(57)【要約】      （修正有）【課題】ハドロン治療デバイス、ＭＲＩ、およびハドロン線撮影システムを含む医療装置を提供する。【解決手段】初期撮像ビーム経路が、複数の組織を含み、かつ上流境界と下流境界との間でビーム経路によって交差される関心対象、および、関心対象の標的組織内に配置された標的スポットを通過しかつ越える、ハドロン治療デバイスと、標的スポットを含む関心対象の部分と、上流境界と標的スポットとの間に含まれるビーム経路の少なくとも部分とを含む撮像容積内の磁気共鳴データを取得するための磁気共鳴撮像デバイスと、撮像用ハドロンビームによって生成された信号を取得するように適合されたハドロン線撮影システム（ＨＲＳ）３と、上流境界と下流境界との間のビーム経路の水分等量経路長を決定するように構成されたコントローラ５であって、前記決定が少なくともＨＲＳを用いて取得された信号に基づく、コントローラとを含む、医療装置。【選択図】図７
2018057859.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療装置であって、
（Ａ）初期撮像ビームエネルギーＥ０ｐを有する撮像用ハドロンビーム（１ｈｐ）をビーム経路（Ｘｐ）に沿って方向付けるように適合されたハドロン源（１０）を含むハドロン治療デバイス（１）であって、前記ビーム経路が、
・複数の組織ｍを含み、かつ上流境界（４１Ｕ）と下流境界（４１Ｄ）との間で前記ビーム経路によって交差される関心対象、および
・前記上流境界と前記下流境界との間の前記関心対象の標的組織（４０）内に配置された標的スポット（４０ｓ）
を通過しかつ越える、ハドロン治療デバイス（１）と、
（Ｂ）前記標的スポットを含む前記関心対象の部分と、少なくとも前記上流境界と前記標的スポットとの間に含まれる前記ビーム経路の部分とを含む撮像容積Ｖｐ内の磁気共鳴（ＭＲ）データを取得するための磁気共鳴撮像デバイス（ＭＲＩ）と
を含む、医療装置において、
（Ｃ）前記撮像用ハドロンビームによって生成された信号を取得するように適合されたハドロン線撮影システム（ＨＲＳ）と、
（Ｄ）前記上流境界と前記下流境界との間の前記ビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ，ＨＲＳを決定するように構成されたコントローラ（５）であって、前記決定が少なくとも前記ＨＲＳで取得された前記信号に基づく、コントローラ（５）と
をさらに含むことを特徴とする医療装置。
【請求項２】
請求項１に記載の医療装置において、前記コントローラ（５）が、前記上流境界（４１Ｕ）と前記下流境界（４１Ｄ）との間に含まれる前記ビーム経路によって交差される、厚さＬｍの前記複数の組織ｍの水分等量経路長ＷＥＰＬｍを算出するようにさらに構成され、前記算出が前記ＭＲデータおよび前記ＷＥＰＬ，ＨＲＳに基づくことを特徴とする医療装置。
【請求項３】
請求項２に記載の医療装置において、前記コントローラが、治療セッション中の時点ｔ１において、前記上流境界（４１Ｕ）と前記標的スポット（４０ｓ）との間に含まれるビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ４０ｓ，０の計画値の検証を実施するようにさらに構成され、前記ＷＥＰＬ４０ｓ，０の前記計画値が治療セッション中の時点ｔ０において予め決定されており、前記検証が、
・前記上流境界と前記標的スポットとの間に含まれるビーム経路（Ｘｐ）の水分等量経路長ＷＥＰＬ４０ｓ，１の実際値の計算であって、前記標的組織（４０）の上流に位置決めされかつそれを含む前記複数の組織の前記ＷＥＰＬｍに基づく計算、
・前記ＷＥＰＬ４０ｓ，１の前記実際値と前記ＷＥＰＬ４０ｓ，０の前記計画値との比較、
・ＷＥＰＬ４０ｓ，０−δ≦ＷＥＰＬ４０ｓ，１≦ＷＥＰＬ４０ｓ，０＋δ（ここで、δ＝１０ｍｍ、好ましくはδ＝５ｍｍ、より好ましくはδ＝３ｍｍ）の場合に治療計画を適用すること、
・ＷＥＰＬ４０ｓ，１≧ＷＥＰＬ４０ｓ，０＋δまたはＷＥＰＬ４０ｓ，１≦ＷＥＰＬ４０ｓ，０−δ（ここで、δ＝１０ｍｍ、好ましくはδ＝５ｍｍ、より好ましくはδ＝３ｍｍ）の場合にさらなる措置を取ること
を含むことを特徴とする医療装置。
【請求項４】
請求項３に記載の医療装置において、前記さらなる措置が、
・治療計画中にかつ前記ＷＥＰＬ４０ｓ，０の前記計画値に基づいて予め算出された治療用ハドロンビームの計画初期エネルギーＥ０であって、治療計画によって規定される前記標的スポットの位置に対応する計画位置ＢＰ０においてブラッグピークを生じる計画初期エネルギーＥ０
を補正して、
・前記検証中にかつ前記ＷＥＰＬ４０ｓ，１の前記実際値に基づいて算出された治療用ハドロンビームの補正初期エネルギーＥ１であって、前記標的スポットの実際の位置に対応する治療位置ＢＰ１において前記ブラッグピークを生じる補正初期エネルギーＥ１
にすることを含むことを特徴とする医療装置。
【請求項５】
請求項２乃至４の何れか１項に記載の医療装置において、前記コントローラが、
・前記標的スポットのＷＥＰＬ４０ｓ，０の予備値を計算することであって、前記計算が前記ＷＥＰＬｍに基づく、計算することと、
・治療用ハドロンビームの計画初期エネルギーＥ０を算出することであって、前記算出がＷＥＰＬ４０ｓ，０の値に基づき、かつ前記治療計画の前記確立中に前記標的スポットの前記位置に対応する計画位置において前記ブラッグピークＢＰ０を生じる、算出することと
により、治療計画を確立するように構成されることを特徴とする医療装置。
【請求項６】
請求項１乃至５の何れか１項に記載の医療装置において、前記ハドロン線撮影システムが、以下の検出器：レンジテレスコープ（３ｔ）、熱量計（３ｃ）、または分光計（３ｓ）のうちの１つ以上を含むことを特徴とする医療装置。
【請求項７】
請求項１乃至６の何れか１項に記載の医療装置において、即発ガンマ検出器（６）およびＰＥＴスキャン（６）のうちの少なくとも一方をさらに含むことを特徴とする医療装置。
【請求項８】
請求項１乃至７の何れか１項に記載の医療装置において、非背臥位の患者を支持するための支持体（７）を含むことを特徴とする医療装置。
【請求項９】
関心対象内の標的スポット（４０ｓ）を照射するために治療計画中に算出された治療用ハドロンビームの計画初期エネルギーＥ０を検証するための方法であって、前記関心対象が複数の組織ｍを含み、前記方法が、以下のステップ：
（Ａ）前記標的スポットを含む撮像容積Ｖｐの磁気共鳴（ＭＲ）撮像を実施し、かつＭＲデータを取得するステップと、
（Ｂ）ビーム経路（Ｘｐ）に沿って、初期撮像ビームエネルギーＥ０ｐを有する撮像用ハドロンビーム（１ｈｐ）を放出するステップであって、前記ビーム経路が、
・上流境界（４１Ｕ）と下流境界（４１Ｄ）との間で前記ビーム経路に沿って延在する前記関心対象、および
・前記標的スポット
を通過しかつ越える、ステップと
を含む方法において、以下の追加的なステップ：
（Ｃ）ハドロン線撮影システム（ＨＲＳ）を用いて、前記撮像用ハドロンビームによって生成された信号を検出するステップと、
（Ｄ）前記信号から、上流境界と下流境界との間の前記ビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ，ＨＲＳを決定するステップと、
（Ｅ）前記上流境界と前記下流境界との間に含まれる前記ビーム経路によって交差される、厚さＬｍの組織ｍのＷＥＰＬｍを算出するステップであって、前記算出が前記ＭＲデータおよび前記ＷＥＰＬ，ＨＲＳに基づく、ステップと、
（Ｆ）前記上流境界と前記標的スポットとの間に含まれる前記ビーム経路のＷＥＰＬ４０ｓ，１の実際値を算出するステップであって、前記算出が前記標的スポットの上流に位置決めされかつそれを含む前記組織の前記ＷＥＰＬｍに基づく、ステップと、
（Ｇ）前記ＷＥＰＬ４０ｓ，１の前記実際値と前記治療計画の前記確立中に決定されたＷＥＰＬ４０ｓ，０の予備値とを比較するステップと、
（Ｈ）ＷＥＰＬ４０ｓ，０−ｔｏｌ≦ＷＥＰＬ４０ｓ，１≦ＷＥＰＬ４０ｓ，０＋ｔｏｌ（ここで、ｔｏｌ＝１０ｍｍ、好ましくはｔｏｌ＝５ｍｍ、より好ましくはｔｏｌ＝３ｍｍ）の場合に前記計画初期エネルギーＥ０を検証するステップと、
（Ｉ）ＷＥＰＬ４０ｓ，１≧ＷＥＰＬ４０ｓ，０＋ｔｏｌまたはＷＥＰＬ４０ｓ，１≦ＷＥＰＬ４０ｓ，０−ｔｏｌ（ここで、ｔｏｌ＝１０ｍｍ、好ましくはｔｏｌ＝５ｍｍ、より好ましくはｔｏｌ＝３ｍｍ）の場合にさらなる措置を取るステップと
を含むことを特徴とする方法。
【請求項１０】
請求項９に記載の方法において、前記さらなる措置が、前記計画初期エネルギーＥ０の値を、前記検証中にかつ前記ＷＥＰＬ４０ｓ，１に基づいて算出された治療用ハドロンビームの補正初期エネルギーＥ１の値に修正することを含み、前記補正初期エネルギーＥ１が前記標的スポットの実際の位置に対応する治療位置ＢＰ１においてブラッグピークを生じることを特徴とする方法。
【請求項１１】
請求項９または１０に記載の方法において、前記治療計画の前記検証が時点ｔ０＋Δｔｉで行われ、かつ時点ｔ０における前記治療計画の確立によって先行され、前記確立が、以下のステップ：
（Ａ）上流境界と標的スポットとの間に含まれる予測ビーム経路を含む前記関心対象の部分内の前記組織の予備特徴付けと、前記上流境界と前記標的スポット（４０ｓ）との間に含まれる前記ビーム経路の予備ＷＥＰＬ４０ｓ，０の特定とをもたらすためにＣＴスキャナーおよび／または磁気共鳴撮像を実行するステップと、
（Ｂ）前記予備特徴付けに対して最適化された線量送達スキームを算出するステップであって、前記算出が治療用ハドロンビームの計画初期エネルギーＥ０の算出を含み、前記算出がＷＥＰＬ４０ｓ，０の前記値に基づき、かつ前記治療計画の前記確立中に前記標的スポットの前記位置に対応する計画位置ＢＰ０において前記ブラッグピークを生じる、ステップと
を含むことを特徴とする方法。
【請求項１２】
関心対象内の標的スポット（４０ｓ）を照射するための治療用ハドロンビームの治療計画を確立する方法であって、以下のステップ：
（Ａ）標的スポットを含む撮像容積Ｖｐの磁気共鳴（ＭＲ）撮像を実施して、ＭＲデータを取得するステップと、
（Ｂ）ビーム経路に沿って、初期撮像ビームエネルギーＥ０ｐを有する撮像用ハドロンビームを放出するステップであって、前記ビーム経路が、
・上流境界と下流境界との間の前記ビーム経路に沿って延在する前記関心対象、および
・前記標的スポット（４０ｓ）
を通過しかつ越える、ステップと
を含む、方法において、以下の追加的なステップ：
（Ｃ）ハドロン線撮影システム（ＨＲＳ）を用いて、前記撮像用ハドロンビームによって生成された信号を検出するステップと、
（Ｄ）前記信号から、上流境界と下流境界との間の前記ビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ，ＨＲＳを決定するステップと、
（Ｅ）前記上流境界と前記下流境界との間に含まれる前記ビーム経路によって交差される、厚さＬｍの組織ｍのＷＥＰＬｍを算出するステップであって、前記算出が前記ＭＲデータおよび前記ＷＥＰＬ，ＨＲＳに基づく、ステップと、
（Ｆ）前記上流境界と前記標的スポットとの間に含まれる前記ビーム経路のＷＥＰＬ４０ｓ，０の値を算出するステップであって、前記算出が前記標的スポットの上流に位置決めされかつそれを含む前記組織の前記ＷＥＰＬｍに基づく、ステップと、
（Ｇ）治療用ハドロンビームの計画初期エネルギーＥ０の算出を含む、線量送達スキームを算出するステップであって、前記算出がＷＥＰＬ４０ｓ，０の前記値に基づき、かつ前記治療計画の前記確立中に前記標的スポットの位置に対応する計画位置ＢＰ０においてブラッグピークを生じる、ステップと
を含むことを特徴とする方法。
【請求項１３】
請求項１２に記載の方法において、上流境界と下流境界との間に含まれる前記ビーム経路を含む前記関心対象の部分内で前記ビーム経路によって交差される前記組織の予備特徴付けをさらに含み、前記特徴付けが前記ＭＲデータに基づくことを特徴とする方法。
【請求項１４】
請求項９乃至１１の何れか１項に記載の方法において、前記治療計画の前記検証が時点ｔ１で行われ、かつ時点ｔ０における前記治療計画の確立によって先行され、前記確立が請求項１２または１３に従って行われることを特徴とする方法。
【請求項１５】
請求項１０乃至１４の何れか１項に記載の方法において、請求項１乃至９の何れか１項に記載の医療装置を提供するステップをさらに含むことを特徴とする方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
第１の態様によれば、本発明は、荷電ハドロン治療デバイス、磁気共鳴画像デバイス、およびハドロン線撮影システムを含む医療装置に関する。第２の態様によれば、本発明は、治療計画を確立および／または確認する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
患者を治療するためのハドロン療法（例えば、陽子線療法）は、従来の放射線療法を上回るいくつかの利点を見込んで数十年ほどで知られるようになってきた。これらの利点は、ハドロンの物理的性質によるものである。従来の放射線療法における光子線は、光子線が組織を横切った距離に応じた減少指数曲線に従ってそのエネルギーを放出する。対照的におよび図２に示すように、ハドロンビームは、初めに、組織４１〜４３に侵入するときにそのエネルギーのごく一部を放出して（プラトーを形成）、その後、ハドロン経路が延びるにつれてエネルギー全体が局所的に放出され、ピークまで急増し、ビームの範囲の最後に減少する。ピークは、ブラッグピークと呼ばれ、および図２（ｃ）に示すブラッグ曲線の最大値に対応する。従って、ハドロンビームは、標的組織４０内の正確な場所に高線量のハドロンを送達できるため、健康な周囲組織４１〜４４を保存する。図２（ａ）に示すように、正確な場所に高線量のハドロンを送達できるようにするハドロン療法の利点は、その弱点の１つでもある。なぜなら、ハドロンビームのブラッグピークの位置ＢＰ０が標的組織４０に対してオフセットしている場合、高線量のハドロンは、健康な隣接する組織４３、４４に送達され得るためである（図２（ａ）における、組織内でハドロンビームが移動しかつビーム経路Ｘｐに沿って測定された距離Ｘｈに対するエネルギー損失Ｅｌｏｓｓの曲線の実線Ｅ０および破線Ｅ０ｄを比較）。このため、標的組織の位置に対するブラッグピークの相対位置の決定は、患者に対してハドロン療法を適切に施すために極めて重要である。
【０００３】
実際に、ハドロン療法は、通常、何れかの治療を開始し得る前に治療計画を確立する必要がある。この治療計画中、患者および標的組織のコンピュータ断層撮影（ＣＴスキャン）が通常実施される。ＣＴスキャンは、患者を治療するための治療用ハドロンビーム１ｈによって横切られる標的組織４０および周囲組織４１〜４３を特徴付けるために使われる。特徴付けにより、標的組織を含む容積の３次元表示を生じ、および治療計画システムが、ハドロンビームによって横切られる組織４１〜４３の性質に基づいて計算された範囲−線量関係を決定する。
【０００４】
この特徴付けは、処方線量のハドロンを標的スポット４０ｓに送達するために必要な治療用ハドロンビームの初期エネルギーＥｋを決定するために使用される水分等量経路長（ＷＥＰＬ）の算出を可能にする。この場合、前記初期エネルギーが決定された段階に依存して、ｋ＝０または１である。図２（ｃ）は、ハドロンビームが異なる組織を横切って移動した物理的距離を、対応するＷＥＰＬに変換したものを示す。所与の組織を通過して所与の距離を移動するハドロンビームのＷＥＰＬは、前記ハドロンビームが水分中を移動するのと均等な距離である。図２（ｃ）に示すように、通常と同様に、異なる性質および厚さの健康な組織４１〜４３が患者の皮膚の外表面から標的組織を分離している場合、標的スポットのＷＥＰＬは、標的スポットに達するまで連続する各組織の水分対応経路長を考慮して計算される。水分中を移動するハドロンビームの均等な経路長の値を用いて、標的スポットのＷＥＰＬにおいてブラッグピークの位置決めに必要とされる初期エネルギーＥｋを簡単に算出することができ、およびこのエネルギーは、標的組織内の標的スポットにおいてブラッグピークを位置決めするために必要とされる初期エネルギーＥｋに対応する。
【０００５】
次に、治療計画は、ハドロンの線量が標的組織上に蓄積される１つ以上の治療セッションを含む治療期中に実施され得る。しかしながら、標的組織の複数の標的スポットに対するハドロンビームのブラッグピークの位置は、
・一方ではハドロン療法セッション中の、および他方では治療計画の確立とハドロン療法セッションとの間の患者の位置の変化、
・標的組織のサイズおよび／または位置の変化（図２（ｂ）参照）および／またはハドロンビームに対して標的組織から上流に位置決めされた健康な組織４１〜４３の変化
を含む、いくつかの不確実性を有し、
・ＣＴスキャンからの範囲計算は、ＣＴ画像の品質によって限定されている。別の限界は、ＣＴスキャンはＸ線の減衰を使用するが、このＸ線の減衰は明白ではなく、かつ横切られる組織の化学組成に依存するハドロン減衰に変換される必要があると関連付けられる。
【０００６】
患者および特に標的組織の位置に関する不確実性は、明白な理由のために極めて重要である。ＣＴスキャンによる正確な特徴付けによっても、治療セッション中の標的組織の実際の位置は、以下の理由から確認が困難なままである：
（Ａ）第１に、照射セッション中、標的組織の位置は、患者の呼吸、消化、または心拍などの解剖学的プロセスのために変化し得る。解剖学的プロセスはまた、気体または流体がハドロンビームのビーム経路Ｘｐに現れたりまたはそこから消えたりするようにさせ得る。
（Ｂ）第２に、治療計画は、通常、ハドロン治療セッションの開始数日前または数週間前に決定され、および患者の治療は、いくつかの治療セッションにわたって分散され、数週間かかり得る。この期間中、患者は、体重が増減し得るため、脂肪および筋肉などの組織の容積を場合によりかなり修正する。
【０００７】
従って、標的組織のサイズは変化し得る（例えば、腫瘍が成長したり、縮小したり、または位置もしくは幾何学的形状が変化したりした可能性がある）。図２（ｂ）は、治療計画の確立時点ｔ０と、治療セッションの時点ｔ０＋Δｔ１、ｔ０＋Δｔ２、ｔ１＝ｔ０＋Δｔ３との間の標的組織４０のサイズおよび位置の進化の例を示す。治療計画と最後の治療セッションとは、数日または数週間だけ隔てられ得る。従って、時点ｔ０に確立された治療計画は、前記時点ｔ０の標的組織４０ｐに属する標的スポット４０ｓｉ，ｊの照射（図２（ｂ）の黒いスポット）を含み得る。その期間Δｔ３中に標的組織４０ｐは動き得るかまたはその形状が変化し得るため、前記標的スポット４０ｓｉ，ｊは、治療セッションの時点ｔ０＋Δｔ３ではもはや標的組織４０に属しておらず、その代わりに、健康な組織にあり得る。従って、前記標的スポットの照射は、標的組織４０の代わりに健康な組織４３に的中してその健康な組織に害を及ぼす可能性がある。
【０００８】
標的組織のサイズおよび／または位置の何らかの変動を特定するための、ハドロン治療デバイスに結合された磁気共鳴画像デバイス（ＭＲＩ）の使用が当技術分野で提案されている。例えば、（特許文献１）には、ＭＲＩに結合されたハドロン治療デバイスを含むシステムが説明されている。前記システムは、ハドロン療法セッション中に患者の画像を取得し、かつこれらの画像を治療計画のＣＴスキャン画像と比較し得る。図１は、ＭＲＩに結合されたハドロン治療デバイスを使用するハドロン療法セッションの公知のフローチャートの例を示す。治療計画が、標的組織４０および周囲組織４１〜４３の特徴付けを含めて確立される。このステップは、伝統的に、ＣＴスキャン分析によって実施され、かつ標的組織の位置Ｐ０および形態、標的組織のハドロン治療のためのハドロンビームの最善の軌跡またはビーム経路Ｘｐの決定、およびハドロンビームが前記ビーム経路Ｘｐを辿って横切る組織のサイズおよび性質の特徴付けを可能にして、前記標的組織の標的スポットのＷＥＰＬ４０ｓを決定する。従って、ハドロンビームのブラッグピークの対応する位置ＢＰ０を標的組織の位置Ｐ０に適合させるために必要なハドロンビームの初期エネルギーＥｋが計算され得る。これにより、治療計画の確立を完了する。
【０００９】
ハドロン療法セッションは、治療計画の確立に続く。ハドロン治療デバイスに結合されたＭＲＩを用いて、ハドロンビームによって横切られる標的組織および周囲組織を含む容積Ｖｐの磁気共鳴（ＭＲ）画像を取り込むことが可能である。その後、ＭＲ画像をＣＴスキャン画像と比較して、ＣＴスキャンが実施された時点（＝ｔ０、図２（ｂ））とハドロン療法セッションの時点（図２（ｂ）のｔ１＝ｔ０＋Δｔ３）との間で、撮像した組織に何らかの形態の違いΔが検出され得るかどうかを評価し得る。治療セッションに影響を及ぼすような著しい差を形態に検出できない場合、ハドロン療法セッションは、治療計画で計画されたように続行する。他方では、計画したハドロンビームおよびそれらのそれぞれのブラッグピークに対して、標的組織の相対位置に影響を及ぼし得るいくらかの違いが検出される場合、ハドロン療法セッションは中断され、新しい治療計画を確立する必要がある。当分野で提案されたこの技術は、陳腐化した治療計画に基づいてハドロン療法セッションを実施するのを防止し、従って健康な組織が標的組織の代わりに照射されるのを防止し得るためにかなり有利である。
【００１０】
磁気共鳴（ＭＲ）画像は、ハドロンビームによって横切られる軟組織のコントラストを高くするが、以下の理由のため、これまでブラッグピークの位置は当然のことながら、ハドロンビーム自体の可視化に好適ではなかった。
・ＭＲＩは、組織中の水素原子の密度を測定するが、これまでハドロン阻止能比に関する特定可能な情報を全くもたらしていない。水素原子の密度からハドロン阻止能比への変換は、ＣＴスキャンのＸ線からの変換と同様であり、かつそれよりも依然として理解されていないという不確実性に直面している。
・ＣＴスキャンおよびＭＲＩで使用される技術が異なることに起因して、ＣＴスキャンからの画像とＭＲＩからの画像との比較が明瞭ではなく、および不確実性に直面し得る。
【００１１】
要するに、ハドロン療法では、標的組織の部分に対するブラッグピークの位置の正確な決定が、この位置の誤差によって標的組織の照射ではなく健康な組織の照射を生じ得るために極めて重要であり、ブラッグピークおよび標的組織の相対位置の決定に関する満足のいく解決法は、これまで入手できていない。当技術分野で提案されたハドロン治療デバイスとＭＲＩとを組み合わせる装置は、治療セッション中の画像のインサイチュ取得を可能にするため、標的組織の実際の位置に関する情報を与える。しかしながら、前記画像は、ハドロンビームのブラッグピークの位置および標的組織に対してそれがどこにあるかの正確な決定を保証するのに十分ではない。従って、標的組織の位置に対するブラッグピークの位置をより良好に決定できるようにする、ＭＲＩに組み合わせられたハドロン治療デバイスのニーズがある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１２】
【特許文献１】米国特許第８４２７１４８号明細書
【特許文献２】米国特許第４８７０２８７号明細書
【特許文献３】欧州特許第０１８６２３８号明細書
【発明の概要】
【００１３】
本発明は、添付の独立請求項において定義される。好ましい実施形態は、従属請求項において定義される。
【００１４】
第１の態様によれば、本発明は、医療装置であって、
（Ａ）初期撮像ビームエネルギーＥ０ｐを有する撮像用ハドロンビームをビーム経路に沿って方向付けるように適合されたハドロン源を含むハドロン治療デバイスであって、前記ビーム経路は、
・複数の組織ｍを含み、かつ上流境界と下流境界との間でビーム経路によって交差される関心対象、および
・上流境界と下流境界との間の関心対象の標的組織内に配置された標的スポット
を通過しかつ越える、ハドロン治療デバイスと、
（Ｂ）標的スポットを含む関心対象の部分と、少なくとも上流境界と標的スポットとの間に含まれるビーム経路の部分とを含む撮像容積Ｖｐ内の磁気共鳴（ＭＲ）データを取得するための磁気共鳴画像デバイス（ＭＲＩ）と、
（Ｃ）撮像用ハドロンビームによって生成された信号を取得するように適合されたハドロン線撮影システム（ＨＲＳ）と、
（Ｄ）前記上流境界と前記下流境界との間のビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ，ＨＲＳを決定するように構成されたコントローラであって、前記決定が少なくともＨＲＳを用いて取得された信号に基づく、コントローラと
を含む、医療装置に関する。
【００１５】
コントローラは、上流境界と下流境界との間に含まれるビーム経路によって交差される、厚さＬｍの複数の組織ｍの水分等量経路長ＷＥＰＬｍを算出するようにさらに構成され得、算出がＭＲデータおよびＷＥＰＬ，ＨＲＳに基づいている。
【００１６】
好ましくは、コントローラは、治療セッション中の時点ｔ１において、上流境界と標的スポット（４０ｓ）との間に含まれるビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ４０ｓ，０の計画値の検証を実施するように構成され、ＷＥＰＬ４０ｓ，０の前記計画値は治療セッション中の時点ｔ０において予め決定されている。検証は、
・上流境界と標的スポットとの間に含まれるビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ４０ｓ，１の実際値の計算であって、標的組織の上流に位置決めされかつそれを含む複数の組織のＷＥＰＬｍに基づく計算、
・ＷＥＰＬ４０ｓ，１の実際値とＷＥＰＬ４０ｓ，０の計画値との比較、
・ＷＥＰＬ４０ｓ，０−δ≦ＷＥＰＬ４０ｓ，１≦ＷＥＰＬ４０ｓ，０＋δ（ここで、δ＝１０ｍｍ、好ましくはδ＝５ｍｍ、より好ましくはδ＝３ｍｍ）の場合に治療計画の適用すること、
・ＷＥＰＬ４０ｓ，１≧ＷＥＰＬ４０ｓ，０＋δまたはＷＥＰＬ４０ｓ，１≦ＷＥＰＬ４０ｓ，０−δ（ここで、δ＝１０ｍｍ、好ましくはδ＝５ｍｍ、より好ましくはδ＝３ｍｍ）の場合にさらなる措置を取ること
を含み得る。
【００１７】
好ましくは、さらなる措置は、
・治療計画中にかつＷＥＰＬ４０ｓ，０の計画値に基づいて予め算出された治療用ハドロンビームの計画初期エネルギーＥ０であって、治療計画によって規定される標的スポットの位置に対応する計画位置ＢＰ０においてブラッグピークを生じる計画初期エネルギーＥ０
を補正して、
・検証中にかつＷＥＰＬ４０ｓ，１の実際値に基づいて算出された治療用ハドロンビームの補正初期エネルギーＥ１であって、標的スポットの実際の位置に対応する治療位置ＢＰ１においてブラッグピークを生じる補正初期エネルギーＥ１
にすることを含む。
【００１８】
コントローラはまた、
・標的スポットのＷＥＰＬ４０ｓ，０の予備値を計算することであって、前記計算がＷＥＰＬｍに基づく、計算することと、
・治療用ハドロンビームの計画初期エネルギーＥ０を算出することであって、前記算出がＷＥＰＬ４０ｓ，０の値に基づき、かつ治療計画の確立中に標的スポットの位置に対応する計画位置においてブラッグピークＢＰ０を生じる、算出することと
により、治療計画を確立するように構成され得る。
【００１９】
本発明による医療装置のハドロン線撮影システムは、以下の検出器：レンジテレスコープ、熱量計、または分光計のうちの１つ以上を含み得る。
【００２０】
好ましい実施形態では、本発明による医療装置は、即発ガンマ検出器およびＰＥＴスキャンの少なくとも一方をさらに含む。
【００２１】
好ましい実施形態では、本発明による医療装置は、非背臥位の患者を支持するための支持体をさらに含む。
【００２２】
第２の態様によれば、本発明は、関心対象内の標的スポットを照射するために治療計画中に算出された治療用ハドロンビームの計画初期エネルギーＥ０を検証するための方法であって、前記関心対象が複数の組織ｍを含む、方法に関する。方法は、以下のステップ：
（Ａ）標的スポットを含む撮像容積Ｖｐの磁気共鳴（ＭＲ）撮像を実施し、かつＭＲデータを取得するステップと、
（Ｂ）ビーム経路に沿って、初期撮像ビームエネルギーＥ０ｐを有する撮像用ハドロンビームを放出するステップであって、前記ビーム経路が、
・上流境界と下流境界との間でビーム経路に沿って延在する関心対象、および
・標的スポット
を通過しかつ越える、ステップと、
（Ｃ）ハドロン線撮影システム（ＨＲＳ）を用いて、前記撮像用ハドロンビームによって生成された信号を検出するステップと、
（Ｄ）前記信号から、上流境界と下流境界との間の前記ビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ，ＨＲＳを決定するステップと、
（Ｅ）上流境界と下流境界との間に含まれるビーム経路によって交差される、厚さＬｍの組織ｍのＷＥＰＬｍを算出するステップであって、算出がＭＲデータおよびＷＥＰＬ，ＨＲＳに基づく、ステップと、
（Ｆ）上流境界と標的スポットとの間に含まれるビーム経路のＷＥＰＬ４０ｓ，１の実際値の値を算出するステップであって、前記算出が標的スポットの上流に位置決めされかつそれを含む組織のＷＥＰＬｍに基づく、ステップと、
（Ｇ）ＷＥＰＬ４０ｓ，１の実際値と治療計画の確立中に決定されたＷＥＰＬ４０ｓ，０の予備値とを比較するステップと、
（Ｈ）ＷＥＰＬ４０ｓ，０−ｔｏｌ≦ＷＥＰＬ４０ｓ，１≦ＷＥＰＬ４０ｓ，０＋ｔｏｌ（ここで、ｔｏｌ＝１０ｍｍ、好ましくはｔｏｌ＝５ｍｍ、より好ましくはｔｏｌ＝３ｍｍ）の場合に計画初期エネルギーＥ０の検証するステップと、
（Ｉ）ＷＥＰＬ４０ｓ，１≧ＷＥＰＬ４０ｓ，０＋ｔｏｌまたはＷＥＰＬ４０ｓ，１≦ＷＥＰＬ４０ｓ，０−ｔｏｌ（ここで、ｔｏｌ＝１０ｍｍ、好ましくはｔｏｌ＝５ｍｍ、より好ましくはｔｏｌ＝３ｍｍ）の場合にさらなる措置を取るステップと
を含む。
【００２３】
好ましくは、さらなる措置は、計画初期エネルギーＥ０の値を、検証中にかつＷＥＰＬ４０ｓ，１に基づいて算出された治療用ハドロンビームの補正初期エネルギーＥ１の値に修正することを含み、前記補正初期エネルギーＥ１が標的スポットの実際の位置に対応する治療位置ＢＰ１においてブラッグピークを生じる。
【００２４】
治療計画の検証が時点ｔ０＋Δｔｉで行われ、かつ時点ｔ０における治療計画の確立によって先行され得る。治療計画の確立は、以下のステップ：
（Ａ）上流境界と標的スポットとの間に含まれる予測ビーム経路を含む関心対象の部分内の組織の予備特徴付けと、上流境界と標的スポットとの間に含まれるビーム経路の予備ＷＥＰＬ４０ｓ，０の特定とをもたらすためにＣＴスキャナーおよび／または磁気共鳴撮像を実行するステップと、
（Ｂ）予備特徴付けに対して最適化された線量送達スキームを算出するステップであって、算出が治療用ハドロンビームの計画初期エネルギーＥ０の算出を含み、算出がＷＥＰＬ４０ｓ，０の値に基づき、かつ治療計画の確立中に標的スポットの位置に対応する計画位置ＢＰ０においてブラッグピークを生じる、ステップと
を含む。
【００２５】
好ましくは、関心対象内の標的スポットを照射するための治療用ハドロンビームの治療計画を確立する方法は、以下のステップ：
（Ａ）標的スポットを含む撮像容積Ｖｐの磁気共鳴（ＭＲ）撮像を実施して、ＭＲデータを取得するステップと、
（Ｂ）ビーム経路に沿って、初期撮像ビームエネルギーＥ０ｐを有する撮像用ハドロンビームを放出するステップであって、前記ビーム経路は、
・上流境界と下流境界との間のビーム経路に沿って延在する関心対象、および
・標的スポット
を通過しかつ越える、ステップと、
（Ｃ）ハドロン線撮影システム（ＨＲＳ）を用いて、前記撮像用ハドロンビームによって生成された信号を検出するステップと、
（Ｄ）前記信号から、上流境界と下流境界との間の前記ビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ，ＨＲＳを決定するステップと、
（Ｅ）上流境界と下流境界との間に含まれるビーム経路によって交差される、厚さＬｍの組織ｍのＷＥＰＬｍを算出するステップであって、算出がＭＲデータおよびＷＥＰＬ，ＨＲＳに基づく、ステップと、
（Ｆ）上流境界と標的スポットとの間に含まれるビーム経路のＷＥＰＬ４０ｓ，０の値を算出するステップであって、前記算出が標的スポットの上流に位置決めされかつそれを含む組織のＷＥＰＬｍに基づく、ステップと、
（Ｇ）治療用ハドロンビームの計画初期エネルギーＥ０の算出を含む、線量送達スキームを算出するステップであって、算出がＷＥＰＬ４０ｓ，０の値に基づき、かつ治療計画の確立中に標的スポットの位置に対応する計画位置ＢＰ０においてブラッグピークを生じる、ステップと
を含む。
【００２６】
好ましくは、治療計画の確立方法は、上流境界と下流境界との間に含まれるビーム経路を含む関心対象の部分内でビーム経路によって交差される組織の予備特徴付けをさらに含む。特徴付けは、少なくともＭＲデータに基づき得る。
【００２７】
好ましくは、治療計画の検証は、本発明の方法に従って時点ｔ１で行われ、かつ本発明の方法による時点ｔ０における治療計画の確立によって先行される。
【００２８】
好ましくは、磁気共鳴（ＭＲ）撮像を実施するステップおよび撮像用ハドロンビームを放出するステップは同じ部屋で行われる。
【００２９】
好ましくは、本発明による方法は、本発明による医療装置を提供するステップをさらに含む。
【図面の簡単な説明】
【００３０】
本発明のこれらのおよびさらなる態様を、例としておよび添付図面を参照してより詳細に説明する。
【００３１】
【図１】図１は、ＭＲＩに結合されたハドロン治療デバイスを使用する、従来の最新技術のハドロン療法方法のフローチャートを示す。
【図２】図２（ａ）は、組織を横切るハドロンビームのブラッグピークの位置を概略的に示し、図２（ｂ）は、時間による標的組織の形態および位置の変化が、治療計画と実際に必要な治療との間に不一致を生じ得ることを概略的に示し、図２（ｃ）は、実際の経路長と水分等量経路長との間の関係を概略的に示す。
【図３】図３は、ＭＲＩに結合されたハドロン治療デバイスを含む医療装置の２つの実施形態を概略的に示す。
【図４】図４は、標的組織のハドロンペンシルビーム治療を概略的に示す。
【図５】図５は、ＭＲＩにおける撮像スライスＶｐｉの選択と、位相勾配および周波数勾配の生成とを概略的に示す。
【図６】図６は、標的組織へのハドロンビームのアクセスを示す、本発明による装置の２つの例を示す。
【図７】図７は、ハドロン治療デバイス、ＭＲＩデバイス、およびハドロン線撮影システムを含む、本発明による医療装置の例を示す。
【図８】図８は、ハドロン線撮影システム用の検出器の例を概略的に示す。
【図９】図９は、本発明によるハドロンビームのエネルギーの算出を概略的に示す。
【図１０】図１０は、本発明による医療装置のハドロン療法の方法のフローチャートを示す。
【図１１】図１１は、本発明による医療装置のハドロン療法の方法のフローチャートを示す。
【図１２】図１２は、ハドロン治療デバイス、ＭＲＩデバイス、ハドロン線撮影システム、および即発ガンマ検出器またはＰＥＴスキャンを含む、本発明による医療装置の実施形態を示す。
【図１３】図１３は、ハドロン治療デバイス、ＭＲＩデバイス、ハドロン線撮影システム、および非背臥位の患者を支持するための支持体を含む、本発明による医療装置の実施形態を示す。
【００３２】
図面は縮尺通りではない。全体的に、図面では、同一の構成要素は同じ参照符号で示す。
【発明を実施するための形態】
【００３３】
ハドロン療法は、エネルギーハドロンのビーム１ｈを使用する外部ビーム放射線療法の形態である。図３、図４および図６は、関心対象の標的組織４０内の標的スポット４０ｓの方に方向付けられたハドロンビーム１ｈを示す。関心対象の標的組織４０は、一般に、腫瘍を形成する癌性細胞を含む。ハドロン療法セッション中、初期エネルギーＥｋ（ｋ＝０または１）のハドロンビームは、標的組織、例えば腫瘍内の１つ以上の標的スポットを照射し、および照射された標的スポットに含まれる癌性細胞を破壊するため、治療した腫瘍のサイズを照射された組織の壊死によって縮小させる。
【００３４】
関心対象は、有機物質を含む複数の物質を含み得る。好ましくは、関心対象は、図２に示すように複数の組織ｍ（ｍ＝４０〜４４）を含み、これらは、例えば、皮膚、脂肪、筋肉、骨、空気、水分（血液）、器官、および腫瘍であり得る。標的組織４０は、好ましくは腫瘍である。
【００３５】
従来技術の文献に説明されているように、ビーム経路Ｘｐに沿って有機体を横切るハドロンビーム１ｈは、そのエネルギーのほとんどをビーム経路Ｘｐに沿って特定の侵入距離で失う。図２および図４に示すように、前記特定の侵入距離は、いわゆるブラッグピークの位置に対応し、ビーム経路Ｘｐに沿って測定された距離Ｘｈに応じて、ハドロンビームの単位距離［ＭｅＶｇ−１ｃｍ−２］当たりのエネルギー損失Ｅｌｏｓｓをプロットするときに観察される。従って、放射線療法の他の形態とは違って、ハドロンビームは、ブラッグピークの位置に対応する標的組織内の非常に特定的な場所に高線量のエネルギーを送達し得る。ブラッグピークの位置は、主に、ハドロンビームの初期エネルギーＥｋ（すなわち、何れかの組織を横切る前）および横切られた組織の性質および厚さに依存する。標的スポットに送達されたハドロン線量は、ハドロンビームの強さおよび曝露時間に依存する。ハドロン線量は、グレイ（Ｇｙ）で測定され、および治療セッション中に送達される線量は、通常、ほぼ１〜数グレイ（Ｇｙ）程度である。
【００３６】
ハドロンは、強い核力によってまとめられたクォークで作られた複合粒子である。ハドロンの典型的な例は、陽子、中性子、パイ中間子、および重イオン、例えば炭素イオンを含む。ハドロン療法では、荷電ハドロンが一般的に使用される。好ましくは、ハドロンは陽子であり、および対応するハドロン療法は陽子線療法と呼ばれる。下記では、別段の指定がない限り、陽子線または陽子線療法への何れの言及も、概して、ハドロンビームまたはハドロン療法に適用する。
【００３７】
ハドロン治療デバイス１は、一般的に、ハドロン源１０、ビーム輸送ライン１１、およびビーム送達システム１２を含む。荷電ハドロンは、注入システム１０ｉから生成され、および粒子加速器１０ａで加速されてエネルギーを蓄える。好適な加速器は、例えば、サイクロトロン、シンクロ−サイクロトロン、シンクロトロン、またはレーザ加速器を含む。例えば、（シンクロ−）サイクロトロンは、荷電ハドロン粒子を（シンクロ−）サイクロトロンの中心領域から外側らせん状経路に沿って所望の出力エネルギーＥｃに到達するまで加速し得、そこから、それらは（シンクロ−）サイクロトロンから取り出される。ハドロンビームが到達した前記出力エネルギーＥｃは、（シンクロ−）サイクロトロンから取り出されるとき、一般に６０〜４００ＭｅＶ、好ましくは２１０〜２５０ＭｅＶに含まれる。出力エネルギーＥｃは、必ずしも、療法セッション中に使用されたハドロンビームの初期エネルギーＥｋではなく、ＥｋはＥｃ以下である（Ｅｋ≦Ｅｃ）。好適なハドロン治療デバイスの例は、限定されるものではないが、（特許文献２）に説明されているデバイスを含み、この開示全体が、本発明において使用されるようなハドロンビーム治療デバイスの代表として本明細書に援用される。
【００３８】
（シンクロ−）サイクロトロンから取り出されたハドロンビームのエネルギーは、（シンクロ−）サイクロトロンの下流に、ビーム経路Ｘｐに沿って位置決めされたエネルギーデグレーダなどのエネルギー選択手段１０ｅによって低減され得、これは、出力エネルギーＥｃを、ほぼ０ＭｅＶまでを含め、Ｅｋの任意の値まで低減させ得る。上述の通り、特定の組織を横切るハドロンビーム経路Ｘｐに沿ったブラッグピークの位置は、ハドロンビームの初期エネルギーＥｋに依存する。標的組織内に配置された標的スポット４０ｓと交差するハドロンビームの初期エネルギーＥｋを選択することにより、ブラッグピークの位置は、標的スポットの位置に対応するように制御され得る。
【００３９】
ハドロンビームはまた、組織の特性を特徴付けるために使用され得る。例えば、画像は、ハドロン線撮影システム（ＨＲＳ、または、特に陽子線撮影システムＰＲＳ）によって得ることができる。しかしながら、特徴付けのために標的スポットに送達されたハドロンの線量は、上述の通り、ほぼ１〜１０Ｇｙ程度であるハドロン療法セッション中に送達された線量よりもかなり下回り得る。特徴付けのために送達されたＨＲＳのハドロン線量は、一般に、ほぼ１０−３〜１０−１Ｇｙ程度である（すなわち一般に治療処置のために送達される線量よりも１〜４桁小さい）。これらの線量は、標的スポットに対して著しい治療効果を有しない。あるいは、標的組織内の小さい組の標的スポットに送達された治療用ハドロンビームが、特徴付けのために使用されてもよい。特徴付けのために送達された総線量は、標的組織を治療するためには十分ではない。
【００４０】
図３に示すように、ハドロン源の下流では、初期エネルギーＥｋのハドロンビームは、ビーム輸送ライン１１を通ってビーム送達システム１２へと方向付けられる。ビーム輸送ラインは、１つ以上の真空輸送管１１ｖ、ハドロンビームの方向を制御し、および／またはハドロンビームを集束させるための複数の磁石を含み得る。ビーム輸送ラインはまた、数名の患者を並行して治療するために、単一のハドロン源１０から複数のビーム送達システムへハドロンビームを分配し、および／または選択的に方向付けるように適合され得る。
【００４１】
ビーム送達システム１２は、ハドロンビーム１ｈをビーム経路Ｘｐに沿って向けるためのノズル１２ｎを含む。ノズルは、固定または可動の何れかであり得る。可動ノズルは、一般的に、図４および図６に概略的に示すように、ガントリー１２ｇ上に取り付けられる。ガントリーは、ハドロン出口の向きを、アイソセンタを中心としかつほぼ水平である軸Ｚに対して垂直な円の周りで変化させるために使用される。背臥位のハドロン治療デバイスでは、水平軸Ｚは、カウチに横たわっている患者に対して平行になるように選択され得る（すなわち患者の頭と足とは、水平軸Ｚに沿って位置合わせされている）。ノズル１２ｎおよびアイソセンタは経路軸Ｘｎを画定し、この角度方向は、ガントリー内のノズルの角度位置に依存する。ノズルに隣接して位置決めされた磁石により、ハドロンビーム１ｈのビーム経路Ｘｐは、経路軸を中心としかつノズルを頂点として有する円錐内で（図４（ａ）参照）、経路軸Ｘｎに対して逸らされ得る。これは、アイソセンタに中心がある標的組織の容積が、ガントリー内のノズルの位置を変更することなくハドロンビームによって治療され得る点で有利である。経路軸の角度位置が固定されているという違いはあるが、同じことが固定ノズルに当てはまる。
【００４２】
ガントリーを備えるデバイス内でハドロンビームによって治療されるべき標的組織は、アイソセンタの近くに位置決めされる必要がある。このために、カウチまたは患者のための任意の他の支持体が動かされ得、一般に水平平面（Ｘ，Ｚ）（Ｘは、水平軸Ｚに対して垂直な水平軸である）にわたって平行移動され、かつＸおよびＺに対して垂直な垂直軸Ｙにわたって平行移動され、かつまた軸Ｘ、Ｙ、Ｚの何れかの周りで回転されて、標的組織の中心領域がアイソセンタに位置決めされ得るようにし得る。
【００４３】
事前に確立された治療計画に従って、ノズル１２ｎに対する患者の正しい位置決めを支援するために、ビーム送達システムは撮像手段を含み得る。例えば、従来のＸ線撮影システムを使用して、標的組織４０を含む撮像容積Ｖｐを撮像できる。従って、得られた画像は、治療計画の確立中に事前に収集されていた対応する画像と比較され得る。
【００４４】
事前に確立された治療計画に依存して、ハドロン治療は、標的組織へのハドロンビームの送達を、当技術分野で周知の以下の技術を含む様々な形態で含み得る：ペンシルビーム、単一散乱、二重散乱、および均一な散乱。本発明は、全てのハドロン療法技術に適用され得る。しかしながら、ハドロン治療は、好ましくは、ペンシルビーム技術によって適用され得る。図４は、この送達技術を概略的に示す。初期エネルギーＥｋ，１のハドロンビームは、事前に確立された送達時間中、第１の標的スポット４０ｓ１，１に方向付けられる。その後、ハドロンビームは、事前に確立された送達時間中、第２の標的スポット４０ｓ１，２に動かされる。プロセスは、一連の標的スポット４０ｓ１，ｊで繰り返されて、事前に確立された走査経路を辿って第１の等エネルギー治療容積Ｖｔ１を走査する。第２の等エネルギー治療容積Ｖｔ２は、同様の走査経路を辿って、初期エネルギーＥｋ，２のハドロンビームを用いてスポット毎に走査される。従って、所与の標的組織４０を治療するために必要な数の等エネルギー治療容積Ｖｔｉが同様の走査経路を辿って照射される。走査経路は、同じ走査スポット４０ｓｉ，ｊにわたっていくつかの経路を含み得る。等エネルギー治療容積Ｖｔｉは、初期エネルギーＥｋ，ｉのハドロンビームで治療され得る標的組織の容積である。等エネルギー治療容積Ｖｔｉは、スライス形状にされており、その厚さは、対応するハドロンビームの初期エネルギーＥｋ，ｉの値でのブラッグピークの広がりにほぼ対応し、およびその領域の主表面は、ガントリーまたは固定ノズルデバイス内でのノズルの所与の位置に利用可能である、ビーム経路Ｘｐを囲む経路軸Ｘｎを中心とする円錐の開放角度によってのみ制限される。均質な標的組織の場合、図４（ｂ）に示すように、主表面は実質的に平面的である。しかしながら、実際には、標的組織４０および上流組織４１〜４３の両方は、性質および厚さにおいて均質ではないため、等エネルギー容積Ｖｔｉの主表面は凸凹している。図４（ｂ）の卵形容積は、初期エネルギーＥｋ，ｉのビームに１つの標的スポット４０ｓｉ，ｊを曝露することによって治療線量のハドロンを受ける標的組織の容積を概略的に示す。
【００４５】
標的組織４０に送達された線量Ｄは、図４（ｃ）に示されている。上述の通り、治療セッション中に送達された線量は、通常、ほぼ１〜数グレイ（Ｇｙ）程度である。これは、各等エネルギー治療容積Ｖｔｉの各標的スポット４０ｓｉ，ｊに送達された線量に依存する。各標的スポット４０ｓｉ，ｊに送達された線量は、ハドロンビームの強度Ｉと、前記標的スポットでの照射時間ｔｉｊとに依存する。従って、標的スポット４０ｓｉ，ｊに送達された線量Ｄｉｊは、照射時間ｔｉｊにわたる積分、Ｄｉｊ＝∫Ｉ  ｄｔである。標的スポット４０ｓｉ，ｊに送達される典型的な線量Ｄｉｊは、ほぼ０．１〜２０Ｇｙ程度である。等エネルギー治療容積Ｖｔｉに送達される線量Ｄｉは、各標的スポットに送達される線量Ｄｉｊの前記等エネルギー治療容積において走査されるｎ個の標的スポットの和、Ｄｉ＝ΣＤｉｊ（ｊ＝１〜ｎ）である。従って、標的組織４０に送達される総線量Ｄは、各エネルギー治療容積に送達された線量Ｄｉのｐ個の照射された等エネルギー治療容積Ｖｔｉの和、Ｄ＝ΣＤｉ（ｉ＝１〜ｐ）である。従って、標的組織に送達されたハドロンの線量Ｄは、ハドロンビームの強度Ｉ、各標的スポット４０ｓｉ，ｊの総照射時間ｔｉｊ，および照射される標的スポット４０ｓｉ，ｊの数のうちの１つ以上を制御することにより、広範囲の値にわたって制御され得る。従って、治療されるべき標的組織４０がほぼアイソセンタの位置に配置されるように患者が位置決めされると、ハドロン治療セッションの持続時間は、主に、
・各標的スポット４０ｓｉ，ｊの照射時間ｔｉｊ、
・ハドロンビームを、標的スポット４０ｓｉ，ｊから、同じ等エネルギー治療容積Ｖｔｉの隣接する標的スポット４０ｓｉ（ｊ＋１）へ方向付ける走査時間Δｔｉ、
・各等エネルギー治療容積Ｖｔｉにおいて走査される標的スポット４０ｓｉ，ｊの数ｎ、
・等エネルギー治療容積Ｖｔｉにおいて走査された最後の標的スポット４０ｓｉ，ｎから次の等エネルギー治療容積Ｖｔ（ｉ＋１）の第１の標的スポット４０ｓ（ｉ＋１），１まで移るのに必要な時間ΔｔＶｉ、および
・標的組織４０が囲まれている等エネルギー治療容積Ｖｔｉの数
の値に依存する。
【００４６】
標的スポット４０ｓｉ，ｊの照射時間ｔｉｊは、ほぼ１〜２０ｍｓ程度である。同じ等エネルギー治療容積にある連続する標的スポット間の走査時間Δｔｉは、一般的に、ほぼ１ｍｓ程度と非常に短い。１つの等エネルギー治療容積Ｖｔｉから、それに続く等エネルギー治療容積Ｖｔ（ｉ＋１）に移るのに必要な時間ΔｔＶｉは、ハドロンビームの初期エネルギーＥｋの変更を必要とするためにわずかに長く、ほぼ１〜２秒程度である。
【００４７】
図２（ａ）および（ｂ）に示すように、ハドロンビームの初期エネルギーＥｋの正確な決定は、明らかに極めて重要である。なぜなら、そのように決定されたブラッグピークの位置が標的組織４０の実際の位置と対応せず、ハドロンのかなりの線量が、健康な、場合により不可欠な器官に送達されて、患者の健康を危険にさらす可能性があり得るためである。ブラッグピークの位置は、主に、ハドロンビームの初期エネルギーＥｋと、横切られた組織の性質および厚さとに依存する。従って、患者内の標的組織の正確な位置を決定することの他に、標的組織の精密な位置に対応するブラッグピークの位置を生じるハドロンビームの初期エネルギーＥｋの算出も、標的組織４０に到達するまで横切られる組織の予備特徴付けを必要とする。この特徴付けは、実際のハドロン治療前（一般的に数日前）に確立された治療計画中に実施される。実際のハドロン治療は、数週間にわたって分散されるいくつかのセッションに分割され得る。典型的な治療計画は、一般的に、ＣＴスキャンを用いた関心対象の画像の形態のデータの取得によって開始し得る。従って、ＣＴスキャンによって取得された画像は、
・公知のグレースケールを用いる各組織のグレーの色合いの比較に基づく、組織のＸ線吸収能に応じて画像で表わされる組織の性質を特定するステップ（例えば、組織は、脂肪、骨、筋肉、水分、空気のうちの１つであり得る）、
・皮膚から標的組織までの１つ以上のハドロンビーム経路Ｘｐに沿って各組織の位置および厚さを測定するステップ、
・それらそれぞれの性質に基づいて、対応するハドロン阻止能比（ＨＳＰＲ）が特定した各組織に起因すると考えるステップ、
・それらそれぞれのＨＳＰＲおよび厚さに基づいて、標的組織の上流にありかつそれを含む各組織ｍ（ｍ＝４０〜４４）の組織水分等量経路長ＷＥＰＬｍを計算するステップ、
・全組織ｍのそのように決定されたＷＥＰＬｍを加算して、標的組織４０に配置された標的スポット４０ｓのＷＥＰＬ４０ｓを生じるステップであって、前記ＷＥＰＬ４０ｓが皮膚から標的スポット４０ｓまでハドロンビームが移動した距離に対応する、ステップ、
・ＷＥＰＬ４０ｓから、標的スポット４０ｓにハドロンビームのブラッグピークを位置決めするのに必要なハドロンビームの初期エネルギーＥｋを計算するステップ
のうちの１つ以上を実施することによって特徴付けられ得る。前記プロセスステップは、標的組織を画定するいくつかの標的スポットに対して繰り返され得る。
【００４８】
磁気共鳴画像デバイス
磁気共鳴画像デバイス２（ＭＲＩ）は、電磁場による、関心対象の有機組織内に存在する励起原子の相互作用に基づく医用画像技術を実施する。強い主磁場Ｂ０に配置されると、前記励起原子の核のスピンが、主磁場Ｂ０に位置合わせされた軸の周りで歳差運動し、主磁場Ｂ０に対して平行な静止した有効分極を生じる。前記主磁場Ｂ０における、励起原子の、ラーモア周波数と呼ばれる共振周波数ｆＬでの、磁場Ｂ１を励起する無線周波数（ＲＦ）のパルスの適用は、有効分極ベクトルを横に傾けることにより（例えば、いわゆる９０°パルス、Ｂ１−９０によって）、または９０°を上回る角度まで、さらにはそれを１８０°で逆にすることにより（いわゆる１８０°パルス、Ｂ１−１８０）、前記原子を励起する。ＲＦ電磁パルスが切られるとき、励起原子の核のスピンは次第に平衡状態に戻り、静止有効分極を生じる。緩和中、スピンの横ベクトル成分が振動する磁場を生じて、検査対象となっている解剖学的構造のごく近くに配置されるアンテナ２ａによって制御され得る信号を誘発する。
【００４９】
図５および図６に示すように、ＭＲＩ２は、通常、均一な主磁場Ｂ０を生じる主磁石ユニット２ｍ、ＲＦ−励起磁場Ｂ１を生じる無線周波数（ＲＦ）励起コイル２ｅ、それぞれ第１、第２、および第３の方向Ｘ１、Ｘ２、およびＸ３に沿って磁場勾配を生じるＸ１−、Ｘ２−、およびＸ３−勾配磁場コイル２ｓ、２ｐ、２ｆ、ならびに励起状態から静止状態に戻って緩和しているときに励起原子が発したＲＦ−信号を受信するアンテナ２ａを含む。主磁石は、主磁場Ｂ０を生じ、および永久磁石または電磁石（超電導磁石であるかまたはそうではない）であり得る。好適なＭＲＩの例は、限定されるものではないが、（特許文献３）に説明されているデバイスを含み、その開示全体が本明細書に援用される。
【００５０】
図５に示すように、第１の方向Ｘ１に対して垂直な厚さΔｘｉの撮像スライスまたは層Ｖｐｉは、第１の方向Ｘ１に沿って磁場勾配を作ることによって選択され得る。図５では、第１の方向Ｘ１は、患者の横になった位置によって画定される軸Ｚに対して平行であり、前記軸Ｚに対して垂直なスライスを生じる。実際、これは必ずしも事実ではなく、および第１の方向Ｘ１は、例えば軸Ｚに対して直角の任意の方向であり得、スライスは、患者に対してある角度をなして延在する。図５（ａ）に示すように、励起原子のラーモア周波数ｆＬは、周波数範囲［ｆＬ］ｉのＲＦ励起磁場Ｂ１の送信パルスに曝露される磁場の大きさに依存するため、もっぱら厚さΔｘｉのスライスまたは層Ｖｐｉに配置される磁場範囲［Ｂ０］ｉに曝露される励起原子を励起する。ＲＦ励起磁場Ｂ１のパルスの周波数帯域幅［ｆＬ］ｉを変更することにより、撮像層Ｖｐｉの幅Δｘｉおよび位置は制御され得る。連続的な撮像層Ｖｐｉでこの動作を繰り返すことにより、撮像容積Ｖｐは特徴付けられ、かつ撮像され得る。
【００５１】
アンテナによって受信される信号の空間的発生源を第１の方向Ｘ１に対して垂直な平面上に局在化させるために、磁場勾配は、図５（ｂ）に示すように、Ｘ２−、およびＸ３−勾配磁場コイル２ｐ、２ｆを活性化することにより、第２および第３の方向Ｘ２、Ｘ３（Ｘ１⊥Ｘ２⊥Ｘ３である）に沿って連続して形成される。前記勾配は、緩和しているときに励起核のスピンにおいて位相勾配Δφおよび周波数勾配Δｆを誘発し、これは、第２および第３の方向Ｘ２、Ｘ３における受信信号の空間符号化を可能にする。そのようにして二次元マトリックスが取得され、ｋ空間データを生じ、およびＭＲ画像が二次元フーリエ逆変換を実施することによって作成される。ＭＲ画像を取得しかつ作成する他の態様が当技術分野で公知であり、および本発明は任意の特定の態様の選択に限定されない。
【００５２】
主磁場Ｂ０は、一般的に、０．２〜７Ｔ、好ましくは１〜４Ｔに含まれる。無線周波数（ＲＦ）励起コイル２ｅは、厚さΔｘｉのスライスに含まれかつ主磁場範囲［Ｂ０ｉ］に曝露される原子のほぼラーモア周波数ｆＬの周波数範囲［ｆＬ］ｉで磁場を生成する。水素原子では、磁気強度単位当たりのラーモア周波数は、ｆＬ／Ｂ＝４２．６ＭＨｚ  Ｔ−１である。例えば、主磁場Ｂ０＝２Ｔに曝露される水素原子では、ラーモア周波数ｆＬ＝８５．２ＭＨｚである。
【００５３】
ＭＲＩは、閉鎖ボア、開放ボア、またはワイドボアＭＲＩタイプの何れかであり得る。典型的な閉鎖ボアＭＲＩの磁気強度は１．０Ｔ〜３．０Ｔであり、ボア直径はほぼ６０ｃｍ程度である。図６に示すように、開放ボアＭＲＩは、一般に、２つの主磁極２ｍを含み、それらの間は、撮像容積Ｖｐを撮像するのに好適である、横になった位置、座位、または任意の他の位置にある患者を収容するための間隙だけ空けられている。開放ボアＭＲＩの磁場は、通常、０．２〜１．０Ｔに含まれる。ワイドボアＭＲＩは、より大直径を有する閉鎖ボアＭＲＩの一種である。
【００５４】
ハドロン治療デバイス＋ＭＲＩ
図２（ｂ）を参照して導入部で説明したように、標的組織４０の位置および形態は、治療計画の確立時点ｔ０と、その時点と数日または数週間だけ隔てられ得る治療セッションの時点ｔ１＝ｔ０＋Δｔ３との間で進化する。治療計画は標的組織４０ｐに属しているように特定された標的スポット４０ｓｉ，ｊは、治療セッションの時点ｔ０＋Δｔ３ではもはや標的組織４０に属していない。前記標的スポットの照射は、標的組織４０の代わりに健康な組織４３に害を及ぼし得る。
【００５５】
そのような事態を回避するために、従来技術では、ハドロン治療デバイス（ＰＴ）１を磁気共鳴画像デバイス（ＭＲＩ）２などの撮像デバイスに結合することを提案している。そのような結合は、克服するいくつかの課題があるために些細でない可能性があるが、最近の技術ではＰＴ−ＭＲＩ装置が説明されており、一般的に当業者に知られている。例えば、ＭＲＩの強い磁場Ｂ０内でのハドロンビーム経路Ｘｐの補正などの問題の解決法が利用可能である。
【００５６】
ＰＴ−ＭＲＩ装置は、治療セッションの日ｔ０＋Δｔ３に標的組織および周囲組織の形態および位置を可視化し、時点ｔ０において治療計画の確立中に取得した対応する形態および位置と比較できるようにする。図１のフローチャートに示すように、時点ｔ０の治療計画の確立と時点ｔ０＋Δｔ３の治療セッションとの間の組織の形態および位置に不一致が観察される場合、治療セッションは中断され、および補正されたエネルギーおよび方向のハドロンビームによって照射されるべき実際の標的組織４０に対応する新しい標的スポットを定義して、新しい治療計画がおそらく確立される（図１参照、ひし形ブロック「∃Δ？」→Ｙ→「停止」）。従来技術のこの発展形態は、既に、治療セッションの時点ｔ０＋Δｔ３で陳腐化し得る、時点ｔ０の治療計画の確立中に収集された情報のみに基づくハドロン療法セッションの実施内容を大幅に改善することを表している。
【００５７】
本発明は、標的組織の形態または位置の変化が検出された場合、インサイチュでハドロンビームの初期エネルギーＥｋ、およびビーム経路Ｘｐの方向を補正するために必要とされる情報を提供することにより、ＰＴ−ＭＲＩ装置の効能をさらに改善することを目的とする。これは、標的組織４０で検出されたどのような変化にもかかわらず、治療セッションの実行を可能にする。
【００５８】
使用されるＭＲＩは、上述の閉鎖ボア、開放ボア、またはワイドボアＭＲＩタイプの何れかであり得る。開放型ＭＲＩは、２つの主磁極２ｍを隔てる間隙に大きい開放空間があり、ハドロンビームをほとんど何れの方向にも向けられるようにする。あるいは、図６（ａ）に示すように、ハドロンを透過させる開口部または窓２ｗが主磁石ユニットに設けられ得る。この構成は、ハドロンビームがＢ０に対して平行にされ得るという特殊性を有する。別の実施形態では、ハドロンビームは、閉鎖ボアＭＲＩによって形成されたトンネルの空洞部を通るような向きにされることができるか、またはハドロンを透過させる環状の窓は、前記トンネルの壁にわたって、軸Ｚに対して実質的に垂直なガントリーに対して平行に延在して、ハドロンビームは異なる角度で標的組織に到達してもよい。固定ノズルが使用される場合、そのような開口部または窓のサイズはそれに応じて縮小され得る。
【００５９】
ハドロン線撮影システム
図７は、ハドロン治療デバイス１、磁気共鳴画像デバイス（ＭＲＩ）２、ハドロン線撮影システム（ＨＲＳ）３、およびコントローラ５を含む医療装置の例を示す。
【００６０】
ＨＲＳは、撮像用ハドロンビーム１ｈｐによって生成された信号を検出するように構成された検出器３ｄを含む。撮像用ハドロンビームは、通常、標的組織４０を治療するために使用される治療用ハドロンビームのエネルギーよりも高い初期撮像ビームエネルギーＥ０ｐを有する。初期撮像ビームエネルギーＥ０ｐは、関心対象を通過して越えるために十分に高い必要がある。例えば、初期撮像ビームエネルギーＥ０ｐは、１核子当たり１００ＭｅＶよりも高い、好ましくは１核子当たり１２０ＭｅＶよりも高い、より好ましくは１核子当たり１５０ＭｅＶよりも高い。撮像用ハドロンビームの強度は、治療用ハドロンビームの強度よりも弱い。撮像用ハドロンビームは、標的組織４０内に配置された１つ以上の標的スポット４０ｓｉ，ｊの方に方向付けられ得る。撮像用ハドロンビームによって標的スポットに送達された総線量は、１０−３未満〜１０−１Ｇｙであり、好ましくは、総線量は１０−２Ｇｙを下回り得る。撮像用ハドロンビーム１ｈｐは、ビーム送達システムのノズル１２ｎから来るビーム経路を辿る。撮像用ハドロンビームのビーム経路は、少なくとも、
（Ａ）関心対象の上流境界４１Ｕ、例えば患者の皮膚、
（Ｂ）関心対象内の標的組織４０における標的スポット４１ｓ、および
（Ｃ）関心対象の下流境界４１Ｄ、例えば患者の皮膚
と交差する。「上流」および「下流」という用語は、ハドロンビームの方向に対して定義されている。
【００６１】
物質と交差するハドロンビームは、そのビーム経路にわたってそのエネルギーの一部を失う。損失は、ハドロンと、横切られる組織ｍ（ｍ＝４１〜４３）の電子との相互作用（クーロン相互作用）、および横切られる組織の原子核との相互作用（クーロン相互作用または弾性衝突）に起因する。損失は、横切られる組織ｍの厚さＬｍに比例し、かつ組織ｍの性質に依存する。特に、損失は、ハドロンビームによって横切られる組織ｍの密度に依存する。ハドロン療法では、ハドロンビームが横切った組織は、例えば、皮膚、脂肪、筋肉、骨、空気、水分（血液）、器官、および腫瘍である。（撮像用）ハドロンビームの総減衰量は、各組織における減衰量の和に等しい。上流境界の前および下流境界の後の空気中の減衰量は、通常無視できる。
【００６２】
ＨＲＳの検出器３ｄは、残存エネルギーまたは均等に撮像用ハドロンビームの残存飛程を測定する。残存エネルギーは、ハドロンビームの、関心対象と交差した後に残っているエネルギーである。残存飛程は、ハドロンビームがブラッグピークの前に交差し得る水分中の距離である。
【００６３】
初期ビームエネルギーＥ０ｐおよび検出器中の残存エネルギーが分かっていることで、コントローラ５は、上流境界と下流境界との間に含まれる関心対象の部分内でハドロンビームによって失われたエネルギーを算出し得る。失われたエネルギーから、コントローラは、図２（ｃ）に示すようなブラッグ曲線を算出し得る。エネルギーの損失は、上流境界と下流境界との間に含まれる関心対象の部分の水分等量経路長ＷＥＰＬ，ＨＲＳに対応する。
【００６４】
ＨＲＳの検出器３ｄは、以下の検出器：レンジテレスコープ３ｔ、熱量計３ｃまたは分光計３ｓのうちの１つであり得る。検出器は、アイソセンタに対してノズルの反対側に配置され、および撮像用ハドロンビームのビーム経路によって交差される。検出器は、ＭＲＩの内側または外側に配置され得る。検出器は、ハドロン送達システムのガントリーまたは専用ガントリーに取り付けられ得る。あるいは、検出器の位置は固定され得る。
【００６５】
レンジテレスコープは、規定された軌跡を辿る粒子の範囲の測定を可能にする検出器である。レンジテレスコープの設計は、シンチレータのスタックと、多層電離箱とを含む。図８（ａ）は、多層電離箱３２ｔを含むレンジテレスコープを示す。ハドロンビーム１ｈは、アパーチャ３１ｔを通って検出器内に進入し、その後、撮像用ハドロンビームのエネルギーは、各電離箱内で測定されるため、測定点３３ｔを与える。これらの測定点を使用して、検出器内での距離に応じて失われたエネルギーの曲線３４ｔを算出する（これは、水分等量としてもしなくてもよい）。
【００６６】
熱量計は、粒子にデバイス内でそのエネルギーを完全に放出させ、かつこのエネルギー量を測定することにより、粒子のエネルギーを測定する検出器である。図８（ｂ）は、撮像用ハドロンビームの残存エネルギーを吸収する吸収材３１ｃと、吸収材によって吸収されたエネルギーを測定し得る（例えば、吸収材の温度上昇を測定することによって）測定手段３２ｃとを含む熱量計３ｃの例を示す。検出器は、向きに関する情報を得るためにセグメント化され得る。
【００６７】
分光計は、撮像用ハドロンのエネルギー分配を測定する検出器である。検出器は、各エネルギー範囲内にある粒子の数を測定する。図８（ｃ）は、分光計３ｓの例を示す。分光計は、分散素子を含む必要がある。例えば、光学分光計の分散素子はプリズムであり得る。荷電ハドロン分光計の分散素子は、ＭＲＩの主磁場Ｂ０であり得る。荷電ハドロンビームがＢ０に対して垂直である（または少なくとも平行ではない）場合、ローレンツ法則に従って偏向される。偏向は、ハドロンビームの速度（または均等にエネルギー）に比例する。例えば、偏向は、より低いエネルギーでより大きくなる。撮像用ハドロンビームは、関心対象内にある組織と交差するときにエネルギーを失うため、より大きい偏向を生じる。例えば、分光計の検出プレート３１ｓと経路軸Ｘｎとの交差点である基準点から、検出プレート３１ｓの、撮像用ハドロンビームが交わる点までの距離ｘｓを測定することにより、コントローラは、撮像用ハドロンビームの（残存）エネルギーを算出できる。距離ｘｓは、ハドロンビームの（残存）エネルギーに依存し、かつハドロンビームによって横切られる組織のＷＥＰＬの算出を可能にする。実際には、残存エネルギーは、反復プロセスに従って算出される。水分等量経路長ＷＥＰＬ，ＨＲＳはＭＲデータから推定され、およびハドロンビームの偏向がシミュレーションされる。その後、分光計の検出器上のシミュレーションされたハドロンビームの位置は、測定された実際の位置と比較される。その後、ＷＥＰＬ，ＨＲＳは補正され、および再度、ハドロンビームのシミュレーションは、シミュレーション位置が測定位置に等しくなり、従って補正ＷＥＰＬ，ＨＲＳを生じるまで行われる。
【００６８】
本発明による医療装置は、
（Ａ）初期撮像ビームエネルギーＥ０ｐを有する撮像用ハドロンビーム１ｈｐをビーム経路に沿って方向付けるように適合されたハドロン源１０を含むハドロン治療デバイスであって、前記ビーム経路は、
・上流境界と下流境界との間のビーム経路によって交差される関心対象、および
・上流境界と下流境界との間の関心対象の標的組織内に配置された標的スポット４０ｓ
を通過しかつ越える、ハドロン治療デバイスと、
（Ｂ）撮像容積Ｖｐ内の磁気共鳴（ＭＲ）データを取得するためのＭＲＩであって、標的スポットを含む関心対象の部分と、上流境界と標的スポットとの間に含まれるビーム経路の少なくとも一部分とを含む、ＭＲＩと、
（Ｃ）撮像用ハドロンビームによって生成された信号を取得するように適合されたＨＲＳと、
（Ｄ）上流境界と下流境界との間のビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ，ＨＲＳを決定するように構成されたコントローラ５であって、前記決定が少なくともＨＲＳによって取得された信号に基づく、コントローラ５と
を含む。
【００６９】
標的組織４０の位置および形態は、治療計画の確立時点ｔ０と治療セッションの時点ｔ０＋Δｔ３との間で進化し得る。ＰＴ−ＭＲＩ装置は、治療セッション日ｔ０＋Δｔ３に標的組織および周囲組織の形態および位置を可視化できるようにし、時点ｔ０の治療計画の確立中に取得された対応する形態および位置と比較する。ＭＲＩからの画像は、ＷＥＰＬおよび／またはＨＳＰＲを正確に決定できず、およびその結果、治療計画は治療セッション中に適合できない。ＨＲＳは、撮像用ハドロンビームのＷＥＰＬを測定できるようにし、それから、治療セッション中に治療計画を補正して適合する。従って、本発明によるハドロン治療デバイスは、治療セッション中に標的組織の形態または位置の変化が検出される場合、ハドロンビームのエネルギーおよび方向を補正できる。従って、健康な組織を照射するか、または標的組織に当たらずに新しい癌の形成を生じるリスクを低下させる。標的スポットにおいて送達線量を適合できるようにすることで、治療の効率も改善する。
【００７０】
好ましくは、ＭＲＩによって提供されたＭＲデータおよびＨＲＳによって提供されたハドロンビームによって生成された信号は、同時にまたは短い遅延で取得される。従って、２つの測定値は組織の同じ構成を表す。
【００７１】
有利には、ＭＲ画像の計画は、（撮像用）ハドロンビームのビーム経路を含む。ＭＲ画像を使用して、ハドロンビームによって横切られる組織ｍ（ｍ＝４０〜４４）の性質を決定し（決定するのを補助し）、かつハドロンビームによって横切られる組織ｍの厚さＬｍを決定し得る。従って、撮像用ハドロンビームが通過する計画を想像することが有用である。
【００７２】
コントローラ５は、ビーム経路が横切りかつ上流境界と下流境界との間に含まれる、厚さＬｍの組織ｍ（ｍ＝４０〜４４）の水分等量経路長ＷＥＰＬｍを算出するように構成され得る。図９に示すように、ＭＲデータは、ＭＲＩによって取得される。ＭＲデータは、撮像される組織内の水素原子の密度に対応する。撮像用ハドロンビームによって横切られる組織は、ＭＲデータ上で選択され得る。コントローラは、
・撮像用ハドロンビームによって横切られる組織ｍの性質、
・各組織ｍのＨＳＰＲ，ｍ、
・組織ｍの厚さＬｍ
を決定または推定し得る。厚さＬｍ、ＨＳＰＲ，ｍ、およびＨＲＳで測定されたＷＥＰＬ，ＨＲＳを同等とみなすことにより、コントローラは、各組織ｍの水分等量経路長ＷＥＰＬｍを算出し得る。この算出は、例えば、測定されたＷＥＰＬ，ＨＲＳに対するＬｍおよびＨＳＰＲ，ｍの値の最適化を生じる反復プロセスであり得る。
【００７３】
その後、コントローラは、上流境界と標的スポットとの間に含まれるビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ４０ｓ，ｋ（ｋ＝０または１）の値を計算し得、前記計算は、標的組織４０の上流に位置決めされかつそれを含む組織ｍのＷＥＰＬｍに基づく。ＷＥＰＬ４０ｓ，ｋを使用して治療用ハドロンビームの初期エネルギーＥｋを算出して、ビーム経路に沿って測定された治療用ハドロンビームのブラッグピークの位置が標的スポット４０ｓの位置Ｐｋに対応するようにする。
【００７４】
図１０および図１１は、本発明による装置を使用するハドロン療法の作業の流れの例を示す。第１に、治療計画は、上述の通りＣＴスキャン（図１０）を用いて古典的にか、または本発明による医療装置（図１１）を用いてかの何れかで確立され得る。第２に、治療セッション中、本発明による装置を用いて治療計画の検証が実施され得、および第３に治療が適用され得る。いくつかの治療セッションが通常送達される。
【００７５】
治療計画は、上流境界と標的スポット４０ｓとの間に含まれるビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ４０ｓ，０の算出に基づいて、治療用ハドロンビームの計画初期エネルギーＥ０を提供する。治療計画は、標的組織４０に属しているいくつかの標的スポット４０ｓｉ，ｊに対応する水分等量経路長ＷＥＰＬ４０ｓｉ，ｊ，０の算出に基づいている、いくつかの計画初期エネルギーＥ０ｉ，ｊの算出を含み得る。治療計画は、通常、治療セッションの数日前または数週間前である時点ｔ０に行われる。
【００７６】
図１１に示すように、ＷＥＰＬ４０ｓ，０は、本発明による医療装置のコントローラ５によって算出され得る。コントローラ５は、ＭＲ画像およびＷＥＰＬ，ＨＲＳを取得する。ＭＲ画像を使用して、撮像用ハドロンビームによって横切られる組織の性質（密度を含む）、厚さＬｍおよびＨＳＰＲ，ｍを推定する。これらのデータは、ＨＲＳを用いて測定されたＷＥＰＬ，ＨＲＳを同等とみなし、組織ｍの水分等量経路長ＷＥＰＬｍを算出し、その後、これらを使用してＷＥＰＬ４０ｓ，０を算出する。ＷＥＰＬ４０ｓ，０の値は、コントローラが治療用ハドロンビームの計画初期エネルギーＥ０を算出できるようにする。算出は、治療計画の確立中、標的スポットの位置Ｐ０に対応する計画位置ＢＰ０においてブラッグピークを生じる。あるいは、図１０に示すように、ＷＥＰＬ４０ｓ，０はＣＴスキャン画像から算出され得る。
【００７７】
例えば、コントローラは、以下の式：
2018057859.tif 000003
（式中、εｍおよびε’ｍは、ＨＳＰＲｍおよびＬｍに関連付けられた不確実性である）
を解き得る。
【００７８】
好ましくは、いくつかのＷＥＰＬ，ＨＲＳは、いくつかの標的スポット４０ｓｉ，ｊに関して測定される。
【００７９】
治療計画の検証は、治療セッション中にコントローラ５によって実施され得る。コントローラは、上流境界と標的スポット４０ｓとの間に含まれかつ治療計画の確立中に決定されるビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ４０ｓ，０が、治療セッション中に決定されたＷＥＰＬ４０ｓ，１の実際値に等しいかまたは等しくないかを検証する。
【００８０】
その後、治療計画は、ＷＥＰＬ４０ｓ，０−δ≦ＷＥＰＬ４０ｓ，１≦ＷＥＰＬ４０ｓ，０＋δ（δ＝１０ｍｍ、好ましくはδ＝５ｍｍ、より好ましくはδ＝３ｍｍ）である場合に適用される。
【００８１】
ＷＥＰＬ４０ｓ，１≧ＷＥＰＬ４０ｓ，０＋δまたはＷＥＰＬ４０ｓ，１≦ＷＥＰＬ４０ｓ，０−δ（δ＝１０ｍｍ、好ましくはδ＝５ｍｍ、より好ましくはδ＝３ｍｍ）である場合、コントローラは、さらなる措置を取り得る。例えば、治療セッションを中断して新しい治療計画を確立し得る。あるいは、コントローラは、計画初期エネルギーＥ０を補正初期エネルギーＥ１に修正して、治療セッション中の標的スポット４０ｓの実際の位置Ｐ１に対応する治療位置ＢＰ１においてブラッグピーク生じ得る。その後、補正治療計画が遂行され得る。
【００８２】
図１２は、即発ガンマ検出器またはＰＥＴスキャンをさらに含む、本発明によるハドロン治療デバイスの例を示す。即発ガンマ検出器は、関心対象内のハドロンビーム経路に沿って放出された即発ガンマを撮像するデバイスである。ハドロンビームのハドロンは、横切られる組織の原子核と（非弾性）衝突し得る。衝突は核反応を引き起こし、これにより、脱励起によるガンマ線の放出をもたらし得る。これらのガンマ線は、ハドロンの通過後非常に迅速に（ほぼ直ちに）放出される。ガンマ線は、例えば、シンチレータ６ｓ、光電子増倍管６ｐおよび光子検出器６ｄを含む検出器を用いて検出され得る。
【００８３】
あるいは、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）スキャンが使用され得る。ＰＥＴスキャンは、関心対象のハドロンビーム経路に沿って配置されたβ＋（陽電子）放出体の濃度を３次元で撮像するデバイスである。ハドロンビームのハドロンのごく一部は、横切られる組織の原子核との相互作用により、陽電子放出同位体（例えば、１１Ｃ、１３Ｎ、１５Ｏ）を生じる。これらの放射性同位体は、陽電子の放出によって崩壊し、この陽電子は、電子と一緒に消滅して、同時に放出される２つのガンマ光子の放出を生じる。ＰＥＴスキャンは、これらの２つのガンマ光子の放出源を検出し、従ってβ＋放出体の濃度を測定する。β＋放出体の濃度は、ハドロンビームのビーム経路に関連する。
【００８４】
即発ガンマ検出器およびＰＥＴスキャンは、ＨＲＳを補足し得る追加的な検出器である。それらは両方とも治療用ハドロンビームに依存する。ガンマ光子の放出は、ハドロンビームおよびビーム経路にリンクされている。放出は、関心対象の上流境界から、ブラッグピークのわずかに上流の位置まで発生する。これらの追加的な検出器は、ブラッグピークの位置に関する追加的な情報を提供し、従ってハドロンビームの範囲決定の改善を可能にする。
【００８５】
図１３は、非背臥位の患者を支持するための支持体をさらに含む、本発明によるハドロン治療デバイスの例を示す。標的組織４０の位置に関する不確実性が低いことにより、治療計画の確立と治療セッションとの間の大きい形態の違いが可能になる。これに関連して、非背臥位の患者の治療はガントリーを必要としないために有利であり得る。従って、ビームノズルは固定されており、および装置のコストがかなり削減される。図１３の実施形態による装置はまた、即発ガンマ検出器および／またはＰＥＴスキャンを含み得る。
【００８６】
第２の態様によれば、本発明は、治療計画を確立および検証するための方法に関する。
【００８７】
上述の通り、治療計画は、ＣＴスキャンを使用することにより、例えば、
（Ａ）ＣＴスキャナーおよび／またはＭＲＩを実行するステップと、
（Ｂ）ＣＴ／ＭＲ画像から、上流境界と標的スポットとの間に含まれる予測ビーム経路を含む関心対象の部分内の組織の特徴付けを実施するステップであって、この特徴付けが組織ｍの性質およびそれらの厚さＬｍの特定を含む、ステップと、
（Ｃ）上流境界４１Ｕと標的スポット４０ｓとの間に含まれるビーム経路の予備水分等量経路長ＷＥＰＬ４０ｓ，０を特定するステップと、
（Ｄ）予備特徴付けに対して最適化された線量送達スキームを算出するステップであって、算出が治療用ハドロンビームの計画初期エネルギーＥ０の算出を含み、算出がＷＥＰＬ４０ｓ，０の値に基づき、かつ治療計画の確立中に標的スポットの位置に対応する計画算出位置ＢＰ０においてブラッグピークを生じる、ステップと
において、「古典的な」方法で確立され得る。
【００８８】
あるいは、治療計画は、標的スポット４０ｓを含む撮像容積ＶｐのＭＲデータを得るためにＭＲＩを実施することにおいて確立され得る。初期撮像ビームエネルギーＥ０ｐを有する撮像用ハドロンビームは、
・上流境界と下流境界との間のビーム経路に沿って延びる関心対象、および
・標的スポット
を通過しかつそれを越えるビーム経路に沿って放出され得る。
【００８９】
ＭＲデータは、ハドロンビームによって横切られる組織ｍを特徴付けるために使用され得る。特徴付けは、組織ｍの性質の決定、組織ｍの厚さＬｍの測定、および組織ｍのＨＳＰＲｍの推定を含む。
【００９０】
残存エネルギーまたは均等に撮像用ハドロンビームの残存飛程がハドロン線撮影システム（ＨＲＳ）を用いて測定される。初期エネルギーＥ０ｐと残存エネルギーとの差は、上流境界と下流境界との間の前記ビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ，ＨＲＳに対応する吸収されたエネルギーを与える。
【００９１】
ＷＥＰＬ，ＨＲＳおよび組織ｍの特徴付けから、組織ｍの水分等量経路長ＷＥＰＬｍが算出され得る。最後に、上流境界と標的スポットとの間に含まれるビーム経路のＷＥＰＬ４０ｓ，０の値は、標的スポットの上流に位置決めされかつそれを含む組織のＷＥＰＬｍを使用して計算される。その後、計画初期エネルギーＥ０が算出され、治療用ハドロンビーム位置のブラッグピークの位置ＢＰ０が治療計画の確立中の標的スポット４０ｓの位置Ｐ０に対応するようにする。算出は、好ましくは、いくつかの標的スポット４０ｓｉ，ｊに対して行われる。
【００９２】
治療計画の確立は、治療前に実施される。計画した治療は、複数の連続的な治療セッションを含み得る。通常、治療の確立は、第１の治療セッションの数日〜数週間前に実施される。
【００９３】
治療セッションは、患者を治療する前の計画エネルギーＥ０の検証ステップを含み得る。検証は、治療計画の確立と同様である。ＭＲＩが実施され、および撮像用ハドロンビームが放出される。ＭＲデータを使用して、撮像用ハドロンビームによって横切られる組織を特徴付け、および撮像用ハドロンビームによって生成された信号を使用して、ＷＥＰＬ，ＨＲＳを算出する。それから、組織ｍのＷＥＰＬｍが算出される。上流境界と標的スポットとの間に含まれるビーム経路の水分等量経路長ＷＥＰＬ４０ｓ，１が治療セッション日の実際の測定値に基づいて算出される。
【００９４】
その後、ＷＥＰＬ４０ｓ，１の実際値を、治療計画の確立中に決定されたＷＥＰＬ４０ｓ，０の予備値と比較する。ＷＥＰＬ４０ｓ，０−δ≦ＷＥＰＬ４０ｓ，１≦ＷＥＰＬ４０ｓ，０＋δ（δ＝１０ｍｍ、好ましくはδ＝５ｍｍ、より好ましくはδ＝３ｍｍ）の場合に計画初期エネルギーＥ０の検証が確認される。ＷＥＰＬ４０ｓ，１≧ＷＥＰＬ４０ｓ，０＋δまたはＷＥＰＬ４０ｓ，１≦ＷＥＰＬ４０ｓ，０−δ（δ＝１０ｍｍ、好ましくはδ＝５ｍｍ、より好ましくはδ＝３ｍｍ）の場合に治療セッションは停止され得る。
【００９５】
治療セッションの中断の代わりに、および治療セッションに好ましくは、計画初期エネルギーＥ０は、検証中にかつＷＥＰＬ４０ｓ，１に基づいて算出された治療用ハドロンビームの補正初期エネルギーＥ１に修正され得、前記最終的なエネルギーＥ１は、標的スポットの実際の位置に対応する治療位置ＢＰ１でブラッグピークを生じる。
【００９６】
好ましくは、説明した方法は、本発明による医療装置を用いて実施される。好ましくは、ビーム送達システム、ＭＲＩおよびＨＲＳは同じ部屋に配置される。
【００９７】
本発明は、治療セッション中のハドロンビームの範囲の不確実性を低下させることができる。標的組織４０の位置および形態は、治療計画の確立時点ｔ０と、治療セッションの時点ｔ０＋Δｔ３との間で進化し得、この進化を（部分的に）測定できることが良好な治療を施すために極めて重要である。ＨＲＳと組み合わせられたＰＴ−ＭＲＩは、標的組織および周囲組織の形態および位置の変化を可視化すること、および治療計画中に算出された初期エネルギーをインサイチュで検証することを補助し得る。本発明による装置は、場合により、標的組織の位置およびハドロンビームの場合にはブラッグピークの位置に適合するように、初期エネルギーを補正できるようにし得る。従って、健康な組織を照射するか、または標的組織に当たらずに新しい癌の形成をもたらすリスクを低下させ、かつ標的スポットにおいて、送達される線量を適合できるようにすることで治療の効率を改善する。
【符号の説明】
【００９８】
１  ハドロン治療デバイス
１ｈ  治療用ハドロンビーム
１ｈｐ  撮像用ハドロンビーム
２  磁気共鳴画像デバイス
２ａ  アンテナ
２ｅ  無線周波数励起コイル
２ｆ、２ｐ、２ｓ  勾配磁場コイル
２ｍ  主磁石ユニット
２ｗ  開口部
３  ハドロン線撮影システム
３ｃ  熱量計
３ｄ  検出器
３ｓ  分光計
３ｔ  レンジテレスコープ
５  コントローラ
６  ＰＥＴスキャン、即発ガンマ検出器
６ｄ  光子検出器
６ｐ  光電子増倍管
６ｓ  シンチレータ
７  支持体
１０  ハドロン源
１０ａ  粒子加速器
１０ｅ  エネルギー選択手段
１０ｉ  注入システム
１１  ビーム輸送ライン
１１ｖ  真空輸送管
１２  ビーム送達システム
１２ｇ  ガントリー
１２ｎ  ノズル
３１ｃ  吸収材
３１ｓ  検出プレート
３１ｔ  アパーチャ
３２ｃ  測定手段
３２ｔ  多層電離箱
３３ｔ  測定点
４０、４０ｐ  標的組織
４０ｓ  標的スポット
４１、４２、４３、４４  周囲組織
４１Ｄ  下流境界
４１Ｕ  上流境界
Ｂ０  主磁場
Ｂ１  ＲＦ励起磁場
ＢＰ０  計画位置
ＢＰ１  治療位置
Ｄ  線量
Ｄｉ  等エネルギー治療容積に送達された線量
Ｅ０  計画初期エネルギー
Ｅ０ｐ  初期撮像ビームエネルギー
Ｅ１  補正初期エネルギー
Ｅｃ  出力エネルギー
Ｅｋ  ハドロンビームの初期エネルギー
Ｅｌｏｓｓ  エネルギー損失
ｆＬ  ラーモア周波数
ｍ  複数の組織
Ｐ０  標的組織の位置
Ｐ１  標的スポットの実際の位置
Ｐｋ  標的スポットの位置
Ｖｐ  撮像容積
Ｖｐｉ  撮像スライス
Ｖｔ１  第１の等エネルギー治療容積
Ｖｔ２  第２の等エネルギー治療容積
Ｖｔｉ  等エネルギー治療容積
ＷＥＰＳ４０ｓ，０  ビーム経路の予備水分等量経路長
ＷＥＰＳ４０ｓ，１  ビーム経路の水分等量経路長
ＷＥＰＬ，ＨＲＳ  ビーム経路の水分等量経路長
ＷＥＰＬｍ  組織の水分等量経路長
Ｘｈ  組織内でハドロンビームが移動しかつビーム経路に沿って測定された距離
Ｘｎ  経路軸
Ｘｐ  ビーム経路
ｘｓ  検出プレートの、基準点から撮像用ハドロンビームが交わる点までの距離
【図１】
2018057859.tif 000004
【図２】
2018057859.tif 000005
【図３】
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【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８−１】
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【図８−２】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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