WO2016063548A1 - 照射計画装置および照射計画補正方法 - Google Patents

照射計画装置および照射計画補正方法 Download PDF

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WO2016063548A1
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irradiation
particle beam
correction
power ratio
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拓 稲庭
伸幸 兼松
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国立研究開発法人放射線医学総合研究所
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Definitions

  • the present invention relates to an irradiation plan apparatus, an irradiation plan program, an irradiation plan correction program, and an irradiation plan correction method for creating, for example, a particle beam irradiation plan.
  • an irradiation planning device used for particle beam therapy represented by proton beam therapy and carbon beam therapy approximates the human body as water of different density, and applies the dose distribution measured in water to an inhomogeneous medium called the human body.
  • the dose distribution in the body is calculated (see Patent Document 1).
  • the pixel value (CT value) of the CT image of the patient is converted into a stopping power ratio representing an effective density of the substance with respect to the particle beam.
  • the human body is expressed as water of different density.
  • the CT value represents an effective source weak coefficient for the X-ray of the substance.
  • the human body composition is different from water.
  • the rate of the nuclear reaction that the incident particles cause in the body is different from the rate of the nuclear reaction that occurs in water.
  • Different proportions of nuclear reactions mean that the number of incident particles reaching the vicinity of the range is different between the body and water.
  • the percentage of incident particles that reach the vicinity of the stop position directly affects the height of the Bragg peak. For this reason, an error caused by a difference in nuclear reaction between water and the human body occurs in the dose distribution of the irradiation plan obtained by applying the dose distribution measured in water to the body. In addition, the degree of error differs for each patient and for each beam direction.
  • the dose error caused by the dose distribution calculation in the patient's body may be corrected by the fluence correction factor.
  • Palmans H and Verhagen F 1997, Calculated depth dose distributions for proton beams in some low-Z materials Phys. Med. Biol. 42, 1175-83 Schneider U, Pemler P, Besseler J, Dellert M, Moosburger M, Boer J, Pedronie E and Boehringer T, 2002, Thewater educator. Phys. 29, 2946-51 Palmans H and Verhagen F, 2005, Assigning non-neutral nuclear interaction cross sections to Hounsfield units for Monte paleontlement plan. Med. Biol. 50, 991-1000 Al-Suraiti L, Shipley D, Thomas R, Kackperek A, Regan P and Palmans H, 2010, Waterequivalence of minerals. Instrum. Meth. A 619, 344-7
  • the present invention calculates the dose error due to the fact that the nuclear reaction probability caused by the incident particles in the body is different from the nuclear reaction probability caused in the water in the calculation of the dose distribution in the body in the particle beam irradiation plan, It is an object of the present invention to provide an irradiation plan apparatus, an irradiation plan program, an irradiation plan correction program, and an irradiation plan correction method that are easily and highly accurately corrected.
  • the present invention is an irradiation planning apparatus for creating an irradiation plan using particle beams, and acquiring three-dimensional scanning data for acquiring three-dimensional scanning data obtained by three-dimensionally scanning an irradiation target of the particle beams with radiation different from the particle beams.
  • a prescription data acquisition unit that acquires prescription data indicating the position and amount of a region that irradiates a particle beam to the irradiation target, and a physical quantity distribution that represents the ability of the irradiation target substance to react to the particle beam
  • a reaction physical quantity distribution data creation unit that creates reaction physical quantity distribution data indicating the three-dimensional scanning data, and a dose distribution calculation unit that obtains a dose distribution based on the prescription data and the reaction physical quantity distribution data, and
  • the reaction physical quantity distribution data creation unit uses the 3D scanning data to determine how much of the target substance is incident on the water.
  • a stopping power ratio correction processing unit that generates a three-dimensional stopping power ratio data by converting into a stopping power ratio, which is a physical quantity indicating whether the child has the ability to decelerate, and water and an irradiation target substance from the three-dimensional stopping power ratio data
  • An irradiation planning apparatus configured with an irradiation target substance correction processing unit that calculates a correction coefficient representing a difference between the irradiation target substance and the depth dose distribution of the particle beam for each depth using the correction coefficient, an irradiation planning program used for the irradiation plan, and irradiation It is a plan correction program and an irradiation plan correction method.
  • the dose error caused by the difference in the nuclear reaction probability caused by the incident particle in the body from the nuclear reaction probability caused in the water is easily and accurately corrected.
  • An irradiation plan apparatus, an irradiation plan program, an irradiation plan correction program, and an irradiation plan correction method can be provided.
  • Explanatory drawing by the graph which shows a dose Explanatory drawing by the graph which showed this dose distribution correction simply.
  • Explanatory drawing which shows the image of three-dimensional scanning data, and the image after conversion.
  • the graph which shows the contribution of the deep dose distribution in water of a proton beam, and each interaction.
  • Explanatory drawing which shows the relationship between the prevention capability ratio of ICRU human body tissue, and each correction coefficient.
  • the image figure and histogram which show the mode of a series of conversion.
  • Explanatory drawing which shows the whole structure of a particle beam irradiation system Explanatory drawing which shows the whole structure of 1 A of particle beam irradiation systems which concern on 2nd Embodiment.
  • the present inventors have conducted intensive research to eliminate dose errors caused by the difference in the nuclear reaction probability caused by incident particles in the body from the nuclear reaction probability caused in water. Went.
  • FIG. 1A is a diagram showing the distribution of the number of deep particles in water of carbon rays derived by Monte Carlo calculation for each atomic number.
  • the horizontal axis indicates the depth from the body surface, and the vertical axis indicates the fluence.
  • the dose distribution d j (x, y, z) of the carbon beam depends on the dose contribution from the incident particles (carbon ions) and the fragment particles, but due to the difference in the lateral spread, the following [ Expression 1] can be expressed.
  • D n, j (x, y, z) represents the dose distribution of the nth component.
  • I n the depth dose distribution obtained by integrating the dose distribution of the n-th component in the beam axis perpendicular to the plane (Integrated Depth Dose: IDD) represents a.
  • G (x, y, ⁇ n, j (z)) represents a two-dimensional normal distribution having a standard deviation ⁇ .
  • the first component (first region) is an incident particle (carbon ion in the case of carbon ion therapy)
  • the second component (second region) is a heavy fragment other than atomic numbers 1 and 2
  • the third component (third ) Is approximated to be a contribution from light fragments with atomic numbers 1 and 2.
  • FIG. 1B is a graph showing a deep dose distribution of a carbon beam having an energy of 290 MeV / u as an example.
  • the horizontal axis indicates the depth from the body surface, and the vertical axis indicates the dose.
  • the graph 101 shows the deep dose distribution IDD total in water of the carbon beam
  • the dose contribution is shown
  • the pixel value (CT value) of the patient's CT image is converted into the stopping power ratio ⁇ S of the substance to water, so that the inhomogeneous medium called the human body can be obtained.
  • the stopping power ratio ⁇ S is a physical quantity representing how much a substance of interest with respect to water has the ability to decelerate incident particles.
  • the dose distribution in the body is calculated by applying the dose distribution measured in water as shown in FIG. 1B to the distribution of the stopping power ratio obtained by the conversion.
  • the inventors derived a universal correlation between the stopping power ratio ⁇ S and the nuclear reaction effective density ⁇ N of each tissue from the composition list of human tissues summarized in the ICRU report (ICRU Report 1992).
  • the nuclear reaction effective density ⁇ N is a physical quantity that represents how easily a substance of interest with respect to water breaks incident particles.
  • a three-dimensional distribution of the stopping power ratio ⁇ S is obtained from a three-dimensional distribution of CT values obtained by performing a three-dimensional scanning with a CT apparatus using X-rays that are radiation different from the particle beam, Further, using the correlation between ⁇ S and ⁇ N , a three-dimensional distribution of the nuclear response effective density ⁇ N is created.
  • the effective distance S S (z) relating to particle deceleration from the body surface to the focused depth z is obtained by performing line integration of the stopping power ratio ⁇ S to the focused depth z, and the following [Equation 2] And given.
  • the effective distance S N (z) for breaking the particles (causing a nuclear reaction) up to the depth z is obtained by the following integral of [Numerical Equation 3] by integrating the nuclear reaction effective density ⁇ N to z. ] Is given.
  • Kanematsu et al. Derives the mean free path ⁇ of the carbon beam to 255 mm under an exponential decay model of the carbon beam fluence. (For details, see Kanematsu N, Koba Y and Ogata R, 2013, Evaluation of plastic materials for range singing. Using this relationship, the change in the carbon fluence caused by the nuclear reaction in water and in the body that occurs up to the depth of interest z can be expressed by the following [Equation 4].
  • ⁇ w p (z) is referred to as an attenuation correction factor (Attenuation Correction Factor).
  • the attenuation correction coefficient is ⁇ w p (z from the relationship S S (z) ⁇ S N (z) when passing through a substance having a higher probability of nuclear reaction that occurs per stopping power than water. ) ⁇ 1.0.
  • I 1, j is corrected by ⁇ w p (z). Since fragment particles increase as the degree of attenuation of incident particles increases, the dose contribution I 3, j of the third component is corrected by 1 / ⁇ w p (z). The reason for not correcting the second component I2 , j is empirical.
  • FIG. 2 is an explanatory diagram using a graph that simply shows the correction of the dose distribution.
  • 2 (A), (C), (E), the vertical axis is the carbon fluence, the horizontal axis is the depth from the body surface, and FIGS. 2 (B), (D), (F) are Bragg curves.
  • the vertical axis represents the depth dose, and the horizontal axis represents the depth from the body surface.
  • FIG. 2 (A) and FIG. 2 (B) both show the carbon fluence or depth dose in water.
  • the graph 111 has a low carbon fluence according to the depth, and the graph 116 shows a peak at a depth of about 1.0.
  • FIG. 2 (C) and FIG. 2 (D) show the carbon beam fluence or the deep dose in a substance ( ⁇ w p (z)> 1.0) that is less likely to cause a nuclear reaction per stopping power than water. Show. As shown, the graph 112 is slightly higher overall than the graph 111, and the graph 117 is also slightly higher overall than the graph 116.
  • 2 (E) and 2 (F) show the carbon fluence or the deep dose in a substance ( ⁇ w p (z) ⁇ 1.0) that is more likely to cause a nuclear reaction per stopping power than water. Show. As shown, the graph 113 is slightly lower than the graph 111 as a whole, and the graph 118 is also slightly lower than the graph 116 as a whole. In this way, the fluence and the deep dose are low if the substance is likely to cause a nuclear reaction, and conversely, the fluence and the deep dose are high if the substance is difficult to cause a nuclear reaction.
  • FIG. 3 is an image diagram showing a series of conversion states.
  • 3A shows an image of a CT value using the attenuation coefficient ⁇
  • FIG. 3B1 shows a stopping power ratio image corrected by the stopping power ratio ⁇ S
  • FIG. The nuclear reaction effective density image corrected by the nuclear reaction effective density ⁇ N is shown.
  • FIG. 3 (B2) is a diagram showing a conversion table used for obtaining a stopping power ratio image from an image of CT values, with the vertical axis representing the stopping power ratio and the horizontal axis representing the attenuation coefficient.
  • FIG. 3 is an image diagram showing a series of conversion states.
  • 3A shows an image of a CT value using the attenuation coefficient ⁇
  • FIG. 3B1 shows a stopping power ratio image corrected by the stopping power ratio ⁇ S
  • the nuclear reaction effective density image corrected by the nuclear reaction effective density ⁇ N is shown.
  • FIG. 3 (B2) is a diagram showing a conversion table used for obtaining a stopping power ratio image from
  • C2 is a diagram showing a conversion table used for obtaining a nuclear reaction effective density image from a stopping power ratio image, with the vertical axis representing the nuclear reaction effective density and the horizontal axis representing the stopping power ratio.
  • the dose distribution D (s) given to the water by the proton beam can be expressed by the contribution of each interaction (D EM (s ), D EL / IE (s), D NE (s)).
  • D EM represents the absorbed dose of water due to incident particles that have caused only EM interaction.
  • D EL / IE (s) represents the absorbed dose of water by the incident particle that has caused EL interaction or IE interaction.
  • D NE represents the absorbed dose of water due to the NE interaction.
  • 1-As indicates the change in the number of protons (fluence) that caused only EM interaction in water.
  • A represents the slope
  • 1-As represents how much the number of protons (fluence) that caused only EM interaction at depth s for water is reduced.
  • 1-A's represents how much the fluence is reduced when the non-water is the same depth as the water. That is, (1-A's) / (1-As) is applied to correct how much the EM reaction differs from water at the depth s.
  • Y represents a slope and represents how much the number of protons (fluence) that caused EL interaction or IE interaction at a depth s with respect to water is increased.
  • Y ′ represents how much the number of protons (fluence) that caused EL interaction or IE interaction when non-water is the same depth as water is increased. That is, Y ′ / Y applies a correction of how much the response of EL and IE differs from water at the depth s.
  • Y's / Ys it is canceled and expressed as Y '/ Y because the depth s is in the numerator and denominator.
  • ⁇ Third component NE system> AY represents how much the reaction of NE has occurred in water.
  • A′-Y ′ represents how much the NE reaction occurs when the material reaches the same depth as water (water equivalent depth). That is, A′-Y ′ / AY applies a correction of how much the NE reaction differs from water at the water equivalent depth s in the substance.
  • ⁇ indicates how much energy is given to charged particles when water undergoes a nuclear reaction with respect to water. In detail, charged particles generated in the nuclear reaction drop in energy near the place where the reaction occurred, so they are included in the dose calculation, but neutrons and gamma rays generated in the nuclear reaction do not store much energy near the place where the reaction occurred. Do not include in dose calculation as it will not drop.
  • ⁇ indicates that the proportion of energy delivered to charged particles is large, and if ⁇ is small, the proportion of energy delivered to neutrons and gamma rays is large, and the proportion of energy delivered to charged particles is small.
  • ⁇ ′ indicates how much other than water causes nuclear reaction and how much energy is given to charged particles. That is, ⁇ ′ / ⁇ indicates how much the ratio of energy transferred to charged particles by the NE reaction at a depth s differs from that of water.
  • the correction coefficient Y ′ / Y of El / IE represents the ratio of the number of protons in the substance that causes EL / IE interaction to water.
  • correction coefficients ⁇ ′ / ⁇ and (A′ ⁇ Y ′) / (AY) of the D NE are respectively “the ratio at which the energy of the proton that caused the nuclear reaction is given to the target charged particles” and “the nuclear reaction” Represents the ratio of the number of protons in the water to water.
  • FIG. 4 is a graph showing a deep dose distribution D in water of a proton beam having an energy of 216 MeV and contributions D EM , D EL / IE , and D NE of each interaction.
  • the vertical axis indicates the dose, and the horizontal axis indicates the depth.
  • the pixel value (CT value) of the patient's CT image is converted into the stopping power ratio ⁇ S of the substance to water, so that the inhomogeneous medium called the human body can be obtained.
  • the stopping power ratio ⁇ S is a physical quantity representing how much a substance of interest with respect to water has the ability to decelerate incident particles.
  • the dose distribution in the body is calculated by applying the dose distribution measured in water to the distribution of the stopping power ratio obtained by the conversion.
  • the inventors created a human tissue phantom in the Monte Carlo simulation code GEANT4 based on the composition list of the human tissue summarized in the ICRU report (ICRU Report 1992), and simulated proton irradiation to the phantom.
  • a universal correlation between the stopping power ratio ⁇ s of each tissue and each correction coefficient A ′ / A, Y ′ / Y, ⁇ ′ / ⁇ was derived.
  • EM attenuation coefficient A and EL / IE yield Y were obtained by simulating proton irradiation with GEANT4 for water as a reference substance.
  • FIG. 5 is an explanatory diagram showing the relationship between the stopping power ratio ⁇ s of the ICRU human body tissue and the correction coefficients A ′ / A, Y ′ / Y, ⁇ ′ / ⁇ .
  • the vertical axis represents the correction coefficient
  • the horizontal axis represents the stopping power ratio (ease of stopping the particle beam).
  • “+” plotted in each figure is obtained by picking out parameters of each tissue (each substance) in the ICRU human tissue and plotting them one by one.
  • a stopping power ratio greater than 1.0 indicates that the particle beam is easier to stop than water (substance), and smaller than 1.0 indicates that the particle beam is less likely to stop water than water (substance). Indicates that there is.
  • FIG. 5A shows a graph of the correction coefficient A ′ / A for EM
  • FIG. 5B shows a graph of the correction coefficient Y ′ / Y for EL / IE
  • FIG. , NE shows a graph of the correction coefficient A ′ / A.
  • the graph of each correction coefficient shows a positive correlation for EM and EL / IE shown in FIGS. 5A and 5B, and is negative for NE shown in FIG. 5C. Correlation is shown.
  • a CT value representing an effective X-ray linear attenuation coefficient is converted into a stopping power ratio ⁇ s via a conversion table (calibrated for each CT device and imaging conditions). That is, in the treatment planning apparatus, the stopping power ratio distribution ⁇ s in the patient body is determined in advance when performing dose calculation. Therefore, from the universal correlation between the stopping power ratio ⁇ s and each correction coefficient A ′ / A, Y ′ / Y, ⁇ ′ / ⁇ and the EM attenuation coefficient A of water and the EL / IE yield Y shown in FIG. It is possible to apply the correction of the formula [8] to the dose calculation in the body.
  • FIG. 6 is an image diagram and a histogram showing the state of a series of conversions.
  • 6A shows an image of a dose distribution before correction
  • FIG. 6B shows an image of a dose distribution after correction
  • FIG. 6C shows an image before correction (uncorrected) and after correction.
  • An image of the dose difference is shown.
  • FIG. 6D is a dose volume histogram with the vertical axis representing volume and the horizontal axis representing dose.
  • FIG. 7 is an explanatory diagram showing the overall configuration of the particle beam irradiation system 1 according to the first embodiment of the present invention.
  • the particle beam irradiation system 1 includes an accelerator 4 that accelerates and emits a charged particle beam 3 emitted from an ion source 2, a beam transport system 5 that transports the charged particle beam 3 emitted from the accelerator 4, and the beam.
  • An irradiation apparatus (scanning irradiation apparatus) 6 that irradiates a target unit 8 (for example, a tumor part) that is an irradiation target of a patient 7 with a charged particle beam 3 that has passed through a transport system 5, and a control apparatus that controls the particle beam irradiation system 1.
  • 10 and an irradiation planning device 20 as a computer for determining irradiation parameters of the particle beam irradiation system 1.
  • a carbon beam is used as the charged particle beam 3 irradiated from the ion source 2, but the present invention is not limited to this, and a particle beam irradiation system that irradiates various charged particle beams (including charged heavy particle beams).
  • the present invention can be applied to 1.
  • the accelerator 4 adjusts the intensity of the charged particle beam 3.
  • the irradiation device 6 includes a scanning magnet (not shown) for deflecting the charged particle beam 3 in the XY direction that forms a plane perpendicular to the beam traveling direction (Z direction), and a dose for monitoring the position of the charged particle beam 3.
  • a monitor (not shown) and a range shifter (not shown) for adjusting the stop position of the charged particle beam 3 in the Z direction are provided, and the charged particle beam 3 is scanned along the scan trajectory with respect to the target unit 8. .
  • the control device 10 adjusts the intensity of the charged particle beam 3 from the accelerator 4, the position correction of the charged particle beam 3 in the beam transport system 5, scanning by a scanning magnet (not shown) of the irradiation device 6, and a range shifter ( The beam stop position and the like are controlled by (not shown).
  • the irradiation planning device 20 includes an input device 21 composed of a keyboard and a mouse, a display device 22 composed of a liquid crystal display or a CRT display, a control device 23 composed of a CPU and ROM and RAM, a CD-ROM and A medium processing device 24 composed of a disk drive or the like for reading / writing data from / to a storage medium 29 such as a DVD-ROM, and a storage device 25 composed of a hard disk or the like are provided.
  • the control device 23 reads the irradiation plan program 39a and the irradiation plan correction program 39b stored in the storage device 25, and stores an area setting processing unit 31, a prescription data input processing unit 32, a calculation unit 33, an output processing unit 34, and a three-dimensional display. It functions as a CT value data acquisition unit 36, a stopping power ratio conversion unit 37, and a nuclear reaction effective density conversion unit 38.
  • the storage unit 25 stores first conversion data 41 for converting the three-dimensional CT value data (three-dimensional scanning data) into a stopping power ratio, and second conversion data 42 for converting the stopping power ratio into a nuclear reaction effective density.
  • the 1st conversion data 41 is the data of the conversion table by the prior art which converts CT value into a stopping power ratio.
  • the second conversion data 42 is data of a conversion table according to the present invention for converting the stopping power ratio into the nuclear reaction effective density, and the attenuation correction coefficient ⁇ w p (z) is the stopping power ratio obtained by each conversion and the nucleus. It can be obtained from [Expression 2] to [Expression 4] described above from the three-dimensional distribution of effective reaction density.
  • each functional unit operates as follows in accordance with the irradiation planning program 39a and the irradiation plan correction program 39b.
  • the 3D CT value data acquisition unit 36 acquires 3D CT value data of an irradiation target (patient) from a separate CT apparatus. That is, an effective linear attenuation coefficient for X-rays at each three-dimensional position of the irradiation target is acquired as three-dimensional CT value data.
  • the region setting processing unit 31 displays the three-dimensional CT value data as an image on the display device 22 and accepts the region designation (designation of the target unit 8) input by the plan creator through the input device 21.
  • the prescription data input processing unit 32 displays a prescription input screen on the display device 22 and receives prescription data input by the plan creator through the input device 21.
  • This prescription data is data indicating the irradiation position and dose of the particle beam at each coordinate of the three-dimensional CT value data.
  • the prescription data may be prescription data using a plurality of types of particle beams, including the irradiation position and the irradiation amount for each type including the type of particle beam (for example, carbon nucleus or hydrogen nucleus).
  • the stopping power ratio conversion unit 37 uses the first conversion data (conversion table) prepared in advance to convert the three-dimensional CT value data into three-dimensional data, as is done with a general particle beam irradiation planning apparatus. Convert to the stopping power ratio ⁇ S at the position. By this conversion, stopping power ratio data which is a three-dimensional distribution of the stopping power ratio ⁇ S is obtained.
  • the conversion to the stopping power ratio data may be performed by an existing technique for conversion using a conversion table prepared in advance.
  • the nuclear reaction effective density conversion unit 38 uses the second conversion data indicating the correlation between the stopping power ratio ⁇ S and the nuclear reaction effective density ⁇ N in the human body tissue, and converts the stopping power ratio data into the nuclear reaction effective at each three-dimensional position. It converted into the density [rho N, to derive the three-dimensional distribution of nuclear reaction effective density [rho N. By this conversion, nuclear reaction effective density data which is a three-dimensional distribution of the nuclear reaction effective density is obtained. As a result, the dose correction measured in water is not applied as it is to the dose calculation in the body, but the attenuation correction coefficient ⁇ w p (z) obtained in [Expression 2] to [Expression 4] described above is used. Use and correct the dose distribution for each depth according to [Equation 5].
  • the calculation unit 33 receives prescription data, stopping power ratio data, and nuclear reaction effective density data, and creates irradiation parameters and dose distributions based on these data. That is, in order to irradiate the irradiation position of the prescription data at the irradiation position of the prescription data, the amount (number of particles) of the particle beam to be irradiated from the particle beam irradiation system 1 is used as the stopping power ratio data and the nuclear reaction effective density data. Thus, the irradiation parameters of the particle beam irradiated from the particle beam irradiation system 1 are calculated. In addition, the calculation unit 33 calculates a dose distribution when the irradiation target is irradiated with the particle beam with the calculated irradiation parameters.
  • the output processing unit 34 outputs the calculated irradiation parameters and dose distribution to the display device 22 for display. Further, the output processing unit 34 transmits the irradiation parameter and the dose distribution to the control device 10 that controls the particle beam irradiation system 1.
  • the particle beam irradiation system 1 irradiates a beam with high accuracy using the irradiation parameter corrected with higher accuracy in accordance with the irradiation target than the irradiation parameter approximated with water.
  • the beam irradiation may be an appropriate irradiation such as spot beam irradiation using a scanning irradiation method that gives irradiation of a uniform dose distribution to the target region (the dose distribution is the sum of the spot beams). it can.
  • the second conversion data 42 is the correction of the effective nuclear reaction density with respect to the stopping power ratio, it can be immediately introduced into the irradiation planning apparatus 20 of various existing particle beam irradiation systems 1 and used. More specifically, the CT value varies depending on the CT apparatus and imaging environment, and the conversion table for converting the CT value into the stopping power ratio also varies depending on the CT apparatus and imaging environment. For this reason, when the nuclear reaction effective density is directly corrected from the CT value, it is necessary to create a conversion table for each CT apparatus and imaging environment. On the other hand, in the existing particle beam irradiation system 1, there is a conversion table for the stopping power ratio in the CT apparatus and imaging environment that has already been installed. Setting can be made unnecessary.
  • the core of the second conversion data 42 is obtained from the stopping power ratio calculated by the conversion table that has been individually adjusted in any CT apparatus and imaging environment. Correction by reaction effective density can be performed.
  • the dose distribution measured in water (the above-mentioned [Equation 1]) is not applied as it is to the calculation of the dose distribution in the body, but is applied with the dose distribution corrected by the degree of the nuclear reaction probability of the passing substance. This makes it possible to easily correct the dose error due to the nuclear reaction.
  • the irradiation planning device 20 can accurately reflect the influence of the nuclear reaction caused by the incident particles in the body in the dose distribution calculation of the particle beam irradiation plan. Thereby, more accurate dose distribution calculation in consideration of the composition in the body can be performed.
  • this method is simple and uses the universal nature of the human body composition, and can be mounted on any irradiation planning apparatus. For this reason, this method can become a standard in the dose calculation algorithm of the particle beam irradiation plan using a carbon beam in the future.
  • FIG. 8 is an explanatory diagram showing the overall configuration of a particle beam irradiation system 1A according to the second embodiment of the present invention.
  • an EM correction unit 38a, an EL / IE correction unit 38b, and an NE correction unit 38c are provided instead of the nuclear reaction effective density conversion unit 38 (see FIG. 7), and an irradiation plan correction program 39b.
  • An irradiation plan correction program 39c is provided instead of (see FIG. 7), and second conversion data 42a is provided instead of the second conversion data 42.
  • the EM correction unit 38a, the EL / IE correction unit 38b, and the NE correction unit 38c receive the stopping power ratio data from the stopping power ratio conversion unit 37, and the correction coefficients A ′ / A, Y ′ / Y from the second conversion data 42a. , ⁇ ′ / ⁇ are received and the respective corrections are performed.
  • the EM correction unit 38a is a part that corrects electromagnetic interaction (EM), and the EL / IE correction unit 38b is a part that corrects elastic scattering (EL) and inelastic scattering (IE).
  • the part 38c is a part for correcting the nuclear reaction (NE).
  • the irradiation plan correction program 39c operates each functional unit of the irradiation planning apparatus 20A as in the first embodiment.
  • the irradiation plan is corrected by the EM correction unit 38a, the EL / IE correction unit 38b, and the NE correction unit 38c using the above-described equation [8] and the second conversion data 42a. I do.
  • the second conversion data 42a stores correction coefficients A ′ / A, Y ′ / Y, and ⁇ ′ / ⁇ for each tissue.
  • the particle beam irradiation system 1A of the second embodiment uses a high-accuracy beam using irradiation parameters corrected with higher accuracy in accordance with the irradiation target than the irradiation parameters approximated and planned with water.
  • the beam irradiation may be an appropriate irradiation such as spot beam irradiation using a scanning irradiation method that gives irradiation of a uniform dose distribution to the target region (the dose distribution is the sum of the spot beams). it can.
  • the correction coefficient is derived from the stopping power ratio by the second conversion data 42a, it can be immediately introduced and used in the irradiation planning apparatus 20A of various existing particle beam irradiation systems 1A. More specifically, the CT value varies depending on the CT apparatus and imaging environment, and the conversion table for converting the CT value into the stopping power ratio also varies depending on the CT apparatus and imaging environment. For this reason, when performing correction directly from the CT value, it is necessary to create a conversion table for each CT apparatus and imaging environment.
  • the conversion table for the stopping power ratio in the already installed CT apparatus and imaging environment (the conversion table for converting the attenuation of X-rays into the particle beam stopping partition) )
  • the second conversion data 42a is used for the stopping power ratio calculated by the individually adjusted conversion table in any CT apparatus and imaging environment.
  • Conversion to a distribution of correction coefficients related to electromagnetic interaction (EM), elastic scattering (EL), inelastic scattering (IE), and nuclear reaction (NE), and taking into account the difference between each interaction and water can be implemented.
  • EM electromagnetic interaction
  • EL elastic scattering
  • IE inelastic scattering
  • NE nuclear reaction
  • the dose distribution measured in water ([Equation 1] described in the first embodiment) is not applied as it is to the calculation of the dose distribution in the body, but the dose distribution is calculated according to the degree of the nuclear reaction probability of the substance passing through. By correcting and applying, it is possible to easily correct the dose error caused by the nuclear reaction.
  • the irradiation planning apparatus 20A can accurately reflect the influence of the nuclear reaction caused by the incident particles in the body in the dose distribution calculation of the particle beam irradiation plan. Thereby, more accurate dose distribution calculation in consideration of the composition in the body can be performed. Moreover, this method is simple and uses the universal nature of the human body composition, and can be mounted on any irradiation planning apparatus. For this reason, this method can become a standard in the dose calculation algorithm of the particle beam irradiation plan using a proton beam in the future.
  • the particle beam of the present invention corresponds to the charged particle beam 3 of the embodiment
  • the irradiation target corresponds to patient 7
  • the area corresponds to the target portion 8
  • the irradiation planning device and the computer correspond to the irradiation planning device 20
  • the prescription data acquisition unit corresponds to the prescription data input processing unit 32
  • the dose distribution calculation unit corresponds to the calculation unit 33
  • the three-dimensional scanning data acquisition unit corresponds to the three-dimensional CT value data acquisition unit 36
  • the reaction physical quantity distribution data creation unit corresponds to the stopping power ratio conversion unit 37 and the nuclear reaction effective density conversion unit 38
  • the stopping power ratio correction processing unit corresponds to the stopping power ratio conversion unit 37
  • the irradiation target substance correction processing unit corresponds to the nuclear reaction effective density conversion unit 38, the EM correction unit 38a, the EL / IE correction unit 38b, and the NE correction unit 38c.
  • the nuclear reaction effective density correction processing unit corresponds to the nuclear reaction effective density conversion unit 38
  • the particle beam action correction processing unit corresponds to the EM correction unit 38a, the EL / IE correction unit 38b, and the NE correction unit 38c.
  • Reaction physical quantity distribution data corresponds to the first conversion data 41 and the second conversion data 42, 42a
  • the three-dimensional stopping power ratio data corresponds to the first conversion data 41
  • the three-dimensional nuclear reaction effective density data corresponds to the second conversion data 42
  • the components correspond to the first component, the second component, and the third component, It is not limited to this.
  • the atomic number of each component in the correction of the example in the first embodiment described above is specialized for the carbon beam therapy with the atomic number 6, but is not limited thereto, and other nuclides with different atomic numbers are used.
  • the range of atomic numbers contained in each component can be set to an appropriate range.
  • stopping power ratio correction processing unit stopping power ratio conversion unit 37
  • the irradiation target substance correction processing unit irradiation target substance correction processing unit (nuclear reaction effective density conversion unit 38, EM correction unit 38a, EL / IE correction unit 38b, and NE correction unit 38c). Since it is sufficient that the calculation concept is divided into two systems of calculation, the actual calculation may be configured to execute two correction processes in one calculation.
  • the present invention can be used in a technique for irradiating and treating a particle beam.

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Abstract

　３次元ＣＴ値データ取得部３６と、処方データを取得する処方データ入力処理部３２と、第１変換データ４１および第２変換データ４２を前記３次元ＣＴ値データに基づいて作成する阻止能比変換部３７および核反応実効密度変換部３８と、前記処方データと前記第１変換データ４１および第２変換データ４２に基づいて線量分布を求める演算部３３とを備え、前記阻止能比変換部３７および核反応実効密度変換部３８は、入射した前記荷電粒子ビーム３の粒子をどれだけ砕きやすいかを示す物理量を用いて前記３次元ＣＴ値データにより得られるデータを補正する補正処理を実行した上で前記線量分布を求める構成である照射計画装置を提供する。これにより、粒子線照射計画における体内での線量分布の計算において、入射粒子が体内で起こす核反応確率が水中で起こす核反応確率と異なることに起因する線量誤差を、簡便かつ高精度に補正する。

Description

照射計画装置および照射計画補正方法
　この発明は、例えば粒子線の照射計画を作成するような照射計画装置、照射計画プログラム、照射計画補正プログラム、および照射計画補正方法に関する。
　従来、陽子線治療及び炭素線治療に代表される粒子線治療に用いられる照射計画装置は、人体を密度の違う水として近似し、水中で測定した線量分布を人体という不均質媒質に適用することで体内での線量分布を計算している（特許文献１参照）。実際には、ＣＴ装置や撮影条件毎に予め用意した換算表を用いて、患者のＣＴ画像の画素値（ＣＴ値）を、物質の粒子線に対する実効的な密度を表す阻止能比に変換することで、人体を密度の違う水として表現している。ここで、ＣＴ値は、物質のＸ線に対する実効的な線源弱係数を表す。
　しかし、人体組成は水とは異なる。このため、入射粒子が体内で起こす核反応の割合は、水中で起こす核反応の割合とは異なる。核反応の割合が異なるということは、飛程付近まで到達する入射粒子の数が、体内と水中とでは異なることを意味する。
　ここで、停止位置付近まで到達する入射粒子の割合は、ブラッグピークの高さに直接影響する。このため、水中で測定された線量分布を体内に当てはめることで得られた照射計画の線量分布には、水と人体との核反応の違いに起因する誤差が生じる。しかも、その誤差の程度は、患者毎、ビーム方向毎に異なる。
　しかし、現在までのところ、この誤差を補正する実用的なアルゴリズムは報告されていない。
　一方、品質保証のための絶対線量測定では、取扱いの容易さから、標準物質である水の代替物として固体ファントムがしばしば用いられる。この場合、水と固体ファントムの組成の違い（それによる核反応確率の違い）により線量誤差が生じることが報告されている（非特許文献１，２参照）。
　この線量誤差を補正するため、絶対線量測定の場では、モンテカルロ計算や実測データを基に、固体ファントム中での測定値を水中での値に換算する係数（ｆｌｕｅｎｃｅ　ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ　ｆａｃｔｏｒ）を求めておく。そして、この係数を用いて、固体ファントム中での測定値を水中線量に換算している（非特許文献３，４参照）。
　理想的には、患者体内の線量分布計算で生じる線量誤差もｆｌｕｅｎｃｅ　ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ　ｆａｃｔｏｒで補正すればよい。
　しかし、患者体内で補正係数を実測することは不可能である。その上、患者毎、ビーム毎に補正係数をモンテカルロ計算で求めていくことも非現実的である。
特開２０１３－２５２４２０号公報
Ｐａｌｍａｎｓ　Ｈ　ａｎｄ　Ｖｅｒｈａｅｇｅｎ　Ｆ，　１９９７，　Ｃａｌｃｕｌａｔｅｄ　ｄｅｐｔｈ　ｄｏｓｅ　ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎｓ　ｆｏｒ　ｐｒｏｔｏｎ　ｂｅａｍｓ　ｉｎ　ｓｏｍｅ　ｌｏｗ－Ｚ　ｍａｔｅｒｉａｌｓ　Ｐｈｙｓ．　Ｍｅｄ．　Ｂｉｏｌ．　４２，　１１７５－８３ Ｓｃｈｎｅｉｄｅｒ　Ｕ，　Ｐｅｍｌｅｒ　Ｐ，　Ｂｅｓｓｅｒｅｒ　Ｊ，　Ｄｅｌｌｅｒｔ　Ｍ，　Ｍｏｏｓｂｕｒｇｅｒ　Ｍ，　Ｂｏｅｒ　Ｊ，　Ｐｅｄｒｏｎｉ　Ｅ　ａｎｄ　Ｂｏｅｈｒｉｎｇｅｒ　Ｔ，　２００２，　Ｔｈｅ　ｗａｔｅｒ　ｅｑｕｉｖａｌｅｎｃｅ　ｏｆ　ｓｏｌｉｄ　ｍａｔｅｒｉａｌｓ　ｕｓｅｄ　ｆｏｒ　ｄｏｓｉｍｅｔｒｙ　ｗｉｔｈ　ｓｍａｌｌ　ｐｒｏｔｏｎ　ｂｅａｍｓ　Ｍｅｄ．　Ｐｈｙｓ．　２９，　２９４６－５１ Ｐａｌｍａｎｓ　Ｈ　ａｎｄ　Ｖｅｒｈａｅｇｅｎ　Ｆ，　２００５，　Ａｓｓｉｇｎｉｎｇ　ｎｏｎｅｌａｓｔｉｃ　ｎｕｃｌｅａｒ　ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ　ｃｒｏｓｓ　ｓｅｃｔｉｏｎｓ　ｔｏ　Ｈｏｕｎｓｆｉｅｌｄ　ｕｎｉｔｓ　ｆｏｒ　Ｍｏｎｔｅ　Ｃａｒｌｏ　ｔｒｅａｔｍｅｎｔ　ｐｌａｎｎｉｎｇ　ｏｆ　ｐｒｏｔｏｎ　ｂｅａｍｓ　Ｐｈｙｓ．　Ｍｅｄ．　Ｂｉｏｌ．　５０，　９９１－１０００ Ａｌ－Ｓｕｌａｉｔｉ　Ｌ，　Ｓｈｉｐｌｅｙ　Ｄ，　Ｔｈｏｍａｓ　Ｒ，　Ｋａｃｋｐｅｒｅｋ　Ａ，　Ｒｅｇａｎ　Ｐ　ａｎｄ　Ｐａｌｍａｎｓ　Ｈ，　２０１０，　Ｗａｔｅｒ　ｅｑｕｉｖａｌｅｎｃｅ　ｏｆ　ｖａｒｉｏｕｓ　ｍａｔｅｒｉａｌｓ　ｆｏｒ　ｃｌｉｎｉｃａｌ　ｐｒｏｔｏｎ　ｄｏｓｉｍｅｔｒｙ　ｂｙ　ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔ　ａｎｄ　Ｍｏｎｔｅ　Ｃａｒｌｏ　ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ　Ｎｕｃｌ．　Ｉｎｓｔｒｕｍ．　Ｍｅｔｈ．　Ａ　６１９，　３４４－７
　この発明は、上述した問題に鑑み、粒子線照射計画における体内での線量分布の計算において、入射粒子が体内で起こす核反応確率が水中で起こす核反応確率と異なることに起因する線量誤差を、簡便かつ高精度に補正する照射計画装置、照射計画プログラム、照射計画補正プログラム、および照射計画補正方法を提供することを目的とする。
　この発明は、粒子線による照射計画を作成する照射計画装置であって、前記粒子線の照射対象を前記粒子線とは異なる放射線により３次元スキャニングした３次元スキャニングデータを取得する３次元スキャニングデータ取得部と、前記照射対象に対して粒子線を照射する領域の位置と量を示す処方データを取得する処方データ取得部と、前記粒子線に反応する前記照射対象の物質の能力を表す物理量の分布を示す反応物理量分布データを前記３次元スキャニングデータに基づいて作成する反応物理量分布データ作成部と、前記処方データと前記反応物理量分布データに基づいて線量分布を求める線量分布算出部とを備え、前記反応物理量分布データ作成部は、前記３次元スキャニングデータを、水に対して着目する物質がどれくらい入射粒子を減速させる能力があるかを示す物理量である阻止能比に変換して３次元阻止能比データを作成する阻止能比補正処理部と、前記３次元阻止能比データから水と照射対象物質との違いを表す補正係数を求め、該補正係数により粒子線の深部線量分布を深さ毎に補正する照射対象物質補正処理部とで構成された照射計画装置、これに用いる照射計画プログラム、照射計画補正プログラム、および照射計画補正方法であることを特徴とする。
　この発明により、粒子線照射計画における体内での線量分布の計算において、入射粒子が体内で起こす核反応確率が水中で起こす核反応確率と異なることに起因する線量誤差を、簡便かつ高精度に補正する照射計画装置、照射計画プログラム、照射計画補正プログラム、および照射計画補正方法を提供できる。
線量を示すグラフによる説明図。 本線量分布補正を簡単に示したグラフによる説明図。 ３次元スキャニングデータの画像および変換後の画像を示す説明図。 陽子線の水中での深部線量分布と各相互作用の寄与を示すグラフ図。 ＩＣＲＵ人体組織の阻止能比と各補正係数の関係を示す説明図。 一連の変換の様子を示す画像図とヒストグラム。 粒子線照射システムの全体構成を示す説明図。 第２実施形態に係る粒子線照射システム１Ａの全体構成を示す説明図。
　本発明者らは、粒子線照射計画における体内での線量分布の計算において、入射粒子が体内で起こす核反応確率が水中で起こす核反応確率と異なることに起因する線量誤差を排除するべく鋭意研究を行った。
　そして、この線量誤差を、簡便かつ高精度に補正する方法を開発した。まず、この補正方法の基本原理について説明する。
　　　＜炭素線治療の場合＞
　炭素線治療において、炭素線が体内に入射すると、炭素イオンの一部は体内の原子核との核破砕反応を通してその数を減らしていく。逆に、核破砕反応により生成されるフラグメント粒子は徐々にその数を増していき、炭素線が停止する位置を超えて広く拡散していく。
　図１（Ａ）は、モンテカルロ計算により導出した炭素線の水中での深部粒子数分布を原子番号ごとに示した図である。横軸は体表からの深さ、縦軸はフルエンスを示している。炭素線の線量分布ｄｊ（ｘ，ｙ，ｚ）は、入射粒子（炭素イオン）とフラグメント粒子からの線量寄与によるが、横方向の広がりの違いから、３つの成分の重ね合わせとして次の［数１］と表現できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 ※ｄｎ，ｊ（ｘ，ｙ，ｚ）は、ｎ番目の成分の線量分布を表す。　
　Ｉｎは、ｎ番目の成分の線量分布をビーム軸と垂直な面内で積分した深部線量分布（Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ　Ｄｅｐｔｈ　Ｄｏｓｅ：　ＩＤＤ）を表す。　
　Ｇ（ｘ，ｙ，σｎ，ｊ（ｚ））は、標準偏差σをもつ２次元正規分布を表す。
※詳細は、Ｉｎａｎｉｗａ　Ｔ，　Ｆｕｒｕｋａｗａ　Ｔ，　Ｎａｇａｎｏ　Ａ，　Ｓａｔｏ　Ｓ，　Ｓａｏｔｏｍｅ　Ｎ，　Ｎｏｄａ　Ｋ　ａｎｄ　Ｋａｎａｉ　Ｔ，　２００９，　Ｆｉｅｌｄ－ｓｉｚｅ　ｅｆｆｅｃｔ　ｏｆ　ｐｈｙｓｉｃａｌ　ｄｏｓｅｓ　ｉｎ　ｃａｒｂｏｎ－ｉｏｎ　ｓｃａｎｎｉｎｇ　ｕｓｉｎｇ　ｒａｎｇｅ　ｓｈｉｆｔｅｒ　ｐｌａｔｅｓ．　Ｍｅｄ．　Ｐｈｙｓ．　３６，　２８８９－９７　参照。
　ここで、第１成分（第１の領域）は入射粒子（炭素線治療なら炭素イオン）、第２成分（第２の領域）は原子番号１，２以外の重いフラグメント、第３成分（第３の領域）は原子番号が１，２の軽いフラグメントによる寄与であると近似する。
　図１（Ｂ）は、一例として２９０ＭｅＶ／ｕのエネルギーを持つ炭素線の深部線量分布を示すグラフ図である。横軸は体表からの深さ、縦軸は線量を示している。グラフ１０１は、炭素線の水中での深部線量分布ＩＤＤｔｏｔａｌを示し、グラフ１０２は、第１成分（Ｚ＝６）の線量寄与を示し、グラフ１０３は第２成分（Ｚ＝３～５）の線量寄与を示し、グラフ１０４は第３成分（Ｚ＝１～２）の線量寄与を示している。
　粒子線の照射計画では、予め用意した換算表を用いて、患者のＣＴ画像の画素値（ＣＴ値）を、物質の水に対する阻止能比ρＳに変換することで、人体という不均質媒質を阻止能比の分布として表現する。ここで、阻止能比ρＳは、水に対して着目する物質がどれくらい入射粒子を減速させる能力があるかを表す物理量である。一般に粒子線照射計画では、変換で得られた阻止能比の分布に対し、図１（Ｂ）に示したような水中で測定した線量分布を当てはめることで体内での線量分布を計算する。
　発明者らは、ＩＣＲＵレポート（ＩＣＲＵ　Ｒｅｐｏｒｔ　１９９２）に纏められた人体組織の組成一覧から、各組織の阻止能比ρＳと核反応実効密度ρＮの普遍的な相関関係を導いた。ここで、核反応実効密度ρＮは、水に対して着目する物質がどれくらい入射粒子を砕きやすいかを表す物理量である。
　本発明では、まず、粒子線とは異なる放射線であるＸ線を用いてＣＴ装置により３次元スキャニングを行って得たＣＴ値の３次元分布から阻止能比ρＳの３次元分布を得て、さらにρＳとρＮの相関関係を用いて、核応実効密度ρＮの３次元分布を作成する。
　体表から着目する深さｚまでの、粒子の減速に関する実効的な距離ＳＳ（ｚ）は、阻止能比ρＳを着目する深さｚまで線積分することで、次の［数２］と与えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　一方、深さｚまでの、粒子を砕く（核反応を起こす）ことに関する実効的な距離ＳＮ（ｚ）は、核反応実効密度ρＮをｚまで線積分することで、次の［数３］と与えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　ここで、炭素線の水中での粒子束（フルエンス）を測定したＨａｅｔｔｎｅｒ等の実験がある。（詳細は、Ｈａｅｔｔｎｅｒ　Ｅ，　Ｉｗａｓｅ　Ｈ，　Ｋｒａｍｅｒ　Ｍ，　Ｋｒａｆｔ　Ｇ　ａｎｄ　Ｓｃｈａｒｄｔ　Ｄ，　２０１３，　Ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ　ｓｔｕｄｙ　ｏｆ　ｎｕｃｌｅａｒ　ｆｒａｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ　ｏｆ　２００　ａｎｄ　４００　ＭｅＶ／ｕ　１２Ｃ　ｉｏｎｓ　ｉｎ　ｗａｔｅｒ　ｆｏｒ　ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ　ｉｎ　ｐａｒｔｉｃｌｅ　ｔｈｅｒａｐｙ　Ｐｈｙｓ．　Ｍｅｄ．　Ｂｉｏｌ．　５８，　８２６５－７９　参照。）
　Ｋａｎｅｍａｔｓｕ等は、炭素線フルエンスの指数関数的減衰モデルのもとで、炭素線の平均自由行程（ｍｅａｎ　ｆｒｅｅ　ｐａｔｈ）λを２５５　ｍｍと導いている。（※詳細は、Ｋａｎｅｍａｔｓｕ　Ｎ，　Ｋｏｂａ　Ｙ　ａｎｄ　Ｏｇａｔａ　Ｒ，　２０１３，　Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ　ｏｆ　ｐｌａｓｔｉｃ　ｍａｔｅｒｉａｌｓ　ｆｏｒ　ｒａｎｇｅ　ｓｈｉｆｔｉｎｇ，　ｒａｎｇｅ　ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ，　ａｎｄ　ｓｏｌｉｄ　ｐｈａｎｔｏｍ　ｄｏｓｉｍｅｔｒｙ　ｉｎ　ｃａｒｂｏｎ－ｉｏｎ　ｒａｄｉｏｔｈｅｒａｐｙ　Ｍｅｄ．　Ｐｈｙｓ．　４０，　０４１７２４－１－６　参照）
　この関係を用いれば、着目する深さｚまでに生じる、水中と体内での核反応による炭素線フルエンスの変化を、次の［数４］で表すことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 　ここで、φｗ ｐ（ｚ）を減弱補正係数（Ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ　Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ　Ｆａｃｔｏｒ）と呼ぶことにする。
　減弱補正係数はその定義より、水よりも阻止能あたりに起こす核反応確率が高い物質を通過してきた場合には、ＳＳ（ｚ）＜ＳＮ（ｚ）となる関係からφｗ ｐ（ｚ）＜１．０となる。
　逆に、水よりも阻止能あたりに起こす核反応確率が低い物質を通過してきた場合には、ＳＳ（ｚ）＞ＳＮ（ｚ）となる関係からφｗ ｐ（ｚ）＞１．０となる。
　この補正係数を用いて、［数１］で示した深部線量分布を補正する式は、次の［数５］に示す式で得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 　入射粒子の線量は、入射粒子のフルエンスに比例するため、Ｉ１，ｊをφｗ ｐ（ｚ）で補正する。フラグメント粒子は入射粒子の減弱の程度が多いほど増えるため、第３成分の線量寄与Ｉ３，ｊを１／φｗ ｐ（ｚ）で補正する。第２成分Ｉ２，ｊの補正をしないのは、経験的なものによる。
　図２は、本線量分布補正を簡単に示したグラフによる説明図である。図２（Ａ）、（Ｃ）、（Ｅ）は、縦軸を炭素線フルエンス、横軸を体表からの深さとし、図２（Ｂ）、（Ｄ）、（Ｆ）は、ブラッグ曲線を示し、縦軸を深部線量、横軸を体表からの深さとしている。
　図２（Ａ）および図２（Ｂ）は、いずれも水中での炭素線フルエンスまたは深部線量を示している。図示するように、グラフ１１１は、深さに応じて炭素線フルエンスが低くなっており、グラフ１１６は、深さ１．０付近でピークを示している。
　図２（Ｃ）および図２（Ｄ）は、いずれも水よりも阻止能あたりに核反応を起こしにくい物質中（φｗ ｐ（ｚ）＞１．０）での炭素線フルエンスまたは深部線量を示している。図示するように、グラフ１１２はグラフ１１１より全体的に少し高くなっており、グラフ１１７もグラフ１１６より全体的に少し高くなっている。
　図２（Ｅ）および図２（Ｆ）は、いずれも水よりも阻止能あたりに核反応を起こしやすい物質中（φｗ ｐ（ｚ）＜１．０）での炭素線フルエンスまたは深部線量を示している。図示するように、グラフ１１３はグラフ１１１より全体的に少し低くなっており、グラフ１１８もグラフ１１６より全体的に少し低くなっている。このように核反応を起こしやすい物質であればフルエンスおよび深部線量は低くなり、逆に、核反応を起こしにくい物質であればフルエンスおよび深部線量は高くなる。
　図３は、一連の変換の様子を示す画像図である。図３（Ａ）は、減弱係数μを用いたＣＴ値の画像を示し、図３（Ｂ１）は、阻止能比ρＳによって補正した阻止能比画像を示し、図３（Ｃ１）は、さらに核反応実効密度ρＮによって補正した核反応実効密度画像を示す。また、図３（Ｂ２）は縦軸を阻止能比、横軸を減弱係数とし、ＣＴ値の画像から阻止能比画像を求めるのに使用する変換表を示す図である。図３（Ｃ２）は、縦軸を核反応実効密度、横軸を阻止能比とし、阻止能比画像から核反応実効密度画像を求めるのに使用する変換表を示す図である。このように、ＣＴ値から核反応実効密度画像を求め、前記補正を適用することで、精度のよい粒子線照射計画を作成することができる。
　　　＜陽子線治療の場合＞
　陽子線が水中を通過すると、水分子の電子または原子核との間で、水分子の電子（体内であれば体内の電子）に対してエネルギーを与えながら陽子線がエネルギーを失って減速していく電磁相互作用（ｅｌｅｃｔｒｏｍａｇｎｅｔｉｃ　ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ：　ＥＭ）、全体の運動エネルギーが保存されながらエネルギーを渡すだけで原子核の種類が変化しない弾性散乱（ｅｌａｓｔｉｃ　ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ：　ＥＬ）、エネルギーを渡すことで原子核の種類は変わらないが励起する非弾性散乱（ｉｎｅｌａｓｔｉｃ　ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ：　ＩＥ）、それ以外（ＥＭ、ＥＬ、ＩＥ以外）の反応である核反応（ｎｏｎｅｌａｓｔｉｃ　ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ：　ＮＥ）を起こす。ここで、ＥＬまたはＩＥを起こした陽子は、その反応で僅かにエネルギーを失うが、ＥＭのみを起こす陽子束とほぼ同じ深さまで到達する。ＥＬとＩＥを起こした陽子束をまとめて扱えば、陽子線が水中に付与する線量分布Ｄ（ｓ）は、次の［数６］に示すように、各相互作用の寄与（ＤＥＭ（ｓ）、ＤＥＬ／ＩＥ（ｓ）、ＤＮＥ（ｓ））の加算で表すことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 　※ＤＥＭ（ｓ）は、ＥＭ相互作用のみを起こした入射粒子による水の吸収線量を表す。
　　ＤＥＬ／ＩＥ（ｓ）は、ＥＬ相互作用またはＩＥ相互作用を起こした入射粒子による水の吸収線量を表す。
　　ＤＮＥ（ｓ）は、ＮＥ相互作用に起因する水の吸収線量を表す。
　一方、陽子束が水以外の物質を通過した場合に、物質中の深さｚ（水等価深ｓ）に付与する線量（ｄｏｓｅ　ｔｏ　ｗａｔｅｒ　ｉｎ　ｍａｔｅｒｉａｌ）は、次の［数７］により表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 　ここで、［数７］における各成分（ターム）を説明する。
　＜第１成分　ＥＭ系統＞　
　１－Ａｓは水の中でのＥＭ相互作用のみを起こした陽子数（フルエンス）の変化を示す。Ａは傾きを表し、１－Ａｓは水について深さｓにおいてＥＭ相互作用のみを起こした陽子数（フルエンス）がどれくらい減っているかを表す。　
　１－Ａ’ｓは、水ではないものが、水と同じ深さまできたときにフルエンスがどれだけ減っているかを表す。　
　つまり、（１－Ａ’ｓ）／（１－Ａｓ）は、深さｓにおいてＥＭの反応がどれだけ水と違ったかという補正をかけている。
　＜第２成分　ＥＬ／ＩＥ系統＞　
　Ｙは傾きを示し、水について深さｓにおいてＥＬ相互作用またはＩＥ相互作用を起こした陽子数（フルエンス）がどれだけ増えているかを表す。　
　Ｙ’は、水ではないものが、水と同じ深さまできたときにＥＬ相互作用またはＩＥ相互作用を起こした陽子数（フルエンス）がどれだけ増えているかを表す。　
　つまり、Ｙ’／Ｙは、深さｓにおいてＥＬおよびＩＥの反応がどれだけ水と違ったかという補正をかけている。なお、本来はＹ’ｓ／Ｙｓと表現されるが、深さｓが分子と分母にあるためにキャンセルされてＹ’／Ｙで表されている。
　＜第３成分　ＮＥ系統＞　
　Ａ－Ｙは、水の中でＮＥの反応がどれだけ起こっているかを表す。　
　Ａ’－Ｙ’は、物質中で、水と同じ深さ（水等価深）まできたときにＮＥの反応がどれだけ起こっているかを表す。　
　つまり、Ａ’－Ｙ’／Ａ－Ｙは、物質中の水等価深ｓにおいてＮＥの反応がどれだけ水と違ったかという補正をかけている。　
　γは、水について、入射陽子が核反応をおこした際にどれだけ荷電粒子にエネルギーを与えたかを示している。詳述すると、核反応で生じた荷電粒子は反応が起こったところの近傍でエネルギーを落とすので線量計算に含めるが、核反応で生じた中性子やガンマ線は反応が起こったところの近傍にエネルギーをそれほど落とさないので線量計算に含めない。このため、γが大きければ荷電粒子に受け渡されるエネルギーの割合が大きいことを示し、γが小さければ中性子やガンマ線に受け渡されるエネルギーの割合が大きく荷電粒子に受け渡されるエネルギーの割合が小さいことを示す。　
　γ’は、水以外のものが、どれだけ核反応をおこしてどれだけ荷電粒子にエネルギーを与えたかを示している。　
　つまり、γ’／γは、深さｓにおいてＮＥの反応により荷電粒子に受け渡されるエネルギーの割合がどれだけ水と違ったかを示す。
　ここで、ＤＥＭの補正係数（１－Ａ’ｓ（ｚ））／（１－Ａｓ（ｚ）））は、ＥＭ相互作用のみをおこす一次陽子数の物質中と水中との比を、ＤＥｌ／ＩＥの補正係数Ｙ’／Ｙは、ＥＬ／ＩＥ相互作用を起こす陽子数の物質中と水中との比を表す。
　また、ＤＮＥの補正係数γ’／γと（Ａ’－Ｙ’）／（Ａ－Ｙ）はそれぞれ“核反応を起こした陽子のエネルギーが標的の荷電粒子に与えられる割合”および“核反応を起こす陽子数”の物質中と水中との比を表す。物質が深さｚに応じて連続的に変化する場合、上記［数７］は、次の［数８］とすることで一般性を失わない。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
 　すなわち、物質毎に補正係数Ａ，Ａ’，Ｙ，Ｙ’，γ’／γと阻止能比ρｓがわかっていれば、水中での各相互作用の線量寄与ＤＥＭ、ＤＥＬ／ＩＥ、ＤＮＥを［数８］の式にしたがって補正して足し合わせることで、物質中での線量分布を計算することが可能になる。
　図４は、エネルギー２１６ＭｅＶの陽子線の水中での深部線量分布Ｄと各相互作用の寄与ＤＥＭ、ＤＥＬ／ＩＥ、ＤＮＥを示したグラフ図である。縦軸は線量を示し、横軸は深さを示している。
　粒子線の照射計画では、予め用意した換算表を用いて、患者のＣＴ画像の画素値（ＣＴ値）を、物質の水に対する阻止能比ρＳに変換することで、人体という不均質媒質を阻止能比の分布として表現する。ここで、阻止能比ρＳは、水に対して着目する物質がどれくらい入射粒子を減速させる能力があるかを表す物理量である。一般に粒子線照射計画では、変換で得られた阻止能比の分布に対し、水中で測定した線量分布を当てはめることで体内での線量分布を計算する。
　発明者らは、ＩＣＲＵレポート（ＩＣＲＵ　Ｒｅｐｏｒｔ　１９９２）に纏められた人体組織の組成一覧をもとに、モンテカルロシミュレーションコードＧＥＡＮＴ４内に人体組織ファントムを作成し、ファントムへの陽子線照射を模擬することで、各組織の阻止能比ρｓと各補正係数Ａ’／Ａ，Ｙ’／Ｙ，γ’／γの普遍的な相関関係を導いた。基準物質である水についてもＧＥＡＮＴ４で陽子線照射を模擬することで、ＥＭ減弱係数ＡとＥＬ／ＩＥ収率Ｙを求めた。
　図５は、ＩＣＲＵ人体組織の阻止能比ρｓと各補正係数Ａ’／Ａ，Ｙ’／Ｙ，γ’／γの関係を示す説明図である。各図において、縦軸は補正係数、横軸は阻止能比（粒子線の止めやすさ）を示している。また、各図にプロットされている「＋」は、ＩＣＲＵ人体組織における各組織（各物質）のパラメータを拾い出して一つずつプロットしたものである。図において、阻止能比が１．０より大きいものは粒子線を水より止めやすい組織（物質）であることを示し、１．０より小さいものは粒子線を水より止めにくい組織（物質）であることを示す。
　図５（ａ）は、ＥＭについての補正係数Ａ’／Ａのグラフを示し、図５（ｂ）は、ＥＬ／ＩＥについての補正係数Ｙ’／Ｙのグラフを示し、図５（ｃ）は、ＮＥについての補正係数Ａ’／Ａのグラフを示す。図示するように、各補正係数のグラフは、図５（ａ），図５（ｂ）に示すＥＭおよびＥＬ／ＩＥについては正の相関を示し、図５（ｃ）に示すＮＥについては負の相関を示している。
　粒子線の治療計画装置では、Ｘ線の実効的な線減弱係数を表すＣＴ値を（ＣＴ装置と撮影条件毎に校正された）変換テーブルを介して阻止能比ρｓに変換する。すなわち、治療計画装置では、線量計算を行う際に、患者体内の阻止能比分布ρｓが予め決定されている。したがって、図５に示した阻止能比ρｓと各補正係数Ａ’／Ａ，Ｙ’／Ｙ，γ’／γの普遍的な相関関係および水のＥＭ減弱係数ＡとＥＬ／ＩＥ収率Ｙから体内での線量計算に［数８］の式の補正を適用することが可能になる。
　図６は、一連の変換の様子を示す画像図とヒストグラムである。図６（ａ）は、補正前の線量分布の画像を示し、図６（ｂ）は、補正後の線量分布の画像を示し、図６（ｃ）は、補正前（非補正）と補正後の線量差の画像を示す。また、図６（ｄ）は縦軸を体積、横軸を線量とする線量体積ヒストグラムである。このように、ＣＴ値から核反応実効密度画像を求め、前記補正を適用することで、精度のよい粒子線照射計画を作成することができる。
　以下、本発明の一実施形態を図面と共に説明する。
　図７は、本発明の第１実施形態に係る粒子線照射システム１の全体構成を示す説明図である。
　粒子線照射システム１は、イオン源２から照射された荷電粒子ビーム３を加速して出射する加速器４と、該加速器４から出射された荷電粒子ビーム３を輸送するビーム輸送系５と、該ビーム輸送系５を経た荷電粒子ビーム３を患者７の照射対象であるターゲット部８（例えば、腫瘍部）に照射する照射装置（スキャニング照射装置）６と、前記粒子線照射システム１を制御する制御装置１０と、粒子線照射システム１の照射パラメータを決定するコンピュータとしての照射計画装置２０とを備えている。なお、この実施例では、イオン源２から照射する荷電粒子ビーム３として炭素線ビームを使用するが、これに限らず様々な荷電粒子ビーム（荷電重粒子ビームを含む）を照射する粒子線照射システム１に本発明を適用できる。
　前記加速器４は荷電粒子ビーム３の強度を調整するようになっている。　
　前記照射装置６は、荷電粒子ビーム３をビーム進行方向（Ｚ方向）に垂直な平面を形成するＸ－Ｙ方向に偏向させるスキャニングマグネット（図示省略）と、荷電粒子ビーム３の位置を監視する線量モニタ（図示省略）と、Ｚ方向の荷電粒子ビーム３の停止位置を調整するレンジシフタ（図示省略）とを備え、ターゲット部８に対しスキャン軌道沿って荷電粒子ビーム３をスキャンするようになっている。
　前記制御装置１０は、加速器４からの荷電粒子ビーム３の強度や、ビーム輸送系５内での荷電粒子ビーム３の位置修正や、照射装置６のスキャニングマグネット（図示省略）によるスキャニングや、レンジシフタ（図示省略）によるビーム停止位置等を制御するようになっている。
　前記照射計画装置２０は、キーボードおよびマウス等で構成される入力装置２１、液晶ディスプレイまたはＣＲＴディスプレイ等で構成される表示装置２２、ＣＰＵおよびＲＯＭおよびＲＡＭで構成される制御装置２３、ＣＤ－ＲＯＭおよびＤＶＤ－ＲＯＭ等の記憶媒体２９に対するデータの読み書きを行うディスクドライブ等で構成される媒体処理装置２４、および、ハードディスク等で構成される記憶装置２５を備えている。
　制御装置２３は、記憶装置２５に記憶されている照射計画プログラム３９ａおよび照射計画補正プログラム３９ｂを読み込み、領域設定処理部３１、処方データ入力処理部３２、演算部３３、出力処理部３４、３次元ＣＴ値データ取得部３６、阻止能比変換部３７、および核反応実効密度変換部３８として機能する。
　記憶部２５は、３次元ＣＴ値データ（３次元スキャニングデータ）を阻止能比に変換する第１変換データ４１と、この阻止能比を核反応実効密度に変換する第２変換データ４２を記憶している。第１変換データ４１は、ＣＴ値を阻止能比に変換する従来技術による換算表のデータである。第２変換データ４２は、阻止能比を核反応実効密度に変換する本発明による換算表のデータであり、減弱補正係数φｗ ｐ（ｚ）は、各変換で得られた阻止能比と核反応実効密度の３次元分布から上述した［数２］～［数４］から求められる。
　このように構成された照射計画装置２０は、照射計画プログラム３９ａおよび照射計画補正プログラム３９ｂに従って、各機能部が次のように動作する。
　まず、３次元ＣＴ値データ取得部３６は、別途のＣＴ装置から照射対象（患者）の３次元ＣＴ値データを取得する。すなわち、照射対象の各３次元位置におけるＸ線に対する実効的な線減弱係数を３次元ＣＴ値データとして取得する。
　領域設定処理部３１は、表示装置２２に３次元ＣＴ値データを画像表示し、計画作成者が入力装置２１で入力する領域指定（ターゲット部８の指定）を受け付ける。
　処方データ入力処理部３２は、表示装置２２に処方入力用画面を表示し、計画作成者が入力装置２１で入力する処方データを受け付ける。この処方データは、３次元ＣＴ値データの各座標における粒子線の照射位置と照射量を示すデータである。なお、この処方データには、粒子線の種類（例えば炭素原子核または水素原子核等）も含めて種類別の照射位置と照射量とし、複数種類の粒子線を用いる処方データとしてもよい。
　阻止能比変換部３７は、一般的な粒子線照射計画装置で行われているように、予め用意されている第１変換データ（変換テーブル）を用いて、３次元ＣＴ値データを各３次元位置における阻止能比ρＳに変換する。この変換により、阻止能比ρＳの３次元分布である阻止能比データが得られる。この阻止能比データへの変換は、予め用意した換算表によって変換する既存の技術で行えば良い。
　核反応実効密度変換部３８は、人体組織における阻止能比ρＳと核反応実効密度ρＮの相関関係を示す第２変換データを用いて、阻止能比データを各３次元位置における核反応実効密度ρＮに変換し、核反応実効密度ρＮの３次元分布を導出する。この変換により、核反応実効密度の３次元分布である核反応実効密度データが得られる。これにより、体内での線量計算に、水中で測定された線量分布をそのまま適用するのではなく、上述した［数２］～［数４］で得られた減弱補正係数φｗ ｐ（ｚ）を用いて、［数５］に従って深さ毎に線量分布を補正して適用する。
　演算部３３は、処方データ、阻止能比データ、および核反応実効密度データを受け取り、これらに基づいて照射パラメータおよび線量分布を作成する。すなわち、処方データの照射位置に処方データの照射量の照射を行うために、粒子線照射システム１から照射すべき粒子線の量（粒子数）を阻止能比データおよび核反応実効密度データを用いて逆算し、粒子線照射システム１から照射する粒子線の照射パラメータを算出する。また、演算部３３は、算出した照射パラメータで粒子線を照射対象に照射した場合の線量分布を算出する。
　出力処理部３４は、算出した照射パラメータおよび線量分布を表示装置２２に出力して表示する。また、出力処理部３４は、照射パラメータおよび線量分布を、粒子線照射システム１を制御する制御装置１０に送信する。
　以上に説明した照射計画装置２０により、粒子線照射システム１は、水で近似して計画した照射パラメータよりも照射対象に合わせて高精度に補正された照射パラメータを用いて高精度なビームを照射することができる。ビームの照射は、例えばターゲット領域に対して一様な線量分布の照射を与えるスキャニング照射法を用いたスポットビームの照射（線量分布はスポットビームの総和となる）など、適宜の照射とすることができる。
　第２変換データ４２を阻止能比に対する核反応実効密度の補正としたため、既存の様々な粒子線照射システム１の照射計画装置２０に即座に導入して利用できる。詳述すると、ＣＴ値はＣＴ装置および撮影環境によって異なり、このＣＴ値から阻止能比に変換する換算表もＣＴ装置および撮影環境によって異なる。このため、ＣＴ値から直接核反応実効密度の補正を行う場合、ＣＴ装置や撮影環境毎に換算表を作成する必要が生じる。これに対して、既存の粒子線照射システム１においては、既に設置されたＣＴ装置および撮影環境における阻止能比への換算表が存在しているため、これを利用して装置や環境に個別の設定を不要とすることができる。すなわち、１つの第２変換データ４２を作成しておけば、どのようなＣＴ装置および撮影環境であっても、個別調整済みの換算表で計算された阻止能比から第２変換データ４２により核反応実効密度による補正を実施できる。このように補正するための第２変換データ４２を共通化することで、インストール時に誤ったデータを用いることも防止でき、安全に高精度の照射計画作成を実現することができる。
　また、体内の線量分布計算に、水中で測定された線量分布（上述した［数１］）をそのまま適用するのではなく、通過する物質の核反応確率の程度により線量分布を補正して適用することで、核反応に起因する線量誤差を簡便に補正できる。
　また、この照射計画装置２０により、粒子線照射計画の線量分布計算において、体内で入射粒子が起こす核反応の影響を正確に反映させることができる。これにより、体内組成を加味した、より正確な線量分布計算が可能になる。しかも、この方法は、簡便かつ人体組成の普遍的な性質を用いるものであり、どの照射計画装置にも搭載可能である。このため、この方法は、今後、炭素線を用いた粒子線照射計画の線量計算アルゴリズムの中で標準となりうる。
　図８は、本発明の第２実施形態に係る粒子線照射システム１Ａの全体構成を示す説明図である。第１実施形態と異なる構成として、核反応実効密度変換部３８（図７参照）の代わりにＥＭ補正部３８ａ、ＥＬ／ＩＥ補正部３８ｂ、およびＮＥ補正部３８ｃが設けられ、照射計画補正プログラム３９ｂ（図７参照）の代わりに照射計画補正プログラム３９ｃが設けられ、第２変換データ４２の代わりに第２変換データ４２ａが設けられている。
　ＥＭ補正部３８ａ、ＥＬ／ＩＥ補正部３８ｂ、およびＮＥ補正部３８ｃは、阻止能比変換部３７から阻止能比データを受け取り、第２変換データ４２ａから補正係数Ａ’／Ａ，Ｙ’／Ｙ，γ’／γを受け取って、それぞれの補正を行う。
　ＥＭ補正部３８ａは、電磁相互作用（ＥＭ）の補正を行う部分であり、ＥＬ／ＩＥ補正部３８ｂは、弾性散乱（ＥＬ）及び非弾性散乱（ＩＥ）の補正を行う部分であり、ＮＥ補正部３８ｃは、核反応（ＮＥ）の補正を行う部分である。
　照射計画補正プログラム３９ｃは、第１実施形態と同様に、照射計画装置２０Ａの各機能部を動作させる。特に、この第２実施形態においては、ＥＭ補正部３８ａ、ＥＬ／ＩＥ補正部３８ｂ、およびＮＥ補正部３８ｃにより、上述した［数８］の式と第２変換データ４２ａを用いて照射計画の補正を行う。
　第２変換データ４２ａは、各組織の補正係数Ａ’／Ａ，Ｙ’／Ｙ，γ’／γを記憶している。
　その他の構成および動作は、第１実施形態と同一であるため、同一要素に同一符号を付してその詳細な説明を省略する。
　以上の構成および動作により、第２実施形態の粒子線照射システム１Ａは、水で近似して計画した照射パラメータよりも照射対象に合わせて高精度に補正された照射パラメータを用いて高精度なビームを照射することができる。ビームの照射は、例えばターゲット領域に対して一様な線量分布の照射を与えるスキャニング照射法を用いたスポットビームの照射（線量分布はスポットビームの総和となる）など、適宜の照射とすることができる。
　第２変換データ４２ａによって阻止能比から補正係数を導出するため、既存の様々な粒子線照射システム１Ａの照射計画装置２０Ａに即座に導入して利用できる。詳述すると、ＣＴ値はＣＴ装置および撮影環境によって異なり、このＣＴ値から阻止能比に変換する換算表もＣＴ装置および撮影環境によって異なる。このため、ＣＴ値から直接補正を行う場合、ＣＴ装置や撮影環境毎に換算表を作成する必要が生じる。これに対して、既存の粒子線照射システム１Ａにおいては、既に設置されたＣＴ装置および撮影環境における阻止能比への換算表（Ｘ線の減弱を粒子線のストッピングパーレーションに変換する換算表）が存在しているため、これを利用して装置や環境に個別の設定を不要とすることができる。すなわち、１つの第２変換データ４２ａを作成しておけば、どのようなＣＴ装置および撮影環境であっても、個別調整済みの換算表で計算された阻止能比を第２変換データ４２ａを用いて、電磁相互作用（ＥＭ）、弾性散乱（ＥＬ）、非弾性散乱（ＩＥ）、及び核反応（ＮＥ）に関わる補正係数の分布に変換し、各相互作用の水との違いを考慮した補正を実施できる。このように補正するための第２変換データ４２ａを共通化することで、インストール時に誤ったデータを用いることも防止でき、安全に高精度の照射計画作成を実現することができる。
　また、体内の線量分布計算に、水中で測定された線量分布（第１実施形態で説明した［数１］）をそのまま適用するのではなく、通過する物質の核反応確率の程度により線量分布を補正して適用することで、核反応に起因する線量誤差を簡便に補正できる。
　また、この照射計画装置２０Ａにより、粒子線照射計画の線量分布計算において、体内で入射粒子が起こす核反応の影響を正確に反映させることができる。これにより、体内組成を加味した、より正確な線量分布計算が可能になる。しかも、この方法は、簡便かつ人体組成の普遍的な性質を用いるものであり、どの照射計画装置にも搭載可能である。このため、この方法は、今後、陽子線を用いた粒子線照射計画の線量計算アルゴリズムの中で標準となりうる。
　この発明と実施の形態の対応において、
この発明の粒子線は、実施の形態の荷電粒子ビーム３に対応し、
以下同様に、
照射対象は、患者７に対応し、
領域は、ターゲット部８に対応し、
照射計画装置，コンピュータは、照射計画装置２０に対応し、
処方データ取得部は、処方データ入力処理部３２に対応し、
線量分布算出部は、演算部３３に対応し、
３次元スキャニングデータ取得部は、３次元ＣＴ値データ取得部３６に対応し、
反応物理量分布データ作成部は、阻止能比変換部３７および核反応実効密度変換部３８に対応し、
阻止能比補正処理部は、阻止能比変換部３７に対応し、
照射対象物質補正処理部は、核反応実効密度変換部３８、ＥＭ補正部３８ａ、ＥＬ／ＩＥ補正部３８ｂ、およびＮＥ補正部３８ｃに対応し、
核反応実効密度補正処理部は、核反応実効密度変換部３８に対応し、
粒子線作用補正処理部は、ＥＭ補正部３８ａ、ＥＬ／ＩＥ補正部３８ｂ、およびＮＥ補正部３８ｃに対応し、
反応物理量分布データは、第１変換データ４１および第２変換データ４２，４２ａに対応し、
３次元阻止能比データは、第１変換データ４１に対応し、
３次元核反応実効密度データは、第２変換データ４２に対応し、
成分は、第１成分、第２成分、および第３成分に対応するが、
これに限られるものではない。
　なお、上述した第１実施形態における実施例の補正における各成分の原子番号は、原子番号が６の炭素線治療に特化したものであるが、これに限らず、原子番号が異なる他の核種を用いる場合に、各成分に含まれる原子番号の範囲を適宜の範囲とすることができる。
　また、第２実施形態においては、［数８］を用いた補正処理において、「ＥＭ」「ＥＬ／ＩＥ」「ＮＥ」の３成分に対してそれぞれ補正し加算したが、これに限らず、「ＥＭ＋ＥＬ／ＩＥ」「ＮＥ」の２成分とする、あるいは、「ＥＭ」「ＥＬ」「ＩＥ」「ＮＥ」の４成分とする等、適宜の構成とすることができる。この場合も、水で近似して計画した照射パラメータよりも精度を向上させた照射計画を照射対象に合わせて作成することができる。
　また、阻止能比補正処理部（阻止能比変換部３７）と照射対象物質補正処理部（核反応実効密度変換部３８、ＥＭ補正部３８ａ、ＥＬ／ＩＥ補正部３８ｂ、およびＮＥ補正部３８ｃ）は、演算の概念として２系統の演算に分かれていればよいのであって、実際の演算は２つの補正処理をまとめて１つの演算で実行する構成にしてもよい。
　この発明は、粒子線を照射して治療する技術に利用することができる。
３…荷電粒子ビーム
７…患者
８…ターゲット部
２０，２０Ａ…照射計画装置
３２…処方データ入力処理部
３３…演算部
３６…３次元スキャニングデータ取得部
３７…阻止能比変換部
３８…核反応実効密度変換部
３８ａ…ＥＭ補正部３８ａ
３８ｂ…ＥＬ／ＩＥ補正部３８ｂ
３８ｃ…ＮＥ補正部３８ｃ
４１…第１変換データ
４２，４２ａ…第２変換データ

Claims (9)

  1. 　粒子線による照射計画を作成する照射計画装置であって、
    前記粒子線の照射対象を前記粒子線とは異なる放射線により３次元スキャニングした３次元スキャニングデータを取得する３次元スキャニングデータ取得部と、前記照射対象に対して粒子線を照射する領域の位置と量を示す処方データを取得する処方データ取得部と、
    前記粒子線に反応する前記照射対象の物質の能力を表す物理量の分布を示す反応物理量分布データを前記３次元スキャニングデータに基づいて作成する反応物理量分布データ作成部と、
    前記処方データと前記反応物理量分布データに基づいて線量分布を求める線量分布算出部とを備え、
    前記反応物理量分布データ作成部は、
    前記３次元スキャニングデータを、水に対して着目する物質がどれくらい入射粒子を減速させる能力があるかを示す物理量である阻止能比に変換して３次元阻止能比データを作成する阻止能比補正処理部と、
    前記３次元阻止能比データから水と照射対象物質との違いを表す補正係数を求め、該補正係数により粒子線の深部線量分布を深さ毎に補正する照射対象物質補正処理部とで構成された
    照射計画装置。
  2. 　前記照射対象物質補正処理部は、
    粒子線の深部線量分布を原子番号に応じて成分分けするか、あるいは粒子線の相互作用によって成分分けして、成分別に深部線量分布の補正を実行する構成である
    請求項１記載の照射計画装置。
  3. 　前記照射対象物質補正処理部は、
    前記３次元阻止能比データを、水に対して着目する物質がどれくらい入射粒子を砕きやすいかを表す物理量である核反応実効密度に変換して３次元核反応実効密度データを作成し、粒子線の深部線量分布を原子番号に応じて成分分けし、補正係数を適用する成分と適用しない成分とに分けて深部線量分布の補正する核反応実効密度補正処理部である
    請求項２記載の照射計画装置。
  4. 　前記核反応実効密度補正処理部は、
    データ原子番号が３～５の成分を、前記補正係数を適用しない成分とし、
    原子番号が６の成分を、粒子線フルエンスの変化から求めた減弱補正係数を乗算する成分とし、
    原子番号が１～２の成分を、前記減弱補正係数の逆数を乗算する成分とした
    請求項３記載補正の照射計画装置。
  5. 　前記照射対象物質補正処理部は、
    粒子線の深部線量分布を少なくとも電磁相互作用に関する成分と核反応に関する成分に分け、それぞれについて補正係数により補正する粒子線作用補正処理部である
    請求項２記載の照射計画装置。
  6. 　前記照射対象物質補正処理部は、
    粒子線の深部線量分布を前記電磁相互作用に関する成分と、前記核反応に関する成分と、弾性散乱および非弾性散乱に関する成分の３成分に分けてそれぞれ補正係数により補正し、補正後の値を加算する構成である
    請求項５記載の照射計画装置。
  7. 　コンピュータを、
    前記粒子線の照射対象を前記粒子線とは異なる放射線により３次元スキャニングした３次元スキャニングデータを取得する３次元スキャニングデータ取得部と、
    前記照射対象に対して粒子線を照射する領域の位置と量を示す処方データを取得する処方データ取得部と、
    前記粒子線に反応する前記照射対象の物質の能力を表す物理量の分布を示す反応物理量分布データを前記３次元スキャニングデータに基づいて作成する反応物理量分布データ作成部と、
    前記処方データと前記反応物理量分布データに基づいて線量分布を求める線量分布算出部として機能させ、
    前記反応物理量分布データ作成部を、
    前記３次元スキャニングデータを、水に対して着目する物質がどれくらい入射粒子を減速させる能力があるかを示す物理量である阻止能比に変換して３次元阻止能比データを作成する阻止能比補正処理部と、
    前記３次元阻止能比データから水と照射対象物質との違いを表す補正係数を求め、その補正係数により粒子線の深部線量分布を深さ毎に補正する照射対象物質補正処理部として機能させる
    照射計画プログラム。
  8. 　コンピュータを、
    ３次元スキャニングデータを、水に対して着目する物質がどれくらい入射粒子を減速させる能力があるかを示す物理量である阻止能比に変換して３次元阻止能比データを作成する阻止能比補正処理部と、
    前記３次元阻止能比データから水と照射対象物質との違いを表す補正係数を求め、その補正係数により粒子線の深部線量分布を深さ毎に補正する照射対象物質補正処理部として機能させる
    照射計画補正プログラム。
  9. 　粒子線による照射計画を補正する照射計画補正方法であって、
    ３次元スキャニングデータを、水に対して着目する物質がどれくらい入射粒子を減速させる能力があるかを示す物理量である阻止能比に変換して３次元阻止能比データを作成し、
    前記３次元阻止能比データから水と照射対象物質との違いを表す補正係数を求め、その補正係数により粒子線の深部線量分布を深さ毎に補正する
    照射計画補正方法。
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