JP6247856B2

JP6247856B2 - 治療計画装置

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Description

本発明は治療計画装置に係り、特に、Ｘ線及び陽子等の荷電粒子ビームを患部に照射して治療する放射線治療装置に用いる治療計画装置に関する。

腫瘍細胞を、各種放射線を照射することで壊死させることを目的とする放射線治療は、近年広く行われつつある。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、陽子線をはじめとする粒子線を使った治療も広がりつつある。

放射線の照射技術は高度化し、患部周囲の正常臓器への影響を極力抑えながら、患部への線量集中性を高めるための技術開発が進展している。ＩＭＲＴ（Intensity Modulated Radiation Therapy）と呼ばれるＸ線を用いた治療では、コリメータ形状を変化させつつ多方向から照射することで、複雑な形状の標的領域に照射した場合でも、周辺の正常組織へ照射される線量を最小限に止めることができる。さらにはコリメータ形状を変化させながら、照射装置が取り付けられた回転ガントリーを回転させて、連続的に照射する方法も用いられる。

粒子線治療においても、スキャニング法の利用が広がりつつある。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。

放射線治療は、放射線を照射する位置や患部の状態に対して事前に詳細な計画を立てる必要があり、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。

照射時にも計画通りの照射が行われることが望ましいが、実際には様々な要因による誤差が影響する。この誤差要因には装置自体の誤差や位置決め時の誤差に加え、呼吸や心拍による照射中の患部の動きが挙げられる。呼吸や心拍といった患部の動きは患者や標的部位ごとに異なるため、評価が難しい。ＩＭＲＴやスキャニング照射では、複雑な分布の重ね合わせにより所望の分布を形成しているため、呼吸等の動きに対する分布の変化の予測が特に難しくなる。

患部の動きが線量分布に与える影響を定量的に評価する目的で、ＣＴ画像に時間変動する情報を持たせ患部周囲の臓器の動きを予測する方法が考えられる。時間情報を持ったＣＴ画像は４次元（４Ｄ）ＣＴ画像と呼ばれ、動く被写体に対して短い時間範囲にある状態の画像から、異なる時点での３次元ＣＴ画像を複数セット保持するものである。

例えば、呼吸の動きに関して、通常のＣＴ画像が呼吸のサイクルの間を時間平均した画像であるところを、息を吸った状態、あるいは吐いた状態と言ったサイクルの中のある時点ごとの３次元ＣＴ画像を得ることができる。

この４ＤＣＴ画像を使うことで患部の動きが線量分布計算に与える影響を治療計画装置により予測しようとする試みがいくつかある。例えば、特許文献１では、４ＤＣＴ画像に含まれる複数の位相に対し、それぞれの位相の重みから、線量分布を計算している。特許文献２では、放射線を照射した時に記録された呼吸状態を表す情報から、対応する４ＤＣＴ画像の中の一つの位相を選択し、線量分布を計算している。

それぞれの位相において計算された線量分布は、上記の特許文献でも参照されているように、非剛体レジストレーション技術を用いて積算することができる。各位相間の体内構造、例えば標的は位置の変化だけでなく、形状の変形も生じている。非剛体レジストレーション技術を用いれば、ある位相、例えば呼吸を吐いた位相でのＣＴ画像を参照ＣＴ画像とすると、参照ＣＴ画像における標的内の各点が他の位相のＣＴ画像においてどの位置に対応するのかを対応付けることができる。対応する点での線量を積算することで参照ＣＴ画像上に最終的な線量分布を得ることができる。

このように、４ＤＣＴ画像を用いた線量計算技術は、各位相でのＣＴ画像上で線量分布を計算し、それらを積算することで、４ＤＣＴ画像で表わされた動きのある状態での治療を行った場合の線量分布を計算する操作が基本となる。

特開２００８−８０１３１号公報特表２００９−５０２２５７号公報

しかし、粒子線治療におけるスキャニング法のように、照射開始からの時間に応じて照射パラメータ、例えばビームを照射するときの回転ガントリーの角度、ビーム照射を受けるポイント、またビームの強度等が変化する照射法に関しては、患部の動きと、照射パラメータの変化の両者の関係が線量分布に影響する。スキャニング照射法では、典型的には一人の患者当たり数分を要する照射時間の間に、照射位置やエネルギーは常に変化している。照射中の各時点におけるビームの状態と、患部の動きとを関連付けた上で線量分布計算を行う必要がある。

また、４ＤＣＴ画像は複数の位相に対応した画像を含むが、その間隔が十分に細かくない場合には、ある時点で照射している放射線に対応する位相が分かったとしても、その位相に相当するＣＴ画像が常に存在することはない。従来の方法のように、最も近いと思われる位相を選択して線量計算を行った場合、隣り合う照射位置に照射する放射線であっても、異なる位相のＣＴ画像が選択されて線量計算が行われることが起こりうる。この場合、両者の合計をとると、本来はないはずの線量分布の乱れが生じる可能性がある。

本発明の目的は、照射パラメータが時間に依存して変化する放射線治療装置において、４ＤＣＴ画像に含まれる患部の動きの情報に基づいて高精度な線量分布計算を実行する治療計画装置を提供することにある。

本発明は、上記課題を解決するために、放射線を照射するためのパラメータを入力する入力装置と、前記入力装置の入力結果に基づき治療計画を演算する演算装置と、前記治療計画を表示する表示装置と、前記放射線が照射される標的領域の変動に関する情報を保持する一連の３次元ＣＴ画像情を記憶した記憶部と、を備えた治療計画装置において、前記演算装置は、前記一連の３次元ＣＴ画像と、前記治療計画に基づいた放射線治療の開始から完了するまでの経過時間の情報とを関連付けした後に、前記経過時間の情報と前記一連の３次元ＣＴ画像とから前記標的領域の変動に関する情報を前記放射線が照射される期間ごとに補間し、前記補間によって得られた前記標的領域の変動に関する情報に基づいて線量分布を演算することを特徴とする。

照射パラメータが時間に依存して変化する放射線治療装置において、４ＤＣＴ画像に含まれる標的領域の変動の情報に基づいて高精度な線量分布計算を実行する治療計画装置を提供できる。

より具体的には、治療開始からの時間に依存して変化する患部の動きと、放射線照射装置の照射パラメータとが関連付けられ、動く標的に関する線量分布計算の精度が向上する。

本発明の好適な実施形態により治療計画が立案されるまでの流れを表す図である。本発明の好適な実施形態において本発明装置の流れを表す図である。粒子線治療システム全体の構成を示す説明図である。照射野形成装置の構成を示す説明図である。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。本発明装置を含めた制御装置の構成を示す説明図である。本発明装置の構成を示す説明図である。４ＤＣＴ画像の構成を示す概念図である。初期位相を設定するツールの一例を示す図である。本発明の処理の概念を示す説明図である。本発明の実施例２の治療計画装置の操作の流れを表す図である。本発明の実施例３の治療計画装置の操作の流れを表す図である。本発明の実施例３の治療計画装置における処理の概念を表す図である。

本発明の好適な一実施例である治療計画装置を、図を用いて説明する。本発明の対象は、Ｘ線治療システムや粒子線治療システムに係る治療計画装置となる。本実施例はその一例としての粒子線治療システムを、図３、図４を用いて説明するが、Ｘ線治療システムに対しても本発明を適用することで同様の効果が得られる。

図３は、粒子線治療システムの全体構成を示す図である。図３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、中央制御装置３１２、メモリ３１３、照射制御システム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３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３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、中央制御装置３１２より、照射制御システム３１４を介して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、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４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４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、照射制御システム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４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。

照射制御システム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。粒子ビームと偏向量と電流量との関係は、あらかじめテーブルとして中央制御装置３１２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。一つは照射位置の移動と停止を繰り返す離散的な方式、もう一つは連続的に照射位置を変化させる方式である。離散的な方式は、以下の流れで実施される。まず、照射位置をある点に留めたまま、規定量のビームが照射される。この点のことをスポットと呼ぶ。規定量のビームがスポットへ照射されたら、続いて、一時的にビームの照射を停止させた後、次の位置へ照射できるように走査電磁石の電流量が変更される。電流量が変更され、次の照射位置に移動後、再びビームを照射させる。なお、この時、照射位置の移動が高速であれば、言い換えると、高速なビーム走査が可能であれば、移動中もビームを停止させないように制御することも可能である。

照射位置を連続的に移動させる方式は、ビームを照射したまま照射位置を変化させる。
すなわち、電磁石の励磁量を連続的に変化させながら、照射野内全体を通過するようにビームを照射しながら移動させる。この方法における照射位置ごとの照射量の変化は、走査速度かビームの電流量、あるいはその両方を変調させることで実現する。

離散的な方式による照射の概念図を図５に示す。図５は、立方体の標的８０１を照射する例である。粒子ビームは、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５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、離散的なビーム照射位置（スポット）がスポット間隔８０３で配置されている。一つのスポットで規定量を照射すると、次のスポットへ移動する。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。

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。

図５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６のような状況となる。図６では、図５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。

図５は、本発明の好適な一実施例である治療計画装置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、中央制御装置３１２と接続される。治療計画装置５０１は、図６に示すように、放射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。

ここから、治療計画装置５０１を用いた操作の流れを、図１および図２に沿って説明する。図１は操作者の操作の流れを、図２は本実施例の治療計画装置５０１が主に演算処理装置６０５を使用して実施する計算内容の流れを示したものである。

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。本実施例は、４ＤＣＴ画像を利用して治療計画を作成するため、ここで取り込むＣＴ画像も４ＤＣＴ画像である。ただし、ここで参照する４ＤＣＴ画像とは、通常のＣＴ画像と異なる特別の撮像方法を経て得られた画像に限定するものではなく、同一の患者の複数の異なる状態における複数の３次元ＣＴ画像からなるデータセットのことを表わす。

ＣＴ装置（図示せず）により撮像された４ＤＣＴ画像は、データサーバ５０２に保存されている。治療計画装置５０１は、この４ＤＣＴ画像を利用する。操作者による治療計画立案の流れを図１により示す。まず、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４ＤＣＴ画像をメモリ６０４上にコピーする（ステップ１０２）。

前述した通り、４ＤＣＴ画像は複数の３次元ＣＴ画像のセットから成り、標的領域および周辺の体内構造の、並進、回転、変形を含む、動きの情報を保持している。本実施例では、この様な、放射線を照射する領域の変動に関する情報を保持した一連の３次元ＣＴ画像を４ＤＣＴ画像と呼ぶ。４ＤＣＴ画像を構成する各々の３次元ＣＴ画像は、既知の時間的関係を伴い、ある動きのサイクル（例えば患者の呼吸や心拍のサイクル）の間の、異なる時点における領域の状態を示す。図９は、４ＤＣＴ画像を表わす概念図であり、第一の３次元ＣＴ画像７０１〜第四の３次元ＣＴ画像７０４（以降、単に画像７０１、画像７０２、画像７０３、画像７０４と記載する）の四つの３次元ＣＴ画像からなる。なお、図９では、便宜上、７０１〜７０４の四つの３次元ＣＴ画像を２次元ＣＴ画像の様で描写している。

各々の３次元ＣＴ画像は肺７０５と標的領域７０６を含む患者の胸部領域の３次元ＣＴ画像である。画像７０１〜画像７０４の３次元ＣＴ画像は、患者の呼吸サイクルにおける四つの時点、ＣＴ時間１、ＣＴ時間２、ＣＴ時間３、ＣＴ時間４に撮像された状態を表す。これらの画像は、呼吸サイクルの中でどの状態であるのかの情報と関連付けられる。例えば、呼吸の一サイクルが全呼気、全吸気、およびその中間の状態（位相）に分割され、画像７０１から画像７０４までの画像が各々の位相に属することになる。この例では、４ＤＣＴ画像は単一の動き（呼吸）サイクルからなるが、複数の動きサイクルにわたり取得されてもよい。複数のＣＴ画像のセットであって、各々の画像に時間、状態の情報が関連付けられたものであれば一つのサイクルに限定されるものではない。

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放射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。

ここでの領域描画は、４ＤＣＴ画像に含まれる個々の３次元ＣＴ画像すべてにおいて実施してもよいが、４ＤＣＴ画像に含まれるある一つの状態の３次元ＣＴ画像のみ使用することもできる。例えば、全呼気の状態の画像を選択し、この画像上で領域を指定する。また、標的領域の描画は、すべての画像から一枚の画像を合成し、その画像上で描画を行うこともできる。例えば、複数の３次元ＣＴ画像から、同じ位置を表す点のＣＴ値を比較し、すべての点において最も輝度の高い数値を選択していくことで１セットの合成ＣＴ画像を得ることができる。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）。

ある一つの３次元ＣＴ画像でのみ標的領域、あるいは重要臓器の領域を入力した場合、４ＤＣＴ画像に含まれる各々の３次元ＣＴ画像上での領域は、非剛体レジストレーション技術を用いて決定することができる。操作者による修正が必要な場合があるが、標的領域の変形まで含め、ある画像での領域形状を、動きのモデル（各点の移動の向き、大きさ）を定義した上で他の画像に対応する領域を描画することができる。そうすることによって、４ＤＣＴ画像に含まれる個々の３次元ＣＴ画像について領域描画をする手間を省き、操作者の作業量を軽減することができる。

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。４ＤＣＴ画像には、標的領域の変動の情報を保持した複数の３次元ＣＴ画像が含まれるが、治療計画の立案は特定の一つの３次元ＣＴ画像を参照して実行される。操作者は参照する３次元ＣＴ画像を選択する。これは４ＤＣＴ画像の中のある一つの位相に該当する３次元ＣＴ画像でもよいし、同一の患者に対して４ＤＣＴ画像とは別に撮影された通常の（４Ｄでない）３次元ＣＴ画像であってもよい。以下の操作は、ここで選択した３次元ＣＴ画像に基づいて行われる。

操作者は、選択した３次元ＣＴ画像上で、必要な照射パラメータを設定する（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。ある方向からビームが照射される場合、図８のように、照射時には標的領域７０６の重心位置がアイソセンタ（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されることが想定される。

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１０２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１０７、図２）。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。

初めに、治療計画装置５０１は、ビーム照射位置を決定する。前述した離散的な走査方式であれば、離散的なスポット位置、連続的な照射であれば走査経路を算出する。本実施例では、離散的な操作方式を想定する。照射位置は標的領域を覆うように設定される。照射方向（回転照射装置３１１とベッド４０７の角度）として複数の方向が指定されている場合は、各方向に関して同じ操作を行う。

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。各スポットへの照射量が、ステップ１０５で設定された目標の処方線量に近づくように決定される。この計算では、スポットごとの照射量をパラメータとした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。目的関数は線量分布が目標とする線量を満たすほど小さな値となるように定義されており、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、最終的に各スポットに必要な照射量が定まる。複数あるスポットの照射順序も、この段階で定まる。通常は図５の走査経路８０６で示したようにジグザグな経路が設定されるが、走査時間や走査方向を考慮した基準に従って照射順序を並び替えることも可能である。ただし、離散的な走査方式であれば、この段階では照射順序は線量分布に影響しない。

次に、治療計画装置５０１は演算処理装置６０５により、最終的に得られたスポット位置とスポット照射量を用いて、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。この結果は、ステップ１０３において選択した３次元ＣＴ画像に対する結果であって、放射線を照射している期間における標的の移動、変形、回転などの、標的領域の変動の情報を考慮した結果でないことに留意する。

本実施例の治療計画装置は、作成した治療計画情報に基づく線量分布結果を、特定の３次元ＣＴ画像上のみで計算するだけでなく、４ＤＣＴ画像、すなわち複数の異なる状態での３次元ＣＴ画像の情報を総合した上で線量分布を計算し、表示することができる。以下は、その方法の詳細な説明である。計算の流れは図２のステップ２０１からステップ２１０にまとめる。

本実施例の治療計画装置５０１は、治療計画に従った放射線治療を開始した時点における患部の動きの状態を、任意に選択可能である。

まず、操作者は照射開始時、すなわち放射線の照射が開始された時の状態（位相）を指定する（ステップ１０６）。前述したように、４ＤＣＴ画像に含まれる各々の３次元ＣＴ画像には、標的領域の変動に関して、それぞれ対応する位相の情報が含まれる。例えば、図９のように呼吸による移動情報を含む４ＤＣＴ画像であれば、一つのサイクルが全呼気、全吸気、およびその中間の状態（位相）の四つに分割され、それぞれ画像７０１、画像７０２、画像７０３、画像７０４のＣＴ画像で代表されている。呼吸サイクルが、この順で繰り返されると、画像７０１の状態の位相を０、画像７０２の状態の位相が０.２５、７０３の状態の位相が０.５、画像７０４の状態の位相が０.７５、そして位相１.０で画像７０１に戻る、というように位相状態が０から１の間の実数で指定できる。なお、位相を０から１の実数で指定することは一例であるため、操作者にとってより分かり易い指標があれば、そちらを採用してもよい。

４ＤＣＴ画像に含まれる各々の３次元ＣＴ画像の位相は、４ＤＣＴ画像を撮影する機器によって予め取得される場合もあるが、操作者が入力装置６０２を使って設定してもよい。入力装置６０２を使って操作者が、標的領域の変動に関する位相を、一連の３次元ＣＴ画像に対して設定できれば、前述したように、特別の撮像方法を経て得られた画像でなくとも、本実施例の治療計画装置５０１で利用することが可能となる。

本実施例の治療計画装置５０１は、照射開始時の位相を操作者が指定するための位相指定機能を備える。例えば、位相指定機能として、図１０のようなスライダーがあれば、操作者は入力装置６０２を用いてスライダー１００１を調節して位相を設定する。あるいは、操作者が位相の値を直接入力できてもよい。操作者が位相の値を入力しない場合は、規定値が設定される（ステップ２０２）。なお、初期位相を入力するステップ１０６と、領域を入力するステップ１０４、照射パラメータを決めるステップ１０５等との順序は、図１に示す順に限るものではなく、どこで決めてもよい。また、位相指定機能は、入力装置６０２がその機能を兼ねていてもよい。

入力された照射開始時の位相と、動きサイクルに従って、演算処理装置６０５は、照射開始からの時間に対応する位相を割り当てる。すなわち、治療計画に従った放射線治療の開始から完了するまでの経過時間の情報に対して、４ＤＣＴ画像を構成する一連の３次元画像のそれぞれに設定された位相を関連付けることによって、照射開始からの任意の時間に、患者の状態がどの位相状態あるのかを参照できるようにする（ステップ２０３）。なお、この関連付けのためには４ＤＣＴに含まれる動きサイクルの周期、言い換えると標的領域の変動の周期の情報が必要になる。４ＤＣＴ撮影時に得られた情報から周期が分かる場合はその情報を利用できるが、分からない場合も典型的な値、すなわち呼吸のサイクルであれば数秒程度、といった値を操作者が、入力装置６０２を利用して入力することもできる。

あるいは、実際に照射が行われた後、既に照射された線量を評価する目的で治療計画装置を用いて線量分布を計算することもある。この場合、放射線照射時に患部の動きを監視できる装置によって、照射開始からの患部の動きを常に記録していれば、そこから経過時間に依存する患部の位相の変化、すなわち標的領域の変動に関する位相を直接、経過時間に対して入力してもよい。

一方で、演算処理装置６０５は、治療計画に従って放射線治療が開始されてから経過した任意の時間において照射している放射線の情報（照射位置、照射方向、エネルギー等）を算出する（ステップ２０４）。ビームの照射位置や照射量は、予め作成された治療計画情報に含まれるが、経過時間に対応した照射位置を算出するためには、スポット当たりの照射時間、スポット間の移動時間、エネルギー変更に要する時間等の情報も必要になる。

これらの情報は放射線治療装置固有の情報であり、本実施例の粒子線スキャニング照射の場合であれば、シンクロトロンから出射されるビームの電流値、エネルギー変更に要する時間、走査電磁石４０１、４０２を利用した時の走査速度などが含まれる。これらの値は、あらかじめ治療計画装置上のメモリ６０４に記憶されており、計算に必要な場合は参照することができる。また、操作者による値の変更も可能である。

ステップ２０３およびステップ２０４の計算順序はどちらが先でも構わない。ステップ２０３およびステップ２０４の計算結果を参照することにより、照射開始からの任意の時間において、患部の位相と、照射している放射線の情報の両者を得ることができる。この二つの情報に基づき、演算処理装置６０５は線量分布を計算する。この時、患部の位相である標的領域の変動に関する位相は経過時間に対してある値が定まるが、４ＤＣＴ画像は一つのサイクルに対して数個から１０個程度の位相の情報しか含んでおらず（例えば図９では四つ）、ある位相に一致するＣＴ画像が常に存在するわけではない。

そこで、ある位置を照射する放射線が形成する線量分布を計算する時に、４ＤＣＴ画像を構成する画像の中から、その位置を照射する時間に対応する位相に最も近い位相のＣＴ画像を選択し、計算する方法が考えられる。この場合、スキャニング照射法では、同一エネルギーのスポット（例えば、図５の同一エネルギーで照射される面８０２内のスポット）のすべてが同じＣＴ画像に割り当てられず、例えば前半と後半で異なる位相のＣＴ画像上で線量計算が実施されることもある。この結果、最終的に積算した線量で評価すると、前半部分と後半部分のつなぎ目で線量が実際よりも高い領域、あるいは低い領域が生じてしまう可能性がある。

一方で、同一エネルギーのスポットの照射には数１０〜数１００ミリ秒の時間しか要さず、呼吸等の動きにくらべれば十分にはやく、本来は動きの線量分布への影響は小さいと思われる。つまり、最も近い位相の画像を選択する方法は、スキャニング照射法のように照射位置が時間ごとに短い間隔で変化する照射法において、本来は現れないような線量分布の変化が計算上、発生する可能性がある。

これを避けるために、本実施例の治療計画装置は次のような方法で線量分布計算を実施する。図１１に、この方法を概念的に表す。

前述したように、演算処理装置６０５は照射開始からの経過時間の関数として患者の位相を算出することができる。図１１は横軸に経過時間を表し、経過時間への４ＤＣＴ画像の関連付けの結果１１０１を点線で囲んで表示している。同じサイクルを繰り返すと仮定しているので、画像７０１の位相（位相０）から画像７０２（位相０.２５）、画像７０３（位相０.５）、画像７０４（位相０.７５）を経て、画像７０１に戻る動きサイクルを繰り返す。

ここで、演算処理装置６０５は、治療に用いられる放射線を複数のグループに分類する（ステップ２０５）。スキャニング照射法であれば、もっとも細かくは一つのスポットを一つのグループとしてもよいが、通常は同一エネルギーのビームを一つのグループにまとめれば十分である。この様子を図１１の点線で囲った、各グループに対する照射時間の経過時間に対する関連付けの結果１１０２として示す。それぞれ線で表した、照射時間１１０３、１１０４は、一つのグループに属するそれぞれのスポットが照射され、一つのグループに対する照射が完了するまでの時間をそれぞれ表わしている。

次いで、演算処理装置６０５は、各々のグループに対して代表的な照射時間を設定する（ステップ２０６）。例えば、グループに属するスポットを照射する時間の、ちょうど中間の時間（中間時点）を代表的な照射時間とすれば、容易に代表時間を治療計画から算出することができる。この中間時点に基づき、対応する患部の位相を参照する。

図１１からも分かるように、当然ながらこの位相は元々の４ＤＣＴ画像に含まれる画像（画像７０１から画像７０４のどれか）の位相とは一致しない。図１１では、照射時間１１０３の代表時間１１０５は、経過時間への４ＤＣＴ画像の関連付けの結果１１０１内の位相（画像７０１から画像７０４）と一致しない。

そこで、この位相に相当する画像を、元の４ＤＣＴ画像に含まれる画像７０１から画像７０４を使って、演算処理装置６０５が生成する。

図１１の例では、代表時間１１０５に相当する位相を表わす３次元ＣＴ画像を、その位相の両隣の画像である画像７０１と画像７０２から生成する（ステップ２０７）。この図１１から明らかなように、本実施例では、演算処理装置６０５が、放射線が照射される期間ごとに、標的領域の変動の情報を補間し、その補間結果が反映された３次元画像を生成している。

ここで使われる技術は、非剛体レジストレーション技術である。非剛体レジストレーション技術では参照画像の点が、他の画像でどの点に位置するのかが関連付けられている。
すなわち、画像７０１上の点Ａの座標ｘが、画像７０２上では座標ｘ′の点に位置することが分かっている。さらに言えば、ｘからｘ′に向かうベクトルが定義されている。画像７０１の位相が０、画像７０２の位相が０.２５、画像の欲しい位相が０.１であれば、点Ａから定義されたベクトルを元の０.１／０.２５倍の長さとして伸ばした座標が、この位相で点Ａに対応する点となる。この作業をすべての点に対して行うことで、代表時間１１０５に対応する位相の画像が生成できる。なお、この画像生成方法は一例であって、二つの３次元ＣＴ画像から、照射時間の代表時間に対応する位相の３次元ＣＴ画像を生成できる方法であればよい。

図１１では、代表時間１１０５に対応する位相の画像である補間画像１１０６が生成され、同様に照射時間１１０４の代表時間１１０７に対応する位相を表わす補間画像１１０８が生成されている。同様に生成されたＣＴ画像が、照射時間に応じて補間処理により生成された補間画像群１１０９の中に図示されている。各グループに属するスポットの形成する線量分布は、このＣＴ画像に基づいて計算される。すなわち、照射時間１１０３に照射されるグループに属するスポットの形成する線量分布は、そのグループに属するスポットに対して放射線が照射される期間における標的領域の変動を補間した結果である補間画像１１０６上で計算される。演算処理装置６０５は、この作業をすべてのグループに対して、言い換えると、全ての照射時間について行う（ステップ２０８）。この様に、本実施例の治療計画装置は、線量分布を算出する際に、治療計画に従った放射線治療の開始から完了までの経過時間の中で、任意の時点における標的領域の変動を反映した画像を、予め取得した複数の画像から補間処理により生成し、この生成された画像上で線量分布を演算している。

なお、表示装置６０３は、４ＤＣＴ画像を構成する一連の３次元ＣＴ画像から生成された、放射線が照射されている期間に対応する３次元ＣＴ画像及び、その生成された３次元ＣＴ画像上で演算された線量分布を逐次表示してもよい。そうすることによって、治療計画に従って放射線治療が実施された場合に形成される線量分布を、時系列に沿って把握することができる。

演算処理装置６０５は、すべてのスポットの線量分布の計算が終わると、最終的な線量分布を得るために、すべての画像において演算した線量分布を積算する。すなわち、演算処理装置６０５が、放射線が照射される期間ごとに形成される線量分布を、放射線治療の開始から完了までにわたって積算することによって、放射線治療を完了したときに形成される線量分布を算出する。

図１１では、照射時間に応じて補間処理により生成された補間画像群１１０９内のＣＴ画像に対して、対応するグループ内のスポットによる線量分布が計算されているので、このすべてを積算する（ステップ２０９）。積算に当たっては、非剛体レジストレーション技術を用いて、対応する点での線量を積算してもよい。演算処理装置６０５は、最終的な線量分布を表示装置６０３に表示する。

操作者は出力された放射線治療が完了したときに形成される線量分布を評価し、この線量分布が目標とする条件や、放射線治療が完了したときに形成される、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１０９）。評価のために、ステップ１０５で指定した初期位相を変更して計算をやり直すことも有用である。あるいは、初期位相を自動で何通りか選択し計算した後、それらの目標とする分布からのずれの平均値を算出手段も用意できる。演算処理装置６０５が、複数の初期位相を設定したときの線量分布と、目標とする線量分布とのずれの平均値を算出することで、標的領域の変動が、計画された線量分布に対して与える平均的な影響を評価することができる。

また、本実施例の治療計画装置５０１は、３次元のＣＴ画像上での線量分布のみでなく、任意断面での分布を表示装置６０３に表示することも可能である。また、標的領域に代表される特定の領域内での線量ヒストグラムをグラフとして表示することもできる。必要であれば、操作者は入力装置６０２を用いて、表示されている分布やグラフをデータとして治療計画装置５０１の外部に出力することもできる。

最終的に形成される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１０３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が、４ＤＣＴを使った計算では走査経路や繰り返し照射数も線量分布に影響するため、これらの値も設定が可能である。

設定を変更した後、４ＤＣＴ画像を使った計算が繰り返される。望ましい結果が得られた時点で、治療計画の立案は終了する。得られた照射条件は、ネットワークを通じてデータサーバ５０２に保存される（ステップ１１０、ステップ１１１）。

以上のように、本実施例の治療計画装置５０１は、４ＤＣＴ画像を用いることによって、標的の動きが線量分布へと与える影響を考慮して、最終的に形成される線量分布ＣＴ画像評価することが可能となる。

また、演算処理装置６０５が、治療計画情報に従って放射線が照射される期間ごとに、標的領域の変動の情報を補間した結果として、その期間における標的領域の変動が反映された３次元ＣＴ画像を４ＤＣＴ画像から生成し、この生成された３次元ＣＴ画像を使って線量分布を演算しているため、標的領域の移動や変形を考慮した高精度な線量分布の演算が可能となる。

実施例１では、図１１のように対応する位相に相当する画像を非剛体レジストレーションによる補間操作により生成した。生成すべき画像数が増えると、計算時間が増大する。
ＣＴ画像自体を補間により生成する操作は、線量分布計算に必要ない部分の画素まで補間してしまうため、本実施例では標的領域等の線量分布に関心がある領域内のみに計算対象を絞る。

本実施例に関しては、図１に示す操作者の操作の流れは実施例１と同様であって、図２に示す計算内容の流れ
においても、ステップ２０６までは実施例１と同じであり、図１２に示すようにステップ２１７からステップ２１９の内容のみが実施例１と異なる。以下にこのステップの内容のみ説明する。

ここでは、ステップ２０５で分類したグループの中の、ある一つのグループに属するスポットに関する線量分布計算を考える。まず、ステップ１０３で操作者により入力された標的領域等の関心領域内に線量を評価する計算点を設定する。３次元ＣＴ画像の解像度で領域内に計算点を配置すればよく、この計算点は入力装置を使って操作者が設定してもよいし、また演算処理装置６０５が標的領域内に自動的に設定してもよい。

これらの計算点のインデックスをｊで表わす。次いで、該当するグループに属するスポットの中で、ｉ番目のスポットに単位強度のビームを照射した場合にｊ番目の点に与える線量を計算し、この値をＤ_ijとする。図１２のステップ２１７で、この値をすべてのスポットおよびすべての計算点に
対して算出する。すなわち、Ｄ_ijとは、ある標的領域の変動に関する位相を保持する３次元ＣＴ画像において、それぞれのスポットに対してある強度をもつビーム（単位強度ビーム）が照射されたときに、計算点ｊが、それらの各スポットから受ける線量の度合いを示している。

ｊ番目の計算点の線量ｄ_jは、周囲のスポットからのこの計算点への寄与の和をとれば求まるため、以下のような計算で算出される。図１２に示すステップ２１８で、この処理が行なわれる。

本実施例のステップ２１７について詳細に説明する。

ｗ_iはｉ番目のスポットに照射した照射量である。

演算処理装置６０５は、Ｄ_ijの計算を、４ＤＣＴ画像に含まれるすべての３次元ＣＴ画像で計算する（ステップ２１７）。すなわち、４ＤＣＴ画像を構成する一連の３次元ＣＴ画像ごとに、ある強
度のエネルギーをもつ放射線が標的領域内に照射されたときに計算点ｊへ付与される線量の度合いを演算する。図９の例では、４ＤＣＴ画像に画像７０１〜画像７０４の４セットが含まれるが、本実施例では、演算処理装置６０５は、これらを順にＡ、Ｂ、Ｃ、Ｄと参照する。例えば
、画像７０１を使って計算した要素Ｄ_ijは、Ｄ_ij ^A、画像７０２を使って計算した要素Ｄ_ijは、Ｄ_ij ^Bと表す。

以上の情報を基に、任意の位相に対応する画像での計算点の線量が次のように求められる。実施例１と同様に、画像７０１の位相が０、画像７０２の位相が０.２５とする。位相０.１に対応する画像での線量の計算は、実施例１のように３次元ＣＴ画像全体を補間するのではなく、Ｄ_ijの値を補間する。すなわち、新たなＤ_ijの値を次のように計算する。

次にステップ２１８について説明する。

新たに求めたＤ_ijは、治療計画に従って放射線治療が開始されてから、ある時点における放射線の照射期間において、計算点ｊが、標的領域の全体から与えられる線量の寄与を、一連の３次元ＣＴ画像と、放射線治療の経過時間とから補間した結果である。すなわち、放射線の照射期間における標的領域の変動に関する情報を補間した結果として、実施例１においては、３次元ＣＴ画像を生成したが、本実施例では、計算点ｊへ与えられる線量の寄与が演算される。

関心領域内の各計算点での線量は、（式２）で求まった値を使って、（式１）から計算できる。演算処理装置６０５が、治療計画に従って放射線治療が開始されてから完了するまでの経過時間の中で、放射線が照射されている期間の任意の時点に関して（式２）に基づきＤ_ijを補間し、この任意の時点において照射されている放射線の線量ｗ_i を治療計画から読み出し、（式１）を計算することによって、任意の時点において計算点ｊに対する線量を求めることができる（ステップ２１８）。

実施例１と同様に、演算処理装置６０５が、図１２のステップ２１９に示すように、治療計画に従った放射線治療の開始から完
了までにわたって、計算点ｊにおける線量を積算することで、放射線治療を完了したときに形成される線量分布を評価することもできる。また、この積算した線量分布は、表示装置６０３に表示することもできる。

以上の操作により、放射線の照射期間に対応する３次元ＣＴ画像を非剛体レジストレーション技術等により補間する操作を省くことができるため、計算時間を短縮することができ、かつ標的領域の変動の情報を反映した線量分布の計算を実施できる。元の４ＤＣＴ画像に含まれる３次元ＣＴ画像間の位相間隔が大きすぎなければ、この方法による計算結果も実施例１と大きく変わらない。

実施例２では、全てのスポット及び全ての計算点に対して全ての位相のDijを計算する必要があった。この計算量は標的が大きくなるほど、また、位相数が多くなるほど増大する。ここではさらに計算量を削減するため、必要な計算を絞り込む。

本実施例における操作者の流れは、図１に示す実施例１と同様である。本実施例の計算内容の流れは、実施例１の図２に示す計算内容の流れにおいてもステップ２０４までは同じであり、ステップ２０５以降が実施例１と異なる。図１３に本実施例における計算内容の流れを示す。

図１３のステップ２２５において、全てのスポットを各位相にグループ分けする。図９のような4DCT画像に対して画像７０１から画像７０４に対応するグループをそれぞれA,B,C,Dとする。ここでひとつのスポットに注目し、そのスポットの照射量をw、スポットが照射される位相を０．１とする。この位相は、ステップ２０３とステップ２０４から求められる。すなわち、ステップ２０３で計算される4DCT画像の位相と照射開始からの経過時間の関係と、ステップ２０４で計算されるスポットが照射される時刻における照射開始からの経過時間とから、スポットが照射される位相を求めることができる。図１４に示すように、このスポットの前後の位相はAグループとBグループであり、それぞれの位相は０と０．２５である。このスポットの照射量wをAグループとBグループに線形に分配する。Aグループには照射量wA=w((0.25-0.1)/0.25)を、Bグループには照射量wB=w(0.1/0.25)を分配する。全てのスポットに対して上記の分配を同様に繰り返す。ひとつのスポットが前後のスポットに分けられるため、計算上のスポット数は2倍になる。

なお、本実施例では分配する比率をここでは線形と仮定して求めたが、特定のグループに重み付けして分配してもよい。分配の比率は上記の方法に限らない。

ステップ２２６においてグループ毎に線量分布を計算する。すなわち、各グループに属するスポットの線量分布を、対応する画像上で計算する。たとえばAグループに属するスポットの線量分布は画像７０１に基づいて計算される。計算した線量分布の結果はグループ毎に積算される。

ステップ２２７ではステップ２２６において計算した線量分布を全て積算する。画像７０１から画像７０４は体内の異なる状態を表しているため、画像間で対応する位置を非剛体レジストレーションにより求める必要がある。また、線量分布を積算するための基準となる画像を決める必要がある。例えば画像７０１を基準とする場合、画像７０１内のjAという計算点に対応する画像７０２から画像７０４の点をそれぞれjB,jC,jDとする。点jB,jC,jDは非剛体レジストレーションにより計算される。ステップ２２６においてグループAとして計算した点jAでの線量値とjB,jC,jDの線量値を積算することにより点jAでの最終的な線量値を求めることができる。この計算を全ての計算点に対して実施する。

以上のステップにより、ひとつのスポットの線量分布計算を二つの位相のみで計算することにより移動標的の線量分布を計算することができる。全位相での線量分布計算の必要がなくなり従って、少ないメモリと短い計算時間で移動標的に対する線量分布を計算することができる。

なお、線量分布を計算する範囲は、標的内に限ってもよいし、線量分布全体でもよい。標的内のみ計算することで初期位相を変化させた場合などの計算を効率よく繰り返すことができる。

なお、実施例１と実施例３を併用することもできる。例えば、画像７０１から画像７０４に対して中間の画像をそれぞれ作成し、画像数を倍又はそれ以上に増加させる。各スポットの照射量を増加後の前後の位相に相当する画像にグループ分けして線量分布を計算してもよい。このことにより、計算量を抑えてより正確な線量分布の計算が可能である。

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
３１２中央制御装置
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
７０１第一の３次元ＣＴ画像
７０２第二の３次元ＣＴ画像
７０３第三の３次元ＣＴ画像
７０４第四の３次元ＣＴ画像
７０５肺
７０６標的領域
８０２、９０１同一エネルギーで照射される面
８０３スポット間隔
８０４、９０２スポット
８０５スポット８０４に照射されるビームの軌跡
８０６走査経路
９０３スポット９０２に照射されるビームの軌跡
１００１スライダー
１１０１経過時間への４ＤＣＴ画像の関連付けの結果
１１０２各グループに対する照射時間の経過時間に対する関連付けの結果
１１０３、１１０４照射時間
１１０５、１１０７代表時間
１１０６、１１０８補間画像
１１０９補間画像群

Claims

放射線を照射するためのパラメータを入力する入力装置と、
前記入力装置の入力結果に基づき治療計画を演算する演算装置と、
前記治療計画を表示する表示装置と、
前記放射線が照射される標的領域の変動に関する情報を保持する一連の３次元ＣＴ画像を記憶した記憶部と、を備えた治療計画装置において、
前記演算装置は、前記一連の３次元ＣＴ画像と、前記治療計画に基づいた放射線治療の開始から完了するまでの経過時間の情報とを関連付けした後に、前記経過時間の情報と前記一連の３次元ＣＴ画像とから前記標的領域の変動に関する情報を、前記変動の周期のうち前記放射線が照射される期間ごとに補間し、前記補間によって得られた前記標的領域の変動に関する情報に基づいて線量分布を演算することを特徴とする治療計画装置。
請求項１に記載の治療計画装置において、
前記演算装置は、前記補間によって得られた前記標的領域の変動の情報として、前記経過時間の情報と関連付けられた前記一連の３次元ＣＴ画像から、前記放射線が照射される期間における前記標的領域の変動が反映された３次元ＣＴ画像を生成し、前記生成された３次元ＣＴ画像上で前記線量分布を演算することを特徴とする治療計画装置。
請求項１に記載の治療計画装置において、
前記入力装置の入力又は前記演算装置によって、前記一連の３次元ＣＴ画像に含まれる前記標的領域内に計算点が設定され、
前記演算装置は、前記標的領域内にある強度のエネルギーをもつ放射線が照射されたときに、前記計算点へ与えられる線量の寄与を、前記一連の３次元ＣＴ画像を構成する３次元ＣＴ画像ごとに演算した後に、前記補間によって得られた前記標的領域の変動の情報として、前記治療計画に従って前記放射線が照射される期間において前記計算点へ与えられる線量の寄与を、前記一連の３次元ＣＴ画像を構成する３次元ＣＴ画像ごとに演算した前記計算点へ与えられる線量の寄与から算出し、前記算出の結果に基づいて前記線量分布を演算することを特徴とする治療計画装置。
請求項２に記載の治療計画装置において、
前記表示装置は、前記生成された３次元ＣＴ画像及び前記生成された３次元ＣＴ画像上で演算された線量分布を表示することを特徴とする治療計画装置。
請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の治療計画装置において、
前記演算装置は、前記標的領域の変動の情報を、前記放射線が照射される期間の中間時点ごとに補間することを特徴とする治療計画装置。
請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の治療計画装置において、
前記演算装置は、前記放射線が照射される期間ごとに形成される線量分布を、前記放射線治療の開始から完了までにわたって積算することによって、前記放射線治療を完了したときに形成される線量分布を算出し、
前記表示装置は、前記放射線治療を完了したときに形成される線量分布を表示することを特徴とする治療計画装置。
請求項６に記載の治療計画装置において、
前記演算装置は、前記積算によって得られた前記放射線治療が完了したときに形成される線量分布と、前記放射線治療が完了したときに形成されるべき目標とする線量分布とを比較し、
前記表示装置は、前記比較の結果を表示することを特徴とする治療計画装置。
請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の治療計画装置において、
前記入力装置は、前記一連の３次元ＣＴ画像を構成するそれぞれの３次元ＣＴ画像に対する前記標的領域の変動に関する位相と、前記治療計画に従った前記放射線治療が開始される時点における前記標的領域の変動に関する位相と、前記標的領域の変動の周期と、を設定でき、
前記演算装置は、前記治療計画に従った前記放射線治療が開始される時点における前記標的領域の変動に関する位相と、前記標的領域の変動の周期とに基づき、前記それぞれの３次元ＣＴ画像に設定された前記標的領域の変動に関する位相を前記経過時間の情報へ関連付けし、前記関連付けられた位相に基づき、前記放射線が照射される期間ごとに前記標的領域の変動の情報を補間することを特徴とする治療計画装置。
請求項８に記載の治療計画装置において、
前記演算装置は、前記治療計画に従った前記放射線治療が開始される時点における前記標的領域の変動に関する位相を複数設定し、前記複数の位相ごとに前記放射線治療が完了したときに形成される線量分布を演算することを特徴とする治療計画装置。
請求項１に記載の治療計画装置において、
前記演算装置は、前記補間によって得られた前記標的領域の変動の情報として、前記経過時間の情報と関連付けられた前記一連の３次元ＣＴ画像と、前記放射線が照射される前記経過時間の情報から、前記放射線の量を前記一連の３次元ＣＴ画像に分配し、前記一連の３次元ＣＴ画像上で前記線量分布を演算することを特徴とする治療計画装置。