CN112473024B - 一种对bnct过程中的三维硼剂量或硼浓度进行实时监测的方法 - Google Patents

一种对bnct过程中的三维硼剂量或硼浓度进行实时监测的方法 Download PDF

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Abstract

本发明提出了一种对BNCT过程中的三维体素水平硼浓度或硼剂量进行实时监测的方法，包括：获取治疗前患者体内1H元素浓度的分布信息；对BNCT过程产生的瞬发伽马射线进行探测分析，测量能量为478keV与2.224MeV的瞬发伽马射线；结合患者的CT图像，对患者体内所述瞬发伽马射线产额进行三维重建；基于中子与特征元素发生俘获反应的截面关系构建三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型；基于10B、1H元素与中子发生俘获反应的截面关系，以及所述1H元素浓度的分布信息，通过所述三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型获得所述三维硼剂量或硼浓度分布。本发明具有快速、准确、简单、易行等特点，能有效解决BNCT治疗过程中硼浓度分布测量不精确的难题。

Description

一种对BNCT过程中的三维硼剂量或硼浓度进行实时监测的 方法
技术领域
本发明涉及放射治疗与辐射测量领域，具体涉及一种对BNCT过程中的三维硼剂量或硼浓度进行实时监测的方法。
背景技术
癌症已成为威胁人类生命健康的头号杀手。放射治疗作为一种局部、无创的治疗方式，其优异的治疗效果已在临床上得到验证，目前已成为癌症治疗的三大手段之一。光子治疗虽然是目前最为成熟的放射治疗技术，但受限于光子的能量沉积方式，必然会对靶区周边的危及器官产生剂量沉积，增加了正常组织的放射性损伤概率。因此，新型的放疗技术需被进一步的研究。
硼中子俘获治疗(Boron Neuron Capture Therapy，BNCT)作为一种新型的肿瘤靶向治疗方法，其优越的治疗效果已受到越来越多科研人员的关注。BNCT的治疗原理是在治疗前向病人体内注射入肿瘤靶向硼药，依据药物的药代动力学特性，硼药会在肿瘤组织内聚集，当肿瘤组织中的硼药浓度达到一定程度时，使用热/超热中子束对患者靶区进行体外照射。中子在人体组织的穿行过程中会与肿瘤内浓集的10B元素发生硼中子俘获反应，发射出两个射程约为一个细胞直径的重带电离子，即α与7Li，从而对肿瘤组织进行杀伤的同时减小肿瘤周围正常组织的辐照损伤。
由于BNCT的靶向治疗特性主要依赖于含硼药物在肿瘤区域的特异性结合，因此在治疗过程中实时获取含硼药物在肿瘤组织内的定量分布对BNCT治疗效果的准确评估至关重要。目前硼浓度的测量主要分为离线测量与在线测量两大类，其中离线测量手段被最早提出且经过不断优化已在临床中使用，但受限于其离线测量原理，并不能获取患者靶区在治疗过程中的实时硼浓度分布信息。现有的在体测量方法有正电子发射断层成像技术(PET)，主要用于患者治疗前的药代动力学特性评估，难以在BNCT实际治疗过程中使用。而且现有技术中对硼剂量的检测往往不能完整反映BNCT过程中的实际剂量，因而无法得到较为精确的硼浓度分布信息。因此，真正实现BNCT治疗过程中的实时硼浓度分布信息监测，还需更多新机制、新方法的研究和探索。
发明内容
有鉴于此，本发明提出了一种新的BNCT三维硼浓度/硼剂量测量方法，以实现治疗过程中的硼浓度精确测量与硼剂量精确表征。本发明基于数值分析方法构建三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型，即：硼浓度分布与1H元素浓度的分布与探测得到的478keV与2.224MeV瞬发伽马射线的关联关系，通过在治疗过程中利用三维成像系统与图像重建方法获得患者靶区实时特征瞬发伽马射线的产额分布，依据构建的计算模型获取三维实时硼浓度/硼剂量分布结果。具体地，
本发明其中一目的在于提出一种对BNCT过程中的肿瘤三维硼剂量或硼浓度进行实时监测的方法，包括：
获取靶区内1H元素浓度的分布信息；
对所述BNCT过程产生的瞬发伽马射线进行探测分析，获得瞬发伽马射线的产生及输运过程，得到特征瞬发伽马射线发出后在探测器中被探测情况；
结合患者的CT图像，对患者体内所述瞬发伽马射线产额进行三维重建；
构建三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型；
基于10B、1H元素与中子发生俘获反应的截面关系，以及所述1H元素浓度的分布信息，通过三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型获得所述三维硼剂量或硼浓度。
进一步地，可根据478keV瞬发伽马射线产额信息，结合发生一次硼俘获反应释放的平均能量Eave(即：2.3388MeV)与体素质量m(x，y，z)，可以计算得到不同体素内的硼剂量数值。
具体地，所述三维成像系统对所述BNCT过程产生的瞬发伽马射线进行探测。三维成像系统可以是SPECT扫描装置，也可以是多个单层或多层康普顿探测器耦合而成的辐射探测系统。其中，可对特征瞬发伽马射线的体外探测过程进行模拟，对单层或多层康普顿探测器的材料与尺寸进行选择与优化设计；对不同探测器的数量与三维摆放进行优化设计；对SPECT系统的准直器结构进行优化设计；分析探测装置旋转步长对测量时间与成像结果的影响，从而明确探测装置的整体设计与实际操作。所述的探测器晶体材料可为CZT、CdTe、TlBr、HgI、有机-无机杂化钙钛矿等半导体材料中的一种或多种，NaI、CsI、BGO、LSO、LYSO、GAGG、LaBr3等闪烁体材料中的一种或多种。
具体地，所述靶区可以是体模/病人中的某结构、器官、或结构复杂的肿瘤(包括不同类型、不同深度等的肿瘤)等。
本发明所得到的三维硼浓度为患者体内真实的三维硼药分布，探测得到的三维硼剂量为治疗过程中由硼药与中子发生俘获反应产生的剂量。实际治疗的总剂量可基于本发明得到的硼浓度分布结果获得。例如可以带入治疗计划系统、结合患者实际的CT图像计算得到。
具体地，所述构建三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型包括：
中子能量范围内(E＜＝10keV)，10B与中子发生俘获反应的微观俘获反应截面
Figure BDA0002808545670000031
和1H与中子发生俘获反应的微观俘获反应截面
Figure BDA0002808545670000032
的比例
Figure BDA0002808545670000033
K是一常数，如图1所示；
对于某一体素而言，10B、1H元素在体素中的分布比较均匀，可确定发生俘获反应产生478keV与2.224MeV瞬发伽马射线的函数分别为公式(a)～(b)所示：
Figure BDA0002808545670000034
Figure BDA0002808545670000041
该体素内，10B与1H元素发生反应的中子的通量和能量基本相同，因此，单位体积产生的478keV与2.224MeV的瞬发伽马射线的产额比值为公式(e)所示，基于该体素内的10B、1H元素浓度比值与478keV与2.224MeV的瞬发伽马射线的产额比值的线性关系，得到硼浓度或硼剂量的计算公式(c)、公式(d)，
Figure BDA0002808545670000042
Figure BDA0002808545670000043
Figure BDA0002808545670000044
公式(a)中的n2.224MeV为治疗过程中2.224MeV瞬发伽马射线的产额，
Figure BDA0002808545670000045
为该体素内氢元素的质量百分比，
Figure BDA0002808545670000046
为氢元素的摩尔质量，NA为阿伏伽德罗常数，σ2.224MeV(E)为不同中子能量下的氢元素与中子发生俘获反应的反应截面，φ(E)为入射到该体素内的不同能量的中子通量。公式(b)中的n478keV为治疗过程中478keV瞬发伽马射线的产额，
Figure BDA0002808545670000047
为该体素内10B元素的质量百分比，
Figure BDA0002808545670000048
为10B元素的摩尔质量，σ0.478MeV(E)为不同中子能量下的10B元素与中子发生俘获反应的反应截面。公式(d)中
Figure BDA0002808545670000049
为该体素在中子束照射下所沉积的硼剂量，Eave为硼俘获反应沉积的能量，m为该体素的质量。
进一步地，所述获取靶区内1H元素浓度的分布信息包括：利用元素分析方法获取，所述元素分析方法包括双能CT、核磁共振成像方法。
具体地，所述三维重建算法包括SBP、ART、SART、MLEM、List Mode-MLEM或OSEM等重建方法中的一种或者多种。
进一步地，前述方法还包括：通过体素化将所述靶区进行划分，获得不同靶区的三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型。
本发明还提出了如前任一所述方法在硼中子俘获治疗剂量验证中的应用。
本发明还提出一种硼中子俘获治疗剂量验证的方法，包括：
治疗前使用治疗计划系统对患者的受照剂量情况进行评估，得到该患者体内的三维剂量分布信息；其中，所述的治疗计划系统可以为NCTplan、SERA、JCDS、THORplan或NeubronPlan中的一种或多种；
通过元素分析方法获取患者体内1H元素浓度的分布信息；
对所述BNCT过程产生的瞬发伽马射线进行探测分析，获得能量为478keV与2.224MeV瞬发伽马射线的产额；其中，可对特征瞬发伽马射线的体外探测过程进行模拟，对三维成像系统的探测器晶体材料与尺寸进行选择与优化设计；对不同探测器的数量与三维摆放进行优化设计；分析探测装置旋转步长对测量时间与成像结果的影响，从而明确探测装置的整体设计与实际操作；在实际操作中可对不同治疗方案选择最适用的探测器旋转步长，对探测得到的数据，基于重建算法与患者的CT图像实现患者体内特征瞬发伽马射线产额分布信息的获取；所述的探测器晶体材料可为CZT、CdTe、TlBr、HgI和有机-无机杂化钙钛矿等半导体材料中的一种或多种，NaI、CsI、BGO、LSO、LYSO、GAGG、LaBr3等闪烁体材料中的一种或多种；
结合患者的CT图像，对患者体内所述瞬发伽马射线产额进行三维重建；
基于10B、1H元素与中子发生俘获反应的截面关系，以及所述1H元素浓度的分布信息，通过所述三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型获得所述的三维硼剂量或硼浓度。
将所述的三维硼浓度和例如治疗前根据PET图像获取的所述三维硼浓度分布信息进行结果比对，结合治疗计划系统得到的剂量计算结果，分析此次治疗效果与预期效果的差异，从而为后续的进一步治疗提供参考。
本发明还提出了一种实施如前所述BNCT过程中的三维硼剂量或硼浓度实时监测的方法的三维成像系统。该三维成像系统可以是SPECT扫描装置，也可以是距离监测对象的圆面上等距摆放的多个单层或多层康普顿探测器耦合而成的探测系统，所述探测器包括闪烁体探测器与半导体探测器。
具体地，所述的探测器的晶体可为CZT、CdTe、TlBr、HgI和有机-无机杂化钙钛矿等半导体材料中的一种或多种，也可为NaI、CsI、BGO、LSO、LYSO、GAGG、LaBr3等闪烁体材料中的一种或多种。
在实际的应用中，可以采取如下的操作流程与相关装置来实施本专利：1)在治疗前，对患者的硼药分布特性进行研究，利用PET扫描装置获取硼药在患者体内的三维分布情况，并带入治疗计划系统进行治疗效果评估；2)在治疗过程中，将三维成像系统设定为合适的旋转步长对治疗过程中产生的特征瞬发伽马射线进行实时探测；3)探测器将不同角度下探测得到的数据信息输入到计算机，通过图像重建算法实现患者体内三维瞬发伽马射线产额分布信息的获取；4)依据本发明建立的三维硼浓度/硼剂量计算模型，得到治疗过程中患者体内实时硼浓度/硼剂量的三维分布结果，并将计算得到的硼浓度分布信息带入治疗计划系统进行总剂量三维分布计算；5)将治疗前预估的治疗剂量分布与本方法得到的三维剂量分布结果进行比对，从而明确此次治疗患者实际接收的治疗剂量分布情况，从而为后续进一步的治疗提供指导。
本发明的有益效果包括：
(1)本发明依据中子与元素发生俘获反应的反应截面关系提出了BNCT治疗过程中实时硼浓度/硼剂量分布的计算方法，可以实现真实硼浓度分布信息的精确获取，为治疗效果的精确评估提供了技术支持；
(2)本发明所提出的计算方法基于中子与元素的反应机理，因此可用于对不同病例不同靶区的不同治疗方案进行分析，具有应用范围广，适用性强等优点；
(3)本发明提出的三维硼剂量或硼浓度进行实时监测的方法不仅可以用于对治疗效果进行准确评估，而且可以用于药物开发、治疗设备系统的开发诸多领域；
(4)本发明考虑到特定的特征瞬发伽马射线与物质发生反应的相互作用规律，提出了不同类别探测装置组成的三维成像系统，大大提高了瞬发伽马射线的探测效率，进一步提高了本发明对治疗效果评估的准确性。
附图说明
图1为本发明中10B、1H与中子的俘获截面的关系；
图2为本发明提出的探测装置示意图。
图3为本发明硼浓度与瞬发伽马射线的比值关系；
具体实施方式
为使本发明的目的和优点更加清楚，下面结合BNCT治疗过程的仿真来说明该三维硼浓度测量方法的有效性，并详细说明硼浓度测量方法的具体实施方式。
仿真过程选用CZT半导体探测器探测中子与肿瘤组织内的10B元素发生俘获反应产生的478keV瞬发伽马射线，使用GAGG闪烁体探测器探测中子与肿瘤组织内的1H元素发生反应产生的2.224MeV瞬发伽马射线。设置的肿瘤及正常组织的材料组成为ICRP(国际放射防护委员会)报告规定的材料组成。
本发明如未注明具体条件者，均按照常规条件或制造商建议的条件进行，所用试剂或仪器未注明生产厂商者，均为可以通过市购获得的常规产品。
下面结合具体实例，进一步阐述本发明：
本实施方式主要采用蒙特卡罗方法对BNCT治疗头部脑胶质瘤过程中的粒子输运过程进行模拟，利用辐射探测器对治疗过程中产生的特征瞬发伽马射线进行探测，结合图像重建算法得到肿瘤内特征瞬发伽马射线的产额，通过所提出三维硼浓度/硼剂量计算方法(如公式(c)和(d))计算得到肿瘤内的硼浓度与硼剂量信息。最终将计算得到的结果与预设结果进行比对，从而论证本方法在实际应用中的精确性。
本实施方式在蒙卡模拟中对脑胶质瘤病例与辐射探测装置进行精准构建，采用的蒙特卡罗工具包为Geant4。具体的过程如下：
基于具有中国人生理特征的辐射仿真人体模型，构建头部脑胶质瘤病例，肿瘤的半径为1cm，肿瘤位于头部的不同深度，蒙卡程序中肿瘤及正常组织的材料组成为ICRP(国际放射防护委员会)报告规定的材料组成。对肿瘤进行三维体素划分时，本实施方式采用的体素尺寸为2×2×2mm3。此外，蒙卡建模时在距离体模头部表面20cm的圆周上均匀放置了3个CZT半导体探测器与3个GAGG闪烁体探测器以对治疗过程中产生的瞬发伽马射线进行探测。CZT半导体探测器的尺寸为1.5×1.5×15mm3，GAGG闪烁体探测器由两层探测晶体组成，尺寸分别为22.5×22.5×5mm3和22.5×22.5×10mm3，本实例采用的探测器尺寸均为目前商用的探测器晶体尺寸。蒙卡模拟中分别记录肿瘤内产生的478keV瞬发伽马射线产额、2.224MeV瞬发伽马射线产额、肿瘤内沉积的硼剂量、每个CZT探测器探测得到的478keV瞬发伽马射线数和GAGG探测器探测得到的2.224MeV瞬发伽马射线数。模拟采用的中子束流条件：MIT反应堆中子束，该反应堆可用于BNCT的临床实验。本实施方式所设置的治疗方案及探测装置结构如图2所示。
本实施方式主要分析临床治疗不同肿瘤硼浓度、不同肿瘤深度的脑胶质瘤病例时本发明提出方法的准确性。首先使用MIT中子源轰击半径为1cm的肿瘤组织，肿瘤居于浅表，内部的硼浓度为均匀分布。蒙卡模拟时以10ppm为间隔，将肿瘤内的硼浓度从10ppm增加到100ppm，分析探测得到的不同能量瞬发伽马射线产额与每个体素内元素浓度的关系，其中选择肿瘤中心处的一体素结果进行分析，如图3所示。该结果表明，对于同一浅表处的脑胶质瘤而言，治疗过程中体素内产生的478keV与2.224MeV瞬发伽马射线产额比值与体素内10B元素与1H元素的浓度比值为线性关系，由于在不同硼浓度病例下肿瘤内设置的1H元素浓度相等，因此对于简单肿瘤结构，本发明提出方法可以实现肿瘤内硼浓度的精确计算。
此外，对于结构复杂、位置较深的肿瘤组织而言，中子通量的变化无规律，可能导致不同能量的瞬发伽马射线的产额发生明显变化从而影响其线性关系。模拟中在人体头部中设置不同深度、不同硼浓度含量的肿瘤组织，治疗过程中肿瘤内特征瞬发伽马射线的产额情况并利用本发明提出的三维硼浓度计算方法计算得到肿瘤内的硼浓度值(如公式(c))，并与真实硼浓度值进行对比，结果如表1所示。该结果表明，不同深度不同硼浓度的肿瘤区域内计算得到的硼浓度与模拟设置的硼浓度的相对偏差几乎都小于1％。因此，对于不同深度不同硼浓度分布情况，该方法可以实现体素内真实硼浓度分布计算。
表1不同深度不同硼浓度分布下的硼浓度预测结果
Figure BDA0002808545670000091
Figure BDA0002808545670000101
同时，根据本发明提出的硼剂量计算方法可以计算得到肿瘤内的硼剂量数值(如公式(d))，并将该值与蒙卡计算得到的肿瘤内真实硼剂量进行对比，结果如表2所示。该结果表明，对于不同深度不同硼浓度的肿瘤组织而言，本发明提出方法计算得到的体素内沉积的硼剂量与真实硼剂量结果的相对偏差小于1％，因此该方法可以实现肿瘤体素内真实受照剂量的准确评估。
表2不同深度不同硼浓度分布下的硼剂量预测结果
Figure BDA0002808545670000102
此外，在实际临床应用中，本发明提出的三维硼浓度计算方法与三维成像系统获得的治疗过程中真实硼浓度分布结果可与治疗前由PET得到的硼药分布结果进行比对，利用治疗计划系统分别对两种硼浓度三维分布时的剂量分布进行计算并比对，从而精确评估BNCT的治疗效果，为后续开展进一步的治疗提供依据。
本发明依据超热/热中子(＜＝10keV)与10B、1H元素作用的俘获反应截面之间存在的线性关联关系，通过三维成像系统对478keV和2.224MeV瞬发伽马射线的产额分布信息进行精准探测，依据二者的比例数值，并结合1H元素浓度分布信息反推获得患者体内实时硼浓度三维分布信息，从而为BNCT实时剂量计算提供所必需的实时三维硼浓度数据。根据得到的精确硼浓度分布信息，结合人体组织解剖信息和中子束信息就可以计算得到更为精确的、真正意义上的BNCT实时总剂量。本发明具有快速、准确、简单、易行等特点，能有效解决BNCT治疗过程中三维硼浓度分布测量不精确的难题。
以上所述仅是本发明的其中一可选的实施方式，其它可选方案在实际操作中同样具有相应的优点。此外，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。

Claims (9)

1.一种对BNCT过程中的三维硼剂量或硼浓度进行实时监测的方法，其特征在于，包括：
获取治疗前患者体内1H元素浓度的三维分布信息；
对所述BNCT过程产生的瞬发伽马射线进行探测分析，获得不同测量角度下瞬发伽马射线的产额；
结合患者的CT图像，对患者体内所述瞬发伽马射线的产额进行三维重建；
构建三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型；
基于实时检测的10B、1H元素与中子发生俘获反应的截面关系，以及所述1H元素浓度的分布信息，通过所述三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型获得三维硼剂量或硼浓度分布；
所述构建三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型包括：
设定10B与中子发生俘获反应的微观俘获反应截面
Figure FDA0003157605650000011
和1H与中子发生俘获反应的微观俘获反应截面
Figure FDA0003157605650000012
的比例
Figure FDA0003157605650000013
确定发生俘获反应产生2.224MeV瞬发伽马射线的函数为公式(a)所示，确定发生俘获反应产生478keV瞬发伽马射线的函数为公式(b)所示：
Figure FDA0003157605650000014
Figure FDA0003157605650000015
确定硼浓度或硼剂量的计算公式(c)、公式(d)，获得三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型，
Figure FDA0003157605650000016
Figure FDA0003157605650000021
公式(a)中的n2.224MeV为治疗过程中2.224MeV瞬发伽马射线的产额，
Figure FDA0003157605650000022
为该体素内氢元素的质量百分比，
Figure FDA0003157605650000023
为氢元素的摩尔质量，NA为阿伏伽德罗常数，σ2.224MeV(E)为不同中子能量下的氢元素与中子发生俘获反应的反应截面，φ(E)为入射到该体素内的不同能量的中子通量；公式(b)中的n478keV为治疗过程中478keV瞬发伽马射线的产额，
Figure FDA0003157605650000026
为该体素内10B元素的质量百分比，
Figure FDA0003157605650000024
为10B元素的摩尔质量，σ0.478MeV(E)为不同中子能量下的10B元素与中子发生俘获反应的反应截面；公式(d)中
Figure FDA0003157605650000025
为该体素在中子束照射下所沉积的硼剂量，Eave为硼俘获反应沉积的能量，m为该体素的质量。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，
所述探测为利用三维成像系统对所述BNCT过程产生的瞬发伽马射线进行探测。
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，
所述获取治疗前患者体内1H元素浓度的三维分布信息包括：利用元素分析方法获取，所述元素分析方法包括双能CT、核磁共振成像方法；所述瞬发伽马射线的能量为478keV与2.224MeV。
4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，
所述三维重建算法包括SBP、ART、SART、MLEM、List Mode-MLEM和OSEM中的一种或者多种。
5.根据权利要求1-4任一所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：
通过体素化将所述治疗前患者体内的靶区进行划分，获得不同靶区的三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型。
6.权利要求1-5中任一所述方法在硼中子俘获治疗剂量验证中的应用。
7.一种硼中子俘获治疗剂量验证的方法，其特征在于，包括：
治疗前使用治疗计划系统对患者的受照剂量情况进行评估，得到该患者体内的三维剂量分布信息；
获取治疗前患者体内1H元素浓度的分布信息；
利用三维成像系统对所述BNCT过程产生的瞬发伽马射线进行探测分析，获得能量为478keV与2.224MeV瞬发伽马射线的产额；
结合患者的CT图像，对患者体内所述瞬发伽马射线产额进行三维重建；
构建三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型；
基于实时检测的10B、1H元素与中子发生俘获反应的截面关系，以及所述1H元素浓度的分布信息，通过所述三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型获得三维硼剂量或硼浓度分布；
将所述计算得到的三维硼剂量和所述治疗计划系统预计的三维剂量分布信息进行结果比对；
所述构建三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型包括：
设定10B与中子发生俘获反应的微观俘获反应截面
Figure FDA0003157605650000031
和1H与中子发生俘获反应的微观俘获反应截面
Figure FDA0003157605650000032
的比例
Figure FDA0003157605650000033
确定发生俘获反应产生2.224MeV瞬发伽马射线的函数为公式(a)所示，确定发生俘获反应产生478keV瞬发伽马射线的函数为公式(b)所示：
Figure FDA0003157605650000041
Figure FDA0003157605650000042
确定硼浓度或硼剂量的计算公式(c)、公式(d)，获得三维体素水平的硼浓度/硼剂量计算模型，
Figure FDA0003157605650000043
Figure FDA0003157605650000044
公式(a)中的n2.224MeV为治疗过程中2.224MeV瞬发伽马射线的产额，
Figure FDA0003157605650000045
为该体素内氢元素的质量百分比，
Figure FDA0003157605650000046
为氢元素的摩尔质量，NA为阿伏伽德罗常数，σ2.224MeV(E)为不同中子能量下的氢元素与中子发生俘获反应的反应截面，φ(E)为入射到该体素内的不同能量的中子通量；公式(b)中的n478kwV为治疗过程中478keV瞬发伽马射线的产额，
Figure FDA0003157605650000047
为该体素内10B元素的质量百分比，
Figure FDA0003157605650000048
为10B元素的摩尔质量，σ0.478MeV(E)为不同中子能量下的10B元素与中子发生俘获反应的反应截面；公式(d)中
Figure FDA0003157605650000049
为该体素在中子束照射下所沉积的硼剂量，Eave为硼俘获反应沉积的能量，m为该体素的质量。
8.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，所述治疗计划系统包括NCTplan、SERA、JCDS、THORplan和NeubronPlan的一种或多种。
9.一种实施如权利要求2所述方法的系统，其特征在于，该三维成像系统包括距离监测对象的圆面上等距摆放的探测器，所述探测器包括闪烁体探测器与半导体探测器。
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