JP2021121273A - 治療計画装置、粒子線治療システム及びコンピュータプログラム - Google Patents

Abstract

【課題】アダプティブ照射において元の治療計画により近い治療計画を再作成することを可能にする。【解決手段】治療計画装置５０１は、標的を撮像した計画時三次元画像に基づいて荷電粒子線の線量分布を算出して標的への荷電粒子線の照射量を決定し、計画時三次元画像よりも後に標的を撮像した事前三次元画像に基づいて計画時三次元画像を変形し、変形した計画時三次元画像に基づいて荷電粒子線の線量分布と距離当たりエネルギーの分布とを算出し、線量分布と距離当たりエネルギーの分布とに基づいて標的への荷電粒子線の照射量を再決定する。【選択図】 図１

Description

本発明は、治療計画装置、粒子線治療システム及びコンピュータプログラムに関する。

各種放射線を照射することで腫瘍細胞を壊死させることを目的とする放射線治療は、近年広く行われている。用いられる放射線としては最も広く利用されているＸ線だけでなく、陽子線や炭素線をはじめとする粒子線を使った治療も広がりつつある。

粒子線治療において、スキャニング法の利用が広がっている。これは細い粒子ビームを、腫瘍内部を塗りつぶすように照射することで腫瘍領域にのみ高い線量を付与するという方法である。分布を腫瘍形状に成型するためのコリメータ等の患者固有の器具が基本的に必要なく、様々な分布を形成できる。

粒子線治療は、事前に詳細な治療計画を立てる必要がある（例えば特許文献１参照）。治療計画装置により、事前に患部および患部周囲への所望の線量分布が得られるようにエネルギー、照射量、照射位置が決定される。事前の計画時に患者の体内の様子を確認する手段は、Ｘ線ＣＴ画像（以下、ＣＴ画像）が最も一般的である。患部位置の指定、それに基づく体内の線量分布計算もＣＴ画像を用いて行われることが多い。

粒子線治療では、１日１回の照射を複数日に渡って繰り返す。従来、治療計画は基本的に最初に立て、毎日同じ照射位置に同じ照射量が照射されていた。患者固有具が不要なスキャニング照射法が普及したことで、体内の状態変化に合わせて照射位置と照射量を変更することが行われ始めている。治療計画を変更して照射することは、アダプティブ照射と呼ばれている。

アダプティブ照射において照射量を決定する手法が非特許文献１に開示されている。アダプティブ照射では、最初に計画した元治療計画と効果が等価になるように治療計画を再作成することが重要である。非特許文献１では、線量分布を治療日の画像に合わせて変形し、その線量分布を目標として再現するように照射量を決定する手法が開示されている。

特開２０１３−２４８１３３号公報

Physics In Medicine & Biology,（米）,2018, Vol.63, No. 8, p.085018

上述した非特許文献１の手法では、線量に基づく指標、例えば標的及び標的周辺の正常臓器への最大線量、最小線量を、元治療計画と同等になるように再計画することができる。一方、粒子線が細胞へ与えるダメージは、線量と線エネルギー付与(ＬＥＴ：Linear Energy Transfer)と呼ばれる量との両方に依存することが知られているが、これまでのアダプティブ照射では治療計画の変更時にＬＥＴを考慮していないという課題があった。

本発明は上記の課題に鑑みてなされたもので、アダプティブ照射において元の治療計画により近い治療計画を再作成することが可能な治療計画装置、粒子線治療システム及びコンピュータプログラムを提供することにある。

上記課題を解決すべく、本発明の一つの観点に従う治療計画装置は、標的に荷電粒子線を照射する粒子線治療システムに適用される治療計画装置であって、標的を撮像した計画時三次元画像に基づいて荷電粒子線の線量分布を算出して標的への荷電粒子線の照射量を決定し、計画時三次元画像よりも後に標的を撮像した事前三次元画像に基づいて計画時三次元画像を変形し、変形した計画時三次元画像に基づいて荷電粒子線の線量分布と距離当たりエネルギーの分布とを算出し、線量分布と距離当たりエネルギーの分布とに基づいて標的への荷電粒子線の照射量を再決定する。

本発明によれば、アダプティブ照射において元の治療計画により近い治療計画を再作成することが可能となる。

実施例に係る粒子線治療システムを示す概略構成図である。 実施形態に係る粒子線治療システムに用いられる照射野形成装置の構成を示す図である。 粒子線スキャニング照射法における照射位置の概念を示す図である。 粒子線スキャニング照射法におけるエネルギー変更の概念を示す図である。 実施例に係る治療計画装置を示す図である。 実施例に係る治療計画装置の治療計画作成動作を説明するためのフローチャートである。 実施例に係る治療計画装置の治療計画再作成動作を説明するためのフローチャートである。 実施例に係る治療計画装置の治療計画再作成動作を説明するためのフローチャートである。 実施例に係る治療計画装置における線量分布及びＬＥＴ分布の変形の一例を示す図である。 実施例に係る粒子線治療システムによる粒子線照射の手順を説明するためのフローチャートである。 実施例に係る治療計画装置における照射方向毎の線量分布及びＬＥＴ分布の一例を示す図である。

以下、本発明の実施形態について、図面を参照して説明する。なお、以下に説明する実施形態は特許請求の範囲に係る発明を限定するものではなく、また実施形態の中で説明されている諸要素及びその組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。

本発明の実施例は、陽子線や炭素線などの粒子線を照射する粒子線治療システムとこの粒子線治療システムの一部を為す治療計画装置である。なお、本実施例の粒子線治療システム等に用いられる粒子線は、上述した陽子線、炭素線など、既に実用化され、また、今後実用化されるであろう粒子線であれば限定はない。

なお、実施例を説明する図において、同一の機能を有する箇所には同一の符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。

図面において示す各構成要素の位置、大きさ、形状、範囲などは、発明の理解を容易にするため、実際の位置、大きさ、形状、範囲などを表していない場合がある。このため、本発明は、必ずしも、図面に開示された位置、大きさ、形状、範囲などに限定されない。

同一あるいは同様な機能を有する構成要素が複数ある場合には、同一の符号に異なる添字を付して説明する場合がある。ただし、これらの複数の構成要素を区別する必要がない場合には、添字を省略して説明する場合がある。

本発明の好適な一実施例である粒子線治療システムと治療計画装置を、図１を用いて説明する。本実施例の対象は、陽子線や炭素線などの粒子線を照射する粒子線治療システムと治療計画装置である。

図１は、粒子線治療システムの全体構成を示す図である。図１において、粒子線治療システムは、荷電粒子ビーム発生装置３０１、高エネルギービーム輸送系３１０、回転照射装置３１１、治療計画プログラム３１２とメモリ３１３を搭載した制御装置３１４、表示装置３１５、照射野形成装置（照射装置）４００、ベッド４０７、治療計画装置５０１、データサーバ５０２を備えている。

荷電粒子ビーム発生装置３０１は、イオン源３０２、前段加速器３０３、粒子ビーム加速装置３０４から構成される。本実施例は、粒子ビーム加速装置３０４としてシンクロトロン型の粒子ビーム加速装置を想定したものだが、粒子ビーム加速装置３０４としてサイクロトロン等、他のどの粒子ビーム加速装置を用いてもよい。シンクロトロン型の粒子ビーム加速装置３０４は、図１に示すように、その周回軌道上に偏向電磁石３０５、加速装置３０６、出射用の高周波印加装置３０７、出射用デフレクタ３０８、および４極電磁石（図示せず）を備える。

図１を用いて、粒子ビームが、シンクロトロン型の粒子ビーム加速装置３０４を利用した荷電粒子ビーム発生装置３０１から発生し、患者へ向けて出射されるまでの経過を説明する。イオン源３０２より供給された粒子は、前段加速器３０３にて加速され、ビーム加速装置であるシンクロトロンへと送られる。シンクロトロンには加速装置３０６が設置されており、シンクロトロン内を周回する粒子ビームが加速装置３０６を通過する周期に同期させて加速装置３０６に設けられた高周波加速空胴（図示せず）に高周波を印加し、粒子ビームを加速する。このようにして粒子ビームが所定のエネルギーに達するまで加速される。

所定のエネルギー（例えば７０〜２５０ＭｅＶ）まで粒子ビームが加速された後、制御装置３１４より、出射開始信号が出力されると、高周波電源３０９からの高周波電力が、高周波印加装置３０７に設置された高周波印加電極により、シンクロトロン内を周回している粒子ビームに印加され、粒子ビームがシンクロトロンから出射される。

高エネルギービーム輸送系３１０は、シンクロトロンと照射野形成装置４００とを連絡している。シンクロトロンから取り出された粒子ビームは、高エネルギービーム輸送系３１０を介して回転照射装置３１１に設置された照射野形成装置４００まで導かれる。回転照射装置３１１は、患者４０６の任意の方向からビームを照射するためにあって、装置全体が回転することで患者４０６の設置されたベッド４０７の周囲どの方向へも回転することができる。照射野形成装置４００は、回転照射装置と共に回転する。照射野形成装置の先端には、Ｘ線検出器４２０、４２１を備えており、患者４０６を挟んだ反対側にはＸ線発生装置４２２、４２３を備える。

照射野形成装置４００は、最終的に患者４０６へ照射する粒子ビームの形状を整形する装置であり、その構造は照射方式により異なる。散乱体法とスキャニング法が、代表的な照射方式だが、本実施例はスキャニング法を対象とする。スキャニング法は、高エネルギービーム輸送系３１０から輸送された細いビームをそのまま標的へ照射し、これを３次元的に走査することで、最終的に標的のみに高線量領域を形成することができる。

図２は、スキャニング法に対応した照射野形成装置４００の構成を示す。図２を使って、照射野形成装置４００内の機器のそれぞれの役割と機能とを簡単に述べる。照射野形成装置４００は、上流側から二つの走査電磁石４０１および４０２、線量モニタ４０３、ビーム位置モニタ４０４を備える。線量モニタ４０３はモニタを通過した粒子ビームの量を計測する。一方、ビーム位置モニタ４０４は、粒子ビームが通過した位置を計測することができる。これらのモニタ４０３、４０４からの情報により、計画通りの位置に、計画通りの量のビームが照射されていることを、制御装置３１４が管理することが可能となる。

荷電粒子ビーム発生装置３０１から高エネルギービーム輸送系３１０を経て輸送された細い粒子ビームは、走査電磁石４０１、４０２によりその進行方向を偏向される。これらの走査電磁石は、ビーム進行方向と垂直な方向に磁力線が生じるように設けられており、例えば図２では、走査電磁石４０１は走査方向４０５の方向にビームを偏向させ、走査電磁石４０２はこれに垂直な方向に偏向させる。この二つの電磁石を利用することで、ビーム進行方向と垂直な面内において任意の位置にビームを移動させることができ、標的４０６ａへのビーム照射が可能となる。

制御装置３１４は、走査電磁石磁場強度制御装置４１１を介して、走査電磁石４０１および４０２に流す電流の量を制御する。走査電磁石４０１、４０２には、走査電磁石用電源４１０より電流が供給され、電流量に応じた磁場が励起されることでビームの偏向量を自由に設定できる。粒子ビームの偏向量と電流量との関係は、あらかじめテーブルとして制御装置３１４の中のメモリ３１３に保持されており、それを参照する。

スキャニング法のビームの走査方式は二通りある。一つは照射位置を停止させた状態のみで粒子線を照射し、照射位置を変更する間は粒子線の照射を停止する離散スキャニング照射である。もう一つは、粒子線の照射を停止することなく連続的に照射位置を変化させる連続スキャニング照射である。本実施例では、離散スキャニング照射について記述するが、本発明は連続スキャニング照射に対しても適用することができる。

離散スキャニング照射による照射の概念図を図３に示す。

図３は、立方体の標的８０１を照射する例である。粒子線は、進行方向におけるある位置で停止し、その停止位置にエネルギーの大部分を付与するため、ビームの停止する深さが標的領域内となるようにエネルギーが調整される。図３では、同一エネルギーで照射される面８０２付近で停止するエネルギーのビームが選ばれている。この面上に、照射位置（スポット）がスポット間隔８０３で配置されている。スポットは、照射位置と照射量の組み合わせを表す。

一つのスポットで規定量を照射すると、一旦照射を停止して次のスポットへ移動する。移動が完了すると次のスポットの照射を開始し、規定量に達すると照射を停止する。以降、これを繰り返す。

スポット８０４は、スポット８０４を照射するビームの軌跡８０５を通るビームで照射される。標的内に配置された同一エネルギーのスポットを順次照射し終わると、標的内の他の深さ位置を照射するために、ビームを停止させる深さが変更される。ここでは、単純な立方体標的に一定の照射量を照射することを仮定しているが、実際には複雑な形状の線量分布を標的に形成するため、スポット毎の照射量は、それぞれ大きく異なる。

図３の例では、同一エネルギーで照射される面８０２に相当する領域に主にエネルギーを付与していた。エネルギーを変更することで、例えば図４のような状況となる。図４では、図３で使用したエネルギーよりも低いエネルギーのビームが照射される。そのため、ビームはより浅い位置で停止する。この面を同一エネルギーで照射される面９０１で表わす。このエネルギーのビームに対応するスポットの一つであるスポット９０２は、スポット９０２を照射するビームの軌跡９０３を通るビームで照射される。

ビームエネルギーを変化させるもう一つの方法は、照射野形成装置４００内に飛程変調体（図示せず）を挿入することである。変化させたいエネルギーに応じて、飛程変調体の厚みを選択する。厚みの選択は、複数の厚みを持つ複数の飛程変調体を用いる方法や、対向する楔形の飛程変調体を用いてもよい。

本実施例では、同一エネルギーで照射される照射位置の集合をレイヤーと呼ぶ。

ビームの停止する深さを変化させるためには、患者４０６に照射するビームのエネルギーを変化させる。エネルギーを変化させる方法の一つは、粒子ビーム加速装置、すなわち本実施例においてはシンクロトロンの設定を変更することである。粒子はシンクロトロンにおいて設定されたエネルギーになるまで加速されるが、この設定値を変更することで患者４０６に入射するエネルギーを変更することができる。この場合、シンクロトロンから取り出されるエネルギーが変化するため、高エネルギービーム輸送系３１０を通過する際のエネルギーも変化し、高エネルギービーム輸送系３１０の設定変更も必要になる。シンクロトロンの場合、エネルギー変更には１秒程度の時間を要する。

線エネルギー付与（ＬＥＴ）は、単位長さ当りに与えられるエネルギー量である。ＬＥＴが大きいほど生物細胞へのダメージに関係する電離が密に起こるため、同じ線量でもＬＥＴの大きさに依存して生物細胞へのダメージは異なる。陽子線のＬＥＴの深さ方向へのプロファイルは、陽子線が停止する位置で最大に達する。また、横方向へはほぼ一定である。標的内の点に着目すると、様々なエネルギーの陽子線が照射され、エネルギー毎にＬＥＴの値も異なる。そこで、様々なエネルギーの粒子が照射されることを考慮したＬＥＴの指標として、線量平均ＬＥＴが用いられることが多い。線量平均ＬＥＴは、体内の位置毎に、照射する全エネルギーについてエネルギー毎にＬＥＴと線量を掛け合わせた値の合計を、線量の合計で割った値である。

これまで陽子線治療では、体内における細胞へのダメージは物理線量または物理線量に定数を掛けた等価線量によって表されてきた。一方で、細胞へのダメージにＬＥＴへの依存性があることは広く知られているものの、その依存性が不確定なため、これまで取り入れられていない。

本実施例では、ＬＥＴが細胞に及ぼす不確定な部分に関係なく、元の分布と同等のＬＥＴ分布とすることで、体内への粒子線による効果が元の治療計画と同等な治療計画を再作成する。

図５は、治療計画装置５０１の構成を示す。

まず、治療計画装置５０１は、ネットワークによりデータサーバ５０２、制御装置３１４と接続される。治療計画装置５０１は、図６に示すように、粒子線を照射するためのパラメータを入力するための入力装置６０２、治療計画を表示する表示装置６０３、メモリ６０４、線量分布計算を実施する演算処理装置６０５（演算装置）、通信装置６０６を備える。演算処理装置６０５が、入力装置６０２、表示装置６０３、メモリ（記憶装置）６０４、通信装置６０６に接続される。

演算装置６０５は、例えばＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＦＰＧＡ（Field-Programmable Gate Array）等を有する。記憶装置６０４は、例えばＨＤＤ（Hard Disk Drive）などの磁気記憶媒体、ＲＡＭ（Random Access Memory）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＳＳＤ（Solid State Drive）などの半導体記憶媒体等を有する。また、ＤＶＤ（Digital Versatile Disk）等の光ディスク及び光ディスクドライブの組み合わせも記憶媒体として用いられる。その他、磁気テープメディアなどの公知の記憶媒体も記憶媒体として用いられる。

記憶装置６０４には、ファームウェアなどのプログラムが格納されている。治療計画装置５０１の動作開始時（例えば電源投入時）にファームウェア等のプログラムをこの記憶媒体から読み出して実行し、治療計画装置５０１の全体制御を行う。また、記憶装置６０４には、プログラム以外にも、治療計画装置５０１の各処理に必要なデータ等が格納されている。

あるいは、治療計画装置５０１を構成する構成要素の一部がＬＡＮ（Local Area Network）を介して相互に接続されていてもよいし、インターネット等のＷＡＮ（Wide Area Network）を介して相互に接続されていてもよい。

ここから、治療計画作成時における治療計画装置５０１を用いた操作の流れを、図６に沿って説明する。治療に先立ち、治療計画用の画像が撮像される。治療計画用の画像として最も一般的に利用されるのはＣＴ画像である。ＣＴ画像は、患者の複数の方向から取得した透視画像から、３次元のデータを再構成する。ＣＴ装置（図示せず）により撮像されたＣＴ画像は、データサーバ５０２に保存されている。

治療計画の立案が開始されると（ステップ１０１）、本治療計画装置の操作者である技師（または医師）は、入力装置６０２であるマウス等の機器を用いて、データサーバ５０２から対象となるＣＴデータを読み込む。すなわち、治療計画装置５０１は、入力装置６０２の操作により、通信装置６０６に接続されたネットワークを通じて、データサーバ５０２からＣＴ画像をメモリ６０４上にコピーする（ステップ１０２）。

データサーバ５０２からメモリ６０４への３次元ＣＴ画像の読み込みが完了し、３次元ＣＴ画像が表示装置６０３に表示されると、操作者は表示装置６０３に表示された３次元ＣＴ画像を確認しながら、入力装置６０２に相当するマウス等の機器を用いて、３次元ＣＴ画像のスライス、すなわち２次元ＣＴ画像ごとに標的として指定すべき領域を入力する。ここで入力すべき標的領域は、腫瘍細胞が存在する、あるいは存在する可能性があるために十分な量の粒子線を照射すべきと判断された領域である。これを標的領域と呼ぶ。照射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など、他に評価、制御を必要とする領域がある場合、操作者はそれら重要臓器等の領域も同様に指定する。他にも、ＭＲＩに代表される異なるモダリティの画像上で実行されてもよい（ステップ１０３）。

すべての３次元ＣＴ画像に対して領域の入力が終わると、操作者は入力した領域の登録を指示する。登録することで、操作者が入力した領域は３次元の位置情報としてメモリ６０４内に保存される（ステップ１０４）。領域の位置情報はデータサーバ５０２にも保存可能であり、３次元ＣＴ画像を読み込むにあたり過去に入力された情報を３次元ＣＴ画像と共に読み込むこともできる。

次に操作者は、登録された標的領域に対して照射すべきビームの位置やエネルギーの情報を含む治療計画を作成する。（ステップ１０４）。まず、操作者は、照射方向を設定する。本実施例を適用した粒子線治療システムは、回転照射装置３１１とベッド４０７の角度を選択することで、患者の任意の方向からビームの照射を行うことができる。照射方向は一つの標的に対して複数設定することが可能である。通常、標的領域７０６の中心付近がアイソセンタ（回転照射装置３１１の回転中心位置）に一致するように位置決めがされる。

他に操作者が決定すべき照射のためのパラメータとしては、ステップ１０４で登録した領域に照射すべき線量値（処方線量）がある。処方線量は標的に照射すべき線量や、重要臓器が避けるべき最大線量が含まれる。

以上のパラメータが決まった後、操作者の指示に従って治療計画装置５０１が自動で計算を行う（ステップ１０６）。以下で、治療計画装置５０１が行う線量計算に係わる内容の詳細に関して説明する。

ここでは、ロバスト最適化により強度変調陽子線治療と呼ばれる照射方法の治療計画作成を例に説明する。通常の照射では、照射方向毎に標的に一様な線量分布を形成する。そのため、照射量の最適化においても、照射方向毎に照射量を最適化する。一方、強度変調陽子線治療では、標的に十分な線量が照射されるように、全ての照射方向からの照射量を同時に最適化する。強度変調陽子線治療では、照射方向毎に照射量を最適化する通常の場合よりも自由度が高まるため、標的への線量を十分に確保しつつ、照射を避けるべき部位の線量を低減することができる。

治療計画の作成では、患者の位置誤差や粒子線が到達する深さの誤差を考慮する。すなわち、これらの誤差が発生した場合にも標的に十分な線量が照射されるように治療計画を作成する。

誤差を考慮する方法には主に２通りある。ひとつは、想定する誤差の分だけ標的より大きな領域を設定し、その領域に十分な線量が照射されるように照射量を最適化する手法である。照射方向毎に一様な線量分布を形成する通常の照射方法の場合に適した周防である。もうひとつは、誤差が発生した場合の線量分布を実際に計算し、誤差が線量分布に与える影響を最小にするように照射量を最適化するロバスト最適化と呼ばれる手法である。照射方向毎の線量分布が一様ではない強度変調陽子線治療に適した手法である。

初めに、治療計画装置５０１は、ビーム照射位置を決定する。照射位置は標的領域を覆うように設定される。複数の照射方向（回転照射装置３１１とベッド４０７の角度）毎に同じ操作を行う。

全ての照射位置が決定されると、治療計画装置５０１は照射量の最適化計算を開始する。

最初に、各照射位置の照射量と線量分布の関係を複数のケースに対して計算する。例えば、誤差がない場合、互いに直交する３方向とその逆方向の合計６方向に標的の位置が変化した場合、陽子線の到達位置が深い側と浅い側へ変化した場合の合計９ケースについてである。

次に、各照射位置への照射量が決定される。照射位置ごとの照射量をパラメータとして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、合計９ケースの線量のうち、ステップ１０５で設定された目標の処方線量との差が最も大きいものが小さくなるほど、小さな値となるように定義されている。目標関数が最小となるような照射量を反復計算により探索することで、最適とされる照射量を算出する。反復計算が終了すると、最終的に各照射位置に必要な照射量が定まる。

次に、治療計画装置５０１は演算処理装置６０５により、得られた照射位置と照射量を用いて、線量分布を計算する。必要があれば、計算した線量分布結果は、表示装置６０３に表示される。

操作者は表示された線量分布を評価し、この線量分布が目標とする条件や、目標とする線量分布との一致度を満たしているか否かを判断する（ステップ１０７、１０８）。

線量分布を評価した結果、操作者が望ましくない分布であると判断した場合は、ステップ１０５に戻り、照射パラメータを設定し直す。変更すべきパラメータとしては、照射方向や処方線量がある。望ましい結果が得られた後、治療計画装置は、エネルギー、照射量、照射位置を含むスポットデータをネットワークを通じてデータサーバ５０２に保存する（ステップ１０９、ステップ１１０）。

次に、図７と図８のフローを用いて、アダプティブ照射により治療計画を再作成して標的に線量分布を形成する手順を説明する。図７及び図８に示すフローチャートは、照射装置４００による荷電粒子線の照射に先立っておこなわれる。通常、治療計画の再作成は、荷電粒子線を照射することにより粒子線治療を行う当日であって、荷電粒子線の照射の直前に行われる。

照射を開始する前に、オペレータは照射対象５１をカウチ３２の上に乗せ、計画した位置に移動させる。制御装置３１４はデータサーバ５０２に登録されたエネルギー、照射位置、照射量の情報を読み出しメモリに登録する。

制御装置３１４は、ステップ２０１において、ガントリーを回転させながらＸ線透視を実施し、コーンビームＣＴ画像を取得する。ステップ２０２において、取得したコーンビーム画像と治療計画時のＣＴ画像を比較して患者の位置を調整する。

ステップ２０３において治療計画を再計画（再作成）し、再計画された計画が目標通りのものであることを評価する。

ステップ２０３における再計画の詳細を、図８のフローに従い説明する。

制御装置３１４の治療計画プログラムは、ステップ２１１において、取得したコーンビームＣＴ画像を読み込み、ステップ２１２において、照射時の患者体形に合わせて治療計画を再作成する。事前の治療計画で使用したＣＴ画像と取得したコーンビームＣＴ画像を比較し、変形レジストレーションを実施することで治療計画時のＣＴ画像をコーンビームＣＴ画像に合わせて変形する。ここで、変形レジストレーションとは、変形や移動が生じた画像間で各画素間の対応を求めることにより、それらの画像を１つの座標系で正確に一致させることである。レジストレーションの手法そのものは画像処理、画像変換技術において公知であるので、ここでの説明は省略する。

治療計画に用いるＣＴ画像は、患者体内の電子密度を高精度に表しているのに対して、コーンビームＣＴ画像はＸ線の散乱寄与が大きいため、電子密度を精度良く表すことが困難であり、粒子線の到達位置を精度良く計算することに適さないためである。

変形されたＣＴ画像と、同様に変形した輪郭情報を元に治療計画を再作成する。ステップ２１３において、変形した輪郭情報をもとに標的を覆うようにスポット位置を配置する。複数の照射方向から照射する場合には、照射方向毎に標的を覆うようにスポットを配置する。また、ステップ２１４において、図９に示すようにＣＴ画像の変形に合わせて線量分布とＬＥＴ分布を変形する。

ここで、線量分布とＬＥＴ分布は、照射角度毎のものと、全照射角度からの合計の線量分布とＬＥＴ分布である。全照射角度からの合計の線量分布は、各照射角度からの線量の和であるのに対して、ＬＥＴ分布は、各照射方向からのＬＥＴ分布をさらに線量平均した値の分布である。

図１１に示すのは、中心の標的領域に対して左右２方向から照射する場合の線量分布とＬＥＴ分布である。点線で示すのが照射方向毎の分布であり、実線で描かれたものが、全照射方向からの合計である。図１１の分布についても図９と同様にＣＴ画像の変形に合わせて変形する。

次にステップ２１５において、標的及び標的の回りの臓器に対して線量評価点を設定する。

ステップ２１６において、変形した線量分布及びＬＥＴ分布から、各線量評価点における線量値及びＬＥＴの値を求め、各評価点の目標値とする。各評価点に設定する線量値とＬＥＴの値は、各照射方向からのものと、全照射方向からの合計のものを登録する。すなわち、図１１の例では、左右方向からの照射に対する線量値と合計の線量値、左右方向からのＬＥＴの値と合計のＬＥＴの値、全６個の値をひとつの評価点に対して設定する。

ステップ２１７において、スポット位置に照射する照射量と、線量評価点における線量値及びＬＥＴの関係を計算し、各線量評価点における各照射方向からのものと全照射方向からの合計のものの線量値及びＬＥＴの値が目標値に近づくように、各スポットの照射量を最適化して調整する。

図７に戻って、ステップ２０４において、操作者は、事前に作成していた治療計画と、照射直前に作成した治療計画を比較して、好ましいほうの治療計画を選択する。事前に作成した治療計画が好ましい場合、ステップ２０７において照射を開始する。

照射直前に作成した治療計画を選択した場合、ステップ２０５において、その治療計画を検証し、ステップ２０６において承認すると、照射する治療計画としてメモリに登録し、ステップ２０７の照射を開始する。

制御装置３１４はメモリ３１３に記録されたエネルギー、照射位置、照射量の情報を元に照射装置４００内の走査電磁石４０１、４０２の励磁電流値を設定する。

オペレータが制御装置３１４に接続された操作卓にある照射開始ボタンを押すことで一連の照射を開始する。

照射手順について図１０を用いて説明する。

ステップ７０１においてエネルギー番号i=1、スポット番号j=1から照射を開始する。ステップ７０２において、制御装置３１４はシンクロトロンを制御して制御装置３１４から指定されたエネルギーまで陽子線を加速する。陽子線は、ライナックからシンクロトロンに入射され、シンクロトロン内を周回しながら加速装置３０６により加速される。また、制御装置３１４はビーム輸送系３１０を制御し、陽子線が照射装置４００へ到達できるように電磁石を励磁する。

ステップ７０３において、制御装置３１４は最初の照射位置を照射するためにＸ軸走査電磁石とＹ軸走査電磁石をそれぞれ励磁する。

ステップ７０４において、走査電磁石４０１、４０２の励磁が完了すると、制御装置３１４は高周波印加装置３０７を制御して陽子線に高周波を印加する。高周波を印加された陽子線はビーム輸送系３１０を経て照射装置４００で走査され、最初の照射位置に達する。陽子線が照射装置を通過した照射量は線量モニタ４０３により計測されており、その量がスポットに規定された照射量に達すると、制御装置３１４は高周波印加装置３０７を停止し、陽子線の出射を停止する。陽子線の出射停止後、次の照射位置を照射するためステップ７０３へ戻り、制御装置３１４は走査電磁石の励磁量を変更する。

ステップ７０５においてj=ns（nsはエネルギーに含まれるスポット数）を満たすとステップ７０６において制御装置３１４はシンクロトロンを制御して減速し、ステップ７０２において次のエネルギーの照射に備える。

ステップ７０７でi=nr（nrはエネルギー数）に達するとステップ７０８にて照射を完了する。

このように構成される本実施例によれば、治療計画装置５０１が、標的４０６ａを撮像した計画時三次元画像に基づいて荷電粒子線の線量分布を算出して標的４０６ａへの荷電粒子線の照射量を決定し、計画時三次元画像よりも後に標的４０６ａを撮像した事前三次元画像に基づいて計画時三次元画像を変形し、変形した計画時三次元画像に基づいて荷電粒子線の線量分布と距離当たりエネルギーの分布とを算出し、線量分布と距離当たりエネルギーの分布とに基づいて標的４０６ａへの荷電粒子線の照射量を再決定している。

従って、本実施例によれば、アダプティブ照射において元の治療計画により近い治療計画を再作成することが可能な治療計画装置５０１、粒子線治療システム及びコンピュータプログラムを実現することができる。

言い換えれば、本実施例のように線量分布とＬＥＴ分布の両方を、治療時の患者体内形状に合わせて変形し、その値を目標値として照射量を決定することで、位置誤差、飛程誤差に対してロバストな治療計画を短時間に再計画することが可能である。さらに、再計画された分布は、元の分布と比較して、腫瘍に対して同等の効果を与えることができる。

ＬＥＴ分布以外に一般的に適用可能であると考えられる指標として、生物学的効果比（ＲＢＥ：Relative Biological Effectiveness）と呼ばれる指標が知られている。しかしながら、ＲＢＥは組織毎に値が異なり、また、モデル毎に値が異なりうる相対的値である。一方、ＬＥＴは物理量そのものであるので、同様に物理量である線量分布と同様に目標値として精確な治療計画を作成することが可能である。

なお、本発明は上記した実施例に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。例えば、上記した実施例は本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。また、ある実施例の構成の一部を他の実施例の構成に置き換えることが可能であり、また、ある実施例の構成に他の実施例の構成を加えることも可能である。また、各実施例の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。

一例として、本実施例では陽子線を例に説明したが、炭素線を照射する場合にも同様に計算が可能である。

また、本実施例では、再計画時の最適化について、照射方向毎と全方向積算の線量分布とＬＥＴ分布を用いて計算する例を用いた。照射方向毎と全方向積算の両方を用いて計算することで再現性を高めることができる。一方、全方向積算のみを用いて計算することも可能である。この場合、計算時間を短縮することができる。

さらに、本実施例ではコーンビームＣＴ画像を用いた例を示したが、通常のＣＴ装置を室内に置くInRoomCTと呼ばれる装置のＣＴ画像を用いてもよいし、ＭＲＩ装置によるＭＲＩ画像を用いてもよい。

そして、本実施例では、ＬＥＴを例に計算したが、マイクロドシメトリと呼ばれる生物効果計算に用いられるエネルギーを距離で割った量を用いてもよい。

また、上記の各構成、機能、処理部、処理手段等は、それらの一部または全部を、例えば集積回路で設計する等によりハードウェアで実現してもよい。また、上記の各構成、機能等は、プロセッサがそれぞれの機能を実現するプログラムを解釈し、実行することによりソフトウェアで実現してもよい。各機能を実現するプログラム、テーブル、ファイル等の情報は、メモリや、ハードディスク、ＳＳＤ等の記録装置、または、ＩＣカード、ＳＤカード、ＤＶＤ等の記録媒体に置くことができる。

また、制御線や情報線は説明上必要と考えられるものを示しており、製品上必ずしも全ての制御線や情報線を示しているとは限らない。実際には殆ど全ての構成が相互に接続されていると考えてもよい。

３０１…荷電粒子ビーム発生装置、３０２…イオン源、３０３…前段加速器、３０４…粒子ビーム加速装置、３０５…偏向電磁石、３０６…加速装置、３０７…出射用の高周波印加装置、３０８…出射用デフレクタ、３０９…高周波供給装置、３１０…高エネルギービーム輸送系、３１１…回転照射装置、３１４…制御装置、３１３、６０４…メモリ、３１５、６０３…表示装置、４００…照射野形成装置、４０１、４０２…走査電磁石、４０３…線量モニタ、４０４…ビーム位置モニタ、４０５…走査方向、４０６…患者、４０６ａ、８０１…標的、４１０…走査電磁石用電源、４１１…走査電磁石磁場強度制御装置、５０１…治療計画装置、５０２…データサーバ、６０２…入力装置、６０５…演算処理装置、６０６…通信装置

Claims (9)

1. 標的に荷電粒子線を照射する粒子線治療システムに適用される治療計画装置であって、
   前記標的を撮像した計画時三次元画像に基づいて前記荷電粒子線の線量分布を算出して前記標的への前記荷電粒子線の照射量を決定し、
   前記計画時三次元画像よりも後に前記標的を撮像した事前三次元画像に基づいて前記計画時三次元画像を変形し、
   変形した前記計画時三次元画像に基づいて前記荷電粒子線の前記線量分布と距離当たりエネルギーの分布とを算出し、
   前記線量分布と前記距離当たりエネルギーの分布とに基づいて前記標的への前記荷電粒子線の照射量を再決定する
   ことを特徴とする治療計画装置。
2. 前記事前三次元画像は、前記粒子線治療システムによる前記荷電粒子線の照射直前に撮像されたものであることを特徴とする請求項１に記載の治療計画装置。
3. 前記治療計画装置は、
   前記標的及び前記標的の周囲にそれぞれ線量評価点を設定し、
   変形した前記計画時三次元画像に基づく前記荷電粒子線の前記線量分布と前記距離当たりエネルギーの分布とから前記線量評価点における前記線量分布と前記距離当たりエネルギーの分布とを算出し、
   前記線量評価点における前記線量分布と前記距離当たりエネルギーの分布とを目標値として前記標的への前記荷電粒子線の照射量を決定する
   ことを特徴とする請求項１に記載の治療計画装置。
4. 前記距離当たりエネルギーの分布は、ＬＥＴ分布、または線量平均ＬＥＴ分布であることを特徴とする請求項１に記載の治療計画装置。
5. 前記距離当たりエネルギーの分布は、マイクロドシメトリにおける変数分布であることを特徴とする請求項１に記載の治療計画装置。
6. 標的に荷電粒子線を照射し、治療計画装置を有する粒子線治療システムであって、
   前記治療計画装置は、
   前記標的を撮像した計画時三次元画像に基づいて前記荷電粒子線の線量分布を算出して前記標的への前記荷電粒子線の照射量を決定し、
   前記計画時三次元画像よりも後に前記標的を撮像した事前三次元画像に基づいて前記計画時三次元画像を変形し、
   変形した前記計画時三次元画像に基づいて前記荷電粒子線の前記線量分布と距離当たりエネルギーの分布とを算出し、
   前記線量分布と前記距離当たりエネルギーの分布とに基づいて前記標的への前記荷電粒子線の照射量を再決定する
   ことを特徴とする粒子線治療システム。
7. 前記粒子線治療システムは、前記標的を複数の小領域に分割し、これら小領域に前記荷電粒子線を順次照射するものであることを特徴とする請求項６に記載の粒子線治療システム。
8. 標的に荷電粒子線を照射する粒子線治療システムに適用されるコンピュータにより実行されるコンピュータプログラムであって、
   前記標的を撮像した計画時三次元画像に基づいて前記荷電粒子線の線量分布を算出して前記標的への前記荷電粒子線の照射量を決定する機能と、
   前記計画時三次元画像よりも後に前記標的を撮像した事前三次元画像に基づいて前記計画時三次元画像を変形する機能と、
   変形した前記計画時三次元画像に基づいて前記荷電粒子線の前記線量分布と距離当たりエネルギーの分布とを算出する機能と、
   前記線量分布と前記距離当たりエネルギーの分布とに基づいて前記標的への前記荷電粒子線の照射量を再決定する機能と
   を実現させるコンピュータプログラム。
9. 標的に荷電粒子線を照射する粒子線治療システムに適用される治療計画装置であって、
   前記標的を撮像した三次元画像に基づいて、前記荷電粒子線の一照射方向毎の線量分布と、前記荷電粒子線の全照射方向からの線量分布とを算出して治療計画を作成する
   ことを特徴とする治療計画装置。

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