JP2012501230A - 線量不確定度を計算するシステム及び方法 - Google Patents

Abstract

線量不確定度を表現している分散マップを生成する働きをする線量計算ツールである。分散マップは、点毎に、どこに線量の高不確定度が存在する可能性があり、どこに線量の低不確定度が存在する可能性があるかを示している。線量不確定度は、送達パラメータ又は演算処理パラメータに関係している１つ又はそれ以上のデータパラメータの誤差の結果である。
【選択図】 図１

Description

本出願は、２００８年８月２８日出願の米国仮特許出願第６１／０９２，５２３号に対する優先権を主張し、同仮特許出願の全内容を参考文献としてここに援用する。

過去何十年をかけて、コンピュータ及びネットワーク化、放射線療法治療計画立案用ソフトウェア、及び医用画像化様式（ＣＴ、ＭＲＩ、ＵＳ、及びＰＥＴ）の進歩が、放射線療法の実践に組み入れられてきた。これらの進歩は、画像誘導放射線療法（「ＩＧＲＴ」）の発展につながった。ＩＧＲＴは、患者の体内解剖学的構造の断面画像を使用して、健康な臓器への放射線照射を低減しながらも腫瘍への放射線線量の狙い撃ちの向上を図る放射線療法である。腫瘍へ送達される放射線線量は、強度変調放射線療法（「ＩＭＲＴ」）を用いて制御され、同療法は、放射線ビームの寸法、形状、及び強度を、患者の腫瘍の寸法、形状、及び場所に適合するように変えることを伴う。ＩＧＲＴとＩＭＲＴは、改善された腫瘍制御をもたらすと同時に、腫瘍の周囲の健康な組織が照射されることによる急性副作用の可能性を低減する。

米国仮特許出願第６１／０９２，５２３号

ＩＭＲＴは、癌患者へ放射線を投与するための最先端技法である。治療の目標は、腫瘍周囲の健康な臓器によって吸収される放射線量を制限しながら放射線の処方量を腫瘍へ送達することである。ＩＭＲＴ治療の計画立案には、それぞれが何百もの又はそれ以上の小線束強度から構成されているフルエンスマップを求めることが必要になる。

ＩＭＲＴを最適に投与するためには、幾つかの数学的課題が生じる。治療は、患者周りにライナックを回転させ、ＭＬＣのリーフの動きを、送達される放射線がそれぞれのガントリー（ビーム）角度での何らかの所望の線量分布に適合するように調整することによって進行する。

ビーム角度を知ることに加え、我々は、全てのガントリー角度についてＭＬＣ開口のそれぞれの点（ｘ，ｙ）でビームがどれほど強いかを知らなくてはならない。これらの強度プロフィール又はフルエンスマップは、ｋが使用されるガントリー角度の数であるときａ＝１、２、・・・ｋについて二次元非負関数Ｉａ（ｘ，ｙ）により表現される。関数Ｉａ（ｘ，ｙ）を求めるプロセスは、しばしば、フルエンスマップ最適化と呼ばれている。最終的には、ひとたびフルエンスマップ関数Ｉａ（ｘ，ｙ）が求められたら、関数を、それらを実現させようとするリーフシーケンスへ変換しなくてはならない。或る特定の位置（ｘ，ｙ）のＭＬＣリーフの開口時間が長くなればなるほど、当該位置からの直線経路に沿った組織（加えて、一部周辺組織）が吸収する線量は多くなる。フルエンスマップをリーフが開閉する動きに変換するプロセスは、リーフシーケンス化と呼ばれている。ＭＬＣリーフシーケンスを所望のフルエンスマップに近似させることがどれほどうまくいくかに影響を及ぼす物理的及び数学的問題が数多くある。

治療計画立案の観点から、TomoTherapy（登録商標）治療技術は、使用され得る投射（ビーム角度）の多さのせいで複雑化した標的体積を治療する場合にすこぶる融通性が効く。TomoTherapy（登録商標）システムは、放射線を患者へ螺旋状に送達する能力を有している。しかしながら、螺旋状の送達パターンの固有性により、ユーザーには、照射野幅、ピッチ、及び変調因数の様な、新しい計画立案用パラメータを指定することが求められる。これらのパラメータの賢明な値の選択に失敗すれば、治療計画の品質が危うくなり、総治療時間が増加するのみならず、放射線送達装置が正確に送達するのがより困難な治療計画が出来上がってしまうかもしれない。

１つの実施形態では、本発明は、放射線送達での線量測定不確定度を評価する方法を提供している。本方法は、患者の治療計画を生成する段階であって、放射線送達装置を使用して患者へ送達されるべき線量を含んでいる治療計画を生成する段階と、放射線送達装置用のデータパラメータを同定する段階と、線量計算モジュールを使用して、患者へ送達されるべき線量の不確定度指標を表現している分散マップを生成する段階であって、不確定度指標はデータパラメータに関係している、分散マップを生成する段階と、を含んでいる。

もう１つの実施形態では、本発明は、放射線送達装置の送達誤差を検出する方法を提供している。本方法は、患者の治療計画を生成する段階であって、目標フルエンスを含んでいる治療計画を生成する段階と、治療計画に従って患者へ放射線を送達する段階と、治療計画の送達後に、放射線送達装置からの出力フルエンス情報を取得する段階と、出力フルエンス情報と目標フルエンスを比較してフルエンス分散を求める段階と、フルエンス分散に線量計算アルゴリズムを適用して線量分散マップを生成する段階と、を含んでいる。

別の実施形態では、本発明は、部分送達治療計画を評価する方法を提供している。本方法は、患者の治療計画を生成する段階であって、複数の治療フラクションと目標分散情報とを含んでいる治療計画を生成する段階と、治療計画に従って患者へ治療フラクションの少なくとも１つを送達する段階と、治療フラクションの送達後に、放射線送達装置からの出力フルエンス情報を取得する段階と、目標分散情報と出力フルエンス情報の組合せに基づいて未来治療フラクションを評価する段階と、を含んでいる。

本発明の他の態様は、詳細な説明及び添付図面を考察することにより明らかになるであろう。

放射線療法治療システムの斜視図である。 図１に示されている放射線療法治療システムで使用することができるマルチリーフコリメーターの斜視図である。 図１の放射線療法治療システムの概念図である。 放射線療法治療システムで使用されるソフトウェアプログラムの概略線図である。 増大ピッチを使用して計画立て直しされた代表的な患者についての線量体積ヒストグラムを示している。 計画立て直し前と後の両方での正規化されたリーフ開口時間のヒストグラムを示している。 低ピッチ計画と高ピッチ計画の両方について再構築ＤＱＡ線量グリッドと計画ＤＱＡ線量グリッドの間で取られた分散マップの薄片を示している。 計画立て直し前と後の両方になされたイオンチャンバ測定の結果を示しており、高ピッチ計画で誤差が小さくなったことが分かる。

本発明の実施形態について詳細に説明する前に、本発明は、その適用においては、以下の記述に述べられ又は以下の図面に示されている構造の詳細事項及び構成要素の配列に限定されないものと理解されたい。本発明は、他の実施形態でも実現可能であり、様々なやり方で実践又は実施することができる。更に、ここに使用されている語句及び用語の言い回しは、説明を目的としたものであり、限定を課すものと見なされるべきではないと理解されたい。「含んでいる」、「備えている」、又は「有する」、及びそれらの変形がここで使用されている場合、それらは、その後に掲げられている項目及びそれらの等価物並びに追加の項目を網羅するものとする。別途指定又は限定のない限り、「取り付けられている」、「接続されている」、「支持されている」、及び「連結されている」という用語並びにそれらの変形は、広義に使用されており、直接的と間接的の両方の取り付け、接続、支持、及び連結を網羅する。

ここでは図面を記述する際に、上、下、下方、上方、後方、底部、前部、後部などの様な方向に関する言及がなされることもあるが、これらの言及は、便宜上、（垂直に見た）図面に対してなされている。これらの方向は、文字通りに解釈されることも、本発明を何らかの形態に限定することも、意図していない。更に、ここでは説明を目的として「第１」、「第２」、及び「第３」の様な用語が使用されているが、これらには相対的な重要性又は有意性を暗示又は示唆する意図はない。

更に、本発明の実施形態は、ハードウェアとソフトウェアの両方、及び電子構成要素又はモジュールを含んでおり、それらは、考察を目的として、構成要素の大多数があたかも単独でハードウェアに実装されているかの様に示されたり説明されたりすることもあるものと理解されたい。しかしながら、当業者においては、この詳細な説明から読み取られた事柄に基づき、少なくとも１つの実施形態では、本発明の電子ベースの態様をソフトウェアで実装してもよいことが認識されるであろう。よって、本発明を実装するのに、複数のハードウェア及びソフトウェアベースの装置、並びに複数の異なる構造の構成要素が利用されてもよいことに留意されたい。更に、後段に記述している様に、図面に示されている特定の機械的構成は、本発明の実施形態を例示することを意図したものであり、他の代わりの機械的構成も実施可能である。

図１は、患者１４に放射線療法を提供することができる放射線療法治療システム１０を示している。放射線療法治療は、光子ベースの放射線療法、近接照射療法、電子ビーム療法、光子線又は中性子線又は粒子線療法、又は他の型式の治療方法を含むことができる。放射線療法治療システム１０は、ガントリー１８を含んでいる。ガントリー１８は、放射線モジュール２２を支持することができ、同モジュールは、放射線源２４と、放射線のビーム３０を生成する働きをする線形加速器２６を含むことができる。図面に示されているガントリー１８は、リングガントリー、即ち全３６０°の円弧に亘って広がって完全なリング又は円を作り出しているものであるが、他の型式の取り付け配置構造を採用することもできる。例えば、Ｃ字型、部分リングガントリー、又はロボットアームの様な、非リング形状のガントリーを使用することもできるであろう。放射線モジュール２２を、患者１４に対して様々な回転方向及び軸方向位置に位置決めすることのできる何か他の骨組みを採用してもよい。更に、放射線源２４は、ガントリー１８の形状に沿わない経路を進んでもよい。例えば、図示のガントリー１８が概ね円形の形状であっても、放射線源２４には非円形経路を進ませることができる。

放射線モジュール２２は、更に、放射線ビーム３０を修正又は変調する働きをする変調装置３４を含むことができる。変調装置３４は、放射線ビーム３０の変調を提供し、放射線ビーム３０を患者１４に向けて方向決めする。具体的には、放射線ビーム３０は、患者の一部分に向けて方向決めされる。広義に言うと、当該部分には全身を含めてもよいが、全身よりも小さい場合が一般的であり、二次元的な面積及び／又は三次元的な体積によって定義することができる。放射線を受けさせたい部分、これを標的３８又は標的領域と呼んでもよく、関心領域の一例である。もう１つの種類の関心領域に要注意領域がある。或る部分に要注意領域が含まれている場合は、放射線ビームは当該要注意領域から逸らされるのが望ましい。患者１４は、放射線療法を受ける必要がある標的領域を２つ以上有していることもある。その様な変調は、時に、強度変調放射線療法（「ＩＭＲＴ」）と呼ばれることもある。

変調装置３４は、図２に示されている照準装置４２を含むことができる。照準装置４２は、放射線ビーム３０を通過させる開口５０の寸法を画定及び調節するジョー４６のセットを含んでいる。ジョー４６は、上ジョー５４と下ジョー５８を含んでいる。上ジョー５４と下ジョー５８は、開口５０の寸法を調節するために可動になっている。

図２に示されている１つの実施形態では、変調装置３４は、強度変調を提供するため、次々に位置を移動する働きをする複数のインターレース型リーフ６６を含んでいるマルチリーフコリメーター６２を備えることができる。更に、リーフ６６は、最小開位置と最大開位置の間のどこの位置へも動かせることに留意されたい。複数のインターレース型リーフ６６は、放射線ビーム３０が患者１４の標的３８に到達する前に、放射線ビーム３０の強さ、寸法、及び形状を変調する。リーフ６６のそれぞれは、リーフ６６が素早く開閉して放射線の通過を許可又は阻止できるように、モーター又は空気弁の様なアクチュエータ７０により独立的に制御されている。アクチュエータ７０は、コンピュータ７４及び／又は制御装置によって制御することができる。

放射線療法治療システム１０は、更に、放射線ビーム３０を受ける働きをする検出器７８、例えばキロ電圧又はメガ電圧検出器、を含むことができる。線形加速器２６と検出器７８は、患者１４のＣＴ画像を生成するコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムとして作動することもできる。線形加速器２６は、放射線ビーム３０を、患者１４の標的３８に向けて放射する。標的３８は、放射線の幾らかを吸収する。検出器７８は、標的３８によって吸収された放射線の量を検出又は測定する。検出器７８は、線形加速器２６が患者１４の周りを回転して放射線を患者１４に向けて放射する際の異なる角度からの吸収データを収集する。収集された吸収データは、吸収データを処理して患者の体組織と臓器の画像を生成するコンピュータ７４に送信される。画像は、骨、軟組織、及び血管も示すことができる。

ＣＴ画像は、扇状幾何学形状、多薄片幾何学形状、又は円錐ビーム幾何学形状を有する放射線ビーム３０を用いて取得することができる。また、ＣＴ画像は、メガボルト級のエネルギー又はキロボルト級のエネルギーを送達する線形加速器２６を用いて取得することもできる。更に、取得されたＣＴ画像は、以前に取得された（放射線療法治療システム１０、又は他のＣＴスキャナ、ＭＲＩシステム、及びＰＥＴシステムの様な他の画像取得装置からの）ＣＴ画像と位置合わせすることもできることに留意されたい。例えば、患者１４の以前に取得されたＣＴ画像が、輪郭付けプロセスを経て同定され得た標的を含んでいることもある。患者１４の新たに取得されたＣＴ画像を以前に取得されたＣＴ画像と位置合わせすれば、新たなＣＴ画像中に標的３８を同定するのに助けとなる。位置合わせプロセスは、堅い又は変形可能な位置合わせツールを使用することができる。

画像データは、映像ディスプレイ上に、三次元画像又は一連の二次元画像の何れかとして映し出すことができる。また、画像を備えている画像データは、ボクセル（三次元画像用）又はピクセル（二次元画像用）のどちらであってもよい。一般に、本記述中では、両方を言及するのに画像要素という用語が使用されている。

幾つかの実施形態では、放射線療法治療システム１０は、Ｘ線源とＣＴ画像検出器を含むことができる。Ｘ線源とＣＴ画像検出器は、画像データを取得するのに上述の線形加速器２６及び検出器７８と同様の方式で作動する。画像データはコンピュータ７４に送信され、そこで処理されて、患者の体組織及び臓器の画像が生成される。

放射線療法治療システム１０は、更に、患者１４を支持するカウチ８２（図１に図示）の様な患者支持台を含むことができる。カウチ８２は、ｘ、ｙ、又はｚ方向の少なくとも１つの軸８４に沿って動く。本発明の他の実施形態では、患者支持台は、患者の身体の何れかの部分を支持するように適合されている装置であってもよい。患者支持台は、患者の全身を支持しなくてはならないと限定されているわけではない。システム１０は、更に、カウチ８２の位置を操縦する働きをする駆動システム８６を含むことができる。駆動システム８６は、コンピュータ７４によって制御することができる。

図２と図３に示されているコンピュータ７４は、様々なソフトウェアプログラム及び／又は通信アプリケーションを実行するためのオペレーテイングシステムを含んでいる。具体的には、コンピュータ７４は、放射線療法治療システム１０と通信する働きをする（単数又は複数の）ソフトウェアプログラム９０を含むことができる。コンピュータ７４は、医療従事者がアクセスできるように適合されている何らかの適した入力／出力装置を含むことができる。コンピュータ７４は、プロセッサ、Ｉ／Ｏインターフェース、及び記憶装置、又はメモリの様な、典型的なハードウェアを含むことができる。コンピュータ７４は、キーボードやマウスの様な入力装置を含むこともできる。コンピュータ７４は、更に、モニターの様な標準的出力装置を含むことができる。加えて、コンピュータ７４は、プリンタやスキャナの様な周辺機器を含むことができる。

コンピュータ７４は、他のコンピュータ７４及び他の放射線療法治療システム１０とネットワーク化させることができる。他のコンピュータ７４は、追加の及び／又は異なるコンピュータプログラム及びソフトウェアを含んでいてもよく、ここに記載されているコンピュータ７４と同じである必要はない。コンピュータ７４と放射線療法治療システム１０は、ネットワーク９４と通信することができる。コンピュータ７４と放射線療法治療システム１０は、更に（単数又は複数の）データベース９８及び（単数又は複数の）サーバー１０２と通信することができる。（単数又は複数の）ソフトウェアプログラム９０は（単数又は複数の）サーバー１０２上に常駐させることもできることに留意されたい。

ネットワーク９４は、如何なるネットーク化技術又はトポロジー、又は技術とトポロジーの組合せに従って構築することもでき、複数のサブネットワークを含むことができる。図３に示されているコンピュータとシステムの間の接続は、ローカルエリアネットワーク（「ＬＡＮ」）、ワイドエリアネットワーク（「ＷＡＮ」）、公衆交換電話網（「ＰＳＴＮ」）、無線ネットワーク、イントラネット、インターネット、又はあらゆる他の適したネットワークを通して行うことができる。病院又は保険医療施設では、図３に示されているコンピュータとシステムの間の通信は、ヘルス・レベル・セブン（Health Level Seven）（「ＨＬ７」）プロトコル、又は任意のバージョン及び／又は他の必要なプロトコルを備えた他のプロトコル類を通じて行うことができる。ＨＬ７は、保険医療環境で電子データを交換する場合の、異なる製造供給元による２つのコンピュータアプリケーション（送信側と受信側）の間のインターフェースの実装を定める標準的なプロトコルである。ＨＬ７は、保健医療機関が、異なるアプリケーションシステムからのデータのキーセットを交換できるようにしている。具体的には、ＨＬ７は、交換されるべきデータ、やり取りのタイミング、及びアプリケーションへのエラーの連絡を定義することができる。フォーマットは、一般的に汎用性があり、関連のアプリケーションの必要を満たすように構成することができる。

図３に示されているコンピュータとシステムの間の通信は、任意のバージョン及び／又は他の必要なプロトコルを備えたDigital Imaging and Communications in Medicine（ＤＩＣＯＭ）プロトコルを通じて行うこともできる。ＤＩＣＯＭは、ＮＥＭＡによって開発された国際通信標準であり、異なる医療機器間で医用画像関連データを伝送するのに使用されるフォーマットを定義している。ＤＩＣＯＭ ＲＴは、放射線療法データに特化された標準を指す。

図３の二方向矢印は、図３に示されているネットワーク９４とコンピュータ７４の何れか及びシステム１０の何れかとの間の二方向通信及び情報伝送を概略的に表現している。しかしながら、一部の医用コンピュータ機器では、一方向の通信及び情報伝送しか必要でないかもしれない。

ソフトウェアプログラム９０は、放射線療法治療プロセスの機能を果たすべく互いに交信し合う複数のモジュールを含んでいる。様々なモジュールは、放射線療法治療計画の送達が意図された通りに起こったか否かを判定するために互いに交信し合う。

ソフトウェアプログラム９０は、医療従事者によるシステム１０へのデータ入力に基づいて患者１４の治療計画を生成する働きをする治療計画モジュール１０６を含んでいる。データは、患者１４の少なくとも一部分の１つ又はそれ以上の画像（例えば、計画画像及び／又は治療前画像）とフルエンスマップを含むことができる。治療計画モジュール１０６は、医療従事者による処方入力に基づき、治療を複数のフラクションに分け、それぞれのフラクション又は治療用の放射線線量を確定する。治療計画モジュール１０６は、また、標的３８の周りに描かれた様々な輪郭に基づいて標的３８用の放射線線量も確定する。複数の標的３８が存在していることもあるし、それらが同じ治療計画に含まれていることもある。

ソフトウェアプログラム９０は、更に、患者１４を、特定の治療フラクションについて、ガントリー１８の等角点に対して位置決め及び整列させる働きをする患者位置決めモジュール１１０を含んでいる。患者がカウチ８２に載せられている間に、患者位置決めモジュール１１０は、患者１４の画像を取得し、患者１４の現在位置を参照画像内の患者の位置と比較する。参照画像は、計画画像、何らかの処置前画像、又は計画画像と処置前画像の組合せであってもよい。患者の位置を調節する必要があれば、患者位置決めモジュール１１０が駆動システム８６に命令を与えてカウチ８２を動かすこともできるし、手動で患者１４を新しい位置へ動かすこともできる。１つの構成では、患者位置決めモジュール１１０は、ガントリー１８の等角点に対する患者の位置データを提供するように治療室に配置されているレーザーから、データを受信することができる。レーザーからのデータに基づき、患者位置決めモジュール１１０は駆動システム８６に命令を与え、駆動システム８６はカウチ８２を動かして、患者１４のガントリー１８に対する正しい整列を実現する。整列プロセスを支援するのに、レーザー以外の装置及びシステムを使用して患者位置決めモジュール１１０にデータを提供することもできることに留意されたい。

患者位置決めモジュール１１０は、更に、治療中の患者運動を検出及び／又は監視する働きをする。患者位置決めモジュール１１０は、Ｘ線、室内ＣＴ、レーザー位置決め装置、カメラシステム、肺活量計、超音波、引張測定、胸部バンドなどの様な運動検出システム１１２と通信し、及び／又は同システムを組み込んでもよい。患者運動は、不規則又は予想外であることもあり得るし、また平滑又は再現可能な経路に従う必要はない。

ソフトウェアプログラム９０は、更に、放射線療法治療システム１０に命令して、治療計画に従って患者１４に治療計画を送達させる働きをする治療送達モジュール１１４を含んでいる。治療送達モジュール１１４は、ガントリー１８、線形加速器２６、変調装置３４、及び駆動システム８６に、患者１４へ放射線を送達させるための命令を生成し、送信することができる。命令は、放射線ビーム３０を適正な標的へ治療計画に指定されている適正量だけ送達するために、ガントリー１８、変調装置３４、及び駆動システム８６の必要な動きを、フルエンスマップに従って調整する。

治療送達モジュール１１４は、治療計画によって指定された処方に一致するよう、送達されるべき放射線ビーム３０の適切なパターン、位置、及び強度を計算する。放射線ビーム３０のパターンは、変調装置３４によって、より具体的にはマルチリーフコリメーターの複数のリーフの動きによって、生成される。治療送達モジュール１１４は、正準的な、所定の、又はテンプレート的なリーフパターンを利用して、治療パラメータに基づく放射線ビーム３０用の適切なパターンを生成することができる。治療送達モジュール１１４はまた、アクセスすることができる、典型症例のパターンのライブラリであって、放射線ビーム３０のパターンを確定するのに現患者データを比較するためのライブラリを含むことができる。

ソフトウェアプログラム９０は、更に、患者治療中に放射線療法治療システム１０からのデータを受信する働きをするフィードバックモジュール１１８を含んでいる。フィードバックモジュール１１８は、放射線療法治療装置からのデータを受信することができ、患者送信データ、イオンチャンバデータ、フルエンス出力データ、ＭＬＣデータ、システム温度、構成要素速度及び／又は位置、流量などに関係している情報を含むことができる。フィードバックモジュール１１８は、治療パラメータ、患者が受けた放射線線量の量、治療中に取得された画像データ、及び患者の動きに関係しているデータも受信することができる。加えて、フィードバックモジュール１１８は、ユーザー及び／又は他のソースからの入力データを受信することができる。フィードバックモジュール１１８は、データを取得し、それが更なる処理で必要とされるまで記憶する。

ソフトウェアプログラム９０は、更に、フィードバックモジュール１１８からのデータを分析して、治療計画の送達が意図された通りに起こったか否かを判定し、計画された送達が妥当であることを新たに取得されたデータに基づいて立証する働きをする分析モジュール１２２を含んでいる。分析モジュール１２２は、更に、受信されたデータ及び／又は追加の入力されたデータに基づいて、治療計画の送達中に問題が起こったか否かを判定することもできる。例えば、分析モジュール１２２は、当該問題が、放射線療法治療装置１０の誤差、患者の動きの様な解剖学的誤差、及び／又はデータ入力誤差の様な臨床的誤差に、関係しているか否かを判定することができる。

分析モジュール１２２は、放射線療法治療装置１０内の、カウチ８２、装置出力、ガントリー１８、マルチリーフコリメーター６２、患者セットアップに関係している誤差、及び放射線療法治療装置１０の構成要素間のタイミング誤差を検出することができる。例えば、分析モジュール１２２は、計画時にカウチの取り換えが行われたか否か、固定装置が正しく使用され及びそれが計画立案時に考慮に入れられたか否か、治療中に位置と速度は正確であるか否かを判定することができる。

分析モジュール１２２は、放射線療法治療装置１０の出力パラメータに変化又は偏差が起こったか否かを判定することができる。ガントリー１８に関し、分析モジュール１２２は、ガントリー１８の速度及び位置決めに誤差があるか否かを判定することができる。分析モジュール１２２は、マルチリーフコリメーター６２が適正に作動しているか否かを判定するためにデータを受信することができる。例えば、分析モジュール１２２は、リーフ６６が正しい時期に動くか否か、その場に閊えているリーフ６６がないかどうか、リーフタイミングが適切に較正されているか否か、及び如何なる所与の治療計画についても、リーフの変調パターンが正しいか否かを判定することができる。分析モジュール１２２は、更に、如何なる所与の治療計画についても、患者のセットアップ、向き、及び位置の妥当性を立証することができる。分析モジュール１２２は、ガンドリー１８とカウチ６２と線形加速器２６とリーフ６６の間のタイミングが正しいことについても、その妥当性を立証することができる。

ソフトウェアプログラム９０は、更に、線量不確定度を表現している分散マップを生成する働きをする線量計算モジュール１２６を含んでいる。線量計算モジュール１２６は、密度画像（例えば、患者ＣＴ画像）、密度画像に対する放射線源（「線源」）の相対位置と動作（位置と動作は「計画幾何学」と呼ばれている）、及び時間のそれぞれの時点に線源の前方の２−Ｄ平面に入射するフルエンスを記述しているフルエンスマップ、を受信する。これらの入力（及び、その他、機械試運転など）から、線量画像が計算される。経時的なフルエンスマップは、フルエンス不確定度、誤差、又は他の測定規準のマップと置き換えられる。線量計算モジュール１２６は、フルエンス不確定度／誤差マップを使用しても、普通にフルエンスマップを使用した場合と同じ様に、通常通りに実行される。得られる画像は、線量画像ではなく、画像空間へ投影された不確定度／誤差を表現している。

例えば、我々は、放射線治療計画用のフルエンスマップと、当該計画の１回送達後に再構築された対応するフルエンスマップとを持っているとしよう。線量計算モジュール１２６は、フルエンスマップを、計画フルエンスマップと送達フルエンスマップの差の二乗で置き換えることにより、分散マップを生成する。線量計算モジュール１２６は、この分散マップを使用して実行される。得られる画像は、送達の継続時間に亘って累算された、それぞれの画像ボクセルに対する線量の分散を表現している。これらの分散値の平方根は、送達の継続時間に亘るそれぞれのボクセルに対する送達線量対計画線量の標準偏差ということになる。

特定時における計画幾何学の不確定度又は誤差は、近隣の時間間隔に亘るフルエンスマップの不確定度として表現することができる。例えば、時間の或る点（ｔ）におけるガントリー位置に不確定度があり、ガントリーが動いているなら、時間の近接する点（ｔ’）についてのフルエンス不確定度は、ガントリーが当該時（ｔ’）に期待される位置に在る確率によって影響を受ける。

フルエンスマップから画像空間へ不確定度／分散を投影すること対２つの線量画像を比較することの間には顕著な違いがあり、つまり、フルエンスマップの多数の誤差は、正規線量計算で無効になってしまい、演算処理された線量体積に誤差が現れない可能性がある。しかし、線量計算モジュール１２６を通して分散（又は類似の非負測定規準）として投影される多数の誤差は、累算され、無効になることはない。よって、線量不確定度の領域は、演算処理された不確定度体積に視認できるであろう。

線量計算モジュール１２６によって生成された分散マップは、点毎に、どこに線量の高不確定度が存在する可能性があり、どこに線量の低不確定度が存在する可能性があるかを示している。線量不確定度は、送達パラメータ又は演算処理パラメータに関係している１つ又はそれ以上のデータパラメータの誤差の結果である。換言すると、線量不確定度は、患者への放射線の計画時と送達時における不確定度の効果を表現している。線量不確定度を、患者の治療計画の計画立案時に見越し的に、そして治療計画の調節又は修正のために遡及的に、考慮に入れることができる。

線量不確定度は、（単数又は複数の）データパラメータの設定を求めるときに、制約として役立つ。放射線の送達に関係しているデータパラメータとしては、ライナック出力、リーフタイミング、ジョー位置、放射線ビームの減衰／エネルギー成分のスペクトル変化、カウチ位置、及びガントリー位置を含むことができる。モデル化効果に関係している他のデータパラメータとしては、リーフ寸法、リーフ形状、ジョー形状、２つの隣接するリーフのさねはぎ情報、線源対軸距離、及びビーム形状の変化を含むことができる。線量計算モジュール１２６は、単一のデータパラメータについて線量への効果を反映している線量分散マップを生成する。線量計算モジュール１２６はまた、データパラメータの組合せについて線量に対する効果を反映している線量分散を生成することもできる。分散は加法的（分散［合計］＝分散［ａ］＋分散［ｂ］＋．．．）であるため、線量計算モジュール１２６は、多くのデータパラメータに起因するフルエンスの分散を組み合わせ（合算し）、線量分散マップを生成することができる。

線量計算モジュール１２６は、ユーザーが、放射線送達装置の運転を見越せるように、そして治療計画を修正させる（単数又は複数の）の誤差を含む装置フィードバックを組み入れられるようにしている。線量計画モジュール１２６は、装置の機械的偏差及びそれらがどの様に治療送達に影響を与え得るかを積極的に勘案する。

従って、線量計算モジュール１２６は、治療送達の準備段階時にデータパラメータの１つ又はそれ以上を設定するのに不確定度指標を使用することによって、線量不確定度が小さくなるように治療計画を最適化することができる。より具体的には、治療計画は、線量分散マップ上に示されている患者の或る特定の区域について、線量の不確定度が小さくなるように最適化され得る。また、線量分散マップを勘案して治療計画を修正することもできるし、治療を送達するのに異なる放射線送達装置を選択することもできるし、及び全く異なる治療計画を生成すること又は以前に生成された代替計画のリストから選定することもできる。

線量計算モジュール１２６はまた、より高い不確定度を有するＭＬＣリーフへの治療計画の依存度を小さくすることによって（例えば、或るリーフが許容誤差から外れ始めているなら、我々は、そのリーフをあまり使用しない治療計画を生成することができる）、治療計画の等角点を、ＭＬＣ又はジョーの位置的な不確定度の影響力が小さくなるように調節することによって、リーフタイミング不確定度はリーフが非常に短い開口時間又は投射時間とほぼ同じほど長い開口時間を有しているときはより大きくなるが、このリーフタイミング不確定度が小さくなるように、投射時の分割リーフ開口時間を調節することによって、及び／又はより高い機械出力不確定度を有するガントリー角度への又はカウチ天板位置不確定度によって影響を受ける空間の領域を通る撮影への治療計画の依存度を小さくすることによって、線量不確定度が小さくなるように治療計画を最適化することができる。

線量計算モジュール１２６は、更に、最適化された治療計画の送達実現性を評価することができる。例えば、線量計算モジュール１２６は、患者へ治療計画を送達するのに、異なる放射線送達装置を使用することを推奨することができる。線量計算モジュール１２６は、更に、線量分散マップが、線量の不確定度が既定の閾値を超過していることを指し示したときに、ユーザーへの警報を生成することができる。警報は、異なる計画を選択すること、現在の計画を最適化し直すこと、患者位置又は機械パラメータを調節すること、又は送達装置の修理又は整備を行うことを含め、ユーザーが多くの決定を下すための根拠となり得る。

遡及的分析では、線量計算部１２６は、放射線送達装置の送達誤差を検出することができる。そうするために、線量計算部１２６は、治療計画の送達後に放射線送達装置から出口データを受信する。出口データ（例えば、出力フルエンス情報）は、例えば、単列気体イオン化検出器（例えばキセノン）、多列気体イオン化検出器、結晶検出器、固体検出器、フラットパネル検出器（例えば、アモルファスシリコン又はセレニウム）、又は他の適した検出装置、の様な検出器からもたらされ得る。線量計算部１２６は、治療計画の中に指定された目標フルエンスを出力フルエンス情報と比較して、フルエンス分散を生成することができる。線量計算部１２６は、フルエンス分散を線量計算アルゴリズムへの入力として使用して線量分散マップを生成する。線量分散マップは、ユーザーに表示されることになる。

フルエンス分散は、複数の治療フラクションのコースに亘る放射線送達装置からのフィードバックに基づいていてもよい。フルエンス分散に基づき、治療計画を修正することもできるし、新しい治療計画を生成することもできるし、及び／又は残りの治療フラクションを送達するのに、異なる放射線装置が選択されてもよい。

線量計算部１２６は、更に、治療前分散リスクが実際にどれほど現実のものとなるかを、実際の分散を調べることによって判定するために、部分送達治療計画を評価することができる。複数の治療フラクション及び目標分散情報を含む治療計画が生成される。治療フラクションのうち少なくとも１フラクションの送達後、線量計算モジュール１２６は、放射線送達装置から出力フルエンス情報を取得する。線量計算モジュール１２６は、未来治療フラクションを評価し、目標分散情報と測定分散情報の組合せに基づいて、未来治療について治療計画逸脱のリスクを評定することができる。当該リスクに基づき、ユーザーは、計画を進めるべきかどうか、計画を最適化し直すべきかどうか、送達のための異なる計画を選定するべきかどうか、又は他の送達オプションが存在するかどうか、について判断を下すことができる。

目的：TomoTherapy（登録商標）治療システムでの治療が計画されている患者のサブセットについて観測される送達品質保証（ＤＱＡ）誤差の源を探ること。

方法及び材料：TomoTherapy（登録商標）システムを計画されている６人の患者を分析用に選択した。うち３人の患者ではＤＱＡ計画は合格であったが、３人ではＱＤＡ計画はイオンチャンバ測定値が期待線量から３％を超えて逸脱していた。患者は、２．５ｃｍの照射野幅、０．１４３−０．２１５の範囲のピッチ値を含め、同様のパラメータを使用して計画が立てられた。機械出力は、問題にならないと判定され、よって、正規化されたリーフタイミングシノグラムを分析して、それぞれの計画での平均リーフ開口時間を求めた。この分析は、観測された不一致が、主に低ＬＯＴを有する計画に関連付けられることを示唆している。これをテストするため、許容誤差外れＤＱＡ測定値を有する患者について、０．２８７の増大ピッチを使用して計画を立て直した。計画立て直し後、新しいＤＱＡ計画が生成され、イオンチャンバ測定が行われた。線量再構築を目的に、ＤＱＡ送達中、オンボードＭＶＣＴ検出器を使用して、同様に出口フルエンスデータを収集した。

結果：シノグラム分析は、高ピッチ計画について平均リーフ開口時間の３０−８５％の増加を示した。また、イオンチャンバ測定値は、点線量誤差が１．９−４．４％小さくなり、患者計画が±３％合格判定基準内に入ったことを示した。線量再構築の結果は、イオンチャンバ測定値と申し分なく一致しており、主に短いリーフ開口時間を有する計画へのリーフタイミング誤差の影響力を明確に示している。

結論：低平均リーフ開口時間を有する治療計画へのリーフタイミング誤差の影響力は極めて大きくなり得る。これは、低ピッチを使用する治療計画にとって、又は潜在的には、超多分割治療スケジュールにとって、重要になってくる。これらの送達誤差の影響力は、治療計画ピッチを増大することによって低減することができることが実証されている。また、送達誤差を診断する場合の線量再構築の有効性が確立されている。

考察：この研究は、TomoTherapy（登録商標）システムでの治療が計画された患者のサブセットで、患者特定送達ＱＡ（ＤＱＡ）点線量測定値が、我々の研究機関が設定した±３％合格判定基準を満たし損ねていたという臨床的状況から生まれた。ファントム整列不良及び機械出力偏差の様な典型的なＤＱＡ誤差源は、セットアップ検証のためにオンボードＭＶＣＴ画像化を利用することによって、そして不合格のＤＱＡ計画の測定値を同様の計画パラメータ−即ちほぼ一定の線量率で同じ結果が観測される−を有する合格計画と入れ替えることによって、考えられ得る原因のリストから除外された。

この問題を診断するため、TomoTherapy（登録商標）治療システムでの治療が計画されている６人の患者を分析用に選択した：うち３人の患者はＤＱＡ計画が合格であったが、３人はイオンチャンバ測定値が期待値から３％を超えて逸脱していた。全ての計画は、２．５ｃｍの照射野幅、１５秒のガントリー期間を含め、同様のパラメータを有した。ガントリー回転当たりのカウチ走行距離を照射野幅で割ったものと定義されるピッチ値も、同様で、０．１４３−０．２１５の範囲であった。それぞれの患者計画について、正規化されたリーフタイミングシノグラム−総投射時間に対するＭＬＣのそれぞれのリーフが開口している時間の量についての情報を保有している−を、治療計画立案システムから入手して、分析のためにＭＡＴＬＡＢに読み込ませた。平均リーフ開口時間を算出し、表１に他の治療計画パラメータ及びＤＱＡ点線量結果と共に掲載した。

表１から分かるように、許容誤差外れのＤＱＡ治療計画は、極めて低い平均リーフ開口時間を有している。この結果に基づき、表の患者１−３の平均リーフ開口時間を増大させると、ＤＱＡ測定値に見られる誤差の縮小がもたらされることになるだろうという仮説を立てた。この仮説をテストするため、患者１−３で、０．２８７の増大ピッチを用いて計画を立て直した。ピッチを増大させることには、同じ処方線量をより少ない回転数で送達させることによって平均リーフ開口時間を増加させる効果がある。計画立て直し後、新しいＤＱＡ計画が生成され、イオンチャンバ測定が行われた。ＤＱＡイオンチャンバ測定値の他に、元のＤＱＡ処置と計画立て直し済みＤＱＡ処置の両方の送達中に、オンボードＭＶＣＴ検出器を使用して、同様に出口フルエンスデータを収集した。Tomo Therapy Inc.によって開発されたツールを使用し、このデータを利用して、それぞれの投射の時間に亘って取られた個々の検出器のチャネルの信号プロファイルを調べることによって送達フルエンスシノグラムを再構築した。次いで、これらのシノグラムを使用してＤＱＡファントム画像に送達線量を再構築した。

［表１］ 患者計画パラメータ及びＤＱＡ測定値データ

図５は、０．２８７の増大ピッチを使用して計画立て直しされた代表的な患者の線量体積ヒストグラムを示し、一方、図６は、計画立て直し前と後の両方での正規化されたリーフ開口時間のヒストグラムを示している。これらの図は、ほぼ等価の計画が２つの異なるピッチ値を使用して実現されているが、増大ピッチ計画では平均リーフ開口時間が１．８５倍増加することを示している。図７は、低ピッチ計画と高ピッチ計画の両方について再構築ＤＱＡ線量グリッドと計画ＤＱＡ線量グリッドの間で取られた差異マップの薄片を示している。これらの差異マップは、ＤＱＡイオンチャンバ測定平面で取られ、主に低リーフ開口時間を使用している計画を取り扱った場合のリーフタイミング誤差の影響力を示している。総リーフ開口時間が小さいときには、個々のリーフの遅延誤差の重大度がより大きくなり、その他にも、非常に短いリーフ開口時間で運転されているときにはＭＬＣリーフが非線形的な挙動をするせいで、この様な結果が起こり得る。図８は、計画立て直し前と後の両方になされたイオンチャンバ測定の結果を示しており、試験された３人の患者については、高ピッチ計画を用いたことで誤差が縮小し、１．９−４．４％の範囲であったことが分かる。この図には、再構築された線量値も含まれており、それらの線量値は、送達済みの全ての計画について測定された値との申し分のない一致を示している。

上に提示されている実施例は、そこに記載されている放射線療法計画について、同定されたフルエンスマップの誤差であって、計画自体に関係のないフルエンスマップ誤差があったことを我々に教えている。１つの特定の事例では、それはリーフ開口時間誤差として同定されている。以下で更に詳細に論じられている様に、本発明の１つの態様は、フルエンス不確定度を何か目に見えるものに移し換える方法を含んでいる。本質的に、本発明は、線量計算を、不確定度を視覚化するための手段として使用する方法（即ち、フルエンスマップの誤差を線量の誤差に変換することによってそれら誤差を視覚化する）を含んでいる。我々は、誤差源（例えばＭＬＣ誤差、ライナック出力偏差、送達不確定度、ガントリー動作、患者を通るビーム軌跡、カウチ動作、ＩＶＤＴ／密度不確定度、機械較正パラメータなど）を捕集し、線量計算部を使用して、線量の様な誤差を組み合わせて或る誤差又は分散マップを作製することができる。ここで論じられているリーフ開口時間は、この方法に従って同定し、計算することができる、１つの考えられ得る誤差である。

１つの実施形態では、本方法は、フルエンスマップを、不確定度（誤差又は分散）マップで置き換える段階と、線量不確定度を得るために、不確定度指標を線量計算部を通して送る段階と、を含んでいる。このやり方では、分散を現実空間に分布させる（シノグラム空間から患者空間へのレイトレーシング）。そして、分散に畳み込みアルゴリズムを適用することができ、幾つかの実施形態では、当該アルゴリズムは不確定度指標に対して計画を最適化することができる。

１つの特定の実施例では、フルエンスマップの送達又はモデル化誤差に対する治療計画の感受性を、送達後の治療体積全体に亘る分散（又は誤差）マップを生成することによって評価することができる。原則的に、この手法は、小線束毎に推定することができる何らかの種類の送達又はモデル化誤差を探るために役立てることができる。考えられ得る送達誤差の１つの種類は、リーフ開口時間パラメータに関係があり、これについて以下に論じる。

或る特定の治療計画は、短いリーフ開口時間にかかわる誤差に感受性があるかもしれない。１つの実施例では、１つのリーフは一貫して約６ｍｓ「ホット」であった。リーフ開口時間誤差は、一般に、（この事例では）「ホット」リーフを使用している主に短いリーフ開口時間を有する治療計画については線量誤差として現れる。しかしながら、短いリーフ開口時間の小線束の数が極めて多い全ての治療計画が線量誤差を有することになるかというと、そういう場合ばかりとは限らない。例えば、短いリーフ開口時間の小線束（及びそれらに関連付けられる誤差）が線量体積全体に亘って分布しているなら、任意の一領域内の効果は無視できるほどに微々たるものであろう。反対に、短いリーフ開口時間の小線束の数が比較的少数である治療計画で、それらの小線束の多くが１か所の線量を独占していれば、極めて大きい線量誤差が示される可能性がある。

送達誤差（例えば、短いリーフ開口時間）に対する感受性について治療計画を評価するためには、治療体積全体に亘る送達誤差のマップを生成することが必要である。これは、線量計算部が行う演算処理と実質的に同様である。我々が、それぞれの小線束のフルエンスを送達誤差（分散）の推定に置き換えれば、線量計算部は分散マップを生成しようとするだろう。線量計算部に供給されるパラメータの他の変更が必要になるであろうが（例えば、隣接リーフ推定の補正）、予備考察では重大な実装問題は何も見い出されなかった。

線量誤差の最も精度の高い推定は、機械特定リーフ開口時間誤差測定からもたらされることになろう。しかしながら、リーフの挙動は経時的に変化するかもしれないため、一般に問題になりそうな治療計画の同定に当たっては、リーフ開口時間誤差の一般的な「最悪ケース」推定値を使用するのがおそらく最善であろう。

線量計算部に供給される分散の単位は、フルエンスに正比例しているはずであり、よって、多数の小線束からの寄与は、線量の場合と同じ様に合算されることに留意されたい。リーフ開口時間誤差の事例では、それは（例えば、単位無しパーセントＬＯＴ誤差ではなく）時間であろう。パーセント誤差が所望である場合、当該計算は、誤差が合算された後に行うことができる。

本発明の様々な特徴と利点は以下の特許請求の範囲に示されている。

１０ 放射線療法治療システム
１４ 患者
１８ ガントリー
２２ 放射線モジュール
２４ 放射線源
３０ ビーム
３４ 変調装置
３８ 標的
４２ 照準装置
４６ ジョー
５０ 開口
５４ 上ジョー
５８ 下ジョー
６２ マルチリーフコリメーター
６６ インターレース型リーフ
７０ アクチュエータ
７４ コンピュータ
７８ 検出器
８２ カウチ
８６ 駆動システム
９０ ソフトウェアプログラム
９４ ネットワーク
９８ データベース
１０２ サーバー
１０６ 治療計画モジュール
１１０ 患者位置決めモジュール
１１４ 治療送達モジュール
１１８ フィードバックモジュール
１２２ 分析モジュール
１２６ 線量計算モジュール

Claims (47)

1. 放射線送達での線量測定不確定度を評価する方法において、
   患者の治療計画を生成する段階であって、放射線送達装置を使用して前記患者へ送達されるべき線量を含んでいる治療計画を生成する段階と、
   前記放射線送達装置用のデータパラメータを同定する段階と、
   線量計算モジュールを使用して、前記患者へ送達されるべき線量の不確定度指標を表現している分散マップを生成する段階であって、前記不確定度指標は前記データパラメータに関係している、分散マップを生成する段階と、から成る方法。
2. 前記患者の前記治療計画を、前記分散が小さくなるように最適化する段階を更に備えている、請求項１に記載の方法。
3. 前記治療計画を最適化する段階は、前記データパラメータについての前記不確定度指標を、前記データパラメータの設定を確定するときの制約として使用する段階を含んでいる、請求項２に記載の方法。
4. 前記治療計画を最適化する段階は、より大きな不確定度を有するマルチリーフコリメーターの或る特定のリーフへの依存度を小さくする段階を含んでいる、請求項２に記載の方法。
5. 前記治療計画を最適化する段階は、前記治療計画の等角点を、マルチリーフコリメーター位置とジョー位置のうちの一方による不確定度の影響力が小さくなるように調節する段階を含んでいる、請求項２に記載の方法。
6. 前記治療計画を最適化する段階は、投射時の分割リーフ開口時間を、リーフタイミングの不確定度が小さくなるように調節する段階を含んでいる、請求項２に記載の方法。
7. 前記治療計画を最適化する段階は、より高い放射線送達装置出力不確定度を有するガントリー角度への又はカウチ天板位置不確定度によって影響を受ける空間の領域を通る撮影への治療計画の依存度を小さくする段階を含んでいる、請求項２に記載の方法。
8. 前記治療計画を最適化する段階は、前記患者の或る特定の区域についての前記分散を小さくする段階を含んでいる、請求項２に記載の方法。
9. 前記最適化された治療計画の送達実現性を評価する段階を更に含んでいる、請求項２に記載の方法。
10. 前記治療計画を最適化する段階は、前記治療計画を前記患者へ送達するのに異なる放射線送達装置を選択する段階を含んでいる、請求項２に記載の方法。
11. 複数の治療計画を生成する段階と、前記分散マップに基づいて、前記患者へ送達するための前記治療計画のうちの１つを選択する段階と、を更に含んでいる、請求項１に記載の方法。
12. 前記データパラメータは、前記放射線送達装置の送達パラメータに関係している、請求項１に記載の方法。
13. 前記データパラメータは、多数の単一データパラメータの組合せを含んでいる、請求項１に記載の方法。
14. 前記データパラメータは、フルエンスである、請求項１に記載の方法。
15. 前記データパラメータは、ライナック出力である、請求項１に記載の方法。
16. 前記データパラメータは、リーフタイミングである、請求項１に記載の方法。
17. 前記データパラメータは、ジョー位置である、請求項１に記載の方法。
18. 前記データパラメータは、放射線ビームの減衰／エネルギー成分のスペクトル変化である、請求項１に記載の方法。
19. 前記データパラメータは、カウチ位置である、請求項１に記載の方法。
20. 前記データパラメータは、ガントリー位置である、請求項１に記載の方法。
21. 前記データパラメータは、前記放射線送達装置のモデル化パラメータに関係している、請求項１に記載の方法。
22. 前記データパラメータは、リーフサイズとリーフ形状のうちの一方である、請求項１に記載の方法。
23. 前記データパラメータは、ジョー形状である、請求項１に記載の方法。
24. 前記データパラメータは、２つの隣接するリーフのさねはぎ情報に関係している、請求項１に記載の方法。
25. 前記データパラメータは、線源対軸距離である、請求項１に記載の方法。
26. 前記データパラメータは、ビーム形状の変化に関係している、請求項１に記載の方法。
27. 前記分散マップが、前記線量の不確定度が所定の閾値を超過していることを指し示したときに警報を生成する段階を更に含んでいる、請求項１に記載の方法。
28. 前記放射線送達装置は、光子ベースの放射線療法を送達する、請求項１に記載の方法。
29. 前記放射線送達装置は、イオンベース又は粒子ベースの放射線療法を送達する、請求項１に記載の方法。
30. 放射線送達装置の送達誤差を検出する方法において、コンピュータを使用して、
    患者の治療計画を生成する段階であって、目標フルエンスを含んでいる治療計画を生成する段階と、
    前記治療計画に従って前記患者へ放射線を送達する段階と、
    前記治療計画の送達後に、前記放射線送達装置からの出力フルエンス情報を取得する段階と、
    前記出力フルエンス情報と前記目標フルエンスを比較してフルエンス分散を求める段階と、
    前記フルエンス分散に線量計算アルゴリズムを適用して線量分散マップを生成する段階と、を実施することから成る方法。
31. 前記フルエンス分散は、複数回の治療のコースに亘る前記放射線送達装置からのフィードバックに基づいている、請求項３０に記載の方法。
32. 前記フルエンス分散に基づいて、前記治療計画を修正する段階を更に含んでいる、請求項３０に記載の方法。
33. 前記フルエンス分散に基づいて、新しい治療計画を生成する段階を更に含んでいる、請求項３０に記載の方法。
34. 前記フルエンス分散に基づいて、前記治療計画を送達するための異なる放射線送達装置を選択する段階を更に含んでいる、請求項３０に記載の方法。
35. 前記放射線送達装置への見越し変化に基づいて、前記治療計画を修正する段階を更に含んでいる、請求項３０に記載の方法。
36. 前記線量分散マップを表示する段階を更に含んでいる、請求項３０に記載の方法。
37. 前記線量分散マップは、前記患者へ送達されるべき線量の不確定度指標を表現しており、前記不確定度指標は、前記放射線送達装置のデータパラメータに関係している、請求項３０に記載の方法。
38. 前記データパラメータは、多数の単一データパラメータの組合せを含んでいる、請求項３７に記載の方法。
39. 前記データパラメータは、フルエンスである、請求項３７に記載の方法。
40. 前記データパラメータは、ライナック出力である、請求項３７に記載の方法。
41. 前記データパラメータは、リーフタイミングである、請求項３７に記載の方法。
42. 前記データパラメータは、ジョー位置である、請求項３７に記載の方法。
43. 前記データパラメータは、カウチ位置である、請求項３７に記載の方法。
44. 前記データパラメータは、ガントリー位置である、請求項３７に記載の方法。
45. 部分送達治療計画を評価する方法において、
    患者の治療計画を生成する段階であって、複数の治療フラクションと目標分散情報とを含んでいる計画を生成する段階と、
    前記治療計画に従って前記患者へ前記治療フラクションの少なくとも１つを送達する段階と、
    前記治療フラクションの送達後に、放射線送達装置からの出力フルエンス情報を取得する段階と、
    前記目標分散情報と前記出力フルエンス情報の組合せに基づいて、未来治療フラクションを評価する段階と、から成る方法。
46. 前記組合せに基づいて、未来治療フラクションを調節する段階を更に含んでいる、請求項４５に記載の方法。
47. 前記組合せに基づいて、前記患者へ前記治療計画を送達するための放射線治療装置を選択する段階を更に含んでいる、請求項４５に記載の方法。