CN103566489B - 治疗计划装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种治疗计划装置，在照射参数依赖于时间变化的放射线治疗装置中，根据4DCT图像所含有的患部的运动信息，执行高精度的线量分布计算。该治疗计划装置的特征在于，读取具有时间信息的CT图像，在使与距照射开始的经过时间对应的照射对象的状态、在该经过时间照射的照射位置这两者相关后，计算线量分布。

Description

治疗计划装置

技术领域

本发明涉及治疗计划装置，尤其涉及用于向患部照射X线及质子等带电粒子束而治疗的放射线治疗装置的治疗计划装置。

背景技术

以通过照射各种放射线而使肿瘤细胞坏死为目的的放射线治疗近年来普及开来。作为所使用的放射线，不仅最普遍使用的X线，使用以质子线为代表的粒子线的治疗也普遍。

放射线的照射技术高度化，极力抑制对患部周围的正常器官的影响，并用于提高向患部的线量集中性的技术开发正在进展中。在使用被称为IMRT（Intensity Modulated Radiation Therapy）的X线的治疗中，通过使准直仪形状变化，并从多方向照射，即使在照射到复杂的形状的标准区域的场合，也能够将向周围的正常组织照射的线量抑制为最小限。另外，还使用在使准直仪形状变化的状态下，使安装照射装置的旋转跨轨信号架旋转，并连续地照射的方法。

即使在粒子线治疗装置中，也普遍使用扫描法。这是通过以涂敷肿瘤内部的方式照射较细的粒子束，只对肿瘤区域给予较高的线量的方法。能够基本上不需要用于将分布成型为肿瘤形状的准直仪等患者固有的器具地形成各种分布。

放射线治疗需要相对于照射放射线的位置、患部的状态事先制定详细的计划，以利用治疗计划装置事先得到向患部及患部周围的期望的线量分布的方式决定照射量、照射位置。在事先计划时确认患者的体内的样子的方法普遍是X线CT图像（以下称为CT图像）。患部位置的指定、基于患部位置的指定的体内的线量分布计算也普遍使用CT图像进行。

在照射时也期望按计划进行照射，但实际上由各种原因引起的误差会产生影响。该误差主要原因除了装置自身的误差、定位时的误差，还列举由呼吸、心跳引起的照射中的患部的运动。呼吸、心跳之类的患部的运动根据患者、目标部位而不同，因此难以评价。在IMRT、扫描照射中，利用复杂的分布的重合形成期望的分布，因此相对于呼吸等运动的分布变化预测也变得特难。

以定量地评价患部的运动对线量分布带来的影响的目的，考虑预测在CT图像上具有时间变动的信息的患部周围的器官的运动的方法。具有时间信息的CT图像被称为四次元（4D）CT图像，相对于运动的被摄体处于短时间范围的状态的图像中保持多组在不同的时间点的3DCT图像。

例如，就呼吸的运动而言，能够从通常的CT图像是使呼吸的周期间时间平均化的图像得到吸气的状态、或呼气的状态的周期中的某个时间点的3DCT图像。

通过使用该4DCT图像，利用治疗计划装置预测患部的运动对线量分布计算带来的影响的尝试有多种。例如，在专利文献1中，相对于4DCT图像所含的多个相位，从各个相位的重合计算线量分布。在专利文献2中，从表示在照射放射线时所记录的呼吸状态的信息选择对应的4DCT图像中的一个相位，计算线量分布。

在各个相位中计算的线量分布如在上述专利文献中所参照的那样，能够使用非刚体配准技术来累计计算。各相位间的体内结构、例如目标不仅是位置变化，也产生形状的变形。如果使用非刚体配准技术，使某相位例如在呼气的相位中的CT图像为参照CT图像时，能够判断参照CT图像的目标内的各点在其他相位的CT图像中与哪个位置对应。通过累计计算在对应的各点的线量，能够在参照CT图像上得到最终的线量分布。

这样，使用4DCT图像的线量计算技术通过在各相位的CT图像上计算线量分布，并累计计算线量分布，计算在进行在以4DCT图像所表示的具有运动的某状态的治疗的场合的线量分布的操作是基本的。

现有技术文献

专利文献1：日本特开2008-80131号公报

专利文献2：日本特表2009-502257号公报

但是，如粒子线治疗的扫描法那样，就根据从照射开始的时间，照射参数、例如照射粒子束时的旋转跨轨信号架的角度、接受粒子束照射的点、以及粒子束的强度等变化的照射法而言，患者的动作、照射参数的变化这两者的关系对线量分布产生影响。在扫描照射法中，典型地，在一个患者需要数分钟照射时间的期间，照射位置、能量总是变化。需要在使照射中的各时间点的粒子束的状态、患部的动作相关的基础上进行线量分布计算。

另外，4DCT图像包括与多个相位对应的图像，但在其间隔充分细的场合，即使与在某时间照射的放射线对应的相位清楚，相当于其相位的CT图像也不会总是存在。如现有的方法那样，在选择最近所想的相位进行线量计算的场合，即使是向相邻的照射位置照射的放射线，也选择不同的相位的CT图像来进行线量计算。在该场合，当得到两者的总和时，有可能产生本来不存在的线量分布的混乱。

发明内容

本发明的目的在于提供治疗计划装置，在照射参数依赖于时间变化的放射线治疗装置中，根据4DCT图像所含有的患部的运动信息，执行高精度的线量分布计算。

本发明为了解决上述课题，提供一种治疗计划装置，具备输入用于照射放射线的参数的输入装置、根据上述输入装置的输入结果运算治疗计划的运算装置、显示上述治疗计划的显示装置、以及存储保持与照射上述放射线的目标区域的变动相关的信息的一连串的3DCT图像信息的存储部，该治疗计划装置的特征在于，上述运算装置在使上述一连串的3DCT图像、根据上述治疗计划的从放射线治疗的开始到结束的经过时间的信息相关后，从上述经过时间的信息与上述一连串的3DCT图像在每个照射上述放射线的期间插入与上述目标区域的变动相关的信息，根据与由上述插入得到的上述目标区域的变动相关的信息，计算线量分布。

本发明的效果如下。

能够提供一种治疗计划装置，在照射参数依赖于时间变化的放射线治疗装置中，根据4DCT图像所含的目标区域的变动信息，执行高精度的线量分布计算。

更具体地说，使依赖于距治疗开始的时间而变化的患部的运动、放射线照射装置的照射参数相关，提高与运动目标相关的线量分布计算的精度。

附图说明

图1是表示直到利用本发明的优选实施方式制定治疗计划的流程的图。

图2是表示在本发明的优选实施方式中本发明装置的流程的图。

图3是表示粒子线治疗系统整体的结构的说明图。

图4是表示照射区域形成装置的结构的说明图。

图5是表示粒子线扫描照射法的照射位置的概念的图。

图6是表示粒子线扫描照射法的能量改变的概念的图。

图7是表示具有本发明装置的控制装置的结构的说明图。

图8是表示本发明装置的结构的说明图。

图9是表示4DCT图像的结构的示意图。

图10是表示设定初期相位的工具的一个例子的图。

图11是表示本发明的处理的概念的说明图。

图12是表示本发明的实施例二的治疗计划装置的操作流程的图。

图13是表示本发明的实施例三的治疗计划装置的操作流程的图。

图14是表示本发明的实施例三的治疗计划装置的处理的概念的图。

图中：301—带电粒子束产生装置，302—离子源，303—前级加速器，304—粒子束加速装置，305—偏转电磁铁，306—加速装置，307—出射用的高频施加装置，308—出射用偏转器，309—高频供给装置，310—高能量粒子束输送系统，311—旋转照射装置，312—中央控制装置，313、604—存储器，315、603—显示装置，400—照射区域形成装置，401、402—扫描电磁铁，403—线量监视器，404—粒子束位置监视器，405—扫描方向，406—患者，406a、801—目标，410—扫描电磁铁用电源，411—扫描电磁铁磁场强度控制装置，501—治疗计划装置，502—数据服务器，602—输入装置，605—运算处理装置，606—通信装置，701—第一3DCT图像，702—第二3DCT图像，703—第三3DCT图像，704—第四3DCT图像，705—肺，706—目标区域，802、901—以相同能量照射的面，803—定点间隔，804、902—定点，805—照射到定点804的粒子束的轨迹，806—扫描路径，903—照射到定点902的粒子束的轨迹，1001—滑块，1101—在经过时间的4DCT图像的相关结果，1102—相对于各组的照射时间的经过时间的相关结果，1103、1104—照射时间，1105、1107—优选时间，1106、1108—插入图像，1109—插入图像组。

具体实施方式

（实施例一）

使用图说明本发明的优选的一个实施例的治疗计划装置。本发明的对象为X线治疗系统、粒子线治疗系统的治疗计划装置。本实施例使用图3、图4说明作为其一个例子的粒子线治疗系统，通过即使相对于X线治疗系统也应用本发明，得到相同的效果。

图3是表示粒子线治疗系统的整体结构的图。在图3中，粒子线治疗系统具备带电粒子束产生装置301、高能量粒子束输送系统310、旋转照射装置311、中央控制装置312、存储器313、照射控制系统314、显示装置315、照射区域形成装置（照射装置）400、床407以及治疗计划装置501。

带电粒子束产生装置301由离子源302、前级加速器303、粒子束加速装置304构成。本实施例作为粒子束加速装置304假设同步加速器式粒子束加速装置，但作为粒子束加速装置304，可以使用回旋加速器等其他粒子束加速装置。如图3所示，同步加速器式粒子束加速装置304在其圆周轨道上具备偏转电磁铁305、加速装置306、出射用高频施加装置307、出射用偏转器308以及四极电磁铁（未图示）。

使用图3说明粒子束从利用了同步加速器式粒子束加速装置304的带电粒子束产生装置301产生，直到向患者照射的经过。由离子源302供给的粒子利用前级加速器303加速，并向作为粒子束加速装置的同步加速器输送。在同步加速器上设置加速装置306，与在同步加速器内旋转的粒子束通过加速装置306的周期同步，向设在加速装置306的高频加速空洞（未图示）施加高频，从而使粒子束加速。这样将粒子束加速到粒子束到达规定的能量。

在将粒子束加速到规定的能量（例如70～250MeV）后，当出射开始信号从中央控制装置312通过照射控制系统314输出时，来自高频电源309的高频电力利用设置在高频施加装置307上的高频施加电极施加于在同步加速器内旋转的粒子束上，从而使粒子束从同步加速器出射。

高能量粒子束输送系统310连接同步加速器与照射区域形成装置400。从同步加速器取出的粒子束通过高能量粒子束输送系统310导入设置在旋转照射装置311上的照射区域形成装置400。旋转照射装置311从患者406的任意方向照射粒子束，因此通过装置整体旋转，也能够向患者406所在的床407的周围某方向旋转。

照射区域形状装置400是对最终向患者406照射的粒子束的形状进行整形的装置，其结构根据照射方式而不同。散射体法与扫描法是优选的照射方式，但本实施例以扫描法为对象。扫描法原样将从高能量粒子束输送系统310输送来的细粒子束向目标照射，通过使该粒子束立体地进行扫描，最终能够只在目标上形成高线量区域。

图4表示与扫描法对应的照射区域形成装置400的结构。使用图4简单叙述照射区域形成装置400内的设备的各自的作用与功能。照射区域形成装置400从上游侧具备两个扫描电磁铁401及402、线量监视器403、粒子束位置监视器404。线量监视器403计测通过了监视器的粒子束的量。另一方面，粒子束位置监视器404能够计测粒子束通过的位置。根据来自这些监视器403、404的信息，照射控制系统314能够管理在计划的位置照射计划量的粒子束。

从带电粒子束产生装置301经过高能量粒子束输送系统310输送来的细粒子束通过扫描电磁铁401、402使其前进方向偏转。这些扫描电磁铁以在与粒子束前进方向垂直的方向产生磁力线的方式设置，例如在图4中，扫描电磁铁401使粒子束向扫描方向405的方向偏转，扫描电磁铁402使粒子束向与扫描方向405垂直的方向偏转。通过利用这两个电磁铁，能够在与粒子束前进方向垂直的面内使粒子束移动到任意的位置，能向目标406a照射粒子束。

照射控制系统314通过扫描电磁铁磁场强度控制装置411控制流向扫描电磁铁401及402的电流的量。从扫描电磁铁用电源410向扫描电磁铁401、402供给电流，通过激励与电流量相应的磁场，能自如地设定粒子束的偏转量。粒子束、偏转量与电流量的关系预先作为图表保持在中央控制装置312中的存储器313中，参照该图表。

扫描法的粒子束的扫描方式是两种。一个是反复进行照射位置的移动与停止的离散的方式，另一个是连续地使照射位置变化的方式。离散的方式按照以下的流程实施。首先，使照射位置停留在某点，照射规定量的粒子束。将该点称为定点。如果规定量的粒子束照射到定点，则接下来，在暂时停止粒子束的照射后，以能够向下一个位置照射的方式改变扫描电磁铁的电流量。在改变电流量，移动到下一个照射位置后，再次照射粒子束。另外，此时，只要照射位置的移动是高速，换言之，能进行高速的粒子束扫描，则能以移动中也不使粒子束停止的方式进行控制。

使照射位置连续地移动的方式在照射粒子束的状态下使照射位置变化。即，一边以在使电磁铁的励磁量连续地变化的状态下通过照射区域内整体的方式照射粒子束一边移动。该方法在每个照射位置的照射量的变化通过改变扫描速度或粒子束的流量、或改变其双方来实现。

图5表示利用离散的方式进行的照射的示意图。图5是照射立方体目标801的例子。粒子束在前进方向的某位置停止，为了在该停止位置赋予能量的大部分，以粒子束停止的深度为目标区域内的方式调整能量。在图5中，选择在以相同能量照射的面802附近停止的能量的粒子束。在该面上以定点间隔803配置离散的粒子束照射位置（定点）。当在一个定点照射规定量时，移动到下一个定点。定点804由通过照射定点804的粒子束的轨迹805的粒子束照射。当依次照射配置在目标内的相同能量的定点并结束时，为了照射目标内的其他深度位置，改变使粒子束停止的深度。

为了使粒子束停止的深度变化，使照射到患者406的粒子束的能量变化。使能量变化的方法之一是改变粒子束加速装置、即在本实施例中为同步加速器的设定。粒子被加速到在同步加速器中设定的能量，但通过改变该设定值，能够改变入射到患者406的能量。在该场合，从同步加速器取出的能量变化，因此通过高能量粒子束输送系统310时的能量也变化，还需要改变高能量粒子束输送系统310的设定。在同步加速器的场合，在能量改变方面需要一秒左右的时间。

在图5的例子中，主要在相当于由相同能量照射的面802的区域赋予能量。通过改变能量，成为例如图6所示那样的状况。在图6中，照射比在图5中使用的能量低的能量的粒子束。因此，粒子束在更浅的位置停止。以用相同能量照射的面901表示该面。与该能量的粒子束对应的定点之一即定点902由通过照射定点902的粒子束的轨迹903的粒子束照射。

使粒子束能量变化的另一个方法是在照射区域形成装置400内插入射程改变体（未图示）。根据想要变化的能量，选择射程改变体的厚度。厚度的选择可以是使用具有多个厚度的多个射程改变体的方法、使用相对的楔形的射程改变体的方法。

图7表示本发明的优选的一个实施例的治疗计划装置501的结构。首先，治疗计划装置501利用网络与数据服务器502、中央控制装置312连接。如图8所示，治疗计划装置501具备用于输入用于照射放射线的参数的输入装置602、显示治疗计划的显示装置603、存储器604、实施线量分布计算的运算处理装置605（运算装置）、以及通信装置606。运算处理装置605与输入装置602、显示装置603、存储器（存储装置）604以及通信装置606连接。

从此处沿图1及图2说明使用治疗计划装置501的操作的流程。图1表示操作者的操作流程，图2表示本实施例的治疗计划装置501主要使用运算处理装置605实施的计算内容的流程。

在治疗之前，对治疗计划用的图像进行摄像。作为治疗计划用的图像，最普遍使用的是CT图像。CT图像利用从患者的多个方向获得的透视图像再次构成立体的数据。本实施例利用4DCT图像制成治疗计划，因此在此取得的CT图像也是4DCT图像。但是，在此参照的4DCT图像不限于经过与通常的CT图像不同的特别的摄像方法得到的图像，表示由相同患者的多个不同状态的多个3DCT图像构成的数据组。

由CT装置（未图示）摄像的4DCT图像保存在数据服务器502中。治疗计划装置501利用该4DCT图像。图1表示由操作者制定的治疗计划方案的流程。首先，当开始制定治疗计划时（步骤101），作为本治疗计划装置的操作者的技师（或医师）使用作为输入装置602的鼠标等设备从数据服务器502读取成为对象的CT数据。即，治疗计划装置501利用输入装置602的操作，通过连接在通信装置606上的网络，从数据服务器502将4DCT图像复制到存储器604上。

如上所述，4DCT图像由多个3DCT图像组构成，保持包括目标区域及周围的体内结构的并列、旋转、变形的运动的信息。在本实施例中，将这种、保持与照射放射线的区域的变动相关的信息的一连串的3DCT图像称为4DCT图像。构成4DCT图像的各个3DCT图像表示伴随已知的时间关系，某个运动周期（例如患者的呼吸、心跳的周期）期间的不同的时间点的区域的状态。图9是表示4DCT图像的示意图，由第一3DCT图像701～第四3DCT图像704（以后，简称为图像701、图像702、图像703、图像704）这四个3DCT图像构成。另外，在图9中，为了方便，以2DCT图像的样式描绘701～704这四个3DCT图像。

各个3DCT图像是包括肺705与目标区域706的患者的胸部区域的3DCT图像。图像701～图像704的3DCT图像表示在患者的呼吸周期中的四个时间点、即CT时间1、CT时间2、CT时间3及CT时间4所摄的状态。这些图像与是呼吸周期中某个状态的信息相关。例如，呼吸的一个周期分割为全呼气、全吸气以及其中间的状态（相位），从图像701到图像704的图像属于各个相位。在该例子中，4DCT图像由单一的运动（呼吸）周期构成，但可以替换为多个运动周期而获得。只要是多个CT图像的组合，且在各个图像上具有时间、状态的信息，则未限定于一个周期。

当从数据服务器502向存储器604的3DCT图像的读取结束，且将3DCT图像显示在显示装置603上时，操作者一边确认显示在显示装置603上的3DCT图像，一边使用相当于输入装置602的鼠标等设备，输入在每个3DCT图像的单元、即2DCT图像上应当作为目标而指定的区域。在此，输入的目标区域存在肿瘤细胞或具有存在肿瘤细胞的可能性，因此是判断为应该照射充分的量的放射线的区域。将该区域称为目标区域。具有应当极力抑制照射线量的重要器官位于目标区域附近等、需要另外评价、控制的区域场合，操作者也同样指定这些重要器官等的区域。

在此的区域描绘可以在4DCT图像所含的各个3DCT图像全部中实施，也能够只使用4DCT图像所含的某一个状态的3DCT图像。例如，选择全呼气的状态的图像，在该图像上指定区域。另外，目标区域的描绘也能够从全部的图像合成一张图像，在该图像上进行描绘。例如，从多个3DCT图像比较表示相同位置的点的CT值，通过在全部的点选择亮度最高的数值，能够得到一组合成CT图像。另外，也可以在MRI所代表的不同的形式的图像上执行（步骤103）。

在输入仅某一个3DCT图像中的目标区域、或重要器官的区域的场合，在4DCT图像所含的各个3DCT图像上的区域，能够使用非刚体配准技术来决定。具有需要通过操作者进行修正的场合，但能够描绘使包括到目标区域的变形，在某图像的区域形状在定义了运动的模型（各点的移动的方向、大小）后，与其他图像对应的区域。通过这样，能够节省对4DCT图像所含的各个3DCT图像进行区域描绘的时间，能够减少操作者的作业量。

当对全部的3DCT图像输入区域结束时，操作者指示输入的区域的注册。通过进行注册，操作者输入的区域作为立体的位置信息保存在存储器604内（步骤104）。区域的位置信息也能保存在数据服务器502中，也能够与3DCT图像一起读取在读取3DCT图像时已经输入的信息。

接着，操作者制作包括相对于注册的目标区域应该照射的粒子束的位置、能量的信息的治疗计划。在4DCT图像中含有保持目标区域的变动信息的多个3DCT图像，但治疗计划的制定参照特定的一个3DCT图像执行。操作者选择参照的3DCT图像。该图像可以是相当于4DCT图像中的某个相位的3DCT图像，也可以是相对于相同的患者与4CDCT图像不同地摄影的通常的（不是4D）3DCT图像。以下的操作根据在此选择的3DCT图像进行。

操作者在选择的3DCT图像上设定必要的照射参数（步骤104）。首先，操作者设定照射方向。应用了本实施例的粒子线治疗系统通过选择旋转照射装置311与床407的角度，能够从患者的任意方向进行粒子束的照射。照射方向能相对于一个目标设定多个。在从某方向照射粒子束的场合，如图8所示，以在照射时目标区域706的重心位置与等中心（旋转照射装置311的旋转中心位置）一致的方式定位。

另外，作为操作者应该决定的用于照射的参数，具有应该照射到在步骤102中注册的区域的线量值（规定线量）。规定线量含有应该照射到目标的线量、重要器官应当避开的最大线量。

在以上的参数决定后，根据操作者的指示，治疗计划装置501自动进行计算（步骤107，图2）。下面，说明治疗计划装置501进行的线量计算的内容的详细情况。

首先，治疗计划装置501决定粒子束照射位置。如果是上述的离散的扫描方式，则计算离散的定点位置，如果是连续的照射，则计算扫描路径。在本实施例中，假设离散的操作方式。照射位置以覆盖目标区域的方式设定。在作为照射方向（旋转照射装置311与床407的角度）指定多个方向的场合，在各方向进行相同操作。

当决定全部的照射位置时，治疗计划装置501开始照射量的最适化计算。向各定点的照射量以接近在步骤105中设定的目标的规定线量的方式决定。在该计算中，普遍采用将使每个定点的照射量从作为参数的目标线量的偏离数值化的目标函数的方法。目标函数以线量分布越满足成为目标的线量，越为小值的方式定义，通过利用反复计算探索目标函数为最小的照射量，计算最适的照射量。

当反复计算结束时，最终决定对各定点必要的照射量。多个定点的照射顺序也在该阶段决定。通常，以图5的扫描路径806表示的方式设定曲折的路径，但根据考虑扫描时间、扫描方向的基准，能替换照射顺序。但是，如果是离散的扫描方式，则在该阶段，照射顺序不会对线量分布带来影响。

接着，治疗计划装置501利用运算处理装置605，使用最终得到的定点位置与定点照射量，计算线量分布。根据需要，计算出的线量分布结果显示在显示装置603上。该结果是相对于在步骤103中选择的3DCT图像的结果，注意不是考虑照射放射线期间的目标移动、变形、旋转等目标区域的变动信息的结果。

本实施例的治疗计划装置不仅只在特定的3DCT图像上计算根据制成的治疗计划信息的线量分布结果，还能够在4DCT图像、即综合了多个不同的状态的3DCT图像的信息的基础上计算线量分布，并显示。以下，详细说明该方法。计算的流程概括为从图2的步骤201至步骤210。

本实施例的治疗计划装置501能任意地选择在开始按照治疗计划的放射线治疗的时间点的患部的运动的状态。

首先，操作者指定在照射开始时、即开始照射放射线时的状态（相位）（步骤106）。如上所述，在4DCT图像所含的各个3DCT图像含有与目标区域的变动相关的分别对应的相位的信息。例如，如图9所示，如果是含有由呼吸引起的移动信息的4DCT图像，则一个周期被分割为全呼气、全吸气及其中间状态（相位）这四个，分别以图像701、图像702、图像703、图像704的CT图像表示。呼吸周期当以该顺序反复时，以使图像701的状态的相位为0，图像702的状态的相位为0.25，图像703的状态的相位为0.5，图像704的状态的相位为0.75，并且在相位1.0返回图像701的方式，相位状态能以0至1之间的实数指定。另外，以从0至1的实数指定相位是一个例子，因此如果是操作者容易明白的指标，则可以采用该指标。

4DCT图像所含的各个3DCT图像的相位还存在由对4DCT图像进行摄影的设备预先取得的场合，但操作者也可以使用输入装置602设定。如果操作者能够使用输入装置602相对于一连串的3DCT图像设定与目标区域的变动相关的相位，则如上所述，即使不是经过特别的摄像方法得到的图像，也能在本实施例的治疗计划装置501中使用。

本实施例的治疗计划装置501具备操作者用于指定照射开始时的相位的相位指定功能。例如，作为相位指定功能，只要具有图10那样的滑块，则操作者通过使用输入装置602调节滑块1001来设定相位。或者，操作者可以直接输入相位的值。在操作者未输入相位的值的场合，设定规定值（步骤202）。另外，输入初期相位的步骤106、输入区域的步骤104、决定照射参数的步骤105等的顺序未限于图1所示的顺序，可以任意决定。另外，就相位指定功能而言，输入装置602可以兼具该功能。

根据输入的照射开始时的相位、运动周期，运算处理装置605分割与距照射开始的时间对应的相位。即，相对于从按照治疗计划的放射线治疗的开始到结束的经过时间的信息，通过使设定在与构成4DCT图像的一连串的3D图像的各个上的相位关联，能够在距照射开始的任意时间参照患者的状态处于哪个相位状态（步骤203）。另外，为了该关联，需要4DCT所含的运动周期、换言之目标区域的变动的周期信息。在根据在4DCT摄影时得到的信息明白周期的场合，能够利用该信息，但在不明白的场合，操作者也能够利用输入装置602输入典型的值、即如果是呼吸的周期则数秒左右的值。

或者，在实际进行了照射后，还以评价已经照射的线量的目的使用治疗计划装置计算线量分布。在该场合，只要利用能够在放射线照射时监视患部的运动的装置，总是记录距照射开始的患部的运动，则可以直接相对于经过时间输入距此处依赖于经过时间的患部的相位的变化、即与目标区域的变动相关的相位。

另一方面，运算处理装置605计算在按照治疗计划开始放射线治疗后经过的任意时间照射的放射线的信息（照射位置、照射方向、能量等）（步骤204）。粒子束的照射位置、照射量包含于预先制成的治疗计划信息，但为了计算与经过时间对应的照射位置，需要每个定点的照射时间、定点间的移动时间、能量改变所需的时间等信息。

这些信息是放射线治疗装置固有的信息，如果是本实施例的粒子线扫描照射的场合，则包括从同步加速器出射的粒子束的电流值、能量改变所需的时间、利用扫描电磁铁401、402时的扫描速度等。这些值预先存储在治疗计划装置上的存储器604中，对计算必要的场合能够参照。另外，也能由操作者改变值。

步骤203及步骤204的计算顺序可以任一个在前。通过参照步骤203及步骤204的计算结果，在距照射开始的任意的时间，能够得到患部的相位、照射的放射线的信息这两者。根据这两个信息，运算处理装置605计算线量分布。此时，与患部的相位即目标区域的变动相关的相位相对于经过时间定为某值，但4DCT图像相对于一个周期只含有从数个到十个左右的相位的信息（例如在图9中是四个），与某相位一致的CT图像未必总是存在。

因此，在计算照射某位置的放射线形成的线量分布时，考虑从构成4DCT图像的图像中选择最接近与照射该位置的时间对应的相位的相位的CT图像，并计算的方法。在该场合，在扫描照射法中，相同能量的定点（例如以图5的相同能量照射的面802内的定点）的全部未被分割为相同的CT图像，例如，还存在在前半与后半不同的相位的CT图像上实施线量计算的情况。其结果，当以最终累计计算的线量进行评价时，有可能产生线量在前半部分与后半部分的接缝比实际高的区域、或低的区域。

另一方面，只在相同能量的定点的照射上需要数十～数百毫秒的时间，如果在呼吸等运动中调查，则充分快，认为本来对动作的线量分布的影响小。即，选择最近的相位的图像的方法在如扫描放射法那样，照射位置以根据时间短的间隔变化的照射法中，存在在计算上产生原本没有显现的线量分布的变化。

为了避免该情况，本实施例的治疗计划装置利用以下那样的方法实施线量分布计算。图11示意地表示该方法。

如上所述，运算处理装置605能够作为距照射开始的经过时间的函数计算患者的相位。图11横轴表示经过时间，以虚线包围在经过时间的4DCT图像的相关结果1101而表示。假定反复进行相同周期，因此反复进行从图像701的相位（相位0）经过图像702（相位0.25）、图像703（相位0.5）、图像704（相位0.75），返回图像701的运动周期。

在此，运算处理装置605将用于治疗的放射线分类为多个组（步骤205）。如果是扫描照射法，则可以更细地将一个定点作为一个组，但通常只要将相同能量的粒子束作为一个组则足够。将该样式作为以图11的虚线包围的、与相对于各组的照射时间的结果时间相关的结果1102而表示。分别以线表示的、照射时间1103、1104分别表示照射附属于一个组的各个定点，到相对于一个组的照射结束的时间。

接着，运算处理装置605相对于各个组设定优选的照射时间（步骤206）。例如，如果将照射属于组的定点的时间的、正好中间的时间（中间时间）作为优选的照射时间，则能够容易地根据治疗计划计算优选时间。根据该中间时间，参照对应的患部的相位。

从图11也可以看出，该相位与原来的4DCT图像所含的图像（从图像701到图像704的任一个）的相位不一致。在图11中，照射时间1103的优选时间1105与在经过时间的4DCT图像的相关的结果1101内的相位（从图像701到图像704）不一致。

因此，运算处理装置605使用从原来的4DCT图像所含的图像701到图像704，产生相当于该相位的图像。

在图11的例子中，从作为其相位的两边的图像的图像701与图像702产生表示相当于优选时间1105的相位的3DCT图像（步骤207）。从该图11可以看出，在本实施例中，运算处理装置605在每个照射放射线的期间，插入目标区域的变动信息，产生反映其插入结果的3DCT图像。

在此使用的技术是非刚体配准技术。在非刚体配准技术中，研究参照图像的点在其他图像中位于哪一点。即，可看出图像701上的点A的坐标x在图像702上，位于坐标x'的点。另外，定义从x向x'的向量。如果图像701的相位为0，图像702的相位为0.25，图像期望的相位为0.1，则将从点A定义的向量作为原来的0.1／0.25倍的长度而延伸的坐标为在该相位与点A对应的点。通过相对于全部点进行该作业，能够产生与优选时间1105对应的相位的图像。另外，该图像生成方法是一个例子，也可以是从两个3DCT图像产生与照射时间的优选时间对应的相位的3DCT图像的方法。

在图11中，生成与优选时间1105对应的相位的图像即插入图像1106，同样地，生成表示与照射时间1104的优选时间1107对应的相位的插入图像1108。同样地生成的CT图像在根据照射时间由插入处理生成的插入图像组1109中图示。属于各组的定点形成的线量分布根据该CT图像计算。即，属于在照射时间1103照射的组的定点形成的线量分布在作为插入相对于属于该组的定点照射放射线期间的目标区域的变动的结果的插入图像1106上计算。运算处理装置605将该作业相对于全部的组，换言之，在全部的照射时间进行（步骤208）。这样，本实施例的治疗计划装置在计算线量分布时，在从按照治疗计划的放射线治疗的开始到结束的经过时间中，由插入处理从预先取得的多个图像生成反映任意的时间点的目标区域的变动的图像，在该产生的图像上计算线量分布。

另外，显示装置603可以依次表示由构成4DCT图像的一连串的3DCT图像生成的、与照射放射线的期间对应的3DCT图像及在该生成的3DCT图像上运算而得到的线量分布。通过这样，能够沿时间系列把握在按照治疗计划实施放射线治疗的场合形成的线量分布。

运算处理装置605当结束全部的定点的线量分布的计算时，为了得到最终的线量分布，累计计算在全部的图像中计算出的线量分布。即，运算处理装置605通过从放射线治疗的开始到结束累计计算在照射放射线期间形成的线量分布，计算在结束放射线治疗时形成的线量分布。

在图11中，相对于根据照射时间由插入处理得到的插入图像组1109内的CT图像，计算由对应的组内的定点得到的线量分布，因此累计计算该全部（步骤209）。在累计计算中，使用非刚体配准技术，可以累计计算在对应的点的线量。运算处理装置605将最终的线量分布显示在显示装置603上。

操作者评价在输出的放射线治疗结束时形成的线量分布，判断该线量分布是否满足与在成为目标的条件、放射线治疗结束时形成的、成为目标的线量分布的一致度（步骤109）。为了评价，改变在步骤105中指定的初期相位并重新计算也是有效的。或者，也能够准备在自动选择初期相位并计算后，计算从这些目标的分布偏离的平均值。运算处理装置605通过计算设定多个初期相位时的线量分布、成为目标的线量分布的偏离的平均值，能够评价目标区域的变动对所计划的线量分布带来的平均影响。

另外，本实施例的治疗计划装置501不仅在3DCT图像上的线量分布，还能将在任意截面的分布显示在显示装置603上。另外，也能够将在目标区域所代表的特定的区域内的线量柱状图作为图表而表示。如果需要，操作者能够使用输入装置602，将所表示的分布、图表作为数据输出到治疗计划装置501的外部。

评价最终形成的线量分布的结果，在判断为不是操作者期望的分布的场合，返回步骤103，重新设定照射参数。作为应当改变的参数，具有照射方向、规定线量，但在使用4DCT的计算中，扫描路径、反复照射数也对线量分布带来影响，因此也能设定这些值。

在改变了设定后，反复进行使用4DCT图像的计算。在得到期望的结果的时间点，结束治疗计划的制定。得到的照射条件通过网络保存在数据服务器502中（步骤110，步骤111）。

如上所述，本实施例的治疗计划装置501能通过使用4DCT图像，考虑目标的运动对线量分布带来的影响，进行最终形成的线量分布CT图像评价。

另外，运算处理装置605作为在按照治疗计划装置照射放射线期间，插入目标区域的变动信息的结果，根据4DCT图像生成反映该期间的目标区域的变动的3DCT图像，使用该生成的3DCT图像计算线量分布，因此能进行考虑了目标区域的移动、变形的高精度的线量分布的运算。

[实施例二]

在实施例一中，由利用非刚体配准进行的插入操作生成相当于如图11那样对应的相位的图像。当生成的图像数增加时，计算时间增大。利用插入生成CT图像自身的操作由于插入到对线量分布计算不必要的部分的像素，因此在本实施例中，只在对目标区域等的线量分布有关的区域内省略计算对象。

在本实施例中，图1所示的操作者的操作流程与实施例一相同，即使在图2所示的计算内容的流程中，直到步骤206都与实施例一相同，如图12所示，只从步骤217到步骤219的内容与实施例一不同。以下只说明该步骤的内容。

在此，考虑与在步骤205中分类的组中、属于某一个组的定点的线量分布计算。首先在步骤103中由操作者输入的目标区域等相关区域内设定评价线量的计算点。只要以3DCT图像的解像度在区域内配置计算点即可，该计算点使用输入装置由操作者设定，也可以运算处理装置605在目标区域内自动设定。

以j表示这些计算点的索引。接着，在属于该组的定点中，计算在第一个定点照射单位强度的粒子束的场合给予第j个点的线量，将该值作为D_ij。在图12的步骤217中，相对于全部的定点及全部的计算点计算该值。即，作为D_ij，表示在保持与某目标区域的变动相关的相位的3DCT图像中，在相对于各个定点照射具有某强度的粒子束（单位强度粒子束）时，计算点j从这些各定点接受的线量的程度。

第j个计算点的线量d_j求出从周围的定点对该计算点的照射的线量和，因此用以下的计算来计算。在图12所示的步骤218中，进行该处理。

详细地说明本实施例的步骤217。

$d_j=\underset{i}{\mathrm{\Σ}}{D}_{\mathrm{ij}}{w}_i$ …（式1）

W_i是照射到第i个定点的照射量。

运算处理装置605利用4DCT图像所含的全部3DCT图像计算D_ij（步骤217）。即，对每个构成4DCT图像的一连串3DCT图像，计算在将具有某种强度的能量的放射线照射到目标区域内时，照射到计算点j的线量程度。在图9的例子中，在4DCT图像中含有图像701～图像704这四组，但在本实施例中，运算处理装置605将这些图像按A、B、C、D的顺序来参照。例如，使用图像701计算的要素D_ij表示为D_ij ^A，使用图像702计算的要素D_ij表示为D_ij ^B。

根据以上信息，如下那样求出在与任意的相位对应的图像中的计算点的线量。与实施例一相同，图像701的相位为0，图像702的相位为0.25。在与相位0.1对应的图像中的线量的计算如实施例一所示，不仅插入3DCT图像整体，还插入D_ij的值。即，如下那样计算新的D_ij的值。

$D_{\mathrm{ij}}=\frac{0.25-0.1}{0.25}{D}_{\mathrm{ij}}^A+\frac{0.1}{0.25}{D}_{\mathrm{ij}}^B$ …（式2）

接着，对步骤218进行说明。

新求出的D_ij是按照治疗计划开始放射线治疗后，在某时间点的放射线的照射期间，一连串的3DCT图像与放射线治疗的经过时间插入计算点j从目标区域的整体给予的线量的照射的结果。即，作为插入与放射线的照射期间的目标区域的变动相关的信息的结果，在实施例一中，生成3DCT图像，但在本实施例中，计算照射到计算点j的线量。

在相关区域内的各计算点的线量能够使用在（式2）中求出的值，利用（式1）计算。运算处理装置605在按照治疗计划开始放射线治疗后，在到结束的经过时间中，在照射放射线的期间的任意的时间点相关根据（式2）插入D_ij，从治疗计划读取在该任意的时点照射的放射线的线量w_i，通过计算（式1），能够在任意的时间点求出相对于计算点j的线量（步骤218）。

与实施例一相同，运算处理装置605如图12的步骤219所示，在从按照治疗计划的放射线治疗的开始到结束，通过累计计算计算点j的线量，能评价在结束放射线治疗时形成的线量分布。另外，该累计计算的线量分布也能够显示在显示装置603上。

通过以上的操作，能够节省利用非刚体配准技术等插入与放射线的照射时间对应的3DCT图像的操作，因此能够缩短计算时间，并且能够实施反映目标区域的变动信息的线量分布的计算。只要原来的4DCT图像所含的3DCT图像间的相位间隔不过大，则利用该方法的计算结果与实施例一就没有太大变化。

[实施例三]

在实施例二中，需要相对于全部的定点及全部的计算点计算全部的相位Dij。该计算量当目标越大，并且相位数越多，则越增大。在此，为了进一步减少计算量，省略必要的计算。

本实施例的操作者的流程与图1所示的实施例一相同。本实施例的计算内容的流程即使在实施例一的图2所示的计算内容的流程中也直到步骤204都相同，步骤205以后与实施例一不同。图13表示本实施例的计算内容的流程。

在图13的步骤225中，将全部的定点组分为各相位。相对于图9那样的4DCT图像，分别使与从图像701到图像704对应的组为A、B、C、D。在此，关注一个定点，使该定点的照射量为w，使照射定点的相位为0.1。该相位由步骤203与步骤204求出。即，能根据由步骤203计算的4DCT图像的相位与从照射开始的经过时间的关系、照射在步骤204计算的定点的时刻的照射开始的经过时间求出照射定点的相位。如图14所示，该定点的前后的相位是A组与B组，各个相位为0与0.25。将该定点的照射量w线形地分配为A组与B组。在A组分配照射量wA=w（（0.25-0.1）／0.25），在B组分配照射量wB=w（0.1／0.25）。相对于全部的定点同样地反复进行上述分配。一个定点分为前后的定点，因此计算上的定点数为两倍。

另外，在本实施例中，通过将分配的比率在此假定为线形而求出，但也可以与特定的组重复而分配。分配的比率未限于上述方法。

在步骤226中对每个组计算线量分布。即，在对应的图像上计算属于各组的定点的线量分布。例如，属于A组的定点的线量分布根据图像701计算。计算的线量分布的结果在每个组中累计计算。

在步骤227中，全部累计计算在步骤226中计算的线量分布。从图像701到图像704表示体内的不同的状态，因此需要根据非刚体配准求出在图像间对应的位置。另外，需要决定成为用于累计计算线量分布的基准的图像。例如，在以图像701为基准的场合，使从与图像701内的jA之类的计算点对应的图像702到图像704的点分别为jB、jC、jD。点jB、jC、jD由非刚体配准计算。在步骤226中，通过累计计算在作为组A计算的点jA的线量值与jB、jC、jD的线量值，能求出在点jA的最终的线量值。相对于全部的计算点实施该计算。

根据以上的步骤，通过只利用两个相位计算一个定点的线量分布，能够计算移动目标的线量分布。不需要在全部相位的线量分布计算，因此能够利用较少的存储器与较短的计算时间计算相对于移动目标的线量分布。

另外，计算线量分布的范围可以限于目标内，也可以是线量分布整体。通过只计算目标内，能够有效地反复进行使初期相位变化的场合等的计算。

另外，也能够一起使用实施例一与实施例三。例如，相对于从图像701到图像704，分别制成中间的图像，将图像数增加为倍数或其以上。可以将各定点的照射量组分为相当于增加后的前后的相位的图像，并计算线量分布。通过这样，能抑制计算量而进行更正确的线量分布。

Claims (10)

1.一种治疗计划装置，具备：

输入用于照射放射线的参数的输入装置；

根据上述输入装置的输入结果计算治疗计划的运算装置；

显示上述治疗计划的显示装置；以及

存储保持与照射上述放射线的目标区域的变动相关的信息的一连串的3DCT图像的存储部，

该治疗计划装置的特征在于，

上述运算装置在使上述一连串的3DCT图像和根据上述治疗计划的从放射线治疗的开始到结束的经过时间的信息相关联后，在每个照射上述放射线的期间根据上述经过时间的信息与上述一连串的3DCT图像插入与上述目标区域的变动相关的信息，并根据与由上述插入得到的上述目标区域的变动相关的信息，计算线量分布。

2.根据权利要求1所述的治疗计划装置，其特征在于，

上述运算装置根据与上述经过时间的信息相关联的上述一连串的3DCT图像生成反映照射上述放射线期间的上述目标区域的变动的3DCT图像，以作为由上述插入得到的上述目标区域的变动信息，并在上述生成的3DCT图像上计算上述线量分布。

3.根据权利要求1所述的治疗计划装置，其特征在于，

通过上述输入装置的输入或上述运算装置，在上述一连串的3DCT图像所含的上述目标区域内设定计算点，

上述运算装置在向上述目标区域内照射具有某强度的能量的放射线时，在对构成上述一连串的3DCT图像的每个3DCT图像计算照射到上述计算点的线量后，根据对构成上述一连串的3DCT图像的每个3DCT图像计算的对上述计算点照射的线量，计算出在按照上述治疗计划照射上述放射线期间对上述计算点照射的线量，以作为由上述插入得到的上述目标区域的变动信息，并根据上述计算出的结果计算上述线量分布。

4.根据权利要求2所述的治疗计划装置，其特征在于，

上述显示装置显示上述生成的3DCT图像及在上述生成的3DCT图像上计算的线量分布。

5.根据权利要求1～4任一项所述的治疗计划装置，其特征在于，

上述运算装置在每个照射上述放射线的期间的中间时间点插入上述目标区域的变动信息。

6.根据权利要求1～4任一项所述的治疗计划装置，其特征在于，

上述运算装置通过在从上述放射线治疗的开始到结束期间累计计算在每个照射上述放射线的期间形成的线量分布，从而计算在结束上述放射线治疗时形成的线量分布，

上述显示装置显示在结束上述放射线治疗时形成的线量分布。

7.根据权利要求6所述的治疗计划装置，其特征在于，

上述运算装置对由上述累计计算得到的在上述放射线治疗结束时形成的线量分布和作为在上述放射线治疗结束时应该形成的目标的线量分布进行比较，

上述显示装置显示上述比较结果。

8.根据权利要求1～4任一项所述的治疗计划装置，其特征在于，

上述输入装置能够设定与相对于构成上述一连串的3DCT图像的各个3DCT图像的上述目标区域的变动相关的相位、与在开始按照上述治疗计划的上述放射线治疗的时间点的上述目标区域的变动相关的相位、以及上述目标区域的变动周期，

上述运算装置根据与在开始按照上述治疗计划的上述放射线治疗的时间点的上述目标区域的变动相关的相位、上述目标区域的变动周期，使与设定在上述各个3DCT图像上的上述目标区域的变动相关的相位与上述经过时间的信息相关联，并根据上述相关联的相位，在每个照射上述放射线的期间插入上述目标区域的变动信息。

9.根据权利要求8所述的治疗计划装置，其特征在于，

上述运算装置设定多个与在开始按照上述治疗计划的上述放射线治疗的时间点的上述目标区域的变动相关的相位，在每个上述多个相位计算在上述放射线治疗结束时形成的线量分布。

10.根据权利要求1所述的治疗计划装置，其特征在于，

上述运算装置根据与上述经过时间的信息相关联的上述一连串的3DCT图像和照射上述放射线的上述经过时间的信息，将上述放射线的量分配在上述一连串的3DCT图像上，以作为由上述插入得到的上述目标区域的变动信息，并在上述一连串的3DCT图像上计算上述线量分布。