(qiáng)度往往也存在著一定的非均勻現(xiàn)象。發(fā)明內(nèi)容6
本發(fā)明提供一種建立基于測(cè)量數(shù)據(jù)的醫(yī)用直線(xiàn)加速器簡(jiǎn)便照射源模型的方法，基于加速器完全模擬的模型本身也具有差異性的客觀(guān)事實(shí)，摒棄全加速器模擬的繁縟過(guò)程， 和多源模型對(duì)加速器構(gòu)造細(xì)節(jié)的依賴(lài)，假設(shè)醫(yī)用直線(xiàn)加速器照射源就位于MLC最下端部位，通過(guò)調(diào)節(jié)從加速器測(cè)量數(shù)據(jù)反演的通量圖，利用出射粒子的位置與通量分布相結(jié)合，出射粒子的權(quán)重與通量圖網(wǎng)格的通量強(qiáng)度相結(jié)合的方法，實(shí)現(xiàn)對(duì)醫(yī)用直線(xiàn)加速器照射源的模擬。本模型可作為人體內(nèi)精確蒙特卡羅劑量計(jì)算工具的照射源模型，也可為T(mén)PS中的劑量驗(yàn)證工具和治療方案優(yōu)化算法的解析劑量計(jì)算工具提供源模型。
本發(fā)明為解決技術(shù)問(wèn)題采用如下技術(shù)方案
本發(fā)明一種建立基于測(cè)量數(shù)據(jù)的醫(yī)用直線(xiàn)加速器簡(jiǎn)便照射源模型的方法的特點(diǎn)是按如下步驟進(jìn)行
步驟I、測(cè)量獲得若干典型照射規(guī)則野的劑量測(cè)量數(shù)據(jù)
設(shè)置醫(yī)用直線(xiàn)加速器以典型規(guī)則野垂直照射標(biāo)準(zhǔn)水模(I)，所述典型規(guī)則野是指長(zhǎng)寬相同的正方形野，所述標(biāo)準(zhǔn)水模(I)是指臨床上用于標(biāo)定醫(yī)用直線(xiàn)加速器的由水的等效替代材料制成的模體，所述醫(yī)用直線(xiàn)加速器的典型規(guī)則野是以控制多葉準(zhǔn)直器MLC的開(kāi)口形狀實(shí)現(xiàn)的，所述多葉準(zhǔn)直器MLC是醫(yī)用直線(xiàn)加速器最下端的金屬掛件，典型規(guī)則野的照射中心軸與標(biāo)準(zhǔn)水模(I)的中心軸重合，原點(diǎn)O置在照射中心軸與標(biāo)準(zhǔn)水模(I)的上表面的交點(diǎn)，以醫(yī)用直線(xiàn)加速器出射束方向?yàn)檎?，設(shè)置醫(yī)用直線(xiàn)加速器的虛點(diǎn)源S到標(biāo)準(zhǔn)水模上表面的垂直距離SSD為90cm，所述虛點(diǎn)源S位于醫(yī)用直線(xiàn)加速器產(chǎn)生光子的靶心處， 照射等中心點(diǎn)C位于所述標(biāo)準(zhǔn)水模沿照射中心軸距上表面以下IOcm深度處，所述照射等中心點(diǎn)C是指醫(yī)用直線(xiàn)加速器的旋轉(zhuǎn)照射中心，則虛點(diǎn)源S到照射等中心點(diǎn)C的距離SID 為IOOcm ;分別獲得醫(yī)用直線(xiàn)加速器在典型規(guī)則野照射下，在標(biāo)準(zhǔn)水模(I)中最大劑量深度 dmax和IOcm深度處的百分離軸劑量OAR和百分深度劑量PDD處的測(cè)量數(shù)據(jù)，將所述測(cè)量數(shù)據(jù)歸一到沿照射中心軸的最大劑量深度dmax處劑量值；
步驟2、將IOcm深度處的百分離軸劑量OAR測(cè)量數(shù)據(jù)反演到多葉準(zhǔn)直器MLC下表面處得到照射野通量圖的離軸分布
利用相似直角三角形法則，將IOcm深度處百分離軸劑量OAR的測(cè)量數(shù)據(jù)反演到多葉準(zhǔn)直器MLC下表面高度B處，所述反演是將百分離軸劑量OAR的測(cè)量數(shù)據(jù)先按其野內(nèi)與照射中心軸交點(diǎn)處的測(cè)量數(shù)據(jù)歸一，并將其各個(gè)測(cè)量數(shù)據(jù)對(duì)應(yīng)的離軸距離按照式(I)進(jìn)行換算
Rmlc = Rioc_r XO)"m)
式⑴中，P·是多葉準(zhǔn)直器MLC下表面高度B處照射野開(kāi)口的半寬度，民__是照射等中心點(diǎn)深度處照射野的半寬度，D·是多葉準(zhǔn)直器MLC下表面高度B處沿照射中心軸到醫(yī)用直線(xiàn)加速器虛點(diǎn)源S的距離，Dsid是照射等中心點(diǎn)沿照射中心軸到醫(yī)用直線(xiàn)加速器虛點(diǎn)源S的距離；
步驟3、對(duì)照射野通量圖的半個(gè)離軸分布進(jìn)行公式擬合
對(duì)步驟2獲得的照射野通量圖的半個(gè)離軸分布按式(2)進(jìn)行擬合，獲得各系數(shù)A1, A2, X0 和 dx，
權(quán)利要求
1.一種建立基于測(cè)量數(shù)據(jù)的醫(yī)用直線(xiàn)加速器簡(jiǎn)便照射源模型的方法，其特征是在于按如下步驟進(jìn)行 步驟I、測(cè)量獲得若干典型照射規(guī)則野的劑量測(cè)量數(shù)據(jù) 設(shè)置醫(yī)用直線(xiàn)加速器以典型規(guī)則野垂直照射標(biāo)準(zhǔn)水模(I)，所述典型規(guī)則野是指長(zhǎng)寬相同的正方形野，所述標(biāo)準(zhǔn)水模(I)是指臨床上用于標(biāo)定醫(yī)用直線(xiàn)加速器的由水的等效替代材料制成的模體，所述醫(yī)用直線(xiàn)加速器的典型規(guī)則野是以控制多葉準(zhǔn)直器MLC的開(kāi)口形狀實(shí)現(xiàn)的，所述多葉準(zhǔn)直器MLC是醫(yī)用直線(xiàn)加速器最下端的金屬掛件，典型規(guī)則野的照射中心軸與標(biāo)準(zhǔn)水模(I)的中心軸重合，原點(diǎn)O置在照射中心軸與標(biāo)準(zhǔn)水模(I)的上表面的交點(diǎn)，以醫(yī)用直線(xiàn)加速器出射束方向?yàn)檎?，設(shè)置醫(yī)用直線(xiàn)加速器的虛點(diǎn)源S到標(biāo)準(zhǔn)水模上表面的垂直距離SSD為90cm，所述虛點(diǎn)源S位于醫(yī)用直線(xiàn)加速器產(chǎn)生光子的靶心處，照射等中心點(diǎn)C位于所述標(biāo)準(zhǔn)水模沿照射中心軸距上表面以下IOcm深度處，所述照射等中心點(diǎn)C是指醫(yī)用直線(xiàn)加速器的旋轉(zhuǎn)照射中心，則虛點(diǎn)源S到照射等中心點(diǎn)C的距離SID為IOOcm ；分別獲得醫(yī)用直線(xiàn)加速器在典型規(guī)則野照射下，在標(biāo)準(zhǔn)水模(I)中最大劑量深度4_和IOcm深度處的百分離軸劑量OAR和百分深度劑量PDD處的測(cè)量數(shù)據(jù)，將所述測(cè)量數(shù)據(jù)歸一到沿照射中心軸的最大劑量深度dmax處劑量值； 步驟2、將IOcm深度處的百分離軸劑量OAR測(cè)量數(shù)據(jù)反演到多葉準(zhǔn)直器MLC下表面處得到照射野通量圖的離軸分布 利用相似直角三角形法則，將IOcm深度處百分離軸劑量OAR的測(cè)量數(shù)據(jù)反演到多葉準(zhǔn)直器MLC下表面高度B處，所述反演是將百分離軸劑量OAR的測(cè)量數(shù)據(jù)先按其野內(nèi)與照射中心軸交點(diǎn)處的測(cè)量數(shù)據(jù)歸一，并將其各個(gè)測(cè)量數(shù)據(jù)對(duì)應(yīng)的離軸距離按照式(I)進(jìn)行換算 式⑴中，IW是多葉準(zhǔn)直器MLC下表面高度B處照射野開(kāi)口的半寬度，Ri()_tCT是照射等中心點(diǎn)深度處照射野的半寬度，D-是多葉準(zhǔn)直器MLC下表面高度B處沿照射中心軸到醫(yī)用直線(xiàn)加速器虛點(diǎn)源S的距離，Dsid是照射等中心點(diǎn)沿照射中心軸到醫(yī)用直線(xiàn)加速器虛點(diǎn)源S的距離； 步驟3、對(duì)照射野通量圖的半個(gè)離軸分布進(jìn)行公式擬合 對(duì)步驟2獲得的照射野通量圖的半個(gè)離軸分布按式(2)進(jìn)行擬合，獲得各系數(shù)A1, A2,X0 和 dx， 式(2)中，X表示照射野通量圖上各點(diǎn)離開(kāi)照射中心軸的橫向或縱向距離，y表示照射野通量圖上各點(diǎn)的通量強(qiáng)度，A1和A2分別為照射野通量圖的離軸分布的最大值和最小值，X0為照射野通量圖的離軸分布的半野寬度，dx反映了照射野通量圖離軸分布的半野邊緣的陡峭度； 步驟4、重復(fù)步驟2和3，對(duì)所有典型規(guī)則野的IOcm深度處的百分離軸劑量OAR的測(cè)量數(shù)據(jù)進(jìn)行反演和擬合，獲得所有典型規(guī)則野的公式(2)的系數(shù)A1, A2，Xtl和dx; 步驟5、通過(guò)對(duì)典型規(guī)則野中的IOcmX IOcm野照射下的模擬百分深度劑量PDD和測(cè)量百分深度劑量PDD進(jìn)行對(duì)比，獲得醫(yī)用直線(xiàn)加速器的光子能譜數(shù)據(jù) 對(duì)醫(yī)用直線(xiàn)加速器的原始光子能譜進(jìn)行插值，所述原始光子能譜是指醫(yī)用直線(xiàn)加速器制造商出廠(chǎng)前測(cè)量的醫(yī)用直線(xiàn)加速器出射束的能譜，這個(gè)原始光子能譜和醫(yī)用直線(xiàn)加速器實(shí)地安裝后的能譜略有不同，所述插值是指將原始光子能譜進(jìn)行曲線(xiàn)擬合，并等光子能量間距取點(diǎn)得到對(duì)應(yīng)光子能量的插值能譜，然后按光子能量等間距上下平移獲得醫(yī)用直線(xiàn)加速器的修正能譜，利用蒙特卡羅程序模擬修正能譜在典型規(guī)則野中的IOcmX IOcm野按步驟I所述照射方式下的百分深度劑量H)D，百分深度劑量PDD歸一到最大劑量點(diǎn)深度dmax處劑量，所述IOcmX IOcm野的照射野通量圖是按照步驟2和3獲得，照射野通量圖源光子出射模擬采用源光子抽樣位置和照射野通量圖的網(wǎng)格通量分布相結(jié)合，源光子權(quán)重與照射野通量圖的網(wǎng)格通量強(qiáng)度相結(jié)合，源光子的方向余弦按照醫(yī)用直線(xiàn)加速器的虛點(diǎn)源與源光子在照射野通量圖上的抽樣位置的連線(xiàn)所決定，獲得IOcmX IOcm野不同修正能譜照射下的蒙特卡羅程序模擬的TOD，通過(guò)對(duì)IOcmX IOcm野的模擬PDD與測(cè)量PDD在最大劑量點(diǎn)dmax更深部位的對(duì)比，選擇符合度最好的模擬PDD所對(duì)應(yīng)的最優(yōu)修正能譜作為醫(yī)用直線(xiàn)加速器的實(shí)際輸出的光子能譜； 步驟6、利用步驟4獲得的所有典型規(guī)則野通量離軸分布，和步驟5獲得的醫(yī)用直線(xiàn)加速器的光子能譜，通過(guò)蒙特卡羅程序模擬得到所有典型規(guī)則野如步驟I所述照射情形下的OAR和TOD，并按照各典型規(guī)則野的測(cè)量數(shù)據(jù)，獲得對(duì)應(yīng)各典型規(guī)則野的醫(yī)用直線(xiàn)加速器輸出因子F，所述輸出因子F是用于標(biāo)定醫(yī)用直線(xiàn)加速器不同野之間劑量分布的相對(duì)強(qiáng)度；步驟7、利用典型規(guī)則野中的最大野的數(shù)據(jù)獲得污染電子源能譜 利用步驟6模擬得到典型規(guī)則野中最大野的模擬TOD，并利用步驟I測(cè)量得到對(duì)于典型規(guī)則野中最大野的測(cè)量TOD ;將測(cè)量PDD和模擬PDD首先分別進(jìn)行等深度間距插值，然后等深度間距點(diǎn)對(duì)點(diǎn)地將測(cè)量PDD減去模擬PDD獲得PDD差值，將所述PDD差值歸一處理到標(biāo)準(zhǔn)水模表面點(diǎn)深度處，利用等能量間距的單能電子源入射的蒙特卡羅模擬的TOD，通過(guò)多項(xiàng)式擬合得到污染電子源能譜； 步驟8、利用典型規(guī)則野中的最大野的數(shù)據(jù)獲得污染電子源的通量分布 利用最大劑量點(diǎn)dmax深度光子源照射下的測(cè)量OAR和蒙特卡羅模擬OAR差值，所述OAR差值是指將測(cè)量OAR和模擬OAR先分別進(jìn)行等離軸間距插值，然后相同離軸距離點(diǎn)對(duì)點(diǎn)地將測(cè)量OAR減去模擬OAR獲得OAR差值，將所述OAR差值歸一到OAR與照射中心軸交點(diǎn)處的劑量，利用相似直角三角形法則，將所述歸一化處理后的OAR差值反演到MLC下表面高度B處，得到污染電子源的照射野通量圖的離軸分布，將所述最大野的污染電子源照射野通量圖的離軸分布根據(jù)其它典型規(guī)則野的開(kāi)口大小按比例縮小，得到其它典型規(guī)則野的污染電子源照射野通量圖的離軸分布，所述獲得污染電子源照射野通量圖離軸分布的方法僅使用在典型規(guī)則野中大于或等于20cmX20cm以上的野,對(duì)于小于20cmX20cm的野,仍然使用這些野光子源的照射野通量圖作為污染電子源的照射野通量圖； 步驟9、使用如步驟5所述的源電子位置抽樣和照射野通量圖的網(wǎng)格通量分布相結(jié)合，源電子權(quán)重 與照射野通量圖的網(wǎng)格通量強(qiáng)度相結(jié)合的方法，利用步驟7獲得的污染電子源的能譜和步驟8獲得的污染電子源的照射野通量圖的離軸分布，通過(guò)蒙特卡羅模擬得到污染電子源的劑量分布； 步驟10、將步驟4-7所獲得的光子源和污染電子源，分別模擬得到IOcmX IOcm野如步驟I所述照射情形下的照射中心軸處的絕對(duì)劑量，假設(shè)光子源劑量的權(quán)重為W1，則污染電子源劑量的權(quán)重為(Ii1)，手工通過(guò)試錯(cuò)的方法調(diào)節(jié)權(quán)重，將兩者的絕對(duì)劑量值相加，并歸一到沿照射中心軸的最大劑量深度dmax處劑量，獲得合成TOD，通過(guò)對(duì)所述合成TOD和測(cè)量TOD數(shù)據(jù)對(duì)比，使得在標(biāo)準(zhǔn)水模最大劑量深度dmax更淺部位兩者數(shù)據(jù)接近一致，獲得兩者的疊加權(quán)重W1和(I-W1)； 步驟11、治療計(jì)劃系統(tǒng)TPS優(yōu)化輸出的非規(guī)則野的照射野通量圖的修正處理 將治療計(jì)劃系統(tǒng)TPS依據(jù)腫瘤的投影形狀和厚度優(yōu)化輸出的非規(guī)則野的照射野通量圖，根據(jù)MLC葉片開(kāi)口邊緣離開(kāi)照射中心軸位置的距離，選擇非規(guī)則野的等效野按公式(2)的系數(shù)A1, A2, Xtl和dx，代入公式⑵計(jì)算得到所述MLC葉片開(kāi)口邊緣對(duì)應(yīng)的照射野通量圖的離軸分布，對(duì)所述非規(guī)則野的照射野通量圖進(jìn)行橫向和縱向方向的照射野邊緣修正，獲得修正照射野通量圖； 步驟12、劑量分布計(jì)算 按照步驟5所述的源光子位置抽樣和照射野通量圖的網(wǎng)格通量分布相結(jié)合，源光子權(quán)重與照射野通量圖的網(wǎng)格通量強(qiáng)度相結(jié)合的方法，利用步驟11獲得的修正照射野通量圖和步驟5所述的光子的最優(yōu)修正能譜，通過(guò)蒙特卡羅模擬獲得非規(guī)則野的劑量分布；將所獲得的非規(guī)則野的劑量分布乘以非規(guī)則野的等效方野按步驟6所獲得的相對(duì)野輸出因子F，獲得非規(guī)則野的光子劑量分布，利用步驟11獲得的修正照射野通量圖和步驟7獲得的污染電子源能譜，通過(guò)蒙特卡羅模擬污染電子源的劑量分布，對(duì)光子劑量分布和污染電子源的劑量分布按照步驟10獲得的權(quán)重W1和(Ii1)加權(quán)疊加獲得非規(guī)則野的劑量分布。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的建立基于測(cè)量數(shù)據(jù)的醫(yī)用直線(xiàn)加速器簡(jiǎn)便照射源模型的方法，其特征是所述步驟5中源光子位置抽樣和照射野通量圖的網(wǎng)格通量分布相結(jié)合，源光子權(quán)重與照射野通量圖的網(wǎng)格通量強(qiáng)度相結(jié)合的方法是對(duì)于照射野通量圖進(jìn)行網(wǎng)格編號(hào)，采用蒙特卡羅隨機(jī)數(shù)產(chǎn)生器產(chǎn)生0-1之間的隨機(jī)數(shù)，確定源光子出射位置所屬的網(wǎng)格編號(hào)，若網(wǎng)格編號(hào)對(duì)應(yīng)的網(wǎng)格通量大于0，則抽樣的源粒子的權(quán)重等于它所出射網(wǎng)格的通量；若網(wǎng)格編號(hào)對(duì)應(yīng)的網(wǎng)格通量不大于0，則重新進(jìn)行位置抽樣。
3.根據(jù)權(quán)利要求I所述的建立基于測(cè)量數(shù)據(jù)的醫(yī)用直線(xiàn)加速器簡(jiǎn)便照射源模型的方法，其特征是所述步驟7中利用單能電子源入射的PDD擬合得到污染電子源能譜的方法是分別用蒙特卡羅程序模擬典型規(guī)則野中的最大野，在單能電子源均勻平行束照射下的TOD，各PDD分別歸一到對(duì)應(yīng)能量下最大劑量點(diǎn)處劑量，按照式(3)擬合得到各PDD的系數(shù)Ci
4.根據(jù)權(quán)利要求I所述的建立基于測(cè)量數(shù)據(jù)的醫(yī)用直線(xiàn)加速器簡(jiǎn)便照射源模型的方法，其特征是所述步驟5中源光子的方向余弦按照醫(yī)用直線(xiàn)加速器的虛點(diǎn)源S與源光子在照射野通量圖上的抽樣位置的連線(xiàn)所決定的方法是假設(shè)源光子的出射方向與直角坐標(biāo)系的X、Y、Z三個(gè)軸的方向余弦Usrc、Vsrc、Wsrc分別為
全文摘要
本發(fā)明公開(kāi)了一種建立基于測(cè)量數(shù)據(jù)的醫(yī)用直線(xiàn)加速器簡(jiǎn)便照射源模型的方法，其特征是假設(shè)醫(yī)用直線(xiàn)加速器照射源就位于MLC最下端部位，通過(guò)調(diào)節(jié)從加速器測(cè)量數(shù)據(jù)反演的通量圖，利用出射粒子的位置與通量分布相結(jié)合，出射粒子的權(quán)重與通量強(qiáng)度相結(jié)合的方法，實(shí)現(xiàn)對(duì)醫(yī)用直線(xiàn)加速器照射源的模擬。利用經(jīng)典蒙特卡羅程序EGSnrc的粒子輸運(yùn)模型和DOSXYZnrc的模型幾何描述，獲得模體中的劑量分布。本發(fā)明建立在醫(yī)用直線(xiàn)加速器測(cè)量數(shù)據(jù)的基礎(chǔ)之上，避免了傳統(tǒng)全加速器模擬對(duì)加速器構(gòu)造技術(shù)細(xì)節(jié)的依賴(lài)，和每次修改模擬參數(shù)都必須分階段重新模擬所帶來(lái)的繁重計(jì)算任務(wù)。本模型可作為人體內(nèi)精確蒙特卡羅劑量計(jì)算工具的照射源模型，也可為治療計(jì)劃系統(tǒng)中的劑量驗(yàn)證工具和治療方案優(yōu)化算法的解析劑量計(jì)算工具提供源模型。
文檔編號(hào)A61N5/10GK102921115SQ201210413728
公開(kāi)日2013年2月13日 申請(qǐng)日期2012年10月25日 優(yōu)先權(quán)日2012年10月25日
發(fā)明者林輝, 許良鳳, 蔡金鳳, 景佳, 裴曦, 曹瑞芬 申請(qǐng)人:合肥工業(yè)大學(xué)