JP2017516610A - 外部放射線治療システムによって投与された線量を推定する方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、外部放射線治療システムによって投与される線量を推定する方法に関する。ＥＰＩＤ検出器によって供給されるポータルイメージは、簡単な転換方式によって水の中の基準深さで投与量に変換する。逆に、対応するポータルイメージは、同じ放射状態のもと名目投与量の分配から決定される。本発明は特に、治療計画の根拠に採用される。【選択図】図３

Description

本発明は、一般に、外部放射線治療における線量測定の分野に関する。本発明は、特に、電子ポータルイメージング装置を備えた外部放射線治療システムに適用されうる。

外部放射線治療システムは、先行技術において周知である。このシステムは、近くにある健常組織を温存しながら癌腫瘍に高エネルギー粒子（約数ＭｅＶ）の線量を投与することを可能にする。これらの粒子のイオン化効果は、これらの粒子が帯電されたときの直接イオン化によるか帯電されないときの間接イオン化によるかに関わらず、細胞分裂とタンパク質合成の役割をもつ核酸の損傷によって照射細胞を死滅させる。

外部放射線治療システムは、電子線形加速器を利用する。そのようなシステムでは、電子は、電子銃から放出され、次にマグネトロンまたはクライストロンによって作成された高周波交番磁界によって加速される。タングステンで作成されたターゲットの介入により、約２０ＭｅＶに達することがある光子ビームが生成される。従来、一般的な言い方で、光子のエネルギーは、一般に、放射線治療においてＭＶで測定される。

腫瘍を外部放射線治療によって処置することは、所定の空間範囲のゾーン内で所定のエネルギーの線量を投与することにある。近くにある健常組織を温存するために、線量は、いくつかの所定の暴露角度での照射によって投与され、各角度で基本線量が投与される。さらに、各暴露角度で、光子源によって放射されたビームは、健常組織の照射をできるだけ少なくするように特定のプロファイルに従って平行化される。したがって、暴露角度、ビームプロファイル、およびこれらの角度のそれぞれで投与される線量を正確に計画することが必要である。実際には、処置は、患者ごとに治療計画装置（ＴＰＳ）を使用してシミュレートされる。この装置は、放射線スキャナ（ＣＴ）を使用して取得された患者の三次元解剖学的画像から、暴露角度ならびにビームプロファイルと各角度の線量を決定することを可能にする。

腫瘍の三次元形状に適応されるこの放射線治療法は、「原体照射療法」とも呼ばれる。最近、他の先進技術、詳細にはビームの強度変調放射線治療（空間的と時間的）（ＩＭＲＴ）またはアーク治療ＶＭＡＴ（容積変調アーク治療）によって提供される先進技術が現れた。

検討中の放射線治療法に関わらず、腫瘍に投与される全線量が、実際に、求められている線量であるだけでなく、癌組織と健常組織の間の線量勾配設定点が実際に考慮されたものになるように、患者に有効に投与される線量が、治療計画の際に提供された線量と実際に適合していることを確認することが特に重要である。原体照射治療システムにおいて患者に投与される線量を確認する方法は、特許文献１に記載されている。

現在、線量測定制御を行なう多数のハードウェアおよびソフトウェアが市販されている。最近の外部放射線治療システムは、一般に、電子ポータルイメージング装置（ＥＰＩＤ）を備える。イメージング装置は、放射線治療における治療照射野から画像を収集するように適応された装置として定義される。ポータル画像と呼ばれるそのような取得画像は、照射ゾーンを示し、治療照射野内の患者の位置決めを確認することを可能にする。

図１は、イメージング装置を備えた外部放射線治療システムを図で示す。

外部放射線治療システムは、電子銃１１０によってエネルギー供給され加速器ヘッド（図示せず）で終端する線形加速器１２０を含む。電子銃と線形加速器は、軸Ｄのまわりに回転しゲート１９０と一体になった機械式アーム１８０に一体化される。加速器のヘッドには、詳細には、ターゲット１３０、一次コリメーションシステム、等化コーンビームおよび二次マルチブレードコリメーションシステム１４０が取り付けられる。ターゲット（タングステンで作成された）が、加速器から来る電子によって衝撃され、Ｘ光子の線源を構成する。ポータルイメージング装置１６０は、また、光子の線源の反対側で、機械式アームに組み込まれる。したがって、アームの回転中に、ポータルイメージング装置は、常に、ビームの主軸に対して直角の平面内に配置される。治療中、患者は、線源とポータルイメージング装置の間に配置された治療台１６０と呼ばれる台上にある。機械式アームの回転軸Ｄとビームの主軸Ｆとの交点δは、システムのアイソセンタと呼ばれる。

最新世代のポータルイメージング装置は、アモルファスシリコン検出器を使用する。直接検出型や間接検出型の様々な型のアモルファスシリコン検出器がある。直接検出型は、蛍光スクリーンを使用するだけでなく、Ｘ線を電荷に変換する光伝導体を直接使用する。しかしながら、間接検出型は、蛍光スクリーンを使用して光子を可視光子に入射変換し、その可視光子が、測定される信号を構成する電荷に変換される。

図２は、先行技術で既知の間接変換によるアモルファスシリコン検出器を図示する。

この検出器は、金属板（一般に銅２１０）を含み、入射Ｘ光子（一次光子）が、コンプトン効果によってエネルギーの一部分を電子に伝達する。これらの電子は、例えばテルビウムドープトガドリニウム酸化硫化物（Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ）２２０からなるリンシンチレータまたは蛍光スクリーンにぶつかって、可視域内の光子（二次光子）を生成する。

そのような二次光子は、電界が印加されたアモルファスシリコン層２３０内に電子正孔対を作成する。電子正孔対によって生成された電流は、入射光流量に比例する。

検出器は、アモルファスシリコン層がフォトダイオードのアレイを構成するという点で画素化される。アモルファスシリコン内で生成された電荷は、行電極と列電極を使用する電界効果トランジスタアレイによって読み取られる。そのように、各画素は、デジタル化されグレーレベルによって表わされる値を提供する。このように、数値配列またはフレームが得られる。

フレームの読み取りは、所定の周波数（フレームレート）で行われ、線量は、所定の繰返し率の連続較正パルスの形で投与される。フレームは、１つずつ記録されてもよく（連続モードと呼ばれる）、ある期間にわたって平均化されてもよい（統合モードと呼ばれる）。この後者のモードでは、ポータル画像が、実際には、ビームの暴露期間中にアモルファスシリコン内に生成された電荷の時間平均を表わすことを理解されたい。ポータル画像は、ＥＰＩＤのイメージング装置にグレーレベルで表示される。

線量測定の難しさはすべて、ポータル画像から、投与された線量（より正確には、検出器に到達する光子の線量）または線量画像を得ることにある。

実際には、投与される線量は、モニタ単位すなわちＭＵの量に関係する。モニタ単位は、所定の持続時間および周波数の放射パルスに関して放射線の持続時間を設定するマシン単位である。放射線治療システムは、１モニタ単位が、水ファントム内、基準深さｚ_ｒｅｆ、ビームの軸上、１０×１０ｃｍ^２の照射野サイズで、所定の付着線量（一般に１ｃＧｙ）に対応するように較正され、水ファントムの上側面は、光子線源から基準距離（例えば、１００ｃｍ）に配置される。較正プロトコルは、非特許文献１に記載されている。グレイ（Ｇｒａｙ）が、質量に対して与えられたエネルギー単位であることを想起されたい。深さｚで与えられるエネルギーは、深さｚで高さｄｚの小さい体積に入るエネルギーと、この小さい体積から出るエネルギーと差である。深さｚにおける線量は、Ｄ＝ｄＥ／ρＳｄｚによって示され、ここで、ｄＥは、深さｚにおける前述のエネルギーの差であり、ρＳｄｚは、関連する質量であり、Ｓは、照射野の面であり、ρは、被照射物質の密度である。放射線治療における水ファントムの参照は、人体内で水の割合が高いことが根拠となる。

ポータル画像を線量測定画像に変換する種々の方法が提案されてきた。

モデル用語「ＣＵ」で知られる第１の方法は、非特許文献２に記載されている。この方法は、線量とポータル画像内のグレーレベルと露光時間との間の線形関係を想定しており、すなわち次式となる。

ここで、キャレットＤは、投与され方法によって推定された線量であり、Ｎ_ｇは、画像内の画素のグレーレベルであり、Ｔ_{ｉｒｒａｄ}は、ビームに対する暴露時間であり、ａは、計数逓減率である。

モデル用語「フレーム」で知られる第２の方法は、非特許文献３に記載されている。この方法は、投与された線量とポータル画像内のグレーレベルとポータル画像内で干渉するフレームの総数との間の線形関係を想定しており、すなわち次式となる。

ここで、キャレットＤは、投与され方法によって推定された線量、Ｎ_ｇは、画像内の画素のグレーレベルであり、Ｎ_ｆは、ポータル画像内で干渉するフレームの総数であり、ａは、計数低減率であり、ｂはオフセット値である。

他のモデルは、特に、非特許文献４に提案された。このモデルは、ポータル画像内のグレーレベルと、フレーム周期中のモニタ単位の数との非線形関係に基づき、すなわち次式となる。

ここで、Ｎ_ｇは、画像内の画素のグレーレベルであり、ＵＭは、モニタ単位の数であり、ａ，ｂは定数である。実際に、前述の論文で述べられているように、ビーム立ち上げを考慮するために投与線量の補正を再び行わなければならない。

最後に、特許文献２は、外部放射線治療システムによって投与された線量をポータル画像から推定する方法を提案している。この方法は、特定のビーム補正アレイによる倍増を使用する画像補正段階と、空気中の線量から水中の等価線量を得るためにディストリビューションコアによるコンボルーション段階と、最後に較正チャートから線量を補正する段階とを含む。

しかしながら、これらの方法はいずれも、低線量（検出器における投与線量が４０ｃＧｙのしきい値未満）では満足な結果を提供しない。しかしながら、現在の原体照射治療法における暴露角度の倍増によって、所定の暴露の投与線量が前述のしきい値より少なくなることが多い。

さらに、ポータル画像から得られた投与線量の値は、一般に、ビームの軸から外れたときに正しくなくなる。この場合、複雑な補正式は、非特許文献５に記載されているように使用される。

従って、本発明の目的は、前述の欠点がなく、特に線量が低いときを含む線量の適正推定値を得ることができる、ポータルイメージング装置を備えた外部放射線治療システムによって投与された線量を確認するための方法を提案することである。

欧州特許出願公開第２ ２４８ ５５１号明細書 米国特許第８，１３０，９０５号明細書

AIEAによるレポートTRS398 2000年6月 Radiotherapy and Oncology No.71(2004), pp.222-234に公開された「The use of an a Si-based EPID for routine absolute dosimetry pre-treatment verification of dynamic IMRT fields」と題するVan Eschらによる論文 Med. Phys. Vol.31, No.2, February 2004で公開された「Dose response and ghosting effects of an amorphous silicon electronic portal imaging device」と題するMcDermottらによる論文 Med. Phys., vol.32, No.10, October 2005, pp. 3095-3105で公開された「Data response characteristics of an amorphous silicon EPID」と題するP. Winklerらによる論文 Phys. Med. Biol., vol.52, 2007, pp. N355-N365で公開され「Implementation and validation of portal dosimetry with an amorphous silicon EPID in the energy range from 6 to 25 MV」と題するP. Winklerらによる論文 Med. Phys., vol.40, no.7, July 2013, pp. 071703-1 to 071703-9で公開された「A method for removing arm backscatter from EPID images」と題するB.W. Kingらによる論文 Med. Phys., Vol.25, No.5, pp.656-661の記事で公開された「A technique for the quantitative evaluation of dose distributions」と題する D.A. Lowらによる論文

本発明は、ポータルイメージング装置を備えた外部放射線治療システムによって投与される線量を推定する方法によって定義され、この方法は、
（ａ）ポータルイメージング装置を使用してポータル画像が収集される段階、
（ｂ）ポータル画像の中心で、ポータルイメージング装置と照射ビームの軸の交点に対応する画素のグレーレベルＮ_ｇが決定される段階、
（ｃ）システムによって投与される線量が、Ｄ／Ｄ_１０ ^ｅｑ＝α＋βｌｎ（Ｎ_ｇ／Ｎ_ｇ，１０）を使用して水中の基準深さ（ｚ_ｒｅｆ）で計算され、ここで、Ｎ_ｇ，１０は、線量および基準放射条件の場合に画像の中心での画素のグレーレベルであり、Ｄ_１０ ^ｅｑは、所定の一定線量であり、α，βは、事前較正フェーズで予め決定された係数である段階による。

段階（ｂ）の前に、有利には、照射がない状態で得られた画像をポータル画像から減算することによってポータル画像からバックグラウンドノイズを除去してノイズ抑制ポータル画像を得る。

同様に、段階（ｂ）の前に、ポータルイメージング装置の環境によるビームの後方散乱に起因する成分を除去することによってノイズ抑制画像を補正することができる。

事前較正フェーズは、有利には、
−複数の線量Ｄ^ｋ，ｋ＝１，…，Ｋと基準放射状態の場合に複数Ｋのポータル画像を取得する段階と、
−前記ポータル画像から、照射がない状態で取得された画像を減算してノイズを除去して、複数Ｋのノイズ抑制画像を得る段階と、
−ノイズ抑制画像を補正してイメージング装置の環境による後方散乱に起因する成分を除去する段階と、
−値Ｄ^ｋ／Ｄ_１０ ^ｅｑとｌｎ（Ｎ_ｇ ^ｋ／Ｎ_ｇ，１０），ｋ＝１，…，Ｋから係数α，βを計算する段階とを含む。

係数α，βは、線形回帰を使用して、値Ｄ^ｋ／Ｄ_１０ ^ｅｑおよびｌｎ（Ｎ_ｇ ^ｋ／Ｎ_ｇ，１０），ｋ＝１，…，Ｋから得られ有利である。

前記事前較正フェーズが、さらに、
−ポータル画像が取得された線量のそれぞれの基準深さで投与された線量の二次元分布を測定する段階であって、複数Ｋの測定線量画像を供給する段階と、
−取得したポータル画像を線量画像に変換して、複数Ｋの計算線量画像を供給する段階と、
−前記測定線量画像を前記計算線量画像と比較する段階とを含み、第１と第２とが一致した場合に係数α，βが確認される係数検証フェーズを含むことができる。

代替によれば、各ポータル画像ｋ＝１，…，Ｋは、関係キャレットＤ^ｋ（ｉ，ｊ）／Ｄ_１０ ^ｅｑ＝α＋βｌｎ（Ｎ_ｇ ^ｋ（ｉ，ｊ）／Ｎ_ｇ，１０）を利用して線量画像に変換され、ここで、Ｎ_ｇ ^ｋ（ｉ，ｊ）は、取得されたｋ番目のポータル画像の画素（ｉ，ｊ）のグレーレベルである。

次に、測定線量画像と計算線量画像が、指標γの解析を使用して比較されうる。

本発明は、更に、ポータルイメージング装置を備えた外部放射線治療システムの治療計画を確認するための方法に関し、治療計画は、基準深さでの線量の複数Ｍの二次元分布によって定義され、各二次元分布が、入射角、モニタ単位量および照射ビームの構造と関連付けられ、線量の各二次元分布が公称線量画像を提供し、前記方法が、
−入射角、モニタ単位の量および照射ビームの構造のそれぞれのポータル画像を取得して、前記同じ複数Ｍの取得ポータル画像を得るようにする段階と、
−取得したポータル画像が線量画像に変換されて複数Ｍの計算線量画像が供給される段階と、
−前記計算線量画像が、公称線量画像と比較される段階とを含む。

変換する段階の前に、照射がない状態で取得された画像をポータル画像から減算することによって、取得されたポータル画像からバックグラウンドノイズが有利に除去される。

同様に、変換段階の前に、ポータルイメージング装置の環境によるビームの後方散乱に起因する成分を除去することによって、取得されたノイズ抑制ポータル画像を補正することができる。

計算線量画像と公称線量画像との比較は、指標γの解析を使用して行なわれうる。

この場合、事前較正フェーズは、
−複数の線量Ｄ^ｋ，ｋ＝１，…，Ｋと基準放射状態で複数Ｋのポータル画像を取得する段階と、
−前記ポータル画像から、放射がない状態で取得された画像を減算することによりノイズを除去して複数Ｋのノイズ抑制画像を得る段階と、
−ノイズ抑制画像を補正してイメージング装置の環境による後方散乱に起因する成分を除去する段階と、
−値Ｄ^ｋ／Ｄ_１０ ^ｅｑおよびｌｎ（Ｎ_ｇ ^ｋ／Ｎ_ｇ，１０）,ｋ＝１，…，Ｋから係数α，βを計算する段階（８４０）とを含む。

係数α，βは、有利には、線形回帰を使用して、値Ｄ^ｋ／Ｄ_１０ ^ｅｑおよびｌｎ（Ｎ_ｇ ^ｋ／Ｎ_ｇ，１０）,ｋ＝１，…，Ｋから計算することができる。

本発明の他の特徴および利点は、添付図面を参照して本発明の好ましい実施形態を読むときに明らかになる。

先行技術内の既知のポータルイメージング装置を備えた外部放射線治療システムを示す図である。 図１の外部放射線治療システムで使用される検出器の既知の例を示す図である。 図３Ａ及び図３Ｂは等価深さを決定する方法を示す図である。 図４Ａ、図４Ｂ、図４Ｃ、図４Ｄは外部放射線治療システムによって投与された線量をポータル画像から推定することを可能にするモデリングの段階を示す図である。 等価深さでのコリメータの開口係数、組織最大比率および基準深さでのコリメータの開口の係数の逆数の変形を示す図である。 等価深さでのコリメータの開口係数、組織最大比率および基準深さでのコリメータの開口の係数の逆数の変形を示す図である。 等価深さでのコリメータの開口係数、組織最大比率および基準深さでのコリメータの開口の係数の逆数の変形を示す図である。 本発明の一実施形態による外部放射線治療システムによって投与された線量を推定する方法のフローチャートを示す図である。 外部放射線治療システムによって治療計画を確認する方法のフローチャートを示す図である。 図６により投与された線量を推定する方法または図７により治療計画を確認する方法の較正方法を示す流れ図である。 治療計画による公称線量画像とポータル画像からの計算線量画像との間の指標γの解析による比較を示す図である。 治療計画による公称線量画像とポータル画像からの計算線量画像との間の指標γの解析による比較を示す図である。

以下では、導入部分で述べたようなポータルイメージング装置を備えた外部放射線治療システムが検討される。ポータルイメージング装置は、直接変換によるものでも間接変換によるものでもよい。変換方法にかかわらず、一次または二次光子が、画素化半導体検出器、例えば先行技術で既知のアモルファス半導体検出器内に電子正孔対を生成する。

このシステムによって投与された線量を推定する方法は、イメージング装置によって提供される画像ポータルを使用する。以下で、線量は、所定の基準深さｚ_ｒｅｆで、質量単位によって水中でビームによって与えられたエネルギーを意味する。従来、この基準深さは、ビームの品質により、水の表面から５または１０ｃｍに選択される。

ポータル画像は、暴露の持続時間にわたるＮ_ｆ個の連続フレームの平均で構成される。同様に、ある時点に投与された線量は、フレームのそれぞれの持続時間中に、この時点で投与された基本線量の和である。１フレーム当たりの線量が、一定で、平均線量チルダＤと等しいと仮定することができる。

投与線量を推定する方法は、本発明によれば、ポータル画像のグレーレベルを１フレーム当たりの線量と結び付けるオリジナルモデルに基づく。より正確には、ポータル画像内の画素のグレーレベルが、以下の関係を使用して、１フレーム当たりの線量に結び付けられることが示された。

ここで、Ｎ_ｇは、ポータル画像のグレーレベルであり、チルダＤは、フレームの持続時間中に放射線治療システムによって投与される線量であり、Ａは、ゼロ線量の場合に検出器の応答を表わす定数であり、Ｂは、入射光子のエネルギーに依存するパラメータであり、検出器内に光子の減衰を表わす。

Ｎ_ｇ，１０とチルダＤ_１０ ^ｅｑはそれぞれ、基準状態で、ポータル画像の中心におけるグレーレベルとそれに対応する線量を表わす。以下で、フレームによって推論し、単純化するために表記ＤおよびＤ_１０ ^ｅｑが使用されるものとする。

一般に、所定の深さで与えられた線量は、線源から来て最初に物質と相互作用する光子に起因する主成分と呼ばれる第１の成分と、最初に物質と既に相互作用した光子に起因する散乱成分と呼ばれる成分とを含む。散乱成分は、特に、照射野のサイズに依存し、所定の深さで与えられる線量は、物質の入口におけるフルエンスと共に線形にしか変化しない。

他方、等価深さと呼ばれｚ_ｅｑとして示される水の深さがあり、等価深さでは、ポータルイメージング装置の応答が、照射野のサイズに関係なく、この深さで与えられる線量に比例することが分かった。

図３Ａと図３Ｂに、この等価状況が示される。

図３Ａは、検出器Ωに到達するビームＦを放射するＸ光子の線源を示す。ビームの照射野が、正方形サイズで寸法Ｃ×Ｃ（ｃｍ^２で表された）のものであると想定する。ポータル画像の中心におけるグレーレベルは、Ｎ_ｇとして示される。

図３Ｂは、図３Ａと同じ光子ビームを有する同じ線源Ｓを示す。この場合、ビームは、水ファントムに入射する。また、上記で定義された用語で、水等価深さｚ_ｅｑもある。水等価深さでの平面内の照射野のサイズは、Ｃ×Ｃである。この平面は、線源からの基準距離（この場合は１００ｃｍ）で選択される。

投与線量に関するポータルイメージング装置の応答の線形性から、次の式が得られる。

ここで、Ｎ_ｇ，１０は、較正の条件、すなわち照射野のサイズが１０×１０ｃｍ^２で１フレーム当たりの線量が１００ＭＵに対応する場合に得られるグレーレベルである。

測定から、等価深さｚ_ｅｑが入射光子のエネルギーに応じて変化するが、水中の平衡深さｚ_Ｖより常に少ないままであることが分かる。この結果、基準深さとして等価深さを使用できなくなる。

本発明の基本にある概念は、等価深さｚ_ｅｑで投与された線量によるこのイメージング装置の応答から、基準深さｚ_ｒｅｆで投与された線量によるポータルイメージング装置の応答を推測することである。

この推測は、図４Ａ〜図４Ｄに示されたモデルリング段階を進めることによって得られる。

図４Ａは、単純に図３Ｂ、換言すると、等価深さでの照射野のサイズがＣ×Ｃｃｍ^２になるように上側面がビーム形状を有する光子線源から１００ｃｍ−ｚ_ｅｑに配置された水ファントムを使用する。

図４Ｂは、図４Ａの状況と同じ状況を示し、違いは、照射野のサイズが、基準場のサイズ１０×１０ｃｍ^２であることである。従って、ビームは、異なる発散を有する。

Ｄ_ｃ ^ｅｑが、寸法Ｃ×Ｃｃｍ^２の正方形ビームの水中の等価深さｚ_ｅｑで与えられた線量を示し、Ｄ_１０ ^ｅｑが、サイズ１０×１０ｃｍ^２の照射野を除き水中の等価深さで与えられた線量を示す場合、次の関係がある。

ここで、ＦＯＣ_ｃ ^ｅｑは、水中の等価深さｚ_ｅｑで測定されたコリメータの開口係数である。同様に、

照射野サイズＣ^２によるコリメータの開口係数の逆数の変形１／ＦＯＣ_ｃ ^ｅｑ（Ｃ^２）が、図５Ａに示される。

図４Ｃは、図４Ｂと同じ状況を示し、違いは、水中で与えられた線量を決定する深さが、等価深さｚ_ｅｑではなく基準深さｚ_ｒｅｆになることである。水中の任意の深さで与えられた線量と最大線量Ｄ_ｍａｘの関係は、線量測定法において「組織最大比率」（ＲＴＭ）と呼ばれる。

この比率ＲＴＭは、図５Ｂに示した曲線により水の深さに従って変化する。この曲線は、与えられた線量がその最大値に達する平衡深さｚ_Ｖまでの増強部分と呼ばれる第１の部分と、与えられた線量が指標関数的に減少する平衡部分と呼ばれる第２の部分を示す。

換言すると、組織最大比率は、最大投与量によって標準化された単に与えられた線量である。その結果、以下の関係がある。

同様に、

ここで、Ｄ_１０ ^ｒｅｆは、基準照射条件（線源から平面までの距離が１００ｃｍ、この平面で照射野のサイズが１０×１０ｃｍ^２）の場合に水中の基準深さで与えられた線量である。
この結果、次の式が得られる。

図４Ｄは、図４Ｃと同じ状況を示し、違いは、この場合、ビームが、基準深さにおける照射野サイズＣ^２、換言すると図４Ａのビームと同じ照射野サイズを有することである。

水ファントム内の基準深さで与えられた線量が、推定しようとする線量Ｄであることを想起されたい。後者は、次の関係によって線量Ｄ_１０ ^ｒｅｆに結びつけられる。

ここで、ＦＯＣ_ｃ ^ｒｅｆは、水中の基準深さｚ_ｒｅｆで測定されたコリメータの開口係数である。

式（７）、式（９）および式（１０）から次の式が得られる。

照射野サイズＣ^２によるコリメータの開口係数の変形ＦＯＣ_ｃ ^ｒｅｆを図５Ｃに示した。

基準深さでのコリメータの開口係数が、対数の法則により等価深さでのコリメータの開口係数に関連付けられることが分かり、換言すると、次の式が得られる。

ここで、定数α’，β’は、入射光子のエネルギーだけに依存する。

この関係は、式（６）、（９）および（１０）を考慮して表わされる。

ここで、α＝α’（ＲＴＭ（ｚ_ｒｅｆ）／ＲＴＭ（ｚ_ｅｑ））、β＝β’（ＲＴＭ（ｚ_ｒｅｆ）／ＲＴＭ（ｚ_ｅｑ））である。

ポータル画像の中心でのグレーレベルが、等価深さで測定された線量に比例する場合、式（５）から次の関係が得られる。

ここで、Ｎ_ｇ，１０は、較正の条件、すなわち照射野サイズが１０×１０ｃｍ^２で１フレーム当たりの線量が１００ＭＵに対応する場合に得られるグレーレベルである。

式（１３）および（１４）から次の式が得られる。

または、等価に、

ここで、Ａ＝ｅｘｐ（−α／β）、Ｂ＝１／βである。

したがって、式（１５）から、ポータル画像を投与線量画像に変換できることが分かる。この変換は、ビームのコリメーションに従うコアまたは複雑な補正による畳み込みを必要としない。

より正確には、図６は、本発明の一実施形態による外部放射線治療システムによって投与される線量を推定する方法を図示する。

段階６１０で、ポータル画像が、ポータルイメージング装置を使用してグレーレベルで収集される。画像は、画像の画素のグレーレベルＮ_ｇ（ｉ，ｊ）である要素の配列Ｎ_ｇによって表わされうる。

段階６２０で、ポータル画像から、暗視野像（ＤＦＩ）とも呼ばれるバックグラウンドノイズが除去される。この画像は、照射がない状態でポータルイメージング装置によって行なわれる捕捉を有することによって得られる。Ｎ_ｇ ^０が、暗視野内の画素のグレーレベルである要素の配列を示すために使用される場合、バックグラウンドノイズを除去する操作は、単に、ノイズ抑制配列と呼ばれる配列Ｎ_ｇ−Ｎ_ｇ ^０を計算することにある。

段階６３０で、そのようにノイズ抑制画像が、放射線治療システムの機器、特に機械式アームによって後方散乱された放射線を考慮するように補正される。この補正は、後方散乱による成分を画像から除去することによって行われる。この補正は、非特許文献６に記載されたように行われうる。

段階６４０で、ポータル画像の中心、すなわちビームの軸とポータル画像の交点における画素のグレーレベルＮ_ｇが決定される。

段階６５０で、投与線量Ｄが、グレーレベルＮ_ｇから式（１５）を使用して計算され、パラメータα，βは、後述する従来の較正手順を使用して得られた。

段階６２０および６３０が、投与線量の正確な推定値を得るために必要とされる場合、もっと大雑把な推定で十分なときは省略されてもよいことに注意されたい。

図７は、本発明の一実施形態による外部放射線治療システムによって投与された線量を確認する方法を図示する。

この方法は、特に、放射線治療計画の枠組みで適用されうる。

７００は、外部放射線治療による治療計画の段階を示す。この段階は、複数Ｍのビームの入射角を決定することと、入射角ごとに、ビームの構造（すなわち、コリメータのブレードの配置）と、線源から治療台までの距離と、モニタ単位の量とを決定することにある。換言すると、入射角ごとに、線量の二次元配列が決定され、バーＤ^ｍ（ｉ，ｊ），ｉ，ｊ＝１，…，Ｎは、患者に投与される線量のマッピングを表わす。この線量の二次元配列は、グレーレベルに関して線量バーＤ^ｍ（ｉ，ｊ）を有する座標（ｉ，ｊ）の各画素の公称線量画像Ｉ^ｍとして表わすことができる。

平行して、７１０で、患者が存在しない状態で、様々な構造に従いまた治療計画で指定されたＭＵの数で、様々な入射角のＥＰＩＤ検出器を使用してビームのポータル画像の取得が行われる。各ポータル画像ｍ＝１，…，Ｍは、その画素のグレーレベル、すなわちＮ_ｇ ^ｍ（ｉ，ｊ），ｉ，ｊ＝１，…，Ｎによって定義される。

これらの画像はそれぞれ、７２０で、前述のようなバックグラウンドノイズの除去によって補正され、７３０で、放射線治療システムの機器によって後方散乱された放射線の除去によって補正されうる。

段階７４０で、ポータル画像は、次の式を使用して投与線量画像に変換される。

段階７５０で、前の段階でそれぞれ計算された線量画像Ｄ_ｍ（ｉ，ｊ），ｍ＝１，…，Ｍが、治療計画によって供給される公称線量画像バーＤ_ｍ（ｉ，ｊ），ｍ＝１，…，Ｍと比較される。計算された画像と公称画像との比較は、線量測定の分野で知られ後述される指標γの解析を使用して実行されると有利である。

段階７６０で、計算された線量画像と公称線量画像が、指標γの解析の点で一致した場合、治療計画が有効になる。

あるいは、当業者は、関係（１６）を使用して公称線量画像を公称ポータル画像に変換し、取得したポータル画像を公称ポータル画像と比較することができることを理解するであろう。この比較は、指標γの解析を使用して行うこともできる。

図８は、図６の投与線量を推定する方法または図７の治療計画を確認する方法の較正方法を図示する。

段階８１０で、外部放射線治療システムのＥＰＩＤ検出器を使用して複数Ｋの画像が収集される。画像は、複数の線量、例えば２〜４００ＭＵの線量に関して収集される。この取得は、患者のいない状態で、参照放射状態、すなわち、ビームが検出器上でサイズ１０×１０ｃｍ^２の正方形場を有するように適合された状態で行われる。検出器は、光子Ｘの線源から１００ｃｍの距離に配置される。

段階８２０で、取得された画像の第１の補正が、図６の段階６２０と関連して前述されたようなバックグラウンドノイズを除去することによって実行される。

段階８３０で、画像の第２の補正が、環境によって（詳細には、システムの機械式アームによって）後方散乱された放射線によるようなノイズ抑制画像を除去することによって実行される。この補正は、図６の段階６３０と関連して前述されたように実行される。

段階８４０で、係数α，βは、座標の点、Ｄ^ｋ／Ｄ_１０ ^ｅｑとｌｎ（Ｎ_ｇ ^ｋ／Ｎ_ｇ，１０），ｋ＝１，…，Ｋ上で線形回帰を行うことによって計算され、ここで、Ｄ^ｋは、画像ｋを生成するために使用される１フレーム当たりの線量、Ｎ_ｇ ^ｋは、画像ｋ＝１，…，Ｋの中心（換言すると、ビームの軸上）における画素のグレーレベルであり、Ｎ_ｇ，１０は、ビームに対応する１フレーム当たりの線量が１０×１０ｃｍ^２と１００ＭＵの場合の画像の中心でのグレーレベルを表わす。

必要に応じて、段階８５０〜８７０を使用して係数α，βが実際に正しいことを確認することができる。

より正確には、段階８５０で、イオン化チャンバを使用して、水中で投与された線量の二次元分布（または、単にビームの対称面内の線量の横断プロファイル）が、基準深さで測定される。この分布は、段階８１０で画像が得られた線量の値のそれぞれに関して測定されうる。したがって、測定によって、線量のＫ二次元分布が得られる。これらのＫ二次元分布は、測定線量画像Ｄ^ｋ（ｉ，ｊ）；ｉ，ｊ＝１，…，Ｎ；ｋ＝１，…，Ｋと見なすことができる。

段階８６０で、取得したポータル画像は、次の関係式を使用して計算線量画像に変換される。

ここで、Ｎ_ｇ ^ｋ（ｉ，ｊ）は、取得されたｋ番目のポータル画像の画素（ｉ，ｊ）のグレーレベルである。

段階８７０で、前の段階で計算された線量画像が、段階８５０で測定された線量画像と比較される。この比較は、前述したような指標γの解析に基づいて行なわれる。

これらの画像が一致するとき、係数α，βの妥当性を結論付けることができる。

２つの画像を指標γに基づいて比較する方法は、非特許文献７に記載され、以下に想起される。

指標γの解析に基づいて比較する方法によって、画像を基準画像に対して比較することができる。これは、二次元変数Ｉ（ｘ，ｙ）（比較される画像）とＩ_ｒ（ｘ，ｙ）（基準画像）によってそれぞれ表わすことができ、そのような変数は、例えば、線量の値またはポータル画像のグレーレベルでよい。

二次元変数Ｉ（ｘ，ｙ）およびＩ_ｒ（ｘ，ｙ）は、三次元空間内で層によって表わすことができ、座標の各点ｘ，ｙで、縦座標点Ｉ（ｘ，ｙ），ｒｅｓｐ．Ｉ_ｒ（ｘ，ｙ）と関連付けられる。以下では、基準層は、Λ_ｒと呼ばれ、基準画像層とカレント層はΛと呼ばれ、画像の層が比較される。

基準層の座標（ｘ_Ｐｙ_Ｐ，ｚ_ｐ＝Ｉ_ｒ（ｘ_ｐ，ｙ_ｐ））のΛ_ｒの各点Ｐで、半径δｒ_ｍａｘと高さδＩ_ｍａｘの回転楕円面が位置決めされる。次に、楕円内にカレント層の点Ｑがあるかどうかが決定される。

より正確には、座標点（ｘ_Ｐ，ｙ_Ｐ）で評価された指標γは、次の式によって示される。

ここで、δＩ＝｜Ｉ（ｘ_Ｑ，ｙ_Ｑ）−Ｉ_ｒ（ｘ_Ｐ，ｙ_Ｐ）｜、δｒ＝√（ｘ_Ｑ−ｘ_Ｐ）^２＋（ｙ_Ｑ−ｙ_Ｐ）^２である。

１未満の指標γの値は、検討中の点における２つの画像間の一致を示す。

図９は、指標γの解析による、治療計画による公称線量画像９１０とポータル画像９２０から計算された線量画像との比較を示す。この場合、公称線量は、１００ＭＵのサイズ１０×１０ｃｍ^２の照射野内で均一である。指標γは、９３０で示される。９４０は、公称線量画像（実線）と計算線量画像（丸）の軸ＯＸによるプロファイルを示す。２つのプロファイルがよく一致していることに注意されたい。指標γの画像に示されたように、計算された画像の下側部分だけが公称画像に対して僅かな歪みを有する９３０（画像の右上の部分）。この場合、この僅かな歪みは、後方散乱成分の補正の欠如によるものである。

図１０は、指標γの解析による、治療計画による公称線量画像１０１０とポータル画像１０２０から計算された線量画像との比較を示す。この場合、公称線量は、照射野内で勾配を有する（１００ＭＵ、サイズ１０×１０ｃｍ^２の照射野、およびビームの軸に対して６０°に向けられた角のフィルタ）。指標γは、１０３０で示される。１０４０は、公称線量画像（実線）と計算線量画像（丸）の垂直軸によるプロファイルを示す。２つのプロファイルがよく一致していることに注意されたい。指標γの画像に示されたように、計算画像の下側部分だけが公称画像に関して僅かな歪みを有する１０３０（画像の右上の部分）。この場合、この僅かな歪みは、後方散乱成分の補正の欠如によるものである。

１１０ 電子銃
１２０ 線形加速器
１３０ ターゲット
１４０ コリメーションシステム
１６０ ポータルイメージング装置
１８０ 機械式アーム
１９０ ゲート

Claims (14)

1. ポータルイメージング装置を備えた外部放射線治療システムによって投与される線量を推定する方法であって、
   （ａ）前記ポータルイメージング装置を使用してポータル画像が取得される段階（６１０）と、
   （ｂ）前記ポータル画像の中心で、前記ポータルイメージング装置と前記照射ビームの軸との交点に対応する前記画素のグレーレベルＮ_ｇが決定される段階（６４０）と、
   （ｃ）前記システムによって投与された前記線量が、Ｄ／Ｄ_１０ ^ｅｑ＝α＋βｌｎ（Ｎ_ｇ／Ｎ_ｇ，１０）を使用して水中の基準深さ（ｚ_ｒｅｆ）で計算される段階（６５０）とを含み、Ｎ_ｇ，１０が、線量と基準放射条件に関して得られた画像の中心での画素のグレーレベルであり、Ｄ_１０ ^ｅｑが、所定の一定線量であり、α，βが、事前較正フェーズで予め決定された係数である方法。
2. 前記段階（ｂ）の前に、前記放射がない状態で取得された画像を前記ポータル画像から減算することによって前記ポータル画像から前記バックグラウンドノイズが除去され（６２０）、ノイズ抑制ポータル画像が得られる、請求項１に記載の線量を推定する方法。
3. 前記段階（ｂ）の前に、前記ノイズ抑制画像が、前記ポータルイメージング装置の環境による前記ビームの後方散乱に起因する成分を除去することによって補正される（６３０）、請求項２に記載の線量を推定する方法。
4. 前記事前較正フェーズが、
   −複数の線量Ｄ^ｋ，ｋ＝１，…，Ｋと基準放射状態に関しての複数Ｋのポータル画像を取得する段階（８１０）と、
   −前記ポータル画像から、前記放射がない状態で取得された画像を減算することによってノイズを除去して、複数Ｋのノイズ抑制画像を得る段階（８２０）と、
   −前記イメージング装置の環境による前記後方散乱に起因する成分を除去するためにノイズ抑制画像を補正する段階（８３０）と、
   −値Ｄ^ｋ／Ｄ_１０ ^ｅｑおよびｌｎ（Ｎ_ｇ ^ｋ／Ｎ_ｇ，１０），ｋ＝１，…，Ｋから係数α，βを計算する段階（８４０）とを含む、請求項３に記載の線量を推定する方法。
5. 前記係数α，βが、線形回帰を使用して値Ｄ^ｋ／Ｄ_１０ ^ｅｑおよびｌｎ（Ｎ_ｇ ^ｋ／Ｎ_ｇ，１０），ｋ＝１，…，Ｋから得られる、請求項４に記載の線量を推定する方法。
6. 前記事前構成フェーズが、更に、
   −前記ポータル画像が取得された前記線量のそれぞれの前記基準深さで投与された線量の前記二次元分布を測定する段階であって、複数Ｋの測定線量画像を供給する段階（８５０）と、
   −取得したポータル画像を線量画像に変換して複数Ｋの計算線量画像を提供する段階（８６０）と、
   −前記測定線量画像を前記計算線量画像と比較する段階（８７０）とを含み、前記第１と前記第２とが一致した場合に係数α，βが確認される係数α，β確認フェーズを含む、請求項５に記載の線量を推定する方法。
7. 各ポータル画像ｋ＝１，…，Ｋが、関係キャレットＤ^ｋ（ｉ，ｊ）／Ｄ_１０ ^ｅｑ＝α＋βｌｎ（Ｎ_ｇ ^ｋ（ｉ，ｊ）／Ｎ_ｇ，１０）を使用して線量画像に変換され、ここで、Ｎ_ｇ ^ｋ（ｉ，ｊ）が、前記取得されたｋ番目の前記ポータル画像の前記画素（ｉ，ｊ）の前記グレーレベルである、請求項６に記載の線量を推定する方法。
8. 前記測定線量画像と前記計算線量画像が、指標γの解析を使用して比較される、請求項６に記載の線量を推定する方法。
9. ポータルイメージング装置を備えた外部放射線治療システムの治療計画を確認するための方法であって、前記治療計画が、基準深さでの線量の複数Ｍの二次元分布によって定義され（７００）、各二次元分布が、入射角、モニタ単位の量および照射ビームの構造と関連付けられ、線量の各二次元分布が、公称線量画像を提供し、
   −入射角、モニタ単位の量および照射ビームの構造のそれぞれのポータル画像を取得して、前記同じ複数Ｍの取得したポータル画像を得るようにする段階と、
   −取得したポータル画像が線量画像に変換されて複数Ｍの計算線量画像が提供される段階と、
   −前記計算線量画像が、前記公称線量画像と比較される段階とを含む方法。
10. 前記変換する段階の前に、前記放射がない状態で取得された画像から減算することによって前記取得ポータル画像から前記バックグラウンドノイズが除去される（７２０）、請求項９に記載の治療計画を確認する方法。
11. 前記変換する段階の前に、前記ポータルイメージング装置の環境による前記ビームの後方散乱に起因する成分を除去することによって前記取得されたノイズ抑制ポータブル画像が補正される（７３０）、請求項１０に記載の治療計画を確認する方法。
12. 前記計算線量画像と前記公称線量画像との前記比較が、指標γの解析を使用して行われる、請求項９に記載の治療計画を検証する方法。
13. 前記事前較正フェーズが、
    −複数の線量Ｄ^ｋ，ｋ＝１，…，Ｋと基準放射状態で複数Ｋのポータル画像を取得する段階（８１０）と、
    −前記ポータル画像から、放射がない状態で取得された画像を減算することによってノイズを除去して、複数Ｋのノイズ抑制画像を得る段階（８２０）と、
    −ノイズ抑制画像を補正して、前記イメージング装置の環境による前記後方散乱に起因する成分を除去する段階（８３０）と、
    −値Ｄ^ｋ／Ｄ_１０ ^ｅｑおよびｌｎ（Ｎ_ｇ ^ｋ／Ｎ_ｇ，１０），ｋ＝１，…，Ｋから係数α，βを計算する段階（８４０）とを含む請求項９乃至１２のいずれかに記載の治療計画を確認する方法。
14. 前記係数α，βが、線形回帰を使用して値Ｄ^ｋ／Ｄ_１０ ^ｅｑおよびｌｎ（Ｎ_ｇ ^ｋ／Ｎ_ｇ，１０），ｋ＝１，…，Ｋから計算される、請求項１３に記載の治療計画を確認する方法。

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