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1 PHITS の放射線治療計画への応用 筑波大学陽子線医学利用研究センター熊田博明

2 がん患者数の増加と放射線治療 日本人の死亡原因の第一位はがん これからも増える一方! 平成 20 年の死亡数は約 114 万人 うち約 34 万人が悪性新生物 ' がん ( で死亡 死因の 3 人に 1 人はがん その割合は年々増加 がんの治療法外科療法 ' 手術 ( 抗がん剤治療放射線療法 切らない 痛くない 副作用が少ない 効果の高い放射線治療! 超高齢化社会を迎え 高齢者に負担の尐ない治療法が必要 放射線療法では臓器を切り取らないので治療後に質の高い生活ができる 国の がん対策推進基本計画 においても 放射線療法は重点課題に位置づけ 主な死因別に見た死亡率の年次推移 ( 厚生労働省 : 人口動態調査 )

3 PHITS の陽子線治療への応用 筑波大学陽子線治療施設と治療実績 アドバンテージ 2000 症例以上の治療実績 平成 20 年から先進医療での治療を実施 線量評価 治療計画における課題現在治療に用いられている治療計画システムには線量計算アルゴリズムとしてペンシルビーム法が適用されている より高精度な線量評価に基づく治療計画 QA/QC の高度化の観点からモンテカルロ法による線量評価 / 治療計画の導入を検討

4 陽子線照射によって発生する 2 次中性子 光子とこれに基づく付随線量の評価 背景 陽子線照射によってビーム経路上のコリメータ等との反応により 中性子が発生し陽子線とともに照射野に入射する また 体内に入射した陽子と生体組織との反応で中性子 光子が発生する これらは付随線量としてターゲット領域だけでなく照射野周辺の正常組織にも付与されてしまう これら付随線量は既存の治療計画システムでは評価できず 治療計画には考慮できない ペースメーカーや ICD を装着している患者への照射では これら発生する中性子によって機器のソフトエラーを招く恐れがある スポットスキャニングでは コリメータ等が無いため中性子が発生せず 付随線量も発生しないことがメリットに掲げられている モンテカルロ法による線量計算を実行し 付随線量特性を評価

5 陽子線照射時のペースメーカ ICD への影響評価実験 コリメータ ( 真鍮製 ) 水ファントム ( cm) Isocenter 体内植込型医療機器 (ICD) 中性子 光子 熱中性子 光子 高速中性子 10 cm 200MeV 陽子ビーム Proton Dose with SOBP 高速中性子 15cm 線量 ビーム中心軸上陽子線量分布 ファントム表面から深さ方向 (cm) アクリル板 ファントム照射実験 実験概略図 ' 計算モデル概略図 (

6 筑波大学陽子線治療センターでの陽子線照射に対する PHITS を用いたモンテカルロ線量計算 Binary Type First Scatterer High Precision Profile Monitor Second Scatterer Sub Dose Monitor Ridge Filter Range Shifter Flatness Monitor Multileaf Collimator Bolus Main Dose Monitor Iso-center Patient Collimator 筑波大陽子線治療施設のビーム形成機器 2 nd Scatterer Ridge Filter Multi-leaf Collimator PHITS を用いた陽子線施設のモデル化 Patient-Collimator +Water Phantom

7 ファントム照射実験に対する評価結果 2 Fluence/1Gy 8.0E E E E E E E E E E E E E+09 Proton Fluence ((n/cm 2 )/Gy) 1.0E E E+06 ビーム軸中心 ~ 半径 3cm 半径 3~6cm 半径 6~9cm 半径 9~12cm Neutron Fluence ((n/cm 2 )/Gy) 1.0E E E+06 ビーム軸中心 ~ 半径 3cm 半径 3~6cm 半径 6~9cm 半径 9~12cm Photon Fluence ((n/cm 2 )/Gy) 1.0E E E+06 ビーム軸中心 ~ 半径 3cm 半径 3~6cm 半径 6~9cm 半径 9~12cm 1.0E ファントム表面からの深さ 'cm( 陽子 1.0E ファントム表面からの深さ (cm) 中性子 1.0E ファントム表面からの深さ (cm) 光子

8 陽子線治療まとめ 2 次中性子 光子による付随線量は ~3mGy/Gy 程度である 付随線量は水素と高速中性子との反応によって生じる線量が支配的である γ 線量は全付随線量の <10% 程度 コリメータで発生する中性子を低減することで 付随線量を低減することは可能である ただし 上流からの中性子が大きく影響する範囲は照射野表面であり 生体内の付随線量の低減はできない コリメータ等を用いないスポットスキャニング法の場合でも生体内で中性子 光子は発生し 付随線量を生じる 今後 人体モデルによる評価 ICD への影響解析を継続的に実施 JCDS&PHITS を利用した人体モデル ' 肝がんモデル ( に対するモンテカルロ線量評価 肝がんモデルボクセル計算モデル陽子線量分布高速中性子束分布

9 中性子線を用いた次世代型がん細胞選択的粒子線治療 : 中性子捕捉療法 (BNCT) への PHITS の応用

10 ホウ素中性子捕捉療法の原理 脳腫瘍 正常細胞ガン細胞 中性子源 ( 原子炉 ) ホウ素 アルファ線 1 ガン細胞に集まる放射薬剤を投与 2 患部に中性子を照射 3 中性子とホウ素との核反応で放出されたアルファ線がガン細胞だけを破壊 細胞レベルの様子

11 中性子と反応して重粒子線を発生する薬剤を癌細胞に選択的に送り込み 細胞レベルの重粒子線治療 CT 等で視認できる腫瘍の 塊 を強力な粒子線で破壊して治療 治療精度はミリ単位 現在の粒子線治療次世代 : 中性子捕捉療法陽子線 重粒子線腫瘍浸潤性がん ( 悪性脳腫瘍など ) 多発性がん ( 多発性肝がんなど ) 中性子線中性子線中性子線 難治性がん次世代の粒子線治療 : 中性子捕捉療法 - マクロレベルからミクロン単位の治療へ -

12 モンテカルロ法による線量計算 入力部 CT Data BNCT 線量評価システム JCDS の開発 BNCT 線量評価システム JCDS プリ処理部分ポスト処理部分 医療現場 JCDS の事前評価を基に照射条件決定 MRI Data 医療画像 患者 3 次元モデル 線量分布の等高線表示 BNCT 実施 計算条件 ビームモード 患部に対するビームの角度 ビームの距離 照射範囲 etc. ボクセルモデル変換 線量ヒストグラム出力 事後評価

13 人体計算モデルの精密化による線量評価精度の向上従来現在近い将来 10mm Voxel Model 2mm Voxel Model 1mm Voxel Model

14 ボクセルの微細化による計算精度の向上 ビーム孔 円筒水ファントム 空気 3.5E 水 1cm ボクセルモデル ファントム実験 1cm voxel model Thermal Neutron Flux (n/cm 2 sec) E E mm ボクセルモデル 実験値 E Depth ファントム表面からの深さ from the phantom's surface 'mm((mm) 2mm ボクセルモデル ファントム中心軸上の熱中性子束分布

15 さらなる高精度化とその実用化に向けて 空気 軟組織 ビーム孔 1cm 3 Voxel 空気 :40% + 軟組織 :60% 1cm 3 ボクセルモデル 高精度 1x1x1mm 3 ボクセルモデル ピクセルレベルボクセルモデル 現在の BNCT の治療計画では モンテカルロ法が用いられ 人体モデルを形成する手法として ボクセルモデルが用いられている 計算時間を短縮するため 複数のピクセル領域を混合の材質のボクセルで定義するが 空気と軟組織との境界で誤差を生じる ボクセルを微細化しピクセルレベルで形成することで計算精度を向上できるが 計算時間が増大してしまい実用的ではない 研究目的 : 計算精度を向上させるため ピクセルレベルのボクセルモデルによる線量評価の実用化を目指す 効率的な輸送計算を実行できるボクセルモデリング手法の検討

16 Lattice 機能を多用して不均一サイズのボクセルが混在するボクセルモデル形成法 :Multistep Lattice Voxel 法 512 ピクセル 32 領域に分割 512 ピクセル 32 領域に分割 Large Voxel Cell: 16x16 ピクセル Single Large Voxel 16x16 ピクセル Mixed Large Voxel Step2-1: 領域内の材質が全て同じ場合は 大きな 1 つのボクセル (Single Large Voxel( に置換える Step2-2: 領域内に複数の材質が混在する場合は ピクセルレベルのボクセルを Lattice を用いて Large Voxel を形成 'Mixed Large Voxel) Step1:512x512 ピクセルのスライスを 32 領域に分割 (1 領域は 16x16 ピクセル ) し 領域毎の材質 ' 組成 ( をチェック Step3: 上記処理を各スライスで実行し さらに Lattice を使ってスライスを並べて 3 次元の人体ボクセルモデルを定義

17 MLV 法による頭部モデルサンプル 1 空気 軟組織 (Brain) 全てピクセルレベルのボクセルでモデルを形成 ピクセルレベルのボクセルモデル 腫瘍 Mixed Large Voxel 骨 Single Large Voxel Multistep Lattice Voxel 法による不均一サイズボクセルモデル

18 頭部モデルの計算結果比較 ピクセルレベルボクセルモデル 頭部断面 2x2x2mm 3 Mixed ボクセルモデル 計算時間 ( 分 ( 2x2x2mm 3 Mixed Material Voxel Model 251 2x2x2 Mixed Voxel Model に対する比 1.0 基準値 16x16 MLV ボクセルモデル Pixel Level Voxel Model に対する比 0.17 Pixel Level Voxel Model 基準値 16x16 MLV Uneven Voxel Model 頭部モデルに対する計算時間の比較

19 中性子捕捉療法の今後の展望 開発課題 原子炉 'JRR ー 4) 1999 年 ~ 原子炉プール JRR-4 医療照射設備 照射室 原子炉を用いない新しい大線量の中性子源が必要! 新規研究開発による病院内設置が可能な小型加速器中性子源 病院内治療施設 炉心 高速 原子炉では医療にならない ' 臨床研究のみ (! 施設検査のため 1 年に数か月も施設が停止する 疾患 症例数が限定される 現在 国内の医療用原子炉が 2 年以上停止し 治療ができない 治療を受けられる患者がきわめて限られてしまっている 原子炉規制法の規制を受けない 年間を通して安定的に多くの患者に治療を提供できる 病院では分割 多門照射が可能になり治療効果 安全の向上 先進医療 保険診療へ 本分野で世界をリード 医療産業においても世界を牽引

20 加速器中性子源による BNCT 研究の現状 加速器を用いて中性子を発生させ この中性子を使って BNCT を実現するプロジェクトが国内外で計画 進行している 京大サイクロトロンによる加速器 BNCT の開発 物理実験 細胞照射実験を実施 H23 年度内に治験開始予定 筑波大学小型ライナックベース中性子源による治療装置開発 イタリア INFN 直線型加速器 + ベリリウム標的による熱中性子源開発 英国バーミンガム大学ダイナミトロン加速器 BNCT 施設の開発整備 アルゼンチン CNEA タンデム加速器ベース BNCT 装置の開発 京大原子炉実験所サイクロトロン BNCT TRASCO-BNCT Project at INFN in Italy 英国バーミンガム大学ダイナミトロン加速器 BNCT 施設

21 Conclusions BNCT 分野の線量評価 治療計画に応用 BNCT 用治療計画システムの線量計算コードに適用 ボクセルの微細化により計算精度を向上 計算時間の助長を抑えるため MLV 法を考案し治療計画システムに導入 中性子線だけでなく陽子 重イオン 光子の輸送計算も可能である特徴を利用し 粒子線治療 X 線治療の線量評価 / 治療計画にも応用 陽子線治療時の付随中性子 γ 線を評価 加速器 BNCT の実現に向けた PHITS 利用 モデレータ コリメータの最適設計 照射室内の放射化評価 建家の遮蔽評価と換気要件評価 加速器 BNCT 対応汎用型放射線計画システムの開発

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