(57)【要約】      （修正有）【課題】本発明は、移動する標的体積にもかかわらず高精度の照射を可能とする。【解決手段】特に腫瘍治療のために、移動する標的体積１２にイオンビーム１８を照射するための方法および照射設備が提供される。標的体積のイオンＸ線撮影測定が行われ、堆積およびＸ線撮影のための照射が同一のイオンビームを用いて、ただし時間的に連続して行われ、その際、イオンビームのエネルギーが、比較的高いＸ線撮影エネルギーと比較的低い堆積エネルギーとの間で、例えば患者の先端の受動的なエネルギー変調器４８によって切り替えられる。【選択図】図５
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
標的体積（１２）にイオンビーム（１６、１８）を照射するための方法であって、
前記標的体積（１２）の照射を、少なくとも１つの放射線撮影段階（７４）と少なくとも１つの堆積段階（７６）とに時間的に分割し、
前記イオンビーム（１６、１８）のエネルギー（７２）を、前記少なくとも１つの放射線撮影段階（７４）と前記少なくとも１つの堆積段階（７６）との間で、
ｉ）前記少なくとも１つの放射線撮影段階（７４）において、前記イオンビーム（１６、１８）の飛程が前記標的体積（１２）の末端に位置することにより、前記イオンビーム（１６、１８）が前記標的体積（１２）を貫通し、前記イオンビーム（１６、１８）が前記標的体積の末端に配置されたイオン放射線撮影用検出器（２０）によって検出されることにより、前記イオンビーム（１６、１８）を用いて前記標的体積（１２）のイオン放射線像を撮影し、
ｉｉ）前記少なくとも１つの堆積段階（７６）において、前記イオンビーム（１６、１８）の飛程が前記標的体積（１２）の内部に位置することにより、前記イオンビーム（１６、１８）が前記標的体積（１２）内で停止されることによって、前記標的体積（１２）内に所定の線量を堆積させるように時間的に変化させる、方法。
【請求項２】
請求項１に記載の方法を用いて標的体積（１２）にイオンビーム（１６、１８）を照射するための照射設備（１）であって、
イオンビームを生成および加速するための、ならびにイオンビームを前記標的体積（１２）へ導いて向かわせるための、加速およびビーム誘導装置（２２、２４、２４’、２６）と、
前記照射を制御するための制御装置（３９）と、
少なくも１つの放射線撮影段階（７４）と少なくとも１つの堆積段階（７６）との間で前記イオンビーム（１６、１８）のエネルギーを時間的に変化させるための装置（４８、４８’、５８ａ〜５８ｇ）であって、この装置を用いて、
ｉ）前記少なくとも１つの放射線撮影段階（７４）において、前記イオンビーム（１６、１８）の前記エネルギー（７２）が放射線撮影エネルギーに設定され、このエネルギーでは、飛程が前記標的体積（１２）の末端に位置し、前記イオンビーム（１６、１８）が前記標的体積（１２）を貫通し、
ｉｉ）前記少なくとも１つの堆積段階（７６）において、前記イオンビーム（１６、１８）の前記エネルギー（７２）が堆積エネルギーに設定され、このエネルギーでは、飛程が前記標的体積（１２）の内部に位置し、前記イオンビーム（１６、１８）が前記標的体積（１２）内で停止されることにより、所定の線量が前記標的体積（１２）内に堆積される、装置と、
前記標的体積（１２）を貫通する前記イオンビーム（１６、１８）が前記放射線撮影段階（７４）において検出されることによって、前記標的体積（１２）のイオン放射線像を撮影するための、前記標的体積（１２）の末端に配置されたイオン放射線撮影用検出器（２０）とを含む、照射設備。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、特に腫瘍治療のために、標的体積にイオンビームを照射するための方法および照射設備に関する。
【背景技術】
【０００２】
イオンビーム治療における腫瘍の移動は、この移動にも関わらず臨床標的体積が所定の線量で確実に覆われるようにするための、照射に対して特に困難な課題を突き付ける。このために、散乱ビームを用いたイオンビーム治療には、通常、特別に設計された安全境界線が使用され、これまではそれで十分とみなされていた。
【０００３】
しかし、走査ビームの場合には干渉効果が生じるので、より進んだ対策が要求される。そのような対策には、いわゆるゲーティング、またはいわゆるビーム・トラッキングを用いたビーム応用が含まれるが、これらは腫瘍の移動、または、ビームを場合によっては遮断し（ゲーティング）、もしくは能動的に追跡する（ビーム・トラッキング）ためにリアルタイムで使用される腫瘍の移動のサロゲートを伝達する移動捕捉システムにそれぞれ基づいている。この信号の品質は、その精度が照射全体の精度に直接影響を与えるので、重要な役割を担っている。ゲーティングおよびビーム・トラッキングは、当業者に基本的に知られている。ゲーティングに関しては、例えば、Ｓｈｉｎｉｃｈｉ  Ｍｉｎｏｈａｒａ他、「Ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ  Ｇａｔｅｄ  Ｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎ  Ｓｙｓｔｅｍ  ｆｏｒ  Ｈｅａｖｙ−Ｉｏｎ  Ｒａｄｉｏｔｈｅｒａｐｙ」、Ｉｎｔ．Ｊ．Ｏｎｃｏｌｏｇｙ  Ｂｉｏｌ．Ｐｈｙｓ．、Ｖｏｌ．４７、Ｎｏ．４（２０００年）、１０９７〜１１０３頁、または、Ｃｈｒｉｓｔｏｐｈ  Ｂｅｒｔ他、「Ｇａｔｅｄ  Ｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎ  ｗｉｔｈ  Ｓｃａｎｎｅｄ  Ｐａｒｔｉｃｌｅ  Ｂｅａｍｓ」、Ｉｎｔ．Ｊ．Ｏｎｃｏｌｏｇｙ  Ｂｉｏｌ．Ｐｈｙｓ．、Ｖｏｌ．７３、Ｎｏ．４（２００９年）、１２７０〜１２７５頁を、ビーム・トラッキングについては、例えば、ＤＥ１０２００４０２８０３５Ａ１を参照されたい。これにより、これらの文献はそれぞれ参照によって組み込まれる。
【０００４】
市場には多様な移動捕捉システムが出回っている。多くの移動捕捉システムは、いわゆる移動サロゲート、例えば、息の温度、腹壁の移動（１Ｄ、２Ｄ、または３Ｄ）、腹部／胸部周囲、または呼気の流量を測定する。これに対して、他の移動捕捉システムは、腫瘍の移動を直接捕捉し、例えば、（Ｘ線不透過性マーカーを埋め込む／埋め込まない）Ｘ線透視法、無線トランスポンダ、または超音波に基づいている。その他、両者の利点を組み合わせるために、例えば、少なめの（高品質だが患者に対する線量負荷がある）Ｘ線透視法を（品質は劣るが患者に対する線量負荷がない）腹壁捕捉システムと神経的に結合させるなど、これらのシステムの組み合わせも使用されている。
【０００５】
腫瘍の移動を直接捕捉するための移動捕捉システムは、しばしば患者への外科的介入、または、例えば、従来のＸ線透視法、特に高い画像捕捉率の場合に、患者への著しく高い線量負荷を伴う。外部のサロゲートに基づいた移動捕捉システムは、原理上、非常に非間接的な測定に制限されるので、とりわけ腫瘍の移動を捕捉する精度には改善の余地がある。また、例えば肺腫瘍の場合の腫瘍の移動は極めて複雑であることがあり、それぞれがあらゆる次元の併進成分、回転成分、および圧縮成分／拡張成分を含んでいることがある。
【０００６】
その上、ビームの飛程が非常に重要となるので、上述の全てのシステムは、標的体積の純粋に幾何学的な移動を観察するが、この移動は、イオン治療では、例えば４Ｄ−ＣＴデータ・セットとの併用においてのみ使用される。つまり、照射の際の所望の線量の正確な堆積にとって、空間的な移動のみが決定的であるわけではなく、むしろ、空間的な移動が、例えば組織密度の局所的分布のような他の要因にも左右され得るイオンビームのエネルギー損失に与える影響が決定的である。
【０００７】
そのため、これらの既知の方法は、特に精度の点でさらに改善の余地がある。
【０００８】
ＥＰ２４００５０６より知られている装置は、少なくとも２つの異なる粒子ビームを生成し、そのうちの第２の粒子ビームが標的体積の移動を検出するために使用される。このために、２つのイオン源を使用して、混合室に共に案内される異なる種類のイオンが生成される。
【０００９】
しかし、この方法は、イオンの特定の組み合わせに対してしか使用することができず、加速装置の種類に左右される。さらに、両方のイオンビームの特定のパラメータは共通にしか変更することができない。そこで、本発明者らは、特に複雑性、柔軟性、およびＥＰ２４００５０６に記載された手法における両方のイオンビームの相互依存性による制約の点で、他の解決法を模索した。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】ＤＥ１０２００４０２８０３５Ａ１
【特許文献２】ＥＰ２４００５０６
【非特許文献】
【００１１】
【非特許文献１】Ｓｈｉｎｉｃｈｉ  Ｍｉｎｏｈａｒａ他、「Ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ  Ｇａｔｅｄ  Ｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎ  Ｓｙｓｔｅｍ  ｆｏｒ  Ｈｅａｖｙ−Ｉｏｎ  Ｒａｄｉｏｔｈｅｒａｐｙ」、Ｉｎｔ．Ｊ．Ｏｎｃｏｌｏｇｙ  Ｂｉｏｌ．Ｐｈｙｓ．、Ｖｏｌ．４７、Ｎｏ．４（２０００年）、１０９７〜１１０３頁
【非特許文献２】Ｃｈｒｉｓｔｏｐｈ  Ｂｅｒｔ他、「Ｇａｔｅｄ  Ｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎ  ｗｉｔｈ  Ｓｃａｎｎｅｄ  Ｐａｒｔｉｃｌｅ  Ｂｅａｍｓ」、Ｉｎｔ．Ｊ．Ｏｎｃｏｌｏｇｙ  Ｂｉｏｌ．Ｐｈｙｓ．、Ｖｏｌ．７３、Ｎｏ．４（２００９年）、１２７０〜１２７５頁
【非特許文献３】Ｅｒｏｓ  Ｐｅｄｒｏｎｉ他、「Ｔｈｅ  ＰＳＩ  Ｇａｎｔｒｙ  ２：ａ  ｓｅｃｏｎｄ  ｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ  ｐｒｏｔｏｎ  ｓｃａｎｎｉｎｇ  ｇａｎｔｒｙ」、Ｚ．Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．１４（２００４年）、２５〜３４頁
【非特許文献４】Ｙ．Ｉｗａｔａ他、「Ｕｐｄａｔｅ  ｏｆ  ａｎ  Ａｃｃｅｌｅｒａｔｏｒ  Ｃｏｎｔｒｏｌ  Ｓｙｓｔｅｍ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  Ｎｅｗ  Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ  Ｆａｃｉｌｉｔｙ  ａｔ  ＨＩＭＡＣ」、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＥＰＡＣ０８、Ｇｅｎｏａ、Ｉｔａｌｙ、１８００〜１８０２頁
【非特許文献５】Ｕｇｏ  Ａｍａｌｄｉ他、「Ｈｉｇｈ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  Ｌｉｎａｃｓ  ｆｏｒ  Ｈａｄｒｏｎｔｈｅｒａｐｙ」、Ｒｅｖｉｅｗｓ  ｏｆ  Ａｃｃｅｌｅｒａｔｏｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  ａｎｄ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、Ｖｏｌ．２（２００９年）、１１１〜１３１頁
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
したがって、本発明は、移動する標的体積にもかかわらず高精度の照射を可能とする、標的体積にイオンビームを照射するための方法および照射設備を提供することを課題とする。
【００１３】
本発明の課題の別の側面は、標的体積の移動が標的体積におけるエネルギー損失およびイオンビームの飛程に与える悪影響を可能な限り正確に特定することが可能な、移動する標的体積にイオンビームを照射するための方法および照射設備を提供することである。
【００１４】
本発明の課題のさらに別の側面は、正確かつ柔軟な標的体積の移動捕捉を可能とする、加速装置から独立した、場合によっては容易に追加導入可能でさえある、移動する標的体積にイオンビームを照射するための方法および照射設備を提供することである。
【００１５】
本発明の課題は、独立請求項の対象によって解決される。本発明の有利な発展構成は、下位請求項に規定されている。
【００１６】
照射中に移動する標的体積にイオンビームを照射するための方法が提供される。イオンビームは、まず加速装置によって生成、加速され、標的体積へ導かれる。加速装置は、特に、サイクロトロンまたはシンクロトロンのような円形加速器、線形加速器、またはこれらの組み合わせを含んでいる。
【００１７】
イオンビームという概念は、特に、陽子ビーム、または、例えば酸素もしくは炭素のような重イオンからなるビームと理解される。両出願者の開発によるこの種の照射設備が、例えば、ダルムシュタットの重イオン研究所（ＧＳＩ  Ｈｅｌｍｈｏｌｚｚｅｎｔｒｕｍ  ｆｕｅｒ  Ｓｃｈｗｅｒｉｏｎｅｎｆｏｒｓｃｈｕｎｇ  ＧｍｂＨ）、または、特に１２Ｃイオンの照射を行っているハイデルベルク・イオンビーム治療センター（Ｈｅｉｄｅｌｂｅｌｇｅｒ  Ｉｏｎｅｎｓｔｒａｈｌ  Ｔｈｅｒａｐｉｅｚｅｎｔｒｕｍ（ＨＩＴ））にある。しかし、パイオン等の他の荷電ハドロン粒子ビームを除外するものではない。
【００１８】
本発明によれば、標的体積の照射を、少なくとも１つのＸ線撮影段階と少なくとも１つの堆積段階とに時間的に分割することにより、イオンビーム、すなわち同一のイオンビームのエネルギーを、少なくとも１つのＸ線撮影段階と少なくとも１つの堆積段階との間で時間的に変化させ、しかも、
ｉ）少なくとも１つのＸ線撮影段階において、イオンビームの飛程が標的体積の末端（ビーム方向において標的体積の後方）に位置することにより、少なくとも１つのＸ線撮影段階においてイオンビームが標的体積を貫通またはＸ線照射し、それにより、標的体積を貫通するイオンビームを標的体積の末端に配置されたイオンＸ線撮影用検出器で検出することによって、イオンビームを用いて標的体積のイオンＸ線像を撮影するように、および
ｉｉ）少なくとも１つの堆積段階において、イオンビームの飛程が標的体積の内部に位置することにより、イオンビームが標的体積内で停止し、それにより、所定の、つまり照射計画で計画された線量を標的体積内に堆積させるように、時間的に変化させる。
【００１９】
イオンＸ線撮影を用いれば標的体積の移動を捕捉することができるが、その際、Ｘ線撮影および堆積が同一の、ただし異なるエネルギーを有するイオンビームで、時間的に連続して行われる。それによれば、Ｘ線撮影段階では、イオンビームがエネルギー分解および空間分解のイオンＸ線撮影用検出器内で停止されることによって、イオンＸ線撮影用検出器を用いてブラッグ最大値の位置を測定するために、ブラッグ最大値が患者の末端、より正確にはイオンＸ線撮影用検出器内に位置するように、ビーム飛程が設定される。つまり、このために、イオンビームのエネルギーが、Ｘ線撮影段階においては比較的高いＸ線撮影エネルギーに設定され、堆積段階においては比較的低い堆積エネルギーに設定される。それによれば、Ｘ線撮影段階と堆積段階との間の移行が、イオンビームのエネルギーの切り替えにある。
【００２０】
例えば、６００ＭｅＶ／ｕの範囲のエネルギーＥ’で標的体積を基本的に完全に貫通する炭素イオンビームを生成し、照射計画に従って、このエネルギーＥ’をＸ線撮影に使用し、２５０ＭｅＶ／ｕの範囲のエネルギーＥまで低下させたエネルギーを線量堆積に使用する。
【００２１】
つまり、有利なことに、同一のイオンビームを用いて、線量堆積もＸ線撮影も行うことが可能であり、単にエネルギーを変化させる、あるいは「切り替える」だけで十分である。これに関して、ビームのエネルギーの変更あるいは切り替えは、照射中に、特にリアルタイムで、例えば、シンクロトロンに基づく加速装置の場合は、いわゆるスピルの間に、またはスピル間の照射休止中に行うことができる。堆積エネルギーとＸ線撮影エネルギーとの間の変更または切り替えは、異なる等エネルギー層の照射のためのエネルギーのはるかに僅かな変更と混同してはならない。後者の場合は、ビーム飛程が数ミリメートル変更されるだけであり、場合によってはこの変更が追加的に行われる。有利なことに、時間的な分離によって、堆積およびイオンＸ線撮影の特定のパラメータを互いから独立して設定することができ、特に走査法の場合には標的体積の横方向のカバー範囲を設定することができる。
【００２２】
有利なことに、本発明を用いれば高精度の移動追跡が可能になる。イオンＸ線像から、標的体積の移動によって引き起こされる飛程の変化を、間違いが生じやすいＸ線の減衰から粒子飛程の変化への換算を使用せずに、直接特定することができる。つまり、イオンＸ線像では、標的体積の移動が、堆積の場合と同様に「見られる」が、これは、同一のイオンビームのエネルギー損失が特定されるからである。堆積とＸ線撮影との間の唯一の違いは、イオンビームのエネルギーであり、これによって、移動（併進、回転、圧縮／拡張）の影響の違いが最小化される。言い換えれば、イオンＸ線撮影の際に、堆積の際にも異なるイオンエネルギーまで生じる、標的体積の移動による同一の物理的影響が測定されるが、その影響を非常に正確に算出することができる。さらに、従来のＸ線透視法と比べて、より低い線量が考慮される。
【００２３】
有利なことに、この方法は、それにもかかわらず、加速装置の大規模な改造を伴わずに実施することができる。特に容易には、例えば、加速装置を比較的高いＸ線撮影エネルギーに設定し、次に、受動的なエネルギー変調器を用いて、１つまたは複数の堆積段階において、イオンビームをエネルギー変調器内で減速させることによって、比較的高いＸ線撮影エネルギーから比較的低い堆積エネルギーまで低下させる。これにより、腫瘍の照射（堆積）およびＸ線撮影を交互に行うとともに、リアルタイムで標的の移動に応じて照射を制御することができるほど、イオンビームのエネルギーを十分な速度で容易に変化させることが可能になる。このために、例えば、デジタルの、例えば自転するケーキ形状のエネルギー変調器が標的体積の先端（ビーム方向において標的体積の前方）にビームを通過させるが、その際、ケーキ形状の一片が欠けているので、ビームのエネルギーおよび飛程を標的体積内のある位置と患者の末端の位置との間で変調することができる。欠けた一切れのケーキの領域ではイオンビームのエネルギーが変更されず（Ｘ線撮影段階）、残りの領域では、イオンビームのエネルギーが変調器の材料内で減速することによって堆積エネルギーまで低下される。この特にデジタルの変調器の場合もやはり、ビーム・トラッキングにおいてビーム飛程を標的体積の移動に能動的に追従させるためのくさびシステムと混合すべきではないが、このシステムは場合によっては追加的に設けられている。
【００２４】
代替的に、例えば、Ｅｒｏｓ  Ｐｅｄｒｏｎｉ他、「Ｔｈｅ  ＰＳＩ  Ｇａｎｔｒｙ  ２：ａ  ｓｅｃｏｎｄ  ｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ  ｐｒｏｔｏｎ  ｓｃａｎｎｉｎｇ  ｇａｎｔｒｙ」、Ｚ．Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．１４（２００４年）、２５〜３４頁に記載されているように、二元の変調板によってエネルギーを変更することができ、または、例えば、Ｙ．Ｉｗａｔａ他、「Ｕｐｄａｔｅ  ｏｆ  ａｎ  Ａｃｃｅｌｅｒａｔｏｒ  Ｃｏｎｔｒｏｌ  Ｓｙｓｔｅｍ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  Ｎｅｗ  Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ  Ｆａｃｉｌｉｔｙ  ａｔ  ＨＩＭＡＣ」、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＥＰＡＣ０８、Ｇｅｎｏａ、Ｉｔａｌｙ、１８００〜１８０２頁に記載されているように、シンクロトロンに基づく加速の場合、フラット・トップ上の設定を変化させることによってエネルギーを変更することができる。これらの文献はこれにより、参照によって組み込まれる。しかし、これにより、参照によって組み込まれる、Ｕｇｏ  Ａｍａｌｄｉ他、「Ｈｉｇｈ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  Ｌｉｎａｃｓ  ｆｏｒ  Ｈａｄｒｏｎｔｈｅｒａｐｙ」、Ｒｅｖｉｅｗｓ  ｏｆ  Ａｃｃｅｌｅｒａｔｏｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  ａｎｄ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、Ｖｏｌ．２（２００９年）、１１１〜１３１頁に記載されているような、いわゆるＣｙｃ−ＬＩＮＡＣを使用することも可能である。Ｃｙｃ−ＬＩＮＡＣでは、Ｘ線撮影エネルギーと堆積エネルギーとの間の切り替えのために必要となるような規模の飛程の急増が、線形加速器の個々の空洞のオン・オフによって行われる。それによれば、エネルギーの変更が、好適には加速装置内での加速後に初めて行われ（受動的な変調器）、または加速の終わりに行われる（Ｃｙｃ−ＬＩＮＡＣ）が、いずにしても好適には加速前には行われない。
【００２５】
それによれば、特にイオンＸ線撮影用検出器はエネルギー分解の検出器であり、標的体積の貫通後のイオンビームの（残留）エネルギーを測定する。これにより、標的体積の貫通によって生じるエネルギー損失を算出することが可能になり、これを元に、この場合も標的体積の移動が堆積に与える影響を特定することができる。
【００２６】
つまり、イオンの種類および電荷が同一でありエネルギーのみが異なっているという意味で、特に同一のイオンビームが堆積およびイオンＸ線撮影に使用される。つまり、エネルギーが時間的に連続して変更される同一のイオンビームが使用されるが、２つの異なるイオンビームが同時に使用されることはない。
【００２７】
言い換えれば、イオンＸ線撮影および堆積が、時間的に前後して、かつこの前提の枠内で互いから独立して行われる。特に、Ｘ線撮影段階においては堆積されず、および／または堆積段階においてはイオンＸ線撮影されない。
【００２８】
本発明の好ましい一実施形態によれば、標的体積の照射を複数のＸ線撮影段階および複数の堆積段階に時間的に分割し、
イオンビームのエネルギーを、特に照射中または照射休止中に、Ｘ線撮影段階と堆積段階との間で、周期的に交互に、
ｉ）Ｘ線撮影段階において、イオンビームの飛程が標的体積の末端に位置することにより、Ｘ線撮影段階においてイオンビームが標的体積を貫通またはＸ線照射し、標的体積の末端に配置されたイオンＸ線撮影用検出器によってイオンビームを検出することによって、イオンビームを用いて標的体積のイオンＸ線像を撮影し、
ｉｉ）堆積段階においいて、イオンビームの飛程が標的体積内に位置することにより、イオンビームを標的体積内で停止させ、それにより、それぞれ所定の線量を標的体積内に堆積させるように、交互に切り替える。
【００２９】
有利なことに、Ｘ線撮影段階の時系列を標的体積の移動位相に適合させることができる。代替的または追加的に、Ｘ線撮影段階の時系列を加速装置の取り出し段階（例えば、シンクロトロンの場合はスピル）に、および／または、標的体積が連続的に照射される等エネルギー層に分割されている場合には、等エネルギー層の照射の経過に適合させることができる。
【００３０】
堆積段階において、それぞれ所定の線量を等エネルギー層内に堆積させるために、標的体積の異なる等エネルギー層にイオンビームを衝突させる場合、例えば、少なくとも線量堆積のために各等エネルギー層を照射する前に、ｉ）によるＸ線撮影測定を行うことができ、および／または、各移動位相または各スピルの開始時にイオンＸ線撮影測定を行うことができる。
【００３１】
好適には、少なくとも１つまたは複数の堆積段階にけるイオンビームの強度は、少なくとも１つまたは複数のＸ線撮影段階における強度より著しく高く設定されるが、これを同様にリアルタイムで制御することができる。これにより、有利には、患者の線量負荷を低く抑えることができる。
【００３２】
標的体積が照射中に周期的に移動する標的体積、例えば、呼吸の際の肺腫瘍である場合、標的体積の周期的な移動が複数の移動位相に分割される。本発明に関して、少なくとも１つのＸ線撮影段階または複数のＸ線撮影段階の継続時間を、それぞれ移動位相の継続時間より長くならないように選定することが有利である。そうすれば、所望であれば、各移動位相において、好適には各移動位相の開始時に、イオンＸ線撮影測定を行うことができる。言い換えれば、上記に定義した工程ｉ）およびｉｉ）が同一の移動位相において行われる、あるいは、Ｘ線撮影段階および堆積段階が少なくとも部分的に同一の移動位相内に位置する。
【００３３】
有利には、これにより、特に正確かつ確実な移動の追跡が達成される。
【００３４】
特に好ましくは、本発明は、標的体積の移動を補償するためのイオンビームの能動的な追跡（いわゆるビーム・トラッキング）を用いた照射と組み合わされる。好適には、イオンビームの能動的な追跡、すなわちビーム・トラッキングが、イオンＸ線撮影用検出器を用いて行われるイオンＸ線撮影測定に応じて制御される。このＸ線撮影測定に応じたイオンビームの能動的な追跡（ビーム・トラッキング）の制御は、同様にリアルタイムで行うことができる。
【００３５】
有利には、Ｘ線撮影と堆積との間の時間的な分離によって、イオンビームをＸ線撮影段階および堆積段階において互いから独立して制御することができる。特に、イオンビームをＸ線撮影段階において、堆積から独立して、標的体積の横方向の広がりにわたって制御することができる。
【００３６】
本発明の好ましい一実施形態によれば、イオンＸ線撮影用検出器は空間分解の検出器として形成されているので、少なくとも１つまたは複数のＸ線撮影段階において、イオンビームの（水等価）飛程の少なくとも２次元のマップを作成するために、標的体積の多数のラスター点が貫通されて標的体積の貫通後のイオンビームの飛程がラスター点のそれぞれについてイオンＸ線像内で特定されることによって、好適には内部標的体積（ＩＣＲＵ６２によるＩｎｔｅｒｎａｌ  Ｔａｒｇｅｔ  Ｖｏｌｕｍｅ、ＩＴＶ）の少なくとも一部の横方向の２次元の空間分解のイオンＸ線像が撮影される。このイオンビームの飛程のマップは、例えば、少なくとも１つの後続の堆積段階用のモニタリング情報または制御情報として使用することができる。
【００３７】
標的体積をイオンＸ線像内に少なくとも２次元で描写することにより、有利には、標的体積の移動を特に正確かつ確実に追跡することが可能になる。
【００３８】
照射方法が走査法、例えばラスター走査法である場合、イオンビームがいわゆるペンシル・ビームとして、少なくとも１つの堆積段階または複数の堆積段階において、臨床標的体積の少なくとも一部上に走査され、少なくとも１つのＸ線撮影段階または複数のＸ線撮影段階において、標的体積の側面の少なくとも一部上に揺動される。
【００３９】
これにより、有利には、細いペンシル・ビームを使用するにもかかわらず、横方向の２次元のイオンＸ線像を撮影することが可能になる。さらに、Ｘ線撮影測定のための揺動を、堆積の際の走査から独立して行うことができる点が有利である。
【００４０】
飛程損失を、所望であれば、堆積のラスター点に基づいた損失より細かく事前算出することができるので、このことは特にさらに有利である。このことは、例えば、ビームが高速で比較的広い領域上を走らされる揺動について、公称のラスター位置に限定されることなく、より多くの、さらには全ての位置を直接比較できるという利点がある。より細かい分解は、例えば、ＣＴボクセル・サイズほどの規模であり得る。ＣＴボクセル・サイズは、例えば僅か約１ｍｍであるが、走査法を用いた照射の際のラスター点の間隔は、通常、２から３ｍｍの範囲内である。
【００４１】
走査法では、少なくとも１つまたは複数の堆積段階において、イオンビームが臨床標的体積（ＩＣＲＵ５０によるいわゆるＣｌｉｎｉｃａｌ  Ｔａｒｇｅｔ  Ｖｏｌｕｍｅ、ＣＴＶ）上に走査される。好ましくは、少なくとも１つまたは複数のＸ線撮影段階において、イオンビームが、臨床標的体積から突出する内部標的体積（ＩＣＲＵ６２によるＩＴＶ）の側面の少なくとも一部上に揺動される。
【００４２】
このような高速の揺動によって、ビームの横方向位置が内部標的体積（ＩＴＶ）の全領域、同時に全ての移動位相における臨床標的体積の広がり全体上を走らされる。この内部標的体積全体の揺動は、１ｍｓから１０００ｍｓの間、例えば１０ｍｓ、５０ｍｓ、１００ｍｓ、または５００ｍｓの範囲内の時間間隔で行われるので、この時間内に内部標的体積の横方向の２次元のＸ線像を撮影することができる。
【００４３】
言い換えれば、Ｘ線撮影測定の際に臨床標的体積（ＣＴＶ）より広い領域が照射される場合、特に、全ての移動状態において臨床標的体積（ＣＴＶ）を撮像する少なくとも内部標的体積（ＩＴＶ）が覆われる場合、有利には、標的体積の移動振幅全体を覆うことができる。
【００４４】
さらに、イオンビームの飛程のシミュレーション設定値を算出するために、飛程シミュレーション計算を行うことができる。次に、Ｘ線撮影段階における照射中に、標的体積の貫通後のイオンビームの実際の（水等価）飛程が特定され、特定された実際の飛程がシミュレーション設定値と比較される。
【００４５】
多数のラスター点について飛程シミュレーション計算を行い、イオンビームの飛程の多次元のシミュレーション設定値マップ（いわゆる「レンジ・マップ」）を作成することが特に有利である。次に、Ｘ線撮影段階における照射中に、標的体積の貫通後のイオンビームの実際の飛程が、同様に多数のラスター点について特定され、これを元に、イオンビームのそれぞれの実際の飛程を含む多次元のイオンＸ線像が作成され、このイオンＸ線像がシミュレーション設定値マップと比較される。
【００４６】
シミュレーション飛程アップ、いわゆるレンジ・マップ、特に、いわゆるデジタル再構成レンジ・マップ（ＤＲＲＭ）の事前算出によって、および測定とシミュレーション計算との相応の比較によって、その際、有利には、標的体積の移動とイオンビームの移動との間の整合がもたらされ、その際、潜在的に、移動および飛程変更に関するパラメータだけでなく、両者の間の干渉、特に相互作用またはパターンに関してのパラメータをも獲得することができる。
【００４７】
本発明の別の好ましい実施形態によれば、相応な内部または外部の移動測定システム（運動センサとも呼ばれることがある）を用いて、標的体積の移動あるいは移動サロゲートが測定される。本発明によれば、測定結果が、イオンＸ線撮影用検出器を用いて撮影されたイオンＸ線像と、例えば、相応にプログラムされたマイクロ・コンピュータによって自動的に関連付けられ、関連付けられたデータに応じて照射が制御される。
【００４８】
しかし、より容易に、Ｘ線撮影段階と堆積段階との間の移行を、移動測定システムの測定結果に応じて制御することもできる。
【００４９】
例えば、外部の移動サロゲートとの組み合わせとして、サロゲート情報を使用することにより、臨床標的体積（ＣＴＶ）または臨床標的体積（ＣＴＶ）の個々のテスト箇所が計画された位置にあるかどうかがＸ線像ごとに検証される移動位相が決定される。
【００５０】
さらに、少なくとも１つまたは複数のＸ線撮影段階において、標的体積を２つ以上の方向から照射することができ、これにより、少なくとも１つの空間的に２次元より多次元のイオンＸ線像（「２．５Ｄ捕捉」）が撮影される。このことは、２つ以上のビーム管を有する照射場にとって有利である。ここでは、２つ以上の方向からのＸ線像を撮影することが可能であり、それにより、２．５Ｄ捕捉が可能である。また、ガントリについては、「ラピッドアーク（ＲａｐｉｄＡｒｃ）」に似た照射も考えられるが、この場合、ここでも複数の異なる方向からのＸ線像を照射時間内に撮影することができ、したがって、適切な再構成アルゴリズムによって３Ｄの移動および飛程を構成することができる。それにより、４ＤイオンＣＴの撮影も可能である。
【００５１】
概して、これにより、標的体積の移動に関する非常に包括的な情報が得られる。
【００５２】
つまり、集められたデータが予測値に関してリアルタイムで評価されるが、このためにＸ線透視法より知られている方法を使用することができる。つまり、とりわけ測定とデジタル再構成レンジ・マップ（ＤＲＲＭ）（さらには４Ｄのマップ、すなわち４ＤＣＴの移動位相ごとのＤＲＲＭ）との比較を用いることができ、または、Ｘ線撮影と他のサロゲート、あるいは並行して撮影されるＸ線透視法データ／Ｘ線撮影データとの間の相関モデルを使用することができる。
【００５３】
本発明の簡素な一態様によれば、撮影されたイオンＸ線像に応じて、例えば、飛程シミュレーションとエネルギー損失測定との比較の際に、所定の限界値を超えた場合に、インターロック信号が生成され、この信号を用いて照射が中断される。
【００５４】
したがって、本発明は原理上、純粋な移動モニタリングに限定されるのではなく、得られたＤＲＲＭの検証も可能であるので、例えば偏差が大きすぎる場合には照射を中断し、場合によっては新たに計画することさえ可能である。これに関して、本発明は、イオンＸ線撮影用検出器がイオンエネルギーを測定し、それによって、（代替サイズのみを捕捉する方法とは対照的に）線量に関連する要因が粒子飛程を用いて直接捕捉されるので、特に有利である。
【００５５】
照射される解剖学的領域におけるコントラストによっては、マーカー（ゴールド・ボール、カーボン・ボール等）を埋め込むことにより、イオンＸ線像内に可視点を画定することもできる。本発明はさらに、フラクション内で移動する、または静的な頭頸部の照射の場合にも適用することができ、それにより、予期せずに移動が生じた場合のために、例えば保存が可能になり、またはインターロック信号を利用することができる。
【００５６】
本発明によれば、上述の方法を実施することが可能な、移動する標的体積にイオンビームを照射するための照射設備も提供される。このために、この照射設備は、
イオンビームを生成および加速するための、ならびにイオンビームを標的体積に導いて向かわせるための、加速およびビーム誘導装置と、
照射設備を制御するための制御装置と、
照射中、または少なくも１つのＸ線撮影段階と少なくとも１つの堆積段階との間の照射休止中に、イオンビームのエネルギーを時間的に変化させるための、特に、追加的に、異なる等エネルギー層内への線量堆積のための飛程を変更するための、装置であって、この装置を用いて、
ｉ）少なくとも１つのＸ線撮影段階において、イオンビームのエネルギーが比較的高いＸ線撮影エネルギーに設定され、このエネルギーでは、飛程が標的体積の末端あるいは患者の末端（ビーム方向において後方）、より正確にはイオンＸ線撮影用検出器内に位置するので、イオンビームが標的体積を貫通またはＸ線照射し、
ｉｉ）少なくとも１つの堆積段階において、イオンビームのエネルギーが比較的低い堆積エネルギーに設定され、このエネルギーでは、飛程が標的体積の内部に位置し、イオンビームが標的体積内で停止されることにより、計画された線量が標的体積内に堆積される、装置と、
標的体積を貫通するイオンビームがＸ線撮影段階においてイオンＸ線撮影用検出器内で停止および検出されることによって、標的体積のイオンＸ線像を撮影するための、標的体積の末端に配置されたイオンＸ線撮影用検出器と、を含んでいる。
【００５７】
好適には、この装置は、特に照射中または照射休止中に、イオンビームのエネルギーを時間的に変化させるために、および追加的に、堆積段階において等エネルギー層に衝突させるための飛程を変更するために、複数のＸ線撮影段階および複数の堆積段階の周期的な連続において、イオンビームのエネルギーをＸ線撮影エネルギーと堆積エネルギーとの間で交互に切り替える。
【００５８】
イオンＸ線撮影用検出器は、特に、各Ｘ線撮影段階において新たなＸ線像を生成でき、場合によっては照射をリアルタイムで制御できるほどの時間的分解能を備えている。
【００５９】
制御装置は、好適には、堆積段階において、標的体積の異なる等エネルギー層にイオンビームが衝突されることにより、それぞれ所定の線量が等エネルギー層内に堆積され、少なくとも照射前に、各等エネルギー層への線量堆積のために、イオンＸ線撮影用検出器を用いてＸ線撮影測定が行われるように、照射設備を制御する。
【００６０】
好適には、受動的なエネルギー変調器が使用され、その際、イオンビームが加速器によって、まずはＸ線撮影エネルギーで生成され、堆積段階においてエネルギー変調器の材料内で減速することによって堆積エネルギーまで低下される。受動的なエネルギー変調器は、例えば、一切れのケーキ形状の切欠きのある円盤であり、イオンビーム内で回転することにより、イオンビームが周期的に交互に円盤の材料を貫通し、その際に堆積エネルギーまで減速される（堆積段階）、または減速されずに一切れのケーキ形状の切欠きを通過する（Ｘ線撮影段階）。
【００６１】
また、好適には、制御装置は、イオンビームの強度が標的体積内での堆積の際にＸ線撮影測定の際の強度より高いことにより、Ｘ線撮影測定による患者への追加の放射線負荷が低く抑えられるように照射設備を制御する。
【００６２】
好適には、マイクロ・コンピュータが照射の準備時に、例えば呼吸によって周期的に移動する標的体積の移動を複数の移動位相に分割する。ケーキ形状のエネルギー変調器を用いる場合、その形状および回転速度は、好適には、移動位相の継続時間よりＸ線撮影段階の継続時間が短くなるように、移動位相の継続時間に適合される。
【００６３】
標的体積の移動を補償するためのイオンビームの能動的な追跡（ビーム・トラッキング）用の装置が設けられている場合、これにより、イオンＸ線撮影用検出器を用いて撮影されたイオンＸ線像に応じてビーム・トラッキングを制御するために制御装置が連動する。
【００６４】
イオンＸ線撮影用検出器は、好ましくはエネルギー分解および空間分解の検出器であり、それぞれエネルギーの、および横方向に２次元の空間分解の、内部標的体積（ＩＴＶ）の少なくとも一部のイオンＸ線像を撮影する。次に、計算装置が標的体積の貫通後のイオンビームの飛程を各ラスター点について特定し、標的体積の貫通後のイオンビームの飛程の２次元のマップを作成する。
【００６５】
好適には含まれる、イオン・ペンシル・ビーム（直径が通常数ミリメートル）を走査させるための走査装置は、イオンビームが線量堆積のために２次元または３次元で標的体積上に走査され、Ｘ線撮影のために標的体積の側面の少なくとも一部上に、時間的に連続しながら堆積のための走査とは独立して揺動されるように、制御装置によって制御される。走査および揺動には同一の走査マグネットを使用することができるが、例えば、揺動に使用するには走査マグネットの速度が十分でない場合は、揺動用の別のマグネットを設置することも考えられる。
【００６６】
制御装置は、例えば、イオンビームが、線量堆積の際に臨床標的体積（ＣＴＶ、ＩＣＲＵ５０）上に走査され、Ｘ線撮影の際に臨床標的体積より広い横方向の面、特に内部標的体積（ＩＴＶ、ＩＣＲＵ６２）上に揺動されるように、（個別の揺動マグネットを備えた／備えていない）走査装置を制御する。
【００６７】
上述の飛程シミュレーション計算は、通常、相応にプログラムされたマイクロ・コンピュータによって行われる。このマイクロ・コンピュータはさらに、実際に特定された飛程との比較を行い、続いて、好適にはリアルタイムで制御信号を生成し、この制御信号を用いて、例えば照射が調節または中断される。同様のことが、実際に測定された多次元のＸ線像をシミュレーション設定値マップと比較する実施形態にも当てはまる。
【００６８】
特に、制御装置は、移動測定システムの測定結果およびイオンＸ線撮影用検出器のイオンＸ線像を記録し、測定結果とイオンＸ線像とを自動的に関連付けて、続いて、この関連付けたデータに応じて照射を制御する。
【００６９】
代替的に、制御装置は、移動測定システムの測定結果に応じて、Ｘ線撮影段階と堆積段階との間の移行を制御する。
【００７０】
さらに好適には、照射設備は複数のビーム管および／または回転可能なガントリを備えており、これらを用いて、標的体積を２つ以上の方向から照射することにより、空間的に２次元より多次元のイオンＸ線像を撮影することができる。
【００７１】
本発明による方法および照射設備は、特に腫瘍治療のために形成されている。しかし、これらを、人間または動物の体に属していない標的体積を照射するためにも使用することができる。例えば、特に移動シミュレーション用の標的体積を有するファントムを照射することができる。
【００７２】
以下では本発明を、実施例に基づいて図面を参照しながらより詳細に説明する。同一および同様の要素には部分的に同一の符号が付されており、異なる実施例の特徴を互いに組み合わせることができる。
【図面の簡単な説明】
【００７３】
【図１】散乱イオンビームを用いた移動する標的体積の照射に関する概略図。
【図２】走査イオンビームを用いた移動する標的体積の照射に関する概略図。
【図３】従来技術による散乱イオンビームを有する照射設備の概略図。
【図４】従来技術による走査イオンビームを有する照射設備の概略図。
【図５】本発明の一実施形態による走査イオンビームとエネルギー変調器とを有する照射設備の概略図。
【図６】本発明の別の実施形態による走査イオンビームとエネルギー変調器とを有する照射設備の概略図。
【図７】本発明の別の実施形態による下流に線形加速器を有する照射設備の概略図。
【図８】移動測定システムと組み合わせた標的体積の照射の概略図。
【図９】２つの異なる方向からの標的体積の照射の概略図。
【図１０】回転するガントリを用いた標的体積の照射の概略図。
【図１１】本発明の一実施形態によるＸ線撮影段階および堆積段階の時間経過の図。
【図１２】本発明の別の実施形態によるＸ線撮影段階および堆積段階の図。
【図１３】本発明の別の実施形態によるＸ線撮影段階および堆積段階の図。
【図１４】本発明の一実施形態による照射のフロー図。
【図１５】本発明の一実施形態によるＤＲＲＭを用いたリアルタイム評価のフロー図。
【図１６】本発明の一実施形態によるサロゲート測定と組み合わせた照射のフロー図。
【発明を実施するための形態】
【００７４】
図１には、ＩＣＲＵ５０による臨床標的体積１２（ＣＴＶ）としての腫瘍が、基準移動位相１２ａ内に示されている。腫瘍１２は囲みの内部で移動し、この内部には例示的に移動状態１２ａ、１２ｂ、１２ｃ、および１２ｄが撮像されている。この囲みはＩＣＲＵ６２による内部標的体積１４（ｉｎｔｅｒｎａｌ  ｔａｒｇｅｔ  ｖｏｌｕｍｅ、ＩＴＶ）を形成している。
【００７５】
イオンＸ線撮影用検出器２０を用いて、Ｘ線撮影測定によって内部標的体積１４全体における飛程分布に関する情報を得るために、通例、散乱イオンビーム１６を用いた受動的な照射ではさらなる措置が必要とならない。というのは、いずれにせよ内部標的体積１４全体が同時に照射されるからである。
【００７６】
図２には、走査イオンビーム１８を用いた臨床標的体積１２の照射が示されている。イオンＸ線撮影用検出器２０を用いて、Ｘ線撮影測定によって内部標的体積１４全体における飛程分布に関する情報を得るために、ここでは、イオンビームが内部標的体積１４の全体上に揺動されるが、これが概略的に点線矢印１８で表されている。揺動の際、細いペンシル・ビームが内部標的体積１４全体の横方向の広がり上を高速で走らされるが、これに関して、第２の横方向の次元は図面の紙面に対して垂直であるので、図２には１次元のみが図示されている。
【００７７】
場合によっては、測定された飛程分布が、例えばデジタル再構成レンジ・マップ（ＤＲＲＭ）と比較される。代替的に、実際のラスター位置または複数の代表として衝突されるラスター位置にてイオンＸ線撮影用検出器２０を用いて行われるＸ線撮影測定を、ＤＲＲＭと比較することによっても、実際のビーム位置あるいは様々なビーム位置に関する情報を得ることができる。
【００７８】
言い換えれば、デジタル再構成レンジ・マップ（ＤＲＲＭ）において、その所定の方向から所定の位置で所定のエネルギーでＣＴ（または４Ｄ−ＣＴの位相）によって放射されるＸ線撮影ビームの予測飛程損失が、多数のビームについて保存される。Ｘ線撮影時に、Ｘ線撮影測定の測定値がＤＲＲＭと比較される。これにより、例えば、移動サロゲートの移動位相の決定が検証され、または、Ｘ線撮影測定に応じて移動位相が独立して画定される。
【００７９】
図３には、サイクロトロン２４およびビーム誘導装置２６を含む加速装置２２を備えた既知の照射設備１が示されている。イオンビーム１６は散乱システム２８（ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ  ｓｙｓｔｅｍ）によって散乱される。続いて、飛程変調器３０（ｒａｎｇｅ  ｍｏｄｕｌａｔｏｒ）および飛程シフター３２（ｒａｎｇｅ  ｓｈｉｆｔｅｒ）によって飛程が拡大される。
【００８０】
続いて、散乱イオンビーム１６がコリメータ３４によって内部標的体積の広がり上に平行化される。線量場は、補償器３６によって、標的体積の末端の輪郭に適合される。加速装置２２から放出された状態の、本来の細いイオンビーム１６は、散乱システムおよび後続の多様なビーム形成装置によって標的体積に適合される。これに関して、完全に受動的なビーム・モデル化システムが用いられる。
【００８１】
図４には、例えばダルムシュタットのＧＳＩで使用されているような、強度制御されたマグネット走査システムを備えた既知の照射設備１が示されている。加速装置２２はこの例では、シンクロトロン２４’と、標的体積１２に照射するためにイオンビームを照射室（不図示）に導くビーム誘導装置２６とを含んでいる。ペンシル・ビーム（独語：Ｂｌｅｉｓｔｉｆｔｓｔｒａｈｌ）でもある細いイオンビーム１８は、Ｘ方向およびＹ方向にイオンビーム１８を走査させるための高速走査マグネット３８ａ、３８ｂを含む走査装置３８によって、標的体積の横方向の広がり上に走査される。標的体積を３次元で走査するために、ブラッグ・ピークが複数の等エネルギー層１３ａから１３ｉ上を走査される。イオンビーム１８は、例えば、８０から４３０ＭｅＶ／ｕの１２Ｃイオンビームである。イオンビーム１８の相応なビーム・パラメータは、シンクロトロン制御システム４０によって制御され、シンクロトロン２４’によってパルス化されて供給される。通常、これらの等エネルギー層１３ａから１３ｉは、末端（最大エネルギー、Ｅｍａｘ）から先端（最小エネルギー、Ｅｍｉｎ）へと走査される。標的体積１２の走査は、まず、準備段階、いわゆる照射計画において準備されるが、この段階では、治療制御システム４２に保存される照射計画が算出および確定される。治療制御システム４２は、シンクロトロン制御システム４０と交互に連動し、とりわけ走査装置３８の電源４４を制御することにより、線量堆積のために各ラスター点を制御する。さらに、ビーム位置はビーム位置モニタ４６によって監視され、治療制御システム４２に伝達される。
【００８２】
図５を参照すると、図４に対応する走査システム３８を備えた照射設備が図示されている。本発明によれば、ケーキ形状のエネルギー変調器４８が標的体積の先端あるいはビーム位置モニタ４６の先端に配置されている。この例では、エネルギー変調器４８が走査装置３８の末端に配置されている。標的体積１２の本来の照射、すなわち線量堆積は、治療エネルギーあるいは堆積エネルギーＥで行われる。ただし、加速装置２２は、著しくより高いＸ線撮影エネルギーＥ’＝Ｅ＋ｄＥを供給し、ここでｄＥはケーキ形状のエネルギー変調器４８を通過する際のエネルギー損失に対応している。エネルギー変調器４８は回転することによって、堆積段階とＸ線撮影段階との間の時系列を定義する。ビームがエネルギー変調器を、つまり、変調器材料が位置する大きい領域４８を通過する時には、エネルギー変調器４８が、イオンビーム・エネルギーをＸ線撮影エネルギーＥ’から堆積エネルギーＥまで低下させるので、それにより、標的体積を通常通りに照射することができる。これが実線５０で表されている。イオンビームがエネルギー変調器の切込み部４８ｂを通過する時間には、エネルギー損失ｄＥが生じないので、Ｘ線撮影エネルギーＥ’＝Ｅ＋ｄＥが患者に到達する。Ｘ線撮影エネルギーＥ’あるいはエネルギー損失ｄＥは十分に大きく選定されるので、標的体積、および治療照射の場合には患者の全体が、イオンビームによって完全に貫通される。これが破線５２で表されている。この場合、標的体積１２の末端に配置され、少なくとも内部標的体積の全体を覆うサイズを有する、空間分解およびエネルギー分解のイオンＸ線撮影用検出器２０を用いて、標的体積１２内あるいは患者内でのエネルギー損失を空間分解によって測定することができる。したがって、このＸ線撮影段階ではイオンＸ線撮影測定が、Ｘ線撮影エネルギーＥ’で、イオンＸ線撮影用検出器２０を用いて行われる。例えば、Ｘ線撮影エネルギーは、Ｅ’＝約６００ＭｅＶ／ｕであり、堆積エネルギーは、Ｅ＝約２５０ＭｅＶ／ｕであり、エネルギー変調器でのエネルギー損失は、ｄＥ＝約３５０ＭｅＶ／ｕである。
【００８３】
この例では、空間分解およびエネルギー分解のイオンＸ線撮影用検出器２０は、６１までの平行な電離箱のスタックを含んでおり、電離箱の間にはそれぞれＰＭＭＡからなる吸収板が挿入されている。吸収板の厚さは要求に応じて０．５ｍｍから５ｍｍの間で選定される。イオンＸ線撮影用検出器２０は、水等価飛程を９０ｍｍあるいは９０ｍｍまで低下させることができる、固定または可変の先行吸収体をさらに含んでいてもよい。イオンＸ線撮影用検出器２０の活性表面は、例えば３００×３００ｍｍ２であり、それにより、イオンビーム１８用の２００×２００ｍｍ２の少なくとも１つの測定フィールドが利用可能になる。
【００８４】
エネルギー変調器４８は、照射設備１の制御装置３９と連動する。制御装置３９はエネルギー変調器４８の回転を制御することができ、および／またはエネルギー変調器４８はその各角度位置に関するフィードバックを制御装置３９に与えることにより、とりわけ、加速装置２２および走査装置３８の制御、ならびに回転するエネルギー変調器４８によって定義されるＸ線撮影段階および堆積段階を、時間的に互いに調整する、あるいは同期させる。
【００８５】
照射設備１は、追加的に、標的体積１２の移動に関する情報を制御装置３９に伝達する、それ自体は既知の移動測定システム５４をさらに含んでいる。この情報は、内部の移動測定システムによる直接の移動情報、または外部の移動測定システムによるサロゲート情報であってもよい。
【００８６】
追加の内部または外部の移動測定システム５４の使用に関して、例えば以下のシステムが考慮の対象となる。内部の移動測定システムとしては、
・ｋＶ／ＭＶ画像化（光子）Ｘ線透視法
−  マーカー埋め込みあり
−  マーカー埋め込みなし
・埋め込まれた電磁トランスポンダ
・超音波
移動サロゲートを測定するための外部の移動測定システムとしては、
・患者の呼吸測定
−  体積測定
−  温度測定
−  気流速度測定
・患者表面の測定
−  塗布されたマーカー（例えば、赤外線放射体）の撮影
−  体表面の撮影用のステレオカメラ
異なる移動測定システムを組み合わせてもよい。
【００８７】
図６を参照すると、本発明の代替の実施形態が図示されており、この実施形態では、エネルギー変調器が走査装置３８の先端に配置されている。この例では、エネルギー変調器が二元のエネルギー変調板４８’として形成されており、これらのエネルギー変調板４８’がイオンビーム１８のビーム路へ進入する、あるいはビーム路から退出することによって、Ｘ線撮影エネルギーから堆積エネルギーへのビーム・エネルギーの低減を定義する。エネルギー変調板４８’の退出によって、ビーム・エネルギーが堆積エネルギーＥからＸ線撮影エネルギーＥ’＝Ｅ＋ｄＥにまで高められるので、標的体積１２、あるいは腫瘍治療の場合は患者全体が、イオンビームによって貫通されることにより、Ｘ線撮影測定を行うことができる。エネルギー変調板４８’の進入によって、加速装置によって供給されるＸ線撮影エネルギーＥ’が堆積エネルギーＥまでｄＥ分だけ低下されることにより、照射計画に規定された線量が堆積されるように標的体積１２が照射される。これが図６に実線５０で表されているが、ここでは例示的に末端から見て４番目の等エネルギー層１３ｄが照射されている。
【００８８】
この例では、エネルギー変調器４８’が走査装置３８の先端に配置されているので、走査装置３８、および場合によっては、エネルギー変調器４８’のさらに末端に配置されたマグネットを、ビーム誘導に合わせて再調節しなければならない。これを、制御装置３９によって制御される、相応に高速のマグネット・システムを用いて、リアルタイムで行うことができる。走査装置３８の前方にエネルギー変調器を配置することには、エネルギー変調器内で生成されるフラグメントによる患者への負荷が軽減されるという利点がある。図５に図示されているように走査装置の末端あるいは患者の前方にエネルギー変調器を配置することには、走査装置３８およびさらなるビーム誘導要素の相応の再調整を省略できるという利点がある。
【００８９】
図７には別の実施例が示されており、この実施例では、Ｘ線撮影エネルギーと堆積エネルギーとの間のエネルギーの変更が加速装置２２によって行われる。これには、例えば下流に線形加速器５８を備えたサイクロトロン２４が適している。その他の点では、この構成は、図５および図６の構成に基本的に対応している。図５および図６で使用されている受動的なエネルギー変調器４８、４８’とは異なり、堆積エネルギーとＸ線撮影エネルギーとの間のエネルギーの変更が、この例では、下流の線形加速器５８を用いて行われている。堆積段階のために、１つまたは複数の加速空洞５８ａから５８ｇがオフされることにより、イオンビームのエネルギーがＸ線撮影エネルギーから堆積エネルギーまで低下される。これには例えば、上記で引用したＵｇｏ  Ａｍａｌｄｉ他のレビュー記事に記載されているＣｙｃ−ＬＩＮＡＣを使用することができる。
【００９０】
図８には、本発明によるＸ線撮影用検出器２０を用いたＸ線撮影測定と組み合わせた移動測定システム５４が示されている。それ自体は既知である移動測定システム５４は、標的体積の移動に関するデータを制御装置３９に伝達する。イオンＸ線撮影用検出器２０は、Ｘ線撮影段階において、標的体積１２あるいは患者１５を通過するイオンビーム１８を用いて、標的体積（および周囲組織）のイオンＸ線像を撮影する。制御装置３９は、イオンＸ線撮影測定６０を、例えば患者胸部のステレオカメラ像の形式のサロゲートであってもよい、移動測定システム５４の測定と比較する。移動測定システム５４を用いて、まずは、それ自体は既知の方法で、患者の移動位相を決定することができる。移動測定システム５４を用いて決定された移動位相は、ビーム・アプリケータ６２、例えばゲーティングまたはビーム・トラッキングに流入するが、この移動位相が、この移動位相において予測されるイオンＸ線撮影結果と一致していることが制御装置３９によって確認された場合、照射が継続される。他方、イオンＸ線撮影結果が、予測されるイオンＸ線撮影結果との一致の所定の閾値を超えた場合には、制御装置３９がビーム・アプリケータ６２を停止する、またはこれを適合させる。
【００９１】
図９には本発明の一実施形態が示されており、本実施形態では、標的体積１２あるいは患者１５に２つの異なる方向からイオンビーム１８が照射される。イオンＸ線像を撮影するために、対応する２つのイオンＸ線撮影用検出器２０が設けられている。この例のように、少なくとも２つの異なる方向からイオンビーム１８で照射する場合、複数の異なる方向からのイオンＸ線像が利用可能になる。イオンＸ線撮影測定６０によって少なくとも２つの異なる方向から得られる情報は、個々のＸ線像の純粋に２次元の情報より優れているものの、完全な３次元のＸ線撮影情報にはまだ至らない。そのため、この種の照射は２．５ＤＸ線撮影と呼ばれている。いずれにしても、選択的に各イオンＸ線像を用いてビーム・アプリケータ６２を制御することができる。
【００９２】
図１０には、回転するガントリを備えた一実施例が示されており、この例では、ビーム・アプリケータ６２の回転が矢印６４で表されている。イオンＸ線撮影用検出器２０は、ビーム・アプリケータに対向して、同様にガントリ（不図示）と共に回転するが、これが矢印６６で表されている。したがって、これによりいわゆるラピッドアーク（ＲａｐｉｄＡｒｃ）法（光子）と同様に、ビーム出口およびイオンＸ線撮影用検出器２０をＸ線撮影照射中に患者周りに回転させることができるので、レントゲンＣＴの場合と似た３ＤイオンＸ線像を作成することができる。ただし、ここでは追加的にイオンＸ線像に固有の飛程情報が含まれている。
【００９３】
図１１は、Ｘ線撮影段階および堆積段階の時間系列の一実施例が示されている。上方のグラフ７２には、比較的高いＸ線撮影エネルギーを有するＸ線撮影段階７４と比較的低い堆積エネルギーを有する堆積段階７６との間で周期的に切り替えられるイオンビームのエネルギーが示されている。イオンビームのエネルギー７２とは反対にイオンビームの強度７８が制御されている。すなわち、Ｘ線撮影段階７４では堆積段階７６より低いイオンビームの強度が適用されている。そのため、本発明による方法では、有利なことに、放射線負荷が比較的低い。堆積段階に対してＸ線撮影段階におけるイオンビーム強度を減少させる倍数は、例えば、揺動マグネットの速度およびＸ線撮影用検出器２０の特性によって左右される。揺動マグネットおよびイオンＸ線撮影用検出器２０の動作が遅いほど、通例、強度の減少をより大きく選定することができる。基本的に、堆積段階に対するＸ線撮影段階における１０から１００倍の強度の減少が可能であろう。
【００９４】
図１１に図示の例では、Ｘ線撮影段階と堆積段階との間の移行の周期が、堆積のための走査装置３８を用いた標的体積１２の走査に合わせられる。例えば、所定数のラスター点、例えば１００のラスター点の照射後に、堆積段階７６からＸ線撮影段階７４への移行が行われる。したがって、堆積段階７６の継続時間は、１００のラスター点の照射の継続時間と一致する。Ｘ線撮影段階７４の継続時間は、堆積段階７６の継続時間より著しく短く選定される。
【００９５】
図示の例は、シンクロトロン２４’を備えた照射設備１にも関連している。当業者が知っているように、シンクロトロンからのイオンビームは、いわゆるスピルにおいて不連続的に取り出される。スピルが符号８０で、スピル休止が符号８２で示されている。標的体積１２の移動は、１１の移動位相、１２ａから１２ｋに分割されており、この例ではこれらが２つのスピル内に突出している。移動周期１２ａから１２ｋは、この例では破線８４のｔＢＷＰで終わり、この破線では新たな移動周期が第１の移動位相１２ａから始まっている。標的体積１２の移動が患者の呼吸に関する限り、移動周期（呼吸周期）は通常５秒の範囲内で継続する。
【００９６】
図１２には、Ｘ線撮影段階７４および堆積段階７６に関する代替の周期が示されており、この図では、Ｘ線撮影・堆積周期が移動位相１２ａから１２ｋに適合されており、あるいは、これらの移動位相と同期されている。堆積段階７６からＸ線撮影段階７４への移行は、ある移動位相から次の移動位相への移行と同時に行われる。このために、移動測定システム５４が次の移動位相への移行を検出した時に堆積段階７６からＸ線撮影段階７４への移行が行われるという趣旨で、Ｘ線撮影段階および堆積段階からなる周期が、移動測定システム５４の測定によって引き起こされる。これには、各移動位相について個別にＸ線撮影測定が行われるという利点がある。それによれば、この例では、Ｘ線撮影段階および堆積段階の周期が移動位相の周期と同期されている。図５から図７を参照すると、同期は制御装置３９を用いて行われる。
【００９７】
図１３を参照すると、Ｘ線撮影段階および堆積段階からなる周期を、ビーム取り出しの間隔に関して、シンクロトロン２４’の例では、スピル８０の継続時間と同期させることもできる。これはつまり、各スピル８０の開始時にＸ線撮影段階が存在し、スピルの残りでは、線量が標的体積１２に堆積されることになる。この同期も、相応にプログラムされた制御装置３９を用いて行うことができる。
【００９８】
図１４には、Ｘ線撮影段階および（任意の）リアルタイム強度規制、ならびに（任意の）走査システム３８による揺動を含む、本発明の枠内の照射に関するフローチャートが示されている。
【００９９】
ステップ２０１において、診断、画像化、および４Ｄ照射計画等を含んでおり、基本的に当業者に知られている、放射線治療が準備される。
【０１００】
ステップ２０２において、Ｘ線撮影エネルギーＥ’、Ｘ線撮影段階７４におけるビーム強度７８、および／またはＸ線撮影測定のフィールド・サイズ、および／またはＸ線撮影測定の頻度ならびに時点あるいは周期を含む、Ｘ線撮影パラメータが確定される。
【０１０１】
ステップ２０３において、例えば、ＣＴおよび照射計画データ（ビーム方向、エネルギー等）に基づいた、患者の体１５内でのイオンビームのエネルギー損失の空間分解による算出によって、ＤＲＲＭが算出される。
【０１０２】
ステップ２０４ａは、比較的低い堆積エネルギーＥおよび比較的高いビーム強度７８を有する堆積段階７６を定義し、腫瘍治療の場合には、つまり治療照射の段階を定義する。上述のように、堆積段階７６は多数のラスター点の照射を含んでいてもよい。
【０１０３】
ステップ２０４ｂにおいて、後続のＸ線撮影測定用の照射設備１のパラメータが適合される。これには、例えばエネルギー変調器４８、４８’を用いた、特にビーム・エネルギー７２の堆積エネルギーＥからＸ線撮影エネルギーＥ’までの変更、および場合によっては、ビーム強度７８の減少が含まれている。この両方をリアルタイムで行うことができる。
【０１０４】
ステップ２０４ｃにおいて、例えば、揺動によってイオンビーム１８で内部標的体積１４（ＩＴＶ）全体を走査することによって、Ｘ線撮影測定が行われる。このために、例えば走査マグネット３８ａ、３８ｂが制御装置３９によって相応に制御される。Ｘ線撮影測定の結果に応じて、ステップ２０５では、場合によっては照射が中断される。最終的には、この後に新たな照射計画さえ行われる。
【０１０５】
Ｘ線撮影測定値が所定の限界値内であれば、ステップ２０４ｄにおいて、必要に応じて照射を適合させてもよい。続いて、さらなるステップ２０４ｂにおいて、例えばエネルギー変調板４８’をビーム路に進入させることによって、またはケーキ形状のエネルギー変調器４８を相応に回転することによって、および、この場合は再びステップ２０４ａにおいて継続されるが、標的体積内への線量堆積のための走査工程の相応の再開によって、照射設備が再び堆積エネルギーＥに転換される。
【０１０６】
したがって、規制パラメータとしてＸ線撮影測定が規制ループ２０４ａから２０４ｄの内部に挿入される。
【０１０７】
照射計画全体の作業が完了すると、同様にステップ２０５において照射が終了する。ステップ２０４ｂにおける、Ｘ線撮影段階７４から堆積段階７６への移行、およびその逆の移行の際の照射パラメータの適合が、ここでは、エネルギー変調器４８’、４８および走査装置３８が制御装置３９によって相応に制御されることによって行われる。
【０１０８】
図１５には、移動測定システム５４の測定結果と組み合わせたＸ線撮影測定に関するフローチャートが示されている。
【０１０９】
ステップ３０１において、イオンＸ線撮影用検出器２０を用いてＸ線撮影測定が行われる。
【０１１０】
ステップ３０２において、同時に、かつこれとは独立して、移動測定システム５４を用いて、例えばサロゲート測定の形式で、標的体積の移動が捕捉される。
【０１１１】
ステップ３０３において、制御装置３９が、イオンＸ線撮影測定値をサロゲート測定からの予測値と比較し、この比較の結果に応じて、照射をさらに継続するか、あるいは場合によっては中断するかの判断を下す。
【０１１２】
ステップ３０４において、継続の場合には、堆積段階７６において標的体積の照射が行われる。
【０１１３】
その他の点では、工程順序は図１４の順序に対応している。
【０１１４】
図１６には、ＤＲＲＭを用いたリアルタイム評価のフロー図が示されている。
【０１１５】
ステップ４０１において、各４Ｄ−ＣＴ段階について、ＤＲＲＭが算出される。このステップは、特に照射前に行われる。
【０１１６】
囲み４０２はそのようにして算出されるＤＲＲＭを表している。
【０１１７】
ステップ４０３では、Ｘ線撮影段階７４においてＸ線撮影測定が行われる。
【０１１８】
ステップ４０４において、例えば制御装置３９を用いて、ステップ４０３からのＸ線撮影測定の結果が事前算出されたＤＲＲＭ４０２の予測値と比較される。
【０１１９】
この比較４０４の結果に応じて、ステップ４０５では、場合によっては照射が適合または中断される。
【０１２０】
当業者には明らかであるが、上述の実施形態は例示的なものとして解釈されるべきであり、本発明はこれらに限定されるものではなく、請求項の保護範囲から逸脱することなく多様に変化させることができる。また、本発明の特徴は、これらが明細書、請求項、図面、または他の方法で開示されたものであるかにかかわらず、他の特徴と合わせて説明されている場合であっても、個々に本発明の本質的な構成要素を定義するものであることが明らかである。
【図１】
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【図２】
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【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】
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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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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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