JPS6225279A - 放射線療法プランのための放射線線量の判定方法ならびに装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 （イ）　産業上の利用分野 本発明は、患者に対する放射線療法の治療プランを判定
する際に利用される放射線線量の判定方法および装置に
関するものである。

（ロ）　従来技術 放射線が癌組織によって吸収されると、多くの場合・該
組織はそれが活動を中止し、消失する点まで損傷される
。その他の場合、放射線療法は、癌組織の根本的、外科
的除去と関連する追跡処置として利用される。過去数年
間、コンピュータ断層撮影スキャナが患者の状態を診断
するために利用されてきており、その状態のＸ線照射療
法をシミュレートするためにも１だ利用されて来た。

実際の放射線療法においては、正確に定められた治療プ
ランに従って、患者は放射線源によって選択的に照射さ
れる。該放射線源は、Ｘ線管または、コバルトのような
放射性元素のどちらが線源として利用されるかによって
、Ｘ線照射るるいはガンマ線照射を行なう。そのような
療法の治療期間において、癌組織を有するかたまり、す
なわち腫瘍は放射線の致死線量を受け、そして患者の体
内の他の領域は最小の線量を受けて、放射線吸収によっ
て生じる損傷を低減することがある。

癌患者への放射線療法の有効性について研究が行なわれ
て来た結果、放射線療法が有益な効果をあげることがで
きるとすれば、放射線線量レベルが正確でなければなら
ないことが判明している。患者の体内の領域での放射線
線量を調節するために、従来技術では、放射線ビーム内
に位置ぎめされた種々の形のビーム限定装置を利用して
、放射線が患者に達することを選択的に阻止している。

患者に達する放射線の強度もまた調節される。患者に対
する放射線療法を立案することは相互作用的なプロセス
であり、それによって臨床医は患者の特定領域に対する
所望の線量を判足し、次いで１つ以上の放射線ビームを
考えて、該領域を処方線量で照射し、一方では患者の他
の領域での放射線吸収を最小化する。

従来技術では、所望の線量を判定し、適切な放射ビーム
を構成して該線量を与える作業は、コンピュータを利用
して行なわれている。コンピュータは特定条件に対する
ビーム線量を計算し、そして臨床医が所望の治療を最も
正確に達成するようこれらの条件を変えることを可能に
する。従来技術では、このプロセスは各患者にとって約
１時間かかる。この時間は、臨床医が治療法を立案し、
ビーム構成を考案し、コンピュータに該構成に基づいた
線量を計算でせ初期針９．に基づいたビーム構成で調整
を行ない、そして一旦、適切なビームが定められ、確認
されてから、実際に放射線療法を行なうために必要なの
でろる。従来技術の放射線療法期間における時間の多く
は、ユーザの入力に基づいてコンピュータが患者の線量
を計算するのを待つことに費される。

全放射ｆｉｌｆｉｌ量は一次照射、すなわち、放射線源
から癌領域へ直接伝わる放射線から生ずるだけでなく、
患者の他の領域からコンプトン（Ｃｏｍｐｔｏｎ）放射
線散乱によって生ずる散乱効果をも言む。従って、適量
を正確に計算するために、コンピュータは直接照射なら
びに他の領域からの散乱効果を考慮に入れなければなら
ない。これは時間を浪費するプロセスであり、患者のス
ループットをかなり遅らせている。ビーム阻止装置を利
用して不規則ビーム幾何字形形状が構成される場合、こ
のことは特に真である。

吸収線量を判定する１つの従来技術においては、Ｊ、　
Ｒ，カニンガム（Ｃｕｎｎ　ｉｎｇｈａｍ　）　Ｋより
、「散乱／エア比」　（物理学、医学、生理学、１９７
２年、第１７巻、應１．４２−５１）および「不規則形
状放射ビームからの線量計算」　（生物医学におけるコ
ンピュータプログラム２　゛（１９７２年）　　１９２
−１９９、化オランダ出版社）と題する２つの著作物で
提案された微分散乱／エア比技術を利用して、散乱計算
が行なわれる。

これら２つの従来技術による参考文献の主題は、参照に
より本明細書に記載される。

これら２つの著作物で明らかにされた手順によ九ば、被
験者体内の特定領域への散乱放射は、コンピュータに記
憶きれた微分散乱／エア比表をアクセスする積分技術を
利用して、計算される。増分的散乱線量は、線量計算点
から放射ビームの境界へと延長するパイの形状をした領
域に対して計算される。この積分は極座標系において実
行されるが、該座標系において、問題点からビーム境界
への径方向距離が先ず判定され、次いで該径方向距離に
対応する散乱／エア比をアクセスするのに利用される。

この従来技術の手順は、理論的には正しいが、結果とし
て計算時間を長びかせ、患者のスループットの減少を伴
なう。

（ハ）発明の作用 本発明の基本的特徴は治療法の立案が急速化されたこと
である。従来技術の手順では１時間以上かかる放射線療
法の立案と実施を、本発明を利用することによってはる
かに短時間で行なうことができる。この結果、患者のス
ループットは大きくなり、そして恐らくより重大なこと
は、療法の立案が非常に正確にできることである。

本発明は、微分散乱／エア比を利用して全線量への散乱
効果を判定するが、見方によってはそのために線量計算
の速度を最大にしている。

従来技術において、線量計算は冗長な極座標の積分に基
づいているが、本発明では直交座標積分を利用しておｐ
１該積分によって積分ループ外で、ある程度まであらか
じめ計算することができる。

本発明によれば、治療に対する全放射線線量は、放射線
源から患者の体内の特定領域への１次と２次の線量の効
果を結合することによって、計算される。該散乱効果は
、患者の体内の他の領域への散乱効果を積分することに
よって計算される。患者の平面内部の径方向距離に対す
る微分散乱／エア比が一次元マトリックスに記憶され、
かつ、該平面内の各小区域に対する微分散乱／エア比効
果が該平面内の二次元座標をオフセットにすなわち一次
元マトリックス内の位置に変換することによってアクセ
スされる場合に、微分散乱／エア比方法が利用される。

従来技術において行なわれたそれと同様の相互作用プロ
セスを通じて、臨床医は放射線療法を立案する。一次元
マトリックスへのオフセントを判定するために二次元座
標を利用することによって、線量計算の散乱成分に対す
る積分をはかどらせる。この手順によって、また、線量
計算を行なうために要するメモリの低減をも生ずる。

本発明の良好な実施例によれば、直交座標において計３
１ｉＥが行なわれる。従来技術では、極座標で計算が行
なわれていたので、ビーム構成ノ各境界点ごとに新たな
微分散乱／エア比の数字が必要とされたが、矩形シーケ
ンスの素子に対する散乱効果によって、微分散乱／エア
比の一次元アレーへのオフセットをあらかじめ計算でき
るようにする。換言すれば、平面内の領域に対する微分
散乱／エア比は、前取って先に計算され、次いで高速積
分散乱加算が、平面内の各小区域に対して、コンピュー
タによって実行される。

本発明の別の特徴によれば、ビーム輪郭、トリックスは
、臨床医によって療法プランに組入れられたビーム幾何
学的形状を考慮している。

放射ビームを限定するために利用されるウェッジ、ブロ
ック等は、当該領域への一次および散乱の両方の効果に
影響をおよぼす。これらのビーム限定素子による一次効
果はあらかじめ計算され、そして一次元ビーム伝送マト
リックスを発生するのに利用される。このマ）　ＩＪソ
ックスための値は、与えられた領域の散乱効果に巻き込
まれて、ビーム異質性を修正する。２つの前述の従来技
術の著作を再考することによって、従来技術ではビーム
不規則性への考慮が役に立たず、さらにすでに低速な計
算を引延ばしていることが理解される。

本発明の１つの目的は、治療法立案期間中の高速散乱効
果判定法を提供することである。この方法は、従来技術
の微分散乱／エア比計算手順を利用しているが、臨床医
の相互作用的立案プロセスをはかどらせるようなより有
効な態様で利用する。本発明の種々の目的、利点ならび
に特徴は、本発明の良好な実施例が添付の図面に関連し
て説明されており、一層よく理解されるであろう。

に）　実施例 第１図には、患者に照射するだめの放射線源２０を有す
る放射線加速装［１０が示しである。

放射線源２０は、患者に対して該放射線源を回転させる
加速装置ガン）　ＩＪ　−３０に設置てれている。治療
中、放射線源２０は、Ｘ線照射が患者体内に入り、患者
の組織により吸収されるように、患者を照射する。放射
線療法は、コバルトのような放射性線源からのガンマ線
を利用しても行なわれ、そして加速装置１ｏからのＸ線
放射治療によって同様に達成される。良好な放射線線量
計算手順についての説明をＸ線照射治療に関して行なう
が、放射性物質を利用する場合も、同様の段階が利用さ
れることを理解されたい。

コンピュータ４０は、放射線療法医を支援して療法陣月
−を立案させる。患者の断面における放射線線量のマツ
ピングはＣＲＴ４５に表示されて、放射線療法医が患者
の体内の放射線線量を判定する助けとなる。

患者用寝椅子５０を利用して患者は、Ｘ線ビームに関し
て位置ぎめされる。頂部６ｏは放射線源２０に関して移
動することができて、放射線ビーム内に患者の特定断面
を正確に位置ぎめする。

コンピュータ断層撮影法あるいは核磁気共鳴走査を利用
して、患者の体内の腫瘍すなわち癌領域が一旦同定され
ると、放射線療法医￥ｉ治療期間を立案し、それによっ
て該腫瘍には致命的に損傷を与えるが、患者の他の領域
は比較的に影響を与えないよう努力して、特定放射線線
量が癌組織にらてられる。

患者領域の断面像は第６図に例示されている。

この領域には参照符号１００で概略的に示される癌性腫
瘍が含まれるが、それは患者を三次元のコンピュータ断
層撮影法により走査し、診断医によって同定されたもの
である。許容きれた治療は、Ｘラドの放射線線量がこの
腫瘍の中心に当てられる場合、該腫瘍１００に致命的な
損傷を与える治療効果を有するように指示てれる。

中心線１１０ａと１２０ａを有する２つの斜めのＸ線放
射ビーム１１０と１２０が別々の方向から腫瘍に当たっ
ているのが分る。ビーム１１ｏト１２０は、放射線源２
０に対して設置されたビーム限定構成により発生される
ので、異なるビーム幅を有する。２つのビーム１１０と
１２０は異なる時間に発生される。患者は、腫瘍１ｏｏ
を含む特定−断面が適切に位置ぎめされるまで、加速装
置ガントリー３０に関して移動され、そして放射線源２
０は、それが第１ビーム１１０を発生する位置に合致す
るまで、その環状通路の周りを回転する。患者は最初の
時間期間、第１のＸ線ビーム１１０で照射され、次いで
放射線源２ｏは、ビーム１２０が発生されるような位置
へと回転する。

患者は次いで第２期間の間、照射される。Ｘラドの全線
量を発生するために、患者は、通常、長期間にわたって
何回も照射され、その結果、与えられた期間に、全線量
以下が受容される。

この放射線療法に先立って、Ｘ線照射臨床医は照射シー
ケンスｆ立案しなければならない。

この立案化を簡単にするために、相互作用線毎計算手順
に従い、それによって診断医は若干のパラメータを選定
し、コンピュータ４０はこれらのパラメータを利用して
、患者の領域に対する適応線量のマツピングを発生する
。放射線線量は多くの変数に左右され、特に、患者の体
内の領域の深さ、Ｘ線照射ビームに直角な断面内での位
置、患者にＸ線照射がぶつかる領域でゐ患者の輪郭、Ｘ
線照射の強度、およびブロック（全部ろるいは殆ど全部
が減衰）ならびにウェッジ（部分的に減衰）のような各
種のビーム限定装置の位置と方向、によって異なる。コ
ンピュータ４０は患者の線量を計算する際にこれらの各
変数を供給しなければならないのでろり、しかもできる
だけ急速にそれをしなければならない。

第２図は、患者の組織を表わす塊りの斜視図であって、
ｒＹＪ軸に平行な積載りにＸ線照射が当っている所を示
す。座標系原点Ｏに関して直交座標’＋　Ｊ＋　ｋを有
する特定点ｐに対する放射線線量の計算は、カニンガム
によってその従来技術の論文で提議され、説明された、
微分散乱／エア比技術を利用して行なわれる。放射線線
量は一次効果と散乱効果とに分けられる。−次線量は線
源２０からのＸ線照射の強度および、該放射線が点ｐに
達する前に患者を通過して経験する減衰に依存している
。これは患者の輪郭により影響を受けるのであり、−次
線足効果の計算においては、Ｘ線照射が一旦患者内に入
る際に、患者の一様な密度に出合うと考えられる◇この
一次線量計算は、また、放射線を限定するウェッジとブ
ロックの存在によっても影響されるが、放射線の力すな
わち強度へのこれらの寄与が分っている限り、１次線社
計算は回りくどくなく、コンピュータ４０によって迅連
に計算することができる。

カニンガムによって注目されたように、点ｐに対する全
線址計算は、患者体内の他の領域から点ｐへの放射線散
乱の結果生ずる散乱効果にもまた依存している。カニン
ガムが指摘したように、この散乱効果は積分に近似する
加算技術を利用して、コンピュータを使って計算するこ
とができる。第５図では、点ｐに関して散乱効果を加算
するカニンガムの従来技術が要約されており、詳細につ
いては前述のカニンガムの論文で再考することができる
。

第５図では、放射！ｊｌは、図示された平坦な部分に対
して垂直に向けられる。第１の例として、一様な強さの
ビームによって１４つの点ｑνｒ。

ｓ、　ｔにより囲まれた長方形が形成されている状況を
考慮されたい。カニンガムの手順によれば、患者の体積
（第２図）内の領域に対する散乱効果は、放射線散乱の
パイ形領域が共に加算てれる加算技術を利用して計算さ
れ、全散乱線量を形成する。そのようなパイ形領域の１
つは、点ｐにおいて頂点を、そして点ｄにおいて墳界を
有するように示される。例示される該パイ形領域は、下
記の関係によって与えられた点ｐに敗乱線量に寄与する
。

Ｓ　：　Ｓ　（ｄ、　ｒｅ）Δθｅ／２π但し、ｄ＝組
織内での点までの深き ｒｅ＝ハイ形スラスライスから境界までの距離 Δθｅ＝スライスの角度範囲１および ｓ　（ｄ、　ｒｅ）＝ルックアラプ表による散乱／エア
比 となっている。

長方形ｑ＋　ｒ＊　Ｌ　を全体一対する散乱効果量計算
するために、該長方形の境界から点ｐへの同じパイ形領
域が計算され、加算されて散乱効果を発生し、それが−
次効果に加算されて全放射線量をつくりだす。この手順
は、ブロックあるいはウェッジが、領域に衝突する全放
射線量に影響をおよほす場合、特に複雑になってくる。

換言すれば、一様でない放射線が放射線療法に利用され
る場合、微分散乱計算は一様でない強さによって照射さ
れた領域に対して、正の項の加算だけでなく減算をもす
ることになる。例えば、第５図において、ブロックがＸ
線照射ビーム内に挿入されて、−次放射線が図のｔ、　
ｕ、　ｖ。

Ｗの点によって画定された長方形に全く到達することが
できない場合、点ｐから点ｄへ延長するパイ形領域に対
する散乱効果は、このビーム異質性を考慮しなければな
らない。カニンガムは、第５図の２点ｄ′とｄ／／から
延長する遮断領域に対する散乱の減算を示唆している。

長方形の周辺ｑ、　ｒ、　ｓ、　ｔに沿った各点に対し
て新たな微分散乱／エア比ｓ（ｄ、ｒｅ）が各ノ（イ型
区分に対して判定されねばならないという理由から、従
来技術による散乱効果計算方法は有効ではない。これは
コンピュータにとって時間浪費の演算であυ、かつ、患
者のスループットに不利に影響する長い計算時間を生ず
る結果となる。本発明の散乱計算は第３図と第４図につ
いての概説で説明され、さらに第７図および第８Ａ図〜
第８Ｅ図の流れ図において詳細に説明されることになっ
ている。

第５図について見ると、第５図の長方形領域ｑ、ｒ、Ｓ
、ｔが再生され計算点ｐを示す。従来技術におけるよう
に、本方法でも放射線量効果を２つの部分に分ける。−
次計算が行なわれ、散乱効果が加算されて患者体内の特
定の小区域ｐに対する全放射線量を発生する。点ｐに対
して、長方形素子ｄｘ、　ｄｚ　（第６図）の各々は、
散乱適応線量に寄与する。本発明によれば、各小区域ｄ
ｘ、　ｄｚに対する散乱効果は反復ループにおいてコン
ピュータ４０により、放射線の強きのような初期パラメ
ータに基づいてあらかじめ計算されている、放射散乱／
エア比（Ｒ８ＡＲ）表をアクセスすることによって、合
計される。点ｐにおける線量の計算は、第６図で示され
るすべての小要素ｄｘ、　ｄｚの加算を含んでいる。１
手順に従えば、１行における各素子に対する散乱効果が
順に計算され、次いで膝行は、点ｑ＋　’ｒ　Ｌ　ｔで
囲まれた全領域に対する散乱効果が計算されるまでイン
デックスされる。開示された良好な実施例では、ｄｘ、
ｄｚの寸法は１センナメートル、　　でアク、患者体内
の特定平面はこれらの１センチメートル平方素子の格子
マトリックスに分割される。

計算の詳細には、点ｐから点ｄｘ、　ｄｚへの径方向距
離を判定することおよび一次元放射散乱／エフ比マトリ
ックスへのオフセットを判定することが含まれるが、該
マトリックスは点ｐに対する散乱効果に加算される値を
指す。この一次元放射マトリックスは、療法の診断医に
よって選定されたビーム特徴に基づいて、あらかじめ計
算逼れる。

長方形ｑ＋　ｒ＋　Ｓ＋　’内の各領域ｄｙ、　ｄｚは
、一次元の放射散乱／エア比マトリックスへのオフセッ
トを有する。一次元マトリックスを記憶するメモリ要件
は、平面での各素子ｄｘ、ｄｚに対する散乱／エア比を
記憶する要件より１桁小さい。

１２８Ｘ３２Ｘ３２センチメートルの患者の領域に対す
る放射線量を判定する代表的線量計算において、４バイ
トのデータが表入力ごとに記憶される場合、この記憶節
約（１ｃｍ増分計算と仮定すると）によって記憶要件を
５２４キロバイト（１２８Ｘ３２Ｘ３２＝１３１，０７
２　）からほぼ６２キロバイト　（１２８Ｘ６４：８．
１９２）へ低減する。

全平面の放射線量値が一旦、計算されると、ｙ軸の寸法
がインデックスされ、そして他の各スラブすなわち、放
射線■に垂直な患者の断面、に対する線量が計算される
。

２つ以上の放射線ビーム（第６図）が患者にあたる場合
には、点ｐへの放射線鰍の効果は当該患者領域全体に対
する全放射線量マツピングの−ために結合芒れねばなら
ない。

第４図では、第５図の一様な長方形放射パターンは、放
射線が長方形領域の１象限に伝わるのを完全に減衰させ
ているブロックを利用することで、変更されている。斑
点で識別される第２領域は、ウェッジが患者を通過する
放射線を減衰させるのに利用されている領域となってい
るが、その場合、該ウェッジは数パーセントの放射線が
患者にあたることを可能にする透過率を有している。

患者にあたる放射線パターンにおける異質性に基づいて
散乱効果を選択的に減算するカニンガムの手順が、本発
明では、コンピュータ加算より進んだ、変更された強度
が一次元透過マトリックスの一部とされるような手順で
置換されている。点ｐに対する散乱線量と一次線量の両
方は、このマトリックスに記ｔ１すれた領域ｑ。

ｒ、　ｓ、　ｔにあたる別々のビームの強さを考慮する
。

第７図および第８Ａ図〜第８Ｅ図は、本発明の線量計算
の良好な実施を例示している。第７図および第８Ａ図〜
第８Ｅ図で説明されるアルゴリズムにおいて、第２図〜
第５図で定められたそれと一致する基準装置が放射線線
量を計算するのに利用されている。患者のフレームにお
いて、正のＸ方向は右側で患者の頭の方へ向かっておｐ
、正のＹ方向は患者の前方すなわち正面に向かっており
、そして正のＺ方向は患者の足に向かっている。

プラン初期化ステップ２１０（第７図）はコンピュータ
４０との相互作用プロセスであって、この場合、ユーザ
は各種の仕様データを入れて、線量計算のだめのパラメ
ータを判定する。これラハラメータの幾つかは三次元の
コンピュータ断層撮影走査から手に入れることができて
、例えば、患者の輪郭は最初に患者を走査することに基
づいて、コンピュータ４０によってアクセスすることが
できる。

ステップ２１２（第７図）で、散乱点座標の関数として
の径方向インデックスを得るためのプロセスが開始する
。第６図に戻って、各代表的区域ｄｘ、　ｄｚは一次元
の径方向散乱／エア比マトリックスへのオフセットとし
て表わすことができるので、一旦、点のＸ座標とＹ座標
が分れば、該マトリックスでの位置をすぐにアクセスす
ることができる。ステップ２１４．２１６．２１８．２
２０は、特定のＸとＹ座標（流れ因のフォトラン（ＦＬ
Ｎ）実施では■どＪ）に対するオフセットを表示するマ
）　ＩＪックスＦＬＲの発生を表わす。

２つのループ２１４と２１８は平面（一定のＹ座標）内
でのＸとＺの座標をインデックスする。各ＸとＺの組合
わせに対して、マトリックスＦＩ、Ｒへの入力が計算さ
れる。方法ステップ２２０における公式は、ステップ２
１０で定められた初期条件に対するビタゴラスの定理の
７才トラン表現である。方法ステップ２２２で見られる
ように、６４Ｘ６４アレーの素子ｄｘ、ｄｚ（第３図）
に対する径方向オフセットが計算され、従って平面内の
各座標に対してマ）　ＩＪックスＦＬＲへの適切なアド
レスが判定される場合に、計算ループは終了する。この
アドレスによってＲ８ＡＲへのオフセット、以下で計算
される径方向散乱／エア比マトリックスを記憶する。

次に第８Ａ図を見ると、特定点へ線量を計算するアルゴ
リズムが説明されている。計算の理論によって散乱効果
と一次効果を分離し、それらは計算の終りに加算される
。このアルゴリズムは初期化ステップ２５０で開始する
が、該ステップはそれに対する線量計算が行なわれねば
ならないビームを限定するパラメータに、本来、関連す
る。該ビームは、ビームが患者の表面と交差するＸ、　
Ｙ、　Ｚ基準フレーム内の座標、ビーム限定装置（図示
されていない）によって限定されたビームの限度、およ
び患者の配置方向によって限定される。さらに、初期化
ステップ２５０にはビームの強さに関する情報も含まれ
るが、該ビームの強さには、Ｘ線源２０　（第１図）と
患者との間のビーム通路に置かれたブロックおよびウェ
ッジの存在に起因する該強さの異質性も含まれる。次の
ステップ２５２では、ビーム境界領域の内縁で囲まれた
ビーム領域における各点に対する一次線量マトリックス
ＢＷＰが発生される。このマトリックスは、線量計算の
ための開始点として利用される初期−次線量マトリック
スとなっている。第８Ａ図アルゴリズムにおける次のス
テップ２５４は、ウェッジ情報に基づいて一次マトリッ
クスを修正するのであるが、それは、ビームの通路にお
けるウェッジを定めている部材の存在によって、ビーム
断面内の若干の点において該−次マトリックスに影響を
与えるからである。第４図の表示において、減衰きれた
（斑点のついた）ビーム象限は、マ）　ＩＪックスＷＤ
ＧＣに入れられた透過率を有し、それがこの減衰の原因
となっている。

該アルゴリズムにおける次のステップ２５６では、Ｘ線
ビームに挿入されたビーム阻止装置の存在に基づいて、
ブロック修正マトリックスＢＬＣが発生される。次のス
テップ２５８では、前のステップ２５２．２５４．２５
６において発生した３つのマトリックスが、散乱計算の
ために単一マトリックスＢＷＰに巻き込まれる。これは
第８Ａ図における残りの方法ステップ２６０〜２６６ニ
おいて完成される。マトリックスＢＷＰは、初期ＢＷＰ
マトリックス２５２、ウェッジＷＤＧＣマトリックス２
５４およびブロック修正マトリックスＢＬＣ２５６から
形成される一次元マトリックスとなっている。与えられ
たＸ、Ｚ座標（フォトランにおけるＩ、Ｊインデックス
）に対するＢＷＰの値は、領域Ｘ、Ｚにおけるビーム輪
郭となっている。ステップ２６６に続いて、コンピュー
タは、Ｘ線管からの出力、ビーム阻止幾何学的形状およ
びビーム内に挿入されたいずれものウェッジによってビ
ームを限定する。

正規化点に対する細胞組織／エア比ＤＮＯＲは、線量計
算アルゴリズムにおける次のステップ２７０（第８Ｂ図
）で計算てれる。この基準細胞組織／エア比はビーム特
性に基づいており、そして監視中の領域の残りの点が関
係する基準線量として利用をれる。ＤＮＯＲは、矩形ビ
ーム内のいずれの深芒における線量でも計算するディ（
Ｄａｙ）の方法に従って計算芒れる。

次のステップ２７２では、輪郭修正マトリックスＣＣＯ
Ｒが発生される。ＣＣＯＲは、ビームが患者の中に入る
点から、ビームの中心が患者内に入る点と交差する面へ
の距離を記憶する。このデータによって、Ｘ線ビームの
入射点から線量計算点までの患者内での距離を判定する
ことが可能になる。この距離社、カニンガムの技術に従
って散乱／エア比を発生するのに利用される。

径方向散乱／エア比（Ｒ８ＡＲ）は第８Ｂ図のステップ
２７４〜２７８において発生される。患者体内の特定の
深さに対する散乱／エア比（５ＡＲ）は径方向散乱／エ
ア比（Ｒ，５ＡＲ）を発生するのに利用される。

これらの）ｔ、ＳＡＲ計算において、インデックスＪは
計算点から散乱点への径方向距離に対応し、インデック
スＩは患者体内での深さに対応する。

これらのインデックスはステップ２７４〜２７８にだけ
関連する。

方法ステップ２７７における計算は、深さと径方向距離
の関数としての径方向散乱／エア比の決定値となってい
る。ＲＥＡＲ，は、半径Ｊに対する散乱エア比と、半径
ＪおよびＪ＋１を有する円によって囲まれた環の面積で
除算した、半径Ｊに対する散乱／エア比と半径Ｊ＋１に
対する散乱／エア比の間の差となっている。散乱／エア
比ＳＡＲは、初期化ステップ２５０でコンピュータメモ
リに入れられた既知値である。

次いで、該アルゴリズムは放射ビームが矩形で、Ｚ軸に
ついて対称でろるかどうか２７９で判定する。ビームが
対称でない場合、コンビュ−タは第８Ｃ図にジャンプし
、−次線量計算が開始する。ビームがＺ軸に関して対称
で、一様でるる場合、散乱線量はＺ軸に関して対称な素
子に対して同じであって、Ｒ８ＡＲマトリックスにおけ
る簡素化がステップ２８０〜２８６において実行される
。この簡素化によってＺ軸に平行なスライスに対する散
乱ｔ−１らかしめ計算するので、散乱加算中、ビーム幅
を横断して加算することによって、与えられた点への散
乱が行なわれる。

方法ステップ３１０〜３１３（第８Ｃ図）は、Ｘ。

ｙ＋　　ｚ座標空間における線量計算を、各計算面にお
ける各点をアクセスする計算ループで開始する。ステッ
プ５１４において、各計算点Ｊ、　Ｉ。

Ｋに対する一次線ｆｆ１ＴＡＲＯＤが判定される。次の
ステップ３１５では、一定増分デカルト座標加算を利用
して、原点における散乱効果が判定場れる。

散乱計算は、ｘ、ｙおよびＺ軸からの点Ｊ。

Ｉ、にの距離の計算３１６で開始する。これは各点に対
する積分の端を設定する。２つの判断ステップ３１７と
３１８は、ビーム幾何学的形状による散乱計算のパラメ
ータおよび、輪郭修正が行なわれるべきかどうかを判定
する。ステップ３１９は、輪郭修正を伴う散乱計算が行
なわれて、阻止されるビームを示す。

ステップ３２０〜６２２は直交座標積分を設定するが、
この場合、ビーム幾何学的形状にとっての各点ｄｘ、ｄ
ｚ（第３図）の散乱効果は、全散乱効果が判定されるま
で、順繰りに加算される。

輪郭修正が実行されるので、ビームが患者の中に入る点
から積分点ｄｘ、ｄｚへの深嘔（流れ図におけるＦＡ）
はステップ３２５で計算される。

次のステップ３２５は散乱計算でるる。ステップ６２５
（第８Ｄ図）の式において、領域ｄｘ、　ｄｚからの増
分散乱は３つの変数Ｘ０ＦＦＢ、　ＰＡおよびＬＷによ
って判定される。ＰＡはＲ８ＡＲ表における深さの変数
でロシ、ＬＷは点Ｊ、Ｉ、Ｋから領域ｄｘ、ｄｚへの径
方向距離である。Ｘ０ＦＦＢは、ビーム内の増分領域ｄ
ｘ、ｄｚの位置に基づいたマトリックスＢＷＰ　（ステ
ップ２６５で計算された）へのオフセットとなっている
。

３つの変数Ｘ０ＦＦＢ、ＰＡおよびＬＷの計算は簡単で
しかも有効である。これらの変数は、よく順序づけられ
ておｐｌそして従来技術では必須でめった複雑な指数項
を含む長々しい計算になることは無い。マトリックスＢ
ＷＰはビーム特性を定めており、Ｔ（，５ＡＩＬ値を有
するＢＷＰマトリックス禦子の乗算は、ビームの散乱特
性を領域ｄｘ、　ｄｚのＲ，ＳＡＲ値に巻き込んでいる
。

領域ｄｘ、　ｄｚへの散乱効果５ＣＡＴが加算された後
、ループ変数はステップ３３０−３３３で漸増し、点Ｊ
、　Ｉ、　Ｋの平面におけるすべての増分領域に対する
散乱効果が加算されてステップ３３４に至る。

第８Ｃ図に戻って、判断ステップ３１７において、ビー
ムが矩形であれば、ステップ３４ｏ（第８Ｄ図）への分
岐が発生する。ステップ３４２では、輪郭修正に関する
判断ステップ（３１８）が構成されており、次のステッ
プ３４４では、輪郭修正についての矩形ビーム散乱計算
が行なわれる。

方法ステップ３５０〜５５６は、矩形ビームに対する以
外の、上述の散乱計算ステップに対応する。矩形ビーム
に対するＲＥＡＲ表には、患者体内における特定の深さ
での点から所定の垂直距離にある細長いスライス（ステ
ップ２８３参照）から点Ｊ、　Ｉ、　Ｋへの散乱効果が
すでに含まれているので、コンピュータはビーム幅にわ
たってループするだけでるる。ビーム幅を横断してルー
プ化することおよび一次オフセッ）　Ｘ０ＦＣＯＦと輪
郭修正変数ＦＡだけを変えることによって、矩形ビーム
に対する散乱計算はより簡単にかつより急速になってい
る。

迅速に線量計算をするために、臨床医は患者の輪郭修正
をしないで、すなわちブロックおよびウェッジを利用し
ないで、線量のマツピングをすることもできる。ステッ
プ３４２（第８Ｄ図〕におけるこの選択によって、コン
ピュータに輪郭修正なしで矩形ビームに対する線量を計
算畑せる。この条件によってコンピュータを各点Ｊ。

Ｉ、Ｋに対するこの計算３６０に分岐させる。

該計算を完了するために、−次線量および散乱線量は６
６２で加算され、メモリに記憶される。

ステップ３６４〜３６６では、患者体内における領域の
Ｊ、Ｉ、に変数はインデックスされ、そして他の領域に
対する放射線線量は計算されて、メモリに記憶される。

これらの値はＣＲＴ４５に第６図のマツピングを作成す
るのに利用され、患者の治療を立案する上で臨床医を助
けている。

第６図を見ると、２つのビーム中心線１１０ａ。

１２０ａが腫瘍１００で交差している。Ｘ÷ｎラドの強
さの等線量描写表示子１３０は、よシ少ない強さの他の
等線量表示子１２５によって描かれている。ビーム幾何
学的形状を変更することによって、医師は腫瘍１００の
周りの表示子１３０をより接近して孤立させることがで
き、他の領域への稼坦を最小化する。第７図および第８
Ａ図〜第８Ｅ図の流れ図によって実施される新規の改良
された線量計算では、ビーム幾何学的形状が変更される
ので、第６図と同様なマツピングを迅速に呈示すること
によって、このプロセスの速度を増大させる。開示され
た方法の等増分積分（加算）はアレー処理装置を利用し
て散乱ループを実現する可能性を示唆し、計算時間をな
お一層、低減させる。

上述の流れ図は、改良された線量計算のフォトラン実施
を表わしている。体内における漸増する領域に対してよ
く整理された加算を利用することによって、ビーム特性
を散乱およびプリント計算に伴なうステップおよび、各
ビーム幾何学的形状に対する値の一次元マトリックスに
おける径方向散乱／エア比を利用するデータ組織化は、
他の言語を使用して実行することもできる。該方法はま
た光子ビーム計算ではなく電子へも利用することができ
る。開示された実施例は特定して説明されて来たが、本
発明には、特許請求の範囲の精神ならびに特許請求の範
囲に属するすべての変化例が含まれることを意図するも
のである。

【図面の簡単な説明】

第１図は放射線療法加速装置の機略斜視図、第２図は放
射線をあてられている組織のスライスを表わす斜視図、 第６図〜第５図は放射線線量判定についての幾つかの特
徴を示す第２図の組織の平面図、第６図は放射線が２方
向からあてられているのを示す患者の断面図および該断
面における等線量区域のマツピング、そして 第７図および第８Ａ図〜第８Ｅ図は、放射線線量を計算
する方法段階の流れ図である。 図中、２０は放射線源、３０は加速装置ガントリー、４
０はコンピュータ、４５はＣＲＴ　。 ５０は患者用寝椅子および６０はその頂面をそれぞれ示
す。

Claims (15)

【特許請求の範囲】
1. （１）患者を治療するための放射線線量を判定する方法
   であつて、放射線線源から前記患者の領域への一次線量
   効果を計算する段階と、 前記患者体内の領域から散乱した放射線に対して前記領
   域への散乱線量効果を微分散乱／エア比方法によつて計
   算する段階であつて、該微分散乱／エア比方法において
   、患者の平面内の小区域に対する微分散乱／エア比は一
   次元マトリックスに記憶され、そして該平面内の各小区
   域に対する微分散乱／エア比は、該平面内の二次元座標
   を一次元マトリックス内の位置に変換することによつて
   アクセスされているような、前記計算段階と、 一次および散乱効果を結合して、該領域に対する患者の
   全線量を発生する段階と、および患者の領域にわたる放
   射線線量をマツピングして、放射線療法を立案する上で
   の助けとする段階、 とから成ることを特徴とする前記放射線線量判定方法。
2. （２）特許請求の範囲第１項記載の方法において、平面
   内部の小区域の散乱線量効果は直交座標シーケンスで順
   に計算され、そして各小区域は一次元マトリックスにお
   ける対応する微分散乱／エア比を有していることを特徴
   とする前記放射線線量計算方法。
3. （３）特許請求の範囲第１項記載の方法において、微分
   散乱／エア比の一次元マトリックスから判定される散乱
   効果は重みづけられて、散乱小区分における放射ビーム
   異質性の原因となつていることを特徴とする前記放射線
   線量判定方法。
4. （４）特許請求の範囲第１項記載の方法において、該放
   射線はＸ線照射源によつて発生されることを特徴とする
   前記放射線線量判定方法。
5. （５）特許請求の範囲第２項記載の方法において、多重
   面に対する線量が判定され、放射線線量の三次元マッピ
   ングを発生するために利用されることを特徴とする前記
   放射線線量判定方法。
6. （６）最適放射線線量で細胞組織を照射することによる
   癌性組織の放射線療法のための治療立案方法において、 前記最適線量を発生する照射プランを見積りする段階で
   あつて、前記見積りプランによつて放射ビーム幾何学的
   形状を定める前記見積り段階と、 該ビーム幾何学的形状に基づいて患者に対する一次放射
   線線量を判定する段階と、 該ビーム幾何学的形状に基づいて散乱／エア比を計算し
   て径方向散乱／エア比表を作成する段階と、 患者体内の小区域から照射点への径方向距離を計算する
   ことによつて患者体内の該小区域への散乱線量を繰返し
   判定し、そして径方向散乱／エア比表からの散乱効果を
   、各小区域に対する前記各照射点によるものとする段階
   と、 各小区域への散乱および一次線量を結合して、患者の照
   射部分に対する全線量マッピングを発生する段階と、 該線量マッピングを前記組織に対する最適線量と比較す
   る段階と、および 放射ビーム幾何学的形状を調整して、最適条件を計算さ
   れた全放射線線量と整合させる段階、とから成ることを
   特徴とする前記放射線線量判定方法。
7. （７）特許請求の範囲第６項記載の方法において、ビー
   ム幾何学的形状はブロックとウェッジによつて定められ
   ており、これらブロックとウェッジが散乱に与える影響
   は、各照射点からの散乱効果に巻き込まれていることを
   特徴とする前記放射線線量判定方法。
8. （８）特許請求の範囲第６項記載の方法において、繰返
   し判定は連続する患者の平面において実行されており、
   そして各面に対して、直交座標積分が行なわれて該面の
   矩形部分を増分していることを特徴とする前記放射線線
   量判定方法。
9. （９）特許請求の範囲第７項記載の方法において、ビー
   ム断面内部の特定点におけるビーム特性は計算され、そ
   して患者体内の領域からの散乱効果にビーム特性を巻き
   込むことに利用される、一次元ビーム限定マトリックス
   の一部とされていることを特徴とする、前記放射線線量
   判定方法。
10. （１０）患者体内の領域に対するビーム強度を判定する
    方法において、 放射線源から前記患者の領域への一次ビーム効果を計算
    する段階と、 前記患者体内の他の領域から散乱したビーム部分に対す
    る前記領域への散乱ビーム効果を微分散乱／エア比方法
    によつて計算する段階であつて、該微分散乱／エア比方
    法では、患者の平面内の小区域に対する微分散乱エア比
    は一次元マトリックスに記憶されており、そして該平面
    内の各小区域に対する微分散乱／エア比は、該平面内に
    おける二次元座標を一次元マトリックス内の位置に変換
    することによつてアクセスされるような、前記計算段階
    と、 一次および散乱ビーム効果を結合して、該領域における
    全ビーム強度を発生する段階と、および 患者の領域にわたつてビーム強度をマップする段階、 とから成ることを特徴とする前記ビーム強度判定方法。
11. （１１）特許請求の範囲第１０項記載の方法において、
    平面内の小区域の散乱効果は、直交座標シーケンスで順
    に計算され、そして各小区域は一次元マトリックスにお
    ける対応する微分散乱／エア比を有していることを特徴
    とする前記ビーム強度判定方法。
12. （１２）特許請求の範囲第１０項記載の方法において、
    微分散乱／エア比の一次元マトリックスから判定された
    散乱効果は重みづけられて、散乱小区分におけるビーム
    異質性の原因となつていることを特徴とするビーム強度
    判定方法。
13. （１３）患者を治療するための放射線線量を判定する装
    置であつて、 ビーム内の場所におけるビーム強度によつて放射線ビー
    ムを定める手段と、 放射線源から前記患者体内の領域への一次線量効果を、
    前記限定手段からのビーム強度データに基づいて計算す
    る手段と、 前記患者体内の他の領域から散乱した放射線に対して前
    記領域への散乱線量効果を、患者の各平面内の漸増する
    小区域に対する微分散乱／エア比を後続的に判定するこ
    とによつて、該平面内の径方向距離に対する一次元径方
    向散乱／エア比マトリックスに記憶されたデータをアク
    セスすることによつて、さらに該漸増する小区域の二次
    元座標を一次元径方向散乱／エア比マトリックス内の位
    置に変換することによつて、計算する手段と、 一次および散乱効果を結合して、前記領域に対する患者
    の全線量を発生する手段と、および前記領域への放射線
    線量のマッピングを表示する手段、 とを備えていることを特徴とする前記放射線線量判定装
    置。
14. （１４）特許請求の範囲第１３項記載の装置において、
    平面内の漸増する小区域の散乱線量効果を計算する手段
    は直交座標シーケンスに従つており、そして各小区域は
    一次元径方向散乱エアマトリックスにおける対応する散
    乱／エア比を有していることを特徴とする、前記放射線
    線量判定手段。
15. （１５）特許請求の範囲第１３項記載の装置において、
    散乱線量を計算する手段は、前記限定手段からの小区域
    に対するビーム強度データに漸増する小区域からの散乱
    効果を巻き込んでいることを特徴とする、前記放射線線
    量判定装置。