放射线治疗计划装置、放射线治疗计划方法以及放射线治疗系统

摘要

根据本发明，在扫描照射法的放射线治疗中，可以实现能够进行高速且高精度的剂量计算的放射线治疗计划装置。放射线治疗计划装置具备：显示装置(401)、输入装置(402)、运算处理装置(403)、存储器(404)以及数据服务器(405)，数据服务器(405)与粒子束照射装置(406)连接。运算处理装置(403)的剂量计算部(4031)通过简易蒙特卡罗方法计算剂量分布，根据存储于存储器(404)的粒子数减少率表(4041)的减少率进行校正，并将校正后的剂量分步存储于积分剂量分布表(4042)中。通过利用简易蒙特卡罗方法和校正该简易蒙特卡罗方法的粒子数减少率计算剂量分布，可以实现能够进行高速且高精度的剂量计算的放射线治疗计划装置。

权利要求

1.一种放射线治疗计划装置，其通过参照积分剂量分布表来使用计算向粒子的分配剂量的简易蒙特卡罗方法，其特征在于，所述放射线治疗计划装置具备：

输入部，其输入要照射放射线的被照射体的目标区域和处方剂量；

存储器，其存储表示放射线向被照射体的行进距离与放射线的减少率的关系的放射线减少率表；以及运算处理部，其基于所述目标区域和所述处方剂量，使用所述积分剂量分布表和所述减少率来计算剂量分布，将由所述运算处理部计算且校正后的剂量分布存储于所述存储器。

2.根据权利要求1所述的放射线治疗计划装置，其特征在于，所述运算处理部具有：

剂量计算部，其计算出所述剂量分布；

最佳化计算部，其使用目标函数，计算出使由所述剂量计算部计算出的剂量分布与所述处方剂量之间的差异最小的照射条件；以及控制部，其控制所述剂量计算部和最佳化计算部的动作。

3.根据权利要求1所述的放射线治疗计划装置，其特征在于，具备：显示部，其显示由所述运算处理部计算且校正后的剂量分布。

4.根据权利要求1所述的放射线治疗计划装置，其特征在于，所述放射线为粒子束。

5.一种放射线治疗计划方法，其通过参照积分剂量分布表来使用计算向粒子的分配剂量的简易蒙特卡罗方法，其特征在于，表示放射线向被照射体的行进距离与放射线的减少率的关系的放射线减少率表被存储于存储器中；

向输入部输入要照射放射线的被照射体的目标区域和处方剂量；

基于所述目标区域和上述处方剂量，使用所述积分剂量分布表和上述减少率来计算剂量分布；以及将计算且校正后的剂量分布存储于上述存储器中。

6.根据权利要求5所述的放射线治疗计划方法，其特征在于，使用目标函数，计算出使所述计算出的剂量分布与所述处方剂量的差异最小的照射条件。

7.根据权利要求5所述的放射线治疗计划方法，其特征在于，将所述计算且校正后的剂量分布显示于显示部。

8.根据权利要求5所述的放射线治疗计划方法，其特征在于，所述放射线为粒子束。

9.一种放射线治疗系统，具备：放射线治疗装置，其向被照射体的目标区域照射放射线；以及放射线治疗计划装置，其通过参照积分剂量分布表来使用计算向粒子的分配剂量的简易蒙特卡罗方法，计算出所述放射线治疗装置的放射线照射剂量分布，并进行放射线治疗的计划，其特征在于，所述放射线治疗计划装置具有：

输入部，其输入要照射放射线的被检体的目标区域和处方剂量，存储器，其存储表示放射线向被检体的行进距离与放射线的减少率的关系的放射线减少率表；

运算处理部，其基于上述目标区域和上述处方剂量，使用所述积分剂量分布表和上述减少率来计算剂量分布；以及数据服务器，其将与由所述运算处理部计算且用于获得处方剂量的照射条件相关的参数传输至所述放射线治疗装置。

10.根据权利要求9所述的放射线治疗系统，其特征在于，所述放射线治疗计划装置的所述运算处理部具有：剂量计算部，其计算出所述剂量分布；

最佳化计算部，其使用目标函数，计算出使由所述剂量计算部计算出的剂量分布与所述处方剂量之间的差异最小的照射条件；以及控制部，其控制所述剂量计算部和最佳化计算部的动作。

11.根据权利要求9所述的放射线治疗系统，其特征在于，具备：显示部，其显示由所述放射线治疗计划装置的所述运算处理部计算且校正后的剂量分布。

12.根据权利要求9所述的放射线治疗系统，其特征在于，所述放射线为粒子束。

说明书

放射线治疗计划装置、放射线治疗计划方法以及放射线治疗

系统

技术领域

[0001] 本发明涉及放射线治疗计划装置、放射线治疗计划方法以及放射线治疗装置。

背景技术

[0002] 在利用放射线的治疗中，利用以对成为目标的肿瘤细胞的剂量集中性高的质子线或碳线为代表的粒子束(带电粒子束)的粒子束治疗装置的需求不断增加。

[0003] 在粒子束治疗装置中，也要求对肿瘤区域照射指定的剂量，以便尽可能准确地集中。在粒子束治疗中，作为一种集中剂量的方法，扫描法的利用越来越普及。扫描法是一种将细粒子束导向平面内的任意位置，照射肿瘤内部以便涂满，仅对肿瘤区域分配高剂量的方法。利用扫描法时，基本无需使用准直器等患者专用的仪器，具有可以形成各种分布的优势。

[0004] 放射线治疗计划装置是一种基于从CT图像等得到的患者体内的信息，通过数值计算模拟患者体内的剂量分布的装置。操作员边参照治疗计划装置的计算结果，边决定照射粒子束的方向或射束能量、照射位置、照射量等照射条件。下面，简单描述其一般的过程。扫描照射中，有点扫描方式和光栅方式，这里，以点扫描方式为前提进行说明。

[0005] 首先，操作员输入应照射放射线的目标区域。若有必要，也同样输入并登记需要将放射线的照射量抑制到最低的重要器官的位置。

[0006] 然后，操作员对登记的各个区域设定应成为目标的剂量值的处方剂量。

[0007] 接着，决定实现满足处方剂量的剂量分布的照射条件。操作员利用治疗计划装置对应决定的照射条件相关参数进行调整，直到得到认为合适的剂量分布为止。为了能高效地决定这些参数，利用将从处方剂量的偏差进行数值化的目标函数的方法被广为应用。

[0008] 作为一种治疗计划装置中质子线的剂量分布计算方法，有简易蒙特卡罗方法(非专利文献1)。简易蒙特卡罗方法与一般的蒙特卡罗方法相同，针对射束粒子逐个运输计算，因而可以实施非均匀介质中的高精度的剂量分布计算。

[0009] 在运输计算中，粒子的轨迹分别地连结于细的步骤，在各步骤中，赋予因多次库伦散射的行进方向的细微变化。多次库伦散射的散射角用高斯分布的随机数模式化，利用Highland公式等按步骤计算其标准偏差。

[0010] 这里，在非专利文献2中记载了，在扫描照射法的剂量计算中，为确保足够的计算精度，有必要考虑因核反应等发生大角度散射的粒子所引起的剂量成分。

[0011] 现有技术文献

[0012] 非专利文献

[0013] 非专利文献1:Ryosuke KOHNO,et al.“Simplified Monte Carlo Dose Calculation for Therapeutic Proton Beams”Jpn.J.Appl.Phys.Vol.41(2002)pp.L294-L297

[0014] 非专利文献2:Yupeng Li,et al“. Beyond Gaussians:a study of single-spot modeling for scanning proton dose calculation”Phys.Med.Biol.57(2012)983-997发明内容

[0015] 发明要解决的问题

[0016] 在扫描照射法的放射线治疗中，人们期望拥有一种能够实施高速且高精度的剂量计算的放射线治疗计划装置。

[0017] 这里，可以考虑在扫描照射法的剂量分布计算中采用上述简易蒙特卡罗方法。如非专利文献2所示，为了在扫描照射法的剂量计算中得到足够的精度，必须重现远离射束的中心的区域的剂量。从而，除了散射角在高斯分布近似的多次库伦散射，还有必要考虑由于与原子核的弹性散射/非弹性散射等，粒子向更大角度方向散射的现象。

[0018] 然而，通过上述简易蒙特卡罗方法，若将这种大角度散射现象并入则反而有可能导致剂量计算精度下降。这是因为针对射束行进方向的粒子数的保存变得不成立。由于大角度散射使粒子的能量局部损失，因而与未进行大角度散射的粒子相比，粒子的射程变短。从而，若并入剂量计算中，则粒子数按照射束行进方向减少。

[0019] 虽然可以考虑在扫描照射法的剂量分布计算中采用一般的蒙特卡罗方法，但如上所述，一般的蒙特卡罗方法的剂量计算速度慢，与简易蒙特卡罗方法相比，计算时间要长约一个量级。

[0020] 因此，若在扫描照射法的剂量分布计算中采用一般的蒙特卡罗方法，难以实现高速的剂量计算。

[0021] 本发明的目的在于提供一种能够在扫描照射法的放射线治疗中进行高速且高精度的剂量计算的放射线治疗计划装置、放射线治疗计划方法以及放射线治疗系统。

[0022] 用于解决课题的手段

[0023] 为达成所述目的，本发明如下地构成。

[0024] 一种放射线治疗计划装置，具备：输入部，其输入要照射放射线的被照射体的目标区域和处方剂量；存储器，其存储表示放射线向被照射体的行进距离与放射线的减少率的关系的放射线减少率表；以及运算处理部，其基于从所述输入部输入的被照射体的目标区域和处方剂量，通过简易蒙特卡罗方法计算出剂量分布，并利用存储于所述存储器的放射线减少率表的放射线的减少率，对计算出的剂量分布进行校正。。将由所述运算处理部计算且校正后的剂量分布存储于所述存储器。

[0025] 此外，一种放射线治疗计划方法，向输入部输入要照射放射线的被照射体的目标区域和处方剂量；基于从所述输入部输入的被照射体的目标区域和处方剂量，通过简易蒙特卡罗方法计算出剂量分布，并利用存储于放射线减少率表的放射线的减少率，对计算出的剂量分布进行校正，其中，放射线减少率表是表示放射线的行进距离与放射线的减少率的关系的表；以及将校正后的剂量分布存储于存储器。

[0026] 此外，一种放射线治疗系统，具备：放射线治疗装置，其向被照射体的目标区域照射放射线；以及所述放射线治疗计划装置。该放射线治疗计划装置具有：数据服务器，其计算出放射线照射剂量分布，并将用于获得处方量的照射条件相关的参数传输至所述放射线治疗装置。

[0027] 发明的效果

[0028] 根据本发明，在扫描照射法的放射线治疗中，可以实现能够进行高速且高精度的剂量计算的放射线治疗计划装置、放射线治疗计划方法以及放射线治疗系统。

附图说明

[0029] 图1是表示放射线治疗计划制定的处理动作的流程的图。

[0030] 图2是表示基于点扫描方式的照射量的检索方法的流程的图。

[0031] 图3是表示本发明一实施例的放射线治疗计划装置所进行的动作的图。

[0032] 图4是表示连接了粒子束照射装置与放射线治疗计划装置的粒子束治疗系统的整体结构的图。

[0033] 图5是表示CT画面上的目标区域等画面图的图。

[0034] 图6是本发明一实施例的放射线治疗计划装置中的剂量计算步骤，是说明基于简易蒙特卡罗方法的剂量计算流程的图。

[0035] 图7是说明因散射引起的粒子的行进方向变化的图。

[0036] 图8是表示积分深度剂量表的一例的图。

[0037] 图9是表示粒子数减少率表的一例的图。

[0038] 图10是说明生成粒子数减少率表时的体素配置的图。

[0039] 图11是表示本发明一实施例中通过放射线治疗计划装置计算出的质子线的横向剂量分布的图表。

[0040] 图12是获得图11所示的质子线的横向剂量分布的体素的概要图。

[0041] 图13是表示通过简易蒙特卡罗方法计算出的积分深度剂量分布的图表，是没有基于粒子数降低率表的校正的情况的图。

[0042] 图14是表示本发明一实施例的利用通过粒子降低率表进行校正后的简易蒙特卡罗方法计算出的积分深度剂量分布的图表。

具体实施方式

[0043] 下面，参照附图说明本发明的实施方式。

[0044] 主要参照图1至图5说明本发明的一实施例。本发明的一实施例涉及制定基于扫描照射法的放射线治疗(粒子束治疗)的治疗计划的放射线治疗计划装置。

[0045] 图1是表示制定放射线治疗计划的处理动作的流程的图，图2是表示基于点扫描方式的向被照射体的照射量的检索方法的流程的图。此外，图3是表示本发明一实施例的放射线治疗计划装置所进行的动作的图，图4是表示连接了粒子束照射装置与放射线治疗计划装置的粒子束治疗系统的整体结构的图。此外，图5是表示CT画面上的目标区域等画面的图。

[0046] 点扫描方式是向某一点照射规定量的射束(beam)后，暂时停止射束，待移动至下一个应照射的点后再开始照射的方式。另外，除了点扫描方式之外，扫描照射中还有光栅方式。该光栅方式是即使在照射位置的移动过程中也不停止射束的方式。本发明还可以适用于光栅方式。此外，还可以适用于脊滤波器(ridge filter)或组合射程调制轮和散射体的散射体照射法。

[0047] 如图4所示，放射线治疗计划装置具备：显示装置401、输入装置402、运算处理装置403、存储器404以及数据服务器405。数据服务器405与粒子束照射装置406连接。

[0048] 通过运算处理装置403运算出的剂量分布等从数据服务器405传输至粒子束照射装置406。运算处理装置403具备：最佳化计算部4030、剂量计算部4031以及控制部4032。

[0049] 此外，存储器404具备：粒子数减少率表4014以及积分剂量分布表4042。

[0050] 此外，粒子束照射装置406具备：入射部4061，其生成质子线，并在初期加速质子线；加速部4062，其使质子线加速；以及照射控制部4063，其形成质子线，并控制照射。

[0051] 操作员在显示装置401的区域输入画面，利用相当于输入装置402的鼠标等设备，对被照射体的CT图像的每个切片(slice)输入应指定的区域。在每个切片中结束了输入时，操作员对输入的区域进行登记。通过登记，将操作员输入的区域保存至存储器404内作为三维位置信息。

[0052] 有需极力抑制向被照射体的照射剂量的重要器官存在于目标区域近旁等，存在其他需要评价、控制的区域的情况下，，操作员同样也对这些重要器官等的位置进行登记。

[0053] 图5示出了操作员在显示装置401中CT图像的某一切片上输入了目标区域501、重要器官502以及503的状态的示例。

[0054] 对图1所示的动作、以及对应于该动作的图2、图3所示的装置的处理进行说明。

[0055] 操作员进行向输入的区域501、502、503的放射线治疗计划装置的登记指示操作(步骤101)。其结果是，这些区域被登记于治疗计划装置，并保存至存储器404(图3的步骤301)。

[0056] 接着，操作员针对登记的目标区域决定照射条件(图1的步骤102)。换言之，基于目标区域和重要器官的位置决定照射门数和照射方向。并非所有都由操作员决定，也有装置自动决定的部分。

[0057] 如本发明的一实施例所示，在粒子束治疗中采用扫描照射法时，必须决定多个射束的照射位置，各个射束的能量或照射间隔也可能会成为应设定的项目。

[0058] 操作员决定向所登记的各区域的处方剂量。关于处方剂量，若是目标区域，则大多会输入该区域内应接受的剂量的最小值、最大值，但这里，将向目标区域501的应照射剂量值指定为一个。另一方面，针对重要器官，大多设定容许剂量。在本示例中，为重要器官502、503均指定容许剂量。

[0059] 如上设定的照射方向和处方剂量被保存至治疗计划装置的存储器404(图3的步骤302)。

[0060] 通常，放射线治疗计划装置定义对与处方剂量的偏差进行数值化的目标函数(图3的步骤303)，通过对其进行反复计算、将其最小化，计算剩余的参数(图3的步骤304)。

[0061] 在步骤304中，运算处理装置403的剂量计算部4031进行利用本发明一实施例中的建议蒙特卡罗(Monte Carlo)方法(后述)的剂量分布计算，并将其结果数据存储于存储器404。然后，每次反复计算时，读出存储于存储器404的剂量分布结果数据，利用目标函数计算参数。根据控制部4032的指令进行反复计算以及从存储器404的数据读出。通过运算处理装置403的最佳化计算部403进行目标函数的定义和计算的执行。

[0062] 如本发明的一实施例所示，当采用点扫描照射法时，作为利用目标函数计算的参数，有向各点的照射量(点照射量)。

[0063] 这里，作为利用目标函数的参数的检索方法的一示例，将利用图2进行说明。在利用目标函数的参数的检索方法中，操作员根据所设定的处方剂量、重要器官的信息，设定制约条件(图2的步骤201)。接着，放射线治疗计划装置设定m个计算目标区域内的剂量的点以及n个计算重要器官内的剂量的点，并基于制约条件生成目标函数(图2的步骤202)。

[0064] 设以目标区域内的m个点的剂量值为要素的向量为d(1)，则d(1)与以点照射量为要素的向量x的关系用下式(1)表示。

[0065] 【公式1】

[0066] d(1)＝Ax   (1)

[0067] 在上述式(1)中，矩阵A表示向各点照射的射束对目标区域内的计算点赋予的剂量(剂量矩阵)，根据照射方向、基于CT图像的体内信息进行计算。

[0068] 同样，设以重要器官内的n个点的剂量值为要素的向量为d(2)，则可以表示为d(2)＝Bx。B是相同于矩阵A的矩阵。

[0069] 作为步骤201中的制约条件，当针对对应目标区域的m个点设定了作为目标的剂量值ρ，针对对应重要器官的n个点设定了容许剂量值l时，如下式(2)那样设定目标函数F(x)。

[0070] 【公式2】

[0071]

[0072] 在上述式(2)中，Wi(1)、Wi(2)是与各个点对应的权重，由操作员与处方剂量一同输入的值。

[0073] 上述式(2)的第一项成为相当于目标区域的部分，m个点的剂量值越接近作为目标设定的处方剂量值ρ，则目标函数F(x)变得越小。上述式(2)的第二项是关于重要器官的项，只要是不超过容许剂量l的剂量即可。上述式(2)的θ(di(2)-l)为阶梯函数，当di(2)＜1时为0，其余情况为1。

[0074] 在生成上述式(2)的目标函数F(x)后，放射线治疗计划装置重复进行反复计算直到满足反复计算的结束条件为止，检索目标函数F(x)最小的x(图2的步骤203)。

[0075] 当达到结束条件时(图2的步骤203、204)，放射线治疗计划装置结束反复计算(图2的步骤204、205)。

[0076] 如前述，结束条件中设定有计算时间、计算次数，目标函数的变化量等指标。

[0077] 图3的操作流程中，放射线治疗计划装置基于反复计算的结果最终求得的点照射量来计算剂量分布，并将该结果显示于显示装置401(图3的步骤305)。该步骤305的剂量分布的计算也同样利用本发明一实施例中的建议蒙特卡罗方法(后述)来进行。在剂量计算部4031中，计算向被检体的目标区域的分配剂量，这些通过从后述的积分剂量分布表中参照的值乘以粒子减少率表的倒数来计算出分配剂量。由此，可以对伴随粒子数的减少的影响进行校正。

[0078] 上述动作对应图1的步骤103的照射量检索。当操作员判断从反复计算的结果中得到的剂量分布满足指定为处方剂量的条件时，确定该条件，通过操作员的指示被保存至存储器404(图1的步骤104、105)。

[0079] 另一方面，在图1的步骤104中，当操作员判断不满足条件时，例如当确认了与处方的剂量相差大的区域时，需要返回到步骤102，变更照射条件，重新制定计划。

[0080] 下面，利用图6对本发明一实施例的放射线治疗计划装置中的剂量计算步骤进行说明。此部分为运算处理装置403的剂量计算部4031执行的处理。

[0081] 在本发明的一实施例中，利用简易蒙特卡罗方法执行剂量计算，但预先对射束行进方向上的粒子数的减少率(放射线的减少率)进行计算并表格化。通过使用该粒子数减少率表(放射线减少率表)4041，通过简易蒙特卡罗方法，可以执行考虑了大角度散射的高速且高精度的剂量计算。

[0082] 下面，详细说明剂量计算步骤。

[0083] 图6中，首先，放射线治疗计划装置在虚拟空间上配置体素V(步骤601)。作为要素，体素V具备：实施剂量计算的CT图像上的位置x的密度ρ、平均原子序数Z，平均质量数A，剂量D。剂量D的初期值为0。

[0084] 接下来，放射线治疗计划装置在虚拟空间上产生射束粒子。粒子具有位置X、行进方向dX、水中剩余射程R、能量E、从生成地点的水等价行进距离L的要素。产生时，基于预先设定的照射条件和粒子束治疗设施特有的性质，赋予初期值X0，dX0，R0，E0。此外，水等价行进距离L的初期值L0为0(步骤602)。

[0085] 设含当前位置Xk的粒子的体素为Vk，下面对粒子的运输计算的步骤进行说明。

[0086] 粒子治疗计划装置利用粒子的行进方向dXk和当前位置Xk，通过下式(3)、(4)计算粒子的下一个到达位置Xk+1和下一个达到位置Xk+1的水等价行进距离Lk+1(步骤603)。

[0087] Xk+1＝Xk+dL×dXk (3)

[0088] Lk+1＝Lk+dL×WED (4)

[0089] 上述式(3)、(4)中，dL为Xk与Xk+1的空间距离(步进(step)长度)。此外，可以基于体素Vk中的粒子的平均自由工程(依存于体素Vk的密度ρ、平均原子序数Z、平均质量数A以及粒子的能量Ek)决定dL。WED是体素的水等价厚比。虽然也有将dL设为固定值的情况，但在本发明的一实施例中，为便于说明，设为粒子达到体素边界为止的距离。

[0090] 接下来，放射线治疗计划装置计算因多次库伦散射(Multiple  Coulomb scattering)引起的粒子的行进方向变化。放射线治疗计划装置生成中心值0rad、标准偏差θ0的高斯分布状随机数，并计算出图7所示θ方向的散射角θ’。这里，放射线治疗计划装置基于体素Vk的平均原子序数Z、平均质量数A、密度ρ以及粒子的能量E、步进长度dL计算出标准偏差θ0。

[0091] 进一步地，生成±2πrad的均匀随机数(uniform random numbers)，并计算 方向的散射角 进一步地，根据行进方向dXk、计算出的θ’以及 计算多次库伦散射后的粒子的行进方向dXk’(步骤604)。

[0092] 接下来，放射线治疗计划装置基于预先登记于存储器404的反应截面积数据，计算由与原子核的弹性散射等引起的粒子的大角度散射的概率。进一步地，生成随机数，判定因角度散射引起的粒子的行进方向变化计算的必要性(步骤605)。当判定为没有必要时，剂量计算步骤转移至步骤608。

[0093] 步骤605中，当判定为有必要进行大角度散射计算时，放射线治疗计划装置转移至计算因大角度散射引起的粒子的行进方向变化的处理。在弹性散射的情形中，首先，放射线治疗计划装置基于体素Vk的平均原子序数Z、平均质量数A、水等价厚比ρ以及粒子的能量Ek求出由大角度散射引起的粒子的能量损失量dE的概率分布，并生成随机数，来决定粒子的能量损失量dE。进一步地，放射线治疗计划装置根据所决定的能量损失量dE基于运动学计算θ方向的散射角θ。进一步地，生成±2πrad的均匀随机数，计算 方向的散射角 进一步地，根据行进方向dXk’、计算出的θ以及 计算粒子的下一个达到位置Xk+1中的粒子的行进方向dXk+1(步骤606)。

[0094] 本发明一实施例的放射线治疗计划装置利用了计算能量损失量dE之后求出散射角θ的计算模型，但利用如下模型也可以得到相同的效果：基于体素Vk的平均原子序数Z、平均质量数A、水等价厚比ρ以及粒子的能量Ek求出散射角θ的概率分布，进一步地，生成随机数，并决定粒子的散射角，最终基于运动学计算能量损失量dE的模型。

[0095] 此外，在非弹性散射的情形中，放射线治疗计划装置利用体素Vk的平均原子序数Z、平均质量数A、密度ρ以及粒子的能量Ek，计算散射的最终状态，求出粒子的下一个达到位置Xk+1中的粒子的行进方向dXk+1以及由散射引起的能量损失量dE。

[0096] 接下来，治疗计划装置通过Ek’＝Ek-dE，计算粒子的新能量Ek’。此外，利用能量E与剩余射程R为1比1的关系，根据能量Ek’计算新的剩余射程Rk’(步骤607)。

[0097] 接下来，放射线治疗计划装置计算体素Vk的剂量Dk。放射线治疗计划装置从预先登记的积分剂量分布表和粒子数减少率表中，以粒子的水等价行进距离Lk为自变量分别取出积分剂量值IDDk和粒子数减少率Ck。

[0098] 进一步地，对剂量Dk和IDDk×Ck×dL×WED进行加法运算(步骤608)。图8是表示积分深度剂量表4042的一示例的图，图9是表示粒子数减少率表4041的一示例的图。图8的纵轴表示积分剂量，横轴表示水等价行进距离。此外，图9的纵轴表示粒子数的减少率，横轴表示水等价行进距离。

[0099] 接下来，放射线治疗计划装置根据公式Rk+1＝Rk+1’–dL×WED计算下一个达到位置Xk+1中的粒子的剩余射程Rk+1。进一步地，利用能量E与剩余射程R为1比1的关系，根据剩余射程Rk+1计算下一个达到位置Xk+1中的能量Ek+1。(步骤609)。

[0100] 接下来，放射线治疗计划装置判定粒子的计算结束。本实施例中，当剩余射程Rk+1为0以下或粒子的位置Xk+1在全部体素的外侧时，结束该粒子的计算(步骤610)。当不满足条件时，进一步地以同样的步骤向下一个达到位置Xk+2实施运输计算。

[0101] 对预先设定的所有粒子的计算结束时，放射线治疗计划装置将各体素的剂量D保存至存储器404，结束剂量计算(步骤611、612)。进一步地，作为剂量分布显示于显示装置501。粒子一次也没有通过的体素的剂量为0。

[0102] 图10是说明生成粒子数减少率表时的体素配置的图。如图10所示，以对由均匀介质(例如，水)构成的体素407照射发射量(Emittance)零的针射束(Needle beam)的条件计算粒子数减少率表。体素407在垂直于射束行进方向的方向上具备足够的大小，且配置于射束行进方向上。

[0103] 此外，生成粒子数减少率表4041时，在所述运输计算的步骤608(图6)中，代替IDDk×Ck×dL×WED，对各体素的剂量D和dL进行加法运算。计算结束后，将得到的剂量D除以全体计算粒子数，即可求得与水等价行进距离L相关的粒子数减少率表4041。

[0104] 图11是表示通过本发明一实施例的放射线治疗计划装置计算的质子线的横向剂量分布的图表，图12是获得图11所示的质子线的横向剂量分布的体素407的概要图。图11的纵轴表示剂量，横轴表示横向的位置。如图11所示，重现了由大角度散射引起的远方成分。

[0105] 此外，图13是表示通过简易蒙特卡罗方法计算的积分深度剂量分布的图表，是没有基于粒子数降低率表4041的校正的情况。图14是表示根据本发明一实施例的粒子数降低率表4041校正后的、通过简易蒙特卡罗方法计算的积分深度剂量分布的图表。图13、图14中，圆圈表示计算结果，实线表示登记于放射线治疗计划装置的积分剂量分布表4042的数据。对图13所示的图表与图14所示的图表进行比较可知，如图14所示，可利用粒子数减少率表4041对从积分深度剂量表4042中参照的值进行校正来抑制剂量的减少。

[0106] 换言之，根据本发明的一实施例，对通过简易蒙特卡罗方法计算的深度剂量分布数据乘以粒子减少率分布数据的倒数，来决定照射剂量，从而可以实线高精度的剂量计算。

[0107] 根据本发明，与利用理论公式或经验公式计算得出的一般的蒙特卡罗方法相比，可以实现高速的剂量计算。换言之，由于每个步骤的分配剂量参照治疗计划装置中记录的射束的积分深度剂量分布(Integrated depth dose,IDD)，与利用理论公式或经验公式计算得出的一般的蒙特卡罗方法相比，可以实现高速的剂量计算。这种计算方法之所以在简易蒙特卡罗方法中成立的理由是因为对水等价厚度空间上的射束行进方向保存了粒子数。进而，射束的积分深度剂量通过利用大型平行平板电离箱的测定获取，且提前登记于治疗计划装置。

[0108] 换言之，根据本发明，在扫描照射法的治疗计划装置中，可以实现利用简易蒙特卡罗方法的高速且高精度的剂量计算的放射线治疗计划装置。

[0109] 此外，根据本发明，在扫描照射法的治疗计划方法中，可以实现利用简易蒙特卡罗方法的高速且高精度的剂量计算的放射线治疗计划方法。

[0110] 进一步地，如图4所示，将本发明的放射线治疗计划装置连接或插入于粒子束照射装置时，可以实现高速且高精度的剂量计算的粒子束照射。

[0111] 从而，根据本发明，可以实现高速且高精度的剂量计算的粒子束照射，实现能够提高吞吐量的粒子束治疗系统。

[0112] 进而，上述示例是将本发明应用于放射线治疗计划装置、放射线治疗计划方法以及粒子束治疗系统的示例，但并不限于粒子束，还可以应用于其他放射线治疗计划装置、放射线治疗计划方法以及放射线治疗系统中。

[0113] 符号说明

[0114] 401  显示装置；

[0115] 402  输入装置；

[0116] 403  运算处理装置；

[0117] 404  存储器；

[0118] 405  数据服务器；

[0119] 4030 最佳化计算部；

[0120] 4031 剂量计算部；

[0121] 4032 控制部；

[0122] 4041 粒子数降低率表；

[0123] 4042 积分剂量分布表；

[0124] 4061 入射部；

[0125] 4062 加速部；

[0126] 4063 照射控制部