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
专利汇可以提供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专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 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。，下面是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专利的具体信息内容。
1. 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I、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（I)，所述典型规则野是指长宽相同的正方形野，所述标准水模（I)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（I)的中心轴重合，原点O置在照射中心轴与标准水模（I)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IOcm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IOOcm ；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（I)中最大剂量深度4_和IOcm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dmax处剂量值； 步骤2、将IOcm深度处的百分离轴剂量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IOcm深度处百分离轴剂量OAR的测量数据反演到多叶准直器MLC下表面高度B处，所述反演是将百分离轴剂量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（I)进行换算： 式⑴中，IW是多叶准直器MLC下表面高度B处照射野开口的半宽度，Ri()_tCT是照射等中心点深度处照射野的半宽度，D-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，Dsid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， 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IOcm深度处的百分离轴剂量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，Xtl和dx; 步骤5、通过对典型规则野中的IOcmX IOcm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IOcmX IOcm野按步骤I所述照射方式下的百分深度剂量H)D，百分深度剂量PDD归一到最大剂量点深度dmax处剂量，所述IOcmX IOcm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IOcmX IOcm野不同修正能谱照射下的蒙特卡罗程序模拟的TOD，通过对IOcmX IOcm野的模拟PDD与测量PDD在最大剂量点dmax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I所述照射情形下的OAR和TOD，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TOD，并利用步骤I测量得到对于典型规则野中最大野的测量TOD ;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TOD，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dmax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20cmX20cm以上的野,对于小于20cmX20cm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、使用如步骤5所述的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IOcmX IOcm野如步骤I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（Ii1)，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dmax处剂量，获得合成TOD，通过对所述合成TOD和测量TOD数据对比，使得在标准水模最大剂量深度dmax更浅部位两者数据接近一致，获得两者的叠加权重W1和（I-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按公式（2)的系数A1, A2, Xtl和dx，代入公式⑵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： 按照步骤5所述的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所述的光子的最优修正能谱，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方野按步骤6所获得的相对野输出因子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（Ii1)加权叠加获得非规则野的剂量分布。
2.根据权利要求I所述的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，其特征是所述步骤5中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是：对于照射野通量图进行网格编号，采用蒙特卡罗随机数产生器产生0-1之间的随机数，确定源光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，则抽样的源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。
3.根据权利要求I所述的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，其特征是所述步骤7中利用单能电子源入射的PDD拟合得到污染电子源能谱的方法是：分别用蒙特卡罗程序模拟典型规则野中的最大野，在单能电子源均匀平行束照射下的TOD，各PDD分别归一到对应能量下最大剂量点处剂量，按照式（3)拟合得到各PDD的系数Ci ：
式（3)中，Λ PDD是指光子源照射下的测量PDD与蒙特卡罗模拟I3DD的差值，所述TOD的差值是通过步骤7中所述方法获得，roDi_gy是第i个单能电子平行束照射下的蒙特卡罗模拟PDD，式（3)
4.根据权利要求I所述的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，其特征是所述步骤5中源光子的方向余弦按照医用直线加速器的虚点源S与源光子在照射野通量图上的抽样位置的连线所决定的方法是：假设源光子的出射方向与直角坐标系的X、Y、Z三个轴的方向余弦Usrc、Vsrc、Wsrc分别为：
其中，MSD是MLC下表面与标准水模上表面之间的垂直距离，Xsrc> Ysrc是源光子按照权利要求2所述的位置抽样方法抽样得到的出射点在MLC下表面高度B处的照射野通量图上的X、Y坐标。
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技术领域[0001] 本发明涉及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，该模型可用于肿瘤外放射治疗中精确模拟人体中的剂量分布。背景技术[0002] 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、医科大、瓦里安（Varian)等)，和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。[0003] TPS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，这种模型完全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；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。此多源模型通常是基于对全加速器模型的粒子输运信息进行数据分析建立起来的，所以也很依赖于加速器的技术细节数据。[0004]目前关于加速器源模拟的工作已发表很多，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选择的过程，一个量的不准确，往往可以通过适当调节其它量的变化而弥补。此外由于机器制造所带来的台与台之间的客观差异性，以及模拟者数据测量与参数选择等多因素的随意性，使得各个工作建立的源模型往往具有自己的个性化。[0005]适形调强放射治疗（IMRT, Intensity Modulated Radio Therapy)利用多叶准直器（MLC，Multileaf Collimator)对人体肿瘤进行“适形”、“调强”地辐射治疗，是目前公认的最精确和最易于操控的新型治疗模式，已广泛用于各大品牌医用直线加速器治疗。其中 MLC是实现肿瘤“适形”和“调强”的重要组件，它由若干钨合金浇铸的叶片组成，可控制调节成肿瘤的投影形状。MLC —般位于医用直线加速器的出口最下端，以有效保护人体正常组织和器官免受伤害。[0006] 医用直线加速器通过电子束打靶产生光子，又通过均整器、JAW等形成野内近似均匀的光子束，由MLC开口处出射。光子在与加速器组件(如均整器）碰撞过程中产生污染电子，污染电子由于射程较短，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，和均匀化光子束照射野内的强度。然而由于各台加速器生产及安装的差异，使得加速器开口野内的强度往往也存在着一定的非均匀现象。发明内容6[0007] 本发明提供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，基于加速器完全模拟的模型本身也具有差异性的客观事实，摒弃全加速器模拟的繁縟过程， 和多源模型对加速器构造细节的依赖，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。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TPS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。[0008] 本发明为解决技术问题采用如下技术方案：[0009] 本发明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的特点是按如下步骤进行：[0010] 步骤I、测量获得若干典型照射规则野的剂量测量数据：[0011] 设置医用直线加速器以典型规则野垂直照射标准水模（I)，所述典型规则野是指长宽相同的正方形野，所述标准水模（I)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（I)的中心轴重合，原点O置在照射中心轴与标准水模（I)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IOcm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IOOcm ;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（I)中最大剂量深度 dmax和IOcm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dmax处剂量值；[0012] 步骤2、将IOcm深度处的百分离轴剂量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：[0013] 利用相似直角三角形法则，将IOcm深度处百分离轴剂量OAR的测量数据反演到多叶准直器MLC下表面高度B处，所述反演是将百分离轴剂量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（I)进行换算：[0014] Rmlc = Rioc_r X O)"m)[0015] 式⑴中，P·是多叶准直器MLC下表面高度B处照射野开口的半宽度，民__是照射等中心点深度处照射野的半宽度，D·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，Dsid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；[0016] 步骤3、对照射野通量图的半个离轴分布进行公式拟合：[0017] 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，
(2)[0064] 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，Xtl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。[0065] 步骤4、重复步骤2和3，对所有典型规则野的IOcm深度处的百分离轴剂量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，Xtl和dx。[0066] 步骤5、通过对典型规则野中的IOcmX IOcm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：[0067] 对医用直线加速器的原始光子能谱进行插值，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，如Varian 6MeV Mohan光子能谱数据， 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，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，其中光子能量间距可取为0. IMeV，然后按光子能量等间距(如0. IMeV)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IOcmX IOcm野按步骤I照射方式下的百分深度剂量TOD，模拟标准水模的模型网格大小可取为0. 2cmX0. 2cmX0. 2cm，百分深度剂量PDD归一到最大剂量点深度dmax处剂量，IOcmX IOcm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IOcmX IOcm野不同修正能谱照射下的蒙特卡罗程序模拟的TOD，通过对IOcmX IOcm野的模拟PDD与测量PDD在最大剂量点dmax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。[0068] 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I照射情形下的 OAR和TOD，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，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。[0069] 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：[0070] 利用步骤6模拟得到典型规则野中最大野（如35cmX 35cm野)的模拟TOD，并利用步骤I测量得到对于典型规则野中最大野的测量TOD ;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 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roD，通过多项式拟合得到污染电子源能谱，等能量间距的单能电子源能量可取为 O. 5MeV、l. OMeVU. 5MeV、2. 0MeV、2. 5MeV 和 3. OMeV。[0071] 步骤8、利用典型规则野中的最大野（如35cmX35cm野）的数据获得污染电子源的通量分布：[0072] 利用最大剂量点dmax深度光子源照射下的测量OAR和蒙特卡罗模拟OAR差值，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，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20cmX20cm以上的野,对于小于20cmX20cm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，这是因为污染电子源主要是对大野浅层的百分离轴剂量OAR的“马鞍形”的形成影响较显著，而对于野宽度不是很大的情况下，OAR “马鞍形”的效果就不那么明显了，但是污染电子源对于浅层的剂量(如PDD和0AR)整体的影响不容忽视，所以虽然小野（<20cmX 20cm野)的污染电子源不能没有，但是其离轴通量非均匀分布可以简化处理。[0073] 步骤9、使用如步骤5的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。[0074] 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IOcmX IOcm野如步骤I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（Ii1)，手工通过试错的方法调节权重(如利用Excel表格工具实现)，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dmax处剂量，获得合成TOD， 通过对合成PDD和测量PDD数据对比，使得在标准水模最大剂量深度dmax更浅部位（即剂量建成区）两者数据接近一致，获得两者的叠加权重W1和（I-W1)。[0075] 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：[0076] 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按公式（2)的系数A1, A2, Xtl和dx，代入公式（2)计算得到MLC叶片开口边缘对应的照射野通量图的离轴分布，对非规则野的照射野通量图进行横向和纵向两个方向的照射野边缘修正， 获得修正照射野通量图。[0077] 步骤12、剂量分布计算：[0078] 按照步骤5的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的光子的最优修正能谱，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方野按步骤6所获得的相对野输出因子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（Ii1)加权叠加获得非规则野的剂量分布。[0079] 具体实施中：[0080] 步骤5中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是：对于照射野通量图进行网格编号，在蒙特卡罗程序读入照射野通量图的网格通量时，记录下照射野通量图沿横向和纵向的通量大于 O的网格的最大和最小的网格编号上下限，以此网格编号上下限所限定的矩形范围，作为源光子出射位置的大致抽样范围，因为此抽样范围较原来全照射野通量图的抽样范围缩小了，所以抽样效率得以提高，采用蒙特卡罗随机数产生器产生0-1之间的随机数，确定源光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，则抽样的源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。[0081] 步骤7中利用单能电子源入射的PDD拟合得到污染电子源能谱的方法是：分别用蒙特卡罗程序模拟出典型规则野中的最大野（如35cm X 35cm野），在单能电子源(能量可取 O. 5MeV、l. OMeVU. 5MeV、2. 0MeV、2. 5MeV 和 3. OMeV)的均匀平行束照射下的 PDD，各 PDD 分别归一到对应能量下最大剂量点处剂量，按照式（3)拟合得到各TOD的系数Ci ：[0082]
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