JP6974232B2 - 粒子線治療計画装置、粒子線治療システムおよび線量分布演算プログラム - Google Patents

Description

本発明は、患部に照射される粒子線の線量分布を演算可能な粒子線治療計画装置、粒子線治療システムおよび線量分布演算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、近年広く行われつつある。放射線治療に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りつつある。スキャニング法は、細い粒子線を、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。スキャニング法は、線量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、様々な線量分布を形成できる。

粒子線治療に当たっては、粒子線を照射する位置や患部の状態に対して事前に詳細な治療計画を立てる必要がある。治療計画装置により、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および照射位置が事前に決定される。事前の治療計画時に患者の体内の様子を確認するために、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）画像（以下、ＣＴ画像と称す）を用いるのが最も一般的である。患部位置の指定と、その指定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。スキャニング照射では、複雑な線量分布の重ね合わせにより所望の線量分布を形成しているため、呼吸等の動きに対する線量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ＣＴ画像（以下、４ＤＣＴ画像と称す）と呼ばれる。４ＤＣＴ画像は、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、異なる時点での複数の３次元ＣＴ画像（以下、３ＤＣＴ画像と称す）のセットを保持するものである。

例えば、通常のＣＴ画像では、呼吸の動きに関して、呼吸のサイクルの間を時間平均した画像である。これに対して、４ＤＣＴ画像は、息を吸った状態、あるいは吐いた状態といったサイクルの中のある時点ごとの３ＤＣＴ画像のセットである。

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する方法が知られている。特許文献１には、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方法が開示されている。この方法では、４ＤＣＴ画像と、治療計画に基づいた粒子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する。その後、経過時間の情報と４ＤＣＴ画像とから照射位置毎の粒子線の照射量を分割して各位相の３ＤＣＴ画像に割り当てて線量分布を演算し、それらを積算する。照射位置毎のエネルギーと照射量は決められており、照射位置を変更する時に粒子線の照射を停止する離散スキャニング照射では、特許文献１に記載の方法によって、４ＤＣＴ画像上での線量分布計算を精度良く実施することが可能である。

特開２０１４−４２８１５号公報

しかしながら、照射位置変更中にも粒子線を照射する連続スキャニング照射では、予め決められた照射位置の間にも照射される線量がある。上記手法では、これらの照射位置変更中の線量は、予め定めた照射位置の線量として近似されるため、４ＤＣＴ画像上での線量分布を精度良く算出することが困難であった。

本発明は、上記事情に鑑みなされたものであり、その目的は、照射位置変更中にも粒子線を照射する連続スキャニング照射において、動く標的に関する線量分布の算出精度を向上させることが可能な粒子線治療計画装置、粒子線治療システムおよび線量分布演算プログラムを提供することにある。

上記目的を達成するため、第１の観点に係る粒子線治療計画装置は、連続スキャニング照射における照射位置変更中の粒子線の照射量を算出し、前記照射位置変更中の粒子線の照射量に基づいて、動きのある標的に対する前記粒子線の線量分布を演算する。

本発明によれば、照射位置変更中にも粒子線を照射する連続スキャニング照射において、動く標的に関する線量分布の算出精度を向上させることができる。

図１は、実施形態に係る粒子線治療計画装置が適用される粒子線治療システムの構成を示すブロック図である。 図２は、図１の照射野形成装置および電源装置の構成を示すブロック図である。 図３は、実施形態に係る連続スキャニング照射における照射位置の設定例を示す斜視図である。 図４は、実施形態に係る連続スキャニング照射におけるエネルギー変更時の照射位置の設定例を示す斜視図である。 図５は、図１の治療計画装置のハードウェア構成の一例を示すブロック図である。 図６は、実施形態に係る粒子線治療計画方法を示すフローチャートである。 図７は、実施形態に係る線量分布算出処理を示すフローチャートである。 図８は、実施形態に係る線量分布算出に用いられる４ＤＣＴ画像の一例を示す図である。 図９は、実施形態に係る連続スキャニング照射における照射位置変更中の照射量の離散化方法の一例を示す斜視図である。 図１０は、実施形態に係る連続スキャニング照射における各位相への照射量の分配方法の一例を示す図である。

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。

図１は、実施形態に係る粒子線治療計画装置が適用される粒子線治療システムの構成を示すブロック図である。
図１において、粒子線治療システムは、荷電粒子線発生装置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および電源装置４０８を備えている。中央制御装置３１２、治療計画装置５０１、データサーバ５０２およびＸ線ＣＴ撮影装置５０４は、ネットワーク５０３を介して接続される。Ｘ線ＣＴ撮影装置５０４の代わりにＸ線透視装置を用いるようにしてもよい。

荷電粒子線発生装置３０１は、所定のエネルギーに達するまで加速された粒子線３００を発生する。荷電粒子線発生装置３０１は、イオン源３０２、前段加速器３０３、粒子線加速装置３０４を備えている。粒子線加速装置３０４は、その周回軌道上に偏向電磁石３０５、加速装置３０６、出射用高周波印加装置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。出射用高周波印加装置３０７には、高周波電源３０９が接続されている。

なお、図１では、粒子線加速装置３０４としてシンクロトロン型の粒子線加速装置を想定したが、粒子線加速装置３０４は、サイクロトロン等、他のどの粒子線加速装置を用いてもよい。

高エネルギービーム輸送系３１０は、粒子線加速装置３０４と照射野形成装置４００とを連絡する。回転照射装置３１１は、患者４０６への粒子線３００の照射方向を調整する。この時、回転照射装置３１１全体が回転することでベッド４０７の周囲のどの方向へも粒子線３００の照射方向を調整することができ、患者４０６の任意の方向から粒子線３００を照射することができる。

中央制御装置３１２は、患者４０６の治療計画に従って粒子線３００の線量分布が形成されるように照射制御システム３１４を制御する。メモリ３１３は、中央制御装置３１２による制御に用いられるデータを保持する。例えば、メモリ３１３はテーブル３１３Ａを保持することができる。テーブル３１３Ａには、粒子線３００の偏向量と照射野形成装置４００に供給される電流量との関係を設定することができる。

照射制御システム３１４は、粒子線３００の照射量、照射位置および照射方向などを制御する。表示装置３１５は、患者４０６の治療の進行状況などを表示する。照射野形成装置４００は、患者４０６へ照射する粒子線３００の形状を整形する。照射野形成装置４００の構造は照射方式により異なる。代表的な照射方式として、散乱体法とスキャニング法がある。本実施形態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粒子線３００を３次元的に走査しながらそのまま標的４０６Ａへ照射し、標的４０６Ａのみに粒子線３００の線量分布を形成する。

スキャニング法の走査方式には、離散スキャニング照射および連続スキャニング照射の２通りがある。離散スキャニング照射では、照射位置を停止させた状態のみで粒子線３００を照射し、照射位置を変更する間は粒子線３００の照射を停止する。連続スキャニング照射は、粒子線３００の照射を停止することなく粒子線３００を連続的に照射しながら照射位置を変化させる。本実施形態は連続スキャニング照射を対象とする。

ベッド４０７は、患者４０６を横たえた状態で保持する。ベッド４０７の寝台は角度を調整可能である。電源装置４０８は、粒子線３００をスキャンさせる電流を照射野形成装置４００に供給する。治療計画装置５０１は、粒子線３００を用いた患者４０６の治療計画を作成する。この時、治療計画装置５０１は、連続スキャニング照射において、照射位置変更中の粒子線３００の照射量を算出する。そして、治療計画装置５０１は、照射位置変更中の粒子線の照射量に基づいて、動きのある標的４０６Ａに対する粒子線３００の線量分布を演算する。

データサーバ５０２は、患者４０６の治療計画に用いられるデータを保持する。例えば、データサーバ５０２は、ＣＴデータ５０２Ａを保持することができる。ＣＴデータ５０２Ａは、患者４０６の４ＤＣＴ画像を含む。４ＤＣＴ画像は、標的４０６Ａの異なる時点ごとの一連の３ＤＣＴ画像のセットである。４ＤＣＴ画像には、動きのある標的４０６Ａの異なる時点ごとの状態が反映される。Ｘ線ＣＴ撮影装置５０４は、４ＤＣＴ画像を生成する。

粒子線３００による治療が患者４０６に施される前に、治療計画装置５０１は、患者４０６の治療計画を立案する。患者４０６の治療計画の立案に当たっては、Ｘ線ＣＴ撮影装置５０４にて患者４０６の４ＤＣＴ画像が生成され、データサーバ５０２に格納される。

次に、治療計画装置５０１は、データサーバ５０２から患者４０６の４ＤＣＴ画像を取得する。そして、治療計画装置５０１は、照射位置変更中の粒子線３００の照射量を計算用に離散化する。さらに、治療計画装置５０１は、４ＤＣＴ画像に含まれる一連の３ＤＣＴ画像と、粒子線３００の照射の開始から完了までの経過時間の情報とを関連付けする。そして、治療計画装置５０１は、関連付けされた一連の３ＤＣＴ画像と経過時間の情報に基づいて、計算用に離散化された照射位置変更中の照射量を３ＤＣＴ画像に分配し、照射量が分配された３ＤＣＴ画像上で粒子線３００の線量分布を演算する。

また、治療計画装置５０１は、非剛体レジストレーションに基づいて、３ＤＣＴ画像間の対応する位置を算出する。そして、治療計画装置５０１は、３ＤＣＴ画像ごとに形成された線量分布を、粒子線３００の照射の開始から完了までに渡って３ＤＣＴ画像間の対応する位置ごとに積算することによって、粒子線３００の照射を完了した時の線量分布を算出する。

患者４０６の治療計画が立案されると、その治療計画に沿って患者４０６の粒子線治療が実行される。この粒子線治療では、治療計画装置５０１にて立案された粒子線３００の線量分布に従って、標的４０６Ａへの粒子線３００の照射量、照射位置、照射方向および照射エネルギーが制御される。

以下、粒子線３００が、シンクロトロン型の粒子線加速装置３０４を利用した荷電粒子線発生装置３０１から発生し、標的４０６Ａ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、粒子線加速装置３０４に送られる。前段加速器３０３から粒子線加速装置３０４に順次送られた粒子は粒子線加速装置３０４内を周回し、所定のエネルギーまで加速された粒子線が生成される。この時、粒子線が加速装置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）に高周波が印加され、所定のエネルギーに達するまで粒子線が加速される。また、偏向電磁石３０５は、粒子線加速装置３０４内を周回する軌道が一定になるように粒子線のエネルギーに合わせて磁場を制御する。

粒子線が所定のエネルギー（例えば７０〜２５０ＭｅＶ）まで加速されると、中央制御装置３１２は、照射制御システム３１４を介して出射開始信号Ｓ１を出力する。この時、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を介し、粒子線加速装置３０４内を周回している粒子線に印加され、粒子線が粒子線加速装置３０４から出射される。

粒子線加速装置３０４から出射された粒子線は、出射用デフレクタ３０８を介して高エネルギービーム輸送系３１０に入射し、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。照射野形成装置４００は、粒子線を照射しながら照射位置を変化させる連続スキャニング照射を行う。すなわち、照射野形成装置４００は、電磁石の励磁量を連続的に変化させ、照射野内全体を通過するように粒子線を移動させながら照射する。

この時、中央制御装置３１２は、治療計画装置５０１で算出された線量分布が形成されるように照射制御システム３１４を制御する。照射制御システム３１４には、粒子線３００の線量および位置に関するモニタ情報が照射野形成装置４００から入力される。そして、照射制御システム３１４は、粒子線３００の線量および位置をモニタしながら、粒子線加速装置３０４の加速エネルギー、回転照射装置３１１の回転角および照射野形成装置４００の電流量を制御し、中央制御装置３１２から指示された線量分布を標的４０６Ａに形成させる。中央制御装置３１２から指示された線量分布が標的４０６Ａに形成されると、中央制御装置３１２は、照射制御システム３１４を介して出射停止信号Ｓ２を出力する。

ここで、治療計画装置５０１は、照射位置変更中の粒子線３００の照射量に基づいて、動きのある標的４０６Ａに対する粒子線３００の線量分布を演算することで、照射位置間を移動中に照射される線量を線量分布に反映させることができる。このため、連続スキャニング照射される標的４０６Ａに関する線量分布を、４ＤＣＴ画像上での精度良く算出することができる。

図２は、図１の照射野形成装置および電源装置の構成を示すブロック図である。
図２において、照射野形成装置４００は、上流側から２つの走査電磁石４０１、４０２、線量モニタ４０３およびビーム位置モニタ４０４を備える。電源装置４０８は、走査電磁石磁場強度制御装置４１０および走査電磁石４１１、４１２を備える。走査電磁石４１１、４１２は、粒子線３００の進行方向と垂直な方向に磁力線を発生する。

荷電粒子線発生装置３０１から高エネルギービーム輸送系３１０を経て輸送された粒子線３００は、照射野形成装置４００に入射する。この時、照射制御システム３１４は、走査電磁石磁場強度制御装置４１０を介して、走査電磁石４１１、４１２に流す電流の量を制御する。走査電磁石４１１、４１２に電流が供給されると、その電流量に応じた磁場が励起され、粒子線３００の偏向量が設定される。照射制御システム３１４は、メモリ３１３に保持されているテーブル３１３Ａを参照することで、粒子線３００の偏向量と電流量との関係を取得することができる。

この時、走査電磁石４１１は走査方向４０５に粒子線３００を偏向させ、走査電石４１２は走査方向４０５と垂直方向に粒子線３００を偏向させる。これにより、照射野形成装置４００は、粒子線３００の進行方向と垂直な面内において任意の位置に粒子線３００を移動させることができ、標的４０６Ａの内部を塗りつぶすように連続スキャニング照射を実現することが可能となる。

連続スキャニング照射時に、線量モニタ４０３は、線量モニタ４０３を通過した粒子線３００の量を計測し、ビーム位置モニタ４０４は、粒子線３００が通過した位置を計測する。照射制御システム３１４は、線量モニタ４０３およびビーム位置モニタ４０４の計測値に基づいて、治療計画通りの位置に、治療計画通りの線量の粒子線３００が照射されているかを管理する。

図３は、実施形態に係る連続スキャニング照射における照射位置の設定例を示す斜視図である。図３では、立方体の標的８０１を照射する例を示した。
図３において、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が付与される。このため、粒子線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の例では、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粒子線が選ばれている。この面８０２上に、照射位置として設定された照射スポット８０４がスポット間隔８０３で配置されている。１つの照射スポット８０４に規定量の粒子線が照射されると、粒子線が次の照射スポット８０４に移動し、移動先の照射スポット８０４に粒子線が照射される。粒子線の走査経路８０６は、例えば、ジグザグな経路に設定することができる。この時、粒子線は面８０２の端から端までｘ軸に沿って移動した後、スポット間隔８０３だけｙ軸に沿って移動し、そこから面８０２の端から端までｘ軸に沿って移動することを繰り返すことができる。

各照射スポット８０４の線量分布はガウス分布で与えることができる。この時、各照射スポット８０４のガウス分布の重ね合わせにより面８０２全体の線量分布が平坦化されるようにスポット間隔８０３を設定することができる。

粒子線の移動中に照射される照射量も計測され、移動中の粒子線の照射量と、次の照射スポット８０４に停止した状態で照射される粒子線の照射量の合計が規定量に達すると、さらに次の照射スポット８０４へ移動する。照射スポット８０４は、照射スポット８０４を照射する軌跡８０５を通る粒子線で照射される。標的８０１内に配置された同一エネルギーの照射スポット８０４を順次照射し終わると、標的８０１内の他の深さ位置を照射するために、標的８０１内で粒子線を停止させる深さが変更される。

連続スキャニング照射の別の方式では、予め決められた照射位置で停止させる代わりに、一定速度で走査して粒子線の強度を調整することで線量分布を形成することもできる。また、粒子線の強度を変える代わりに、走査速度を調整する、又は、粒子線強度と走査速度の両方を調整することで、標的８０１を覆う線量分布を形成することもできる。

ビームが停止する深さを変更するために、標的８０１に照射する粒子線のエネルギーを変化させる。エネルギーを変化させる１つ方法は、粒子線加速装置３０４、すなわち本実施形態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標的８０１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４は、実施形態に係る連続スキャニング照射におけるエネルギー変更時の照射位置の設定例を示す斜視図である。
図４の例では、図３で使用したエネルギーよりも低いエネルギーの粒子線が照射される。そのため、粒子線は、図３の面８０２より浅い位置で停止する。この停止位置を同一エネルギーで照射される面９０１で表わす。このエネルギーの粒子線に対応する照射スポット９０２は、照射スポット９０２を照射する軌跡９０３を通る粒子線で照射される。

粒子線のエネルギーを変化させるもう１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。変化させる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。この方法におけるエネルギー変更にかかる時間は飛程変調体を挿入する時間だけであるので、シンクロトロンの設定を変更する方法よりも高速に行うことができる。

図５は、図１の治療計画装置のハードウェア構成の一例を示すブロック図である。
図５において、治療計画装置５０１は、入力装置６０２、表示装置６０３、メモリ（記憶装置）６０４、演算処理装置（演算装置）６０５および通信装置６０６を備える。演算処理装置６０５は、入力装置６０２、表示装置６０３、メモリ６０４および通信装置６０６に接続される。入力装置６０２は、粒子線を照射するためのパラメータを入力する。入力装置６０２は、マウスやキーボード等の機器を用いることができる。表示装置６０３は、治療計画を表示する。表示装置６０３は、液晶ディスプレイ等の機器を用いることができる。入力装置６０２および表示装置６０３が一体化されたタッチパネルを用いるようにしてもよい。

メモリ６０４は、演算処理装置６０５が実行中のプログラムを格納したり、演算処理装置６０５がプログラムを実行するためのワークエリアを設けたりする。メモリ６０４には、線量分布演算プログラム６０４Ａが格納される。線量分布演算プログラム６０４Ａは、治療計画装置５０１にインストール可能なソフトウェアであってもよいし、治療計画装置５０１にファームウェアとして組み込まれていてもよい。

演算処理装置６０５は、治療計画装置５０１全体の動作制御を司るハードウェアである。演算処理装置６０５としては、プロセッサ、マイクロプロセッサまたはＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）を用いることができる。通信装置６０６は、外部との通信を制御する機能を有するハードウェアである。

演算処理装置６０５が線量分布演算プログラム６０４Ａを実行することにより、線量分布計算を実施することができる。この時、演算処理装置６０５は、照射位置変更中の粒子線の照射量に基づいて、動きのある標的に対する粒子線の線量分布を演算することができる。なお、線量分布演算プログラム６０４Ａの実行は、複数のプロセッサやコンピュータに分担させてもよい。あるいは、演算処理装置６０５は、クラウドコンピュータなどに線量分布演算プログラム６０４Ａの全部または一部の実行を指示し、その実行結果を受け取るようにしてもよい。

図６は、実施形態に係る粒子線治療計画方法を示すフローチャートである。
図６において、粒子線治療に先立ち、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次元データを再構成する。本実施形態は、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３ＤＣＴ画像からなるデータセットのことを表わす。

図１のＸ線ＣＴ撮影装置５０４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画像を利用して治療計画を立案する。治療計画の立案が開始されると（ステップ１０１）、治療計画装置５０１の操作者である技師（または医師）は、入力装置６０２を用いて、データサーバ５０２から対象となるＣＴデータを治療計画装置５０１に読み込ませる。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５０３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）。

４ＤＣＴ画像は、複数の３ＤＣＴ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、回転および変形を含む動きの情報を保持している。本実施形態では、このような粒子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３ＤＣＴ画像を４ＤＣＴ画像と呼ぶ。４ＤＣＴ画像を構成する各々の３ＤＣＴ画像は時間的関係を伴う。標的の動きが周期的に変化する場合、各々の３ＤＣＴ画像は、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。この時、各々の３ＤＣＴ画像には、これらの３ＤＣＴ画像の時間的関係に応じて位相を割り当てることができる。

図８は、実施形態に係る線量分布算出に用いられる４ＤＣＴ画像の一例を示す図である。
図８において、患者４０６の肺７０５に腫瘍があり、この腫瘍を粒子線治療する治療計画を立案するものとする。この時、Ｘ線ＣＴ撮影装置５０４にて患者４０６の胸部領域についての４ＤＣＴ画像が取得される。この４ＤＣＴ画像として、例えば、４つの一連の３ＤＣＴ画像７０１〜７０４が取得される。なお、図８では、便宜上、４つの３ＤＣＴ画像７０１〜７０４を２次元ＣＴ画像の態様で示した。

各々の３ＤＣＴ画像７０１〜７０４には、患者４０６の肺７０５と標的領域７０６が示されている。標的領域７０６は、操作者が標的として指定すべき領域である。３ＤＣＴ画像７０１〜７０４は、患者の呼吸サイクルにおける四つの時点Ｔ１〜Ｔ４に撮像された状態を表す。これらの３ＤＣＴ画像７０１〜７０４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１サイクルが全呼気、全吸気およびその中間の状態に分割され、各々の３ＤＣＴ画像７０１〜７０４に位相が割り当てられる。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渡って取得されてもよい。複数の３ＤＣＴ画像のセットであって、各々の３ＤＣＴ画像に時間および状態の情報が関連付けられたものであれば、１つのサイクルに限定されるものではない。

図６に戻り、データサーバ５０２からメモリ６０４への４ＤＣＴ画像の読み込みが完了すると、４ＤＣＴ画像が表示装置６０３に表示される。操作者は、標的として指定すべき領域を参照する３ＤＣＴ画像を領域参照用画像として選択する（ステップ１０３）。

次に、操作者は、表示装置６０３に表示された３ＤＣＴ画像を確認しながら、入力装置６０２を用いて、３ＤＣＴ画像のスライス、すなわち２次元ＣＴ画像ごとに標的領域を入力する。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。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、他に評価または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。

ここでの領域指定は、４ＤＣＴ画像に含まれる個々の３ＤＣＴ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１つの状態の３ＤＣＴ画像のみ使用することもできる。例えば、操作者は、図９の３ＤＣＴ画像７０１〜７０４から全呼気の状態の３ＤＣＴ画像７０１を選択し、この３ＤＣＴ画像７０１上で標的領域７０６を指定するようにしてもよい。

あるいは、すべての３ＤＣＴ画像から１枚の３ＤＣＴ画像を合成し、その３ＤＣＴ画像上で標的領域を指定することもできる。例えば、複数の３ＤＣＴ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することで１セットの合成ＣＴ画像を得ることができる。他にも、ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）に代表される異なるモダリティの画像上で標的領域の指定が実行されてもよい。

ある１つの３ＤＣＴ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３ＤＣＴ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。非剛体レジストレーション技術では、操作者による修正が必要な場合があるが、動きのモデル（各点の移動の向き、大きさ）を定義した上で、標的領域の変形まで含め、ある画像での領域形状に対応する他の画像の領域を指定することができる。これにより、４ＤＣＴ画像に含まれる個々の３ＤＣＴ画像について操作者が領域指定をする手間を省き、操作者の作業量を軽減することができる。

すべての３ＤＣＴ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。登録を指示することで、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、治療計画装置５０１は、過去に入力された位置情報を３ＤＣＴ画像と共にデータサーバ５０２から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粒子線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３ＤＣＴ画像が含まれるが、３ＤＣＴ画像上での治療計画は特定の１つの３ＤＣＴ画像を参照して立案される。参照する３ＤＣＴ画像は、通常、ステップ１０４において領域を入力した３ＤＣＴ画像を選択する。この他にも、４ＤＣＴ画像の中の他の位相に該当する３ＤＣＴ画像を参照してもよいし、同一の患者に対して４ＤＣＴ画像とは別に撮影された通常の３ＤＣＴ画像を参照してもよい。

以下の操作は、ここで選択した３ＤＣＴ画像に基づいて行われる。
操作者は、選択した３ＤＣＴ画像上で、線量分布の計算に必要な照射パラメータを設定する（ステップ１０５）。操作者が設定すべき照射パラメータとして照射方向がある。本実施形態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４０６の任意の方向から粒子線３００を照射することができる。照射方向は１つの標的４０６Ａ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される。

他に操作者が設定すべき照射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。処方線量には、標的４０６Ａ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。以上の照射パラメータが設定されると、治療計画装置５０１は、操作者の指示に従って自動で線量計算を行う（ステップ１０６）。

以下、特定の３ＤＣＴ画像上で治療計画装置５０１が行う線量計算に係わる処理の詳細に関して説明する。
治療計画装置５０１は、粒子線の走査経路と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。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、治療計画装置５０１は、各照射方向に関して同じ処理を行う。

全ての照射位置を決定すると、治療計画装置５０１は照射量の最適化計算を開始する。治療計画装置５０１は、照射位置として決定された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照射量を計算する。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ことができる。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る。治療計画装置５０１は、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。

次に、治療計画装置５０１は、演算処理装置６０５により、最終的に得られた各スポットの位置と照射量に基づいて、線量分布を計算する。治療計画装置５０１は、必要に応じて、線量分布の計算結果を表示装置６０３に表示させる。この段階で得られた計算結果は、ステップ１０３において選択した３ＤＣＴ画像に対する計算結果である。従って、この段階で得られた計算結果には、粒子線を照射している期間における標的の移動、変形または回転などの標的領域の変動の情報は反映されていない。

本実施形態の治療計画装置５０１は、作成した治療計画に基づく線量分布を、特定の３ＤＣＴ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３ＤＣＴ画像の情報を統合した上で線量分布を計算し表示することができる。

４ＤＣＴ画像の情報を統合した上で線量分布を計算するため、操作者は、ステップ１０７以降の処理を以行う。この時、操作者は、４次元計算用パラメータを設定し（ステップ１０７）、４次元ＣＴ上での線量計算を指示する（ステップ１０８）。
以下、図６のステップ１０７に相当する部分を図７のステップ２０２に示し、図６のステップ１０８の指示によって開始される治療計画装置５０１の計算処理の流れを図７のステップ２０３〜２０９に示す。

図７は、実施形態に係る線量分布算出処理を示すフローチャートである。
図７において、治療計画装置５０１は、治療計画に従った粒子線照射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。

４ＤＣＴ画像の情報を統合した治療計画が開始されると（ステップ２０１）、操作者は、粒子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２０２）。前述したように、４ＤＣＴ画像に含まれる各々の３ＤＣＴ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に示すように、呼吸による標的領域の変動情報を含む４ＤＣＴ画像であれば、１つのサイクルが全呼気、全吸気、およびその中間の４つの状態（位相）に分割される。これら４つの状態は、それぞれ３ＤＣＴ画像７０１〜７０４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、３ＤＣＴ画像７０１の状態の位相が０、３ＤＣＴ画像７０２の状態の位相が０．２５、３ＤＣＴ画像７０３の状態の位相が０．５、３ＤＣＴ画像７０４の状態の位相が０．７５、そして位相１．０で３ＤＣＴ画像７０１に戻るというように各状態の位相を０から１の間の実数で指定することができる。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３ＤＣＴ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。操作者が、入力装置６０２を使って標的領域の変動に関する位相を一連の３ＤＣＴ画像に対して設定できれば、特別の撮像方法を経て得られた画像でなくとも、治療計画装置５０１で利用することが可能となる。

演算処理装置６０５は、ステップ２０２で入力された照射開始時の位相と動きサイクルに従って、照射開始からの経過時間に対応する位相を割り当てる（ステップ２０３）。すなわち、演算処理装置６０５は、治療計画に従った粒子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。これにより、演算処理装置６０５は、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することができる。

なお、この関連付けのためには、４ＤＣＴ画像に含まれる動きサイクルの周期、すなわち、標的領域の変動の周期の情報が必要になる。４ＤＣＴ画像の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することができる。４ＤＣＴ画像の撮影時に得られた情報から周期が分からない場合も、操作者は、ステップ２０２において、典型的な値、例えば、呼吸のサイクルであれば数秒程度という値を、入力装置６０２を介して入力することができる。

次に、演算処理装置６０５は、照射位置変更中の照射量を計算用に離散化する計算用スポットを設定する（ステップ２０４）。連続スキャニング照射では、照射位置変更中も粒子線の照射を継続する。ここで、計算用スポットを設定することにより、照射位置変更中に連続的に照射される線量を離散化することができ、照射位置変更中の線量を標的の線量分布に正確に反映させることができる。

図９は、実施形態に係る連続スキャニング照射における照射位置変更中の照射量の離散化方法の一例を示す斜視図である。
図９において、演算処理装置６０５は、照射位置変更中の照射量を計算用に離散するために照射スポット８０４間に計算用スポット８１０を設定する。計算用スポット８１０の数を多くするほど計算精度は向上するが、計算時間が増大するため、適切な数にする必要がある。照射スポット８０４の間隔が長いほど、照射位置変更中の照射量が多くなり、計算精度の低下を引き起こす。このため、多くの計算用スポット８１０を設定することが計算精度の向上に有効である。また、連続スキャニング照射では、照射中の粒子線の電流強度が指定されるため、その電流強度が大きいほど、計算用スポット８１０を多くすることが有効である。

また、４ＤＣＴ画像上での線量分布の計算精度は、患者体内の動きにも依存する。例えば、患者の呼吸周期が短い、あるいは、標的の動きの大きさが大きい場合には、標的の動きが速く、計算精度が低下し易い。従って、呼吸周期が短く標的の動きが大きいほど計算用スポット８１０を多く登録することが有効である。呼吸周期は、ステップ２０２で登録した情報を用いることができる。また、標的の動きの大きさは、ステップ１０４で登録した領域の重心が動く量から求めることができる。

計算用スポット８１０は、走査経路８０７上に設定される。計算用スポット８１０の照射量は電流強度と、その計算用スポット８１０で代用する走査経路長を走査する時間の積として計算することができる。また、ここで求めた計算用スポット８１０の照射量の分だけ、次に照射される照射スポット８０４への照射量を減算する。

図７に戻り、演算処理装置６０５は、粒子線の照射開始から照射完了までの粒子線治療システムの動きをシミュレーションし、照射スポットと計算用スポット毎に粒子線の照射開始からの経過時間を算出する（ステップ２０５）。粒子線治療システムの動きには、ゲート照射を考慮することもできる。例えば、粒子線の照射を実施する位相を限定することでゲート照射を考慮することができる。ゲート照射は、体表の動きや標的自身の動きを計測し、予め決めた状態の時のみ粒子線を照射することで、標的の動きが線量分布に与える影響を軽減する手法である。

次に、演算処理装置６０５は、全ての照射スポットと計算用スポットを各位相にグループ分けする（ステップ２０６）。そして、３ＤＣＴ画像の位相と照射スポットの位相との関係に基づいて、照射スポットに割り当てられた照射量を３ＤＣＴ画像に分配する。また、３ＤＣＴ画像の位相と計算用スポットの位相との関係に基づいて、計算用スポットに割り当てられた照射量を３ＤＣＴ画像に分配する。

この位相は、図７のステップ２０３とステップ２０５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２０５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１０は、実施形態に係る連続スキャニング照射における各位相への照射量の分配方法の一例を示す図である。
図１０において、例えば、図８の４ＤＣＴ画像に対して３ＤＣＴ画像７０１〜７０４に対応するグループをそれぞれＡ、Ｂ、Ｃ、Ｄとする。ここで、全ての照射スポットおよび計算用スポットのうちの、１つのスポット８１１に注目する。この時、例えば、そのスポット８１１の照射量をＷ、そのスポット８１１の照射時の位相を０．１とする。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。

演算処理装置６０５は、このスポット８１１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。この時、演算処理装置６０５は、Ａグループには照射量ＷＡ＝Ｗ（（０．２５−０．１）／０．２５）を分配し、Ｂグループには照射量ＷＢ＝Ｗ（０．１／０．２５）を分配する。ここで、スポット８１１の照射量ＷをＡグループとＢグループに分配することにより、位相０と位相０．２５との間の標的の連続的な動きに対応することが可能となる。全てのスポットに対して上記の分配を同様に繰り返すことで、照射位置毎に各位相の３ＤＣＴ画像７０１〜７０４へ照射量が割り当てられる。

１つのスポットが前後のグループに分けられるため、計算上のスポット数は２倍になる。なお、ここでは分配する比率を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。

なお、図１０では、スポット８１１の照射量Ｗを３ＤＣＴ画像７０１、７０２に分配する方法を示したが、演算処理装置６０５は、３ＤＣＴ画像７０１、７０２を補間することにより、３ＤＣＴ画像７０１の位相０と３ＤＣＴ画像７０２の位相０．２５の間の位相を持つ３ＤＣＴ中間画像を生成するようにしてもよい。そして、演算処理装置６０５は、スポット８１１の位相と３ＤＣＴ中間画像の位相との関係に基づいて、スポット８１１の照射量Ｗの全部または一部を３ＤＣＴ中間画像に分配するようにしてもよい。

図７に戻り、演算処理装置６０５は、グループ毎に線量分布を計算する（ステップ２０７）。すなわち、演算処理装置６０５は、各グループに属するスポットの線量分布を、そのグループに対応する３ＤＣＴ画像上で計算する。例えば、Ａグループに属するスポットの線量分布は３ＤＣＴ画像７０１に基づいて計算される。線量分布の計算結果はグループ毎に積算される。

ここで、図９に示すように、照射スポット８０４間に計算用スポット８１０を設定することにより、照射位置変更中の連続的な走査経路上の照射量を、計算用スポット８１０上のガウス分布で表現することができる。このため、各３ＤＣＴ画像に分配された各スポットのガウス分布の重ね合わせにより、線量分布を計算することができる。

次に、演算処理装置６０５は、ステップ２０７において計算した線量分布を全て積算する（ステップ２０８）。３ＤＣＴ画像７０１〜７０４は体内の異なる状態を表している。このため、演算処理装置６０５は、３ＤＣＴ画像７０１〜７０４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。この時、線量分布を積算するための基準となる３ＤＣＴ画像を決める必要がある。

例えば、３ＤＣＴ画像７０１を基準とする場合、３ＤＣＴ画像７０１内のｊＡという計算点に対応する３ＤＣＴ画像７０２〜７０４の計算点をそれぞれｊＢ、ｊＣ、ｊＤとする。計算点ｊＢ、ｊＣ、ｊＤは非剛体レジストレーションにより計算される。演算処理装置６０５は、ステップ２０６においてグループＡとして計算した計算点ｊＡでの線量値と、グループＢ、Ｃ、Ｄとしてそれぞれ計算した計算点ｊＢ、ｊＣ、ｊＤの線量値を積算することにより、計算点ｊＡでの最終的な線量値を求めることができる。演算処理装置６０５は、この計算を全ての計算点に対して実施する。演算処理装置６０５は、グループ毎の線量分布を計算すると、処理を終了する（ステップ２０９）。

以上の処理により、演算処理装置６０５は、連続スキャニング照射時の動きのある標的に対する最終的な線量分布を精度良く計算することができる。演算処理装置６０５は、最終的な線量分布を計算すると、その線量分布を表示装置６０３に表示させる。
なお、図５の線量分布演算プログラム６０４Ａは、図７のステップ２０３〜２０８の全ての処理を演算処理装置６０５に実行させるようにしてもよいし、図７のステップ２０３〜２０７の処理を演算処理装置６０５に実行させ、図７のステップ２０８の処理は別のプログラムにより実行されるようにしてもよい。

図６に戻り、操作者は、粒子線照射が完了した時に形成される線量分布を評価する（ステップ１０９）。この時、操作者は、この線量分布が目標とする条件や、粒子線照射が完了した時に形成される線量分布と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。なお、この評価は、ニューラルネットなどの人口知能が実行するようにしてもよう。

操作者は、評価のために、ステップ１０７で指定した初期位相を変更して計算をやり直すこともできる。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する手段も用意することができる。複数の初期位相を設定した時の線量分布と、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、操作者は、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。

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１０５に戻り、照射パラメータを設定し直す。変更すべき照射パラメータとしては、照射方向や処方線量がある。４ＤＣＴ画像を使った計算では、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。

照射パラメータの設定を変更した後、線量分布が目標通りになるまで４ＤＣＴ画像を使った計算が繰り返される（ステップ１１０）。目標通りの線量分布が得られると、治療計画の立案は終了する。この治療計画で得られた照射条件は、ネットワーク５０３を通じてデータサーバ５０２に保存される（ステップ１１１）。得られた照射条件が保存されると、処理を終了する（ステップ１１２）。

以上説明したように、本実施形態の治療計画装置５０１は、４ＤＣＴ画像上において照射位置変更中の粒子線の照射量を線量分布に反映させることができる。このため、連続スキャニング照射時の標的の動きが線量分布へ与える影響を反映させることができ、最終的に標的に形成される線量分布の計算精度を向上させることが可能となる。

本実施形態では、連続スキャニング照射のうち、スポット毎に停止して照射する手法を用いて説明したが、スポット毎に停止することなく連続的に移動しながら照射し、走査速度や粒子線強度を調整することで線量分布を形成する手法に適用してもよい。この場合であっても、適切な数の計算用スポットを登録して４ＤＣＴ画像上で線量分布を計算することにより、動く標的に形成される線量分布を精度よく計算することができる。

本実施形態では、治療計画を作成した時点で予め撮像した４ＤＣＴ画像を用いて線量分布を計算した。一方、４ＤＣＴ画像は、日々の粒子線照射の直前にも撮像されることがある。この時、治療室内に置かれたＸ線ＣＴ撮影装置を用いて４ＤＣＴ画像を撮像したり、患者の周りを回転することができるＸ線透視装置を用いて４次元のコーンビームＣＴ画像を撮像したりすることもできる。

図１の粒子線治療システムが備える中央制御装置３１２は、治療直前に撮像した４ＤＣＴ画像上において、照射位置変更中の粒子線の照射量を線量分布に反映させることで、治療直前の線量分布を精度よく計算することも可能である。中央制御装置３１２は、治療直前の４ＤＣＴ画像を用いることで、実際に照射される線量分布を精度良く予測することができる。治療直前の線量分布の計算は、粒子線治療システムが備える中央制御装置３１２で実行してもよいし、治療直前に撮像した４ＤＣＴ画像を治療計画装置５０１へ転送して治療計画装置５０１で実行してもよい。

また、中央制御装置３１２は、粒子線の照射中に標的の位置情報と照射スポットの照射時刻を共に記録して４ＤＣＴ画像上で線量分布を計算することもできる。この時、記録された照射スポットの照射時刻から計算用スポットの照射時刻を補間して求める。そして、照射スポットと計算用スポットを４ＤＣＴ画像の各位相に割り当てて線量分布を計算することで、照射された実績の線量分布を精度良く計算することができる。また、中央制御装置３１２は、４ＤＣＴ画像上での線量分布の計算に当たり、粒子線の照射の開始から完了までの経過時間の情報を粒子線の照射記録から取得することができる。

３０１ 荷電粒子線発生装置、３０２ イオン源、３０３ 前段加速器、３０４ 粒子線加速装置、３０５ 偏向電磁石、３０６ 加速装置、３０７ 出射用高周波印加装置、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、４０７ ベッド、４０８ 電源装置、４１０ 走査電磁石磁場強度制御装置、４１１、４１２ 走査電磁石用電源、５０１ 治療計画装置、５０２ データサーバ、５０３ Ｘ線ＣＴ撮影装置、６０２ 入力装置、６０５ 演算処理装置、６０６ 通信装置

Claims (16)

1. 演算処理装置を備える粒子線治療計画装置であって、
   前記演算処理装置は、
   連続スキャニング照射における照射位置変更中の粒子線の照射量を算出し、
   前記照射位置変更中の粒子線の照射量に基づいて、動きのある標的に対する前記粒子線の線量分布を演算するものであり、
   前記標的の異なる時点ごとの一連の３ＤＣＴ画像のセットである４ＤＣＴ画像を取得し、
   前記粒子線の照射位置変更中の照射量を計算用に離散化し、
   前記一連の３ＤＣＴ画像と、前記粒子線の照射の開始から完了までの経過時間の情報とを関連付けし、
   前記関連付けされた一連の３ＤＣＴ画像と前記経過時間の情報に基づいて、前記計算用に離散化された照射量を前記３ＤＣＴ画像に分配し、
   前記照射量が分配された前記３ＤＣＴ画像上で前記粒子線の線量分布を演算し、
   その中で、
   前記照射位置変更中の照射量を計算用に離散化する計算用スポットを前記照射位置変更中の走査経路上に設定し、
   前記走査経路上の粒子線の照射量を前記計算用スポットに割り当てることで、前記照射位置変更中の粒子線の照射量を離散化し、
   その中で、
   照射位置として設定された照射スポット間に前記計算用スポットを設定し、
   前記計算用スポットの照射量の分だけ次に照射される照射スポットへの照射量を減算する、
   粒子線治療計画装置。
2. 前記計算用スポットの照射量は、電流強度と、前記計算用スポットで代用する走査経路長を走査する時間との積として計算される、
   請求項１に記載の粒子線治療計画装置。
3. 前記計算用スポットは、呼吸周期が短く標的の動きが大きいほど多く設定される、
   請求項１に記載の粒子線治療計画装置。
4. 前記演算処理装置は、
   前記関連付けされた一連の３ＤＣＴ画像と前記経過時間の情報に基づいて、標的領域の変動に関する情報を前記粒子線の照射位置ごとに補間し、
   前記計算用に離散化された照射量および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、前記粒子線の線量分布を演算する請求項１に記載の粒子線治療計画装置。
5. 前記演算処理装置は、
   前記３ＤＣＴ画像ごとに形成される線量分布を、前記粒子線の照射の開始から完了までに渡って積算することによって、前記粒子線の照射を完了した時の線量分布を算出し、
   前記粒子線の照射を完了した時の線量分布を表示させることを特徴とする請求項１に記載の粒子線治療計画装置。
6. 照射位置変更中の粒子線の照射量に基づいて、動きのある標的に対する前記粒子線の線量分布を演算する制御装置と、
   所定のエネルギーに達するまで加速された粒子線を発生する荷電粒子線発生装置と、
   前記制御装置で演算された前記粒子線の線量分布に基づいて、前記粒子線の照射量、照射位置および照射方向を制御する照射制御システムと、
   前記照射制御システムの制御に基づいて、前記標的に照射する粒子線の形状を整形する照射野形成装置とを備え、
   前記制御装置は、
   前記標的の異なる時点ごとの一連の３ＤＣＴ画像のセットである４ＤＣＴ画像を取得し、
   前記粒子線の照射位置変更中の照射量を計算用に離散化し、
   前記一連の３ＤＣＴ画像と、前記粒子線の照射の開始から完了までの経過時間の情報とを関連付けし、
   前記関連付けされた一連の３ＤＣＴ画像と前記経過時間の情報に基づいて、前記計算用に離散化された照射量を前記３ＤＣＴ画像に分配し、
   前記照射量が分配された前記３ＤＣＴ画像上で前記粒子線の線量分布を演算し、
   その中で、
   前記照射位置変更中の照射量を計算用に離散化する計算用スポットを前記照射位置変更中の走査経路上に設定し、
   前記走査経路上の粒子線の照射量を前記計算用スポットに割り当てることで、前記照射位置変更中の粒子線の照射量を離散化し、
   その中で、
   照射位置として設定された照射スポット間に前記計算用スポットを設定し、
   前記計算用スポットの照射量の分だけ次に照射される照射スポットへの照射量を減算する、
   粒子線治療システム。
7. 前記計算用スポットの照射量は、電流強度と、前記計算用スポットで代用する走査経路長を走査する時間との積として計算される、
   請求項６に記載の粒子線治療システム。
8. 前記計算用スポットは、呼吸周期が短く標的の動きが大きいほど多く設定される、
   請求項６に記載の粒子線治療システム。
9. 前記制御装置は、
   前記関連付けされた一連の３ＤＣＴ画像と前記経過時間の情報に基づいて、標的領域の変動に関する情報を前記粒子線の照射位置ごとに補間し、
   前記計算用に離散化された照射量および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、前記粒子線の線量分布を演算する請求項６に記載の粒子線治療システム。
10. 前記制御装置は、
    前記粒子線を照射する直前に生成された前記４ＤＣＴ画像を取得し、
    前記４ＤＣＴ画像に基づいて前記粒子線の線量分布を演算し、
    前記粒子線の線量分布を表示させる請求項６に記載の粒子線治療システム。
11. 前記制御装置は、前記粒子線の照射の開始から完了までの経過時間の情報を前記粒子線の照射記録から取得する請求項６に記載の粒子線治療システム。
12. 前記制御装置は、前記計算用スポットの位置に基づいて、前記計算用スポットに割り当てられた前記粒子線の照射量を前記３ＤＣＴ画像に分配する請求項６に記載の粒子線治療システム。
13. 前記制御装置は、
    前記標的の動きが周期的に変化する時に、前記標的の状態に対応した位相を前記３ＤＣＴ画像に割り当て、
    前記計算用スポットの位置に基づいて前記計算用スポットの位相を算出し、
    前記３ＤＣＴ画像の位相と前記計算用スポットの位相との関係に基づいて、前記計算用スポットに割り当てられた前記粒子線の照射量を前記３ＤＣＴ画像に分配する請求項１２に記載の粒子線治療システム。
14. 前記制御装置は、前記計算用スポットの位相の前後の位相を持つ前記３ＤＣＴ画像に前記粒子線の照射量を分配する請求項１３に記載の粒子線治療システム。
15. 前記制御装置は、
    非剛体レジストレーションに基づいて、前記３ＤＣＴ画像間の対応する位置を算出し、
    前記３ＤＣＴ画像ごとに形成される線量分布を、前記粒子線の照射の開始から完了までに渡って前記３ＤＣＴ画像間の対応する位置ごとに積算することによって、前記粒子線の照射を完了した時の線量分布を算出する請求項１４に記載の粒子線治療システム。
16. 照射位置変更中の粒子線の照射量を算出し、
    前記照射位置変更中の粒子線の照射量に基づいて、動きのある標的に対する前記粒子線の線量分布を演算し、
    その中で、
    前記標的の異なる時点ごとの一連の３ＤＣＴ画像のセットである４ＤＣＴ画像を取得し、
    前記粒子線の照射位置変更中の照射量を計算用に離散化し、
    前記一連の３ＤＣＴ画像と、前記粒子線の照射の開始から完了までの経過時間の情報とを関連付けし、
    前記関連付けされた一連の３ＤＣＴ画像と前記経過時間の情報に基づいて、前記計算用に離散化された照射量を前記３ＤＣＴ画像に分配し、
    前記照射量が分配された前記３ＤＣＴ画像上で前記粒子線の線量分布を演算し、
    その中で、
    前記照射位置変更中の照射量を計算用に離散化する計算用スポットを前記照射位置変更中の走査経路上に設定し、
    前記走査経路上の粒子線の照射量を前記計算用スポットに割り当てることで、前記照射位置変更中の粒子線の照射量を離散化し、
    その中で、
    照射位置として設定された照射スポット間に前記計算用スポットを設定し、
    前記計算用スポットの照射量の分だけ次に照射される照射スポットへの照射量を減算する、
    ことをコンピュータに実行させる線量分布演算プログラム。
    

Images