(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
治療装置であって、
撮像ゾーン内の磁気共鳴撮像データの組を獲得するよう適合された磁気共鳴撮像システムであって、磁場を発生させる手段を備える磁気共鳴撮像システムと、
前記撮像ゾーン内の前記磁場の磁場線とビームとがある角度をなすように、被験者内の標的ゾーンに向けて、荷電粒子ビームを誘導するよう適合された誘導手段であって、前記角度は、０度以上３０度以下であり、前記撮像ゾーンは前記標的ゾーンを含む誘導手段と、
前記磁気共鳴撮像データの組を使用して前記被験者内の前記標的ゾーンの位置を判定するゾーン判定手段と、
算出された軌道が前記標的ゾーンに達するように前記磁場を表す磁場データを使用して前記ビームの軌道を算出する軌道算出手段と、
前記ビームが前記算出された軌道をたどるように前記算出された軌道を使用して前記誘導手段を制御するよう適合された制御手段と
を備える治療装置。
【請求項２】
請求項１記載の治療装置であって、前記軌道算出手段は、前記被験者内の前記ビームのエネルギ喪失を算出するよう適合され、前記軌道算出手段は、前記エネルギ喪失を使用して、前記算出された軌道を調節する治療装置。
【請求項３】
請求項２記載の治療装置であって、前記誘導手段は、粒子ビームのブラッグ・ピークが前記標的ゾーン内にあるように、必要な運動エネルギ以上の運動エネルギを有する荷電粒子を備える荷電粒子ビームを誘導するよう適合され、前記ビーム誘導手段は、前記ブラッグ・ピークが前記標的ゾ―ン内にあるように前記ビームの前記ブラッグ・ピークの位置を調節する調節可能な減衰器を更に備える治療装置。
【請求項４】
請求項１、２、又は３に記載の治療装置であって、前記誘導手段は、前記撮像ゾーン内の前記磁場の磁場線との間の５度以上２５度以下の角度をビームが囲むように更に適合され、前記軌道算出手段は、前記標的ゾーンに前記ビームを向ける前記ビームの算出された２つ以上の軌道を算出するよう適合され、ビーム制御手段は、前記ビームに前記標的ゾーン外の前記被験者の一部分の露出を最小にするために治療中に、前記２つ以上の算出された軌道間で切り換えるよう適合される治療装置。
【請求項５】
請求項１乃至４の何れか一項に記載の治療装置であって、前記磁気共鳴撮像システムは、周期的な間隔で前記磁気共鳴撮像データの組を獲得するよう適合され、前記ゾーン判定手段は、周期的な間隔で獲得された前記磁気共鳴撮像データの組を使用して前記標的ゾーンの動きを監視するよう更に適合され、前記ゾーン判定手段は、周期的な間隔で獲得された前記磁気共鳴撮像データの組を使用して前記ビームの軌道に沿って前記被験者の内部の動きを監視するよう更に適合され、前記軌道算出手段は、前記標的ゾーンの動きを補償するために前記算出された軌道の前記算出を調節するよう適合され、前記ビーム制御手段は、前記算出された軌道に対する調節を使用して前記ビーム軌道を調節するよう適合された治療装置。
【請求項６】
請求項１乃至５記載の治療装置であって、前記誘導手段は、前記ビーム軌道を調節するための荷電粒子光学系を備え、前記誘導手段は、前記ビームを備える前記荷電粒子のエネルギを調節する調節可能な減衰器を更に備える治療装置。
【請求項７】
請求項１乃至６の何れか一項に記載の治療装置であって、前記誘導手段は、前記磁場を発生させる手段に対して移動するよう適合された治療装置。
【請求項８】
請求項１乃至７の何れか一項に記載の治療装置であって、前記治療装置は、前記治療装置の動作中に前記被験者の位置を調節するよう適合された被験者支持部を更に備える治療装置。
【請求項９】
請求項８記載の治療装置であって、前記誘導手段の向きは、前記磁場を発生させる手段に対して固定しており、被験者支持部は、前記治療装置の動作中の回転運動に更に適合される治療装置。
【請求項１０】
請求項１乃至９の何れか一項に記載の治療装置であって、前記ゾーン判定手段は、前記治療装置を使用して治療を計画するために計画データを受け取るよう更に適合され、前記ゾーン判定手段は、前記磁気共鳴撮像データの組を使用して所定の基準を前記計画データが満たすかを確認するよう適合され、前記ゾーン判定手段は、前記計画データが所定の規準を満たさない場合に、荷電粒子ビームの生成の一時停止、計画データが正確でない旨のオペレータへの警告、計画データの調節、オペレータからの、前記計画データに対する訂正の受け取りのうちの少なくとも１つを行うよう適合された治療装置。
【請求項１１】
請求項１乃至１０のうちの何れか一項に記載の治療装置であって、前記磁気共鳴撮像システムは、前記撮像ゾーン内の荷電粒子の軌道を測定するよう適合され、前記ビーム制御手段は、前記測定された軌道を使用して前記ビームの軌道を調節するよう適合された治療装置。
【請求項１２】
請求項１乃至１１のうちの何れか一項に記載の治療装置であって、前記誘導手段は、プロトン、炭素核、及び原子核のうちの少なくとも１つを備える荷電粒子ビームを誘導するよう適合された治療装置。
【請求項１３】
請求項１乃至１２のうちの何れか一項に記載の治療装置であって、前記磁場を発生させる手段は、少なくとも第１のサブマグネット及び第２のサブマグネットを備え、前記第１のサブマグネット及び前記第２のサブマグネットは、前記撮像ゾーンが、前記第１のサブマグネットと前記第２のサブマグネットとの間にあるように構成され、前記第１のサブマグネットは第１の中央領域を囲み、前記第２のサブマグネットは第２の中央領域を囲み、前記磁場を発生させる手段の磁場線は、前記第１の中央領域及び前記第２の中央領域を通って進む治療装置。
【請求項１４】
請求項１３記載の治療装置であって、前記第１のサブマグネットは、第１のマグネットの中央領域を囲む第１の中央表面と交差する、前記磁場を発生させる手段から離れる側の方を向く外部表面を有しており、前記ビームが進むことを可能にする、前記第１の中央表面と上記外部表面との間の斜切表面が存在している治療装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被験者内の標的ゾーンへの荷電粒子の誘導に関する。
【背景技術】
【０００２】
荷電粒子ビーム治療では、高エネルギ荷電粒子ビームが被験者の標的ゾーンに向けられる。荷電粒子を備えた前述のビームと物質との相互作用の主要な機構はクーロン力による。クーロン衝突の断面は、２つの粒子の相対速度が減少するにつれて増加する。荷電粒子ビームは、被験者を通って進むにつれ、エネルギを一層速く喪失する。この効果は、粒子ビームのエネルギの大半が、ビーム経路の終端近くに付与されることである。したがって、ブラッグ・ピークと呼ばれるビーム経路の終端に付与された大きなエネルギ・ピークが存在している。
【０００３】
この理由で、荷電粒子ビーム治療は、被験者に対する総線量を最小にする一方で、腫瘍標的に対する高線量の非常に高い精度の供給を可能にする。しかし、ビームの経路内の解剖学的構造のわずかな移動も、元の線量計画からの、供給された線量のかなりの逸脱につながり得る。したがって、リアルタイム撮像を使用して、標的を追跡し、標的及び器官の動きにビームを適合させることが望ましい。
【０００４】
荷電粒子ビーム治療の場合、ビームの供給中のリアルタイムＭＲＩは実行できない。ＭＲＩに関連付けられた強い磁場が、荷電粒子の経路を標的に向けて劇的に影響を及ぼすからである。
【０００５】
静磁場が、被験者の体内の画像を生成するための手順の一部として原子の核スピンをアラインさせるために磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）スキャナによって使用される。ＭＲＩスキャンの間、送信器コイルによって生成される無線周波数（ＲＦ）パルスは、局所磁場に対する擾乱をもたらし、核スピンによって発せられるＲＦ信号は受信器コイルによって検出される。前述のＲＦ信号は、ＭＲＩ画像を構成するために使用される。前述のコイルはアンテナと表すことも可能である。更に、送信器及び受信器コイルは、両方の機能を行う単一のトランシーバ・コイルに一体化することも可能である。トランシーバ・コイルという語の使用も、別個の送信器コイル及び受信器コイルが使用されるシステムを表す。
【０００６】
米国特許第６６７５０７８号明細書及び対応する欧州特許第１１２１９５７号明細書は、プロトン・ビーム治療をＭＲＩと組み合わせる治療装置を開示している。ＭＲＩは、プロトン・ビーム治療を標的化し、ゲート制御するために使用される。
【０００７】
ＰＣＴ特許出願９９／３２１８９号明細書は、ＭＲＩ及び放射線治療システムの組合せに関する。前述の開示されたシステムは、磁気共鳴撮像システム、放射線治療ビームの誘導システムとともに回転する磁場を発生させるガントリ搭載コイル組を有しており、照射領域に対する放射線治療の影響を検出する。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
本発明は、請求項１記載の治療装置を提供する。本発明の実施例は従属クレームに記載している。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明の実施例によれば、治療装置は、マグネットの上部における開口部を通って入る、固定の荷電粒子誘導手段と組み合わせた垂直場ＭＲＩスキャナを備える。垂直場ＭＲＩスキャナは、高磁場オープンＭＲＩスキャナとしても知られている。この構成は、ＭＲＩマグネットの磁場により、荷電粒子経路の曲率を削減する。一実施例では、荷電粒子ビームは、マグネットの垂直軸に対して約２０度の角度で配向させる。このことは、荷電粒子ビーム線上の複雑な回転システムの必要なしに、垂直軸を中心に被験者支持部を回転させることにより、複数場治療の適用を可能にする。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本発明の実施例による、治療装置の実施例を示す、理想化した断面図である。
【図２】本発明の実施例による、治療装置の実施例を示す断面透視図である。
【図３】本発明の実施例による、治療装置の実施例を示す断面透視図である。
【図４】１．０テスラの磁気共鳴撮像システムの磁場内の算出されたプロトン・ビーム軌道を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
本発明の実施例は、撮像ゾーンにおける磁気共鳴撮像データの組を獲得するよう適合された磁気共鳴撮像システムを備えた治療装置を提供し、磁気共鳴撮像システムは磁場を発生させる手段を備える。治療装置は更に、撮像ゾーン内の磁場の一角度の磁場線をビームが囲むように、被験者内の標的ゾ―ンに荷電粒子のビームを誘導するよう適合された誘導手段を更に備え、上記角度は、０度以上３０度以下であり、撮像ゾーンは標的ゾーンを含む。治療装置は、磁気共鳴撮像データの組を使用して被験者内の標的ゾーンの場所を判定するゾーン判定手段を更に備える。
【００１２】
撮像ゾーン内の磁場線に対して粒子ビームが形成する角度を制限することにより、荷電粒子のビームの軌道に対する磁場の影響が軽減される。これは、磁場線に並列の速度成分が、磁場によって影響を受けないからである。磁場線に対して垂直の速度成分は、磁場線の周りに歳差運動をもたらし、磁場線の周りに、スパイラルに似た軌道をもたらす。
【００１３】
ビームが通過するマグネットの他の部分内、及び撮像ゾーン内の磁場の方向及び強度は、高い精度で知られており、荷電粒子の軌道は高い信頼度で予測することが可能である。
【００１４】
誘導手段は、粒子加速器からの荷電粒子のビームを誘導することが可能である。使用することが可能な荷電粒子加速器の例には、サイクロトロン、シンクロトロン、又は線形加速器がある。誘導手段は、磁気共鳴撮像システムに向けて高エネルギ粒子を誘導するためのシステムを備え得る。誘導手段は、荷電粒子のビームを備える荷電粒子の軌道を変えるための荷電粒子光学系も備え得る。ゾーン判定手段は、磁気共鳴撮像データをセグメント化し、標的ゾーンの位置を判定し、標的ゾーンを囲み、ビ―ム経路に存在している被験者内の構造の位置を判定することができるコンピュータ・プログラム・プロダクトとして実現することが可能である。誘導手段は、荷電粒子ビームの軌道を偏向するために、帯電板及び帯電物体、並びに荷電粒子ミラーを含み得る。
【００１５】
磁気共鳴撮像データを獲得するために使用されるパルス系列は、標的ゾーンを位置特定するよう合わせ、更に、荷電粒子ビームによって容易に損傷し得る高リスク器官を位置特定するよう合わせることが可能である。
【００１６】
別の実施例では、ビームを備えた荷電粒子は、粒子ビームのブラッグ・ピークが標的ゾーン内にあることが必要である運動エネルギ以上の運動エネルギを有する。ブラッグ・ピークは、荷電粒子ビームからのエネルギの大半が付与される場所である。この実施例は効果的である。荷電粒子は、標的ゾーンに達するのに十分なエネルギを有しているからである。
【００１７】
別の実施例では、ビーム制御手段は、ブラッグ・ピークが標的ゾーン内にあるようにビームのブラッグ・ピークの位置を調節するために、調節可能な減衰器を更に備える。この実施例は効果的である。減衰器は、荷電粒子ビームを備える粒子のエネルギを変えることができるからである。これは、粒子がどの程度深く、被験者に入り込むことが可能であるかに影響を及ぼし、エネルギの大半がどこに付与されるかを定める。減衰器を使用することは効果的である。荷電粒子ビームのエネルギを非常にすばやく調節することが可能であり、被験者の外部及び内部の動きを補償するために使用することが可能である。標的ゾーン内にエネルギの大半を付与することは重要である。粒子ビームによるエネルギの付与は局所化され、標的ゾーンの外部の領域にビームが向けられた場合、被験者は傷つき得るからである。
【００１８】
別の実施例では、治療装置は、算出された軌道が標的ゾーンに達するように磁場を表す磁場データを使用してビームの軌道を算出する軌道算出手段と、ビームが、算出された軌道をたどるように、算出された軌道を使用して誘導手段を制御するよう適合された制御手段とを更に備える。
【００１９】
磁気共鳴撮像システムは、磁場を発生させる手段を備える。これは超伝導マグネットであり得る。磁気共鳴撮像に使用される大きな磁場の影響は、磁場が、磁場内の荷電粒子の軌道を偏向することである。しかし、磁場データを使用すれば、磁場内の荷電粒子ビームの軌道は厳密に算出することが可能である。これは、誘導手段が、被験者内の標的ゾーンに荷電粒子のビームを誘導することを可能にする。
【００２０】
この実施例は効果的である。磁場データの知識を使用して、荷電粒子の軌道を算出することが可能であるからである。このようにして、荷電粒子ビームは、厳密に標的ゾーンに向けることが可能である。このことにより、粒子ビームが、標的ゾーン外の領域に向けられ、被験者を傷つける確率が減少する。
【００２１】
磁場データは、磁場を発生させる手段の設計の知識から算出される磁場データであり得るか、又は、直接測定し、後に再び呼び出すために、例えば、ルックアップ・テーブルに記憶し得る。これは、磁場データを使用し、次いで、小さな時間ステップでビーム内の荷電粒子の軌道を算出することによって実現することが可能である。基本的には、粒子の動きの式は時間上で積分される。
【００２２】
制御手段はコンピュータとして、又はコントローラとして実現することが可能であり、算出手段によって算出された軌道をビームの軌道がたどるように誘導手段を制御するよう適合させることが可能である。
【００２３】
別の実施例では、軌道算出手段は、被験者内のビームを備える荷電粒子のエネルギ喪失を算出するよう適合され、軌道算出手段は、エネルギ喪失を使用して、算出された軌道を調節する。これは効果的である。荷電粒子ビームは、物質を通って流れるにつれ、徐々にエネルギを喪失する。このエネルギの変動は、磁場内の荷電粒子の軌道に影響を及ぼす。粒子の速度が遅いほど、一定の磁場内に、より大きな曲率が存在し、これを考慮に入れると、軌道が高精度で算出されることを可能にする。
【００２４】
別の実施例では、誘導手段は、ビームが撮像ゾーン内の磁場の磁場線で５度以上２５度以下の角度を囲むように更に適合され、角度は好ましくは１５度以上２０度以下である。軌道算出手段は、ビームを標的ゾーンに向けるビームの算出された２つ以上の軌道を算出するよう適合され、ビーム制御手段は、標的ゾーンの外部の被験者の一部分の、ビームに対する露出を最小にするために、２つ以上の算出されたビーム軌道間で切り換えるよう適合される。
【００２５】
この実施例は効果的であり得る。粒子ビームが磁場線と、わずかな角度をなす場合、軌道は、円形状に磁場線の周りを螺旋状に進むからである。これは、ビームの軌道及びエネルギが変えられた場合、標的ゾーンに対する２つ以上の軌道を求めることが可能であることを意味している。これは効果的である。粒子ビームにより、標的ゾ―ンに向けた、被験者を介した２つ以上の経路を求めることが可能であるからである。これは、標的ゾーン外の領域によって受けた照射線量を削減するために使用することが可能である。放射線線量は、被験者のより大きな部分にわたって分散させ得、それにより、意図していない損傷の可能性が削減される。
【００２６】
別の実施例では、ＭＲＩシステムは、周期的な間隔で磁気共鳴撮像データの組を獲得するよう適合される。これは効果的である。ＭＲＩデータは、反復して獲得し、標的ゾーンの動き、被験者の動き、及び被験者内の内部の動きを追跡するために使用することが可能であるからである。この実施例では、ゾ―ン判定手段は、周期的な間隔で獲得された磁気共鳴撮像データの組を使用して標的ゾーンの動きを監視するよう更に適合される。これは、荷電粒子ビームによって損傷し得る周囲の器官の位置、及びゾーン判定手段の位置を検出することができるセグメンテーション・アルゴリズムによって実現することが可能である。
【００２７】
ゾーン判定手段は、周期的な間隔で獲得される磁気共鳴撮像データの組を使用してビーム軌道に沿って被験者の内部の動きを監視するよう更に適合される。これは、ビーム軌道に対して垂直の内部の動き及び平行の内部の動きを含む。これは効果的である。粒子ビームの軌道に影響を及ぼし得る被験者内の内部の動きが存在し得るからである。例えば、粒子ビームが軟組織、又は肋骨などの骨材を通って進んでいる場合、粒子ビームの減衰は異なる。軌道算出手段は次いで、この情報を使用して、粒子ビームを標的ゾーンに向ける軌道を適切に算出することが可能である。この理由で、軌道算出手段は、軌道の算出中に使用されるビーム軌道に沿った被験者の動き、及び標的ゾーンの動きを補償するよう適合される。ＭＲＩデータが獲得される間隔は、補償すべき移動の速度によって求められる。例えば、膀胱の充満を補償するために、ＭＲＩデータは、呼吸が補償された場合よりも遅い速度で獲得される。
【００２８】
別の実施例では、誘導手段は、ビーム軌道を調節する荷電粒子光学系、及びビームを備える荷電粒子のエネルギを調節する調節可能な減衰器を備える。荷電粒子光学系は、大きな電圧電位まで増加させることが可能な構造、電極、磁石、及び電磁石を含み得る。これらは、荷電粒子ビームの軌道を偏向又は調節するために使用することが可能な磁場又は電場を発生させる。
【００２９】
調節可能な減衰器は、ビームを含む荷電粒子の経路を中断する物体として実現することが可能である。荷電粒子は主に、クーロン力を使用して、それを通って進むその物質と相互作用する。その結果、荷電粒子の速度が遅くなるにつれ、囲んでいる物質とのその相互作用は、より可能性が高くなる。減衰器の効果は、ビームを含む荷電粒子のエネルギを低減することである。この効果は、荷電粒子ビームが被験者に入り込むことが可能な深さを低減することである。減衰器は、荷電粒子ビーム源と、ビームが被験者に入る直前との間のどこにでも配置し得る。減衰器が、誘導手段の手前、又は誘導手段内にある場合、荷電粒子ビームのエネルギは変動し、エネルギにおけるこの変動は、補償する必要があり、誘導手段は、荷電粒子のビームがそれを通るその正しい軌道を有していることを確実にするためにエネルギの変動に適合することができる必要がある。
【００３０】
減衰器を被験者近くに配置することは、誘導手段の多くの部分が、粒子ビームの変動するエネルギに適合可能でなくてよいという利点を有する。欠点は、プロトンなどの荷電粒子が、減衰器が放射性を有することになる核反応をもたらし得る確率が存在していることである。しかし、これは、使用されている荷電粒子のタイプに依存し、減衰器として使用される材料にも依存する。
【００３１】
別の実施例では、誘導手段は、磁場を発生させる手段に対して移動させるよう適合される。この実施例は効果的である。誘導手段を別々の場所に移動することが可能であり、このようにして、同じ標的ゾーンに対する種々の軌道を求めることが可能であるからである。このことにより、より大きな領域にわたる標的ゾーン内でなく、被験者が放射線量を受けることが可能になる。このことにより、被験者に対する損傷の可能性が低減する。
【００３２】
別の実施例では、治療装置は、治療装置の動作中に被験者の位置を調節するよう適合された被験者支持部を更に備える。この実施例は効果的である。被験者支持部は、治療中に、粒子ビームに対して、被験者の位置を変えることが可能であるからである。
【００３３】
別の実施例では、誘導手段の向きは、磁場を発生させる手段に対して固定しており、被験者支持部は、治療装置の動作中の回転運動に更に適合される。
【００３４】
この実施例は効果的である。被験者支持部の回転運動は、ビーム内の種々の位置に被験者を移動させることができるからである。これは、被験者の部位全てにビームで達することを可能にし、更に、ビームが被験者を通って標的ゾーンに達するための複数の経路を可能にする。
【００３５】
別の実施例では、ゾーン判定手段は、治療を計画するための計画データを受け取るよう更に適合される。ゾーン判定手段は、更に、磁気共鳴撮像データの組を使用して所定の基準を計画データが満たしているかを確認するよう適合される。荷電粒子ビームによって治療が行われる場合、医師は、通常、Ｘ線によるコンピュータ断層撮像や磁気共鳴撮像などの医療撮像システムを使用して被験者の３次元画像を得て、次いで、この３次元データに基づいて被験者の治療を計画する。この実施例は、計画データが所定の基準を満たしているかを確認し、被験者の解剖学的構造が、計画データが生成された際に使用された解剖学的構造に実際に近いかを判定する。
【００３６】
粒子加速器の費用が高いことにより、治療装置の一部である別の医療撮像システムを使用して１つの場所において計画データを生成することが可能である場合がある。更に、被験者の内部の解剖学的構造が変わっていることがあり得る。計画は医師によって行われたからである。例えば、個人が、より多くの脂肪を有し得る。又は、前立腺を治療する場合、計画中よりも多くの液体又は少ない液体で前立腺を満たし得る。計画データは、所定の基準との比較によって検証することが可能である。計画データが所定の基準を満たさなかった場合、荷電粒子ビームの生成の一時停止の動作、計画データが正確でない旨のオペレータへの警告の動作、計画データの調節の動作、及び、オペレータからの、計画データの訂正の受け取りの動作のうちの少なくとも１つを行うことが可能である。計画データが正確でない場合、荷電粒子のビームの発生を停止させることが有益である。このことは、荷電粒子が、意図されていない被験者の部位を横切ることを妨げるからである。計画データが正確でない旨をオペレータに警告することは効果的である。その場合、治療が適切に進まないほど、被験者の解剖学的構造と、計画中に使用される解剖学的構造との間に十分な相違が存在しているということをオペレータが分かっているからである。ゾーン判定手段はセグメンテーション・アルゴリズムを使用して実現することが可能であり、計画データは、セグメント化されたＭＲＩ画像を使用して調節することが可能である。これは効果的である。解剖学的構造におけるわずかな変動が、システムにより、自動的に補償することが可能であるからである。更に、運動及び呼吸は、治療計画において補償することが可能である。例えば、呼吸による、ビーム経路内外の肋骨の運動は、治療中にエラーをもたらし得る。しかし、ＭＲＩ画像を使用すれば、この運動は補償することが可能であり、治療計画を調節することが可能である。
【００３７】
計画データに対する訂正を受け取ることは効果的である。熟練オペレータ又は医師は次いで、計画データに対して訂正を手作業で行うことが可能であるからである。
【００３８】
別の実施例では、磁気共鳴撮像システムは、画像ゾーン内の荷電粒子の軌道を測定するよう適合される。ビーム制御手段は、測定された軌道を使用してビーム軌道を調節するよう適合される。この実施例は特に効果的である。磁気共鳴撮像システムは、荷電粒子ビームがとる経路を直接、測定することができるからである。この情報は次いで、ビーム軌道を調節するためにビーム制御手段によって使用される。これは、算出された軌道の検証を提供し、更に、被験者の標的ゾーン外の領域が粒子ビームによって照射されない可能性を低減する。粒子ビームの軌道は、別々のいくつかの手法を使用して磁気共鳴撮像によって測定することが可能である。
【００３９】
手法１：ＭＲラーモア周波数、又はラーモア周波数の副高調波でビームを律動的に送ることにより、ＭＲ励起の手段として治療荷電粒子ビームを使用する
手法２：ＢＯＬＤに似たＭＲ系列との組合せで、二乗平均平方根（ＲＭＳ）ビーム電流のディフェージング効果を使用する
手法３：ビーム相互作用生成物の常磁性挙動によるディフェージング効果を使用する。
【００４０】
プロトン・ビームの検出の可能性を示す推定は以下の前提を使用して行われる。
【００４１】
プロトン・ビームは非常に狭く、側方の寸法は、最大、ブラッグ・ゾーン１ｍｍ未満、好ましくはブラッグ・ゾーン０．１ｍｍ未満である。
【００４２】
ビームは短いパルスを含み、反復周波数は５０乃至１００ＭＨｚの範囲内にあり、ピーク・ビーム電流は１００マイクロアンペア程度である。
【００４３】
ＲＭＳビーム電流は、０．１マイクロアンペアのレベルに達し得る（臨床治療システムにおける電流レベルは０．０１−０．０２マイクロアンペアである）。
【００４４】
一治療セッションに必要なプロトン・パルス列の持続時間は、分程度である。
【００４５】
前述の前提を使用すれば、ビーム電流は、その軌道周りで循環する磁場を発生させる。磁場は、１／ｒで低下する（ｒは、ビームの中心までの距離である）。半径０．１ｍｍでは、０．１マイクロアンペアの電流によるＢ場は１．３ナノテスラである。１００マイクロアンペアの場合、０．１ｍｍでの磁場は１．３マイクロテスラである。
【００４６】
手法１の例：
プロトン加速器からくるパルスは、１００ＭＨｚ程度の非常に安定した高い反復周波数を有する（これは、プロトンを生成するシンクロトン又はサイクロトンの設計パラメータである）。ＭＲＩシステム及びプロトン加速器は、ビーム・パルス反復周波数がＭＲ共鳴周波数にちょうど等しいように互いにマッチングすることが可能である、その場合、プロトン・ビーム周りの磁場は、定常ＭＲ励起パルスとして組織プロトンに作用する。ビームＲＦ場のＭＲ効果は、加速器のパルス反復周波数をわずかに修正することにより、又は、（勾配コイル・システムに組み入れられたＢ０コイルを使用して）ＭＲバックグランド・マグネットの磁場にわずかなオフセット磁場を加えることによって、オン及びオフを切り換えることが可能である。ビーム場のＭＲ励起効果は、多くのやり方で画像における可視の効果に変換し得る。１つのやり方は、唯一のＭＲ励起としてビーム場を使用し、結果として生じるＭＲ信号を使用して画像を作成することである。前述の撮像は非常にすばやく行うことが可能である。ビームに非常に近いボクセルのみが信号を発するからである。基本的には、ビームは３つの投影から再構成することが可能である。あるいは、ビーム関連ＲＦ場の効果は、ビームが通って進むボクセルからくる信号を変調して、（逆回復系列などの）ＲＦプレパルスとして使用することが可能である。ビームが通って進むボクセルからのＲＦ信号の生成を抑制して、飽和パルスとしてビームＲＦ場を使用することも考えられる。ＭＲ励起効果は、プロトン・パルスの反復周波数がラーモア周波数の位相同期副高調波である場合にも生じる。一般に、プロトン・パルスの列の周波数スペクトルが、ラーモア周波数における周波数成分を含む場合、このプロトン・パルス列はＭＲ励起をもたらす。
【００４７】
ビームを撮像するよう適合された治療装置は、
ＭＲ共鳴及びプロトン・ビーム・パルス反復に対して同一の周波数、
サブシステム間の正確な周波数ロック、及び
ＭＲスキャナの合計Ｂ０場、又は加速器周波数を変調することにより、ＭＲ共鳴とオフ共鳴との間で切り換えるための手段
の、設計上の特徴のうちの１つ又は複数を有し得る。
【００４８】
手法２の例：
ＲＭＳビーム電流は、ビームが通って進むボクセル内の共鳴周波数を変調するビーム周りにＲＭＳ磁場を発生させる。平均ビーム電流０．１マイクロアンペアでは、ビームの中心から０．１ｍｍにおける周波数オフセットは約０．０５Ｈｚである。血中酸素濃度依存（ＢＯＬＤ）コントラスト・ファンクショナル撮像などのＭＲ検出手法を使用して、この周波数オフセットを視覚化することが可能である。この手法を使用したビームの視覚化には、周期的にプロトン・ビームの送信を中断し、送信されるプロトン・ビームがあるＭＲ画像、及び送信されるプロトン・ビームがないＭＲ画像を比較することが関係する。プロトン・ビームの可視性を向上させるために、ＭＲディフェージング効果が必要な時間中にＲＭＳビーム電流を増加させることが可能である。例えば、平均電流を、大半の時間の間、０．０２マイクロアンペアのレベルに維持する一方、ＭＲ獲得ウィンドウの開始と、ＲＦ励起パルスとの間の間隔において０．２−１．０マイクロアンペアに増加させることが可能である。この場合、ビーム電流の増加させた振幅の部分のデューティ・サイクルは５％程度であり得る。プロトン供給システムの前述の制限された高振幅動作は、部品の加熱により、電流が制限される場合、おそらく許容可能であろう。
【００４９】
手法３の例：
プロトンは組織のイオン化をもたらす。そうして形成されたフリー・ラジカルは常磁性になり、組織のＴ２緩和時間の局所の減少をもたらす。したがって、この効果は、Ｔ２感応性撮像系列を使用して視覚化することが可能である。
【００５０】
別の実施例では、荷電粒子ビームは、プロトン、炭素核、及び原子核のうちの少なくとも１つを備える。プロトン、炭素核、及び別の原子核は、荷電粒子ビームは、十分なエネルギを有している場合に、それらの大きな質量で被験者に深く入り込むことができる。
【００５１】
別の実施例では、磁場を発生させる手段は、少なくとも第１のサブマグネット及び第２のサブマグネットを含み、撮像ゾーンが第１のサブマグネットと第２のサブマグネットとの間にあるように第１のサブマグネット及び第２のサブマグネットが配置され、第１のサブマグネットは第１の中央領域を囲み、第２のサブマグネットは第２の中央領域を囲み、磁場を発生させる手段の磁場線は第１の中央領域及び中央領域を通って進む。この実施例は効果的である。被験者を受容するよう適合された大きな領域が２つのサブマグネット間に存在し得るからである。
【００５２】
別の実施例では、第１のサブマグネットは、第１のマグネットの中央領域を囲む第１の中央表面と交差する磁場を発生させる手段から離れる側の方を向く外部表面を有しており、ビームが進むことを可能にする、第１の中央表面と上記外部表面との間の斜切表面が存在している。この実施例は効果的である。上記粒子ビームを、撮像ゾーン内の磁場線に対して、より大きな角度で発射することを可能にするからである。
【００５３】
本発明の好適な実施例を以下に、例示の目的でのみ、かつ、図面を参照して説明する。
当該図中で同じ符号を付した構成要素は、同じ構成要素であるか、又は同じ機能を行う。更に、最終２桁が同じ符号も、同じ構成要素、又は同じ機能を行う構成要素を表す。機能が同一の場合、先行して記載している構成要素は、必ずしも後の図で記載する訳でない。
【実施例】
【００５４】
図１は、本発明の実施例による、治療装置の実施例の、理想化した断面図を示す。前述の図は、荷電粒子１１０のビームを誘導するよう適合された誘導手段１０８及びＭＲＩシステム１００を示す。ＭＲＩシステム１００は第１のサブマグネット１３４及び第２のサブマグネット１３６を備える。前述の２つのサブマグネット１３４、１３６は円柱状であり、磁場線は、サブマグネット１３４及び１３６の中心を通って進む。磁場線１０４が事実上、互いに平行である撮像ゾーン１０６が存在している。この領域内で、被験者１１６のＭＲＩ画像を作成することが可能である。ＭＲＩ画像を獲得するために、トランシーバ・コイル１１２が使用される。トランシーバ・コイル１１２はＲＦトランシーバ１１４に接続され、上記トランシ―バ１１４はコンピュータ１２２のハードウェア・インタフェース１２４と通信する。ＭＲＩデータの空間符号化が勾配コイル１４８によって行われる。この実施例では、サブマグネット１３４、１３６に隣接した勾配コイル１４８が存在している。第１のサブマグネット１３４に対する勾配コイル１４８は、誘導手段１０８のビーム管を受容するよう適合された開口部１５８を有する。この開口部は、荷電粒子ビーム１１０が勾配コイル１４８を通って進むことを可能にする。別の実施例では、勾配コイル１４８の隣に搭載されたＲＦコイル１１２が存在している。他の実施例では、ＲＦコイル１１２が、被験者１１６に載せてあることがあり得、又は、ＲＦコイル１１２を受容するよう適合されたホルダによって保持され得る。
【００５５】
コンピュータ１２２は、マイクロプロセッサ１２６及びユーザ・インタフェース１３２を更に備える。ユーザ・インタフェース１３２は、命令を受け取り、データをオペレータに向けて表示するよう適合させる。マイクロプロセッサ１２６はコンピュータ・プログラム・プロダクト１２８を実行するよう適合される。コンピュータ・プログラム・プロダクトは、ＭＲＩシステム１００、誘導手段１０８、及び粒子加速器を制御し、実行させるよう適合することが可能である。コンピュータ・プログラム・プロダクトは、ゾーン判定手段１３０を備える。ゾーン判定手段１３０は、ＭＲＩデータをセグメント化し、被験者１１６の解剖学的構造並びに内部器官、及び標的ゾーン１２０の位置を判定するよう適合されたセグメンテーション・モジュールとして実現することが可能である。
【００５６】
誘導手段１０８は、撮像ゾーン１０６内の標的ゾーン１２０において、荷電粒子１１０のビームを発射する。撮像ゾーン１０６内では、粒子ビーム１１０の軌道が一角度１１８をなす。磁場線１０４に対して粒子ビーム１１０の軌道がなす角度１１８、及び磁場の強度は、粒子ビームが磁場によってどれだけ偏向されるかを定める。この図では、磁場線１０４が第１の中央領域１３８及び第２の中央領域１４０を通って進むことがこの図で分かる。
【００５７】
図２は、本発明の実施例による、治療装置の実施例の断面透視図を示す。治療装置は、磁気共鳴撮像システム２００を備える。磁気共鳴撮像システムは第１のサブマグネット２３４及び第２のサブマグネット２３６を備える。サブマグネット２３４、２３６は、冷却槽２４４及び超伝導コイル２４６を有する。超伝導コイル２４６は、磁場を発生させるために使用される。第１のサブマグネット２３４は第１の中央領域２３８を有し、第２のサブマグネット２３６は第２の中央領域２４０を有する。磁場線は前述の２つの中央領域２３８、２４０を通って進む。２つのサブマグネット２３４、２３６間には、２つのコールド・サポート２４２が存在している。コールド・サポート２４２は、２つのサブマグネット２３４、２３６間の機械的な剛接続、及び超伝導の電気接続を提供するよう適合される。平行移動及び回転の動きに適合され、粒子ビーム２１０が被験者の何れかの部分に達することができるように被験者を移動させるよう適合される被験者支持部２０２が存在している。平行移動及び並列の動きの組合せを有することにより、粒子ビームは同じ標的ゾーンに達することが可能な複数の軌道を有する。これは効果的である。標的ゾーン外の被験者に対する放射線量を被験者のより大きな部分にわたって分散させることを可能にするからである。このことにより、被験者に対する損傷の可能性が低減する。
【００５８】
磁気共鳴撮像データを獲得するために、磁気共鳴撮像システム２００は、更に、無線周波数コイル２１２及び磁場勾配コイル２４８を有する。第１のサブマグネット２３４に隣接した勾配コイル２４８及び無線周波数コイル２１２は、粒子ビームが、当たることなく、通って進むことができるように適合される。この実施例では、誘導手段は、勾配コイル２４８及びＲＦコイル２１２を通って突出する。誘導手段は、粒子ビーム２１０の軌道を調節するよう適合される。第１のサブマグネット２３４は、磁場２５０を発生させる手段から離れる側の方を向く外部表面及び第１の中央表面２４２を有する。第１の中央表面２５２と、磁場２５０を発生させる手段から離れる側の方を向く外部表面との間に、斜切表面２５４が存在している。この斜切表面２５４は、誘導手段２０８が、撮像ゾーン内の磁場線と、より大きな角度をなすことを可能にする。
【００５９】
図２に示す実施例は、荷電粒子ビーム治療システムの誘導手段２０８、及びフィリップス社パノラマ高磁場オープンＭＲＩシステムに類似した高磁場オープンＭＲＩシステムを組み合わせることによって構築することが可能である。マグネットは、アクティブな遮蔽を有する、鉄を含まない軸対称超伝導コイル・システムであり得、主磁場の強度は、約１テスラであり、高品質の高速撮像を可能にし得る。マグネットのクライオスタット２３８内の中央の穴は、荷電粒子誘導手段２０８がスキャナの被験者空間に突き出ることを可能にする。ビーム管２０８を通すために、勾配コイル２４８及びＲＦコイル２１２は、中央領域内に穴を含むよう適合し得る。荷電粒子誘導手段が、マグネットの垂直軸に対して一角度で配向されている場合、垂直軸を中心に被験者テーブルを回転させることにより、２つ以上の場を使用して照射を行うことが可能である。マグネットに対して固定の位置に荷電粒子ビーム線をおくことは、回転する荷電粒子ガントリと比較してシステムの構成を大いに単純にする。荷電粒子ビーム・システムと、ＭＲＩマグネットを互いに固定することは、荷電粒子ビームの軌跡の制御を単純にし、治療システムのロバスト性を向上させる。
【００６０】
荷電粒子ビーム走査マグネットは好ましくは、ＭＲＩシステムと荷電粒子ビーム走査システムとの間の磁気干渉を最小にするために、マグネットから特定の距離だけ離れて配置される。ビーム走査マグネットにより、差を補償することが可能であるほど、３０ＭｅＶプロトンと３００ＭｅＶプロトンとの間のビーム軌道における開きはわずかである。よって、プロトン・ビーム線も被験者支持部２０２も、歪んでいないビーム軌道と一致している直線に沿って、被験者における種々の深度に配置されているボクセルの線を照射させるよう機械的に移動させる必要がある。
【００６１】
上半分及び下半分は、少なくとも１つの剛コ―ルド・サポート２４２によって相互接続することが可能である。単一のサポートは、被験者支持部２０２が、ほぼ、どの向きにも回転することを可能にする。２つのコールド・サポート２４２が使用される場合、プロトン誘導手段２０８に対するその角度位置は、コールド・サポート２４２に干渉しない被験者サポート位置の数を最大にするように選び得る。
【００６２】
第１のサブマグネット２３４の上板２５０は好ましくは、誘導手段２０８がＭＲＩシステム２００に入る第１のサブマグネット２３４内の中央穴２３８の長さを最小にする、円錐形状であり得る凹み２５４を有する。この斜切表面２５４は、荷電粒子誘導手段２０８又はＭＲＩシステム２００に属する補助機器を配置するためにも使用することが可能である。マグメントの上にある領域におけるＭＲＩマグネット２３４の浮遊場を削減するために、（直径が大きな２つのコイルを含む）標準的なパノラマ・マグネットの単純なアクティブ遮蔽構成は、より小さな直径における、より小さな更なる遮蔽コイルを組み入れることによって精緻化することが可能である。
【００６３】
超伝導マグネット・コイル２４６及び荷電粒子ビーム２１０の相対位置は好ましくは、高エネルギ荷電粒子に直接露出した超伝導巻線がないように選択される。これは、サブマグネット２３４、２３６を荷電粒子照射によって急冷することが可能であるというリスクを最小にする。システムの放射線活性化を避けるために、荷電粒子ビームの近端側における構成材料の量は、できる限り最小にすべきである。
【００６４】
病変の照射には、照査ゾーンの深度を制御する荷電粒子エネルギの調節、荷電粒子の短距離の側方分布のための荷電粒子ビームのわずかな側方変位、（複数場治療である）治療する対象の病変と被験者の表面との間の健康組織におけるエネルギ付与を削減するための（側方変位及びエネルギ調節に関する）被験者支持部２０２の回転、及び荷電粒子エネルギのより大きな規模の側方分布のための水平面における２つの方向での被験者支持部２０２の平行移動が関係する。
【００６５】
本発明の実施例は、
スキャナの磁場を考慮に入れ、荷電粒子エネルギ及び被験者の位置に応じた、厳密なビ―ム軌道の予測、
治療が施される間に被験者の高速ＭＲＩ画像に基づいたビーム・ステアリング・パラメータのリアルタイム更新（好ましくは、前述のビーム補正は、ビーム走査マグネット、及び荷電粒子エネルギの調節によって行われる）、及び、
ＮＭＲ励起プロトン・スピンの位相に対する、荷電粒子ビームによって発生する磁場の効果を利用することによる、荷電粒子ビームの視覚化
の特徴のうちの１つ又は複数を有し得る。
【００６６】
既存のプロトン治療システムにおいて使用されるものなどのサイクロトロン若しくはシンクロトロンにより、又は、他のタイプの荷電粒子加速器（例えば、直線加速器、高エネルギのパルス・レーザ、線形加速器）によって生成することができる。加速器によって生成されるビームは、ＭＲＩスキャナで装備されていてもいなくてもよい複数の治療ステーションにわたり、任意的にビーム・スイッチを組み入れ、曲げマグネット、及び、ビームを分布させるビーム集束を組み入れたビーム線システムにより、治療ステーションに供給される。加速器は、器官の動きの作用の補償の一部として、荷電粒子のエネルギをすばやく調節することができる。加速器からくる荷電粒子のエネルギをすばやく調節することが可能でない場合、治療システムは、プロトンを被験者に向けて誘導するノズルにおいて高速調節器を組み入れ得る。前述の調節器は、高速機械アクチエータによって位置が制御される、減衰材料のウェッジ形状のスラブを含み得る。荷電粒子ビームの経路内のスラブの一部の厚さはその場合、誘導手段２０８からの被験者側出口と、加速器との間の荷電粒子エネルギの削減を定める。
【００６７】
図３は、本発明の実施例による治療装置の実施例の断面透視図を示す。本発明のこの実施例は、図２に示すものと同一である。この結果、この図中の物体を識別するために同じ符号を使用する。この図と図２との間の唯一の差は、被験者支持部３０２の位置が、図２中の被験者支持部２０２の位置に対して移動しているという点である。この図は、被験者の別々の領域を荷電粒子ビームで治療することが可能であるように被験者支持部をどのようにして移動させるかを表す。
【００６８】
図４は、１テスラ磁気共鳴撮像システムの磁場内の算出されたプロトン・ビーム軌道を示す。この図は、磁気共鳴撮像システムの超伝導コイル４４６の構成を示す。この図中の超伝導コイルの構成は、図２及び図３の実施例に示す超伝導コイルの構成と同様である。一様な磁場４６０の領域はこの図に示す。この領域内では、磁気共鳴撮像データを獲得することが可能である。マグネットの対称の軸、及びマグネットの中心からの変位は、ｘ軸４６２に沿った変位、ｙ軸４６４に沿った変位、及びｚ軸４６６に沿った変位において示す。１０ＭｅＶプロトン・ビーム４６８、３０ＭｅＶプロトン・ビーム４７０、１００ＭｅＶプロトン・ビーム４７２、及び３００ＭｅＶプロトン・ビーム４７４の軌道を示す。
【００６９】
参照符号リスト
１００  磁気共鳴撮像システム
１０４  磁場線
１０６  撮像ゾーン
１０８  誘導手段
１１０  荷電粒子ビーム
１１２  トランシーバ・コイル
１１４  ＲＦトランシーバ
１１６  被験者
１１８  磁場線と粒子ビームとの間の角度
１２０  標的ゾーン
１２２  コンピュータ
１２４  ハードウェア・インタフェース
１２６  マイクロプロセッサ
１２８  コンピュータ・プログラム・プロダクト
１３０  ゾーン判定手段
１３２  ユーザ・インタフェース
１３４  第１のサブマグネット
１３６  第２のサブマグネット
１３８  第１の中央領域
１４０  第２の中央領域
１４８  勾配コイル
１５６  勾配増幅器
１５８  開口部
２００  磁気共鳴撮像システム
２０２  被験者支持部
２０８  誘導手段
２１０  荷電粒子ビーム
２１２  ＲＦトランシーバ・コイル
２３４  第１のサブマグネット
２３６  第２のサブマグネット
２３８  第１の中央領域
２４０  第２の中央領域
２４２  コールド・サポート
２４４  冷却槽
２４６  超伝導コイル
２４８  勾配コイル
２５０  磁場を発生させる手段から離れる側の方を向く外部表面
２５２  第１の中央表面
２５４  斜切表面
３０２  被験者支持部
４４６  超伝導コイル
４６０  一様な磁場の領域
４６２  ｘ軸に沿った変位
４６４  ｙ軸に沿った変位
４６６  ｚ軸に沿った変位
４６８  １０ＭｅＶプロトン軌道
４７０  ３０ＭｅＶプロトン軌道
４７２  １００ＭｅＶプロトン軌道
４７４  ３００ＭｅＶプロトン軌道
【図１】
0005529159.tif 000002
【図２】
0005529159.tif 000003
【図３】
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【図４】
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