放射治疗技术是治疗癌症的三种主要手段(手术，放射治疗和化疗)之一， 对于改善人类健康和增益人类寿命有十分重大的意义。国际辐射单位和测量委 员会(ICRU)经过大量调查研究后，提供的放射治疗疗效统计结果表明，放 射治疗的治愈率为12％，放射治疗+手术为6％，手术为22％，化疗及其它仅 5％。因此，放射治疗成为治疗癌症病患的十分重要的技术手段。放射治疗在 发达国家和我国受到高度重视，60％-70％癌症病人接受放射治疗。由于放射 治疗在治愈肿瘤上有着显著的效果，因而产生了巨大的社会需求。发达国家投 入巨资建立与放射治疗密切相关的医用设备产业，开发相关的医用设备，并开 展与放射治疗密切相关的研究工作，使开发和生产放射治疗设备和相关产品的 行业，成为当代高新技术最集中的产业之一。开发放射治疗设备和相关产品， 已经成为社会经济发展的新增长点。国际公认实现精确放射治疗技术，是提高 放射治疗疗效的最有效的方法。然而，由于常规照射技术(限于矩形射野或圆 形射野)的限制，常规放射治疗存在有如下弊端：或者为避免严重的并发症而 不能给肿瘤施以足够的辐射剂量，对肿瘤根除不彻底而导致复发，或者因投以 过量的辐射剂量而造成人体紧要器官的严重损伤。因此，解决传统照射技术问 题，就成为提高放射治疗疗效的主要途径。目前，国际放射治疗界，正在发展 以精确控制辐射剂量为特征的新一代放射治疗技术。其核心技术有三个要点：
a)高精确度的剂量控制：
放射治疗技术对投放剂量精确度的要求是十分严格的。1976年ICRU对 放射治疗剂量精确度的要求作了重要的建议：靶区(肿瘤)内吸收剂量的精确 度需要达到5％(见ICRU24号报告)。ICRU的建议，实际上已成为指导放射 医疗科学和技术发展的纲领。所以高质量的放射医疗技术，要求发展与解决治 疗能区中光子束和电子束在人体中的剂量分布的精确测定与算法问题。
b)发展适形照射技术(Conformal Radiation Therapy)：
适形放射治疗要求射束的截面与靶区在射束方向的投影相匹配，从而实现 将射线束的高剂量投放在靶区的同时，使靶区以外的健康组织接受到尽可能低 的剂量，以免受到损伤。
c)发展调强技术(Intensity Modulated Radiation Therapy，IMRT)或称逆向 治疗计划(Inverse Planning)：
通过调整射束强度分布来实现理想的剂量分布，称为调强技术，亦称逆向 治疗计划。调强技术是当代放疗技术最重要的发展方向之一，是新一代放射治 疗技术的核心，对于提高肿瘤的治愈率和改善病人生活质量，国际放射物理界 寄予厚望。由于调强技术要求计算大量笔束光子在人体中的剂量分布，因此进 一步增加了射束剂量算法在计算速度上和精确度要求上的难度。发展快速而可 靠的调强放射治疗的逆向计划算法是调强技术最关键和紧迫的任务。
众所周知，由于在放射治疗中不可能在病人体内植入探测器来测定剂量， 只能通过复杂的理论计算来确定病人体内的剂量分布。因此，在精确放射治疗 技术的发展中，对剂量算法的研究在实现技术目标中具有特殊的重要地位。精 确和快速的剂量算法和调强技术算法的研究，已经成为适形和调强放射治疗技 术的主攻内容和成功的关键。目前，我国在放射治疗计划系统等高端医疗设备 方面基础还很薄弱，基本为Varian，Siemens，Elekta等国外公司所垄断。 国外厂商出于政治和商业利益，从来不发表其核心技术资料。为了研发本系统， 本项目申请人经多年努力，独立地和创造性地解决了精确放射治疗技术所涉及 的主要和关键的技术。本发明的核心内容包括：发明了由病人的CT数据再现 人体器官与肿瘤靶区的三维医学图像的技术，发展了光子束和电子束在三维非 匀均人体中剂量分布的高精确度算法和快速精确的调强优化方法，通过调整多 叶准直器(Multiple Leaf Collimator，MLC)或光子束强度补偿器 (Compensator)实现射线束的适形和调强放射治疗新技术，使射线束高剂量 准确地投放在肿瘤上，在杀死癌细胞的同时，紧要器官和周围组织能得到有效 地保护。

本发明目的在于：提供一种能满足临床放射治疗肿瘤病迫切需要的精确放 射治疗计划系统。它主要包括按照放射治疗计划流程(图一)，能圆满完成精 确放射治疗照射设计的模块系统：再现人体器官与肿瘤靶区的三维医学图像重 建模块、高精确度光子束三维剂量计算模块、高精确度电子束三维剂量计算模 块、光子束和电子束常规照射方案设计模块、光子束和电子束适形照射方案设 计模块、光子束调强治疗的逆向计划方案设计模块、以及机器参数和放射治疗 计划输出模块。其中：
(一)再现人体器官与肿瘤靶区的三维医学图像重建模块，包括以下处理 步骤：
①将病人的CT人体密度信息，通过扫描仪视频信号或DICOM 3.0和 DICOM.RT国际标准输入系统输入计算机，对CT图像进行自动校正、定位及 画面的预处理；
②将CT的人体电子密度转换成像素密度；
③对CT扫描图像进行断层图像分割，并用软件工具在断层图像上勾划出 肿瘤靶区和邻近紧要器官的部位、大小和形状；
④通过基于切片级的表面三维重建技术，生成肿瘤靶区和紧要器官的重建 三维医学图像；
⑤确定重建三维医学图像中肿瘤靶区的体表面和投影轮廓线。
本发明所述③：对CT扫描图像进行断层图像的分割方法，包括下述六个 步骤：
第一步、根据标尺实际代表的长度，以及两个端点在CT扫描图像上的对 应像素坐标，确定参考断层图像的分辨率；
第二步、在参考断层图像上，用矩形框选定需要分割的断层图像；
第三步、将参考断层图像上标尺的端点作为参考点，锁定矩形框与标尺 参考点的相对位置关系；
第四步、按第一步的方法确定其他断层图像的分辨率，除以参考断层图 像的分辨率，得到缩放比例，根据缩放比例对其他断层图像进行缩放，使其 与参考断层图像的比例大小保持一致；
第五步、根据第三步确定的锁定矩形框和标尺参考点的相对位置关系， 以与参考断层图像上参考点相对应的其他断层图像上的标尺端点为参考点， 确定矩形框在其他断层图像上的位置，矩形框所包围的区域为需要分割的断 层图像。
第六步、重复第四第五步直到全部的其他断层图像一幅一幅地分割出来。
本发明对CT扫描图像中断层图像进行分割的方法，以标尺的端点为参考 点与矩形框关联起来，在实际操作中只需轻轻一点鼠标键，即可实现断层图像 的快速定位。由于在标尺端点上应用了自动识别技术，使定位精确度得到提高。 在本方法中由于引入了标尺参考点的概念，实现了确保分割出来的一幅幅断层 图像，在比例和方向上具有很好的一致性。
本发明所述④：基于切片级的表面三维重建技术，生成肿瘤靶区和紧要器 官的重建三维形态的医学图像方法，包括以下步骤：
首先，提取人体器官及肿瘤靶区分布在CT各断层图像上的轮廓线；
接着，对各断层间提取的各轮廓线进行轮廓点的配对，构建一个个三角片；
然后，以这些三角片为单位拟合成相应器官与肿瘤实体的外表面，从而得 到人体器官与肿瘤靶区的重建三维形态实体。
本放射治疗计划系统，将人体解剖结构分为三种类型：人的体表外轮廓、 肿瘤靶区和紧要器官，以下统称为器官。器官的二维描述是CT各个断层图像 上该器官对应区域的轮廓，器官的基本数据，是断层图像上包围某器官区域的 边界。为了得到人体内部的解剖细节，可以从任意方向对重建的三维实体剖切， 然后用切片重组算法得到以纹理形式贴在剖切面上的相应剖面图像。由于CT 图像切片间的距离比切片图像像素尺寸大得多，而切片重组算法要求体数据为 等分辨率，所以在切片重组过程中需要进行图像插值，本系统由于在计算模块 中采用了一种改进的线性插值算法，与国内外常用的线性插值算法相比，可以 得到较好质量的剖面图像，不仅能通过图形图像技术清晰地将人体解剖结构立 体地显示出来，而且使计算效率大大提高。
在本放射治疗计划系统中，除了对人体体表、器官和肿瘤靶区的三维立体 重建图像提供半透明、不透明和线框在内的多种显示方式外，还提供矢状面、 冠状面、横切面、任意剖面的医学图像和提供重建数字X光片(Digital Reconstruction Radiograph，DRR)，限光筒视野(Beam Eye View，BEV) 和空间视野(Room Eye View，REV)。
(二)高精确度光子束三维剂量计算模块：
传统放射治疗技术的光子束剂量估算方法是基于测量数据的查表方法。 测量不同能量不同大小的方野、矩形野或圆形野光子束在水箱中的剂量分布 然后作成表或经验公式，使用时作出各种修正。这种方法显然不能用于光子 束的适形和调强治疗新技术。为了实现适形和调强治疗新技术必须发展光子 束的笔束模型。所谓光子束的笔束模型简单地说就是非常细的一光子束在人 体中的剂量分布。国际上通常应用Monte Carlo方法计算出非常细的一光子 束在水箱中的剂量分布并作成数据库存放在计算机中。使用时调出并通过不 同光子细束(下面我们称其为光子微束)剂量分布的叠加和作出各种修正得 到人体中的剂量分布。由于笔束剂量数据库很大，故计算光子束在人体中的 剂量分布相当费时。为了发展快速又精确的光子束三维剂量计算模块。我们 发明了基于特征线算法的光子笔束模型的先进算法并研制成光子束三维剂量 计算模块。因为特征线算法的光子笔束模型基本上是几个不复杂的公式(见下 文)，故计算效率很高，很好地解决了光子束剂量计算中速度和精确度的矛盾。 本系统发明的高精确度光子束三维剂量计算模块，解决了如何高精确度和高 速度地确定光子束在人体内产生的三维剂量，包括以下内容与步骤：
第一步：将光子束离散化为一系列边长为a与b微小矩形截面的微束光子；
第二步：对每一微束光子，应用基于特征线算法的光子笔束模型计算它在 人体内各处空间点P(z，x，y)所产生的剂量：
D p ( z , x , y ; E ) = 1 4 ( SSD SSD + z ) 2 ×
{ μ E ( E ) exp [ - μ a ( E ) z ] πω [ erf ( a + x ω ) + erf ( a - x ω ) ] [ erf ( b + y ω ) + erf ( b - y ω ) ] +
μ E ( E ) ( B d ( z , E ) - 1 ) π k 2 ( z , E ) exp [ - μ a ( E ) z ] ×
[ erf ( a + x k ) + erf ( a - x k ) ] [ erf ( b + y k ) + erf ( b - y k ) ] }
其中：SSD为源皮距，μE(E)是光子的线性能量吸收系数，μa(E)是光子的线性 吸收系数，z是光子穿透深度，erf为误差函数，这里ω＝(0.5R)2。而R(E)是入 射光子产生的次电子的平均射程，Bd(z，E)代表宽束光子的剂量积累因子，由 光子输运特征线算法计算，而
k ( E , z ) = 2 π ∫ 0 z 1 - ( N 1 ( 1 ) ( z ′ , E ) + N 1 ( m ) ( z ′ , E ) N 0 ( 1 ) ( z ′ , E ) + N 0 ( m ) ( z ′ , E ) ) 2 d z ′
其中：N0 (1)(z，E)为一次散射光子注量，N0 (m)(z，E)为多次散射光子注量，N1 (1)(z，E) 为一次散射光子流量，N1 (m)(z，E)为多次散射光子流量；
第三步：进行能谱对剂量分布影响的校正；对于医用加速器的光子束来 说，其能量并非单一而是具有一定的分布。因此，必须考虑其能谱对剂量分 布的影响，关于确定特定的加速器光子束的有效能谱，已经有功能模块，可 以嵌入本发明的系统中，应用时从系统调用这个模块，即可得到光子能谱 W(Ei)的完整数据，这样考虑到光子束的能谱效应后，微束光子在人体内各 处空间点P(z，x，y)所产生的剂量为：
D p ( z , x , y ) Σ i W ( E i ) D p ( z , x , y ; E i )
第四步：做人体密度对剂量分布影响的修正；对该微束光子，沿其径迹 作人体密度修正，修正的方法是通过对密度矩阵进行内插，确定光子径迹上 的密度分布，然后确定其总的等效水穿透深度，等效水穿透深度与实际穿透 深度之差即为穿透深度之修正值。由穿透深度之修正值可计算密度修正因子 η(z，x，y，E)，再确定计算点的剂量的密度修正值。
D p ( z , x , y ) = Σ i W ( E i ) D p ( z , x , y ; E i ) η ( z , x , y , E i )
第五步：皮肤表面弯曲性修正；由于皮肤表面弯曲性的影响，每一微束 光子在皮肤表面的入射点，距离光子源的距离并不等于源皮距，因此每束微 束光子沿其径迹作人体密度修正时，还需要考虑这一因素对剂量分布的影响， 其修正方法可归结为人体密度修正。图10是皮肤表面弯曲性影响的示意图。
第六步：将该光子束的所有微束光子在人体内同一点所产生的剂量相加， 就获得了该光子束在人体中的三维剂量分布，并用一个三维剂量矩阵表示， 这样在考虑了光子束能谱、人体介质表面弯曲和光子束的强度矩阵(非规则 射野适形照射)后，光子束在被照射人体中的三维剂量分布表示为：
D ( n ) ( z , x , y ) = Σ k Σ j Σ i W ( E k ) a ij D p ( n ) ( z , x , y , i , j , k ) η ( n ) ( z , x , y , i , j , k )
式中：D(n)(z，x，y)表示第n束微束光子在点p(z，x，y)产生的剂量，i和j是光 子束截面上微束光子在x和y方向的编号，k表示入射光子束能谱节点的编号， W(Ek)是光子束能谱即能量为Ek的光子强度的权重，aij是编号为ij的微束光 子的强度，Dp (n)(z，x，y，i，j，k)是编号为ij的微束光子能谱中，能量为Ek的光子 在人体中点p(z，x，y)产生的剂量。
第七步：在多束光子适形照射的情况下，对全部光子束产生的剂量求和， 则得到多束光子适形照射在人体中产生的剂量：
D ( z , x , y ) = Σ n D ( n ) ( z , x , y )
应用基于特征线算法的光子笔束模型得到的剂量精度与国内外大量测 量数据比较，其误差＜3％.远比一般商业放射治疗计划系统的光子束剂量计算 误差＜5％即为合格的要求为高，显示本发明的放射治疗计划系统的光子束剂 量计算精度已属国际前列。本计算模块完成一次适形照射的剂量计算仅2-3 分钟，比许多国外有名的光子束剂量算法的计算速度高得多。
(三)高精确度的电子束三维剂量计算模块，解决如何高精确度地确定电 子束在人体内产生的三维剂量分布，包括以下步骤：
如同传统光子束剂量估算方法一样，传统电子束剂量计算也是基于相似的 测量数据的查表方法。这种方法当然不能用于电子束的适形治疗新技术。为了 实现电子束适形照射的新技术，也必须发展电子束的笔束模型。国际上通常应 用的笔束模型构造方法，是应用电子束中心轴剂量的测量数据乘上由 Fermi-Eyges理论计算的侧向电子强度分布，得到电子微束的三维剂量分布。 由于电子束中心轴剂量是在均匀的水箱中测量的，应用到非均匀人体会产生很 大误差。而其它方法，如Monte Carlo方法运算速度又太慢。为了发展快速又 精确的三维电子束剂量计算模块，我们发明了基于双群模型的电子混合笔束模 型的先进算法，并研制成三维电子束剂量计算模块。由于双群模型可以作人体 密度的非均匀修正，因而很好地解决了电子束剂量计算中速度和精确度的矛 盾。本系统发明的混合电子笔束模型计算步骤如下：
第一步：将电子束离散化为一系列边长为a与b微小矩形截面的微束电子；
第二步：应用混合电子笔束模型，计算微束电子在人体中点P(z，x，y)处产 生的剂量分布：
D p ( z , x , y , E ) = D bm ( z , E ) 4 [ erf ( a + x A 2 ) + erf ( a - x A 2 ) ] [ erf ( b + x A 2 ) + erf ( b - x A 2 ) ]
其中，E为单能微束电子的能量；它入射在人体表面，其截面大小为2a×2b；z 轴正方向为该微束电子的入射方向，入射点为坐标原点；Dp(z，x，y，E)表示能 量为E的单能微束电子，在空间点p(z，x，y)处沉积的能量，即器官在此处吸收 的剂量；Dbm(z，E)表示能量为E的宽束电子在人体深度z处沉积的能量，它由双 群模型(bipartition model of electron transport)计算得到；a和b是微束电子的 束半宽度；A2 2(z，E)表示能量为E的微束电子在深度z处的侧向分布参数：
A 2 2 ( z , E ) = 2 ∫ 0 z σ tr ( E ‾ t ) ( z - t ) 2 dt
是深度t处微束电子平均能量对应的电子输运截面；是当入射电 子的能量为E时，电子在深度t处的平均能量；
电子束经过加速器头后，有一部分电子运动方向和能量将发生改变，使电 子束在进入人体前，具有一定的初始能谱和角分布。这种初始能谱和角分布也 会影响到电子在人体中的空间剂量分布。考虑这一因素的影响，在应用混合笔 束模型计算中，修正了对电子的侧向分布参数的计算，修正后的侧向分布参数 为：
A 2 ( z ) = A 2 0 + A 2 2 ( z )
其中，A2(z)是电子笔束在深度z处的修正后的侧向分布参数；A2 0是电子笔束的 初始侧向分布参数，它根据测量得到的电子束在水模表面的平坦度曲线的计算 而得到；A2 2(z)是混合笔束模型中的笔束电子在深度z处的侧向分布参数。
第三步：进行电子束能谱对剂量分布影响的校正：对于医用加速器的电 子束来说，像光子束一样，其能量也具有一定的分布。因此，必须考虑其能谱 对剂量分布的影响，如何确定加速器电子束的能谱，已经发展了一种有效的 新技术并形成相关的功能模块，已嵌入本发明的系统中，应用时从系统调用 这个模块，即可得到电子能谱WE(Ei)的完整数据，这样考虑到电子束的能谱 效应后，微束电子在人体内各处空间点P(z，x，y)所产生的剂量为：
D p ( z , x , y ) = Σ i W E ( E i ) D p ( z , x , y ; E i )
第四步：考虑人体表面弯曲性影响：由于人体表面的弯曲性，每一个微束 电子的入射点，距离源的长度都是不一样的。因此，电子束被离散化后，需要 对每个微束电子的剂量分布作出修正，其修正因子为SSD2/(SSD+d)2。
第五步：在考虑了电子束能谱、人体表面弯曲和电子束的强度矩阵(非规 则射野)影响后，计算出第n束电子在被照射人体中的三维剂量分布为：
D ( n ) ( z , x , y ) = Σ k Σ j Σ i W E ( E k ) SSD 2 ( SSD + d ij ) 2 a ij D p ( n ) ( z , x , y , i , j , k )
式中：D(n)(z，x，y)表示第n束电子在点p(z，x，y)产生的剂量；i和j是离散 化后的微束电子在束截面上的位置编号；k表示入射电子束能谱节点的编号； WE(Ek)是电子束能谱中能量为Ek的谱分量；dij是编号为ij的微束电子的表面修 正距离；aij是编号为ij的微束电子的强度；Dp (n)(z，x，y，i，j，k)是编号为ij的微 束电子能谱中，能量为Ek的单位数量的电子在人体内点(z，x，y)处产生的剂量。
第六步：存在多束电子适形照射情况下，将全部电子束在人体内空间点 p(z，x，y)处产生的剂量累加起来，得到多束电子适形照射在人体中产生的剂 量：
D ( z , x , y ) = Σ n D ( n ) ( z , x , y )
应用混合笔束模型计算放射治疗能区的电子剂量，用于放射治疗的突出优 点是计算速度快，便于治疗设计方案的选择，这个品质对剂量算法的临床应 用是关键因素之一。在比较了国际上不同电子剂量算法的计算效率后，确信 本发明的混合笔束模型计算电子剂量的效率是最高的。比较的条件和结果如 下：电子束的标称能量为20MeV(相空间演化方法(PSE)例子的能量为 21MeV)。计算时间被归一化到同样的计算条件：CPU工作频率133MHz、射 野15cm×15cm、体元大小0.5cm×0.5cm×0.5cm。除离散化笔束模型(PBRA) 的例子外，均为非均匀介质。各例子的计算精度大致相同。VMC算法(简化蒙 特卡罗方法)需要100分(见文献：Phys.Med.Biol.42(3)，1997，P501)；PSE算 法(相空间演化算法)需要76分(见文献：Med.Phys.22，1995，P948)；PBRA 算法(离散化笔束模型)需要20分(见文献：Med.Phys.25(11)，1998，P2176)； HPBM算法(基于两群模型的混合笔束模型)仅1.3分(见文献：Med.Phys.30(3)， 2003，P415)
(四)光子束和电子束常规放射治疗计划设计模块：
本系统虽然是为精确放射治疗技术设计的，但在功能模块的安排中也包 含了常规放射治疗技术相应的功能模块。光子束和电子束常规放射治疗计划 设计模块包括：
1.光子束方野和矩形野的源皮距(SSD)照射模块。
2.光子束方野和矩形野的等中心(SAD)照射模块。
3.光子束圆形野的旋转照射模块。
4.电子束方野和矩形野的源皮距(SSD)照射模块。
5.电子束圆形野的旋转照射模块。
因为光子束和电子束常规放射治疗技术已有资料参考，不在此详述。
(五)光子束和电子束适形放射治疗计划设计模块：
本系统提供的适形放射治疗计划设计模块，具有以下执行步骤：
第一步：获取被照射病人的人体密度矩阵信息，具体做法是：
1、建立CT值-电子密度的映射表，从而确定CT值到电子密度的换算关 系；
2、根据CT图像序列，建立三维CT数据；
3、建立密度矩阵的三维数据区，其每个节点的三维坐标与剂量矩阵相对 应；
4、从三维CT数据中得到密度矩阵中各节点所处位置的CT值；
5、从CT值-电子密度的映射表换算得到该CT值对应得电子密度；
6、依次重复第4步，直到得到密度矩阵中所有节点所处位置的电子密度。
第二步：获取与射束(光子束或电子束)相关的医用加速器的机器参数数 据；
本发明将机器参数分为三类：即机器特性参数、机器设备参数和机器剂量 学参数。
①机器特性参数：该参数反映治疗机器的射线特性，包含射线种类、能量 挡数、能量大小和机器的运动控制等，如机架、机头和治疗床转动的限制控制 范围；
②机器设备参数：该参数反映治疗机器与其相连接的附属设备的技术参 数，如多叶准直器的技术参数、楔形板的技术参数和铅档块的技术参数等；
③机器剂量学参数：该参数反映治疗机器的输出剂量性能，如机器在各标 准射野下输出的百分深度剂量、离轴剂量和射野输出因子等剂量学数据。
第三步：完成射束(光子束或电子束)照射野的适形照射设计，包括下述 内容和步骤：
①确定加速器出口处射束(光子束或电子束)截面至肿瘤的投影区域；
②依据该投影区域，来决定适形照射野的形状与大小；
③安排多叶准直器钨片或挡铅，遮挡适形照射野以外的区域；
④精确计算适形照射野在病人体内(包含肿瘤区)的剂量分布：
对光子束照射调用高精确度光子束三维剂量计算模块，计算光子束在人体中的 三维剂量分布，对电子束照射调用高精确度电子束三维剂量计算模块，计算电 子束在人体中的三维剂量分布；
⑤依据计算得到的精确剂量，调整与控制加速器，使之从加速器发射出的 射束总量或射束照射时间按要求照射在肿瘤区域内。
现代放射医学所谓的适形照射设计，就是照射野的适形设计，是依据肿瘤 在投影面上的不规则形状，来决定射线照射野的形状与大小，以保护肿瘤区域 外的正常组织不会受到损伤的设计思想。这就要求在照射前，必须将已定位的 肿瘤沿着射线束方向投影到加速器射束(光子束或电子束)出口处的参考截面 上以确定肿瘤在此面上的投影区域，依该投影区域来决定照射野的形状与大 小，再安排多叶准直器的钨片或挡铅，用以遮挡住照射野以外的区域使之不能 有射束；然后，依据精确计算得到的杀灭肿瘤所需的射束剂量，调整与控制加 速器，使发射出的射束总量或射束照射时间，按计算得出的剂量精确投放到肿 瘤区域，有效地杀灭癌细胞。因此，确定加速器出口处肿瘤在其射束截面上的 投影区域，是适形照射技术的关键环节，成为实现射野适形照射设计的核心技 术之一。怎样确定肿瘤在加速器出口处的射束截面的投影区域？本发明提供了 具有重要实用价值的确定射野适形照射投影轮廓线的方法。
所述确定射野适形照射的投影轮廓线的方法，包括下述主要步骤：
1)调用再现人体器官与肿瘤靶区的三维医学图像重建模块，构造以三角 片为单位组成的人体器官与肿瘤靶区的三维结构；
2)以医用加速器等中心点与射束原点的连线为Z轴、以过等中心点并垂 直于Z轴的平面作为投影面，建立正交投影坐标系；
3)用加速器出口处的光子束或电子束，对以三角片为单位构建的三维肿 瘤靶区实体包络作在投影坐标系XOY平面上的投影，得到一个最大包围的矩形 区域，建立一个与该矩形区域大小相适应的标记图像，标记图像原点按惯例选 在矩形区域的左上角(如图2所示)；
4)在标记图像上画构建三维肿瘤靶区实体的三角片的每条边的投影线 段，画投影线段的流程如图3所示。将三角片每边的两个顶点投影到XOY平 面就可以得到投影线段的两个端点。再将这两个端点映射到标记图像上并画 线，得到该肿瘤靶区的二维标记图像(作为一个具体的实现方案，画线后的 标记图像如图4所示)，涂画标记过的图像像素所构成的区域，即是对应于该 肿瘤靶区三维解剖结构的投影区域，其最外边缘就是肿瘤靶区的投影轮廓线。 这个肿瘤靶区的投影轮廓线包围区，就是加速器出口处的射束至肿瘤的照射 区域。
在实际操作中，本发明采用了一个能适应任意形状区域的轮廓跟踪算法， 即对于任意一个像素点P，其近邻的8个像素，以方向链码的八个基本方向 表示(如图5所示)。定义P点的右邻域像素点标记为0，依逆时针方向定义 P点的其它7个邻域像素点，分别用1、2、3、4、5、6、7标记；设R是该 二值像图中一个连通区域，且区域上灰度值为1，R的边界点定义为R中这 样的像素点：它的4个邻域中至少有一个是不在R中的像素，具有这种特征 的边界点的全体，即构成区域R的轮廓。
定义：direction为搜索过程中的当前方向，实现搜索过程如图6所示， 具体作法如下：
①对二值图像应自上而下，从左到右扫描每个像素点，直到找到一轮廓点； 将该轮廓点作为跟踪过程的起始点，记为Start Point，direction取标记5；
②接着以标记5的direction方向为起始方向，按逆时针方向逐一测试当 前点的8个邻域点，直到找到一目标区域点；对于8个邻域点都不是目标区 域点的情况中止跟踪过程；
③再测试该邻域点是否为起始点Start Point，如果是，跟踪过程结束；否 则，当前搜索方向direction自动取标记5，作为搜索下一个轮廓点的初始方 向，重复第②步；
④将某一刚刚搜索得到的轮廓点Pn作为当前轮廓点，搜索下一轮廓点时， 起始方向按照第②步所述，direction取标记5，这是为了确保搜索到的邻域点 为目标区域的边界点，当Pn与Pn-1位于同一行或同一列时，direction取标记6 和direction取标记7，这两个方向的邻域点已经搜索过了；对于Pn与Pn-1的其 它方向情况，direction取标记6方向的邻域点也已经搜索过了。因此，为了提 高算法的效率，分别予以跳过。图7是轮廓跟踪后得到的投影轮廓线。该投影 轮廓线即为靶区在投影平面的投影轮廓线。
5)将得到的投影平面上的轮廓线，投影到加速器射束出口处的参考平面 上，取得参考平面上的轮廓线，根据这个参考平面上的轮廓线形状，设置多 叶准直器叶片的位置和完成铅挡的设计，使通过多叶准直器或铅挡后的光子 或电子射束截面的形状，与射束方向在肿瘤靶区的投影轮廓线正好匹配，完 成适形照射计划设计。从而大大提高了对病人体内肿瘤靶区投放剂量的准确 度。
在放射治疗计划系统中，本发明获得三维肿瘤和其它解剖结构的投影轮廓 线方法，用画线和轮廓跟踪处理代替投影线段间的求交、排序、取舍等运算， 具有很高的适用性和重要的应用价值。
第四步：计算光子束或电子束适形放射治疗的剂量：
在适形照射野确定后，主要任务就是计算适形照射野在病人体内的剂量分 布。由于适形照射野是不规则射野，需要将其离散化为一系列微束，使每一微 束的截面都是矩形或三角形(图8)，从而可以调用高精确度的光子束或电子 束三维剂量计算模块，计算出射束在人体中的剂量分布。图9阴影部分为构造 的光子束强度矩阵，在中间部分光子微束的强度为1，在边缘部分光子微束的 强度是0和1之间的一个数值，要根据边缘部分光子微束的面积确定。在被照 射区域之外，光子微束的强度为0。作为示意在图9的下部分，将该射野离散 化后形成的每个光子微束的强度都列出，形成光子束的强度矩阵，其中强度为 0的单元未列出。
(六)光子束调强治疗的逆向计划方案设计模块：
传统放射治疗根据医生经验，先设置射束数目、射束能量、射束方向再计 算强度均匀的光子束在人体中的剂量分布。由于从加速器出口发出的均匀射束 经过介质、特别是人体后受密度的影响，到达肿瘤区后就不再是强度均匀的射 束，这样在肿瘤区得到的剂量分布是不理想的。需要反复调整照射条件才能找 到可接受的剂量分布。对于复杂的情况也可能找不到可接受的剂量分布。这是 非常明显的缺点。光子束调强治疗的过程与传统放射治疗相反。医生首先对肿 瘤靶区及紧要器官设计出理想的剂量处方，然后选择光子射束数目、光子射束 能量、光子射束方向，进行射束强度分布的逆向治疗计划计算，取得实现理想 的剂量分布所需要的光子束强度分布。然后，根据光子束强度分布数据，得到 驱动调强放射治疗硬件设备(多叶准直器或光子束强度补偿器)动作的控制指 令，对调强放射治疗计划给出最后评估，包括给出剂量体积直方图、等剂量线、 剂量验证结果。因为该计划的流程与传统放射治疗计划相反，所以称为逆向计 划。又因为该技术要通过改变光子束强度分布来实现理想的剂量分布，所以称 为调强治疗；调强放射治疗技术之所以远比传统放射治疗技术优越，就是因为 它拥有一个新的调控手段--改变光子束在束截面的强度分布，因而很容易实现 将理想的剂量分布投放在肿瘤靶区及紧要器官。而传统放射治疗很难做到这一 点。光子束调强放射治疗技术的最大瓶颈，是由于计算量太大而造成的临床应 用的困难和效率低下。例如国际著名品牌CALPLAN为一个病人作一次调强治 疗的逆向计划需要几小时甚至一、两天。因此发展高计算效率的调强放射治疗 算法，就自然成为调强治疗技术的最紧迫的问题。本发明创造性地提出一种K 空间投影算子算法开发出了很高效率和精确的调强算法，为病人作一次调强治 疗的逆向计划设计所需时间仅为几分钟，这就为临床实际应用提供了现实基 础。本发明光子束调强治疗的逆向计划方案设计包括有以下步骤：
第一步，设置光子束：包括设置光子束射束数目为M，对每一光子束确定 一个射束方向，将其在参照截面上的射野划分成很多微束光子，称为光子射束 元，例如对任意第k束光子的射野，将其划分为Nx k×Ny k个射束元，全部M束 光子共划分为 N M = Σ k = 1 M N x k × N y k 束微束光子；同时将肿瘤靶区和附近的紧要器官 划分成很多体积元，确定其中要计算剂量的全部空间点的总数NT和它们的位 置坐标，为方便起见通常假定n＝NM＝NT。这个条件总能满足，但却能给问题 的解决带来方便。
第二步，调用高精确度光子束三维剂量计算模块，应用基于特征线算法的 光子笔束模型，计算标号为i的单位强度光子射束元，在靶区或紧要器官上标 号为j的计算点处所产生的剂量d(i，j)；计算全部光子束的所有单位强度光子射 束元在每一个计算点上的剂量，形成一个n×n阶的矩阵：
D = d ( 1,1 ) d ( 1,2 ) . . . d ( 1 , n ) d ( 2,1 ) d ( 2,2 ) . . . d ( 2 , n ) . . . . . . . . . d ( n , 1 ) d ( n , 2 ) . . . d ( n , n )
其中Di，j＝d(i，j)i＝1，2，....n，j＝1，2，....n，称为光子射束元剂量矩阵；
第三步，当标号为i的光子射束元的强度为I(i)时，在标号为j的计算点处 所产生的剂量应为d(i，j)×I(i)。重复上述这一过程，计算全部光子束的所有射 束元，在肿瘤靶区或紧要器官上标号为j的计算点处所产生的总剂量为 Σ i = 1 n d ( i , j ) × I ( i ) , 然后逐一对肿瘤靶区和紧要器官的全部计算点计算全部光子束 的所有射束元在每一计算点上投放的总剂量。
第四步，根据医生对靶区确定的处方剂量和紧要器官上的容忍剂量，要求 对全部光子射束元的强度进行设计，使得它们在肿瘤靶区和紧要器官的全部计 算点上投放的总剂量，正好为医生要想赋于的处方剂量p(j)，即要求：
p ( j ) = Σ i = 1 n d ( i , j ) × I ( i ) , j = 1,2,3 , . . . . n
或者写成矩阵形式：
D I → = P →
其中D为光子射束元剂量矩阵；其矩阵元d(i，j)为第i个单位强度的光子射束 元，在靶区或紧要器官上第j个计算点处产生的剂量； I → = [ I 1 , I 2 . . . . . I n ] , 是光子 射束元的强度向量； P → = [ p 1 , p 2 . . . . . p n ] , 是医生对靶区和紧要器官确定的处方剂 量向量。一般来说，线性方程组 D I → = P → 是病态的，为了求解病态线性方程组 D I → = P → , 首先构造一组特别的基底 { ζ → i } , i = 1,2 . . n , 向量的定义是：
ζ → 1 = D P →
ζ → 2 = DD P →
.......
.......

其中D(i)代表用光子射束元剂量矩阵D对作用i次，我们称基底 为K(n)基底；借助于k(n)基底，可近似地求解 D I → = P → , 其步骤如下：
(1)事先要求解得的光子射束元强度向量须满足一个精度条件： | | D I → - P → | | < ϵ , 表示向量的模，ε是医生给出的精度指标。
(2)先选取第一个基向量将投影到张开的K(1)空间中，得到 在K(1)空间中的投影向量然后计算误差 Δ 1 = | | D I → ( 1 ) - P → | | . 如果不能满 足问题的精度要求，则可以添加第二个基向量让和构成一个二 维空间K(2)并将投影到和张开的K(2)空间中，得到在K(2)空间中的 投影向量如果还不能满足问题的精度要求，我们将重复这一过程直 到第m次。通过添加第m个基向量让 构成一个m 维空间K(m)，再将投影到由 张开的K(m)空间中，得到 在K(m)空间中的投影向量
I → ≈ I → m = W * ( W T W ) - 1 W T P →
这里， W = [ ζ → 1 , ζ → 2 , . . . . . ζ → m - 1 , ζ → m ] , W * = [ P → , ζ → 1 , . . . . . ζ → m - 2 , ζ → m - 1 ] , WT是W的转置矩阵。 然后计算误差 Δ m = | | D I → ( m ) - P → | | , 如果当扩维到m时精度要求Δm＜ε第一次成立， 则扩维过程完成。这样，就取得了一个可用的光子射束元的强度向量下 面详细给出光子射束元强度向量的精度条件。按定义，精度条件的表达形式 为：
ϵ = Σ j = 1 n w j ( Σ i = 1 n d ( i , j ) × I i ( m ) - p j ) 2
其中：是射束元光子强度向量，其向量元Ii (m)是第i个射束元的光子强度， 共有n个射束元；d(i，j)是第i个射束元光子强度为一个单位时，该射束元在第 j个靶区计算点上产生的剂量；pj是第j个靶区计算点上的处方剂量；wj是 第j个靶区计算点的剂量权重。
在本发明提出的逆向放射治疗计划设计中，还考虑了以下两种约束条件：
(a)非负约束：即任何一个射束元的强度不能小于零，即：Ij≥0；
(b)硬约束条件：是指对于一个紧要器官，该器官上任何一个体积元上的 吸收剂量，不能超过一个预先给定的容忍剂量值。
第五步，将获得的光子束强度分布数据，即实施调强照射最重要的技术 参数，转化为实施调强机器的操作动作。针对目前实施调强的多叶准直器 (Multiple Leaf Collimator，MLC)及光子束强度补偿器(Compensator)，本 发明系统的光子束调强治疗逆向计划方案设计模块，具有既可用于多叶准直 器，又可用于补偿器的特点。
A、对于应用多叶准直器实施调强照射的情况：
用多叶准直器实施调强照射，需将光子束照射过程分解为若干次子野照 射。多叶准直器是由若干对可合拢的钨片组成的可调整的活动射束准直系统。 当这些叶片合拢时，射束穿过钨片被吸收，不对人体形成照射。但当某些叶 片离开合拢线一定位置时，射束通过空气层照射人体，而穿过周围钨片的射 束则被吸收，形成非规则射野，如图13所示。为了实现调强照射，每一次照 射，钨片的位置都不一样，这样就形成了不同形状的非规则射野。每一个这 样的非规则射野称为一个子野。按照本发明提供的方法，若干个子野相继照 射的效果就与逆向设计的光子束强度分布照射的效果相近。其步骤为：
由调强照射的逆向设计得到的光子束强度分布，是射束参考截面上坐标点 的一个二元函数，如图11所示。用多叶准直器实施调强照射时，应用等高线 原理将光子束的强度分布，分解为不同形状的等强度平面曲线。具体作法是， 对每一束光子的强度分布，依其最大光子强度Imax为基准，将其分割为N个强 度级。其中的任何一个强度级对应的等强度平面，与光子束强度分布的二维曲 面的交线，在此等强度平面内就构成一条等强度曲线。将全部等强度曲线投影 到射束参考截面上，就形成了如图12所示的N条等强度分布曲线图。图12 中每相邻两条等强度线其强度差为Δ，最大光子强度Imax＝NΔ。这样，就把光 子束强度的连续分布转化成在射束参考截面内的一系列等强度曲线分布。每条 等强度曲线对应一个“子野”，调整与控制多叶准直器两侧的叶片，使每个子野 形成的非规则射野的形状最大限度地逼近该条等强度曲线。然后，按先后次序 对人体进行照射N次，每次照射量为Δ。就可得到在肿瘤区所需要的理想治疗 剂量。图13为调整多叶准直器两侧钨片所形成的子野示意图。
B、对于应用光子束强度补偿器(Compensator)实施调强照射的情况：
1、本发明对每一个病人的逆向放射治疗计划做出来以后，就要为该病人 设计和制造一组适合他的补偿器。这组补偿器是由一组铅合金板加工而成。 其加工步骤是：对每一束光子比如第k束，根据该束的光子强度分布 I i , j ( k ) = I ( k ) ( x i , y j ) , 可以得到铅合金板补偿器的厚度：
T ( x i , y j ) = T 0 - 1 μ ln [ I ( k ) ( x i , y j ) ]
这里μ是光子在铅合金板中的吸收系数，T(xi，yj)即为铅合金板补偿器的厚度 分布，T0是一个可调整的参考厚度，它保证Tmin＝Min[T(xi，yj)]＞d0，Tmin是补 偿器的最薄处的厚度。为了保障补偿器的适当强度，它应当大于或等于一个 很薄的厚度d0。当均匀强度的光子束穿过铅板补偿器后，其强度分布变成符 合调强需要的光子束。
2、应用精密铣床，在铅合金板按T(xi，yj)的数据，将铅合金板铣成厚度 分布满足公式T(xi，yi)要求的补偿器。在多束光子照射的情况下，对每一 束光子，都要按上述方法设计和加工一个这样的光子束补偿器。
(七)机器参数和放射治疗计划输出模块：
本发明所述的机器参数模块，是指用各类医用直线加速器、钴-60机相关 参数与本放射治疗计划系统所建立的数据接口模块。以保证高效、快速进行放 射治疗计划的设计、剂量计算和过程控制。而放射治疗计划输出模块包括病人 资料、任意剖面上的等剂量曲线显示、半透明的等剂量曲面包络、射束设置和 剂量处方、剂量体积直方图、提供逆向计划的最优调强方案和提供预设剂量与 最优剂量分布等七个模块。它们是放射治疗计划的最终产品，医生和剂量师用 以评估该放射治疗计划和指导他们实施该照射治疗方案。
本发明的突出贡献在于：
为我国独立地解决了精确放射治疗计划系统所涉及的主要和关键技术：包 括适形放射治疗和调强放射治疗技术，解决了传统光子束和电子束剂量计算精 确度低和计算速度缓慢的技术难题，发展了光子束和电子束在非匀均人体介质 中三维剂量分布的高精确度算法和快速精确的调强优化方法，从而大大提高了 对病人体内肿瘤靶区投放剂量的准确度，也由于计算剂量速度大大提高，才使 得先进的适形和调强放射治疗计划系统投入临床使用成为可能。同时，由于解 决了用光子束强度分布数据转化为多叶准直器叶片运动参数的技术，以及用它 确定出符合调强需要的铅合金板补偿器厚度的技术，使得临床上实现适形和调 强放射治疗先进技术成为现实，为提高放射治疗疗效和改进病人的生存质量作 出贡献。
附图说明
图1为精确放射治疗的照射设计流程图。
图2为投影坐标系和标记图像。
图3为画投影线段的流程图。
图4为画线后的标记图像。
图5为方向链码示意图。
图6为跟踪搜索轮廓过程示意图。
图7为投影轮廓线。
图8为非规则射野离散化示意图。
图9为非规则射野离散化后形成的强度矩阵。
图10为具有弯曲表面的皮肤示意图。
图11为光子束强度分布示意图。
图12为在参考截面内作出的光子束强度分布的等强度曲线示意图。
图13为多叶准直器形成的子野示意图。
图14为在计算机界面上显示的鼻咽癌病人的CT资料。
图15为应用本发明三维重建技术再现病人头部鼻咽癌部位的立体显示。
图16为应用7束光子对病人实施调强治疗时7束光子的方位。
图17、18、19是多叶准直器形成的3个子野示意图。
图20为由图17、18、19中3个子野的光子注量所合成的一束光子注量 分布图。
图21为显示调强治疗计划得到的剂量体积直方图(DVH)。
图22为浅表癌症病人的CT图像。
图23为应用本发明三维重建技术显示的浅表肿瘤区域的形状和位置。
图24为设置3束18MeV电子束对浅表肿瘤作适形照射。
图25为显示电子束适形放射治疗计划给出的等剂量线分布。
图26为几种国际上电子束先进算法与基于双群模型的混合笔束模型算法 的计算效率比较。
在这些图中：
图8表明由于适形照射野是非规则射野，需要将其离散化为一系列截面都 是矩形或三角形的光子微束。
图14左图是经过DICOM 3.0输入计算机后形成的头部解剖结构显示图； 应用本项技术，医务人员可以在计算机界面上对肿瘤区(GTV，紫色)、临床 靶区(CTV，蓝色)和对紧要器官如腮腺(橙色和黄色线)、脑干(绿色)、 眼睛(淡绿色和黄色)进行勾画。图14右图显示同时处理多幅CT片的功能。
图15是应用本系统发明的三维重建技术，再现病人头部鼻咽癌部位的立 体显示。临床靶区(CTV)用线框显示，肿瘤区(GTV)用紫红色的实体显 示。可以观察到CTV与GTV的空间包容情况。图中也显示出眼球、腮腺和 脑干的形状和位置。
图16为应用7束光子对病人实施调强治疗，图中显示出浅黄色7束光子 的照射方位，中部为患者的头部。
图20为由3个子野的光子注量所形成的一束光子注量分布图；图中最高 层区域代表高注量区，中层区域代表中注量区，底层代表低注量区。
从图21中可以看出，该调强治疗计划保证了95％肿瘤体积内的剂量都大 于95％的处方剂量，而眼睛、腮腺、脑干接受的剂量都相当低。
图22左图是提取的一个浅表癌症病人的一幅CT图像，红色区域是医生 勾画的肿瘤区域，图22右图是一个浅表癌症病人的一组CT图像。
图23是应用本系统的三维重建技术显示的浅表肿瘤区域的形状和位置，红 色部位为肿瘤。
图24是设置3束18MeV电子束对浅表肿瘤作适形照射，外面的淡黄色 部位为射束。
图25中红线圈区域为95％电子束处方剂量区域，绿线圈区域为80％电 子束处方剂量区域，蓝线圈域为50％电子束处方剂量区域，黄线圈域为20％ 电子束处方剂量区域。从图中可以看出80％电子束处方剂量区域较好地将 肿瘤区域包围。
图26的分图(1)给出了采用算法PBRA、VMC、HPBM、PSE计算电子束的三 维剂量分布的算法的计算时间比较。电子束的标称能量为20MeV(相空间演化 (PSE)例子的能量为21MeV)。计算时间被归一化到：CPU工作频率133MHz、 射野15cm×15cm、体元大小0.5cm×0.5cm×0.5cm。除离散化笔束模型(PBRA) 的例子外，均为非均匀介质。各例子的计算精度大致相同，其在中心平面上 的等剂量分布见图26的分图(2)和分图(3)。
图26的分图(2)的左图是算法PBRA(离散化笔束模型算法)的计算结果； 图26的分图(2)的右图是算法VMC(简化蒙特卡罗方法)的计算结果；图 26的分图(3)的左图是算法HPBM(基于两群模型的混合笔束模型算法)的 计算结果；图26的分图(3)的右图是算法PSE(相空间演化算法)的计算结 果。

实施对肿瘤的精确放射治疗的实例。
实施适形和调强放射治疗所需用设备包括：一台CT机，一台医用加速器 (输出光子束、电子束)或钴60机(输出光子束)，一台三维放射治疗计划 系统，一台多叶准直器，一台包含有在水中可以灵活移动支架的三维自动水 模，一台扫描仪，一个安装在水模移动支架上具有防水功能的小电离室，一 台模拟机，一台人体定位床或人头定位支架。
实施例1：应用光子束对病人作调强放射治疗计划的过程。
第一步：输入病人的CT资料。将多幅CT片经效正后，应用自动和半自 动勾画方法迅速构建成人体和器官的三维显示，医生用本系统的软件工具勾 画肿瘤和紧要器官的范围。图14即是CT片及医生勾画的靶区范围的显示。 图15是三维重建的病人头部立体显示。
第二步：设置射束。先从计算机界面上选择光子束的能量和数目，以及 每一个光子束的入射方向(由机架角、机头角决定)。对于调强治疗来说，为 了取得较好的剂量分布，通常会选择较多的光子束数目。在本病案中医生选 择了七束光子，图16显示了这7束光子的方位。
第三步：作光子束逆向治疗计划。医生在给出靶和附近器官的处方剂量 后，就应用本系统中发明的逆向计划设计方法，可以取得每一束光子在参考 平面上的光子强度分布图(即光子注量图)，图17、18、19是由多叶准直器 叶片所分别形成的3个子野的示意图。
第四步：根据光子注量图，取得实现逆向计划时对每一束光子要求的多 叶准直器子野数和每一子野叶片的位置参数等指令信息，图20为由3个子野 的光子强度所合成的一束光子强度分布示意图；这也表明了一束光子的强度 分布可以分解为若干个子野的强度分布。
第五步：验证逆向计划的正确性和精度。将三维体模(或水模)放在医 用加速器治疗床的相应位置(比如要求体模或者水模的探测器的中心与医用 加速器等中心相重合)。应用得到的每一光子束的子野数、子野叶片位置参数 指令信息，调用三维光子束剂量计算模块，计算光子束在体模(或水模)中 产生的剂量分布，然后与体模(或水模)中相应点在相同照射条件下的实测 剂量数据相比较，若在给定的精确度内相符合，就证实调强治疗计划的正确， 进而实施对病人的调强放射治疗，否则就不能对病人实施调强放射治疗。
第六步：对于可实施调强放射治疗计划的病例，输出作治疗计划的必要 参数和评估计划的主要结果。包括射束能量，射束数目和方向，射束的光子 强度图，每一光子束对应的多叶准直器的子野数，子野中每一叶片的位置参 数，每一子野的照射时间(或跳数)，以及全部光子束在病人体内的剂量分布， 等剂量线分布，剂量体积直方图(DVH)等，再应用医用加速器，将病人在 治疗床摆位好以后，按逆向治疗计划实施调强放射治疗。图21是本调强照射 方案的剂量分布的DVH直方图。
实施例2：应用电子束对病人作适形放射治疗的过程。其步骤为：
第一步：输入病人的CT资料。将多幅CT片经效正后，应用自动和半自 动勾画方法迅速构建成人体和器官的三维显示。医生应用本系统的软件工具 勾画肿瘤和紧要器官的范围。图22是CT片及医生勾画的靶区范围的显示。 图23是三维重建的立体显示。
第二步：设置射束。选择电子束的能量和数目和入射方向。在本病案中 医生选择了三束电子束。图24显示了3束18MeV电子束对浅表肿瘤作适形 照射时的入射方向。
第三步：调用电子束剂量计算模块，计算每一电子束在病人体内的剂量 分布。调整不同电子束的照射时间(跳数)比例，以取得满意的电子束适形 照射计划。图25显示了电子束适形放射治疗计划给出的等剂量线分布。可以 看出95％电子束处方剂量区域较好地将肿瘤区域包围。
第四步：将病人放在模拟机的相应位置，检查和核实电子束照射计划。
第五步：输出电子束适形照射治疗计划。包括电子束能量，电子束数目 和方向，每一电子束对应的准直器的形状，每一电子束的照射时间(或跳数) 以及全部电子束在病人体内的剂量分布，等剂量线分布，剂量体积直方图 (DVH)等。
第六步：应用医用加速器，将病人在治疗床摆位好以后，接受电子束适 形照射计划实施电子束放射治疗。
本发明的突出效果在于：申请人依据本发明研发了我国第一台具有自主知 识产权的三维适形和调强放射治疗计划系统(即FONICS系统或称凤凰系统)， 这个系统是由2668个文件，2千5百万个字节和80万行的源程序组成的大型 软件。经过系统的严格测试和临床验证，该系统已达到下述指标：
1)光子束剂量计算精度与国际公认的美国医学物理学家学会(American Association of Physiciats in Medicine，AAPM)发布的标准测量值比较：
a.所用试验条件：
加速器能量分别为：4MV、18MV；
介质：水模、非均匀介质，如骨头，空腔；
射野形状：矩形射野、非规则射野；
射线方向：垂直入射、斜入射；
楔形过滤器，挡块。
b.比较结果的最大误差：中心轴剂量＜2.4％，束内剂量＜2.9％，束外剂量 ＜2.2％，辐射场宽度＜0.58cm。一般商业放射治疗计划系统的光子束剂量计算 误差＜5％即为合格。上述比较结果显示本发明的放射治疗计划系统的光子束 剂量计算精度已属国际前列。
2)电子束剂量计算精度与国际公认的美国ECWG(Collaborative Working Group Contract on high energy electron beam treatment planning， 一个专门为检验放射治疗的电子束剂量计算精度而组成的美国资深医学物理 学家专家小组)的标准测量值的比较：
a.所用试验条件：
加速器能量分别为：9MeV、20MeV；
介质：水模、非均匀(骨头、空腔)；
射野形状：矩形射野、非规则射野；
射线方向：垂直入射、斜入射。
b.比较结果最大误差：中心轴剂量＜3.7％，束内剂量＜2.5％，束外剂量＜3.4％， 辐射场宽度＜0.62cm。一般商业放射治疗计划系统电子束剂量计算误差＜5％即 为合格。上述比较结果显示本发明的放射治疗计划系统的电子束剂量计算精 度已属国际前列。
3)与国际著名产品PINNACLE、CADPLAN、PLATO和THERAPLAN比较： 用76种不同的光子剂量精度指标作比较，本发明FONICS的精度指标位居国 际前列。
4)本系统在卫生部北京医院临床条件下与实测值的比较结论：
A试验条件：加速器Varian 23EX，能量6MV，X射线；30病例：其中 15例为适形计划，另15例为调强计划。
B比较结果：计算的加速器输出跳数(MU)与国际名牌产品CADPLAN比 较最大误差＜3％，靶点剂量计算与实测值比较最大误差＜2.6％，平均剂量偏差 ＜1.5％，处于国际前列。
在四川省肿瘤医院、山西省人民医院和解放军107医院的临床验证的结 果也支持上述结论。
5)在北京医院临床试验中，本发明的调强技术与国际著名产品VARIAN 公司的CADPLAN计划系统，作调强逆向计划进行比较表明：本发明的调强技 术精度与CADPLAN相当，但效率较后者提高了近10倍。
6)CT影像信息输入准确，三维图像重建、显示等功能性能良好：
a)靶点定位精度＜1.5mm；
b)图像重建精度＜1.5mm；
c)靶点剂量计算值与测试值偏差＜3％。
图26给出了几种国际上电子束先进算法与本发明基于双群模型的混合笔 束模型算法计算效率的比较结果：
其中：PBRA算法计算电子束剂量的效率为19.6分钟；
VMC算法计算电子束剂量的效率为100分钟；
PSE算法计算电子束剂量的效率为76.14分钟；
HPBM(混合笔束模型)算法计算电子束剂量的效率为1.28分钟。
因此，本发明精确放射治疗计划系统(凤凰系统)的研制成功，是我国 高级医疗设备产业一个突破性发展。它与已有国产医用加速器产业联合起来， 会形成我国完整的精确放射治疗设备产业链，实现我国放射治疗产业从常规 向精确放射治疗产业换代。