放射線治療計画における線量分布計算方法 - 九州大...

•主な画像処理解析技術

放射線治療計画における

線量分布計算方法

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

放射線の直接作用と間接作用

OHOHOHOH322

eOHOH22

放射線の直接作用と間接作用

2

•腫瘍細胞は、一般に○○○○が激しく、放射線

により生じたＤＮＡの傷を修復できずに、死に

至る。

•正常細胞は、細胞分裂が少ないので、放射線に

より生じたＤＮＡの傷を修復し、放射線に耐え

ることができる。

腫瘍にはなるべく○○の線量を！

正常組織の線量はなるべく○○○！

放射線治療は腫瘍になぜ効くのですか？？

3

•腫瘍細胞は、一般に細胞分裂が激しく、放射線

により生じたＤＮＡの傷を修復できずに、死に

至る。

•正常細胞は、細胞分裂は少ないので、放射線に

より生じたＤＮＡの傷を修復し、放射線に耐え

ることができる。

腫瘍にはなるべく多くの線量を！

正常組織の線量はなるべく少なく！

放射線治療は腫瘍になぜ効くのですか？？

4

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）

(5) 治療 (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）

*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

5

治療計画に従って，患者セット

アップ，治療が行われる．

治療計画は，高精度な治療を行う

上で最も重要なステップ．

CTV：臨床的標的体積 (clinical target volume)

- GTV + subclinical な腫瘍浸潤や所属リンパ節を含む体積

ITV：内的標的体積 (internal target volume)

PTV：計画標的体積 (planning target volume)

GTV：肉眼的腫瘍体積 (gross tumor volume)

- 画像上で視認できる腫瘍体積

放射線治療における標的の定義 (ICRU report 50, 62)

*IM: internal margin

**SM: setup margin

PTV

ITV

CTV

GTV

IM*

SM**

2/31

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。

7

２．リスク臓器の入力

リスク臓器（正常組織）を設定。

8

３．ビームの設定

放射線の門数、エネルギー、投与線量などを設定する。

9

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、リスク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。

10

0

20

40

60

80

100

0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55

Volu

me (

%)

Dose (Gy)

0

5

10

15

20

25

0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55

Volu

me (

%)

Dose (Gy)

領域抽出精度は治療計画の最適化に影響

胸部CT画像と肺腫瘍領域積分型DVH

微分型DVH

PTV: D95, CI (conformity

index), HI (homogeneity index)

Lung: V5, V10, V20, mean dose

11

電子線

低エネルギーＸ線

60Coγ線

10 MV X線

陽子線

いろいろな放射線の１次元の線量分布

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）

12

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

13


線量分布計算

14

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

15

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

電子密度の違いによる吸収線量の差を考慮する必要がある

16

光子の補正電子の補正

誤差

一次線一回散乱線

多重散乱線

軸方向平衡

横方向平衡

境界領域

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

※ ○：考慮済み 17


誤差


多重散乱線

軸方向平衡

横方向平衡

境界領域


TAR比法 ○ 10-15%






※ ○：考慮済み

CT装置がなかった時代の単純な線量計算手法 • 一次光子線上の密度変化のみ考慮 • 散乱線を考慮しないため精度が悪い

18


誤差


多重散乱線

軸方向平衡

横方向平衡

境界領域


TAR比法 ○ 10-15%







実測ベース線量計算法 • CT装置の出現により，体内の不均質密度情報を利用 • 3次元の線量分布計算 • 一次散乱線を考慮

19


誤差


多重散乱線

軸方向平衡

横方向平衡

境界領域


TAR比法 ○ 10-15%







理論ベース線量計算法 • 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

20


誤差


多重散乱線

軸方向平衡

横方向平衡

境界領域


TAR比法 ○ 10-15%







理論ベース線量計算法 • 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 • 最も精度が高い • 計算時間が膨大

21


誤差


多重散乱線

軸方向平衡

横方向平衡

境界領域


TAR比法 ○ 10-15%






※ ○：考慮済み 22


誤差


多重散乱線

軸方向平衡

横方向平衡

境界領域


TAR比法 ○ 10-15%






※ ○：考慮済み 23

convolution法のアルゴリズム

convolution/superposition法のアルゴリズム

24



25

一次線の減弱を計算一次線

散乱線

dose deposition kernel

を掛け合わせる (散乱線による線量付与の計算) 26

h1 h2 h3

h4 h5 h6

h7 h8 h9

フィルタh

入力画像f

g

出力画像g

f1 f2 f3

f4 f5 f6

f7 f8 f9

27

一次線の減弱を計算

一次線

散乱線


を掛け合わせる (散乱線による線量付与の計算)

・・・

28

一次線の減弱を計算


を掛け合わせる (散乱線による線量付与の計算)

・・・

線量分布が

推定される

29

K：dose deposition kernel D：dose T：TERMA 30

32

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

33

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

Higher energy x-rays

Lower energy x-rays

or

ビルドアップの形成

- 物理モデルによる説明 -

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

物質中の荷電粒子にのみ付

与されたエネルギー

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

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

34

TERMA (Total energy released per unit mass)

定義式

[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 (m2 kg-1)

KERMA (Kinetic energy released per unit mass)

定義式

[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

μtr/ρ：質量エネルギー転移係数

(m2 kg-1)

35

Ψ：エネルギーフルエンス μ/ρ：質量減弱係数 [単位：Gy]

単位体積当たりに付与された総エネルギー

eEPL: (water) equivalent path length (実効長) r: 相互作用点 r0: 入射面上の点

線量計算に利用するデータ ⇒ 水 or 水等価物質

物質依存の関数

全ての物質を水と仮定し変換

36

水と骨の質量減弱係数

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

水骨

37

エネルギー依存の関数

入射X線：連続スペクトル

スペクトルの離散化

エネルギーごとで計算

単位体積当たりに付与された総エネルギー

38

Sheikh-Bagheri,

et al. Med. Phys.

2002; 29 : 391-

402

39

線源弱係数μと電子密度ρeの関係

Yang M, Med.Phys. v35(5), pp.1932-1941

ρ：物質密度 (g/cm3)

NA: アボガドロ数 (分子数/mol)

A: 分子量(g/mol)

Z: 原子番号

Kph: 光電効果の相互作用断面積と関係する定数

Kcoh: コヒーレント散乱の相互作用断面積と関係する定数

KKN: 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

40

相対線源弱係数μ*と相対電子密度ρe*の関係

Yang M, Med.Phys. v35(5), pp.1932-1941 41

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

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：mass density l: actual range

ρe：electron density l: actual range

42

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（％））

43

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

44

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

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：mass density l: actual range

ρe：electron density l: actual range

45

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

48

Analytical kernel Primary photon

dose deposition site

interaction site

r Θ

Anders Ahnesjo : Med.Phys. 1989 ; 16 (4) : 577-592. 49

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

50

治療計画CT


eEPLの算出

TERMAの算出


51

CT to ED 変換テーブル（CT装置ごとに測定する）

0

0.5

1

1.5

2

2.5

3

3.5

4

-2000 -1000 0 1000 2000 3000 4000 5000

Re

lati

ve e

lect

ron

de

nsi

ty

CT value (HU)

Med.Phys. v35(5), pp1932-1941 52

治療計画CT ED map

Matrix size: 200×400×250 Voxel size: 1×1×1 mm3 53

治療計画CT


eEPLの算出

TERMAの算出


54

0

40

eEPL (cm)

ED map eEPL map 55

治療計画CT


eEPLの算出

TERMAの算出


56

100

0

TERMA(%)

eEPL map TERMA distribution

0

40

eEPL (cm)

57

治療計画CT


eEPLの算出

TERMAの算出


58

100

0

DOSE(%)

TERMA distribution

Dose distribution

Dose deposition kernel

59



60

K：dose deposition kernel D：dose T：TERMA

convolution法と基本的には同じ

K：dose deposition kernel 61

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

62

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0.3

・・・

電子密度1

電子密度0.3

・・・

63

convolution法


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

64

convolution法


convolution/superposition法周辺の電子密度により線量付与カーネルを変形（全方向不均質補正）

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

・・・

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

65

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) 66

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: 563-573

67

計算アルゴリズム

線量計算精度

計算時間

均質領域不均質領域不均質領域境界

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 68

強度変調放射線治療（IMRT）

69

腫瘍形状に合わせて照射野内の線量分布を変調

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．

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－

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－

強度変調放射線治療（IMRT）

70

腫瘍形状に合わせて照射野内の線量分布を変調

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．

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－

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－

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

71

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＞

[picture] 強度変調放射線治療の臨床適用

計算線量分布 (RTPS)

実測線量分布 (フィルム)

比較解析黄：計算線量分布青：実測線量分布

患者に対しRTPSで最適化されたビームデータ

* RTPS: radiotherapy treatment planning system

Phantom

72

γ-解析

DTA (distance-to-agreement) の許容距離ΔdMと

線量差の許容線量ΔDM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

判定基準

：一致とみなす

：不一致

x

Dose

δ(r

r, r c

)

reference point (rr)

compared point (rc)

* Daniel A. Low, et al.: Med. Phys. 25 (5), 656-661, 1998.

ΔdM

ΔD

M

73


評価指標の基礎

74

放射線治療計画

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．

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． 75

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)

Dose (%)

Vo

lum

e (

cm

3)

線量の高い方から累積する．

76

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

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 Volume Histogram (DVH)

Dose (%)

Vo

lum

e (

%)

77

DVHの比較前立腺癌回転照射 vs IMRT*

*IMRT: Intensity Modulated Radiation Therapy

78

3D-CRT vs IMRT

理想を書く

DVHの比較前立腺癌 ■回転照射 vs ▲IMRT

IMRTの方が良い治療計画！

PTV

Rectum

回転照射

回転照射

IMRT

IMRT

79

DVHの比較前立腺癌４門照射 vs 回転照射

80

DVHの比較前立腺癌 ▲４門照射 vs ■回転照射

どちらの治療計画が良い？

PTV

Rectum

回転照射

４門照射

４門照射

回転照射

81

腫瘍

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）

一部分でも高線量が照射されると障害に繋がる

並列臓器（肺，肝臓など）

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？

臓器によって重要な指標が異なる

曖昧でない「数値」として治療計画を評価する必要性

82

腫瘍（PTV）に対する主な線量評価指標

D95

95%以上の体積に照射されている線量 (Gy)

Homogeneity Index (HI)

PTV内の最大線量 / PTV内の最低線量

Conformity Index (CI)

PTV内の最低線量で囲まれる体積 / PTVの体積

他にも様々な指標が考案されている．

83

D95

95%

D95 84

肺に対する主な線量評価指標

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

85

V20

V20

20 Gy 86

V20と放射線肺炎の関係

V20で分けた障害発生の予後のグラフ

Graham MV, et al. RedJ 1999;45:323-329.

40% < V20

22% < V20 < 31%

32% < V20 < 40%

V20 < 22%

Cum

ula

tive

in

cid

en

ce

(%)

87

V5と放射線肺炎の関係

V20で分けた障害発生の予後のグラフ

Wang S, et al. RedJ 2006;66:1399-1407.

V5 ≦ 42%

V5 ＞ 42%

88

Vxの問題点

DVHのある点の値だけで，予後を予測するのは困難

Kong FM, et al. Semin Radiat Oncol 2007;17:108-120.

89

放射線治療計画における 線量分布計算方法 - 九州大...

Documents

放射線治療計画における線量分布計算方法 - 九州大...