JP2018000379A - Dose calculation device, dose calculation method, and dose calculation program - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、線量計算装置、線量計算方法、及び線量計算プログラムに関する。 The present invention relates to a dose calculation device, a dose calculation method, and a dose calculation program.
患者のがん腫瘍等の患部に放射線を照射して治療する放射線治療（Radiation Therapy）は、例えば特許文献１にも記載されているように、治療計画装置（radiation treatment planning system : RTPS）によって生成された治療計画情報に基づいて行われるのが一般的である。 Radiation therapy, which is performed by irradiating an affected area such as a cancer tumor of a patient with radiation, is generated by a radiation treatment planning system (RTPS) as described in Patent Document 1, for example. In general, it is performed based on the treatment plan information.
この場合、放射線の過剰照射等の放射線治療の事故を回避するために、治療計画情報に含まれる、放射線の照射線量を表すＭＵ（モニタユニット）値や吸収線量値が適切か否かを独立計算検証装置によって検証し、安全性の確認を行うことが重要である。 In this case, in order to avoid accidents due to radiation therapy such as excessive radiation, independent calculation of whether or not the MU (monitor unit) value and the absorbed dose value representing the radiation dose included in the treatment plan information are appropriate. It is important to verify the safety by using a verification device.
放射線照射装置から出力された放射線の線量は、放射線照射装置内に設けられた線量計によって測定し管理される。線量計で測定された放射線の線量が治療計画情報で指定された線量に達すると、放射線照射装置は放射線の照射を停止する。 The dose of radiation output from the radiation irradiation apparatus is measured and managed by a dosimeter provided in the radiation irradiation apparatus. When the radiation dose measured by the dosimeter reaches the dose specified by the treatment plan information, the radiation irradiation apparatus stops the radiation irradiation.
放射線治療照射装置に装備されているモニタ線量計の感度は変化する場合があり、これによって患者に照射される放射線の線量が変動してしまうのを防ぐために、モニタ線量計の感度調整（校正）が行われる。モニタ線量計の感度調整後、放射線の線量を別の線量計で実測し、その誤差が許容範囲内に収まっているか否かを確認する。 Sensitivity adjustment (calibration) of the monitor dosimeter in order to prevent the dose of radiation irradiated to the patient from fluctuating due to the sensitivity of the monitor dosimeter installed in the radiation therapy irradiation device may change. Is done. After adjusting the sensitivity of the monitor dosimeter, measure the radiation dose with another dosimeter and check whether the error is within the allowable range.
線量計の校正によって患者に照射される放射線の線量の誤差が許容範囲内に収まっている場合でも、放射線の出力の変動が生じている場合がある。 Even when the dose error of radiation applied to the patient is within an allowable range due to calibration of the dosimeter, the radiation output may vary.
また、放射線の照射野を患部の形状に合わせて絞るマルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）を用いた放射線照射装置の場合、ＭＬＣを構成する多数の可動リーフの位置（ＭＬＣ位置）についても、測定装置によってＭＬＣ位置を測定できるのが通常であるが、このＭＬＣ位置についても変動が生じる場合がある。 In the case of a radiation irradiation apparatus using a multi-leaf collimator (MLC) that narrows down the radiation field according to the shape of the affected part, the MLC can also measure the positions of many movable leaves (MLC positions) constituting the MLC by the MLC. Although it is usual to be able to measure the position, this MLC position may also vary.
しかしながら、治療計画装置や独立計算検証装置では、放射線の出力の変動やＭＬＣ位置の変動が無い理想的な状態を前提として放射線の線量が計算されており、実際の患者体内の線量を精度良く計算されているとは言えない、という問題があった。 However, in the treatment planning device and the independent calculation verification device, the radiation dose is calculated on the premise of an ideal state where there is no change in radiation output or MLC position, and the actual dose in the patient is accurately calculated. There was a problem that could not be said.
本発明は上記問題点を解決するために成されたものであり、実測の結果を反映した放射線の線量を計算することができる線量計算装置、線量計算方法、及び線量計算プログラムを提供することを目的とする。 The present invention has been made to solve the above-described problems, and provides a dose calculation apparatus, a dose calculation method, and a dose calculation program capable of calculating a dose of radiation reflecting a result of actual measurement. Objective.
上記目的を達成するために、請求項１記載の線量計算装置は、放射線照射装置から患者に照射された治療用放射線の線量を測定する線量計により測定された前記治療用放射線の実測線量を取得する取得部と、前記実測線量に基づいて、治療計画装置により生成された治療計画情報に含まれる前記治療用放射線の計画線量を補正する補正部と、前記患者のＣＴ画像と、治療計画装置により生成された治療計画情報と、前記補正部により補正された前記計画線量と、に基づいて、予め定めた線量計算法を用いて照射野に前記治療用放射線を照射したときの線量を計算する計算部と、を含む。 In order to achieve the above object, the dose calculation apparatus according to claim 1 obtains an actual measured dose of the therapeutic radiation measured by a dosimeter that measures a dose of the therapeutic radiation irradiated to the patient from the radiation irradiation apparatus. An acquisition unit that performs correction, a correction unit that corrects the planned dose of the therapeutic radiation included in the treatment plan information generated by the treatment plan device based on the measured dose, a CT image of the patient, and a treatment plan device Calculation for calculating a dose when the therapeutic radiation is irradiated to the irradiation field using a predetermined dose calculation method based on the generated treatment plan information and the planned dose corrected by the correction unit Part.
なお、請求項２に記載したように、前記取得部は、前記治療用放射線を照射野の形状に応じて絞るマルチリーフコリメータを構成する複数の可動リーフの位置を測定する測定装置により測定された前記可動リーフの実測位置を取得し、前記補正部は、前記実測位置に基づいて、前記治療計画情報に含まれる前記複数の可動リーフの位置を補正し、前記計算部は、前記ＣＴ画像と、前記治療計画情報と、前記補正部により補正された前記計画線量と、前記補正部により補正された前記複数の可動リーフの位置と、に基づいて、前記線量計算法を用いて前記照射野に前記治療用放射線を照射したときの線量を計算するようにしてもよい。 In addition, as described in claim 2, the acquisition unit is measured by a measurement device that measures the positions of a plurality of movable leaves constituting a multi-leaf collimator that narrows the therapeutic radiation according to the shape of an irradiation field. The actual position of the movable leaf is acquired, and the correction unit corrects the position of the plurality of movable leaves included in the treatment plan information based on the actual position, and the calculation unit includes the CT image, Based on the treatment plan information, the planned dose corrected by the correction unit, and the positions of the plurality of movable leaves corrected by the correction unit, the radiation field is calculated using the dose calculation method. The dose when the therapeutic radiation is irradiated may be calculated.
また、請求項３に記載したように、前記線量計算法がクラークソン法であるものとしてもよい。 Further, as described in claim 3, the dose calculation method may be the Clarkson method.
請求項４記載の発明の線量計算方法は、放射線照射装置から患者に照射された治療用放射線の線量を測定する線量計により測定された前記治療用放射線の実測線量を取得するステップと、前記実測線量に基づいて、治療計画装置により生成された治療計画情報に含まれる前記治療用放射線の計画線量を補正するステップと、前記患者のＣＴ画像と、治療計画装置により生成された治療計画情報と、補正された前記計画線量と、に基づいて、予め定めた線量計算法を用いて照射野に前記治療用放射線を照射したときの線量を計算するステップと、を含む。 According to a fourth aspect of the present invention, there is provided a dose calculation method comprising: obtaining an actual measured dose of the therapeutic radiation measured by a dosimeter that measures a dose of therapeutic radiation irradiated to a patient from a radiation irradiation apparatus; Correcting the planned dose of the therapeutic radiation included in the treatment plan information generated by the treatment planning device based on the dose; the CT image of the patient; the treatment plan information generated by the treatment planning device; And calculating a dose when the therapeutic radiation is irradiated to the irradiation field using a predetermined dose calculation method based on the corrected planned dose.
請求項５記載の発明の線量計算プログラムは、コンピュータを、請求項１〜３の何れか１項に記載の線量計算装置の各手段として機能させるための線量計算プログラムである。 A dose calculation program according to a fifth aspect of the present invention is a dose calculation program for causing a computer to function as each means of the dose calculation apparatus according to any one of the first to third aspects.
本発明によれば、実測の結果を反映した放射線の線量を計算することができる、という効果が得られる。 According to the present invention, it is possible to obtain an effect that a radiation dose reflecting a result of actual measurement can be calculated.
以下、図面を参照して、本発明の実施の形態について説明する。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
図１には、本実施形態に係る放射線治療照射システム１０の外観図を、図２には、放射線治療照射システム１０のブロック図を示した。図１、２に示すように、放射線治療照射システム１０は、ＣＴ撮影装置１２、放射線治療照射装置１４、治療計画装置１６、線量計算装置としての独立計算検証装置１８、線量計１９、及びＭＬＣ位置測定装置２１を備える。 FIG. 1 shows an external view of the radiation therapy irradiation system 10 according to the present embodiment, and FIG. 2 shows a block diagram of the radiation therapy irradiation system 10. As shown in FIGS. 1 and 2, the radiation treatment irradiation system 10 includes a CT imaging device 12, a radiation treatment irradiation device 14, a treatment planning device 16, an independent calculation verification device 18 as a dose calculation device, a dosimeter 19, and an MLC position. A measuring device 21 is provided.
ＣＴ撮影装置１２は、空洞部１２Ａ内に、寝台Ｓに横たわった患者Ｈの患部を通過させながらＣＴ撮影用の撮影用放射線であるＸ線を照射することにより、ＣＴ画像（コンピュータ断層画像）を撮影する。図２に示すように、撮影されたＣＴ画像は、治療計画装置１６に出力される。なお、図１では、説明の便宜上、ＣＴ撮影装置１２が放射線治療照射装置１４と同室に設置されている例について示したが、ＣＴ撮影装置１２は、放射線治療照射装置１４と別室に設置されるのが一般的である。 The CT imaging apparatus 12 irradiates X-rays as imaging radiation for CT imaging while passing the affected part of the patient H lying on the bed S in the cavity 12A, thereby obtaining a CT image (computer tomographic image). Take a picture. As shown in FIG. 2, the captured CT image is output to the treatment planning device 16. For convenience of explanation, FIG. 1 shows an example in which the CT imaging device 12 is installed in the same room as the radiation therapy irradiation device 14, but the CT imaging device 12 is installed in a separate room from the radiation therapy irradiation device 14. It is common.
放射線治療照射装置１４は、治療計画装置１６により生成された治療計画情報に基づいて、寝台Ｓに横たわった患者Ｈに治療用放射線（例えばＸ線）Ｒを照射して患部の治療を行う。具体的には、放射線治療照射装置１４は、患者Ｈに照射する放射線Ｒを出力する放射線源２０と、放射線源２０から照射された放射線を患者Ｈの患部に応じた照射野に絞るコリメータ２２と、を備える。ここで、治療用放射線には、高エネルギー（例えば１ＭｅＶから１０００ＭｅＶ）の放射線が用いられる。 The radiotherapy irradiation device 14 irradiates the patient H lying on the bed S with therapeutic radiation (for example, X-rays) R based on the treatment plan information generated by the treatment planning device 16 to treat the affected area. Specifically, the radiation therapy irradiation apparatus 14 includes a radiation source 20 that outputs radiation R irradiated to the patient H, and a collimator 22 that narrows the radiation irradiated from the radiation source 20 to an irradiation field corresponding to the affected area of the patient H. . Here, high energy radiation (for example, 1 MeV to 1000 MeV) is used as the therapeutic radiation.
コリメータ２２は、放射線源２０から照射された放射線Ｒの照射野をＹ方向に絞るジョー２２Ｙと、ジョー２２Ｙによって照射野がＸ方向に絞られた放射線Ｒの照射野をＹ方向と直交するＸ方向に絞るジョー２２Ｘと、ジョー２２Ｙ、２２Ｘによって照射野が絞られた放射線Ｒの照射野を患部の形状に合わせて絞るマルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）２２Ｍと、を備える。なお、本実施形態では、上からジョー２２Ｙ、ジョー２２Ｘ、ＭＬＣ２２Ｍの順に配置された場合を示したが、並び順はこれに限られるものではない。 The collimator 22 includes a jaw 22Y that narrows the irradiation field of the radiation R emitted from the radiation source 20 in the Y direction, and an X direction that is orthogonal to the irradiation field of the radiation R whose irradiation field is narrowed in the X direction by the jaw 22Y. And a multi-leaf collimator (MLC) 22M that squeezes the radiation field of the radiation R whose field is narrowed down by the jaws 22Y and 22X in accordance with the shape of the affected area. In the present embodiment, the case where the jaws 22Y, the jaws 22X, and the MLC 22M are arranged in this order from the top is shown, but the arrangement order is not limited to this.
図３（Ａ）に示すように、ジョー２２Ｙは、２枚の矩形状の可動ブロック２４Ｙ１、２４Ｙ２がＹ方向へ移動することにより、照射野ＦをＹ方向に絞る。 As shown in FIG. 3A, the jaw 22Y narrows the irradiation field F in the Y direction by moving the two rectangular movable blocks 24Y1, 24Y2 in the Y direction.
図３（Ｂ）に示すように、ジョー２２Ｘは、２枚の矩形状の可動ブロック２６Ｘ１、２６Ｘ２がＸ方向へ移動することにより、照射野ＦをＸ方向に絞る。 As shown in FIG. 3B, the jaw 22X narrows the irradiation field F in the X direction by moving the two rectangular movable blocks 26X1, 26X2 in the X direction.
図３（Ｃ）に示すように、ＭＬＣ２２Ｍは、患者Ｈの患部の形状に応じてＸ方向に可動する多数の可動リーフ２８Ｍを含んで構成される。 As shown in FIG. 3C, the MLC 22M includes a large number of movable leaves 28M that are movable in the X direction according to the shape of the affected part of the patient H.
図１に示すように、放射線源２０及びコリメータ２２は、ガントリ１４Ａに設けられている。ガントリ１４Ａは、Ｙ方向に沿った回転軸３０を介して回転可能に支持部３２に支持されている。回転軸３０を中心にしてガントリ１４Ａを回転させることにより、患者Ｈに照射される放射線ＲのＸ−Ｚ平面内における照射角度を適切に調整することができる。 As shown in FIG. 1, the radiation source 20 and the collimator 22 are provided in the gantry 14A. The gantry 14A is rotatably supported by the support portion 32 via a rotation shaft 30 along the Y direction. By rotating the gantry 14A around the rotation axis 30, the irradiation angle of the radiation R irradiated to the patient H in the XZ plane can be adjusted appropriately.
コリメータ２２は、Ｚ方向に沿った軸を回転軸として回転可能にガントリ１４Ａに支持されている。Ｚ軸を中心としてコリメータ２２を回転させることにより、患者Ｈに照射される放射線ＲのＸ−Ｙ平面内における照射野Ｆを適切に調整することができる。 The collimator 22 is supported by the gantry 14A so as to be rotatable about an axis along the Z direction as a rotation axis. By rotating the collimator 22 around the Z axis, the irradiation field F in the XY plane of the radiation R irradiated to the patient H can be adjusted appropriately.
治療計画装置１６は、ＣＴ撮影装置１２により撮影されたＣＴ画像に基づいて、患部（腫瘍部分）及び正常部分の形状を特定するための形状情報を生成すると共に、患部に照射すべき放射線に関する治療計画情報を生成する。 The treatment planning device 16 generates shape information for specifying the shapes of the affected part (tumor part) and the normal part based on the CT image imaged by the CT imaging device 12 and also treats radiation related to radiation to be irradiated to the affected part. Generate plan information.
治療計画情報には、患者Ｈに照射する放射線の照射線量を表すＭＵ（モニタユニット）値、吸収線量値、ＭＬＣ２２Ｍの位置（以下、ＭＬＣ位置と称する）、ジョー２２Ｘの位置（以下、Ｘ方向ジョー位置と称する）、ジョー２２Ｙの位置（以下、Ｙ方向ジョー位置と称する）、ガントリ１４Ａの回転角度（以下、ガントリ角度と称する）、コリメータ２２の回転角度（以下、コリメータ角度と称する）、患者Ｈに照射する放射線のエネルギー（以下、エネルギーと称する）等が含まれる。ここで、ＭＬＣ位置は、具体的には、ＭＬＣ２２を構成する多数の可動リーフ２８Ｍの各々の位置である。 The treatment plan information includes an MU (monitor unit) value representing an irradiation dose of radiation irradiated to the patient H, an absorbed dose value, a position of the MLC 22M (hereinafter referred to as an MLC position), a position of the jaw 22X (hereinafter referred to as an X-direction jaw). Position), the position of the jaw 22Y (hereinafter referred to as the Y-direction jaw position), the rotation angle of the gantry 14A (hereinafter referred to as the gantry angle), the rotation angle of the collimator 22 (hereinafter referred to as the collimator angle), the patient H The energy of the radiation (hereinafter referred to as energy) to be applied to is included. Here, the MLC position is specifically the position of each of a large number of movable leaves 28M constituting the MLC 22.
線量計１９は、実際に照射された放射線の線量（実測線量）を測定する。 The dosimeter 19 measures the radiation dose (actually measured dose) actually irradiated.
ＭＬＣ位置測定装置２１は、実際に放射線を照射した際のＭＬＣ位置（実測ＭＬＣ位置）を測定する。 The MLC position measuring device 21 measures the MLC position (actually measured MLC position) when the radiation is actually irradiated.
独立計算検証装置１８は、ＣＴ撮影装置１２で撮影されたＣＴ画像、治療計画装置１６で生成された患部の形状情報及び治療計画情報、線量計１９で測定された実測線量、及びＭＬＣ位置測定装置２１で測定された実測ＭＬＣ位置に基づいて、患者Ｈに照射される放射線の線量を計算する。そして、計算した線量と治療計画情報の放射線の線量とを比較し、その結果を提供する。また、任意点における計算した吸収線量値と治療計画情報の吸収線量値とを比較し、その結果を提供する。 The independent calculation verification device 18 includes a CT image captured by the CT imaging device 12, shape information and treatment plan information on the affected part generated by the treatment planning device 16, an actual dose measured by the dosimeter 19, and an MLC position measurement device. Based on the actually measured MLC position measured at 21, the dose of radiation irradiated to the patient H is calculated. Then, the calculated dose is compared with the radiation dose in the treatment plan information, and the result is provided. Also, the calculated absorbed dose value at an arbitrary point is compared with the absorbed dose value of the treatment plan information, and the result is provided.
なお、独立計算検証装置１８は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、データ等を記憶するＲＡＭ、後述する線量計算プログラムを記憶したハードディスク等の不揮発性メモリ、及び、これらを接続するバスを含んで構成されている。 The independent calculation verification device 18 includes a CPU, a ROM, a RAM that stores data, a nonvolatile memory such as a hard disk that stores a dose calculation program described later, and a bus that connects these.
この独立計算検証装置１８をハードウエアとソフトウエアとに基づいて定まる機能実現手段毎に分割した機能ブロックで説明すると、図４に示すように、独立計算検証装置１８は、放射線治療照射装置１４から患者に照射された治療用の高エネルギーの放射線の線量を測定する線量計１９により測定された治療用の高エネルギーの放射線の実測線量を取得する取得部４０と、実測線量に基づいて、治療計画装置１６により生成された治療計画情報に含まれる治療用の高エネルギーの放射線の計画線量を補正する補正部４１と、患者のＣＴ画像と、治療計画装置１６により生成された治療計画情報と、補正部４１により補正された計画線量と、に基づいて、予め定めた線量計算法を用いて照射野に治療用の高エネルギーの放射線を照射したときの線量を計算する計算部４２と、計算結果等の各種情報及び線量計算プログラムを記憶する記憶部４４と、計算結果等の各種情報を表示する表示部４６と、を備える。 If the independent calculation verification device 18 is described with function blocks divided for each function realization means determined based on hardware and software, the independent calculation verification device 18 includes a radiotherapy irradiation device 14 as shown in FIG. An acquisition unit 40 for acquiring an actual measured dose of therapeutic high energy radiation measured by a dosimeter 19 that measures a dose of the therapeutic high energy radiation irradiated to the patient, and a treatment plan based on the actual measured dose Correction unit 41 that corrects the planned dose of high-energy radiation for treatment included in the treatment plan information generated by apparatus 16, the CT image of the patient, treatment plan information generated by treatment plan apparatus 16, and correction When the irradiation field is irradiated with high-energy radiation for treatment using a predetermined dose calculation method based on the planned dose corrected by the unit 41 It includes a calculation unit 42 for calculating the dose, a storage unit 44 for storing various information and dose calculation program calculation result or the like, a display unit 46 for displaying various information calculation results and the like, the.
次に、本実施形態の作用として、独立計算検証装置１８で実行される線量計算処理について、図５に示すフローチャートを参照して説明する。 Next, as an operation of the present embodiment, a dose calculation process executed by the independent calculation verification device 18 will be described with reference to a flowchart shown in FIG.
本実施形態では、例えば放射線治療照射装置１４の設置時等において、予め定めた任意のサイズに調整されたジョー２２Ｙ、ジョー２２Ｘ、ＭＬＣ２２を制御し、予め定めた照射線量の放射線を実際に照射する。この際に、照射された線量（実測線量）を線量計１９で測定すると共に、ＭＬＣ位置（実測ＭＬＣ位置）を測定し、独立計算検証装置１８内のメモリ（図示省略）に記録する。そして、このときの実測線量及び実測ＭＬＣ位置をそれぞれ第１の実測線量及び第１の実測ＭＬＣ位置とする。 In this embodiment, for example, when the radiotherapy irradiation apparatus 14 is installed, the jaws 22Y, the jaws 22X, and the MLC 22 adjusted to a predetermined arbitrary size are controlled to actually irradiate a predetermined irradiation dose of radiation. . At this time, the irradiated dose (actually measured dose) is measured by the dosimeter 19 and the MLC position (actually measured MLC position) is measured and recorded in a memory (not shown) in the independent calculation verification device 18. The measured dose and measured MLC position at this time are taken as a first measured dose and a first measured MLC position, respectively.
なお、放射線治療照射装置１４の設置時だけでなく、例えば年に１回等、定期的に第１の実測線量及び第１のＭＬＣ位置を実測し、記録してもよい。 Note that the first measured dose and the first MLC position may be measured and recorded periodically, for example, once a year, not only when the radiotherapy irradiation device 14 is installed.
そして、図５に示す線量計算処理を実行する前に、再度実測線量及び実測ＭＬＣ位置を測定し、独立計算検証装置１８内のメモリに記録する。このときの実測線量及び実測ＭＬＣ位置をそれぞれ第２の実測線量及び第２の実測ＭＬＣ位置とする。なお、第２の実測線量及び第２の実測ＭＬＣ位置の測定は、例えば毎朝１回等、第１の実測線量及び第１の実測ＭＬＣ位置の測定間隔よりも短い間隔で実行される。 Then, before executing the dose calculation process shown in FIG. 5, the measured dose and the measured MLC position are measured again and recorded in the memory in the independent calculation verification device 18. The actually measured dose and the actually measured MLC position at this time are defined as a second actually measured dose and a second actually measured MLC position, respectively. The measurement of the second actually measured dose and the second actually measured MLC position is executed at an interval shorter than the measurement interval of the first actually measured dose and the first actually measured MLC position, for example, once every morning.
まず、独立計算検証装置１８で線量計算処理を実行する前に、ＣＴ撮影装置１２により患者ＨのＣＴ画像を撮影する。撮影されたＣＴ画像は治療計画装置１６に出力される。 First, a CT image of the patient H is imaged by the CT imaging device 12 before the dose calculation processing is executed by the independent calculation verification device 18. The captured CT image is output to the treatment planning device 16.
治療計画装置１６は、ＣＴ撮影装置１２により撮影されたＣＴ画像に基づいて、前述した患部の形状情報及び治療計画情報を生成する。なお、治療計画情報の生成は、種々公知の技術を採用することができる。 The treatment planning device 16 generates the above-described shape information and treatment plan information on the affected area based on the CT image imaged by the CT imaging device 12. In addition, various well-known techniques are employable for the production | generation of treatment plan information.
独立計算検証装置１８は、ＣＴ撮影装置１２により撮影されたＣＴ画像及び治療計画装置１６で生成された治療計画情報に基づいて、患者Ｈの患部に照射される放射線の線量を計算する。以下、具体的に説明する。 The independent calculation verification device 18 calculates the dose of radiation applied to the affected area of the patient H based on the CT image captured by the CT imaging device 12 and the treatment plan information generated by the treatment planning device 16. This will be specifically described below.
本実施形態では、クラークソン法を用いて患者Ｈに放射される放射線の線量を計算する。なお、クラークソン法を用いて放射線の線量を計算する方法としては、例えば上記特許文献１に記載された方法を用いることができる。クラークソン法による線量計算では、全体の線量を一次線による線量と散乱線による線量の二つの成分に分け、不整形な照射野を区分して散乱線量を求める。 In this embodiment, the dose of radiation emitted to the patient H is calculated using the Clarkson method. As a method for calculating the radiation dose using the Clarkson method, for example, the method described in Patent Document 1 can be used. In dose calculation by the Clarkson method, the total dose is divided into two components, the dose from the primary line and the dose from the scattered radiation, and the scattered radiation is determined by dividing the irregular field.
ステップＳ８０では、メモリから第１の実測線量及び第１の実測ＭＬＣ位置を取得すると共に、直前に記録された第２の実測線量及び第２の実測ＭＬＣ位置を取得する。そして、治療計画情報に含まれる照射線量（計画線量）のＭＵ値や吸収線量値を補正するための計画線量補正係数を算出する。ここで、計画線量補正係数をＡ、第１の実測線量をＢ１、第２の実測線量をＢ２とすると、計画線量補正係数Ａは、（Ｂ２−Ｂ１）／Ｂ１で算出される。すなわち、計画線量補正係数Ａは、実測線量の変動分の割合を表す。 In step S80, the first measured dose and the first measured MLC position are acquired from the memory, and the second measured dose and the second measured MLC position recorded immediately before are acquired. Then, a planned dose correction coefficient for correcting the MU value and absorbed dose value of the irradiation dose (plan dose) included in the treatment plan information is calculated. Here, when the planned dose correction coefficient is A, the first measured dose is B1, and the second measured dose is B2, the planned dose correction coefficient A is calculated by (B2-B1) / B1. That is, the planned dose correction coefficient A represents the ratio of the fluctuation of the actually measured dose.
また、治療計画情報に含まれるＭＬＣ位置（計画ＭＬＣ位置）を補正するための計画ＭＬＣ位置補正係数を算出する。ここで、ＭＬＣ位置は、具体的には、ＭＬＣ２２を構成する多数の可動リーフ２８Ｍの位置であるので、計画ＭＬＣ位置を補正するための計画ＭＬＣ位置補正係数とは、多数の可動リーフ２８Ｍの各々の計画位置を補正するための補正係数である。ここで、計画ＭＬＣ位置補正係数をＣ、第１の実測ＭＬＣ位置をＤ１、第２の実測ＭＬＣ位置をＤ２とすると、計画ＭＬＣ位置補正係数Ｃは、（Ｄ２−Ｄ１）／Ｄ１で算出される。すなわち、計画ＭＬＣ位置補正係数Ｃは、実測ＭＬＣ位置の変動分の割合を表す。 Further, a planned MLC position correction coefficient for correcting the MLC position (planned MLC position) included in the treatment plan information is calculated. Here, since the MLC position is specifically the position of a large number of movable leaves 28M constituting the MLC 22, the planned MLC position correction coefficient for correcting the planned MLC position is each of the large number of movable leaves 28M. Is a correction coefficient for correcting the planned position. Here, when the planned MLC position correction coefficient is C, the first actual MLC position is D1, and the second actual MLC position is D2, the planned MLC position correction coefficient C is calculated by (D2−D1) / D1. . In other words, the planned MLC position correction coefficient C represents the ratio of the fluctuation of the actually measured MLC position.
ステップＳ９０では、ステップＳ８０で算出した計画線量補正係数Ａに基づいて、計画線量のＭＵ値及び吸収線量値を補正する。すなわち、計画線量のＭＵ値及び吸収線量値に、ステップＳ８０で算出した計画線量補正係数Ａ、すなわち実測線量の変動分の割合に応じた値を加算する。 In step S90, the MU value and the absorbed dose value of the planned dose are corrected based on the planned dose correction coefficient A calculated in step S80. That is, the planned dose correction coefficient A calculated in step S80, that is, a value corresponding to the ratio of fluctuation of the actually measured dose is added to the MU value and absorbed dose value of the planned dose.
また、ステップＳ８０で算出した計画ＭＬＣ位置補正係数基づいて、計画ＭＬＣ位置を補正する。すなわち、多数の可動リーフ２８Ｍの各々の計画位置に、ステップＳ８０で算出した計画ＭＬＣ位置補正係数Ｃ、すなわち実測ＭＬＣ位置の変動分の割合に応じた値を各々加算する。 Further, the planned MLC position is corrected based on the planned MLC position correction coefficient calculated in step S80. That is, the planned MLC position correction coefficient C calculated in step S80, that is, a value corresponding to the ratio of the fluctuation of the actually measured MLC position is added to each planned position of the large number of movable leaves 28M.
ステップＳ１００では、治療計画装置１６で生成された患部の形状情報及び治療計画情報に基づいて、患者Ｈに照射する放射線の照射野を特定する。放射線を照射すべき照射野の形状は放射線を照射する角度等によって変化するため、治療計画情報に含まれる情報のうち、ＭＬＣ位置、Ｘ方向ジョー位置、Ｙ方向ジョー位置、ガントリ角度、及びコリメータ角度と、患部の形状情報と、に基づいて、放射線の照射野を特定する。 In step S100, the radiation field irradiated to the patient H is specified based on the shape information of the affected part and the treatment plan information generated by the treatment planning device 16. Since the shape of the irradiation field to be irradiated changes depending on the irradiation angle, etc., among the information included in the treatment plan information, the MLC position, the X direction jaw position, the Y direction jaw position, the gantry angle, and the collimator angle And the radiation irradiation field is specified based on the shape information of the affected area.
ここで、ＭＬＣ位置には、ステップＳ９０で補正されたＭＬＣ位置（補正ＭＬＣ位置）を用いる。これにより、放射線の照射野を精度良く特定できる。なお、補正ＭＬＣ位置を用いて照射野を特定することが好ましいが、補正前のＭＬＣ位置を用いて照射野を特定してもよい。 Here, the MLC position corrected in step S90 (corrected MLC position) is used as the MLC position. Thereby, the radiation field can be specified with high accuracy. Although it is preferable to specify the irradiation field using the corrected MLC position, the irradiation field may be specified using the MLC position before correction.
ステップＳ１０２では、ＣＴ画像に基づいて、患者に治療用の高エネルギーの放射線を照射する照射野のうち、均質物質が存在する均質物質領域と、不均質物質が存在する不均質物質領域と、を特定する。本実施形態では、一例として、ステップＳ１００で特定された放射線の照射野が図６（Ａ）に示すような形状の照射野Ｆであった場合について説明する。なお、図６（Ａ）においてハッチングされた領域は、コリメータ２２によって放射線の照射が遮蔽される遮蔽領域Ｇを表す。 In step S102, based on the CT image, a homogeneous material region in which a homogeneous material exists and a heterogeneous material region in which a heterogeneous material exists in an irradiation field that irradiates a patient with high-energy radiation for treatment. Identify. In the present embodiment, as an example, a case will be described in which the radiation field identified in step S100 is a radiation field F having a shape as shown in FIG. Note that the hatched region in FIG. 6A represents a shielding region G where radiation irradiation is shielded by the collimator 22.
不均質物質が存在しない場合には、照射野Ｆは、均質物質である水と等価なものとして扱うことができ、照射野Ｆは全て均質物質領域Ｅ０と見なすことができる。しかしながら、実際には、図６（Ｂ）に示すように、照射野Ｆ内には、空気に近い第１の不均質物質が存在する不均質物質領域Ｅ１が含まれていたり、図６（Ｃ）に示すように、水と空気の間の第２の不均質物質が存在する不均質物質領域Ｅ２が含まれていたりする。不均質物質領域Ｅ１は、例えば患部が乳房等の場合に、装置と乳房との隙間によって発生する領域である。また、不均質物質領域Ｅ２は、例えば肺等の臓器が存在する領域である。 When there is no inhomogeneous material, the irradiation field F can be treated as equivalent to water, which is a homogeneous material, and all the irradiation fields F can be regarded as the homogeneous material region E0. However, actually, as shown in FIG. 6B, the irradiation field F includes a heterogeneous material region E1 where the first heterogeneous material close to air exists, or FIG. ), A heterogeneous material region E2 where a second heterogeneous material between water and air exists is included. The heterogeneous substance region E1 is a region generated by a gap between the apparatus and the breast when the affected part is a breast or the like, for example. The heterogeneous substance region E2 is a region where an organ such as a lung exists.
不均質物質領域が存在する場合、照射された放射線は側方（放射線の照射方向と直交する方向）に散乱するが、従来のクラークソン法を用いた線量計算では、照射野Ｆを全て水として放射線の線量を計算するため、放射線の側方への散乱が考慮されない。このため、実際の線量との誤差が大きくなり、独立計算検証の精度が低下してしまう恐れがある。 When the heterogeneous material region exists, the irradiated radiation is scattered to the side (direction orthogonal to the irradiation direction of the radiation). However, in the dose calculation using the conventional Clarkson method, the irradiation field F is all water. In order to calculate the dose of radiation, side scatter of radiation is not taken into account. For this reason, an error from the actual dose increases, and the accuracy of independent calculation verification may be reduced.
そこで、本実施形態では、不均質物質を考慮して、クラークソン法による線量計算を行う。 Therefore, in the present embodiment, dose calculation by the Clarkson method is performed in consideration of heterogeneous substances.
均質物質から不均質物質かは、ＣＴ画像のＣＴ値に基づいて判定できる。ＣＴ画像は、ＣＴ値の分布を表している。ＣＴ値は、水を「０」として水に対する相対値で表され、例えば空気は「−１０００」で表される。従って、第１の不均質物質及び第２の不均質物質が表すＣＴ値の範囲を各々予め定めておくことにより、照射野Ｆ内の各物質がどの領域に属するのかを判定することができる。 Whether the material is homogeneous or heterogeneous can be determined based on the CT value of the CT image. The CT image represents the distribution of CT values. The CT value is expressed as a relative value with respect to water with “0” being water, for example, “−1000” for air. Therefore, it is possible to determine which region each substance in the irradiation field F belongs to by previously determining the range of CT values represented by the first heterogeneous substance and the second heterogeneous substance.
ステップＳ１０４では、ステップＳ９０で補正された計画線量のＭＵ値（補正ＭＵ値）、治療計画情報に含まれるエネルギー等に基づいて、一次線による線量成分を計算する。上記非特許文献１に記載されているように、一次線による線量は、放射線源２０から放射された散乱されていない光子によって付与され、照射野の大きさに依存しない。本実施形態では、上記非特許文献１に記載されているように、一次線による線量成分を、０×０ｃｍ２の照射野におけるＴＡＲ(Tissue Air Ratio)として計算する。 In step S104, the dose component due to the primary line is calculated based on the MU value (corrected MU value) of the planned dose corrected in step S90, the energy included in the treatment plan information, and the like. As described in Non-Patent Document 1, the dose from the primary beam is given by unscattered photons emitted from the radiation source 20 and does not depend on the size of the irradiation field. In this embodiment, as described in Non-Patent Document 1, the dose component due to the primary line is calculated as a TAR (Tissue Air Ratio) in an irradiation field of 0 × 0 cm 2 .
ステップＳ１０６では、補正ＭＵ値、治療計画情報に含まれるエネルギー等に基づいて、散乱線による線量成分を計算する。上記非特許文献１に記載されているように、散乱線による線量は、コリメータ２２やフラットニングフィルタ、まれに空気中で散乱された光子によって付与され、コリメータサイズ（照射野の大きさ）に依存する。なお、散乱線による線量は、さらにガントリ１４Ａのガントリヘッド内で生じた散乱成分とファントム中で生じた散乱成分の２つに分けて考えることができる。 In step S106, a dose component due to scattered radiation is calculated based on the corrected MU value, energy included in the treatment plan information, and the like. As described in Non-Patent Document 1, the dose due to the scattered radiation is given by the collimator 22, the flattening filter, or rarely photons scattered in the air, and depends on the collimator size (the size of the irradiation field). To do. Note that the dose due to scattered radiation can be further divided into two components: a scattering component generated in the gantry head of the gantry 14A and a scattering component generated in the phantom.
散乱線による線量成分を計算するには、例えば図６（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、予め定めた線量評価点Ｋを中心として照射野Ｆを等角度で放射状に複数のセクタＦＳに分割する。図６（Ａ）〜（Ｃ）の例では、照射野Ｆを３０度で放射状に１２分割した例を示した。 In order to calculate the dose component due to the scattered radiation, for example, as shown in FIGS. 6A to 6C, the irradiation field F is radiated at an equal angle radially to a plurality of sectors FS around a predetermined dose evaluation point K. To divide. In the example of FIGS. 6A to 6C, the irradiation field F is divided into 12 at 30 degrees in a radial manner.
次に、照射野Ｆを等角度で放射状に分割した際の分割線Ｄの長さを算出する。このとき、分割線Ｄを単に線量評価点Ｋから照射野Ｆの周縁部までの長さとするのではなく、不均質物質領域Ｅ１、Ｅ２を通る分割線Ｄについては、不均質物質領域Ｅ１、Ｅ２を通る部分の長さを、均質物質領域Ｅ０を通る場合と等価な長さに変換して、各々の分割線Ｄの長さを算出する。 Next, the length of the dividing line D when the irradiation field F is radially divided at an equal angle is calculated. At this time, the dividing line D is not simply the length from the dose evaluation point K to the peripheral edge of the irradiation field F, but the dividing line D passing through the heterogeneous material regions E1 and E2 is inhomogeneous material regions E1 and E2. Is converted into a length equivalent to that passing through the homogeneous material region E0, and the length of each dividing line D is calculated.
具体的には、次式により各々の分割線Ｄの長さを算出する。 Specifically, the length of each dividing line D is calculated by the following equation.
ここで、Ｎは分割線Ｄが通る不均質物質領域の数である。ＰＬｉは、分割線Ｄがｉ番目に通る不均質物質領域の物理長である。ＥＤｉは、分割線Ｄがｉ番目に通る不均質物質領領域のＣＴ値に対応した電子密度である。例えば、ＣＴ値と電子密度との対応関係を表すテーブルデータを予め用意しておき、このテーブルデータを用いて、分割線Ｄがｉ番目に通る不均質物質領領域のＣＴ値に対応したＥＤｉを求めればよい。 Here, N is the number of heterogeneous material regions through which the dividing line D passes. PL i is the physical length of the heterogeneous material region through which the dividing line D passes i-th. ED i is an electron density corresponding to the CT value of the heterogeneous material region where the dividing line D passes through i-th. For example, table data representing the correspondence between CT values and electron density is prepared in advance, and ED i corresponding to the CT value of the heterogeneous material region through which the dividing line D passes i-th is prepared using this table data. You can ask for.
ここで、例えば均質物質領域Ｅ０、不均質物質領域Ｅ１、Ｅ２の順に通る分割線Ｄが存在する場合、不均質物質領域Ｅ１、Ｅ２を通る分割線Ｄの長さＲＰＬは次式で表される。 Here, for example, when there is a dividing line D passing through the homogeneous material region E0 and the heterogeneous material regions E1 and E2, the length RPL of the dividing line D passing through the heterogeneous material regions E1 and E2 is expressed by the following equation. .
ＲＰＬ＝ＰＬ１×ＥＤ１＋ＰＬ２×ＥＤ２ ・・・（２） RPL = PL 1 × ED 1 + PL 2 × ED 2 (2)
そして、分割線Ｄが通る均質物質領域Ｅ０の長さをＬＰＬとすると、分割線Ｄの長さＰＬは次式で算出される。 When the length of the homogeneous material region E0 through which the dividing line D passes is LPL, the length PL of the dividing line D is calculated by the following equation.
ＰＬ＝ＲＰＬ＋ＬＰＬ ・・・（３） PL = RPL + LPL (3)
このように、不均質物質領域を通る長さを、均質物質領域を通る長さと等価な長さに変換した上で、分割線Ｄの長さを算出する。これを全ての分割線Ｄについて行う。 Thus, the length of the dividing line D is calculated after converting the length passing through the heterogeneous material region into a length equivalent to the length passing through the homogeneous material region. This is performed for all the dividing lines D.
そして、上記非特許文献１に記載されているように、各セクタＦＳのＳＡＲ（Scatter Air Ratio）を算出する。このとき、コリメータ２２によって放射線の照射が遮られている遮蔽領域Ｇを除いてＳＡＲを計算する。 Then, as described in Non-Patent Document 1, the SAR (Scatter Air Ratio) of each sector FS is calculated. At this time, the SAR is calculated except for the shielding region G where radiation irradiation is blocked by the collimator 22.
次に、各セクタＦＳのＳＡＲを全て足し合わせることにより、照射野Ｆの散乱線の線量成分を計算する。 Next, the dose component of the scattered radiation of the irradiation field F is calculated by adding all the SARs of the sectors FS.
ステップＳ１０８では、照射線量のＭＵ値及び任意点の吸収線量値を計算する。具体的には、まずステップＳ１０２で計算した一次線の線量成分ＴＡＲと、ステップＳ１０４で計算した散乱線の線量成分ＳＡＲと、を加算することにより、照射野Ｆの照射線量Ｑを計算する。そして、照射線量Ｑから予め定めた計算式によりＭＵ値及び任意点の吸収線量値を計算する。 In step S108, the MU value of the irradiation dose and the absorbed dose value at an arbitrary point are calculated. Specifically, first, the radiation dose Q of the irradiation field F is calculated by adding the dose component TAR of the primary ray calculated in step S102 and the dose component SAR of the scattered radiation calculated in step S104. Then, the MU value and the absorbed dose value at an arbitrary point are calculated from the irradiation dose Q by a predetermined calculation formula.
本実施形態では、放射線を実際に照射して測定された実測線量によって補正された補正ＭＵ値に基づいて照射線量のＭＵ値及び任意点の吸収線量値を計算するので、実測を反映した照射線量のＭＵ値及び任意点の吸収線量値を計算することができる。 In the present embodiment, since the MU value of the irradiation dose and the absorbed dose value at an arbitrary point are calculated based on the corrected MU value corrected by the actual dose measured by actually irradiating the radiation, the irradiation dose reflecting the actual measurement MU values and absorbed dose values at arbitrary points can be calculated.
ステップＳ１１０では、ステップＳ１０８で計算した照射野Ｆの照射線量ＱのＭＵ値と、治療計画装置１６で生成した治療計画情報に含まれる照射線量のＭＵ値と、の差分を計算する。 In step S110, the difference between the MU value of the irradiation dose Q of the irradiation field F calculated in step S108 and the MU value of the irradiation dose included in the treatment plan information generated by the treatment planning device 16 is calculated.
また、ステップＳ１０９では、治療計画情報に含まれる照射線量のＭＵ値を取得する。 In step S109, the MU value of the irradiation dose included in the treatment plan information is acquired.
ステップＳ１１１では、ステップＳ１０９で取得したＭＵ値に基づいて、任意点の照射野Ｆの吸収線量値を計算する。 In step S111, based on the MU value acquired in step S109, the absorbed dose value of the irradiation field F at an arbitrary point is calculated.
ステップＳ１１３では、ステップＳ１１１で計算した、任意点の照射野Ｆの吸収線量値と、治療計画装置１６で生成した治療計画情報に含まれる吸収線量値と、の差分を計算する。 In step S113, the difference between the absorbed dose value of the irradiation field F at the arbitrary point calculated in step S111 and the absorbed dose value included in the treatment plan information generated by the treatment planning device 16 is calculated.
ステップＳ１１０で計算された差分及びステップＳ１１３で計算された差分は、治療計画が妥当であるか否かを検証する際の判断材料とされる。 The difference calculated in step S110 and the difference calculated in step S113 are used as judgment materials when verifying whether or not the treatment plan is valid.
このように、本実施形態では、放射線を実際に照射して測定した実測線量で計画線量のＭＵ値を補正した補正ＭＵ値を用いると共に、実測ＭＬＣ位置で計画ＭＬＣ位置を補正した補正ＭＬＣ位置を用いて照射線量を計算する。これにより、実測を反映した照射線量を計算することができ、独立計算検証を実際の患者体内の線量により近い形で計算を実行することができる。 As described above, in the present embodiment, the corrected MU value obtained by correcting the MU value of the planned dose with the actual dose measured by actually irradiating the radiation is used, and the corrected MLC position obtained by correcting the planned MLC position with the actual MLC position is used. Use to calculate irradiation dose. Thereby, the irradiation dose reflecting the actual measurement can be calculated, and the independent calculation verification can be executed in a form closer to the actual dose in the patient.
なお、本実施形態では、線量計算法として、不均質物質を考慮したクラークソン法を用いて照射線量を計算する場合について説明したが、不均質物質を考慮しない通常のクラークソン法を用いて照射線量を計算してもよい。また、クラークソン法に限らず、例えばスーパーポジション法、ＡＡＡ（analytical anisotropic algorithm）法、ＣＣＣ（Collapsed Cone Convolution）法、モンテカルロ法等、他の線量計算法を用いて照射線量を計算してもよい。 In the present embodiment, the case where the irradiation dose is calculated using the Clarkson method in consideration of the inhomogeneous substance as the dose calculation method has been described. However, the irradiation is performed using the normal Clarkson method not in consideration of the inhomogeneous substance. The dose may be calculated. In addition, the irradiation dose may be calculated by using other dose calculation methods such as the super position method, AAA (analytical anisotropic algorithm) method, CCC (Collapsed Cone Convolution) method, Monte Carlo method, etc. .
また、本実施形態で説明した線量計算プログラムはあくまでも一例である。従って、主旨を逸脱しない範囲内において不要なステップを削除したり、新たなステップを追加したり、処理順序を入れ替えたりしてもよいことは言うまでもない。 Moreover, the dose calculation program demonstrated by this embodiment is an example to the last. Therefore, it goes without saying that unnecessary steps may be deleted, new steps may be added, and the processing order may be changed within a range not departing from the spirit.
１０ 放射線治療照射システム
１２ ＣＴ撮影装置
１４ 放射線治療照射装置
１４Ａ ガントリ
１６ 治療計画装置
１８ 独立計算検証装置
１９ 線量計
２０ 放射線源
２１ ＭＬＣ位置測定装置
２２ コリメータ
２２Ｘ ジョー
２２Ｙ ジョー
２２Ｍ マルチリーフコリメータ
４０ 取得部
４１ 補正部
４２ 計算部
４４ 記憶部
４６ 表示部
Ｄ 分割線
Ｅ０ 均質物質領域
Ｅ１、Ｅ２ 不均質物質領域
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Radiotherapy irradiation system 12 CT imaging apparatus 14 Radiation therapy irradiation apparatus 14A Gantry 16 Treatment plan apparatus 18 Independent calculation verification apparatus 19 Dosimeter 20 Radiation source 21 MLC position measurement apparatus 22 Collimator 22X Jaw 22Y Jaw 22M Multi-leaf collimator 40 Acquisition part 41 Correction unit 42 Calculation unit 44 Storage unit 46 Display unit D Dividing line E0 Homogeneous material region E1, E2 Heterogeneous material region
Claims (5)
前記実測線量に基づいて、治療計画装置により生成された治療計画情報に含まれる前記治療用放射線の計画線量を補正する補正部と、
前記患者のＣＴ画像と、治療計画装置により生成された治療計画情報と、前記補正部により補正された前記計画線量と、に基づいて、予め定めた線量計算法を用いて照射野に前記治療用放射線を照射したときの線量を計算する計算部と、
を含む線量計算装置。 An acquisition unit for acquiring an actual measured dose of the therapeutic radiation measured by a dosimeter that measures a dose of the therapeutic radiation irradiated to the patient from the radiation irradiation device;
A correction unit for correcting the planned dose of the therapeutic radiation included in the treatment plan information generated by the treatment planning device based on the measured dose;
Based on the CT image of the patient, the treatment plan information generated by the treatment planning device, and the planned dose corrected by the correction unit, the irradiation field is used for the treatment using a predetermined dose calculation method. A calculation unit for calculating a dose when irradiated with radiation;
Dose calculation device.
前記補正部は、前記実測位置に基づいて、前記治療計画情報に含まれる前記複数の可動リーフの位置を補正し、
前記計算部は、前記ＣＴ画像と、前記治療計画情報と、前記補正部により補正された前記計画線量と、前記補正部により補正された前記複数の可動リーフの位置と、に基づいて、前記線量計算法を用いて前記照射野に前記治療用放射線を照射したときの線量を計算する
請求項１記載の線量計算装置。 The acquisition unit acquires the actual position of the movable leaf measured by a measuring device that measures the position of a plurality of movable leaves constituting a multi-leaf collimator that narrows down the therapeutic radiation according to the shape of an irradiation field,
The correction unit corrects the positions of the plurality of movable leaves included in the treatment plan information based on the measured position,
The calculation unit, based on the CT image, the treatment plan information, the planned dose corrected by the correction unit, and the positions of the plurality of movable leaves corrected by the correction unit, The dose calculation apparatus according to claim 1, wherein a dose when the therapeutic radiation is irradiated to the irradiation field using a calculation method is calculated.
請求項１又は請求項２記載の線量計算装置。 The dose calculation apparatus according to claim 1, wherein the dose calculation method is a Clarkson method.
前記実測線量に基づいて、治療計画装置により生成された治療計画情報に含まれる前記治療用放射線の計画線量を補正するステップと、
前記患者のＣＴ画像と、治療計画装置により生成された治療計画情報と、補正された前記計画線量と、に基づいて、予め定めた線量計算法を用いて照射野に前記治療用放射線を照射したときの線量を計算するステップと、
を含む線量計算方法。 Obtaining an actual measured dose of the therapeutic radiation measured by a dosimeter that measures the dose of therapeutic radiation irradiated to the patient from the radiation irradiation device;
Correcting the planned dose of the therapeutic radiation included in the treatment plan information generated by the treatment planning device based on the measured dose; and
Based on the CT image of the patient, the treatment plan information generated by the treatment planning device, and the corrected planned dose, the therapeutic radiation was irradiated to the irradiation field using a predetermined dose calculation method. Calculating the dose of when,
Dose calculation method including
請求項１〜３の何れか１項に記載の線量計算装置の各手段として機能させるための線量計算プログラム。 Computer
The dose calculation program for functioning as each means of the dose calculation apparatus of any one of Claims 1-3.
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