大阪大学がんプロ2014 02final export...| varian oncology systems...
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| VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
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
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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
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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
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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
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• 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
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• 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
IMRTの最適化処理
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• Upper Objective
• Lower Objective
• Objectives on a Line
線量制約の指定
IMRTの最適化処理
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
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Objective - Function
IMRTの最適化処理
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
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k i p N d Dmax
CF = pk di,k −Dmax,k( )2i=1
Nk
∑
10
Objective - Function
IMRTの最適化処理
リスク臓器に対する線量条件
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Normal Tissue Objective
IMRTの最適化処理
• 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
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• Where • r = Distance from target border • rstart = start of fall off • f0 = start dose (%) • f∞ = end dose (%) • k = Fall off
Normal Tissue Objective (NTO)
IMRTの最適化処理
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
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Smoothing Objectives
IMRTの最適化処理
• 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
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Minimize Dose Objective
IMRTの最適化処理
• 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
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• 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の最適化処理
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• 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
IMRTの最適化処理
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• 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
IMRTの最適化処理
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• 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
IMRTの最適化処理
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• Ray trace –
• Size of the beamlet • Leaf width x 2.5 mm
row = leaf pair
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Optimization - Field Representation
IMRTの最適化処理
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•
• 0.5cm
• 0.5cm Y
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Optimization - Target Masking
IMRTの最適化処理
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Beamlet - xj
Dose at point - di
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Optimization - Dose Computation
IMRTの最適化処理
• 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
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Optimization Algorithm
X1
X2
i2
i1
i3
i4in
Fobj
ddmin
Iso Fobj lines
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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
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Penalty Calculation
IMRTの最適化処理
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• 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
IMRTの最適化処理
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• MRDC
•
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誤差の少ない結果の為に
Intermediate Dose Calculation
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• 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
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Large Field IMRT
Segment 処理
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• LargeIMRT
•
•
Large Field IMRT
Segment 処理
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RapidArcの治療計画過程
Contouring
Field Setup
OptimizationMachine Parameters
Objectives
MRDC
Leaf Motions MU per deg
Auto adjust
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Leaf Motions MU per deg
AAA or Acuros XB 3D dose
calculation
Delivery
RapidArcの治療計画過程
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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
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• •
• • RT Administration
• Dose rate •
• / • 0.1 MU/deg •
• •
• •
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VMATの最適化処理
Constraints - Varian Delivery Platforms
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• • 30°
• Avoidance sectors • VMAT
• •
• Field size • Collimator, Couch rotation • Isocenter
• Arc geometry tool •
•
•
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VMATの最適化処理
Geometry
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■ 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
VMATの最適化処理
Avoidance Sectors
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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
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VMATの最適化処理
RapidArc - Arc Optimization (初期バージョン)
| VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
• resolution
• multi-resolution
•
•
•
•
“ ”
Control Points
Calculation direction
for arc segment
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VMATの最適化処理
Progressive resolution (現行)
| VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
• PRO3
•
•
• •
• resolution level •
| VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
VMATの最適化処理
Steps
| VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS38
New objectives: gEUD
•
•
•
THIS DOCUMENT AND ITS CONTENTS ARE VARIAN’S CONFIDENTIAL AND PROPRIETARY INFORMATION AND ARE DISCLOSED SOLELY FOR THE INFORMATION OF IMMEDIATE RECIPIENT ONLY. DO NOT DISSEMINATE.
| VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
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)
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Monte Calo等価な線量計算
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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?
より正確な線量計算(AcurosXB)
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Monte Calo等価な線量計算
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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
より正確な線量計算(AcurosXB)
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Monte Calo等価な線量計算
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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
より正確な線量計算(AcurosXB)
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Monte Calo等価な線量計算
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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
より正確な線量計算(AcurosXB)
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Monte Calo等価な線量計算
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不均質層での結果
2cm
8cm
4cm
5cm
11cm
Monte Carlo計算と同等の結果
より正確な線量計算(AcurosXB)
5cm(Water)
2cm(Titanium)
8cm(Lung)
4cm(Bone)
11cm(Water)
6MV, 5x5cm
Monte Calo等価な線量計算
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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
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9 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS 10 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
3/2
0
0
0
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•
•
•
•
•
•
17 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
•
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)}
18 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
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
19 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
• 1/2
(1)
(2)
(4) (1)
(3)
20 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
• 2/2
(8) (1)
(7)
(5) (2)
Z
21 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
•
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
27 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
E0TP
Z = E02 P
2
Z T2 (E0T)2 P2
1
28 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
2
(1) (2) T
50 60 M /m
100 M /m
29 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS 30 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
4MeV
6MeV
10MeV
P1
P2
P3
A
L m
ZT2 /m
V = 2 L P ZT2 i L ZT21 +
1
1
31 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
~0.4m ~1m
BuncherSection Regular SectionRF
2
32 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
~0.4m ~1m
BuncherSection Regular SectionRF
2
33 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS 34 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
Achromatic Bending Magnet System
X
270
C-Series HE Clinac
X
270
TrueBeam
37 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
e
zB
2a
2b
2d
38 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS
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
40 | VARIAN ONCOLOGY SYSTEMS