(57)【要約】      （修正有）【課題】放射線療法での治療シノグラムにおいて、生理学的な又はその他の運動に起因する患者又は患者の部位のリアルタイムの修正動作を行う。【解決手段】患者４３の治療部位をあらわす予め計算された部分シノグラム４１を、従来の法手法による治療計画ソフトウェア５９から遅れることなく患者全体についての治療シノグラム５７を得るように組み立てる。前記部分シノグラム４１は、それらの対応する部位の表現の通り修正され、且つ実際の患者の特定の寸法に一致させるべく操作される。この構成されたシノグラムは、繰り返し最適化のために直接的に又はその出発点として使用されても良い。【選択図】図７
2006068538.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ビーム軸におおむね沿う方向に向けられ且つ該ビーム軸に対して垂直に間隙をおいて配置された個々にエネルギが変調された放射線の放射線ビームを与える放射線療法機械を操作するシステムであって、放射線ビーム軸は患者について所定の角度範囲に配置可能であり、前記システムが、
（ａ）行及び列の部分シノグラムのライブラリを用意し、行についての放射線ビーム軸の所定の角度についての異なる放射線のエネルギ及び／又はフルエンス、並びに列についての前記ビーム軸の異なる角度についての所定の放射線のエネルギ及び／又はフルエンスを与える手段であって、各部分シノグラムが、第１のモードにおける種々の患者要素の一つに対応してなる手段と、
（ｂ）放射線治療を必要とする所定の患者をモデル化するように、第２のモードに対する患者要素の１セットの表現の組み合わせを配置する手段と、
（ｃ）前記第１及び第２のモードの間の患者要素における変化を示すセット改変データの患者要素の各々を決定する手段と、
（ｄ）前記改変データに従ったセットの患者要素の各々の部分シノグラムを修正する手段と、
（ｅ）前記患者の治療シノグラムを提供すべく前記修正された部分シノグラムを組み合わせる手段と
を有してなるシステムであって、手段（ｄ）において、各部分シノグラムの各所定のビーム軸角度について、前記部分シノグラムの対応する行は、該所定のビーム軸に垂直な患者要素の改変の成分に従ってシフトされ、且つ前記部分シノグラムの対応する行は、該所定のビーム軸に平行な患者要素の改変の成分に従ってスケールされるシステム。
【請求項２】
前記改変データは、前記患者要素の位置及び寸法における変化を示す請求項１のシステム。
【請求項３】
手段（ｃ）に先立って、前記患者要素の配置は、前記患者の運動を示すリアルタイムデータによってさらに修正される請求項１のシステム。
【請求項４】
当該患者要素は、単純な幾何学的領域である請求項１のシステム。
【請求項５】
当該患者要素は、患者臓器のモデルである請求項１のシステム。
【請求項６】
前記部分シノグラムは、患者に対する線量マップに従って配置され、且つ手段（ｄ）と（ｅ）との間に、前記線量マップを、一層良好に整合させるべく治療シノグラムを最適化する手段を含む請求項１のシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（関連出願に対する相互参照）
――
（連邦後援研究又は開発に関する陳述）
――
（発明の技術分野）
この発明は、概して、腫瘍又は類似物の治療のための放射線療法装置に関し、特に、治療範囲の形状における運動又は変化に対処すべく放射線治療計画を迅速に修正するためのコンピュータ化された方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
（発明の背景技術）
放射線療法のための医療装置は、高エネルギ放射線により腫瘍組織を治療する。そのような放射線は、Ｘ線放射、あるいは加速された電子、プロトン、ニュートロン又は重イオンであっても良い。放射線の量及びその配置は、当該腫瘍が破壊されるのに充分な放射線を受けること、及びそれを取り囲む非腫瘍組織への損傷を最小とすることの両者を確実にするために正確に制御されなければならない。
【０００３】
患者に対する線量を制御する、１つの高度に正確な方法は、その強度及び／又はエネルギが独立に制御され得る多くの個々の放射線を発生する放射線源を採用することである。これは、各々１つの放射線を制御する一連のシャッタにより、又は患者を横切って移動される単一変調放射線によりなされるであろう。前記放射線の発生源は、その軌道が平面状であるときには、患者の１スライスを、あるいはその軌道がらせん状であるときに、患者のいくつかのスライスを照射すべく該放射線の平面内で、患者の周囲を軌道を描いて回る。異なる角度における放射線強度及び／又はエネルギを適切に選択することにより、該スライス内の複雑な領域が、正確に照射されるであろう。角度の関数としての各ビームの変調のマッピングは、「治療シノグラム」を形成する。
【０００４】
本出願と同一の譲受人に譲渡され、１９９４年５月３１日に発行され、そして引用により個々に組み込まれた米国特許第５，３１７，６１６号（特許文献１）は、１つのそのような機械の構成及び必要なビーム強度及び／又はエネルギの計算の方法を角度の関数として記述している。
【０００５】
そのような放射線療法システムにより提供される線量の配置における改良された精度を利用するために、放射線治療計画は、患者のコンピュータ断層（ＣＴ）画像に基づいても良い。当該技術分野において知られているように、ＣＴ画像は、患者についての異なる角度において取得される多くの投影画像の数学的な再構成により生成される。典型的な扇状ビームＣＴ収集において、扇状ビームの発生源は、該扇状ビームの各放射線の減衰が投影を得るための角度の関数として計測される限り、患者の１スライスを照射すべく前記扇の平面内で患者の周囲を軌道を描いて回る。したがって、該ＣＴ収集の幾何学は、放射線療法の幾何学と非常に良く類似している。
【０００６】
各ＣＴ投影は、患者の「スライス」による前記扇状ビームの減衰を示す１次元ライン画像を形成する。まとめて、各角度におけるこれらのライン画像は、「減衰シノグラム」を形成し、そしてそれらは、フィルタ逆投影のような良く知られたアルゴリズムを用いて、当該スライスの２次元断層画像に再構成され得る。それ自体では難解なシノグラフィックデータは、通常は最早ユーザにより使用され又はアクセスされることはない。
【０００７】
前記ＣＴ画像を用いて、放射線医は、腫瘍領域を調べ、そして該腫瘍を治療するのに用いられるであろう（腫瘍像に関して識別される）ビームの角度と強度及び／又はエネルギを決定する。自動化されたシステムにおいては、医師が、治療の領域についての腫瘍領域及び線量の上限と下限を識別する線量マップを作成した後に、コンピュータプログラムが、ビームの角度と強度及び／又はエネルギを選定する。
【０００８】
前記線量マップに基づく治療計画の準備は、最新の高速コンピュータ上でさえも時間がかかる操作である。それゆえに、患者のＣＴ画像は、放射線治療の時よりも以前に収集される。その結果、患者は、概して、放射線治療の間に、該患者がＣＴイメージングの間にあるときとは、同じ位置には存在しないであろう。患者を適切に位置合わせすることの問題は、長時間にわたって多数の異なるセッションにおいて治療が生じるときに、悪化する。
【０００９】
本発明と同一の譲受人に譲渡された米国特許第５，６７３，３００号（特許文献２）は、放射線治療の直前に第２のＣＴ画像を取得し、そのＣＴ画像のシノグラムを、放射線治療計画に用いられた原ＣＴ画像のシノグラムと比較することにより、患者の運動を判定する方法を記述している。この比較は、該放射線治療機械を制御するのに用いられる治療シノグラムに直接適用し得る患者の運動の指示をもたらす。この発明は、ＣＴ画像の減衰シノグラムと放射線療法治療の治療シノグラムとの間の近接した類似性を認識することによって、治療シノグラムに対する患者の誤った登録の検出及び訂正を著しく簡略化する。
【特許文献１】米国特許第５，３１７，６１６号明細書
【特許文献２】米国特許第５，６７３，３００号明細書
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
（発明の簡単な要約）
本発明者らは、治療シノグラムへの線量マップの、時間を消費する転換をバイパスすることによる、治療シノグラムを直接的に修正する上述の技術は、患者の運動に対するリアルタイム補正を可能とすることを認識している。そのような補正は、同時発生の断層像撮像走査から、又は生理学的運動を計測するために用いられる良く知られたトランスジューサから、リアルタイム運動を推論し得る。「扇状ビーム」を補正するための改善された方法は、このシノグラムの直接的な使用を容易にする。
【００１１】
前記発明者らは、基本的な構成における運動を適応させるべくシノグラムを取り扱うための能力は、患者の標準的な要素の治療を表現する予め計算された部分シノグラムを組み合わせることにより、治療シノグラムを生成する新規な方法を可能とすることもまた認識している。これらの標準的な要素は、特別な患者の解剖構造と上述した技術に従って修正される部分シノグラムとを対応させるように移動され得る。前記部分シノグラムは、それから組み合わされ、且つ直接的にあるいは繰り返し治療計画ソフトウェアのための開始ベースとして、使用される。
【００１２】
特に、次いで、本発明は、放射線ビーム軸（該放射線ビーム軸は患者について所定の角度範囲に配置可能である）に沿って分離された、個々に強度及び／又はエネルギが変調された放射線の、放射線ビームを与える放射線療法機械を操作する方法を提供する。第１の位置における患者に対して、行についての放射線ビーム軸の所定の角度についての異なる放射線の強度及び／又はエネルギ、そして列についての前記ビーム軸の異なる角度についての所定の放射線の強度及び／又はエネルギを与える治療シノグラムが受信される。放射線治療の間に、前記第１の位置から第２の位置への患者の運動を示すデータも受信され、且つ前記治療シノグラムの各所定のビーム軸角度について、前記示された運動に従って、前記治療シノグラムの対応する行が変更される。
【００１３】
したがって、本発明の一つの目的は、患者の位置決めエラーだけでなく、例えば呼吸及び心臓の運動に起因するような生理学的な運動についても、患者の運動のリアルタイム補正を可能とすることである。治療シノグラム上での直接操作は、そのようなリアルタイム制御も可能にさせる。
【００１４】
前記運動は、患者の前記治療シノグラムの準備と同時発生的な計画断層撮影画像を、放射線療法の間に撮られる患者の断層撮影画像の監視と比較することによって検出され得る。これに代えて、患者の運動は、例えば呼吸又は心拍又は計測され得る外部の標準マークのような生理学的な信号を入力として受信するモデルによって判定され得る。
【００１５】
そして、本発明のその他の目的は、放射線療法のセッティングにおけるリアルタイムベースでの患者の運動の検出の方法を提供することにある。
前記治療シノグラムの修正は、前記所定のビーム軸に垂直な患者運動の成分に従って治療シノグラムの行に対応してシフトされても良い。
【００１６】
そして、本発明のその他の目的は、リアルタイムで実行され得るような治療シノグラム上の非常に単純な操作を提供することにある。
前記治療シノグラムの修正は、前記所定のビーム軸に平行な患者運動の成分に従って治療シノグラムの行に対応してスケールされても良い。
【００１７】
そして、本発明の他の目的は、高度に効果的な扇状ビーム放射線療法機械の幾何学配置に向けられる前記治療シノグラムのより洗練された修正を提供することにある。
【００１８】
本発明は、部分シノグラムのライブラリの準備も意図しており、各部分シノグラムは、第１のモードにおける患者要素についての、シノグラムの行における、放射線ビーム軸の所定の角度における異なる放射線の強度及び／又はエネルギ、並びにシノグラムの列における、前記ビーム軸の異なる角度についての所定の放射線の強度及び／又はエネルギを与える。患者要素の表現のセットは、放射線治療を必要とする所定の患者をモデル化するように第２のモードにおいて組み合わせ配列され得る。前記第１と第２のモードの間の患者要素における変化は、改変データ内に取り込まれ得る。この改変データは、該改変データに従って患者要素の各々の部分シノグラムを修正するために用いられ、且つ該部分シノグラムは、前記患者の治療シノグラムを発生するために組み合わせられ得る。
【００１９】
そして、本発明の他の目的は、広大な治療計画操作の必要性なしに治療シノグラムを生成するために単純に組み合わせられ得るテンプレートシノグラムを準備するために治療シノグラムを直接的に修正する能力を利用させることである。改変データは、患者要素の位置又は寸法における変化を示しても良く、後者は、単純な幾何学的形状であっても良く、特定の臓器をモデル化しても良い。
【００２０】
そして、本発明の他の目的は、近似的な治療シノグラムの組立を許容するのに充分な患者要素の有限のライブラリを提供することにある。
こうして構成される治療シノグラムは、線量マップに一層良く整合させるべく、さらに最適化されても良い。
【００２１】
そして、本発明の他の目的は、繰り返しの数及びそれによって治療シノグラムを準備するために必要とされる時間を低減し得るような線量の最適化のための改善された開始点を提供することにある。
【００２２】
本発明の上述のそしてその他の目的及び利点は、以下の説明から明らかになるであろう。該説明においては、その一部を形成する添付図面が参照され且つそこでは、本発明の好ましい実施形態が図解により示されている。そのような、実施形態は、しかしながら、発明の全ての範囲を表現する必要はなく、本発明の範囲を解釈するためには、本文中の特許請求の範囲を参照すべきである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２３】
（本発明の詳細な説明）
放射線療法機械
図１を参照するに、本発明と共に用いるのに適する放射線療法機械１０は、カンチレバー状に支持されたトップ部１４を有する放射線通過可能なテーブル１２を含んでいる。前記テーブルトップ部１４は、デカルト座標系２２のｚ軸に沿って延びるトラック１６に沿う前記テーブル１２の動きによって、放射線療法機械１０の環状ハウジング２０のボア１８内に受入される。
【００２４】
テーブル１２は、前記トップ部１４の横水平方向位置（前記座標系２２のｘ軸によって示される）及び垂直方向へ（前記座標系２２のｙ軸によって示される）の調整を可能とするための内部トラックアセンブリ及びエレベータ（図示されていない）を含んでいる。前記ｘ及びｙ方向における運動は、ボア１８の直径によって制限される。
【００２５】
前記ボア１８と同軸に且つ前記ハウジング２０内に配置された回転ガントリ２４は、その内面上にＸ線源２６及び高エネルギ放射線源２８を支持している。前記放射線源２８は、当該技術分野において理解されるように、Ｘ線、加速された電子、プロトン、あるいは重イオンを発生するものを含む治療放射線のいかなる発生源であっても良いが、前記Ｘ線源２６は、従来の回転陽極Ｘ線管であっても良い。前記Ｘ線源２６及び放射線源２８は、前記テーブルトップ部１４が前記ボア１８内に配置されたときの患者テーブル１２の前記トップ部近傍の回転の中心６４のまわりを前記ガントリ２４と共に回転する。
【００２６】
前記Ｘ線源２６は、おおむねｘ−ｙ平面内に広がり、且つそれゆえ前記ボア１８及びテーブルトップ部１４が前記ボア１８内に配置されたときに前記テーブルトップ部１４をよぎる、扇状ビーム３０を発生すべくコリメートされる。前記扇状ビーム３０は、その角度がガントリ２４の位置によって制御される中心軸３１のまわりに拡散する。前記軸３１は、以後投影軸と称する。
【００２７】
前記テーブルトップ部１４を出た後、前記扇状ビーム３０は、前記放射線源２８から直径方向に沿って横切って配置されたリニアアレイ検出器３２によって受信される。したがって、前記回転ガントリ２４は、前記テーブルトップ部１４上の患者の、該患者のまわりの種々の角度θにて収集されるべき扇状ビーム放射線撮影投影を可能とする。
【００２８】
前記放射線源２８は、扇状ビーム３０と類似して、しかし扇状ビーム３０を直角によぎって、放射線検出器及び絞り３６によって前記ガントリ２４の反対側において受信されるように、高エネルギ放射線の扇状ビーム３４を投射するように取付けられている。代替的な実施形態では、前記絞りは、患者の運動を推定するための検出器３２に対する代替手段を提供するための検出器によって置き換えられる。高エネルギ放射線の扇状ビーム３４は、ビーム内の中心に配置され且つ投影軸３１に垂直な放射線軸のまわりに発散する。
【００２９】
放射線源２８は、高エネルギ放射線３４を、そのエネルギ及び／又はフルエンス（ｆｌｕｅｎｃｅ）が個々に制御され得る、複数の隣接する放射線に分割するために、その前方に取付けられたコリメータ３８を有する。ここに使用されるように、前記放射線のエネルギ及び／又はフルエンスの制御は、個々のＸ線フォトン（又は電子、プロトン又は重イオンを用いる放射線療法の場合における粒子）のエネルギだけでなく、代替的に又は付加的にフルエンス、フルエンス率及び被曝時間の関数であるようなフォトン又は粒子の総数を含むと理解すべきである。粒子を使用する放射線療法の場合、前記粒子のエネルギ、フルエンス及びフルエンス率は、本発明によって、次の記述から明らかとなるであろうように修正され得るシノグラムを用いて制御され得る。
【００３０】
フルエンス制御タイプに適するコリメータは、本件の譲受人に譲渡され、引用によりここに組み込まれた米国特許第５，３１７，６１６号に記述されており、ウェッジフィルタを用いるこのコリメータの単純な修正が、粒子エネルギ制御に用いられても良い。代わりに、走査シングルビームシステムが用いられても良く、あるいは個々に変調される放射線の１セットを提供する他のシステムでもよい。放射線源２８及びＸ線源２６の位置は正確に特徴付けられ、それゆえ、放射線源２８から得られる画像が放射線源２８をねらうために用いられても良い。
【００３１】
表示画面４２及び当該技術においては良く知られているユーザ入力マウス及びキーボード４４を有するコンピュータ４０が、前記テーブル１２の運動を制御するために、そして放射線源２８及びＸ線源２６と共に前記ガントリ２４の動作の調整のために、そして当該技術において良く知られている方法に従った患者の走査の間に前記リニアアレイ検出器３２からデータを集めるために、前記放射線療法機械１０に接続されている。
【００３２】
ＣＴ及び放射線療法治療シノグラム
図２を参照するに、ｘ−ｙ平面に沿って撮られた患者のスライス５０は、より大きなゾーン５２内の２つのゾーン５４を含んでいる。前記スライス５０（鉛直又は前／後角度（「ＡＰ」）における）を通るビーム軸３１に沿って通る放射線は、（ＣＴのために）ビーム軸３１に垂直な単一ラインに沿ってスライス５０を通過するＸ線の減衰を記録する投影５６を発生し、あるいは（放射線療法のために）異なるゾーン５２及び５４に対応するビームの異なるｅエネルギ及び／又は強度の放射線治療投影を提供する。いずれのケースにおいても、前記投影軸に垂直なこれに沿う前記距離は、ｔとして示される。前記ゾーン５４は、鉛直角度において個々に分解され、そしてそれゆえ２つのピーク５８（減衰又は放射線エネルギ及び／又は強度）が投影５６中に存在する。
それに比べて、鉛直から角度θにおける投影軸３１’に沿う第２の投影においては、前記ゾーン５４は、投影５６’が単一のピーク５８’を示すように整列される。
【００３３】
図３を参照するに、３６０度にわたる異なる角度θにおける投影は、データのマトリクスとして、コンピュータ４０に一時的に格納されるシノグラム６０を形成するように組み合わせられるであろう。描画されているように、このデータのマトリクスは、異なる角度θをあらわす各行及び投影に沿う異なる距離ｔの各列により配列される。ＣＴ減衰シノグラムについては、前記マトリクスの各要素は、減衰の値である。放射線治療シノグラムについては、前記マトリクスの各要素は、治療ビームの放射線のエネルギ及び／又はフルエンスである。前記値は、コンピュータ４０における数値変数として格納されても良く、影付けされた曲線６２として示される。
【００３４】
シノグラム６０のパターンは、概して重畳された正弦曲線６２（故にこの名前が付いている）のそれであり、該各カーブ６２は、投影が種々の角度θで撮られるにつれてガントリ回転の中心６４のまわりの軌道におけるゾーン５４の見かけ上の動きの結果としての３６０度のθにおける基本期間を有する。一般に、ガントリの回転の軸６４に近いゾーン５４は、より小さな振幅の正弦曲線をたどるのに対して、回転の中心６４から遠いゾーン５４は、より大きな振幅の正弦曲線をたどる。前記正弦曲線の位相は、概して、θ＝０における最初の投影に対するゾーン５４の初期位置に依存する。
【００３５】
従来のＣＴ収集においては、減衰シノグラムは、スライス５０の断層撮影画像に再構成されるであろう。当該技術において良く理解されているように、撮像されたスライス５０の最大断面幅にわたるｔ値と３６０度にわたるθ値を有している減衰シノグラムは、例えば、フィルタ逆投影の方法、を通して前記スライスの断層撮影画像を再構成するのに充分である。
【００３６】
放射線療法において、治療シノグラムは、患者を通過して送信される高エネルギ放射線の扇状ビーム３４の隣接する放射線のｅエネルギ及び／又はフルエンスを制御するのに用いられ得る。例えば、もしも図２のゾーン５４が腫瘍であるとすれば、放射線治療計画は、概してゾーン５４において高いが、他の部位においては低い累積線量を発生するため、種々の異なる角度θにおいて、ゾーン５４にて交差する高強度放射線のビームを発生するカーブ６２に良く従っているかもしれない。
【００３７】
再び図１を参照するに、次いで、前記シノグラム６０から生成される断層撮影画像が、当該断層撮影画像に正確に関連する放射線治療計画を確立するために採用され得る。ここに引用により組み込まれた１９９５年６月７日に出願された米国特許出願第０８／４７７，０５５号は、概して断層撮影画像に基づいてシノグラム６０の形態での治療計画を生成するための対話的方法を述べている。
【００３８】
さて、図４を参照するに、「スライス・バイ・スライス」断層収集又はスライス・バイ・スライス放射線治療においては、撮像される被検体５１は、ｚ軸に沿って分離された複数のスライス７０に分割され、そして投影の収集又は放射線治療は、矢印７２によって概して示された撮像される被検体５１のまわりをそれが回転するにつれて、単一の平面に制約されたビーム軸３１について取得される。３６０度の回転の結果において、被検体は、次のスライスがビーム軸３１に位置合わせされるまでテーブル１２の動きによってｚ軸に沿って移動される。
【００３９】
「らせん状走査」と称される代替的な収集又は治療方法において、投影軸は、撮像される被検体５１を通るらせん状パスをたどり、そこではテーブル１２が、角度θにおける各変化と共にｚについて少量ずつ増大される。
【００４０】
前者のスライス・バイ・スライス方法において、各々図３に関連して述べられたのと同一で且つ典型的にはガントリ動作の３６０度を包含する一連のシノグラム６０’が用いられる（減衰及び治療）。異なるスライス７０は、各々が、異なっているが一定のｚ値を有する一連のシノグラム６０’の異なるものを生成する。
それに比べて、前記らせん状収集は、シノグラム６０”を生成し、そこではシノグラム６０”の各行は、θ及びＺにおける異なる増大を示す。
【００４１】
図４に示された例において、ゾーン５４は、最初の２つのスライス７０を通ってのみ延びる。それゆえ、図５においては、最初の２つのシノグラム６０’のみが、ゾーン５４に関連する正弦曲線６２を示している。同様に、図６のらせん状に収集されたシノグラム６０”においては、シノグラム６０”の最初の７２０度のみが正弦曲線６２を示している。
【００４２】
治療計画プロセス
ここで図７を参照するに、放射線療法機械１０又は独立のＣＴ機械（図示されていない）は、患者４３の減衰シノグラム４１の形態で断層データを収集するために用いられ得る。上述されたように、減衰シノグラム４１は、通常、所定の投影角度θにて異なる放射線において検出器３２によって受信される１セットの減衰計測量Ａ（ｔ）からなる行（ここでは垂直に示されている）及び異なる投影角度θについての同一のデータを示す列（ここでは水平に示されている）を提供する。
【００４３】
減衰シノグラム４１は、患者４３のスライスを描く計画断層撮影画像４６を提供するための良く知られたフィルタ逆投影アルゴリズムを用いるもののような断層再構成装置４５によって受信される。この、そして次の各ステップは、コンピュータ４０上で実行され得る。
前記計画断層撮影画像４６は、そこでは線量マップ５５が医師により用意される背景を提供する線量マップエディタ４８に供給され得る。前記線量マップ５５は、患者４３のスライス内の領域に所望の線量を描く。
【００４４】
好ましい実施形態においては、前記線量マップ５５は、線量マップエディタ４８により受信されるキーボード又はカーソル制御デバイスからのエディットコマンド５３を用いて対話的に用意される。
【００４５】
前記線量マップ５５は、該線量マップ５５の所望の線量を発生するであろう異なるビーム角度θにおける放射線源２８からの複数の放射線ビームのエネルギ及び／又はフルエンスを記述する治療シノグラム５７を用意するのに用いられる。前記治療シノグラム５７は、概して、ビーム内の異なる放射線ｔについてのビームエネルギ及び／又はフルエンスを示す関数Ｉ（ｔ）の値を提供する（ここでは垂直に描かれている）行及び異なるビーム角度θについてのビームエネルギ及び／又はフルエンスを示す関数Ｉ（θ）の値を提供する（ここでは水平に描かれている）列について配列される。
【００４６】
通常、前記線量マップ５５を前記治療シノグラムに変換するプロセスは、計画ソフトウェア５９による反復最適化として実行される。前記計画ソフトウェア５９は、線量計算器６１に供給される試行シノグラム１０１を作成し、後者は、前記試行シノグラムによって作成される線量を決定し、そしてそれを比較ノード１０２によって示されるように所望の線量と比較する。前記試行シノグラム１０１により提供される線量と線量マップ５５との間の偏差の指示を受信する前記計画ソフトウェア５９は、それからその偏差に従って前記試行シノグラム１０１のビームエネルギ及び／又はフルエンスを修正し、そしてそのプロセスは治療シノグラム５７が得られるまで繰り返される。それから治療シノグラム５７は、患者４３の治療のためにコリメータ３８を制御するために提供される。
【００４７】
治療シノグラム５７を用いる実際の放射線治療を実行するために要求される時間に起因して、呼吸及び他の発生源に起因する患者の運動は避けられない。この運動は検出され得るが、運動を反映し且つ治療シノグラム５７を再計算して線量マップ５５を変更するのに要する時間は、短期間での患者の運動に実際に対処するためには長すぎる。本発明は、高速コンピュータにより、本発明と同一の譲受人に譲渡された米国特許第５，６７３，３００号に一般的に述べられている予備治療患者位置補正技術を、治療プロセスそれ自体の間における運動を補正するのにも用い得ることを認識した。
【００４８】
図８ａに示されるように、患者４３又は患者４３の一部の第１の位置６３から第２の位置６３’への量
【００４９】
【数１】
2006068538.tif 000003
【００５０】
だけの相対的運動は、Ｉ（ｔ）を
【００５１】
【数２】
2006068538.tif 000004
【００５２】
とするための修正する、（ここで
【００５３】
【数３】
2006068538.tif 000005
【００５４】
は、
【００５５】
【数４】
2006068538.tif 000006
【００５６】
倍の、シノグラムの当該行についてのビーム角度θと
【００５７】
【数５】
2006068538.tif 000007
【００５８】
の角度との間の相違であるφに比例する量である）シノグラムの行のシフトを必要とするであろう。この補正だけで高エネルギ放射線３４の放射線の各々が平行である（図８ａに示される）平行放射線システムについては充分であるが、図８ｂに描かれるように、高エネルギ放射線３４の放射線の各々が共通の発生源からビーム軸のまわりで発散する、扇状放射線システムに望まれる補正の一部のみである。
【００５９】
本発明者らは、扇状ビームシステムにおける放射線の発散が理想的に補償されるべき拡大効果を生じることを理解した。そこで、図８ｂを参照するに、被検体の位置６３から位置６３’への
【００６０】
【数６】
2006068538.tif 000008
【００６１】
だけの任意の運動は、シノグラムの行Ｉ（ｔ）のシフトを提供するだけでなく、当該関数の拡大を提供することができる。それゆえ、位置６３’において扇状ビームの発生源に近づくと同時に扇状ビームの発生源をよぎるように移動する被検体は、高エネルギ放射線３４の扇状ビームの発生源へ向かい且つそれから離れて移動することにより生じる相対的な拡大効果を反映する関数Ｉ（ｔ＋α）のシフト及び関数Ｉ（βｔ）のスケールを生じる。量α及びβは、放射線療法機械１０の特定のディメンションに依存し且つ概して運動及び運動の発生源の量の関数であり、そして幾何学的な手法を良く理解することによって決定され得る。一般に、スケール及びシフトは、線形関数である必要はなくそして患者に関して均一である必要はない。
【００６２】
上述されたように、治療シノグラムの補正は、多数の手法にて提供され得る。図９に示される第１の実施形態において、治療シノグラムの行及び列は、平行放射線を有する機械上であるが、同一の放射線パターンを提供するシノグラムを反映すべく再格納される。この再格納プロセスは、コンピュータ断層撮影技術においては良く理解されている幾何学変換であり、数学的公式を用いて又は扇状ビーム治療シノグラム５７の要素を平行放射線シノグラムの対応する要素にマッピングするテーブルを作るべく予備計算されて急いで計算され得る。一般に、要素がシノグラムの整数放射線及びビーム角度値にマップするように補間ステップが必要となるであろう。この再格納は処理ブロック８１により示される。
【００６３】
次に、各ビーム角度についての処理ブロック８３において、ビーム角度に垂直な動作の成分が決定され、且つ該成分に直接比例するシノグラムの特定の行をシフトするために使用される。ビーム角度に平行な運動は、平行放射線幾何学の結果として無視されても良い。
【００６４】
処理ブロック８４において、平行放射線シノグラムのシフトされた結果は、処理ブロック８１と共に述べられたものの逆のプロセスを用いて発散放射線シノグラムに再格納され得る。結果的なシノグラムは、患者の平行及び垂直運動の両者が補正されるであろう。
【００６５】
代替的に、図１０に描かれるように、垂直ビーム角度に関連する治療シノグラムの各行について、運動
【００６６】
【数７】
2006068538.tif 000009
【００６７】
の垂直成分
【００６８】
【数８】
2006068538.tif 000010
【００６９】
は、処理ブロック８６により示されるように決定され得る。それから、処理ブロック８８において、行は、この成分及び扇状ビームの発散する放射線に起因する倍率に比例してシフトされ得る。次に、処理ブロック９０において、θにおけるビーム軸に関する運動の平行成分
【００７０】
【数９】
2006068538.tif 000011
【００７１】
が決定され、処理ブロック９２において、前記行が適切にスケールされる。最後に、処理ブロック９４において、スケールされ且つシフトされた行は、治療シノグラム５７内において許容される整数値内に適合させるべく再サンプルされ得る。
【００７２】
運動の垂直値Δｒ⊥及び運動の平行成分
【００７３】
【数１０】
2006068538.tif 000012
【００７４】
は、次式に従う扇状ビームの平面に拡がる固定されたｘ−ｙ座標系内のΔｘ及びΔｙなる任意の変位について推定され得る。
【００７５】
【数１１】
2006068538.tif 000013
【００７６】
多重リーフ化コリメータを用いる扇状ビームシステムについて、一般に補正されたシノグラムＩ（βｔ＋α）は、放射線を定義するコリメータ３８のリーフの間の分離個所上に位置していないという不連続性を有するであろう。この理由のために、シノグラムは、治療シノグラム５７の範囲内に適合させるべく再サンプルされなければならないであろう。補間の標準的な方法が、このリサンプリングに使用され得る。発明者等は、このアプローチにおいては、散乱に起因する不全を含む付加的なエラーが存在することを認識しているが、これらのエラーは小さいか補正され得ると思われる。
【００７７】
図１２を参照するに、上述された治療シノグラム修正技術又は先行する親第５，６７３，３００号に記述された一層単純な治療シノグラム修正は、リアルタイム運動補正を提供するために使用され得る。放射線療法機械１０’による患者４３の治療の間に、検出器３２を用いて通常の断層投影信号が取得され、あるいはメガボルト検出器６５を用いてメガボルト断層投影信号が取得され得る。このようにして得られる画像は、運動信号６９を提供するために上述の特許に記述された技術に従い、比較ブロック８３により示唆されたように、計画減衰シノグラム４１と比較され得るリアルタイム撮像シノグラム６７を提供するために用いられ得る。
【００７８】
一般に、２つの減衰シノグラム４１及び６７の間の比較は、１又はそれ以上の直交軸における患者の運動を判定するために、特定のビーム角度において、シノグラムの行の相関をとる。さらに、一般的には、この手法は、ｘ、ｙ及びｚ、並びにロール、ヨー及びピッチの６つのパラメータについて患者４３の運動を完全に定義すべく拡張され得る。
【００７９】
代替的に、患者運動センサ６６が、運動を示す患者からの生理的信号を提供するために使用されても良い。その最も単純なケースでは、センサ６６は、呼吸に対応する胸壁の拡大を検出するための圧力カフであっても良く、又はＥＣＧ信号のような電子的信号を単純に検出しても良い。そのようにして検出される信号７１は、患者の単純な数学的モデリング、例えば一般的に長円形の胸壁の拡大としての呼吸、の使用を通して、あるいは患者の、又は患者４３の内部構造の様相もしくは位置における変化を指示する標準患者の、計測される断層撮影画像に対する信号のサイクルの異なる位相のキー化によって、患者内の内部変化に対する信号のサイクルに関連する数学的モデル７３に供給され得る。患者運動センサは、代わりに、レーザ又はそれに類似したものによって光学的に検出される外部標準マークを用いる光学的なものであっても良く、又は磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）のような他の知られたイメージングシステムからの信号を採用しても良く、バーチャルリアリティヘッドセット及びそれに類似したもののために知られているような無線又は光送信機及び受信機を用いるもののような良く知られた位置／方向判定技術を採用して患者に取り付けられた位置決め具により提供されるものでもよい。
【００８０】
いずれかの発生源からのこれらの信号６９は、上述された変換を実行する高速コンピュータプロセッサにおけるソフトウェアとして実施されたシノグラム操作プログラム７４に与えられてもよく、その入力は前記
【００８１】
【数１２】
2006068538.tif 000014
【００８２】
値及び絶対座標情報を記述する。そのようにして、シノグラム操作プログラム７４は、リアルタイムベースで実際の放射線治療を修正するように、リアルタイムベースでコリメータ３８に供給され得る修正された治療シノグラム７６を作るべく、図７に記載されたように上述に準備されたようにシノグラムを受信する。
【００８３】
シフト及びスケールのような単純な数学的操作を通して治療シノグラム５７を修正する能力は、リアルタイムに要求される高速補正を行なうための能力を提供する。さらに、モデル７３が使用される場合には、修正は予想され、且つ予め計算され、及び／又は多重修正治療シノグラム７６が予め計算され且つ要求に応じて単純にコリメータ３８と通信するように切り換えられ得る。
【００８４】
再度図１１を参照するに、シノグラムに加えられる補正プロセスは、被検体の変位、すなわち患者の内部か又は患者全体を含むかのいずれかの変位を取り扱うためだけである必要はなく、患者内の限定された度合いまでの被検体の一般の寸法変化を含んでいてもよい。例えば、モード６３における被検体は、その構造を治療し続けるために必要なシノグラム関数Ｉ（ｔ）のスケールによる拡大の予測される効果のためのモード６３”における被検体となるまで膨張するかもしれない。図４の拡大とは異なり、しかしながら、このケースにおいて類似した拡大が全てのビーム角度において見出される。それゆえ複雑な臓器の寸法変化は、線量マップ５５の再計算の必要性なしにこの手法を通して適応され得る。
【００８５】
治療する構成の位置及び寸法を変化させるべく、治療シノグラム５７を修正するこの能力は、従来の計画ソフトウェアの必要性を回避し、又はそのようなソフトウェアの繰り返しの必要性を制限し得る迅速な構成治療シノグラムの新規な方法を可能とする。
【００８６】
再び、図１２を参照するに、そのようなシステムは、各々、前もって定められた患者要素８２（ａ）〜８２（ｃ）に対応する一連の部分シノグラム８０（ａ）〜８０（ｃ）を準備し、それらの要素についての標準的な治療を提供する。これら部分シノグラム８０（ａ）〜８０（ｃ）は、従来の計画ソフトウェアを用いて準備され、且つ不特定の長時間の過程を経て最適化され、そしてそれから後の使用のために電子的にアクセス可能なライブラリに、領域、可能性のある期待される物質及び所望の治療線量を示す患者要素８２（ａ）〜８２（ｃ）の説明と共に、格納され得る。
【００８７】
計画プロセスの間、線量マップエディタ４８は、治療ゾーン及び患者要素８２（ａ）〜８２（ｃ）の線量に対応する表現を受信し、且つ計画断層撮影画像４６についての平行移動と拡大及び収縮との両方により、それらが計画断層撮影画像４６に関して操作されることを許容させる。これらの操作コマンドは、編集コマンド５３として受信され且つライン８５を介してシノグラム操作プログラム７４にも提供される。
【００８８】
患者要素８２（ａ）〜８２（ｃ）が操作されるにつれて、シノグラム操作プログラム７４は、上述されたようにそれらの関連する患者要素８２の新たな空間位置及び寸法に整合させるために、部分シノグラム８０（ａ）〜８０（ｃ）を修正する。線量マップ５５の作成に用いられる選択された患者要素８２（ａ）〜８２（ｃ）についてのシノグラム８０（ａ）〜８０（ｃ）は、それから治療シノグラム７６を作成するために、合計され又はさもなければ組み合わされる。前記組み合わせは、対応する行と列の要素の対に作用する。
【００８９】
したがって、腫瘍臓器を治療することを望んでいる医師は、ある程度平均的な人に基づいて当該臓器について予め計画された治療を示す患者要素８２（ａ）を選択し且つそれを放射線が回避されるべき近傍の敏感な構造をあらわす第２の患者要素８２（ａ）を組み合わせるかもしれない。これら２つの部分は、実際の患者の断層撮影画像に対して位置合わせされた部分によりやはりモデル化された患者のトルソーの表現上に配置されても良い。
【００９０】
結果的な治療シノグラム７６は、直接的にコリメータ３８に供給され、又は先に述べられたような線量計算器６１及び計画ソフトウェア５９の繰り返しを用いるさらなる最適化のためのスタート点として用いられ得る。
【００９１】
このように、患者要素は、所定の密度及び所望の線量の標準臓器又は標準幾何学形状を表現し得る。僅かな解剖学上の寸法のバリエーションを除いて多くの患者の治療が類似している限り、当該システムは、医師が、患者に対する証明された放射線療法技術を使用することを可能とする。
【００９２】
部分シノグラム８０から治療シノグラムを準備する当該技術は、特定の臓器に対して識別される運動が、単一の部分シノグラム８０に対して識別され、そして、それにより当該臓器を単独で調整することを許容する治療シノグラム５７の他の成分から区別し得る限り、信号６９により提供される運動検出によりさらに拡大され得る。
【００９３】
以上の記述は本発明の好ましい実施形態のものであり、そして、本発明の意図及び視野から逸脱しない範囲で多くの変形が、当該技術に熟達する者には生じるであろう。発明の範囲内に該当する種々の実施形態の公知性を告知するために特許請求の範囲が作られた。
【図面の簡単な説明】
【００９４】
【図１】図１は、放射線撮影の投影の収集及び高エネルギ放射線療法ビームの生成を提供し、且つその上に患者を支持するための患者テーブルを示す放射線療法システムの切欠斜視図である。
【図２】図２は、患者のような、被検体のスライスの簡略化された図であり、２つの角度θにおいて取得され、各投影の縦軸に示される次元ｔに沿う減衰Ａにより、被検体のライン投影を示している。
【図３】図３は、影付けによって示される投影の減衰と共に角度θの３６０度にわたり、図２において収集されるような多重ライン投影により形成されるシノグラムである。
【図４】図４は、走査されるであろう単純化された被検体の、らせん状及びスライス・バイ・スライスの走査パスを示す斜視図である。
【図５】図５は、スライス・バイ・スライス走査において取得されるであろうような図４の被検体のシノグラムの１セットである。
【図６】図６は、らせん状走査において取得されるであろうような図４の被検体のシノグラムである。
【図７】図７は、放射線療法機械を制御するために用いられる治療シノグラムを、同一の又は異なる機械上で実施されるコンピュータ断層走査から準備する各ステップを示すブロック図とフローチャートの組み合わせである。
【図８ａ】図８ａ及び図８ｂは、それぞれパラレルビーム及び扇状ビームシステムにおける構成の運動の効果を示す図２と類似した図である。
【図８ｂ】図８ａ及び図８ｂは、それぞれパラレルビーム及び扇状ビームシステムにおける構成の運動の効果を示す図２と類似した図である。
【図９】図９は、扇状シノグラムをパラレル構成に再格納することを含む扇状ビーム内の運動の補正の第１の方法の各ステップを示すフローチャートである。
【図１０】図１０は、パラレルビーム構成に再格納することのない治療シノグラムのスケール及びシフトによる直接数学操作を含む扇状ビーム内の運動の補正の第２の方法を示す、図９のそれと類似したフローチャートである。
【図１１】図１１は、図８ａ及び図８ｂの平行移動運動に対比して、被検体の適当な膨張の効果を示す図２、図８ａ及び図８ｂと類似した図である。
【図１２】図１２は、本発明により採用されたリアルタイム運動補正及び予め計算された部分シノグラムからの治療シノグラムの構築の要素を示す図７と類似した図である。
【図１】
2006068538.tif 000015
【図２】
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【図３】
2006068538.tif 000017
【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８ａ】
2006068538.tif 000022
【図８ｂ】
2006068538.tif 000023
【図９】
2006068538.tif 000024
【図１０】
2006068538.tif 000025
【図１１】
2006068538.tif 000026
【図１２】
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