基于医用直线加速器照射束特征建立照射源模型的方法

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速器内部构造的依赖。

说明书

技术领域

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

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。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。 

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。 

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。 

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。 

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

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。 

本发明为解决技术问题采用如下技术方案： 

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： 

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，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； 

设置O-XYZ坐标系：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； 

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2cm×2cm、5cm×5cm、10cm×10cm和20cm×20cm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； 

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80％～20％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。 

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： 

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)： 

$\mathrm{\Delta \theta }=C_1{+C}_2·\sqrt{x^2+y^2}---\left(2\right)$

式(2)中，Δθ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，C₁和C₂是描述粒子角谱峰值关于离轴距离变化的拟合系数，C₁和C₂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20cm×20cm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θ_(x,y)： 

θ_(x,y)＝Δθ+θ_s,(0,0)    (3) 

式(3)中，θ_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。 

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不大于0，则重新进行位置抽样。 

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。 

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。 

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，避免了对待建模型医用直线加速器内部构造技术细节的依赖。 

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

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示意图； 

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； 

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； 

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； 

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2cm×2cm野、5cm×5cm野、10cm×10cm野和20cm×20cm野的PDD和1.5cm、10cm和20cm深度OAR模拟的与测量的数据对比图； 

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

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(0，0，10cm)，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。 

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。 

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<0.5％。图2(c)和图2(d) 给出了光子和污染电子的平均能量分布，其中光子的平均能量与通量相反，从中心向四周沿径向降低，且野越大，降低越明显；而污染电子的平均能量在野内较为均匀。图2(e)和图2(f)给出了光子和污染电子的能量通量分布，正是基于光子的通量(图2(a))和平均能量(图2(c))分布特点，其野内的能量通量变得均匀、平整。而污染电子由于野内平均能量比较均匀，所以能量通量(图2(f))和通量(图2(b))曲线类似。因此，在本发明源模型中，光子或污染电子出射可视作野内均匀出射。 

图2(g)和图2(h)给出了光子和污染电子在野内的能谱分布，可见在低于最概率能量部分，光子和污染电子能谱几乎不随野变化；在高于最概率能量部分，光子谱随野的增大，高能部分稍降低，而电子谱变化不明显。在模拟相同源电子(4×10⁹)的情况下，越大的野包含的污染电子数目越多，因而曲线越光滑。因此，基于粒子能谱的相似性和复杂性，在本发明源模型中，可简化采用一套光子谱(如10cmx10cm野)和污染电子谱(如20cmx20cm野)作为通用谱。 

图2(i)给出了三种野在相同大小区域(0.5cm×0.5cm)内，光子角谱随径向距离变化的分布，这些“子谱”具有类似的特征。以5cm×5cm野为例，若将这些“子谱”峰值归一平移，则几乎具有相似的形状，图2(j)给出了将这些“子谱”归一平移后的叠加图。 

图3(a)和图3(b)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，其中图3(a)确定了10cm×10cm野的光子谱为通用光子能谱和20cm×20cm野的污染电子谱为通用污染电子能谱，图3(b)确定了以(0，0)为中心的(0.5cm×0.5cm)内的角谱为通用角谱。 

图4(a)-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，获得的2cm×2cm野、5cm×5cm野、10cm×10cm野和20cm×20cm野的PDD和1.5cm、5cm和10cm深度OAR模拟的与测量的数据对比图，其中图4(a)为修正的光子能谱和修正的污染电子能谱，图4(b)为2cm×2cm野、5cm×5cm野、10cm×10cm野和20cm×20cm野模拟的PDD与测量的PDD对比图，图4(c)为2cm×2cm野、5cm×5cm野、10cm×10cm野和20cm×20cm野模拟的与测量的1.5cm、5cm和10cm深度OAR对比图；图4(b)和图4(c)中曲线为测量值，空心圆为模拟值。 

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Elekta Synergy6MV X医用直线加速器的测量数据，获得的2cm×2cm野、5cm×5cm野、10cm×10cm野和20cm×20cm野的PDD和1.5cm、10cm和20cm深度OAR模拟的与测量的数据对比图；其中图5(a)为模拟的PDD与测 量的PDD对比图，图5(b)为模拟的OAR与测量的OAR对比图，此模型建立的Elekta Synergy6MV X加速器修正的光子能谱和修正的污染电子能谱与XHA600D6MV X加速器相似，图中曲线为测量值，空心圆为模拟值。 

图6(a)-图6(d)为本发明方法模拟的IMRT非规则野的剂量分布，其中图6(a)给出了MLC设置的不规则野的开口形状，图6(b)给出了模拟的1.5cm深度处的不规则野等剂量线图，图6(c)给出了射野横轴方向模拟与测量的离轴距离分别为-1cm、0cm和2cm的OAR比较，图6(d)给出了射野纵轴方向离轴距离分别为-1cm、0cm和2cm的模拟与测量的射野OAR比较。 

本实施例中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： 

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，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，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，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。 

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，典型规则野是指长宽相同的正方形野，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。 

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。 

典型规则野包括在照射等中心面上开口大小为2cm×2cm、5cm×5cm、10cm×10cm和20cm×20cm的照射野。 

本步骤中剂量测量工具可采用胶片或矩阵电离室，标准水模大小可为30cm×30cm×30cm， 测量的深度可为最大剂量点d_max(若为6MeV直线加速器，d_max＝1.5cm)、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d_max深度的剂量值。 

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，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，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。 

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。 

医用直线加速器模拟可采用蒙特卡洛程序EGSnrc的用户程序BEAMnrc进行。BEAMnrc程序采用模块化设计，专为医用直线加速器模拟而制作。如CONS3R可用于描述一级准直器，CHAMBER可用于描述监视电离室，JAWS可用于描述二级准直器，APPLICAT可用于描述电子限制器，MLC可用于描述多叶准直器等。BEAMnrc程序的输出是一个二进制文件，包含所有离开加速器的粒子的相空间(Phase Space)信息以及粒子在加速器中发生相互作用的位置等。相空间文件分析可采用EGSnrc的另一用户程序BEAMDP进行，BEAMDP通过分析相空间文件可获得加速器的能谱分布、通量分布、平均能量分布、角分布等。 

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。 

相似直角三角形法则是将照射等中心点C深度处按照数值D的50％确定的照射野边缘反演到多叶准直器MLC的下表面高度B处，多叶准直器MLC下表面高度B处照射野开口的半宽度W_MLC由式(1)获得： 

$W_{\mathrm{MLC}}=W_{\mathrm{isocenter}}\times \frac{D_{\mathrm{MLC}}}{D_{\mathrm{SID}}}---\left(1\right)$

式(1)中，W_isocenter是照射等中心点C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C沿照射中心轴到医用直线加速器虚点源S的距离。 

肿瘤外放射治疗中，等中心面上照射等中心点C处测量百分离轴剂量OAR的50％一般定义为照射野的边缘，而照射野的半影区定义为等中心点C处测量百分离轴剂量OAR的80％～20％之间。而相似直角三角形法则反演到MLC下表面处获得强度图对应的野大小的方法，是依据了常规医用直线加速器中约98.6％的光子来自于电子打靶处产生的，此靶心离照射等中心点C的距离为100cm。 

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。 

本步骤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，是通过赋予不同出射位置粒子不同权重的方法来反映其所处出射位置强度的不同，从而模拟光子源在标准水模中的剂量分布。此外，由于同种能量的光子的射程远大于电子的，所以PDD在建成区后部主要是受光子能量的影响，因此可通过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。 

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。 

由于同种能量的光子的射程远大于电子的，所以PDD在建成区前部主要是受污染电子的影响；污染电子的通量很低，在野内部分占整个粒子的份额<0.5％(参见图2(a)和2(b))；且污染电子的通量(图2(b))和平均能量(图2(d))在野内也相对较为均匀，所以污染电子在野内相对较为“平行”地影响面剂量，这样根据归一后模拟的PDD和测量的PDD面剂量一致性的调节，就可得到相应的污染电子源和光子源份额。 

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；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80％～20％区域内部分。 

根据分析相空间文件获得的照射野内等面积网格区域内的角谱峰值随网格区域中心离轴距离变化的解析函数规律(即式(2))，调节其系数C₁和C₂，将不同典型规则野模拟的OAR拟合到测量的OAR，获得与照射野等效宽度相关的C₁和C₂表达式，植入模拟程序中。 

步骤7、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。 

基于放射治疗计划系统TPS优化算法，根据照射靶区大小和形状优化出的非规则非均匀照射野通量图，利用待建模型医用直线加速器的照射源模型，照射野通量图中光子或污染电子出射模拟采用光子或污染电子抽样位置和照射野通量图的网格通量分布相结合，光子或污染电子权重与照射野通量图的网格通量强度相结合，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，模拟获得待建模型医用直线加速器在水模体或病人体内的剂量分 布。 

所述基于放射治疗计划系统TPS优化算法根据照射靶区大小和形状优化出的非规则非均匀照射野通量图的方法是：照射野通量图的非规则边缘是按照照射方向所看到的靶区的投影轮廓获得，照射野通量图的非均匀强度是放射治疗计划系统TPS优化算法根据靶区不同投影部位的等效厚度确定的。 

所述非均匀照射野通量图要离散成多个强度均匀的非规则野分别模拟，非规则野通量图网格强度要进行归一化处理，再将离散成的多个非规则野的模拟计算结果各自归一后，按权重进行百分剂量的加权叠加，获得非均匀照射野的剂量分布。 

具体实施中： 

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)： 

$\mathrm{\Delta \theta }=C_1{+C}_2·\sqrt{x^2+y^2}---\left(2\right)$

式(2)中，Δθ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，C₁和C₂是描述粒子角谱峰值关于离轴距离变化的拟合系数，C₁和C₂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20cm×20cm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； 

式(2)中，C₁可略为调解OAR曲线中间的下沉而形成与实际测量数据相似的马鞍形，C₂控制着OAR曲线的宽度以达到与实际测量数据接近的拟合度。 

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θ_(x,y)： 

θ_(x,y)＝Δθ+θ_s,(0,0)    (3) 

式(3)中，θ_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，θ_s,(0,0)和θ_(x,y)的单位都是度。 

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不大于0，则重新进行位置抽样。 

实施例： 

以一台Elekta Synergy6MV X医用直线加速器为例，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、5cm×5cm、10cm×10cm和20cm×20cm野的PDD和1.5cm、10cm和20cm深度的OAR数据。设置照射野通量强度图面源平行地位于等中心面上部45.7cm处，将10cm深度的OAR数据按步骤3反演到面源处，获得照射野通量强度图。将算法植入蒙特卡洛程序DPM，按照步骤4模拟的和测量的PDD曲线比对，获得光子能谱(见图4(a))。按照步骤5模拟的和测量的PDD曲线比对，获得污染电子份额：野面积<250cm²，份额＝0.42％；野面积>250cm²，份额＝0.6％。 

照射野通量图网格取0.1cm×0.1cm，标准水模体大小取为30cm×30cm×30cm，水模体计算网格大小取为0.5cm×0.5cm×0.2cm，每种射野光子源跟踪了1×10⁹个。在Intel(R)Xeon(R)E5620Power(CPU2.40GHz,3.0GB memory)的工作站Windows环境下，每1×10⁹个光子的模拟时间在2～3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。 

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<2～3％/2～3mm。