JP2007516743A - 放射線の線量送出を最適化するための方法およびシステム - Google Patents

Abstract

本発明は、放射線線量送出の計算上効率的な最適化のための改良された方法およびシステムに関する。最適化は、少なくとも１つの標的体積および少なくとも１つの非標的体積を有する患者の身体の体積へ放射線治療ビームをマッピングするために使用されるべき目的関数の改良された形態を決定することに関与する。目的関数は、少なくとも１つの標的体積に関する第１の項と、少なくとも１つの非標的体積に関する第２の項と、を含む。最適化は、目的関数の最小値を決定することにさらに関与し、それによって、少なくとも１つの非標的体積を通って進むようにマッピングされたビームは、少なくとも１つの非標的体積を通って進むビームレットの重量がゼロであるときのみ、第２の項がゼロであるように、限定される。この限定は、負のビーム重みが発生するのを避ける助けをし、それによって、行列反転を使用する目的関数の最小値を計算上効率的に決定するのを容易にする。最適化後に、放射線治療は、目的関数の決定された最小値に基づいて送出される。

Description

本発明は、放射線の線量送出を最適化するための方法およびシステムに関する。特に、本発明は、放射線の線量送出を計画するための目的関数の最小値を決定する効率的且つ効果的な方法に関する。

癌患者にとって、放射線治療は、価値のある治療形態であると認められる。放射線治療は、患者内の腫瘍部位に放射線エネルギを送ることに関与する。

放射線治療計画は、順方法治療計画技術または逆方向治療計画技術にしたがって実行されてもよい。順方法計画は、当初計画された放射線線量を送出し、次いで、試行錯誤法で、先の線量の効き目を観察するかまたは推論するかによって次の線量を送出することに関与する。順方法計画による線量送出の最適化は、したがって、人間の観察および経験にしたがって行われる。逆方向計画は、代わりに、最適化線量送出を計算するよう求め、次いで、逆から作業して、その最適化された線量を送出するために適切な放射線ビーム特性を決定する。

腫瘍用放射線治療の逆方向計画は、トモセラピーまたは強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）の放射線送出技術用に行われてもよい。これらの技術の両方は、様々な角度配向から腫瘍部位へ向けて、普通、マルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）によって平行にされた放射線ビームを送ることに関与する。トモセラピーでは、螺旋弧を使用してスライスごとに腫瘍を照射し、一方、ＩＭＲＴでは、複数強度変調円錐ビームを使用して、多数の異なる方向から腫瘍を照射する。

患者が最適に処置されているのを確実にするために、放射線線量が、周囲の組織または臓器ではなく、主に腫瘍体積内に貯蔵されるのを確実にする必要がある。他の臓器または組織への放射線線量送出を最小限にしながら、腫瘍部位へ線量送出を最大限にするように、最適化を即座に確実に決定することは問題があることがわかった。

高速最適化アルゴリズムは、良好な放射線治療計画を設計するためだけではなく、将来の双方向適応治療技術を成功して実施するためにも、重要である。正のビーム重み制約を備えた公知の共役勾配サーチ等の数値サーチを使用する従来の最適化アルゴリズムは、普通、長い計算時間に関与する多くの繰り返しを必要とし、結果として、目的関数の極小値（local minima）に陥るため、下位最適計画になることがある。

正のビーム重み制約を課さずに、従来の二次目的関数を使用して逆問題の直接解を決定することが可能である。この解は、計算的にはより速いが、結果として、非現実的な（負の）ビーム強度になる。ひとたびビーム強度が正であることを必要とする特別の条件が導入されると（すなわち、負の強度値をゼロに強制することによる）、連立一次方程式による二次目的関数の解は、相当のアーチファクトを備えた放射線治療線量分布を産する。これらのアーチファクトは、そうでなければ最適化された線量送出を、有意に悪化させることもある。したがって、下位最適線量送出で患者を治療するのではなく、目的関数の最小値を見出すために、より計算的に集中的な数値サーチが好適である。

現在のＩＭＲＴ計画最適化のさらなる欠点は、本技術は、計算的に集中的すぎてより大きな数のビーム用の目的関数を最適化することができないとがわかったため、約７〜１１の異なるガントリー角度のみが使用されてもよいことである。

既存のシステムの上記欠点を鑑みて、上述の欠点の１つまたはそれ以上に対処するかまたは改善する、最適化された線量送出用の方法およびシステムを提供することが望ましい。

１つの態様において、本発明は、放射線の線量送出の方法を提供する。この方法は、少なくとも１つの標的体積および少なくとも１つの非標的体積を含む身体の体積へ放射線ビームをマッピングするために使用されるべき目的関数を決定するステップを含む。目的関数は、少なくとも１つの標的体積に関する第１の項と、少なくとも１つの非標的体積に関する第２の項と、を含む。方法は、目的関数の最小値を決定するステップをさらに含み、それによって、少なくとも１つの非標的体積を通って進むようにマッピングされたビームは、少なくとも１つの非標的体積を通って進むビームレットの重量がゼロであるときのみ、第２の項がゼロであるように、限定される。放射線は、目的関数の決定された最小値に基づいて、送出される。

他の態様において、本発明は、少なくとも１つの標的体積および少なくとも１つの非標的体積を含む身体の体積へ放射線ビームをマッピングするために使用されるべき目的関数を決定する方法を提供する。その目的関数は、少なくとも１つの標的体積に関する第１の項と、少なくとも１つの非標的体積に関する第２の項と、を含む。この方法は、目的関数の最小値を決定するステップを含み、それによって、少なくとも１つの非標的体積を通って進むようにマッピングされたビームは、少なくとも１つの非標的体積を通って進むビームレットの強度がゼロであるときのみ、第２の項がゼロであるように、限定される。

さらに他の態様において、本発明は、標的体積への放射線線量送出を最適化するための目的関数を決定するステップであって、目的関数は、標的体積の軸を中心にした対称線量送出を可能にするために対称項を有するステップと、目的関数に基づいて放射線を提供するステップと、を含む、放射線を提供する方法を提供する。

さらに他の態様において、本発明は、放射線の線量送出を最適化するためのシステムを提供する。システムは、少なくとも１つの標的体積および少なくとも１つの非標的体積を含む身体の体積へ放射線ビームをマッピングするために使用されるべき目的関数を決定するためのコンピュータ処理手段を具備し、目的関数は、少なくとも１つの標的体積に関する第１の項と、少なくとも１つの非標的体積に関する第２の項と、を含む。コンピュータ処理手段は、目的関数の最小値を決定するように配列され、それによって、少なくとも１つの非標的体積を通って進むようにマッピングされたビームは、少なくとも１つの非標的体積を通って進むビームレットの重量がゼロであるときのみ、第２の項がゼロであるように、限定される。システムは、目的関数の決定された最小値に基づいて身体の体積へ放射線を送出するための放射線送出機器へデータを提供するために、コンピュータ処理手段に作用的に連結されたデータ通信手段を具備する。

さらに他の態様において、本発明は、コンピュータシステムに線量最適化方法を実行させるためにコンピュータシステムで実行可能なコンピュータプログラム命令を格納しているコンピュータ可読ストレージを提供する。線量最適化方法は、少なくとも１つの標的体積および少なくとも１つの非標的体積を含む身体の体積へ放射線ビームをマッピングするために使用されるべき目的関数を決定するステップであって、目的関数は、少なくとも１つの標的体積に関する第１の項と少なくとも１つの非標的体積に関する第２の項とを含むステップと、目的関数の最小値を決定するステップであって、それによって、少なくとも１つの非標的体積を通って進むようにマッピングされたビームは、少なくとも１つの非標的体積を通って進むビームレットの強度がゼロであるときのみ、第２の項がゼロであるように、限定されるステップと、を含む。

上記態様において、放射線送出は、ＩＭＲＴまたはトモセラピーによることが好適である。

有利なことに、本発明の実施の形態は、１セットの連立一次方程式の解にしたがって目的関数を最小限にすることを可能にする。連立一次方程式を解くには多数のやり方があるが、好適な方法は、ビームレット交差行列の反転を決定することに基づいている。本願に記載された目的関数の最小値を決定する方法のため、ビームレット交差行列の反転を決定することは、ビームレット用の異常な負のビーム重みを生成する可能性を減じる。したがって、負のビーム重みに関連した問題およびそれを避けるために最適化方法に課せられた制約を未然に防ぐこともある。

さらに有利なことに、本発明によって使用される技術は、最適化が連立一次方程式の解として組み立てられることを可能にするため、目的関数のグローバルミニマム（global minimum）をサーチするのに必要な非常に長い処理時間は、有意に改良された処理時間に置き換えられる。処理効率のこの増大は、桁の大きさで測定可能である。たとえば、先行技術の技術では数時間かかるであろうものを、本発明の技術は、秒または分で達成することができる。したがって、本発明による方法およびシステムで、医療スタッフは、高度に最適な線量送出計画を提供しながら、放射線治療計画に必要な時間を大幅に減少することができる。

さらに有利なことに、本発明の実施の形態は、先のＩＭＲＴ技術に比較して、より大きな数の放射線送出角度を使用するのを可能にする。これは、本発明にしたがって最適化が実行される高い計算効率のためであり、腫瘍部位へより高い品質の正角線量分布を提供し、リスク臓器および標的部位を形成しない他の臓器または組織へ放射線を送出するのを避ける際に良好な品質最適化を提供する。

本発明の態様および実施の形態のこれらの特徴およびさらなる特徴は、下記の詳細な説明に、詳細に説明される。

本発明は、主に、患者内の腫瘍部位へ放射線治療の線量送出を最適化するための方法およびシステムに関する。典型的に、放射線は、単一の腫瘍部位へ向けて方向づけられるが、複数の腫瘍部位が同時に治療されるのは珍しくはない。本発明の実施の形態は、説明を簡略化するために、計画標的体積（ＰＴＶ）によって包囲される複数の腫瘍部位を考慮に入れることができるが、実施の形態は、主に、単一のＰＴＶに加えられるとして説明される。同様に、単一のリスク臓器（ＯＡＲ）のみ、および、本願では残りすべて（all-the-rest）（ＡＴＲ）と呼ばれる他の介入組織または臓器の単一体積が、説明される。

ＰＴＶ、ＯＡＲおよびＡＴＲ体積の数、および、そのサイズおよび相対配向は、患者によって変わり、放射線腫瘍医によって決定された所望の治療計画にしたがって変わる。たとえば、最適化は、リスク臓器を考慮に入れる必要がなくてもよく、または、ＰＴＶは全体がリスク臓器内にあり考慮に入れるべきＡＴＲ体積がほとんどなくてもよいことが可能である。

普通、それによって他の体積に対する患者内の一定の組織または臓器体積に相対的重要度が起因してもよい目的関数の１つまたはそれ以上の重要度パラメータを、監督放射線腫瘍医または他の適切に資格のある医療関係者が決定することが必要であるかまたは少なくとも望ましい。

放射線線量送出時に、放射線の散乱は一般に、放射線が身体の体積を通って進むために発生する。本出願において、散乱効果は、最適化の方法およびシステムでは扱わない。本発明の実施の形態は、散乱効果を考慮に入れるために修正することができることが理解される。

放射線治療最適化のもっとも基礎的な要件は、（ｉ）線量がＰＴＶに均質的に貯蔵される、（ｉｉ）いずれのＯＡＲに貯蔵された線量は、閾値を超えず、理想的にはゼロであるべきである、（ｉｉｉ）ＰＴＶおよびＯＡＲに含まれないＡＴＲ臓器および組織に貯蔵された線量は、二次発癌のリスを最小限にするために、できるだけ少量、理想的にはゼロであるべきである、（ｉｖ）ＰＴＶ境界を横断する線量勾配は、できるだけ高くあるべきである。

最適化は、「費用関数」とも称されることもある正定値目的関数の最小化によって追求される。うまくいった最適化は、物理的に達成可能なビームレット強度で（すなわち、ゼロより大きいかまたは等しい）短い計算時間でこの目的関数へグローバルミニマム（global minimum）を産する。

最適化された目的関数は、ＡＴＲおよびＯＡＲに貯蔵された線量を最小限にすべきである。理論的には、これらにおける線量はゼロであるべきであるが、実際にはＡＴＲでは絶対にゼロになることはできない。一方は重量ａを備え他方は重量ｂを備えた２つのビームレットのみの簡略化した例を考慮する。ＡＴＲおよびＯＡＲ用の従来の最適化関数における項は、下記形態の各々である：
ｐ（ａ＋ｂ）²
であり、ただし、ｐは、項の重要度パラメータである。次いで、最適化は、最小値を求める。
ｍｉｎ｛（ａ＋ｂ）²｝
最小値はゼロであり、これは、ａ＝−ｂの場合に発生する。言い換えると、重量の一方は負である。これは、連立一次方程式の解からの結果である。

最小値は下記に対応し、
∂
―（ａ＋ｂ）²＝０
∂a
∂
―（ａ＋ｂ）²＝０
∂b
これは結果として、ａ＋ｂ＝０になる。

次いで、現在のアプローチは、代わりに下記を解くものである：
ｍｉｎ｛（ａ＋ｂ）²｝であり、ａ＞０、ｂ＞０の制約を有する。

これは、数値サーチを通して解くことができるだけである。この問題に対処するために、本発明の実施の形態は、代わりに下記形態の項を使用する：
p（ａ²＋ｂ²）。

この項は、他方を消去するために負の強度を有する１つのビームレットによってゼロになることができない。この項をゼロにするために、各ビームレット強度はゼロでなければならない。

連立方程式は、下記から得られる。
∂
―（ａ²＋ｂ²）＝０
∂a
∂
―（ａ²＋ｂ²）＝０
∂b
これは結果として、最小値で、
ａ＝０
ｂ＝０
になる。二次最適化関数用に、唯一の最小値があり、これは、絶対最小値である。

上記に述べられた最適化条件を満足させる典型的な目的関数Ｏは、下記の形態であり、
Ｏ＝ｐ_PTVＯ_PTV＋ｐ_OARＯ_OAR＋ｐ_ATRＯ_ATR
ただし、ｐ_kは重要度係数（重要度パラメータとも呼ばれる）であり、目的項は、

および

ただし、ｗ_iはビームレットｉの重量であり、ｄ_iはビームレットｉによって目的地点ｘに貯蔵される線量であり、ｄ^PTVはＰＴＶへ処方された線量である。

目的関数Ｏの最適化に負の重量が現われる主な理由は、通常、相反する２つの需要、すなわち、一方では、Ｏ_ATR＝０である必要があり、他方では、放射線がＰＴＶに到達するためにＡＴＲ（および場合によりＯＡＲ）を通って進む必要があるということを、満足させる必要があるという事実である。良好な要件は、上記簡略化された例に述べられたように、ＡＴＲを通って進むすべてのビームレットの重量がゼロである場合のみ、Ｏ_ATRがゼロであるべきであるということである。この要件は、Ｏ_ATRの代わりに、下記形態の新規ＡＴＲ項を使用する場合に満足される：

同様に、ＯＡＲでは、

である。

目的関数ＯのＰＴＶ項は、このように書くことはできない。したがって、最適化を行う医療関係者は、ＰＴＶ項とバランスを取るために、ＡＴＲおよびＯＡＲ項に十分大きな重要度パラメータを設定する必要がある。ＯＡＲおよびＡＴＲ用にはさらに小さな値の重要度パラメータが十分であることがわかった。

好適な実施の形態において、項が目的関数Ｏに加えられ、これは、ビームレット重量の非現実的なゼロ限界を均等重量限界（これは本願では円対称と称される）に差し替え、それは、通常、最適化前の重量の当初設定である。この項は、対称項の一般ファミリーの一部として異なる形態を仮定することができる。この項は、下記項の１つでありうる：

または、

または、

または、

または、

または、

または、次のセクションの状態を満足させる他の形態である。下記において、例示のために、Ｏ_SYMの第１の形態を使用する。

下記に標準化された重量：

で、Ｏ_SYMは正であり、その最小値は、すべてのｉでｗ_i＝１のときにゼロである。

目的関数Ｏは、次いで、

になる。

現在の最適化技術の基礎となるアプローチは、ゼロ重量から開始することであり、各ビームレットの重量が増加するときに結果を分析する。結果として、最小値のサーチは、処理されたシステムが対称性を有するときでさえ（たとえば、反射下で対称）、必ずしも対称的な線量貯蔵になる必要はない。ここに導入された対称項は、本質的に、対向する端から重量の分析を開始し、すべてのビームは同一の重量を有する。放射線源が、各スライスに円を描くアイソセンタ（すなわち、形態または体積の指定された質量中心）のまわりを移動するならば、この要件は、円形対称斜視図から分析を開始する。

円形対称項Ｏ_SYMは、小さな重要度パラメータｐ_SYMに連結されるときでさえ、結果に高程度の安定性を導入することがわかった。さらに、局所的に熱いスポットまたは冷たいスポットを避けて、身体の体積内の線量分布を滑らかにする傾向がある。

この導入された対称項は、行列反転を使用する目的関数の最小化中に負のビームレット強度が生成されるのに対して相当のバイアスを提供する。これは、たとえば、ｐ_SYMを除いたすべての重要度パラメータがゼロである場合に、観察されることができる。そのような場合には、目的関数の最適化は、すべてのビームレットが同一の単位重量を有する計画を産することになる。したがって、ｐ_SYM用の非ゼロ値が、単位重量分布へ向けてビームレット重量にバイアスをかける。このバイアスは、ｐ_SYMの小さな値では小さく、より大きな値ではより強い。ｐ_SYMの大きな値で開始しステップごとにこれを減少しながら、ビームレット重量分布を反復的に検査し観察した場合には、分布は、すべてのビームレット重量が正であることを保ちながら、分布は、すべての重量が実質的に同一であるものからビームレット重量が実質的に最適化される分布に分解する。

目的関数の対称項の有利な効果は、アイソセンタのまわりに点または軸方向対称を有する輪郭では、ガントリー角度の関数としてビームレット重量分布（およびしたがって線量貯蔵）が、その対称性に厳密に従うことである。対称性に従うこの能力は、一部は、本願に記載された最適化方法に適合されることができる多数のガントリー角度から派生し、一般に標的体積用に高品質の正角の線量貯蔵を提供する能力に形が変わる。

含まれる対称項で、新規目的関数の簡略化形態を下記のように表すことができる。すなわち、

ただし、

ただし、ｄ^organ _kは、臓器ｋに処方された線量であり、

重量の最適セットは、目的関数を最小にすることによって得られる。最小値が発生するのは、
すべてのｗ_jで、

または、

であり、ただし、

および、

ただし、δ_ijは、単位行列である（すなわち、すべて１に等しい対角線要素を除いてすべての要素がゼロであるスクエアアレイである。）
次に、

および、

次いで、身体の体積全体にわたる各ビームレット用に：

および

目的関数への顕著な修正で、すべてのビームレット強度用の最適化問題は、下記形態の連立一次方程式の解へ限定される：

ただし、ｗ_jは、ビームレットｊの（未知の）重量または強度であり、β_jは、ＰＴＶ内のビームレットｉによって貯蔵された線量に依存する係数のベクトル（本願では、ビームレット線量貯蔵ベクトルまたはアレイと称される）であり、α_ijは、すべての臓器上のビームレットｉおよびｊの交差する対によって貯蔵された線量の積を述べる行列（本願では、ビームレット交差行列と称される）である。

最適ビームレット重量のセットは、たとえば、反転によって（１）から得られる：

したがって、（大きな）連立一次方程式（１）の解は、標準行列反転を使用して行列α_ijを反転し、反転された行列α_ij ^-1と各ビームレットｊ用のベクトルβ_jとの積を合計することによって、即座に且つ正確に得ることができる。

１つの実施の形態において、各領域の重要度パラメータは、領域依存であるように、すなわち、輪郭内の領域に異なる値を有するように、一般化することができ、その場合、下記形態であることができる：
ｐ_regionk=p＾_regionkｑ_regionk（ｘ）
ただし、ｐ＾は全体定数であり、ｑ（ｘ）は位置の関数である。

この場合、アレイαおよびβの定義は、下記によって一般化されてもよい：

これらの定義を使用して、最適化プロセスの行列形成は、次に、
α＾_ij＝ｐ＾_PTVα＾_ij ^PTV＋（ｐ＾_OARα＾_ij ^OAR＋ｐ＾_ATRα_ij ^ATR＋ｐ_sym）δ_ij
β＾_j＝ｐ＾_PTVβ＾_j ^PTV＋ｐ_sym
になる。

先の連立一次方程式は次に、

であり、最適化された解は、反転によって得られる：

重要度係数の関数依存性が変わらないままである場合には、重要度パラメータの最良セットのサーチは、最良セットｐ＾_regionkのサーチに限定され、その場合、アレイα＾_regionkおよびβ＾_regionkを再計算する必要はない。行列α_ijおよびβ_ijは、単にすべての領域用にｑ_regionk＝１を設定することによって行列α＾_ijおよびβ＾_ijから得られ、重要度係数が輪郭内で独特な値を有する場合に戻る。

次に図面に戻ると、図１は、本発明の実施の形態にしたがって最適化プロセス１００を例示するブロック図である。最適化プロセス１００は、一連のスキャン、たとえば、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャン等を出力する走査機器から、走査された入力データ１１０を得ることに関与する。この走査された入力データは、身体を通る一連の「スライス」を含む。これらのスライスの各々は、腫瘍体積の一部を、いずれのリスク臓器を含む残りの身体の体積とともに、断面で示す。これらのスライスが一連の平行スライスとして統合されるときに、標的腫瘍体積および他の身体の体積の三次元図を得ることができる。したがって、入力データ１１０は、放射線が方向づけられるＰＴＶを含む身体の体積を表すのに十分な、多数のそのような平行スライスに関するデータを含む。入力データ１１０は、ダイコムＲＴ（Dicom RT）標準ファイルフォーマット（標準放射線治療に特有のデータ対象を含む）であってもよく、これは、大半のＣＴスキャンシステムまたは他の治療計画システムによって生成することができる。ダイコムＲＴ標準のさらなる詳細は、米国電気製造者協会（National Electrical Manufacturers Association）（ＮＥＭＡ）から得ることができる。

入力データ１１０は、最適化モジュール１２０によって受け取られ、これは、図２〜７に関連してさらに説明されるように、この入力データを処理する。ひとたび最適化モジュール１２０が入力データ１１０を処理すると、最適化されたビームレット強度の出力ファイル１３０が生成され、適切なダイコムＲＴプロトコルを通って、医用リニアアクセラレータ等の放射線線量送出機器へ出力される。次いで、放射線治療を、最適化された線量送出にしたがって供給することができる。

出力ファイル１３０は、最適化されたビームレット強度をマッピングするためのシーケンシングデータをマルチリーフコリメータのリーフに提供するようにフォーマットされる。これは、既存のシーケンシングアルゴリズムにしたがって行われる。

スキャンデータ１１０は、格納することができ（たとえば、図８に示されるように、メモリ２０に）、これを使用して、異なるユーザ入力要件に基づいた線量送出計画の適応調整を最適化プロセスが容易にするため、一定期間にわたって数回の線量最適化を行うことができる。

最適化モジュール１２０は、コンピュータシステム（たとえば、後述される図８のコンピュータシステム１２等）によって実行可能なソフトウェアプログラムを形成するために統合された一連のコンピュータプログラム命令から構成される。最適化モジュール１２０は、公知のファイルフォーマット（たとえば、ダイコムＲＴ）にスキャンデータ入力１１０を受け取るように、且つ、対応する公知のファイルフォーマットの出力ファイル１３０に最適化されたビームレット強度を提供するように、構成される。

最適化モジュール１２０は、最適化プロセス１００全体の一部として、サブプロセスと称される数セットのステップとしてグループにされた多数のシーケンスステップを実行する。これらのサブプロセスは、臓器および輪郭デジタル化２００、ビームおよびビームレットセットアップ３００、線量計算４００、予備最適化計算５００、ビームレット最適化６００、および、結果および統計生成７００を含む。これらのサブプロセスは、図２〜７を参照して、下記にさらに詳細に説明される。

次に、図２を参照すると、臓器および輪郭デジタル化サブプロセス２００が、さらに詳細に説明される。臓器および輪郭デジタル化サブプロセス２００は、ＣＴスキャンから輪郭データの入力を取り扱い、ＣＴスキャンに示された身体の体積のすべての部分がマッピングされる下にある細胞のグリッドにマッピングするように輪郭をデジタル化する。サブプロセス２００は、各ＣＴスライス用に身体のすべての細胞用のデータを格納するためのメインアレイを規定する。メインアレイの要素のサブセットもまた格納され、ＰＴＶおよびＯＡＲ等の身体内の輪郭のすべてに対応する。

ステップ２０５で、入力データ１１０は、最適化モジュール１２０への入力として受け取られる。この点で受け取られた入力データ１１０は、たとえば、実行されるべき治療の種類（たとえば、トモセラピー、ＩＭＲＴ）、ＰＴＶ内に貯蔵されるべき必要な線量、線量−体積制約、および、放射線腫瘍医によって決定された臓器輪郭を含むＣＴスキャンを含む情報を含む。線量−体積制約は、特定の体積に送出されるべき最大または最小の放射線線量を示す。たとえば、脊髄等のリスク臓器では、ＯＡＲ体積のいずれの部分に４５Ｇｙを超える放射線線量を受け取るべきではないように、制約が設けられてもよい。

ひとたび入力データ１１０がステップ２０５で受け取られると、監督医療関係者が、ステップ２１０で、放射線線量送出を最適化するために使用されるべきグリッド細胞サイズおよび解像度を選択してもよい。次いでこの情報を使用して、選択されたサイズの細胞を有する離散化グリッドを生成する。各ＣＴスキャン用に、すべての臓器、輪郭およびビームは、身体の体積内の選択された空間サイズのグリッド細胞を表す単一のメインアレイにマッピングされる。各臓器輪郭、ビームおよびビームレットを備えた細胞を表すアレイは、このメインアレイのサブセットである。各アレイの各要素は、グリッド内の対応する細胞のグリッド座標を含む。本発明の実施の形態によって使用される典型的な細胞サイズは、各スライスの平面において１ｍｍ平方であってもよい。

臓器の特性は、各細胞内で均一であるとみなされる。離散化グリッド内で、ビーム伝播は、解像度によって与えられる正確さで計算され、解像度は、普通、各細胞の幅（高さに等しい）の約１．２５倍である。

重要なことには、解像度は細胞サイズよりも大きく設定され、そのため、各ビームレットは常に、少なくとも、その伝播の各深さレベルでグリッドの１つの細胞の中心を横切る。この状態は、形状がより規則的なビームレットを生成し、ビームレットが隣接するビームレットと断絶するのを避ける。各ステップ内で且つ解像度に等しい幅内で、ビーム特性は、均一であるとみなされる。

本発明の実施の形態によって可能にされたより高い計算効率のため、最適化プロセス１００によってより多くのデータを取り扱うことができ、ＰＴＶ、ＯＡＲおよびＡＴＲ体積の細胞用に、比較的高い解像度および小さな細胞サイズが達成することができ、患者のためにより最適化された治療計画へ導く。

ステップ２１５で、ＰＴＶの輪郭が、ダイコムＲＴ入力データ１１０から検索される。ステップ２２０で、輪郭は、時計回りの配向かまたは反時計回りの配向でチェックされる。輪郭の点が反時計回りの順である場合には、これらの点の順は、ステップ２２５で、時計回りになるように反転される。輪郭の点が時計回りの順である場合には、ステップ２３０で、輪郭は、放射線腫瘍医によって提供された輪郭点から連続輪郭概略を挿入するようにデジタル化され、輪郭内の細胞がタグづけされ、そのように保存される。

輪郭の配向を決定するための方法は、下記の通りである。各臓器の各スライスは、スライスの平面において二次元輪郭によって表される。ここで、特定のスライスにおける二次元輪郭を参照する。各輪郭用に、入力データは、その輪郭を概略する１セットの点または頂点（たとえば、ｘ−ｙ座標）を特定する。これらの頂点は、ＣＴスキャン画像に基づいて放射線腫瘍医によって生成される。どの点がその輪郭の内部または外部にあるかを見出すことができるために、頂点のセットが時計回り方向かまたは反時計回り方向に従っているかを最初に見出す必要がある。

スライスの平面に画成された直交軸のセットを想定して、
１）頂点Ａを見出す：輪郭のもっとも上の頂点。

２）頂点Ｃを見出す：輪郭の底部の頂点。

３）頂点Ｂを見出す：ＡでもＣでもない輪郭のもっとも右の頂点。

４）頂点Ｄを見出す：ＡでもＣでもない輪郭のもっとも左の頂点。

輪郭が有限区域を取り囲むとすると、上記頂点の少なくとも３つが区別されなければならない。輪郭が時計回り方向にある場合には、上記のいずれの３つの区別可能な頂点は、Ａ−Ｂ−Ｃ−Ｄの順（または、Ｄ−Ａ−Ｂ−Ｃ等の、この順のいずれのサイクル）になければならない。そうでない場合には、輪郭は、反時計回り配向にあると決定され、輪郭アレイの要素の順は、時計回りの順を想定するために反転される。

ステップ２２５または２２０の後に、ステップ２３０でデジタル化が実行され、もっとも上の頂点から開始し、時計回りに進み、線によって頂点の各連続対を結合する。輪郭内部の区域は、効果的に水平線に分割され、各々は左境界で開始し右境界で終了する。これらの線は頂点の間に引かれるため、線は細胞または「ピクセル」内でデジタル化され、これらはメインアレイ内に挿入され、その中ですべての輪郭がデジタル化される。

大きく見ると、
１）線が下方へ行く方向に引かれる場合には、その線の各ピクセルは、ピクセルの高さで水平線の右境界である。

２）線が上方へ行く方向に引かれる場合には、その線の各ピクセルは、ピクセルの高さで水平線の左境界である。

３）輪郭内の各高さで各線用の全右および左の境界の点は、メモリに格納される。

４）境界が完全にデジタル化された後に、すべての細胞は、関連輪郭によって取り囲まれた表面に属するものとして、保存された左および右の境界の間に各水平線にラベルづけされる。

ステップ２１５〜２３０は、各輪郭におよび各臓器体積（たとえば、ＯＡＲ、ＡＴＲ、ＰＴＶ）に繰り返される。ひとたび最後の輪郭がデジタル化されると、図２および３の参照インジケータ１によって示されるように、臓器および輪郭デジタル化サブプロセス２００は、ステップ３０５でビームおよびビームレットセットアップサブプロセス３００に入る。

次に、図３を参照すると、ビームおよびビームレットセットアップサブプロセス３００が説明される。ビームおよびビームレットセットアップサブプロセス３００は、ＰＴＶへ向けて各異なる角度から発射されるときの各ビームの境界を決定する。サブプロセス３００は、ビームをビームレットに分割し、ビームレット境界を計算し、各ビームでどの細胞が各ビームレット内部にあるかを決定する。

サブプロセス３００は、ステップ３０５で、所望の放射線ビーム特性に関してユーザ（すなわち、最適化線量送出を計画する医療関係者）からのデータ入力で開始する。たとえば、ＩＭＲＴでは、複数のビーム（たとえば、５１まで）が、ＰＴＶアイソセンタに対して様々な角度で特定されてもよい。このステップで、ユーザはまた、ビームセットアップ情報、たとえば、放射線源とＰＴＶアイソセンタとの間の距離等も入力する。ヘリカルトモセラピー用では、ステップ３０５は一般に、均一に間隔をおいた角度で５１ビームを選択することに関与し、ビームレットは、ＰＴＶアイソセンタで約６．２５ｍｍだけ分離される。

放射線治療用に、放射線ビームは典型的に、ベッドに横になっている患者へ送出され、一方、放射線ビームエミッタを有するガントリーは患者のまわりを動く。ガントリーは、放射線腫瘍医によって展開された線量送出計画および線量送出機器の限界に依存して、多数の異なる角度で位置決めすることができる。ＩＭＲＴでは、選択されたガントリー角度は、単一平面または複数の交差平面で患者のまわりの円弧に沿うことができ、一時に１つのガントリー角度で同時にすべての腫瘍スライスを治療する。トモセラピーでは、各スライスは、所定の円弧または螺旋弧に沿った設定ガントリー角度から治療される。

ひとたびステップ３０５でビーム特性が選択されると、第１の所定のガントリー角度が、ステップ３１０で設定される。次いで、ステップ３１５で、ビームセットアップ情報およびＰＴＶ輪郭データに基づいて、ＰＴＶ輪郭のもっとも外側の縁に一致するだけであるように、ビーム境界が計算される。

各ガントリー角度で、放射線ビームエミッタからビーム源によって見られたときに、ＰＴＶを完全に覆うために、ビームの位置および幅が計算される。

ひとたびステップ３１５で、計画されたビーム境界が決定されると、ビームは、ステップ３２０で、ビームレットに分割される。各ビーム内のビームレットの数は、腫瘍形状、ガントリー角度、器具限界および先に特定された解像度に依存する。ひとたび計画されたビームレットの数が決定されると、マルチリーフコリメータのリーフの各々の位置は、選択されたガントリー角度からビーム用に計算される。

ステップ３２５で、各ビームおよびビームレット用に、各ビームおよびビームレットが通って進む各臓器および輪郭内の細胞が格納される。これによって、各ビーム用のビーム統計を即座に計算することができ、且つ、ビームレット強度用の最適化アレイを即座に計算することができる。

ステップ３３０で、サブプロセス３００は、所定のガントリー角度の最後のものが選択されたか否かをチェックし、されていない場合には、ステップ３３５で、次のガントリー角度が選択される。ステップ３１５〜３２５は、ステップ３３５で、選択された各ガントリー角度用に繰り返される。

ステップ３３０で最後のガントリー角度が処理された後に、サブプロセス３００は、図３および４の参照インジケータ２によって示されるように、線量計算サブプロセス４００に入り、ステップ４０５で開始する。

次に、図４を参照すると、線量計算サブプロセス４００が説明される。線量計算サブプロセス４００は、先に決定されたビームおよびビームレットセットアップに基づいて、各臓器の各細胞に各ビームレットによって貯蔵される放射線エネルギの量を決定するように、ＰＴＶへ向かう各ビームレットの伝播をシミュレートする。次いで、各細胞の決定された線量貯蔵が、後の参照のために格納される。

ステップ４０５で、ビームレットが伝播されるべき第１のガントリー角度が選択される。ステップ４１０で、サブプロセス３００で決定されたビームおよびビームレットセットアップにしたがって（計算目的を計画するためのシミュレーションとしてのみ）、等しい強度のビームレットが伝播される。ステップ４１０で伝播された等しい強度のビームレットは、１のデフォルトの標準化重みづけを有する。

放射線治療計画計算用に、各ビームの各ビームレットが組織を通って伝播し各細胞にエネルギを貯蔵するやり方が、下記の通り計算される。ビームレット伝播を計算する目的のために、各（実際の）ビームレットは、より狭いサブビームレットに（計算上）分割され、ここでは、「エレメンタリプロパゲータ」と称される。これらのエレメンタリプロパゲータの（アイソセンタにおける）各々の幅は、解像度に等しい（線状細胞寸法のおよそ１．２５倍）。

各エレメンタリプロパゲータの伝播中のエネルギ貯蔵は、解像度にしたがって伝播の方向に小ステップで（公知の公式にしたがって）計算される。エレメンタリプロパゲータは、その長さ方向に沿って、解像度に等しい長さ寸法の小台形に（エミッタからビームレットが発散するため）分割されるかまたは分解される（すなわち、下にあるグリッドの細胞の長さ寸法よりもわずかに大きい）。各台形の長さ寸法（すなわち、平行な側部の間の距離）は均一であるが、各続く台形は前のものよりわずかに広く、そのため、台形はサイズが不均一である。

細胞（主な下にあるグリッドにおける）の中心がこれらの小台形の１つの内部にあるときには、エレメンタリプロパゲータは、その細胞にエネルギを貯蔵するように決定される。解像度を細胞の長さ寸法よりもわずかに大きくすることによって、エレメンタリプロパゲータが伝播するときに、それが分割される各単一の台形が、少なくとも１つの細胞内にエネルギを貯蔵するとみなされることができ、したがって、エレメンタリプロパゲータを連続的にし、寸断されないようにする。

細胞幅に対する解像度の割合は、要件に依存して変動してもよいが、細胞幅の１倍から２倍の間が好ましい。

ステップ４１５で、伝播されたビームレットによって各細胞に貯蔵されるべき線量は、選択されたガントリー角度でビームのビームレットによって影響された各臓器または身体の体積の各細胞に保存される。

線量計算サブプロセス４００は、ステップ４２０で、選択されたガントリー角度が、シミュレートされたビームレット強度が伝播されるべき最後の角度であるか否かをチェックし、そうでない場合には、ステップ４２５で次のガントリー角度が選択され、ステップ４１０および４１５は、最後のガントリー角度がシミュレートされるまで繰り返される。

サブプロセス４００の一部として格納された計画されたビームレット強度を使用して、ビームレットによって影響された各体積で各細胞用に選択されたガントリー角度でビームの各ビームレットによって貯蔵される線量を計算する。各ビームレットによって貯蔵される線量は、（上述のように）ビームレット当たりの放射線の数エレメンタリプロパゲータを伝播することによって計算され、各プロパゲータは、解像度に対して等しい幅である（アイソセンタにおいて）。この計算は、既存の線量貯蔵公式にしたがって行われる。格納ステップ４１５において、すべての臓器用の全ビームレットの細胞ごとの線量貯蔵データのアレイは、再計算せずに後に使用するために（たとえば、ＲＡＭに）格納される。

線量計算サブプロセス４００は、図５の予備最適化計算サブプロセス５００に入る。図４および５の参照インジケータ３は、この点で、それぞれのフローチャートを結合する。

次に、図５を参照すると、予備最適化計算サブプロセス５００が説明される。予備最適化計算サブプロセス５００は、最適化計算を行うために、各ビームレット用におよび交差ビームレット用に各細胞の線量貯蔵データの行列およびアレイを計算し格納する。

サブプロセス５００は、ステップ５０５で開始し、そこで、すべての臓器および輪郭用の線量貯蔵係数アレイβ^organおよびビームレット交差行列α^organが計算され格納される。各行列α^organは、臓器（すなわち、ＰＴＶ、ＡＴＲまたはＯＡＲ）の全細胞にわたるビームレットの交差対によって（すなわち、異なるガントリー角度から）貯蔵された線量の生成物である要素を具備する。アレイβ^organは、各臓器の細胞内に各ビームレットによって貯蔵されるべき線量の係数のベクトルである。

各臓器ｋ用に、行列α^organは、下記表現式にしたがって決定された、添字ｉおよびｊによってラベルされた要素α_ij ^organ _kを有し、

ただし、合計は、臓器ｋ内部のすべての点ｘ上を走り、ｄ_i（ｘ）およびｄ_j（ｘ）は、それぞれ、単位重量ビームレットｉおよびｊによって点ｘに貯蔵された線量である。この行列の項は、ステップ４１５で単位重量ビームレット用に高速メモリ（ＲＡＭ）に格納されたアレイから即座に計算される。

ステップ５０５の一部として、各臓器内に伝播された各ビームレット用のアレイおよび行列は、最適化計算中に後に即座に検索するためにメモリ（たとえば、ＲＡＭ）に格納される。ステップ５０５の計算は、等しい強度のビームレットの当初設定のために１度だけ行われる。

ステップ５１０で、目的関数用のデフォルト重要度係数が設定される。これらのデフォルト係数は、適切な重みづけを備えた先の経験にしたがって設定される。これらの係数を使用して、目的関数Ｏ〜の実行可能な最適化を達成する。最適化を行う医学物理学者または他の医療関係者が、デフォルト係数を選んでもよく、これらを後にビームレット最適化サブプロセス６００の一部として変えてもよい。

重要度パラメータ用の典型的なデフォルト値は、たとえば、ｐ_PTV＝４０、ｐ_OAR＝２８、ｐ_ATR＝１、ｐ_SYM＝１である。ＰＴＶ内に良好は正角の線量貯蔵が必要である場合には、ｐ_PTVが、たとえば１００またはそれ以上に、増加する。同様に、ｐ_OARおよびｐ_ATRの値は、放射線治療計画要件に適するように調整される。輪郭のシステムが、これらのパラメータでまたは修正パラメータで、ＰＴＶまたはＯＡＲの条件が過度に厳しいかまたは１つまたはそれ以上の負のビームレット重量が検出されるようである場合には、ｐ_ATRおよびｐ_SYMの一方または両方が、典型的に２または３の値へ、増加することができる。

予備最適化計算サブプロセス５００後に、ステップ５１０は、ビームレット最適化６００のステップ６０５に入る。図５および６は、この点で、参照インジケータ４によってリンクされる。

次に、図６を参照すると、ビームレット最適化サブプロセス６００が説明される。ビームレット最適化サブプロセス６００は、ビームレット交差行列の行列反転によって最適化計算を行い、連立一次方程式の解にしたがって最適ビームレット重量を決定する。ビームレット最適化サブプロセス６００は、すべての輪郭の中で計画された線量分布をさらに決定し、線量分布のグラフ出力を生成する。

サブプロセス６００は、ステップ６０５で開始し、そこで、全体的最適化行列αおよびアレイβが、所定の重要度係数を考慮に入れて、臓器およびビームレット用の予め計算された予めおよび行列にしたがって計算される。

行列αおよびアレイβは、下記単純表現式によって各ビームレット用に計算される。

および

ただし、δ_ijは単位行列であり、ｋは、各種類（たとえば、ＯＡＲ、ＰＴＶ、ＡＴＲ）の輪郭の数である。これは、ステップ５０５で高速メモリに保存されたアレイが使用される高速計算である。

ステップ６１０で、行列αは、上下対角（ＬＵＤ）アルゴリズム等の公知の高速行列反転アルゴリズムを使用して反転される。ステップ６１０で、いずれの適切な計算上効率的な行列反転アルゴリズムが使用されてもよい。

ステップ６１５で、サブプロセス６００は、行列αが近一次従属用かをチェックする。このチェックは、冗長ビームレットまたはほぼ冗長ビームレットがないことを確実にするために行われる。近一次従属が見出された場合には、これは、行列αを適切に条件付けるために特異値分解（ＳＶＤ）アルゴリズムを使用して、ステップ６２０で訂正される。

近一次従属がない場合には、ステップ６２５で、ビームレット重量が、反転された行列αと線量貯蔵アレイβとの積として、計算される。ステップ６２５の一部として、最適化されたビームレット重量は、連立一次方程式（反転された行列α^-1と線量貯蔵アレイβとの積から生じる）の解にしたがって決定される。この解は、Ｎ変数の連立Ｎ一次方程式を解くことによって得ることができ、ただし、Ｎはビームレットの数である。

ステップ６３０で、ビームレット最適化サブプロセス６００は、ステップ６２５で計算されたビームレット重量のいずれが、負であるか否かをチェックする。いずれの負の重量（すなわち、負のビームレット強度）がある場合には、ユーザに知らされ、ステップ６３５で、目的関数の１つまたはそれ以上の重要度係数を調整するようにアドバイスされる。重要度係数の調整後に、ステップ６２５の計算から負のビームレット重量が出力されなくなるまで、ステップ６０５〜６２５が繰り返される。

計算されたビームレット重量が正またはゼロである場合には、すべての臓器および輪郭に貯蔵されるべき最適化された線量が、ステップ６４０で、最適化されたビームレット重量で再計算される。ステップ６４５で、最適化された線量送出計画用に、線量−体積ヒストグラム（ＤＶＨ）を含むすべての臓器、輪郭およびビームレット用に、線量貯蔵統計が計算される。

色分けされた線量分布マップ等のグラフが、計算された線量統計にしたがってステップ６５０で生成され、そこで、色分けされた線量分布は、輪郭にかぶせられ、すべての輪郭づけられた体積にわたる線量分布の容易な指標を提供する。線量分布マップおよび線量体積ヒストグラムの例が、図９Ａ〜９Ｄに示される。各色分けされた線量分布グラフは、対応する線量−体積ヒストグラムを伴い、線量−体積制約がビームレット重量の提案された最適化に合致するか否かのより正確な指標を、ユーザに提供する。

ステップ６５５で、ユーザには、計画された線量分布が満足のいくものであるか否かを示す機会が与えられ、満足のいかない場合には、ステップ６６０で、重要度パラメータを変えるように促される。ユーザがステップ６６０で重要度係数を変えるように選択する場合には、満足のいく線量分布が達成されるまで、ステップ６０５〜６５５が再実行される。

あるいは、ユーザが、ガントリー角度等の物理的セットアップ特性のいくつかを変えたいと望む場合には、最適化プロセス１００は、適宜、ユーザをサブプロセス２００または３００へ戻す（図示せず）。

ひとたび線量分布が満足のいくものであるとみなされると、ビームレット最適化サブプロセス６００は、結果および統計生成サブプロセス７００のステップ７０５に入る。図６および７は、この点で、参照インジケータ５によって、結合される。

次に、図７を参照すると、結果および統計生成サブプロセス７００が説明される。結果および統計生成サブプロセス７００は、計画された線量分布が承認されるかまたは洗練された後で、最適化されたビームレット重量の出力を生成する。

ステップ７０５で、放射線治療の所望の形態がＩＭＲＴであるか否かが決定され、そうである場合には、ステップ７１０で、マルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）用のリーフシーケンシングデータを生成する。放射線治療の所望の形態がトモセラピーである場合には、各ガントリー角度で各ビーム用に且つ各腫瘍スライス用に、平行ビームレットのビームプロファイルが生成される（図示せず）。

ステップ７１５で、たとえば、ＭＬＣリーフシーケンシングに適するために（ＩＭＲＴが使用される場合）、または、放射線治療送出システムによって課される他の物理的制約に適応させるために、線量分布を洗練する機会が、ユーザには再度与えられる。線量分布が洗練を必要とする場合には、より正確な線量分布が、先に洗練されたものに置き換えられてもよく、線量分布はステップ７２０で再計算される。

線量分布のさらなる洗練が必要ない場合には、ステップ７２５で出力データファイルが形成され、最適化されたビームレット強度１３０およびステップ７１０で生成されたリーフ位置およびシーケンスを含む。いずれのビーム、臓器または輪郭統計もまた、色分けされた線量分布および線量−体積ヒストグラムを表示するためのデータとともに、所望により、ステップ７２５で（たとえば、ディスプレイに）出力されてもよい。線量分布グラフおよびヒストグラムを生成するための統計およびデータは、ユーザが再検討し表示するために最適化モジュール１００を走るコンピュータシステムのメモリに格納され、最適化されたビームレット重量およびＭＬＣリーフ位置およびシーケンスは、放射線送出システムへ出力され、患者の放射線治療処置を開始する。

最適化のための方法およびサブプロセスは、１つの好適な実施の形態に関して上述されているが、本発明はまた、図８に示されるように、最適化モジュール１２０を走る最適化システム１０に体現されてもよい。

図８では、最適化システム１０は、メモリ２０と、実行可能なコンピュータプログラム命令として走る最適化モジュール１２０と、を上に有するコンピュータシステム１２を含む。メモリ２０は、最適化プロセス１００中に使用されるアレイおよび行列および計算項を格納するための高速アクセスＲＡＭ等の高速メモリである。メモリ２０を使用して、線量−体積ヒストグラムおよび色分けされた線量分布グラフを生成するための統計および／または計算も格納する。メモリ２０は、プロセス１００中に適切なデータ格納を容易にするために、二次（より遅い）メモリを含んでもよく、または、これに連通してもよい。最適化モジュール１２０は、格納要件のために必要に応じてメモリ２０を使用する。

コンピュータシステム１２は、通常、入力データ１１０を受け取り対応する出力データ１３０を生成するコンピュータシステムに使用されるように、グラフィックディスプレイ、キーボード、二次メモリおよびシリアルインタフェースを含む通常のコンピュータ周辺機器をさらに含む。

さらなる態様において、本発明は、ハードディスク、ＣＤ−ＲＯＭまたはＲＡＭ等のコンピュータ可読記憶媒体に格納されたコンピュータプログラム命令（すなわち、記載された方法を実行するためのソフトウェア）に体現されてもよい。

本発明の好適な実施の形態は、放射線治療処置のための放射線の線量送出に関して説明されているが、最適化プロセス１００および最適化システム１０は、癌性腫瘍の処置下にあるヒトの患者のもの以外の身体の体積へ、最適化された放射線送出を計画するために等しく有用であってもよいことを理解すべきである。たとえば、記載されたシステムおよび方法は、ヒト以外の動物に使用されてもよく、放射線の選択的線量送出が望ましい生きていない組織または材料または有機物を照射するために使用されてもよい。

図９Ａ〜９Ｄは、ＩＭＲＴ用の最適化された線量分布マップ９０２および線量−体積ヒストグラム９０４の例を示す。図９Ａおよび９Ｂは、頚部腫瘍のＣＴスキャンスライスの線量分布マップ９０２を示す。線量分布マップ９０２は、当該のすべての体積を取り囲む外側身体輪郭９１３を示す。ＯＡＲ輪郭９１５は、ＯＡＲ体積９１４を取り囲み、これは、この例では、脊柱である。ＰＴＶ輪郭９１７は、ＰＴＶ体積９１６を取り囲み、これは、頚部腫瘍である。外側身体輪郭９１３内の残っている体積は、ＯＡＲ、ＰＴＶの体積９１４および９１６内にはなく、ＡＴＲ体積９１２と呼ばれる。

図９Ａの例が例示するように、放射線をＯＡＲ体積９１４へ向けて方向づけることなく、放射線をＰＴＶ体積９１６へ送出するように、ビームを方向づけることは困難でありうる。この例において、脊柱は放射線送出に感度が高く、過剰線量は結果として脊髄またはその中の神経終末への損傷となることがあるため、脊柱へ放射線を送出するのを最小限にすることは特に重要である。典型的に、脊髄等のＯＡＲ用の線量−体積制約は、いずれのＯＡＲ体積も、約４５Ｇｙを超える線量を受け取るべきではないようにされるということである。低い数のガントリー角度のみが最適化計画に使用される場合には、この線量−体積制約は、満たすことができないこともあり、一方、より大きな数のガントリー角度が使用される場合には、そのような線量−体積制約を満たすことができる。本発明によって達成可能なより大きな計算効率は、より大きな数のガントリー角度を使用するのを可能にし、これは結果として、線量送出計画のより良好な正角マッピングになる。

図９Ａおよび９Ｂは、同一のＡＴＲ、ＯＡＲおよびＰＴＶの体積および輪郭を示すが、図９Ａは、２０ガントリー角度を使用する最適化の出力計画を示し、図９Ｂは、６０ガントリー角度を使用する計画を示す。図９Ｂにおいて、線量−体積ヒストグラム９０４のＯＡＲ曲線９２４は、図９Ａで示された４０％に比較して、２０％を超える線量を受け取るＯＡＲ体積９１４がないことを示す。ガントリー角度の数が大きくなると、ＰＴＶへの放射線線量を最大限にしながら、ＯＡＲを照射するのを避けるように、線量送出計画を最適化する際により大きな柔軟性を可能にする。ガントリー角度の数のこの増加は、本発明の最適化方法の計算効率が上がることによって、可能にされる。

線量−体積ヒストグラム９０４において、ＡＴＲ曲線９２２は、ＡＴＲ体積９１２の線量−体積分布を示し、他方、ＰＴＶ曲線９２６は、ＰＴＶ体積９１６への線量−体積分布を示す。

最適化は、より少ないガントリー角度では（且つしたがってより少ないビームレットでは）より速く、たとえば５秒のオーダであるが、より高い平均線量をＯＡＲ体積９１４へ送出するという意味で、６０ガントリー角度を使用する計画よりも最適化されない。逆に、６０ガントリー角度を使用する最適化は、ＯＡＲ体積９１４を避ける際により正確である一方、最適化に必要な時間は、より多く、たとえば、２分１２秒のオーダである。

図９Ａおよび９Ｂに関して上述された参照インジケータは、図９Ｃおよび９Ｄにも適用可能である。

図９Ｃおよび９Ｄは、線量分布マップ９０２および対応する線量−体積ヒストグラム９０４のさらなる例を示す。外側身体輪郭９１３は、図９Ｃおよび９Ｄには示されないが、この例では、線量分布マップ９０２は、より大きな身体の体積内のクローズアップだからである。図９Ｃおよび９Ｄは、ＰＴＶ９１６によって示される前立腺腫瘍への計画された線量送出に関する。この例において、ＯＡＲ体積９１４は膀胱である。図９Ｃおよび９Ｄからわかるように、ＯＡＲ本体輪郭９１５は、ＰＴＶ輪郭９１７に重なり、したがって、輪郭および体積が重ならなかった場所に可能であったのと同一程度へ、ＯＡＲへの線量送出を最小限にすることは可能ではない。

図９Ｃおよび９Ｄに示される最適化は、２ｍｍの同一ビームレット幅で、同一数のＩＭＲＴガントリー角度およびビームレットを使用する。図９Ｃと９Ｄとの間の主な差は、図９Ｄに示される最適化が、ＰＴＶへ高度に正角な線量分布を提供するように設計され、ＯＡＲを照射するのに与えられる重要度はより低いことである。図９Ｃおよび９ＤにおけるＯＡＲ曲線９２４の比較は、主に、図９Ｄに示された最適化におけるＯＡＲの照射を最小限にすることに起因するより低い重要度のため、図９ＤのＯＡＲ体積９１４が、図９Ｃのものよりも高い平均線量を受け取ったことを示す。したがって、重要度係数の操作が、ＰＴＶおよびＯＡＲ内の結果として得られる線量分布に相当の効果を与えることができる。

この説明において、一定の用語は交換可能に使用されている。たとえば、ビームレット重量およびビームレット強度は交換可能に使用され、同一の意味を有することが意図される。同様に、重要度パラメータおよび重要度係数は交換可能に使用され、同一の意味を有することが意図される。また、この説明に使用されたいくつかの用語は、関連技術文書では他の名前で呼ばれることもあるが、意味は同一である。たとえば、本願で使用された目的関数は、他者によって費用関数と呼ばれることもある。同様に、ビームレット重量または強度を述べるために、他の場所では、フルエンスという用語が使用される。この説明は、本願で使用される用語として、当業者によって理解されるように、同一の意味を有するすべての用語をカバーすべきであると意図される。下記の用語集をさらに参照することができる。

用語集
ビーム：二次元または三次元に送られる放射線の光線
ビームレット：放射線のビームの一部分。ビームは、多くの小さなビームレットに分割することができる。たとえば、１０×１０ｃｍ²断面のビームを、１×１ｃｍ²断面の１００ビームレットに分割することができる。

ビームレット線量貯蔵アレイ：特定の輪郭内の細胞に特定の単位重量ビームレットによる計画された線量貯蔵に、その輪郭用に処方された線量を掛けたアレイ。

ビームレット交差行列：特定の輪郭内の全細胞に対する加えられた交差ビームレットによる細胞における別個の計画された線量貯蔵の積の行列。この行列の対角線要素は、輪郭の全細胞に対する各ビームレットの線量貯蔵の平方の合計を含む。

ビームレット重量：ビームレットの強度レベル。

輪郭：標的体積または臓器または他のいずれの内部質量を概略する単一ＣＴスキャンにおける構造物の二次元概略。

重要度パラメータ（または係数）：最適化プロセスに使用される相対重要度因子。重要度パラメータは、ゼロ（すなわち、対応臓器が最適化に不適切であるとみなされる）から、いずれの正の値の範囲に規定することができる。他の重要度パラメータに対して重要度パラメータの値が高くなればなるほど、目的関数の対応する項に起因する重要度がより大きくなり、且つ、その項が目的関数の最適化に与える影響がより大きくなる。

強度：放射線の相対強さの測定値。

非標的体積：標的体積外ではあるが、身体の体積内である体積。非標的体積は、できるだけ小さな放射線線量を受け取るべきである。

目的関数：放射線が身体の体積へ送出されるやり方を最適化するために使用される数学関数。

リスク臓器：放射線治療中に放射線によって悪影響を受けるかまたは損傷されることがある患者の内部の臓器。一般に、腫瘍近傍の重要な臓器は、高い放射線線量を受けることがあるため、リスク臓器である。典型的なリスク臓器は、脊髄、眼、肝臓、肺、腎臓、心臓、直腸、膀胱、脳幹、視神経、視神経十字、耳下腺および小腸である。

計画された放射線線量貯蔵：特定の計画用に患者の点に送出されるべき計算された放射線線量。

放射線：粒子の形態で光線、波として放射されるかまたは送られるエネルギ。本願では、特に、高エネルギｘ線を称する。

標的体積：たとえば、腫瘍および周囲の組織を含む輪郭づけられた体積であり、その体積内の腫瘍または他の質量を治療するために一定の処方の放射線線量を受け取る。

本発明の実施の形態にしたがった線量送出最適化に使用される全体プロセスのフローチャートである。 図１に示された全体プロセスの臓器および輪郭デジタル化サブプロセスのフローチャートである。 図１に示されたプロセスのビームおよびビームレットセットアップサブプロセスのフローチャートである。 図１に示されたプロセスの線量計算サブプロセスのフローチャートである。 図１に示されたプロセスの予備最適化計算サブプロセスのフローチャートである。 図１に示されたプロセスのビームレット最適化サブプロセスのフローチャートである。 図１に示されたプロセスの結果および統計出力サブプロセスのフローチャートである。 本発明の実施の形態にしたがった線量送出最適化用のシステムのブロック図である。 最適化された線量分布マップおよび対応する線量−体積ヒストグラムの例を示す図である。 最適化された線量分布マップおよび対応する線量−体積ヒストグラムの例を示す図である。 最適化された線量分布マップおよび対応する線量−体積ヒストグラムの例を示す図である。 最適化された線量分布マップおよび対応する線量−体積ヒストグラムの例を示す図である。

符号の説明

１０ 最適化システム
１２ コンピュータシステム
２０ メモリ
１１０ 入力データ
１２０ 最適化モジュール
１３０ 出力データ

Claims (40)

1. 放射線の線量送出の方法であって、
   少なくとも１つの標的体積および少なくとも１つの非標的体積を含む身体の体積へ放射線ビームをマッピングするために使用されるべき目的関数を決定するステップであって、前記目的関数は、前記少なくとも１つの標的体積に関する第１の項と前記少なくとも１つの非標的体積に関する第２の項とを含むステップと、
   前記目的関数の最小値を決定するステップであって、それによって、前記少なくとも１つの非標的体積を通って進むようにマッピングされたビームは、前記少なくとも１つの非標的体積を通って進むビームレットの重量がゼロであるときのみ、前記第２の項がゼロであるように、限定されるステップと、
   前記目的関数の前記決定された最小値に基づいて、放射線を送出するステップと、
   を放射線の線量送出の含む方法。
2. 前記第２の項は、複数の非標的体積部分のすべて用に、それぞれの非標的体積部分に関するビームレット合計の非標的体積合計を含み、各ビームレット合計は、前記ビームレットの平方重量とそれぞれの非標的体積部分における二乗された計画された放射線明線量貯蔵との積の合計である請求項１記載の方法。
3. 前記目的関数は、リスク臓器（ＯＡＲ）体積に関する第３の項をさらに含み、前記第３の項は、複数のＯＡＲ体積部分のすべて用に、それぞれのＯＡＲ体積部分に関するビームレット合計のＯＡＲ合計を含み、各ビームレット合計は、前記ビームレットの平方重量とそれぞれのＯＡＲ体積部分における二乗された計画された放射線線量貯蔵との積の合計である請求項１記載の方法。
4. 前記目的関数は、少なくとも１つの標的体積の軸を中心にした対称線量送出を可能にするための対称項をさらに含む請求項１記載の方法。
5. 前記対称項は、
   

   

   の形態であり、ただし、Ｏ_SYMは前記対称項であり、ｗ_iは複数の放射線ビームのビームレットｉの重量である請求項４記載の方法。
6. 前記対称項は正であり、その最小値は、すべてのｉに対してｗ_i＝１であるときにゼロであり、ただし、ｗ_iは複数の放射線ビームのビームレットｉの重量である請求項４記載の方法。
7. 最小値を決定する前記ステップは、前記ビームレットの前記重量を決定するために連立一次方程式を解くことを含む請求項１記載の方法。
8. 前記連立一次方程式の前記解は、各ビームレット用のビームレット交差行列の行列反転を使用して生成される請求項７記載の方法。
9. 前記連立一次方程式の前記解は、前記反転したビームレット交差行列とビームレット線量貯蔵アレイとの積によって生成される請求項８記載の方法。
10. 前記ビームレット交差行列は、それぞれ前記少なくとも１つの標的体積および前記少なくとも１つの非標的体積に対応する臓器体積行列の合計を含み、各臓器体積行列はそれぞれの重要度パラメータによって重みをつけられる請求項８記載の方法。
11. 前記ビームレット交差行列は、対称項に重みをつけるための対称重要度パラメータを有する対称項をさらに含む請求項１０記載の方法。
12. 前記少なくとも１つの標的体積または前記少なくとも１つの非標的体積の二次元輪郭に関する輪郭データを受け取るステップと、
    前記輪郭データから、前記輪郭が、時計回りかまたは反時計回りに配向されているかを決定するステップと、
    前記輪郭が反時計回りであると決定された場合には、前記輪郭が時計回りに配向されるように、前記輪郭データの順序を変えるステップと、
    をさらに含む請求項１記載の方法。
13. 前記輪郭が時計回りかまたは反時計回りに配向されているかを決定する前記ステップは、
    ａ）前記輪郭のもっとも上の頂点を決定するステップと、
    ｂ）前記輪郭のもっとも下の頂点を決定するステップと、
    ｃ）前記もっとも上またはもっとも下の頂点ではない前記輪郭のもっとも右の頂点を決定するステップと、
    ｄ）前記もっとも上またはもっとも下の頂点ではない前記輪郭のもっとも左の頂点を決定するステップと、
    ｅ）前記もっとも上、もっとも下、もっとも右およびもっとも左の頂点の互いに対する相対時計回り順序にしたがって前記輪郭配向を決定するステップと、
    をさらに含む請求項１２記載の方法。
14. 前記輪郭データから、連続輪郭を推定するステップと、
    前記連続輪郭の全右および左の境界を決定するステップと、
    前記身体の体積の細胞が、右および左の境界の対向する対の間にある場合に、前記連続輪郭内にあることを決定するステップと、
    をさらに含む請求項１２記載の方法。
15. 前記輪郭データが輪郭点の上方へ延在するシーケンスを示す場合には境界は左境界であると決定され、前記輪郭データが輪郭点の下方へ延在するシーケンスを示す場合には境界は右境界であると決定される請求項１４記載の方法。
16. 前記身体の体積は、所定のサイズの複数の細胞に実質的に分割され、前記放射線ビームは、前記放射線ビームの一部分が前記細胞の前記サイズに比例的に寸法づけられるように、前記身体の体積にマッピングされる請求項１記載の方法。
17. 前記一部分は、非均一サイズの線状に順次的な部分に分解される請求項１６記載の方法。
18. 前記順次的な部分の長さ寸法は、均一であり、前記細胞の幅寸法の１倍から２倍である請求項１７記載の方法。
19. 前記長さ寸法は、前記幅寸法の約１．２５倍である請求項１８記載の方法。
20. 前記放射線の線量送出は、強度変調放射線治療を含む請求項１記載の方法。
21. 前記放射線の線量送出は、トモセラピーを含む請求項１記載の方法。
22. 少なくとも１つの標的体積および少なくとも１つの非標的体積を含む身体の体積へ放射線ビームをマッピングするために使用されるべき目的関数を決定する方法であって、前記目的関数は、前記少なくとも１つの標的体積に関する第１の項と前記少なくとも１つの非標的体積に関する第２の項とを含む方法において、
    前記目的関数の最小値を決定するステップであって、それによって、前記少なくとも１つの非標的体積を通って進むようにマッピングされたビームは、前記少なくとも１つの非標的体積を通って進むビームレットの強度がゼロであるときのみ、前記第２の項がゼロであるように、限定されるステップ
    を含む方法。
23. 前記第２の項は、複数の非標的体積部分のすべて用に、それぞれの非標的体積部分に関するビームレット合計の非標的体積合計を含み、各ビームレット合計は、前記ビームレットの平方重量とそれぞれの非標的体積部分における二乗された計画された放射線線量貯蔵との積の合計である請求項２２記載の方法。
24. 前記目的関数は、リスク臓器（ＯＡＲ）体積に関する第３の項をさらに含み、前記第３の項は、複数のＯＡＲ体積部分のすべて用に、それぞれのＯＡＲ体積部分に関するビームレット合計のＯＡＲ合計を含み、各ビームレット合計は、前記ビームレットの平方重量とそれぞれのＯＡＲ体積部分における二乗された計画された放射線線量貯蔵との積の合計である請求項２２記載の方法。
25. 前記目的関数は、少なくとも１つの標的体積の軸を中心にした対称線量送出を可能にするための対称項をさらに含む請求項２２記載の方法。
26. 前記対称項は、
    

    

    の形態であり、ただし、Ｏ_SYMは前記対称項であり、ｗ_iは複数の放射線ビームのビームレットｉの重量である請求項２５記載の方法。
27. 前記対称項は正であり、その最小値は、すべてのｉに対してｗ_i＝１であるときにゼロであり、ただし、ｗ_iは複数の放射線ビームのビームレットｉの重量である請求項２５記載の方法。
28. 前記放射線の線量送出は、強度変調放射線治療を含む請求項２２記載の方法。
29. 前記放射線の線量送出は、トモセラピーを含む請求項２２記載の方法。
30. 放射線を提供する方法であって、
    標的体積への放射線線量送出を最適化するための目的関数を決定するステップであって、前記目的関数は、前記標的体積の軸を中心にした対称線量送出を可能にするために対称項を有するステップと、
    前記目的関数に基づいて放射線を提供するステップと、
    を含む方法。
31. 前記対称項は、
    

    

    の形態であり、ただし、Ｏ_SYMは前記対称項であり、ｗ_iは複数の放射線ビームのビームレットｉの重量である請求項３０記載の方法。
32. 前記対称項は正であり、その最小値は、すべてのｉに対してｗ_i＝１であるときにゼロであり、ただし、ｗ_iは複数の放射線ビームのビームレットｉの重量である請求項３０記載の方法。
33. 放射線を提供するステップは、強度変調放射線治療を提供することを含む請求項３０記載の方法。
34. 放射線を提供するステップは、トモセラピーを提供することを含む請求項３０記載の方法。
35. 放射線の線量送出を最適化するためのシステムであって、
    少なくとも１つの標的体積および少なくとも１つの非標的体積を含む身体の体積へ放射線ビームをマッピングするために使用されるべき目的関数を決定するためのコンピュータ処理手段であって、前記目的関数は、前記少なくとも１つの標的体積に関する第１の項と前記少なくとも１つの非標的体積に関する第２の項とを含み、前記コンピュータ処理手段は、前記目的関数の最小値を決定するように配列され、それによって、前記少なくとも１つの非標的体積を通って進むようにマッピングされたビームは、前記少なくとも１つの非標的体積を通って進むビームレットの重量がゼロであるときのみ、前記第２の項がゼロであるように、限定されるコンピュータ処理手段と、
    前記目的関数の決定された最小値に基づいて前記身体の体積へ放射線を送出するための放射線送出機器へデータを提供するために、前記コンピュータ処理手段に作用的に連結されたデータ通信手段と、
    を具備する、放射線の線量送出を最適化するためのシステム。
36. 前記放射線の線量送出は、強度変調放射線治療を含む請求項３５記載のシステム。
37. 前記放射線の線量送出は、トモセラピーを含む請求項３５記載のシステム。
38. 少なくとも１つの標的体積および少なくとも１つの非標的体積を含む身体の体積に放射線ビームをマッピングするために使用されるべき目的関数を決定するステップであって、前記目的関数は、前記少なくとも１つの標的体積に関する第１の項と前記少なくとも１つの非標的体積に関する第２の項とを含むステップと、
    前記目的関数の最小値を決定するステップであって、それによって、前記少なくとも１つの非標的体積を通って進むようにマッピングされたビームは、前記少なくとも１つの非標的体積を通って進むビームレットの強度がゼロであるときのみ、前記第２の項がゼロであるように、限定されるステップと、
    を含む方法を、コンピュータシステムに実行させるためにコンピュータシステムで実行可能なコンピュータプログラム命令を格納しているコンピュータ可読ストレージ。
39. 各臓器体積行列に重みをつける前記重要度パラメータは、前記それぞれの臓器体積内の位置の関数にしたがって決定される請求項１０記載の方法。
40. 各重要度パラメータは、所定の値を有する請求項１０記載の方法。

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