JP2019507650A - 強度変調放射線治療における臨床目標の達成可能性を迅速に予測する事前最適化方法 - Google Patents

Abstract

達成可能性推定値が、標的ボリューム、リスク臓器（ＯＡＲ）、及び少なくとも１つの放射線ビームを含む、強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）幾何学形状３２に関して計算される。つまり、標的ボリュームを照射するためにＩＭＲＴ幾何学形状において利用可能な少なくとも１つの放射線ビームのビームレットの数ＮＴと、それらのビームレットのうちＯＡＲも通り抜けるビームレットの数ｎとを比較する、幾何学的複雑さ（ＧＣ）メトリックがＩＭＲＴ幾何学形状に関して計算される。ＩＭＲＴ幾何学形状に関するＧＣメトリックと、ＩＭＲＴ計画が達成可能である基準ＩＭＲＴ幾何学形状とからＧＣメトリック比が計算される。臨床医がこの推定値に満足した場合、ＩＭＲＴ幾何学形状３２に対するＩＭＲＴ計画の最適化３８が実施される。或いは、ＧＣメトリックと過去のＩＭＲＴ計画のＧＣメトリックとを比較することによって、基準ＩＭＲＴ幾何学形状が選択される。

Description

以下は、概して、放射線治療の分野、強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）の分野、強度変調回転照射法（ＶＭＡＴ）の分野、腫瘍治療の分野、及び関連分野に関する。

一般的な強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）の実践では、高エネルギー粒子（例えば、電子、光子、陽子、イオン）のビームを、線形粒子加速器（ｌｉｎａｃ）によって発生させる。腫瘍患者の標的ボリューム（例えば、悪性腫瘍）は、放射ビームの経路に配置される。より精密に標的ボリュームを照射する一方で隣接するリスク臓器（ＯＡＲ）の放射線被爆を制限するため、放射線ビームの所望部分を妨害して所望形状の放射線ビームをもたらすマルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）が使用される。ＭＬＣは、放射線ビームを、ＭＬＣのリーフの事前プログラミングされた移動によってオンオフすることができる「ビームレット」へとセグメント化する。更なる放射線量制御のために、複数のビームパルスを適用することができ、各ビームパルスは、ビームエネルギーを調節し、ＭＬＣを適切に構成することによって得られる、選択されたエネルギー及びビーム形状である。

従来のＩＭＲＴでは、ｌｉｎａｃによって生成される放射線ビームは固定の空間位置及び向きにあり、放射線分布と標的ボリュームとの精密な一致を担保するため、患者も固定位置で保持される。したがって、ＩＭＲＴの幾何学形状（即ち、ビームに対する標的ボリューム及びＯＡＲの位置）が一旦決定されると、ＭＬＣビーム整形と併せて、連続ビームパルスにわたってビームエネルギーを変調することによって、放射線量分布が得られる。強度変調回転照射（ＶＭＡＴ）などの一部の新しいＩＭＲＴ技術は、更なる自由度をもたらしており、この技術は、放射線ビームの回転を更に組み込んで、異なるビーム角度の、又は連続円弧にわたる連続ビームパルスを提供する。これによって、標的ボリュームに対する線量一致の調整に対する更なる柔軟性がもたらされると共に、ＯＡＲの暴露が制限され、送達時間が減少する。

ＩＭＲＴの計画プロセスは複雑であり、腫瘍学者、物理学者、及び／又は線量測定士など、特別な医療専門家によって実施される。最初に、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）又は磁気共鳴（ＭＲ）画像診断などの技術によって、患者の画像診断を行う。ＣＴ又はＭＲ画像は、標的ボリューム、ＯＡＲ、及び放射線ビーム経路と交差することがある任意の放射線吸収構造を捕捉した、大きい三次元（３Ｄ）画像データセットを構成する。標的ボリューム及び隣接するＯＡＲは、通常は個々の画像スライスの輪郭を描くことによって、３Ｄ画像データセットに描写される。このプロセスを支援するのに、自動又は半自動の輪郭制御が使用されてもよいが、最終的な輪郭は適切な医療従事者によって承認されなければならない。例えば、標的ボリュームにおける（又はそのボリューム中の特定の場所における）所望の放射線量、及び各ＯＡＲにおける許容可能な放射線量公差に関して、標的放射線量分布も定義される。これらの線量分布パラメータは、一般に、放射線治療計画の目標と呼ばれる。

次に、コンピュータ化されたＩＭＲＴ計画を実施して、所望の線量分布目標を達成するための、ビームパルス及びそれらのビームエネルギーのプログラム並びにＭＬＣ構成を決定する。臨床的放射線治療で使用されるＭＬＣは、数百又は更には数千のビームレットを変調することができ、ビームパルスの数及び各パルスのビームエネルギーに関して更なる調節を行うことができる。結果的に、最適化すべき変数の数は非常に多い（例えば、Ｎ個のビームレット（Ｎはパルス数の１０００倍超であり得る））。いくつかの一般に使用される逆方向計画の手法では、各ビームパルスに関するフルエンスマップが計算されて、ビームパルスに関して計算されたフルエンスマップを組み合わせて、患者における所望の放射線量分布が生成される。フルエンスマップから線量分布を決定する際、患者の異なる組織における空間的に変化する放射線吸収を考慮に入れなければならない。これは通常、放射線減衰マップとして、３Ｄ ＣＴ又はＭＲ画像を適切に変換して行われる。次に、最適化された各フルエンスマップを離散化してビームレットのマップにし、最終的にかかる各マップを得るためのＭＬＣ構成が決定される。これは単なる実例であり、例えば、介在するフルエンスマップを計算することなくビームレットと直接連動する、他のＩＭＲＴ計画アルゴリズムが用いられてもよいが、かかる計画アルゴリズムはいずれも計算集約的であることが認識されるであろう。実際には、患者特異的な放射線量標的、輪郭、及び減衰マップに対して働き、最適化されたＭＬＣ構成を出力するＩＭＲＴ計画最適化を実施するには、数時間の計算時間を要することがある。

最終的な最適化されたＩＭＲＴ計画は、事前選択された放射線ビームの向き、患者位置、及びビームパルスの数に対するものであっても、通常は一意的ではない。対照的に、いくつかの事例では、所望の線量分布が取得不能なことがあり、又は所与の事前選択されたセッティング（例えば、ビーム／患者の向き、パルス数）に関して取得不能なことがある。この場合、計画の最適化は、理想的な解決策に収束することができなくなる。したがって、線量測定士は、異なる初期条件を試すか又は既存のパラメータを修正し、最適化プロセスを繰り返すことがあり、このサイクルは、患者の担当医によって指定された計画の目標を満たす実現可能なＩＭＲＴ計画に到達するまで、複数回繰り返されることがある。線量測定士が、いくつかのかかる試行の後にこれらの目標を満たす実現可能な計画を生み出すことができない場合、物理的に実現可能でありながら意図される治療効果をもたらすように最適化目標を調節するために、患者の担当医との更なる協議が必要なことがある。

以下、上記に言及した課題及びその他に対処する、新しい改善されたシステム及び方法を開示する。

１つの開示される態様では、放射線治療計画デバイスは、表示デバイスを含むコンピュータと、動作を実施するのにコンピュータによって読取り可能及び実行可能な命令を格納する少なくとも１つの非一時的記憶媒体とを備え、動作は、標的領域、リスク臓器（ＯＡＲ）、及び少なくとも１つの放射線ビームの相対的空間配置に基づいて、照射される標的ボリューム、ＯＡＲ、及び少なくとも１つの放射線ビームを含む、強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）幾何学形状に関する達成可能性推定値を計算することと、達成可能性推定値又は達成可能性推定値に基づいて生成された情報を、表示デバイスに表示することとを含む。

別の開示される態様では、非一時的記憶媒体は、放射線治療計画方法を実施するのにコンピュータによって読取り可能及び実行可能な命令を格納し、方法は、照射される標的ボリュームと交差する少なくとも１つの放射線ビームの利用可能なビームレットの数Ｎ_Ｔと、標的ボリューム及びリスク臓器（ＯＡＲ）の両方と交差する少なくとも１つの放射線ビームの利用可能なビームレットの数ｎとの比較に基づいて、標的ボリューム、ＯＡＲ、及び少なくとも１つの放射線ビームを含む、強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）幾何学形状に関する達成可能性推定値を計算するステップと、達成可能性推定値又は達成可能推定値に基づいて生成された情報を、コンピュータのディスプレイ又はコンピュータと動作可能に接続されたディスプレイに表示するステップとを有する。

別の態様では、放射線治療計画方法が開示される。コンピュータを使用して、照射される標的ボリューム、リスク臓器（ＯＡＲ）、及び少なくとも１つの放射線ビームを含む、強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）幾何学形状に関して、達成可能性推定値が計算される。この目的のため、標的ボリュームを照射するためにＩＭＲＴ幾何学形状において利用可能な少なくとも１つの放射線ビームのビームレットの数Ｎ_Ｔと、Ｎ_Ｔ個のビームレットうちＯＡＲも通り抜けるビームレットの数ｎとを比較する、幾何学的複雑さ（ＧＣ）メトリックがＩＭＲＴ幾何学形状に関して計算される。次に、ＧＣメトリック比が、（ｉ）ＩＭＲＴ幾何学形状に関するＧＣメトリックと、（ｉｉ）ＩＭＲＴ計画が達成可能であることが知られている基準ＩＭＲＴ幾何学形状に関するＧＣメトリックとから計算される。達成可能性推定値はコンピュータディスプレイに表示される。

１つの利点は、失敗したＩＭＲＴ計画最適化試行による無駄な計算時間が低減されることである。

別の利点は、より高速のＩＭＲＴ計画が提供されることである。

別の利点は、ＩＭＲＴ計画最適化を開始する前にＩＭＲＴ計画のパラメータを選択する、半自動化ガイダンスが提供されることである。

所与の実施形態は、上述の利点を１つも提供しないか、又は上述の利点のうち１つ、２つ、それ以上、若しくは全てを提供し、並びに／或いは本開示を読んで理解することによって当業者には明白となるような、他の利点を提供する。

本発明は、様々な構成要素及び構成要素の組み合わせ、並びに様々なステップ及びステップの組み合わせの形をとる。図面は、単に好ましい実施形態を例証するためのものであり、本発明を限定するものとは解釈すべきでない。

画像診断及び放射線治療送達装置に関連して、例示の強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）計画デバイスを示す図である。 本明細書に開示する達成可能性推定の手法の例を示す図である。 本明細書に開示する達成可能性推定の手法の例を示す図である。 本明細書に開示する達成可能性推定の手法の例を示す図である。 本明細書に開示する達成可能性推定の手法の例を示す図である。 本明細書に開示する達成可能性推定の手法の例を示す図である。 図１のＩＭＲＴ計画デバイスを使用して適切に実現されてもよい２つの例示的なＩＭＲＴ計画方法を示す図である。 図１のＩＭＲＴ計画デバイスを使用して適切に実現することが可能な２つの例示的なＩＭＲＴ計画方法を示す図である。

本明細書に開示する手法では、計算集約的な強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）計画最適化を実施する前に、臨床医（例えば、腫瘍学者、線量測定士など）には、臨床医が選択したＩＭＲＴ幾何学形状に対してＩＭＲＴ計画を生成することができる可能性の推定値を提供する、効率的に計算された達成可能性推定値が与えられる。

より詳細には、達成可能性推定値は、照射される標的ボリューム（一般的にはがん性腫瘍であるが、器官の高頻度転移領域など、他の何らかの悪性ボリュームである可能性もある）、望ましくない放射線暴露による損傷リスク臓器（ＯＡＲ）、及び少なくとも１つの放射線ビームを含む、ＩＭＲＴ幾何学形状に関して決定される。達成可能性推定値は、標的領域、ＯＡＲ、及び少なくとも１つの放射線ビームの相対的空間配置に基づいて計算される。例示の実施形態では、達成可能性推定値は、標的ボリューム又はＯＡＲのどちらについての線量目標にも基づかない（後者は一般的に最大の許容可能線量である）。

効率的に計算された達成可能性推定値を提供するための開示される手法は、本明細書において行われるいくつかの観察に見出される。１つの観察は、特定のＩＭＲＴ幾何学形状に関してＩＭＲＴ計画を達成できないことは、放射線ビームが標的ボリューム（所望される）及びＯＡＲ（望ましくない）の両方と交差する状況によるというものである。より詳細には、ＩＭＲＴでは、マルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）が利用可能なビームレットを規定し、ＯＡＲと交差しないいずれのビームレットも、ＩＭＲＴ幾何学形状に関する有効なＩＭＲＴ計画を達成できないことに寄与しない。他方で、標的ボリューム及びＯＡＲの両方と交差するいずれのビームレットも、ＩＭＲＴ幾何学形状に関する有効なＩＭＲＴ計画を達成できないことに寄与する可能性があるが、それは、ＩＭＲＴ送達の間にそのビームレットを適用することが、標的ボリュームの照射には寄与するが、ＯＡＲの望ましくない照射にも寄与するためである。この望ましくないＯＡＲの照射が、あらゆる潜在的なＭＬＣ構成に対して（治療線量目標によって規定されるような、最大の許容可能な線量を越えて）高すぎる場合、そのＩＭＲＴ幾何学形状を使用して有効なＩＭＲＴ計画を最適化することは不可能である。したがって、開示される達成可能性推定値は、標的ボリュームと交差する（少なくとも１つの）放射線ビームの利用可能なビームレットの数Ｎ_Ｔと、標的ボリューム及びＯＡＲの両方と交差する（少なくとも１つの）放射線ビームの利用可能なビームレットの数ｎとの比較に基づいて計算される。数ｎはＮ_Ｔ以下であり、概して、ｎがＮ_Ｔに近付くほど、所与のＩＭＲＴ幾何学形状に対してＩＭＲＴ計画を最適化できる見込みが低くなる。

本明細書で使用するとき、「利用可能なビームレット」という用語は、所与のＩＭＲＴ幾何学形状のコンテキストでは、ＭＬＣによって妨害されない場合に標的ボリュームを照射するようになる、放射線ビームのビームレットを指す。換言すれば、「利用可能なビームレット」は、ＭＬＣによって妨害されない場合に標的ボリュームと交差するようになる、ＭＬＣによって変調される放射線ビームのビームレットである。したがって、利用可能なビームレットの数はＮ_Ｔである。放射線ビーム面積が、放射線ビームの周辺部分が標的ボリュームと交差しない大きさである場合、その周辺部分にあるビームレットは、ＭＬＣによって妨害されなくても標的ボリュームの照射に寄与し得ないため、それらは「利用可能な」ビームレットではないことに留意されたい。

実際の線量目標も、所与のＩＭＲＴ幾何学形状に対するＩＭＲＴ計画の達成可能性に影響する。しかしながら、本明細書では、ＩＭＲＴ計画の最適化（上述したように、計算集約的である）を実際に実施することなく、ＩＭＲＴ計画を達成する可能性の推定値を提供する目的で、この影響を概算できることが認識される。本明細書に開示する例示の達成可能性推定値では、標的領域、ＯＡＲ、及び少なくとも１つの放射線ビームの相対的空間配置に基づいて、ＩＭＲＴ幾何学形状に関して計算される「幾何学的複雑さ」又はＧＣメトリックを、基準ＩＭＲＴ幾何学形状に関して計算された同じＧＣメトリックと比較することによって、近似的方式で線量目標の影響が考慮される。基準ＩＭＲＴ幾何学形状は、好ましくは、現在の治療にとって望ましいものと同様の線量目標を有するＩＭＲＴ計画に対するＩＭＲＴ幾何学形状となるように選択される。ＯＡＲの最大の許容可能線量は、一般的に、様々な器官に関する既知の損傷閾値に関連付けられるが、標的ボリュームの線量目標は、同様に、所与のタイプのがんの治療における臨床的効率に対する既知の放射線量レベルに関連付けられる。

上記を考慮して、例示の達成可能性推定値は、任意の線量目標ではなく、標的領域、ＯＡＲ、及び少なくとも１つの放射線ビームの相対的空間配置に基づいて計算される。実例では、達成可能性推定値は、（ｉ）利用可能なビームレット（即ち、標的ボリュームと交差するもの）の数Ｎ_Ｔと、（ｉｉ）ＯＡＲとも交差する利用可能なビームレットの数ｎとを比較する、「幾何学的複雑さ」又はＧＣメトリックを使用して計算される。いくつかの実施形態では、ＩＭＲＴ幾何学形状に関するＧＣメトリックは、少なくとも１つの利用可能なＩＭＲＴ計画（好ましくは、現在開発中のＩＭＲＴ計画と比較して類似の線量目標を有するもの）を可能にすることが分かっている基準ＩＭＲＴ幾何学形状に関するＧＣメトリックと比較され、それによって線量目標の影響を近似的に考慮する。

次に図１を参照すると、画像診断及び放射線治療送達装置に関連して、例示の強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）計画デバイスが示されている。ＩＭＲＴ計画プロセスは、放射線医学実験室１０において、例示のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像診断デバイス１２、磁気共鳴（ＭＲ）画像診断スキャナなどの適切な画像診断デバイスを使用して、患者の画像診断を行うことで始まる。放射線医学実験室１０は、患者の、又は少なくとも腫瘍若しくは他のＩＭＲＴ標的ボリューム、及び隣接するリスク臓器（ＯＡＲ）の、三次元（３Ｄ）画像１４を送達する。一般に、３Ｄ画像１４は処理されて、減衰マップ１６（又は、場合によっては吸収マップとも呼ばれる、μマップ）が生成され、それがＩＭＲＴ計画最適化において、ＩＭＲＴを受けているがん患者の様々な組織による放射線吸収を考慮するのに使用される。ＣＴ画像診断によって獲得される例示の３Ｄ画像１４の場合、減衰マップ１６は、ＣＴ画像診断に使用されるＸ線と比較して、治療用放射線ビームの異なる吸収特性を考慮に入れるようにＣＴハウンスフィールド数を変換することによって、容易に生成される。ＭＲ画像からの減衰マップ１６の生成は、例えば、画像をセグメント化し、減衰値をセグメント化画像の異なるセグメントに割り当てることによって行われてもよい。

３Ｄ画像１４は、ＩＭＲＴを計画する際の計画画像として役立つ。この目的のため、計画画像１４は、臨床医（例えば、腫瘍学者又は線量測定士）によって輪郭が描かれて、標的ボリューム、及び標的ボリュームの照射中に望ましくない放射線を受けることがある任意の隣接するリスク臓器（ＯＡＲ）が規定される。輪郭描写は、一般的には、ディスプレイ２２と、１つ以上のユーザ入力デバイス（例えば、キーボード２４、マウス若しくは他のポインティングデバイス２６、ディスプレイ２２の接触式オーバーレイ、及び／又はその他）とを有する（或いはそれらと動作可能に接続された）、ユーザインターフェーシングコンピュータ２０を操作する臨床医によって実施される、手動又は半手動プロセスである。コンピュータ２０は、輪郭描写用のグラフィカルユーザインターフェース（ＧＵＩ）２８を提供するようにプログラミングされ、それを介してユーザは、標的ボリューム及びＯＡＲの境界を定める３Ｄ計画画像１４のスライスに輪郭を描くことができる。それに加えて、又はその代わりに、例えば、標的ボリューム及びＯＡＣを取り囲むメッシュとして輪郭を規定し、各メッシュが手動の輪郭描写中に臨床医によって特定される点を含むように規定され、場合によっては画像勾配などによって特定されるオブジェクトのエッジにメッシュを適合させることによって境界が定められる、自動化又は半自動化された輪郭描写が提供されてもよい。

輪郭描写用ＧＵＩ ２８を介して実施される輪郭描写（任意で、半自動化された輪郭描写の支援を用いるが、臨床医が調査／承認を行う、完全に自動化された輪郭描写も想到される）の出力は、標的ボリュームと（望ましくない）照射が制御される任意のＯＡＲの境界を定める一組の輪郭３０である。臨床医は、放射線ビーム（又は、ＩＭＲＴ送達デバイスが複数の放射線ビームを同時に及び／又は異なる時間に出力できる場合、複数の放射線ビーム）の向きも選択することによって、輪郭３０によって定義された標的ボリューム及びＯＡＲを含むＩＭＲＴ幾何学形状３２を完成させる。標的ボリューム及びＯＡＲそれぞれに対する放射線ビームの空間位置は、実際の制約（例えば、患者が通常うつ伏せの位置で、即ち顔を下に向けて、若しくは仰向けの位置で、即ち顔を上に向けて横たわっている）、標的ボリュームを放射線ビームの中心若しくはその付近に位置付ける必要性、並びにＯＡＲの暴露を制限する要望に基づいて決定される。したがって、ＩＭＲＴ幾何学形状３２は、照射される標的ボリュームと、少なくとも１つのリスク臓器（ＯＡＲ）と、少なくとも１つの放射線ビームとを含む。ＩＭＲＴ計画を設計するための臨床医による更なる入力は、線量目標３４である。一般的に、これらは、標的ボリュームに送達される最小（及び／又は標的）放射線量と、各ＯＡＲに対する最大の許容可能線量とを含んでもよい。各ＯＡＲは、概して、特定の器官の放射線感受性に応じて、異なる最大の許容可能線量を有してもよい。線量目標３４のいくつかは、厳格な又は柔軟な制約として体系化されてもよく、例えば、ライフクリティカルなＯＡＲに関する最大の許容可能線量は、患者の安全を担保するために、厳格な制約であり得る。

従来、ＩＭＲＴ幾何学形状３２及び線量目標３４が設定された状態で、ＩＭＲＴ計画は、ネットワークサーバコンピュータ、クラウドコンピューティングリソース、又は他の分散型コンピューティングシステムなどの適切な高出力コンピュータ４０に実施された、ＩＭＲＴ計画最適化系３８によって実施されるＩＭＲＴ計画最適化に進む。ＩＭＲＴ計画最適化コンピュータ４０は、任意で、いくつかの最適化動作を実施する専用のコンポーネント（例えば、ＡＳＩＣ）を用いてもよい。非限定例として、ＩＭＲＴ計画最適化系３８は、放射線ビームに関するフルエンスマップが所望の線量目標を生み出すように最適化され、減衰マップ１６を使用して放射線プロファイルが決定され、結果として得られるフルエンスマップを次に離散化してＭＬＣ構成が生成される、逆方向計画の手法を用いてもよい。結果として得られるＩＭＲＴ計画４２は、非一時的データ記憶媒体に格納され、予定された時間に、患者は、例えばＩＭＲＴ計画４２にしたがって、放射線ビームを生成するｌｉｎａｃ及びビームを変調するＭＬＣを備える放射線治療送達装置４４を使用して実施されるＩＭＲＴ送達を受ける。

例示の図１では、全体的なＩＭＲＴ幾何学形状３２及び線量目標３４を選択するため、輪郭描写ＧＵＩ ２８及びユーザインターフェーシングを実施したコンピュータ２０は、ＩＭＲＴ計画最適化系３８を実施するようにプログラミングされたコンピュータ４０とは別個であることに注目されたい。これは一般的構成であるが、その理由として、ユーザインターフェーシングコンピュータ２０が、ユーザインターフェーシングコンポーネント２２、２４、２６を要し、また好ましくは、任意のグラフィック処理装置（ＧＰＵ）又は他のグラフィックス高速化ハードウェアなどの輪郭描写に対応する機能を含み、一方でＩＭＲＴ計画最適化系３８が好ましくは、十分な計算能力を提供する、高容量コンピュータ又はコンピューティングネットワーク又はクラウドコンピューティングリソースに実施される。しかしながら、単一のコンピュータがユーザインターフェーシング機能２８、３０、３２、３４及びＩＭＲＴ計画最適化系３８の両方を実施するか又はそれらに対応することが想到される。例えば、別の適切な実施は、ネットワークサーバコンピュータ又はコンピュータクラスタ（例えば、病院の電子ネットワークの１つ若しくは複数のサーバ）、及びネットワークサーバコンピュータと接続された１つ以上の「ダム」端末又はパーソナルコンピュータであり、この実施では、端末又はパーソナルコンピュータのユーザインターフェーシングコンポーネントは輪郭描写などを提供し、最適化はネットワークサーバコンピュータに対して実施され、その結果が端末又はパーソナルコンピュータに表示される。

上述したように、ＩＭＲＴ計画最適化は、最適化される数百又は数千のパラメータを伴い、数時間の計算時間がかかることがある。ＩＭＲＴ幾何学形状３２及び線量目標３４の選択に応じて、ＩＭＲＴ計画最適化は物理的に実現可能な解決策に収束できないことがあり、この場合、臨床医は、ＩＭＲＴ幾何学形状３２及び／又は線量目標３４を更新することによって計画段階に戻らなければならず、或いはいくつかの例では、標的ボリューム及び／又はＯＡＲ輪郭を更新するのに輪郭描写ＧＵＩ ２８に戻る必要があることがある。かかる状況では、貴重なコンピューティングリソース及び臨床医の時間が無駄になり、患者に対する放射線治療のタイムクリティカルな臨床的送達が遅れることがある。

これらの潜在的問題を緩和するため、図１の例示のＩＭＲＴ計画デバイスは、ＩＭＲＴ計画達成可能性推定器５０を更に含み、これは、ユーザインターフェーシングコンピュータ２０、又はＩＭＲＴ最適化コンピュータ４０、又は両方の機能を実施する組み合わされたコンピュータなどに、様々に実施されてもよい。ＩＭＲＴ計画達成可能性推定器５０は、選択されたＩＭＲＴ幾何学形状３２に対して、ＩＭＲＴ計画最適化系３８によって、物理的に実現可能なＩＭＲＴ計画を生成することができる可能性を推定する。この推定は、ＩＭＲＴ幾何学形状３２（標的ボリューム及びＯＡＲの定義と選択された放射線ビームとを含む）に基づいて行われるが、例示の実施形態では、線量目標３４に依存しない。それよりもむしろ、例示の実施形態では、ユーザが、規準ＩＭＲＴ計画データベース５２から、類似のＩＭＲＴ幾何学形状及び（好ましくは）類似の線量目標を有するＩＭＲＴ計画を選択し、選択されたＩＭＲＴ幾何学形状３２に対して、また基準ＩＭＲＴ計画のＩＭＲＴ幾何学形状に対して、幾何学的複雑さ（ＧＣ）メトリックが計算される。ＧＣメトリック及び基準ＧＣメトリックの比較に基づいて、達成可能性が推定される。概して、選択されたＩＭＲＴ幾何学形状３２のＧＣメトリックが基準ＧＣメトリックよりも著しく高い場合、これは、選択されたＩＭＲＴ幾何学形状３２が著しく幾何学的により複雑な状況を提示しており、ＩＭＲＴ計画を、幾何学的に複雑なＩＭＲＴ幾何学形状に対して成功裏に最適化できる見込みが低くなることを示している。結果として得られるＩＭＲＴ計画達成可能性推定値は、ディスプレイ２２に適切に表示される。表示は、数値であってもよく、又は数値的な達成可能性推定値をビニングし、ビニングした数値的な推定値に基づいて文字による達成可能性推定値を選択することによって、「達成可能」、「ほぼ達成可能」、「ほぼ達成不能」、「達成不能」といった文字による達成可能性推定値に書き換えられてもよい。

達成可能性推定値は、選択されたＩＭＲＴ幾何学形状３２に対するＩＭＲＴ計画最適化を進めるのに得策であるか否かに関する、臨床医のガイダンスとして意図されることに留意されたい。このため、達成可能性推定値は顕著な誤差レベルを有する場合があり、即ち、いくつかの場合、達成可能性推定値は、実際にＩＭＲＴ計画最適化系３８が物理的に実現可能な計画を生成できないことが判明したときに、ＩＭＲＴ計画最適化が達成可能であることを示すことがあり、またその逆も真である。ＩＭＲＴ計画達成可能性推定器５０は、それが通常は正確な場合に、即ち通常はＩＭＲＴ計画が実現可能であると予測したときにそれが正しい場合、また通常はＩＭＲＴ計画が達成不能であると予測した場合にそれが正しい場合、有用な目的に役立つ。これは、ＩＭＲＴ計画達成可能性推定器５０が、無駄な最適化計算時間及び臨床医の時間を大幅に低減するのに十分である。

図１を参照して、ＩＭＲＴ計画達成可能性推定器５０を含むＩＭＲＴ計画デバイスの概要を提供してきたが、以下、いくつかの適切なＩＭＲＴ計画達成可能性推定のいくつかの実例を提供する。例示のＩＭＲＴ計画達成可能性推定器は、概して、（ｉ）標的ボリュームと交差する少なくとも１つの放射線ビームの利用可能なビームレットの数Ｎ_Ｔと、（ｉｉ）標的ボリューム及びＯＡＲの両方と交差する少なくとも１つの利用可能なビームレットの数ｎとの比較に基づいて動作する。より詳細には、幾何学的複雑さ（ＧＣ）メトリックは次式のように定義される。

ここで、Ｖは標的ボリュームの体積（例えば、照射される腫瘍の体積）、Ｎ＝Ｎ_Ｔ／Ｖは標的ボリュームの単位ボリューム当たりの利用可能なビームレットの数である。他の類似のＧＣメトリックを使用することができ、例えば、いくつかの実施形態では、正規化が用いられる（ＧＣ＝（ｎ＋１）／Ｎ_Ｔを与える）ことが認識されるであろう。式（１）の「＋１」は、特定の起こり得るゼロ除算シナリオを低減させるが、概して任意である（例えば、ＧＣ＝ｎ／Ｎが想到される）。

図２及び図３を参照すると、達成可能性の推定に関する式（１）の効率の２つの実例が示されている。図２及び図３は、単一の放射線ビームによって照射されている標的ボリューム及びＯＡＲの２つの例を図式的に示している。この例では、利用可能なビームレットの数Ｎ_Ｔは４である（これは、上述したように図式であり、実際のＩＭＲＴの実現例では、Ｎ_Ｔは一般的に数百又は数千単位である）。図２の例では、標的ボリュームと交差する４つの利用可能なビームレットは全て、ＯＡＲとも交差するので、ｎ＝４である。このことによって、式（１）のＧＣメトリックに対する高い値が得られ、幾何学的複雑さが大きく、ＩＭＲＴ計画最適化の成功が達成される見込みが低いことを示している。比較によって、図３は、標的ボリュームと交差するビームレットのうち１つのみがＯＡＲとも交差しており、したがってｎ＝１である、異なる幾何学形状を示している。このことによって、式（１）のＧＣメトリックに対する低い値が得られ、幾何学的複雑さが小さく、ＩＭＲＴ計画最適化の成功が達成される見込みが高いことを示している（例えば、ＯＡＲと交差する単一のビームレットを、最適化されたＭＬＣ構成によって遮断することができる）。

図４及び図５を参照すると、３つの放射線ビームを有する一例が示されている。概して、３つの放射線ビームは同時に、又は連続する時間間隔で、例えば強度変調回転照射（ＶＭＡＴ）手法にしたがって適用されてもよい（一般的に、重要なのは、単一の放射線治療セッションで標的ボリューム及びＯＡＲに送達される時間積分線量なので、連続する放射線ビームパルス間の時間間隔は関連がなく、連続する放射線ビームパルスは別個の放射線ビームとして見ることができる）。この例では、各放射線ビームは４つのビームレットへと変調される（やはり、単純化した図式的な例）ので、３つの放射線ビームに関しては、Ｎ_Ｔ＝４×３＝１２である。図４の例では、一番左側の放射線ビームの１つのビームレットはＯＡＲとも交差し、真ん中の放射線ビームの１つのビームレットはＯＡＲとも交差し、最も右側の放射線ビームの３つのビームレットはＯＡＲとも交差している。したがって、ｎ＝１＋１＋３＝５であり、式（１）から、ＧＣメトリックは

である。図５の例では、一番左側の放射線ビームの２つのビームレットはＯＡＲとも交差し、真ん中の放射線ビームの２つのビームレットはＯＡＲとも交差し、最も右側の放射線ビームの４つ全てのビームレットはＯＡＲとも交差している。したがって、ｎ＝２＋２＋４＝８であり、式（１）から、ＧＣメトリックは

である。これにより、図４のＩＭＲＴ幾何学形状（ＧＣが低い）の方が、図５のＩＭＲＴ幾何学形状（ＧＣが高い）と比較して、達成可能なＩＭＲＴ計画最適化をもたらす見込みが高い。

図６を参照すると、２つ以上のＯＡＲがある場合、様々な形でこれを扱うことができる。例示の図６は、「ＯＡＲ＃１」及び「ＯＡＲ＃２」とそれぞれ称される２つのＯＡＲを、２つの放射線ビームと共に示している。水平放射線ビームは、ＯＡＲ＃２と交差する４つのビームレットを有し、ＯＡＲ＃１と交差するものは有さない。垂直放射線ビームは、ＯＡＲ＃１と交差する３つのビームレットと、ＯＡＲ＃２と交差する１つのビームレットとを有する。１つの手法では、２つのＯＡＲは単一のＯＡＲとして処理され、即ち、個々のＯＡＲの合併である単一のＯＡＲが存在する（例えば、ここでは単一のＯＡＲは｛ＯＡＲ＃１∪ＯＡＲ＃２｝である）。この場合、ｎ＝８（全てのビームレットが構成成分ＯＡＲの少なくとも１つと交差するため）であり、Ｎ_Ｔ＝８であるので、ＧＣメトリックは、

である。ＧＣメトリックの非常に高い値は、このＩＭＲＴ幾何学形状を用いる最適化されたＩＭＲＴ計画を達成する見込みが低いことを示す。これは有用な情報であるが、どのＯＡＲが成功する計画の最適化の見込みを最も著しく低下させるにかについては臨床医に情報を与えない。

別の手法では、各ＯＡＲは別個に処理され、この場合、ＯＡＲ＃１のＧＣメトリックは、

であり、ＯＡＲ＃２のＧＣメトリックは、

である。したがって、臨床医には、ＯＡＲ＃１と比較してＯＡＲ＃２の方が成功する計画の最適化の見込みを著しく低下させることが知らされる。しかしながら、この手法では、個々のＧＣメトリックの値は、最適化されたＩＭＲＴ計画を達成する見込みを大幅に過大評価していることがあり、図６の例では、個々のＧＣメトリックはそれぞれ、両方のＯＡＲを考慮した場合のＧＣメトリックよりも著しく低く、したがって最適化されたＩＭＲＴ計画を達成する見込みを過大評価している。１つの手法では、両方のＯＡＲを併せて処理し、この例では

の値を有する「合計」ＧＣメトリックが表示され（したがって、非常に低い達成可能性の見込みを示す）、それに加えて、各ＯＡＲに対するＧＣメトリックも、どのＯＡＲが達成可能性に悪影響を及ぼすかを判断するのを支援するために表示される（同様の方式で、個々の放射線ビームそれぞれに対するＧＣメトリックを表示して、どのビームが最適化されたＩＭＲＴ計画の達成可能性に悪影響を及ぼすかを示すことができる）。

いくつかの想到される実施形態では、式（１）のＧＣメトリック、又は「＋１」項を省略したもの及び／又はボリューム（Ｖ）の正規化を省略したものである、本明細書に記載する変形例のうち１つなどの変形例が、達成可能性推定値として使用される。図２〜図５の例から、ＧＣが増加するにしたがって、標的ボリューム及びＯＡＲの両方と交差するビームレットの数ｎが増加することが分かり、これは、幾何学的複雑さが増大し、結果として成功するＩＭＲＴ計画の最適化の見込みが低下することを反映している。しかしながら、達成可能性推定値としてＧＣに直接依存しても、式（１）が純粋に幾何学的な分析なので、線量目標３４の影響を考慮するための機構を何らもたらさない。実際上、線量目標３４は、ＩＭＲＴ計画を成功裏に最適化できるか否かには影響する。例えば、ＯＡＲに対する最大の許容可能線量が（標的ボリュームに対して意図される線量と比較して）低減されるにしたがって、より低い最大の許容可能ＯＡＲ線量を満たす最適化されたＩＭＲＴ計画を達成することがより困難になる。対照的に、ＯＡＲに対する最大の許容可能線量が増加するにしたがって、より多くの放射線量をＯＡＲが吸収することができるので、最適化されたＩＭＲＴ計画を達成することが容易になる。しかしながら、標的ボリューム及びＯＡＲに送達される線量を計算することは、ＩＭＲＴ計画最適化の実施を伴い、計算上複雑なＩＭＲＴ計画最適化を実施する前の最初の達成可能性推定値を実施するという目的を無効にしてしまう。

例示の実施形態では、線量目標３４のいずれかに対する達成可能性推定値を基準にする代わりに、この情報は、検討中のＩＭＲＴ幾何学形状３２に関して式（１）によって計算されたＧＣメトリックを、実際に最適化されたＩＭＲＴ計画の基準ＩＭＲＴ幾何学形状に関してやはり式（１）によって計算された基準ＧＣメトリックと比較することによって、半定量的に考慮される。このように、基準ＩＭＲＴ幾何学形状は、ＩＭＲＴ計画の成功する最適化を可能にすることが知られている（これが過去の基準ＩＭＲＴ幾何学形状に対して行われているため）。基準ＩＭＲＴ計画データベース５２から選択された基準ＩＭＲＴ計画は、好ましくは、開発途中のＩＭＲＴ計画に可能な限り近付くように選択され、特に、基準ＩＭＲＴ計画は、選択されたＩＭＲＴ幾何学形状３２と同じ又は類似のＩＭＲＴ幾何学形状を有するべきであり、基準ＩＭＲＴ計画の線量目標は、開発途中のＩＭＲＴ計画の線量目標３４に近付けるべきである。基準ＩＭＲＴ計画は、例えば、臨床医がデータベース５２に格納された過去のＩＭＲＴ計画を検索することによって、手動で選択されるか、又は例えば、ＩＭＲＴ幾何学形状と線量目標の最も近い合致によって、自動的に選択されるか、又はそれらの組み合わせによって、例えば、同じＯＡＲ及び同じタイプの放射線治療に関する過去のＩＭＲＴ計画（例えば、同じタイプのがん性腫瘍）を自動的に選択し、最も近い計画に関する過去のＩＭＲＴ計画のこの部分集合を臨床医が検索することによって選択されてもよい。更に、図６を参照して考察したように、達成可能性推定値が各ＯＡＲに関して別個に計算される実施形態では、各ＯＡＲの達成可能性を推定するのに異なる基準ＩＭＲＴ計画を用いることが想到される（これは、２つ以上の標的ボリュームが照射される場合に拡張することもでき、各ＯＡＲ／標的ボリュームの組み合わせの達成可能性を、ＯＡＲ／標的ボリュームの組み合わせに対して選択した基準ＩＭＲＴ計画を使用して、別個に推定することができる）。選択された基準ＩＭＲＴ計画に関するＧＣメトリックは、

として適切に計算される。ここで、式（２）は、下付きのｒｅｆが基準ＩＭＲＴ計画の幾何学形状に関する値を示すのに使用されている点を除いて、式（１）と同一である。そのため、達成可能性推定はＧＣ比に基づく。

式（３）の達成可能性推定値の公式では、ボリューム正規化（Ｎ＝Ｎ_Ｔ／Ｖ）は、開発途中のＩＭＲＴ計画を基準ＩＭＲＴ計画と比較する際に、腫瘍サイズの差を近似的に考慮するのに有用である。これもやはり任意であり、特に、データベース５２が、臨床医が類似サイズの腫瘍に関する基準ＩＭＲＴ計画を通常選択することができるのに十分な大きさである場合にそうである。任意の「＋１」因子はまた、ｎ_ｒｅｆ＝０の場合におけるゼロ除算の可能性を回避するものと見られる。式（３）のＧＣ_{ｒａｔｉｏ}は線量目標を近似的に考慮するが、それは、単位に関するＧＣ_{ｒａｔｉｏ}が、達成可能であることが既に分かっている基準ＩＭＲＴ幾何学形状に相当するためである。しかしながら、式（３）の達成可能性推定は、いずれの線量目標にも基づかず（したがって、計算集約的な線量最適化を実施することを要しない）、それよりもむしろ、ＩＭＲＴ幾何学形状３２及び基準ＩＭＲＴ計画とそのＧＣ_ｒｅｆ値に基づく。

いくつかの実施形態では、達成可能性推定値は定量値であり、例えば、基準が使用されない場合の式（１）のＧＣメトリック、又は基準ＩＭＲＴ計画が使用される場合の式（３）のＧＣ_{ｒａｔｉｏ}である。しかしながら、これらの数値は、特に両方の場合において、より大きい値がより低い達成可能性の見込みに対応し、反直感的に見えることがあるので、臨床医にとって直感的でないことがある。例示の実施形態では、ＧＣ_{ｒａｔｉｏ}はビニングされ、数値を表意的意味がある文字による達成可能性推定値に変換するため、表１として示されるルックアップテーブルが使用される。例示の表１にある定量的値は代表例であり、ＧＣ_{ｒａｔｉｏ}ビンに対する特定の値が、ＩＭＲＴ計画の特定のタイプに関して、また一般のＩＭＲＴ幾何学的レイアウトに関して選択されてもよいことが理解されるべきである。また、達成可能性推定値は推定値であるため、「達成可能」のカテゴリは、「達成可能」推定値を有する幾何学形状に関してＩＭＲＴ計画を最適化できるのが確実であることを示唆するものではなく、それよりもむしろ、かかる計画が達成可能である見込みが高いことを示し、同様に、「達成不能」は、幾何学形状を用いてＩＭＲＴ計画を最適化することができないことを確証的に意味するものではなく、単にかかる最適化の見込みが非常に低いという意味であることに留意すべきである。

表１を用いて解釈した式（３）の達成可能性推定を適用して、頭頂部のＩＭＲＴ計画のコンテキストにおいて右耳下腺管から成るＯＡＲに関する達成可能性を推定した。実験は以下のように実施した。最初に、最適化によって全ての臨床目標が満たされている基準頭頂部計画を作成した。セグメント化された各臨床構造（ＯＡＲ）と関連付けられたＧＣ_ｒｅｆメトリックを、基準計画に対して抽出した。他の頭頂部事例における右耳下腺管ＯＡＲに関してＧＣメトリックを計算し、これらのＧＣメトリック値を、基準の事例で得られたそれぞれの基準ＧＣ_ｒｅｆ値と比較した。次に、式（３）の幾何学的複雑さの比（ＧＣ_{ｒａｔｉｏ}）を計算し、値を、表１を使用して文字による達成可能性推定値に変換した。ＩＭＲＴ幾何学形状では、０°、５０°、１００°、１５０°、２００°、２５０°、及び３００°の７つの等角度のビームを全ての事例で使用した。式（３）及び表１の達成可能性推定値は、時間の約８５％でＩＭＲＴ計画の最適化結果を正確に予測した。これは、開示の達成可能性推定器が、成功しない見込みが大きいＩＭＲＴ計画最適化の実施を回避することによって、無駄な計算時間及び臨床医の時間を大幅に低減するのに十分である。

図７を参照すると、図１のＩＭＲＴ計画デバイスを使用して適切に実施される、ＩＭＲＴ計画最適化の達成可能性推定方法が示されている。動作６０では、基準ＩＭＲＴ計画が基準ＩＭＲＴ計画データベース５２から選択される。これは、臨床医が過去のＩＭＲＴ計画を検索して、ＩＭＲＴ幾何学形状３２及び線量目標３４に関して類似した計画を見つけることによって、手動で行われてもよく、又はデータベース５２のコンピュータ検索によって自動的若しくは半自動的に行われてもよい。動作６２では、例えば式（１）にしたがって、ＩＭＲＴ幾何学形状３２に関してＧＣメトリックが計算される。動作６４では、例えば式（２）にしたがって、基準ＩＭＲＴ計画のＩＭＲＴ幾何学形状に関してＧＣ_ｒｅｆメトリックが計算される。いくつかの実施形態では、動作６４は、データベース５２内の過去のＩＭＲＴ計画全てに関してオフラインで実施され、｛ＩＭＲＴ計画、ＧＣ_ｒｅｆ｝のデータ対として格納される。動作６６では、例えば式（３）にしたがって、ＧＣ_{ｒａｔｉｏ}が計算される。任意で、これは、例えば表１を使用して、文字による達成可能性推定値に変換される。動作７０では、臨床医が達成可能性推定値を調査し、どのＩＭＲＴ計画最適化が達成可能である見込みであるかを決定する。この決定は、コンピュータ時間の利用可能性など、達成可能性予測以外の因子を考慮に入れてもよい（例えば、コンピュータ４０に対する作業負荷が低い場合、より見込みが低いＩＭＲＴ幾何学形状が追求されてもよい）。決定７０が肯定の場合、動作７２で、ＩＭＲＴ計画最適化系３８が呼び出されて、最適化されたＩＭＲＴ計画の生成が試みられる。決定７０が否定の場合、動作７４で、臨床医がＩＭＲＴ幾何学形状を調節し（例えば、放射線ビーム角度を修正し、必要であれば輪郭を調節してもよい）、再試行してもよい。

別の態様では、開示される手法は、ＩＭＲＴ計画最適化を実施する前にＩＭＲＴ幾何学形状を最適化するのに使用することができる。ＧＣメトリックから、特定の事例に適したＩＭＲＴ幾何学形状（例えば、ビームの角度若しくは位置）が異なる事例には適さないことがあると推論することができる。ＧＣメトリックは、標的ボリューム及びＯＡＲそれぞれに対するビーム構成を含むＩＭＲＴ幾何学形状に基づくので、反復ソルバーを使用して解決することができるＧＣメトリックを使用して、放射線ビーム構成選択の問題を公式化することが可能である。以下の実例では、ビーム構成は、組み合わせビーム角度、コリメータ角度、及びカウチ角度に基づいて選択される。例えば、異なるＯＡＲに関して得られるＧＣ_{ｒａｔｉｏ}を考慮して、図６を参照して上記で考察したように、各ＯＡＲを別個に処理する。最適化は次のように公式化されてもよい。

ここで、Ｆは最小化されるオブジェクト関数、

はｋ＝１、・・・、Ｋの場合の各ＯＡＲに対する式（３）によるＧＣ_{ｒａｔｉｏ}、Ｗ_ｋ，ｋ＝１、・・・、Ｋはｋ番目のＯＡＲに割り当てられる重要度を示す各ＯＡＲの重みである。概して、Ｗ_ｋのより大きい値は、ＯＡＲ＃ｋの照射をその最大の許容可能な線量未満に保つことがより重要であることを示す。関数φ（Ｗ_ｋ）は二値選択関数である。

反復ソルバーは、累積ＧＣ_{ｒａｔｉｏ}（即ち、ＩＭＲＴ計画における全ＯＡＲの比の和）ができるだけ小さくなるように、放射線ビーム構成を反復的に微調整する、Ｆを最小限に抑えるのに使用することができる。Ｆを最小限に抑えることによって、ＧＣ_{ｒａｔｉｏ}値を計算するのに使用される基準ＩＭＲＴ計画に関して、所与のＩＭＲＴタスクにとって放射線ビーム構成が最適であることが担保される。

上述の例では、基準ＩＭＲＴ計画は、現在開発中のＩＭＲＴ計画（幾何学形状及び線量目標）との類似度に基づいて、臨床医によって選択される。他の実施形態では、ＧＣメトリックが開発中のＩＭＲＴ計画に対して計算され、このＧＣメトリックは、基準ＩＭＲＴ計画データベース５２を自動的に検索して、類似のＧＣを有する（即ち、開発中のＩＭＲＴ計画に関して計算されたＧＣに近いＧＣ_ｒｅｆを有する）基準ＩＭＲＴ計画（又は２つ、３つ、若しくは複数の基準ＩＭＲＴ計画）を特定するのに使用される。この手法では、開発中のＩＭＲＴ計画の幾何学形状３２のみが、ＧＣを計算するための入力として必要であり、次に、特定された基準ＩＭＲＴ計画の線量目標を、臨床医が達成可能な見込みがある線量目標３４を設計する際のガイダンスとして使用することができる。

図８を参照すると、この代替手法を用いるＩＭＲＴ計画達成可能性推定方法が示されている。動作８０では、例えば式（１）にしたがって、ＩＭＲＴ幾何学形状３２に関してＧＣメトリック８２が計算される。動作８４では、基準ＩＭＲＴ計画データベース５２を検索して、開発中のＩＭＲＴ計画に関して意図されるＩＭＲＴ計画幾何学形状３２に対して計算されるＧＣメトリック８２にＧＣ_ｒｅｆメトリックが最も類似している、１つ以上の基準ＩＭＲＴ計画が特定される。この検索８４は好ましくは自動化され、データベース５２に格納された各ＧＣ_ｒｅｆに対してＧＣ ８４を比較するだけなので高速である（これにより、ＧＣ_ｒｅｆ値がオフラインで事前計算され、データベース５２に格納されるものと仮定され、それがこの実施形態では好ましく、或いは、ＧＣ_ｒｅｆメトリックをデータベース５２内の潜在的な基準ＩＭＲＴ計画それぞれに関して計算することができるが、この場合、開発中の新しいＩＭＲＴ計画に対して図８の方法が実行される毎にやり直す必要がある）。適切な接近度メトリック、例えば差異率によって測定されるような、ＧＣ ８２に十分に近いＧＣ_ｒｅｆを有する最大Ｎ個の計画を選択するなど、基準ＩＭＲＴ計画を選択するのに、様々な判定基準を使用することができる。Ｎの値は１程度の低さであることができ（この場合、単一の最も近い基準ＩＭＲＴ計画が選択される）、又はより高い値であることができ、例えばＮ＝５の場合、５つ以下の最も近い基準ＩＭＲＴ計画が選択される。動作８６では、最も近い基準ＩＭＲＴ計画に関する情報が表示される。この情報は、例えば、幾何学形状、線量目標、患者の成果に関する情報（利用可能な場合）、及び／又はその他を含んでもよい。したがって、臨床医には、１つ以上の類似の基準ＩＭＲＴ計画の組に関する顕著な情報が提供され、情報は例えば、手動動作８８において臨床医によって参照され、その動作で臨床医は、開発中のＩＭＲＴ計画に関する線量目標３４を選択する。

上述したように、開示のＩＭＲＴ計画動作は、少なくとも１つの非一時的記憶媒体に格納された命令（例えば、プログラム）を実行する、１つ以上のコンピュータ２０、４０によって適切に実施される。少なくとも１つの非一時的記憶媒体は、例えば、ハードドライブ又は他の磁気記憶媒体、光学ディスク又は他の光学記憶媒体、フラッシュメモリ又は他の固体電子メモリ、それらの様々な組み合わせなどのうちの１つ以上を含んでもよい。

本発明について、好ましい実施形態を参照して記載してきた。上記の詳細な説明を読んで理解することによって修正及び変更が想起されるであろう。本発明は、添付の特許請求の範囲又はその等価物の範囲内にある限りにおいて、全てのかかる修正及び変更を含むと解釈されるものとする。

Claims (21)

1. 表示デバイスを含むコンピュータと、
   動作を実施するのに前記コンピュータによって読取り可能及び実行可能な命令を格納する、少なくとも１つの非一時的記憶媒体とを備え、前記動作が、
   標的領域、リスク臓器（ＯＡＲ）、及び少なくとも１つの放射線ビームの相対的空間配置に基づいて、照射される標的ボリューム、前記ＯＡＲ、及び前記少なくとも１つの放射線ビームを含む、強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）幾何学形状に関する達成可能性推定値を計算することと、
   前記達成可能性推定値又は前記達成可能性推定値に基づいて生成された情報を、前記表示デバイスに表示することとを含む、放射線治療計画デバイス。
2. 前記計算することが、
   （ｉ）前記標的ボリュームを照射するために前記ＩＭＲＴ幾何学形状において利用可能な前記少なくとも１つの放射線ビームのビームレットの数Ｎ_Ｔと、（ｉｉ）前記Ｎ_Ｔ個のビームレットのうち前記ＯＡＲも通り抜けるビームレットの数ｎとを比較する、前記ＩＭＲＴ幾何学形状に関する幾何学的複雑さ（ＧＣ）メトリックを使用して、前記利用可能性推定値を計算することを含む、請求項１に記載の放射線治療計画デバイス。
3. 前記ＧＣメトリックはｎとＮ＝Ｎ_Ｔ／Ｖとを比較した比であり、ここでＶは前記標的ボリュームの体積である、請求項２に記載の放射線治療計画デバイス。
4. 前記ＧＣメトリックが、比
   

   

   である、請求項３に記載の放射線治療計画デバイス。
5. 前記達成可能性推定値が、前記ＩＭＲＴ幾何学形状に関するＧＣメトリックと基準ＩＭＲＴ幾何学形状に関するＧＣメトリックとの比を含む、請求項２乃至４のいずれか一項に記載の放射線治療計画デバイス。
6. 前記動作が、前記ＩＭＲＴ幾何学形状に関するＧＣメトリックと、基準ＩＭＲＴ計画データベースに格納されたＩＭＲＴ計画に関して計算されたＧＣメトリックとを比較することにより、少なくとも１つの基準ＩＭＲＴ計画を選択することを更に含み、
   前記表示することが、前記少なくとも１つのＩＭＲＴ計画の少なくとも線量目標を含む、選択された前記少なくとも１つの基準ＩＭＲＴ計画に関する情報を表示することを含む、請求項２乃至４のいずれか一項に記載の放射線治療計画デバイス。
7. 前記達成可能性推定値を計算することが、前記ＩＭＲＴ幾何学形状に関する前記ＧＣメトリックに少なくとも基づいて、文字による達成可能性推定値を決定することを更に含み、前記表示することが、前記文字による達成可能性推定値を前記ディスプレイに表示することを含む、請求項２乃至６のいずれか一項に記載の放射線治療計画デバイス。
8. 前記達成可能性推定値が、線量目標に基づいてではなく、前記標的領域、前記ＯＡＲ、及び前記少なくとも１つの放射線ビームの相対的空間配置に基づいて計算される、請求項１乃至７のいずれか一項に記載の放射線治療計画デバイス。
9. 前記少なくとも１つの非一時的記憶媒体が、前記少なくとも１つの放射線ビームの前記ビームレットを変調する少なくとも１つのマルチリーフコリメータ構成を選択して、前記ＩＭＲＴ幾何学形状を使用して事前定義された線量目標を達成するように、前記ＩＭＲＴ幾何学形状に関するＩＭＲＴ計画の最適化を実施するために、前記コンピュータによって読取り可能及び実行可能な命令を更に格納し、前記事前定義された線量目標は、前記標的ボリュームに関する線量目標及び前記ＯＡＲに関する最大の許容可能な線量目標を少なくとも含む、請求項１乃至８のいずれか一項に記載の放射線治療計画デバイス。
10. 前記動作が、
    同じ標的ボリューム及び同じ少なくとも１つの放射線ビームをそれぞれ含むが、異なるＯＡＲをそれぞれ含む、ＩＭＲＴ幾何学形状に対して計算された、達成可能性推定値の重み付き和を含むオブジェクト関数を最適化することと、
    前記オブジェクト関数を最適化するために、前記少なくとも１つの放射線ビームの１つ以上の幾何学的パラメータを調節することとを更に含む、請求項１乃至９のいずれか一項に記載の放射線治療計画デバイス。
11. 照射される標的ボリュームと交差する少なくとも１つの放射線ビームの利用可能なビームレットの数Ｎ_Ｔと、前記標的ボリューム及びリスク臓器（ＯＡＲ）の両方と交差する前記少なくとも１つの放射線ビームの利用可能なビームレットの数ｎとの比較に基づいて、前記標的ボリューム、前記ＯＡＲ、及び前記少なくとも１つの放射線ビームを含む、強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）幾何学形状に関する達成可能性推定値を計算するステップと、
    前記達成可能性推定値又は前記達成可能性推定値に基づいて生成された情報を、コンピュータのディスプレイ又は前記コンピュータに動作可能に接続されたディスプレイに表示するステップとを有する、
    放射線治療計画方法を実施するためにコンピュータによって読取り可能及び実行可能な命令を格納する、非一時的記憶媒体。
12. 前記計算するステップが、ｎとＮ＝Ｎ_Ｔ／Ｖとを比較した比を含む幾何学的複雑さ（ＧＣ）メトリックを計算するステップを有し、ここでＶは前記標的ボリュームの体積である、請求項１１に記載の非一時的記憶媒体。
13. 前記達成可能性推定値が、（ｉ）前記ＩＭＲＴ幾何学形状に関するＧＣメトリックと、（ｉｉ）基準ＩＭＲＴ幾何学形状に関するＧＣメトリックとのＧＣ比を計算することを含む、請求項１２に記載の非一時的記憶媒体。
14. 前記放射線治療計画方法が、
    前記ＩＭＲＴ幾何学形状に関する前記達成可能性推定値を、基準ＩＭＲＴ計画データベースに格納されたＩＭＲＴ計画に関して計算された基準達成可能性推定値と比較することによって、少なくとも１つの基準ＩＭＲＴ計画を選択するステップを更に有し、
    前記表示するステップが、選択された前記少なくとも１つの基準ＩＭＲＴ計画に関する情報を表示することを有する、請求項１１又は１２に記載の非一時的記憶媒体。
15. 前記達成可能性推定値が線量目標に基づいて計算されるのではない、請求項１１乃至１４のいずれか一項に記載の非一時的記憶媒体。
16. 放射線治療計画方法であって、前記放射線治療計画方法は、
    コンピュータを使用して、照射される標的ボリューム、リスク臓器（ＯＡＲ）、及び少なくとも１つの放射線ビームを含む、強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）幾何学形状に関する達成可能性推定値を計算するステップを有し、前記計算するステップが、
    前記標的ボリュームを照射するために前記ＩＭＲＴ幾何学形状において利用可能な前記少なくとも１つの放射線ビームのビームレットの数Ｎ_Ｔと、前記Ｎ_Ｔ個のビームレットのうち前記ＯＡＲも通り抜けるビームレットの数ｎとを比較する、前記ＩＭＲＴ幾何学形状に関する幾何学的複雑さ（ＧＣ）メトリックを計算するステップと、
    （ｉ）前記ＩＭＲＴ幾何学形状に関するＧＣメトリックと、（ｉｉ）ＩＭＲＴ計画が達成可能であることが分かっている基準ＩＭＲＴ幾何学形状に関するＧＣメトリックとのＧＣメトリック比を計算するステップと
    を有し、前記放射線治療計画方法が、
    前記達成可能性推定値をコンピュータディスプレイに表示するステップを有する、放射線治療計画方法。
17. 前記ＧＣメトリックはｎとＮ＝Ｎ_Ｔ／Ｖとを比較した比であり、ここでＶは前記標的ボリュームの体積である、請求項１６に記載の放射線治療計画方法。
18. 前記ＧＣメトリックが線量目標に依存しない、請求項１６又は１７のいずれか一項に記載の放射線治療計画方法。
19. 前記標的ボリュームに関する線量目標及び前記ＯＡＲに関する最大の許容可能な線量目標を達成するために、前記ＩＭＲＴ幾何学形状における前記少なくとも１つの放射線ビームの前記ビームレットを変調する少なくとも１つのマルチリーフコリメータ構成を決定する、前記ＩＭＲＴ幾何学形状に関するＩＭＲＴ計画の最適化を実施するステップを更に有する、請求項１６乃至１８のいずれか一項に記載の放射線治療計画方法。
20. 前記コンピュータディスプレイへの前記達成可能性推定値の前記表示するステップの後まで、前記最適化が開始されない、請求項１９に記載の放射線治療計画方法。
21. 同じ標的ボリューム及び同じ少なくとも１つの放射線ビームをそれぞれ含むが、異なるＯＡＲをそれぞれ含む、複数のＩＭＲＴ幾何学形状に対して、前記達成可能性推定値を計算するステップを繰り返すステップと、
    前記達成可能性推定値の重み付き和を含むオブジェクト関数を最適化するために、前記少なくとも１つの放射線ビームの１つ以上の幾何学的パラメータを調節するステップとを更に有する、請求項１６乃至２０のいずれか一項に記載の放射線治療計画方法。

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