TW201716104A - 粒子射線治療裝置及治療計畫補正方法 - Google Patents

Abstract

本發明之粒子射線治療裝置(50)係包括線量分布演算裝置(10)，該線量分布演算裝置(10)係包括：射束資訊記憶部(測量能量記憶部(14)、測量電荷記憶部(12)、測量射束中心軸記憶部(13))，係記憶由測量裝置(6、7、8)所測量之粒子射束20的粒子射束資訊之測量粒子射束資訊；合計線量演算部(15)，係依據測量粒子射束資訊(能量(E)、測量射束量(測量電荷數(Q))、測量射束中心軸位置(Px、Py))，演算照射線量分布(合計線量分布(Di))；以及計畫線量比較部(16)，係演算屬於照射線量分布(合計線量分布(Di))與目標線量分布(Dobji)之差異之線量分布差異(△Di)；合計線量演算部(15)係藉由在全部的時間區間將照射粒子數(粒子數(wk))與單位粒子線量(線量(di，k))相乘之時間區間線量予以加總，而演算照射對象的演算對象點之線量，其中，該照射粒子數係依據粒子射束資訊被測量之時間區間的相同區間中之測量能量及測量射束量而求得者，該單位粒子射線量為依據在時間區間的相同區間中之測量能量及測量射束中心軸位置而求得之由粒子射束中之一個粒子所賦予之線量；該粒子射線治療裝置(50)係在第2次以後之治療照射中，依據包含將線量分布差異(△Di)予以修正之修正射束量(修正總電荷數(Qcj))之控制資料而進行控制。

Description

粒子射線治療裝置及治療計畫補正方法

本發明係關於對腫瘤等患部照射質子或碳離子等粒子射束(粒子射線)而進行治療之粒子射線治療裝置，該粒子射線治療裝置係用於為了將粒子射束配合患部的三維形狀而照射預定線量者。

粒子射線治療係利用加速器等機器將質子或碳離子等帶電粒子加速至數百倍的百萬電子伏特等級，並照射至患者，以對體內的腫瘤賦予線量，從而治療癌症之方法。此時對於腫瘤形成線量分布時，以盡可能接近醫師所指示之線量分布亦即目標分布，乃至為重要。

一般而言，在將加速器所加速之粒子射束照射至物體(包含人體)時，在物體內的三維線量分布會有在某一點具有線量最大峰值之特性。該線量最大峰值係稱為布拉格峰值。再者，在三維空間中於一點具有線量最大峰值時，將該峰值位置定義為該粒子射束的「照射位置」。為了使用具有如上述之峰值構造之粒子射束而以三維方式形成目標分布，係需要某些技術手段。

就形成目標分布之方法之一，係有掃描(scanning)照射法。為了使用該種方法，首先須使用偏向機構，該偏向機構係利用電磁鐵等，將粒子射束朝向與屬於粒子射束的行進方向之Z方向垂直之方向，亦即X及Y方向任意地偏向。再者，需要藉由調整粒子能量而將形成布拉格峰值之位置沿Z方向任意地調整之功能。一般而言，進行粒子射線的輸送及遮斷之粒子射束產生輸送裝置係具備將粒子射束加速之加速器，該加速器亦具備能量調整功能。然後在腫瘤內設定複數個照射位置(亦稱為光點(spot))，利用上述二個功能，對於各個照射位置依序照射粒子射束。預先調整並決定對各照射位置分別賦予之線量的均衡性，並藉由合計對各照射位置分別賦予之線量分布，而於最終形成目標分布。

就掃描照射法而言，在原理上能夠對腫瘤形成任意的線量分布。然而，在大多數的情況下，目標分布在腫瘤內線量須盡可能地均等，且在腫瘤外的線量須為盡可能比腫瘤內的線量低之分布。

再者，在一般的粒子射線治療中，並不會將治療所需之線量一次照射完畢，大多是會分割成數次到數十次，經1週到2個月左右反覆進行照射。

(先前技術文獻) (專利文獻)

專利文獻1：日本專利第5555826號公報(第0015段、 第0035段至第0040段，第3圖)

專利文獻2：日本專利第4936723號公報(第0008段至第0015段)

非專利文獻1：T. Inaniwa, et al., “Development of treatment planning for scanning irradiation at HIMAC”, Nuclear Instruments and Methods in Physics Research B 266, 2194-2198 (2008)

非專利文獻2：T. Akagi, et al., “The PTSim and TOPAS Projects, Bringing Geant4 to the Particle Therapy Clinic”, Progress in NUCLEAR SCIENCE and TECHNOLOGY, Vol. 2, pp. 912-917 (2011)

於掃描照射法中，在實際照射粒子射束時，由於會有各種不確定因素，故即便在計算上應能獲得目標分布，實際獲得之線量分布亦有可能不會成為目標分布。就不確定因素而言，係有粒子射束強度的時間變化、掃描電磁鐵的磁場的時間變化或磁滯(hysteresis)、線量監視器的靈敏度不均、控制機器的訊號延遲、雜訊等。由於該等影響，會有實際的線量分布成為與計算值不同之可能性。

用以補償前述不確定因素造成之不確定性之方法之一例而言，例如，在照射中檢測出誤差產生時，考量針對因該誤差之影響所產生之線量的超過或不足，藉由在隔日以後修正照射線量分布，以使複數天的總和線量 分布接近目標線量分布。此時，正確且定量的估算照射中所產生之誤差對線量分布造成之影響乃至為重要。

專利文獻1中記載有進行患者特有之IMRT驗證之方法及裝置。專利文獻1之IMRT驗證方法係依據二維檢測器(二維線量檢測器)之回應，重新建構對應於射束之照射光子通量(fluence)(通過單位剖面之球之粒子數)的分布，並依據該重新建構之照射光子通量分布計算三維之線量分布之方法。然而，專利文獻1之計算線量分布之方法，係在要求三維線量計算之高精確度及高位置解析度時，二位檢測器之二維檢測的精確度及位置解析度亦必須隨之提高，而有二維檢測器的開發、製造、使用方法等變得困難之疑慮。

專利文獻2中記載有使用有限的資料量進行放射線治療系統的放射線量分布的計算之方法及裝置。在專利文獻2中，係決定表現放射線射束之射束品質指數，並使用依據射束品質指數而參數化之線量沉積和函數來求出放射線線量分布。在該方法中，係可將起因於每個裝置之偏差、特性、患者的腫瘤形狀、照射域形狀等所造成之線量計算之靜態不確定性予以排除。然而，專利文獻2之方法係難以補償動態不確定因素，例如粒子射束量的時間性變化、使掃描電磁鐵的電流值變化之控制電路的延遲、雜訊等。

因此，本發明之目的係在於無須具有高位置解析度之線量檢測器，且可正確且定量地估算靜態及動 態的不確定性兩者對線量分布賦予之影響，進而補償該兩種不確定性。

本發明之粒子射線治療裝置係將粒子射線治療所需之線量分割成複數次而對照射對象賦予之粒子射線治療裝置，係包括：粒子射束產生裝置，係產生粒子射線治療所需之能量之粒子射束；掃描裝置，係使粒子射束朝向相對於射束行進方向垂直之2方向偏向，並於照射對象之配置位置掃描粒子射束；射束輸送裝置，係將粒子射束輸送至掃描裝置；測量裝置，係測量由粒子射束產生裝置所產生之粒子射束的粒子射束資訊；線量分布演算裝置，係演算藉由粒子射束而賦予至照射對象之照射線量分布，以及照射線量分布與目標線量分布之差異之線量分布差異；粒子射束資訊係包含粒子射束之射束量、能量、以及射束中心軸位置。線量分布演算裝置係包括：射束資訊記憶部，係記憶由測量裝置所測量之測量粒子射束資訊；合計線量演算部，係依據測量粒子射束資訊，演算照射線量分布；以及計畫線量比較部，係演算線量分布差異；射束資訊記憶部係包含：測量能量記憶部，係將在複數個時刻測量粒子射束的能量所得之測量能量予以記憶；測量射束中心軸記憶部，係將在複數個時刻測量粒子射束的射束中心軸位置所得之測量射束中心軸位置予以記憶；以及測量射束量記憶部，係將在複數個時刻測量粒子射束的射束量所得之測量射束量予以記憶；合計線量演算部係藉由在全部的時 間區間將照射粒子數與單位粒子線量相乘之時間區間線量予以加總，而演算照射對象的演算對象點之線量，其中，該照射粒子數係依據粒子射束資訊被測量之時間區間的相同區間中之測量能量及測量射束量而求得者，該單位粒子射線量為依據在時間區間的相同區間中之測量能量及測量射束中心軸位置而求得之由粒子射束中之一個粒子所賦予之線量；該粒子射線治療裝置係在第2次以後之治療照射中，係依據由治療計畫裝置所演算之包含將線量分布差異予以修正之修正射束量之控制資料而進行控制。

本發明之粒子射線治療裝置係依據測量粒子射束資訊演算照射線量分布及線量分布差異，並於第2次以後之治療照射，依據治療計畫裝置所演算之包含修正線量分布差異之修正射束量之控制資料進行控制，故無需具有高位置解析度之線量檢測器，且可將靜態及動態的不確定性之兩者予以補償。

1‧‧‧射束產生裝置

2‧‧‧射束輸送裝置

3‧‧‧掃描裝置

4‧‧‧x方向掃描電磁鐵

5‧‧‧y方向掃描電磁鐵

6‧‧‧射束能量測量裝置

7‧‧‧線量測量裝置

8‧‧‧射束偏向資訊測量裝置

10‧‧‧線量分布演算裝置

11‧‧‧資料庫

12‧‧‧測量電荷記憶部(測量射束量記憶部)

13‧‧‧測量射束中心軸記憶部

14‧‧‧測量能量記憶部

15‧‧‧合計線量演算部

16‧‧‧計畫線量比較部

20‧‧‧粒子射束

21‧‧‧假體

22‧‧‧治療計畫裝置

25‧‧‧合計線量分布

26‧‧‧線量分布

27‧‧‧線量分布

28‧‧‧線量分布

29‧‧‧線量分布

35‧‧‧測量值記憶資訊

36‧‧‧資料庫資訊

37‧‧‧測量值資訊

38‧‧‧演算結果資訊

41‧‧‧線量分布

42‧‧‧線量分布

43‧‧‧線量分布

50‧‧‧粒子射線治療裝置

98‧‧‧處理器

99‧‧‧記憶體

pi‧‧‧線量評估點(演算對象點)

E‧‧‧能量

E(t)‧‧‧測量能量

Q、Q(t)‧‧‧測量電荷數(測量射束量)

Px、Py、Px(t)、Py(t)‧‧‧測量射束中心軸位置

C(E)‧‧‧比例係數

d_i,k‧‧‧線量(單位粒子線量)或線量分布

w_k‧‧‧粒子數(照射粒子數)

D_i‧‧‧合計線量或合計線量分布(照射線量分布)

△D_i‧‧‧線量分布差異

D^obj _i‧‧‧目標線量分布

Q^c _j‧‧‧修正總電荷數(修正射束量)

Q_k‧‧‧總電荷數

d_z‧‧‧z方向的線量(選擇z方向線量)

d_x‧‧‧x方向的線量(選擇x方向線量)

d_y‧‧‧y方向的線量(選擇y方向線量)

d_z(z,E)‧‧‧z方向的線量或線量分布(z方向線量分布)

d_x(x,z,E)‧‧‧x方向的線量或線量分布(x方向線量分布)

d_y(y,z,E)‧‧‧y方向的線量或線量分布(z方向線量分布)

θ x‧‧‧x方向的偏向角(選擇x方向偏向角)

θ y‧‧‧y方向的偏向角(選擇y方向偏向角)

θ x(B,E)‧‧‧x方向的偏向角

θ y(B,E)‧‧‧y方向的偏向角

sp1至sp4‧‧‧光點

p1至p13‧‧‧線量評估點

第1圖係依據本發明之實施形態1之粒子射線治療裝置的概略構成圖。

第2圖係顯示第1圖之線量分布演算裝置的構成之圖。

第3圖係顯示實現第2圖的功能方塊之硬體構成之圖。

第4圖係顯示輸入於第1圖之線量分布演算裝置之資料構造之例之圖。

第5圖係說明依據本發明實施形態1之粒子射線治療中之合計線量分布與線量評估點之例之圖。

第6圖係說明依據本發明實施形態1之粒子射線治療的流程之圖。

第7圖係說明依據本發明實施形態1之粒子射線治療的流程之圖。

第8圖係顯示依據本發明實施形態1之線量分布之修正例之圖。

實施形態1.

第1圖係依據本發明實施形態1之粒子射線治療裝置的概略構成圖。第2圖係顯示第1圖之線量分布演算裝置的構成之圖，第3圖係顯示實現第2圖之功能方塊之硬體構成之圖。第4圖係顯示輸入至第1圖之線量分布演算裝置之資料構造之例之圖，第5圖係說明依據本發明實施形態1之粒子射線治療中之合計線量分布與線量評估點之例之圖。第6、7圖係說明依據本發明實施形態1之粒子射線治療的流程之圖。第8圖係顯示依據本發明實施形態1之線量分布之修正例之圖。一般而言，實施粒子射線掃描照射之粒子射線治療裝置50係具備粒子射束產生裝置1、射束輸送裝置2、及掃描裝置3。該射束產生裝置1係產生治療所需之能量之粒子射束20。該射束輸送裝置2係將粒子 射束20輸送至具備掃描裝置3之粒子射線照射裝置。該掃描裝置3係使粒子射束20朝向相對於屬於射束行進方向之z方向為垂直之2方向，亦即x方向及y方向偏向，而於患者位置能夠掃描粒子射束20。

掃描裝置3係具備使粒子射束20朝向x方向偏向之x方向掃描電磁鐵4，及使粒子射束20朝向y方向偏向之y方向掃描電磁鐵5。粒子射線治療裝置50係具備控制部(未圖示)、線量測量裝置7及位置監視器(未圖示)。該控制部係控制粒子射束產生裝置1所進行之粒子射束20的出射開始及遮斷，以及掃描裝置3所進行之粒子射束20的掃瞄。該線量測量裝置7係測量由掃描裝置3所掃描之粒子射束20照射至治療對象(患者)的各照射部位之線量值。該位置監視器係檢測用以演算由x方向掃描電磁鐵4及y方向掃描電磁鐵5所掃描之粒子射束20通過之射束之通過位置(重心位置)及尺寸之射束資訊。治療對象(患者)係照射粒子射束20之照射對象。

為了排除在實際照射粒子射束20時的不確定因素，在規劃好粒子射線治療的計畫之後且在實際將粒子射束20照射於患者之前，一般而言係進行以與治療計畫盡可能相同之條件對假體(phantom；患者代替物)21實施粒子射束照射，測量線量絕對值(絕對線量值)及線量分布，並確認是否符合治療計畫之作業。該作業稱為患者QA(Quality Assurance，品質保證)。假體21大多使用注入水槽之水，並使用設置於水中之線量測量裝置來測量線量。

在執行患者QA時，如第1圖所示，將假體21配置於治療時固定患者之位置。在執行患者QA時之粒子射線治療裝置50係包括粒子射束產生裝置1、射束輸送裝置2、掃描裝置3、射束能量測量裝置6、線量測量裝置7、射束偏向資訊測量裝置8及線量分布演算裝置10。在治療時，將位置監視器(未圖示)配置於掃描裝置3與線量測量裝置7之間，並將患者固定於假體21的位置。射束能量測量裝置6係測量粒子射束20之粒子的能量。射束能量測量裝置6係例如為薄膜閃爍(scintillation)檢測器等。在執行患者QA及治療時的線量測量裝置7係例如為游離腔，測量由粒子射束20所產生之游離離子的電荷數(單位電荷之計數值)。游離離子的電荷數與粒子射束20的射束量為1對1對應。

射束偏向資訊測量裝置8係測量由x方向掃描電磁鐵4及y方向掃描電磁鐵5所形成之射束中心軸的位置x、y。具體而言，射束偏向資訊測量裝置8係依據掃描裝置3在粒子射束20的行進路線上產生之磁場強度B進行演算，而測量屬於射束中心軸的位置之射束中心軸位置x、y。射束中心軸位置x係x方向之位置，射束中心軸位置y係y方向之位置。線量分布演算裝置10係依據由射束能量測量裝置6在複數個時刻，例如以預定的時間間隔△t測量之測量能量E(t)，由限量測量裝置7在複數個時刻測量之測量電荷數Q(t)(測量射束量)，以及由射束偏向資訊測量裝置8在複數個時刻測量之測量射束中心軸位置 Px(t)、Py(t)，而演算線量分布。粒子射束20的能量E、測量射束量(測量電荷數Q)及測量射束中心軸位置Px、Py係粒子射束20的粒子射束資訊。測量能量E(t)、測量射束量(測量電荷數Q(t))及測量射束中心軸位置Px(t)、Py(t)係測量粒子射束資訊。

線量分布演算裝置10係包括資料庫(data base)11、測量電荷記憶部12、測量射束中心軸記憶部13、測量能量記憶部14、合計線量演算部15以及計畫線量比較部16。該資料庫11係記憶於第6圖之資料庫資訊36記載之5個資訊。該測量電荷記憶部12係記憶測量電荷數Q(t)。該測量射束中心軸記憶部13係記憶測量射束中心軸位置Px(t)、Py(t)。該測量能量記憶部14係記憶測量能量E(t)。合計線量演算部15、計畫線量比較部16係藉由處理器98執行記憶於記憶體99之程式而實現。再者，亦可由複數個處理器98及複數個記憶體99協同作業而執行上述功能。線量分布演算裝置10的詳細內容係於後述。

首先，針對藉由掃描照射對腫瘤體積(腫瘤區域)賦予之合計線量進行說明。掃描照射中係於腫瘤體積(腫瘤區域)內設定複數個光點(spot)，藉由對各光點照射適當量之粒子射束20，而例如第5圖所示形成所期望的合計線量分布25。將光點編號設為j，將假體21內的線量評估點編號設為i，將在第j個光點照射1個粒子時賦予第i個線量評估點pi之線量設為d_i,j，將賦予第j個光點之粒子數設為w_j，並將光點的總數設為n時，對全部光點進行完 照射時之賦予第i個線量評估點pi之合計線量D_i係能夠以式(1)表示。

為了使該各線量評估點pi之合計線量D_i盡可能接近作為目標之線量分布(目標線量分布)D^obj _i，需要有在照射前算出對最佳的賦予光點之粒子數w_j之步驟。該步驟稱為治療計畫。將粒子數w_j適當的稱為光點粒子數w_j。

第5圖係治療計畫所進行之決定光點的數量及位置以及光點粒子數w_j之一例。第5圖的縱軸為線量，橫軸為z方向之位置。在第5圖中，為了簡便係顯示光點配置及線量分布之z軸(射束行進方向)方向之一維度之例。於第5圖中，顯示4個光點sp1、sp2、sp3、sp4，及13個線量評估點p1、p2、p3、p4、p5、p6、p7、p8、p9、p10、p11、p12、p13。線量分布26係依據照射於光點sp1之光點粒子數而得之線量分布。同樣地，線量分布27、28、29係分別為依據照射於光點sp2、sp3、sp4之光點粒子數而得之線量分布。合計線量分布25係將線量分布26、27、28、29加總而得之線量分布。腫瘤內之線量評估點係線量評估點p3至p10，計有8個。腫瘤外之線量評估點係線量評估點p1、p2、p11至p13，計有5個。

如第5圖所示，藉由適當決定賦予光點sp1 至sp4之粒子數w_j，可使合計線量分布25在腫瘤內較高，而在腫瘤外較低。在第5圖中，光點數為4個，線量評估點為13個，惟一般而言係配合腫瘤的尺寸而以更短的間隔配置更多光點及線量評估點。再者，第5圖為了簡便而僅以z軸方向之一維度顯示光點配置及線量分布，惟實際上，配合腫瘤形狀，光點係配置成亦包含x軸方向及y軸方向之三維。配合實際的腫瘤形狀，線量分布亦必須以三維進行計算，故線量評估點亦配置成三維。

一般而言，屬於與射束行進方向(z方向)垂直之方向之x方向、y方向之光點位置，係取決於射束偏向角，射束偏向角係依存並取決於掃描裝置3所形成之磁場強度。再者，屬於射束行進方向之z軸方向的光點位置係依存並取決於粒子射束20的射束能量。因此，粒子射線治療裝置50係藉由調整粒子射束20的射束能量及掃描裝置3的磁場強度，而調整光點位置。

在式(1)中，藉由將每個光點的線量分布予以合計，而求出第i個線評估點pi之合計線量分布。對於相同對象，粒子射束20之照射結束後之線量分布，亦可按每個時間予以合計，與式(1)同樣地，能以式(2)之方式進行計算。

於此，式(2)係將全照射時間分為m個時間區間之情形。k係時間區間的編號。在第i個線量評估點pi中，將於第k個時間區間照射之粒子數設定義為w_k，將1個粒子射束照射於在第k個時間區間停留之射束的平均位置時賦予第i個線量評估點pi之線量(單位粒子射線量)定義為d_i,k。只要使時間間隔充分地短，該式(2)即能以高精確度再現線量分布。於此，時間間隔較佳為與每1個光點所需之時間相同或更短，例如考量為數十微秒至1毫秒左右為佳。將相同時間區間之粒子數w_k與單位粒子射線量d_i,k相乘之w_kd_i,k為時間區間線量。

在某個時間區間照射之粒子數w_k係可例如藉由游離腔之線量測量裝置7進行測量。一般之游離腔係藉由粒子射束20通過而發出電訊號之機器，在通過之粒子射束20的粒子個數與所發出之游離離子的電荷數(單位電荷的計數值)之間係有比例關係。據此，將在某個時間區間的開始至結束為止所發出總電荷數設為Q_k，將總電荷數Q_k與粒子射束20之粒子數w_k之比例係數設為C(E)時，能以式(3)之方式求出粒子數w_k。總電荷數Q_k係表示射束量，故比例係數C(E)亦可稱為相對於射束量之粒子數w_k之比。另外，適當將粒子數w_k稱為照射粒子數w_k。

[數3]數3 w_k=C(E)Q_k‧‧‧(3)

於此，E為粒子射束20之粒子的能量。一般而言，比例係數係有能量依存性，比例係數係成為包含粒子射束20中之粒子的能量E之表示式。

比例係數C(E)係必須在進行治療前事先取得。就取得方法之一例而言，係準備總電荷數Q_kr與粒子數w_kr之比例係數為已知之參考用游離腔，以及治療時實際使用之治療用游離腔，藉由測量值的比較而求出比例係數C(E)。具體而言，將參照用游離腔配置於治療用游離腔的下游側，藉由照射適當量之固定能量E之粒子射束20，依據由治療用游離腔的輸出而得之粒子數w_k及從參考游離腔的輸出求得之粒子數w_kr之比，可求出相對於該能量之比例係數C(E)。藉由改變能量E而實施相同的測量，可得知相對於任意的能量E之比例係數(E)。

理想為對於在治療有可能使用到之全部的能量E，進行參考用游離腔及治療用游離腔之測量，取得C(E)並作為資料庫而予以記憶。然而，為了省略測量的手續，亦考量僅對若干個能量E進行測量，並將其間隔線性內插而獲得比例係數C(E)的函數之方法。此時，必須充分驗證並掌握使用內插而獲得之近似精確度。

粒子射束20之粒子的能量E係可藉由使用薄膜閃爍檢測器等射束能量測量裝置6而進行測量。就射 束能量測量裝置6的其他例而言，在從粒子射束產生裝置1將射束輸送至患者或假體21為止之路徑中存在有曲線部分之情形時，係考量有使用配置於射束路徑的曲線部分之偏向電磁鐵的磁場之方法。具體而言，可依據配置於射束路徑的曲線部分之偏向電磁鐵所產生之磁場強度與射束路徑的曲率半徑之關係而求出射束能量。

在式(2)之線量評估點為三維時，線量d_i,k係可以下述方式求出。已知三維線量分布d(x,y,z)係能夠以z方向的線量分布與x方向的線量分布及y方向的線量分布之積來近似。在Inaniwa等人的論文(非專利文獻1)中，係介紹有以式(4)之方式將相對於1條光束之三維線量分布d(x,y,z)予以因式分解成z方向與x方向及y方向之各者的分布之方法。

[數4]數4 d(x,y,z)=d_z(z,E)×d_x(x-x₀,z,E)×d_y(y-y₀,z,E)‧‧‧(4)

於此，x₀及y₀係深度z之1條射束的中心軸之座標。由該式(4)可知，z方向之線量分布並未依存於x方向之座標及y方向之座標，而僅取決於z方向之座標與射束能量E(射束的能量E)，惟x方向及y方向之線量分布係不僅是x方向的座標及y方向之座標及射束能量，亦會因z方向之座標與射束中心軸的位置(x₀,y₀)而改變。如前述，對於相同對象，粒子射束20的照射結束後之線量分布係與將每個光點的線量分布予以合計之情形同樣地，可 按每個時間加以合計，故線量評估點為三維的情形之線量d_i,k係因式分解成z方向與x方向及y方向之各者的線量，並能以式(5)之方式表示。

[數5]數5 d_i,k=d_z(z,E)×d_x(x,z,E)×d_y(y,z,E)‧‧‧(5)

另外，d_z(z,E)係相對於任意的z座標為z方向之線量分布，惟相對於唯一的z座標而言則為其z座標的線量之值，故依據z座標為唯一或任意而區分使用線量分布或線量。對於d_x(x,z,E)、d_y(y,z,E)亦相同，相對於任意的(x,y)座標分別為x方向之線量分布、y方向之線量分布，惟相對於唯一的(x,y)座標為該(x,y)座標之線量的值，故依據(x,y)座標為唯一或任意而區分使用線量分布或線量。第i個線量評估點pi係由於其座標(x,y,z)為唯一決定者，故d_z(z,E)、d_x(x,z,E)、d_y(y,z,E)係分別為z方向的線量、x方向的線量、y方向的線量。在考量任意的第i個線量評估點pi時，係表現為各方向的線量分布。再者，同樣地針對D_i、d_i，k亦依據線量評估點為唯一或任意而區分使用線量分布或線量。在針對於唯一之線量評估點使用時，係表現為合計線量D_i、線量d_i,k，而針對任意之線量評估點使用時，則表現為合計線量分布D_i、線量分布d_i,k。

式(4)之射束中心軸的位置亦可藉由式(6)所表示之依據勞倫茲力之解析計算求出。

[數6]數6 f=qvB‧‧‧(6)

於此，式(6)之q、v、B係分別為粒子的電荷、粒子的速度、賦予粒子之磁場的磁通量密度。另外，僅式(6)及勞倫茲力之說明將B作為磁通量密度進行說明。

射束中心軸的位置係亦可在事前直接測量並予以資料庫化。亦即，只要在掃描裝置3更下游側設置位置監視器，並產生某個磁場強度B的磁場，在某個射束能量E中照射粒子射束20，而測量射束中心軸所通過之位置，即可依據掃描裝置3與位置監視器之配置距離得知粒子射束20的偏向角θ。依據射束的偏向角係可算出以任意的位置z(z座標)之射束中心軸為基準之x座標及y座標。此射束的偏向角θ的測量亦在理想上較佳為對於在治療中有可能使用之全部的射束能量E及磁場強度B在事前進行，惟為了省略手續，亦可在取得若干個資料後使用線性內插。尤其，關於磁場強度B係依據勞倫茲力的定義而可期待在磁場強度B與偏向角θ之間存在有線性關係，因此即便省略某程度之測量並加以內插亦可期待精確度不會降低。另外，將x方向之偏向角θ標記為θ_x，將y方向之偏向角θ標記為θ y。再者，偏向角θ由於依存於磁場強度B、位置z(z座標)，故適當將偏向角θ_x標記為θ_x(B,E)，將偏向角θ_y標記為θ_y(B,E)。

關於式(4)及式(5)之z方向的線量分布d_z(z, E)，係可藉由布拉格之式之已知的理論進行計算，惟認為在事前使用水假體(假體21)及線量計實際地測量並予以資料庫化，為最簡便之方法。在事前進行測量時，在水假體中注入水並配置線量計，一面照射粒子射束20並一面沿z方向移動線量計的位置，而藉此取得分布。若在實施該測量前先實施用以取得比例係數C(E)之測量，則藉由將當下的治療用游離腔配置於上游，可取得所照射之粒子數w及水假體中的線量d。並且，藉由求得該比，可得知相對於1個粒子之線量分布d_z(z,E)。

關於式(4)之線量分布d_x(x-x₀,z,E)及式(5)之線量分布d_x(x,z,E)，係可進行依據Moliere、Fermi-Eyges、Highland等人之多重散射理論來計算。再者，同樣地亦可在事前使用水假體(假體21)及線量計實際進行測量，並予以資料庫化。此測量相較於線量分布d_z(z,E)之測量，由於線量分布依存於x及z兩者而變化，故必須對於全部的x、z實施測量，惟其相當耗費工夫。因此，使用Geant4等已知之蒙地卡羅模擬工具(Monte Carlo simulation tool)(非專利文獻2)，即可計算在水假體(假體21)中的任意位置之每1個粒子之線量。具體而言，在執行蒙地卡羅模擬時，藉由輸入假體21等的物的形狀、粒子射束20的能量、游離的產生位置、產生方向、藉由掃描裝置3的電磁鐵(x方向掃描電磁鐵4、y方向掃描電磁鐵5)而偏向之射束中心軸位置等資訊，可計算水假體(假體21)中的任意的位置之每1個粒子的線量。因此，只要執行蒙地卡羅模擬，即可比 實際測量更有效率地取得x方向的線量分布d_x(x-x₀,z,E)、線量分布d_x(x,z,E)等。關於y方向之線量分布，亦即式(4)之線量分布d_y(y-y₀,z,E)、式(5)之線量分布d_y(y,z,E)等亦相同。

在使用蒙地卡羅模擬工具時，不僅是一維方向之線量分布，亦可直接求出三維方向線量分布d(x,y,z)，亦可進行在事前計算並將d(x,y,z)的資訊作為資料庫而加以持有之方法。然而，由於將三維擴展之線量分布記憶於記憶裝置係需要大量的記憶體容量，故必須考量記憶裝置的性能與所需之資料精確度，檢討要以何種形式保持資料。

使用第6圖及第7圖，說明本發明之粒子射線治療的流程。在第6圖中，依時間序列由上至下記載在進行粒子射線治療前準備之資料庫資訊36、在粒子射線治療中分割出之每次射束照射中所測量之測量值資訊37、及在射束照射後演算之演算結果資訊38。在第7圖中，顯示分割成複數次之粒子射線治療的流程圖。首先，在開始照射前(設施的啟動時等)，就事前準備而言，需進行藉由說明至此之方法取得所需之資料，而製作記憶有資料庫資訊36所記載之5個資訊之資料庫11之作業(資料庫製作步驟)。第1個資料庫係將屬於線量測量裝置7的輸出電荷數之測量電荷數Q(t)換算成粒子數w之係數，亦即比例係數C(E)。第2個資料庫係z方向的線量分布d_z(z,E)。第3個資料庫係x方向線量分布d_x(x,z,E)。第4個資料庫係y方向線量 分布d_y(y,z,E)。第5個資料庫係掃描裝置3的電磁鐵(x方向掃描電磁鐵4、y方向掃描電磁鐵5)所形成之磁場強度B與粒子射束20的偏向角θ_x(B,E)、θ_y(B,E)的換算表。

接著，在實際對患者實施治療時，首先進行CT攝影，找出腫瘤的位置、形狀之後，以治療計畫裝置22實施治療計畫之規劃(治療計畫製作步驟)。並且進行依據治療計畫將粒子射束20照射於患者(治療照射步驟)之流程。另外，在從治療計畫之規劃到對患者之照射為止之期間，須在某個時期進行患者QA作業(患者QA步驟)。患者QA一般係認為大多在對患者進行照射之前一天進行，惟並不侷限於此。

在粒子射線治療的射束照射中，係按每個預先決定之時間區間△t，測量屬於測量值資訊37所記載之3個測量值之測量電荷數Q、測量射束中心軸位置Px、Py及能量E(治療資料測量步驟)。測量電荷數Q(測量射束量)係按每個時間區間△t測量之屬於線量測量裝置7的電荷數之測量電荷數Q(t)(測量射束量的資訊)的全部資料。測量射束中心軸位置Px、Py係按每個時間區間△t測量之屬於掃描電磁鐵3的x方向掃描電磁鐵4及y方向掃描電磁鐵5的磁場之測量射束中心軸位置Px(t)、Py(t)的全部資料。能量E係按每個時間區間△t測量之屬於粒子射束20的射束能量之測量能量E(t)的全部資料。

測量電荷數Q、測量射束中心軸位置Px、Py、及能量E係分別記憶於測量電荷記憶部12、測量射束 中心軸記憶部13、及測量能量記憶部14。測量電荷數Q亦稱為測量射束量，故測量電荷記憶部亦可稱為測量射束量記憶部。測量電荷數Q、測量射束中心軸位置Px、Py、及能量E可彙整成如第4圖所記載之測量值記憶資訊35的資料構造。在代表第1測量區間之時刻t1，測量測量電荷數Q(t1)、測量能量E(t1)、測量射束中心軸位置Px(t1)、Py(t1)。在經過時間區間△t之時刻t2，測量測量電荷數Q(t2)、測量能量E(t2)、測量射束中心軸位置Px(t2)、Py(t2)。在每次經過時間區間△t時，同樣地測量測量電荷數Q(t)、測量能量E(t)、測量射束中心軸位置Px(t)、Py(t)。在代表最後之測量區間之時刻tn，測量測量電荷數Q(tn)、測量能量E(tn)、測量射束中心軸位置Px(tn)、Py(tn)。另外，測量電荷記憶部12、測量射束中心軸記憶部13、測量能量記憶部14亦可非線量分布演算裝置10的內部的記憶區域而為外部記憶區域。

在照射後，依據記憶於測量電荷記憶部12、測量射束中心軸位置記憶部13、測量能量記憶部14之各資訊(測量電荷數Q、測量射束中心軸位置Px、Py、能量E)及資料庫11的資訊，線量分布演算裝置10係算出患者的體內的合計線量分布D_i(合計線量分布演算步驟)。於合計線量分布演算步驟，演算記載於演算結果資訊38之3個照射粒子數w_k、線量分布d_i,k、合計線量分布D_i。合計線量演算部15係藉由式(3)而按每個測量區間從比例係數C(E)與相當於總電荷數Q_k之測量電荷數Q(t)，演算照射粒 子數w_k。再者，合計線量演算部15係依據藉由測量射束中心軸位置Px、Py、能量E所選擇之z方向線量分布d_z(z,E)、x方向線量分布d_x(x,z,E)、y方向線量分布d_y(y,z,E)，藉由式(5)演算線量分布d_i,k。

再者，線量分布演算裝置10係藉由計畫線量比較部16比較算出之合計線量分布D_i與每1日的目標線量分布D^obj _i，並以式(7)之方式算出其線量分布差異△D_I(線量分布差異演算步驟)。

在線量分布差異演算步驟中，線量分布演算裝置10係算出演算結果資訊38所記載之線量分布差異△D_i。並且，線量分布演算裝置10係將線量分布差異△D_i傳送至治療計畫裝置22。治療計畫裝置22係以修正線量分布差異△D_i之方式，規劃隔天的治療計畫(治療計畫修正步驟)。亦即，以滿足式(8)之方式，算出修正光點粒子數w^c _j。

於隔天的治療照射中，粒子射線治療裝置50係依據修正光點粒子數w^c _j進行粒子射束20之照射。藉 此，如第8圖所示，粒子射線治療裝置50係能夠使兩天合計的照射線量分布(合計線量分布43)與兩天份的目標線量分布相等。第8圖的縱軸為線量，橫軸為x方向的位置。線量分布41為第1天的治療中由射束照射所產生之x方向的線量分布，線量分布42係第2天的治療中由射束照射所產生之x方向的線量分布。合計線量分布43係兩天合計之x方向的線量分布。

使用第7圖說明上述實施形態1之粒子射線治療的流程。於步驟S001，治療計畫裝置22係依據每1日的目標線量分布D^obj _i，算出每個光點的總電荷數Q_j(粒子數w_j)(治療計畫製作步驟)。於步驟S002，粒子線治療裝置50係依據治療計畫製作步驟的治療計畫所決定之每個光點的總電荷數Q_j(粒子數w_j)對患者照射粒子射束20(初次照射步驟)。於步驟S003，線量分布演算裝置10係算出合計線量分布D_i、及線量分布差異△D_i(線量分布演算步驟)。線量分布演算步驟係執行上述合計線量分布演算步驟及線量分布差異演算步驟之步驟。

於步驟S004中，治療計畫裝置22係依據線量分布差異△D_i算出每個光點的修正總電荷數Q^c _j(修正光點粒子數w^c _j)(治療計畫修正步驟)。於步驟S005中，粒子線治療裝置50係對於由治療計畫製作步驟所決定之光點，依據修正總電荷數Q^c _j(修正光點粒子數w^c _j)對患者照射粒子射束20。於步驟S006中，在達到治療計畫所決定之治療次數為止反覆進行步驟S003至步驟S005。

在此詳細說明合計線量演算部15的演算動作。合計線量演算部15係從資料庫11讀出符合能量E之比例係數C(E)，並將測量電荷數Q(t)與比例係數C(E)相乘而演算照射粒子數w_k。再者，以第i個線量評估點pi為例說明合計線量演算部15之線量分布d_i，k之演算。合計線量演算部15係從資料庫11的z方向線量分布d_z(z,E)導出屬於第i個線量評估點pi之z座標且為符合能量E之z方向之線量，亦即選擇z方向線量d_z。

合計線量演算部15係從資料庫11的射束偏向角θ_x(B,E)、θ_y(B,E)導出符合測量射束中心軸位置Px、Py及能量E之x方向偏向角(選擇x方向偏向角)θ_x、y方向偏向角(選擇y方向偏向角)θ_y。合計線量演算部15係從x方向的偏向角θ_x演算x座標，並從資料庫11的x方向線量分布d_x(x,z,E)導出符合該x座標、線量評估點的z座標及能量E之x方向的線量(選擇x方向線量)d_x。合計線量演算部15係同樣地，從y方向的偏向角θ_y演算y座標，並從資料庫11的y方向線量分布d_y(y,z,E)導出符合該y座標、線量評估點的z座標及能量E之y方向的線量(選擇y方向線量)d_y。

合計線量演算部15係依據導出的z方向的線量d_z、x方向的線量d_x、y方向的線量d_y，藉由式(5)將三個線量d_z、d_x、d_y相乘，藉此演算d_i,k。合計線量演算部15係按每個線量評估點、時間區間來演算線量d_i,k，並求出線量分布d_i,k。合計線量演算部15係依據已演算出之照 射粒子數w_k及線量分布d_i,k，藉由式(2)而算出合計線量分布D_i。

實施形態1之線量分布演算裝置10係依據測量粒子射束資訊(能量E、測量射束量(測量電荷數Q)、測量射束中心軸位置Px、Py)，算出賦予患者之照射線量分布(合計線量分布D_i)，並比較照射線量分布(合計線量分布D_i)與1日該當的目標線量分布D^obj _i，而算出屬於照射線量分布(合計線量分布D_i)與目標線量分布D^obj _i的差異之線量分布差異△D_i，因此無需具有高位置解析度之線量檢測器，且可正確且定量地估計靜態及動態的不確定性之兩者對線量分布造成之影響。實施形態1之粒子射線治療裝置50係在第2次以後的治療照射時，依照治療計畫裝置22依據線量分布差異△D_i算出之修正總電荷數Q^c _j(修正光點粒子數w^c _j)對患者照射粒子射束20，因此無需具有高位置解析度之線量檢測器，且可補償靜態及動態的不確定性之兩者。

實施形態1之線量分布演算裝置10係在粒子射線治療裝置50藉由掃描裝置3於照射對象掃描粒子射束20而進行粒子射線治療時，演算粒子射線治療裝置50賦予照射對象之照射線量分布(合計線量分布D_i)及照射線量分布(合計線量分布D_i)與屬於目標線量分布D^obj _i的差異之線量分布差異△D_i者，該線量分布演算裝置10係包括：射束資訊記憶部(測量能量記憶部14、測量射束量記憶部(測量電荷記憶部12)、測量射束中心軸記憶部13)，係記憶 由測量裝置(射束能量測量裝置6、線量測量裝置7、射束偏向資訊測量裝置8)所測量之屬於粒子射束20的粒子射束資訊之測量粒子射束資訊；合計線量演算部15，係依據測量粒子射束資訊(能量E、測量射束量(測量電荷數Q)、測量射束中心軸位置Px、Py)，演算照射線量分布；以及計畫線量比較部16，係演算屬於照射線量分布(合計線量分布D_i)與目標線量分布D^obj _i的差異之線量分布差異△D_i。實施形態1之線量分布演算裝置10係藉由此特徵，依據測量粒子射束資訊演算照射線量分布(合計線量分布D_i)及線量分布差異△D_i，故無需具有高位置解析度之線量檢測器，可正確且定量地估計靜態及動態的不確定性之兩者對線量分布造成之影響。

再者，實施形態1之線量分布演算裝置10之粒子射束資訊係包含粒子射束20之射束量、能量、射束中心軸位置，射束資訊記憶部係包含：測量能量記憶部14，係將在複數個時刻測量粒子射束20的能量所得之測量能量E(t)予以記憶；測量射束中心軸記憶部13，係將在複數個時刻測量粒子射束20的射束中心軸位置所得之測量射束中心軸位置Px(t)、Py(t)予以記憶；以及測量射束量記憶部(測量電荷記憶部12)，係將在複數個時刻測量粒子射束20的射束量所得之測量射束量(測量電荷數Q(t))予以記憶。實施形態1之線量分布演算裝置10的合計線量演算部15係藉由在全部的時間區間將照射粒子數w_k與單位粒子射線量(線量d_i,k)相乘之時間區間線量予以加總，而演算照射 對象的演算對象點(線量評估點pi)之線量，其中，該照射粒子數係依據粒子射束資訊被測量之時間區間的相同區間中之測量能量E(t)及測量射束量(測量電荷數Q(t))而求得者，該單位粒子射線量為依據在時間區間的相同區間中之測量能量E(t)及測量射束中心軸位置Px(t)、Py(t)而求得之由粒子射束20中之一個粒子所賦予之線量。實施形態1之線量分布演算裝置10的計畫線量比較部16係演算屬於照射線量分布(合計線量分布D_i)與目標線量分布D^obj _i的差異之線量分布差異△D_i。實施形態1之線量分布演算裝置10係藉由該等特徵，合計線量演算部15依據每個時間區間之測量能量E(t)、測量射束中心軸位置Px(t)、Py(t)及測量射束量(測量電荷數Q(t))，演算照射線量分布(合計線量分布D_i)及線量分布差異△D_i，因此無需具有高位置解析度之線量檢測器，可正確且定量地估計靜態及動態的不確定性之兩者對線量分布造成之影響。

實施形態1之粒子射線治療裝置50係將粒子射線治療所需之線量分割成複數次而對照射對象賦予者，該粒子射線治療裝置係包括：粒子射束產生裝置1，係產生粒子射線治療所需之能量之粒子射束20；掃描裝置3，係使粒子射束20朝相對於射束行進方向垂直之2方向偏向，並於照射對象之配置位置掃描粒子射束20；射束輸送裝置2，係將粒子射束20輸送至掃描裝置3；測量裝置(射束能量測量裝置6、射束偏向資訊測量裝置8、射束量測量裝置(線量測量裝置7))，係測量粒子射束產生裝置1所產生之 粒子射束20的粒子射束資訊；以及線量分布演算裝置10，係演算屬於粒子射束20賦予至照射對象之照射線量分布(合計線量分布D_i)及照射線量分布(合計線量分布D_i)與目標線量分布D^obj _i之差異之線量分布差異△D_i；粒子射線治療裝置50係在第2次以後之治療照射中，依據由治療計畫裝置22所演算之包含將線量分布差異△D_i予以修正之修正射束量(修正總電荷數Q^c _j)之控制資料而進行控制。實施形態1之粒子射線治療裝置50之線量分布演算裝置10係包括：射束資訊記憶部(測量能量記憶部14、測量射束量記憶部(測量電荷記憶部12)、測量射束中心軸記憶部13)，係記憶由測量裝置(射束能量測量裝置6、線量測量裝置7、射束偏向資訊測量裝置8)所測量之測量粒子射束資訊；合計線量演算部15，係依據測量粒子射束資訊(能量E、測量射束量(測量電荷數Q)、測量射束中心軸位置Px、Py)，演算照射線量分布(合計線量分布D_i)；以及計畫線量比較部16，係算出線量分布差異△D_i。實施形態1之粒子射線治療裝置50係藉由該等特徵，依據測量粒子射束資訊(能量E、測量射束量(測量電荷數Q)、測量射束中心軸位置Px、Py)，演算照射線量分布(合計線量分布D_i)及線量分布差異△D_i，並在第2次以後之治療照射中，依據由治療計畫裝置22所演算之包含將線量分布差異△D_i予以修正之修正射束量(修正總電荷數Q^c _j)之控制資料而進行控制，因此無需具有高位置解析度之線量檢測器，且可補償靜態及動態的不確定性之兩者。

實施形態1之治療計畫修正方法係修正粒子射線治療計畫者，該粒子射線治療計畫係將粒子射線治療所需之線量分割成複數次而藉由粒子射線治療裝置50賦予照射對象之治療計畫。該治療計畫修正方法包括以下步驟：治療資料測量步驟，係於複數個時刻測量粒子射線治療裝置50所產生之粒子射束20的粒子射束資訊(能量、射束量、射束中心軸)，並收集測量粒子射束資訊(能量E、測量射束量(測量電荷數Q)、測量射束中心軸位置Px、Py)；合計線量分布演算步驟，係依據測量粒子射束資訊被測量之每個時間區間之測量粒子射束資訊(能量E、測量射束量(測量電荷數Q)、測量射束中心軸位置Px、Py)，演算由粒子射束20對照射對象賦予之照射線量分布(合計線量分布D_i)；線量分布差異演算步驟，係演算屬於照射線量分布(合計線量分布D_i)與目標線量分布D^obj _i的差異之線量分布差異△D_i；以及治療計畫修正步驟，係演算將線量分布差異△D_i予以修正之修正射束量(修正總電荷數Q^c _j)。實施形態1之治療計畫修正方法係依據測量粒子射束資訊(能量E、測量射束量(測量電荷數Q)、測量射束中心軸位置Px、Py)，演算照射線量分布(合計線量分布D_i)及線量分布差異△D_i，並將線量分布差異△D_i傳送至粒子射線治療裝置50，故在第2次以後之治療照射中，藉由依據由治療計畫裝置22所演算之包含將線量分布差異△D_i予以修正之修正射束量(修正總電荷數Q^c _j)之控制資料而控制粒子射線治療裝置50，因此無需具有高位置解析度之線量檢測器，可補償靜 態及動態的不確定性之兩者。

另外，本發明係以同時使用能量E、測量射束量(測量電荷量Q)、測量射束中心軸位置Px、Py之三者作為由測量裝置所測量之測量粒子射束資訊之例進行說明，惟亦可僅使用一者。如前述，在專利文獻1之計算線量分布之方法中，需要二維線量檢測之精確度及位置解析度皆高之二維線量檢測器。相對於此，在本發明中，若將測量射束量(測量電荷數Q)設為測量粒子射束資訊，則無需具有高位置解析度之線量檢測器，且可補償靜態及動態的不確定性之兩者。再者，本發明在其發明之範圍內，可組合各構成，或適當變形、省略各構成。

1‧‧‧射束產生裝置

2‧‧‧射束輸送裝置

3‧‧‧掃描裝置

4‧‧‧x方向掃描電磁鐵

5‧‧‧y方向掃描電磁鐵

6‧‧‧射束能量測量裝置

7‧‧‧射束測量裝置

8‧‧‧射束偏向資訊測量裝置

10‧‧‧線量分布演算裝置

20‧‧‧資料庫

21‧‧‧假體

22‧‧‧治療計畫裝置

50‧‧‧粒子射線治療裝置

E(t)‧‧‧測量能量

Px(t)、Py(t)‧‧‧測量射束中心軸位置

Q(t)‧‧‧測量電荷數

△D_i‧‧‧線量分布差異

Claims (4)

1. 一種粒子射線治療裝置，係將粒子射線治療所需之線量分割成複數次而對照射對象賦予者，該粒子射線治療裝置係包括：粒子射束產生裝置，係產生粒子射線治療所需之能量之粒子射束；掃描裝置，係使前述粒子射束朝向相對於射束行進方向垂直之2方向偏向，並於前述照射對象之配置位置掃描前述粒子射束；射束輸送裝置，係將前述粒子射束輸送至掃描裝置；測量裝置，係測量由前述粒子射束產生裝置所產生之前述粒子射束的粒子射束資訊；以及線量分布演算裝置，係演算藉由前述粒子射束而賦予至前述照射對象之照射線量分布以及屬於照射線量分布與目標線量分布之差異之線量分布差異；前述粒子射束資訊係包含前述粒子射束之射束量、能量、以及射束中心軸位置；前述線量分布演算裝置係包括：射束資訊記憶部，係記憶由前述測量裝置所測量之測量粒子射束資訊；合計線量演算部，係依據前述測量粒子射束資訊，演算前述照射線量分布；以及計畫線量比較部，係演算前述線量分布差異；前述射束資訊記憶部係包括：測量能量記憶部，係將在複數個時刻測量前述粒子射束的能量所得之測量能量予以記憶；測量射束中心軸記憶部，係將在複數個時刻測量 前述粒子射束的射束中心軸位置所得之測量射束中心軸位置予以記憶；以及測量射束量記憶部，係將在複數個時刻測量前述粒子射束的射束量所得之測量射束量予以記憶；前述合計線量演算部係藉由在全部的時間區間將照射粒子數與單位粒子射線量相乘之時間區間線量予以加總，而演算前述照射對象的演算對象點之線量，其中，該照射粒子數係依據前述粒子射束資訊被測量之時間區間的相同區間中之前述測量能量及前述測量射束量而求得者，該單位粒子射線量為依據在前述時間區間的相同區間中之前述測量能量及前述測量射束中心軸位置而求得之由前述粒子射束中之一個粒子所賦予之線量；該粒子射線治療裝置係在第2次以後之治療照射中，依據治療計畫裝置所演算之包含將前述線量分布差異予以修正之修正射束量之控制資料而進行控制。
2. 如申請專利範圍第1項所述之粒子射線治療裝置，更包括：資料庫，係記憶有：比例係數，係對於前述粒子射束之射束量之粒子數的比；z方向線量分布，係前述粒子射束的行進方向之線量分布；x方向線量分布，係與前述粒子射束的行進方向垂直之x方向的線量分布；以及y方向線量分布，係與前述粒子射束的行進方向及前述x方向垂直之y方向的線量分布； 前述合計線量演算部係將從前述比例係數對應前述測量能量而選擇之選擇比例係數與前述測量射束能量相乘，而求出前述照射粒子數，在求取前述單位粒子射線量時，係藉由將以下線量相乘而求出前述單位粒子線量：從前述z方向線量分布對應於前述測量能量而選擇之選擇z方向線量；從前述x方向線量分布對應於前述測量射束中心軸位置之x方向的位置及前述測量能量而選擇之選擇x方向線量；以及從前述y方向線量分布對應於前述測量射束中心軸位置之y方向的位置及前述測量能量而選擇之選擇y方向線量。
3. 如申請專利範圍第2項所述之粒子射線治療裝置，其中，前述資料庫係記憶有屬於前述掃描裝置之前述粒子射束的前述x方向的偏向角之x方向偏向角，以及屬於前述掃描裝置之前述粒子射束的前述y方向的偏向角之y方向偏向角；前述合計線量演算部係在選擇前述選擇x方向線量時，依據從前述x方向偏向角對應於前述測量射束中心軸位置之前述x方向的位置及前述測量能量而選擇之選擇x方向偏向角，而演算x座標；並且從前述x方向線量分布選擇對應於前 述x座標之線量作為前述選擇x方向線量；前述合計線量演算部係在選擇前述選擇y方向線量時，依據從前述y方向偏向角對應於前述測量射束中心軸位置之前述y方向的位置及前述測量能量而選擇之選擇y方向偏向角，而演算y座標；並且從前述y方向線量分布選擇對應於前述y座標之線量作為前述選擇y方向線量。
4. 一種治療計畫修正方法，係修正粒子射線治療計畫者，該粒子射線治療計畫係將粒子射線治療所需之線量分割成複數次而藉由粒子射線治療裝置賦予照射對象之治療計畫，該治療計畫修正方法係包括以下步驟：治療資料測量步驟，係於複數個時刻測量前述粒子射線治療裝置所產生之粒子射束的粒子射束資訊，並收集測量粒子射束資訊；合計線量分布演算步驟，係依據前述粒子射束資訊被測量之每個時間區間之前述粒子射束資訊，演算由前述粒子射束對前述照射對象賦予之照射線量分布；線量分布差異演算步驟，係演算屬於前述照射線量分布與目標線量分布的差異之線量分布差異；以及治療計畫修正步驟，係演算將前述線量分布差異予以修正之修正射束量；前述粒子射束資訊係包含前述粒子射束之射束量、 能量以及射束中心軸位置；前述測量粒子射束資訊係包含測量射束量、測量能量以及測量射束中心軸位置；於前述合計線量分布演算步驟中，藉由在全部的時間區間將照射粒子數與單位粒子射線量相乘之時間區間線量予以加總，而演算前述照射對象的演算對象點之線量，其中，該照射粒子數係依據前述時間區間的相同區間中之前述測量能量及前述測量射束量而求得者，該單位粒子射線量為依據在前述時間區間的相同區間中之前述測量能量及前述測量射束中心軸位置而求得之由前述粒子射束中之一個粒子所賦予之線量。