剂量分布运算装置、粒子射线治疗装置及剂量分布运算方法

技术领域

本发明涉及粒子射线治疗装置，该粒子射线治疗装置将质子、碳离子等粒子射束(粒子射线)照射到肿瘤等患部来进行治疗，其用于以粒子射束与患部的三维形状相匹配的方式照射规定的剂量。

背景技术

粒子射线治疗是利用加速器等设备将质子或碳离子等带电粒子加速到数百兆电子伏特左右并照射于患者，从而对体内的肿瘤施加剂量来治疗癌症的方法。此时，对于肿瘤而言，形成与医生指示的剂量分布即目标分布尽可能接近的剂量分布较为重要。大多情况下，目标分布是在肿瘤内剂量尽可能均一、且肿瘤外的剂量相比肿瘤内要尽可能低的分布。

一般而言，由加速器加速后的粒子射束照射到物体(包含人体)的情况下，物体内的三维剂量分布具有如下特性：即、在某一点处具有剂量最大峰值。将该剂量最大峰值称为布拉格峰。此外，在三维空间中的一点处具有剂量最大峰值的情况下，将该峰值位置定义为该粒子射束的“照射位置”。而利用具有上述那样峰值结构的粒子射束来三维地形成目标分布并不容易。

作为形成目标分布的方法之一，具有扫描照射法。为了使用该方法，首先使用如下机构：即、利用电磁体等使粒子射束在与粒子射束的前进方向即Z方向垂直的两个方向、即X及Y方向上任意地偏转。并且，需要通过粒子能量的调整将形成布拉格峰的位置在Z方向上任意地调整的功能。一般而言，进行粒子射束的输送及截断的粒子射束产生输送装置具备对粒子射束进行加速的加速器，该加速器具备能量调整功能。并且，在肿瘤内设定多个照射位置(也称为照射点)，利用上述两个机构对各个照射位置依次照射粒子射束。预先调整并决定分别施加于各照射位置的剂量的平衡，通过对施加于各照射位置的各个剂量分布进行合计，从而最终形成目标分布。

扫描照射法中，实际的照射中具有各种不确定因素，因此即使在计算上应该能获得目标分布，但可能实际获得的剂量分布并非是目标分布。不确定因素例如具有粒子射束量的时间变化、扫描电磁体的磁场的时间变化、迟滞现象、剂量监视器的灵敏度偏差、控制设备的信号延迟、噪声等。考虑到可能由于它们的影响而导致实际的剂量分布与计算值不同。

为了排除上述不确定因素，通常在制定了粒子射线治疗的计划后、实际对患者照射射束前，进行以与计划尽量相同的条件对模体(phantom)(患者替代物)实施射束照射，测定剂量绝对值(绝对剂量值)及剂量分布，确认是否与计划相一致的作业。将该作业称为患者QA(Quality Assurance：质量保证)。作为模体一般较多使用注入水槽中的水，利用设置于水中的剂量测定装置来测定剂量。从患者QA的目的来考虑，不仅希望确认肿瘤中心的绝对剂量值，也希望确认其周围的剂量分布，因此，希望在多个测定点测定剂量。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本专利第5555826号公报(0015段、0035段～0040段、图3)

专利文献2：日本专利第4936723号公报(0008段～0015段)

非专利文献1：T.Inaniwa,et al.,“Development of treatment planning forscanning irradiation at HIMAC(HIMAC扫描照射治疗计划的发展)”，核仪器和物理研究方法B 266(2008)2194-2198

非专利文献2：日本医学物理学会2008-2009年度研究援助课题“关于强度调制放射线治疗中的吸收剂量测定法的标准化的研究”研究报告书

发明内容

发明所要解决的技术问题

在粒子射线扫描照射中测定剂量分布时，在使用利用了通常的电离箱的剂量计的情况下，对于一次扫描照射仅能测定一点处的剂量。因此，在多个点测定剂量的情况下，不得不实施与测定点的数量相同次数的扫描照射，会耗费较多时间。此外，在一般的粒子射线治疗设施中，设定一周能照射的射束照射量的上限。患者QA需要按每一个患者来实施，因此若患者QA所花费的时间、照射次数增加，则存在治疗设施能接收、即能治疗的患者数变少的问题。

作为用于解决上述问题的简单方法，考虑一次测定多个点的剂量的方法。例如能通过使用放射线敏感性薄膜来一次性测定二维面内的剂量分布。然而，该方法中，存在薄膜生产的每一批次的偏差、剂量与薄膜灵敏度的辐射质量依赖性等问题，一般而言，与电离箱相比测定精度较低。作为一次性测定多个点的剂量的其他方法，也能排列多个较小的电离箱。然而，该方法中，由于工作精度、布线困难等，从而难以将电离箱的配置间隔设置得比约1cm更小。此外，撞击于电离箱的电极而散射的粒子射束可能会对其他的电离箱的测定值产生影响，因此认为测定精度降低。

专利文献1中记载了进行患者特有的IMRT验证的方法及器件。专利文献1的IMRT验证方法是基于二维检测器(二维计量检测器)的响应，再构建与射束相对应的照射光子通量(通过单位截面的球的粒子数)的分布，基于该再构建后的照射光子通量分布来计算三维的剂量分布的方法。专利文献1的IMRT验证方法是能仅根据二维的测定信息实现用于获得标的的三维图像中的三维的剂量分布的高速的患者QA的方法。然而，专利文献1的IMRT验证方法在要求三维剂量计算的高精度及高位置分辨率的情况下，随之也必需提高二维检测器中的二维检测的精度及位置分辨率，可能会导致二维检测器的开发、制造、使用方法变得困难。

专利文献2中记载有利用有限的数据量来进行放射线治疗系统的放射剂量分布的计算的方法及装置。专利文献2中，决定表现放射线射束的射束品质指数，基于射束品质指数利用参数化的剂量沉积内核来求出放射线剂量分布。在利用该方法的患者QA中，能排除因每个装置的偏差、特性、患者的肿瘤形状、照射野形状等引起的剂量计算的静态不确定性。然而，利用专利文献2的方法的患者QA难以排除例如射束量的急剧的时间变化、使扫描电磁体的电流值改变的控制电路的延迟、噪声等动态不确定性。

因此，本发明的目的在于，粒子射线扫描治疗的患者QA中，无需具有高位置分辨率的计量检测器，并且实现既排除了静态不确定性又排除了动态不确定性的患者QA。

解决技术问题的技术方案

本发明的剂量分布运算装置在粒子射线治疗装置利用扫描装置对治疗对象扫描粒子射束以进行粒子射线治疗时,运算粒子射线治疗装置施加于治疗对象的照射剂量分布，其特征在于，包括：射束信息存储部，在将粒子射束照射于治疗对象的替代物即模体的确认照射中，利用测定装置测定粒子射线治疗装置所产生的粒子射束的粒子射束信息，该射束信息存储部存储该测定粒子射束信息；以及合计剂量运算部，该合计剂量运算部基于测定粒子射束信息来运算照射剂量分布。

发明效果

本发明的剂量分布运算装置，基于测定粒子射束信息来运算照射剂量分布，因此无需具有高位置分辨率的剂量检测器，且无需模体内大量点处的剂量测定，就能实现既排除了静态不确定性又排除了动态不确定性的患者QA。

附图说明

图1是执行本发明的实施方式1的患者QA时的粒子射线照射装置的简要结构图。

图2是表示图1的剂量分布运算装置的结构的图。

图3是表示实现图2的功能模块的硬件结构的图。

图4是表示输入至图1的剂量分布运算装置的数据结构的示例的图。

图5是说明本发明的实施方式1的患者QA中的合计剂量分布与剂量评价点的示例的图。

图6是说明本发明的实施方式1的患者QA的流程的图。

图7是执行本发明的实施方式2的患者QA时的粒子射线照射装置的简要结构图。

图8是表示图7的剂量分布运算装置的结构的图。

具体实施方式

实施方式1.

图1是执行本发明的实施方式1的患者QA时的粒子射线照射装置的简要结构图。图2是表示图1的剂量分布运算装置的结构的图，图3是表示实现图2的功能模块的硬件结构的图。图4是表示输入至图1的剂量分布运算装置的数据结构的示例的图，图5是说明本发明的实施方式1的患者QA中的合计剂量分布与剂量评价点的示例的图。图6是说明本发明的实施方式1的患者QA的流程的图。一般而言，实施粒子射线扫描照射的粒子射线治疗装置50包括：产生治疗所需能量的粒子射束20的粒子射束产生装置1；向具备扫描装置3的粒子射线照射装置输送粒子射束20的射束输送装置2；以及使粒子射束20向与射束前进方向即z方向垂直的2个方向、即x方向及y方向偏转，从而粒子射束20能扫描患者位置的扫描装置3。

扫描装置3具备使粒子射束20向x方向偏转的x方向扫描电磁体4、及使粒子射束20向y方向偏转的y方向扫描电磁体5。粒子射线治疗装置50包括：控制粒子射束产生装置1开始射出粒子射束20及截断粒子射束20、扫描装置3扫描粒子射束20的控制部(未图示)；测定由扫描装置3扫描的粒子射束20照射至治疗对象(患者)的各照射位置的剂量值的剂量测定装置7；及检测用于计算由x方向扫描电磁体4及y方向扫描电磁体5扫描的粒子射束20通过的射束中的通过位置(中心位置)、尺寸的射束信息的位置监视器(未图示)。

在执行患者QA时，如图1所示，在治疗时要固定患者的位置配置模体21。执行患者QA时的粒子射线治疗装置50包括粒子射束产生装置1、射束输送装置2、扫描装置3、射束能量测定装置6、剂量测定装置7、射束中心轴测定装置8及剂量分布运算装置10。射束能量测定装置6测定粒子射束20中粒子的能量。射束能量测定装置6例如是薄膜闪烁探测器等。执行患者QA时的剂量测定装置7例如是电离箱，测定通过粒子射束20产生的电离离子的电荷数(单位电荷的计数值)。电离离子的电荷数与粒子射束20的射束量一一对应。射束中心轴测定装置8测定由x方向扫描电磁体4及y方向扫描电磁体5形成的射束中心轴的位置x、y。具体而言，射束中心轴测定装置8基于扫描装置3在粒子射束20的前进路径上产生的磁场强度B进行运算，来测定射束中心轴的位置即射束中心轴位置x、y。射束中心轴位置x为x方向的位置，射束中心轴位置y是y方向的位置。剂量分布运算装置10基于射束能量测定装置6在多个时刻、例如以规定的时间间隔Δt测定得到的测定能量E(t)、剂量测量装置7在多个时刻测定得到的测定电荷数Q(t)(测定射束量)、射束中心轴测定装置8在多个时刻测定得到的测定射束中心轴位置Px(t)、Py(t)，运算剂量分布。粒子射束20的能量E、测定射束量(测定电荷数Q)、测定射束中心轴位置Px、Py是粒子射束20的粒子射束信息。测定能量E(t)、测定射束量(测定电荷数Q(t))、测定射束中心轴位置Px(t)、Py(t)是测定粒子射束信息。

剂量分布运算装置10包括：存储图6的数据库信息36所记载的5个信息的数据库11、存储测定电荷数Q(t)的测定电荷存储部12、存储测定射束中心轴位置Px(t)、Py(t)的测定射束中心轴存储部13、存储测定能量E(t)的测定能量存储部14、合计剂量运算部15、计划剂量比较部16及通知警告的显示器、警告灯等警告显示部18。合计剂量运算部15、计划剂量比较部16通过由处理器98执行存储于存储器99的程序来实现。此外，也可以多个处理器98及多个存储器99相协作地执行上述功能。剂量分布运算装置10的详细在后阐述。

首先，对利用扫描照射提供给肿瘤体积(肿瘤区域)的合计剂量进行说明。扫描照射中在肿瘤体积(肿瘤区域)内设置多个点，向各点照射适当量的粒子射束20，从而例如如图5所示，形成所希望的合计剂量分布25。若将点编号设为j，模体21内的剂量评价点编号设为i，对第j个点照射1个粒子时施加于第i个剂量评价点pi的剂量设为d_i,j，施加于第j个点的粒子数设为w_j，点的总数设为n，则所有点的照射完成时施加于第i个剂量评价点pi的合计剂量D_i能如式(1)那样表示。

[数学式1]

为了使各剂量评价点pi的合计剂量D_i尽可能接近作为目标的剂量分布，需要在照射前计算施加于点的最佳的粒子数w_j的工序。将该工序称为治疗计划。适当地将粒子数w_j称为点粒子数w_j。

图5是决定了治疗计划中进行的点个数、位置及点粒子数w_j的一个示例。图5的纵轴是剂量，横轴是z方向的位置。图5中为了简便示出点配置、剂量分布均为z轴(射束前进方向)方向的一维的示例。图5中示出了4个点sp1、sp2、sp3、sp4、13个剂量评价点p1、p2、p3、p4、p5、p6、p7、p8、p9、p10、p11、p12、p13。剂量分布26是照射于点sp1的点粒子数的剂量分布。同样，剂量分布27、28、29分别是照射于点sp2、sp3、sp4的点粒子数的剂量分布。合计剂量分布25是将剂量分布26、27、28、29相加得到的剂量分布。肿瘤内的剂量评价点为8个，为剂量评价点p3至p10。肿瘤外的剂量评价点为5个，为剂量评价点p1、p2、p11至p13。

如图5所示，通过适当地决定提供给点sp1至sp4的粒子数w_j，能实现合计剂量分布25在肿瘤内较高、在肿瘤外较低。图5中，点个数为4个，剂量评价点为13个，但一般而言根据肿瘤尺寸配置更多且间隔更短的点和剂量评价点。此外，图5中为了简便，点配置与剂量分布均仅由z方向的一维来表示，但实际上根据肿瘤形状将点配置为包含x轴方向及y轴方向在内的三维。根据实际的肿瘤形状，也需要三维地计算剂量分布，因此剂量评价点也被三维地配置。

一般而言，与射束前进方向(z方向)垂直的方向、即x方向、y方向的点位置由射束偏转角(kick angle)决定，射束偏转角依赖于扫描装置3所形成的磁场强度而决定。此外，射束前进方向即z轴方向的点位置依赖于粒子射束20的射束能量而决定。因此，粒子射线治疗装置50通过调整粒子射束20的射束能量与扫描装置3的磁场强度，来调整点位置。

式(1)中，通过相加每个点的剂量分布，求出第i个剂量评价点pi的合计剂量分布。对同一对象照射粒子射束20结束后的剂量分布能按时间来相加，与式(1)同样地能如式(2)那样计算。

[数学式2]

此处，式(2)是将整个照射时间分为m个时间区间的情况。k是时间区间的编号。第i个剂量评价点pi中，将第k个时间区间中照射的粒子数定义为w_k，将第k个时间区间中一个粒子射束照射到滞留的射束的平均位置时施加于第i个剂量评价点pi的剂量(单位粒子剂量)定义为d_i,k。若将时间间隔设得足够短，则该式(2)能高精度地重现剂量分布。此处，时间间隔优选为与每一点所需时间同等程度或比其更短，例如考虑可以是数十微秒至1毫秒左右同一时间区间中的粒子数w_k与单位粒子剂量d_i,k相乘得到的w_kd_i,k是时间区间剂量。

某一时间区间中照射的粒子数w_k例如能由利用电离箱的剂量测定装置7来测定。一般而言，电离箱是因粒子射束20通过而产生电信号的设备，通过的粒子射束20的粒子个数与产生的电离离子的电荷数(单位电荷的计数值)之间具有比例关系。因此，若将某一时间区间的开始时至结束为止产生的总电荷数设为Q_k，总电荷数Q_k与粒子射束20的粒子数w_k之间的比例系数为C(E)，则能如式(3)所示那样求出粒子数w_k。总电荷数Q_k表示射束量，因此比例系数C(E)也能称之为粒子数w_k与射束量的比。另外，适当地将粒子数w_k称为照射粒子数w_k。

[数学式3]

w_k＝C(E)Q_k…(3)

此处，E是粒子射束20中粒子的能量。一般而言，比例系数具有能量依赖性，比例系数成为包含粒子射束20中的粒子的能量E的表达式。

比例系数C(E)需要在进行为了患者QA而向模体21照射粒子射束20的QA照射(确认照射)前预先获取。作为获取方法的一个示例，准备已知总电荷数Q_kr和粒子数W_kr的比例系数的参照用电离箱和QA照射时实际使用的QA用电离箱，能通过比较测定值来求得比例系数C(E)。具体而言，将参照用电离箱配置在QA用电离箱的下游侧，通过照射适当量的一定能量E的粒子射束20，能根据QA用电离箱的输出的粒子数w_k和根据参照用电离箱的输出求得的W_kr的比，来求得相对于该能量的比例系数C(E)。改变能量E并实施同样的测定，从而能知晓相对于任意的能量E的比例系数C(E)。

对于治疗中可能使用的所有能量E利用参照用电离箱及QA用电离箱来进行测定，获取C(E)并作为数据库进行存储是较为理想的。然而，为了节省测定成本，也考虑如下方法：仅对几个能量E进行测定，在它们之间进行线性插值，从而获得比例系数C(E)的函数。该情况下，需要充分验证、把握因使用插值而产生的近似精度，

粒子射束20中粒子的能量E能例如通过使用薄膜闪烁探测器等射束能量测定装置6来进行测定。作为射束能量测定装置6的其他示例，在射束从粒子射束产生装置1被输送至患者或模体21为止的路径上具有曲线部分的情况下，也考虑利用配置于射束路径的曲线部分的偏转电磁体的磁场的方法。具体而言，能根据配置于射束路径的曲线部分的偏转电磁体所产生的磁场强度与射束路径的曲率半径之间的关系来求出射束能量。

在式(2)中的剂量评价点是三维的情况下，能如下所示那样求得剂量d_i,k。已知能利用z方向的剂量分布、x方向的剂量分布、及y方向的剂量分布之积对三维剂量分布d(x,y,z)进行近似。在Inaniwa等的论文(非专利文献1)中，介绍了如下方法：如式(4)那样将对于一束射束的三维剂量分布d(x,y,z)因数分解为z方向、x方向及y方向各自的分布。

[数学式4]

d(x，y，z)＝d_z(z，E)×d_x(x-x₀，z，E)×d_y(y-y₀，z，E)…(4)

此处，x₀及y₀是深度z处一束射束的中心轴的坐标。根据该式(4)可知，z方向的剂量分布不依赖于x方向的坐标及y方向的坐标，而仅由z方向的坐标和射束能量E(射束的能量E)所决定，但x方向及y方向的剂量分布不仅根据x方向的坐标、y方向的坐标和射束能量E改变，也根据z方向的坐标与射束中心轴的位置(x₀,y₀)而改变。如上所述，与将每个点的剂量分布相加的情况相同，对于同一对象照射粒子射束20结束后的剂量分布也能按每个时间来相加，因此剂量评价点为三维的情况下的剂量d_i,k能分别因数分解为z方向、x方向及y方向的剂量，如式(5)所示。

[数学式5]

d_i，k＝d_z(z，E)×d_x(x，z，E)×d_y(y，z，E)…(5)

另外，对于任意的z坐标，d_z(z,E)是z方向的剂量分布，对于唯一的z坐标，d_z(z,E)是该z坐标的剂量值，因此根据z坐标是唯一的还是任意的来区分使用剂量分布、剂量。d_x(x,z,E)、d_y(y,z,E)也同样，对于任意的(x,y)坐标分别是x方向的剂量分布、y方向的剂量分布，但对于唯一的(x,y)坐标是该(x,y)坐标的剂量值，因此根据(x,y)坐标是唯一的还是任意的来区分使用剂量分布、剂量。第i个剂量评价点pi的坐标(x,y,z)唯一确定，因此d_z(z,E)、d_x(x,z,E)、d_y(y,z,E)分别是z方向的剂量、x方向的剂量、y方向的剂量。在考虑任意的第i个剂量评价点pi的情况下，表现为各方向的剂量分布。此外，对于D_i、d_i,k也同样，根据剂量评价点是唯一的还是任意的来区分使用剂量分布、剂量。在对于唯一的剂量评价点来使用的情况下，表现为合计剂量D_i、剂量d_i,k，在对于任意的剂量评价点来使用的情况下，表现为合计剂量分布D_i、剂量分布d_i,k。

式(4)中的射束中心轴的位置也能利用基于式(6)所表示的洛仑兹力的分析计算来求出。

[数学式6]

f＝qvB…(6)

此处，式(6)中的q、v、B分别是粒子的电荷、粒子的速度、施加至粒子的磁场的磁通密度。另外，仅在式(6)及洛仑兹力的说明中，将B作为磁通密度来进行说明。

射束中心轴的位置也可以事先直接测定并数据库化。即，在扫描装置3的下游侧放置位置监视器，产生某一磁场强度B的磁场，若在某一射束能量E下照射粒子射束20、并测定射束中心轴通过的位置，则根据扫描装置3与监视装置的配置距离可知粒子射束20的偏转角θ。能根据射束的偏转角计算出任意位置z(z坐标)的以射束中心轴为基准的x坐标及y坐标。较为理想的是，优选对于治疗可能使用的所有能量E及磁场强度B也事先进行该射束的偏转角θ的测定，但为了节省成本，也可以在获取了几个数据后利用线性插值。特别地，关于磁场强度B，根据洛仑兹力的定义期待磁场强度B与偏转角θ之间具有线性关系，因此能期待即使节省一定程度的测定而采用插值精度也可能不会下降。另外，将x方向的偏转角θ记为θ_x，将y方向的偏转角θ记为θ_y。此外，偏转角θ依赖于磁场强度B、位置z(z坐标)，因此适当地将偏转角θ_x记为θ_x(B,E)，将偏转角θ_y记为θ_y(B,E)。

关于式(4)及式(5)的z方向的剂量分布dz(z,E)，也能利用作为Bragg式而已知的理论来进行计算，但认为事先利用水模体(模体21)和剂量计来实际地测定，并数据库化是最简便的。在进行事先测定的情况下，将水注入水模体中并配置剂量计，边照射粒子射束20边将剂量计的位置向z方向移动，从而能获得分布。若在实施该测定前实施用于获取比例系数C(E)的测定，则将此时的QA用电离箱配置在上游，由此能获得所照射的粒子数w与水模体中的剂量d。并且，通过求得该比，能知晓对于一个粒子的剂量分布dz(z,E)。

关于式(4)的剂量分布d_x(x-x₀,z,E)、式(5)的剂量分布d_x(x,z,E)，能利用Moliere、Fermi-Eyges、Highland等的多重散射理论来进行计算。当然也可以事先利用水模体(模体21)和剂量计来实际地测定，并数据库化。该测定与剂量分布dz(z,E)的测定相比，剂量分布依赖于x和z双方进行变化，因此需要对所有的x、z实施测定，较为烦琐。因此，若使用以Geant4等被知晓的Monte-Carlo仿真工具，则能计算水模体(模体21)中的任意位置的每一粒子的剂量。具体而言，在执行Monte-Carlo仿真的情况下，通过输入模体21等物的形状、粒子射束20的能量、电离产生位置、产生方向、因扫描装置3的电磁体(x方向扫描电磁体4、y方向扫描电磁体5)而转向的射束中心轴位置等信息，从而能计算水模体(模体21)中的任意位置的每一粒子的剂量。然而，若执行Monte-Carlo仿真，则能比实测更高效的获得x方向的剂量分布d_x(x-x₀,z,E)、剂量分布d_x(x,z,E)。y方向的剂量分布、即式(4)的剂量分布d_y(y-y₀,z,E)、式(5)的剂量分布d_y(y,z,E)也同样。

在使用了Monte-Carlo仿真工具的情况下，不仅能直接求得一维方向的剂量分布，也能直接求得三维剂量分布d(x,y,z)，也能采用如下方法：即、事先求得三维剂量分布d(x,y,z)，将d(x,y,z)的信息作为数据库来保存。然而，若将扩展到三维的剂量分布存储于存储装置，则需要较多的存储器容量，因此需要将存储装置的性能与所需的数据精度考虑在内来研究以何种形式进行数据保持为好。

利用图6说明本发明的患者QA的流程。首先，在开始QA照射之前(起动设施时等)，作为事先准备，需要进行下述作业(数据库生成工序)：通过此前说明的方法来获取所需的数据，生成存储了数据库信息36所记载的5个信息的数据库11。第1个数据库是从剂量测定装置7的输出电荷数即测定电荷数Q(t)换算到粒子数w的系数、即比例系数C(E)。第2个数据库是z方向的剂量分布d_z(z,E)。第3个数据库是x方向的剂量分布d_x(x,z,E)。第4个数据库是y方向的剂量分布d_y(y,z,E)。第5个数据库是扫描装置3的电磁体(x方向扫描电磁体4、y方向扫描电磁体5)形成的磁场强度B与粒子射束20的偏转角θ_x(B,E)、θ_y(B,E)的换算表格。

接着，在实际对患者实施治疗时，首先进行CT拍摄，确定肿瘤的位置、形状，之后实施治疗计划装置所进行的治疗计划的制定(治疗计划生成工序)。来到基于治疗计划来对患者照射粒子射束20(治疗照射工序)的流程，在从治疗计划的制定到对患者进行照射为止的期间内的某一时刻，需要进行患者QA作业(患者QA工序)。患者QA一般在对患者进行照射的前一天进行的情况较多，但并不一定要如此。

基于进行患者QA时由治疗计划指示的每个点的粒子数w_j来对模体21照射粒子射束20(QA照射工序)。该QA照射工序是进行确认照射的工序，因此也能称之为确认照射工序。射束照射中，按每个预先设定的时间区间Δt，测定记载于测定值信息37的3个测定值即测定电荷数Q、测定射束中心轴位置Px、Py、测定能量E(QA数据测定工序)。测定电荷数Q(测定射束量)是按每个时间区间Δt测定的剂量测定装置7的电荷数即测定电荷数Q(t)(测定射束量的信息)的所有数据。测定射束中心轴位置Px、Py是按每个时间区间Δt测定的扫描装置3的x方向扫描电磁体4及y方向扫描电磁体5的磁场即测定射束中心轴位置Px(t)、Py(t)的所有数据。测定能量E是按每个时间区间Δt测定的粒子射束20的射束能量即测定能量E(t)的所有数据。

测定电荷数Q、测定射束中心轴位置Px、Py、测定能量E分别存储于测定电荷存储部12、测定射束中心轴存储部13、测定能量存储部14。测定电荷数Q也称为测定射束量，因此测定电荷存储部也能称之为测定射束量存储部。测定电荷数Q、测定射束中心轴位置Px、Py、测定能量E能如图4所记载的测定值存储信息35的数据结构那样进行汇总。在代表第1测定区间的时刻t1，测定电荷数Q(t1)、测定能量E(t1)及测定射束中心轴位置Px(t1)、Py(t1)被测定。在经过了时间区间Δt的时刻t2，测定电荷数Q(t2)、测定能量E(t2)及测定射束中心轴位置Px(t2)、Py(t2)被测定。每次经过时间区间Δt时，同样地，测定电荷数Q(t)、测定能量E(t)及测定射束中心轴位置Px(t)、Py(t)被测定。在代表最后的测定区间的时刻tn，测定电荷数Q(tn)、测定能量E(tn)及测定射束中心轴位置Px(tn)、Py(tn)被测定。另外，测定电荷存储部12、测定射束中心轴存储部13、测定能量存储部14可以不是剂量分布运算装置10内部的存储区域，而是外部的存储区域。

QA照射后，基于存储于测定电荷存储部12、测定射束中心轴存储部13、测定能量存储部14的各信息(测定电荷数Q、测定射束中心轴位置Px、Py、测定能量E)与数据库11的信息，剂量分布运算装置10计算模体21内的合计剂量分布D_i(合计剂量分布运算工序)。合计剂量分布运算工序中，运算记载于运算结果信息38的照射粒子数w_k、剂量分布d_i,k、合计剂量分布D_i这三个值。合计剂量运算部15利用式(3)根据每个测定区间的比例系数C(E)与相当于总电荷数Q_k的测定电荷数Q(t)来运算照射粒子数w_k。此外，合计剂量运算部15基于测定射束中心轴位置Px、Py、通过测定能量E选择的z方向剂量分布d_z(z,E)、x方向剂量分布d_x(x,z,E)、y方向剂量分布d_y(y,z,E)，利用式(5)运算剂量分布d_i,k。

详细说明合计剂量运算部15的运算动作。合计剂量运算部15从数据库11中读取出与测定能量E对应的比例系数C(E)，将测定电荷数Q(t)与比例系数C(E)相乘来运算照射粒子数w_k。此外，以第i个剂量评价点pi为例来说明合计剂量运算部15中的剂量分布d_i,k的运算。合计剂量运算部15从数据库11的z方向剂量分布d_z(z,E)导出第i个剂量评价点pi的z坐标、且与测定能量E相对应的z方向的剂量、即选择z方向剂量d_z。

合计剂量运算部15从数据库11的射束偏转角θ_x(B,E)、θ_y(B,E)导出与测定射束中心轴位置Px、Py及测定能量E相对应的x方向的偏转角(选择x方向偏转角)θ_x、y方向的偏转角(选择y方向偏转角)θ_y。合计剂量运算部15根据x方向的偏转角θ_x运算x坐标，从数据库11的x方向剂量分布d_x(x,z,E)导出与该x坐标、剂量评价点的z坐标及测定能量E相对应的x方向的剂量(选择x方向剂量)d_x。同样地，合计剂量运算部15根据y方向的偏转角θ_y运算y坐标，从数据库11的y方向剂量分布d_y(y,z,E)导出与该y坐标、剂量评价点的z坐标及测定能量E相对应的y方向的剂量(选择y方向剂量)d_y。

合计剂量运算部15基于导出的z方向的剂量d_z、x方向的剂量d_x、y方向的剂量d_y，利用式(5)将3个剂量d_z、d_x、d_y相乘，从而运算出剂量d_i,k。合计剂量运算部15按每个剂量评价点、每个时间区间运算剂量d_i,k，求出剂量分布d_i,k。合计剂量运算部15基于已经运算得到的照射粒子数w_k及剂量分布d_i,k，利用式(2)计算合计剂量分布D_i。

此外，剂量分布运算装置10在计划剂量比较部16中将计算得到的合计剂量分布D_i与治疗计划装置输出的剂量分布(计划剂量分布)D_ip进行比较。例如，根据非专利文献2，推荐施加剂量精度在肿瘤区域内为±3％，在肿瘤外区域为±4％以内。计划剂量比较部16比较所有剂量评价点pi的剂量，如式(7)那样运算施加剂量精度。

施加剂量精度＝(D_i-D_ip)/D_ip···(7)

在运算得到的施加剂量精度大于所述基准的剂量评价点有一个的情况下，计划剂量比较部16在警告显示部18显示警告。

如上所述，实施方式1的剂量分布运算装置10是粒子射线治疗装置50利用扫描装置3在治疗对象中扫描粒子射束20以进行粒子射线治疗时，运算粒子射线治疗装置50施加于治疗对象的照射剂量分布(合计剂量分布D_i)的剂量分布运算装置10，其特征在于，包括：在将粒子射束20照射于治疗对象的替代物即模体21的确认照射中，利用测定装置(射束能量测定装置6、剂量测定装置7、射束中心轴测定装置8)测定粒子射线治疗装置50所产生的粒子射束20的粒子射束信息，并存储该测定粒子射束信息的射束信息存储部(测定能量存储部14、测定射束量存储部(测定电荷存储部12)、测定射束中心轴存储部13)；以及基于测定粒子射束信息(测定能量E、测定射束量(测定电荷数Q)、测定射束中心轴位置Px、Py)运算照射剂量分布的合计剂量运算部15。实施方式1的剂量分布运算装置10通过该特征，基于测定粒子射束信息来运算照射剂量分布，因此无需具有高位置分辨率的剂量检测器，且无需模体21内大量点处的剂量测定，就能实现既排除了静态不确定性又排除了动态不确定性的患者QA。

此外，实施方式1的剂量分布运算装置10的粒子射束信息包含粒子射束20中的射束量、能量、射束中心轴位置，射束信息存储部包含：对在确认照射中的多个时刻测定粒子射束20的能量而得到的测定能量E(t)进行存储的测定能量存储部14；对在确认照射中的多个时刻测定粒子射束20的射束中心轴位置而得到的测定射束中心轴位置Px(t)、Py(t)进行存储的测定射束中心轴存储部13；及对在确认照射中的多个时刻测定粒子射束20的射束量而得到的测定射束量(测定电荷数Q(t))进行存储的测定射束量存储部(测定电荷存储部12)。实施方式1的剂量分布运算装置10的合计剂量运算部15的特征在于，通过将所有时间区间的时间区间剂量相加，从而运算治疗对象的运算对象点(剂量评价点pi)的剂量，该时间区间剂量通过将基于粒子射束信息被测定的时间区间的同一区间中的测定能量E(t)及测定射束量(测定电荷数Q(t))而求得的照射粒子数w_k与基于时间区间的同一区间中的测定能量E(t)及测定射束中心轴位置Px(t)、Py(t)而求得的由粒子射束20中的1个粒子施加的剂量即单位粒子剂量(剂量d_i,k)相乘而得到。实施方式1的剂量分布运算装置10通过该特征，合计剂量运算部15在每个时间区间中，基于测定能量E(t)、测定射束中心轴位置Px(t)、Py(t)及测定射束量(测定电荷数Q(t))来运算照射剂量分布，因此无需具有高位置分辨率的剂量检测器，且无需模体21内大量点处的剂量测定，就能实现既排除了静态不确定性又排除了动态不确定性的患者QA。

实施方式1的剂量分布运算方法是粒子射线治疗装置50利用扫描装置3在治疗对象中扫描粒子射束20以进行粒子射线治疗时，运算粒子射线治疗装置50施加于治疗对象的照射剂量分布(合计剂量分布D_i)的剂量分布运算方法，其特征在于，包括：对治疗对象的替代物即模体21照射粒子射束20的确认照射工序(QA照射工序)；在确认照射工序(QA照射工序)的多个时刻测定粒子射线治疗装置50所产生的粒子射束20的粒子射束信息即能量、射束量、射束中心轴位置，收集测定能量E、测定射束量(测定电荷数Q)、测定射束中心轴位置Px、Py的数据测定工序(QA数据测定工序)；以及基于时间区间的同一区间的测定能量E(t)、测定射束中心轴位置Px(t)、Py(t)及测定射束量(测定电荷数Q(t))运算照射剂量分布(合计剂量分布D_i)的合计剂量分布运算工序。实施方式1的剂量分布运算方法的特征在于，在合计剂量分布运算工序中，通过将所有时间区间的时间区间剂量相加，从而运算治疗对象的运算对象点(剂量评价点pi)的剂量，该时间区间剂量通过将基于时间区间的同一区间中的测定能量E(t)及测定射束量(测定电荷数Q(t))而求得的照射粒子数w_k与基于同一区间中的测定能量E(t)及测定射束中心轴位置Px(t)、Py(t)而求得的由粒子射束的1个粒子施加的剂量即单位粒子剂量(剂量d_i,k)相乘而得到。实施方式1的剂量分布运算方法通过该特征，无需具有高位置分辨率的剂量检测器，且无需模体21内大量点处的剂量测定，就能实现既排除了静态不确定性又排除了动态不确定性的患者QA。

实施方式1的粒子射线治疗装置50的特征在于，包括：产生粒子射线治疗所需能量的粒子射束20的粒子射束产生装置1；使粒子射束20朝向与射束前进方向垂直的2个方向偏转，并对照射对象的配置位置扫描粒子射束20的扫描装置3；将粒子射束20输送到扫描装置3的射束输送装置2；测定粒子射束产生装置1所产生的粒子射束20的能量的射束能量测定装置6；基于扫描装置3在粒子射束20的前进路径上产生的磁场强度进行运算并测定射束中心轴位置的射束中心轴测定装置8；测定粒子射束产生装置1所产生的粒子射束20的射束量的射束量测定装置(剂量测定装置7)；及运算由粒子射束20施加于照射对象的照射剂量分布(合计剂量分布D_i)的剂量分布运算装置10。实施方式1的粒子射线治疗装置50中的剂量分布运算装置10的特征在于，包括：在对治疗对象的替代物即模体21照射粒子射束20的确认照射中，利用测定装置(射束能量测定装置6、剂量测定装置7、射束中心轴测定装置8)测定粒子射线治疗装置50所产生的粒子射束20的粒子射束信息，并对该测定粒子射束信息进行存储的射束信息存储部(测定能量存储部14、测定射束量存储部(测定电荷存储部12)、测定射束中心轴存储部13)；及基于测定粒子射束信息(测定能量E、测定射束量(测定电荷数Q)、测定射束中心轴位置Px、Py)运算照射剂量分布的合计剂量运算部15。实施方式1的粒子射线治疗装置50通过该特征，基于测定粒子射束信息来运算照射剂量分布，因此无需具有高位置分辨率的剂量检测器，且无需模体21内大量点处的剂量测定，能实现既排除了静态不确定性又排除了动态不确定性的患者QA。

实施方式2.

图7是本发明实施方式2的执行患者QA时的粒子射线照射装置的简要结构图，图8是表示图7的剂量分布运算装置的结构的图。实施方式2的粒子射线治疗装置50与实施方式1的粒子射线治疗装置50的不同之处在于，在剂量分布运算装置10中具备测定剂量比较部17，该测定剂量比较部17将设置于模体21的剂量测定装置9的测定照射剂量D_tot与合计剂量运算部15运算得到的剂量分布的同一坐标的运算照射剂量D_totr的值进行比较。测定剂量比较部17通过由图3所示的处理器98执行存储于存储器99的程序来实现。此外，也可以多个处理器98及多个存储器99相协作地执行上述功能。

进行QA照射时，预先在模体21内的某处(例如在使用水槽作为模体21的情况下，水槽的中心等)配置剂量测定装置9。剂量测定装置9例如是电离箱。通过剂量测定装置9能测定对QA照射中的所有时间区间进行合计而得到的照射剂量的绝对值(所照射的绝对剂量值)。剂量分布运算装置10在测定剂量比较部17中读取剂量测定装置9测定到的照射剂量即测定照射剂量D_tot，并将测定照射剂量D_tot与合计剂量运算部15输出的运算照射剂量D_totr进行比较。测定剂量比较部17将由剂量测定装置9测定得到的测定照射剂量D_tot的值与剂量分布运算装置10的合计剂量运算部15输出的剂量分布的同一坐标的运算照射剂量D_totr的值进行比较。并且，测定剂量比较部17在测定照射剂量D_tot的值与运算照射剂量D_totr的值之差大于基准值(例如3％)的情况下，在警告显示部18显示警告。

实施方式2的剂量分布运算装置10在计划剂量比较部16基于合计剂量分布D_i与治疗计划装置的剂量分布D_ip进行比较而作出的警告的基础上，也能显示测定剂量比较部17基于测定照射剂量D_tot的值与运算照射剂量D_totr的值进行比较而作出的警告。实施方式2的剂量分布运算装置10包括测定剂量比较部17，因此能实施比实施方式1精度更高的患者QA。实施方式2的粒子射线治疗装置50的剂量分布运算装置10包括测定剂量比较部17，因此能实施比实施方式1精度更高的患者QA。

另外，本发明在其发明的范围内可以对各实施方式进行组合，也能对各实施方式适当地进行变形、省略。

标号说明

1粒子射束产生装置

2射束输送装置

3扫描装置

6射束能量测定装置

7剂量测定装置

8磁场测定装置

9剂量测定装置

10剂量分布运算装置

11数据库

12测定电荷存储部(测定射束量存储部)

13测定射束中心轴存储部

14测定能量存储部

15合计剂量运算部

16计划剂量比较部

17测定剂量比较部

20粒子射束

21模体

50粒子射线治疗装置

pi剂量评价点(运算对象点)

E测定能量

E(t)测定能量

Q测定电荷数(测定射束量)

Q(t)测定电荷数(测定射束量)

Px、Py测定射束中心轴位置

Px(t)、Py(t)测定射束中心轴位置

C(E)比例系数

d_i,k剂量(单位粒子剂量)或剂量分布

w_k粒子数(照射粒子数)

D_i合计剂量或合计剂量分布(照射剂量分布)

D_ip剂量或剂量分布(计划剂量分布)

Q_k总电荷数(射束量)

D_tot测定照射剂量

D_totr运算照射剂量

d_z>

d_x>

D_y>

d_z(z,E)z方向的剂量或剂量分布(z方向剂量分布)

d_x(x,z,E)x方向的剂量或剂量分布(x方向剂量分布)

D_y(y,z,E)y方向的剂量或剂量分布(y方向剂量分布)

θ_x>

θ_y>

θ_x(B,E)x方向的偏转角

θ_y(B,E)y方向的偏转角。