JP2018000379A - 線量計算装置、線量計算方法、及び線量計算プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】実測の結果を反映した放射線の線量を計算することができる。【解決手段】独立計算検証装置１８は、放射線治療照射装置１４から患者に照射された治療用放射線の線量を測定する線量計１９により測定された治療用放射線の実測線量を取得する取得部と、実測線量に基づいて、治療計画装置１６により生成された治療計画情報に含まれる治療用放射線の計画線量を補正する補正部と、患者のＣＴ画像と、治療計画装置１６により生成された治療計画情報と、補正部により補正された計画線量と、に基づいて、予め定めた線量計算法を用いて照射野に治療用放射線を照射したときの線量を計算する計算部と、を備える。【選択図】図２

Description

本発明は、線量計算装置、線量計算方法、及び線量計算プログラムに関する。

患者のがん腫瘍等の患部に放射線を照射して治療する放射線治療（Radiation Therapy）は、例えば特許文献１にも記載されているように、治療計画装置（radiation treatment planning system : RTPS）によって生成された治療計画情報に基づいて行われるのが一般的である。

この場合、放射線の過剰照射等の放射線治療の事故を回避するために、治療計画情報に含まれる、放射線の照射線量を表すＭＵ（モニタユニット）値や吸収線量値が適切か否かを独立計算検証装置によって検証し、安全性の確認を行うことが重要である。

放射線照射装置から出力された放射線の線量は、放射線照射装置内に設けられた線量計によって測定し管理される。線量計で測定された放射線の線量が治療計画情報で指定された線量に達すると、放射線照射装置は放射線の照射を停止する。

放射線治療照射装置に装備されているモニタ線量計の感度は変化する場合があり、これによって患者に照射される放射線の線量が変動してしまうのを防ぐために、モニタ線量計の感度調整（校正）が行われる。モニタ線量計の感度調整後、放射線の線量を別の線量計で実測し、その誤差が許容範囲内に収まっているか否かを確認する。

特開２０１６−３９８７８号公報

線量計の校正によって患者に照射される放射線の線量の誤差が許容範囲内に収まっている場合でも、放射線の出力の変動が生じている場合がある。

また、放射線の照射野を患部の形状に合わせて絞るマルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）を用いた放射線照射装置の場合、ＭＬＣを構成する多数の可動リーフの位置（ＭＬＣ位置）についても、測定装置によってＭＬＣ位置を測定できるのが通常であるが、このＭＬＣ位置についても変動が生じる場合がある。

しかしながら、治療計画装置や独立計算検証装置では、放射線の出力の変動やＭＬＣ位置の変動が無い理想的な状態を前提として放射線の線量が計算されており、実際の患者体内の線量を精度良く計算されているとは言えない、という問題があった。

本発明は上記問題点を解決するために成されたものであり、実測の結果を反映した放射線の線量を計算することができる線量計算装置、線量計算方法、及び線量計算プログラムを提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、請求項１記載の線量計算装置は、放射線照射装置から患者に照射された治療用放射線の線量を測定する線量計により測定された前記治療用放射線の実測線量を取得する取得部と、前記実測線量に基づいて、治療計画装置により生成された治療計画情報に含まれる前記治療用放射線の計画線量を補正する補正部と、前記患者のＣＴ画像と、治療計画装置により生成された治療計画情報と、前記補正部により補正された前記計画線量と、に基づいて、予め定めた線量計算法を用いて照射野に前記治療用放射線を照射したときの線量を計算する計算部と、を含む。

なお、請求項２に記載したように、前記取得部は、前記治療用放射線を照射野の形状に応じて絞るマルチリーフコリメータを構成する複数の可動リーフの位置を測定する測定装置により測定された前記可動リーフの実測位置を取得し、前記補正部は、前記実測位置に基づいて、前記治療計画情報に含まれる前記複数の可動リーフの位置を補正し、前記計算部は、前記ＣＴ画像と、前記治療計画情報と、前記補正部により補正された前記計画線量と、前記補正部により補正された前記複数の可動リーフの位置と、に基づいて、前記線量計算法を用いて前記照射野に前記治療用放射線を照射したときの線量を計算するようにしてもよい。

また、請求項３に記載したように、前記線量計算法がクラークソン法であるものとしてもよい。

請求項４記載の発明の線量計算方法は、放射線照射装置から患者に照射された治療用放射線の線量を測定する線量計により測定された前記治療用放射線の実測線量を取得するステップと、前記実測線量に基づいて、治療計画装置により生成された治療計画情報に含まれる前記治療用放射線の計画線量を補正するステップと、前記患者のＣＴ画像と、治療計画装置により生成された治療計画情報と、補正された前記計画線量と、に基づいて、予め定めた線量計算法を用いて照射野に前記治療用放射線を照射したときの線量を計算するステップと、を含む。

請求項５記載の発明の線量計算プログラムは、コンピュータを、請求項１〜３の何れか１項に記載の線量計算装置の各手段として機能させるための線量計算プログラムである。

本発明によれば、実測の結果を反映した放射線の線量を計算することができる、という効果が得られる。

放射線治療照射システムの外観図である。 放射線治療照射システムのブロック図である。 （Ａ）はジョー２２Ｙの平面図、（Ｂ）はジョー２２Ｘの平面図、（Ｃ）はＭＬＣ２２Ｍの平面図である。 独立計算検証装置の機能ブロック図である。 独立計算検証装置で実行される線量計算処理のフローチャートである。 （Ａ）は不均質物質領域が無い場合の照射野の一例を示す図、（Ｂ）、（Ｃ）は、不均質物質領域が有る場合の照射野の一例を示す図である。

以下、図面を参照して、本発明の実施の形態について説明する。

図１には、本実施形態に係る放射線治療照射システム１０の外観図を、図２には、放射線治療照射システム１０のブロック図を示した。図１、２に示すように、放射線治療照射システム１０は、ＣＴ撮影装置１２、放射線治療照射装置１４、治療計画装置１６、線量計算装置としての独立計算検証装置１８、線量計１９、及びＭＬＣ位置測定装置２１を備える。

ＣＴ撮影装置１２は、空洞部１２Ａ内に、寝台Ｓに横たわった患者Ｈの患部を通過させながらＣＴ撮影用の撮影用放射線であるＸ線を照射することにより、ＣＴ画像（コンピュータ断層画像）を撮影する。図２に示すように、撮影されたＣＴ画像は、治療計画装置１６に出力される。なお、図１では、説明の便宜上、ＣＴ撮影装置１２が放射線治療照射装置１４と同室に設置されている例について示したが、ＣＴ撮影装置１２は、放射線治療照射装置１４と別室に設置されるのが一般的である。

放射線治療照射装置１４は、治療計画装置１６により生成された治療計画情報に基づいて、寝台Ｓに横たわった患者Ｈに治療用放射線（例えばＸ線）Ｒを照射して患部の治療を行う。具体的には、放射線治療照射装置１４は、患者Ｈに照射する放射線Ｒを出力する放射線源２０と、放射線源２０から照射された放射線を患者Ｈの患部に応じた照射野に絞るコリメータ２２と、を備える。ここで、治療用放射線には、高エネルギー（例えば１ＭｅＶから１０００ＭｅＶ）の放射線が用いられる。

コリメータ２２は、放射線源２０から照射された放射線Ｒの照射野をＹ方向に絞るジョー２２Ｙと、ジョー２２Ｙによって照射野がＸ方向に絞られた放射線Ｒの照射野をＹ方向と直交するＸ方向に絞るジョー２２Ｘと、ジョー２２Ｙ、２２Ｘによって照射野が絞られた放射線Ｒの照射野を患部の形状に合わせて絞るマルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）２２Ｍと、を備える。なお、本実施形態では、上からジョー２２Ｙ、ジョー２２Ｘ、ＭＬＣ２２Ｍの順に配置された場合を示したが、並び順はこれに限られるものではない。

図３（Ａ）に示すように、ジョー２２Ｙは、２枚の矩形状の可動ブロック２４Ｙ１、２４Ｙ２がＹ方向へ移動することにより、照射野ＦをＹ方向に絞る。

図３（Ｂ）に示すように、ジョー２２Ｘは、２枚の矩形状の可動ブロック２６Ｘ１、２６Ｘ２がＸ方向へ移動することにより、照射野ＦをＸ方向に絞る。

図３（Ｃ）に示すように、ＭＬＣ２２Ｍは、患者Ｈの患部の形状に応じてＸ方向に可動する多数の可動リーフ２８Ｍを含んで構成される。

図１に示すように、放射線源２０及びコリメータ２２は、ガントリ１４Ａに設けられている。ガントリ１４Ａは、Ｙ方向に沿った回転軸３０を介して回転可能に支持部３２に支持されている。回転軸３０を中心にしてガントリ１４Ａを回転させることにより、患者Ｈに照射される放射線ＲのＸ−Ｚ平面内における照射角度を適切に調整することができる。

コリメータ２２は、Ｚ方向に沿った軸を回転軸として回転可能にガントリ１４Ａに支持されている。Ｚ軸を中心としてコリメータ２２を回転させることにより、患者Ｈに照射される放射線ＲのＸ−Ｙ平面内における照射野Ｆを適切に調整することができる。

治療計画装置１６は、ＣＴ撮影装置１２により撮影されたＣＴ画像に基づいて、患部（腫瘍部分）及び正常部分の形状を特定するための形状情報を生成すると共に、患部に照射すべき放射線に関する治療計画情報を生成する。

治療計画情報には、患者Ｈに照射する放射線の照射線量を表すＭＵ（モニタユニット）値、吸収線量値、ＭＬＣ２２Ｍの位置（以下、ＭＬＣ位置と称する）、ジョー２２Ｘの位置（以下、Ｘ方向ジョー位置と称する）、ジョー２２Ｙの位置（以下、Ｙ方向ジョー位置と称する）、ガントリ１４Ａの回転角度（以下、ガントリ角度と称する）、コリメータ２２の回転角度（以下、コリメータ角度と称する）、患者Ｈに照射する放射線のエネルギー（以下、エネルギーと称する）等が含まれる。ここで、ＭＬＣ位置は、具体的には、ＭＬＣ２２を構成する多数の可動リーフ２８Ｍの各々の位置である。

線量計１９は、実際に照射された放射線の線量（実測線量）を測定する。

ＭＬＣ位置測定装置２１は、実際に放射線を照射した際のＭＬＣ位置（実測ＭＬＣ位置）を測定する。

独立計算検証装置１８は、ＣＴ撮影装置１２で撮影されたＣＴ画像、治療計画装置１６で生成された患部の形状情報及び治療計画情報、線量計１９で測定された実測線量、及びＭＬＣ位置測定装置２１で測定された実測ＭＬＣ位置に基づいて、患者Ｈに照射される放射線の線量を計算する。そして、計算した線量と治療計画情報の放射線の線量とを比較し、その結果を提供する。また、任意点における計算した吸収線量値と治療計画情報の吸収線量値とを比較し、その結果を提供する。

なお、独立計算検証装置１８は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、データ等を記憶するＲＡＭ、後述する線量計算プログラムを記憶したハードディスク等の不揮発性メモリ、及び、これらを接続するバスを含んで構成されている。

この独立計算検証装置１８をハードウエアとソフトウエアとに基づいて定まる機能実現手段毎に分割した機能ブロックで説明すると、図４に示すように、独立計算検証装置１８は、放射線治療照射装置１４から患者に照射された治療用の高エネルギーの放射線の線量を測定する線量計１９により測定された治療用の高エネルギーの放射線の実測線量を取得する取得部４０と、実測線量に基づいて、治療計画装置１６により生成された治療計画情報に含まれる治療用の高エネルギーの放射線の計画線量を補正する補正部４１と、患者のＣＴ画像と、治療計画装置１６により生成された治療計画情報と、補正部４１により補正された計画線量と、に基づいて、予め定めた線量計算法を用いて照射野に治療用の高エネルギーの放射線を照射したときの線量を計算する計算部４２と、計算結果等の各種情報及び線量計算プログラムを記憶する記憶部４４と、計算結果等の各種情報を表示する表示部４６と、を備える。

次に、本実施形態の作用として、独立計算検証装置１８で実行される線量計算処理について、図５に示すフローチャートを参照して説明する。

本実施形態では、例えば放射線治療照射装置１４の設置時等において、予め定めた任意のサイズに調整されたジョー２２Ｙ、ジョー２２Ｘ、ＭＬＣ２２を制御し、予め定めた照射線量の放射線を実際に照射する。この際に、照射された線量（実測線量）を線量計１９で測定すると共に、ＭＬＣ位置（実測ＭＬＣ位置）を測定し、独立計算検証装置１８内のメモリ（図示省略）に記録する。そして、このときの実測線量及び実測ＭＬＣ位置をそれぞれ第１の実測線量及び第１の実測ＭＬＣ位置とする。

なお、放射線治療照射装置１４の設置時だけでなく、例えば年に１回等、定期的に第１の実測線量及び第１のＭＬＣ位置を実測し、記録してもよい。

そして、図５に示す線量計算処理を実行する前に、再度実測線量及び実測ＭＬＣ位置を測定し、独立計算検証装置１８内のメモリに記録する。このときの実測線量及び実測ＭＬＣ位置をそれぞれ第２の実測線量及び第２の実測ＭＬＣ位置とする。なお、第２の実測線量及び第２の実測ＭＬＣ位置の測定は、例えば毎朝１回等、第１の実測線量及び第１の実測ＭＬＣ位置の測定間隔よりも短い間隔で実行される。

まず、独立計算検証装置１８で線量計算処理を実行する前に、ＣＴ撮影装置１２により患者ＨのＣＴ画像を撮影する。撮影されたＣＴ画像は治療計画装置１６に出力される。

治療計画装置１６は、ＣＴ撮影装置１２により撮影されたＣＴ画像に基づいて、前述した患部の形状情報及び治療計画情報を生成する。なお、治療計画情報の生成は、種々公知の技術を採用することができる。

独立計算検証装置１８は、ＣＴ撮影装置１２により撮影されたＣＴ画像及び治療計画装置１６で生成された治療計画情報に基づいて、患者Ｈの患部に照射される放射線の線量を計算する。以下、具体的に説明する。

本実施形態では、クラークソン法を用いて患者Ｈに放射される放射線の線量を計算する。なお、クラークソン法を用いて放射線の線量を計算する方法としては、例えば上記特許文献１に記載された方法を用いることができる。クラークソン法による線量計算では、全体の線量を一次線による線量と散乱線による線量の二つの成分に分け、不整形な照射野を区分して散乱線量を求める。

ステップＳ８０では、メモリから第１の実測線量及び第１の実測ＭＬＣ位置を取得すると共に、直前に記録された第２の実測線量及び第２の実測ＭＬＣ位置を取得する。そして、治療計画情報に含まれる照射線量（計画線量）のＭＵ値や吸収線量値を補正するための計画線量補正係数を算出する。ここで、計画線量補正係数をＡ、第１の実測線量をＢ１、第２の実測線量をＢ２とすると、計画線量補正係数Ａは、（Ｂ２−Ｂ１）／Ｂ１で算出される。すなわち、計画線量補正係数Ａは、実測線量の変動分の割合を表す。

また、治療計画情報に含まれるＭＬＣ位置（計画ＭＬＣ位置）を補正するための計画ＭＬＣ位置補正係数を算出する。ここで、ＭＬＣ位置は、具体的には、ＭＬＣ２２を構成する多数の可動リーフ２８Ｍの位置であるので、計画ＭＬＣ位置を補正するための計画ＭＬＣ位置補正係数とは、多数の可動リーフ２８Ｍの各々の計画位置を補正するための補正係数である。ここで、計画ＭＬＣ位置補正係数をＣ、第１の実測ＭＬＣ位置をＤ１、第２の実測ＭＬＣ位置をＤ２とすると、計画ＭＬＣ位置補正係数Ｃは、（Ｄ２−Ｄ１）／Ｄ１で算出される。すなわち、計画ＭＬＣ位置補正係数Ｃは、実測ＭＬＣ位置の変動分の割合を表す。

ステップＳ９０では、ステップＳ８０で算出した計画線量補正係数Ａに基づいて、計画線量のＭＵ値及び吸収線量値を補正する。すなわち、計画線量のＭＵ値及び吸収線量値に、ステップＳ８０で算出した計画線量補正係数Ａ、すなわち実測線量の変動分の割合に応じた値を加算する。

また、ステップＳ８０で算出した計画ＭＬＣ位置補正係数基づいて、計画ＭＬＣ位置を補正する。すなわち、多数の可動リーフ２８Ｍの各々の計画位置に、ステップＳ８０で算出した計画ＭＬＣ位置補正係数Ｃ、すなわち実測ＭＬＣ位置の変動分の割合に応じた値を各々加算する。

ステップＳ１００では、治療計画装置１６で生成された患部の形状情報及び治療計画情報に基づいて、患者Ｈに照射する放射線の照射野を特定する。放射線を照射すべき照射野の形状は放射線を照射する角度等によって変化するため、治療計画情報に含まれる情報のうち、ＭＬＣ位置、Ｘ方向ジョー位置、Ｙ方向ジョー位置、ガントリ角度、及びコリメータ角度と、患部の形状情報と、に基づいて、放射線の照射野を特定する。

ここで、ＭＬＣ位置には、ステップＳ９０で補正されたＭＬＣ位置（補正ＭＬＣ位置）を用いる。これにより、放射線の照射野を精度良く特定できる。なお、補正ＭＬＣ位置を用いて照射野を特定することが好ましいが、補正前のＭＬＣ位置を用いて照射野を特定してもよい。

ステップＳ１０２では、ＣＴ画像に基づいて、患者に治療用の高エネルギーの放射線を照射する照射野のうち、均質物質が存在する均質物質領域と、不均質物質が存在する不均質物質領域と、を特定する。本実施形態では、一例として、ステップＳ１００で特定された放射線の照射野が図６（Ａ）に示すような形状の照射野Ｆであった場合について説明する。なお、図６（Ａ）においてハッチングされた領域は、コリメータ２２によって放射線の照射が遮蔽される遮蔽領域Ｇを表す。

不均質物質が存在しない場合には、照射野Ｆは、均質物質である水と等価なものとして扱うことができ、照射野Ｆは全て均質物質領域Ｅ０と見なすことができる。しかしながら、実際には、図６（Ｂ）に示すように、照射野Ｆ内には、空気に近い第１の不均質物質が存在する不均質物質領域Ｅ１が含まれていたり、図６（Ｃ）に示すように、水と空気の間の第２の不均質物質が存在する不均質物質領域Ｅ２が含まれていたりする。不均質物質領域Ｅ１は、例えば患部が***等の場合に、装置と***との隙間によって発生する領域である。また、不均質物質領域Ｅ２は、例えば肺等の臓器が存在する領域である。

不均質物質領域が存在する場合、照射された放射線は側方（放射線の照射方向と直交する方向）に散乱するが、従来のクラークソン法を用いた線量計算では、照射野Ｆを全て水として放射線の線量を計算するため、放射線の側方への散乱が考慮されない。このため、実際の線量との誤差が大きくなり、独立計算検証の精度が低下してしまう恐れがある。

そこで、本実施形態では、不均質物質を考慮して、クラークソン法による線量計算を行う。

均質物質から不均質物質かは、ＣＴ画像のＣＴ値に基づいて判定できる。ＣＴ画像は、ＣＴ値の分布を表している。ＣＴ値は、水を「０」として水に対する相対値で表され、例えば空気は「−１０００」で表される。従って、第１の不均質物質及び第２の不均質物質が表すＣＴ値の範囲を各々予め定めておくことにより、照射野Ｆ内の各物質がどの領域に属するのかを判定することができる。

ステップＳ１０４では、ステップＳ９０で補正された計画線量のＭＵ値（補正ＭＵ値）、治療計画情報に含まれるエネルギー等に基づいて、一次線による線量成分を計算する。上記非特許文献１に記載されているように、一次線による線量は、放射線源２０から放射された散乱されていない光子によって付与され、照射野の大きさに依存しない。本実施形態では、上記非特許文献１に記載されているように、一次線による線量成分を、０×０ｃｍ^２の照射野におけるＴＡＲ(Tissue Air Ratio)として計算する。

ステップＳ１０６では、補正ＭＵ値、治療計画情報に含まれるエネルギー等に基づいて、散乱線による線量成分を計算する。上記非特許文献１に記載されているように、散乱線による線量は、コリメータ２２やフラットニングフィルタ、まれに空気中で散乱された光子によって付与され、コリメータサイズ（照射野の大きさ）に依存する。なお、散乱線による線量は、さらにガントリ１４Ａのガントリヘッド内で生じた散乱成分とファントム中で生じた散乱成分の２つに分けて考えることができる。

散乱線による線量成分を計算するには、例えば図６（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、予め定めた線量評価点Ｋを中心として照射野Ｆを等角度で放射状に複数のセクタＦＳに分割する。図６（Ａ）〜（Ｃ）の例では、照射野Ｆを３０度で放射状に１２分割した例を示した。

次に、照射野Ｆを等角度で放射状に分割した際の分割線Ｄの長さを算出する。このとき、分割線Ｄを単に線量評価点Ｋから照射野Ｆの周縁部までの長さとするのではなく、不均質物質領域Ｅ１、Ｅ２を通る分割線Ｄについては、不均質物質領域Ｅ１、Ｅ２を通る部分の長さを、均質物質領域Ｅ０を通る場合と等価な長さに変換して、各々の分割線Ｄの長さを算出する。

具体的には、次式により各々の分割線Ｄの長さを算出する。

・・・（１）

ここで、Ｎは分割線Ｄが通る不均質物質領域の数である。ＰＬ_ｉは、分割線Ｄがｉ番目に通る不均質物質領域の物理長である。ＥＤ_ｉは、分割線Ｄがｉ番目に通る不均質物質領領域のＣＴ値に対応した電子密度である。例えば、ＣＴ値と電子密度との対応関係を表すテーブルデータを予め用意しておき、このテーブルデータを用いて、分割線Ｄがｉ番目に通る不均質物質領領域のＣＴ値に対応したＥＤ_ｉを求めればよい。

ここで、例えば均質物質領域Ｅ０、不均質物質領域Ｅ１、Ｅ２の順に通る分割線Ｄが存在する場合、不均質物質領域Ｅ１、Ｅ２を通る分割線Ｄの長さＲＰＬは次式で表される。

ＲＰＬ＝ＰＬ_１×ＥＤ_１＋ＰＬ_２×ＥＤ_２ ・・・（２）

そして、分割線Ｄが通る均質物質領域Ｅ０の長さをＬＰＬとすると、分割線Ｄの長さＰＬは次式で算出される。

ＰＬ＝ＲＰＬ＋ＬＰＬ ・・・（３）

このように、不均質物質領域を通る長さを、均質物質領域を通る長さと等価な長さに変換した上で、分割線Ｄの長さを算出する。これを全ての分割線Ｄについて行う。

そして、上記非特許文献１に記載されているように、各セクタＦＳのＳＡＲ（Scatter Air Ratio）を算出する。このとき、コリメータ２２によって放射線の照射が遮られている遮蔽領域Ｇを除いてＳＡＲを計算する。

次に、各セクタＦＳのＳＡＲを全て足し合わせることにより、照射野Ｆの散乱線の線量成分を計算する。

ステップＳ１０８では、照射線量のＭＵ値及び任意点の吸収線量値を計算する。具体的には、まずステップＳ１０２で計算した一次線の線量成分ＴＡＲと、ステップＳ１０４で計算した散乱線の線量成分ＳＡＲと、を加算することにより、照射野Ｆの照射線量Ｑを計算する。そして、照射線量Ｑから予め定めた計算式によりＭＵ値及び任意点の吸収線量値を計算する。

本実施形態では、放射線を実際に照射して測定された実測線量によって補正された補正ＭＵ値に基づいて照射線量のＭＵ値及び任意点の吸収線量値を計算するので、実測を反映した照射線量のＭＵ値及び任意点の吸収線量値を計算することができる。

ステップＳ１１０では、ステップＳ１０８で計算した照射野Ｆの照射線量ＱのＭＵ値と、治療計画装置１６で生成した治療計画情報に含まれる照射線量のＭＵ値と、の差分を計算する。

また、ステップＳ１０９では、治療計画情報に含まれる照射線量のＭＵ値を取得する。

ステップＳ１１１では、ステップＳ１０９で取得したＭＵ値に基づいて、任意点の照射野Ｆの吸収線量値を計算する。

ステップＳ１１３では、ステップＳ１１１で計算した、任意点の照射野Ｆの吸収線量値と、治療計画装置１６で生成した治療計画情報に含まれる吸収線量値と、の差分を計算する。

ステップＳ１１０で計算された差分及びステップＳ１１３で計算された差分は、治療計画が妥当であるか否かを検証する際の判断材料とされる。

このように、本実施形態では、放射線を実際に照射して測定した実測線量で計画線量のＭＵ値を補正した補正ＭＵ値を用いると共に、実測ＭＬＣ位置で計画ＭＬＣ位置を補正した補正ＭＬＣ位置を用いて照射線量を計算する。これにより、実測を反映した照射線量を計算することができ、独立計算検証を実際の患者体内の線量により近い形で計算を実行することができる。

なお、本実施形態では、線量計算法として、不均質物質を考慮したクラークソン法を用いて照射線量を計算する場合について説明したが、不均質物質を考慮しない通常のクラークソン法を用いて照射線量を計算してもよい。また、クラークソン法に限らず、例えばスーパーポジション法、ＡＡＡ（analytical anisotropic algorithm）法、ＣＣＣ（Collapsed Cone Convolution）法、モンテカルロ法等、他の線量計算法を用いて照射線量を計算してもよい。

また、本実施形態で説明した線量計算プログラムはあくまでも一例である。従って、主旨を逸脱しない範囲内において不要なステップを削除したり、新たなステップを追加したり、処理順序を入れ替えたりしてもよいことは言うまでもない。

１０ 放射線治療照射システム
１２ ＣＴ撮影装置
１４ 放射線治療照射装置
１４Ａ ガントリ
１６ 治療計画装置
１８ 独立計算検証装置
１９ 線量計
２０ 放射線源
２１ ＭＬＣ位置測定装置
２２ コリメータ
２２Ｘ ジョー
２２Ｙ ジョー
２２Ｍ マルチリーフコリメータ
４０ 取得部
４１ 補正部
４２ 計算部
４４ 記憶部
４６ 表示部
Ｄ 分割線
Ｅ０ 均質物質領域
Ｅ１、Ｅ２ 不均質物質領域

Claims (5)

1. 放射線照射装置から患者に照射された治療用放射線の線量を測定する線量計により測定された前記治療用放射線の実測線量を取得する取得部と、
   前記実測線量に基づいて、治療計画装置により生成された治療計画情報に含まれる前記治療用放射線の計画線量を補正する補正部と、
   前記患者のＣＴ画像と、治療計画装置により生成された治療計画情報と、前記補正部により補正された前記計画線量と、に基づいて、予め定めた線量計算法を用いて照射野に前記治療用放射線を照射したときの線量を計算する計算部と、
   を含む線量計算装置。
2. 前記取得部は、前記治療用放射線を照射野の形状に応じて絞るマルチリーフコリメータを構成する複数の可動リーフの位置を測定する測定装置により測定された前記可動リーフの実測位置を取得し、
   前記補正部は、前記実測位置に基づいて、前記治療計画情報に含まれる前記複数の可動リーフの位置を補正し、
   前記計算部は、前記ＣＴ画像と、前記治療計画情報と、前記補正部により補正された前記計画線量と、前記補正部により補正された前記複数の可動リーフの位置と、に基づいて、前記線量計算法を用いて前記照射野に前記治療用放射線を照射したときの線量を計算する
   請求項１記載の線量計算装置。
3. 前記線量計算法がクラークソン法である
   請求項１又は請求項２記載の線量計算装置。
4. 放射線照射装置から患者に照射された治療用放射線の線量を測定する線量計により測定された前記治療用放射線の実測線量を取得するステップと、
   前記実測線量に基づいて、治療計画装置により生成された治療計画情報に含まれる前記治療用放射線の計画線量を補正するステップと、
   前記患者のＣＴ画像と、治療計画装置により生成された治療計画情報と、補正された前記計画線量と、に基づいて、予め定めた線量計算法を用いて照射野に前記治療用放射線を照射したときの線量を計算するステップと、
   を含む線量計算方法。
5. コンピュータを、
   請求項１〜３の何れか１項に記載の線量計算装置の各手段として機能させるための線量計算プログラム。