JP3775993B2

JP3775993B2 - 放射線治療計画を作成するシステム

Info

Publication number: JP3775993B2
Application number: JP2000563349A
Authority: JP
Inventors: デビッドエム．シェパード，; ピーターホバン，; トーマスアール．マッキー，; ポールジェイ．レックウェルツ，; ガスタボエイチ．オリベラ，
Original assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Current assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date: 1998-08-06
Filing date: 1999-08-06
Publication date: 2006-05-17
Anticipated expiration: 2019-08-06
Also published as: US6560311B1; AU757570B2; CA2339534A1; EP1102610A1; IL141202A0; DE69934893D1; WO2000007668A1; EP1102610B1; IL141202A; KR20010072304A; AU5465399A; JP2002522128A; DE69934893T2; NZ509668A; CA2339534C

Description

【０００１】
（関連出願に対する相互参照）
−−
【０００２】
（連邦政府の援助による研究又は開発に関する陳述）
−−
【０００３】
（発明の背景）
本発明は、一般に、独立して強度変調された狭い放射線ビームを形成する放射線治療機械に適した腫瘍治療のための放射線計画に関するものである。
【０００４】
放射線治療は、治療計画にしたがった高いエネルギの放射線による腫瘍組織の治療を含んでいる。治療計画は、放射線の位置や線量レベルを制御して、周囲の隣接する非腫瘍組織への放射を最小限に抑えながら、腫瘍組織に十分な線量を与えるようにする。
【０００５】
強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）は、複数の放射線によって患者を治療する。この場合、各放射線は、その強度及び／又はエネルギが独立に制御されても良い。放射線は、異なる角度から患者に向けられ、所望の放射線量パターンを形成するために組み合わせられる。一般に、放射線源は、高エネルギのＸ線、所定の直線加速装置からの電子、高度に収束されたＣｏ^６０のようなラジオアイソトープからのγ線のいずれかから成る。
【０００６】
強度変調された放射線を形成する方法は、この技術分野において良く知られており、ストップ・アンド・シュート法（シア，ピー．（Ｘｉａ，Ｐ．），バーヘイ，エル．ジェイ．（Ｖｅｒｈｅｙ，Ｌ．Ｊ．）による「多静止セグメントを用いた強度変調ビームに関するマルチリーフ視準順序付けアルゴリズム」（ＭｕｌｔｉｌｅａｆＣｏｌｌｉｍａｔｉｏｎＬｅａｆＳｅｑｕｅｎｃｉｎｇＡｌｇｏｒｉｔｈｍｆｏｒＩｎｔｅｎｓｉｔｙＭｏｄｕｌａｔｅｄＢｅａｍｓｗｉｔｈＭｕｌｔｉｐｌｅＳｔａｔｉｃＳｅｇｍｅｎｔｓ）ＭｅｄｉｃａｌＰｈｙｓｉｃｓ，２５：１４２４−３４（１９９８）））、引窓技術（ボルトフェルド（Ｂｏｒｔｆｅｌｄ）らによる「変調場を用いた３次元等角放射線治療の認識及び検査」（ＲｅａｌｉｚａｔｉｏｎａｎｄＶｅｒｉｆｉｃａｔｉｏｎｏｆＴｈｒｅｅ−ＤｉｍｅｎｓｉｏｎａｌＣｏｎｆｏｒｍａｌＲａｄｉｏｔｈｅｒａｐｙＷｉｔｈＭｏｄｕｌａｔｅｄＦｉｅｌｄｓ）Ｉｎｔ’１Ｊ．Ｒａｄｉａｔ．Ｏｎｃｏｌ．Ｂｉｏｌ．Ｐｈｙｓ．，３０：８９９−９０８（１９９４）））、強度変調アーク治療（ユー，シー．エックス．（Ｙｕ，Ｃ．Ｘ．）による「トモセラピーに代わるダイナミック・マルチリーフ視準を用いた強度変調アーク治療」（Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ−ＭｏｄｕｌａｔｅｄＡｒｃＴｈｅｒａｐｙＷｉｔｈＤｙｎａｍｉｃＭｕｌｔｉｌｅａｆＣｏｌｌｉｍａｔｉｏｎ：ＡｎＡｌｔｅｒｎａｔｉｖｅｔｏＴｏｍｏｔｈｅｒａｐｙ）ＰｈｙｓｉｃｓｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ＆Ｂｉｏｌｏｇｙ，４０：１４３５−４９（１９９５））））、及び連続（軸方向）トモセラピー（キャロル（Ｃａｒｏｌ）らによる「強度変調のためのピーコック３次元等角システム適用時のフィールドマッチング問題」（ＴｈｅＦｉｅｌｄ−ＭａｔｃｈｉｎｇＰｒｏｂｌｅｍａｓｉｔＡｐｐｌｉｅｓｔｏｔｈｅＰｅａｃｏｃｋＴｈｒｅｅＤｉｍｅｎｓｉｏｎａｌＣｏｎｆｏｒｍａｌＳｙｓｔｅｍｆｏｒＩｎｔｅｎｓｉｔｙＭｏｄｕｌａｔｉｏｎ）Ｉｎｔ’１Ｊ．Ｒａｄｉａｔ．Ｏｎｃｏｌ．Ｂｉｏｌ．Ｐｈｙｓ．，３４：１８３−８７（１９９６）））を含んでいる。
【０００７】
１つの非常に正確なＩＭＲＴ法は、ビーム平面内で患者の周りを回る平面の扇形ビームを使用して、患者の１つのスライス部分を一度に治療する。扇形ビームは、患者に達する前に、一連の不透明（反射）リーフから成るマルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）を通過する。放射線源が患者の周りで回転すると、タングステンリーフは、扇形ビームの個々の放射線の強度を変調するために、放射線ビームの内側及び外側へと移動する。
【０００８】
患者の周囲の扇形ビームの各角度における扇形ビームの各放射線の強度値及び患者の各スライス部分に関する強度値は、治療シノグラムによって規定される。治療シノグラムは、放射線量及び患者に対する放射位置を示す放射線量マップに基づいて、医者により準備される。
【０００９】
放射線量マップから治療シノグラムを準備することは非常に煩雑である、一例としては、シミュレーテッド・アニーリング（ランガーエム．（ＬａｎｇｅｒＭ．）及びモリルエス．（ＭｏｒｒｉｌｌＳ．），「放射線治療における最適化されたビーム加重に対する混合整数プログラミング及びファスト・シミュレーテッド・アリーニングの比較」（ＡＣｏｍｐａｒｉｓｏｎｏｆＭｉｘｅｄＩｎｔｅｇｅｒＰｒｏｇｒａｍｍｉｎｇａｎｄＦａｓｔＳｉｍｕｌａｔｅｄＡｎｎｅａｌｉｎｇＦｏｒＯｐｔｉｍｉｚｅｄＢｅａｍＷｅｉｇｈｔｓｉｎＲａｄｉａｔｉｏｎＴｈｅｒａｐｙ）ＭｅｄｉｃａｌＰｈｙｓｉｃｓ，２３：９５７−６４（１９９６））、線形プログラミング（ランガーエム．及びレオンジェイ．（ＬｅｏｎｇＪ．），「体積線量制限下におけるビーム加重の最適化」（ＯｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎｏｆＢｅａｍＷｅｉｇｈｔｓＵｎｄｅｒＤｏｓｅ−ＶｏｌｕｍｅＲｅｓｔｒｉｃｔｉｏｎｓ），Ｉｎｔ’１．Ｊ．Ｒａｄｉａｔ．Ｏｎｃｏｌ．Ｂｉｏｌ．Ｐｈｙｓ．，１３：１２２５−６０（１９８７））、非線形プログラミング（ボルトフェルドら，「等角放射線治療に適用される投影からの画像再構成方法」（ＭｅｔｈｏｄｓｏｆＩｍａｇｅＲｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎＦｒｏｍＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎｓＡｐｐｌｉｅｄｔｏＣｏｎｆｏｒｍａｌＲａｄｉｏｔｈｅｒａｐ）Ｐｈｙｓ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．，３５：１４２３−３４（１９９０））、混合整数プログラミング（ランガーエム．及びモリルエス．，「放射線治療における最適化されたビーム加重に対する混合整数プログラミング及びファスト・シミュレーテッド・アリーニングの比較」，ＭｅｄｉｃａｌＰｈｙｓｉｃｓ，２３：９５７−６４（１９９６））、反復フィルタ逆投影（ホルメス（Ｈｏｌｍｅｓ）ら，「トモセラピーのための反復フィルタ逆投影反転治療計画アルゴリズム」（ＡｎＩｔｅｒａｔｉｖｅＦｉｌｔｅｒｅｄＢａｃｋｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎＩｎｖｅｒｓｅＴｒｅａｔｍｅｎｔＰｌａｎｎｉｎｇＡｌｇｏｒｉｔｈｍｆｏｒＴｏｍｏｔｈｅｒａｐｙ）Ｉｎｔ’ｌ．Ｊ．Ｒａｄｉａｔ．Ｏｎｃｏｌ．Ｂｉｏｌ．Ｐｈｙｓ．，３２：１２１５−１２２５（１９９５））を挙げることができる。ラサー（Ｌｌａｃｅｒ）によって教示され且つ別の方法は、米国特許第５，６０２，８９２によって開示された方法「動的にペナルティーを課す可能性」（ＤｙｎａｍｉｃａｌｌｙＰｅｎａｌｉｚｅｄＬｉｋｅｌｉｈｏｏｄ）である。
【００１０】
これらの方法の多くは、コンピュータメモリに過酷な負担を与える。例えば、トモセラピー適用において、標準サイズの放射線治療計画は、しばしば、９１，０００を超える強度の放射線を記憶しなければならない。これらの放射線によって与えられる放射線量を追跡するためには、２．７×１０^１１を超える放射線量要素を記憶しなければならない。
【００１１】
（発明の要約）
本発明は、放射線量マップから治療シノグラムを形成するための方法及び装置を提供する。
【００１２】
より具体的には、本発明は、複数のボクセルｉに放射線量Ｄ_ｉ ^ｄ＝ｄ_ｉｊｗ_ｊを伝えるために、患者へと向けられた複数の放射線ｊに沿って、独立して制御された放射を形成する放射線治療機械のための放射線治療計画を最適化するための方法を提供する。最初の工程においては、治療領域内の複数のボクセルｉの所定の総放射線量Ｄ_ｉ ^ｐが医者によって受けられ、各放射線ｊにフルエンスｗ_ｊ値が割り当てられる。その後、割り当てられたフルエンス値ｗ_ｊを使用して、各ボクセルｉで生じる実際の総放射線量Ｄ_ｉ ^ｄが算出される。その後、所定の放射線ｊによって各ボクセルに伝えられたエネルギフルエンスｄ_ｉｊ当たりの放射線量を参照することなく、所定の放射線量Ｄ_ｉ ^ｐ及び実際の放射線量Ｄ_ｉ ^ｄの更新関数にしたがって、フルエンス値ｗ_ｊが修正される。最後に、修正されたフルエンス値ｗ_ｊを使用して、放射線治療機械を制御する。
【００１３】
このように、本発明の目的は、各放射線に関する部分放射線量を記憶する必要なく、放射線治療のセッションで使用される複数の放射線のフルエンス値を決定する方法を提供することである。
【００１４】
一実施形態において、前記更新関数は、所定の放射線ｊから放射を受ける各ボクセルｉにおける、実際の放射線量Ｄ_ｉ ^ｄと所定の放射線量Ｄ_ｉ ^ｐとの比であっても良い。例えば以下の通りである。
【００１５】
【数５】

【００１６】
ここで、ｗ_ｊ ^{（ｋ＋１）}とｗ_ｊ ^ｋは、放射線のフルエンスにおける修正の前後のフルエンス値であり、ａは、エネルギフルエンスの大きさｄ_ｉｊ当たりの放射線量の所定の近似値である。
【００１７】
このように、本発明の別の目的は、放射線フルエンスを修正する簡単な計算方法であって、電子コンピュータ上で迅速に実行できる計算方法を提供することである。エネルギフルエンスｄ_ｉｊ当たりの放射線量の近似値又はエネルギフルエンスに関連付けられた任意の大きさ当たりの放射線量を使用することによって、部分放射線量を記憶して計算するといった前述した問題が回避される。
【００１８】
別の実施形態において、前記更新関数は、所定の放射線ｊから放射を受ける各ボクセルｉにおける、実際の放射線量Ｄ_ｉ ^ｄと所定の放射線量Ｄ_ｉ ^ｐとの比であっても良い。例えば以下の通りである。
【００１９】
【数６】

【００２０】
ここで、ｗ_ｊ ^{（ｋ＋１）}とｗ_ｊ ^ｋは、工程（ｄ）における修正の前後のフルエンス値である。
【００２１】
このように、本発明の別の目的は、部分的な放射線量ｄ_ｉｊを有さない所望の放射線量を形成するために、放射線のフルエンスを修正するための関数を提供することである。
【００２２】
本発明における前述した目的、その他の目的および利点は、以下の説明から明らかになる。説明においては、説明の一部を成す添付図面が参照され、ここには、図面によって、本発明を図示する好ましい実施形態が示されている。このような実施形態は本発明の範囲のすべてを表現するものではないが、本発明の範囲を解釈するためには、特許請求の範囲を参照しなければならない。
【００２３】
（発明の詳細な説明）
放射線治療装置
本発明は、好ましい実施形態において、複数の角度で大きなフルエンスの制御された狭い放射線ビームを患者に放射することができる任意の放射線治療機械を使用することを考えているため、マルチリーフコリメータ型のシステムを利用する。
【００２４】
図１に示されるように、そのような放射線治療機械１０は、一般に円錐形の放射線ビーム１４’を形成する放射線源１２を有している。略円錐形の放射線ビーム１４’は、焦点１８から発せられ、患者１７（図１には示されていない）へと方向付けられる。円錐形の放射線ビーム１４’は、一組の矩形のシャッターシステムブレードから成る矩形の不透明マスク１６によって視準されて、扇形放射線ビーム平面２０を中心とする一般に平面状の扇形放射線ビーム１４を形成する。
【００２５】
放射線ビームが患者１７に達する前の段階において、扇形放射線ビーム平面２０及び扇形放射線ビーム１４の中心には、シャッターシステム２２が位置されている。このシャッターシステム２２は複数の隣接する台形のリーフ３０を有しており、これらのリーフ３０は、互いに協働して、焦点１８を中心とする一定半径の円弧を形成する。各リーフは、鉛、タングステン、セリウム、タンタル、又は、これらの合金のような放射線反射材料によって形成されている。
【００２６】
各リーフ３０は、スリーブ２４内に保持されており、対応するスリーブ２４内で完全にスライドしてそのスリーブ２４に関連付けられた放射線２８を遮断できるようになっている。好ましくは、シャッターシステム２２のリーフ３０は、扇形放射線ビーム全体の範囲を規定するとともに、扇形放射線ビームを、一組の隣接するオフセット角ｆのスラブ状放射線２８に区分する。リーフ３０がその対応する放射線２８を遮断した場合、その状態を閉状態と言う。スリーブ２４は、各リーフ３０がその対応する放射線２８を全く遮断しないように扇形放射線ビームの経路の外側へとスライドできる十分な長さを有しているとともに、各リーフ３０がスリーブ２４によって案内され得る十分な長さを有している。この非遮断位置にあるリーフの状態を「開状態」と言う。
【００２７】
各リーフ３０は、スライダ部材３４を介してリーフ３０に接続されたリレー状の主電磁アクチュエータ３２により、開状態と閉状態との間で迅速に移動することができる。放射線２８によって通過されたフルエンスは、リーフの移動のデューティサイクル、すなわち、リーフの閉状態時の時間に対する開状態時の時間の比を変化させることによって制御することができる。
【００２８】
図２に示されるように、リーフ３０は、リーフ３０の縁部に沿って切り欠かれた溝３８内に嵌合するガイド舌３６により、スリーブ２４内で支持されてガイドされる。これらの溝３８によって、ガイド舌３６は、リーフ３０が閉状態と開状態との間を移動している間、スリーブ２４内でリーフ３０をスライド可能に保持することができる。
【００２９】
図３に示されるように、放射線源１２はガントリ４４上に装着されている。様々なガントリ角度θから患者１７のスライス部分に扇形放射線ビーム１４を放射することができるように、ガントリ４４は、患者１７の体内に位置する回転中心４５を中心に、扇形放射線ビーム平面２０内で回転する。放射線源１２は、コンピュータ５１の制御下で放射線ビーム１４をＯＮ／ＯＦＦする放射線制御モジュール４８によって制御される。
【００３０】
所望の位置信号を形成するタイマーによって管理されるシャッターシステム制御装置５２は、複数のアクチュエータ３２を個々に制御して各リーフ３０を対応するスリーブ２４及び放射線３８の内外に移動させるため、各電磁石を電気的に励磁させる（図１参照）。シャッターシステム制御装置５２は、シャッターシステム２２のリーフ３０を閉状態と開状態との間で迅速に移動させて、各放射線２８を十分に減衰させ、あるいは、全く減衰させない。各放射線のフルエンスにおける勾配は、それぞれのガントリ角度に関し、各リーフ３０の開位置における相対的な持続時間に対して各リーフ３０の閉位置における相対的な持続時間を必要なフルエンス・プロファイルに応じて調整することにより得られる。
【００３１】
閉状態と開状態との間の比、すなわち、各リーフ３０における「デューティーサイクル」は、各ガントリ角度で所定のリーフ３０を通過する全エネルギに影響を与え、したがって、各放射線２８の平均フルエンスを制御する。各ガントリ角度で平均フルエンスを制御できれば、後述する治療計画法によって患者１７の被照射部位に照射される放射線ビーム１４の照射量を正確に制御することができる。また、シャッターシステム制御装置５２は、後述するシャッターシステム２２のプログラム制御を可能とするために、コンピュータ５１に接続されている。
【００３２】
目的を計画する放射線治療前に、あるいは、治療中に、照射される患者１７のスライス部分の断層像すなわちスライス像を生成するために、Ｘ線源４６とこれに対向する検出器アレー５０とを使用する任意の断層撮影システム１１が、放射線源１２と同じガントリ４４上に有利に装着されている。また、そのような断層撮影法は、別個の機械と、患者１７上の基準点にしたがって一列に並べられた複数のスライスとを用いて、達成することできる。
【００３３】
放射線治療において、また、Ｘ線源４６と検出器アレー５０とがガントリ４４に取り付けられたコンピュータ断層撮影において、ガントリ制御モジュール５４は、ガントリ４４を回転させるために必要な信号、すなわち、放射線源１２の位置及び扇形放射線ビーム１４のガントリ角度ｑを変化させるために必要な信号を形成する。コンピュータ制御下でガントリを回転させることができるように、また、ガントリ角度ｑを示す信号をコンピュータ５１に供給してその制御を補助することができるように、ガントリ制御モジュール５４はコンピュータ５１に接続されている。
【００３４】
断層撮影システム１１のための制御モジュールは、Ｘ線源４６をＯＮ／ＯＦＦするためのＸ線制御モジュール５６と、断層撮影像を形成するために検出器アレー５０からのデータを受けるデータ取得システム５８とを有している。
【００３５】
一般に高速アレープロセッサ等を備える画像再構成装置６０は、データ取得システム５８からデータを受け、この技術分野で良く知られた方法にしたがってこのようなデータから断層撮影治療画像を「再構成」する。また、画像再構成装置６０は、ポスト患者放射線検出信号５９を使用して、検査及び以下に詳述する治療計画目的のために使用される断層撮影吸収画像を形成する。
【００３６】
キーボード及びディスプレイユニット６３を備えた端末６２によって、オペレータは、プログラム及びデータをコンピュータ５１に入力して放射線治療機械１０及び断層撮影システム１１を制御することができるとともに、画像再構成装置６０によって供給された画像をディスプレイユニット６３上に表示することができる。
【００３７】
磁気ディスクユニットもしくは磁気テープドライブから成る大容量記憶システム６４によって、断層撮影システム１１及びポスト患者放射線検出器５３によって収集されたデータを記憶して、後に使用することが可能になる。放射線治療機械１０を動作させるためのコンピュータプログラムは、一般に、大容量記憶システム６４内に記憶されるとともに、放射線治療機械１１の使用中に処理を迅速に行なうためにコンピュータ５１の内部記憶装置内にロードされる。
【００３８】
シャッターが開閉している間に一組の像が得られるように、放射線源１２は、データ取得システム５８のＤ／Ａ変換器と同期するパルスを用いたパルスモードで励磁される直線加速装置であっても良い。放射線治療中における所定のガントリ角度ｑの放射線の各投影が１秒である場合、リーフから出て患者に入るフルエンスの変化に基づいてリーフ３０の動作をリアルタイムで観察すると、直線加速装置のパルス繰り返し数（パルスレート）は１秒間に２００回となる。
【００３９】
放射線治療機械１１の動作中、シャッターシステム制御装置５２は、各ガントリ角度θにおいて、フルエンスプロファイルから成る治療シノグラムをコンピュータ５１から受ける。治療シノグラムは、放射線ビーム１４が伝えられる患者支持テーブル（図示せず）の所定の位置で各ガントリ角度θに関して必要な放射線ビーム１４の各放射線２８の強度すなわちフルエンスを表わしている。
【００４０】
図４に示されるように、シャッターシステムは、指数変数ｊ＝１〜Ｊによって示される放射線２８の総数Ｊを制御する。シャッターシステム２２によって形成される各放射線２８は、放射線中心線６６に沿って患者１７を通過して、検出素子を有するポスト患者放射線検出器５３によって検出される。
【００４１】
治療計画
図５を参照すると、本発明に係る随意的な放射線治療計画の形成は、プロセスブロック１００に示されるように、１つのスライス内の異なる複数のボクセルｉで必要な放射線量を与える所定の放射線量マップＤ_ｉ ^Ｐの認識から始まる。一般に、これらの異なる複数のボクセルｉは、高い放射線量が必要な１又は複数の腫瘍組織領域及び放射線量を所定の値以下に制限しなければならない１又は複数の感受性組織領域を含む複数の領域に分類される。
【００４２】
所定の放射線量マップＤ_ｉ ^Ｐは、それぞれが１つのデジタル値を保持する要素の列として、コンピュータのメモリ内に記憶される。放射線量マップＤ_ｉ ^Ｐを入力する方法としては、この技術分野で良く知られているように、患者の断層撮影像を端末のディスプレイ上に表示して、トラックボールもしくは同様の入力装置を用いて腫瘍領域の周囲を手動でトレースすることも考えられる。各トレース領域に割り当てられた放射線量値を、所望の放射線マップを示すメモリ列内の適当な要素に移すために、標準的な領域入力アルゴリズムが使用されても良い。放射線量マップＤ_ｉ ^Ｐの各要素は、一人の患者の１つのスライス内の１つのボクセルｉで必要な放射線量を規定している。
【００４３】
その後、プロセスブロック１０２に示されるように、各ボクセルｉで所望の放射線量を生じる各ガントリ角度θにおける各ビームの各放射線ｊのフルエンス値ｗ_ｊが決定される。このプロセスは繰り返しの１つである。すなわち、放射線ｊのための任意の初期フルエンス値ｗ_ｊが選択され、この初期フルエンス値ｗ_ｊは、その後、最適な値が得られるまで繰り返し修正される。
【００４４】
放射線ｊに関して選択された初期フルエンスｗ_ｊが最終値に近付けば近付くほど、最適化をより速く達成できる。そのため、本発明の一実施形態においては、腫瘍組織や感受性組織の形態が類似する患者を治療するための治療計画を選択するために、以前の複数の放射線治療計画のライブラリーが表示される。患者と以前の治療計画と現在の計画との間の類似性によって、現在の放射線治療を適用するために必要な放射線に近似した放射線の初期フルエンス値ｗ_ｊが得られる。ライブラリーは、コンピュータのようなデータ記憶システム内に記憶される複数の異なった治療計画から構成されていても良く、また、形状や寸法が異なる様々な治療部分のカタログを有していても良い。
【００４５】
続いて、プロセスブロック１０４に示されるように、従来の技術によって、初期放射線フルエンスｗ_ｊによって与えられる伝達放射線量Ｄ_ｉ ^ｄが決定される。１９９４年５月３１日に発行され且つ参照することによって本願に組み込まれる米国特許第５，３１７，６１６号のテルマ（Ｔｅｒｍａ）の決定に教示されているように、単位質量当たりで解放される総エネルギは、放射線のフルエンス及び患者の特性に基づき、各放射線にしたがって決定することができる。所定のボクセルにおけるテルマは、各放射線ごとに、また、各ビーム角度ごとに累積され、その後、各ボクセルにおける総テルマは、そのボクセルでの放射線量を決定するために、予測散乱カーネルと重畳される。カーネルは、異なる複数のビーム角度からの１つのビーム角度の範囲にわたる散らばりを表わしており、したがって、１つの重畳算出においては、全てのビーム角度における放射線量の計算を規定する。カーネルは、モンテカルロ・シミュレーションのような従来の技術によって算出することができる。テルマと散乱カーネルとを重畳すると、被照射体積が小さい頭部や首部や接線領域胸部の放射線治療を行なう場合に特に重要な横方向の散らばりの計算を正確に行なうことができる。
【００４６】
一般に、各放射線のテルマは、保存されず、また、保存された１つの放射線によって１つのボクセルに伝えられる部分放射線量でもない。そのため、実質的にメモリを節約できる。
【００４７】
プロセスブロック１０６では、プロセスブロック１０４で算出された伝達放射線量Ｄ_ｉ ^ｄがプロセスブロック１００で入力された所定の放射線量Ｄ_ｉ ^Ｐと比較され、与えられた放射線ｊから放射を受ける各ボクセルｉにおける実際の放射線量Ｄ_ｉ ^ｄの関数に対する所定の放射線量Ｄ_ｉ ^Ｐの関数の比に関連する更新関数によって各放射線のフルエンスが調整される。
【００４８】
第１の実施形態において、更新関数は、与えられた放射線ｊから放射を受ける各ボクセルｉにおける実際の放射線量Ｄ_ｉ ^ｄと所定の放射線量Ｄ_ｉ ^Ｐとの幾何平均の比であり、以下のように表わすことができる。
【００４９】
【数７】

【００５０】
ここで、ｗ_ｊ ^{（ｋ＋１）}とｗ_ｊ ^ｋは、修正の前後のフルエンス値であり、ｎはボクセルの総数である。方程式（１）を見て分かるように、ボクセルに関しては総放射線量値だけが必要であり、特定の放射線ｊに寄与する部分放射線量は不要である。そのため、前述したように記憶する必要がない。
【００５１】
この第１の比率更新方法を繰り返し適用する（プロセスブロック１０４の各繰り返しにおいて、先のプロセスブロック１０６から得られた修正されたフルエンス値を使用して、プロセスブロック１０４、１０６を繰り返すことにより）と、分析的に表わすことができ、以下の目的関数
【００５２】
【数８】

【００５３】
が最適化されるようになる。すなわち、
【００５４】
【数９】

【００５５】
この一次近似式は、
【００５６】
【数１０】

【００５７】
また、第２の実施形態において、ビーム加重を修正する更新関数は、与えられた放射線ｊから放射を受ける各ボクセルｉにおける実際の放射線量Ｄ_ｉ ^ｄの総計と所定の放射線量Ｄ_ｉ ^Ｐの総計との比であり、以下のように表わすことができる。
【００５８】
【数１１】

【００５９】
ここで、ｗ_ｊ ^{（ｋ＋１）}とｗ_ｊ ^ｋは、修正の前後のフルエンス値であり、ａは、修正される所定の放射線ｊにおける、エネルギフルエンス（ｄ_ｉｊ）当たりの放射線量の所定の近似値すなわちエネルギフルエンスに関連付けられた任意の大きさ毎の放射線量である。また、ａは、記憶され且つｄ_ｉｊにおける近似値として役立つようにその後に検索される一定しない中心軸の深部線量であっても良い。ｄ_ｉｊの実際の値を記憶しないことにより、記憶の必要性が大きく減少する。更新係数としてｄ_ｉｊを含めると、高い放射線量を受けるボクセルに重点を置くことができる。使用される近似値はアルゴリズムの換算率の割合に影響を及ぼすかもしれないが、繰り返し毎に決定される総放射線量分布によって、重畳／重ね合わせ技術を使用して達成される放射線量の計算を正確に行ない続けることができる。
【００６０】
この第２の更新方法がプロセスブロック１０８の度に繰り返し適用されれば（プロセスブロック１０４の各繰り返しにおいて、先のプロセスブロック１０６から得られた修正されたフルエンス値を使用して、プロセスブロック１０４、１０６を繰り返すことにより）、分析的に表わすことができ、以下の目的関数
【００６１】
【数１２】

【００６２】
が最適化されるようになる。すなわち、
【００６３】
【数１３】

【００６４】
ここで、ｎは値２を含む指数である。同様の方法で、ｎ＞２の値を使用して
【００６５】
【数１４】

【００６６】
を最適化しても良い。
【００６７】
この方程式は、伝達された放射線量と所定の放射線量との間の差の大きさの総計を最小にする。この目的関数の凸の性質によって、任意の局所部分での最小値が全体における最小値となる。このような凸関数としての目的関数を用いれば、確率最適化技術を使用する必要がなくなる。
【００６８】
また、目的関数を更に完全なものにするために、更新方法を更に修正することもできる。すなわち、以下の方程式のように患者の各領域に重み係数を加えることにより、更新関数を修正することができる。
【００６９】
【数１５】

【００７０】
この方程式において、Ｃ_Ｔは腫瘍領域に割り当てられた重み係数であり、Ｃ_Ｒは感受性領域に割り当てられた重み係数である。Ｔは腫瘍の容積を示しており、Ｒは感受性領域の容積を示している。前述したように、定数ａによってｄ_ｉｊの値を近似しても良く、また、表の中で検索された値を用いてｄ_ｉｊの値を近似しても良い。
【００７１】
その適用において、腫瘍領域内の１つのボクセルを過剰放射するためのペナルティーを、同じボクセルを不十分に放射するためのペナルティーと同一に設定することができる。しかしながら、過剰な放射又は不十分な放射に重点を置く重み係数を実施して、臨床的に受け入れられる結果を生させることも簡単である。
【００７２】
重み係数を感受性組織に適用して使用することもできる。その一つの可能性としては、不十分に放射されたボクセルが０の重みを割り当てられる場所を最適化することが挙げられる。その結果、感受性領域内のボクセルは、割り当てられた許容放射量よりも多い放射を受けた場合にのみ、ペナルティーが課される。
【００７３】
別の実施形態においては、各治療体積の累積の体積線量ヒストグラム（ＤＶＨ）を考慮することによって、繰り返し法の柔軟性が向上される。特に感受性組織において、ユーザは、放射線量の上限（Ｄ_ｍａｘ）及びその上限を超えることが許容された感受性組織部位（Ｖ_ｍａｘ）の両方を示すＤＶＨ上の１点を特定することができる。１９９７年に米国ユタ州のソルト・レイク・シティーで行なわれた放射線治療におけるコンピュータの使用に関する国際会議ＸＩＩ（ＸＩＩＩｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌＣｏｎｆｅｒｅｎｃｅｏｎｔｈｅＵｓｅｏｆＣｏｍｐｕｔｅｒｓｉｎＲａｄｉａｔｉｏｎＴｈｅｒａｐｙ）で発表され且つボルトフェルドらによって開発された技術「物理的基準を使用した臨床的に関連する強度変調の最適化」（ＣｌｉｎｉｃａｌｌｙＲｅｌｅｖａｎｔＩｎｔｅｎｓｉｔｙＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＯｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎＵｓｉｎｇＰｈｙｓｉｃａｌＣｒｉｔｅｒｉａ）（未出版）に基づいて、体積線量を考慮した１つの実施を行なうことも可能である。ＤＶＨを基本としたペナルティーを用いると、一様な目標放射線量及び感受性領域において臨床的に受け入れられる放射線量分布の両者を得ることができる。
【００７４】
ＤＶＨを基本とするペナルティーによって最適化が図られるが、その仕様は全く制限されない。また、重み係数を各ＤＶＨ仕様に加えることによって、侵襲に関するペナルティーを向上させても良い。ペナルティーに割り当てられる相対的な重み係数を向上させることによって、ＤＶＨ仕様を満たす重要性を効果的に引き上げることができる。
【００７５】
ＤＶＨを基本とするペナルティーは、その性質上並列関係を成す器官において特に有用である。その理由は、並列関係を成していると、腫瘍学者は、しばしば、腫瘍内で有利な放射線量分布を得るために、器官の一部を犠牲にすることを厭わないからである。
【００７６】
この最適化技術は、ＤＶＨを基本とするペナルティー及び更新係数の算出から成る。感受性領域内の全てのボクセルは、予め、許容放射線量が割り当てられている。しかしながら、最適化のために体積線量を考慮しても、精選された一握りの数の感受性領域ボクセルが必要となるだけである。
【００７７】
この実施形態によれば、感受性組織内のボクセルは、それがＤ_ｍａｘとＤ’との間の放射線量を受けた場合に、ペナルティーが課される。Ｄ’はＶ_ｍａｘを超えた現在の放射線量である。
【００７８】
これが図６ａ及び図６ｂに示されている。ペナルティーが課されたボクセルは、Ｄ_ｍａｘを最小限に超える過剰な放射線量を受けている感受性領域のボクセルであり、ＤＶＨ仕様を満たすために必要な放射線量の減少が最小であるという理由からペナルティーが課されている。したがって、ペナルティーが課されたボクセルのサブセットは各繰り返しをもって変化する。
【００７９】
任意の基準に基づいてペナルティーを加えることもできる。例えば、所定のパーセントを超える領域が規定の放射線量を超えた危険な状態の時にペナルティーを加えるように、実行者が選択することも考えられる。同様に、所定の状態が満たされない場合に、目的関数にペナルティーを加えることもできる。
【００８０】
この実施形態においては、ＤＶＨ仕様が満たされた場合、繰り返し毎に１回、アルゴリズムが決定する。仕様が満たされていない場合には、目的関数にペナルティーが加えられる。Ｄ^Ｄｌｉｍを最小限に超える過剰な放射線量を有するＲＡＲ内のボクセルにペナルティーが加えられる。図６ａにおいて、斜線領域がこれらのボクセルに対応している。これらのボクセルは、ＤＶＨ仕様を満たすために必要な放射線量の変化が最小であるという理由から選択されている。この実施形態において、方程式（６）を以下のように書き直しても良い。すなわち、
【００８１】
【数１６】

【００８２】
ここで、λ_ｉ ^ＤＶＨはＤＶＨペナルティーである。前述した例において、ＤＶＨペナルティーは、図６ａに示されるＤＶＨの斜線領域内に位置するボクセルに加えられる。
【００８３】
ＤＶＨペナルティーを更に一般化することも可能である。このようなアプローチにおいて、ＤＶＨは一連の複数の放射線量領域に分けられる。各領域は、所望の計画にしたがってＤＶＨを修正するために使用されるそれ自身のペナルティー値λ_ｉ ^ＤＶＨを有している。この最適化方法にしたがって加えられるＤＶＨペナルティーの一般的な形態が図６ｂに示されている。この場合、最適化プロセスは、より大きなλ_ｉ ^ＤＶＨ値によって決定づけられる。図６ｂに示される階段関数は、加えることができる重みパターンと、重みが加えられる領域とを示している。しかしながら、縦座標は実際の値を示していない。
【００８４】
ＤＶＨを基本とするペナルティーは、厳しい制限を与えるものではなく、単に最適化を図ろうとするものである。重み係数を各ＤＶＨ仕様に加えて侵襲に関するペナルティーを向上させることもできる。ペナルティーに割り当てられる相対的な重み係数を向上させることによって、ＤＶＨ仕様を満たす重要性を効果的に引き上げることができる。
【００８５】
本発明の方法及び装置の主要な利点の１つは、選択されたコンピュータにおいて必要なメモリを最小にしながら、大規模な最適化を達成できるという点である。また、本発明の方法は、柔軟であり、信頼性があるとともに、患者の各領域に割り当てられた重み係数を加えることによって或いは体積線量を考慮することによって向上することができる。その柔軟性に起因して、本発明は、更に、重畳／重ね合わせ技術を基本とした放射線量算出と組み合せると、効果的に働いて、利益を得ることができる。
【００８６】
前述した方法においては、所定の放射線ｊの主経路内に位置するボクセルだけを更新することによって、更新係数を算出しても良い。このような方法により、最終的に、トモセラピーで使用されるような複雑な放射線治療のための計画を迅速に最適化できるようになる。
【００８７】
例１
矩形の感受性領域を囲む逆Ｕ字形の治療領域のために放射線治療計画を最適化した。Ｕ字形の治療領域を５ｃｍ×５ｃｍ平方でカットし、感受性領域をＵ字の凹部内に位置させた。方程式６の更新係数を利用して、患者の治療領域（Ｃ_Ｔ）及び感受性領域（Ｃ_Ｒ）に関する重み係数を含めるようにした。この方程式において、Ｃ_Ｔ及びＣ_Ｒを０．９５と０．０５とにそれぞれ設定した。
【００８８】
図７ａ及び図７ｂは、このシミュレーションの結果を示している。重み係数を使用した場合、重み係数を使用しないで得られた結果と比較すると、目標の放射線量分布において著しい向上が見られた。広範囲の感受性組織に高い放射線量を伝えることによって、治療領域内の放射線分布が向上することを見出した。感受性組織に対する放射線量を増大することにより、目標のボーダと略一致するように９０％等線量ラインが広がった。
【００８９】
例２
累積体積線量ヒストグラム（ＤＶＨ）を考慮することにより、本発明の方法にしたがって放射線治療計画を最適化した。累積ＤＶＨは、最適化プロセス中に更新係数の算出において必要となるＤＶＨを基本とするペナルティーを与えた。感受性組織内の１つの特定のボクセルがＤ_ｍａｘとＤ^＊との間の放射線量を受けた時にペナルティーを含むように、更新係数を修正した。Ｄ^＊はＶ_ｍａｘを超える現在の放射線量として定義されている。
【００９０】
ペナルティーが課されたボクセルの特性が図６に示されている。ペナルティーが課されたボクセルは、Ｄ_ｍａｘを最小限に超える過剰な放射線量を受けている感受性領域のボクセルである。これらの特定のボクセルは、ＤＶＨ仕様を満たすために必要な放射線量の減少が最小であるという理由からペナルティーが課されている。したがって、ペナルティーが課されたボクセルのサブセットは各繰り返しをもって変化する。
【００９１】
図８ａ及び図８ｂは、前述した方程式５及び体積線量仕様を利用した最適化プロセスの結果を示している。逆Ｕ字形の幾何学的構成においては、１５パーセント以上の領域が０．４の放射線量を超えた危険な状態の時に、ペナルティーを加えた。図８ａに示されるように、９０％等線量ラインは治療領域の境界と略一致している。
【００９２】
例３
図９はＵ字形治療領域及びＤＶＨを基本とするペナルティーシステムを含む治療最適化シミュレーションの結果を示している。このシミュレーションにおいては、２５％以上の感受性領域が０．１の放射線量を超えた時に、ペナルティーを加えた。
【００９３】
図９ｂは最適化の経路にわたる目的関数値を示している。実線は、治療領域及び感受性領域の全体にわたる所定の放射線量と実際の放射線量との間の差の平方の合計値を示している。破線は、ＤＶＨを基本とするペナルティーが使用された時に最小化される実際の目的関数である。すなわち、治療領域内の全てのボクセルにわたる伝達放射線量と所定の放射線量との間の差の平方の合計及びペナルティーが課されたボクセルの伝達放射線量と放射線量の上限値との間の差の平方の合計である。これらの関数の両者は、連続的な繰り返しのそれぞれをもって、値が減少することに留意されたい。
【００９４】
例４
シミュレートされた前立腺治療計画において、ＤＶＨ仕様を試した。この場合、前立腺には８０Ｇｙの放射線が放射された。直腸のＤＶＨ仕様は、（１）１５％以上の直腸が２５Ｇｙの放射線量を超えた時にペナルティーを加え、（２）任意のボクセルが５０Ｇｙを超えた時にペナルティーを加えた。膀胱のＤＶＨ仕様は、（１）４０％以上の体積が２７Ｇｙの放射線量を超えた時、及び、（２）ペナルティーが課された全てのボクセルが５４Ｇｙを超えた時に、ペナルティーを加えた。
【００９５】
前立腺のシミュレーションの結果が図１０に示されている。９５％等線量ラインが目標のボーダと略一致した。４つのＤＶＨ仕様が図１０ｂにプロットされている。
【００９６】
前述した説明は本発明の好ましい実施形態の説明であり、無論、当業者であれば、本発明の思想及び範囲を逸脱することなく多くの変形を成すことができる。本発明の範囲内にある様々な実施形態を公知するため、以下のクレームを作成した。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明で使用されるシャッターシステムアセンブリの斜視図であり、複数のシャッターリーフ及びそれらに対応して設けられたアクチュエータを示している。
【図２】図１の２−−２線に沿うシャッターシステムの断面図であり、扇形放射線ビームのための台形の各シャッターリーフ及びそのシャッターリーフが移動する際にシャッターリーフを支持するガイドレールを示している。
【図３】従来のＣＴスキャナや本発明のシャッターシステムが組み込まれ、本発明のシャッターシステムを制御するのに適したコンピュータを有する放射線治療機械の構成要素のブロック図である。
【図４】患者モデルの算出に使用される変数を示した図３の放射線治療機械のガントリの概略図である。
【図５】本発明によって放射線フルエンス値を最適化するプロセスを示すフローチャートである。
【図６】最適化をガイドするために役立つＤＶＨを基本としたシステムの２つの図を示しており、図６ａは、１９９７年に米国ユタ州のソルト・レイク・シティーで行なわれた放射線治療におけるコンピュータの使用に関する国際会議ＸＩＩで発表され且つボルトフェルドらによって開発されたＤＶＨを基本としたペナルティーシステム「物理的基準を使用した臨床的に関連する強度変調の最適化」（未出版）を示している。斜線領域はペナルティーが課された領域に対応している。図６ｂは、ボルトフェルドのＤＶＨペナルティーの一般化である。ペナルティーを課す考えにおいて、考慮される各領域は異なる重みを有している。
【図７ａ】０．９５の重みが治療領域に割り当てられ且つ０．０５の重みが感受性領域に割り当てられる治療計画の放射線量分布である。
【図７ｂ】７ａの放射線量分布に対応する累積体積線量ヒストグラムである。
【図８ａ】１５％を超える感受性領域が０．４の放射線量を超えた時に加えられるペナルティーを必要とするＤＶＨ仕様を含む治療計画の放射線量分布である。
【図８ｂ】８ａの放射線量分布に対応する累積体積線量ヒストグラムである。
【図９ａ】２５％を超える感受性領域が０．１の放射線量を超えた時にＤＶＨを基本とするペナルティーが加えられる治療計画の放射線量分布である。
【図９ｂ】９ａの放射線量分布に対応する目的関数の解を示す図であり、実線は、腫瘍及び感受性領域内の全てのピクセルにわたる所定の放射線量と実際の放射線量との間の差の平方の合計値を示している。破線は、全ての腫瘍ピクセル及びペナルティーが課される感受性領域内のピクセルだけにわたる同一の算出値である。
【図１０ａ】中心に位置する目標が前立腺及び小嚢を有している前立腺治療計画の放射線分布である。前立腺の上側は膀胱であり、下側は直腸である。破線は９５％等線量ラインである。
【図１０ｂ】１０ａの放射線量分布に対応する累積体積線量ヒストグラムである。直腸に関する２つの仕様が平方ＤＶＨと共に示され、膀胱に関する２つの仕様がＤＶＨでダイアモンドと共に示されている。

Claims

複数のボクセルｉに放射線量Ｄ_ｉ ^ｄ＝ｄ_ｉｊｗ_ｊを伝えるために、患者へと向けられた複数の放射線ｊに沿って、独立して制御された放射を与える放射線治療機械のための放射線治療計画を最適化するためのシステムにおいて、
ａ）治療領域内の複数のボクセルｉの所定の総放射線量Ｄ_ｉ ^ｐを認識する手段と、
ｂ）各放射線ｊにフルエンスｗ_ｊ値を割り当てる手段と、
ｃ）手段（ｂ）で割り当てられたフルエンス値ｗ_ｊを使用して、各ボクセルｉで生じる実際の総放射線量Ｄ_ｉ ^ｄを算出する手段と、
ｄ）与えられた各放射線ｊに関し、所定の放射線量Ｄ_ｉ ^ｐ及び実際の放射線量Ｄ_ｉ ^ｄの更新関数にしたがって手段（ｂ）のフルエンス値ｗ_ｊを修正する手段と、
ｅ）修正されたフルエンス値ｗ_ｊを使用して、放射線治療機械を制御する手段と
を具備することを特徴とするシステム。
前記更新関数は、所定の放射線ｊから放射を受ける各ボクセルｉにおける、分母となる実際の放射線量Ｄ_ｉ ^ｄの関数に対する、分子となる所定の放射線量Ｄ_ｉ ^ｐの関数の比であることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
前記更新関数は以下の通りであり、

ここで、ｗ_ｊ ^{（ｋ＋１）}とｗ_ｊ ^ｋは、手段（ｄ）における修正の前後のフルエンス値であり、ａは、エネルギフルエンスの大きさｄ_ｉｊ当たりの放射線量の所定の近似値であることを特徴とする請求項２に記載のシステム。
ａが定数であることを特徴とする請求項３に記載のシステム。
（ｂ）〜（ｄ）の手段が複数回繰り返され、手段（ｂ）で割り当てられるフルエンス値が前の手段（ｄ）で修正されたフルエンス値をとることを特徴とする請求項３に記載のシステム。
手段（ｄ）において、所定の放射線ｊの中心線に沿ったボクセルｉだけが考慮されることを特徴とする請求項３に記載のシステム。
前記更新関数は、所定の放射線ｊから放射を受ける各ボクセルｉにおける、所定の放射線量Ｄ_ｉ ^ｐ及び実際の放射線量Ｄ_ｉ ^ｄの幾何平均の比であることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
前記関数は以下の通りであり、

ここで、ｗ_ｊ ^{（ｋ＋１）}とｗ_ｊ ^ｋは、手段（ｄ）における修正の前後のフルエンス値であることを特徴とする請求項７に記載のシステム。
（ｂ）〜（ｄ）の手段が複数回繰り返され、手段（ｂ）で割り当てられるフルエンス値が前の手段（ｄ）で修正されたフルエンス値をとることを特徴とする請求項７に記載のシステム。
手段（ｄ）において、所定の放射線ｊの中心線に沿ったボクセルｉだけが考慮されることを特徴とする請求項７に記載のシステム。
前記更新関数は以下の通りであり、

ここで、ｗ_ｊ ^{（ｋ＋１）}とｗ_ｊ ^ｋは、手段（ｄ）における修正の前後のフルエンス値であり、Ｃ_Ｔは腫瘍領域に割り当てられた重み係数であり、Ｃ_Ｒは感受性領域に割り当てられた重み係数であり、ａは、エネルギフルエンスの大きさｄ_ｉｊ当たりの放射線量の所定の近似値であることを特徴とする請求項２に記載のシステム。
ａが定数であることを特徴とする請求項１１に記載のシステム。
（ｂ）〜（ｄ）の手段が複数回繰り返され、手段（ｂ）で割り当てられるフルエンス値が前の手段（ｄ）で修正されたフルエンス値をとることを特徴とする請求項１１に記載のシステム。
手段（ｄ）において、所定の放射線ｊの中心線に沿ったボクセルｉだけが考慮されることを特徴とする請求項１１に記載のシステム。
前記更新関数は以下の通りであり、

ここで、ｗ_ｊ ^{（ｋ＋１）}とｗ_ｊ ^ｋは、手段（ｄ）における修正の前後のフルエンス値であり、Ｃ_Ｔは腫瘍領域に割り当てられた重み係数であり、Ｃ_Ｒは感受性領域に割り当てられた重み係数であり、λ_ｉ ^ＤＶＨは患者の各領域に割り当てられたペナルティー値であることを特徴とする請求項２に記載のシステム。
（ｂ）〜（ｄ）の手段が複数回繰り返され、手段（ｂ）で割り当てられるフルエンス値が前の手段（ｄ）で修正されたフルエンス値をとることを特徴とする請求項１５に記載のシステム。
手段（ｄ）において、所定の放射線ｊの中心線に沿ったボクセルｉだけが考慮されることを特徴とする請求項１５に記載のシステム。