JP2015150184A - 治療計画装置および治療計画の演算方法を記憶した記憶媒体 - Google Patents

Abstract

【課題】スキャニングビームの細径化に伴い、照射スポット数が増加するため、治療計画の作成に要する計算負荷が増大する。
【解決手段】標的領域を水等価厚空間に投影し、水等厚空間に投影された標的領域を、粒子線の照射起点とアイソセンタとを結ぶ直線と垂直である平面によって該直線の方向に関して所定の間隔で層分割し、前記分割して得られた層における前記粒子線の照射位置を、該層よりも前記直線の方向において照射起点から深い位置にある層の数に基づき演算し、得られた照射位置分布に基づいて照射線量の演算を実行する。
【選択図】図５

Description

本発明は放射線治療計画装置に関するものである。

放射線治療では標的となる腫瘍細胞に対して放射線が照射されることによって、腫瘍にダメージを与え治療を行う。治療に用いる放射線では、Ｘ線が最も広く利用されているが、標的への線量集中性が高い陽子線や炭素線に代表される粒子線（荷電粒子ビーム）を利用した治療への需要も高まっている。

放射線治療においては、腫瘍領域に対してできるだけ正確に、できるだけ集中するように指定した線量を照射することが治療効果の向上につながる。

ここで、粒子線治療においては標的に線量を集中させる方法として、スキャニング法の利用が広がりつつある。これは、細い荷電粒子ビームを二組の走査電磁石により偏向させ、平面内の任意の位置に導くことで腫瘍内部を塗りつぶすように照射し、腫瘍領域にのみ高い線量を付与するという方法である。スキャニング法では、患者固有の器具が基本的に必要なく、また、様々な分布を形成できるという利点がある。

また、スキャニング法は、荷電粒子ビームが細ければ細いほど、ペナンブラ（腫瘍領域の辺縁部に付与される線量）が小さくなり照射精度を向上させることができる。しかし、荷電粒子ビームは照射装置内に存在する空気によって散乱するため、ビームサイズが増加し太くなる傾向をもつ。これに対して、粒子線治療装置内にビーム輸送用チェンバを設置して、チェンバ内に真空領域や空気よりも軽いヘリウムなどのガス領域をビームの照射経路上に確保することで、荷電粒子ビームの散乱を抑制しようとする手法が提案されている。

そして、スキャニング法を実現するためには、実際の照射前に放射線治療計画装置が治療計画を作成する過程が極めて重要となる。

放射線治療計画装置とは、ＣＴ画像等から得られる患者体内の情報を基に、患者体内での線量分布を数値計算によりシミュレートする機能を有する計算機のことをであって、操作者（治療の計画を立案する作業者）は放射線治療計画装置の計算結果を参照しながら、最適な放射線の照射方向やエネルギー、照射位置、照射量等の照射条件（治療計画とも呼ぶ）を決定する。照射位置に対する照射量の決定方法についてはたとえば非特許文献１に詳しい。

特許第３８７３４９３号

A. Lomax, "Intensity modulation methods for proton radiotherapy" Phys. Med. Biol. 44 (1999) 185-205.

一方、荷電粒子ビームを細径化する場合には以下の課題が生じる。

特許文献１には、照射位置を点（スポット）として決定する際の演算方法が開示されているが、隣り合うスポットの間隔ｄはビームサイズに従って減少するため、標的内に一様な線量分布を形成するのに必要となるスポット数が増加する。仮にビームサイズが30％減少した場合、スポット数は約2倍となる。

スポット数が増加した場合、荷電粒子ビームを照射する際の照射時間の増加に加え、治療計画装置が、治療計画に関する情報（以下、治療計画情報）を作成する際の計算負荷の増加が課題となる。具体的には、スポット数の増加により、計算に使用するメモリ領域や線量計算の対象となるスポットが増加することにより、治療計画情報の作成に要する計算時間が増加する。特に、多くのスポットが必要になるサイズの大きい標的に対して、この影響が顕著に表れる。

上記課題を解決するために一例として本発明の治療計画装置は、標的領域を水等価厚空間に投影し、前記水等厚空間に投影された標的領域を、粒子線の照射起点とアイソセンタとを結ぶ直線と垂直である平面によって該直線の方向に関して所定の間隔で層分割し、前記分割して得られた層における前記粒子線の照射位置を、該層よりも前記直線の方向において照射起点から深い位置にある層の数に基づき演算する演算処理装置を有する。

本発明によれば、治療計画装置が治療計画情報を作成する際の計算負荷を低減することが出来るため、治療計画情報を効率的に作成することができる。

複数のスポットにより一様な線量分布を形成する様子を表わす概念図である。 本発明の好適な一実施形態により治療計画が立案されるまでの流れを表す図である。 本発明の好適な一実施形態である治療計画装置の構成を示す説明図である。 ＣＴデータのスライス内における標的領域および重要臓器の入力を説明する図である。 実施形態におけるスポット位置の選択方法の手順を示す説明図である。 実施形態における、水等価厚を算出する手順を示す説明図である。 実施形態における、水等価厚を基に標的領域に複数の層を設定する手順を示す説明図である。 複数のビームによりSOBPを形成する様子を表わす概念図である。 各層内でのスポット間隔の変化を示す概念図である。 実施形態における、各照射エネルギーにおける照射履歴マップを算出する説明図である。 線量分布の表示方法（a）、スポットの表示方法（ｂ）を表わす概念図である。 ビームを水中に照射した場合に形成される深部積分線量分布（ブラックカーブ）の模式図である。

まず、治療計画情報の作成過程を簡単に述べる。
操作者は、はじめに放射線を照射すべき標的領域を治療計画装置に入力する。これは、例えば、事前に患部のＣＴ画像を取得しておき、ＣＴ画像の各スライスに対して標的領域を入力することでなされる。

入力した標的領域に関する情報は、操作者が治療計画装置に登録することで、３次元の位置情報からなる標的領域データとして治療計画装置上のメモリに保存される。この際に必要があれば、照射を避けることが望ましい重要臓器の位置も同様に入力し登録してもよい。
次に、操作者は、登録した各々の領域について目標とすべき線量値となる処方線量を設定する。処方線量の設定は、先に登録された標的領域、および重要臓器に対して行う。例えば、標的領域であれば腫瘍を壊死させるのに十分な線量が指定される。多くの場合、標的領域に対しては照射されるべき線量の最小値と最大値が指定され、一方、重要臓器に対してであれば許容線量が定められる。このような操作が実行されることで、標的領域およびその周辺領域において形成されるべき線量の分布（線量分布）が決定される。

標的領域等に対する線量の指定が終わると、治療計画装置は、指定された線量分布を実現するために適当な荷電粒子ビームを照射すべきスポット位置や照射量を演算する。多くの場合、初めにスポット位置が算出され、その後、操作者の入力した線量分布を実現するような照射量が決定される。
荷電粒子ビームは磁場の影響を受けて偏向するため、この性質を利用することで任意の位置へ導くことができる。荷電粒子ビームを任意の位置へ導くためには、一対の走査電磁石を利用することが多い、走査電磁石の励磁量を制御することによって荷電粒子ビームを任意の位置へと導くことができる。この場合、例えば直交する２軸に対応するようにそれぞれの走査電磁石を制御することで、荷電粒子ビームを導く位置をＸ，Ｙの二次元座標として表すこともできる。

荷電粒子ビームはビームが停止位置直前で線量を集中的に付与するという特性を有する。したがって、照射されるビームが進行方向において形成する線量分布は、距離を横軸とし、線量を縦軸にとると、停止位置直前で急峻なピーク（ブラッグピーク）を描くこととなる。照射位置を３次元的に捉えるのであれば、この位置がビーム進行方向におけるスポット位置となる。したがって治療計画装置が演算するスポット位置は、距離をＺ軸とするならばＸ，Ｙ，Ｚの３次元座標として表すことができる。

治療計画装置はスポットスキャニング方式においてスポット位置を離散的に決定する。

図１はこの様子を模式的に表す。図１のようにビームの横方向（ビーム進行方向と垂直な方向）の線量分布は、ガウス分布形状で近似できる。１０１は最も端にあるスポットに対して荷電粒子ビームが照射される際の線量分布を表す。１０２は１０１で表されるスポットの右側に並ぶように配置されたスポットが照射される際の線量分布である。

図１において、隣り合うスポットの間隔はｄ、個々のビームサイズはσである。これらのスポットに照射されたビームによる線量分布の合計が、１０３である。間隔ｄがビームサイズσの１.５倍程度以下であれば、合計の線量分布１０３に凹凸は現れず、均一な領域１０４が形成することが出来る。

スポット間隔ｄは、同じエネルギーのビームに関しては一定間隔で設定される。例えば、特許文献１では、エネルギーの異なるビームごとに間隔が異なるように制御しているが、同一エネルギーで照射する面内でのスポット間隔は一定である。

次に本発明の治療計画装置の実施の形態を、図面を用いて説明する。

本発明の放射線治療計画装置の実施の形態を、図２乃至図５を用いて説明する。本実施例の治療計画装置は、スキャニング法による粒子線治療をする際の治療計画を前提として説明する。

図２は、本実施形態の治療計画装置の処理の流れを示す図である。図３は、治療計画装置の全体構成を示す図である。

治療計画装置３０１は、図３に示すように、入力装置３０２，表示装置３０３，メモリ３０４，演算処理装置３０５，通信装置３０６を備える。演算処理装置３０５が、入力装置３０２，表示装置３０３，メモリ（記憶装置）３０４，通信装置３０６に接続される。
治療計画装置３０１は、ネットワークを介してデータサーバ３０７と接続されている。具体的には、治療計画装置３０１の通信装置３０６が、ネットワークを介してデータサーバ３０７に接続されて患者に関するデータのやりとりをする。

治療される患者は、予めＣＴ装置（図示せず）を用いて治療計画用ＣＴ画像を撮像されている。ＣＴ装置で撮像された治療計画用ＣＴ画像に関するデータ（ＣＴデータ）は、データサーバ３０７に保存されている。このＣＴデータは、ボクセルと呼ばれる小さな領域ごとにＣＴ値が記録された３次元のデータである。治療計画装置３０１は、このＣＴデータを利用して治療計画情報を作成する。

操作者である医療従事者（技師や医師）が、入力装置３０２から患者情報（患者ＩＤ）を入力すると、治療計画装置３０１は患者ＩＤに相当する患者の治療計画情報の作成を開始する（ステップ２０１）。まず、入力装置３０２は、入力された患者ＩＤを演算処理装置３０５に出力する。演算処理装置３０５は、入力された患者ＩＤに基づいて、データサーバ３０７から対象となる患者のＣＴデータを読み込む。
すなわち、治療計画装置３０１は、通信装置３０６に接続されたネットワークを通じて、データサーバ３０７から患者ＩＤに対応する患者のＣＴデータを受け取り、メモリ３０４に記憶させる。また、治療計画装置３０１は、受け取ったＣＴデータに基づいて治療計画用のＣＴ画像を作成し、表示装置３０３に表示させる。表示装置３０３は、患者の患部を含む領域を複数の層に分割した各スライス（各層）での画像を表示する。

操作者は、表示装置３０３に表示されたＣＴ画像を確認しながら、入力装置３０２（マウス等の機器）を用いて、ＣＴ画像のスライス毎に、標的として指定すべき領域（標的領域）を入力する。この標的領域とは、例えば、操作者が患者の腫瘍領域であると判断した領域を含む、荷電粒子ビームを照射すべきと判断した領域である。全てのスライスに対する標的領域の入力が終了すると、操作者は入力装置３０２から入力終了信号を入力する。

治療計画装置３０１はこの入力終了信号を受け取ると、全てのスライスでの標的領域の情報を、メモリ３０４に記憶して登録する（ステップ２０２）。メモリ３０４に登録される情報は、操作者が入力した標的領域を示す３次元の位置情報である。付与される線量を極力抑えるべき重要臓器が標的領域の近傍に存在する場合や、他に評価や制御が必要となる領域がある場合、操作者は表示装置３０３に表示された画像情報に基づいて、これらの重要臓器等の位置情報を入力装置３０２から入力する。重要臓器等の位置情報は、標的領域の情報と同様、メモリ３０４に記憶して登録される。図４に、ＣＴデータに基づいて生成された、患部を含む任意のスライス４０１において、入力された標的領域４０２及び重要臓器等の領域４０３を表示装置３０３の表示した一例を示す。

次に、標的領域４０２に対するビームを照射するときの照射条件を決定するステップに移る（ステップ２０３）。操作者が決定すべき照射条件には、荷電粒子ビームの照射方向（照射門）や照射門数、ステップ２０２で登録した領域に照射すべき線量値（処方線量）等が含まれる。操作者が入力装置３０２から入力した照射条件は、メモリ３０４に記憶される。

本実施例の治療計画装置３０１は、スキャニング照射において同一エネルギーの荷電粒子ビームで照射するスポットの間隔を任意に設定することができる。操作者は、治療計画装置３０１が保持するスポット間隔の初期値を他の値に変更したい場合、入力装置３０２からその値を入力することでスポット間隔を変更できる。このスポット間隔はすべてのエネルギーに対して同一の値としてもよいし、各エネルギーについて異なる値として設定されてもよい。

以上の照射条件の設定（ステップ２０３）を完了すると、操作者の指示により治療計画装置３０１が治療計画情報を演算する（ステップ２０４）。この治療計画情報には、患者に照射するスポットの位置情報と各スポットに対する照射線量の目標値の情報が含まれる。本実施例の治療計画装置３０１はスポット位置の算出方法に特徴を有する。このスポット位置の算出方法の詳細な流れを、図５を用いて説明する。なお、本実施例では単一の方向のみからのビームを照射する場合（単門照射）を想定して説明するが、複数の方向から照射する場合（多門照射）も各々の方向に関して単門照射の際と同一の処理を行うことで、本実施例と同様の効果を得ることができる。

まず、治療計画装置３０１は、メモリ３０４に記憶された患者のＣＴデータ及び患者の標的領域の情報を演算処理装置３０５に出力する。スキャニング照射法では、荷電粒子ビームの軌道は走査電磁石により制御される。このため、照射される荷電粒子ビームの軌道はスポット位置が異なるのであれば平行とはならず、図６に示すようにある位置の線源６０２（照射起点）から放射状に広がる軌道として表すことができる。

粒子線治療装置は、荷電粒子ビームを照射するにあたって基準とする中心座標６０１（アイソセンタ６０１）を保持している。通常はこのアイソセンタが標的領域４０２の中心に一致するように患者の位置決めが行われている。なお、アイソセンタ６０１と線源６０２との距離は、治療計画装置３０１が保持している。

患者のＣＴデータ及び患者の標的領域の情報を読み込んだ演算処理装置３０５は、照射する荷電粒子ビームのビームエネルギーを選択する。ビームエネルギーの選択は以下の処理が実行されることでなされる。

演算処理装置３０５は、メモリ３０４に記憶された照射条件の情報のうち、荷電粒子ビームを照射する角度の情報を読み込む。続いて、演算処理装置３０５は、線源６０２とアイソセンタ６０１を結ぶ直線６０３に垂直な面６０４を定義し、面６０４を適切な解像度（通常は数mm以下）で分割する。分割された領域一つ一つをピクセルと呼ぶ。

続いて、演算処理装置３０５は、あるピクセル６０５の中心位置と線源６０２を結ぶ直線６０６に沿って、決められたステップ（通常はピクセル６０４と同程度のサイズ）ごとにＣＴデータのボクセルの値を線源６０２側から積算していく。この際に、各ボクセルに保持されたＣＴ値は、あらかじめ治療計画装置３０１のメモリ３０４に記憶されたテーブルにより、ボクセル内の物質を水に換算した場合の厚み（水等価厚）に変換された上で積算される。ＣＴ値から水等価厚への変換は、計算前にまとめて行ってもよい。

演算装置３０５は、面６０３を分割して得られるすべてのピクセルに関してこの積算処理を行う。この操作により標的領域４０２内の任意の位置での水等価厚が計算され、全てのピクセルについて水等価厚が関連付けられ、その情報がメモリ３０４に保存される（ステップ５０１）。

次に、演算処理装置３０５は、面６０３を分割して得られるすべてのピクセルのうち、標的領域４０２内に位置し、かつピクセルに関連付けられた水等価厚が最も大きい位置を算出する。この位置にブラッグピークを有するエネルギーを選択することで、標的領域４０２に照射する荷電粒子ビームについて、そのエネルギー最高値を算出することができる。荷電粒子ビームのエネルギーとブラッグピークの位置に関する情報は、リストとして治療計画装置３０１が保持している。また、標的領域４０２内で水等価厚が最大となる位置にブラッグピークを有する様なエネルギーがリスト内に存在しない場合は、粒子線治療システムは、患者手前にレンジシフタを挿入し、ビームの停止位置を微調整することで対応することができる。このような場合、治療計画装置３０１は必要に応じて適切なレンジシフタの厚みも算出する。

演算処置装置３０５は、照射に必要な荷電粒子ビームについてエネルギーの最大値を算出した後は、照射に必要なエネルギーの最小値を算出する。エネルギーの最小値は、水等価厚が標的領域４０２内で最も小さい、換言すると最も浅い位置にブラッグピークを有するエネルギーを算出する（ステップ５０２）。標的領域４０２内に確実に高線量領域を確保する目的から、こうして求めた最高、最低のエネルギーに多少のマージンを用意してエネルギー数を増やしてもよい。

演算処理装置３０５は、標的領域４０２を照射するのに必要な荷電粒子ビームの最大エネルギーと最小エネルギーが定まると、線源５０２を原点としたときの水等価厚を基準として標的領域４０２を複数の層に分割する。

まず、ステップ５０１で算出された各ピクセルの水等価厚をメモリ３０４から読み込み、標的領域４０２内の任意の位置における水等価厚を取得し、標的領域４０２の全体を水等価厚空間に投影変換する（ステップ５０３）。水等価厚空間上で線源５０２からの水等加厚を表す軸（ｚ軸）７０１に垂直な面を面７０２とする。水等価厚空間での層の設定方法に関して図７を用いて説明する。

照射する荷電粒子ビームについて、あるエネルギーのビームが選択されていた場合を考える（ステップ２０３）。演算処理装置３０５は、現在選択されているエネルギーのビームについて、荷電粒子ビームを照射した際の停止位置（線量分布でピークが現れる位置）を、メモリ３０４が保持しているテーブルから読み出す。続いて、水等価厚空間上ですべてのピクセルを対象に、各ピクセルに関連づけられた水等価厚と、選択されているエネルギーのビーム停止位置とが合致する位置７０３を探索する。

探索の結果、見つかった位置７０３に形成される面をブラッグピーク面７０４と呼ぶ。
換言すると、ブラッグピーク面７０４は、同じ水等価厚を関連付けられたピクセルの集合体とも考えることができる。

ブラッグピーク面７０４は、水等価厚空間上ではｚ軸に垂直な面となる。照射に必要とするエネルギーの中でi番目に大きいエネルギーのブラッグピーク面７０５とi＋１番目に大きいエネルギーのブラッグピーク面７０６の間の標的領域を層i７０７と呼ぶ。例えば最大エネルギーのブラッグピーク面と二番目に大きいエネルギーのブラッグピーク面の間の層（最深層）は層１となる。

演算処理装置３０５は、ステップ５０２で算出した最大エネルギーから最少エネルギーまでにわたって、粒子線治療システムが照射可能なエネルギーについてブラッグピーク面を算出し、必要となる全ての層を設定後、各エネルギーのブラッグピーク面の情報及び各ピクセルの層情報をメモリ３０４に保存する。演算処理装置３０５はこれらの情報を基に各ブラッグピーク面におけるスポットの配置を決定していく。

本実施例の演算処理装置３０５は、各層の任意の横方向位置において、深部層でのスポット位置情報を基にビームのスポット間隔を変更し、同一層内において照射位置の間隔を変化させ、可変の間隔でスポット位置を同一層内に設定する。

本実施例では、散乱体照射法で線量一様領域を形成する際に使用されているSpread-out Bragg Peak （SOBP）形成の考え方を利用する。ビームを水に照射した場合の深部積分線量分布（ブラックカーブ）を図1２に、SOBPが形成される様子を図８に模式的に示す。

図１２に示すように、陽子線は停止する直前に大部分のエネルギーを放出する特徴をもつため、ブラックカーブ１２０１はビーム終端付近にピークをもった分布となる。ビーム終端付近に見られる線量変化が急峻な領域をピーク領域１２０２、水面付近に広がる線量変化が緩やかな領域をプラトー領域１２０３と言う。

図８に示すようにSOBP８０１は、複数のエネルギーのブラックカーブを足し合わせることで形成される。SOBPを形成するエネルギー毎のビーム照射量はエネルギーが低いほど小さくなる。これは、SOBPの浅い位置では、深い位置に照射した複数のエネルギーのビームのブラックカーブのプラトー領域の寄与が足しあわされるためである。スキャニング法を用いて標的内に一様な分布を作成する場合においても同様に、標的の浅い層に照射されるビームの照射量は、深い層に照射されるビームの照射量に比べて、小さくなると考えられる。そのため、照射量が小さい浅い層に照射するビームでは、近接したエネルギーのビームの照射位置が重なり合っていなければ、スポットの間隔を広げることが可能となり、スポット数を減少させることが可能である。

そこで本実施例の治療計画装置３０１が備える演算処理装置３０５は、図１０に示すように、各ブラッグピーク面にスポットを配置する前に、各ブラッグピーク面内の任意の位置における照射履歴数（深部に存在する層数）を算出し、各ブラッグピーク面について照射履歴数マップを作成する。

あるエネルギーのビームが選択されているとする（ステップ５０５）。 まず、演算処理装置３０５は、ステップ２０３で保存したブラッグピーク面の情報及び層情報をメモリ３０４から読み出す。演算処理装置３０５は、現在選択されているエネルギーに対応するブラッグピーク面１００１内のピクセル１００２の中心位置を通過し、かつz軸７０１に平行な直線１００３に沿って、決められたステップ（例えば、ピクセル１００２と同程度のサイズ）ごとに、ビーム進行方向、すなわち線源６０４を基準として自己よりも深部方向に存在する層の総数を算出し、メモリ３０４に記憶する。

深部方向に存在する層の総数を照射履歴数と呼ぶ。演算処理装置３０５は、各ブラッグピーク面を構成する全てのピクセルについて、照射履歴数を算出しメモリ３０４に保存する。この結果、治療計画装置３０１は、照射に必要な各エネルギーについて、対応するブラッグピーク面内の任意の位置における照射履歴数マップを作成し、これを保有することができる（ステップ５０６）。

演算処理装置３０５は作成した照射履歴数マップを基に、ブラッグピーク面内の任意の位置でのスポット間隔を決定し、照射履歴数が大きい位置（浅い層）ではスポット間隔を大きくすることでスポット数を減少させる。また、層数が０の場所でのスポット間隔は、ステップ２０３で設定したスポット間隔とする。

なお、本実施例の演算処理装置３０５はバブルメッシュ法を用いてスポットの配置を演算している。採用の理由は、スポット間隔を可変で取り扱うことができ、かつ配置を偏らせることがないために少ないスポット数で標的内に所望の線量分布を形成することに適当であるからである。したがって、可変のスポット間隔で面内に偏り無くスポットを配置する方法であればこの演算手法によらない。

バブルメッシュ法はメッシュの生成に広く使用される手法であり、節点同士が近づきすぎると斥力が、遠ざかると引力が働くようなポテンシャルを仮定して、節点の釣り合いの位置を求める方法である。バブルメッシュ法では各節点を、メッシュ間隔の直径を持った液滴であるとみなし、各節点にポテンシャルを設定する。ポテンシャルの大きさは、液滴間の距離によって定まる。本実施例では、スポットをスポット間隔の直径を持った液滴（節点をスポット位置、節点間隔をスポット間隔）とみなし、バブルメッシュ法を用いてスポット配置を決定する（ステップ５０７）。

まず、演算処理装置３０５は選択したエネルギーに対応するブラッグピーク面内にスポットを一様に配置する。演算装置３０５はメモリ３０４に記録された照射履歴数マップを基に、液滴の直径、つまりスポット間隔を定める。照射履歴数が大きい位置では液滴の直径は大きく、照射履歴数が大きい位置では液滴の直径は小さくなる。このように定められた液滴に対して、ポテンシャルを仮定し、液滴（スポット）のつりあいの位置を求める。
それぞれの液滴は、周囲の液滴からの斥力や引力により移動し、つりあいの位置に到達する。液滴が移動する都度、照射履歴数マップを基に、移動した位置での液滴の半径を更新する。また、バブルメッシュ法では、液滴が移動する過程で、対象とする領域内に液滴が疎な領域が生じると、液滴が追加され、密な領域が生じると、液滴は削減される。液滴がつりあいの位置に到達した後、液滴の中心位置を実空間に戻した位置をスポット位置とし、スポット配置を決定する。

あるエネルギーに対する以上の操作（ステップ５０６、５０７）が終わると、一つ低いエネルギーを選択し、同様の操作を実施する（ステップ５０８）。これをステップ２０３で決定した最低エネルギーになるまで行うと、スポット位置の選択は終了する（ステップ５０９）。

本実施例の場合、同一層内のスポット間隔が層内の横方向位置により変化する。例えば、図９に示す標的９０１において、あるエネルギーのビームを照射する層Ａ９０２では、層Ａ左側９０３と層Ａ右側９０４で、各層より深部に照射するビームの数（層数）が異なる。層Ａ左側９０３では、深部に照射するビームの数（層数）が多いため、スポット間隔は大きく、一方層Ａ右側９０４では、深部に照射するビームが少ないためスポット間隔は小さく設定される。

スポット位置が決定されると、治療計画装置３０１はそのまま照射量の最適化計算を開始する。治療計画装置３０１は、ステップ１０３で設定された標的への一様な線量分布に近づくように、各照射スポットに対する荷電粒子ビームの照射量を決める。この計算では、スポットごとの照射量をパラメータとした目標線量からのずれを数値化した目的関数を用いる方法が広く採用されている。目的関数は線量分布が目標とする線量を満たすほど小さな値となるように定義されており、これを最小にするような照射量を反復計算により探索することで、最適とされる荷電粒子ビームの目標照射量を算出する（ステップ２０４）。

反復計算により目標照射量が定まると、治療計画装置３０１は最終的に得られたスポット位置と各スポットへの目標照射量を用いて、線量分布を計算する。計算した結果は、表示装置３０３に表示される。表示装置３０３上での表示例を図１１に示す。図１１（ａ）では、図４のＣＴデータの中のスライス４０１での線量分布を、等線量線１１０１を用いて表わしている。等線量線１１０１は、等しい線量の位置を線で結ぶことで得られ、図のように線量ごとに複数の等線量線が引かれる。異なる線量に対応する等線量線は、色分けすることで区別される。操作者は、指定した線量に対応する等線量線が標的領域を過不足なく覆っているのかを表示装置３０３上で判断する（ステップ２０５）。

また、図１１（ｂ）のように、各ブラッグピーク面（各層）内でのスポットの位置を表示することも可能である。例えば図１１（ｂ）の点１１０２は、この位置にスポットが存在することを表わす。点のサイズ、または色により、スポットごとの照射量を表示することもできる。入力装置３０２を用いることにより、二つのスポットを選択することにより、スポット間の距離を表示することも可能である。

操作者は表示装置３０３に表示された等線量線１１０１やＤＶＨを使って線量分布結果を解析し、線量分布が目標とする条件を満たしているか否かを判断する（ステップ２０６）。望ましくない分布になっていた場合は、ステップ２０３に戻り、照射条件を設定し直す。これは照射方向やスポット間隔の変更が含まれる。条件を変更した場合は、操作者の指示により治療計画装置３０１がスポット位置と照射量を算出し、新しい線量分布結果が表示装置３０３に表示される。望ましい結果が得られた時点で、治療計画の立案は終了する（ステップ２０７）。得られた照射条件は、ネットワークを通じてデータサーバ３０７に保存される。

スポット位置が決定されると演算処理装置３０５は、ブラッグピーク面に配置されたスポットを照射する経路（走査経路）を算出する。走査経路を決定するにあたっては、たとえば、一対の走査電磁石を構成する各電磁石の軸方向に基づき決定することが考えられる。すなわち各スポットをＸ軸方向でつないでライン状の経路を設定し、更に各ラインをＹ軸方向で一カ所ずつ結ぶようにしてジグザグの走査経路を作成することができる。

また、標的領域４０２が呼吸や心拍等によって周期的に動くものであれば、その運動の主方向においてスポットを結ぶようにライン状の経路を設定し、このラインを更に一端で接続して走査経路を決定するような方法も考えられる。標的領域４０２はＣＴ装置や超音波映像装置を利用することで運動の主方向に関する情報を取得し、この情報を治療計画装置３０１に送信することで、この様に走査経路を決定することができる。標的の運動方向において主となる走査が実行されることで、移動するような標的に対しても、より高精度な線量分布を形成することも可能となる。

また、以上では、治療計画装置３０１を例に挙げて本発明の説明したが、本発明の実施形態はこれに限られるものでないことは言うまでもない。たとえば、ここまでに説明した治療計画情報を作成するための演算ステップが、コンピュータに読み取り可能な形式で記録媒体に記憶されていてもよい。具体的には、操作者が自己の保有する治療計画装置に、上記演算ステップが記録された記録媒体を読み取らせることにより、本実施例と同様の効果を発揮し得る治療計画装置を実現できる。記憶媒体に上述した演算ステップを記録させることによって、既存設備が保有する治療計画装置を効率的に機能向上させることが可能となる。

また、治療計画情報を作成するための演算処理を、他の計算機に実施させてもよい。すなわち、標的領域４０２等の入力ステップは、操作者各自が保有する情報端末にて実施する一方で、計算負荷が高い演算ステップ、例えばステップ２０２〜ステップ２０６の演算をサーバ（他の計算機）で実行させる形態であってもよい。このような構成を取ることで、治療計画装置に要求される演算能力を抑制しつつも、効率的に治療計画情報の作成することが可能となる。

１０１ 最も左端に配置されたスポットの線量分布
１０２ １０１で表されるスポットの右側に並んだスポットの線量分布
１０３ １０１と１０２の合成線量分布
１０４ 均一な領域
３０１ 治療計画装置
３０２ 入力装置
３０３ 表示装置
３０４ メモリ
３０５ 演算処理装置
３０６ 通信装置
３０７ データサーバ
４０１ ＣＴデータのスライス
４０２ 標的領域
４０３ 重要臓器
６０１ アイソセンタ
６０２ 線源
６０３ ビーム軸
６０４ ビーム軸に垂直な面
６０５ 面６０４を分割したピクセルの一つ
６０６ ピクセル６０５の中心位置と線源５０２を結ぶ直線
６０７ CTデータのあるボクセル
７０１ 線源５０２からの水等加厚を表す軸（ｚ軸）
７０２ 軸７０１に垂直な面
７０３ ビーム停止ピクセル
７０４ ブラッグピーク面
７０５ i番目に高いエネルギーをもったビームのブラッグピーク面
７０６ i＋１番目に高いエネルギーをもったビームのブラッグピーク面
７０７ 層i
８０１ SOBP
８０２ SOBPを形成するビームの中で最もエネルギーの高いビームのブラックカーブ
８０３ SOBPを形成するビームの中で最もエネルギーの低いビームのブラックカーブ
９０１ 標的
９０５ スポット
１１０１ 等線量線
１１０２ スポット
１２０１ ブラックカーブ
１２０２ ピーク領域
１２０３ プラトー領域

Claims (6)

1. 離散的スキャニングによる粒子線治療の治療計画を演算する治療計画装置であって、
   標的領域を水等価厚空間に投影し、
   前記水等厚空間に投影された標的領域を、粒子線の照射起点とアイソセンタとを結ぶ直線と垂直である平面によって該直線の方向に関して所定の間隔で層分割し、
   前記分割して得られた層における前記粒子線の照射位置を、該層よりも前記直線の方向において照射起点から深い位置にある層の数に基づき演算する演算処理装置を有する
   ことを特徴とする治療計画装置。
2. 請求項１に記載の治療計画装置であって、
   前記演算処置装置は、
   前記層における照射位置を事前に設定された間隔を持って配置し、
   前記配置された照射位置を通過し、かつ前記直線と平行な軸上において前記照射起点よりも深い位置にある層の数を、前記配置された照射位置ごとに集計し、
   前記集計された層の数に応じて、前記配置された照射位置同士の間隔を変更する
   ことを特徴とする治療計画装置。
3. 請求項２に記載の治療計画装置であって、
   前記演算処理装置は、
   前記所定の間隔で配置された照射位置を節点とし、前記集計された層の数が大きいほど該節点に付与するポテンシャルを大きく設定するようにしたバブルメッシュ法により前記照射位置同士の間隔を変更する
   ことを特徴とする治療計画装置。
4. 請求項３に記載の治療計画装置であって、
   前記演算処理装置は、
   前記照射位置同士の間隔の変更が終了した後に、各照射位置に対して付与する線量を演算する
   ことを特徴とする治療計画装置。
5. 請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の治療計画装置であって、
   ＣＴ値と水等価厚値との変換テーブルを保有しているメモリを備え、
   前記演算処理装置は、前記メモリから読み出した該変換テーブルに基づき前記標的領域を前記水等価厚空間へ投影することを特徴とする治療計画装置。
6. 予めＣＴ値と水等価厚値との変換テーブルを記憶した記憶装置と、入力装置と、表示装置とを有するコンピュータに、治療計画情報の作成を行わせるためのプログラムを記録した記録媒体において、
   入力装置からＣＴ画像上に入力された標的領域を前記記憶装置に記憶し、
   前記標的領域を前記変換テーブルに基づき水等価厚空間に投影し、
   粒子線の照射起点とアイソセンタとを結ぶ直線に垂直な平面によって、前記水等価厚空間上における標的領域を複数の層に分割し、
   前記層のそれぞれを微小領域に分割し、
   前記微小領域ごとに、該微小領域を通過しかつ前記直線と平行な直線方向において前記照射起点に対して該微小領域よりも深い位置にある層の数を集計し、
   前記集計された層の数と前記微小領域ごとの対応関係を前記記憶装置に記憶し、
   前記微小領域ごとの層の数に比例してポテンシャルを設定するバブルメッシュ法により、粒子線の照射位置を演算し、
   演算によって求められた各照射位置に対して付与すべき線量を演算し、
   線量分布を表示装置に表示させる処理をコンピュータに行わせるためのプログラムを記録した記録媒体。