2011/11/12 1 放射線治療計画の線量分布計算

2011/11/12
•主な画像処理解析技術
放射線治療計画の線量分布計算
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
溝口明日実,有村秀孝
投与することである.
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
ICRUReport24 勧告
計算機支援診断治療研究室
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
1
光子の補正
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
一次線
・・・ 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
電子の補正
一回
多重 軸方向 横方向 境界
散乱線 散乱線 平衡
平衡 領域
第1世代
実効減弱法
TAR比法
○
第2世代
拡張Batho法
○
○
第3世代
convolution法
○
○
第3+世代
convolution/
superposition法
○
第4世代
Monte Carlo法
○
誤差
10-15%
○
○
5-10%
○
○
○
3-5%
○
○
○
○
2-3%
○
○
○
○
○
粒子数依存
※ ○:考慮済み
光子の補正
一次線
第1世代
実効減弱法
TAR比法
○
第2世代
拡張Batho法
○
電子の補正
光子の補正
一回
多重 軸方向 横方向 境界
散乱線 散乱線 平衡
平衡 領域
誤差
一次線
電子の補正
一回
多重 軸方向 横方向 境界
散乱線 散乱線 平衡
平衡 領域
10-15%
第1世代
実効減弱法
TAR比法
○
○
5-10%
第2世代
拡張Batho法
○
convolution法
第3世代 CT装置がなかった時代の単純な線量計算手法
○
○
○
○
○
3-5%
第3世代
• convolution/
一次光子線上の密度変化のみ考慮
第3+世代 • 散乱線を考慮しないため精度が悪い
○
○
○
superposition法
○
○
2-3%
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
○
○
○
○
○
superposition法
第4世代
○
Monte Carlo法
○
○
○
○
○
○
○
粒子数依存
※ ○:考慮済み
convolution法
○
実測ベース線量計算法
誤差
10-15%
○
○
• 3次元の線量分布計算
一次散乱線を考慮
Carlo法
第4世代 • Monte
○
○
○
○
○
○
5-10%
○
○
3-5%
○
○
2-3%
○
粒子数依存
※ ○:考慮済み
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光子の補正
一次線
理論ベース線量計算法
第1世代
第2世代
第3世代
•
•
電子の補正
光子の補正
一回
多重 軸方向 横方向 境界
散乱線 散乱線 平衡
平衡 領域
実効減弱法
○
TAR比法
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
多重散乱まで考慮
拡張Batho法
○
○
○
○
誤差
一次線
10-15%
第1世代
○
第2世代
• 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
3-5%
第3世代 convolution法
○
○
○
○
○
• 最も精度が高い
• 計算時間が膨大
convolution/
○
○
○
○
3-5%
○
○
○
○
○
2-3%
第3+世代
第4世代
○
○
○
○
○
粒子数依存
第4世代
○
拡張Batho法
10-15%
5-10%
○
Monte Carlo法
○
superposition法
Monte Carlo法
○
○
○
○
○
○
○
○
○
○
○
○
○
5-10%
2-3%
○
※ ○:考慮済み
光子の補正
一次線
誤差
理論ベース線量計算法
convolution/
第3+世代
superposition法
convolution法
実効減弱法
TAR比法
電子の補正
一回
多重 軸方向 横方向 境界
散乱線 散乱線 平衡
平衡 領域
粒子数依存
※ ○:考慮済み
電子の補正
一回
多重 軸方向 横方向 境界
散乱線 散乱線 平衡
平衡 領域
誤差
convolution法のアルゴリズム
第1世代
実効減弱法
TAR比法
○
第2世代
拡張Batho法
○
○
第3世代
convolution法
○
○
第3+世代
convolution/
superposition法
○
第4世代
Monte Carlo法
○
10-15%
○
○
5-10%
○
○
○
3-5%
○
○
○
○
2-3%
○
○
○
○
convolution/superposition法のアルゴリズム
○
粒子数依存
※ ○:考慮済み
X線光子
一次線
線量:一次線と散乱線の線量で決定される
散乱線
一次線の減弱を計算
dosedepositionkernel
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
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・・・
・・・
一次線の減弱を計算
dosedepositionkernel
を掛け合わせる
一次線
(散乱線による線量付与の計算)
T:TERMA
K:dosedepositionkernel
dosedepositionkernel
を掛け合わせる
線量分布が
推定される
(散乱線による線量付与の計算)
KERMA
TERMA
(Kinetic energy released per unit mass)
(Total energy released per unit mass)

定義
非荷電粒子により放出される
全荷電粒子の初期運動
エネルギーの総和

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
D:dose
相互作用点における放出総エネルギー
Ψ:エネルギーフルエンス
μ/ρ:質量減弱係数
[単位:Gy]
物質依存の関数
線量計算に利用するデータ
⇒ 水 or 水等価物質
一次線の減弱を計算
散乱線
水中における実効長に変換する手法
Mass-densityscalingmethod
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
ρ:massdensity
l:actual range
全ての物質を水と仮定し変換
electron-densityscalingmethod
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
eEPL:(water)equivalentpathlength(実効長)
r: 相互作用点
r0: 入射面上の点
ρe:electrondensity
l:actual range
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治療計画CT
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
CT値を相対電子密度へ変換
水中での相互作用と仮定
Monte Carlo法で計算
eEPLの算出
相互
作用点
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
0.5
0
convolution法のアルゴリズム
convolution/superposition法のアルゴリズム
-2000
-1000
0
1000
2000
3000
4000
5000
CT value (HU)
Med.Phys.v35(5),pp1932-1941
convolution法と基本的には同じ
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
T:TERMA
K:dosedepositionkernel
D:dose
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convolution法
convolution/superposition法
convolution法
convolution/superposition法
基準kernel(水) を一様に使用
周辺の電子密度により変形
基準kernel(水) を一様に使用
周辺の電子密度により変形
電子密度スケーリング法 (eEPL)
電子密度1
電子密度1
電子密度1
電子密度0.3
電子密度1
電子密度0.3
電子密度0.3
電子密度0.3
により部分的に拡大・縮小
相互作用点
・・・
・・・
・・・
線量付与点
convolution法
convolution/superposition法
基準kernel(水) を一様に使用
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
各アルゴリズムによる中心軸線量分布 (肺モデル)
(CMSMonaco Training Guideより)
放射線治療計画における
線量計算精度
計算アルゴリズム
convolution法
計算時間
均質領域
不均質領域
不均質領域境界
高い
低い
低い
評価指標の基礎
高速
馬込大貴,有村秀孝
九州大学大学院医学研究院
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*
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
* 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
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放射線治療の流れ
診察
放射線治療計画
治療計画
治療
1〜数日
1回10分程度
経過観察
腫瘍に対して必要な線量を集中し,
周囲の正常組織への線量を可能な限り少なくする.
放射線治療計画装置を
用いて,照射を行う範囲,
治療するビームの方向等を
決定する.
3次元の線量分布では,
どちらが良い治療計画なのか判断が難しい.
Dose Volume Histogram (DVH)
定義された領域内の線量と体積の関係を表すヒストグラム
Dose Volume Histogram (DVH)
定義された領域内の線量と体積の関係を表すヒストグラム
線量の高い方から累積する.
Volume (%)
Volume (cm3)
放射線治療領域では,通常,累積ヒストグラムのことを指す.
Dose (%)
DVHの比較前立腺癌回転照射vs IMRT*
Dose (%)
DVHの比較前立腺癌■回転照射vs ▲IMRT
3D-CRTvs IMRT
PTV
IMRT
回転照射
理想を書く
IMRTの方が良い治療計画!
回転照射
Rectum
IMRT
*IMRT: Intensity Modulated Radiation Therapy
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DVHの比較前立腺癌4門照射vs回転照射
DVHの比較前立腺癌▲4門照射vs■回転照射
PTV
4門照射
回転照射
どちらの治療計画が良い?
4門照射
Rectum
臓器によって重要な指標が異なる
回転照射
腫瘍(PTV)に対する主な線量評価指標
腫瘍
D95
一般的には,腫瘍全体に均一に線量が付与されるべき
直列臓器(脊髄,腸など)
95%以上の体積に照射されている線量 (Gy)
Homogeneity Index (HI)
一部分でも高線量が照射されると障害に繋がる
PTV内の最大線量 / PTV内の最低線量
並列臓器(肺,肝臓など)
Conformity Index (CI)
小体積であれば高線量が照射されても障害が起こらない?
PTV内の最低線量で囲まれる体積 / PTVの体積
曖昧でない「数値」として治療計画を評価する必要性
他にも様々な指標が考案されている.
肺に対する主な線量評価指標
D95
95%
平均線量
V20
20 Gy以上照射される肺の体積 (%)
V5
5 Gy以上照射される肺の体積 (%)
障害(放射線肺炎)が起こるかどうか,予測出来る指標が重要
D95
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V20
V20と放射線肺炎の関係
Cumulative incidence(%)
40% <V20
V20で分けた障害発生の予後のグラフ
32% <V20 < 40%
22% <V20 < 31%
V20 < 22%
V20
20 Gy
Graham MV, et al. RedJ 1999;45:323-329.
V5と放射線肺炎の関係
Vxの問題点
V5 ≦ 42%
V20で分けた障害発生の予後のグラフ
V5>42%
DVHのある点の値だけで,予後を予測するのは困難
Wang S, et al. RedJ 2006;66:1399-1407.
Kong FM, et al. SeminRadiatOncol 2007;17:108-120.
TCPとNTCP
臨床的に,重要なのは,
TCPとNTCPの関係
TCP
腫瘍が根治するのか? 障害が起こるのか?
NTCP
Tumor control probability (TCP)
Normal tissue complication probability (NTCP)
線量分布に基づき,腫瘍制御確率,
正常組織障害発生確率を数式で近似する.
Dose
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TCPとNTCPの関係
TCP
NTCP
Dose
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