JPWO2012032609A1 - 治療計画装置、治療計画プログラムおよび生物学的効果比算出方法 - Google Patents
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Abstract
【解決手段】MKMを重粒子線用に改良した改良MKMを用いて、吸収された放射線のエネルギーを示す吸収線量と、放射線の生体に対する作用の程度を示す生物学的効果比と、の積で表される臨床線量を算出し、当該臨床線量を用いて3次元スポットスキャニング法における治療計画を導出する治療計画方法であって、着目する位置に影響する複数のペンシルビームによって与えられる飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値を算出する加重平均値算出ステップS5と、算出した前記飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値から前記生物学的効果比を算出する生物学的効果比算出ステップS6と、算出した前記生物学的効果比に基づいて前記臨床線量を算出する臨床線量算出ステップS7と、を含む。
【選択図】図1
Description
図20は、複数のペンシルビームが照射される混合照射場におけるRBEを改良MKMによって求める従来の概念を説明する図である。なお、この図20は、複数のビームとして最も簡単化した2つのビーム(ビーム1、ビーム2)の混合照射場について説明している。
図20の(a)は、ビーム1の線量を示しており、(b)はビーム2の線量を示している。そして、(d)と(e)はそれぞれ、ビーム1とビーム2の着目位置(深さ)iにおける比エネルギースペクトルである。
はじめに、図1を参照して、本発明の一実施形態に係る治療計画方法について説明する。
本発明の一実施形態に係る治療計画方法は、マイクロドシメトリックキネティックモデル(MKM)を重粒子線用に改良した改良マイクロドシメトリックキネティックモデル(改良MKM)を用いて、吸収された放射線のエネルギーを示す吸収線量と、放射線の生体に対する作用の程度を示す生物学的効果比(以下、RBE)と、の積で表される臨床線量を算出し、算出した臨床線量を用いて3次元スポットスキャニング法における治療計画を導出するものである。
また、同じく図1に示すように、加重平均値算出ステップS5の前に、情報入力ステップS1、ビーム照射位置決定ステップS2、カーネル作成ステップS3および初期値決定ステップS4を含んでいる。
これらのステップS1〜S4、S8〜S11は、概ね公知の技術で実施することができる。
情報入力ステップS1では、治療計画を得るために必要な情報を、治療計画を導出するための装置に入力する。
治療計画を得るために必要な情報としては、例えば、照射部位および非照射部位と、ビームを照射する照射門数および照射方向と、前記した照射部位に対する目標線量および前記した非照射部位に対する線量制限(この目標線量と線量制限を総称して線量処方と呼ぶこともある)などがある。
なお、ビームの照射方法は、単門最適化された照射方法でも、多門最適化された照射方法のいずれでもよい。単門最適化された照射方法とは、複数の方向から腫瘍全体に均一な線量を与えるように計画され、それらを複数の方向から重ね合わせることで治療を行う照射方法をいい、多門最適化された照射方法とは、複数の方向から照射を行う際に各方向から均一に線量を与えるのではなく、(1)腫瘍に対して必要十分な線量を与える、(2)OARへのダメージを線量制限(許容値)以下に抑える、という条件の下で複数の方向から部分的に線量を与え、全体として腫瘍全体に均一にダメージを与える照射方法をいう。
治療計画者は、予め標的となる照射対象が撮影されたCT画像などを基に医学的所見に基づいてペンシルビームを照射すべき部位(照射部位)、ペンシルビームを照射すべきではない部位(非照射部位)を特定し、特定した照射部位に対して効果的と思える照射門数およびその照射方向を決定し、さらに、照射部位に対する目標線量と非照射部位に対する線量制限とを決定し、情報として治療計画装置(電子計算機)に入力する。
ビーム照射位置決定ステップS2では、予め入力された照射部位および非照射部位と、照射門数および照射方向と、に基づいて、照射対象に対するペンシルビームの照射位置を決定する。
カーネル作成ステップS3では、ビーム照射位置決定ステップS2で決定したビームの照射位置で重ね合わせるスポット毎のビームの線量カーネルと飽和補正線量平均比エネルギーカーネルとを作成する。
カーネル作成ステップS3におけるビームの線量カーネルは、公知の重粒子線スキャニング照射用治療計画計算エンジンを用いることにより得ることができ、飽和補正線量平均比エネルギーカーネルは、CT画像と、予め記憶部に記憶させておいた飽和補正線量平均比エネルギーz1D *とから、例えばモンテカルロシミュレーションと、後記する図2(図10)に示される核種毎の運動エネルギーと飽和補正線量平均比エネルギーz1D *との関連を表すデータ表により得ることができる。
そして、初期値決定ステップS4では、スポット毎のペンシルビームの重みの初期値を決定する。かかる初期値は、情報入力ステップS1で予め入力された照射部位に対する目標線量および非照射部位に対する線量制限に基づいて任意に設定される。後に詳述するように、より良い解を得るためペンシルビームの重みは特定の条件を満たすまで新たな値に更新されて演算が繰り返される。
加重平均値算出ステップS5は、混合照射場での着目する位置(以下、着目位置)iに影響する複数のペンシルビーム(以下、単にビームということがある)によって与えられる飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値(z1Dmix *)iを算出するステップである。
位置iでの飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値(z1D *)iは、式(2)に基づいて次式(10)の右辺のように表すことができる。なお、式(10)に示す方程式の変換については、後に詳述する。
さらに、式(10)中、Nspotは着目位置iに影響する複数のビームのビーム位置の合計数であり、wjは治療計画により決定されたビーム強度の重みであり、dijはj番目のビームによって与えられる着目位置iで重ね合わされる線量であり、(z1D *)ijはj番目のビームによって付与された着目位置iのドメインの飽和補正線量平均比エネルギーである。
(z1D *)ijの値は、このイベントの原因となったイオンの運動エネルギー[MeV/u]と、その原子番号(Z=1〜6)を引数として(これらは、Geant4シミュレーションによって出力される。)、図2に示すデータ表から得ることができる。なお、図2に示すデータ表の作成については実施例の項目にて説明する。
図3(a)および(b)に示すように、深さに対する線量と飽和補正線量平均比エネルギーz1D *は予め計算することができ、これらを前記した式(10)に適用することで飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値(z1Dmix *)iを算出することができる。
図4の(a)は、ビーム1(実線)とビーム2(破線)の相対線量を示し、(b)は、ビーム1(実線)とビーム2(破線)の飽和補正線量平均比エネルギーz1D *を示し、(c)は、ビーム1(実線)とビーム2(破線)の飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値(z1D *)iを算出する様子を示している。
他方、(b)に示すように、ビーム1とビーム2の着目位置iにおける飽和補正線量平均比エネルギーはそれぞれz1D1 *(i)およびz1D2 *(i)となる。
本発明においては、(b)に示すz1D1 *(i)およびz1D2 *(i)について、それぞれ(c)に示した相対線量d1(i)およびd2(i)を重みとして考慮した平均を算出するというものである(同図(c)の下に示す式を参照)。
次いで行う生物学的効果比算出ステップS6は、式(10)により算出した飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値(z1Dmix *)iからRBEを算出するステップである。
次いで行う臨床線量算出ステップS7は、算出したRBEiに基づいて臨床線量を算出するステップである。
なお、臨床線量は、前述したように吸収線量とRBEとの積で算出することができる。
例えば、図1のフロー図を参照して既に簡単に説明しているように、前記した臨床線量算出ステップS7に続いて、評価指標値導出ステップS8と、判定ステップS9と、重み更新ステップS10と、出力ステップS11と、を行い、治療計画を導出するのが好ましい。以下、評価指標値導出ステップS8から出力ステップS11について説明する。
評価指標値導出ステップS8は、算出した臨床線量に基づいて評価指標値Fを導出するステップである。
ここで、評価指標値Fとは、例えば、位置決め誤差や臓器の移動や変形などに起因して線量分布が悪化し、粗密が生じるといった起こり得る誤差を仮定した値をいう。
この評価指標値導出ステップS8と、既に説明した加重平均値算出ステップS5と、生物学的効果比算出ステップS6と、臨床線量算出ステップS7とは、逐次近似繰り返し演算により行われる。
なお、式(15)の第一項は前記した第一条件に相当するものであり、PTVへの線量制限を記述したものである。第二項は前記した第二条件に相当するものであり、OARへの線量制限を記述したものである。
他方、導出した評価指標値Fが予め設定された閾値Cよりも低いか、または、評価指標値導出ステップS8における計算の繰り返し回数nが予め設定された回数Nよりも多い場合(判定ステップS9においてYes)、出力ステップS11に移行し、決定または更新した重みを照射パラメータとして出力する。
以上に説明したように、本発明の一実施形態に係る治療計画方法によれば、着目位置iに影響する複数のペンシルビームによって与えられる飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値(z1Dmix *)iを算出する加重平均値算出ステップS5と、算出した飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値(z1Dmix *)iからRBEを算出する生物学的効果比算出ステップS6と、を含んでいるため、従来技術のように逐次近似繰り返し演算の中で、着目位置iでの比エネルギースペクトルを導出する必要がなく、計算時間およびメモリ使用領域を大幅に軽減することができる。したがって、3次元スポットスキャニング法を用いた重粒子線治療の治療計画を逐次近似繰り返し演算を用いて導出する場合であっても、従来よりも短い時間(標的となる腫瘍のサイズにもよるが、例えば100000個程度のスポット位置(着目位置)を有するものであれば数分)で改良MKMを適用した治療計画を導出することができる。
治療計画で推定される生物線量分布を検証するためには、その治療計画にしたがって細胞株に対して細胞照射実験を行って得た実験値と、治療計画で導出された計画値との比較を行うのが好ましいとされている。ところが、細胞株の放射線感受性は経年変化することが知られており、過去に行われた細胞照射実験の実験値から得たパラメータ(すなわち、線エネルギー付与がゼロ(LET=0)の極限における生残率曲線の初期の傾きを示す定数α0、照射線の種類に依存しない定数β、ドメインの半径rd、細胞核の半径Rn)にしたがって治療計画を導出すると、計画値と実験値の間に差が生じてしまい、正当な比較、検証を行うことが難しいという問題があった。
次に、本発明の一実施形態に係る治療計画装置について説明する。
本発明の一実施形態に係る治療計画装置1は、改良MKMを用いて、吸収された放射線のエネルギーを示す吸収線量と、放射線の生体に対する作用の程度を示す生物学的効果比と、の積で表される臨床線量を算出し、当該臨床線量を用いて3次元スポットスキャニング法における治療計画を導出するものである。
また、同じく図5に示すように、ビーム照射位置決定手段2と、カーネル作成手段3と、初期値決定手段4と、を有している。
したがって、各手段の内容についてのここでの詳細な説明は省略する。
なお、治療計画装置1は、CPU、RAM、ROM、ハードディスクドライブ(いずれも不図示)などの、通常のコンピュータが有する各種装置を備えており、また、例えば、キーボード、マウス、CT画像等を入力するための入力手段(不図示)、出力結果の表示を行う表示手段などを備えていることもいうまでもない。
本発明の一実施形態に係る治療計画プログラムは、改良MKMを用いて、吸収された放射線のエネルギーを示す吸収線量と、放射線の生体に対する作用の程度を示す生物学的効果比と、の積で表される臨床線量を算出し、当該臨床線量を用いて3次元スポットスキャニング法における治療計画を導出する治療計画プログラムであって、コンピュータに、加重平均値算出ステップS5、生物学的効果比算出ステップS6、臨床線量算出ステップS7を実行させるものである。
また、加重平均値算出ステップS5の前に、ビーム照射位置決定ステップS2と、カーネル作成ステップS3と、初期値決定ステップS4と、を含み、コンピュータにこれらのステップを実行させるものである。
[1.1.改良マイクロドシメトリックキネティックモデル(改良MKM)]
改良MKMによるイオン照射後の細胞生残率を予測するための数学的手順は、その理論的背景とともにKaseら(下記参照文献3)によって詳細に記載されている。したがって、手順の説明はここでは最小限にとどめる。
MKMでは、細胞生残率Sは、細胞核内での致死傷害の数がゼロであるという確率と等しく、また、細胞核内での致死傷害の平均数を表す指数<Ln>を用いて式(16)として表すことができる。なお、Kaseら(下記参照文献3)によれば、<Ln>は式(17)で計算することができる。
改良MKMでは、細胞生残率Sを予測するためにβ、Rn、rdおよびα0が必要である。改良MKMによるRBEの計算に先立って、これらのパラメータを決定しなければならない。今回の検討では、Kaseら(下記参照文献4)によるヒト顎下腺由来腺癌細胞株(HSG)のパラメータβと同じ値を採用した(β=0.0165Gy2)。他の3つのパラメータを決定するための手順を以下に述べる。
(a)入射イオンの軌跡は、ドメインの円柱の軸と平行である;
(b)イオン軌道と、ドメインを通過する間の速度の変化は無視することができる;
(c)イオンは、常にイオン種とそれらのエネルギーに特有のいろいろな放射線量−トラック構造で近似されるエネルギーを付与する;そして、
(d)全ターゲットは水で構成されていると仮定する。
図7(a)中、飽和補正比エネルギーzsatおよび飽和未補正比エネルギーzは、半径Rn5.0μmの細胞核の中の2つの異なる半径rd0.1μmと半径rd1.0μmをもつ円柱状のドメインに、50MeV/uの運動エネルギーをもつ入射12Cによって付与される各エネルギーであり、入射12Cの衝突パラメータの関数として示されており、Kiefer-Chatterjeeモデル(K&C model(実線))のトラック構造に基づいて計算される。
Rnとrdの値はともに前のサブセクションで決定しているので、x−zsat(x)およびx−z(x)の関係を用いることによって単一エネルギーイオンのどのような種類に関してもz1D *を導き出すことができる。
治療用イオンビームを用いたスキャニング照射法では、着目位置iに処方される線量分布は、j番目のビームによって、着目位置iに与えられる線量dijの重ね合わせによって達成される。
Furusawaら(下記参照文献7)による単一エネルギーイオンに関して公表されたD10データから改良MKMのパラメータRn、rdおよびα0を決定し、また、決定されたパラメータRnおよびrdを用いてスキャニング炭素ビームに関する(z1D *)ijを導き出した。
まず、現在のHSGのα0の値を得るため、7.3mm水等価深の深さでレンジシフターを用いない290MeV/uの炭素ビームによって100×100mm2のサイズの単一エネルギー均一場における生残曲線を測定した。
改良MKMに基づく計算方法は、Inaniwaら(下記参照文献9、10)によって開発された治療計画ソフトウェアに統合されている。HSGに関する生物線量分布は、水の中で116mmの中心位置に位置する100mmの直径と60mmの長さをもつ円柱を標的として最適化した。
混合照射場におけるRBEを予測することを目的として提案された方法を検証するため、前のサブセクション1.6.で決定された照射パラメータにしたがって細胞照射実験を行った。
そして、立体顕微鏡下で50以上の細胞からなるコロニーを生残細胞数としてカウントした。
[2.1.物理線量分布]
ビーム中心軸上と水ファントムの116mmWELの深さにおける水平方向の吸収線量を平行平板電離箱(PTW社製34035)により測定した。また、当該水ファントムでの測定に加えて、12の異なる厚みのあるPMMA吸収体の直ぐ後ろに電離箱を設定して細胞照射と同じ条件で吸収線量を測定した。
図15は、細胞照射実験に関する水等価深の関数として、測定された生残値と予測された生残値を示している。なお、エラーバーは、各深さにおける4つの測定値の中の最大または最小の生残値を示している。生残についての小さな過小評価がターゲットにみられた。なお、図15は、測定された細胞生残率(白いプロット□、○、△、▽)が改良MKMによって予測された細胞生残率(実線)と比較されている様子を示すグラフである。図15中の黒い四角(■)は4つの測定値の平均を示している。
これは、均一場プランのためのKramerとScholz(2000)による同様の測定(下記参照文献13)および強度変調イオン療法プランのためのGemmelら(2008)による同様の測定(下記参照文献14)と比較すると、予測された細胞生残率と測定された細胞生残率とが、プラトー部からテイル部までの全領域においてよく一致していることは明白である。
サブセクション2.2.にみられた、予測された細胞生残率と測定された細胞生残率の間のよい一致は、細胞株の10年前の反応を現在の反応に変換するパラメータとしてα0の適用性を証明している。
この実験結果は、少なくともHSGについては、α0がHSGの10年前の反応を現在の反応に変換するパラメータとなり得ることを示している。
細胞生残率を予測するための方法や改良MKMに基づいて治療用炭素ビームを用いた混合照射場のRBEを予測するための方法を開発することができた。この方法は、炭素イオンスキャニング法のための治療計画ソフトウェアと完全に統合された。したがって、改良MKMによる生物線量分布は治療計画を通して最適化することができる。改良MKMに基づく治療計画の信頼性がHSGに関する生残曲線の測定を通して確認された。細胞株の現在の反応は、単一エネルギー均一場での一つの生残曲線の測定を通して得られるパラメータα0を用いて治療計画に反映することができる。そして、今回開発された方法は、臨床および研究に適用することができ、また、回顧的に患者の治療データを分析するのに用いることもできる。
前述した式(22)を導き出すのに用いられる方程式変換をここで記述する。なお、前述したように、式(22)と式(10)は同じものである。
混合照射場中の着目位置iにおける飽和補正線量平均比エネルギー(z1Dmix *)iは、着目位置iでのzの確率密度(f1mix(z))iとともに式(22−1)として表すことができる。
)は、着目位置iでのビームjによる線量分布dijに比例するので式(22−4)は、
のj番目のビームによって付与された着目位置iのドメインの飽和補正線量平均比エネルギーz1D *とともに最終的な形である式(22)(式(10))に変換することができる。
[参照文献1]Agostinelli S. et al, “Geant4 - a simulation toolkit”, Nucl. Instrum. Methods. Phys. Res., A 506, p.250-303 (2003)
[参照文献2]Aso T. et al, “GEANT4 Based Simulation Framework for Particle Therapy System”, Nuclear Science Symposium IEEE, Conference Record, 4, p.2564-2567 (2007)
[参照文献3(非特許文献1)]Kase Y, Kanai T, Matsumoto Y, Furusawa Y, Okamoto H, Asaba T, Sakama M and Shinoda H, “Microdosimetric measurements and estimation of human cell survival for heavy-ion beams”, Radiat. Res., 166, p.629-638 (2006)
[参照文献4(非特許文献2)]Kase Y, Kanai T, Matsufuji N, Furusawa Y, Elsasser T and Scholz M, “Biophysical calculation of cell survival probabilities using amorphous track structure models for heavy-ion irradiation”, Phys. Med. Biol., 53, p.37-59 (2008)
[参照文献5]Kiefer J and Straaten H, “A model of ion track structure based on classical collision dynamics” Phys. Med. Biol., 31, p.1201-1209 (1986)
[参照文献6]Chatterjee A and Schaefer H J, “Microdosimetric structure of heavy ion tracks in tissue”, Radiat. Environm. Biophys., 13, p.215-227 (1976)
[参照文献7]Furusawa Y, Fukutsu K, Aoki M, Itsukaichi H, Eguchi-Kasai K, Ohara H, Yatagai F, Kanai T and Ando K, “Inactivation of aerobic and hypoxic cells from three different cell lines by accelerated He-, C- and Ne-ion beams”, Radiat. Res., 154, p.485-496 (2000)
[参照文献8]Toshito T, Inaniwa T, Furukawa T, Takeshita E, Himukai T, Sato S, Noda K, Kanematsu N and Kase Y, “Introduction of Monte Carlo method to treatment planning for scanning carbon beam therapy “, Proc of the 99thScientific Meeting of JSMP, p.125-126 (2010)
[参照文献9]Inaniwa T, Furukawa T, Tomitani T, Sato S, Noda K and Kanai T, “Optimization for fast-scanning irradiation in particle therapy”, Med. Phys., 34, p.3302-3311 (2007)
[参照文献10]Inaniwa T, Furukawa T, Sato S, Tomitani T, Kobayashi M, Minohara S, Noda K and Kanai T, “Development of treatment planning for scanning irradiation at HIMAC”, Nucl. Instrum. Methods. Phys. Res., B 266, p.2194-2198 (2008)
[参照文献11]Furukawa T, Inaniwa T, Sato S, Shirai T, Takei Y, Takeshita E, Mizushima K, Iwata Y, Himukai T, Mori S, Fukuda S, Minohara S, Takada E, Murakami T and Noda K, “Performance of NIRS fast scanning system for heavy-ion radiotherapy”, Med. Phys. submitted (2010)
[参照文献12]Inaniwa T, Furukawa T, Nagano A, Sato S, Saotome N, Noda K and Kanai T, “Field-size effect of physical doses in carbon-ion scanning using range shifter plates”, Med. Phys., 36, p.2889-2897 (2009)
[参照文献13]Kramer M, and Scholz M, “Treatment planning for heavy-ion radiotherapy: calculation and optimization of biologically effective dose”, Phys. Med. Biol., 45, p.3319-3330 (2000)
[参照文献14]Gemmel A, Hasch B, Ellerbrock M, Weyrather W K, and Kramer M, “Biological dose optimization with multiple ion fields”, Phys. Med. Biol., 53, p.6991-7012 (2008)
[参照文献15]Kanai T et al, “Biophysical characteristics of HIMAC clinical irradiation system for heavy-ion radiation therapy”, Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys., 44, p.201-210 (1999)
S2 ビーム照射位置決定ステップ
S3 カーネル作成ステップ
S4 初期値決定ステップ
S5 加重平均値算出ステップ
S6 生物学的効果比算出ステップ
S7 臨床線量算出ステップ
S8 評価指標値導出ステップ
S9 判定ステップ
S10 重み更新ステップ
S11 出力ステップ
1 治療計画装置
2 ビーム照射位置決定手段
3 カーネル作成手段
4 初期値決定手段
5 加重平均値算出手段
6 生物学的効果比算出手段
7 臨床線量算出手段
8 評価指標値導出手段
9 判定手段
10 重み更新手段
11 出力手段
Claims (14)
- マイクロドシメトリックキネティックモデルを重粒子線用に改良した改良マイクロドシメトリックキネティックモデルを用いて、吸収された放射線のエネルギーを示す吸収線量と、放射線の生体に対する作用の程度を示す生物学的効果比と、の積で表される臨床線量を算出し、当該臨床線量を用いて3次元スポットスキャニング法における治療計画を導出する治療計画方法であって、
着目する位置に影響する複数のペンシルビームによって与えられる飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値を算出する加重平均値算出ステップと、
算出した前記飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値から前記生物学的効果比を算出する生物学的効果比算出ステップと、
算出した前記生物学的効果比に基づいて前記臨床線量を算出する臨床線量算出ステップと、
を含む
ことを特徴とする治療計画方法。 - 前記臨床線量算出ステップに続いて、
算出した前記臨床線量に基づいて評価指標値を導出する評価指標値導出ステップと、
前記評価指標値導出ステップで導出した前記評価指標値が予め設定された閾値よりも低いか、または、前記評価指標値導出ステップにおける計算の繰り返し回数が予め設定された回数よりも多い場合は、算出した前記生物学的効果比を照射パラメータとして出力する出力ステップと、を含み、
前記評価指標値導出ステップで導出した前記評価指標値が予め設定された閾値以上、かつ、前記評価指標値導出ステップにおける計算の繰り返し回数が予め設定された回数以下の場合は、重み更新ステップにてペンシルビームの重みを更新して、再度、前記評価指標値導出ステップにて前記評価指標値の導出を行う
ことを特徴とする請求項1に記載の治療計画方法。 - 予め記憶部に前記飽和補正線量平均比エネルギーがペンシルビームのビーム進行方向における位置と関連付けられて記憶されており、
前記加重平均値算出ステップにおいて、
前記記憶部に記憶されている前記飽和補正線量平均比エネルギーを読み出して、前記着目する位置における前記飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値の算出を行う
ことを特徴とする請求項1または請求項2に記載の治療計画方法。 - 前記生物学的効果比の算出にあたり、事前の細胞照射実験によって求められた線エネルギー付与がゼロ(LET=0)の極限における生残率曲線の初期の傾きを示す定数α0を用いる
ことを特徴とする請求項1から請求項3のうちのいずれか一項に記載の治療計画方法。 - マイクロドシメトリックキネティックモデルを重粒子線用に改良した改良マイクロドシメトリックキネティックモデルを用いて、吸収された放射線のエネルギーを示す吸収線量と、放射線の生体に対する作用の程度を示す生物学的効果比と、の積で表される臨床線量を算出し、当該臨床線量を用いて3次元スポットスキャニング法における治療計画を導出する治療計画装置であって、
着目する位置に影響する複数のペンシルビームによって与えられる飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値を算出する加重平均値算出手段と、
算出した前記飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値から前記生物学的効果比を算出する生物学的効果比算出手段と、
算出した前記生物学的効果比に基づいて前記臨床線量を算出する臨床線量算出手段と、
を有する
ことを特徴とする治療計画装置。 - さらに、算出した前記臨床線量に基づいて評価指標値を導出する評価指標値導出手段と、
前記評価指標値導出手段で導出した前記評価指標値が予め設定された閾値よりも低いか、または、前記評価指標値導出手段における計算の繰り返し回数が予め設定された回数よりも多い場合は、算出した前記生物学的効果比を照射パラメータとして出力する出力手段と、を有し、
前記評価指標値導出手段で導出した前記評価指標値が予め設定された閾値以上、かつ、前記評価指標値導出手段における計算の繰り返し回数が予め設定された回数以下の場合は、重み更新手段にてペンシルビームの重みを更新して、再度、前記評価指標値算出手段にて前記評価指標値の導出を行う
ことを特徴とする請求項5に記載の治療計画装置。 - 予め記憶部に前記飽和補正線量平均比エネルギーがペンシルビームのビーム進行方向における位置と関連付けられて記憶されており、
前記加重平均値算出手段において、
前記記憶部に記憶されている前記飽和補正線量平均比エネルギーを読み出して、前記着目する位置における前記飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値の算出を行う
ことを特徴とする請求項5または請求項6に記載の治療計画装置。 - 前記生物学的効果比の算出にあたり、事前の細胞照射実験によって求められた線エネルギー付与がゼロ(LET=0)の極限における生残率曲線の初期の傾きを示す定数α0を用いる
ことを特徴とする請求項5から請求項7のうちのいずれか一項に記載の治療計画装置。 - マイクロドシメトリックキネティックモデルを重粒子線用に改良した改良マイクロドシメトリックキネティックモデルを用いて、吸収された放射線のエネルギーを示す吸収線量と、放射線の生体に対する作用の程度を示す生物学的効果比と、の積で表される臨床線量を算出し、当該臨床線量を用いて3次元スポットスキャニング法における治療計画を導出する治療計画プログラムであって、
コンピュータに、
着目する位置に影響する複数のペンシルビームによって与えられる飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値を算出する加重平均値算出ステップ、
算出した前記飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値から前記生物学的効果比を算出する生物学的効果比算出ステップ、
算出した前記生物学的効果比に基づいて前記臨床線量を算出する臨床線量算出ステップ、
を実行させる
ことを特徴とする治療計画プログラム。 - 前記臨床線量算出ステップに続いて、
コンピュータに、
算出した前記臨床線量に基づいて評価指標値を導出する評価指標値導出ステップ、
前記評価指標値導出ステップで導出した前記評価指標値が予め設定された閾値よりも低いか、または、前記評価指標値導出ステップにおける計算の繰り返し回数が予め設定された回数よりも多い場合は、算出した前記生物学的効果比を照射パラメータとして出力する出力ステップ、を実行させ、
前記評価指標値導出ステップで導出した前記評価指標値が予め設定された閾値以上、かつ、前記評価指標値導出ステップにおける計算の繰り返し回数が予め設定された回数以下の場合は、重み更新ステップにてペンシルビームの重みを更新して、再度、前記評価指標値導出ステップにて前記評価指標値の導出を実行させる
ことを特徴とする請求項9に記載の治療計画プログラム。 - 予め記憶部に前記飽和補正線量平均比エネルギーがペンシルビームのビーム進行方向における位置と関連付けられて記憶されており、
前記加重平均値算出ステップにおいて、
コンピュータに、
前記記憶部に記憶されている前記飽和補正線量平均比エネルギーを読み出して、前記着目する位置における前記飽和補正線量平均比エネルギーの線量加重平均値の算出を実行させる
ことを特徴とする請求項9または請求項10に記載の治療計画プログラム。 - 前記生物学的効果比の算出にあたり、事前の細胞照射実験によって求められた線エネルギー付与がゼロ(LET=0)の極限における生残率曲線の初期の傾きを示す定数α0を用いる
ことを特徴とする請求項9から請求項11のうちのいずれか一項に記載の治療計画プログラム。 - マイクロドシメトリックキネティックモデルを重粒子線用に改良した改良マイクロドシメトリックキネティックモデルを用いて、吸収された放射線のエネルギーを示す吸収線量と、放射線の生体に対する作用の程度を示す生物学的効果比と、の積で表される臨床線量を算出し、当該臨床線量を用いて3次元スポットスキャニング法における治療計画を導出するために用いられる生物学的効果比算出方法であって、
前記生物学的効果比を、着目する深さ位置に影響する複数のペンシルビームによって与えられる飽和線量平均比エネルギーの線量加重平均値から算出する
ことを特徴とする生物学的効果比算出方法。 - 前記生物学的効果比の算出にあたり、事前の細胞照射実験によって求められた線エネルギー付与がゼロ(LET=0)の極限における生残率曲線の初期の傾きを示す定数α0を用いる
ことを特徴とする請求項13に記載の生物学的効果比算出方法。
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