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５社による治療装置と計画装置の共演

Varianの提案するIMRT/VMAT

文部科学省がんプロフェッショナル養成基盤推進プラン第2回　大阪大学放射線治療セミナー (医学物理編)

株式会社バリアンメディカルシステムズ販売支援部　金子勝太郎


Varian装置によるIMRT

IMRT実現の為のキーコンポーネント

直線加速器治療計画装置

機械精度

線量率制御

MLC 最適化ソフトLMC

線量計算


Varian装置によるIMRT

品質担保の為に必要な作業

再現在のある患者固定法の選択

マージンの決定近畿大学奥村先生からの資料より

必要な輪郭の指示IAEA

GTV CTV ITV

PTV

TREATED VOLUME

IRRADIATED VOLUME

OAR

PRV

ICRU50/62

線量制約の統一

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IMRTの治療計画の過程

Contouring

Field Setup

(Optional) BAO Optimization

Fluence Optimization

Optimal Fluence

Objectives


Leaf Motion CalculationLMC Parameters MLC Parameters

Actual Fluence Leaf Motions

3D dose calculation

AAA, PBC, Acuros XB algorithm

Delivery

Optimal Fluence

IMRTの治療計画の過程


• 最適化の為のフルエンスの広さを決定

• ターゲットの輪郭データをアイソセンター面に投影

• ターゲット輪郭を5mm拡張した領域をフルエンスが存在する領域とする

• 複数のターゲットを指示する事が可能 • それぞれのターゲットは最低線量を指示している

• 計算した領域にビームレットを設定する

IMRTの最適化処理

前処理ターゲットのマスク


• 臨床目標となる線量指定 • IMRT最適化とRapidArcの制約条件

• 線量分布 • NTO

• IMRT最適化のみの機能 • フルエンススムージング

• 制約には優先度指定あり • Relative number

(0 – 1000) • Defines importance

of the objective

線量制約の指定



• Upper Objective

• Lower Objective

• Objectives on a Line

線量制約の指定


臓器への最大線量を指示する指定線量以上でペナルティターゲットとリスク臓器で利用

臓器への最小線量を指定する指定の線量以下でペナルティターゲットにのみ使用

ラインで指示した目的関数となる同じプライオリティを使用


Objective - Function


i=d

p CF

CF = u Dmin − di( )2 + o di −Dmax( )2( )i=1

N

∑

N= uDmin oDmax

腫瘍に対する線量条件


k i p N d Dmax

CF = pk di,k −Dmax,k( )2i=1

Nk

∑

10

Objective - Function


リスク臓器に対する線量条件


Normal Tissue Objective


• 腫瘍の外側の線量の勾配を定義する

• 腫瘍の周りの線量のホットスポットを最少化する

• パラメータ • 腫瘍境界からの距離 • 開始と目標線量 • 減少の割合


• Where • r = Distance from target border • rstart = start of fall off • f0 = start dose (%) • f∞ = end dose (%) • k = Fall off

Normal Tissue Objective (NTO)


f (r) =f0e

−k(r−rstart ) + f∞(1− e−k(r−rstart ) ), r ≥ rstart

f0 , r < rstart

⎧⎨⎪

⎩⎪

ペナルティーの計算式


Smoothing Objectives


• よりスムーズなフルエンスパターンの作成 • 近辺のフルエンスの値の違いを調べる • X方向とY方向とで独自に設定をする

X方向：Varian MLCでのリーフの駆動方向，MU値への寄与が大きいY方向：MU値への寄与はさほど無い，Tongue & Groove効果の最小化


Minimize Dose Objective


• 照射野毎のフルエンスのホットスポットの最小化に寄与する • 照射野の重なり部分で出来るホットスポットが解消

• ターゲット外部でのホットスポットの最小化にはNormal Tissue Objectiveの利用を推奨する


• 最適化の手法 • Beamlet (IMRT) • 照射野のウェイト

• Base dose plan • Maximum number of iterations • Maximum optimization time

Optimization Parameters



• IMRTの線量評価をする為のポイントを各臓器内に設定 • 重なり合った領域ではそれぞれの輪郭に関連付きます

• 組織内を均一として計算します

Point SamplingとCalculation Grid



• 線量計算のグリッドは最適化では使用しません • 計算点は輪郭には依存しません • 輪郭の不均質を補償します

Point SamplingとCalculation Grid



• ポイント群はEIPのモジュールを使ってサンプルします．Optimization - Volume Representation



• Ray trace –

• Size of the beamlet • Leaf width x 2.5 mm

row = leaf pair


Optimization - Field Representation



•

• 0.5cm

• 0.5cm Y


Optimization - Target Masking



Beamlet - xj

Dose at point - di


Optimization - Dose Computation


• EclipseはTarget Maskingの結果からそれぞれの照射野のフルエンスサイズを決定する

• それぞれのPointへのBeamletの線量寄与が計算される

• 最適化の処理の中で, Beamletの“ウェイト”を変化させる


Optimization Algorithm

X1

X2

i2

i1

i3

i4in

Fobj

ddmin

Iso Fobj lines


BA

C1

2

p1 > 40w1 = 100

p2 < 20w2 = 50

BA

C1

2

A B C 1 2

d 37 41 38 22 23

(d 9 1 4 4 9

violate? 1 0 1 1 1

penalty 900 0 400 200 450

Σ 1300 650

Nextiteration

A B C 1 2

d 38 40 39 21 22

(d 4 0 1 1 4

violate? 1 0 1 1 1

penalty 400 0 100 50 200

Σ 500 250

Gain 800 400


Penalty Calculation



• 目的(ペナルティ)関数は統合され全ての項目が一つになる

• 目的関数の結果が小さくなる事が目標となる • 全ペナルティ(黒線)が常に下降する

• 目的数値は途中で変更してよい • 目的関数の非連続性を許可

Fobj = FPTVallPTVs

∑ + FCriticalallCS

∑ + FNTO∑ + FSmoothXYFields

∑ + FMin.DoseFields

∑

Objective function



• MRDC

•


誤差の少ない結果の為に

Intermediate Dose Calculation


• optimal fluenceからactual fluenceへ変換 • LMCのパラメータ

• 照射方法 • Sliding Window • Multiple Static Segments • None

• 固定ジョーオプション • Field size definition

Leaf Motion Calculator

Segment 処理


Large Field IMRT

Segment 処理


• LargeIMRT

•

•

Large Field IMRT

Segment 処理


RapidArcの治療計画過程

Contouring

Field Setup

OptimizationMachine Parameters

Objectives

MRDC

Leaf Motions MU per deg

Auto adjust


Leaf Motions MU per deg

AAA or Acuros XB 3D dose

calculation

Delivery

RapidArcの治療計画過程


VMATの最適化処理

■ Couch structures may be added to account for attenuation of the treatment couch.

■ Numerous Varian couches are available

■ Rails can be positioned in or out, for both left and right

■ Couch position may be adjusted

Create Couch Structure


• •

• • RT Administration

• Dose rate •

• / • 0.1 MU/deg •

• •

• •



Constraints - Varian Delivery Platforms


• • 30°

• Avoidance sectors • VMAT

• •

• Field size • Collimator, Couch rotation • Isocenter

• Arc geometry tool •

•

•



Geometry


■ 回転毎に2つの回避セクタを設定可能 ■ 回転範囲をゼロ線量にするように線量率を0にする

■ リーフは移動をするが線量を低減出来る

■ 15° の角度が最小値


Avoidance Sectors


Progressive Resolution Optimization (PRO) Starts with few directions (control points)

Optimizes the MLC motion, Dose Rate, Gantry Speed for each control point

Respects MLC, Gantry Speed Constraints



RapidArc - Arc Optimization (初期バージョン)


• resolution

• multi-resolution

•

•

•

•

“ ”

Control Points

Calculation direction

for arc segment



Progressive resolution (現行)


• PRO3

•

•

• •

• resolution level •



Steps

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New objectives: gEUD

•

•

•

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速度分布関数f(x,v,t)を考える．ここで，x,vはそれぞれ位置、速度でf(x,v,t)dxdvは位相空間の体積要素dxdv内の粒子数を表す．希薄気体では粒子間の相互作用は２つの粒子の衝突だけが効き，３つ以上の粒子が同時に相互作用する多体衝突は無視できる．するとこの速度分布関数の時間発展は

ボルツマン方程式とは？

という方程式に支配される．これがボルツマン方程式で，右辺をボルツマン衝突項と言う．そしてそのカッコ内の第一項は衝突によって速度vの粒子が生まれる過程を，第２項は衝突によって速度vの粒子が失われる過程を表す．

より正確な線量計算(AcurosXB)


Monte Calo等価な線量計算


ボルツマン移送方程式を使うメリットは？

確率論的(Stochastic)な手法 (Monte Carlo法) - ランダムな粒子の相互作用や移送を間接的に求める

決定論的(Deterministic)な手法 - 離散化した位相空間変数による無限粒子による効果をシミュレーションする

解析的(Analytic)な手法 - 理想的な状態にのみ対応可能で，現在のところ実用化されていない

AcursoXBは決定論的手法でLBTEを計算する

ボルツマン方程式とは？





物質データの追加 CT画像を利用した場合は密度3.0以上ではエーラが発生する．物質データを指定する必要がある





Initial Phase Space

Modified Phase Space

qγprim= 一次光子ソース qγsec = 二次光子ソース qecont = 混入電子ソース

qγγunc = 一次散乱光子ソース qγeunc = 一次散乱電子生成ソース qeeunc = 一次散乱電子ソース

患者体内のビームソースをレイトレース





衝突光子の挙動

衝突光子の挙動

衝突電子の挙動

衝突電子の挙動

CutOff エネルギ以下

TERMA Kernel

Superpositionの計算方法 AcurosXBの計算方法 MonteCarloの計算方法計

入射光子の挙動





不均質層での結果

2cm

8cm

4cm

5cm

11cm

Monte Carlo計算と同等の結果


5cm(Water)

2cm(Titanium)

8cm(Lung)

4cm(Bone)

11cm(Water)

6MV, 5x5cm


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3

270

MLC

COPYRIGHT 2010 VARIAN MEDICAL SYSTEMS

6

2704

Stand Gantry

Clinac Beam

7 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS

Clinac Beam

Stand Gantry

4



3/2

0

0

0


•

•

•

•

•

•


•

z

x

y

E

H

Ex = E0 sin { (z / c – t)}Hy = H0 sin { (z / c – t)}E0 / H0 = / ( 376.7

c = 1 /

E H

•

S = E H

– zEx = E0 sin { (z / c + t)}By = – B0 sin { (z / c + t)}


TM010

Ez z r = b 0d

2b z

Ez

d

V = E0 cos t dz

= E0 cos z / v + t0 dz

= V0 T cos t0

d/2

d/2

d/2

d/2

t = t0 z = 0

V0 = E0 dT = sin < 1T

d2v

d2v

2b EzE0

r


• 1/2

(1)

(2)

(4) (1)

(3)


• 2/2

(8) (1)

(7)

(5) (2)

Z


•

1/4 /2/2

1/3 2/32/3

1

1

d

2b z

A B C D

t = 0

t = T041

t = T021

T0 1/f

g/2

A B C D

/2

0 Z


E0TP

Z = E02 P

2

Z T2 (E0T)2 P2

1


2

(1) (2) T

50 60 M /m

100 M /m


4MeV

6MeV

10MeV

P1

P2

P3

A

L m

ZT2 /m

V = 2 L P ZT2 i L ZT21 +

1

1


~0.4m ~1m

BuncherSection Regular SectionRF

2


~0.4m ~1m

BuncherSection Regular SectionRF

2


Achromatic Bending Magnet System

X

270

C-Series HE Clinac

X

270

TrueBeam


e

zB

2a

2b

2d


BF = e B

B

= B(z) d z2

1

d zP / e

1 2

1

ze

B

z1 z2

= B (z) d z

= 10-6P / e

1-

P / e1

58

a2 + d2a b n I

E = 10 (MeV) a = 0.1(m) b = 0.1(m) d = 0.1(m) nI = 100(A)

B = P / e = 0.035(T m) By (0) = 4.6 10-4 (T) 2.3mrad


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