WO2013129258A1

WO2013129258A1 - 粒子線ビーム方向決定システム、粒子線ビーム方向決定方法及び粒子線ビーム方向決定用コンピュータプログラム

Info

Publication number: WO2013129258A1
Application number: PCT/JP2013/054549
Authority: WO
Inventors: 秀孝有村; 玄雄垣内; 塩山　善之; 中村　和正
Original assignee: 国立大学法人九州大学
Priority date: 2012-02-28
Filing date: 2013-02-22
Publication date: 2013-09-06
Also published as: JPWO2013129258A1

Abstract

　患者セットアップエラーに対してロバスト（強健）なビーム方向を決定する粒子線ビーム方向決定システムを提供する。ビーム方向像作成部１が、複数のビーム源の位置から見た複数の電子密度のビーム方向像を作成する。平均パワースペクトル計算部２´は、複数の電子密度のビーム方向像について、それぞれ平均パワースペクトルを計算する。傾き計算部３Ａが、複数の電子密度のビーム方向像から求めた平均パワースペクトルの傾きを計算する。ビーム方向決定部３Ｂは、傾きに基づいて粒子線のビーム方向を決定する。

Description

粒子線ビーム方向決定システム、粒子線ビーム方向決定方法及び粒子線ビーム方向決定用コンピュータプログラム

　本発明は、粒子線ビーム方向決定システム、粒子線ビーム方向決定方法及び粒子線ビーム方向決定用コンピュータプログラムに関するものである。

　陽子線治療あるいは重イオン治療（炭素イオン）のような粒子線治療では、正常組織の線量を減らし、腫瘍に照射する線量を増加させるために、複数のビームによって作られる線量分布をよりよく定義してコントロールすることが求められている。粒子線治療では、標的腫瘍のまわりの正確な深部線量分布は、深部線量を形作るシステムの中で補償フィルタを使用することにより得ることができる。図２４は、ブロードビーム照射の照射野形成装置の構成の一例を示すものである。この装置では、粒子線発生器１１から出た粒子線はワブラー電磁石１２，１３の間を通過した後、散乱体１４を通過して散乱し、その後リッジフィルタ１５に入射する。そしてリッジフィルタ１５は、粒子線に拡大ブラッグピークを作り、レンジシフタ１６により粒子線の体内飛程を調節し、マルチリーフコリメータ１７により照射範囲の輪郭を定め、補償フィルタ１８により粒子線が止まる場所の形を成形して、ターゲット（腫瘍）１９に粒子線を照射する。従来は、各患者のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像の三次元電子密度画像から得た電子密度のビーム方向像における横方向分布に基づいて、補償フィルタ１８を作成し、線量分布を決定している。しかしながら患者が治療中に動いて、当初のセット姿勢とは僅かに違う姿勢になること（患者セットアップエラーの発生）が、治療計画で考慮に入れられない場合、実際の治療中において患者の体内中で形成される線量分布は、計画された線量分布と比較して、腫瘍領域で線量低下または正常組織領域で線量増加の可能性がある。図２５は、作成した補償フィルタ１８とターゲットである計画標的体積ＰＴＶとの対応関係の一例を示している。図２５において、縦軸の「水等価厚」が電子密度に相当する。補償フィルタ１８は、各粒子線（ビーム）を計画標的体積ＰＴＶの末端ポイントで停止させる。しかしながら患者セットアップエラーが発生すると、補償フィルタ１８と計画標的体積ＰＴＶとの位置関係がずれて、腫瘍の形状の末端とビーム方向の線量分布の末端とを合わせることができなくなる。特に、前述のように、電子密度のビーム方向像が大きな振幅変化とともに急峻に変化する電子密度の領域を有していると、このようなずれの発生で、腫瘍に低量照射をし、正常な臓器に致命的な過剰照射をする問題が発生する。なおこのような問題は、補償フィルタを用いずに、ビームの照射距離を電子密度のビーム方向像に基づいて個別に制御する場合にも同様に発生する。

　特開２０１１－２１２３９５号公報（特許文献１）には、過照射問題を解決するために、照射対象の内側に柱状の照射野を敷き詰めて配置し、その状態を初期状態として、照射対象への照射線量が所定の範囲に入るように柱状の照射野の配置を調整する治療計画装置の治療計画を用いた粒子治療装置が開示されている。

　また特開２０１１－２１７９０２号公報（特許文献２）には、粒子治療計画装置において、標的領域以外の高線領域の出現を抑制する治療計画情報を提供する技術が開示されている。この技術では、照射領域の輪郭上に照射スポットを配置し、隣り合う照射スポットが予め定められた設定値以下になるように照射スポットを決定している。

特開２０１１－２１２３９５号公報特開２０１１－２１７９０２号公報

　しかしながら従来の治療計画装置には、患者セットアップエラーにより、腫瘍に低線量照射をし、正常な臓器に致命的な過剰照射をすることになることを防止することができるロバストな（多少の患者セットアップエラーがあっても、低線量照射や過剰照射が発生しない）粒子線ビーム方向を決定するものはなかった。

　本発明の目的は、患者セットアップエラーに対してロバストなビーム方向を決定する粒子線ビーム方向決定システム、粒子線ビーム方向決定方法及び粒子線ビーム方向決定用コンピュータプログラムを提供することにある。

　本発明は、粒子線照射システムに用いる治療計画情報を作成する治療計画装置で用いられる、粒子線のビーム方向を決定する粒子線ビーム方向決定システムを対象とする。本発明の粒子線ビーム方向決定システムは、ビーム方向像作成部と、パワースペクトル計算部と、ビーム方向決定手段とを備えている。

　ビーム方向像作成部は、ＣＴ撮影装置により照射対象を撮影して得た照射対象の治療計画ＣＴ画像から得たＣＴ値に基づいて作成された３次元電子密度画像を利用する。すなわちビーム方向像作成部は、３次元電子密度画像の周囲に所定の角度間隔をあけて複数のビーム源の設置位置を仮定して、各ビーム源の設置位置から計画標的体積の画像に向かう方向に仮想した２次元スクリーン上に、３次元電子密度画像中の照射対象の表面から計画標的体積の末端ポイントに到るまでの電子密度を投影することにより得られる２次元画像を、ビーム源の設置位置から見た電子密度のビーム方向像として、複数のビーム源の設置位置ごとに作成する。なお２次元スク－リンは、ビーム方向像を演算により求めるために仮想した計算上のスクリーンであり、またこの２次元スクリーン上への３次元電子密度画像の部分投影も計算上の投影である。すなわちビーム方向像作成部における電子密度の投影は、照射対象の表面から計画標的体積の各末端ポイントに至るまでのビーム線上の電子密度をサンプリングして加算することにより実現できる。例えば、照射対象中に空洞が存在する場合には、電子密度のビーム方向像中の空洞を含む領域の電子密度は低く現れ、照射対象中において空洞がない部分（筋肉や骨など）については、電子密度のビーム方向像中におけるその領域の電子密度は高くなる。

　３次元電子密度画像は、例えば次のように作ることができる。まず第１に、治療計画ＣＴ画像と治療計画ＣＴ画像中の計画標的体積の等方ボクセル化を実施する。第２に、等方ボクセル化した治療計画ＣＴ画像のＣＴ値を、水の相対電子密度に変換して変換電子密度画像を作成する。第３に、３次元の変換電子密度画像から体領域（空気ではない領域）の部分を取り出したものを３次元電子密度画像とする。このようにして得られた３次元電子密度画像を利用して、照射対象の表面から計画標的体積の各末端ポイントに至るまでの飛程を計算し、この飛程に基づいて、ビーム線上の電子密度をサンプリングして得たものを加算して電子密度のビーム方向像を作成する。

　パワースペクトル計算部は、複数のビーム源の位置から見た複数の電子密度のビーム方向像について、それぞれパワースペクトルを計算する。本発明では、パワースペクトルとして、積算パワースペクトル及び／または平均パワースペクトルを用いることができる。発明者は、ビーム方向像中に大きな振幅変化とともに急峻に変化する電子密度の領域部分があるか否かの判断（このようなビーム方向で生成される線量分布は患者セットアップエラーに弱いことの判断）にパワースペクトルが活用できることを見出した。すなわち大きな振幅変化とともに急峻に変化する電子密度の領域部分からは、空間周波数成分中に高周波成分の多いパワースペクトルが多く発生することを発明者は見出した。そこで例えば、３次元電子密度画像を中心してその周囲に５°間隔でビーム源の配置位置を仮定すると（ビームの入射方向を３次元電子密度画像を中心してその周囲に５°間隔で変えると）、７２枚の電子密度のビーム方向像について、それぞれ平均パワースペクトルを計算することになる。具体的なパワースペクトル計算部は、まず電子ビームのビーム方向像の画像内電子密度値の平均値をビーム方向像の画像周辺部へ代入して、ビーム方向像のエッジを平滑化する。平滑化では、ビーム方向像の値を持つ領域の輪郭周辺にガウシアンフィルタを適用して、ビーム方向像の値を持つ領域のエッジを平滑化する。この平滑化により、電子密度のビーム方向像を作成する際に発生するエッジから、本来不要な高周波成分が平均パワースペクトルに含まれることを阻止する。次に平滑化した画像全体の平均値を０へ正規化する前処理を実施する。具体的には、画像全体の平均値を画像全体の値から引く。そして平均値を０に正規化した（前処理を実施した）画像に基づいて、パワースペクトル画像を計算により求める。パワースペクトル画像は、前処理された画像を二次元のフーリエ変換を実施してパワースペクトルを計算により求めて画像化する。すなわち前処理した電子密度のビーム方向像のデータをフーリエ変換することにより、ある周波数バンド幅（周波数分解能）毎のパワーを求めて画像化してパワースペクトル画像を得る。そしてこのパワースペクトル画像を画像の中心に０周波数がくるように画像領域の入れ替えを行う。次にパワースペクトルの極座標変換を行って、パワースペクトル画像を空間周波数と角度の座標で表す画像に変換する。次に、極座標変換したパワースペクトル画像の各空間周波数における積算パワースペクトルを計算する。この積算パワースペクトルから平均パワースペクトルを求める。平均パワースペクトルは、積算パワースペクトルを示す図の縦軸値及び横軸値の自然対数を取ったものである。

　前述のように，セットアップエラーに弱いビーム方向像では、空間周波数成分中に高周波成分の多いパワースペクトルになることを発明者は見出した。この知見に基づいて、ビーム方向決定手段は、パワースペクトルの空間周波数成分中の高周波成分の量に基づいて、粒子線のビーム方向を決定する。すなわちビーム方向決定手段は、高周波成分の量が予め定めた成分量閾値以下になるビーム方向像を得ることができるビーム源の方向を、粒子線のビーム方向として適切な方向であると決定する。したがって本発明によれば、簡単にセットアップエラーに頑強なビーム方向を決定できる。

　高周波成分の量が予め定めた成分量閾値以下になるか否かの判定は、いくつかの評価指標を基準として判定することができる。一つの評価指標は、平均パワースペクトルの傾きの絶対値であり、また他の一つの評価指標は積算パワースペクトルから求める０次モーメントである。

　平均パワースペクトルの傾きの絶対値を評価指標とする場合には、パワースペクトル計算部は、複数の電子密度のビーム方向像について、それぞれ平均パワースペクトルを計算する平均パワースペクトル計算部から構成する。そしてビーム方向決定手段は、複数の電子密度のビーム方向像についてそれぞれ求めた平均パワースペクトルの傾きの絶対値を計算する傾き計算部と、平均パワースペクトルの傾きの絶対値が予め定めた傾き閾値以上になる場合には、高周波成分の量が成分量閾値以下になると判断して、粒子線のビーム方向を決定するビーム方向決定部とから構成することができる。傾き計算部は、複数の電子密度のビーム方向像から求めた平均パワースペクトルの傾きの絶対値をそれぞれ計算する。平均パワースペクトルの勾配即ち傾きは、ナイキスト周波数まですべての周波数についてのパワースペクトルを伴った一次多項式の傾斜として得られる。この傾きは、平均パワースペクトルを最小二乗法により近似直線を求め、この近似直線の傾きとして求めることができる。

　ビーム方向決定部は、この傾きに基づいて粒子線のビーム方向を決定する。ビーム方向像中に大きな振幅変化とともに急峻に変化する電子密度の領域部分が少なくなると、電子密度のビーム方向像中における変化の空間周波数がより低く及び振幅がより小さくなって、平均パワースペクトル中の高周波成分が少なくなり、平均パワースペクトルの勾配即ち傾きの絶対値がより大きくなるとの知見に基づいて、この傾きの絶対値を求めている。この傾きの絶対値が大きい場合には、多少の患者セットアップエラーがあっても、ビーム方向像中に大きな振幅変化とともに急峻に変化する電子密度の領域部分が少ないため、低線量照射や過剰照射が発生する可能性は低下する。その結果、セットアップエラーに頑強なビーム方向を決定することが可能になる。

　そこでビーム方向決定部では、傾きの絶対値が傾き閾値よりも大きい電子密度のビーム方向像に対応するビーム源の方向を粒子線のビーム方向として適切な方向であると決定することができる。傾き閾値の定め方によって、複数種類のビーム方向が好ましい方向として決定される。

　またビーム方向決定部は、傾きの絶対値が閾値よりも小さい電子密度のビーム方向像に対応するビーム源の方向を粒子線のビーム方向として不適切な方向であると決定することができる。このようにすると、不適切な方向以外の方向から医師が好ましいと考える方向を採用すればよい。

　評価指標として０次モーメントを用いる場合には、パワースペクトル計算部は、複数の電子密度のビーム方向像について、それぞれ積算パワースペクトルを計算する。そしてビーム方向決定手段を、複数の電子密度のビーム方向像についてそれぞれ求めた積分パワースペクトルから０次モーメントを計算する０次モーメント計算部と、０次モーメントが予め定めたモーメント閾値以下になる場合には、高周波成分の量が成分量閾値以下になる判断して、粒子線のビーム方向を決定するビーム方向決定部とから構成する。ビーム方向決定部は、０次モーメントがモーメント閾値以下になる電子密度のビーム方向像に対応するビーム源の方向を粒子線のビーム方向として適切な方向であると決定することができる。またビーム方向決定部は、０次モーメントがモーメント閾値よりも大きくなる電子密度のビーム方向像に対応するビーム源の方向を粒子線のビーム方向として不適切な方向であると決定することができる。

　評価指標として０次モーメントを用いると、平均パワースペクトルの傾きの絶対値を評価指標とする場合よりも、簡単な演算により適切なビーム方向をより高い精度で決定できる。

　本発明の粒子線照射システムに用いる治療計画情報を作成する治療計画装置において粒子線のビーム方向をコンピュータを用いて決定する方法は、以下の第１乃至第３のステップを実施する。第１のステップでは、ＣＴ撮影装置により照射対象を撮影して得た照射対象の治療計画ＣＴ画像から得たＣＴ値に基づいて作成された３次元電子密度画像の周囲に所定の角度間隔をあけて複数のビーム源の設置位置を仮定して、ビーム源の設置位置から計画標的体積の画像に向かう方向に仮想した２次元スクリーン上に、３次元電子密度画像中の照射対象の表面から計画標的体積の末端ポイントに到るまでの電子密度を投影することにより得られる２次元画像を、ビーム源の設置位置から見た電子密度のビーム方向像として、複数のビーム源の設置位置ごとに作成する。第２のステップでは、複数の電子密度のビーム方向像について、それぞれパワースペクトルを計算する。第３のステップでは、パワースペクトルの空間周波数成分中の高周波成分の量に基づいて、前記粒子線のビーム方向を決定する。なお第３のステップで、高周波成分の量が予め定めた成分量閾値以下になるビーム方向像を得ることができるビーム源の方向を、粒子線のビーム方向として適切な方向であると決定する。

　平均パワースペクトルの傾きの絶対値を評価指標とする場合には、第２のステップで、複数の電子密度のビーム方向像について、それぞれ平均パワースペクトルを計算する。そして第３のステップで、複数の電子密度のビーム方向像についてそれぞれ求めた平均パワースペクトルの傾きの絶対値を計算し、平均パワースペクトルの傾きの絶対値が予め定めた傾き閾値以上になる場合には、高周波成分の量が成分量閾値以下になると判断して、粒子線のビーム方向を決定する。

　パワースペクトルの０次モーメントを評価指標とする場合には、第２のステップでは、複数の電子密度のビーム方向像について、それぞれ積算パワースペクトルを計算する。そして第３のステップでは、複数の電子密度のビーム方向像についてそれぞれ求めた積算パワースペクトルから０次モーメントを計算し、０次モーメントが予め定めた０次モーメント閾値以下になる場合には、高周波成分の量が成分量閾値以下になると判断して、粒子線のビーム方向を決定する。

　本発明のコンピュータ用プログラムは、上記第１乃至第３のステップをコンピュータに実現させるものである。このプログラムは記憶媒体に記憶させることができる。

（Ａ）及び（Ｂ）は、粒子線照射システムに用いる治療計画情報を作成する治療計画装置で用いられる本発明の粒子線ビーム方向決定システムの実施の形態の一例の構成を示すブロック図である。図１の実施の形態の理解を容易にするために、３次元電子密度画像から電子密度のビーム方向像を作成する状況を概念的に示す模式図である。ビーム方向像作成部が電子密度のビーム方向像を取得する際に用いるソフトウエアのアルゴリズムを示すフローチャートである。計画標的体積の画像がＣＵＢＩＣ補間により滑らかな等方性の画像になることを示す図である。照射対象の表面から計画標的体積の各末端ポイントに至るまでのビーム線上の電子密度をサンプリングして３次元電子密度画像を得ることを説明するために用いる図である。第４のステップＳＴ１４の具体的ステップを２次元で示すものである。電子密度のビーム方向像を作成する方法を説明するために用いる図である。（Ａ）は照射対象である人の頭部の計画標的体積の画像を含む放射線写真を示す図であり、（Ｂ）は計画標的体積の画像を含む電子密度のビーム方向像を示す図である。平均パワースペクトル計算部，傾き計算部及びビーム方向決定部で得られる結果をそれぞれ時系列で示す図である。平均パワースペクトル計算部及び傾き計算部をコンピュータを用いて実現する場合に用いるソフトウエアのアルゴリズムを示すフローチャートである。（Ａ）は電子ビームのビーム方向像の画像内電子密度値の平均値をビーム方向像の画像周辺部へ代入した図を示しており、（Ｂ）は画像中のグレー値を示すグラフ図である。（Ａ）及び（Ｂ）は、平滑化前と平滑化の後の画像とグレー値の変更を示す図である。（Ａ）は正規化した画像を示す図であり、（Ｂ）は正規化前の正規化後のグレー値の変化を示す図である。オリジナルパワースペクトル画像の画像領域の入れ替えパターンを示す図である。パワースペクトル画像を示す図である。パワースペクトル画像を説明するために用いる図である。パワースペクトル画像を説明するために用いる図である。（Ａ）は変換前のパワースペクトル画像であり、（Ｂ）は図１８（Ａ）の画像を極座標変換した結果を示す図である。図１８（Ｂ）に示した極座標変換したパワースペクトル画像から積算パワースペクトルを求めた結果を示す図である。積算パワースペクトルから求めた平均パワースペクトルを示す図である。粒子線照射システムに用いる治療計画情報を作成する治療計画装置において粒子線のビーム方向をコンピュータを用いて決定する方法で使用するソフトウエアのアルゴリズムを示す図である。試験において得られた０～３５５度のビーム方向に対するパワースペクトルの勾配を示す図である。（Ａ）乃至（Ｃ）は、図２２において、閾値ＳＨを越えるＡ乃至Ｃの傾きでビームを照射した場合を３つのＣＴスライス上に表示した図である。ブロードビーム照射に照射野形成装置の構成の一例を示す図である。補償フィルタとターゲットである計画標的体積ＰＴＶとの対応関係の一例を示す図である。０次モーメントに基づいて、高周波成分の量が予め定めた成分量閾値以下になるか否かの判定を行う実施の形態の構成を示すブロック図である。０次モーメントによる評価の全体の手順を示す図である。前処理の詳細を示す図である。デカルト座標系から極座標系への変換のアルゴリズムを示す図である。変換前のデカルト座標系のパワースペクトルと、変換後の極座標系のパワースペクトルを示す図である。１症例目の１方向における電子密度ビーム方向像のパワースペクトルを示す図である。１症例目の２方向における電子密度ビーム方向像のパワースペクトルを示す図である。１症例目における、全方向からのパワースペクトルの０次モーメントを示す図である。提案手法を適用した５症例における、最小値を０、最大値を１に正規化した０次モーメントの、放射線腫瘍医によって選択されたビーム方向と、避けられたビーム方向での平均値の比較を示す表である。（Ａ）及び（Ｂ）は、１症例目におけるビーム方向と１次モーメント及び２次モーメントの関係を示す図である。体を傾けて撮像された治療計画ＣＴの例を示す図である。

　以下、図面を参照して、本発明の粒子線ビーム方向決定システム及び粒子線ビーム方向決定方法の実施の形態の一例を詳細に説明する。図１（Ａ）は、粒子線照射システムに用いる治療計画情報を作成する治療計画装置で用いられる本発明の粒子線ビーム方向決定システムの基本構成を示すブロック図である。図１（Ａ）の基本構成では、粒子線ビーム方向決定システムが、ビーム方向像作成部１と、パワースペクトル計算部２と、ビーム方向決定手段３とから構成されている。ビーム方向決定手段３の出力は、治療計画装置４に提供される。ビーム方向像作成部１は、３次元電子密度画像作成システム５がＣＴ撮影装置により照射対象を撮影して得た照射対象の治療計画ＣＴ画像から得たＣＴ値に基づいて作成された３次元電子密度画像を利用する。パワースペクトル計算部２は、複数のビーム源の位置から見た複数の電子密度のビーム方向像について、それぞれパワースペクトルを計算する。本発明では、パワースペクトルとして、積算パワースペクトル及び／または平均パワースペクトルを用いる。本発明は、ビーム方向像中に大きな振幅変化とともに急峻に変化する電子密度の領域部分があるか否か（セットアップエラーに頑強なビーム方向であるか否か）の判断にパワースペクトルが活用できることを基礎としている。そこで例えば、３次元電子密度画像を中心してその周囲に５°間隔でビーム源の配置位置を変化させると（ビームの入射方向を３次元電子密度画像を中心してその周囲に５°間隔で変えると）、７２枚の電子密度のビーム方向像について、それぞれ平均パワースペクトルを計算することになる。具体的なパワースペクトル計算部２は、まず電子密度のビーム方向像の画像内電子密度値の平均値をビーム方向像の画像周辺部へ代入して、ビーム方向像のエッジを平滑化する。平滑化では、ビーム方向像の値を持つ領域の輪郭周辺にガウシアンフィルタを適用して、ビーム方向像の値を持つ領域のエッジを平滑化する。この平滑化により、電子密度のビーム方向像を作成する際に発生するエッジから、本来不要な高周波成分が平均パワースペクトルに含まれることを阻止する。次に平滑化した画像全体の平均値を０へ正規化する前処理を実施する。具体的には、画像全体の平均値を画像全体の値から引く。そして平均値を０に正規化した（前処理を実施した）画像に基づいて、パワースペクトル画像を計算により求める。パワースペクトル画像は、前処理された画像を二次元のフーリエ変換を実施してパワースペクトルを計算により求めて画像化する。すなわち前処理した電子密度のビーム方向像のデータをフーリエ変換することにより、ある周波数バンド幅（周波数分解能）毎のパワーを求めて画像化してパワースペクトル画像を得る。そしてこのパワースペクトル画像を画像の中心に０周波数がくるように画像領域の入れ替えを行う。次にパワースペクトルの極座標変換を行って、パワースペクトル画像を空間周波数と角度の座標で表す画像に変換する。次に、極座標変換したパワースペクトル画像の各空間周波数における積算パワースペクトルを計算する。この積算パワースペクトルから平均パワースペクトルを求める。平均パワースペクトルは、積算パワースペクトルを示す図の縦軸値及び横軸値の自然対数を取ったものである。ビーム方向決定手段３は、パワースペクトルの空間周波数成分中の高周波成分の量に基づいて、粒子線のビーム方向を決定する。すなわちビーム方向決定手段３は、高周波成分の量が予め定めた成分量閾値以下になるビーム方向像を得ることができるビーム源の方向を、粒子線のビーム方向として適切な方向であると決定する。したがって本発明によれば、セットアップエラーに頑強なビーム方向（セットアップエラーに対して線量分布が崩れにくい方向）を決定できる。高周波成分の量が予め定めた成分量閾値以下になるか否かの判定は、いくつかの評価指標を基準として判定することができる。一つの評価指標は、平均パワースペクトルの傾きの絶対値であり、また他の一つの評価指標は積算パワースペクトルから求める０次モーメントである。

　図１（Ｂ）は、平均パワースペクトルの傾きの絶対値に基づいて、高周波成分の量が予め定めた成分量閾値以下になるか否かの判定を行う実施の形態の構成を示すブロック図である。図２は、図１の実施の形態の理解を容易にするために、３次元電子密度画像から電子密度のビーム方向像ＢＤＩを作成する状況を概念的に示す模式図である。なお図２においては、３次元電子密度画像３ＤＩの代わりに照射対象Ｇの立体形状を示してある。また図２中には、計画標的体積ＰＴＶに対応するものとしてターゲット（腫瘍）ＴＧを図示してある。図１の実施の形態では、粒子線ビーム方向決定システムが、ビーム方向像作成部１と、平均パワースペクトル計算部２´からなるパワースペクトル計算部２と、傾き計算部３Ａ及びビーム方向決定部３Ｂからなるビーム方向決定手段３とから構成されている。ビーム方向像作成部１は、３次元電子密度画像作成システム５がＣＴ撮影装置により照射対象を撮影して得た照射対象の治療計画ＣＴ画像から得たＣＴ値に基づいて作成された３次元電子密度画像３ＤＩを利用する。

　図３には、３次元電子密度画像作成システム５において、コンピュータを用いて３次元電子密度画像３ＤＩを作成し、ビーム方向像作成部１が電子密度のビーム方向像ＢＤＩを取得する際に用いるソフトウエアのアルゴリズムを示すフローチャートを示している。３次元電子密度画像作成システム５は、概念的には、図示しないＣＴ撮影装置により照射対象を撮影して得た照射対象の治療計画ＣＴ画像から得たＣＴ値に基づいて、３次元電子密度画像３ＤＩを得るものである。本実施の形態では、３次元電子密度画像３ＤＩを具体的に以下のステップで作成する。図３に示すように、第１のステップＳＴ１１で、治療計画ＣＴ画像と治療計画ＣＴ画像中の計画標的体積の等方ボクセル化を実施する。特に等方ボクセル化の際には、図４に示すように、等方ボクセル化した計画標的体積ＰＴＶの画像がＣＵＢＩＣ補間により滑らかな等方性の画像にしている。これにより高周波成分の増加を抑制している。次に第２のステップで、等方ボクセル化した治療計画ＣＴ画像のＣＴ値を、水の相対電子密度に変換して変換電子密度画像を作成する。なおこの電子密度への変換に関しては、例えば、株式会社文光堂が発行する「放射線治療物理学」（著者：西臺武弘）の第２５０頁及び第２５１頁に具体的に開示されている。第３のステップでは、３次元の変換電子密度画像から体領域（空気ではない領域）の部分を取り出したものを３次元電子密度画像３ＤＩとする。ステップＳＴ４では、図５に示すように、３次元電子密度画像３ＤＩを利用して、照射対象の表面から計画標的体積ＰＴＶの各末端ポイントに至るまでの飛程を計算し、この飛程に基づいて、ビーム線上の電子密度をサンプリングして得たものを加算して電子密度のビーム方向像を作成する。

　図６は、第４のステップＳＴ１４の具体的ステップを２次元で示すものである。図６にいて、Ｂはベッドの像であり、Ｗは患者をベッドに固定するための網の像である。これらの像Ｂ及びＷは、画像処理により消去される。具体的には、変換電子密度画像の固定閾値処理→オープニング処理（１pixel縮小・１pixel拡大）→最大領域の切り取り→クロージング処理（１pixel拡大・１pixel縮小）→画像反転と最大領域の切り取り（体の外の空気）→「体の中の空気を含めた領域」を体領域として定義→電子密度画像から体領域の取り出しを実施する。このような処理を経て３次元電子密度画像３ＤＩを作成すると、ビーム通過部分の電子密度をより正確に反映した３次元電子密度画像３ＤＩを得ることができる。

　図１（Ｂ）のビーム方向像作成部１は、図７に概念的に示すように、３次元電子密度画像３ＤＩの周囲に所定の角度間隔（本実施の形態では５°間隔）をあけて複数のビーム源ＬＳの設置位置（Ｐ０～Ｐ７１）を仮定して、各ビーム源ＬＳの設置位置から計画標的体積ＰＴＶの像ＰＴＶＩに向かう方向に仮想した２次元スクリーンＳ上に、３次元電子密度画像３ＤＩ中の照射対象の表面から計画標的体積ＰＴＶの末端ポイントに到るまでの電子密度を投影することにより得られる２次元画像を、ビーム源の位置から見た電子密度のビーム方向像ＢＤＩとして、複数のビーム源の設置位置ごとに作成する。図７及び図２において、Ｆは図２４に示したマルチリーフコリメータに相当するもので、３次元電子密度画像３ＤＩに計画標的体積ＰＴＶの輪郭形状に一致したビームを投影するためのものである。２次元スク－リンＳは、ビーム方向像を演算により求めるために仮想した計算上のスクリーンであり、またこの２次元スクリーン上への３次元電子密度画像３ＤＩの投影も計算上の投影である。電子密度のビーム方向像ＢＤＩには、ビーム源ＬＳ側からのビーム線上の３次元電子密度画像中の電子密度を照射対象の表面から計画標的体積ＰＴＶの末端ポイント（ビーム源から見て計画標的体積ＰＴＶの背面側の縁部に対応する点）までサンプリングしたものを加算した値が、多数のビーム線ごとに２次元データとして含まれている。ビームが通過する領域に空洞が存在する場合には、電子密度のビーム方向像ＢＤＩ中の空洞を含む領域を通るビーム上でサンプリングした電子密度の加算値は低くなり、筋肉や骨などの領域を通るビーム上でサンプリングした電子密度の加算値は高くなる。ちなみに図８（Ａ）は照射対象である人の頭部の計画標的体積の画像を含む放射線写真を示しており、図８（Ｂ）は計画標的体積の画像を含む電子密度のビーム方向像ＢＤＩである。ビーム方向像作成部１は、このような電子密度のビーム方向像ＢＤＩをビーム源ＬＳの設置位置を０°から３５５°まで５°間隔で変えて取得している。

　図１の平均パワースペクトル計算部２´は、図７の複数のビーム源ＬＳの配置位置から見た複数の電子密度のビーム方向像ＢＤＩについて、それぞれ平均パワースペクトルを計算する。図７のように、３次元電子密度画像３ＤＩを中心してその周囲に５°間隔でビーム源の位置を仮定すると、７２枚の電子密度のビーム方向像について、それぞれ平均パワースペクトルを計算することになる。傾き計算部３Ａは、複数の電子密度のビーム方向像から求めた平均パワースペクトルの傾きをそれぞれ計算する。そしてビーム方向決定部３Ｂは、この傾きの絶対値に基づいて粒子線のビーム方向を決定する。ビーム方向決定部３Ｂで決定された情報は、治療計画装置４に提供される。

　図９は、平均パワースペクトル計算部２´、傾き計算部３Ａ及びビーム方向決定部３Ｂで得られる結果をそれぞれ時系列で示している。図１０は、平均パワースペクトル計算部２´及び傾き計算部３Ａを、コンピュータを用いて実現する場合に用いるソフトウエアのアルゴリズムを示すフローチャートである。図１１（Ａ）の上側の図は、電子ビームのビーム方向像の画像内電子密度値の平均値をビーム方向像の画像周辺部へ代入した図を示している。なお図中の横線は、後述するグレー値を採取した部分を示すものである。次に平均パワースペクトル計算部２´では、ステップＳＴ２１において、ビームのビーム方向像の画像内電子密度値の平均値をビーム方向像ＢＤＩの画像周辺部へ代入して、ビーム方向像ＢＤＩのエッジを平滑化する。このことはビーム方向像ＢＤＩの周囲にある背景画像のピクセル値とビーム方向像ＢＤＩのピクセル値との差を減少させているために、計画標的体積ＰＴＶの内部の電子密度に基づいたビーム方向像ＢＤＩの平均ピクセル値を背景画像のピクセル値割り当てることを意味する。ステップＳＴ２１の結果は、図１１（Ｂ）に示すように、画像中のグレー値の変化として確認できる。図１１（Ｂ）において、画像中のグレー値は上のグラフの状態から下のグラフの状態になる。

　次にステップＳＴ２２では、投影部分のエッジを平滑化する。この平滑化では、ビーム方向像ＢＤＩの値を持つ領域の輪郭周辺にガウシアンフィルタを適用して、ビーム方向像ＢＤＩの値を持つ領域のエッジを平滑化する。すなわちビーム方向像ＢＤＩの値を持つ部分と持たない部分との間に、大きな値の差を無くして高周波成分の増加を防ぐ。ここでガウシアンフィルタは、例えば、電子密度のビーム方向像ＢＤＩの端部から予め定めたピクセル分の領域において、パワースペクトル中の高い周波数成分を減少させるために用いられる。図１２（Ａ）及び（Ｂ）は、平滑化前と平滑化の後の画像とグレー値の変更を示している。

　次にステップＳＴ２３で、平滑化した画像全体の平均値を０へ正規化する前処理を実施する。具体的には、画像全体の平均値を画像全体の値から引く。図１３（Ａ）は、正規化した画像を示しており、図１３（Ｂ）は正規化前の正規化後のグレー値の変化を示している。

　次にステップＳＴ２４で、平均値を０に正規化した（前処理を実施した）画像に基づいて、パワースペクトル画像を計算により求める。パワースペクトル画像は、前処理された画像を二次元のフーリエ変換を実施してパワースペクトルを計算により求めて画像化することにより得る。すなわち前処理した電子密度のビーム方向像のデータをフーリエ変換することにより、ある周波数バンド幅（周波数分解能）毎のパワーを求めて画像化してパワースペクトル画像を得る。本実施の形態では、パワースペクトル画像を画像の中心に０周波数がくるよう画像領域の入れ替えを行う。図１４は、オリジナルパワースペクトル画像の画像領域の入れ替えパターンを示している。オリジナルパワースペクトル画像では、四隅が０周波数となる。そこで画像の領域Ｒ１を領域Ｒ４と入れ替え、領域Ｒ２と領域Ｒ３とを入れ替える。その結果、画像の中心に０周波数が位置することになる。図１５は、画像領域の入れ替えを行って得たパワースペクトル画像の一例を示している。このようにして得たパワースペクトル画像の濃度変動は、周波数及び振幅の変化により示される。このパワースペクトル画像の座標（中心からの距離）は、空間周波数（画像の濃度変動の周波数）を示している。またパワースペクトルが小さいことは、振幅が小さいことを意味している。図１５に示すように、パワースペクトル画像の中心には、低周波数成分が集まり、外側領域には高周波成分が集まることになる。図１６において、符号Ａで示す領域の空間周波数は、低周波成分あり、符号Ｂで示す領域の空間周波数は高周波成分である。また図１７に符号Ｃで示す領域のように、中心から等距離で値が大きい部分は、濃度変化が大きいことを示している。また符号Ｄで示す領域のように、中心から等距離で値が小さい部分は、濃度変化が小さいことを示している。

　次にステップＳＴ２５において、パワースペクトル画像の極座標変換を行って、パワースペクトル画像を空間周波数と角度の座標で表す画像に変換する。図１８（Ａ）は変換前のパワースペクトル画像であり、図１８（Ｂ）は、図１８（Ａ）の画像を極座標変換した結果を示している。ステップＳＴ２６では、極座標変換したパワースペクトル画像の各空間周波数における積算パワースペクトルを計算する。図１９は、図１８（Ｂ）に示した極座標変換したパワースペクトル画像から積算パワースペクトルを求めた結果を示している。積算パワースペクトルは、下記の式により求めることができる。

　上記式において、ｆは空間周波数であり、θは角度である。

　ステップＳＴ２７は、傾き計算部３Ａを実現するステップである。このステップＳＴ２７では、複数の電子密度のビーム方向像から求めた積算パワースペクトルから平均パワースペクトルの傾きをそれぞれ計算する。平均パワースペクトルは、積算パワースペクトルを示す図の縦軸値及び横軸値の自然対数を取ったものである。平均パワースペクトルの勾配即ち傾きは、ナイキスト周波数まですべての周波数についてのパワースペクトルを伴った一次多項式の傾斜として得られる。図２０は、図１９の積算パワースペクトルから求めた平均パワースペクトルを示している。平均パワースペクトルの傾きの絶対値は、平均パワースペクトルから最小二乗法により近似直線ＳＬを求め、この近似直線ＳＬの傾きとして求める。

　ビーム方向決定部３Ｂは、この傾きの絶対値に基づいて粒子線のビーム方向を決定する。電子密度のビーム方向像における変化の空間周波数がより低く及び振幅がより小さくなると、平均パワースペクトルの勾配即ち傾きの絶対値がより大きくなる。ビーム方向像中に大きな振幅変化とともに急峻に変化する電子密度の領域部分が少なくなると、電子密度のビーム方向像中における変化の空間周波数がより低く及び振幅がより小さくなって、平均パワースペクトル中の空間周波数成分中の高周波成分が少なくなり、平均パワースペクトルの勾配即ち傾きの絶対値がより大きくなる。したがってこの傾きの絶対値が大きい場合には、多少の患者セットアップエラーがあっても、ビーム方向像中に大きな振幅変化とともに急峻に変化する電子密度の領域がないため、低線量照射や過剰照射が発生する可能性は低下する。

　そこでビーム方向決定部３Ｂは、傾きの絶対値が傾き閾値ＳＨよりも大きくなる電子密度のビーム方向像に対応するビーム源の方向を粒子線のビーム方向として適切な方向であると決定する。傾き閾値の定め方によれば、複数種類のビーム方向が好ましい方向として決定される。またビーム方向決定部３Ｂは、傾きの絶対値が傾き閾値ＳＨよりも小さい電子密度のビーム方向像に対応するビーム源の方向を粒子線のビーム方向として不適切な方向であると決定することもできる。このようにすると、不適切な方向以外の方向から医師が好ましいと考える方向を採用すればよい。

　図２１は、本発明の粒子線照射システムに用いる治療計画情報を作成する治療計画装置において粒子線のビーム方向をコンピュータを用いて決定する方法で使用するソフトウエアのアルゴリズムを示している。このアルゴリズムでは、第１のステップＳＴ３１では、ＣＴ撮影装置により照射対象を撮影して得た照射対象の治療計画ＣＴ画像から得たＣＴ値に基づいて作成された３次元電子密度画像の周囲に所定の角度間隔をあけて複数のビーム源の設置位置を仮定して、各ビーム源の設置位置から計画標的体積に向かう方向に仮想した２次元スクリーン上に、３次元電子密度画像中の照射対象の表面から計画標的体積の末端ポイントに到るまでの電子密度を投影することにより得られる２次元画像を、ビーム源の位置から見た電子密度のビーム方向像として、複数のビーム源ごとに作成する。第２のステップＳＴ３２では、複数の電子密度のビーム方向像について、それぞれ平均パワースペクトルを計算する。第３のステップＳＴ３３では、複数の電子密度のビーム方向像から求めた平均パワースペクトルの傾きの絶対値に基づいて粒子線のビーム方向を決定する。

　本発明の効果を確認するために、本実施の形態を５つの頭頸部癌ケースに適用し、ビーム方向を決定する試験を行った。図２２は、この試験において得られた０～３５５度のビーム方向に対するパワースペクトルの勾配を示している。図２３（Ａ）乃至（Ｃ）は、図２２において、閾値ＳＨを越えるＡ乃至Ｃの傾きでビームを照射した場合を３つのＣＴスライス上に表示した図である。この３つのビーム方向について放射線腫瘍医に見解を求めたところ、好ましいものであるとの賛同を得た。このことは、本発明によって決定されたビーム方向が、ロバストなビーム方向を示していることを意味している。

　図２６は、０次モーメントに基づいて、高周波成分の量が予め定めた成分量閾値以下になるか否かの判定を行う実施の形態の構成を示すブロック図である。評価指標として０次モーメントを用いる場合には、パワースペクトル計算部２は、複数の密度のビーム方向像について、それぞれ一次元積算パワースペクトルを計算する。そしてビーム方向決定手段３０は、複数の電子密度のビーム方向像についてそれぞれ求めた一次元積分パワースペクトルから０次モーメントを計算する０次モーメント計算部３０Ａと、０次モーメントが予め定めたモーメント閾値以下になる場合には、高周波成分の量が成分量閾値以下になると判断して、粒子線のビーム方向を決定するビーム方向決定部３０Ｂとから構成する。ビーム方向決定部３０Ｂは、０次モーメントがモーメント閾値以下になる電子密度のビーム方向像に対応するビーム源の方向を粒子線のビーム方向として適切な方向であると決定することができる。またビーム方向決定部３０Ｂは、０次モーメントがモーメント閾値よりも大きくなる電子密度のビーム方向像に対応するビーム源の方向を粒子線のビーム方向として不適切な方向であると決定することができる。

　以下具体的に０次モーメントを用いてビーム方向を決定する方法について説明する。前述のように、患者セットアップエラーによる線量分布の悪化の程度は、水等価距離の空間的変化の、振幅と空間周波数とともに増加する。そこで本実施の形態では、０次モーメントを用いて、低い空間周波数成分を持ち、振幅の小さい電子密度ビーム方向像を持つビーム方向を見つける。各ビーム方向の電子密度ビーム方向像から取得される、一次元積算パワースペクトルの０次モーメント（パワースペクトルの面積）（非特許文献１６）を求める。図２７は、０次モーメントによる評価の全体の手順を示す。まず、取得した電子密度ビーム方向像に前処理を行う。次にデカルト座標系の２次元パワースペクトルを計算する。その後、デカルト座標系のパワースペクトルを極座標へ変換する。そして、積算パワースペクトルを計算し、最後に０次モーメントを計算する。

　まず、電子密度ビーム方向像のパワースペクトルを、０から３５５度まで、５度間隔で計算した。パワースペクトルを計算する前に、仮想的な照射野の境界領域の、水等価距離の変動とは無関係な高周波成分を低減するため、電子密度ビーム方向像に以下に示す前処理を行う。前処理の詳細を図２８に示す。最初に、仮想照射野内と照射野外の値の差を減らすため、仮想照射野外に、仮想照射野内の平均ピクセル値を代入する。次に、仮想照射野の内外１０ピクセルに、ガウシアンフィルターを適用した。そして、パワースペクトルにおける画像の平均値の影響を減らすため、画像全体の平均ピクセル値を、画像全体から引き算することによって、正規化を行った。

　前処理後の画像に、２次元フーリエ変換を適用し、２次元パワースペクトルを計算した。２次元フーリエ変換とパワースペクトルは、以下の式に従い計算した。

　ここで、ｆ（x，y）は前処理を行った電子密度ビーム方向像、Ｆ（u，v）はフーリエ変換画像、Ｐ（u，v）はパワースペクトル画像、x，yは実空間上の座標、u，vは周波数空間上の座標である。

　次に極座標系のパワースペクトルＰ（ｆ，θ）を以下の式を用いて求めた。

　一般に（u，v）の座標は実数となるため、Ｐ（u，v）の値を、線形補間法を用いて求めた。図２９にデカルト座標系から極座標系への変換のアルゴリズム、図３０に変換前のデカルト座標系（Cartesian coordinate system）のパワースペクトルと、変換後の極座標系（polar coordinate system）のパワースペクトルを示す。

　２次元パワースペクトルＰ（ｆ，θ）から、角度について０から３６０度まで積算し、積算パワースペクトルＰ（ｆ）を計算した。計算式は以下に示すとおりである。

　ここで、ｆは極座標パワースペクトルにおける空間周波数（mm^-1）、θは方向（°）である。また、オリジナルのパワースペクトルは、ゼロ周波数付近が非常に大きな値を持ち、高周波成分の値は相対的に非常に小さいため、オリジナルのパワースペクトルの自然対数を用いた。

　最後に、一次元積算パワースペクトルから、０次モーメントＭ₀を計算した（非特許文献１６）。０次モーメントＭ₀の計算については、「Gerzberg L, Meindl JD 1980 Power-spectrum centroid detection for doppler systems applications Ultrasonic Imaging 2 232-261」に詳しく記載されている。計算式は以下に示すとおりである。

　本実施の形態の効果を確認するために、鼻腔領域腫瘍５症例に本実施の形態を適用した。最初に、放射線腫瘍医によって選ばれたビーム方向と、逆に避けられるビーム方向の、電子密度ビーム方向像のパワースペクトルを比較した。一般的に、放射線腫瘍医はビームが鼻中隔を平行に通過する角度や、側頭骨の錐体を通過するような角度のビームを避けて治療計画を行う。図３１及び図３２に、１症例目の、２方向における電子密度ビーム方向像のパワースペクトルを示す。図中にはＣＴ画像と、ＰＴＶ、放射線腫瘍医に選ばれたビーム方向の経路、避けられるビーム方向の経路をそれぞれ示す。図３１では、特に高周波領域で、放射線腫瘍医によって避けられる、鼻中隔と平行な０度のビーム方向のパワースペクトルが、放射線腫瘍医によって選ばれた３５度方向の値と比較して大きくなっている。この結果は、０度方向の電子密度ビーム方向像は多くの高周波成分を含んでおり、０度方向からの照射は、線量分布が患者セットアップエラーによって変形しやすいことを意味している。また図３２では、放射線腫瘍医は、１６０度方向のような錐体を通過するようなビーム方向ではなく、１１５度方向を選択した。そして図３１の場合と同様に、高周波領域で、放射線腫瘍医の避けた１６０度ビーム方向のパワースペクトルは、選択したビーム方向の値より大きくなっている。この、図３１及び図３２の結果は、ビーム方向の定量的な評価に、パワースペクトルの０次モーメントを用いた評価が有用であることを示している。

　図３３に、１症例目における、全方向からのパワースペクトルの０次モーメントを示す。図に示すように、放射線腫瘍医によって選ばれたビーム方向 (点線で示される３５，１１５，２５０，３３５度方向）の値は、他の、放射線腫瘍医によって避けられるビーム方向と比較して小さい値となっている。

　図３４の表に、提案手法を適用した５症例における、最小値を０、最大値を１に正規化した０次モーメントの、放射線腫瘍医によって選択されたビーム方向と、避けられるビーム方向での平均値の比較を示す。

　図３４の表には他の２つの指標も含まれているが、後に説明する。他の指標も、０次モーメントと同様に正規化されている。結果として、０次モーメントは、放射線腫瘍医の選んだビーム方向での平均値と、避けられるビーム方向での平均値の間では、放射線腫瘍医の選んだビーム方向での平均値が統計的に有意に小さかった。よって本実施の形態は、ビーム方向と、その電子密度ビーム方向像のパワースペクトルの０次モーメントの関係に基づき、患者セットアップエラーに頑強なビーム方向を、定量的に選ぶことができると言える。

　図３４の表に示すように、１次，２次モーメントの平均値は、選択されたビーム方向と避けられるビーム方向との間に、統計的有意差は認められなかった。図３５（Ａ）及び（Ｂ）に、１症例目におけるビーム方向と１次モーメント，２次モーメントの関係を示す。０次モーメントと異なり、１次，２次モーメントでは特徴的な傾向がなく、値が振動してしまっていた。したがって、０次モーメントのみが、患者セットアップエラーに頑強なビーム方向の選択に適していると言える。

　炭素線治療では、回転ガントリーが無い場合が多く、ビーム照射のポートが水平・垂直・４５度しか存在しないため、治療計画前に、計画者の経験的にビーム方向を決定し、体を傾けて固定具を作成した後に、治療計画ＣＴを撮像しなければならない。体を傾けて撮像された治療計画ＣＴの例を図３６に示す。治療計画ＣＴを撮像した後に、そのビーム方向が不適切だ、と判断された場合、固定具を再度作成し、治療計画ＣＴの再撮影を行わなければならない。しかし、粒子線治療を受ける患者は、通常は、事前に診断用ＣＴ検査を受けている。その診断用ＣＴに本実施の形態を適用することで、治療計画ＣＴの撮像前にビーム方向を定量的に決定することができる。

　上記実施の形態では、一次元積算パワースペクトルから０次モーメントを求めたが、２次元積算パワースペクトルからパワースエクトルの０次モーメントを計算してもよいのは勿論である。

　本発明によれば、患者セットアップエラーに対してロバスト（頑強）なビーム方向を決定する粒子線ビーム方向決定システム、粒子線ビーム方向決定方法及び粒子線ビーム方向決定用コンピュータプログラムを提供することができる。

　１　　ビーム方向像作成部
　２　　パワースペクトル計算部
　２´　平均パワースペクトル計算部
　３　　ビーム方向決定手段
　３Ａ　傾き計算部
　３Ｂ　ビーム方向決定部
　４　　治療計画装置
　５　　３次元電子密度画像作成システム

Claims

　粒子線照射システムに用いる治療計画情報を作成する治療計画装置で用いられる、粒子線のビーム方向を決定する粒子線ビーム方向決定システムであって、
　ＣＴ撮影装置により照射対象を撮影して得た前記照射対象の治療計画ＣＴ画像から得たＣＴ値に基づいて作成された３次元電子密度画像の周囲に所定の角度間隔をあけて複数のビーム源の設置位置を仮定して、前記ビーム源の設置位置から計画標的体積の画像に向かう方向に仮想した２次元スクリーン上に、前記３次元電子密度画像中の前記照射対象の表面から前記計画標的体積の末端ポイントに到るまでの電子密度を投影することにより得られる２次元画像を、前記ビーム源の設置位置から見た電子密度のビーム方向像として、前記複数のビーム源の設置位置ごとに作成するビーム方向像作成部と、
　複数の前記電子密度のビーム方向像について、それぞれパワースペクトルを計算するパワースペクトル計算部と、
　前記パワースペクトルの空間周波数成分中の高周波成分の量に基づいて、前記粒子線のビーム方向を決定するビーム方向決定手段とからなる粒子線ビーム方向決定システム。
　前記ビーム方向決定手段は、前記高周波成分の量が予め定めた成分量閾値以下になるビーム方向像を得ることができる前記ビーム源の方向を、前記粒子線のビーム方向として適切な方向であると決定する請求項１に記載の粒子線ビーム方向決定システム。
　前記パワースペクトル計算部は、複数の前記電子密度のビーム方向像について、それぞれ平均パワースペクトルを計算する平均パワースペクトル計算部から構成され、
　前記ビーム方向決定手段は、
　複数の前記電子密度のビーム方向像についてそれぞれ求めた平均パワースペクトルの傾きの絶対値を計算する傾き計算部と、
　前記平均パワースペクトルの傾きの絶対値が予め定めた傾き閾値以上になる場合には、前記高周波成分の量が前記成分量閾値以下になると判断して、前記粒子線のビーム方向を決定するビーム方向決定部とからな請求項２に記載の粒子線ビーム方向決定システム。
　前記ビーム方向決定部は、
　前記傾きの絶対値が前記傾き閾値以上になる前記電子密度のビーム方向像に対応する前記ビーム源の方向を前記粒子線のビーム方向として適切な方向であると決定することを特徴とする請求項３に記載の粒子線ビーム方向決定システム。
　前記ビーム方向決定部は、
　前記傾きの絶対値が前記傾き閾値よりも小さい前記電子密度のビーム方向像に対応する前記ビーム源の方向を前記粒子線のビーム方向として不適切な方向であると決定することを特徴とする請求項３に記載の粒子線ビーム方向決定システム。
　前記パワースペクトル計算部は、複数の前記電子密度のビーム方向像について、それぞれ積算パワースペクトルを計算し、
　前記ビーム方向決定手段は、
　複数の前記電子密度のビーム方向像についてそれぞれ求めた前記積分パワースペクトルから０次モーメントを計算する０次モーメント計算部と、
　前記０次モーメントが予め定めたモーメント閾値以下になる場合には、前記高周波成分の量が前記成分量閾値以下になると判断して、前記粒子線のビーム方向を決定するビーム方向決定部からなる請求項２に記載の粒子線ビーム方向決定システム。
　前記ビーム方向決定部は、
　前記０次モーメントが前記モーメント閾値以下になる前記電子密度のビーム方向像に対応する前記ビーム源の方向を前記粒子線のビーム方向として適切な方向であると決定することを特徴とする請求項６に記載の粒子線ビーム方向決定システム。
　前記ビーム方向決定部は、
　前記０次モーメントが前記モーメント閾値よりも大きくなる前記電子密度のビーム方向像に対応する前記ビーム源の方向を前記粒子線のビーム方向として不適切な方向であると決定することを特徴とする請求項６に記載の粒子線ビーム方向決定システム。
　前記３次元電子密度画像は、
　前記治療計画ＣＴ画像と該治療計画ＣＴ画像中の前記計画標的体積の等方ボクセル化を実施し、
　前記等方ボクセル化した前記治療計画ＣＴ画像の前記ＣＴ値を、水の相対電子密度に変換して変換電子密度画像を作成し、
　前記変換電子密度画像から体領域を取り出したものである請求項１乃至８のいずれか１項に記載の粒子線ビーム方向決定システム。
　前記ビーム方向像作成部における前記電子密度の投影は、前記照射対象の表面から前記計画標的体積の各末端ポイントに至るまでのビーム線上の電子密度をサンプリングして加算することにより実行される請求項１乃至８のいずれか１項に記載の粒子線ビーム方向決定システム。
　前記平均パワースペクトル計算部は、
　前記電子密度のビーム方向像の画像内電子密度値の平均値を前記ビーム方向像中の画像周辺部へ代入して、前記ビーム方向像のエッジを平滑化し、
　平滑化した画像全体の平均値を０へ正規化し、
　平均値を０に正規化した画像に基づいて、パワースペクトル画像を計算により求め、
　前記パワースペクトル画像の座標を極座標変換し、
　極座標変換したパワースペクトル画像の各空間周波数における積算パワースペクトルを計算し、
　前記積分パワースペクトルから前記平均パワースペクトルを求める請求項３に記載の粒子線ビーム方向決定システム。
　粒子線照射システムに用いる治療計画情報を作成する治療計画装置で用いられる、粒子線のビーム方向を決定する粒子線ビーム方向決定方法であって、
　ＣＴ撮影装置により照射対象を撮影して得た前記照射対象の治療計画ＣＴ画像から得たＣＴ値に基づいて作成された３次元電子密度画像の周囲に所定の角度間隔をあけて複数のビーム源の設置位置を仮定して、前記ビーム源の設置位置から計画標的体積の画像に向かう方向に仮想した２次元スクリーン上に、前記３次元電子密度画像中の前記照射対象の表面から前記計画標的体積の末端ポイントに到るまでの電子密度を投影することにより得られる２次元画像を、前記ビーム源の設置位置から見た電子密度のビーム方向像として、前記複数のビーム源の設置位置ごとに作成する第１のステップと、
　複数の前記電子密度のビーム方向像について、それぞれパワースペクトルを計算する第２のステップと、
　前記パワースペクトルの空間周波数成分中の高周波成分の量に基づいて、前記粒子線のビーム方向を決定する第３のステップとからなる粒子線ビーム方向決定方法。
　前記第３のステップでは、前記高周波成分の量が予め定めた成分量閾値以下になるビーム方向像を得ることができる前記ビーム源の方向を、前記粒子線のビーム方向として適切な方向であると決定する請求項１２に記載の粒子線ビーム方向決定方法。
　前記第２のステップでは、複数の前記電子密度のビーム方向像について、それぞれ平均パワースペクトルを計算し、
　前記第３のステップでは、
　複数の前記電子密度のビーム方向像についてそれぞれ求めた平均パワースペクトルの傾きの絶対値を計算し、
　前記平均パワースペクトルの傾きの絶対値が予め定めた傾き閾値以上になる場合には、前記高周波成分の量が前記成分量閾値以下になると判断して、前記粒子線のビーム方向を決定する請求項１３に記載の粒子線ビーム方向決定方法。
　前記第２のステップでは、複数の前記電子密度のビーム方向像について、それぞれ積算パワースペクトルを計算し、
　前記第３のステップでは、複数の前記電子密度のビーム方向像についてそれぞれ求めた前記積算パワースペクトルから０次モーメントを計算し、前記０次モーメントが予め定めたモーメント閾値以下になる場合には、前記高周波成分の量が前記成分量閾値以下になると判断して、前記粒子線のビーム方向を決定する請求項１３に記載の粒子線ビーム方向決定方法。
　前記３次元電子密度画像は、
　前記治療計画ＣＴ画像と該治療計画ＣＴ画像中の前記計画標的体積の等方ボクセル化を実施し、
　前記等方ボクセル化した前記治療計画ＣＴ画像の前記ＣＴ値を、水の相対電子密度に変換して変換電子密度画像を作成し、
　前記変換電子密度画像から体領域を取り出したものである請求項１２乃至１５のいずれか１項に記載の粒子線ビーム方向決定方法。
　前記第１のステップにおける前記電子密度の投影は、前記照射対象の表面から前記計画標的体積の各末端ポイントに至るまでのビーム線上の電子密度をサンプリングして加算することにより実行される請求項１２乃至１５のいずれか１項に記載の粒子線ビーム方向決定方法。
　前記第２のステップでは、
　前記電子密度のビーム方向像を含む画像の画像内電子密度値の平均値を前記ビーム方向像の画像周辺部へ代入して、前記ビーム方向像のエッジを平滑化し、
　平滑化した画像全体の平均値を０へ正規化し、
　平均値を０に正規化した画像に基づいて、パワースペクトル画像を計算により求め、
　前記パワースペクトル画像の座標を極座標変換し、
　極座標変換したパワースペクトル画像の各空間周波数における積算パワースペクトルを計算し、
　前記積分パワースペクトルから前記平均パワースペクトルを求め、
　前記平均パワースペクトルの傾きを計算する請求項１４に記載の粒子線ビーム方向決定方法。
　粒子線照射システムに用いる治療計画情報を作成する治療計画装置で用いられる、粒子線のビーム方向を決定する粒子線ビーム方向決定方法をコンピュータを用いて実施する場合にコンピュータにインストールされるプログラムであって、
　ＣＴ撮影装置により照射対象を撮影して得た前記照射対象の治療計画ＣＴ画像から得たＣＴ値に基づいて作成された３次元電子密度画像の周囲に所定の角度間隔をあけて複数のビーム源の設置位置を仮定して、前記ビーム源の設置位置から計画標的体積の画像に向かう方向に仮想した２次元スクリーン上に、前記３次元電子密度画像中の前記照射対象の表面から前記計画標的体積の末端ポイントに到るまでの電子密度を投影することにより得られる２次元画像を、前記ビーム源の設置位置から見た電子密度のビーム方向像として、前記複数のビーム源の設置位置ごとに作成する第１のステップと、
　複数の前記電子密度のビーム方向像について、それぞれパワースペクトルを計算する第２のステップと、
　前記パワースペクトルの空間周波数成分中の高周波成分の量に基づいて、前記粒子線のビーム方向を決定する第３のステップとをコンピュータに実施させる用に構成されていることを特徴とする粒子線ビーム方向決定用プログラム。