JP2002502647A - 放射療法のための治療計画法および装置 - Google Patents

放射療法のための治療計画法および装置

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JP2002502647A JP2000530869A JP2000530869A JP2002502647A JP 2002502647 A JP2002502647 A JP 2002502647A JP 2000530869 A JP2000530869 A JP 2000530869A JP 2000530869 A JP2000530869 A JP 2000530869A JP 2002502647 A JP2002502647 A JP 2002502647A
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Abstract

(57)【要約】 放射モデリング装置は、照射を受ける可能性がある少なくとも１つの媒体（１００、１０５、１１０）の材料特性の詳細、および前記媒体を照射するために使用可能な少なくとも１つの放射ビーム（４５ａ、４５ｂ、４５ｃ）の特性の詳細を含む記憶手段（３５０、３６０）と、照射のパラメータを受け取り、記憶手段（３５０、３６０）からのデータを使用して照射による放射（３８０）の分布を計算するために使用可能な確率的モデリング核（３４０）とを含み、モデリング核（３４０）の出力から実質的に統計的な雑音を含む成分を取り除くように構成されたフィルタ（３７０）を特徴とする。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 本発明は、放射モデリング装置および放射モデリングの方法に関する。
【０００２】 放射ビームの特性を優れた近似で知ることが望ましいことが多い。そのような
ビームは、直線加速器から治療目的のために放射される可能性があるし、または
放射性源からの漏れを表している可能性もある。ビーム特性を相当に詳細に知ら
なければならない１つの用途は、放射線治療計画である。
【０００３】 根治的な放射線治療の目的は、正常な細胞に加えられる放射照射量をできるだ
け少なく保ちながら、腫瘍細胞に致死量の放射を加えることである。これを達成
するために、添付の図面の図１Ａに図示するように、いろいろな異なる方向から
、いくつかの放射ビームが患者に向けられる。ビームの経路に沿った組織にエネ
ルギーがデポジットされるので、例えば、図１Ｂの照射量線に示すように、全て
のビームが重なる領域に遥かに多量のエネルギーがデポジットされる。
【０００４】 放射線治療計画は、このビーム重なり領域が腫瘍細胞だけを含み、かつ多量の
エネルギーが放射照射量として腫瘍領域全体に一様にデポジットされることを保
証することを目的とする。放射線治療計画には、他の第２の目的がある。特に放
射線感受性組織が、永久的な無能または虚弱化の副作用が起きる可能性のある閾
値よりも確実に低い照射量を受けるようにすること、および加えられた総照射量
が確実に最小に保たれるようにすることが重要である。図１Ａに、治療を受ける
放射線治療患者１０の頭骨の模式図化された断面を示す。患者は、治療台３０に
横になっている。患者には、太線２５で囲まれた部分で表される脳腫瘍２０があ
る。腫瘍の中心の周りを回転する直線加速器の治療ヘッド４０から３つの異なる
位置４０ａ、４０ｂ、および４０ｃに放射されて、腫瘍２０を治療するために使
用される３本の放射ビーム４５ａ、４５ｂ、４５ｃの幾何学的な縁が示されてい
る。これらの３つの位置４０ａ、４０ｂおよび４０ｃは、ビームの幅、長さおよ
び相対的な重みとともに、腫瘍全体に一様な照射量分布を保証し、患者の目５０
のような放射線感受性部分を避けるように選ばれる。全ての放射ビーム４５ａ、
４５ｂ、４５ｃが重なる高照射量部分６０は、ハッチングで示し、腫瘍２０と一
致するように構成される。
【０００５】 図１Ｂは、３本の放射ビーム４５ａ、４５ｂおよび４５ｃによって作られると
（モデリングで）予測される照射量分布を示す。等照射量線７０は、患者の脳の
様々な部分に対する相対的な照射量を示す。これらの等照射量線７０は、放射ビ
ーム４５ａ、４５ｂおよび４５ｃの特性に依存して変化する。等照射量線７０は
、腫瘍２０、患者の正常な組織および患者の目５０が受ける照射量が臨床的に許
容できるものかどうかを決定するために使用される。例えば、適切に設定された
臨床ガイドラインによれば、腫瘍全体にわたる照射量は±５％以内で一様でなけ
れならない。これは、明らかに図１Ｂでは達成されていない。図１Ｂに示す計画
は、この目的およびその他の臨床的な目的が満たされるまで、例えば放射ビーム
４５ａ、４５ｂおよび４５ｃの位置、重み付けおよびフィールド幅を変えること
で改良される筈である。
【０００６】 患者が受けるべき放射の量は、治療計画を考慮して定められる。治療計画が感
受性部分への照射量が高すぎると指示する場合は、遮蔽ブロックが使用される。
他方で、皮膚への照射量が低すぎる場合は、治療個所の周りにワックスが被せら
れる可能性がある。したがって、治療計画は、合理的に可能であるかぎり正確で
あることがきわめて重要である。計画作成者が治療オプションを十分に試してみ
るために、通常１時間より短い合理的な時間内で、計画はまた完成していなけれ
ばならない。様々なタイプの治療計画システムが対処するのは、この妥協点であ
る。
【０００７】 受けた可能性のある照射量が壊死および組織不全を引き起こすのにすでに十分
であるような治療の非常に遅くなった時点ではじめて、多くの種類の組織は放射
による損傷を示すので、これらの臨床目的を調和させることは一層難しくなる。
これは、高照射量が治癒に必要となる頭や首の領域では特にそうであるが、脊髄
のような重要な構造が高照射量領域内に、またはその直ぐ近くにある。遅発性組
織壊死の機会と治癒の機会とのデリケートなバランスは、治療比として知られて
おり、「照射体積内の腫瘍を照射する確率と正常な組織に重大な遅発性損傷を引
き起こす確率の比」として定義される。
【０００８】 照射量と正常組織損傷および腫瘍治癒との間の関係を、添付の図面の図２に図
示する。このグラフは、ｘ軸に積分照射量をｙ軸に効果の確率を示す。（治療を
多くの小さな部門に分割する）分別および他の放射線生物学的な理由のために、
腫瘍細胞は正常な組織よりも放射の影響を受け易いことが理解されるだろう。す
なわち、腫瘍に対する曲線１７０は、正常な組織に対する曲線１８０の左にある
。理想的には、腫瘍治癒には大きな確率１７０であるが、正常細胞壊死には小さ
な確率１８０であるように、すなわち、２つの曲線の間に引かれた縦線１９０が
最大であるように、照射量２００は与えられる。照射量２００が僅かに左に動け
ば、腫瘍治癒の確率は急速に落ち、一方で、照射量２００が右に僅かに動けば、
正常細胞壊死の確率が急速に上がることを理解できる。したがって、治療計画の
小さな誤差で、治癒の機会が大きく減少し、または正常細胞壊死の機会が非常に
大きくなり、さらに、その結果として、失明または麻痺のような望ましくない副
作用が起きるだろう。
【０００９】 正常組織壊死の増加のために、加えられる総照射量はできるだけ低くしなけれ
ばならない。したがって、一般に、医師は腫瘍部分に対して腫瘍を殺す高い確率
を達成する最小限の照射量を処方する。腫瘍部分全体にわたっての照射量の変化
は、ビームの特性に依存するので、ビーム特性の不正確なモデルにより治療計画
で腫瘍体積全体にわたる一様性について誤った印象を与えることになり、一方で
、実際に、ある部分は腫瘍が生き残ることができるような少ない照射量を受ける
ようになる。これは結果的に患者の死をもたらす可能性がある。これと反対に、
治療計画で指示されたよりも高い照射量を受ける患者の部分があり、結果的に組
織の壊死、例えば、場合によっては脊髄の機能不全にいたる可能性がある。した
がって、より正確な治療計画の元になるビーム特性のモデリングの改良は全て、
重要な臨床的な影響を及ぼすだろう。
【００１０】 ビーム特性は、多くの様々なパラメータで変化する。例えば、直線加速器から
の放射ビームの照射量プロファイルは、コバルト６０の放射源で形成されるもの
よりもより長方形のプロファイルをしている。いったんビームが形成されると、
ビームは平坦化、コリメーション、および、場合によってはウェッジまたはマル
チリーフコリメータによる整形を受ける。ビームはこれらのデバイスと相互作用
して、患者の照射量分布に影響を及ぼす二次的な散乱電子を生成する。そのよう
なビーム特性は非常に個別的であり、同じ設計の２台の機械でさえも異なった特
性を持つビームを発生する。
【００１１】 癌は多くの人を冒し、その人達の相当の割合の人が根治的な放射線治療を必要
とする。これは、通常外来患者ベースで施され、治療が完了するまで患者は多分
毎日帰宅する。生命を脅かす腫瘍を持つ患者を最適に治療するための十分な専門
知識、技術および最新装置を集めると、費用がかかる。したがって、腫瘍学総合
施設は非常に忙しく、患者処理能力を維持するために、１時間のような短い時間
内に患者の治療を計画することができなければならない。計画プロセスには、医
師が照射量分布を見て照射量分布をよくするためにいくつかのビームパラメータ
を変えるときに、いくつかの繰返しが含まれる可能性がある。
【００１２】 放射ビームをモデル化するために現在使用されているいくつかの方法がある。
これらの中で最も簡単な１つの方法は、多くの腫瘍学総合施設で現在使用されて
いるＭｉｌａｎ−Ｂｅｎｔｌｅｙ法である。その方法は比較的安価な装置で満足
に機能し、速く動作するので普及している。ビーム内のいわゆる扇形の線に沿っ
て、ビームフィールドの幅、深さ、エネルギーなど毎に５つの深さで４７の測定
が行われる。次に、これらのデータは格納され、適切な治療計画が工夫するとき
に呼び出される。
【００１３】 もしくは、基本的なペンシルビームの寄与を合計して、広い放射ビームをシミ
ュレートすることができる。各ペンシルビームは、一つの角発散（平均角度）お
よびＦｅｒｍｉ−Ｅｙｇｅｓ理論を使用して決定できる平均角度のまわりの一つ
の角度の広がりを持つ単一エネルギー電子から構成されると考える。等照射量曲
線は、患者の様々な深さで積分することで得ることができる。
【００１４】 他の従来技術の方法は、ビーム特性を得るために、Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏモ
デリングのような数値方法を使用する。そのようなシミュレーションは、照射量
計算のために別個に行われるので、時間を必要とすることは重要でない。治療計
画プロセス中に、ビーム遮断の効果および患者の外形は、経験的方法または計算
方法を使用して別個にシミュレートされる。
【００１５】 Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏモデリングは、関心のある領域を通る各光子の通路を
シミュレートすることで、その領域にデポジットされた照射量を全体として計算
する統計的な方法である。「ボクセル」として知られている基本的な体積に分割
されるある体積を通る１つの入射粒子、光子、の代表的な通路を添付の図面の図
３に図示する。
【００１６】 ガンマ線光子８０が、様々な媒体１００、１０５、１１０で構成された物質９
０に入射する。入射光子８０は、物質９０に入り、様々な相互作用を受ける可能
性がある。これらの相互作用の途上で、および電子８５の生成によって、エネル
ギーが物質９０にデポジットされる。Ｃｏｍｐｔｏｎ散乱相互作用１２０におい
て、入射光子８０は電子８５と衝突し、エネルギーを電子８５に分け与える。こ
のために、入射光子８０はエネルギーを失い、方向を変える。次に、対生成相互
作用１５０を受ける可能性がある。この場合には、陽電子８６と電子８５が生成
される。陽電子はすぐに電子と結合し、一閃の扇ガンマ線８７で消滅１６０する
。もしくは、光子８０は、光電相互作用１４０を受け、そこで全てのエネルギー
を電子８５に与える可能性がある。このようにして、入射光子８０はいくつかの
大きな相互作用１２０、１５０、１６０でエネルギーを失う。入射光子８０でイ
オン化された電子８５は、非常に多くの小さな相互作用を受け、その経路長全体
にわたって物質９０に照射量をデポジットする。電子８５が十分なエネルギーを
持つ場合には、電子はさらに比較的大きな相互作用を受けて、Ｂｒｅｍｓｓｔｒ
ａｈｌｕｎｇ放射１３０またはデルタ線８９を生成する可能性がある（ここで「
デルタ線」は、相互作用でターゲット材料から放出され、その時にターゲット材
料中でイオン化または励起を生成するのに十分なエネルギーを持つエネルギーに
富んだ電子である）。
【００１７】 これらの相互作用の発生率は、入射光子ビーム４５のエネルギーと相互作用媒
体１００、１０５、１１０の原子番号の複雑な関数として変化する。発生する相
互作用のタイプおよび数が、物質９０の様々な部分にデポジットされるエネルギ
ーの量に大きく影響する。ビーム４５は患者１０にいたる途中で多くの物質９０
に遭遇するので、その断面がこれらの相互作用による散乱電子８５、８９および
光子８０、８７でどのように影響を受けるかを予測することは困難になる。理論
的には、このようにしてデポジットされたエネルギーの量を予測する少なくとも
３つの方法がある。すなわち、経験的方法で、放射ビーム４５の特性を測定する
ことによるもの。解析的方法で、ビーム４５が様々な障害物に遭遇するときにそ
のビーム４５の挙動について適切な物理的仮説を立てることによるもの。数値方
法で、１つの光子の様々な相互作用の確率を推定し、数百万の光子の経路および
その相互作用生成物８５、８６、８７、８８、８９をシミュレートすることによ
るものである。
【００１８】 放射線治療計画についての従来技術の解決法は、経験的なオプションに集中し
ていたが、統計的／数値的オプションがより正確で、放射ビームモデリングに使
用されることが多い。このオプションのコンピュータ実行時間が、このオプショ
ンが放射線治療計画で日常的に使用されるのを妨げていた。解析的オプションは
、一般に非常に複雑で個々の患者に対して設定することができない。
【００１９】 Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏモデリングのような、代表的な統計的／数値的シミュ
レーションでは、各ボクセル中の相互作用の確率は、ボクセル内の粒子のエネル
ギーおよび材料特性に基づいてシミュレーションで計算する。相互作用が起れば
、特定のタイプの相互作用が起きる確率および特定量のエネルギーがその相互作
用にデポジットされる確率をシミュレーションで計算することができる。次に、
ランダムに特定の粒子について、これらを決定する。数百万の粒子の通路をシミ
ュレートすることで、使用される粒子の数に依存した分散を持つ照射量分布を作
ることができる。
【００２０】 高エネルギー物理学界の研究者は、粒子物理学の広範な実験で物理現象を予測
するために何年間も使用されているＥＧＳ４のようなコンピュータプログラムを
開発した。ごく最近、ＥＧＳ４をメガボルトの粒子エネルギーの範囲に適用する
ＰＲＥＳＴＡコードが開発された。同様のコードは、放射線医学、産業上の放射
線事故などのような他の応用分野で使用されている。Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏシ
ミュレーションの方法は、含まれる物理プロセスを非常によく表現することがで
き、均質でない物質との放射の相互作用を予測するときに特に有利である。
【００２１】 残念ながら、Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏモデリングはコンピュータの使用で非常
に費用がかかる。シミュレーションの実行時間は、シミュレートされる入射粒子
の数に比例し、統計的な分散はこの数に比例する。線量の統計的な不確実性と線
量の値の比として定義される誤差は、粒子の数の平方根に逆比例する。したがっ
て、誤差を２分の１に減少するために、４倍の多くの粒子が必要となり、実行時
間は４倍に増す。しかし、また、誤差は各ボクセル内の相互作用の数に依存する
ので、分解能が増すときに、同じ統計的な精度を得るためには、計算時間はボク
セルの体積の逆数で増加しなければならない。このようにして、この方法の計算
費用は１／ｄ3で増える。ここで、ｄはボクセルのサイズである。入手可能なコ ンピュータでの現在のＭｏｎｔｅ−Ｃａｒｌｏ実行時間により、放射線治療計画
に必要とされる分解能では、この方法は全く実用的でないものになっている。し
たがって、他の分散低減方法を取り入れることが必要である。
【００２２】 そのような従来技術の分散低減方法の１つは、関心のある体積内で多数の粒子
を使用し、その他の体積では遥かに少ない数の粒子を使用することである。これ
は、粒子が関心のある体積に入るときに粒子を複製し、最初の複製率を相殺する
ように選ばれた確率で、いくつかの粒子がこの領域を出るときにその粒子を捨て
ることで達成することができる。
【００２３】 関心のある領域内で、全ての複製粒子は独立して進むことができ、この領域内
のシミュレーションの統計的な精度を実質上高める。しかし、関心のある領域の
前と後では、これらの粒子の一部だけを追跡すればよいので、粒子分割をしない
場合に必要となるよりも少ない計算費用でこの改良は達成される。
【００２４】 通常、非常に多数の粒子を使用する治療ヘッドをシミュレートすることで粒子
分割が利用され、粒子のタイプ、位置、方向およびエネルギーの分布の点で放射
ビームの正確な特性が得られる。次に、この分布が標本化されて、個々の患者治
療を別個にシミュレートするための入射粒子を与えるので、治療システムからず
っとこれらの全粒子を追跡する必要がなくなる。
【００２５】 残念なことに、入手可能なハードウェアを使用して、Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ
モデリング法が放射線治療計画で使用できるようにするには、この方法は未だ十
分でない。さらに、この方法は、空間分解能が高くなるときに膨大に増加する実
行時間の問題に対処しない。
【００２６】 ＷＯ第９０／１４１２９号は、高分解能で線量計算の計算費用が高いことに留
意した放射モデリングシステムを開示し、関心のある領域の近くで高分解能（例
えば、１ｍｍ）を使用し、その他で低分解能（例えば、５ｍｍ）を使用すること
を提案している。
【００２７】 ＷＯ第９１／１８５２２号は、個々の患者の特性を取り込み、これらの特性を
たたみこみ計算法で使用して線量を予測する診断機械の使用を開示している。 米国特許第５，３４１，２９２号は、Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ法を使用して完
全に３次元であるが低分解能な線量のモデルを作ることを提案している。診断用
スキャナからの高分解能の解剖的データを平均化して、きめの粗い解像度の組織
が得られた。
【００２８】 ＷＯ第９７／４２５２２号は、Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ線量計算を実行する並
列計算プラットフォームの使用を提案している。並列式コンピュータは共有メモ
リと分散メモリの間の混成を使用する。
【００２９】 本発明は、 照射のパラメータ、放射源を表すデータ、および照射を受ける媒体の材料特性
を表すデータを受け取り、照射による放射エネルギーまたは線量の分布を計算す
るために使用可能な確率的モデリング核を含み、 モデリング核の出力から実質的に統計的な雑音を含む成分を取り除くように構
成されたフィルタを特徴とする放射モデリング装置を提供する。
【００３０】 別の態様から見ると、本発明は、放射ビームからデポジットされたエネルギー
または線量を計算する方法を提供し、 物質に入射した放射ビームの結果として、物質中にデポジットされたエネルギ
ーまたは線量の量を決定するために計算手段で確率的シミュレーションを実行す
るステップを含み、 確率的シミュレーションの出力をフィルタ処理して、実質的に統計的な雑音を
含む成分を取り除くことを特徴とする。
【００３１】 当業者は理解するであろうが、フィルタはモデリング核から生成されるエネル
ギーの分布、または放射線量または生物学的な活動性などの得られた分布に適用
することができる。
【００３２】 本発明は、それに限定されるものではないが、特にＭｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ核
を使用する放射モデリングに応用することができる。この場合に、フィルタの使
用により、Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏモデリング核に取り込まれる可能性がある粒
子分割のような分散低減法とは無関係に、統計的な誤差が減少する。
【００３３】 本発明は、Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏモデリングで使用される統計的方法が、プ
ロセスがランダムまたは確率的なプロセスであることを意図されている、との認
識である。各粒子は、ボクセル中の相互作用の確率を有し、その確率は例えばそ
のボクセルの媒体の密度の影響を受ける可能性があるが、相互作用が完全にラン
ダムに起きるかどうかをシミュレーションで決定する。したがって、１０個の粒
子だけをシミュレートする場合には、その結果として得られるエネルギー分布が
、別の１０個の粒子をシミュレートしたときの結果に似ていない確率が高い。ど
んなに多くの粒子をシミュレートしても、結果は僅かに異なるであろう。すなわ
ち、照射量分布像は、ランダム雑音と重なるだろう。
【００３４】 このプロセスのランダム性は、多くの科学実験に似ている。これらの実験デー
タは、一般にゆっくり変化し続けてランダム雑音と重なってしまう。例えば鉛と
空気に比べると体の組織は密度があまり変化しないが、放射線治療計画における
Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ「実験」のデータも、ゆっくりと変化し続ける傾向があ
る。さらに、Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏモデルでは、各粒子は別個のエンティティ
としてシミュレートされる。したがって、各ボクセル中の雑音は独立である。
【００３５】 目が比較的容易に結果を追うことができるようにするために、またはグラフの
パラメータから推定する手段として、データ平滑化が科学実験の結果に適用され
る。データ平滑化の中心的な前提は、測定された変数がゆっくりと変化していて
、ランダム雑音と重なるということである。その時に、各データ点を周囲のデー
タ点の局部的な平均で置き換えることは有用である。近くの点は殆ど同じ根底に
ある値を測定するので、平均化することで、得られる値を大きく偏らせることな
しに雑音のレベルを小さくすることができる。
【００３６】 したがって、有効な高分解能シミュレーションは、物理的に正確なＭｏｎｔｅ
Ｃａｒｌｏシミュレーションからの出力を低域ディジタルフィルタモジュール
に送って作ることができる。そのフィルタは、多くの異なるタイプがあるが、Ｓ
ａｖｉｔｓｋｙ−Ｇｏｌａｙ、または最小限の分解能の損失で平滑化を達成する
ことができる可能性のある同様なタイプのフィルタが好ましい。このタイプのフ
ィルタは、遠く離れたデータ点は、根底にある関数が局部的には多項式に適切に
合致するように、かなりの冗長性を持つものと仮定している。この仮定は、含ま
れている物理プロセスが適切に定義された作用の長さを持つときに、Ｍｏｎｔｅ
Ｃａｒｌｏまたは同様なシミュレーションから得られる照射量分布に対しては
、一般に正しい。例えば、水中では１ＭｅＶの電子の範囲は４．２ｍｍである。
したがって、この範囲を越えたデータ点は完全に余分なものである。
【００３７】 シミュレートされる粒子の物理的な範囲は、その粒子の初期エネルギーおよび
それが相互作用する媒体の特性にのみ依存し、ユーザに利用できるボクセル分解
能がどうであろうと変化しない。このことは、フィルタ処理の効果は、高分解能
のデータに対しては増大し、このデータに対するシミュレーション時間の増加の
問題を克服する可能性があることを意味している。分解能が向上し、隣接する線
量値が一層近くなるにつれて、統計的な相関関係は一層強くなり、より効果的な
フィルタ処理を使用することができるようになる。例えば、各ボクセルは２ｍｍ 3 の体積を含む（当技術の現状）。１ＭｅＶの電子の物理的な範囲をカバーする ために、３点フィルタを作らなければならない。ボクセル分解能が０．２ｍｍ3 に向上すれば、計算費用は１０００倍増加するだろう。しかし、今度は、粒子の
物理的な範囲をカバーするように、２１点フィルタを作ることができるので、フ
ィルタ処理の効果を増すことができ、少なくとも高分解能での計算費用の増加を
部分的に相殺することができる。
【００３８】 シミュレーション出力がボクセルマップまたは他の標本化された空間表現を含
む好ましい実施形態では、フィルタはこの標本化信号からある高周波成分を取り
除くように構成することができる。
【００３９】 本発明の実施形態は、さらに結果を改良するために、粒子分割および／または
他の分散低減方法とフィルタ処理を組合せるのが有利である。 次に、本発明の実施形態を、説明としてだけ、添付の図面を参照して説明する
。図面全体にわたって、部分は同じ参照で参照される。
【００４０】 図４に、相互接続された放射線治療総合施設を図示する。ネットワーク２０９
は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャナ２０３、放射線治療シミュレータ２
０４および放射線治療機械２０１を、それらの関連するコンピュータコントロー
ラ２０２、２０５、２０６と接続する。Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ核３４０がラン
する放射線治療計画コンピュータ２０８もまたネットワークに接続されている。
放射線治療計画コンピュータ２０８は、ＣＴスキャナ２０３から患者１９９の外
形および密度に関するデータを引き出す可能性がある。または、そのようなデー
タはディジタイザー２０７を使用して放射線治療計画コンピュータ２０８に直接
入力される可能性がある。次に、医師はユーザインタフェース２４０を使用して
、治療計画を設定し、放射線ビームを当てるべき場所、ビームの形状を決定し、
ビーム遮断が必要かどうかを評価する。放射線治療計画コンピュータ２０８は、
格納されたビーム特性データおよび患者の組織データとともに、この情報を使用
して治療計画を作成する。このプロセスは、後でより詳細に説明する。次に、レ
ントゲン写真撮影者は計画を治療シミュレータコントローラ２０５で検査し、治
療シミュレータ２０４上に治療計画で指示されているように患者１９９を設定す
る。含まれた組織および除外された組織が正確に要求通りであることを確認する
ためにＸ線が撮影される。患者１９９は、放射線治療機械２０１に容易に設定す
るために印を付けられる。治療計画が申し分ない場合に、今や患者は続いて治療
機械２０１で治療される。
【００４１】 図５は、放射線治療計画コンピュータ２０８をより詳細に図示する。その動作
はさらに後で説明するが、いくつかの中央処理装置（ＣＰＵ）２１２がモデリン
グ核３４０および低域フィルタ３７０をランさせる。数学的計算コプロセッサ２
１１により、中央処理装置２１２の動作は高速化され、データは、実行時にラン
ダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）２１３に、または光ディスク記憶ユニット２１４
により永久的に格納することができる。
【００４２】 代表的な従来技術の放射線治療計画システムの動作を図６に示す。患者データ
ベース２１０は、以前に治療された患者の詳細を格納し、腫瘍部の断面を示すコ
ンピュータ断層撮影（ＣＴ）データ２２０、およびこの患者のために評価された
任意の治療計画２３０を含んでいる。このデータベース２１０のデータは、ユー
ザインタフェース２４０で呼び出すことができる。新しい患者のために、ＣＴデ
ータ２２０を一般に大きな（例えば、１７インチ）、高品質の（例えば、１２４
０×１２４０ピクセル）表示装置２６０で表示することができる。
【００４３】 また、ユーザインタフェース２４０は、放射線ビーム４５の数、患者１０から
の距離、相対的な重み付けおよび任意のビーム整形デバイスの存在を含んでいる
ＣＴデータ上に、治療計画を設定できるようにする編集プログラム２５０を含む
。計画が設定されると、実験モデル、代表的にはＭｉｌａｎ−Ｂｅｎｔｌｙモデ
ル２７０を使用して、等照射量線７０が計算される。基本的には、このモデル２
７０は、元来大きな水槽の中で装置を作動させることで行われ、多くの様々なフ
ィールドサイズおよびビーム整形デバイスに関しての測定に依拠する。測定は、
４７の「扇形の線」およびビームサイズごとに５つの「プロファイルの線」に沿
って、この水槽中にデポジットされた照射量の測定が行われる。このようにして
、多くの実際に使用されたビームについてずらりと並んだ線量点２８０が作成さ
れ、このデータベース２８０に保持されているフィールドサイズの中間のフィー
ルドサイズに対して、外挿法が使用できる。
【００４４】 Ｍｉｌａｎ−Ｂｅｎｔｌｙモデル２７０からの出力は、水槽についての基本的
な等照射量曲線７０の組から構成される。したがって、患者の形状を考慮に入れ
るために、外形補償アルゴリズム２９０を使用して、これらの等照射量曲線を修
正する必要がある。最後に、様々な密度の組織が、ルックアップテーブルの適当
なＣＴ番号−密度相関関係３００を調べることで説明され、ＣＴ番号補償アルゴ
リズム３１０で利用される。
【００４５】 放射源と関心のある点との間の実効的な距離を変えることで、外形補償アルゴ
リズム２９０とＣＴ番号補償アルゴリズム３１０の両方が一般に作動する。した
がって、骨のような高密度の材料は、照射量計算の目的のために放射源の方に動
かされ、一方で、肺のような密度の低い材料は実効的に放射源から離されるだろ
う。このようにして、例えば、様々な媒体の間の界面の効果または特定の点での
患者の外形の隣接した変化の効果をこれらのアルゴリズムで補償することは不可
能である。このように、補償アルゴリズム２９０、３１０は有用な近似に過ぎな
い。
【００４６】 ＣＴ番号補償アルゴリズム３１０からの出力は、一般に、患者にデポジットさ
れた線量のピクセルマップ３２０の形であるが、３次元の線量の印象を与えるよ
うに、様々なスライス高さの一連のピクセルマップを作ることは可能である。次
に、線量マップ３２０は、ユーザインタフェース２４０に表示され、計画者が臨
床目的との合致を評価する。このため、ビームパラメータが変更され、ほぼ最適
な計画に達するまで計画プロセスが繰り返される。
【００４７】 図７は、図４の実施形態の動作を図示する。処理される治療計画３３０は照射
量分布のボクセルマップ３８０とともに治療パラメータを含むが、患者データベ
ース２１０およびユーザインタフェース２４０は、従来技術のシステムのものと
実質的に同じである。したがって、ユーザの観点からは、２つのシステムは非常
に似ている。ユーザによって治療パラメータが設定されると、各ボクセルにデポ
ジットされたエネルギーまたは線量がＭｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏシミュレーション
核３４０で計算される。この核３４０は、標準的な患者の組織の材料特性に関す
る予め処理されたデータ３５０、およびコリメーションの効果およびビームに設
定された治療ヘッドに関する予め処理されたデータ３６０を使用する。このデー
タは、図４に示す従来技術のシステムにおける格納された経験的なデータ２８０
に似ているが、測定されるのではなくて計算可能である。Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌ
ｏシミュレーション３４０は、予め設定された統計的な分散に達するまで続く。
【００４８】 Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏシミュレーション３４０からの出力は、低域ディジタ
ルフィルタ３７０に送られる。短い実行時間の後では、Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ
シミュレーション３４０から出力されたシミュレーションデータの統計的な不確
実性が大きいであろうが、各ボクセルの誤差は独立であるので、フィルタ処理を
使用して３次元データの組の全ての点で不確実性を抑えることができる。分解能
の増加を補償するために、フィルタ３４０のアパーチャは可変であり、そのアパ
ーチャは、各ボクセルに要求される長さの尺度に合せることができる。このアパ
ーチャを変えることで、高分解能データに対するフィルタ処理の効果が大きくな
り、そうでなければ大きく増加する必要な計算時間を少なくとも部分的に相殺す
る。
【００４９】 フィルタ３７０の出力は、線量３８０のボクセルマップから成り、次に、これ
はユーザインタフェース２４０の表示装置２６０で表示することができる。その
時に、計画者は、計画が臨床目的に適合するかどうかを考え、必要なように計画
プロセスを再度繰り返すことができる。
【００５０】 図８は、代表的なＭｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏシミュレーションの動作をより詳細
に示す。治療パラメータ３９０、組織特性３５０およびビームパラメータ３６０
のような情報が、シミュレーション核に入力される。この情報は、組織特性３５
０の場合のように予め処理可能であり、または、治療パラメータ３９０の場合の
ように、ステップ４００で符号化を必要とし得る。ステップ４００は、シミュレ
ーションの幾何学的形態をＭｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ核３４０で使用するのに適し
た形に変換し、一方で異なるステップ４１０がビーム特性３６０について同様の
手順を完成する。
【００５１】 Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏシミュレーション３４０は、画像のデポジットされた
エネルギーの分散はユーザ設定閾値より上のままであるが、絶えず様々な入射粒
子（この場合は光子）の生涯を生成しシミュレートする。一般的な手順は、ビー
ムおよび患者の特性に依存する確率関数を作成し、どの特定のイベントが起きる
かをランダムに決定することである。最初に、ステップ４２０で、核３４０は新
しい光子を生成する。これは、ビームパラメータ３６０を想定して、新しい光子
のエネルギーと方向のシミュレーションを必要とする。ビームパラメータ符号化
ステップ４１０からの情報は、光子がエネルギーまたは方向の特定の値を持つ可
能性を決定する確率関数を設定するために使用される。光子についてのこの特定
の値は、乱数発生器４３０を使用してシミュレートされる。この乱数発生器４３
０は、シミュレーションのきわめて重要な部分であり、非常に高品質である必要
がある。知られている適切に試験された乱数発生器が適している。
【００５２】 新しい光子が生成されると、シミュレーションステップ４４０で、その光子が
相互作用を受ける前に横断する空間の長さがシミュレートされる。これは、治療
パラメータ３９０および組織特性３５０に依存する。次に、シミュレーションス
テップ４５０で、光子の受ける相互作用のタイプがシミュレートされる。様々な
タイプの相互作用の確率関数は、個々の光子８０の特性および相互作用が起きる
媒体１００、１０５、１１０の材料特性に依存する。
【００５３】 シミュレーションの次のステップは、受ける相互作用のタイプに依存する。例
えば、古典的な（または、Ｒａｙｌｅｉｇｈ）散乱では、光子のエネルギーに変
化はなく、Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ核はシミュレーションステップ４６０に移っ
て、光子の方向の変化をシミュレートし、その後で前のステップ４４０に戻って
その後の相互作用の前のステップ長をシミュレートする。光電相互作用では、Ｃ
ｏｍｐｔｏｎまたは対生成相互作用エネルギーが組織にデポジットされ、核はこ
れを組織にデポジットされたエネルギーのマップに記録する５７０。さらに、ス
テップ４８０で、電子が生成されが、そのエネルギーと方向の特性は電子を生成
した相互作用のタイプで物理的に決定される。
【００５４】 対生成およびＣｏｍｐｔｏｎ相互作用では、また、光子のエネルギーの変化は
ステップ４９０でシミュレートされなけれならない。光子エネルギーが別の相互
作用が起きるのに十分である場合は（すなわち、光子が吸収されなかった）、方
向の変化のステップ４６０で、方向の変化がシミュレートされ、その方向変化の
確率関数は起きる相互作用のタイプに再び依存している。光電相互作用が起きる
場合は、特有の光子がシミュレーションステップ４７０で生成されなけれならな
い。その光子は、別のステップ５００でそのエネルギーが十分であると分かれば
、今度はそれの番でさらに相互作用する可能性がある。
【００５５】 コンプトン１２０、対生成１５０または光電１６０のプロセスで生成された電
子８５は、他のステップ４８０でシミュレートされる。それらのエネルギーおよ
び方向の確率関数は、相互作用のタイプおよび親光子８０の特性で計算され、ラ
ンダムにシミュレートされる。次に、その電子を含む大きな相互作用までのステ
ップ長が別のステップ５１０でシミュレートされる。ステップ長の全長に沿って
起きる小さな相互作用は、エネルギーの連続的な一定のデポジションに簡単化さ
れ、エネルギーデポジションのシミュレーションステップ５２０でシミュレート
される。エネルギーデポジションのシミュレーションステップ５２０は、そのデ
ータを組織にデポジットされた全エネルギーまたは線量のマップに送る（ステッ
プ５７０）。
【００５６】 次のステップ５３０で、電子のエネルギーが評価される。電子は、大きな相互
作用が起きる前にエネルギーが流出しているかもしれない。その場合は、シミュ
レートされた寿命は大きすぎるので、アルゴリズムは評価ステップ５７５に移る
。大きな相互作用が起きるのに十分なエネルギーがあれば、相互作用のタイプは
別のシミュレーションステップ５４０でランダムに決定される。デルタ線８９が
生じた場合は、次のステップ４８０で別の電子８５が生成され、一方、Ｂｒｅｍ
ｓｓｔｒａｈｌｕｎｇ放射１３０が起きる場合は、最初のシミュレーシュンステ
ップ４２０で、別の光子が生成される。どちらにしても、電子８５のエネルギー
の変化は次のシミュレーシュンステップ５５０でシミュレートされ、電子８５の
方向の変化は他のステップ５６０でシミュレートされる。これらのステップの結
果を形づくる確率関数は、元の電子の特性、およびデルタ線が生成されたかどう
かまたはＢｒｅｍｓｓｔｒａｈｌｕｎｇ放射が起きたかどうかで決定される。
【００５７】 元の入射光子および全ての相互作用生成物が完全にシミュレートされてそのエ
ネルギーが消散してしまうと、シミュレーシュンステップ４２０で、別の入射光
子が生成される。通常、最小の数の光子が生成され、５または１０の等しいバッ
チに分割される。各バッチの最後に、シミュレーシュンステップ５７５で評価さ
れ、全バッチの平均および標準偏差が計算され、シミュレーシュンステップ５８
０で、全体の結果の統計的な誤差を計算するために使用される。誤差が大きすぎ
る場合は、シミュレーシュンステップ５９０で、さらに他のバッチが開始され、
所望の誤差に達するまでプロセスが繰り返される。誤差が大きくなければ、シミ
ュレーションは完了していると考えられ、組織にデポジットされたエネルギーま
たは線量のマップ５７０がフィルタ手段３７０に送られる。
【００５８】 ディジタルフィルタ３７０の詳細な動作を図９に図示する。ステップ６００で
、フィルタはエネルギーまたは線量のマップの１つのボクセルを選ぶ。ここで、
各ボクセルは、Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏでシミュレートされたエネルギーのデー
タ点で表現されている。第２のステップ６１０で、マップ５７０の１つの次元を
選ぶ。次に、第３のステップ６２０で、選ばれた次元に沿った選ばれたボクセル
に隣接する９個のデータ点の９個のフィルタ処理されていない値をマップ５７０
から取り出す。第４のステップ６３０で、４次の多項式をこれらの値に合致させ
る。計算ステップ６４０で、選ばれたボクセルの多項式の値を計算する。次に、
これらのステップを、各次元および次元間の対角線について繰り返す。このよう
にして、評価ステップ６５０の後で、これらの多項式による結果を表す７つの値
が入手可能になる。平均ステップ６６０で、これらの平均を求め、シミュレーシ
ュンステップ６６５で、フィルタ処理された照射量分布６８０のマップに記録す
る。このプロセスを全ボクセルについて繰り返し、ステップ６７０で決定される
ように、全ボクセルがフィルタ処理されたときに、ステップ６８０で、フィルタ
処理された照射量の分布のマップが表示される。
【００５９】 このタイプのフィルタ処理は、参照文献「Ｎｕｍｅｒｉｃａｌ Ｒｅｃｉｐｅ
ｓ ｉｎ ＦＯＲＴＲＡＮ：Ｔｈｅ Ａｒｔ ｏｆ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｃ
ｏｍｐｕｔｉｎｇ」，Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｐｒｅｓｓ
，１９９２、に記載されているように、いわゆる「Ｓａｖｉｔｓｋｙ−Ｇｏｌａ
ｙ」フィルタ処理と呼ぶことができる。
【００６０】 図１０は、ＣＴ画像に重ねられた２つの等照射量分布を図示する。これらは、
従来技術のシステム（図１０Ａ）と、図４の実施形態（図１０Ｂ）で生成された
ものである。これらの画像において、腫瘍６８０は、患者の頭７００の内部の骨
領域６９０の後ろにある。図１０Ａの等照射量分布は、腫瘍６８０が一様な高い
照射量を受けていることを示している。したがって、この治療計画は臨床目的に
適合しているとして承認されるであろう。しかし、本実施形態で生成された等照
射量分布は、腫瘍６８０は隣接する骨領域６９０による遮蔽およびそれによる散
乱のために照射不足であることを示している。したがって、この治療計画は臨床
目的に適合しないはずであり、もし実行すれば、治療が成功することはありそう
もない。これは、従来技術のシステムを使用して決定することはできない。照射
不足は、本実施形態により使用可能なより高い精度によってのみ示される。
【００６１】 図１１は、修正された治療計画による等照射量分布を示し、図１０の治療計画
に対して、ビームの重み付けおよび方向付けが異なっている。従来技術のシステ
ムの結果を図１１Ａに示し、本実施形態の結果を図１１Ｂに示す。図１１Ｂの結
果は、病気に罹った組織の非常に適切な範囲を示し、この治療はきっと成功する
であろうことを示している。従来技術システムの図１１Ａに示す結果は、臨床的
には図１０Ａの結果と区別できないので、２つの計画に差がないと従来技術シス
テムが指摘するのは不正確である。本実施形態は明らかに従来技術システムより
も優れている。
【００６２】 図１２は、食料品または医療用品を滅菌するために使用する滅菌器の一部とし
ての本発明の他の実施形態を示す。製造工程の上流での段取り替えおよびその他
の要素で体積を変更することができる容器７１０は、梱包され、パレット７２０
でコンベヤーベルト７３０上を運ばれる。この容器は、例えばバクテリアを殺し
食料品の保存寿命を長くするために、Ｘ線ビーム７７０で滅菌され、回転可能な
Ｘ線ヘッド７５０から引き出される。
【００６３】 この方法を使用して食料または医療の安全衛生の適正な基準を達成するために
、容器７１０内の全体積に、閾値を越えて、照射しなければならない。しかし、
放射が過剰であれば、内容物それ自体が劣化するようになるだろう。したがって
、容器７１０全体にわたって閾値を越えた合理的な一様性の照射が行われること
が重要である。しかし、現代の工場は、様々な製品（密度が異なっているので、
異なった照射時間を必要とする可能性がある）への切り替えが簡単に、かつ迅速
に行えるように順応性のある生産工程を必要とする。この例では、滅菌器７６０
は、パレット７２０がトラックに積み込まれる前の実質的に生産工程の最後に据
えられている。各容器は、その体積がどうであれ、十分で一様な照射量を受けな
ければならない。しかし、スループットを維持するために、滅菌工程は合理的な
時間内で行わなければならない。
【００６４】 パレットが鉛で遮蔽された閉じた箱からなる滅菌器７４０に着いたときに、最
も大きな可能な容器７１０を照射するのに十分なフィールドサイズに設定されて
いるＸ線ヘッド７５０が、最初にＸ線の短いバーストを浴びせる。Ｘ線のあるも
のは容器７１０中の内容物で減衰し、電子センサ７８０に到達するフラックスは
容器の内容物の密度を表示する。Ｘ線ヘッド７５０および電子センサ７８０は、
容器７１０が様々な角度からＸ線を照射されるように、接続され、ガントリーク
レーンに取り付けられている。
【００６５】 電子センサ７８０からの出力は、図８に詳細に示すものに実質的に似ているＭ
ｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏシミュレーション７９０の入力を形成する。このシミュレ
ーションの出力は、図９に詳細に示すものに実質的に似ているフィルタ８００で
フィルタ処理される。次に、出力の一様性が検査回路８１０で調べられる。容器
７１０の全体が受けた照射量が２つの値（内容物の特定の組成のよって決定され
、製造工程制御システムの一部として格納できる）の間にある場合は、容器７１
０を滅菌するために、Ｘ線ヘッド７５０はより長いバーストのＸ線を浴びせる。
一様性が十分でない場合は、制御回路８２０は、Ｘ線ヘッドの角度を変え、また
は様々な角度の組合せを試み、プロセスを再度繰り返す。減衰が非常に不均一で
ある場合は、アラーム８３０が音を出し、警告メッセージが製造制御システムに
現れて、作業者に問題を知らせる。このようにして、このシステムは、滅菌工程
が確実に効果的に迅速に進むようにすることはもちろんのこと、容器７１０中の
異質な物体または予期されたよりも小さい体積を検出することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 図１Ａは、放射線治療を受ける患者の頭の断面を図示し、図１Ｂは、受けた治
療からの等照射量線の詳細を含んだより詳細に断面を図示する。
【図２】 図２は、照射量と正常組織損傷および腫瘍治癒との間の代表的な関係を図示す
る。
【図３】 図３は、物質を通る光子の経路および前記物質とのその相互作用を図示する。
【図４】 図４は、放射線治療総合施設に合体された本発明の実施形態を図示する。
【図５】 図５は、放射線治療計画コンピュータをより詳細に図示する。
【図６】 図６は、代表的な従来技術の放射線治療計画システムの動作を図示する。
【図７】 図７は、図４の実施形態の動作を図示する。
【図８】 図８は、Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ核の動作をより詳細に図示する。
【図９】 図９は、図４の実施形態の動作をより詳細に図示する。
【図１０】 図１０Ａは、従来技術のシステムによる代表的な結果を図示し、図１０Ｂは、
図５の実施形態について同じ治療計画パラメータの結果を図示する。
【図１１】 図１１Ａは、従来技術のシステムで実施された修正治療計画による結果を図示
し、図１１Ｂは、図５の実施形態で実施された同じ修正治療計画による結果を図
示する。
【図１２】 図１２は、滅菌デバイスでの本発明の別の実施形態を示す。
【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書
【提出日】平成１２年３月２３日（２０００．３．２３）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１８】 放射ビームからデポジットされたエネルギーまたは線量を
計算する方法であって、 物質に入射する放射ビームの結果として前記物質にデポジットされたエネルギ
ーまたは線量の量を決定するために計算手段で確率的シミュレーションを実行す
るステップを含む方法において、 実質的に統計的な雑音を含む成分を取り除くために、前記確率的シミュレーシ
ョンの出力をフィルタ処理するステップを含み、該フィルタ処理が、照射ビーム
と前記物質との間に生じる物理プロセスに関連する作用の長さに少なくとも比較
可能な長さスケールを有すること、 を特徴とする方法。
【手続補正書】
【提出日】平成１３年３月９日（２００１．３．９）
【手続補正１】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図２
【補正方法】変更
【補正内容】
【図２】
【手続補正２】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図３
【補正方法】変更
【補正内容】
【図３】
【手続補正３】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図５
【補正方法】変更
【補正内容】
【図５】
【手続補正４】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図６
【補正方法】変更
【補正内容】
【図６】
【手続補正５】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図７
【補正方法】変更
【補正内容】
【図７】
【手続補正６】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図８
【補正方法】変更
【補正内容】
【図８】
【手続補正７】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図９
【補正方法】変更
【補正内容】
【図９】
【手続補正８】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図１２
【補正方法】変更
【補正内容】
【図１２】
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ) ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ， ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，Ｄ Ｋ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ， ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，Ｌ Ｔ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ， ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，Ｕ Ａ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ

Claims (18)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 照射のパラメータ、放射源を表すデータ、および前記照射を
    受ける媒体の材料特性を表すデータを受け取り、前記照射による放射エネルギー
    または線量の分布を計算するために使用可能な確率的モデリング核を含み、 前記モデリング核の出力から実質的に統計的な雑音を含む成分を取り除くよう
    に構成されたフィルタを特徴とする放射モデリング装置。
  2. 【請求項２】 前記確率的モデリング核が、個々の入射放射粒子の前記媒体
    との相互作用をシミュレートするために使用可能である請求項１に記載の装置。
  3. 【請求項３】 前記粒子が光子である請求項２に記載の装置。
  4. 【請求項４】 前記光子がメガボルトのエネルギー範囲にある請求項３に記
    載の装置。
  5. 【請求項５】 前記シミュレーションが、放射分布を３空間次元でシミュレ
    ートするために使用可能である請求項１から４のいずれか１項に記載の装置。
  6. 【請求項６】 前記核が、照射を受ける物質の形状および材料の性質を表す
    データに応答する請求項１から５のいずれか１項に記載の装置。
  7. 【請求項７】 前記形状および材料の性質を表す前記データが、前記媒体の
    Ｘ線検査で得られる請求項６に記載の装置。
  8. 【請求項８】 前記シミュレーションからの出力を前記媒体の様々な部分に
    デポジットされたエネルギーを表す画像にアセンブルするために使用可能な画像
    アセンブル手段を含む請求項１から７のいずれか１項に記載の装置。
  9. 【請求項９】 シミュレートされた放射ビームが照射を受ける前記媒体に向
    けられる方法を編集するために使用可能な編集手段、およびユーザに結果を表示
    するために使用可能な表示手段を含む請求項１から８のいずれか１項に記載の装
    置。
  10. 【請求項１０】 前記表示手段が、前記媒体にデポジットされたエネルギー
    のボクセルマップを表示するために使用可能である請求項９に記載の装置。
  11. 【請求項１１】 前記フィルタが、低域空間フィルタである請求項１から１
    ０のいずれか１項に記載の装置。
  12. 【請求項１２】 前記フィルタが、可変なアパ−チャを有する請求項１から
    １１のいずれか１項に記載の装置。
  13. 【請求項１３】 前記フィルタが、Ｓａｖｉｔｓｋｙ−Ｇｏｌａｙフィルタ
    である請求項１から１２のいずれか１項に記載の装置。
  14. 【請求項１４】 前記フィルタが、連続する空間次元における前記シミュレ
    ーション核からの前記出力を順次にフィルタ処理し、これらのフィルタ処理演算
    の平均を出力するように構成された一次元フィルタである請求項１から１３のい
    ずれか１項に記載の装置。
  15. 【請求項１５】 前記確率的モデリング核が、Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ型で
    ある請求項１から１４のいずれか１項に記載の装置。
  16. 【請求項１６】 前記請求項のいずれか１項に記載の装置と、 前記モデリング核に入力されるデータを編集し、前記フィルタ手段から出力さ
    れるデータを表示するために使用可能なユーザインタフェース手段とを含む放射
    線治療計画装置。
  17. 【請求項１７】 前記媒体の関心のある領域のシュミレートされる粒子の数
    を増加するために使用可能な粒子増倍手段を含む請求項１６に記載の放射線治療
    計画システム。
  18. 【請求項１８】 放射ビームからデポジットされたエネルギーまたは線量を
    計算する方法であって、 物質に入射する放射ビームの結果として前記物質にデポジットされたエネルギ
    ーまたは線量の量を決定するために計算手段で確率的シミュレーションを実行す
    るステップを含み、 前記確率的シミュレーションの出力フィルタ処理して、実質的に統計的な雑音
    を含む成分を取り除くことを特徴とする方法。
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