CN107292075A - 增进放射治疗系统计算效益的方法 - Google Patents

Abstract

本申请提供一种增进放射治疗系统计算效益的方法，所述增进放射治疗系统计算效益的方法包括以下步骤：建立准直器的几何模型；建立数学假体模型；建立位于射束源后方的虚拟几何；模拟射束源到虚拟几何的粒子迁移过程；记录通过所述虚拟几何的粒子特征信息，并将该粒子特征信息保存为射束源档；调用射束源档对数学假体模型进行治疗计划。通过保存射束源档供放射治疗系统治疗计划重复调用，省略每次计算处方剂量时都要将准直器几何模型一并进行计算的时间，减少了放射治疗系统治疗计划整个计算过程花费的时间，提高了计算效益。

Description

增进放射治疗系统计算效益的方法

技术领域

本发明涉及一种增加治疗系统计算效益的方法，尤其涉及一种增进放射治疗系统计算效益的方法。

背景技术

随着原子科学的发展，例如钴六十、直线加速器、电子射束等放射线治疗已成为癌症治疗的主要手段之一。然而传统光子或电子治疗受到放射线本身物理条件的限制，在杀死肿瘤细胞的同时，也会对射束途径上大量的正常组织造成伤害；另外由于肿瘤细胞对放射线敏感程度的不同，传统放射治疗对于较具抗辐射性的恶性肿瘤(如：多行性胶质母细胞瘤(glioblastoma multiforme)、黑色素细胞瘤(melanoma))的治疗成效往往不佳。

为了减少肿瘤周边正常组织的辐射伤害，化学治疗(chemotherapy)中的标靶治疗概念便被应用于放射线治疗中；而针对高抗辐射性的肿瘤细胞，目前也积极发展具有高相对生物效应(relative biological effectiveness,RBE)的辐射源，如质子治疗、重粒子治疗、中子照射治疗等。其中，中子照射治疗以中子捕获治疗为例，其便是结合上述两种概念，具体地，如硼中子捕获治疗，借由含硼药物在肿瘤细胞的特异性集聚，配合精准的中子射束调控，提供比传统放射线更好的癌症治疗选择。

通常，在进行硼中子捕获治疗(Boron Neutron Capture Therapy，简称BNCT)时会选用外加式准直器对模拟射束源进行进一步集中，以降低皮肤剂量。因此，在使用硼中子捕获治疗计划系统计算病人处方剂量时，需将此准直器一并考虑在内进行计算(参图1)。然而，针对不同的治疗部位或者肿瘤类型需要选择不同的准直器，在使用硼中子捕获治疗系统治疗计划计算病人处方剂量时，必须对所选用的准直器建立计算机几何模型，且为了求得较佳的射束入射角度以降低射束源对病人其他正常组织的副作用，一个病例的治疗计划系统通常会执行多次的剂量计算，故外加式准直器增加了治疗计划系统的计算时间，且增加的治疗计划的计算时间将会随该外加式准直器的使用次数成比例上升。

因此，实有必要提供一种新的技术方案以解决上述问题。

发明内容

为了解决上述问题，本发明的一个方面提供一种增进放射治疗系统计算效益的方法，所述增进放射治疗系统计算效益的方法包括以下步骤：建立位于射束源后方的虚拟几何；记录通过所述虚拟几何的粒子特征信息，并将该粒子特征信息保存为射束源档；调用射束源档对数学假体模型进行粒子迁移计算。

本发明的另一方面提供一种增进放射治疗系统计算效益的方法，其包括使射束源保存为射束源档后进行调用从而进行粒子迁移计算的步骤。

粒子特征信息包括粒子的能量、位置和角度等能够识别所在虚拟几何处的基本信息。

当使用所述的增进放射治疗系统计算效益的方法时，其中可以事先建立好准直器的几何模型和/或数学假体模型，当然也可以在该方法过程中建立。在整个方法的过程中，本发明的实施例以蒙特卡罗方法为基础，模拟射束源到虚拟几何的粒子迁移过程。所述放射治疗系统具有解析整个增进放射治疗系统计算效益的方法的计算方法，所述计算方法包含解析不同准直器几何模型的计算方法。

进一步地，所述增进放射治疗系统计算效益的方法还包括对调用的射束源档采用不同的入射角度对数学假体模型进行照射，计算经不同入射角度的射束源档照射后的数学假体模型中的剂量，比较经不同入射角度的射束源档照射后的剂量计算结果选择射束源档的入射角度的步骤。

进一步地，当射束源为质子束与靶材(优选为锂靶)发生核反应后的射束源时，所述虚拟几何建立于射束整形体几何模型或者准直器几何模型上。同样地，可以事先或当前建立射束整形体几何模型或者准直器几何模型。所述射束整形体几何模型具有射束出口，所述准直器几何模型建立在射束整形体几何模型的射束出口的表面。

当然，所述虚拟几何可以建立在射束整形体几何模型或准直器几何模型的表面，也可以建立在射束整形体几何模型或准直器几何模型的其他部位，所述虚拟几何是平面或者非平面。

进一步地，当射束源为经射束整形体几何模型整形后的射束源时，所述虚拟几何建立在准直器几何模型上。当然，所述虚拟几何可以建立在准直器几何模型的表面也可以建立在准直器几何模型的其他部位，所述虚拟几何为平面或者非平面。

进一步地，所述虚拟几何建立在准直器几何模型的出口面，记录通过虚拟几何的射束源的粒子特征信息，将该粒子特征信息保存为射束源档，调用射束源档对数学假体模型进行不同角度的照射。

进一步地，根据不同的准直器建立不同的准直器几何模型，分别在每个准直器几何模型的出口面建立虚拟几何，模拟射束源到每个准直器几何模型出口面的粒子迁移过程，记录并保存通过每个准直器几何模型的虚拟几何的粒子特征信息，分别将该粒子特征信息保存为与准直器几何模型对应的射束源档；选定准直器几何模型，从保存的多个射束源档中选择与选定的准直器几何模型对应的射束源档，调用选定的准直器几何模型对应的射束源档，使调用的射束源档对数学假体模型进行不同角度的照射，分别计算经不同角度射束源档照射后的数学假体模型中的剂量，通过比较经不同入射角度的射束源档照射后的剂量计算结果选择射束源档的入射角度。

进一步地，为了证明本申请放射治疗系统的可行性，所述增进放射治疗系统计算效益的方法还包括建立邻近于射束源档所在位置的侦检器模型，所述侦检器模型用于侦测和检验射束源档中能量的分布情况，通过将射束源档中的能量分布与现有技术中经过准直器几何模型进行集中后照向人体的射束源进行能量分布的比较，得出射束源档中能量分布情况与现有技术中经准直器几何模型集中后照射出的射束源的能量分布情况基本一致，即本申请增进放射治疗系统计算效益的方法是可行的。

进一步地，所述放射治疗系统治疗计划还包括对所述放射治疗系统治疗计划所用的计算时间进行统计并根据计算时间和计算误差进行时间效益计算的步骤，所述时间效益的计算采用公式：

其中，FOM为计算效益，R为计算误差，T为计算时间，计算时间T和计算误差R根据统计结果得出，FOM越大计算效益越佳。

与现有技术相比，本申请至少具有以下有益效果：本申请记录射束源到虚拟几何的迁移过程中的粒子特征信息并将这些粒子特征信息保存为射束源档，所述射束源档一经建立便可在后续的治疗计划中直接且重复调用，从而有效降低了放射治疗系统的计算时间，提高了放射治疗系统在未来临床例行治疗时的可用性与方便性。

附图说明

图1是硼中子捕获反应示意图；

图2是¹⁰B(n,α)⁷Li中子捕获核反应方程式；

图3是现有技术中子照射系统的照射示意图；

图4是本申请实施例中的中子照射系统的照射示意图；

图5是直接计算的射束源与接力计算的射束源档的能量分布图；

图6是本申请实施例中增进中子照射系统计算效益的方法的逻辑框图。

具体实施方式

放射治疗系统的放射粒子包括但不限于质子、中子或者重离子，所述重离子可以是C或者He。在实际的放射治疗计划过程中，无论质子照射、中子照射或者重离子照射都可以采用本申请中的放射治疗系统计算效益的方法。在实施例中仅以中子照射为具体实施例，对本申请增进放射治疗系统计算效益的方法进行详细说明。

中子照射作为一种有效的治疗癌症的手段近年来的应用逐渐增加，其中以硼中子捕获治疗最为常见，供应硼中子捕获治疗的中子可以由核反应堆或加速器供应。本申请的实施例以加速器硼中子捕获治疗为例，加速器硼中子捕获治疗的基本组件通常包括用于对带电粒子(如质子、氘核等)进行加速的加速器、中子产生部与热移除系统以及射束整形体，其中加速带电粒子与金属中子产生部作用产生中子，依据所需的中子产率与能量、可提供的加速带电粒子能量与电流大小、金属中子产生部的物化性等特性来挑选合适的核反应，常被讨论的核反应有⁷Li(p,n)⁷Be及⁹Be(p,n)⁹B，这两种反应皆为吸热反应。两种核反应的能量阀值分别为1.881MeV和2.055MeV，由于硼中子捕获治疗的理想中子源为keV能量等级的超热中子，理论上若使用能量仅稍高于阀值的质子轰击金属锂中子产生部，可产生相对低能的中子，不须太多的缓速处理便可用于临床，然而锂金属(Li)和铍金属(Be)两种中子产生部与阀值能量的质子作用截面不高，为产生足够大的中子通量，通常选用较高能量的质子来引发核反应。

硼中子捕获治疗(Boron Neutron Capture Therapy,BNCT)是利用含硼(¹⁰B)药物对热中子具有高捕获截面的特性，借由¹⁰B(n,α)⁷Li中子捕获及核分裂反应产生⁴He和⁷Li两个重荷电粒子。参照图1和图2，其分别示出了硼中子捕获反应的示意图和¹⁰B(n,α)⁷Li中子捕获核反应方程式，两荷电粒子的平均能量约为2.33MeV，具有高线性转移(Linear EnergyTransfer,LET)、短射程特征，α粒子的线性能量转移与射程分别为150keV/μm、8μm，而⁷Li重荷粒子则为175keV/μm、5μm，两粒子的总射程约相当于一个细胞大小，因此对于生物体造成的辐射伤害能局限在细胞层级，当含硼药物选择性地聚集在肿瘤细胞中，搭配适当的中子射源，便能在不对正常组织造成太大伤害的前提下，达到局部杀死肿瘤细胞的目的。

无论硼中子捕获治疗的中子源来自核反应堆或加速器带电粒子与靶材的核反应，产生的皆为混合辐射场，即射束包含了低能至高能的中子、光子；对于深部肿瘤的硼中子捕获治疗，除了超热中子外，其余的辐射线含量越多，造成正常组织非选择性剂量沉积的比例越大，因此这些会造成不必要剂量的辐射应尽量降低。除了空气射束品质因素，为更了解中子在人体中造成的剂量分布，本发明的实施例中使用头部数学假体模型进行剂量计算，并以假体射束品质因素来作为中子射束的设计参考，将在下文详细描述。

国际原子能机构(IAEA)针对临床硼中子捕获治疗用的中子源，给定了五项空气射束品质因素建议，此五项建议可用于比较不同中子源的优劣，并供以作为挑选中子产生途径、设计射束整形体时的参考依据。这五项建议分别如下：

超热中子射束通量Epithermal neutron flux>1x10⁹n/cm²s

快中子污染Fast neutron contamination<2x10^-13Gy-cm²/n

光子污染Photon contamination<2x10^-13Gy-cm²/n

热中子与超热中子通量比值thermal to epithermal neutron flux ratio<0.05

中子电流与通量比值epithermal neutron current to flux ratio>0.7

注：超热中子能区在0.5eV到40keV之间，热中子能区小于0.5eV，快中子能区大于40keV。

1、超热中子射束通量：

中子射束通量和肿瘤中含硼药物浓度共同决定了临床治疗时间。若肿瘤含硼药物浓度够高，对于中子射束通量的要求便可降低；反之，若肿瘤中含硼药物浓度低，则需高通量超热中子来给予肿瘤足够的剂量。IAEA对于超热中子射束通量的要求为每秒每平方厘米的超热中子个数大于10⁹，此通量下的中子射束对于目前的含硼药物而言可大致控制治疗时间在一小时内，短治疗时间除了对病人定位和舒适度有优势外，也可较有效利用含硼药物在肿瘤内有限的滞留时间。

2、快中子污染：

由于快中子会造成不必要的正常组织剂量，因此视之为污染，此剂量大小和中子能量呈正相关，因此在中子射束设计上应尽量减少快中子的含量。快中子污染定义为单位超热中子通量伴随的快中子剂量，IAEA对快中子污染的建议为小于2x10^-13Gy-cm²/n。

3、光子污染(γ射线污染)：

γ射线属于强穿辐射，会非选择性地造成射束路径上所有组织的剂量沉积，因此降低γ射线含量也是中子束设计的必要要求，γ射线污染定义为单位超热中子通量伴随的γ射线剂量，IAEA对γ射线污染的建议为小于2x10^-13Gy-cm²/n。

4、热中子与超热中子通量比值：

由于热中子衰减速度快、穿透能力差，进入人体后大部分能量沉积在皮肤组织，除黑色素细胞瘤等表皮肿瘤需用热中子作为硼中子捕获治疗的中子源外，针对脑瘤等深层肿瘤应降低热中子含量。IAEA对热中子与超热中子通量比值建议为小于0.05。

5、中子束流与通量比值：

中子束流与通量比值代表了射束的方向性，比值越大表示中子射束前向性佳，高前向性的中子束可减少因中子发散造成的周围正常组织剂量，另外也提高了可治疗深度及摆位姿势弹性。IAEA对中子束流与通量比值建议为大于0.7。

在进行硼中子捕获治疗时，为了降低皮肤剂量，通常会选用外加式准直器对射束源进行进一步集中。这样就会带来一个问题，也就是说在使用硼中子捕获治疗系统进行剂量计算时，必须要建立准直器几何模型并将此准直器几何模型一并进行计算。然而针对不同的治疗部位或者肿瘤类型，需要选择不同的准直器。在使用硼中子捕获治疗系统计算经射束照射后的数学假体模型中的剂量时，为了求得较佳的射束入射角度，一个病例的治疗系统通常会执行多次的剂量计算，而每次执行剂量计算时，外加式准直器的几何模型都会被重复计算(参图3)。故，外加式准直器的设置增加了硼中子捕获治疗系统进行治疗计划时的整个计算时间，且硼中子捕获治疗系统在整个治疗计划过程中花费的计算时间将会随该外加式准直器执行剂量计算的次数成比例上升。

下文的实施例以中子捕获治疗为例来进行展开说明，并不用以限定增进中子照射系统计算效益的方法，本领域技术人员熟知的，该方法也可以用于中子照射时辐射屏蔽的计算等。

针对上述问题，本申请提供一种可有效降低中子照射系统执行治疗计划时所花计算时间从而提高中子照射系统计算效益的方法。

所述增进中子照射系统计算效益的方法以蒙特卡罗方法为基础。所述中子照射系统具有解析整个治疗系统治疗计划的计算程序，该计算程序中包含了解析不同准直器几何模型的计算程序。

所述增进中子照射系统计算效益的方法主要包括建立射束整形体的几何模型、建立准直器的几何模型及数学假体模型的步骤，所述射束整形体的几何模型具有射束出口，所述准直器几何模型建立在射束整形体几何模型射束出口的表面；建立位于模拟射束源后方的虚拟几何的步骤；模拟射束源到虚拟几何的粒子迁移过程的步骤；记录通过所述虚拟几何的粒子特征信息，并将该粒子特征信息保存为射束源档的步骤；以及调用射束源档对数学假体模型进行不同入射角度的照射的步骤，从而完成整个中子照射系统的治疗计划。

本申请中所述模拟的射束源可以有两种理解，一种理解是经过射束整形体整形后的射束源，针对这种情况，虚拟几何建立在准直器几何模型上；另一种理解是未经过射束整形体整形的射束源，即模拟的射束源是质子束与靶材发生反应之后的射束源，针对这种情况，虚拟几何可以建立在射束整形体几何模型上也可以建立在准直器几何模型上。无论两种解释中的哪一种，所谓的建立在射束整形体几何模型上或者准直器几何模型上都是指虚拟几何可以建立在射束整形体几何模型或者准直器几何模型的任意表面或者任意部位的截面，也可以建立在射束整形体几何模型或者准直器几何模型的任意非平面的部位，所述虚拟几何可以是平面，也可以是非平面。

结合图4，以模拟的射束源是经过射束整形体几何模型整形后的射束源为例，将虚拟几何建立在准直器几何模型的出口面。

模拟射束源1进入准直器几何模型2的入口，所述准直器几何模型2对模拟射束源1进行集中，并通过准直器几何模型2的出口照射至数学假体模型4。所述准直器几何模型2出口所在的准直器几何模型2的表面即为准直器几何模型2的出口面A。将通过这个虚拟几何的粒子特征信息记录下来，并将记录下来的该粒子特征信息保存为射束源档3。

在实际的中子照射中因为要根据病人的实际情况对准直器进行筛选，所以在中子照射系统中需要根据不同的准直器按照前述步骤建立多个准直器几何模型，并且保存建立的每个准直器几何模型的射束源档，射束源档一旦建立好便可供后续程序重复调用。也就是说将模拟射束源1经过每一个准直器几何模型2进行集中后照射出的并通过该准直器几何模型2的虚拟几何的粒子特征信息保存为一个射束源档3，一个射束源档3对应一个特定的准直器几何模型2。

为了便于更好的理解本申请所述增进中子照射系统计算效益的方法，将本申请增进中子照射系统计算效益的方法分成两个部分简单说明。第一部分包括根据不同准直器建立不同准直器几何模型2，分别记录模拟射束源1经过不同准直器几何模型2进行集中后通过建立在准直器几何模型2的出口面A的虚拟几何的粒子特征信息，并且将每个准直器几何模型2对应粒子特征信息保存为对应射束源档3；第二部分是调用第一部分中保存的射束源档3对数学假体模型4进行不同入射角度的照射，对经不同角度的射束源档3照射后数学假体模型4中的剂量进行计算，根据剂量计算结果确定最适合对数学假体模型进行照射的射束源档3的入射角度。

可以理解为，假设有至少两个准直器，本申请中以三个为例，这三个准直器分别为第一准直器、第二准直器和第三准直器，按照上述步骤，进行第一部分：建立第一准直器几何模型和数学假体模型，并在第一准直器几何模型的出口面建立虚拟几何，模拟射束源到准直器几何模型出口面的粒子迁移过程，记录通过虚拟几何的粒子特征信息，并将该粒子特征信息记录下来保存为射束源档，该射束源档记录为第一准直器对应的射束源档；同样，分别建立第二准直器的几何模型和第三准直器的几何模型，分别在第二、第三准直器几何模型的出口面建立虚拟几何，模拟射束源到第二、第三准直器几何模型出口面的粒子迁移过程，分别记录通过第二、第三准直器几何模型虚拟几何的粒子特征信息，并将分别将该粒子特征信息记录下来保存为与第二、第三准直器几何模型对应的射束源档；现根据实际情况从这三个准直器中选出了第一准直器几何模型对数学假体模型进行中子照射计划。进入第二部分：调用第一准直器几何模型对应的射束源档对数学假体模型进行照射，调用的射束源档以多个射束入射角度对数学假体模型进行照射，分别对经过多个射束入射角度照射后数学假体模型中的剂量进行计算，根据经不同角度的射束源档照射后计算出的剂量计算结果选择最适合对数学假体模型进行照射的射束源档的射束入射角度。

第一部分中子照射系统的治疗计划中射束源档一旦保存好，便可重复调用，因此在进入第二部分前只需在第一、第二和第三准直器几何模型中选定一个准直器几何模型。进入第二部分时调用选定的准直器几何模型对应的射束源档对数学假体模型进行不同射束入射角度的照射，并且对经不同射束入射角度的照射后的数学假体模型中的剂量进行计算，根据不同的剂量计算结果确定最适合用于照射数学假体模型的射束源档的射束入射角度。

如此省略了每次计算处方剂量时都要将准直器几何模型一并进行计算的时间，减少了中子照射系统整个治疗计划花费的计算时间，提高了计算效益。所述剂量的计算包括硼-10剂量、中子剂量、伽马剂量、及加权吸收剂量的计算。

将本申请中子照射系统的计算过程称为接力计算，将现有技术中中子照射系统的计算过程称为直接计算。接力计算的好处是因为射束源档一旦保存便可重复调用，因此每次执行中子照射系统治疗计划只需要花费射束源档照射至数学假体模型并进行剂量计算的计算时间即可，而不需要同现有技术一样需要花费从模拟射束源到准直器几何模型进行集中再照射至数学假体模型并进行剂量计算的计算时间。另外，为了计算最佳射束入射角度需要进行多次剂量计算，也就是需要对数学假体模型进行多次照射以得到经多个射束入射角度照射后的剂量结果，再根据不同入射角度对应的剂量计算结果确定需要的射束入射角度，所以接力计算节省的计算时间随着照射的次数的增加成比例增加。

所述准直器的种类有多种，可以根据口径大小或者材料进行分类，常见的准直器口径范围为6-12公分。图6为本申请整个中子照射系统计划的逻辑框图，采用同一计算机以口径为10公分的聚乙烯准直器(以下简称PE准直器)为例分别进行本申请增进中子照射系统治疗计划和现有技术的中子照射系统治疗计划，统计单次接力计算和直接计算花费的计算时间，对比单次接力计算和直接计算花费的计算时间，对本申请增进中子照射系统计算效益的方法的有益效果作出具体说明。本申请中所述数学假体模型以头部数学假体模型为例。利用该计算机对中子照射系统治疗计划所用的计算时间T和计算误差R进行统计，并根据计算时间T(单位:分钟)和计算误差R进行时间效益FOM计算，FOM越大则代表计算时间效益越佳，所述时间效益的计算采用下列公式：

统计结果如下：直接计算花费的计算时间为1146.81分钟，接力计算花费的计算时间为1021.43分钟，也就是说单次计算时，使用接力计算花费的计算时间相较于直接计算花费的计算时间快了9％，当为了减少射束源对正常组织的副作用进行多次计算时，接力计算所花费的计算时间相对于直接计算花费的时间将会成比例减少，时间效益将会大大提高。

准直器的分类不以口径以及材料为限，并且准直器的口径大小远不止列举出的上述口径，且因为保存的射束源档可以重复调用，因此只要分类后的准直器对应的几何模型建立好，就可以保存准直器几何模型对应的射束源档，在执行中子照射系统治疗计划时可以直接调用射束源档进行治疗计划，即使为了计算最佳射束入射角度需要进行多次剂量计算，也只需要直接调用射束源档对头部数学假体模型进行照射试验即可。

为证明本申请增进中子照射系统计算效益的方法的可行性，本申请中子照射系统计算治疗计划的方法还包括建立位于数学假体模型与准直器几何模型之间的侦检器模型，所述侦检器模型用于侦测和检验射束源档中能量的分布情况。将侦检器模型同样设置于现有技术中子照射系统的数学假体模型和准直器几何模型之间，对经过准直器几何模型集中后照射于数学假体模型的射束源进行侦测和检验，侦检结果证明，本申请中直接调用的射束源档的能量分布情况(实线I)与现有技术中经准直器几何模型集中后照射出的射束源的能量分布情况(虚线II)完全一致(实线I和虚线II重合)(参图5)，此处采用的能量分布图是BUGLE-96能谱架构。因此本申请增进中子照射系统计算效益的方法是可行的。

当然，如果根据模拟射束源的第二种解释，所述射束源是指未经过射束整形体几何模型整形的初始射束源时，若在射束整形体几何模型上建立虚拟几何，在该虚拟几何上记录经过射束整形体几何模型整形后的粒子特征信息，将该粒子特征信息保存为射束源档，调用射束源档进行中子照射系统的治疗计划，整个中子照射系统计算效益也将提高。此处所述的射束源档的保存以及调用工作与不同准直器几何模型对应的射束源档的保存与调用工作相同，此处就不展开说明。

本申请揭示的增进放射治疗系统计算效益的方法并不局限于以上实施例所述的内容以及附图所表示的结构。在本申请的基础上对其中构件的材料、形状及位置所做的显而易见地改变、替代或者修改，都在本申请要求保护的范围之内。

Claims (10)

1.一种增进放射治疗系统计算效益的方法，其特征在于，所述增进中子照射系统计算效益的方法包括以下步骤：

建立位于射束源后方的虚拟几何；

记录通过所述虚拟几何的粒子特征信息，并将该粒子特征信息保存为射束源档；

调用射束源档对数学假体模型进行粒子迁移计算。

2.一种增进放射治疗系统计算效益的方法，其特征在于，所述增进放射治疗系统计算效益的方法包括使射束源保存为射束源档后进行调用从而进行粒子迁移计算的步骤。

3.根据权利要求1或2所述的增进放射治疗系统计算效益的方法，其特征在于，所述增进放射治疗系统计算效益的方法还包括对调用的射束源档采用不同的入射角度对数学假体模型进行照射，计算经不同入射角度的射束源档照射后的数学假体模型中的剂量，比较经不同入射角度的射束源档照射后的剂量计算结果选择射束源档的入射角度的步骤。

4.根据权利要求1或2所述的增进放射治疗系统计算效益的方法，其特征在于，当射束源为质子束与靶材发生核反应后的射束源时，所述虚拟几何建立于射束整形体几何模型或准直器几何模型上。

5.根据权利要求1或2所述的增进反射治疗系统计算效益的方法，其特征在于，当射束源为经射束整形体几何模型整形后的射束源时，所述虚拟几何建立在准直器几何模型上。

6.根据权利要求5所述的增进放射治疗系统计算效益的方法，其特征在于，所述虚拟几何建立在准直器几何模型的出口面，记录通过虚拟几何的射束源的粒子特征信息，将该粒子特征信息保存为射束源档，调用射束源档对数学假体模型进行不同角度的照射。

7.根据权利要求6所述的增进放射治疗系统计算效益的方法，其特征在于，根据不同的准直器建立不同的准直器几何模型，分别在每个准直器几何模型的出口面建立虚拟几何，模拟射束源到每个准直器几何模型出口面的粒子迁移过程，记录并保存通过每个准直器几何模型的虚拟几何的粒子特征信息，分别将该粒子特征信息保存为与准直器几何模型对应的射束源档；选定准直器几何模型，从保存的多个射束源档中选择与选定的准直器几何模型对应的射束源档，调用选定的准直器几何模型对应的射束源档，使调用的射束源档对数学假体模型进行不同角度的照射，分别计算经不同角度射束源档照射后的数学假体模型中的剂量，通过比较经不同入射角度的射束源档照射后的剂量计算结果选择射束源档的入射角度。

8.根据权利要求1或2所述的增进放射治疗系统计算效益的方法，其特征在于，所述增进放射治疗系统计算效益的方法还包括建立邻近于射束源档所在位置的侦检器模型，所述侦检器模型用于侦测和检验射束源档中能量的分布情况。

9.根据权利要求1或2所述的增进放射治疗系统计算效益的方法，其特征在于，所述增进放射治疗系统计算效益的方法还包括对所述放射治疗系统所用的计算时间和计算误差进行统计并根据计算时间和计算误差进行时间效益计算的步骤。

10.根据权利要求9所述的增进放射治疗系统计算效益的方法，其特征在于，所述时间效益计算采用公式I进行计算：

其中，FOM为计算效益，R为计算误差，T为计算时间，计算时间和计算误差根据统计结果得出，FOM越大计算效益越佳。