TWI429465B - 粒子線治療裝置及粒子線治療裝置的照射線量設定方法 - Google Patents

Description

粒子線治療裝置及粒子線治療裝置的照射線量設定方法

本發明係關於照射粒子線進行癌之治療等之應用粒子線之粒子線治療裝置，特別是關於粒子線治療裝置的照射線量設定方法。

放射線之應用之一有癌之治療，最近，將質子線或碳線等粒子線照射在癌細胞來進行治療之粒子線治療受到重視。首先，說明照射粒子線使癌細胞死亡之粒子線照射之特性。當將各種放射線射束照射在人體之情況時，其放射線射束在體內之線量(dose：劑量)分布，係如第18圖所示地進行變化。如第18圖所示，在各種放射線之中，X線、γ線等之光子線，在接近身體之表面之部分，相對地線量成為最大，隨著離身體之表面的深度增加，其相對之線量降低。另一方面，質子線、碳線等粒子線在離開身體之表面較深之部分，成為於該等粒子停止之位置，亦即在該粒子線之全距(range)之前，相對線量成為尖峰值。該尖峰值稱為布拉格尖峰BP(Bragg Peak)。

將該布拉格尖峰BP照射在生長於人之臟器之腫瘤，來進行癌之治療者有粒子線癌治療方法。在癌以外亦可以用在治療身體之深部之情況。包含腫瘤之被治療部位一般稱為照射目標(TV)。布拉格尖峰BP之位置由被照射之粒子線之能量決定，能量越高之粒子線布拉格尖峰BP可以到達越深之位置。在粒子線治療時，需要使粒子線於應照射 之全體照射目標TV具有一樣之線量分布，為著要將該布拉格尖峰BP施加在照射目標TV之全體區域，需要進行粒子線之「照射體積之擴大」。

該「照射體積之擴大」在互相正交之X軸，Y軸，Z軸之3個方向實施。當以粒子線之照射方向作為Z軸之方向時，「照射體積之擴大」第1為在該X/Y軸方向進行照射區域之擴大者，在與深度方向正交之橫方向進行照射區域之擴大，所以稱為照射區域擴大。第2之「照射體積之擴大」在Z軸方向進行，稱為深度方向之照射體積擴大。

由於粒子線之照射方向之布拉格尖峰BP之寬度，比照射目標TV之深度方向之擴大狹窄，所以深度方向之照射體積擴大係為了將粒子線之照射方向之布拉格尖峰BP朝深度方向擴大而進行者。另一方面，一般而言用於利用加速器加速之粒子線之分布大小，比與該照射方向正交之方向之照射目標TV之尺寸小，所以橫方向之照射區域擴大係為了將布拉格尖峰BP之照射區域朝與該照射方向正交之方向擴大而進行者。對於該等之深度方向之照射體積擴大和橫方向之照射區域擴大之方法，至現在提案有各種之方法。最近受到重視之方法有掃描照射法(Scanning Irradiation)。

在掃描照射法中，以橫方向之照射區域擴大法而言，為使用下述方法：即使用被設在粒子線治療裝置之粒子線照射部之上游部分之偏向電磁鐵，使形成為細直徑之錐束(pencil beam)粒子線在XY面方向進行掃描，並使該粒子 線之照射位置隨著時間而移動，藉此來獲得寬廣之照射區域。在此種方法中，藉由使細直徑之錐束之相鄰之照射點適當地重疊，可以獲得一樣之線量分布。以錐束之掃描方法而言，有對時間進行連續性掃描之點線法(raster method)，對時間進行步進狀掃描之照點法(spot method)，或組合點線法和照點法之方法等。

以深度方向之照射體積擴大法而言，可使用控制從粒子線治療裝置照射之粒子線本身之能量之方法。在該方法中，藉由改變對粒子線加速之加速器之加速能量，來控制粒子線之能量，或是以橫切粒子線射束之方式，插入被稱為射程移位器(Range shifter)之器具，來改變粒子線之能量。另外亦有併用該等之加速器之控制和範圍移位器之方法。

在該深度方向之照射體積擴大法中，使該粒子線為具有預定強度之能量的射束，以一樣之線量在對照射目標TV之1個照射層照射該布拉格尖峰BP之後，使粒子線之能量改變，使布拉格尖峰BP照射在照射目標TV之下1個之照射層。藉由重複複數次此種操作，將粒子線之布拉格尖峰BP照射在複數層照射層，可以獲得在射束照射方向具有所希望之寬度之擴大布拉格尖峰SOBP(Spread Out Bragg Peak)。

組合以上之橫方向之照射區域擴大法和深度方向之照射體積擴大法之粒子線之照射方法有掃描照射法(Scanning Irradiation)。

在掃描照射法中，照射位置之目標之照射線量被設定在治療計劃中。照射區域之形狀或每一個照射位置之目標之照射線量隨每一個患者而異。在線量定義有物理線量和生物學之線量(亦稱為生物線量，實效線量)之2種。物理線量是施加在標的某一部分之每一質量之能量，單位為格雷(Gy)。相對與此，生物線量是根據物理線量考慮對細胞之生物之影響所決定之值，單位為等效格雷(GyE)。生物線量係以與例如利用細胞之生存率成為10%之鈷60之照射線量等效的線量為條件所定義之。在粒子線治療時，處方線量以生物線量定義。照射體積之擴大其目的是使照射效果均一，每一個患者之目標線量以生物線量分布定義。相對與此，施加線量測定所使用之線量監視器不能進行生物效應之計測，所以線量校正使用物理線量進行。

在粒子線治療中，需要按照治療計劃所設定之分布照射實際照射之粒子線之在照射目標TV之生物線量分布。另一方面，沒有在照射中直接測定照射目標TV之生物線量之方法。另外，即使在患部外，在照射中可以測定者只有物理線量。因此，變成需要一邊管理物理線量，一邊以按照治療計劃的方式照射該照射目標TV之生物線量。

因此，在照射前實施線量校正之步驟，但是在先前技術，是利用生物線量之深度方向分布的SOBP中心之1點進行線量校正。例如，在專利文獻1揭示「將標的分割成複數層，再決定每一層之照射量」，在專利文獻2揭示「將標的分割成複數層，以均一之方式決定各個層之照射量」。

在該等之專利文獻1與專利文獻2所記載之技術中，布拉格曲線之深度方向之變化激烈，所以會有由於設置線量計之場所之稍微之位置誤差，而在線量校正值產生大誤差之問題。以解決該問題之技術而言，在專利文獻3中記載有在布拉格曲線之尖峰形成平坦部，用來減小位置誤差之技術。

(先前技術文獻)

(專利文獻)

(專利文獻1)日本專利特開2004-358237號公報

(專利文獻2)日本專利特開平10-314323號公報

(專利文獻3)國際公開第2009/139043A1號

專利文獻1至3所記載之粒子線之照射方法均是關於使射束在橫方向擴大，在橫方向形成均一之線量分布而進行照射之寬射束照射法，並不是可以直接應用在使高斯(Gauss)分布之錐束重疊進行照射之掃描照射法之技術。

本發明之目的是在獲得一種於利用使高斯分布之錐束重疊進行照射之掃描照射法之粒子線治療裝置中，可以進行適當之線量校正之粒子線治療裝置。

本發明是一種粒子線治療裝置，具有：照射噴嘴，使粒子線成為錐束照射在照射目標，藉此在以粒子線之能量決定之照射目標之深度方向之位置，形成粒子線之最大吸 收區域之點，並使錐束在屬於與行進方向垂直之方向之橫方向移動，藉此使點之位置在橫方向移動，以將粒子線照射在照射目標；線量監視器，用來測定從照射噴嘴射出之粒子線之線量；治療計劃部，用來設定照射在照射目標之照射線量設定值；和治療控制部，具備有：能量設定控制器，用來設定粒子線之能量；射束掃描控制器，用來控制照射噴嘴；和照射線量控制器，根據線量監視器之測定值和利用治療計劃部所設定之照射線量設定值，控制照射在照射目標之照射線量；其中，治療計劃部，係以基準深度之吸收線量作為基準，保存預先準備之深度方向之吸收線量分布資料之PDD，並以基準深度之吸收線量作為基準，算出照射線量設定值，將其輸出到照射線量控制器，其中，該基準深度係為比布拉格尖峰位置偏向錐束射入側之預定位置。

另外，本發明之粒子線治療裝置的照射線量設定方法，包含有：保存步驟，以基準深度之吸收線量作為基準，保存粒子線之複數個能量中預先準備之屬於深度方向之吸收線量分布資料之PDD，其中，該基準深度係為比布拉格尖峰位置偏向錐束射入側之預定位置；和算出步驟，以基準深度之吸收線量作為基準，根據保存之PDD算出照射線量設定值。

在利用掃描照射法之粒子線治療裝置中，使用深度方向之吸收線量之變化較小之基準深度之吸收線量作為基 準，算出照射線量設定值，所以可以進行適當之線量校正。

實施形態1

第1圖是方塊圖，用來表示本發明之粒子線治療裝置之概略構造，第2圖是鳥瞰圖，用來表示全體粒子線治療裝置之概略構造。如第1圖和第2圖所示，本發明之粒子線治療裝置具備有粒子線產生部10、粒子線輸送部20、和2個粒子線照射部30等。在第2圖中所示者是具備有2個粒子線照射部者，但是粒子線照射部並不只限於2個，亦可以為1個或3個以上。在第1圖中為著簡化，顯示粒子線照射部30為1個者。從放射線安全管理等之運用上之狀況看，將粒子線產生部10和粒子線照射部30設置在具有遮蔽之個別之房間。粒子線輸送部20用來連結粒子線產生部10和各個粒子線照射部30。粒子線輸送部20具有粒子線輸送路21用來將在粒子線產生部10產生之粒子線射束輸送到粒子線照射部30。粒子線輸送部20具備有用以改變粒子線之方向之偏向電磁鐵50，構建成使粒子線通過真空導管內。粒子線照射部30構建成使粒子線PB照射在患者之照射目標TV。

粒子線產生部10具有射入器11和加速器12。射入器11產生質子束或碳束等粒子線。加速器12對在射入器11產生之粒子線進行加速，用來形成粒子線PB。加速器使用同步加速器或迴旋同步加速器等。在該加速器12電連接有治療控制部13所具備之能量設定控制器14。該能量設定 控制器14是將能量控制信號供給到加速器12，設定加速能量，然後設定和控制從加速器12射出之粒子線PB之能量者，成為控制深度方向之照射體積之擴大，亦即控制粒子線之深度方向之照射位置。該能量設定控制器14通常是利用接受自治療計劃部40之資料設定粒子線之能量者，進行控制成使深度方向互異之射程之複數層照射層重疊。在複數個照射層之每一層，使粒子線之能量變化，在粒子線之照射方向，亦即在Z軸方向形成擴大布拉格尖峰SOBP。治療控制部13具有照射線量控制器15，在治療時設定照射線量，控制粒子線產生部10或粒子線照射部30。

粒子線照射部30構成治療室。粒子線照射部30具有照射噴嘴31，治療台32，和定位裝置33。治療台32用來將患者保持仰臥位或座位之狀態，定位裝置33係使用於利用X射線攝影裝置等利用骨之定位或確認患部臟器之位置。照射噴嘴31將輸送到粒子線照射部30之粒子線PB作成錐束狀，朝向治療台32上之患者之照射目標進行照射。

第3圖表示從照射噴嘴31將形成錐束P之粒子線照射在被載置在治療台32之患者100時之樣子。如第3圖所示，照射噴嘴31係由未圖示之偏向電磁鐵等所構成，俾使射入之錐束P(主要為粒子線)在橫方向(亦即，垂直於射束行進方向Z之XY面)進行掃描。另外，利用用以監視(計數)粒子線之線量之線量監視器34監視照射線量，在監視器計數到之照射線量達到由照射線量控制部15所設定之 線量為止，使粒子線照射在患者100。線量監視器34之構成包含有：線量感測器341，由例如電離箱等構成；和資料處理部342等，資料處理部342係將以線量感測器341觀測到之電荷量變換成為脈波，對計數到之計數線量之資料進行處理。

在此，對點掃描照射法根據第4圖進行說明。第4圖(A)是示意地表示照射目標TV者，在此處假想為半球狀之照射目標TV。邊界層TVd成為該半球狀之照射目標TV之表面部分(邊界部分)。對於該半球狀之照射目標之全體區域，在深度方向(Z軸方向)係利用改變粒子線能量所致之照射體積擴大，在橫方向(X軸-Y軸方向)係利用以照射噴嘴31掃描粒子線所致之照射區域擴大，藉此施加粒子線之線量。在第4圖(A)中，以Zi表示之層用來表示以某一粒子線能量Ei照射之照射層(亦稱為slice：片層)，將粒子線能量變換成為比Ei小之Ei+1而照射之照射層係用Zi+1表示。以下，以利用某一粒子線能量Ei照射第4圖(A)所示之Zi層之情況為例進行說明。第4圖(B)是表示利用粒子線能量Ei照射Zi層的掃描照射法之錐束P之照射方法。

在第4圖(B)中，對錐束P之橫方向之X軸以X-X線表示，和該Y軸以Y-Y線表示。第4圖(A)所示之照射目標TV之邊界層TVd，在第4圖(B)中以大圓TVd表示，在該圓TVd之內部和一部分與該圓TVd重疊之複數個照射點，以實線之小圓S表示。以預定之射束直徑之錐束在各個點位 置，進行照射直至線量監視器34之計數值成為以照射線量控制部15所設定之目標之照射線量。利用照射噴嘴31使錐束偏向，用來使點位置移動。亦即，在某一點位置照射錐束直至目標之照射線量，在達到目標之照射線量之後，使照射噴嘴31內之掃描用偏向電磁鐵之激磁電流改變，使照射點S移動到相鄰之點位置，照射粒子線射束直至成為該點位置之目標之照射線量。重複此種動作，在第4圖(A)之Zi層之全體區域，亦即第4圖(B)之小圓所示之全部點位置，照射具有照射點S之直徑之錐束。

本發明提供關於該目標之照射線量之線量校正之方法，在掃描照射中，利用線量監視器34一邊管理物理照射線量一邊照射生物線量使照射目標TV之生物線量成為由治療計劃所決定之線量。

第5圖表示將本發明之線量校正應用在點掃描照射之情況時之概要。首先，作為患者體內之吸收線量分布之基礎資料者，係使用模擬患者體內之假構物(phantom：以下又稱為假體)，使錐束不在橫方向掃描，而取得在深度方向(亦即在射束進行方向)之分布，與屬於與射束行進方向垂直之方向(橫方向)分布之輻射源基礎資料，並將其保存在治療計劃部40(ST1)。另外，以下使用水假構物為例做為假構物進行說明。在此，關於輻射源基礎資料，在深度方向之比布拉格尖峰淺之深度、吸收線量之深度方向之變化較小且深度方向線量分布為平線區(plateau)部分之預定深度作為基準深度，保存基準深度之資料作為基準。其次， 如在第4圖所說明，對水假體進行點掃描照射，取得水假體中之基準深度之預定位置之線量，作為點掃描照射基礎資料地保存在治療計劃部40(ST2)。以上之步驟ST1，ST2可以就輻射源實施一次。

使用該等之輻射源基礎資料和點掃描照射基礎資料，從屬於對每個患者由治療計劃所給予之處方量之生物線量，算出該患者之治療時之掃描照射之各點之監視單元值(目標之物理線量，亦稱為照射線量設定值)(ST3)。這時，由於監視敏感度會有因時間經過而變化之虞，所以以例如每日定期性地進行監視敏感度校正(ST4)，然後進行從步驟ST3算出之監視單元值變換成為監視器預設值(ST5)。使用在步驟ST5換算後之監視器預設值，對患者進行各點之照射(ST6)。以下利用實施形態2至5來說明步驟ST1至ST5之詳細部分。

另外，在此是記載為點掃描照射法，但是亦可以使用就每一個點不遮斷射束之方法之點線法和照點法之組合方法實施，可以獲得同樣之效果。

實施形態2

第6圖至第10圖用來說明本發明之實施形態2之粒子線治療裝置之動作，亦即第5圖之步驟ST1之動作之輻射源基礎資料之取得和保存之詳細部分。第6圖是在實施形態2之第一階段所使用之裝置之主要部分之概略構造圖。在第6圖中其與第1圖相同之元件符號係表示相同或相等之部分。使來自照射噴嘴31之預定之射束直徑之錐束 P不掃描X或Y方向，而是照射在水假體60。在照射噴嘴31和水假體60之間配置有由電離箱構成之線量感測器341。在水假體60中之錐束P之照射位置設置平行平板型處理室61成為可以在錐束P之行進方向，亦即Z軸方向移動。利用靜電計610測定平行平板型處理室61之電荷量。第7圖擴大地表示平行平板型處理室61和錐束P之位置關係之影像立體圖。如第7圖所示平行平板型處理室61，大幅地大於具有橫方向分布之錐束P之射束直徑，使用錐束P之粒子可以全部通過之大小者。

利用第6圖之構造取得之資料之一例以第8圖表示。在該測定時，因為使平行平板型處理室61在Z方向，亦即在水假體60之深度方向移動用來取得資料，所以可以取得深度方向之吸收線量分布資料PDD(Percentage Depth Dose)。第8圖之橫軸例如為將水假體之水表面設為0之深度方向之距離Z，縱軸為各個距離中從平行平板型處理室61輸出之電荷量C和當時之線量感測器341之計數值(亦即線量監視器34之輸出Count)之比C/Count。以基準深度D0之值作為100%將該資料規格化，並將該已規格化之吸收線量分布資料輸入和保存在治療計劃部40。在此，雖設為是以基準深度D0之值作為100%將該資料規格化和儲存，但是不一定要規格化地保存，只要是以基準深度之值作為基準使各個距離之值可以比較地保存，亦可以使用任何之保存形式。

第8圖之吸收線量分布資料是改變錐束P之能量，以 複數之能量取得，並將以各個能量之基準深度作為基準之吸收線量分布資料保存在治療計劃部40。能量之範圍是從輻射源之最大能量到最小能量，在可使用在治療之能量範圍變化而取得。另外，改變能量之實施是藉由從第1圖之治療控制部13之能量設定控制器14將指令發送到加速器或粒子線照射部30。

以上之深度方向之吸收線量分布資料PDD亦可以從粒子之能量和照射目標或水等之假體之吸收線量率之資料等，利用模擬算出。亦即，只要預先利用測定或利用計算準備PDD，並以比所準備之PDD之布拉格尖峰位置偏向錐束之射入側之基準深度之吸收線量作為基準，來保存PDD即可。

在此，說明基準深度。基準深度最好設定在使深度方向之線量分布儘可能平坦之位置。在先前技術之線量校正時，一般之方法是著重在PDD之最大值，亦即吸收成為最大之布拉格尖峰BP之部分進行線量校正。但是，布拉格尖峰BP附近因為線量分布之變化較大，所以以該部分作為基準時會有誤差變大之疑慮。因此，在本發明中係將成為基準之位置之基準深度，設為從上述取得之複數個能量中之吸收線量分布資料中，在比布拉格尖峰BP淺之位置，吸收線量分布成為接近平坦狀態之位置。或是，基準深度最好是設在由於吸收線量分布之距離造成之變化在5%/mm以下，更好為2%/mm以下之成為預定之值以下之位置。通常，在越接近水表面之位置，變化越小，所以假如沒有水假體 等之測定裝置或處理室等測定上之限制時，最好設在深度5mm或10mm等之較淺位置。另外，在高能量變化小，但在低能量因為布拉格尖峰接近水表面，變化變大，所以從低能量之吸收線量分布決定基準深度非常重要。亦即，在所取得之複數個能量之PDD中，在最低能量之PDD中，由於吸收線量分布之距離造成之變化可以設在例如成為5%/mm以下，更好為2%/mm以下之預定之值以下之位置。

在掃描照射時，被照射之粒子線為錐束，在照射中為於橫方向(XY方向)具有大幅變化之分布，在布拉格尖峰附近於射束行進方向(Z方向)亦具有大幅變化之分布。如此，布拉格尖峰附近之照射中之吸收線量分布成為3次元地大幅變化之分布。相對於此在本發明中成為基準之位置，在基準深度附近，Z方向之分布成為平坦，所以Z方向之分布變化較小，成為只以2次元變化之吸收線量分布。依照此種方式，吸收線量分布之影響可以減少一次元為本發明之重點。

其次，作為實施形態2之第二階段係在輻射源之基礎資料中，取得不在XY方向掃描之利用錐束P的吸收線量之橫方向分布(OCR：Off Central axis Ratio)。取得橫方向分布之裝置之構造表示於第9圖。在第9圖中與第6圖相同之符號表示相同之部分。其與第6圖之構造之不同部分是水假體內之感測器從平行平板型處理室61改變成指尖型處理室62。指尖型處理室之電荷量利用靜電計620測定。平行平板型處理室61為全部錐束P通過之形狀，但是 指尖型處理室62係為比錐束小之形狀。例如錐束P之射束直徑為σ 5mm，指尖型處理室62之測定區域為半徑1mm，長度5mm。使該指尖型處理室62在某一深度Z之位置於XY方向移動，可以用來取得在該深度之XY2次元之線量分布。這時，以在該半徑1mm之方向移動之方式進行測定，可以用來提高解析能力。利用基準深度、布拉格尖峰位置、其他之複數個深度位置取得該測定。所取得之資料之概念表示於第10圖。第10圖(A)表示與第8圖相同深度方向之吸收線量分布，第10圖(B)表示在各個深度(Z)之位置，在各個深度取得之橫方向(X或Y)之分布。該資料亦經由改變能量而取得，各個能量中之以各個深度之橫方向分布之資料作為輻射源基礎資料之一個，將其保存在治療計劃部40。但是，使測定結果和高斯分布進行比較，在很相似之情況時，亦可以不是保存測定結果，而是保存理想之高斯分布。同樣地亦可以使用將2個或3個理想之高斯分布合成等之分布。該分布資料不是對本發明之線量校正之絕對值有效者，而是用於在治療計劃裝置內實施之線量分布之計算，影響很小。

利用以上之動作完成步驟ST1之輻射源基礎資料之取得和保存到治療計劃部40。

實施形態3

第11圖至第13圖用來說明本發明之實施形態3之粒子線治療裝置之動作，亦即第5圖之步驟ST2之動作，其中說明點掃描照射基礎資料之取得和保存之詳細部分。第 11圖是實施形態3中所使用之粒子線治療裝置之主要部分之概略構造圖。在步驟ST2，使錐束P進行掃描，利用設置在基準深度D0之預定位置之指尖型處理室62取得吸收線量資料。該測定之基準深度之面之點掃描照射之概念表示於第12圖。在該測定時，利用1個片層量之照射，亦即利用某1能量之照射，求得基準深度(plateau：平線區)部分之線量分布成為均一之條件。這時，所使用之能量是依在治療所使用之每一個能量來實施。當能量不同時，在水假體內之點直徑不同，成為均一之間距亦由於能量而不同，因通過線量感測器341之能量不同，而所獲得之測定結果(計數值)不同。另外，點之大小和間距用來決定各個能量成為基準者，使用該基準形成均一之線量分布。這時，不需要對整體照射區域形成均一線量分布，只要與指尖型處理室62比較時為很寬，且不會由於指尖型處理室62之位置誤差而發生測定誤差之條件，就不會有問題。以該條件而言，可以考慮例如掃描照射10cm×10cm之區域。亦即，以使第12圖之外周之四角所示之區域成為10cm×10cm之方式，使錐束P掃描地照射。在第12圖中圓形表示錐束之各個點。指尖型處理室62之處理室之位置，設置成為在該10cm×10cm之區域之中央。

各個點之照射量是照射至線量監視器34之計數值成為預定之值(稱為預設值)為止。亦即，各個點之預設值設定在相同之值，進行第12圖之範圍之照射。測定照射全部之點時之指尖型處理室62之測定值，亦即線量值Gy。這 時，即使預設值相同，在各個點實際照射之情況時之線量監視器34之計數值亦會有稍微不同。這是因為，對為預設值之指令值，例如由於各個點之照射完成後之射束之遮斷時間之變動等會產生誤差的關係。因此，取得各個點之線量監視器34之實際之計數值，算出該計數值之平均值Count。從該等之線量值Gy和平均計數值Count，算出基準深度之監視校正常數Gy/Count。以上之測定係與在步驟ST1取得之PDD之資料相同以各個能量進行，用來取得各個能量之基準深度之Gy/Count之資料。在此，設定當測定時所使用之能量中之基準能量，求得各個能量之Gy/Count和基準能量之Gy/Count之比。以該比作為各個能量之能量校正係數，將其保存在治療計劃部40。基準能量，例如只要設為最大能量即可。被保存在治療計劃部40之能量校正係數之一例表示於第13圖。

實施形態4

以上之實施形態2所說明之步驟ST1、和實施形態3所說明之步驟ST2係就輻射源實施一次，在治療計劃部40保存每一個能量之業已規格化之PDD之資料、和點掃描照射之各個能量之能量校正係數。在本實施形態4中說明步驟ST3，亦即說明使用被保存在治療計劃部40之PDD資料和能量校正係數，將照射在患者之患部之各個點之線量換算成為監視單元值(MU)之方法。從治療計劃部40將該監視單元值輸出到照射線量控制器15。

照射在患者之患部之線量，係依照治療計劃以生物線 量施加到每一個患者。在治療計劃部40保存有依照治療計劃所給予之生物線量作為資料，從該生物線量換算為各個點之物理線量，用來算出監視單元值。對於各個點之線量係變成由對全體患部的各個點之權重來指定，以各個點之權重分配給監視單元值，用來算出各個點之線量。在此各個點之權重設定成使全部之點之權重之合計成為1。

第14圖表示照射在患部時之概念。錐束P從患者之體表面102射入到體內，照射患部101。在治療計劃中，在患部101內設定有等角點103和線量指示點104。等角點103是患者定位時所用之幾何學之點，線量指示點104是施加照射患部之生物線量用之點。若患部為球形等，在任何剖面均成為閉合之面之形狀時，大多之情況是等角點103和線量指示點104成為一致。但是，在患部為中空形狀之情況時，等角點103不在患部內部，會有該點不能作為線量指示點之情況。線量指示點104之生物線量以單位GyE指定。

按每一個能量，成為該能量之布拉格尖峰之深度之患部，形成照射層(片層)，當改變能量時片層改變。在治療時之照射，於每一個片層，當線量監視器34之值達到與利用各個點指定之監視單元值(MU)相當之監視預設值時，為了進行下一個點之照射使錐束P往橫方向移動，依序地進行照射。在完成一個片層之照射後，改變粒子線之能量，進行下一個片層之照射。從最高能量的順序改變能量而進行照射之概念，表示於第14圖之右側。以最高能量之粒子 線照射之片層為片層1，照射作為點之點1至11，在片層1之全部之照射完成後，其次使能量稍微下降，照射片層2。在片層2照射點12至29，其次復使能量下降，照射片層3之點30至40。依照此種方式，在掃描照射時對每一個片層照射複數個點，但每一個點之監視單元值MU之指定，可指定該監視單元值MU其本身，或亦可以利用權重對合計監視單元值MU進行指定。

各個點之MU和權重依照以下之方式算出。各個點之MU從被保存在治療計劃部40之各個點位置之生物線量、能量校正係數、PDD算出。在此，點位置為布拉格尖峰之位置，亦即為PDD之尖峰位置，所以在各個能量，求得在PDD之尖峰位置之吸收線量Dp的基準深度之對吸收線量D0之比Dp/D0，以其作為深度係數。從以上之各個值利用式(1)算出各個點之MU。

在此，RBE為依照粒子線之種類決定之生物效應比。在此，該RBE包含點掃描照射之照射區域係數(由於不會因高斯分布的擴大就有助鄰接點之線量，且在照射區域較小之情況時，即使照射相同之線量，也因為吸收線量會變小，所以需要導入作為校正係數)。當可以算出全部之點之MU時，各個點之權重可以利用式(2)算出。該權重不是點之線量之權重，而是表示監視單元值MU之分配之權重。

以上述方式算出之監視單元值MU係由治療計劃部40所指定，但是該監視單元值MU在以基準能量、基準點間距進行1MU量之照射時，基準深度之線量被指定成為1cGy(毫格雷、0.01Gy)作為條件。

實施形態5

因為線量監視器34之敏感度會歷時產生變化，所以需要敏感度之校正。本實施形態5是線量監視器34之敏感度校正，亦即步驟ST4和ST5之實施形態。線量監視器之敏感度校正係定期地(例如每日地)實施。首先，在實施形態3所說明之步驟ST2，只取得關於基準能量之基準深度之監視校正常數Gy/Count之資料。其次，求得監視單元MU之基準之0.01Gy/MU和監視校正常數之比，用來算出監視校正係數。另外，一般之指尖型感測器是藉由進行校正用來保証絕對敏感度所使用者，在此指尖型感測器使用可以保証絕對敏感度之感測器。

實際進行治療之照射時，成為各個點之目標之照射線量設定值之各個點預設值是以利用式(3)所算出之監視校正係數，除從治療計劃部40指定之各個點之監視單元值(MU值)所獲得者，可以利用下列之式(4)換算(ST5)。

利用以上之方式，在治療計劃中對患部施加作為生物線量之照射線量，在實際之治療中不需要複雜之步驟而且可以以良好之精確度換算成為可以管理之線量監視之物理線量。另外，以式(4)求得之各個點之預設值作為照射線量設定值，從治療計劃部40輸出到照射線量控制部15，在患部之照射時的各個點之照射(ST6)中，照射線量控制部15進行控制成為在各個點之線量監視器34之計數值達到各個點之預設值時，而完成該點之照射。

實施形態6

1MU是在點之間距為基準間距之情況時，在基準深度之線量具有成為1cGy之線量監視之計數值。因此，在點之間距與基準間距不同之情況時，需要校正MU值。本實施形態6是關於在點之間距與基準不同之情況時之MU值之算出方法之實施形態。

第15圖表示點之間距不同之情況時之概念。第15圖(A)表示在基準間距，基準點大小之情況時之掃描照射時之線量分布之概念。第15圖(B)表示點大小不變，間距成為一半之情況時之線量分布之概念。因為間距成為一半，所以當掃描照射例如與實施形態3所說明之同一範圍10cm×10cm之區域時，照射點數成為4倍，照射之線量合計成為4倍，故Gy/Count成為以基準間距求得之Gy/Count之4 倍。因此，在實際之治療時，當點之間距成為基準間距之一半之情況時，MU值需要成為4分之1。

第15圖(C)表示點大小為基準點大小之2倍，點間距為基準間距之情況時之線量分布之概念。在此種情況時因為點數相同，所以Gy/Count成為與基準之情況相同。因此，在實際之治療時，即使只有點大小與基準不同，在間距為基準間距之情況時，不需要MU值之校正。

第15圖(D)表示點大小和間距均為基準之2分之1之情況時之線量分布之概念。在此種情況時，與第15圖(B)相同照射之點數成為基準之4倍，照射之線量合計成為4倍，所以Gy/Count成為以基準間距求得之Gy/Count之4倍。因此，在實際之治療時，當點之間距成為基準間距之一半之情況時，MU值需要成為4分之1。

依照上述之方式，當治療時，在以與基準之點間距不同之間距進行掃描照射之情況時，在治療計劃部40需要依照上述方式之點數對基準間距之照射之比，以點數之比除，用來進行MU值之校正。但是，間距需要以在照射區域中之線量分布成為均一之方式，對錐束P之射束直徑不能成為很大。

實施形態7

實施形態3至實施形態6所說明之實施形態是使本發明應用在使照射點步進狀地移動而進行照射的所謂點掃描照射。本發明除了點掃描照射外，亦可以應用在例如使錐束連續地移動而照射的所謂點線掃描照射。本實施形態7 是使本發明應用在點線掃描照射之情況之實施形態。

使本發明之線量校正應用在點線掃描照射之情況之概要表示於第16圖。首先，使用模擬患者體內之水假體等假體，作為患者體內之吸收線量分布之基礎資料，使錐束不在橫方向掃描，取得在深度方向，亦即射束行進方向之分布，或屬於射束行進方向之垂直方向之橫方向分布之所謂輻射源基礎資料，將其保存在治療計劃部40(ST1)。在此，輻射源基礎資料，以比深度方向之布拉格尖峰淺之深度，且吸收線量之深度方向之變化小，深度方向線量分布以平線區部分之預定深度作為基準深度，以基準深度之資料作為基準進行保存。該步驟ST1是使錐束不在橫方向掃描取得之資料，成為與實施形態2之詳細說明完全相同之步驟。

其次，如第17圖所示對水假體進行1個片層量之點線掃描照射，取得水假體中之基準深度之預定位置之線量，作為點線掃描照射基礎資料，將其保存在治療計劃部40(ST2)。以上之步驟ST1、ST2亦就輻射源實施一次即可。

使用該等之輻射源基礎資料和點線掃描照射基礎資料，從對每一個患者施加之治療計劃之處方量之生物線量，算出該患者治療時之點線掃描照射之照射線量設定值(ST13)。這時，監視器敏感度會有因歷時而變化之疑慮，所以例如每日定期地進行監視器敏感度校正(ST14)，然後校正在步驟ST13所算出之照射線量設定值，用來算出監視器敏感度校正後之照射線量設定值(ST15)。使用在步驟ST15所算出 之照射線量設定值，對患者進行點線掃描照射(ST16)。以下說明步驟ST12至ST15之詳細部分。

在步驟ST12之點線掃描照射基礎資料之取得以下面所述之方式進行。所使用之粒子線治療裝置之主要部分之概略構造，為與實施形態3所示之第11圖之構造相同。第17圖表示點線掃描照射基礎資料取得之概要。在第17圖中，圓形表示錐束之照射點，使該照射點連續地沿著箭頭之方向移動和進行照射。在第17圖中，從左上開始照射，使照射點朝向右方(X方向)移動，在照射區域之右端向下方向(Y方向)移動相當於1個點之距離(1間距量)，然後朝向左方移動地進行照射。使該動作重複進行，在照射點來到照射區域之左下端之位置時完成照射。在利用1次之掃描照射線量不足之情況時，亦可以重複複數次之以上之掃描。

在步驟ST12，使錐束P以上述之方式連續地掃描(點線掃描)，與第11圖同樣地，利用設置在基準深度D0之預定位置之指尖型處理室62，取得吸收線量資料。在該測定時利用1個片層量之照射，亦即利用某一能量之照射，用來求得基準深度部分之線量分布成為均一之條件。這時，所使用之能量為於治療所使用之每一個能量實施。當能量不同時水假體內之點直徑亦成為不同，成為均一之X方向之掃描速度或Y方向之間距亦由於能量而不同，或通過線量感測器341之能量不同，使所獲得之測定結果(計數值)成為不同。另外，點之大小和Y方向間距或X方向掃描速 度係以各個能量成為基準而決定，使用該基準形成均一之線量分布。這時，對全體照射區域不需要形成均一線量分布，只要與指尖型處理室62比較為充分地寬廣，且是不會由於指尖型處理室62之位置誤差而發生測定誤差之條件，則不會有問題。就該條件而言，例如可考慮掃描照射10cm×10cm之區域。亦即，使第17圖之外周之四角所示之區域成為10cm×10cm，以此方式使錐束P進行掃描和照射。第17圖中之圓形表示錐束之點。指尖型處理室62之處理室之位置成為設置在該10cm×10cm之區域之中央。

在點線掃描照射之情況時，對照射區域施加之線量，成為以X方向掃描速度(mm/sec)，除利用線量監視器觀測錐束之每單位時間之線量之電流值，或除從加速器射出之射束電流(A=C/sec)之值，成為與C/mm成正比例。因此，依照錐束之每單位時間之線量值，決定掃描速度，點線掃描照射上述之10cm×10cm之區域。測定照射全體區域時之指尖型處理室62之測定值，亦即測定線量值Gy。另一方面，從實際照射時之線量監視器34之每單位時間之計數值和掃描速度，求得C/mm之平均值。從該等之線量值Gy和平均值計數值C/mm，算出基準深度之監視校正常數Gy/(C/mm)。以上之測定是利用與在步驟ST1取得之PDD之資料相同之各個能量進行，取得各個能量之基準深度之Gy/(C/mm)之資料。在此，設定測定所使用之能量中之基準能量，求得各個能量之Gy/(C/mm)和基準能量之Gy/(C/mm)之比。該比作為各個能量之能量校正係數，與Gy/(C/mm)一起保存在 治療計劃部40。基準能量例如設為最大能量即可。

以上所說明之步驟ST1和步驟ST2係就輻射源實施1次，用來在治療計劃部40保存每一個能量之被規格化之PDD之資料、和點線掃描照射之各個能量之能量校正係數。其次，說明使用被保存在治療計劃部40之PDD之資料和能量校正係數，換算成為對患者之患部照射時之照射線量設定值之方法。從治療計劃部40對照射線量控制部15輸出該照射線量設定值。

在點線掃描照射亦是按每一個能量，於該能量之成為布拉格尖峰之深度之患部即變成照射層(片層)，當變化能量時就變化片層。在治療時之照射，係依每一個片層、照射位置，以使根據線量監視器34之值和錐束之掃描速度算出之值成為照射線量設定值C/mm之方式，使錐束往橫方向移動，進行照射。當完成一個片層之照射後，改變粒子線之能量，進行下一個片層之照射。依照此種方式，在點線掃描照射時，對每一片層使錐束連續地移動和照射，而這時之線量設定係利用照射線量控制部15設定成為照射線量設定值。在此，為著要控制照射線量成為照射線量設定值，例如只要控制從加速器輸出之粒子線之粒子數或錐束之掃描速度即可。另外，在點線掃描照射之情況，加速器最好使用迴旋同步加速器。

照射線量設定值C/mm從被保存在治療計劃部40之生物線量GyE、粒子線之生物效應比RBE、能量校正係數，PDD，Gy/(C/mm)算出。在此，因為照射位置是布拉格尖峰 之位置，亦即PDD之尖峰位置，所以在各個能量，求得PDD之尖峰位置之吸收線量Dp對基準深度之吸收線量D0之比Dp/D0作為深度係數，從RBE和Gy/(C/mm)算出。從以上之各個值，利用下列之式(5)算出照射體積TV內之各個照射位置之照射線量設定值C/mm(步驟ST13)。

由於線量監視器34之敏感度會歷時而變化，所以需要進行敏感度校正。線量監視器之敏感度校正(ST14)定期地，例如每日地實施。首先在步驟ST12，對基準能量只取得基準深度之監視校正常數Gy/(C/mm)之資料。其次，對於該基準能量使用基準深度之監視校正常數Gy0/(C/mm)，算出監視校正係數(ST14)。利用該監視校正係數對在步驟ST13算出之照射線量設定值C/mm進行校正，作為監視器之敏感度校正後之照射線量設定值(ST15)。使用該監視器之敏感度校正後之照射線量設定值，對患者進行點線掃描照射(ST16)。

利用以上之方式，在治療計劃中之作為生物線量對患部施加之照射線量，不需要複雜之步驟就可以換算成為在實際之治療時可以管理之線量監視器之物理線量或錐束之掃描速度，而且可以以良好之精確度換算。

1、2‧‧‧治療室

10‧‧‧粒子線產生部

11‧‧‧射入器

12‧‧‧加速器

13‧‧‧治療控制部

14‧‧‧能量設定控制器

15‧‧‧射束直徑控制器

20‧‧‧粒子線輸送部

30‧‧‧粒子線照射部

31‧‧‧照射噴嘴

32‧‧‧治療台

33‧‧‧定位裝置

34‧‧‧線量監視器

40‧‧‧治療計劃部

60‧‧‧水假體

61‧‧‧平行平板型處理室

62‧‧‧指尖型處理室

100‧‧‧患者

341‧‧‧線量感測器

342‧‧‧資料處理部

P‧‧‧錐束

PB‧‧‧粒子線

第1圖是方塊圖，用來表示本發明之粒子線治療裝置 之概略構造。

第2圖是鳥瞰圖，用來表示使用有本發明之粒子線治療裝置之概略全體構造之一例。

第3圖是概略方塊圖，用來說明利用有本發明之粒子線治療裝置之治療時之樣子。

第4圖是示意圖，用來說明掃描照射法。

第5圖是流程圖，用來表示本發明之粒子線治療裝置之照射線量設定方法。

第6圖是方塊圖，用來表示本發明之實施形態2之吸收線量分布測定所使用之裝置之主要部分之概略構造。

第7圖是概略立體圖，用來擴大表示第6圖之平行平板型處理室和錐束之位置關係之概念。

第8圖表示以第6圖之構造取得之資料之一例圖。

第9圖是方塊圖，用來表示本發明之實施形態2之錐束之橫方向線量分布測定所使用之裝置之主要部分之概略構造。

第10圖表示以第9圖之構造取得之資料之一例之影像。

第11圖是方塊圖，用來表示本發明之實施形態3所使用之裝置之主要部分之概略構造。

第12圖用來說明本發明之實施形態3之測定之概要。

第13圖表示利用本發明之實施形態3所算出之能量校正係數之一例。

第14圖表示利用本發明之粒子線治療裝置以掃描照 射法將粒子線照射在照射目標時之概念。

第15圖用來說明本發明之實施形態6之粒子線治療裝置之照射線量設定方法。

第16圖是流程圖，用來表示本發明之實施形態7之粒子線治療裝置之照射線量設定方法。

第17圖用來說明本發明之實施形態7之測定之概要。

第18圖表示將各種之放射線射束照射在人體之情況時的放射線射束在體內之線量分布。

10‧‧‧粒子線產生部

11‧‧‧射入器

12‧‧‧加速器

13‧‧‧治療控制部

14‧‧‧能量設定控制器

15‧‧‧照射線量控制器

16‧‧‧射束掃描控制器

20‧‧‧粒子線輸送部

21‧‧‧PB

30‧‧‧粒子線照射部

31‧‧‧照射噴嘴

32‧‧‧治療台

33‧‧‧定位裝置

40‧‧‧治療計劃部

Claims (12)

1. 一種粒子線治療裝置，具有：照射噴嘴，用以使粒子線成為錐束照射在照射目標，藉此在以上述粒子線之能量決定之上述照射目標之深度方向之位置，形成上述粒子線之最大吸收區域之點，並使上述錐束在屬於與行進方向垂直之方向之橫方向移動，藉此使上述點之位置在上述橫方向移動，而將上述粒子線照射在上述照射目標；線量監視器，用來測定從上述照射噴嘴射出之上述粒子線之線量；治療計劃部，用來設定照射在上述照射目標之照射線量設定值；和治療控制部，具備有：能量設定控制器，用來設定上述粒子線之能量；射束掃描控制器，用來控制上述照射噴嘴；和照射線量控制器，根據上述線量監視器之測定值和利用上述治療計劃部所設定之照射線量設定值，用來控制照射在上述照射目標之照射線量；其中，上述治療計劃部係以基準深度之吸收線量作為基準，保存屬於預先準備之深度方向之吸收線量分布資料之PDD，且以上述基準深度之吸收線量作為基準，算出上述照射線量設定值，將其輸出到上述照射線量控制器，其中，該基準深度係為比布拉格尖峰位置偏向上述錐束射入側之預定位置。
2. 如申請專利範圍第1項所述之粒子線治療裝置，其中，上述治療計劃部針對上述粒子線之複數個能量，保 存上述基準深度之吸收線量、和以上述基準深度作為基準之PDD。
3. 如申請專利範圍第2項所述之粒子線治療裝置，其中，將基準深度設定在上述PDD之深度方向之變化為5%/mm以下之位置。
4. 如申請專利範圍第1項所述之粒子線治療裝置，其中，上述治療計劃部，以基準深度之吸收線量作為基準，保存預先使用假體取得之屬於上述假體中之深度方向之吸收線量分布資料之PDD，並以上述基準深度之吸收線量作為基準，算出上述照射線量設定值，將其輸出到上述照射線量控制器，其中，上述基準深度係為比上述假體中之布拉格尖峰位置偏向上述錐束射入側之預定位置。
5. 如申請專利範圍第2項所述之粒子線治療裝置，其中，上述治療計劃部係預先針對上述粒子線之複數個能量，使用屬於在假體中使上述錐束遍及預定範圍地移動和照射時之測定值之上述基準深度之全部吸收線量值和上述線量監視器之全部測定值，使每一個能量之上述全部吸收線量值和上述全部測定值之比，依照上述複數個能量中之成為基準之基準能量中之上述全部吸收線量值和上述全部測定值之比，進行規格化，藉此算出上述每一個能量之能量校正係數，並使用該能量校正係數算出上述照射線量設定值。
6. 如申請專利範圍第5項所述之粒子線治療裝置，其中，上述照射噴嘴係構建成使上述錐束在上述橫方向 步進狀地移動，藉此使上述點之位置在上述橫方向步進狀地移動，以使上述粒子線照射在上述照射目標之複數個點位置，且上述治療計劃部係保存在上述複數個之各個點位置之生物線量資料，並使用屬於粒子線之生物效應比之RBE、和上述經規格化之PDD之在布拉格尖峰位置之吸收線量對基準深度之吸收線量之比之深度係數，利用各個點MU=該點位置之生物線量/(RBE×深度係數×能量校正係數)之式算出屬於在各個點之監視單元值之各個點MU。
7. 如申請專利範圍第6項所述之粒子線治療裝置，其中，上述治療計劃部係在預定之時點，使用於假體中使上述基準能量之上述錐束遍及預定範圍地步進狀移動和照射時之測定值之上述基準深度之全部吸收線量值和上述線量監視器之全部測定值，求得屬於上述基準深度之全部吸收線量值和上述線量監視器之全部測定值之比之監視校正常數，從該監視校正常數算出監視校正係數，從該監視校正係數和上述各個點MU算出上述每一個點之照射線量設定值。
8. 一種粒子線治療裝置的照射線量設定方法，係使粒子線成為錐束地照射在照射目標，藉此在以上述粒子線之能量決定之上述照射目標之深度方向之位置，形成屬於上述粒子線之最大吸收區域之點，並使上述錐束在屬於與行進方向垂直之方向之橫方向移動，藉此使上述點之位置在上述橫方向移動，以算出使上述粒子線照射在上述 照射目標之掃描照射時之照射線量設定值；該照射線量設定方法包含：保存步驟，係以基準深度之吸收線量作為基準，保存屬於上述粒子線之複數個能量中預先準備之深度方向之吸收線量分布資料之PDD，其中，該基準深度係為比布拉格尖峰位置偏向上述錐束射入側之預定位置；和算出步驟，係以上述基準深度之吸收線量作為基準，根據所保存之PDD算出上述照射線量設定值。
9. 如申請專利範圍第8項所述之粒子線治療裝置的照射線量設定方法，包含有：取得步驟，係使用假體，在上述粒子線之複數個能量中，取得屬於該假體中之深度方向之吸收線量分布資料之PDD。
10. 如申請專利範圍第8項所述之粒子線治療裝置的照射線量設定方法，包含有：針對上述粒子線之複數個能量，取得使上述錐束在假體中遍及預定範圍移動並照射時之上述基準深度之全部吸收線量值，並使每一個能量之上述全部吸收線量值和測定上述錐束之粒子線之線量之線量監視器之全部測定值之比，依照上述複數個能量中之成為基準之基準能量之上述全部吸收線量值和上述全部測定值之比，進行規格化，以算出上述每一個能量之能量校正係數的步驟。
11. 如申請專利範圍第10項所述之粒子線治療裝置的照射線量設定方法，包含有： 算出步驟，係在上述掃描照射為使上述錐束在上述橫方向步進狀地移動，藉此使上述點之位置在上述橫方向步進狀地移動，以將上述粒子線照射在上述照射目標之複數個點位置的掃描照射中，使用各個點位置之生物線量、屬於生物效應比之RBE、以上述基準深度之吸收線量作為基準所保存之PDD中之布拉格尖峰位置之吸收線量對基準深度之吸收線量之比之深度係數、和上述能量校正係數，利用各個點MU=該點位置之生物線量/(RBE×深度係數×能量校正係數)之式算出屬於上述複數個之各個點之監視單元值之各個點MU。
12. 如申請專利範圍第11項所述之粒子線治療裝置的照射線量設定方法，包含有：算出步驟，係利用在預定之時點，在假體中使上述基準能量之上述錐束遍及預定範圍地步進狀移動並照射時之上述基準深度之全部吸收線量值和上述線量監視器之全部測定值之比之監視校正常數，算出監視校正係數，並從該監視校正係數和上述各個點MU算出上述每一個點之照射線量設定值。