CN103033841B - 带电粒子剂量仿真装置与方法带电粒子束照射装置与方法 - Google Patents

Abstract

本发明的目的在于提供一种能够抑制精确度下降的同时，减轻运算处理的负担来提前算出带电粒子束的剂量分布的带电粒子剂量仿真装置及带电粒子剂量的仿真方法。所述仿真装置(3)：具备：输入部(31)，接收包含被照射体(X)的物质信息及质子束(B)的照射信息的仿真数据的输入；及运算部(33)，根据由输入部(31)接收的仿真数据及剂量分布核，算出被照射体(X)内的质子束(B)的剂量分布，其中，运算部(33)如下操作：从假设为到达体表面的质子束(B)制作Surface Map，并且细化Surface Map来将质子束(B)细化为多个小射束(Ba)，根据由输入部(31)接收的仿真数据和多个小射束(Ba)，算出被照射体(X)内的质子束(B)的剂量分布。

Description

带电粒子剂量仿真装置与方法带电粒子束照射装置与方法

技术领域

本发明涉及一种仿真将质子束等带电粒子束照射在被照射体时的被照射体内的带电粒子束的剂量分布的带电粒子剂量仿真装置、带电粒子束照射装置、带电粒子剂量的仿真方法及带电粒子束照射方法。 

背景技术

已知有照射质子束等带电粒子束来治疗肿瘤的质子束治疗装置。在这种肿瘤的治疗中，需要根据肿瘤的形状或位置制定绝对剂量、剂量分布、照射位置等照射计划，并按照该照射计划高精确度地进行带电粒子束的照射。在制定照射计划时，将质子束的照射条件等输入到搭载于质子束治疗装置等上的仿真装置来提前算出剂量分布，并根据该剂量分布进行质子束是否准确地照射到肿瘤上的仿真。作为算出剂量分布的方法，例如已知有称为Monte Carlo Simulation或Pencil Beam Algorithm(PBA)的方法(参照非专利文献1～4)。 

非专利文献1：Harald Paganetti，Hongyu Jiang，Katia Parodi，Roelf Slopsema and Martijn Engelsman著，IOP Publishing，Physics in Medicine and Biology，53(2008)4825-4853. 

非专利文献2：Department of Radiation Oncology，Massachusetts General Hospital&Harvard Medical School，Boston，MA 02114，USA，IOPPublishing，Physics inMedicine and Biology，54(2009)4399-4421. 

非专利文献3：Nobuyuki Kanematsu，Masataka Komori，Shunsuke Yonail and AzusaIshizaki著，IOP Publishing，Physics in Medicine and Biology，54(2009)2015-2027. 

非专利文献4：Linda Hongyz，Michael Goiteiny，Marta Bucciolinix，Robert Comiskeyy，Bernard Gottschalkk，Skip Rosenthaly，Chris Seragoy and Marcia Urie著，Phys.Med.Biol.41(1996)1305-1330. 

但是，在上述Monte Carlo Simulation中，由于通过统计性处理算出剂量分布，因此精确度变高，但运算处理的负担大，有时还需要数日期间，存在缺乏实用性之类的课题。另一方面，PBA中存在精确度始终比Monte Carlo Simulation变得容易下降，难以确保所期望的精确度之类的课题。 

发明内容

本发明以解决以上课题为目的，其目的在于提供一种能够抑制精确度下降的同时，减轻运算处理的负担来提前算出带电粒子束的剂量分布的带电粒子剂量仿真装置、带电粒子束照射装置、带电粒子剂量的仿真方法及带电粒子束照射方法。 

本发明的仿真装置，设想带电粒子束照射到被照射体的情况，将带电粒子束假设为具有锥形扩展的虚拟形状，并且利用算出被照射体内的带电粒子束的扩展的剂量分布核，仿真被照射体内的带电粒子束的剂量分布，其特征在于，具备：输入机构，接收包含被照射体的物质信息及带电粒子束的照射信息的仿真数据的输入；及运算机构，根据由输入机构接收的仿真数据及剂量分布核，算出被照射体内的带电粒子束的剂量分布，其中，运算机构如下操作：在带电粒子束的前进方向的中途细化扩展至规定范围的带电粒子束，且假设以细化的位置为出发点具有锥形扩展的多个虚拟形状，并且根据由输入机构接收的仿真数据和带电粒子束的多个虚拟形状，算出被照射体内的带电粒子束的剂量分布。 

当被照射体仅由一定的物质构成时，用以往PBA也能期待较高的精确度，但是实际被照射体由各种各样的物质错综复杂地构成，因此很难用以往PBA高精确度地算出带电粒子束的剂量分布。但是，根据本发明，适当地细化假设为带电粒子束的锥形虚拟形状来假设为多个虚拟形状，因此能够使被细化的各个虚拟形状与错综复杂的结构对应的同时，算出带电粒子束的剂量分布，对提高剂量分布的精确度方面很有效。另外，本发明中，在将带电粒子束假设为锥形虚拟形状的基础上，求出带电粒子束的剂量分布，因此与通过统计性运算处理 导出剂量分布的Monte Carlo Simulation相比，更能减轻运算处理的负担。其结果，能够抑制精确度下降的同时，减轻运算处理的负担来提前算出剂量分布。 

另外，细化带电粒子束的位置为带电粒子束即将进入被照射体之前的位置为较佳。由于能够在即将进入被照射体的内部之前对应内部的结构来使带电粒子束细化为多个虚拟形状，因此算出带电粒子束的剂量分布方面进一步容易提高精确度。 

另外，进一步具备通知由运算机构算出的剂量分布的输出机构为较佳。通过从输出机构通知操作人员可识别的文字信息、图像信息或音频信息等，操作人员能够容易地掌握作为仿真结果的带电粒子剂量的剂量分布。 

另外，输出机构对剂量分布进行等剂量线化或等剂量面化来进行通知为较佳。通过进行等剂量线化或等剂量面化来进行通知，能够容易地掌握剂量的大小。 

并且，本发明所涉及的带电粒子束照射装置的特征在于，具备上述仿真装置。根据本发明，可根据由上述仿真装置提前算出的带电粒子束的剂量分布照射带电粒子束。 

并且，本发明的仿真方法，设想带电粒子束照射到被照射体的情况，将带电粒子束假设为具有锥形扩展的虚拟形状，并且利用导出被照射体内的带电粒子束的扩展的剂量分布核，仿真被照射体内的带电粒子束的剂量分布，其特征在于，包括：被照射体信息获取工序，获取被照射体的物质信息；照射信息设定工序，决定带电粒子束的照射信息；及仿真工序，根据在照射信息设定工序中决定的照射信息和剂量分布核，在带电粒子束的前进方向的中途细化扩展至规定范围的带电粒子束，且假设以细化的位置为出发点具有锥形扩展的多个虚拟形状，并且根据在被照射体信息获取工序中获取的物质信息和带电粒子束的多个虚拟形状，算出被照射体内的带电粒子束的剂量分布。根据本发明，能够抑制精确度下降的同时，减轻运算处理的负担来提前算出带电粒子束的剂量分布。 

并且，本发明所涉及的带电粒子束照射方法的特征在于，根据由上述仿真方法算出的带电粒子束的剂量分布照射带电粒子束。根据本发明，可根据由上述仿真方法提前算出的带电粒子束的剂量分布照射带电粒子束。 

发明效果 

根据本发明，能够抑制精确度下降的同时，减轻运算处理的负担来提前算出剂量分布。 

附图说明

图1是搭载本发明的实施方式所涉及的仿真装置的质子束治疗装置的说明图。 

图2是通过图表表示质子束治疗效果的说明图。 

图3是对剂量分布计算算法进行示意化来表示的说明图。 

图4是对DMS-PBA法的概念进行示意化来表示的说明图。 

图5是对DMS-PBA法中的小射束的细化的说明图。 

图6是对DMS-PBA法示意地表示与以往PBA法的不同之处，(a)是示意地表示PBA的说明图，(b)是示意地表示DMS-PBA的说明图。 

图7是表示DMS-PBA法与以往PBA法的剂量分布差异的图，(a)是对两者的差异进行等剂量线化来表示的图，(b)是表示深度0mm处的两者的剂量分布的图表，(c)是表示深度115mm处的剂量分布的图表。 

图8是利用临床图像(矢状截面)对剂量分布进行比较而表示的图，(a)是对由PBA法求出的剂量分布进行等剂量线化来表示的图像的一例，(b)是对由DMS-PBA法求出的剂量分布进行等剂量线化来表示的图像的一例。 

图9是表示利用临床图像(轴状截面)对剂量分布进行比较而表示的图，(a)是对由PBA法求出的剂量分布进行等剂量线化来表示的图像的一例，(b)是对由DMS-PBA法求出的剂量分布进行等剂量线化来表示的图像的一例。 

图10是表示质子束治疗的简要顺序的流程图。 

图11是表示剂量分布仿真的动作顺序的流程图。 

图12是表示实验例1的仿真结果的图表。 

图13是表示实验例2的仿真结果的图表。 

图14是表示实验例3的仿真结果的图表。 

图中：3-仿真装置，31-输入部(输入机构)，33-运算部(运算机构)，35-输出部(输出机构)，B-质子束、射束(带电粒子束)，X-被照射体。 

具体实施方式

以下参照附图对本发明的较佳实施方式进行说明。 

在照射质子束(带电粒子束)来治疗肿瘤(癌症病灶)时，根据肿瘤的形状或位置制定绝对剂量、剂量分布及照射位置等照射计划，并按照该照射计划进行质子束的照射。如图1所示，质子束治疗装置(带电粒子束照射装置)1具备有：仿真装置(带电粒子剂量仿真装置)3，其用于制定照射计划；及照射装置5，按照仿真结果向患者等被照射体X照射质子束B。 

照射装置5具备有：朝向被照射体X照射质子束B的照射部51；调整质子束B的照射范围的准直器52；及配合癌症病灶的形状来调整质子束B的到达距离的填充物(bolus)53等。填充物53的材质为聚乙烯等。基于照射装置5的实际照射由操作人员向照射装置5的输入操作来进行。 

另外，如图2所示，在光子束的情况下，在刚入射到患者皮肤(体表面Xa)后(到达癌症病灶前)迎来对细胞的损伤最大(治疗效果最大的)的峰值，并逐渐下降。另一方面，在质子束等重带电粒子的情况下，称为布拉格峰(Bragg Peak)的极大部分在规定深度处出现。因此，适当地调整质子束B所通过的填充物53的形状等来调整布拉格峰(Bragg Peak)出现的深度，由此能够抑制对正常组织的损伤并加大对肿瘤组织(癌症病灶)的损伤。 

仿真装置3(参照图1)具备中央处理装置，中央处理装置具有CPU、RAM、ROM等作为硬件构成，并具有输入部(输入机构)31、运算部(运算机构)33及输出部(输出机构)35作为功能性构成。 

输入部31为接触式面板、键盘或鼠标等操作设备，接收根据操作人员操作的数据的输入。并且，输入部31例如接收由治疗用CT(Computed Tomography)拍摄的包含癌症病灶的图像数据、照射区域所涉及的数据及照射参数数据。照射参数数据例如为照射方向、患者床铺的角度等数据。本实施方式中，由治疗用CT获取的图像数据(治疗用CT图像数据)相当于被照射体X的物质信息，照射区域所涉及的数据及照射参数数据相当于带电粒子束的照射信息。以下，将这些统称为仿真数据。 

运算部33具有如下功能：设想质子束B照射到被照射体X的情况，将质子束B假设为具有锥形(锐方向性射束形状)扩展的虚拟形状，并且利用导出被照射体X内部中的质子束B的扩展的剂量分布核，仿真被照射体X内部中的质子束B的剂量分布。在此，算出剂量分布的以往方法例如为Pencil-beam法(PBA法)，但在本实施方式中，由进一步进化PBA法的Delta-function Multi Segmented PBA法(DMS-PBA法)进行剂量分布计算。以下，对PBA法进行简要说明后，对DMS-PBA法进行详细说明。 

PBA法是将质子束B看作锐方向性射束形状，利用考虑了物质中的质子束B基于多重库仑散射的扩展的剂量分布核而实施计算的方法。具体而言，如图3所示，由实际测量获取从照射点的深部方向的剂量分布，并且考虑由规定的计算(基于Gaussian的近似)得到的射束的扩展来导出质子束B的前进方向的规定地点中的剂量分布。例如，通过基于Gaussian的近似求出地点Z₁处的扩展作为扩展σ₁，并通过基于Gaussian的近似求出地点Z₂处的扩展作为扩展σ₂。 

若根据以往PBA法，能够在几分钟左右的计算时间内导出质子束B的剂量分布这一点上有利，但是还设想到因照射范围内的非均质物质(例如，患者的骨骼等)的有无而导致计算精确度下降，故而有改进的余地。 

DMS-PBA法是有效地利用PBA法的优点即缩短计算时间这样的优点，同时能够谋求提高精确度的手法。DMS-PBA法的特征性项目至少有2个，第1是基于被照射体(患者等)X的体表面Xa中的Surface Map分析的、考虑来自填充物53的散射的剂量分布计算，第2是基于以体表面Xa为出发点发射的小射束Ba的高分辨率的剂量分布计算。 

参照图4及图5对DMS-PBA法的这些特征进行概括说明。图4是对DMS-PBA法的概念进行示意化来表示的说明图，图5是对DMS-PBA法中的射束的细化的说明图。如图4所示，输入到填充物53等的质子束(射束)B产生由侧方多重库仑散射引起的扩展的同时前进而到达至体表面Xa。在此，计算到体表面Xa为止的射束B的侧方发射度。该计算与以往PBA相同。 

其次，制作体表面Xa中的Surface Map。Surface Map是指在体表面Xa中的各计算网格中测绘合算出来的射束B的强度(分量)、剩余径迹、不同剩余径迹的射束B的数量的图谱。例如，将填充物53假设为截面L字形的块体 时，与通过较薄部分的射束B在体表面Xa中的剩余径迹相比，通过较厚部分的射束B在体表面Xa中的剩余径迹变小。并且，在通过较厚部分的射束B和通过较薄部分的射束B在体表面Xa中相互重叠的区域中，与未重叠的区域相比剂量(强度)变大。考虑这些要件制作体表面Xa中的Surface Map。以上是基于被照射体X的体表面Xa中的Surface Map分析的、考虑来自填充物53的散射的剂量分布计算，这是DMS-PBA法的第1特征。另外。剩余径迹是指相当于质子束的运动能量的射程。 

其次，细化Surface Map，以细化的各要件(以下，称为“体素”)为出发点算出虚拟地照射的多个质子束(以下，称为“小射束”)Ba的初始条件。例如，小射束Ba的剂量通过将设想向体表面Xa的入射的剂量分布分割为δ函数形状来求出(参照图5(a))。并且，体素中的小射束Ba的尺寸假设为极小的尺寸。 

其次，进行基于从体表面Xa照射到体内的小射束Ba的剂量分布计算。参照图5对基于小射束Ba的剂量分布计算进行概括说明。图5(a)表示体表面Xa中的剂量的侧方廓线。如图5(a)所示，小射束Ba的剂量根据上述剂量分布的分割来求出。若假设小射束(段)Ba照射到体内，则各段随着深入前进而扩展(参照图5(b))。而且，体内的任意深度的剂量分布根据各段的相互重叠来导出(参照图5(c))。图5(c)表示体内的剂量的侧方廓线。 

通过积算所有小射束Ba，能够算出体内的剂量分布。以上是基于以体表面Xa为出发点发射的小射束Ba的高分辨率的剂量分布计算，这是DMS-PBA法的第2特征。另外，根据以下公式(1)并基于DMS-PBA法具体计算射束尺寸。 

[数1] 

(公式1) 

${\mathrm{\σ}}_{\mathrm{dms}}^2={\mathrm{\σ}}_{\mathrm{suf}}^2+\{2d(\frac{t}{2}+g)+d^2\}{\mathrm{\σ}}_{\mathrm{\θ}}^2+{\mathrm{\σ}}_{\mathrm{pt}}^2$

${\mathrm{\σ}}_{\mathrm{init}}={\mathrm{\σ}}_{\mathrm{suf}}=\frac{\mathrm{WOXELSIZE}}{2\×\mathrm{THRESHOLD}}$

σ_init：初始射束尺寸 

σ_dms：基于DMS-PBA的射束尺寸 

d：以体表面为基准的深度 

t：填充物厚度 

g：从填充物到体表面的air-gap 

σ_θ：基于填充物的散射角度 

σ_pt：被照射体(患者体)内的散射光 

其次，参照图6及图7对PBA法与DMS-PBA法的不同之处进行说明。图6 

(a)是示意地表示PBA的说明图，(b)是示意地表示DMS-PBA的说明图。如图6所示，在PBA法中，到达体表面Xa的射束B成为直接照射到体内的射束B的初始条件。即，在PBA法中，假设通过填充物53以射束尺寸σ₁、σ₂、剩余径迹R₁、R₂到达体表面Xa的射束B在原始的条件下照射到体内。另一方面，在DMS-PBA法中如下假设：以射束尺寸σ₁、σ₂、剩余径迹R₁、R₂输入到体表面Xa的射束B在体表面Xa中被细化，从而射束尺寸σ₀被细化为极小于σ₁、σ₂的多个小射束Ba，且各小射束Ba被照射到体内。 

图7表示设想对在水等效物质中配置骨等效物质的被照射体X的模型照射射束B的情况，用DMS-PBA法和PBA法算出剂量分布的结果，(a)是对两者的差异进行等剂量线化来表示的图，(b)是深度0mm处的两者的侧方廓线，(c)是深度115mm处的两者的侧方廓线。 

如图7(b)所示，深度d为“0mm”时，即体表面Xa中的射束B的尺寸及剂量相同。另一方面，如图7(c)所示，深度d为“115mm”时，用PBA法求出的剂量分布与用DMS-PBA法求出的剂量分布之间产生很大差异。该差异起因 于，在PBA法中无需考虑骨等效物质的存在而算出剂量分布，与此相反，在DMS-PBA法中考虑骨等效物质的存在而算出剂量分布。 

输出部35是监视器或扬声器等输出设备，将运算部中的仿真结果以操作人员等可识别的图像输出(通知)，或者以音频数据输出(通知)。即，输出部35从运算部33接收根据DMS-PBA法中的运算结果的剂量分布数据，并根据所接收的剂量分布数据，例如在治疗CT图像上合成等剂量线化或等剂量面化的剂量分布图像，生成操作人员等可识别的图像数据(图像信息)来显示(通知)。 

在此，参照图8及图9对从输出部35显示的图像数据进行具体说明。图8及图9表示剂量分布被等剂量线化的图像的一例，输出部35例如显示如图8(b)或图9(b)所示的图像。另外，图8(a)及图9(a)是表示根据PBA法导出的剂量分布的图像，图8(b)及图9(b)是表示根据DMS-PBA法导出的剂量分布的图像。 

由以上能够推测出：将由PBA法得到的剂量分布图像(图8(a))与由DMS-PBA法得到的剂量分布图像(图8(b))进行比较时，与由PBA法得到的剂量分布图像相比，由DMS-PBA法得到的剂量分布图像呈各等量曲线错综复杂的形状，对应非均质物质而高精确度地算出了剂量分布。同理，如图9所示，能够推测出：与由PBA法得到的剂量分布图像(图9(a))相比，由DMS-PBA法得到的剂量分布图像(图9(b))呈各等量曲线错综复杂的形状，对应非均质物质而高精确度地算出了剂量分布。 

下面，对实际质子束治疗方法的简要进行说明，参照图10及图11对在其中进行的剂量分布仿真方法及质子束照射方法(带电粒子束照射方法)进行说明。图10是表示质子束治疗的简要顺序的流程图，是表示剂量分布仿真的动作顺序的流程图。 

如图10所示，首先由医生等操作人员进行诊断(步骤S1)，之后由治疗用CT进行癌症病灶附近的图像的获取(步骤S2)。其次，进行照射区域的决定(步骤S3)和照射参数的决定(步骤S4)。作为步骤S2的进行治疗用CT图像的获取的工序相当于获取被照射体X的物质信息的被照射体X信息获取工序，作为步骤S3、S4的进行照射区域的决定及照射参数的决定的工序相当于决定带电粒子束的照射信息的照射信息设定工序。 

其次，在仿真装置3中执行剂量分布仿真所涉及的处理(步骤S5)，从输出部35显示(通知)作为仿真结果的剂量分布图像。步骤S5相当于仿真工序。 

操作人员确认显示在输出部35的剂量分布图像。例如，操作人员进行质子束B的布拉格峰是否准确地到达目的区域(癌症病灶)及是否未到达目的区域外的判定(仿真结果的判定)。在此，操作人员若判定为质子束B的布拉格峰未准确地到达癌症病灶，则返回步骤S4。操作人员反复执行照射参数的决定(步骤S4)和剂量分布仿真(步骤S5)直到判定为质子束B的布拉格峰准确地到达癌症病灶，当判定为准确地到达癌症病灶时，操作照射装置5来进行实际质子束的照射(步骤S7)。步骤S7相当于照射质子束B的质子束照射方法(带电粒子束照射方法)。 

接着，对用仿真装置3执行的剂量分布仿真进行说明。该剂量分布仿真为如下方法：设想质子束B照射到被照射体X的情况，将质子束B假设为具有锐方向性射束形状(锥形)扩展的虚拟形状，并且利用导出被照射体X内的质子束B的扩展的剂量分布核，仿真被照射体X内的质子束B的剂量分布，该方法根据进一步进化上述PBA法的DMS-PBA法执行。 

仿真装置3通过接收仿真数据来执行剂量分布仿真所涉及的处理。仿真装置3的输入部31接收包含治疗用CT图像数据、照射区域数据及照射参数数据的仿真数据的输入(步骤S11)。 

若由输入部31接收仿真数据，则运算部33进行如下操作：设想质子束B照射到被照射体X的情况，根据照射区域数据及照射参数数据(物质信息)和剂量分布核，将质子束B假设为具有锐方向性射束形状(锥形)扩展的射束(虚拟形状)，并假设已发射这种射束(步骤S12)。 

其次，运算部33利用导出被照射体X内的射束的扩展的剂量分布核计算到体表面Xa为止的射束的侧方发射度。并且，运算部33假设扩展至规定范围的射束在射束的前进方向的中途(体表面)到达体表面Xa，制作体表面Xa中的Surface Map(步骤S13)。 

其次，为了进行射束在体表面Xa中的细化，运算部33细化体表面Xa中的Surface Map来假设多个体素(步骤S14)。另外，运算部33假设以多个体素为出发点具有锐方向性射束形状(锥形)扩展的多个小射束(虚拟形状)， 并假设已发射被细化的小射束(步骤S15)。另外，运算部33根据治疗用CT图像数据和多个小射束，算出被照射体X内的质子束B的剂量分布(步骤S16)。通过以上步骤完成剂量分布仿真。 

其次，对本实施方式所涉及的仿真装置3及剂量分布仿真方法的效果进行说明。 

例如，当被照射体X仅由一定的物质构成时，用以往PBA法也能够期待较高的精确度。但是患者等实际被照射体X由各种各样的物质错综复杂地构成，因此很难用以往PBA法高精确度地算出质子束(带电粒子束)的剂量分布。但是，根据本实施方式所涉及的仿真装置3及剂量分布仿真方法，由于适当地细化假设为质子束B的锐方向性射束形状(锥形)的虚拟形状来假设为多个小射束(虚拟形状)，因此能够使细化的各个小射束与错综复杂的结构对应的同时，算出质子束B的剂量分布，对于提高剂量分布的精确度很有效。 

另外，本实施方式所涉及的仿真装置3及剂量分布仿真方法中，由于将质子束(带电粒子束)B假设为锐方向性射束形状(锥形)的虚拟形状的基础上，求出质子束B的剂量分布，因此与通过统计性运算处理导出剂量分布的Monte Carlo Simulation相比，更能减轻运算处理的负担。其结果，能够抑制精确度下降的同时，减轻运算处理的负担来提前算出剂量分布。 

另外，在本实施方式中，由于细化质子束B的位置为质子束B即将进入被照射体X之前的位置(体表面Xa)，因此能够在即将进入被照射体X的内部之前，对应内部的结构而将质子束B细化为多个小射束(虚拟形状)，因此能够期待算出质子束B的剂量分布方面的高精确度。 

另外，在本实施方式中，具备有通知由运算部33算出的剂量分布的输出部35，能够从输出部35通知操作人员可识别的文字信息、图像信息或音频信息等。因此，操作人员能够容易地掌握作为仿真结果的质子束B的剂量分布。 

另外，输出部35通过输出对剂量分布进行等剂量线化或等剂量面化的图像来通知操作人员，因此操作人员能够容易地掌握剂量的大小。 

其次，参照图12、图13及图14对用于证实本实施方式的优越性的实验结果进行说明。另外，图12、图13及图14表示利用实验几何学的验证结果，各图(a)是示意地表示质子束B相对于被照射体模型即仿真模型的前进方向的 图，各图(b)是表示被照射体X的深部方向的剂量分布廓线的图表，各图(c)表示规定深度处的侧方剂量分布廓线的图表。 

实验例1、实验例2及实验例3中，利用实验装置(参照图12(a)、图13(a)、图14(a))进行验证实验，所述实验装置具备：截面L字形的填充物61；聚苯乙烯制的仿真模型62，再现了在副鼻腔中出现的空气与软部组织的边界；二维剂量仪(2D-ARRAY)63，配置于仿真模型62的下面；及质子束治疗用患者床铺64，支承仿真模型62和2D-ARRAY。另外，在各实验例1、2、3中，设想射束B通过仿真模型62的情况，并用PBA法和DMS-PBA法导出剂量分布廓线。 

如图12(b)、图13(b)、图14(b)所示，在实验例1、实验例2、实验例3的仿真结果(深部方向剂量分布廓线)中，就布拉格峰处的剂量而言，用DMS-PBA法导出的剂量小于用PBA法导出的剂量。并且，图12(c)表示实验例1的布拉格峰深度(深度d为123mm)处的侧方剂量分布廓线，在用上述实验装置2D-ARRAY63实际测量的值(Measured)中观测到热点。并且，图13(c)表示实验例2中布拉格峰深度(深度d为142mm)处的侧方剂量分布廓线，在实际测量值(Measured)中观测到冷点。并且，图14(c)表示实验例3中布拉格峰深度(深度d为162mm)处的侧方剂量分布廓线，在实际测量值(Measured)中观测到热点。另外，热点是指高剂量的点，冷点是指低剂量的点。 

其次，对从实验例1、实验例2、实验例3的验证结果推测到的内容进行说明。 

(1)在各实验例1、2、3中，可以认为由于质子的迂回效应的影响，而在布拉格峰深度处出现热点或冷点。 

(2)就PBA法而言，在各布拉格峰的热点或冷点中，出现最大约12％的精确度下降。可以认为这是由只考虑到扩展的锐方向性射束形状沿中心轴的侧方扩展而引起的。 

(3)就DMS-PBA法而言，能够通过体表面中的射束B的分割来考虑体内的非均质物质的影响，其结果，若考虑数mm左右的仿真模型62的几何学位置偏移，则可以确认侧方剂量分布廓线以3％的精确度一致。 

并且，能够从表1所示的结果得到以下验证结果。 

[表1] 

IF：Irradiation Field(照射野区域(mm²)) 

Volume：射束所计算出的总体积(Litter) 

Time：计算所需的时间(sec) 

(1)照射野区域越变大，PBA法、DMS-PBA法的计算时间(用于运算处理的时间)均变长。 

(2)PBA法及DMS-PBA法中，随着射束所计算的总体积之比变小，相对于计算时间的比也变小。 

(3)当照射野区域为100×100mm²时，DMS-PBA法的计算时间比PBA法的计算时间更缩短。 

从以上验证结果能够确认到，与目前临床中应用的PBA法相比，DMS-PBA法在相等的计算时间内在仿真模型62内的非均质区域中的剂量分布计算结果(仿真结果)的精确度更加优异。 

并且，虽然是利用仿真模型的初始验证，但能够确认到DMS-PBA法有效利用于临床中的可能性。

以上，以实施方式所涉及的仿真装置及剂量分布仿真方法为例对本发明进行了说明，但本发明并非仅局限于上述实施方式。例如，作为从输出部35通知的形态，并非局限于规定的图像数据，也可以是音频数据等。并且，仿真装置并非局限于设置在质子束治疗装置内，也可以与质子束治疗装置分开设置。 

Claims (6)

1.一种仿真装置，设想带电粒子束照射到被照射体的情况，将所述带电粒子束假设为具有锥形扩展的虚拟形状，并且利用将所述被照射体内的所述带电粒子束的扩展导出的剂量分布核，仿真所述被照射体内的带电粒子束的剂量分布，其特征在于，具备：

输入机构，接收包含所述被照射体的物质信息及所述带电粒子束的照射信息的仿真数据的输入；及

运算机构，根据由所述输入机构接收的所述仿真数据及所述剂量分布核，算出所述被照射体内的带电粒子束的剂量分布，

其中，所述运算机构如下操作：在所述带电粒子束的前进方向的中途细化扩展至规定范围的多个所述带电粒子束，且假设以细化的位置为出发点具有锥形扩展的多个虚拟形状，并且根据由所述输入机构接收的所述仿真数据和所述带电粒子束的多个虚拟形状，算出所述被照射体内的所述带电粒子束的剂量分布。

2.如权利要求1所述的仿真装置，其特征在于，

细化所述带电粒子束的位置为所述带电粒子束即将进入所述被照射体之前的位置。

3.如权利要求1或2所述的仿真装置，其特征在于，

进一步具备输出机构，所述输出机构通知由所述运算机构算出的所述剂量分布。

4.如权利要求3所述的仿真装置，其特征在于，

所述输出机构对所述剂量分布进行等剂量线化或等剂量面化来进行通知。

5.一种带电粒子束照射装置，其特征在于，

具备权利要求1～4中任一项所述的所述仿真装置。

6.一种仿真方法，设想带电粒子束照射到被照射体的情况，将所述带电粒子束假设为具有锥形扩展的虚拟形状，并且利用将所述被照射体内的所述带电粒子束的扩展导出的剂量分布核，仿真所述被照射体内的带电粒子束的剂量分布，其特征在于，包括：

被照射体信息获取工序，获取所述被照射体的物质信息；

照射信息设定工序，决定所述带电粒子束的照射信息；及

仿真工序，根据在所述照射信息设定工序中决定的所述照射信息和所述剂量分布核，在所述带电粒子束的前进方向的中途细化扩展至规定范围的多个所述带电粒子束，且假设以细化的位置为出发点具有锥形扩展的多个虚拟形状，并且根据在所述被照射体信息获取工序中获取的所述物质信息和所述带电粒子束的多个虚拟形状，算出所述被照射体内的带电粒子束的剂量分布。