[發明專利]一種建立基于測量數據的醫用直線加速器簡便照射源模型的方法

有效

• 申請號: 201210413728.8
• 申請日: 2012-10-25
• 公開（公告）號: CN102921115A
• 公開（公告）日: 2013-02-13
• 發明（設計）人: 林輝;許良鳳;蔡金鳳;景佳;裴曦;曹瑞芬
• 申請（專利權）人: 合肥工業大學
• 主分類號: A61N5/10
• 分類號: A61N5/10;G06F17/50
• 代理公司: 安徽省合肥新安專利代理有限責任公司 34101
• 代理人: 何梅生

1.一種建立基于測量數據的醫用直線加速器簡便照射源模型的方法，其特征是在于按如下步驟進行：

步驟1、測量獲得若干典型照射規則野的劑量測量數據：

設置醫用直線加速器以典型規則野垂直照射標準水模(1)，所述典型規則野是指長寬相同的正方形野，所述標準水模(1)是指臨床上用于標定醫用直線加速器的由水的等效替代材料制成的模體，所述醫用直線加速器的典型規則野是以控制多葉準直器MLC的開口形狀實現的，所述多葉準直器MLC是醫用直線加速器最下端的金屬掛件，典型規則野的照射中心軸與標準水模(1)的中心軸重合，原點O置在照射中心軸與標準水模(1)的上表面的交點，以醫用直線加速器出射束方向為正，設置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，所述照射等中心點C是指醫用直線加速器的旋轉照射中心，則虛點源S到照射等中心點C的距離SID為100cm；分別獲得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d_max和10cm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d_max處劑量值；

步驟2、將10cm深度處的百分離軸劑量OAR測量數據反演到多葉準直器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10cm深度處百分離軸劑量OAR的測量數據反演到多葉準直器MLC下表面高度B處，所述反演是將百分離軸劑量OAR的測量數據先按其野內與照射中心軸交點處的測量數據歸一，并將其各個測量數據對應的離軸距離按照式(1)進行換算：

RMLC=Riocenter×DMLCDSID---(1)]]>

式(1)中，R_MLC是多葉準直器MLC下表面高度B處照射野開口的半寬度，R_iocenter是照射等中心點深度處照射野的半寬度，D_MLC是多葉準直器MLC下表面高度B處沿照射中心軸到醫用直線加速器虛點源S的距離，D_SID是照射等中心點沿照射中心軸到醫用直線加速器虛點源S的距離；

步驟3、對照射野通量圖的半個離軸分布進行公式擬合：

對步驟2獲得的照射野通量圖的半個離軸分布按式(2)進行擬合，獲得各系數A₁，A₂，x₀和dx，

y=A1-A21+e(x-x0)/dx+A2---(2)]]>

式（2）中，x表示照射野通量圖上各點離開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的通量強度，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、重復步驟2和3，對所有典型規則野的10cm深度處的百分離軸劑量OAR的測量數據進行反演和擬合，獲得所有典型規則野的公式(2)的系數A₁，A₂，x₀和dx；

步驟5、通過對典型規則野中的10cm×10cm野照射下的模擬百分深度劑量PDD和測量百分深度劑量PDD進行對比，獲得醫用直線加速器的光子能譜數據：

對醫用直線加速器的原始光子能譜進行插值，所述原始光子能譜是指醫用直線加速器制造商出廠前測量的醫用直線加速器出射束的能譜，這個原始光子能譜和醫用直線加速器實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行曲線擬合，并等光子能量間距取點得到對應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用直線加速器的修正能譜，利用蒙特卡羅程序模擬修正能譜在典型規則野中的10cm×10cm野按步驟1所述照射方式下的百分深度劑量PDD，百分深度劑量PDD歸一到最大劑量點深度d_max處劑量，所述10cm×10cm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格通量分布相結合，源光子權重與照射野通量圖的網格通量強度相結合，源光子的方向余弦按照醫用直線加速器的虛點源與源光子在照射野通量圖上的抽樣位置的連線所決定，獲得10cm×10cm野不同修正能譜照射下的蒙特卡羅程序模擬的PDD，通過對10cm×10cm野的模擬PDD與測量PDD在最大劑量點d_max更深部位的對比，選擇符合度最好的模擬PDD所對應的最優修正能譜作為醫用直線加速器的實際輸出的光子能譜；

步驟6、利用步驟4獲得的所有典型規則野通量離軸分布，和步驟5獲得的醫用直線加速器的光子能譜，通過蒙特卡羅程序模擬得到所有典型規則野如步驟1所述照射情形下的OAR和PDD，并按照各典型規則野的測量數據，獲得對應各典型規則野的醫用直線加速器輸出因子F，所述輸出因子F是用于標定醫用直線加速器不同野之間劑量分布的相對強度；

步驟7、利用典型規則野中的最大野的數據獲得污染電子源能譜：

利用步驟6模擬得到典型規則野中最大野的模擬PDD，并利用步驟1測量得到對于典型規則野中最大野的測量PDD；將測量PDD和模擬PDD首先分別進行等深度間距插值，然后等深度間距點對點地將測量PDD減去模擬PDD獲得PDD差值，將所述PDD差值歸一處理到標準水模表面點深度處，利用等能量間距的單能電子源入射的蒙特卡羅模擬的PDD，通過多項式擬合得到污染電子源能譜；

步驟8、利用典型規則野中的最大野的數據獲得污染電子源的通量分布：

利用最大劑量點d_max深度光子源照射下的測量OAR和蒙特卡羅模擬OAR差值，所述OAR差值是指將測量OAR和模擬OAR先分別進行等離軸間距插值，然后相同離軸距離點對點地將測量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其它典型規則野的開口大小按比例縮小，得到其它典型規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則野中大于或等于20cm×20cm以上的野，對于小于20cm×20cm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格通量分布相結合，源電子權重與照射野通量圖的網格通量強度相結合的方法，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10cm×10cm野如步驟1所述照射情形下的照射中心軸處的絕對劑量，假設光子源劑量的權重為w₁，則污染電子源劑量的權重為(1-w₁)，手工通過試錯的方法調節權重，將兩者的絕對劑量值相加，并歸一到沿照射中心軸的最大劑量深度d_max處劑量，獲得合成PDD，通過對所述合成PDD和測量PDD數據對比，使得在標準水模最大劑量深度d_max更淺部位兩者數據接近一致，獲得兩者的疊加權重w₁和(1-w₁)；

步驟11、治療計劃系統TPS優化輸出的非規則野的照射野通量圖的修正處理：

將治療計劃系統TPS依據腫瘤的投影形狀和厚度優化輸出的非規則野的照射野通量圖，根據MLC葉片開口邊緣離開照射中心軸位置的距離，選擇非規則野的等效野按公式(2)的系數A₁，A₂，x₀和dx，代入公式(2)計算得到所述MLC葉片開口邊緣對應的照射野通量圖的離軸分布，對所述非規則野的照射野通量圖進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格通量分布相結合，源光子權重與照射野通量圖的網格通量強度相結合的方法，利用步驟11獲得的修正照射野通量圖和步驟5所述的光子的最優修正能譜，通過蒙特卡羅模擬獲得非規則野的劑量分布；將所獲得的非規則野的劑量分布乘以非規則野的等效方野按步驟6所獲得的相對野輸出因子F，獲得非規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，通過蒙特卡羅模擬污染電子源的劑量分布，對光子劑量分布和污染電子源的劑量分布按照步驟10獲得的權重w₁和(1-w₁)加權疊加獲得非規則野的劑量分布。