放射線治療の流れ (1) 診察 (2) CT* 撮像 ( 治療計画の元になる ) (3) 治療計画 ( 治療シミュレーション ) 放射線治療の目的 : 腫瘍にできるだけ多くの線量を照射し, 正常組織には線量を可能な限り減らすこと (4) 患者セットアップ ( 治療計画に従って, 患者さんを固定す

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まれああきます
5 years ago
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1 主な画像処理解析技術放射線治療計画の線量分布計算有村秀孝九州大学大学院医学研究院保健学部門医用量子線科学分野計算機支援診断治療研究室 1

2 放射線治療の流れ (1) 診察 (2) CT* 撮像 ( 治療計画の元になる ) (3) 治療計画 ( 治療シミュレーション ) 放射線治療の目的 : 腫瘍にできるだけ多くの線量を照射し, 正常組織には線量を可能な限り減らすこと (4) 患者セットアップ ( 治療計画に従って, 患者さんを固定する ) (5) 治療 *CT: 生体組織の線減弱係数を 3 次元で可視化するための画像診断装置 2

3 1. ターゲット ( 腫瘍領域 ) の設定 CT スライス上で腫瘍の輪郭を入力する 3

4 2. リスク臓器の入力リスク臓器 ( 正常組織 ) を設定 4

5 3. ビームの設定放射線の本数エネルギー線量などを設定する 5

6 4. 線量分布の計算放射線物理学に基づいたコンピュータシミュレーションによって, 三次元的に線量分布が計算され表示されるこの線量分布を CT 画像で確認して腫瘍に十分照射されているか重要臓器に過大な線量が照射されていないかなどをチェックする 6

7 いろいろな放射線の 1 次元の線量分布陽子線放射線治療で用いる高エネルギーの放射線ではある深さで線量のピークがある粒子線の場合ピンポイントで線量のピークがある ( ブラッグピーク ) 10 MV X 線 60 Coγ 線低エネルギー X 線電子線

8 2 方向と 6 方向ではどちらが良いですか? 放射線は集中できるところであれば集中して照射したほうがよい

9 放射線治療計画における線量分布計算九州大学大学院医学系学府保健学専攻医用量子線科学分野溝口明日実, 有村秀孝

10 放射線治療で最大の効果を上げるためには, 正常組織への線量投与を極力減らす一方で, 腫瘍には治癒可能な線量を投与することである. ICRU Report24 勧告線量投与の全不確定度 :5% 線量計算の精度 :4.3% 以下中心軸線量分布の計算精度 :2.3% 以下

11 線量計算に用いる基礎データ水, または水と等価な均質ファントム中での測定データすべて水との相互作用と仮定対象 : 人体 = 不均質な媒体密度の違いによる吸収線量の差を考慮する必要がある

12 : 考慮済み一次線光子の補正一回散乱線多重散乱線軸方向平衡電子の補正横方向平衡境界領域誤差第 1 世代実効減弱法 TAR 比法 10-15% 第 2 世代拡張 Batho 法 5-10% 第 3 世代 convolution 法 3-5% 第 3+ 世代 convolution/ superposition 法 2-3% 第 4 世代 Monte Carlo 法粒子数依存

13 : 考慮済み一次線光子の補正一回散乱線多重散乱線軸方向平衡電子の補正横方向平衡境界領域誤差第 1 世代実効減弱法 TAR 比法 10-15% 第 2 世代拡張 Batho 法 5-10% 第 3 世代 CT convolution 装置がなかった時代の単純な線量計算手法法 3-5% convolution/ 一次光子線上の密度変化のみ考慮第 3+ 世代 2-3% superposition 散乱線を考慮しないため精度が悪い法第 4 世代 Monte Carlo 法粒子数依存

14 : 考慮済み一次線光子の補正一回散乱線多重散乱線軸方向平衡電子の補正横方向平衡境界領域誤差第 1 世代実効減弱法 TAR 比法 10-15% 第 2 世代拡張 Batho 法 5-10% 第 3 世代 convolution 法 3-5% 実測ベース線量計算法 convolution/ 第 3+ 世代 CT 装置の出現により, 体内の不均質密度情報を利用 2-3% superposition 法 3 次元の線量分布計算第 4 世代 Monte 一次散乱線を考慮 Carlo 法粒子数依存

15 : 考慮済み光子の補正電子の補正誤差一回多重軸方向横方向境界一次線散乱線散乱線平衡平衡領域理論ベース線量計算法実効減弱法第 1 世代 10-15% 光子や二次電子の挙動や吸収を物理モデルとして関数化 TAR 比法多重散乱まで考慮第 2 世代拡張 Batho 法 5-10% 第 3 世代 convolution 法 3-5% 第 3+ 世代 convolution/ superposition 法 2-3% 第 4 世代 Monte Carlo 法粒子数依存

16 : 考慮済み一次線光子の補正一回散乱線多重散乱線軸方向平衡電子の補正横方向平衡境界領域誤差実効減弱法第 1 世代 10-15% TAR 比法理論ベース線量計算法第 2 世代拡張 Batho 法 5-10% 光子, 電子の輸送理論をMonte Carlo 計算でシミュレーション光子, 電子の振る舞いを含め, 原則的にすべての条件を満たす方法第 3 世代 convolution 法 3-5% 最も精度が高い計算時間が膨大 convolution/ 第 3+ 世代 2-3% superposition 法第 4 世代 Monte Carlo 法粒子数依存

17 : 考慮済み一次線光子の補正一回散乱線多重散乱線軸方向平衡電子の補正横方向平衡境界領域誤差第 1 世代実効減弱法 TAR 比法 10-15% 第 2 世代拡張 Batho 法 5-10% 第 3 世代 convolution 法 3-5% 第 3+ 世代 convolution/ superposition 法 2-3% 第 4 世代 Monte Carlo 法粒子数依存

18 : 考慮済み一次線光子の補正一回散乱線多重散乱線軸方向平衡電子の補正横方向平衡境界領域誤差第 1 世代実効減弱法 TAR 比法 10-15% 第 2 世代拡張 Batho 法 5-10% 第 3 世代 convolution 法 3-5% 第 3+ 世代 convolution/ superposition 法 2-3% 第 4 世代 Monte Carlo 法粒子数依存

19 一次線の減弱を計算 dose deposition kernel を掛け合わせる ( 散乱線による線量付与の計算 ) 一次線散乱線

20 T:TERMA K:dose deposition kernel D:dose

21 ビルドアップの形成 - 物理モデルによる説明 - TERMA dose deposition kernel (Low energy x-ray) percentage depth dose 21

22 ビルドアップの形成 - 物理モデルによる説明 - Higher energy x-rays or Lower energy x-rays TERMA dose deposition kernel for higher (narrow) and lower (broad) energy x-rays percentage depth dose curves with shallow and deep build-up peaks for higher and lower energy x-rays 22

23 KERMA (Kinetic energy released per unit mass) 定義非荷電粒子により放出される単位質量あたりの全荷電粒子の初期運動エネルギーの総和 TERMA (Total energy released per unit mass) 定義光子の相互作用により単位質量あたりに放出される総エネルギー物質中の荷電粒子にのみ付与されたエネルギー KERMA + コンプトン散乱で生じた二次光子のエネルギー光子が相互作用で失った全エネルギー

24 KERMA (Kinetic energy released per unit mass) TERMA (Total energy released per unit mass) 定義式定義式 Ψ: エネルギーフルエンス (J m -2 MeV -1 ) E: エネルギー (MeV) r: 位置ベクトル μ tr /ρ: 質量エネルギー転移係数 (m 2 kg -1 ) [ 単位 :Gy] Ψ: エネルギーフルエンス (J m -2 MeV -1 ) E: エネルギー (MeV) r: 位置ベクトル μ/ρ: 質量減弱係数 (m 2 kg -1 ) [ 単位 :Gy]

25 単位体積当たりに付与された総エネルギー物質依存の関数 Ψ: エネルギーフルエンス μ/ρ: 質量減弱係数 [ 単位 :Gy] 線量計算に利用するデータ水 or 水等価物質全ての物質を水と仮定し変換 eepl: (water) equivalent path length ( 実効長 ) r: 相互作用点 r 0 : 入射面上の点

26 水と骨の質量減弱係数水骨診断のエネルギー領域では光電効果とコンプトン散乱の割合は同じくらい放射線治療のエネルギー領域ではコンプトン散乱が主

27 単位体積当たりに付与された総エネルギー入射 X 線 : 連続スペクトルエネルギー依存の関数スペクトルの離散化エネルギーごとで計算

28 Sheikh-Bagheri, et al. Med. Phys. 2002; 29 :

29 線源弱係数 μ と電子密度 ρ e の関係 ρ: 物質密度 (g/cm 3 ) N A : アボガドロ数 ( 分子数 /mol) A: 分子量 (g/mol) Z: 原子番号 K ph : 光電効果の相互作用断面積と関係する定数 K coh : コヒーレント散乱の相互作用断面積と関係する定数 K KN : インコヒーレント散乱の相互作用断面積 (Klein-Nishina 微分断面積 ) と関係する定数 Yang M, Med.Phys. v35(5), pp

30 相対線源弱係数 μ* と相対電子密度 ρ e * の関係 Yang M, Med.Phys. v35(5), pp

31 水中における等価距離に変換する手法 Mass-density scaling method 水との相対物質密度により各物質の水等価距離を算出採用機種 :Pinnacle, Helax-TMS ρ:mass density l: actual range electron-density scaling method 水との相対電子密度により各物質の水等価距離を算出採用機種 :Eclipse, XiO ρ e :electron density l: actual range

32 治療領域 (100 kev - 10MeV) 相互作用 : コンプトン散乱が優位体内構成組織組成 ( 元素ごとの割合 (%))

33 原子番号と光子エネルギーに対する, 物質と光子の相互作用が優位となる領域水骨

34 水中における実効長に変換する手法 Mass-density scaling method 水との相対物質密度により各物質の実効長を算出採用機種 :Pinnacle, Helax-TMS electron-density scaling method ρ:mass density l: actual range 水との相対電子密度により各物質の実効長を算出採用機種 :Eclipse, XiO ρ e :electron density l: actual range

35 T:TERMA K:dose deposition kernel D:dose

36 T:TERMA K:dose deposition kernel D:dose

37 相互作用点で放出された総エネルギーの平均的な 3 次元の線量空間配分水中での相互作用と仮定 Monte Carlo 法で計算相互作用点

38 Analytical kernel Primary photon r Θ interaction site dose deposition site Anders Ahnesjo : Med.Phys ; 16 (4) :

39 治療計画 CT CT 値を相対電子密度へ変換 eepl の算出 TERMA の算出 TERMA と dose deposition kernel の convolution による 3 次元線量の計算

40 治療計画 CT CT 値を相対電子密度へ変換 eepl の算出 TERMA の算出 TERMA と dose deposition kernel の convolution による 3 次元線量の計算

Relative electron density CT to ED 変換テーブル (CT 装置ごとに測定する ) 4 3.5 3 2.5 2 1.5 1 0.

41 Relative electron density CT to ED 変換テーブル (CT 装置ごとに測定する ) CT value (HU) Med.Phys. v35(5), pp

42 治療計画 CT ED map Matrix size: Voxel size: mm 3

43 治療計画 CT CT 値を相対電子密度へ変換 eepl の算出 TERMA の算出 TERMA と dose deposition kernel の convolution による 3 次元線量の計算

44 eepl (cm) 0 40 ED map eepl map

45 治療計画 CT CT 値を相対電子密度へ変換 eepl の算出 TERMA の算出 TERMA と dose deposition kernel の convolution による 3 次元線量の計算

46 eepl (cm) 0 TERMA(%) eepl map TERMA distribution

47 治療計画 CT CT 値を相対電子密度へ変換 eepl の算出 TERMA の算出 TERMA と dose deposition kernel の convolution による 3 次元線量の計算

48 DOSE(%) TERMA distribution Dose deposition kernel Dose distribution

49 convolution 法のアルゴリズム convolution/superposition 法のアルゴリズム

50 convolution 法と基本的には同じ T:TERMA K:dose deposition kernel D:dose

51 基準 kernel (convolution 法と同じ ) 水中での相互作用と仮定 Monte Carlo 法で計算相互作用点

52 convolution 法基準 kernel ( 水 ) を一様に使用 convolution/superposition 法周辺の電子密度により変形電子密度 1 電子密度 1 電子密度 0.3 電子密度 0.3

53 convolution 法基準 kernel ( 水 ) を一様に使用 convolution/superposition 法周辺の電子密度により変形電子密度スケーリング法 (eepl) により部分的に拡大縮小電子密度 1 電子密度 0.3 電子密度 1 電子密度 0.3 相互作用点線量付与点

54 convolution 法基準 kernel ( 水 ) を一様に使用電子密度 1 convolution/superposition 法周辺の電子密度により変形電子密度スケーリング法 (eepl) により部分的に拡大縮小電子密度 1 電子密度 0.3 電子密度 0.3 不均質補正 : 一次線方向のみ計算の高速化不均質補正 : 全方向不均質領域での計算精度向上

55 各アルゴリズムによる中心軸線量分布 ( 肺モデル ) (CMS Monaco Training Guide より )

56 モンテカルロシミュレーションと実験値との比較中心軸線量分布 ( 肺モデル ) (Monte Carlo) Chetty IJ, et al. Medical Physics 2003; 30:

57 計算アルゴリズム線量計算精度均質領域不均質領域不均質領域境界計算時間 convolution 法高い低い低い高速 convolution/superposition 法高い高い低い速い Monte Carlo 法高い非常に高い高い遅い * * 仮想水等価ファントムに対し 1 門入射 ( ヒストリー 1 億個 ) convolution/superposition 法の 200~300 倍

58 強度変調放射線治療 (IMRT) 均一な線量分布を入射し, 結果として線量分布が決まる - フォワードプラン - CT の逆の原理で線量分布を決めてから入射する線量分布を決める - インバースプラン - 照射野内の線量分布が均一であるため, 腫瘍形状に合わない. 腫瘍形状に合わせて照射野内の線量分布を変調 58

59 強度変調放射線治療 (IMRT) 均一な線量分布を入射し, 結果として線量分布を決まる - フォワードプラン - CT の逆の原理で線量分布を決めてから入射する線量分布を決める - インバースプラン - 照射野内の線量分布が均一であるため, 腫瘍形状に合わない. 腫瘍形状に合わせて照射野内の線量分布を変調 59

60 強度変調放射線治療 (IMRT) は危険臓器の線量を減らすことができる 60

61 IMRT の治療計画の線量分布の検証 IMRT の臨床応用に際して, 十分な検証が必要とされている. 線量分布の検証治療計画装置 (RTPS*) での計算値と測定値の一致評価 < 線量分布検証の一例 > 患者に対し RTPS で最適化されたビームデータ Phantom 計算線量分布 (RTPS) 比較解析黄 : 計算線量分布青 : 実測線量分布実測線量分布 ( フィルム ) * RTPS: radiotherapy treatment planning system [picture] 強度変調放射線治療の臨床適用

63 PA の仕事

64 キャリブレーションのための MLC の照射野の写真と患者 QA 写真キャリブレーションのための MLC の照射野

65 計算と実験の線量分布比較

66 γ- 解析 DTA (distance-to-agreement) の許容距離 Δd M と線量差の許容線量 ΔD M を用いて線量分布の一致の程度を評価する解析法評価対象 :compared dose distribution 比較対象 :reference dose distribution Dose ΔD M δ(r r, r c ) Δd M 判定基準 : 一致とみなす : 不一致 compared point (r c ) reference point (r r ) * Daniel A. Low, et al.: Med. Phys. 25 (5), , x

Fig. 6 Convolution 法と Superposition 法による KERNEL の相違モデルベースアルゴリズムでは, 計算された TERMA と KERNEL を重畳積分することで人体内吸収線量分布を算出する 5). 従って, モデルベースアルゴリズムは不均質領域における 1 次

Fig. 6 Convolution 法と Superposition 法による KERNEL の相違モデルベースアルゴリズムでは, 計算された TERMA と KERNEL を重畳積分することで人体内吸収線量分布を算出する 5). 従って, モデルベースアルゴリズムは不均質領域における 1 次線の減弱補正および第 1 2 世代では不可能とされていた散乱光子と 2 次電子の補正を可能にした.