WO2011125238A1 - モニタリング装置、モニタリング方法、放射線治療システム及びファントム - Google Patents

モニタリング装置、モニタリング方法、放射線治療システム及びファントム Download PDF

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WO2011125238A1
WO2011125238A1 PCT/JP2010/062800 JP2010062800W WO2011125238A1 WO 2011125238 A1 WO2011125238 A1 WO 2011125238A1 JP 2010062800 W JP2010062800 W JP 2010062800W WO 2011125238 A1 WO2011125238 A1 WO 2011125238A1
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dose
radiation
patient
differential
absorbed
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PCT/JP2010/062800
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章吾 山田
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国立大学法人東北大学
ワイズ・ソリューション株式会社
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    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1048—Monitoring, verifying, controlling systems and methods
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1048—Monitoring, verifying, controlling systems and methods
    • A61N5/1049—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for verifying the position of the patient with respect to the radiation beam
    • A61N2005/1054—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for verifying the position of the patient with respect to the radiation beam using a portal imaging system
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    • A61N2005/1076—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for testing, calibrating, or quality assurance of the radiation treatment apparatus using a dummy object placed in the radiation field, e.g. phantom
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    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1042—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy with spatial modulation of the radiation beam within the treatment head

Definitions

  • the present invention relates to a monitoring device, a monitoring method, a radiotherapy system, and a phantom that can monitor a dose in a patient during radiotherapy without invading the patient.
  • High-energy X-ray treatment includes stereotactic radiotherapy (SRT) that performs pinpoint radiotherapy, and irradiation with unevenness along the contour of the cancer three-dimensionally by changing the dose intensity within the same irradiation field.
  • SRT stereotactic radiotherapy
  • IMRT Intensity-modulated radiotherapy
  • the radiation dose in the patient's body is calculated by a treatment planning computer and verified by using a simulated phantom using a dosimeter, film, or thermofluorescence dosimeter (TLD) element. It is.
  • TLD thermofluorescence dosimeter
  • Patent Documents 1 to 3 The most accurate way to know the actual dose in the body is to implant a dosimeter into the body. In order to actually measure the amount of absorbed radiation in the body, a body-insertable in-vivo absorbed radiation dosimeter is required (for example, see Patent Documents 1 to 3).
  • Patent Document 1 and Patent Document 2 an in-vivo dosimeter of Cysell Technologies is disclosed.
  • Patent Document 3 discloses “an implantable real-time micro dosimeter device and measurement method”.
  • any of the methods disclosed in Patent Documents 1 to 3 is a method of inserting a foreign substance called a dosimeter into the body by an invasive method for a patient such as surgery or insertion into the body. There is a problem that will be necessary.
  • a counter plate provided with a radiation detector is arranged, and it is described that the dose distribution is calculated and displayed by the output of the radiation detector.
  • the irradiation field and direction from various directions are detected, and the intersection of each irradiation field is connected to create a three-dimensional dose distribution map.
  • the three-dimensional irradiation range can be displayed, but the actual absorbed dose in the body cannot be displayed. That is, in the radiotherapy apparatus of Patent Document 4, the detector installed on the opposing plate provided on the opposing surface of the radiotherapy generator is a mere detector for confirming the radiation treatment irradiation field, It cannot be displayed. Therefore, the dose inside the body cannot be confirmed.
  • An object of the present invention is to provide a monitoring device, a monitoring method, a radiotherapy system, and a phantom that can monitor the absorbed dose in a patient during radiotherapy without invading the patient.
  • the radiation dose is irradiated under the same condition as the treatment plan in the absence of a patient on the bed before radiation treatment and transmitted through the bed.
  • a storage device for storing pre-treatment dose data; differential dose calculation means for calculating a differential dose which is a difference between the dose of radiation transmitted through the patient and the bed and the pre-treatment dose data; and the differential dose Absorption for calculating the absorbed dose of radiation in each part of the patient's body by applying the absorbed dose attenuation rate of the radiation in each part of the patient's body obtained using the phantom to the differential dose calculated by the calculation means
  • the dose is irradiated by treatment. Determining the appropriateness of radiation dose are, and a judging means for outputting a determination result.
  • the present invention it is possible to monitor the dose in the patient body during radiation therapy without invading the patient.
  • FIG. 1 is a schematic partial configuration diagram of a radiotherapy system according to an embodiment of the present invention.
  • the block block diagram of the radiotherapy system which concerns on embodiment of this invention.
  • the block block diagram of the monitoring apparatus which concerns on embodiment of this invention.
  • An example of the pattern block diagram ((a) plane shape, (b) phase shape) of the dosimeter applied to the radiotherapy system which concerns on embodiment of this invention.
  • the schematic block diagram explaining the method to measure the permeation
  • FIG. 8 (a) The schematic diagram which shows the relationship between the absorbed dose percentage which uses the energy E of X-rays as a parameter, and the depth of water.
  • Radiotherapy system As shown in FIG. 1, in the radiotherapy system 1 according to the embodiment of the present invention, radiation (X-rays) is applied to a human body (patient) P placed on a bed 12 from a radiation source S of an irradiation unit 11 for radiotherapy. ). At this time, in the radiotherapy system 1, the dosimeter 13 measures the X-ray dose transmitted through the human body P and the appendages such as the bed 12 and the fixture 15, and the absorbed dose of X-rays in the patient body during the radiotherapy. Can be monitored.
  • X-rays X-rays
  • the radiation therapy system 1 includes a irradiation unit 11, a bed 12, a dosimeter 13, and a distance measurement unit that measures the distance between the radiation source S of the irradiation unit 11 and the human body P. 14 and a monitoring device 100 that executes a monitoring process of the absorbed dose of X-rays in the patient body during radiotherapy.
  • the treatment plan computer 2 that executes processing related to the treatment plan
  • the X-ray simulator 3 that executes simulation of X-ray irradiation
  • the X-ray CT simulator 4 that executes simulation of X-ray CT
  • the display 5 on which the processing result and the processing result in the monitoring device 100 are displayed, the absorbed dose processing device 7 for providing the monitoring device 100 with data used for obtaining the attenuation rate of the X-ray dose in the body, and the monitoring device 100
  • a treatment plan correction computer 8 for correcting the treatment plan according to the processing result is connected.
  • the X-ray CT simulator 4 includes an X-ray cone beam simulator for executing a simulation of the X-ray cone beam CT.
  • the treatment plan computer 2 stores treatment plan data including, for example, basic information about the patient, data about the patient's past treatment, various image data, and all prescription data about radiation treatment.
  • the radiotherapy is executed by controlling each unit such as the irradiation unit 11 using the prescription data of the treatment plan data.
  • the treatment plan data may be stored in an external storage device that can be written and read by the treatment plan computer 2 in addition to being stored in the storage device inside the treatment plan computer 2.
  • the irradiation unit 11 and the distance measurement unit 14 are disposed at one end of the radiation therapy apparatus unit 10, and the radiation source S and the treatment site of the human body P of the irradiation unit 11 are disposed at the other end.
  • a dosimeter 13 is disposed on the central axis II to be connected so as to face the irradiation unit 11, and the irradiation unit 11, the distance measurement unit 14, and the dosimeter 13 are integrated.
  • the radiotherapy apparatus unit 10 is configured such that a central axis II is rotatable by 360 degrees about a human body P arranged on a bed 12.
  • the irradiation unit 11 includes a linear accelerator (not shown) called a linac (linear accelerator) and a multi-leaf collimator 111, and dynamically processes an X-ray irradiation field emitted from the linac by the multi-leaf collimator 111. be able to.
  • a linear accelerator not shown
  • linac linear accelerator
  • multi-leaf collimator 111 dynamically processes an X-ray irradiation field emitted from the linac by the multi-leaf collimator 111.
  • the dosimeter 13 measures the X-ray dose emitted from the irradiation unit 11 and transmitted through the human body P and the appendages such as the bed 12 and the fixture 15.
  • the dosimeter 13 is configured by arranging a plurality of ultra-fine dosimeters (pixels are represented by Cij) in a two-dimensional matrix.
  • dosimeters are arranged in a two-dimensional matrix structure on the XY plane.
  • the dosimeter 13 may be a flat plate as shown in FIG. 3 (a), or an X-ray as shown in FIG. 3 (b) as the opposite surface of Tomotherapy, which is a radiotherapy apparatus dedicated to IMRT. It may be a curved surface having the same circumference as the rotation axis.
  • the ultra-small dosimeter is made of a semiconductor crystal such as CdTe (Cadmium Telluride), silicon (Si), germanium (Ge), mercuric iodide (HgI2), cadmium zinc telluride (CdZnTe), gallium arsenide (GaAs). It is formed by a diode having a rectifying action such as a Schottky junction or a pn junction.
  • the dosimeter 13 may be configured by arranging MOSFET dosimeters using insulated gate field effect transistors (MOSFETs: Metal-Oxide-Semiconductor-Field-Effect-Transistor) in a two-dimensional matrix.
  • MOSFETs Metal-Oxide-Semiconductor-Field-Effect-Transistor
  • the pixel may be formed as a one-transistor-one capacitor structure in which the X-ray detection diode is connected to the source / drain electrodes of the MOSFET.
  • a pixel having an amplification function may be formed for each pixel as a one-transistor structure in which the above-described X-ray detection diode is connected to the gate electrode of the MOSFET.
  • CMOS complementary MOS
  • the distance measuring unit 14 measures the distance between the source skin (SSD: source (skin distance), which is the distance between the source (S of the irradiation unit 11) and the skin (human body P), for example, infrared rays. .
  • the absorbed dose processing device 7 includes water absorption dose attenuation rate data 71, which is a relationship between the depth of water and the rate of attenuation of X-ray dose in water (water absorption dose attenuation rate), the depth of the tissue constituting the human body P, and the human body P.
  • a registration means 73 for registering the phantom data 72 using.
  • the water absorbed dose attenuation rate data 71 is a curve (water absorbed dose attenuation rate) representing the relationship between the water absorbed dose attenuation rate (the rate of X-ray attenuation by water) and the water depth. Curve).
  • the absorbed dose processing device 7 inputs the water absorbed dose attenuation rate data 71 via an input device or a communication device (not shown) and stores it in the storage device 70.
  • E1 ⁇ E2 E1 ⁇ E2
  • the energy E of X-rays is used as a parameter.
  • the depth of water corresponds to the penetration depth from the surface of the human body P when the human body P is assumed to be a medium equivalent to water.
  • the water absorption dose attenuation rate mainly depends on the X-ray energy E, and the penetration depth tends to increase as the X-ray energy E increases.
  • the attenuation rate of absorbed dose differs depending on the size of the irradiation field, the shape of the irradiation field, and the density of the tissue of the human body P as a patient, in addition to the energy of the irradiated X-rays.
  • the human body P is not composed of only a substance equivalent to water. That is, the human body P is formed by various tissues such as skin, fat, blood vessels, bones, and internal organs. Comparing the density of these tissues, the density of internal organs other than the lungs, skin, fat, blood, etc. is almost the same as the density of water, but the density of bones and lungs is different from the density of water.
  • the energy of X-rays is sufficiently high, so the attenuation rate of the X-ray dose in the internal organs, skin, fat, and blood vessels other than the lungs of the human body P may be regarded as almost the same as that of water.
  • the attenuation rate of X-ray dose in bone and lung is different from that of water. Therefore, the water absorption dose attenuation rate data 71 shown in FIG. 6 cannot be the attenuation rate of the X-ray dose in the human body P that is a patient.
  • the size and positional relationship of the tissues constituting the human body P are different for each patient. Further, the energy of X-rays irradiated from the irradiation unit 11 is different for each apparatus (for each radiation therapy system 1). Therefore, in the monitoring apparatus 100, the attenuation rate of the absorbed dose depends on the X-ray energy by the irradiation unit 11, the size of the irradiation field, the shape of the irradiation field, and the absorption rate of the tissue of the human body P (the lung, bone, etc.). In order to obtain the attenuation rate of the X-ray dose, the value (phantom data 72) obtained using the phantom 6 is used.
  • the phantom 6 has, for example, a structure in which a rectangular parallelepiped is divided into three regions.
  • the phantom 6 includes a water density substance built-in portion 61 that is a region containing water or a substance equivalent to water density, and a bone density substance built-in portion 62 that is a region containing a substance equivalent to bone density.
  • a lung density substance built-in portion 63 which is a region containing a substance equivalent to the lung density.
  • a plurality of minute dosimeters 64 indicated by Dij are provided in each part of the water density substance built-in part 61, the bone density substance built-in part 62, and the lung density substance built-in part 63.
  • X-ray doses at various depths with various tissue densities can be acquired by one irradiation.
  • a difference in attenuation rate when compared with water and tissue (lung, bone, etc.) having a density different from that of water can be obtained as a coefficient.
  • the signal Sij obtained from each dosimeter 64 can be taken out from each dosimeter 64 via wiring or as a radio signal.
  • the dosimeter 64 may be a dosimeter corresponding to one pixel Cij of the dosimeter 13 described above with reference to FIG. 3, or an area corresponding to a plurality of pixels in order to obtain a desired detection sensitivity. It may be a dosimeter having
  • the dosimeter 64 may be a real-time micro dosimeter developed by the present inventors and capable of measuring the radiation dose in real time.
  • This real-time micro dosimeter is disclosed in Japanese Patent No. 3950977 (Japanese Patent Laid-Open No. 2006-10516).
  • the structure of the phantom 6 is not limited to the above-mentioned rectangular parallelepiped structure, and may have a human body shape or an arbitrary shape, for example.
  • the divided areas are not limited to three, and may be further divided into a large number of areas and a plurality of minute dosimeters may be embedded.
  • a phantom containing a substance equivalent to the metal density in which the dosimeter is implanted may be used.
  • the registration means 73 uses the value acquired from each dosimeter 64 of the phantom 6 and uses the coefficient of the difference in dose attenuation rate due to the depth compared to the water equivalent material for each tissue such as bone and lung that constitutes the human body P ( (Tilt) is obtained and stored in the storage device 70 as phantom data 72. This coefficient is used as a value for correcting the difference in attenuation rate due to the difference in tissue density.
  • the registration means 73 registers the typical X-ray energy, the representative irradiation field size, and the representative irradiation field shape data used in the radiation therapy system 1 as the phantom data 72, thereby making the same.
  • the present invention can be applied to monitoring of the internal radiation dose of various radiotherapy apparatuses with X-ray energy.
  • the monitoring apparatus 100 acquires a dose SSD 101 that acquires an X-ray dose from the dosimeter 13 and stores it in the storage device 120, and acquires the distance SSD from the distance measurement unit 14 and stores the storage device 120.
  • the monitoring apparatus 100 includes a pretreatment dose data 121 acquired before the treatment by the dose acquisition unit 101 and a treatment dose acquired when the human body P is irradiated with radiation by the dose acquisition unit 101.
  • the X-ray dose measured in real time by the dosimeter 13 is acquired in real time or periodically (for example, every few seconds), and the coefficient regarding each tissue obtained by using the value obtained from the phantom 6 is obtained.
  • the absorbed dose of each part of the human body P which is a patient can be monitored in real time or periodically.
  • the dose acquisition means 101 irradiates X-rays to the fixture 15 and the ancillary devices such as the bed 12 for fixing the patient under the same conditions as the treatment plan (same irradiation field, irradiation angle, dose intensity, etc.) before the radiation treatment. Then, the measurement result of the transmitted dose is acquired from the dosimeter 13 and stored in the storage device 120 as pretreatment dose data 121. Further, the dose acquisition means 101 acquires the transmitted dose of the human body P and various attachments from the dosimeter 13 when the human body P is irradiated with radiation, and stores it in the storage device 120 as the treatment dose data 122.
  • the distance acquisition means 102 acquires the source skin distance SSD between the radiation source 11 of the irradiation unit 11 and the human body P as a patient from the distance measurement unit 14 when the human body P is irradiated with radiation, and stores it as distance data 123. 120 is stored.
  • Before treatment (A) Specifically, in the radiotherapy system 1, before the treatment, as shown in FIG. 4, with the fixture 15 placed on the bed 12, the X-ray 200a is transmitted from the irradiation unit 11a to the actual treatment.
  • the dose of X-rays irradiated under the same conditions (irradiation field, irradiation angle, dose intensity, etc.) and transmitted through an attachment such as the fixture 15 and the bed 12 is measured by a dosimeter 13A.
  • the dose acquisition unit 101 stores the dose of each pixel Cij in the storage device 120 as pretreatment dose data 121.
  • the output dose of the irradiation unit 11 at this time may be a minimum value that can be measured without error by the dosimeter 13A.
  • the radiotherapy system 1 rotates the irradiation unit 11a and the dosimeter 13A by the same angle as the actual treatment.
  • the irradiation unit at the rotated position is indicated by 11b and the dosimeter is indicated by 13B, which are the same as the irradiation unit 11a and the dosimeter 13A, respectively.
  • the radiotherapy system 1 is configured so that the X-ray 200b is emitted from the irradiation unit 11b under the same conditions as the actual treatment (irradiation field,
  • the dose of X-rays irradiated at an irradiation angle and dose intensity) and transmitted through an attachment such as the fixture 15 and the bed 12 is measured by a dosimeter 13B.
  • the dose is measured for each pixel Cij, and the dose acquisition unit 101 stores the dose of each pixel Cij in the storage device 120 as the pretreatment dose data 121 simultaneously with the rotation angle of the irradiation unit 11b. .
  • the dose acquisition means 101 uses the dose of each pixel Cij that has passed through the attachments such as the bed 12 and the fixture 15 together with the data such as the shape of the irradiation field, the irradiation angle, and the dose intensity for all the irradiation fields.
  • the data 121 is stored in the storage device 120.
  • the total irradiation field refers to a set of irradiation fields from each direction in which X-rays transmitted by rotating the irradiation unit 11a and the dosimeter 13A of the radiotherapy system 1 are measured by the dosimeter 13B.
  • FIG. 4 shows an irradiation field from two directions of X-rays 200a and 200b. Since the radiotherapy apparatus unit 10 can rotate within a range of 360 degrees, it is possible to select a plurality of irradiation fields by selecting a plurality of X-ray irradiation directions. In the case of rotational irradiation, an irradiation field at a certain angle can be selected, and all of the selected irradiation fields at a plurality of angles are all irradiation fields.
  • the radiation therapy system 1 rotates the irradiation unit 11a, the dosimeter 13A, and the distance measurement unit 14a.
  • the irradiation unit at the rotated position is indicated by 11b, the dosimeter 13B, and the distance measurement unit 14b, but the irradiation unit 11a, the dosimeter 13A and the distance measurement are respectively shown. It is the same as the part 14a.
  • the radiation therapy system 1 irradiates the patient with the X-ray 200 b from the irradiation unit 11 b in a state where the patient P fixed by the fixing tool 15 is placed on the bed 12.
  • X the dose of X-rays that have passed through attachments such as P, the fixture 15 and the bed 12 are measured by a dosimeter 13B.
  • the dose is measured for each pixel Cij, and the dose acquisition unit 101 stores the dose of each pixel Cij in the storage device 120 as the treatment dose data 122 simultaneously with the rotation angle of the irradiation unit 11b. .
  • the step of rotating the irradiation unit 11a, the dosimeter 13A, and the distance measurement unit 14a, and the dose of X-rays transmitted through an appendage such as the patient P, the fixture 15, and the bed 12 The steps of measuring with the dosimeter 13B and measuring the distance SSD with the distance measuring unit 14b are repeated.
  • the dose acquisition unit 101 transmits each pixel transmitted through an appendage such as the patient, the bed 12 and the fixture 15 together with data such as the shape, irradiation angle, and dose intensity of the irradiation field for all irradiation fields subjected to radiation therapy.
  • the Cij dose is stored in the storage device 120 as treatment dose data 122.
  • the output dose of the irradiation unit 11 when acquiring such verification data may be a minimum necessary value that allows the dosimeter 13 to measure the transmitted dose without error.
  • the absorbed dose attenuation rate calculating means 105 receives the water absorbed dose attenuation rate data 71 and the phantom data 72 from the absorbed dose processing device 7 and CT which has been imaged in advance under the same conditions (the same patient and the same body position) as the radiotherapy. Input image data.
  • the absorbed dose attenuation rate calculation means 105 in the body uses the input water absorption dose attenuation rate data 71, phantom data 72, and CT image data to connect the radiation source S and each pixel Cij of the dosimeter 13 to a human body P on a straight line.
  • the attenuation rate of the X-ray dose is obtained as in-vivo absorbed dose attenuation rate data 126 and stored in the storage device 120.
  • the CT image data used by the in-vivo absorbed dose attenuation rate calculating means 105 is data displayed as an example shown in FIG. As described above, the CT image data is captured in advance and stored in the treatment planning computer 2, and the absorbed dose attenuation rate calculating means 105 acquires the CT image data from the treatment planning computer 2.
  • points A and B are the skin that is the surface of the human body P existing on a straight line connecting S of the irradiation unit 11 that is a radiation source and one pixel Cij of the dosimeter 13. Indicates the position. Since the CT image data is taken under the same conditions as the X-ray treatment, by using this CT image data, the type, arrangement, distance, etc. of each tissue constituting the human body P (the density of each Ci point, The distance between point A and point B, the distance between point A and each Qi point, etc.) can be specified.
  • the absorbed dose attenuation rate calculating means 105 sets a plurality of Qi points on a straight line connecting the point A where the radiation is incident and the point B where the radiation is transmitted from the CT image data.
  • the Qi points for example, a method of arranging a predetermined number of Qi on one straight line at equal intervals, or a method of arranging Qi points at predetermined intervals from the point A can be considered.
  • the absorbed dose attenuation rate calculating means 105 extracts the absorbed dose attenuation rate from the absorbed dose attenuation rate data 71 in the case of the CT depth T specified by the distance from the A point for each defined Qi point. To do.
  • the coefficient extracted here is a value for correcting a difference in attenuation rate due to a difference in tissue density.
  • the absorbed dose attenuation rate calculating means 105 identifies the density and depth of each Qi point, and extracts a coefficient corresponding to the corresponding density and depth from the phantom data 72. Thereafter, the absorbed dose attenuation rate calculating means 105 calculates the product of the water absorbed dose attenuation rate extracted from the water absorbed dose attenuation rate data 71 and the coefficient extracted from the phantom data 72 for each Qi point. As shown in the example (internal absorption dose attenuation rate curve) shown in FIG. 8B, the internal absorption dose attenuation rate data 126 for the human body P as a patient is obtained and stored in the storage device 120. .
  • the differential dose calculation means 106 obtains a differential dose that is the difference between the pre-treatment dose data 121 and the treatment dose data 122 and stores it in the storage device 120 as the differential dose data 127.
  • the pre-treatment dose data 121 is the transmitted X-ray dose of the attachments such as the bed 12 and the fixture 15, and the treatment dose data 122 is the transmission X-ray dose of the attachments such as the bed 12 and the fixture 15 and the human body P. That is, the differential dose obtained here corresponds to the X-ray dose absorbed by the human body P.
  • the differential dose calculation means 106 calculates the output dose before treatment and the time of treatment (at the time of X-ray irradiation to the human body P) by proportional calculation.
  • the pre-treatment dose data 121 is converted according to the treatment data 122 so that the output dose becomes the same amount. Further, the differential dose calculation means 106 obtains the difference between the pretreatment dose data 121 and the treatment dose data 122 after conversion as a differential dose.
  • the differential dose calculation means 106 for each pixel Cij in the treatment dose data 122, for each irradiation field, when the dose acquisition means 101 obtains a dose when the human body P is irradiated with radiation during radiotherapy. And the dose of the same pixel Cij in the same irradiation field of the pretreatment dose data 121 is obtained. At this time, proportional correction is performed so that the output doses are the same.
  • the difference dose calculation means 106 repeats the process of calculating the difference dose of each pixel Cij of the dosimeter 13 for each irradiation field. Therefore, the storage device 120 stores values obtained for all pixels Cij in all irradiation fields as the differential dose data 127.
  • the differential dose calculation means 106 stores the differential dose of all the pixels in all the irradiation fields at the time when the treatment plan acquired from the treatment plan computer 2 is confirmed as the prescription differential dose data 125 together with the irradiation angle and the shape of the irradiation field.
  • the prescription differential dose stored here is an X-ray dose that is expected to be absorbed by the patient's human body P in the prescription of the treatment plan.
  • the absorbed dose calculation means 107 obtains the X-ray absorbed dose of each part of the human body P in the actual radiotherapy from the absorbed dose attenuation rate data 126 and the difference dose data 127, and stores it in the storage device 120 as the absorbed dose data 128. . Since the differential dose is a dose absorbed by the human body P, it can be estimated that it is the same as the X-ray dose at point B in FIG. Therefore, the absorbed dose calculation means 107 can determine the absorbed dose at each Qi point in the human body P by substituting the differential dose into the B point of the absorbed dose attenuation rate curve shown in FIG.
  • the absorbed dose calculation means 107 sets a Qi point on the straight line for all straight lines connecting the radiation source S of the irradiation unit 11 and each pixel Cij of the dosimeter 13 in the irradiation field, and obtains a dose at the Qi point. Thereafter, the absorbed dose calculation means 107 repeats the same processing for all irradiation fields, and stores it in the storage device 120 as the absorbed dose data 128. At this time, when the treatment dose data 122 is not data at the time of radiotherapy but data for verification and the output dose of the irradiation unit 11 is smaller than that at the time of radiotherapy, the absorbed dose calculation means 107 performs radiotherapy by proportional calculation. The value converted into the hourly dose is stored in the storage device 120 as the absorbed dose data 128.
  • the radiation source skin distance SSD which is the distance between the radiation source S and the skin of the human body P, may fluctuate due to respiratory movement or the like while the irradiation unit 11 is irradiating the human body P that is a patient.
  • fluctuations in all the distances SSD connecting the radiation source S and the respective pixels Cij are acquired from the measurement results of the distance measuring unit 14 and stored as distance data 123. Since the variation of the distance SSD is the variation of the CT depth T in FIG. 8B, when the variation of the distance SSD is large, the absorbed dose calculation means 107 causes the source skin distance SSD for each pixel Cij.
  • the absorbed dose calculation means 107 confirms the movement of the position of each tissue due to the fluctuation on the CT image, changes the absorbed dose attenuation rate in the body according to the distance SSD, and absorbs the absorbed dose attenuation rate in the body.
  • the calculation means 105 is made to obtain a new absorbed dose attenuation rate in the body.
  • the absorbed dose calculation means 107 obtains absorbed dose data 128 according to the variation of the distance SSD using the new absorbed dose decay rate in the body.
  • the absorbed dose distribution calculation means 108 calculates absorbed dose distribution data 129 representing the dose distribution by radiation therapy using the absorbed dose data 128 when the X-ray irradiation in all the irradiation fields is completed, and stores the storage device. 120. More specifically, the absorbed dose distribution calculating means 108 sets a plurality of Pij points for the human body P, sums up the absorbed doses of all the irradiation fields for each determined Pij point, and treats each Pij point. The total absorbed dose can be determined. Here, the intersection of the radiation source S and each pixel Cij obtained in a plurality of irradiation fields is set as each Pij point. Further, the absorbed dose distribution calculation means 108 generates absorbed dose distribution data 129 that is a distribution of iso-absorption lines by connecting the Pij points having the same total absorbed dose three-dimensionally.
  • the dose Dxyz administered to a certain point Pijk of the human body P can be obtained by the sum of the absorbed doses at this point in each irradiation field.
  • all the irradiation fields in radiation therapy are the first irradiation field in the case of the radiation source S1 and the second irradiation field in the case of the radiation source S2, as shown in FIG. 9, on the radiation source S1 and the dosimeter 13A.
  • An intersection of a straight line connecting the pixels Cij and a straight line connecting the source S2 and the pixels Cij on the dosimeter 13B is defined as a point Pijk.
  • a value obtained by summing the absorbed dose in the case of the first irradiation field and the absorbed dose in the case of the second irradiation field at this point Pijk can be obtained as the dose Dxyz to be administered in the radiotherapy.
  • actual radiation therapy is performed from a larger number of source angles than this, but even when there are more source angles, the radiation dose can be obtained by summing up the absorbed dose at each point Pijk obtained from the source angles.
  • the dose Dxyz administered in the treatment can be determined.
  • the determination means 109 obtains the differential dose data 127 obtained at each pixel Cij for each irradiation field and the prescription differential dose data 125 at the time of the treatment plan determination stored in the storage device 120 for each irradiation field. In comparison, it is determined whether or not the irradiation field shape and the irradiation dose intensity are within a predetermined range, and a warning screen is displayed or X-ray irradiation is controlled according to the determination result.
  • the prescription differential dose data 125 used by the determination unit 109 is stored in the storage device 120 as differential dose data that is expected to be absorbed by the human body P of the patient in the prescription of the treatment plan.
  • the determination unit 109 determines the dose of each pixel Cij of the facing surface dosimeter 13 ⁇ / b> A in the prescription difference dose data 125 when the irradiation at the irradiation angle of the radiation source S ⁇ b> 1 is completed.
  • the irradiation field shape and the dose intensity at each pixel are compared by comparing with the corresponding value, and if there is a discrepancy of a predetermined ratio or more, a warning is displayed on the display 5 via the display processing unit 110.
  • the determination means 109 performs the same process at the irradiation angle of the radiation source S2. That is, the determination unit 109 determines the suitability of X-ray irradiation by comparing the actual X-ray irradiation results with the prescription difference dose data 127 in all irradiation fields.
  • the determination unit 109 displays the display processing unit 110 when the differential dose data 127 exceeds the prescription differential dose data 125 by a first value (for example, 5%) or more during each radiotherapy.
  • a first value for example, 5%
  • a second value for example, 20%
  • the determination unit 109 irradiates the display 5 with X-rays via the display processing unit 110. Display that the amount is insufficient.
  • the display processing means 110 compares the absorbed dose distribution data 129 and the distribution of the prescription data at the time when the absorbed dose distribution data 129 is obtained after the X-ray irradiation in all the irradiation fields is completed, and FIG. An image as an example is displayed on the display 5 to determine the suitability of the prescription data.
  • the curves represented by the dose percentages of 10%, 50%, 60%, 90%, and 100% are the distribution of prescription data according to the treatment plan.
  • FIG. 10 the curves represented by the dose percentages of 10%, 50%, 60%, 90%, and 100% are the distribution of prescription data according to the treatment plan.
  • the display processing means 110 can also three-dimensionally display the absorbed dose distribution data 129 and the prescription data distribution. Further, the absorbed dose may be displayed using a percentage instead of gray.
  • the display processing means 110 may display the area as a warning area when the absorbed dose distribution data 129 and the prescription data have a mismatch area of a predetermined ratio (for example, 5%) or more.
  • the user can judge whether or not the prescription data in the treatment plan is appropriate, and can prompt a change when the prescription data is not appropriate. .
  • the display processing means 110 outputs the absorbed dose distribution data 129 and the prescription data distribution to the treatment plan correction computer 8 when the change operation signal is input to the user when it is determined that the change is necessary for the user, and the phantom data 72 is output.
  • the target treatment area can be set by changing the prescription X-ray dose of each pixel in each irradiation field using the absorbed dose attenuation rate data 105 in the body.
  • the X-ray dose absorbed by the human body P can be confirmed in each irradiation field using the measurement result of the dosimeter 13. .
  • the radiation treatment system 1 and the monitoring device 100 can be used to inject the patient's body during radiation treatment without invading the patient. It is possible to accurately verify the amount of radiation absorbed in the body and to irradiate a specific amount of radiation to a specific part of the patient.
  • the determination unit 109 compares the differential dose data 127 and the prescription differential dose data 125 to determine whether the X-ray dose irradiated to the human body P is appropriate. When there is a large discrepancy between the actual dose and the treatment plan dose, the determination unit 109 notifies that the excessive X-rays are absorbed by the human body P or the X-rays are insufficient, or the irradiation unit 11 Therefore, the X-ray irradiation to the human body P can be stopped to prevent the excessive irradiation or the under irradiation of the X-ray.
  • the display processing means 110 displays the comparison result between the absorbed dose distribution data 129 and the prescription dose data.
  • the display unit 110 displays the comparison result
  • the user can perform the X-ray irradiation method in the treatment plan. Can be easily determined, and erroneous X-ray irradiation can be prevented. That is, by displaying the comparison result by the display processing unit 110 and prompting the user to change the prescription data, the optimum radiotherapy can be performed.
  • the present invention can compare a prescription dose distribution and an absorbed dose in a three-dimensional treatment plan in an actual patient in all radiotherapy including IMRT. That is, collation in the human body P can be performed.
  • the present invention provides an IMRT that can form an uneven irradiation field along the contour of a cancer three-dimensionally by changing the dose intensity within the same irradiation field from an SRT that performs radiation therapy at a pinpoint. And all existing radiation therapy devices.
  • FIG 2A shows an example in which the display 5 is connected to the radiotherapy system 1, but the display 5 may be provided inside the radiotherapy system 1 or the monitoring apparatus 100.
  • the treatment plan computer 2 obtains the predicted differential dose in each pixel of each irradiation field in advance, the predicted differential dose and the actual differential dose obtained by the differential dose calculation means 106 are compared, and each difference is calculated. A similar determination can be made according to whether or not the value is within a predetermined range.
  • CT depth T CT depth T
  • X-ray X-ray
  • the monitoring target is the irradiation dose to the patient's human body.
  • the present invention is not necessarily limited to the human body, and may be another living body such as an animal.
  • the monitoring apparatus, the monitoring method, and the radiotherapy system of the present invention include SRT and IMRT because the three-dimensional prescription dose distribution based on the radiotherapy treatment plan can be compared with the absorption curve distribution in an actual patient. Applicable to all fields of radiation therapy.

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Abstract

　放射線治療前に寝台上に患者が存在しない状態で治療計画と同一の条件で照射され、寝台を透過した放射線の線量である治療前線量データを記憶する記憶装置１２０と、患者及び寝台を透過した放射線の線量と、治療前線量データの線量との差分である差分線量を演算する差分線量演算手段１０６と、差分線量演算手段で演算された差分線量に、ファントムを利用して得られた患者の体内の各部における放射線の体内吸収線量減衰率を適用して患者の体内の各部における放射線の吸収線量を演算する吸収線量演算手段１０７と、吸収線量演算手段で演算された患者の体内の各部における吸収線量と、治療計画で予定されていた線量分布とを比較して、治療で照射されている放射線量の適否を判定し、判定結果を出力する判定手段１０９とを備える。

Description

モニタリング装置、モニタリング方法、放射線治療システム及びファントム
　本発明は、患者に侵襲を与えずに放射線治療中の患者体内の線量をモニタリング可能なモニタリング装置、モニタリング方法、放射線治療システム及びファントムに関する。
　高エネルギーＸ線治療は、ピンポイントで放射線治療を行う定位放射線治療(ＳＲＴ：Stereotactic Radiation Therapy)や、同一照射野内の線量強度を変えて３次元的にがんの輪郭に沿った凹凸自在の照射野を形成することが可能な強度変調放射線治療(ＩＭＲＴ：Intensity Modulated Radiotherapy)など高度化している。
　しかしながら、患者体内の放射線量は、治療計画コンピュータで計算し、模擬ファントムを用いて線量計、フィルムあるいは熱蛍光線量計（ＴＬＤ：Thermoluminesence Dosimeter）素子などを使用して、検証しているのが実情である。また、実際の患者はそれぞれ輪郭、構造が異なり、動きもあるため、体内吸収放射線量を正確に検証するのは困難である。事実、過剰照射や過小照射の場合がある。
　とくにＩＭＲＴにいたっては人間が３次元的に照射野を想像することは不可能であり、治療計画はコンピュータに依存しているのが現状である。現在、実際の治療患者において、患者体内の放射線量の照合は困難である。最も簡単な放射線治療においてさえも過剰照射や過小照射の場合もある。
　体内の実際の線量を知るもっとも正確な方法は、線量計を体内に埋め込むことである。体内吸収放射線量を実測するためには、体内刺入型の体内吸収放射線線量計が必要である（例えば、特許文献１～３参照）。特許文献１および特許文献２においては、サイセル・テクノロジーズ社の体内埋め込み型線量計が開示されている。また、特許文献３には、「体内埋め込み型リアルタイム式マイクロ線量計装置ならびに測定方法」が開示されている。
　しかしながら、特許文献１～３に開示された方法は、いずれも、手術あるいは体内刺入といった患者への侵襲的な方法で線量計という異物を体内に挿入する方法であり、体内への埋め込みや摘出が必要になる問題がある。
　一方、３次元的に広がった患部に対して患者を動かすことなく、放射線の３次元照射ができる放射線治療装置も開示されている（例えば、特許文献４参照）。
　特許文献４の放射線治療装置には、放射線検出器を備えた対向板が配置されており、放射線検出器の出力により線量分布を演算・表示すると記されている。しかしながら、これは種々の方向からラジオサージェリーを行う際に、種々の方向からの照射野と方向を検出し、各々の照射野の交点を結んで３次元的に線量分布図を作成するというもので、３次元的な照射範囲は表示可能であるが、実際の体内吸収線量の表示はできない。すなわち、特許文献４の放射線治療装置において、放射線治療の発生装置の対向面に設けられている対向板に設置された検出器は、放射線治療の照射野を確認する単なる検出器であって線量を表示することはできない。従って体内の線量の確認を行うことはできない。
　特許文献４の放射線治療装置においては、すべての方向からの出力線量、透過線量が均一であり、また照射野内の線量がどの点でも均一で、しかも周囲の組織密度が同一の場合には、実際の体内吸収線量と、検出結果が一致する可能性はある。しかしながら、実際には寝台や固定具があり、また骨や肺といった組織密度が異なる組織に囲まれているので、実際の体内吸収線量は、中心線量においてさえ実測線量とは全く異なり、特許文献４の放射線治療装置では、患者体内の吸収線量をモニタリングすることはできない。
特表２００２－５２５１５３号公報 米国特許第６，４０２，６８９号明細書 特開２００６－１０５１６号公報 特開平７－３９５９２号公報
　本発明の目的は、患者に侵襲を与えずに放射線治療中の患者体内の吸収線量をモニタリング可能なモニタリング装置、モニタリング方法、放射線治療システム及びファントムを提供することにある。
　上記目的を達成するための本発明の一態様によれば、放射線治療前に前記寝台上に患者が存在しない状態で治療計画と同一の条件で照射され、前記寝台を透過した放射線の線量である治療前線量データを記憶する記憶装置と、前記患者及び前記寝台を透過した放射線の線量と、前記治療前線量データの線量との差分である差分線量を演算する差分線量演算手段と、前記差分線量演算手段で演算された差分線量に、ファントムを利用して得られた患者の体内の各部における放射線の体内吸収線量減衰率を適用して前記患者の体内の各部における放射線の吸収線量を演算する吸収線量演算手段と、前記吸収線量演算手段で演算された前記患者の体内の各部における吸収線量と、治療計画で予定されていた吸収線量とを比較して、治療で照射されている放射線量の適否を判定し、判定結果を出力する判定手段とを備える。
　本発明によれば、患者に侵襲を与えずに放射線治療中の患者体内の線量をモニタリングすることができる。
本発明の実施の形態に係る放射線治療システムの模式的部分構成図。 本発明の実施の形態に係る放射線治療システムのブロック構成図。 本発明の実施の形態に係るモニタリング装置のブロック構成図。 本発明の実施の形態に係る放射線治療システムに適用する線量計のパターン構成図（（ａ）平面形状、（ｂ）局面形状）の一例。 本発明の実施の形態に係る放射線治療システムにおいて、放射線治療前に種々の附属器の透過Ｘ線量を測定する方法を説明する模式的構成図。 本発明の実施の形態に係る放射線治療システムにおいて、放射線照射時に患者および種々の附属器の透過Ｘ線量を測定する方法を説明する模式的構成図。 Ｘ線のエネルギーＥをパラメータとする吸収線量百分率と水の深さとの関係を示す模式図。 本発明の実施の形態に係る放射線治療システムに適用するファントムの模式的鳥瞰構造図。 本発明の実施の形態に係るモニタリング装置で利用する、放射線治療と同一体位で得られたＣＴ画像例（図８（ａ））と、図８（ａ）のＣＴ画像とファントムデータを利用して得られる体内吸収線量減衰率の一例（図８（ｂ））。 体内の吸収線量の計算方法の一例を説明する模式図。 本発明の実施形態に係るモニタリング装置によって表示される分布の比較画面の一例。
　次に、図面を参照して、本発明の実施の形態を説明する。以下の図面の記載において、同一又は類似の部分には同一又は類似の符号を付している。図面は模式的なものであり、厚みと平面寸法との関係、各層の厚みの比率等は現実のものとは異なる。具体的な厚みや寸法は以下の説明を参酌して判断すべきものである。又、図面相互間においても互いの寸法の関係や比率が異なる部分が含まれている。
　以下に示す実施の形態は、この発明の技術的思想を具体化するための装置や方法を例示するものであって、この実施の形態は、構成部品の材質、形状、構造、配置等を特定するものでない。この実施の形態は、特許請求の範囲において、種々の変更を加えることができる。
[実施の形態]
（放射線治療システム）
　図１に示すように、本発明の実施の形態に係る放射線治療システム１では、放射線治療のため、照射部１１の線源Ｓから寝台１２上に配置した人体（患者）Ｐに放射線（Ｘ線）を照射する。このとき、放射線治療システム１では、線量計１３によって人体Ｐと、寝台１２および固定具１５などの附属器を透過したＸ線の線量を測定し、放射線治療中の患者体内のＸ線の吸収線量をモニタリングすることができる。
　具体的には、図２Ａに示すように、放射線治療システム１は、照射部１１、寝台１２、線量計１３の他、照射部１１の線源Ｓと人体Ｐとの距離を測定する距離測定部１４と、放射線治療の際の患者体内のＸ線の吸収線量のモニタリング処理を実行するモニタリング装置１００とを備えている。また、治療計画に関する処理を実行する治療計画コンピュータ２と、Ｘ線照射のシミュレーションを実行するＸ線シミュレータ３と、Ｘ線ＣＴのシミュレーションを実行するＸ線ＣＴシミュレータ４と、放射線治療システム１での処理結果やモニタリング装置１００での処理結果が表示されるディスプレイ５と、体内でのＸ線量の減衰率を求めるために利用するデータをモニタリング装置１００に提供する吸収線量処理装置７と、モニタリング装置１００での処理結果に応じて治療計画を補正させる治療計画補正用コンピュータ８とが接続されている。なお、ここでは、Ｘ線ＣＴシミュレータ４として説明するが、このＸ線ＣＴシミュレータ４には、Ｘ線コーンビームＣＴのシミュレーションを実行するＸ線コーンビームシミュレータも含まれる。
　治療計画コンピュータ２は、例えば、患者に関する基本情報、患者の過去の治療に関するデータ、各種画像データ、放射線治療に関するすべての処方データなどを含む治療計画データを記憶している。放射線治療システム１では、この治療計画データの処方データを利用して、照射部１１等の各部を制御して、放射線治療を実行する。なお、治療計画データは、治療計画コンピュータ２内部の記憶装置で記憶されている他、治療計画コンピュータ２によって書込みや読出しが可能な外部の記憶装置に記憶されていてもよい。
　放射線治療システム１では、図１に示すように、放射線治療装置部１０の一端に照射部１１および距離測定部１４を配置し、他端に照射部１１の線源Ｓと人体Ｐの治療箇所を結ぶ中心軸Ｉ―Ｉ上に照射部１１と対向して線量計１３を配置し、照射部１１、距離測定部１４及び線量計１３を一体化している。この放射線治療装置部１０は、寝台１２上に配置した人体Ｐを中心に中心軸Ｉ－Ｉが、３６０度回転可能になされている。
　照射部１１は、リニアック(lineac:linear accelerator)と呼ばれる直線加速器（図示せず）とマルチリーフコリメータ１１１を備え、リニアックから放射されたＸ線の照射野をマルチリーフコリメータ１１１によって、ダイナミックに加工することができる。
　線量計１３は、照射部１１から放射され、人体Ｐと、寝台１２および固定具１５等の附属器とを透過したＸ線量を測定する。例えば、線量計１３は、図３に示すように、超微小線量計（ピクセルをＣijで示す）を２次元マトリックス状に複数配置することによって構成される。図３（ａ）に示す例では、Ｘ－Ｙ平面上に２次元マトリックス構造に線量計が配置されている。または、線量計１３は、図３（ａ）に示すような平板の他、図３（ｂ）に示すようにＩＭＲＴ専用放射線治療装置であるトモセラピー（Tomotherapy）の対向面のようなＸ線の回転軸と同一円周の曲面であってもよい。
　超微小線量計は、ＣｄＴｅ（Cadmium Telluride）、シリコン（Ｓｉ）、ゲルマニウム（Ｇｅ）、ヨウ化第２水銀（ＨｇＩ2）、テルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）、ガリウム砒素（ＧａＡｓ）などの半導体結晶を用い、ショットキー接合、ｐｎ接合などの整流作用を有するダイオードにより形成される。
　或いはまた、絶縁ゲート電界効果トランジスタ（ＭＯＳＦＥＴ：Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor）を用いたＭＯＳＦＥＴ線量計を２次元マトリックス状に配置して、線量計１３を構成しても良い。ここで、ＭＯＳＦＥＴのソース／ドレイン電極に上記のＸ線検出用ダイオードを接続した１トランジスタ－１キャパシタ構造としてピクセルを形成しても良い。或いは、ＭＯＳＦＥＴのゲート電極に上記のＸ線検出用ダイオードを接続した１トランジスタ構造として、ピクセル毎に増幅機能を有するピクセルを形成しても良い。また、ＭＯＳＦＥＴを相補型ＭＯＳ（ＣＭＯＳ）ＦＥＴで構成することで、低消費電力化を測ることも可能である。
　距離測定部１４は、例えば、赤外線等であって、線源（照射部１１のＳ）と皮膚（人体Ｐ）の距離である線源皮膚間距離（SSD:source skin distance）の距離を測定する。
（吸収線量処理装置）
　吸収線量処理装置７は、水の深さと水中でのＸ線量の減衰の割合（水吸収線量減衰率）の関係である水吸収線量減衰率データ７１及び人体Ｐを構成する組織の深さと人体Ｐ中でのＸ線量の減衰の割合（体内吸収線量減衰率）の関係を求めるためにファントム６を利用して得られたファントムデータ７２とを記憶する記憶装置７０と、ファントム６で測定された値を利用してファントムデータ７２を登録する登録手段７３とを備えている。
　水吸収線量減衰率データ７１は、図６の模式図に示すように、水吸収線量減衰率（水によるＸ線量の減衰の割合）と水の深さとの関係を表わす曲線（水吸収線量減衰率曲線）である。例えば、吸収線量処理装置７は、図示を省略する入力装置や通信装置を介して水吸収線量減衰率データ７１を入力し、記憶装置７０に記憶する。図６に示す水吸収線量減衰率データ７１では、Ｅ１＜Ｅ２であり、Ｘ線のエネルギーＥをパラメータとしている。図６において、水の深さとは、人体Ｐを水と等価な媒質と仮定した場合の人体Ｐの表面からの侵入深さに相当する。水吸収線量減衰率は、図６に示すように、主としてＸ線のエネルギーＥに依存し、Ｘ線のエネルギーＥが大きいほど侵入深さが長くなる傾向がある。
　吸収線量の減衰率は、照射されるＸ線のエネルギーの他、照射野の大きさ、照射野の形状および患者である人体Ｐの組織の密度によって異なる。ここで、人体Ｐは水と等価な物質のみにより構成されるものではない。すなわち、人体Ｐは、皮膚、脂肪、血管、骨、内臓等の様々な組織によって形成されている。これらの組織の密度を比較すると、肺以外の内臓、皮膚、脂肪や血液等の密度は水の密度とほぼ同一であるが、骨や肺の密度は水の密度と異なる。放射線治療で使用する場合には、Ｘ線のエネルギーが十分高いので、人体Ｐの肺以外の内臓や皮膚、脂肪、血管でのＸ線量の減衰率は、水とほぼ同一とみなしてよいが、骨と肺でのＸ線量の減衰率はそれぞれ水とは異なる。そのため、図６に示す水吸収線量減衰率データ７１を、患者である人体ＰでのＸ線量の減衰率とすることはできない。
　ここで、人体Ｐを構成する組織の大きさや位置関係は、患者毎に異なる。また、照射部１１から照射されるＸ線のエネルギーは、装置毎（放射線治療システム１毎）に異なる。したがって、モニタリング装置１００では、吸収線量の減衰率を照射部１１によるＸ線エネルギー、照射野の大きさ、照射野の形状及び患者である人体Ｐの組織（肺や骨など）の吸収率に応じたＸ線量の減衰率を求めるために、ファントム６を用いて得られた値（ファントムデータ７２）を利用する。
　図７に示すように、ファントム６は、例えば、直方体が３つの領域に区分された構造を備える。具体的には、ファントム６は、水又は水密度と等価な物質を内蔵する領域である水密度物質内蔵部６１と、骨密度と等価な物質を内蔵する領域である骨密度物質内蔵部６２と、肺密度と等価な物質を内蔵する領域である肺密度物質内蔵部６３とを備える。さらに、ファントム６では、図７に示すように、水密度物質内蔵部６１、骨密度物質内蔵部６２、肺密度物質内蔵部６３の各部には、Ｄijで示される微小な線量計６４が、複数個埋め込まれており、一度の照射で種々の組織密度の種々の深さでのＸ線量を取得することができる。これら線量計６４で計測される線量を利用して水と密度が異なる組織（肺、骨等）と水と比較した場合の減衰率の差を係数として求めることができる。各線量計６４から得られる信号Ｓijは、各々の線量計６４から配線を介して又は無線信号として外部に取り出すことができる。
　ここで、線量計６４は、図３を用いて上述した線量計１３の１ピクセルＣijに相当する線量計であっても良く、或いは、所望の検出感度を得るために複数ピクセル分に相当する面積を有する線量計であっても良い。
　或いは、線量計６４は、本発明者らによって開発され、リアルタイムで放射の線量の測定が可能なリアルタイム式マイクロ線量計を適用しても良い。このリアルタイム式マイクロ線量計については、特許第３９５０９７７号公報（特開２００６－１０５１６号公報）に開示されている。
　尚、ファントム６の構造は、上記の直方体構造に限定されるものではなく、例えば、人体の形状、或いは任意の形状を備えていても良い。また、区分される領域は、３つに限定されるものではなく、さらに数多くの領域に区分され、かつ複数の微小な線量計が埋め込まれていても良い。また、ペースメーカー等の埋め込み金属を有する患者のＸ線吸収線量を測定するため、線量計が埋め込まれる金属密度と等価な物質を内蔵するファントムを利用してもよい。
　登録手段７３は、ファントム６の各線量計６４から取得した値を利用して人体Ｐを構成する骨、肺等の組織ごとの水等価物質と比較した深さによる線量減衰率の差の係数（傾き）を求め、ファントムデータ７２として記憶装置７０に記憶させる。この係数は、組織密度の違いによる減衰率の差を補正する値として利用される。ここで、登録手段７３は、放射線治療システム１で使用する代表的なＸ線エネルギー、代表的な照射野の大きさ及び代表的な照射野形状のデータをファントムデータ７２として登録することで、同一Ｘ線エネルギーの種々の放射線治療装置の体内放射線量のモニタリングに適用することができる。
（モニタリング装置）
　モニタリング装置１００は、図２Ｂに示すように、線量計１３からＸ線の線量を取得して記憶装置１２０に記憶させる線量取得手段１０１と、距離測定部１４から距離ＳＳＤを取得して記憶装置１２０に記憶させる距離取得手段１０２と、人体ＰでのＸ線量の減衰率である体内吸収線量減衰率を求めて記憶装置１２０に記憶させる体内吸収線量減衰率演算手段１０５と、線量計１３の各ピクセルＣijにおける人体Ｐ有りの場合のＸ線の吸収線量と人体Ｐ無しの場合のＸ線の吸収線量の差を求めて記憶装置１２０に記憶させる差分線量演算手段１０６と、放射線治療時の人体Ｐの各点でのＸ線の吸収線量を求めて記憶装置１２０に記憶させる吸収線量演算手段１０７と、放射線治療時の人体ＰでのＸ線の吸収線量の分布を求める吸収線量分布演算手段１０８と、差分線量演算手段１０６で求められた差分線量と、治療計画の処方差分線量とを比較判定する判定手段１０９と、放射線治療時の人体ＰでのＸ線量の吸収線量の分布と、治療計画の分布の比較結果をディスプレイ５に表示する表示処理手段１１０とを備えている。
　また、モニタリング装置１００は、図２Ｂに示すように、線量取得手段１０１によって治療前に取得された治療前線量データ１２１と、線量取得手段１０１によって人体Ｐへの放射線照射時に取得された治療時線量データ１２２と、距離取得手段１０２によって取得された距離データ１２３と、治療計画の処方で人体Ｐに吸収されることが予定されている差分線量である処方差分線量データ１２５と、体内吸収線量減衰率演算手段１０５によって求められた体内吸収線量減衰率データ１２６と、差分線量演算手段１０６によって求められた差分線量データ１２７と、吸収線量演算手段１０７によって求められた吸収線量データ１２８と、吸収線量分布演算手段１０８によって求められた吸収線量分布データ１２９とを記憶する記憶装置１２０を備えている。
　モニタリング装置１００では、線量計１３でリアルタイムで測定されるＸ線量をリアルタイム又は定期的（例えば、数秒毎）に取得し、ファントム６から得られた値を利用して求められた各組織に関する係数を利用して患者である人体Ｐの各部の吸収線量をリアルタイム又は定期的にモニタリングすることができる。
　線量取得手段１０１は、放射線治療前に、治療計画と同一条件（同一の照射野、照射角度及び線量強度等）で、患者を固定する固定具１５及び寝台１２等の附属器にＸ線が照射されると、線量計１３から透過線量の測定結果を取得し、治療前線量データ１２１として記憶装置１２０に記憶させる。また、線量取得手段１０１は、人体Ｐに放射線を照射時に、人体Ｐ及び種々の附属器の透過線量を線量計１３から取得し、治療時線量データ１２２として記憶装置１２０に記憶させる。
　距離取得手段１０２は、人体Ｐに放射線を照射時に、照射部１１の線源Ｓと患者である人体Ｐとの線源皮膚間距離ＳＳＤを距離測定部１４から取得し、距離データ１２３として記憶装置１２０に記憶させる。
（治療前）
（ａ）具体的には、放射線治療システム１では、治療前に、図４に示すように、寝台１２上に固定具１５を配置した状態で、照射部１１ａからＸ線２００ａを実際の治療と同一条件（照射野、照射角度及び線量強度など）で照射し、固定具１５および寝台１２等の附属器を透過したＸ線の線量を、線量計１３Ａによって測定する。ここで、線量計１３Ａにおいては各ピクセルＣijの線量が測定されるため、線量取得手段１０１は各ピクセルＣijの線量を治療前線量データ１２１として記憶装置１２０に記憶させる。このときの照射部１１の出力線量は、線量計１３Ａで透過線量を誤差なく測定できる必要最低限の値であれば良い。
（ｂ）次に、図４に示すように、放射線治療システム１は、照射部１１ａおよび線量計１３Ａを実際の治療と同じ角度回転させる。図４においては、回転された位置における照射部を１１ｂ、線量計を１３Ｂで表示しているが、それぞれ、照射部１１ａ、線量計１３Ａと同じものである。
（ｃ）続いて、放射線治療システム１は、図４に示すように、寝台１２上に固定具１５を配置した状態で、照射部１１ｂからＸ線２００ｂを実際の治療と同一条件（照射野、照射角度及び線量強度など）で照射し、固定具１５および寝台１２等の附属器を透過したＸ線の線量を、線量計１３Ｂによって測定する。ここで、線量計１３Ｂにおいては、ピクセルＣij毎に線量を測定し、線量取得手段１０１は、照射部１１ｂの回転角度と同時に各ピクセルＣijの線量を治療前線量データ１２１として記憶装置１２０に記憶させる。
（ｄ）以下、放射線治療システム１では、照射部１１ａおよび線量計１３Ａを回転させる工程と、固定具１５および寝台１２等の附属器を透過したＸ線の線量を線量計１３Ｂによってリアルタイムに測定する工程とが繰り返される。したがって、線量取得手段１０１は、全照射野についての照射野の形状、照射角度および線量強度などのデータとともに、寝台１２および固定具１５などの附属器を透過した各ピクセルＣijの線量を治療前線量データ１２１として記憶装置１２０に記憶させる。
　ここで、全照射野とは、放射線治療システム１の照射部１１ａおよび線量計１３Ａを回転させて透過したＸ線を線量計１３Ｂによって測定された各方向からの照射野の集合を云う。例えば、図４においては、Ｘ線２００ａおよびＸ線２００ｂの２つの方向からの照射野が示されている。放射線治療装置部１０は、３６０度の範囲で回転可能であることから、Ｘ線の照射方向を複数選択することで、複数の照射野を選択することができる。回転照射の場合には、一定角度毎の照射野を選択でき、この選択された複数の角度の照射野の全てが全照射野である。
（治療時）
（ａ）放射線治療システム１では、治療時に、図５に示すように、寝台１２上に固定具１５によって固定された患者Ｐを配置した状態で、照射部１１ａからＸ線２００ａを照射し、患者Ｐ、固定具１５および寝台１２等の附属器を透過したＸ線の線量を、線量計１３Ａによって測定する。ここで、線量計１３Ａにおいては、各ピクセルＣijの線量が測定されるため、線量取得手段１０１は、各ピクセルＣijの線量を治療時線量データ１２２として記憶装置１２０に記憶させる。
（ｂ）次に、図５に示すように、放射線治療システム１は、照射部１１ａ、線量計１３Ａおよび距離測定部１４ａを回転させる。図５においては、図４と同様に、回転された位置における照射部を１１ｂ、線量計を１３Ｂ、距離測定部を１４ｂで表示しているが、それぞれ、照射部１１ａ、線量計１３Ａおよび距離測定部１４ａと同じものである。
（ｃ）続いて、放射線治療システム１は、図５に示すように、寝台１２上に固定具１５によって固定された患者Ｐを配置した状態で、照射部１１ｂからＸ線２００ｂを照射し、患者Ｐ、固定具１５および寝台１２等の附属器を透過したＸ線の線量を、線量計１３Ｂによって測定する。ここで、線量計１３Ｂにおいては、ピクセルＣij毎に線量を測定し、線量取得手段１０１は、各ピクセルＣijの線量を照射部１１ｂの回転角度と同時に治療時線量データ１２２として記憶装置１２０に記憶させる。
（ｄ）以下、放射線治療システム１では、照射部１１ａ、線量計１３Ａ及び距離測定部１４ａを回転させる工程と、患者Ｐ、固定具１５および寝台１２等の附属器を透過したＸ線の線量を線量計１３Ｂによって測定するとともに距離ＳＳＤを距離測定部１４ｂによって測定する工程を繰り返す。これにより、線量取得手段１０１は、放射線治療を行う全照射野についての照射野の形状、照射角度および線量強度などのデータとともに、患者、寝台１２および固定具１５などの附属器を透過した各ピクセルＣijの線量を治療時線量データ１２２として記憶装置１２０に記憶させる。
　なお、ここでは治療時に治療時データ１２２を記憶するものとして説明したが、治療時の他、検証用のデータを取得するための人体Ｐへの放射線の照射時であってもよい。また、このような検証用のデータを取得する場合の照射部１１の出力線量は、線量計１３で透過線量を誤差なく測定できる必要最小限の値であればよい。
　体内吸収線量減衰率演算手段１０５は、吸収線量処理装置７から水吸収線量減衰率データ７１及びファントムデータ７２を入力するとともに、放射線治療と同一条件（同一患者及び同一体位）で予め撮影されたＣＴ画像データを入力する。体内吸収線量減衰率演算手段１０５は、入力した水吸収線量減衰率データ７１、ファントムデータ７２及びＣＴ画像データを利用して線源Ｓと線量計１３の各ピクセルＣijを結んだ直線上の人体ＰにおけるＸ線量の減衰率を体内吸収線量減衰率データ１２６として求め、記憶装置１２０に記憶させる。
　体内吸収線量減衰率演算手段１０５で利用するＣＴ画像データは、図８（ａ）に示す一例のように表示されるデータである。上述したように、ＣＴ画像データは、予め撮影されて治療計画コンピュータ２に格納されており、体内吸収線量減衰率演算手段１０５は治療計画コンピュータ２からこのＣＴ画像データを取得する。図８（ａ）のＣＴ画像データにおいて、Ａ点およびＢ点は、線源である照射部１１のＳと線量計１３の１のピクセルＣijを結ぶ直線上に存在する人体Ｐの表面である皮膚の位置を示す。ＣＴ画像データは、Ｘ線治療と同一条件で撮影されているため、このＣＴ画像データを利用することで、人体Ｐを構成する各組織の種類や、配置、距離等（各Ｃｉ点の密度、Ａ点とＢ点との距離、Ａ点と各Ｑｉ点との距離等）を特定することができる。
　まず、体内吸収線量減衰率演算手段１０５は、ＣＴ画像データから放射線が入射するＡ点と透過するＢ点を結ぶ直線上に、複数のＱｉ点を設定する。ここで、Ｑｉ点の設定は、例えば、１の直線上に所定数のＱｉを等間隔で配置する方法や、Ａ点から所定間隔毎にＱｉ点を配置する方法が考えられる。また、体内吸収線量減衰率演算手段１０５は、定めた各Ｑi点について、Ａ点からの距離によって特定されるＣＴ深さＴの場合の水吸収線量減衰率を水吸収線量減衰率データ７１から抽出する。上述したように、ここで抽出される係数は、組織密度の違いによる減衰率の差を補正する値である。さらに、体内吸収線量減衰率演算手段１０５は、各Ｑｉ点の密度及び深さを特定し、ファントムデータ７２から該当する密度及び深さに対応する係数を抽出する。その後、体内吸収線量減衰率演算手段１０５は、各Ｑｉ点について、水吸収線量減衰率データ７１から抽出した水吸収線量減衰率と、ファントムデータ７２から抽出した係数との積を求め、求めた各値を体内吸収線量減衰率として図８（ｂ）に示す例（体内吸収線量減衰率曲線）のように患者である人体Ｐについての体内吸収線量減衰率データ１２６を求め、記憶装置１２０に記憶させる。
　差分線量演算手段１０６は、治療前線量データ１２１と、治療時線量データ１２２との差分である差分線量を求めて差分線量データ１２７として記憶装置１２０に記憶させる。治療前線量データ１２１は寝台１２や固定具１５等の附属器の透過Ｘ線量であって、治療時線量データ１２２は寝台１２や固定具１５等の附属器及び人体Ｐの透過Ｘ線量である。すなわち、ここで求められる差分線量は、人体Ｐで吸収されるＸ線量に相当する。
　治療前と治療時（人体Ｐへの放射線照射時）の出力線量が異なる場合には、差分線量演算手段１０６は、比例計算により治療前出力線量と治療時（人体ＰへのＸ線照射時）出力線量が同量となるよう治療前線量データ１２１を治療時データ１２２に合わせて変換する。また、差分線量演算手段１０６は、変換後に治療前線量データ１２１と治療時線量データ１２２の差を差分線量として求める。
　具体的には、差分線量演算手段１０６は、放射線治療の際に、線量取得手段１０１が人体Ｐへの放射線照射時に線量を取得すると、各照射野について、治療時線量データ１２２の各ピクセルＣij毎の線量と、治療前線量データ１２１の同一照射野の同一ピクセルＣijの線量との差分を求める。この際、出力線量が同一となるように比例補正する。
　差分線量演算手段１０６は、照射野毎に線量計１３の各ピクセルＣijの差分線量を求める工程を繰り返す。したがって、記憶装置１２０では、全照射野の全ピクセルＣijについて求めた値を、差分線量データ１２７として記憶している。
　また、差分線量演算手段１０６は、治療計画コンピュータ２から取得した治療計画が確定した時点の全照射野における全ピクセルの差分線量を、照射角度および照射野の形状とともに、処方差分線量データ１２５として記憶装置１２０に記憶させる。すなわち、ここで記憶させる処方差分線量は、治療計画の処方で患者の人体Ｐに吸収されることが予定されるＸ線量である。
　吸収線量演算手段１０７は、体内吸収線量減衰率データ１２６と、差分線量データ１２７とから、実際の放射線治療における人体Ｐ各部のＸ線吸収線量を求め、吸収線量データ１２８として記憶装置１２０に記憶させる。差分線量は人体Ｐで吸収された線量であるので図８（ａ）のＢ点におけるＸ線量と同一であると推定することができる。したがって、吸収線量演算手段１０７で図８（ｂ）に示す体内吸収線量減衰率曲線のＢ点に差分線量を代入することで、人体Ｐ内部の各Ｑi点の吸収線量を求めることができる。
　吸収線量演算手段１０７は、照射野内で、照射部１１の線源Ｓと線量計１３の各ピクセルＣijを結ぶ全ての直線について、直線上にＱｉ点を設定してそのＱｉ点における線量を求める。その後、吸収線量演算手段１０７は、全ての照射野について、同様の処理を繰り返し、吸収線量データ１２８として記憶装置１２０に記憶させる。このとき、治療時線量データ１２２が放射線治療時のデータではなく検証用のデータであって照射部１１の出力線量が放射線治療時よりも少ない場合、吸収線量演算手段１０７は、比例計算により放射線治療時の線量に換算した値を吸収線量データ１２８として記憶装置１２０に記憶させる。
　ここで、照射部１１が患者である人体ＰにＸ線を照射中に呼吸性移動などで線源Ｓと人体Ｐの皮膚との距離である線源皮膚間距離ＳＳＤが変動することがある。モニタリング装置１００では、この線源Ｓと各ピクセルＣijを結ぶ全ての距離ＳＳＤの変動を距離測定部１４の測定結果から取得して距離データ１２３として格納している。距離ＳＳＤの変動は図８（ｂ）のＣＴ深さＴの変動であるため、この距離ＳＳＤの変動が大きい場合には、吸収線量演算手段１０７では、各ピクセルＣijについて、線源皮膚間距離ＳＳＤの変動に合わせて補正した線量を使用する必要がある。例えば、変動が大きい場合、吸収線量演算手段１０７は、この変動による各組織の位置の移動をＣＴ画像で確認して、距離ＳＳＤに応じて体内吸収線量減衰率を変更し、体内吸収線量減衰率演算手段１０５に新たな体内吸収線量減衰率を求めさせる。また、吸収線量演算手段１０７は、この新たな体内吸収線量減衰率を利用して距離ＳＳＤの変動に応じた吸収線量データ１２８を求める。
　吸収線量分布演算手段１０８は、全照射野でのＸ線の照射が終了した時点で吸収線量データ１２８を利用して、放射線治療による線量の分布を表わす吸収線量分布データ１２９を計算し、記憶装置１２０に記憶する。具体的には、吸収線量分布演算手段１０８は、人体Ｐについて複数のＰij点を設定し、定められた各Ｐij点について、全ての照射野の吸収線量を合計して、各Ｐij点の治療による合計吸収線量を求めることができる。ここで、複数の照射野で求められる線源Ｓと各ピクセルＣijの交点を各Ｐij点として設定する。また、吸収線量分布演算手段１０８は、合計吸収線量が等しいＰij点を三次元的に結ぶことで等吸収線の分布である吸収線量分布データ１２９を生成する。
　図９を用いて、体内吸収線量の計算について説明する。人体Ｐのある点Ｐijkに投与される線量Ｄxyzは、各照射野でのこの点の吸収線量の合計で求めることができる。例えば、放射線治療における全照射野が線源Ｓ１の場合の第１照射野と線源Ｓ２の場合の第２照射野である場合、図９に示すように、線源Ｓ１と線量計１３Ａ上のピクセルＣijを結ぶ直線と線源Ｓ２と線量計１３Ｂ上のピクセルＣijを結ぶ直線との交点を点Ｐijkとする。この点Ｐijkの第１照射野の場合の吸収線量と第２照射野の場合の吸収線量を合計した値を、放射線治療で投与される線量Ｄxyzとして求めることができる。なお、実際の放射線治療はこれより多数の線源角度から行われるが、さらに多くの線源角度がある場合にも線源角度から得られた各点Ｐijkの吸収線量を合計することで、放射線治療で投与される線量Ｄxyzを求めることができる。
　判定手段１０９は、毎回の放射線治療時において、各照射野について、各ピクセルＣijで得られた差分線量データ１２７と、記憶装置１２０に記憶されている治療計画確定時の処方差分線量データ１２５とを比較して照射野形状と照射線量強度が所定の範囲内であるか否かを判定し、判定結果に応じて警告の画面を表示又はＸ線の照射を制御する。判定手段１０９で利用する処方差分線量データ１２５は、治療計画の処方で患者の人体Ｐに吸収されることが予定される差分線量のデータとして記憶装置１２０に格納されている。
　具体的には、図９に示す例の場合、判定手段１０９は、線源Ｓ１の照射角度における照射が終了した時点で、対向面線量計１３Ａの各ピクセルＣｉｊの線量を処方差分線量データ１２５の対応する値と比較することで照射野の形状および各ピクセルにおける線量強度を比較し、所定割合以上の不一致があれば表示処理手段１１０を介してディスプレイ５に警告を表示させる。また、判定手段１０９は、同様の工程を線源Ｓ２の照射角度で行う。すなわち、判定手段１０９は、実際のＸ線の照射の結果をすべての照射野において処方差分線量データ１２７と比較してＸ線照射の適否を判定する。
　例えば、判定手段１０９は、毎回の放射線治療時において、差分線量データ１２７が処方差分線量データ１２５に対して第１の値（例えば、５％）以上の超過がある場合には、表示処理手段１１０を介してディスプレイ５にＸ線照射量が超過である旨を表示させ、第２の値（例えば、２０％）以上の超過がある場合には、ディスプレイ５への表示とともに又はディスプレイ５への表示の代わりに照射部１１へフィードバック信号ＦＢＸを伝達してＸ線の照射を停止させる。また、判定手段１０９は、差分線量データ１２７が処方差分線量データ１２５に対して所定割合（例えば、５％）以上の不足がある場合には、表示処理手段１１０を介してディスプレイ５にＸ線照射量に不足がある旨を表示させる。
　表示処理手段１１０は、全照射野でのＸ線の照射が終了して吸収線量分布データ１２９が得られた時点で、吸収線量分布データ１２９及び処方データの分布とを比較して、図１０に一例を示すような画像をディスプレイ５に表示し、処方データの適否を判定させる。図１０において、線量百分率１０％、５０％、６０％、９０％、１００％で表された曲線は、治療計画による処方データの分布である。また、図１０において、吸収線量分布データ１２９は、患者の体内のＣＴ深さＴにおける等吸収線量分布図であって、吸収線量の単位をグレイ（Ｇｙ＝Ｊ／ｋｇ）で表し、吸収線量２．０Ｇｙ、１．８Ｇｙ、０．２Ｇｙでそれぞれ表された曲線である。このとき、表示処理手段１１０は、吸収線量分布データ１２９と処方データの分布とを三次元的に表示することもできる。また、吸収線量はグレイでなく百分率を用いて表示してもよい。
　また、表示処理手段１１０は、吸収線量分布データ１２９と処方データとに、所定割合（例えば、５％）以上の不一致の領域があるとき、その領域を警告領域として表示してもよい。
　表示処理手段１１０によって吸収線量分布データ１２９と処方データを比較して表示することで、ユーザに治療計画における処方データの適否を判させ、処方データが適切でない場合に変更を促がすことができる。あるいは治療期間中に人体Ｐに肥満や痩せといった変化があった場合にも治療計画の変更を促すことが出来る。表示処理手段１１０は、ユーザに変更が必要と判断されて変更の操作信号が入力されると、治療計画補正用コンピュータ８に吸収線量分布データ１２９と処方データの分布とを出力し、ファントムデータ７２、体内吸収線量減衰率データ１０５を利用して各照射野における各ピクセルの処方Ｘ線量を変えることによって目的の治療領域を設定することができる。
　上述したように、実施の形態に係る放射線治療システム１及びモニタリング装置１００によれば、線量計１３の測定結果を利用して各照射野で人体Ｐで吸収されるＸ線量を確認することができる。
　このとき、ファントム６を利用して患者である人体Ｐにおける吸収線量を求めることができるため、放射線治療システム１及びモニタリング装置１００によれば、患者に侵襲を与えずに、放射線治療中の患者体内の体内吸収放射線量を正確に検証して、患者の特定の部位に所望量の放射線を照射することが可能となる。
　また、放射線治療システム１及びモニタリング装置１００によれば、判定手段１０９によって差分線量データ１２７と処方差分線量データ１２５とを比較して人体Ｐに照射されるＸ線量が適当であるかを判定する。実際の線量と治療計画の線量に大きな不一致がある場合、判定手段１０９は、過剰なＸ線が人体Ｐで吸収されていること又はＸ線が不足していることを通知したり、照射部１１から人体ＰへのＸ線照を停止して、Ｘ線の過剰照射や過少照射を防止することができる。
　さらに、放射線治療システム１及びモニタリング装置１００によれば、表示処理手段１１０によって吸収線量分布データ１２９と処方線量データとの比較結果を表示する。表示手段１１０が比較結果を表示することにより、実際の分布と治療計画の分布に大きな不一致がある場合や、照射野の形状にずれがある場合にはユーザは治療計画でのＸ線の照射方法の誤りを容易に判断することができ、Ｘ線の誤照射を防止することができる。すなわち、表示処理手段１１０によって比較結果を表示して処方データの変更をユーザに促がすことで、最適な放射線治療が可能になる。
　本発明は、ＩＭＲＴを含むすべての放射線治療において、実際の患者における３次元治療計画における処方線量分布と吸収線量との比較ができる。すなわち人体Ｐにおける照合が出来る。また、本発明は、ピンポイントで放射線治療を行うＳＲＴから、同一照射野内の線量強度を変えて、３次元的にがんの輪郭に沿った凹凸自在の照射野を形成することが可能なＩＭＲＴをはじめすべての既存の放射線治療装置にも搭載可能である。
　なお、図２Ａでは、放射線治療システム１にディスプレイ５が接続される例を示しているが、ディスプレイ５は、放射線治療システム１やモニタリング装置１００の内部で有していてもよい。
　また、治療計画コンピュータ２において予め各照射野の各ピクセルにおける予想差分線量を求めている場合には、予想差分線量と差分線量演算手段１０６で求められる実際の差分線量とを比較し、この各差分値が所定範囲であるか否かに応じて、同様に判定することができる。
　さらに、放射線治療は長期間に渡って行われることがあるが、治療中や治療期間中に肥満、痩せなどでＣＴ画像（ＣＴ深さＴ）が変化したときなどには、治療計画の修正を促がすことで、患者の特定の部位に所望のＸ線を照射することができる。
[その他の実施の形態]
　上記のように、本発明は実施の形態によって記載したが、この開示はその中の如何なる論述若しくは図面であってもこの発明を限定するものであると理解すべきではない。この開示から当業者には様々な代替実施の形態、実施例または運用技術が容易に連想されるであろう。
　また、本発明は実施の形態においては、モニタリング対象を患者人体への照射線量としているが、必ずしも人体に限定されるものではなく、動物などの他の生命体であっても良い。
　このように、本発明はここでは記載していない様々な実施例を含む。本発明の技術的範囲は上記の説明から特許請求の範囲に係る発明特定事項によって定められる。
　本発明のモニタリング装置、モニタリング方法および放射線治療システムは、放射線治療の治療計画による３次元の処方線量分布と、実際の患者における吸収量線分布とを比較することができるため、ＳＲＴ、ＩＭＲＴを含む全ての放射線治療の分野に適用可能である。
　１…放射線治療システム
　１０…放射線治療装置部
　１１，１１ａ，１１ｂ…照射部
　１１１…マルチリーフコリメータ
　１２…寝台
　１２１…固定具
　１３，１３Ａ，１３Ｂ…線量計
　１４，１４ａ，１４ｂ…距離測定部
　１５…固定具
　１００…モニタリング装置
　１０１…線量取得手段
　１０２…距離取得手段
　１０５…体内吸収線量減衰率演算手段
　１０６…差分線量演算手段
　１０７…吸収線量演算手段
　１０８…吸収線量分布演算手段
　１０９…判定手段
　１１０…表示処理手段
　１２０…記憶装置
　１２１…治療前線量データ
　１２２…治療時線量データ
　１２３…距離データ
　１２５…処方差分線量データ
　１２６…体内吸収線量減衰率データ
　１２７…差分線量データ
　１２８…吸収線量データ
　１２９…吸収線量分布データ
　２…治療計画コンピュータ
　３…Ｘ線シミュレータ
　４…Ｘ線ＣＴシミュレータ
　５…ディスプレイ
　６…ファントム
　６１…水密度物質内蔵部
　６２…骨密度物質内蔵部
　６３…肺密度物質内蔵部
　６４…線量計
　７…吸収線量処理装置
　７０…記憶装置
　７１…水吸収線量減衰率データ
　７２…ファントムデータ
　７３…登録手段
　８…治療計画補正用コンピュータ

Claims (16)

  1. 　治療計画に合わせて寝台上の患者に放射線を照射して治療する放射線治療システムで利用するモニタリング装置であって、
    　放射線治療前に前記寝台上に患者が存在しない状態で治療計画と同一の条件で照射され、前記寝台を透過した放射線の線量である治療前線量データを記憶する記憶装置と、
    　前記患者及び前記寝台を透過した放射線の線量と、前記治療前線量データの線量との差分である差分線量を演算する差分線量演算手段と、
    　前記差分線量演算手段で演算された差分線量と、治療計画の処方で予定されていた処方差分線量とを比較して、治療で照射される放射線量の適否を判定し、判定結果を出力する判定手段と、
    　を備えることを特徴とするモニタリング装置。
  2. 　前記判定手段は、演算された差分線量と治療計画で予定されていた処方差分線量との差が大きいとき、ディスプレイに警告を表示させることを特徴とする請求項１に記載のモニタリング装置。
  3. 　前記判定手段は、演算された差分線量と治療計画で予定されていた処方差分線量との差が大きいとき、前記照射部に放射線の照射を停止させることを特徴とする請求項１に記載のモニタリング装置。
  4. 　前記差分線量演算手段で演算された差分線量に、患者の体内の各部における放射線の減衰率である体内吸収線量減衰率を適用して前記患者の体内の各部における放射線の吸収線量を演算する吸収線量演算手段と、
    　前記吸収線量演算手段で演算された前記患者の体内の各部における吸収線量の分布と、治療計画で予定されていた吸収線量の分布とをあわせてディスプレイに表示する表示処理手段と、
    　をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載のモニタリング装置。
  5. 　治療中の患者の皮膚と放射線源との距離を測定する距離測定装置から測定された距離を取得する距離取得手段をさらに備え、
    　前記吸収線量演算手段は、前記距離測定装置によって測定された距離に応じて新たに求められる体内吸収線量減衰率を利用して吸収線量を求めることを特徴とする請求項４に記載のモニタリング装置。
  6. 　水密度と等価な水密度物質と、骨密度と等価な骨密度物質と、肺密度と等価な肺密度物質とが内蔵され、前記水密度物質、前記骨密度物質、前記肺密度物質それぞれの表面から異なる深さの複数の位置に、照射された放射線の線量を測定する複数の線量計が配置されるファントムから線量計で測定された線量を入力すると、治療計画と同一条件で得られた前記患者のＣＴ画像データ上に複数のＱｉ点を設定し、水による各深さにおけるＸ線の減衰率に関する水吸収線量減衰率データと、前記ファントムの複数の線量計によって求められたＸ線量の減衰率の係数とから、設定した前記複数のＱｉ点についての組織の密度及び表面からの深さに対する体内吸収線量減衰率を求める体内吸収線量減衰率演算手段をさらに備え、
    　前記吸収線量演算手段は、前記体内吸収線量減衰率演算手段で求められた体内吸収線量減衰率を用いることを特徴とする請求項４に記載のモニタリング装置。
  7. 　治療計画に合わせて寝台上の患者に放射線を照射して治療する放射線治療システムで利用するモニタリング装置で利用されるモニタリング方法あって、
    　前記患者及び前記寝台を透過した放射線の線量と、放射線治療前に前記寝台上に患者が存在しない状態で治療計画と同一の条件で照射され、前記寝台を透過した放射線の線量との差分である差分線量を演算するステップと、
    　演算された差分線量と、治療計画の処方で予定されていた処方差分線量とを比較して、治療で照射される放射線量の適否を判定するステップと、
    　判定結果を出力するステップと、
    　を備えることを特徴とするモニタリング方法。
  8. 　演算された差分線量と治療計画で予定されていた処方差分線量との差が大きいとき、ディスプレイに警告を表示させるステップを供えることを特徴とする請求項７に記載のモニタリング方法。
  9. 　演算された差分線量と治療計画で予定されていた処方差分線量との差が大きいとき、放射線の照射を停止させることを特徴とする請求項７に記載のモニタリング方法。
  10. 　演算された差分線量に、患者の体内の各部における放射線の体内吸収線量減衰率を適用して前記患者の体内の各部における放射線の吸収線量を演算するステップと、
    　演算された前記患者の体内の各部における吸収線量の総量の分布と、治療計画で予定されていた吸収線量の分布とをあわせてディスプレイに表示し、治療計画との照合を行うステップをさらに備えることを特徴とする請求項７に記載のモニタリング方法。
  11. 　吸収線量を演算する演算ステップでは、治療中の患者の皮膚と放射線源との距離を測定する距離測定装置によって測定された距離に応じて新たに求められる体内吸収線量減衰率を利用して吸収線量を求めることを特徴とする請求項１０に記載のモニタリング方法。
  12. 　治療計画を記憶する治療計画コンピュータと、
    　治療計画に合わせて寝台上の患者に放射線を照射する照射部と、
    　前記寝台及び前記寝台上の患者を透過した放射線の線量を測定する線量計と、
    　放射線治療前に前記寝台上に患者が存在しない状態で治療計画と同一の条件で照射され、前記寝台を透過した放射線の線量である治療前線量データを記憶する記憶装置と、
    　前記患者及び前記寝台を透過した放射線の線量と、前記治療前線量データの線量との差分である差分線量を演算する差分線量演算手段と、
    　前記差分線量演算手段で演算された差分線量と、治療計画の処方で予定されていた処方差分線量とを比較して、治療で照射される放射線量の適否を判定し、判定結果を出力する判定手段と、
    　を備えることを特徴とする放射線治療装置。
  13. 　前記判定手段は、演算された差分線量と治療計画で予定されていた処方差分線量との差が大きいとき、ディスプレイに警告を表示させることを特徴とする請求項１２に記載の放射線治療装置。
  14. 　前記判定手段は、演算された差分線量と治療計画で予定されていた処方差分線量との差が大きいとき、前記照射部に放射線の照射を停止させることを特徴とする請求項１２に記載の放射線治療装置。
  15. 　前記差分線量演算手段で演算された差分線量に、患者の体内の各部における放射線の減衰率である体内吸収線量減衰率を適用して前記患者の体内の各部における放射線の吸収線量を演算する吸収線量演算手段と、
    　前記吸収線量演算手段で演算された前記患者の体内の各部における吸収線量の総量の分布と、治療計画で予定されていた吸収線量の分布とをあわせてディスプレイに表示し、治療計画との照合を行う表示処理手段をさらに備えることを特徴とする請求項１２に記載の放射線治療装置。
  16. 　水密度と等価な水密度物質を内蔵する水密度物質内蔵部と、
    　骨密度と等価な骨密度物質を内蔵する骨密度物質内蔵部と、
    　肺密度と等価な肺密度物質を内蔵する肺密度物質内蔵部と、
    　前記水密度物質内蔵部、前記骨密度物質内蔵部及び前記肺密度物質内蔵部の内部の表面からの深さが異なる複数の位置に配置され、照射された放射線の線量を測定する複数の線量計と、
    　を備えることを特徴とするファントム。
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