(57)【要約】      （修正有）【課題】治療計画の作成に、治療計画立案上の不確定性が考慮し、実際に照射した場合の患者体内での線量分布が、立案した治療計画の線量分布と一致する放射線治療計画装置を提供する。【解決手段】照射位置毎に、照射量抑制への要求度を表わす指標２０３を設定し、設定した指標を考慮した目的関数２０４を用いて、特定のスポットへの照射量を制御しながら、スポットへの照射量を最適化２０５することで、治療計画立案上の不確定性の影響を抑制した治療計画を作成でき、上記課題を解決することが出来る。【選択図】図２
2014140431.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線治療を行うための治療計画情報を作成する放射線治療計画装置において、
操作者が処方線量や照射角度を入力する入力装置と、
前記入力装置からの入力結果に基づいて演算した線量分布が前記処方線量に近づくように照射条件を決定し、治療計画情報を作成する演算装置と、
前記治療計画情報を表示する表示装置とを備え、
前記演算装置は、放射線の照射位置によって定まる照射量抑制への要求度を表わす指標を前記照射位置毎に設定し、前記指標を用いて前記照射条件を決定すること特徴とする放射線治療計画装置。
【請求項２】
前記演算装置は、前記入力装置の入力結果に基づいた患者の密度情報に基づいて前記指標を決定することを特徴とする請求項１に記載の放射線治療計画装置。
【請求項３】
前記演算装置は、設定した前記指標の情報を表示させることを特徴とする請求項１に記載の放射線治療計画装置。
【請求項４】
前記演算装置は、前記入力装置を用いて指定された任意の領域に含まれる照射位置に対して、前記指標を設定可能であることを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の放射線治療計画装置。
【請求項５】
放射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ける治療計画方法であって、
入力装置から入力された処方線量や照射角度に基づき、照射位置毎に定まる照射量抑制への要求度を表わす指標を設定し、設定された前記指標を用いて照射量を制御しながら、線量分布を前記処方線量に近づけるように照射条件を決定し、治療計画情報を作成することを特徴とする治療計画方法。
【請求項６】
前記入力装置を用いて入力された領域に含まれる前記照射位置に対して前記指標を設定することを特徴とする請求項５に記載の治療計画方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は放射線治療計画装置及び治療計画方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
放射線治療では標的となる腫瘍細胞に対して放射線を照射することによって治療を行う。放射線を用いる治療の中ではＸ線が最も広く利用されているが、標的への線量集中性が高い陽子線や炭素線に代表される粒子線（荷電粒子ビーム）を利用した治療への需要も高まっている。
【０００３】
放射線治療では、過度の照射や照射量の不足は腫瘍以外の正常組織への副作用や腫瘍の再発につながる可能性がある。腫瘍領域に対してできるだけ正確に、できるだけ集中するように指定した線量を照射することが求められる。
【０００４】
IMRT(Intensity Modulated Radiation Therapy)と呼ばれるX線を用いた治療では、コリメータ形状を変化させつつ多方向から照射することで、複雑な形状の標的領域に照射した場合でも、周辺の正常組織へ照射される線量を最小限に止めることができる。粒子線を用いた治療でも、強度を調整した細いビームを複数の照射角度から多数照射することで、標的領域に一様な線量分布を形成するＩＭＰＴ（Intensity Modulated Proton Therapy）が実施されている。
【０００５】
ＩＭＰＴは、スキャニング法を用いて実現される。スキャニング法は細い荷電粒子ビームを、二組の走査電磁石により偏向させ、平面内の任意の位置に導くことで、腫瘍内部を塗りつぶすように照射し、腫瘍領域にのみ高い線量を付与するという方法であり、様々な分布を容易に形成可能である。
【０００６】
IMRTやIMPTでは、実際の照射前に放射線治療計画装置を用いて計画を作成する過程が極めて重要となる。放射線治療計画装置はＣＴ画像等から得られる患者体内の情報を基に、患者体内での線量分布を数値計算によりシミュレートする。操作者は放射線治療計画装置の計算結果を参照しながら、放射線を照射する方向やエネルギー，照射位置，照射量等の照射条件を決定する。以下にその一般的な過程を簡単に述べる。
【０００７】
操作者は、はじめに放射線を照射すべき標的領域を入力する。主としてＣＴ画像を用い、画像の各スライスに標的となる領域を入力する。入力したデータは、操作者が放射線治療計画装置に登録することで、３次元の領域データとして放射線治療計画装置上のメモリに保存される。必要があれば、重要臓器の位置も同様に入力し、登録する。
【０００８】
次に、操作者は、登録した各々の領域について目標とすべき線量値となる処方線量を設定する。設定は先に登録された標的領域、および重要臓器に対して行う。例えば、標的領域であれば腫瘍を壊死させるのに十分な線量が指定される。多くの場合、標的領域に照射されるべき線量の最小値と最大値を指定する。一方、重要臓器に関しては、耐えうる最大の線量値として許容線量を定める。
【０００９】
操作者に指定された線量分布を実現するためのビーム照射位置や照射量は、放射線治療計画装置により決定される。通常は、初めに照射位置を決定し、その後、操作者の入力した線量分布条件を満たすように照射量を決定する。
【００１０】
照射量を効率よく決定する方法として、非特許文献１に記載のように処方線量からのずれを数値化した目的関数を用いる方法が広く採用されている。目的関数は線量分布が処方線量を満たすほど小さな値となるように定義されており、これを最小にするような照射量を反復計算により探索することで、最適とされる照射量を算出する。
【００１１】
この結果、処方線量を満たす線量分布を得る照射量が算出できるが、非特許文献２及び非特許文献３に記載されているように、患者の位置決めの不確定性（位置決め誤差）や、呼吸による標的の移動（呼吸移動誤差）、ＣＴ値を水等価厚に変換する際の不確定性（飛程誤差）などの多くの不確定性が存在する。
【００１２】
上記の不確定性により、実際に照射した場合の患者体内での線量分布が、立案した治療計画の線量分布と一致しない可能性もある。特にIMRTやIMPTでは、複数の照射方向から不均一な線量分布を形成し足し合わせることで所望の線量分布を形成するため、これらの不確定性の影響が顕著となり得る。
【００１３】
治療計画立案時の不確定性の影響を軽減するため、各領域（標的領域や重要臓器）の線量と処方線量の乖離以外の特性に着目したいくつかの手法が提案されている。例えば、非特許文献４では、標的に照射するビームの飛程がランダムに変化すると仮定した上で、ビームが付与する線量及び目的関数の値を計算し、最適化計算を行うことで、飛程の不確定性に対する線量分布の感度を低減する。また、非特許文献５では、飛程誤差に加え位置決め誤差が発生した場合の線量分布を複数条件で計算し、計算された各領域の線量と処方線量との乖離の最大値の情報を目的関数の項に加え、最適化計算を行うことで、飛程誤差及び位置決め誤差が発生した場合の、各領域の線量と処方線量との乖離の最大値を低減し、飛程及び位置決めの不確定性などに対する線量分布の感度を低減できる。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【００１４】
【非特許文献１】A. Lomax, “Intensity modulation methods for proton radiotherapy” Phys. Med. Biol. 44 (1999) 185-205.
【非特許文献２】A. Lomax, “Intensity modulated proton therapy and its sensitivity to treatment uncertainties 1: the potential effects of calculation uncertainties” Phys. Med. Biol. 53 (2008) 1027-1042
【非特許文献３】A. Lomax, “Intensity modulated proton therapy and its sensitivity to treatment uncertainties ２: the potential effects of inter-fraction and inter-field motions” Phys. Med. Biol. 53 (2008) 1043-1056
【非特許文献４】J. Unkelbach et al., “Accounting for range uncertainties in the optimization of intensity modulated proton therapy” Phys. Med. Biol. 52 (2007) 2755-2773
【非特許文献５】D. Pflugfelder et al., “Worst case optimization: a method to account for uncertainties in the optimization of intensity modulated proton therapy” Phys. Med. Biol. 53 (2008) 1689-1700
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１５】
一方で、不確定性の影響が大きいと経験的に判断した領域への照射を抑制することでも、計画の不確定性への感度を低減できる。例えば、金属アーチファクトの発生部分や、骨の近傍のように密度変化の大きい領域では飛程誤差が大きいと操作者が判断できれば、その領域への照射を抑制した治療計画を作成すればよい。
【００１６】
ここで、ある領域の照射量を単純に抑制しただけでは、処方線量と大きく乖離した線量分布となる可能性がある。そのため、放射線治療計画装置は、線量分布を処方線量に近づけつつ、特定の領域への照射量を可能な限り抑制する計画を作成する必要がある。しかし、従来の放射線治療計画装置は線量分布を目標に近づけるように制御することが可能であったが、特定の領域への照射量を最適化計算時に直接制御する機能を持った治療計画装置はこれまでなかった。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
上記課題は、放射線治療を行うための治療計画情報を作成する放射線治療計画装置において、操作者が処方線量や照射角度等を入力する入力装置と、入力装置の入力結果に基づき演算処理を行い、線量分布を処方線量に近づけるように照射条件を決定し、治療計画情報を作成する演算装置と、治療計画情報を表示する表示装置とを備え、演算装置は、放射線の照射位置によって定まる照射量抑制への要求度を表わす指標を照射位置毎に設定し、照射条件の決定時に、前記指標を用いて照射量を制御することを特徴とする放射線治療計画装置によって解決できる。
【発明の効果】
【００１８】
本発明によれば、治療計画立案上の不確定性に起因する患者体内での線量分布の悪化を抑制した照射条件の作成が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】本発明の好適な一実施形態により治療計画が立案されるまでの流れを表す図である。
【図２】本発明の好適な一実施形態において本発明装置の処理の流れを表す図である。
【図３】本発明の好適な一実施形態である治療計画装置の構成を示す説明図である。
【図４】ＣＴデータのスライス内における標的領域および重要臓器の入力を説明する図である。
【図５】実施形態におけるスポット位置の選択方法の手順を示す説明図である。
【図６】実施形態におけるＣＴデータの任意の位置における水等価深さの算出方法の手順を示す説明図である。
【図７】実施形態における粒子線の停止位置の情報を算出する方法の手順を示す説明図である。
【図８】実施形態における標的領域への位置決め誤差に関するスコアの算出方法の手順を示す説明図である。
【図９】実施形態における重要臓器への飛程誤差に関するスコアの算出方法の手順を示す説明図である。
【図１０】表示装置上で患者ＣＴデータ上にビームの停止位置を重ねて表示した図である。図中の点の大きさは各スポットに設定したスコアの大きさを表わす。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
以下に本発明の放射線治療計画装置及び治療計画方法の実施の形態を、図面を用いて説明する。
【００２１】
本実施形態の放射線治療計画装置３０１を、図１乃至図３を用いて説明する。本実施形態の治療計画装置３０１は、スキャニング照射法による粒子線治療の治療計画を前提として説明するが、Ｘ線やガンマ線などの他の放射線を用いた放射線治療の治療計画を作成する場合にも適応可能である。
【００２２】
図１は、本実施形態の放射線治療計画装置（以下、治療計画装置）３０１を用いた場合の治療計画立案の流れを示す図である。図２は、本実施形態の治療計画装置３０１の処理の流れを示す図であり、図1のステップ１０５（治療計画装置の自動計算のステップ）を詳細に示す図である。図３は、治療計画装置３０１の全体構成を示す図である。
【００２３】
治療計画装置３０１は、図３に示すように、入力装置３０２，表示装置３０３，メモリ３０４，演算処理装置３０５，通信装置３０６を備える。演算処理装置３０５が、入力装置３０２，表示装置３０３，メモリ（記憶装置）３０４，通信装置３０６に接続される。治療計画装置３０１は、ネットワークを介してデータサーバ３０７と接続されている。具体的には、治療計画装置３０１の通信装置３０６が、ネットワークを介してデータサーバ３０７に接続されてデータのやりとりをする。
【００２４】
治療される患者は、予めＣＴ装置を用いて治療計画用ＣＴ画像を撮像されている。ＣＴ装置で撮像された治療計画用ＣＴ画像に関するデータ（ＣＴデータ）は、データサーバ３０７に保存されている。このＣＴデータは、ボクセルと呼ばれる小さな領域ごとにＣＴ値が記録された３次元のデータである。治療計画装置３０１は、このＣＴデータを利用して治療計画を立案する。
【００２５】
操作者である医療従事者（技師や医師）が、入力装置３０２から患者情報（患者ＩＤ）を入力すると、治療計画装置３０１は患者ＩＤに相当する患者の治療計画情報の作成を開始する（ステップ１０１）。まず、入力装置３０２は、入力された患者ＩＤを演算処理装置３０５に出力する。演算処理装置３０５は、入力された患者ＩＤに基づいて、データサーバ３０７から対象となる患者のＣＴデータを読み込む。すなわち、治療計画装置３０１は、通信装置３０６に接続されたネットワークを通じて、データサーバ３０７から患者ＩＤに対応する患者のＣＴデータを受け取り、メモリ３０４に記憶させる。また、治療計画装置３０１は、受け取ったＣＴデータに基づいて治療計画用のＣＴ画像を作成し、表示装置３０３に表示させる。表示装置３０３は、患者の患部を含む領域を複数の層に分割した各スライス（各層）での画像を表示する。
【００２６】
操作者は、表示装置３０３に表示されたＣＴ画像を確認しながら、入力装置３０２（マウス等の機器）を用いて、ＣＴ画像のスライス毎に、標的として指定すべき領域（標的領域）を入力する。この標的領域とは、例えば、操作者が患者の腫瘍領域であると判断した領域を含む、粒子線を照射すべきと判断した領域である。全てのスライスに対する標的領域の入力が終了すると、操作者は入力装置３０２から入力終了信号を入力する。治療計画装置３０１はこの入力終了信号を受け取ると、全てのスライスでの標的領域の情報を、メモリ３０４に記憶して登録する（ステップ１０２）。メモリ３０４に登録される情報は、操作者が入力した標的領域を示す３次元の位置情報である。照射線量を極力抑えるべき重要臓器が標的領域の近傍に存在する場合や、他に評価や制御が必要となる領域がある場合、操作者は表示装置３０３に表示された画像情報に基づいて、これらの重要臓器等の位置情報を入力装置３０２から入力する。この重要臓器等の位置情報は、標的領域の情報と同様、メモリ３０４に記憶して登録される。図４に、ＣＴデータに基づいて生成された、患部を含む任意のスライス（層）４０１において、入力された標的領域４０２及び重要臓器等の領域４０３を表示装置３０３の表示した一例を示す。
【００２７】
次に、操作者は、照射方向を指定する。複数方向からの照射を行う場合には、複数の角度を選択する。この他に操作者が決定すべき照射のためのパラメータとしては、ステップ１０２で登録した領域に照射すべき線量値（処方線量）や隣り合うスポット間の間隔がある。処方線量は標的に照射すべき目標となる線量や、重要臓器が避けるべき最大線量が含まれる。横方向のスポット間隔は、荷電粒子ビームのビームサイズと同程度になるように初期値が自動的に決定されるが、操作者により変更することも可能である。操作者は、こうした必要な照射パラメータを設定する（ステップ１０３）。
【００２８】
操作者は必要な照射パラメータを設定した後、治療計画立案上の不確かさの想定値を設定する（ステップ１０４）。操作者は入力装置３０２を用いて、想定される不確かさの大きさをｍｍ単位もしくは％で入力する。
【００２９】
不確かさの想定値が設定された後、治療計画装置３０１は自動計算を実施する（ステップ２０１）。まず、演算処理装置３０５は、メモリ３０４に読み込まれたＣＴデータと、操作者の入力した領域情報から照射位置の選択を開始する（ステップ２０２）。スポット位置の選択方法について、図５を用いて説明する。照射時には標的領域４０２の重心位置がアイソセンタ（粒子線治療装置の回転照射装置（図示せず）の回転中心位置）５０１に一致するように位置決めされることが想定される。照射位置は、アイソセンタ５０１を含み走査中心点（線源）５０２とアイソセンタ５０１を結ぶ直線５０３に垂直な面（アイソセンタ面）５０４上の座標で定義される。以下では、面５０４をアイソセンタ面、直線５０３をビーム中心軸と呼ぶ。例として、図５でアイソセンタ面５０４上の位置、点５０５が照射位置として選ばれたとする。治療計画装置３０１は、線源５０２と、点５０５を結ぶ直線５０６に沿ってビームを照射した場合に、ビームの停止する位置がほぼ標的内となるエネルギーを探索し、そのエネルギー（一種類とは限らない）を点５０５の位置に照射するエネルギーとして選択する。これをアイソセンタ面５０４上に設定したすべての照射位置に対して行うことで、標的を照射するのに必要なアイソセンタ面５０４上の照射位置とエネルギーの組（以下、スポットと表わす）が求まる。
【００３０】
アイソセンタ面５０４上での照射位置の選択は、隣り合う照射位置の間隔がステップ１０３で指定された値以下となるように並べられる。最も簡単な方法として、一辺が指定された間隔の正方格子上に並べればよい。
【００３１】
本実施形態の治療計画装置３０１では各スポットに対して照射量抑制への要求度を表わす指標（以下、スコアと呼ぶ）を設定する（ステップ２０３）。上述の通り、治療計画立案時の不確定性の例として、位置決め誤差と、飛程誤差がある。位置決め誤差の大きさはおよそ数ｍｍ以下、飛程誤差ならばおよそ数％程度である。例えば位置決め誤差が生じた場合、骨などの高密度物質がビーム通過経路周辺に存在するスポットは、高密度物質により飛程が大幅に変動し、標的領域の線量分布の悪化の要因となる。従って位置決め誤差の影響を低減するには、そのスポットのスコアは高く設定される必要がある。また、重要臓器がビーム通過経路周辺に存在するスポットも、位置決め誤差や飛程誤差が生じた場合に重要臓器への線量を増加させるため、スコアが高く設定される必要がある。以下では、標的領域への位置決め誤差に関するスコアと、重要臓器への飛程誤差に関するスコアを例に挙げて、演算処理装置３０５によるスコアの算出方法について図６乃至図８を用いて説明する。
【００３２】
初めに、治療計画装置３０１の演算処理装置３０５はＣＴデータの任意の位置での水等価厚を算出する。図６を用いて、水等価厚の算出方法を説明する。まず、演算処理装置３０５はメモリ３０４に記憶された照射条件の情報のうち、荷電粒子ビームを照射する角度の情報を読み込む。続いて、演算処理装置３０５は、線源５０２とアイソセンタ５０１を結ぶ直線５０３に垂直な面６０１を定義し、面６０１を適切な解像度（通常は数mm以下）で分割する。分割された領域一つ一つをピクセルと呼ぶ。続いて、演算処理装置３０５は、線源５０２側からあるピクセル６０２の中心位置を結ぶ直線６０３に沿って、決められたステップ（通常はピクセル６０２と同程度のサイズ）ごとにＣＴデータのボクセルの値を積算していく。この時、各ボクセルに保持されたＣＴ値は、あらかじめ治療計画装置３０１のメモリ３０４に記憶されたテーブルにより、ボクセル内の物質を水に換算した場合の厚みに変換された上で積算される。これを水等価厚と呼ぶ。ＣＴ値から水等価厚への変換は、計算前にまとめて行ってもよい。演算装置３０５は、同様の計算を、ビーム進行方向に垂直な面６０１を分割したすべてのピクセルに関して行う。この操作により任意の位置での水等価厚が計算される。
【００３３】
続いて演算処理装置３０５はスポットに照射するビームのビーム停止位置を算出する。算出方法を、図７を用いて説明する。まず、演算処理装置３０５はメモリ３０４に保存されているスポットを読み出す。続いて、読み出したスポットのエネルギーに対して、ビーム停止位置（線量分布でピークの表れる位置）までの深さを、メモリ３０４が保持しているテーブルから読み出す。演算処理装置３０５は読み出したスポットのスポット位置７０１と線源５０２を結ぶ直線７０２に沿って、決められたステップ（通常はピクセル６０２と同程度のサイズ）ごとに線源５０２からの水等価厚を参照し、ビームの停止位置と停止位置が含まれるピクセル（ビーム停止ピクセル）７０３を算出する。
【００３４】
上述の方法で算出したビーム停止位置及びビーム停止ピクセル７０３を用いて演算処理装置３０５はスポット毎にスコアを算出する。標的領域への位置決め誤差に関するスコアを算出する場合について、図７及び図８を用いて説明する。演算処理装置３０５は、ビーム停止ピクセル７０３を有しビーム中心軸に対して垂直な面７０４上でスコアを算出する。演算処理装置３０５は事前に操作者が設定した、位置決め誤差δ[ｍｍ]を読み込む。続いて、演算処理装置３０５は、面７０４上の各ピクセルでビーム停止ピクセル７０３との距離がδ[ｍｍ]以下のピクセル８０１に対して、ビーム停止ピクセルと各ピクセルの水等価深さの差の二乗和を計算し、計算結果をスポットのスコアとして一時的にメモリ３０４に保存する。従って、ビームの通過経路の周辺のみに高密度物質や低密度物質（骨や空気）が存在する場合、ビームの通過経路上とその周辺における水等価厚の差が大きくなり、スポットのスコアは大きくなる。演算処理装置３０５は、メモリ３０４内に保存されている全てのスポットに対してスコアの算出を実施した後、スコアの最大値が１となる様に全スポットのスコアを規格化した後、メモリ３０４に保存する。
【００３５】
図９を用いて、重要臓器への飛程誤差に関するスコアを算出する場合について説明する。演算処理装置３０５は、演算処理装置３０５がメモリ３０４から読み出したスポットのスポット位置７０１と線源５０２を結ぶ直線７０２に沿ってスコアを算出する。まず、演算処理装置３０５は、操作者が事前に設定した飛程誤差δＲ[％]を読み込み、ビーム停止ピクセル７０３の水等価深さから計算範囲δ[ｍｍ]を求める。続いて、演算処理装置３０５は、ビーム停止ピクセル７０３からの距離がδ[ｍｍ]以下で直線５０３上のピクセル９０１に対して、各々のピクセルが１０２で登録した重要臓器内に存在するか判別し、重要臓器内に存在したピクセルの総数をスポットのスコアとして一時的にメモリに保存する。従って、重要臓器の直前でビームが停止するスポットほど、スコアの値は大きくなる。演算処理装置３０５は、メモリ３０４内に保存されている全てのスポットに対してスコアの算出を実施した後、スコアの最大値が１となる様に全スポットのスコアを規格化した後、メモリ３０４に保存する。
【００３６】
上述の方法で算出したスポットのスコアは視覚的に確認可能である。表示装置３０３は、照射スポットのエネルギー毎に照射位置を表示する。また、スポットに照射するビームのビーム停止位置を患者のＣＴスライス画像に重ねて表示することも可能である。表示装置３０３上で図４のＣＴデータの中のスライス４０１にビームの停止位置を重ねて表示した例を、図１０に示す。点１００１は、スポットに照射したビームがこの位置に停止することを表わす。点のサイズ、または色により、スポット毎に設定されたスコアを表示することもできる。図１０ではスコアの大きさを点のサイズで表わしている。
【００３７】
表示装置３０３上の表示画面上で入力装置３０２を用いて操作者が任意の領域１００２を作成し、作成した領域内のスポットのスコアの値を変更することも可能である。例えば、CTデータ内に金属アーチファクトが発生しており、操作者が金属アーチファクトの発生領域において不確定性が高いと経験的に判断した場合、操作者は入力装置３０２を用いて、発生領域を覆うようにスコアを設定する領域を作成する。その領域内でビームが停止するスポットに対して、操作者は任意の値をスコアとして設定する。以上のように、領域を指定してスコアを設定することで、複数個のスポットに対してスコアを一度に設定することが可能である。
【００３８】
設定した全てのスポットに対してスコアが設定されると、操作者の指示操作により、治療計画装置３０１の演算処理装置３０５は照射量の最適化計算を行う。治療計画装置３０１は通常、処方線量とのズレを数値化した目的関数を定義し（ステップ２０４）、これを反復計算により最小化することで目的関数のパラメータである照射量を算出する（ステップ２０５）。本実施形態の治療計画装置３０１では、目的関数にスポット毎に設定したスコアを考慮することで、特定のスポットへの照射量を抑制することにより、治療計画立案上の不確定性の影響を低減させる。演算処理装置３０５は、次のように目的関数を生成（定義）する。
【００３９】
演算処理装置３０５は、ステップ１０２で登録した標的領域４０１内、重要臓器４０２内それぞれに線量を計算する点をｍ個及びｎ個設定する。これらの点における線量値が、ステップ１０３に操作者により入力された処方線量をできる限り満たさなければならない。ここでは、標的領域４０１に対応するｍ個の点に対して目標とする線量値ｐ、重要臓器４０２に対応するｎ個の点に対して許容線量値lが設定されたとする。目的関数のパラメータとなる各スポット照射量を要素とするベクトルを
2014140431.tif 000003
と書く。
2014140431.tif 000004
の次元は全スポット数ｋである。次に、標的領域４０１内のｍ個の点での線量値を要素とするベクトルを
2014140431.tif 000005
で表すと、個々のスポットへの照射量
2014140431.tif 000006
との関係は、下記（式１）で表せる。  
【００４０】
【数１】
2014140431.tif 000007
【００４１】
行列Ａは各スポットへ照射したビームからの標的領域内の点への寄与を表し、メモリ３０４に記憶されている照射方向やＣＴ画像による体内の情報を基に治療計画装置内の演算処理装置３０５が算出する。
【００４２】
同様に、重要臓器４０２内のｎ個の点での線量値を要素とするベクトル
2014140431.tif 000008
をとすると、個々のスポットへの照射量
2014140431.tif 000009
との関係は、下記（式２）で表せる。  
【００４３】
【数２】
2014140431.tif 000010
【００４４】
演算処理装置３０５は行列Ａ，行列Ｂを算出後、ステップ２０３で各スポットに設定されたスコアを表わすベクトル
2014140431.tif 000011
を用いて以下のような目的関数を生成する。  
【００４５】
【数３】
2014140431.tif 000012
【００４６】
ここで、上記（式３）の右辺の第一項にあるｗｉ(1)と第二項にあるｗｉ(2)はそれぞれの点に対応するウエイトであって、ステップ１０３により、処方線量と共に操作者によって入力される値である。（式３）の右辺の第一項と第二項は、従来の治療計画装置にも存在する部分であり、処方線量を満たすように線量分布を制御するための項である。（式３）の右辺の第一項は標的内の線量を制御する部分となり、ｍ個の点での線量値が目標として設定された処方線量値ｐに近いほど
2014140431.tif 000013
は小さくなる。（式３）の右辺の第二項は重要臓器内の線量を制御する項であり、重要臓器内の線量は許容線量ｌを越えない線量であれば良い。（式３）の右辺の第二項にあるθ（ｄｉ(2)-ｌ）は階段関数であり、ｄｉ(2)＜ｌの場合は0、それ以外の場合は1となる。
【００４７】
（式３）の右辺の第三項が、本実施例の特長である各スポットへの照射量を直接的に制御する項である。スコアＳiの大きいスポットへの照射量の割合を低下させる程、
2014140431.tif 000014
は小さくなるため、スコアＳiが大きく設定されたスポットでは照射量が低下するよう、Ｓiが小さく設定されたスポットでは照射量が大きくなるよう制御される。治療計画立案上の不確定性の線量分布への影響が大きいスポットに高いスコアを設定することで、不確定性の線量分布への影響を低減可能な照射量
2014140431.tif 000015
の探索が可能となる。
【００４８】
また、Ｋ0は第三項の重要度を表わす。Ｋ0の初期値は自動的に設定されるが、操作者により変更することも可能である。Ｋ0の値により、線量分布の制御（（式３）の第一項、第二項）と、スポットへの照射量の制御（（式３）の第三項）とのどちらを優先した解を得るかを選択することができる。操作者がＫ0に0を設定した場合、（式３）の第三項は無視される。
【００４９】
演算装置３０５は上記（式３）の目的関数を生成後、反復計算を繰り返すことで、
2014140431.tif 000016
が最も小さくなる
2014140431.tif 000017
を探索する。反復計算の具体的な内容の例としては、非特許文献１に詳しい。
【００５０】
スコアとしてビームの通過経路周辺の密度変化量を設定し、最適化計算を実施した場合、密度変化が大きいスポットへの照射量を抑制することが可能となる。従って、位置決め誤差が発生した場合に、通過経路の密度変動により飛程が大きく変動するスポットへの照射量を抑制でき、標的領域の線量分布の悪化を低減することが可能となる。
【００５１】
一方、飛程誤差が発生した場合のビーム通過経路上における重要臓器の存在度をスコアとして設定し、最適化計算を実施した場合、飛程誤差が発生した場合に重要臓器へ線量を付与しやすいスポットへの照射量を抑制することが可能となる。そのため、飛程誤差による重要臓器への過照射を抑制することが出来る。
【００５２】
反復計算により照射量が定まると、治療計画装置３０１は最終的に得られたスポット位置と各スポットへの照射量を用いて、線量分布を計算する。計算した結果は、表示装置３０３に表示される（ステップ２０６、２０７）。操作者は、指定した線量が標的領域に過不足なく与えられているのかを表示装置３０３上で確認する（ステップ１０６）。
【００５３】
標的領域への線量分布の確認には、ＤＶＨ（Dose Volume Histogram）と呼ばれるヒストグラムも広く利用される。治療計画装置３０１は演算処理装置３０５を用いてＤＶＨの値を計算した上で表示装置３０３に表示する。
【００５４】
操作者は表示装置３０３に表示された線量分布やＤＶＨを使って線量分布結果を解析し、線量分布が目標とする条件を満たしているか否かを判断する（ステップ１０７）。望ましくない分布になっていた場合は、ステップ１０３に戻り、照射条件を設定し直す。これは照射方向やスポット間隔の変更が含まれる。条件を変更した場合は、操作者の指示により治療計画装置３０１がスポットと照射量を算出し、新しい線量分布結果が表示装置３０３に表示される。望ましい結果が得られた時点で、治療計画の立案は終了する（ステップ１０８、ステップ１０９）。得られた照射条件は、ネットワークを通じてデータサーバ３０７に保存される。
【００５５】
スキャニング照射には、ある照射位置に規定量のビームを照射後、一度ビームを停止し、次の照射すべき照射位置に移動した後に再び照射を開始するスポットスキャニング方式と、照射位置の移動中にもビームの照射を停止しないラスター方式がある。上述の実施形態では、スポットスキャニング方式を前提として説明した。但し、ラスター方式であっても、照射条件を求める場合には離散的に計算を行うために複数の照射位置を設定する必要があり、本発明の放射線治療計画装置は、ラスター方式を用いる治療の治療計画を作成する場合にも適応可能である。
【符号の説明】
【００５６】
３０１  治療計画装置
３０２  入力装置
３０３  表示装置
３０４  メモリ
３０５  演算処理装置
３０６  通信装置
３０７  データサーバ
４０１  ＣＴデータのスライス
４０２  標的領域
４０３  重要臓器
５０１  アイソセンタ
５０２  線源
５０３  ビーム中心軸
５０４  アイソセンタ面
５０６  点５０５と線源５０２を結ぶ直線
６０１  ビーム中心軸に垂直な面
６０２  面６０１を分割したピクセルの一つ
６０３  ピクセル６０３の中心位置と線源５０２を結ぶ直線
７０１  照射スポットの一つ
７０２  照射スポット７０１と線源５０２を結ぶ直線
７０３  照射スポット７０２に照射したビームのビーム停止ピクセル
７０４  ピクセル７０３を有しビーム中心軸に対して垂直な面
８０１  ピクセル７０３との距離がδ［ｍｍ］以下のピクセル
９０１  ピクセル７０３からの距離がδ［ｍｍ］以下で直線５０３上のピクセル
【図１】
2014140431.tif 000018
【図２】
2014140431.tif 000019
【図３】
2014140431.tif 000020
【図４】
2014140431.tif 000021
【図５】
2014140431.tif 000022
【図６】
2014140431.tif 000023
【図７】
2014140431.tif 000024
【図８】
2014140431.tif 000025
【図９】
2014140431.tif 000026
【図１０】
2014140431.tif 000027