(57)【要約】  本発明の目的は、放射線治療計画のためＭＲＩ画像を使用するときの品質保証を改善することである。この目的は、放射線治療計画に関する品質インジケータを計算するよう構成された治療計画評価ツールＡにより達成される。放射線治療計画は、計画画像から始まり、計画画像は、磁場不均一性を持つ主磁場の存在下で取得されたＭＲＩ画像である。治療計画評価ツールは更に、磁場不均一性に関する情報を受信するよう構成され、治療計画評価ツールは更に、磁場均一性に関する情報に基づき品質インジケータを計算するよう構成される。
2019514510.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線治療計画に関する品質インジケータを計算する治療計画評価ツールであって、
前記放射線治療計画が、計画画像に由来し、前記計画画像は、磁場均一性を持つ主磁場の存在下で取得されたＭＲＩ画像であり、
前記治療計画評価ツールは、前記磁場均一性に関する情報を受信し、臓器における前記磁場均一性をプリセット限界値と比較することにより、前記品質インジケータを計算し、及び臓器タイプにより前記品質インジケータを重み付けし、
前記磁場における不均一性によりもたらされる前記計画画像における歪みは、センシティブ又は重要な構造若しくは臓器又はこれらの付近にあるとき、より大きな重みを得て、
前記治療計画評価ツールが、放射線ビームの向きにより前記品質インジケータを重み付ける、治療計画評価ツール。
【請求項２】
歪み量、処方線量、計画線量、組織感受性、リスク臓器と腫瘍との間の距離、計画画像に表されるリスク臓器又は組織の種類といった入力の１つ又は複数を用いて、前記放射線治療計画に関する前記品質インジケータを計算する、請求項１に記載の治療計画評価ツール。
【請求項３】
臓器の位置における前記磁場の不均一性によりもたらされる幾何学的歪みを、該幾何学的歪みに関するプリセット限界値と比較し、
前記幾何学的歪みが前記プリセット限界値を超える場合、ユーザに警告を提供する、請求項１又は２に記載の治療計画評価ツール。
【請求項４】
前記品質インジケータをユーザに表示する、請求項１乃至３のいずれかに記載の治療計画評価ツール。
【請求項５】
前記磁場均一性に関する情報を用いて、前記計画画像を幾何学的に補正する、請求項１乃至４のいずれかに記載の治療計画評価ツール。
【請求項６】
前記計画画像に基づき、放射線治療計画を生成する治療計画ユニットを有する、請求項１乃至５のいずれかに記載の治療計画評価ツール。
【請求項７】
前記治療計画ユニットが更に、前記品質インジケータを最適化することにより前記放射線治療計画を生成する、請求項６に記載の治療計画評価ツール。
【請求項８】
品質保証のための方法において、
磁気共鳴撮像システムの磁場不均一性を決定するステップと、
前記磁気共鳴撮像システムで１つ又は複数の磁気共鳴画像を取得するステップであって、前記１つ又は複数の磁気共鳴画像の１つ又は複数が計画画像をもたらす、ステップと、
前記計画画像を用いて、放射線治療計画を生成するステップと、
前記磁場不均一性に関する情報を用いて、臓器における前記磁場不均一性をプリセット限界値と比較することにより前記放射線治療計画に関する品質インジケータを計算するステップであって、前記品質インジケータが、臓器の種類により重み付けされ、前記磁場の不均一性によりもたらされる前記計画画像における歪みは、センシティブ又は重要な構造若しくは臓器又はこれらの付近にあるとき、より高い重みを得て、放射ビームの向きにより前記品質インジケータが重み付けされる、ステップとを有する、方法。
【請求項９】
前記磁場の不均一性の決定が、複数の患者に関する品質インジケータの計算のための入力として使用される、請求項８に記載の品質保証方法。
【請求項１０】
各患者に関して、前記磁場の不均一性が決定され、前記品質インジケータの計算のための入力として使用される、請求項８に記載の品質保証方法。
【請求項１１】
前記磁場の不均一性に関する情報が、１つ又は複数の磁気共鳴画像を幾何学的に補正するために使用される、請求項８乃至１０のいずれかに記載の品質保証方法。
【請求項１２】
品質インジケータが、歪みの量、処方線量、計画線量、計画画像に表される組織の組織感受性といった入力の１つ又は複数を用いて計算される、請求項８乃至１１のいずれかに記載の品質保証方法。
【請求項１３】
前記品質インジケータが、臓器の種類により重み付けされ、前記磁場の不均一性によりもたらされる前記計画画像における歪みは、センシティブ又は重要な構造若しくは臓器又はこれらの付近にあるとき、より高い重みを得る、請求項８乃至１２のいずれかに記載の品質保証方法。
【請求項１４】
前記計画画像が、前記品質インジケータを最適化することにより少なくとも部分的に生成される、請求項８乃至１３のいずれかに記載の品質保証方法。
【請求項１５】
前記品質インジケータをユーザに表示するステップを有する、請求項８乃至１４のいずれかに記載の品質保証方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）の分野に関し、より詳細には、治療計画、特に放射線治療計画のためのＭＲＩの使用に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）は、治療分野において、特に放射線治療の分野において、ますます重要性を増している。ＭＲＩは、腫瘍組織と健康な組織とをよりよく区別するのに役立つ場合がある。更に、これは、リスク臓器（ＯＡＲ）の描出を改善するのに役立つ場合がある。これは、治療計画にＭＲＩを使用することを興味深いものとする。ＭＲＩベースの放射線治療計画を容易にするため、ＭＲＩ画像を使用して疑似ＣＴ画像又は減衰（ａｔｔｎｅｕａｔｉｏｎ）マップを生成することができる。この文書の文脈において、放射線治療計画の生成に寄与するＭＲＩ画像は、ＭＲＩ計画画像として規定される。計画ＭＲＩ画像は例えば、擬似ＣＴ画像又は減衰マップであってもよく、計画ＭＲＩ画像は、擬似ＣＴ又は減衰マップを生成するために使用されるＭＲＩ画像であってもよく、計画画像は、関心構造の描写に使用されるよう構成される１つ又は複数のＭＲＩ画像であってもよい。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
治療設定においてＭＲＩを使用することの１つの欠点は、ＭＲＩが、例えばＣＴに比べて幾何学的精度が低下する場合がある点にある。これは、ＭＲＩベースの治療の質に影響を及ぼし得る。
【０００４】
ＵＳ２０１４／０２６６１９８Ａ１号は、関心領域（ＲＯＩ）における幾何学的精度を決定する方法を記載する。この方法は、ファントムによりカバーされるＲＯＩにおける歪みを記述する一組の３Ｄベクトルを導出することを含む。特徴付けられた画像歪みは、シミング又は画像補正のために使用され得る。画像補正方法は、治療計画システム（ＴＰＳ）に統合されることができる。
【０００５】
本発明の目的は、ＭＲＩ画像を治療計画に使用するときの品質保証を改善することである。この目的は、請求項１に記載の治療計画評価ツールにより達成される。この目的は、請求項８に記載の方法によっても達成される。
【０００６】
一般に、達成すべき目標を設定することにより、放射線治療計画が生成される。斯かる目標の一例は、選択された構造に与えられる最小線量又は最大線量である。斯かる構造は例えば、リスク臓器又は計画された標的ボリューム（ＰＴＶ、これは、画像に見られる腫瘍に何らかのマージンを足したもの）であり得る。例えば構造の放射線感受性及びその位置といった複数の要因に基づき、その構造に関する特定の治療目標が設定される。しかしながら、計画ＭＲＩ画像を生成するために使用された主磁場によりもたらされる幾何学的な不正確さのため、構造の正確な位置及び／又はボリュームは、仮定されたものとは異なる場合がある。治療計画システムにより治療目標が満たされているかどうかを評価するとき、ＭＲＩ計画画像の幾何学的精度が考慮される必要がある。歪みが許容可能なレベル内に留まるボリュームを直接的に知らないと、重要な組織ボリュームが均質なボリュームの外側に残っていることをユーザが疑う場合、ユーザはＭＲアイソセンタからの距離を測定するか、又は目視検査に頼らざるを得ない。これは非効率的であり、あまり正確ではない可能性が高い。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明は、磁場均一性に関する情報に基づき治療計画に関する品質インジケータを計算することにより、これらの問題に対処する。こうして、治療計画の質に対する幾何学的不正確さの影響が容易に決定されることができる。こうして、品質保証が改善されることができる。
【０００８】
本発明の実施形態によれば、上記治療計画評価ツールが、歪み量、処方線量、計画線量（好ましくは臨床目標を満たし、好ましくは処方線量に近い）、組織感受性、放射ビームの向き、リスク臓器と腫瘍との間の距離、計画画像に表されるリスク臓器又は組織の種類といった入力の１つ又は複数を用いて、上記治療計画に関する上記品質インジケータを計算するよう構成される。放射線治療計画及び治療計画という用語は、ここでは同等とみなされる。これらのパラメータは、毒性又は腫瘍制御のいずれかの治療結果に影響を及ぼす。特定の構造体、特にＯＡＲが、高い組織感受性又は放射線感受性を持つとき、より慎重になる可能性がある。いわゆるパラレルＯＡＲと比較して、いわゆるシリアルＯＡＲでより慎重になる可能性もある。
【０００９】
従って、幾何学的な不正確性が、シリアル構造及び／又はより高い放射線感受性を持つ構造に関する品質インジケータに大きな影響を及ぼす場合それは有利である。品質インジケータを計算するときビーム方向を考慮することも有利である。幾何学的不正確さは、ビーム経路に配置される場合、特に治療ビームと平行に配置される場合には、主として関連する。従って、これらの位置に配置されるとき、幾何学的不正確さに高い重みを与えることが有利である。更に、放射ビーム経路内に幾何学的精度が生じるという警告がシステムのユーザに表示されてもよい。これは、ユーザがビームの向きを調整する理由となり得る。また、品質インジケータを計算するとき、ＯＡＲと腫瘍との距離を考慮することも有利である。ＯＡＲが腫瘍に近いほど、幾何学的不正確さの影響が大きくなる。従って、品質インジケータを計算するとき、例えば腫瘍と特定のＯＡＲとの間の距離に基づき幾何学的不正確さを重み付けすることにより、これを考慮することも有利である。構造ごとに品質インジケータが計算されることができる。これは洞察に満ちている。なぜなら、こうして、問題の発生場所が簡単に評価されることができるからである。代替的又は追加的に、治療計画全体に関する１つの品質インジケータが計算されることができる。これは例えば、異なる構造に関する品質インジケータを加重寄与を用いて組み合わせることにより実現されることができる。
【００１０】
本発明の更なる実施形態によれば、治療計画評価ツールは、臓器の位置における磁場の不均一性によりもたらされる幾何学的歪みを、この幾何学的歪みに関するプリセット限界値と比較するよう構成される。この比較の結果は、品質インジケータとなる可能性がある。治療計画評価ツールは、幾何歪みがプリセット限界値を超える場合、ユーザに警告を提供するように更に構成され得る。この実施形態は、有利である。なぜなら、それは、あまり最適でない治療が患者に提供されることを防止するのに役立ち得るからである。
【００１１】
更なる実施形態によれば、治療計画評価ツールは、磁場均一性に関する情報を用いて、ＭＲＩ計画画像を幾何学的に補正するよう構成される。この実施形態は、有利である。なぜなら、それは、より良好な治療計画をもたらすからである。
【００１２】
本発明の更なる実施形態によれば、治療計画評価ツールは、計画画像に基づき、治療計画を生成するよう構成された治療計画ユニットを有する。この実施形態は、有利である。なぜなら、こうして、品質インジケータを評価することにより得られた洞察が治療計画を改善するために容易に使用されることができるからである。
【００１３】
別の態様によれば、本発明は、品質保証のための方法であり、
磁気共鳴撮像システムの磁場不均一性を決定するステップと、
上記磁気共鳴撮像システムで１つ又は複数の磁気共鳴画像を取得するステップであって、上記１つ又は複数の磁気共鳴画像の１つ又は複数が計画画像をもたらす、ステップと、
計画画像を用いて、治療計画を生成するステップと、
磁場の不均一性に関する情報を使用して、治療計画に関する品質インジケータを計算するステップとを有する。
【００１４】
本発明の実施形態によれば、上記磁場の不均一性の決定が、複数の患者に関する品質インジケータの計算のための入力として使用される。この実施形態は、有利である。なぜなら、それは、より迅速な品質保証手順を可能にするからである。
【００１５】
本発明の実施形態によれば、各患者に関して、上記磁場の不均一性が決定され、上記品質インジケータの計算のための入力として使用される。この実施形態は、有利である。なぜなら、それは、品質保証手順の精度を向上させることができるからである。
【００１６】
本書で使用される「品質係数」という用語は、放射線治療計画に割り当てられた数値スコア又は値であると考えられることができる。品質係数は、複数の異なる方法で使用されることができる。それは、人間のオペレータに表示されることができ、その結果、放射線治療計画が対象の健康な組織をどれくらい良好に保護するかを、オペレータが容易に解釈することができる。品質係数はまた、放射線治療計画が放射線治療中に対象の健康な組織をどれくらい良好に保護するかの定量的尺度として解釈されてもよい。
【００１７】
品質係数は定量的尺度であるため、それは、放射線治療計画を修正及び改善するため、放射線治療計画を最適化するための最適化アルゴリズムにより使用されることができる。例えば、候補の放射線治療計画に関する代替ビーム経路が、放射線治療計画を使用して評価されることができ、どの放射線治療計画が放射線療法治療計画に選択されるべきかを選択するのに、最良の品質係数をもたらすビーム経路が使用されることができる。
【００１８】
本書で使用される治療計画評価ツールは、治療計画のための品質インジケータを計算するよう構成されたプロセッサ及び／又はコントローラを包含する。治療計画評価ツールは例えば、磁気共鳴撮像システム及び／又は放射線治療システムに組み込まれることができる。
【００１９】
本書では、磁場の均一性及び磁場の不均一性への言及は同等である点を理解されたい。両方とも、磁場が空間的にどのように変化するかの尺度又は記述である。
【図面の簡単な説明】
【００２０】
【図１】治療計画評価ツールを概略的に示す図である。
【図２】品質インジケータをいわゆるスコアカードにどのように組み込むことができるかの例を概略的に示す図である。
【図３】本発明による方法を概略的に示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２１】
本発明のこれら及び他の側面が、以下に説明される実施形態から明らかとなり、これらの実施形態を参照して説明されることになる。
【００２２】
図１は、治療計画評価ツール１００を概略的に示す。治療計画評価ツール１００は、磁場均一性１０１に関する情報を受け取る。この情報は例えば、ＭＲＩ撮像ボリュームからの３次元歪みマップであってもよい。歪みマップは、品質保証チェックの間に生成されることができ（図３、３０１）、例えば平面的な２Ｄファントムが撮像ボリュームを横断するときの平面的な２Ｄファントムが使用されることができる。ファントムにおける小さなマーカ球及びテーブルトップの既知の位置は、取得されたＭＲＩ画像と一緒に使用され、歪みを推定することができる。これは、特定の撮像野にわたり３Ｄ歪みマップを生成し、このマップは、位置のみに基づき磁気歪み及び勾配歪みを空間的に分離するのに使用されることができる。追加的に、患者固有の歪みを取得し、患者のカスタマイズされた歪み補正マップが生成されることができる。２Ｄファントムに加えて、又はこれに代えて、テーブルトップ運動を避けるため、従来技術で既知の大きな３Ｄファントムが使用されることもできる。場所における患者が誘発する歪みを含む歪みマップ情報を生成するため、実現可能な実現の１つは、システムが、患者の周囲の既知の場所においてマイクロコイル又は同様の小さなプローブを使用し、測定点に球面調和関数を適合させ、従来技術で既知のＭＲスキャナシミング手順と同様に、患者から生じる感受性アーチファクトによる歪みを推定することができるものである［Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ６０：  １８７−１９７  (２００８)．Ｓｐａｔｉｏｔｅｍｐｏｒａｌ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｆｉｅｌｄ  Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ  ｆｏｒ  ＭＲ．Ｃｈｒｉｓｔｏｐｈ  Ｂａｒｍｅｔ、Ｎｉｃｏｌａ  Ｄｅ  Ｚａｎｃｈｅ、及びＫｌａａｓ  Ｐ．Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎ］。
【００２３】
歪みマップは、ＤＩＣＯＭオーバーレイとして、３Ｄ  ＤＩＣＯＭ画像シリーズのマスキングとして、歪みアイソセンタのＤＩＣＯＭメッシュ（例えば、１ｍｍ歪みアイソコンタワー、３ｍｍアイソコンタワーなど）として、ＤＩＣＯＭ  ＲＴ  Ｓｔｒｕｃｔ  ２Ｄ等高線として、又はメタデータを備える独自のメッシュ形式において、送信されることができる。これは、後続の表示操作の自動化に役立つ。
【００２４】
磁場均一性１０１に関する情報に基づき、治療計画評価ツール１００は、品質インジケータ１０３を計算する（図３、ステップ３０４）。この品質係数は、ディスプレイ１０４を用いてユーザに表示されることができる。歪みマップ自体が視覚化され、ユーザに表示されることもできる。例えば、計画画像の上に市松模様のオーバーレイ又はアルファブレンドが使用される。簡単な実施形態では、品質インジケータ１０３は、幾何学的不正確さと、これらの幾何学的不正確さに対するプリセット限界値との比較の結果である。更に進んだ実施形態では、品質インジケータを計算するとき、他の要因１０２も考慮される。これらの要因は例えば、処方線量、計画線量、組織感受性、放射線ビームの方向、リスク臓器と腫瘍との間の距離、計画画像に表されるリスク臓器又は組織の種類であり得る。これを行う１つの方法は、上記の要因の１つ又は複数により幾何学的な不正確さを重み付けすることである。好ましくは、これは、両方の腫瘍が関連するＯＡＲのそれぞれに対して行われることが好ましい。
【００２５】
図２は、品質インジケータがいわゆるスコアカード２００にどのように統合されるかの例を示す。治療目標Ｇ１  ２０５、Ｇ２  ２０６は、異なる関心領域／構造２０２に関するスコアカード２００において設定されることができる。Ｇ１は一次治療目標に関連し、Ｇ２は二次治療目標に関連し、これは、一次治療目標Ｇ１よりも厳格ではない。治療目標は、構造体２０２のどの容量パーセンテージ（列Ｖ）がどの線量（列Ｄ、例えば最小、最大、平均線量）を受け取るべきかに関する。更に、図２によるスコアカードでは、幾何学的精度（列Ｉ）に対して１つ又は複数の入力が与えられることができる。これらの入力は、計画画像１０２に表される処方線量、計画線量、組織感受性、放射線ビーム方向、リスク臓器と腫瘍との間の距離、リスク臓器又は組織の種類に関連し得る。入力は例えば、重み付け係数とすることができる。しかしながら、それらは幾何学的不正確さに関するプリセット限界値でもあり得る。品質インジケータに関して、異なる器官は、警告キュー又は完全なエラー状態をトリガする前に、同質ボリュームの外側にどれくらいの量の線量が許容されるかを特定するプリセット値を持つことができる（１ｍｍ／３ｍｍ）。ボリュームは、歪みマップに基づきほぼ歪み補正されることができる。ボリューム値が各ボクセル位置における補間された歪みに依存する係数により重み付けされる線量ボリュームのような、より抽象的な品質インジケータを計算することも可能である。これらのインジケータは例えば、色分け（緑、黄、赤）又は合格／不合格基準（例えば、列Ｒ、符号２０７を参照）を持つ計画レビュースコアカードに表示されることができる。品質インジケータがプリセット限界値の範囲外にある場合、警告が提供されることができる。警告／エラーは、レビューを容易にするため、同質ボリュームの外の最大ボリュームを含むスライスを表示するためのショートカットリンクとしても機能する。
【００２６】
治療計画が各構造２０２に対して列２０８で計算された後、計画された線量（列Ｄ）が構造のどの体積百分率（列Ｖ）に対するものであるかが表示される。更に、構造に関する（重み付けされた）幾何学的精度又は品質インジケータが表示される（列Ｉ）。これは例えば、構造に対する平均又は最大歪みであり得る。最後の列Ｒ２０７には、一次目標、二次目標が達成された、又はいずれの目標も達成されなかったかどうかが表示される。下部ボタン２２０〜２２５は、目標セットＣ２２０に基づき治療計画の計算を開始し、治療目標Ａ２２１を追加し、治療目標Ｄ２２２を削除し、又は例えば線量ヒストグラムを表示することにより、特定の構造統計２２３に関する統計を表示するために使用されることができる。ボタンＡｄｊ２２４は、列Ｉにおける幾何学的精度に関する入力を提供するのに加えて、又はこの代わりに使用されることができる。このボタンは、幾何学的不正確さを考慮に入れるため、治療目標Ｇ１、Ｇ２を調整するのに使用されることができる。例えば、歪みマップに基づき、１つ又は複数の治療目標が自動的に調整されることができる。例えば、輪郭描写されたボリュームが自動的に変更され、又はボリューム目標が更新されることができる。
【００２７】
図３は、本発明による方法を概略的に示す。この方法は、以下のステップを含む。
【００２８】
ステップ３０１：磁気共鳴撮像システムの磁場不均一性を決定するステップ。本発明の一実施形態では、歪みマップは毎日の品質保証チェック中に生成され、各患者に再使用される。本発明の別の実施形態では、歪みマップは、既にＭＲ検査中の患者からの測定値を用いて生成又は拡張される。本発明の別の実施形態では、上記実施形態のいずれかの歪みマップを使用して、歪みマップの歪みベクトル場に基づきボクセルを変形することにより患者から取得した画像が修正される。
【００２９】
ステップ３０２：上記磁気共鳴イメージングシステムで１つ又は複数の磁気共鳴画像を取得するステップ。上記１つ又は複数の磁気共鳴画像の１つ又は複数が、計画画像を生じさせる。
【００３０】
ステップ３０３：計画画像を用いて、治療計画を生成するステップ。
【００３１】
ステップ３０４：磁場の不均一性に関する情報を用いて、治療計画に関する品質インジケータを計算するステップ。品質係数は、画像精度の良さの尺度となり得る。従って、入力は、歪み、計画された供給線量、及び臓器タイプによる重み付けである。いくつかの臓器は他の臓器よりも重要であるため、重要な構造の付近に歪みがある場合、それらの臓器又は部位は、それらの部位に歪みがある場合にはより高く加重される必要があり、医師は、例えばスコアカードを用いて又は画像上で視覚的に、通知されることができる。
【００３２】
場合によっては、例えば、品質インジケータが幾何学的歪みの量にのみ基づかれる場合、治療計画が計算される前に、品質インジケータが計算されることができる点に留意されたい。
【００３３】
本発明が、図面及び前述の説明において詳細に図示及び説明されるが、斯かる図示及び説明は、説明的又は例示的であって限定的ではないと考えられるべきである。本発明は、開示された実施形態に限定されるものではない。
【図１】
2019514510.tif 000003
【図２】
2019514510.tif 000004
【図３】
2019514510.tif 000005
【国際調査報告】
2019514510.tif 000006
2019514510.tif 000007
2019514510.tif 000008