(57)【要約】      （修正有）【課題】放射線治療を行う際に、組織のストレスを軽減し、位置の許容誤差を改善するシステムおよび方法を提供する。【解決手段】標的組織の放射線治療を助力するためのシステムであって、前記標的組織の標的体積に対応するボクセルの３次元セットを取得するためのイメージング・デバイスと、前記標的体積を規定するように、該標的体積に制限された集束ビームの少なくとも１つのソニケーションを、その中の血管組織の破壊をもたらすために生成して送るための超音波トランスデューサと、前記血管組織の前記破壊に少なくとも部分的に基づいて、前記標的組織を治療するための低減された放射線量を有する放射線治療プランを決定するようになっているコントローラーと、前記低減された放射線量を前記標的体積に伝えるための放射線デバイスとを有する、システムである。【選択図】図１Ｃ
2019048030.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
標的組織の放射線治療を助力するためのシステムであって、
前記標的組織の標的体積に対応するボクセルの３次元セットを取得するためのイメージング・デバイス、
前記標的体積を規定するように、該標的体積に制限された集束ビームの少なくとも１つのソニケーションを、その中の血管組織の破壊をもたらすために生成して送るための超音波トランスデューサ、
前記血管組織の前記破壊に少なくとも部分的に基づいて、前記標的組織を治療するための低減された放射線量を有する放射線治療プランを決定するようになっているコントローラー、および
前記低減された放射線量を前記標的体積に伝えるための放射線デバイス
を有して成る、システム。
【請求項２】
前記コントローラーが前記超音波トランスデューサに複数のソニケーションを発生させるようにさらになっており、該複数のソニケーションの各々が集束音響エネルギービームを前記標的体積における焦点ゾーンに送り、複数の前記焦点ゾーンが前記標的体積を集合的にカバーする、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記複数のソニケーションのうちの少なくとも１つが、前記標的体積におけるマイクロバブルのキャビテーションをもたらす、請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記コントローラーが前記標的体積の中心領域および周辺領域を規定するようにさらになっており、前記中央領域における集束音響エネルギービームの第１強度が、前記周辺領域における集束音響エネルギービームの第２強度とは異なる、請求項１〜３のいずれかに記載のシステム。
【請求項５】
前記第１強度が前記第２強度よりも大きい、請求項４に記載のシステム。
【請求項６】
前記コントローラーが、
前記標的体積の外側の放射線感応領域を特定するように、また
前記標的体積の第１領域および第２領域を規定するようにさらになっており、
前記第１領域は、前記放射線感応領域に対する前記第２領域よりも該放射線感応領域により近く、
前記第１領域における前記集束音響エネルギービームの第１強度は、前記第２領域における前記集束音響エネルギービームの第２強度よりも大きい、請求項１〜５のいずれかに記載のシステム。
【請求項７】
前記標的体積にマイクロバブルを注入するための管理デバイスをさらに有して成る、請求項１〜６のいずれかに記載のシステム。
【請求項８】
前記コントローラーが前記標的体積の血管破壊マップを生成するようにさらになっており、オプションとして、該血管破壊マップは、ＭＲＩ潅流イメージング、ＭＲＩ造影イメージング、血管破壊のプランマップ、または前記血管組織の前記破壊中の前記標的体積の音響応答のうちの少なくとも１つに基づいて生成される、請求項１〜７のいずれかに記載のシステム。
【請求項９】
前記コントローラーが前記血管破壊マップにおける標的体積を、工程（ａ）で得られた前記標的体積に関連する前記ボクセルの３Ｄセットと比較するようにさらになっており、前記血管破壊マップにおける標的体積が前記工程（ａ）で得られた標的体積と一致する場合にのみ、前記標的体積が低減された放射線量に曝され、および／または前記血管破壊マップが、前記標的体積における組織の破壊レベルを含む、請求項８に記載のシステム。
【請求項１０】
前記コントローラーが前記破壊レベルに基づいて前記放射線治療プランを決定するようにさらになっており、オプションとして、工程（ｄ）の間、前記イメージング・デバイスが前記血管組織の破壊によって規定される前記標的体積を連続的にトラッキングするための複数の画像を取得し、前記コントローラーが前記標的体積の動きを補償するために、前記放射線治療プランを調整するようにさらになっている、請求項９に記載のシステム。
【請求項１１】
前記コントローラーが、集束されたビームの少なくとも１つのソニケーションを生成し送るように、超音波トランスデューサ要素に関連する強度、位相、または周波数のうちの少なくとも１つを含んで成るソニケーション・プランを生成するようにさらになっている、請求項１〜１０のいずれかに記載のシステム。
【請求項１２】
前記コントローラーが、
ソニケーション・グリッド密度または連続する一連のソニケーションの間の時間間隔の少なくとも一方を含んで成るソニケーション・プランを生成するように、また
前記ソニケーション・プランに基づいて、前記超音波トランスデューサに、前記血管組織の前記破壊をもたらすための複数のソニケーションを生成させるようにさらになっている、請求項１〜１１のいずれかに記載のシステム。
【請求項１３】
前記コントローラーが前記標的体積からの前記イメージング・データまたは音響信号の少なくとも一方に基づいて、前記ソニケーション・グリッド密度を決定するようにさらになっている、請求項１２に記載のシステム。
【請求項１４】
前記放射線治療プランが、放射線量、電離ビームの方向、または少なくとも１つの放射線発生機の作動のうちの少なくとも１つを含んで成る、請求項１〜１３のいずれかに記載のシステム。
【請求項１５】
標的組織の放射線治療を助力する方法であって、
（ａ）前記標的組織の標的体積を特定すること、
（ｂ）前記標的体積を規定するように、該標的体積に制限された領域における血管組織の破壊をもたらすこと、
（ｃ）前記血管組織の前記破壊に少なくとも部分的に基づいて、前記標的組織を治療するための低減された放射線量を有する放射線治療プランを生成することおよび電子的に保存すること、ならびに
（ｄ）前記放射線治療プランに基づいて、前記標的体積を前記低減された放射線量に曝すことを含んで成る、方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、一般には放射線治療に関し、より詳細には、放射線治療を行う際に、組織のストレスを軽減し、位置の許容誤差を改善するためのシステムおよび方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
放射線治療は、過去１世紀の癌治療における進歩の最前線に位置してきた。腫瘍が正常組織と混在している場合でも疾患を治療することができる低侵襲モダリティであり、疾患の特徴および程度ならびに各患者に従った治療プランの柔軟性も可能にする。実際には、放射線デバイス（例えば、線形加速機または「リニアック（linac）」）は、１以上の標的腫瘍に電離放射線のビームを放射する。電離放射線は、腫瘍細胞のＤＮＡを損傷し、それによって腫瘍細胞を死滅させる。その有効性にもかかわらず、多くの課題が残っている。
【０００３】
例えば、効果的な治療のために標的腫瘍に十分な放射線が到達することを確実にするためには、高い強度が必要である。しかし、高強度のビームを使用すると、放射線ビームパス上に位置する非標的の健康な組織（例えば、皮膚および／または器官）に付随的損傷をもたらす場合がある。この望ましくない影響を回避するために、従来のシステムは、種々の角度から収束する複数の低強度放射線ビームを利用する強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）を実施する。ビームは集合的に、標的腫瘍に建設的で高強度の焦点ゾーンを形成する。したがって、ＩＭＲＴは、標的を囲む健康な組織への損傷を避けるために、放射線ビームを標的位置に正確に集中させることを必要とする。しかしながら、ビーム伝播方向における放射線ビームの分解能は限られているので、ビーム伝播方向における治療はあまり正確ではなく、この方向の周囲の健康な組織は不必要に損傷を受ける場合がある。さらに、患者が静止している場合でも、（例えば、呼吸や小さな不随意の動きに起因して）人体は柔らかく、動くため、標的組織の動きは放射線治療に別の課題を提示する。
【０００４】
従来、Ｘ線、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）または磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）などのイメージング・モダリティは、標的組織の位置をモニターするために治療中に放射線デバイスと併用される。しかし、しばしば、腫瘍組織を画像中の健康な組織と区別することは困難であり、特にそれらが混在している場合には困難である。したがって、治療プロセスを停止し、治療を再開することができる前に、標的組織または標的器官の変位によるあらゆる不整列を補正することが必要となる。これは、放射線治療プロセスの著しい非効率をもたらし、不都合な遅延を引き起こす場合がある。
【０００５】
したがって、標的領域のトラッキングを容易にし、放射線治療中にリアルタイムでその動きを補償することを容易にする標的特定アプローチが必要である。
【発明の概要】
【０００６】
本発明は、あらゆる好適なイメージング・モダリティ（例えば、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置）を使用して標的体積（または標的容積、もしくはターゲット・ボリューム、target volume）に対応するボクセルのセット（set of voxels）を最初に規定することによって、３次元（３Ｄ）における標的領域（target region）を正確にラベリング（または標識化、labeling）するための、および標的体積に制限された（または閉じ込められた、confine）集束超音波（または集束された超音波、focused ultrasound）によって血管破壊（vascular disruption）を行うためのシステムおよび方法を供する。適切なイメージング・モダリティ（例えば、ＭＲＩ装置）を使用して、血管組織が破壊された標的領域を容易かつ明確に観察することができるので、放射線デバイス（radiation device）を操作して、治療のためにイメージングされた標的領域に放射線ビームを放出することができる。種々の実施形態において、標的運動が補償され、周囲の健康な組織（すなわち、破壊された組織領域の境界の外側の組織）が実質的に放射線治療に曝露されない（すなわち、全く曝露されないか、または臨床的に重要でない程度に曝露される）ことを確実にするために、破壊された血管組織を連続的にイメージングし、画像をモニターする。
【０００７】
一実施形態では、血管組織は、集束超音波パルスから生成された音響エネルギーを使用して制御され、可逆的に破壊される（または分断される、もしくは乱される、disrupted）。フェーズドアレイ超音波トランスデューサ（phased-array ultrasound transducer）は、集束深度（depth focusing）（すなわち、ビーム伝播方向において焦点パスに沿って変化する焦点深度）および水平ビームステアリング（lateral beam steering）（すなわち、ビームの伝搬に垂直な方向のビームステアリング）を含む優れた３Ｄ分解能（例えば、１〜３ｍｍ）で、標的領域に焦点ゾーンを生成することができる。トランスデューサは、連続して集束され、互いに近接した多数の焦点ゾーンで活性化され（または駆動され、activated）てもよい。この一連の「ソニケーション（または超音波処理、もしくは超音波分解、sonication）」は、集合的に、標的領域内の血管組織の破壊をもたらし得る。この破壊は、毛細血管の漏出に現れる場合がある。さらに、各焦点ゾーンは、（例えば、焦点またはトロイドに）形成されてもよい。したがって、超音波媒介組織破壊（ultrasound-mediated tissue disruption）によって顕著に感受された標的領域は、非常に正確であり得る（例えば、１〜３ｍｍの分解能を有する）。それにより、その後の放射線治療の間に周囲の健康な組織への不必要な損傷を最小にする。種々の実施形態において、マイクロバブルは、標的領域でオプションとして（例えば、音響的に）生成され、標的領域に局所的に注入され、および/または患者の脳内に全身的に注入される。マイクロバブルへの超音波パルスの印加は、標的領域での組織破壊を補助することができる音響キャビテーションとして既知の一連の挙動をもたらし得る。
【０００８】
いくらかの実施形態では、標的化血管組織の破壊は、イメージング・モダリティを用いたリアルタイム画像ガイダンスの下で実行される。破壊が完了すると、破壊された血管組織を有する標的領域の画像が、超音波処置の前に規定された標的体積の３Ｄボクセルと比較され、マーキングされた標的領域の正確性が検証される。マークされた領域が規定された標的体積よりも小さい場合、マークされていない標的体積を破壊するために追加のソニケーションが実行されてもよい。しかし、マークされた領域が規定された標的体積よりも大きい場合、標的領域における血管組織が再生され、再び破壊する準備ができるまで、患者は１日間または２日間休む場合がある。破壊された血管領域が、規定された標的体積と一致することが確認されると、標的領域を治療するための放射線量を決定することができる。一実施形態では、血管組織の破壊に起因して、血管組織を破壊することなく標的領域に適用される従来の放射線量と比較して、標的領域における同じ細胞死率を生じさせるための放射線量を（例えば、最大１０倍まで）低減させることができる。
【０００９】
したがって、標的領域で血管組織を破壊する（マイクロバブル・キャビテーションによる補助を伴うか、または伴わない）超音波パルスを使用することにより、標的領域を正確に規定することができ、放射線治療中にそれを明確かつ正確に観察することができる。これにより、治療中に標的組織（target tissue）をリアルタイムで連続的にトラッキングする（または追跡する、tracked）ことができ、放射線のより正確な適用を可能にし、非標的組織への損傷を回避することができるという利点がある。さらに、血管組織の破壊が可逆的であるため、血管組織破壊を使用した標的領域のマーキングは、前の破壊が可逆的に消失した（２４時間以上かかる場合がある）後に不正確な標的描写を補正するために使用されもよい。最終的に、超音波媒介血管破壊は、治療の所望の効率を達成しながら、放射線量を有意に低減させることができる。用語「低減された（reduced）」は、血管組織の破壊を引き起こさない系と比較したときの放射線線量の低減に関する。さらに、用語「低減された」はまた、標的組織を治療するための放射線の最小線量に対応していてもよい。
【００１０】
したがって、一態様では、本発明は、標的組織の放射線治療を助力する（または高める、もしくは強化する、enhancing）方法に関する。種々の実施形態において、本方法は、（ａ）標的組織の標的体積を特定すること（または識別すること、identifying）、（ｂ）標的体積を規定するように、標的体積に制限された領域内の血管組織を破壊させること、（ｃ）血管組織の破壊に少なくとも部分的に基づいて、標的組織を治療するための放射線量が低減された放射線治療プラン（radiation treatment plan）を生成し、電子的に保存すること、（ｄ）放射線治療プランに基づいて、標的体積を低減された放射線量に曝すことを含む。一実施形態では、放射線治療プランは、放射線量、電離ビーム（またはイオン化ビーム、ionizing beam）の方向、および／または１以上の放射線発生機の作動を明確にする。さらにこの方法は、血管組織の破壊をもたらすために、形成された音響エネルギービームの１以上のソニケーションを生成して標的体積に送ることをさらに含んでもよい。複数のソニケーションが生成されると、各ソニケーションは集束音響エネルギービーム（または集束弾性エネルギービーム、focused acoustic energy beam）を標的体積の焦点ゾーンに送り、複数の焦点ゾーンが集合的に標的体積をカバーする。
【００１１】
この方法は、標的体積の中心領域（center region）および周辺領域（peripheral region）を規定することをさらに含んでもよい。中心領域における集束音響エネルギービームの強度は、周辺領域における集束音響エネルギービームの強度とは異なってもよい（例えば、より大きい）。さらにこの方法は、標的体積の外側の放射線感応領域（radiation-sensitive region）を特定すること、および標的体積の第１領域および第２領域を規定することを含んでもよい。第１領域は、放射線感応領域に対する第２領域よりも放射線感応領域に近くてもよい。さらに、第１領域における集束音響エネルギービームの強度は、第２領域における集束音響エネルギービームの強度よりも大きくてもよい。
【００１２】
いくらかの実施形態では、この方法は、標的体積におけるマイクロバブルのキャビテーションを引き起こして、その中の血管組織を破壊することを含む。マイクロバブルは、集束音響エネルギービームによって生成されてもよく、および／または標的体積に注入されてもよい。種々の実施形態では、この方法は、標的体積の血管破壊マップを生成することを含む。血管破壊マップは、例えば、ＭＲＩ灌流イメージング（MRI perfusion imaging）、ＭＲＩ造影イメージング（MRI contrast imaging）、血管破壊のプランマップ（planning map of vascular disruption）、および／または血管組織の破壊時の目標容積の音響応答（acoustic response of the target volume）に少なくとも部分的に基づいて、生成されてもよい。さらにこの方法は、血管破壊マップにおける標的体積を、工程（ａ）で得られた標的体積に関連するボクセルの３Ｄセットと比較することを含んでもよく、血管破壊マップにおける標的体積が、工程（ａ）で得られた標的体積と一致する場合のみ、標的体積は低減された放射線量に曝される。一実施形態では、血管破壊マップは、標的体積における組織の破壊レベル（disruption levels of tissue）を含み、放射線治療プランは、破壊レベルに基づいて決定される。
【００１３】
この方法は、工程（ｄ）の間に血管組織の破壊によって規定される標的体積を連続的にトラッキングすること、標的体積の動きを補償するように放射線治療プランを調整することをさらに含んでもよい。一実施態様では、標的組織の標的体積は、画像データに基づいて特定される。いくらかの実施形態では、この方法は、超音波トランスデューサ要素（またはトランスデューサ素子、transducer element）に関連する強度、位相、周波数、ソニケーション・グリッド密度（または超音波グリッド密度、sonication grid density）および／または血管組織の破壊をもたらすためのソニケーションの連続的な一連の時間間隔（time interval between consecutive series of sonication）を特定するソニケーション・プランを生成することを含む。ソニケーション・グリッド密度は、標的体積からの画像データおよび／または音響信号に基づいて決定されてもよい。
【００１４】
別の態様では、本発明は、標的組織の放射線治療を助力するためのシステムに関する。種々の実施形態では、システムは、標的組織の標的体積に対応する（または相当する、corresponding to）ボクセルの３Ｄセットを取得するためのイメージング・デバイス（imaging device）と、標的体積を規定するように該標的体積に制限された集束ビーム（または集束されたビーム、focused beam）の１以上のソニケーションを、その中の血管組織の破壊をもたらすために生成して送るための超音波トランスデューサ（ultrasound transducer）と、血管組織の破壊に少なくとも部分的に基づいて、標的組織を治療するための低減された放射線量を有する放射線治療プランを決定するように構成されたコントローラー（controller）と、低減された放射線量を標的体積に伝達するための放射線デバイス（radiation device）とを含む。一実施形態では、放射線治療プランは、放射線量、電離ビームの方向、および／または１以上の放射線発生機の作動を明確にする。さらに、複数のソニケーションが生成された場合、それぞれが集束音響エネルギービームを標的体積における焦点ゾーンに送り、複数の焦点ゾーンが集合的に標的体積をカバーする。１以上のソニケーションは、標的体積におけるマイクロバブルのキャビテーションを引き起こしてもよい。いくらかの実施形態では、システムは、マイクロバブルを標的体積に注入するための管理デバイス（または投与デバイス、administration device）をさらに含む。
【００１５】
コントローラーは、標的体積の中央領域および周辺領域を規定するように構成されてもよく、中心領域における集束音響エネルギービームの強度は、周辺領域における集束音響エネルギービームの強度とは異なっていてもよい（例えば、より大きい）。種々の実施形態では、コントローラーは、標的体積の外側の放射線感応領域を特定し、標的体積の第１領域および第２領域を規定するようにさらになっている。第１領域は、放射線感応領域に対する第２領域よりも放射線感応領域に近い。さらに、第１領域における集束音響エネルギービームの強度は、第２領域における集束音響エネルギービームの強度よりも大きい。
【００１６】
コントローラーは、標的体積の血管破壊マップを生成するようになっていてもよい。例えば、血管破壊マップは、ＭＲＩ灌流イメージング、ＭＲＩ造影イメージング、血管破壊のプランマップ、および／または血管組織の破壊中の標的体積の音響応答に基づいて生成されてもよい。さらに、コントローラーは、血管破壊マップにおける標的体積を、工程（ａ）で得られた標的体積に関連するボクセルの３Ｄセットと比較するようにさらになっていてもよい。血管破壊マップにおける標的体積が工程（ａ）で得られた標的体積と一致する場合にのみ、標的体積を低減された放射線量に曝露してもよい。いくらかの実施形態では、血管破壊マップは、標的体積における組織の破壊レベルを含んでもよい。次いで、コントローラーは、その破壊レベルに基づいて放射線治療プランを決定するようになっていてもよい。
【００１７】
種々の実施形態では、工程（ｄ）の間、イメージング・デバイスは、血管組織の破壊によって規定される標的体積を連続的にトラッキングするための複数の画像を取得する。コントローラーは、標的体積の動きを補償するように放射線治療プランを調整するようにさらになっている。一実施形態では、コントローラーは、集束されたビームのソニケーションを生成して送るように、超音波トランスデューサ要素に関連する強度、位相、および／または周波数を特定するソニケーション・プランを生成するようになっている。さらに、コントローラーは、ソニケーション・グリッド密度および／または連続する一連のソニケーションの間の時間間隔を指定するソニケーション・プランを生成するようになっていてもよい。そのソニケーション・プランに基づいて、超音波トランスデューサに血管組織の破壊をもたらすための複数のソニケーションを発生させる。いくらかの実施形態では、コントローラーは、標的体積からの画像データおよび／または音響信号に基づいてソニケーション・グリッド密度を決定するようになっている。
【００１８】
本明細書で使用される場合、「実質的に（substantially）」という用語は、±１０％を意味し、いくらかの実施形態では±５％を意味する。さらに、「要素（element）」という用語は、アレイ内の個々のトランスデューサまたは単一のトランスデューサが独立して駆動可能な部分のいずれかを意味し、用語「ビーム（beam）」、「エネルギービーム（energy beam）」または「音響エネルギービーム（acoustic energy beam）」は、一般に集束超音波システムの種々のトランスデューサ要素によって放射される波の総和を指す。本明細書を通して、「一例（one example、 an example）」、「一実施形態（one embodiment、 an embodiment）」とは、例に関連して記載される特定の特徴、構造、または特性が、本技術の少なくとも一例であることを含むことを意味する。したがって、本明細書全体の種々の箇所における「一例において（in one example、 in an example）」、「一実施形態（one embodiment、 an embodiment）」という語句は、必ずしもすべて同じ例を指しているわけではない。さらに、特定の特徴、構造、ルーチン、ステップ、または特性は、技術の１以上の例において、いかなる適切な方法で組み合わせてもよい。本明細書で供される見出しは、便宜上のものであり、請求される技術の範囲または意味を限定または解釈することを意図するものではない。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
図面において、同様の参照符号は、概して異なる図を通して同じ部分を指す。また、図面は必ずしも原寸に比例するものではなく、一般に本発明の原理を例示するものと位置付けられる。以下の記載では、本発明の種々の実施形態を以下の図面を参照して説明する。
【００２０】
【図１Ａ】図１Ａは、本発明のいくらかの実施形態による例示的な放射線治療システムを示す図である。
【図１Ｂ】図１Ｂは、本発明のいくらかの実施形態によるＭＲＩ装置を実施する例示的なイメージングシステムを示す図である。
【図１Ｃ】図１Ｃは、本発明のいくらかの実施形態による例示的な超音波トランスデューサアレイを示す図である。
【図２】図２は、本発明の種々の実施形態による、標的領域における音響エネルギービームによって生成される１以上の焦点ゾーンを示す図である。
【図３】図３は、本発明のいくらかの実施形態による、標的領域において生成および／または注入されたマイクロバブルを示す図である。
【図４Ａ】図４Ａは、本発明のいくらかの実施形態による種々の血管破壊マップを示す図である。
【図４Ｂ】図４Ｂは、本発明のいくらかの実施形態による種々の血管破壊マップを示す図である。
【図４Ｃ】図４Ｃは、本発明のいくらかの実施形態による種々の血管破壊マップを示す図である。
【図５】図５は、本発明のいくらかの実施形態による標的領域および非標的領域を示す図である。
【図６】図６は、本発明の種々の実施形態による放射線治療プランを生成するアプローチを示すフローチャートである。
【図７】図７は、本発明のいくらかの実施形態による、超音波ソニケーションを使用して放射線治療を補助する、および／または高めるアプローチを示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００２１】
図１Ａは、本発明の実施形態による例示的な放射線治療システム１００を示す。放射線治療デバイス１００は、活性化されると、標的領域１０４に向けられた１つ以上の電離ビームを放出する治療装置１０２を含んでもよい。例えば、治療装置１０２は、各々が電離ビームを生成する２つのＸ線発生機１０６、１０８を含んでもよい。２つの電離ビームは、標的領域１０４を壊死させるのに十分なエネルギーを有する建設的で高強度の集束ビームを集合的に形成する。治療装置１０２は、例えば、線形加速機、シンクロサイクロトロン、または好ましくはＸ線線形加速機を含んでもよい。このような治療装置１０２は、市販されており容易に入手できる。
【００２２】
放射線治療デバイス１００は、標的領域が移動しても治療中にイオン化ビームを標的領域に連続的に集束させることができるように、治療装置１０２と患者との相対的な位置を調整するための動き補償デバイス（motion-compensation device）を備えていてもよい。一実施形態では、動き補償デバイスは、ガントリ１１０と、傾斜トップ１１４を有する可動動作テーブル１１２とを含む。別の実施形態では、動き補償デバイスは、プロセッサ制御可能なロボットアーム機構（図示せず）を含む。ロボットアーム機構は、治療装置１０２を、患者の体に沿って、上下、前後を含む患者の身体の周りを自由に動かすことを可能にする。いずれの場合でも、動き補償デバイスは、治療装置１０２および患者の位置を６自由度で変更することを可能にする。
【００２３】
放射線治療システム１００は、治療装置１０２から患者に向かって電離ビームを放出するタイミングを調整するための放射線源コントローラー１１６をさらに含んでもよい。さらに、放射線源コントローラー１１６は、ユーザーインタフェース１１８に結合されてもよい。ユーザーインタフェース１１８は、放射線源コントローラー１１６と一体化されてもよく、一般に、治療装置１０２の起動を開始するための、およびそのような起動のタイミングを制御するユーザーワークステーションを含んでいるであろう。種々の実施形態において、放射線治療システム１００は、以下でさらに記載する放射線治療プランを保存するためのメモリ１２０および１以上の不揮発性大容量保存デバイス１２２（１以上のハードディスクおよび／または光学保存デバイスなど）をさらに含む。
【００２４】
周囲の組織に損傷を与えることなく標的領域を正確に治療するためには、治療中に標的領域１０４の位置を高い精度で決定することが必要である。しかしながら、標的は、例えば、患者の呼吸のために動く場合がある。したがって、移動する標的を連続的にトラッキングし、その後に標的の動きを補償することができるアプローチを供することが望ましい。図１Ｂを参照して、種々の態様において、放射線治療に先立って、ＭＲＩデバイス、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）デバイス、陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）デバイス、単一光子放出コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）デバイス、または超音波デバイスなどのイメージャー１３０は、標的領域および／または標的領域を取り囲む健康な組織を特徴付ける情報（例えば、位置、大きさおよび／または形状）を決定するために使用される。図１Ｂは、例示的なＭＲＩ装置を示す。ＭＲＩ装置は、電磁石１３４のボア１３６内に必要な静磁場を発生させるシリンダー状の電磁石１３４を含んでもよい。医療処置前または医療処置中に、患者は可動支持テーブル１３８上のボア１３６内に位置付けられる。標的領域１０４は、電磁石１３４が実質的に均一な場を生成するイメージング領域（imaging region）１４０内に位置付けられてもよい。シリンダー状磁場勾配コイル１４２のセットをボア１３６内に設けて患者を囲んでもよい。勾配コイル１４２は、所定の時間、および互いに直交する３方向において、所定の規模の磁場勾配を発生する。磁場勾配により、異なる空間位置が異なるプロトン歳差運動周波数に関連し、それによってＭＲ画像にその空間解像度を与えることができる。イメージング領域１４０を取り囲むＲＦ送信コイル１４４は、患者の組織に磁気共鳴（ＭＲ）応答信号を放射させるために、イメージング領域１４０にＲＦパルスを放射する。未加工のＭＲ応答信号は、ＲＦコイル１４４によって感知され、ＭＲコントローラー１４６に送られ、次いでＭＲ画像を計算し、ユーザに表示される。あるいは、別個のＭＲ送信機コイルおよび受信機コイルを使用してもよい。
【００２５】
ＭＲＩコントローラー１４６は、パルスシーケンス（すなわち、磁場勾配、ＲＦ励起パルスおよび応答検出期間の相対的なタイミングおよび強度）を制御することができる。ＭＲ応答信号は、従来の画像再構成システムを使用して増幅され、調整され、生データにデジタル化され、さらに当業者に既知の方法によって画像データのアレイに変換される。画像データに基づいて、標的領域１０４および／または標的領域を取り囲む健康な組織における組織タイプを特徴付ける情報が特定される。例えば、情報は標的組織を含む標的体積および標的組織のマージンに対応するボクセルの３Ｄセットを含んでもよい。画像処理システムは、ＭＲＩコントローラー１４６の一部であってもよく、またはＭＲＩコントローラー１４６と通信する別個のデバイス（例えば、画像再構成および処理ソフトウェアを含む汎用コンピュータ）であってもよい。
【００２６】
種々の実施形態では、次いで、決定された標的体積における血管組織は、超音波システムを用いて破壊される。図１Ｃは、標的領域１０４中の血管組織を破壊するために、集束音響エネルギービームを生成して標的領域１０４に送るための例示的な超音波システム１５０を示す。種々の実施形態では、システム１５０は、トランスデューサ要素１５４のフェーズドアレイ１５２と、フェーズドアレイ１５２を駆動するビーム形成機１５６と、ビーム形成機１５６と通信するコントローラー１５８と、入力電子信号をビーム形成機１５６に供給する周波数発生機１６０とを含む。コントローラー１５８は、放射線源コントローラー１１６と一体化していてもよいし、放射線源コントローラー１１６とは別体であってもよい。
【００２７】
アレイ１５２は、患者の身体の表面上に位置付けるのに適した湾曲した（例えば、球状または放物線状の）形状を有してもよく、または１以上の平面または他の形状の部分を含んでもよい。その寸法は、ミリメートルと数十センチメートルとの間で変化し得る。アレイ１５２のトランスデューサ要素１５４は、圧電セラミック要素またはシリコンデバイスベースの要素であってよく、要素１５４間の機械的結合（クロストーク）を減衰させるのに適したいかなる材料に取り付けられてもよい。圧電複合材料、一般に電気エネルギーを音響エネルギーに変換することができるいかなる材料（例えば、シリコンデバイス）も使用することができる。トランスデューサ要素１５４への最大の電力伝達と最小限の反射を確実にするために、要素１５４は、特定の（すなわち整合する）電気インピーダンスに対して構成されてもよい。
【００２８】
トランスデューサアレイ１５２は、個々のトランスデューサ要素１５４を駆動するビーム形成機１５６に結合され、それによって集束した超音波ビームまたは超音波場を集合的に生成する。ｎ個のトランスデューサ要素の場合、ビーム形成機１５６は、それぞれが増幅機１６８および位相遅延回路１７０を含むか、またはそれらからなるｎ個の駆動回路を含むことができ、各駆動回路は、トランスデューサ要素１５４のうちの１つを駆動する。ビーム形成機１５６は、典型的には０．１ＭＨｚ〜１０ＭＨｚの範囲の無線周波数（ＲＦ）入力信号を、周波数発生機１６０から受信し、これは、例えばスタンフォード・リサーチ・システムズから入手可能なモデルＤＳ３４５の発生機である。入力信号は、ビーム形成機１５６のｎ個の増幅機１６８および遅延回路１８０のためにｎ個のチャネルに分割されてもよい。いくらかの実施形態では、周波数発生機１６０は、ビーム形成機１５６と一体化される。無線周波数発生機１６０およびビーム形成機１５６は、同じ周波数であるが異なる位相および／または異なる振幅で、トランスデューサアレイ１５２の個々のトランスデューサ要素１５４を駆動するようになっている。
【００２９】
ビーム形成機１５６によって課せられた増幅係数または減衰係数α１−αｎおよび位相シフトａ１−ａｎは、超音波エネルギーを標的領域に送信および集束させるように、またトランスデューサ要素１５４と標的領域との間に位置する組織に誘起される波の歪みを考慮するように供される。増幅係数および位相シフトは、ソフトウェア、ハードウェア、ファームウェア、ハードワイヤリング、またはそれらのあらゆる組合せを介して計算機能を供し得るコントローラー１５８を用いて計算される。例えば、コントローラー１５８は、標的領域１０４で所望の焦点または他のあらゆる所望の空間場を得るように必要な位相シフトおよび増幅係数を決定するために、過度の実験をすることなく、従来の方法におけるソフトウェアでプログラムされた、汎用の、または専用のデジタルデータプロセッサを使用してもよい。特定の実施形態では、トランスデューサ要素１５４と音響エネルギーの伝播へのそれらのエフェクトとの間に位置する組織の特性（例えば、構造、厚さ、密度など）に関する詳細な情報に基づいて計算される。そのような情報は、イメージャー１３０から得られてもよい。画像取得は、三次元であってもよく、あるいは、イメージャー１３０は、標的領域および／またはその周囲領域の三次元画像を再構成するのに適した二次元画像のセットを供してもよい。画像操作機能は、イメージャー１３０、コントローラー１５８、または別個のデバイスに実装されてもよい。
【００３０】
図２を参照すると、種々の実施形態において、標的領域１０４の３Ｄボクセルセットがイメージャー１３０を使用して特定された後、超音波パラメータ（トランスデューサ要素に関連する強度、位相、および／または周波数などのパラメータ）および３Ｄ対象解像度を含むソニケーション・プランは、決定され、プランにおいて規定された標的体積１０４において焦点ゾーン２０２を生成するように、保存されたソニケーション・プランに基づいてトランスデューサアレイ１０２が活性化される。一般に標的体積１０４のサイズは、焦点ゾーンのサイズよりも大きい。したがって、一実施形態では、ソニケーション・プランは、連続する一連のソニケーションの間の時間間隔および／または連続する一連の焦点ゾーンおよびそれらの間の間隔を規定するソニケーション・グリッド密度をさらに含む。トランスデューサアレイ１０２は、ソニケーション・プランに基づいて順次活性化されて、標的体積中の血管組織を破壊するために標的体積において多数の焦点ゾーン２０２を生成する。いくらかの実施形態では、組織破壊手順は、一連のソニケーションから生成された焦点ゾーンが集合的に標的体積を覆い、その中の血管組織を破壊するまで、イメージャー１３０によってリアルタイムでモニターされる。集束された超音波は優れた体積分解能（例えば１〜３ｍｍ）を有するので、破壊された血管組織による標的体積１０４の境界をマーキングすることは、高い精度を有することができる。さらに、血管破壊は、放射線治療中に標的領域１０４の明確なイメージングを供することができる。最終的に、血管破壊が解剖学的組織に「タトゥー（tattooed）」されることで、それと共に動くため、また、治療の有効性および安全性を確実にするために電離ビームがタトゥー領域のみに向けられるので、標的の動きを容易にトラッキングし補償することができる。
【００３１】
図３を参照して、種々の実施形態では、トランスデューサ要素１５４によって放出される超音波エネルギーは閾値を上回ってよく、それによって標的領域１０４に含まれる液体および／または血漿において気体バブルの小さな気泡（または「マイクロバブル（microbubbles）」）を生じさせてもよい。マイクロバブル３０２は、加熱された液体が破裂して気体／蒸気で満たされる場合、またはマイルドな音響場がキャビテーション核を含む組織に適用される場合、伝播する超音波またはパルスによって生成される負圧によって形成することができる。しかしながら、比較的低い音響パワー（例えば、マイクロバブル発生閾値よりも１〜２ワット高いパワー）では、生成されたマイクロバブル３０２は、規模が等しい圧縮および希薄化を伴って振動する傾向があり、したがってマイクロバブルは、一般に未破裂を保持する（すなわち、「安定・キャビテーション（stable cavitation）」または「ストリーミング・キャビテーション（streaming cavitation）」）。より高い音響パワー（例えば、マイクロバブル発生閾値よりも１０ワット以上高いパワー）では、生成されたマイクロバブル３０２は、圧縮よりも大きい希薄化を受け、液体中のマイクロバブルが急速に崩壊するマイクロバブルの慣性キャビテーションを引き起こし得る。次いで、マイクロバブル・キャビテーションは、標的領域１０４における血管組織の一時的な破壊をもたらし得る。
【００３２】
再び図１Ｃを参照して、いくらかの実施形態では、血管組織の破壊を補助するために、管理デバイス１７２を使用してマイクロバブルを標的領域１０４に注入する。マイクロバブルは、気体で満たされた気泡として、または従来の超音波造影剤などの他の適切な物質を伴い、次いで蒸発する液滴の形態で導入されてもよい。注入されたマイクロバブルは、それ自体、追加のマイクロバブルの生成を生み出すか、または容易にし得る。したがって、血管組織に対する実際の破壊効果は、注入されたマイクロバブルと、組織内に追加的に形成されたマイクロバブルとの組合せから生じ得る。したがって、一実施形態では、ソニケーション・プランは、標的領域に存在すると予測されるマイクロバブルの量に基づいて決定される。マイクロバブルの存在の予測は、超音波パラメータ（例えば、強度、焦点ゾーンの位置など）および／またはマイクロバブルの特性（例えば、サイズ、濃度、または投与プロファイル、すなわち、注入速度（時間と共に速度可変であってもよい））に基づいて実施されてもよい。別の実施形態では、ソニケーション・プランは、トランスデューサアレイ１５２および／またはキャビテーション検出デバイス１６２を使用して検出されたマイクロバブルからの音響信号に基づいて変更されてもよい。管理デバイス１７２は、マイクロバブルの懸濁液を患者の血流へと送るためのあらゆる適切な装置であってよく、例えば、手動または自動シリンジ、静脈内投与バッグおよび針セット、蠕動ポンプなどの形態を取ることができる。
【００３３】
図４Ａ〜図４Ｃを参照して、種々の実施形態において、超音波媒介組織破壊を実施した後、放射線ビームを適用する前に、破壊された血管組織４０４および／または周囲の健康な組織４０６を有する標的領域の画像または「マップ」４０２は、以下に記載するように作成される。次いで、このマップは、マークされた標的領域の正確さを検証するために、超音波処置の前に得られた標的体積の３Ｄボクセルセットと比較される。図４Ａに示すように、血管破壊マップ４０２における組織破壊のマークされた領域４０４が、実質的に（例えば、１％、５％または１０％以内で）３Ｄ標的体積４０８と一致する場合、放射線デバイス１００を作動させて治療を開始させてもよい。図４Ｂに示すように、マークされた領域４０４が、標的体積４０８よりも小さい場合、マークされていない標的体積４１０を破壊するために追加のソニケーションが実施される。超音波媒介組織破壊の手順は、組織破壊のマークされた領域４０４と標的体積４０８との間の実質的な一致が達成されるまで継続され得る。図４Ｃに示すように、いくらかの実施形態では、マークされた領域４０４は、３Ｄ標的体積４０８よりも大きい場合、患者は標的領域１０４における血管組織が再生され、再び崩壊する準備ができるまで、１日間または２日間休まなければならない。
【００３４】
血管破壊された標的領域のマップ４０２は、ＭＲＩ技術を使用して取得してもよい。例えば、血管破壊のため、血管破壊を有する標的領域における灌流速度は、血管破壊がない（または血管破壊が非常に限定された）非標的領域におけるものよりも高くなり得る。この灌流の差は、ＭＲＩ造影剤の投与の有無にかかわらず、ＭＲＩベースの灌流測定値を使用して検出およびマッピングされてもよい。例えば、動的感応造影ＭＲ灌流および動的造影増強ＭＲ灌流は、造影剤の使用を必要とし得るが、動脈スピンラベリングＭＲ灌流は、造影剤を必要としない。いくらかの実施形態では、血管破壊の後、ＭＲＩ造影剤が、例えば管理デバイス１７２を使用して標的領域１０４に注入される。血管破壊のため、標的領域１０４におけるＭＲＩ造影剤の透過性は一時的に増加する。この場合、画像の造影が変化する。したがって、造影パターンを用いて、血管破壊のサイズ、形状および／または位置を推定することができる。種々の実施形態において、ＭＲＩ造影剤の種々のサイズ（例えば、４００ダルトン〜４００００００ダルトン）は（例えば、造影溶液を種々の分子サイズの粒子と組み合わせることによって）作成され、血管組織の破壊レベルを見積もるように標的領域１０４に注入される。一般に、破壊レベルは、破壊された血管組織に侵入および／または拡散することができる分子のサイズと相関する。したがって、異なるサイズを有する別々に分解可能なＭＲＩ造影剤を標的領域１０４に選択して注入することによって、マップは血管組織の種々の破壊レベルを示すことができ、各レベルは標的組織において侵入および拡散することができる分子の特定の最大サイズを示す。
【００３５】
付加的に、または代替的に、破壊された標的領域のマップ４０２は、血管破壊中の標的領域１０４におけるマイクロバブルからの局所的な音響応答（例えば、瞬時音響応答レベルおよび／または音響応答のスペクトル分布）に少なくとも部分的に基づいて確立されてもよい。音響応答は、（図１Ｃに示す）キャビテーション検出デバイス１６２および／または超音波トランスデューサアレイ１０２を使用して検出されてもよい。一般に、血管破壊のサイズおよび／または程度は、標的領域１０４における誘導されたマイクロバブル・キャビテーションの量に相関する。したがって、標的領域１０４に局在化したマイクロバブルから発する音響応答を検出することによって、組織破壊の程度を推測することができ、十分な検出分解能でマップ４０２を生成することができる。
【００３６】
付加的に、または代替的に、血管破壊マップ４０２は、血管破壊プランに基づいて作成されてもよい。一般に、血管破壊のサイズおよび／または程度は、標的領域１０４におけるマイクロバブル濃度ならびに／または送達された音響パワー（またはパワー密度）およびエネルギーと相関する。したがって、音響パワーの分布をマイクロバブル投与と同期させることによって、ソニケーションの間の時間的および／または累積的に予期されるキャビテーションまたは他の音響効果を計算および／またはシミュレートすることができる。次いで、血管組織破壊の程度を示すプランマップを、計算および／またはシミュレーションから推定することができる。
【００３７】
超音波ビームの強度は、標的領域１０４における血管組織を破壊する場合に変化させてもよい。図５を参照して、いくらかの実施形態では、超音波強度は、生成された焦点ゾーンと標的領域１０４との相対位置に基づいて調整される。例えば、標的の周辺領域５０２に集束するビームの強度は、標的の中心領域５０４に集束するビームの強度より小さくなり得る。このようにして、集束された超音波ビームが標的の周辺領域５０２にある場合、血管組織のみがマーキング目的のために破壊され、一方で、集束された超音波ビームが標的の中心領域５０４にあるとき、治療の目的で血管組織および腫瘍組織をアブレートしてもよい。本明細書で使用される場合、「中心領域（center region）」は、境界を形成する領域を除く標的領域１０４全体を含んでもよい。あるいは、「中心領域」は、半径方向範囲の一部のみ、例えば１０％、２０％、５０％などを含んでもよい。「周辺領域（peripheral region）」は、典型的には、中央領域５０４の外側のすべての標的領域を含む。種々の実施形態では、超音波強度は、標的領域１０４における焦点ゾーンと放射線感応非標的領域５０６（すなわち、低放射エネルギーレベルのみに耐えることができる標的領域の外側の領域）との相対位置に基づいて調整される。焦点ゾーンと放射線感応非標的領域５０６との間の距離が低減するにつれて、超音波ビームの強度が増加し得る。このようにして、放射線感応非標的領域５０６の近くの標的組織のより高い割合が超音波ビームによって破壊され、その結果、より低線量の放射線が治療に必要とされる。このアプローチは、標的領域１０４の近くに位置する放射線感応非標的領域５０６に損傷を与えるリスクを回避する（または少なくとも軽減する）。
【００３８】
超音波媒介組織破壊領域が、規定された標的体積と一致することが確認されると、例えば、標的を治療するための放射線量および／または他のパラメータ（例えば、方向、種々の放射線発生機の作動など）を含む放射線治療プランを計算的に生成することができる。一実施形態では、放射線治療プランを作成するために計算モデルが使用される。計算モデルは、放射線源コントローラー１１６に、または放射線治療デバイス１００内の、もしくは放射線治療デバイス１００と通信する他の計算エンティティ（適切なプロセッサおよびメモリを含む）に実装され、イメージャー１３０を使用して得られた情報を利用することができる。例えば、上記のように、ＭＲＩイメージングは、血管組織の破壊レベルを評価するために利用されてもよい。効率的な治療のための組織破壊レベルと放射線量との関係は、経験的および／またはシミュレーションによって確立することができ、計算モデルに含めてもよい。さらに、ＭＲＩイメージングおよび／またはＣＴイメージングを使用して、放射線治療デバイス１００と標的領域１０４との間の電離ビームパス上に位置する介在組織の解剖学的特性（種類、厚さ、または密度など）を抽出してもよい。異なる組織特性は、電離ビームに対して異なる応答を有する場合がある。例えば、軟部組織はいくらかのエネルギーを吸収することができるが、骨におけるカルシウムはより多くを吸収することがある。したがって、いくらかの実施形態では、介在組織の解剖学的特徴および対応する放射線応答もまた、計算モデルに含まれる。
【００３９】
図６は、種々の実施形態による計算モデルを使用して放射線治療プランを生成するための代表的なアプローチ６００を示す。第１工程６０２において、イメージャー１３０は、標的領域１０４における組織の情報（例えば、位置または破壊レベル）ならびに介在組織の解剖学的特徴を取得するために利用される。第２工程６０４において、標的組織の情報に基づいて、放射線源コントローラー１１６は、標的領域における所望の放射線線量を決定するために、計算モデルを適用してもよい。第３工程６０６において、計算モデルは、放射線システム１００のパラメータに関連する値（例えば、Ｘ線発生機１０６、１０８から放射される電離ビームの強度および／もしくは方向、ならびに／または発生機１０６、１０８の活性化時間）を含む治療プランを、標的領域において所望の放射線量を発生させるために生成してもよい。次いで、治療プランは、メモリ１２０および／または保存デバイス１２２に保存されてもよい（第４工程６０８）。放射線治療中に、放射線源コントローラー１１６は、標的領域１０４に所望の線量を有する電離放射線ビームを生成するように、治療プランを読み込み、それにしたがって放射線システムを起動してもよい（第５工程６１０）。
【００４０】
いくらかの実施形態では、標的組織の超音波破壊は、有利には、治療効率を達成しながら放射線量を低減させることを可能にする。例えば、破壊された血管組織を有する標的領域１０４を治療するための放射線量は、破壊されていない血管組織を有する標的領域を治療するためのより高い放射線量を使用する治療と比較して同じ細胞死亡率を達成するために、（例えば、１０倍まで）低減され得る。本明細書中で使用される場合、低減された放射線量は、類似の標的および介在する解剖学的構造に対する従来の放射線治療で適用される放射線量より少なくとも５０％少ない放射線量を意味し、いくらかの実施形態では、それは１０倍以上小さくなり得る。
【００４１】
種々の実施形態において、放射線治療中、イメージャー１３０は、リアルタイムにおいて破壊された血管組織でマークされた標的領域１０４の位置を連続的にモニターする。それに基づいて、放射線源コントローラー１１６は、標的領域１０４の動きおよび／または腫脹を補償するように、放射線治療プランにおける治療装置１０２に関連するパラメータを調整し得、これによって、治療効率を確保し、非標的組織の損傷を回避する。
【００４２】
図７は、制御された可逆的な方法において、標的領域１０４における血管組織を一時的に破壊することによって、放射線治療を補助および／または助力するためのソニケーションを使用する代表的なアプローチ７００を示す。第１工程７０２において、ソニケーションを適用する前に、標的領域１０４および／またはその周辺領域の情報（位置、大きさ、または形状など）を取得するためにイメージャー（例えば、ＭＲＩデバイス）が利用される。標的情報は、標的領域１０４に対応するボクセルの３Ｄセットを含んでもよい。オプションとして、第２工程７０４において、血管組織の破壊を補助するために、標的領域においてマイクロバブルを注入および／または生成してもよい。第３工程７０６において、規定された標的情報に基づいて、集束された超音波ビームが標的領域１０４に印加され、その中の血管組織を破壊する。血管組織破壊はまた、マイクロバブルが標的領域１０４に存在する場合、マイクロバブル・キャビテーションから生じてもよい。次いで、組織破壊領域を工程７０２で得られた標的体積と比較して、それらの間の一致を検証してもよい（第４工程６０８）。工程７０６および７０８は、血管破壊領域が規定された標的体積と実質的に一致するまで、反復的に実施してもよい。いくらかの実施形態では、標的領域１０４の血管破壊マップがオプションとして作成され、規定された標的体積との比較に利用される。第５工程７１０では、標的領域を治療するための放射線量を決定してもよい。最終的に、第６工程７１２において、放射線デバイスを作動させて治療を開始する。種々の実施形態において、血管破壊された標的領域は、（第７工程７１４において）放射線治療の間、イメージャー１３０を使用して連続的にモニターされる。それに基づいて、（第８工程７１６において）標的の動きおよび／または腫脹を補償するように、放射線デバイスのパラメータを調整してもよい。
【００４３】
一般に、上述のような放射線源コントローラー１１６および／または超音波コントローラー１５８を使用して放射線治療プランおよび／またはソニケーション・プランを生成する機能性は、ハードウェア、ソフトウェアまたはその両方の組合せで実施される１以上のモジュールで構成されてもよい。機能が１以上のソフトウェアプログラムとして供される態様では、プログラムは、ＦＯＲＴＲＡＮ、ＰＡＳＣＡＬ、ＪＡＶＡ（登録商標）、Ｃ、Ｃ＋＋、Ｃ＃、ＢＡＳＩＣ、様々なスクリプト言語および／またはＨＴＭＬなどのいくらかの高レベル言語のいずれかで書かれてもよい。さらに、ソフトウェアは、対象コンピュータに存するマイクロプロセッサに向けられたアセンブリ言語で実装することができる。例えば、ソフトウェアが、ＩＢＭ ＰＣまたはＰＣクローンにおいて動作するように構成されている場合、インテル８０ｘ８６アセンブリ言語で実装してもよい。ソフトウェアは、限定されないが、フロッピー（登録商標）ディスク、ジャンプドライブ、ハードディスク、光ディスク、磁気テープ、ＰＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、フィールド−プログラマブル・ゲートアレイまたはＣＤ−ＲＯＭを含む製品で具体的に表現されてもよい。ハードウェア回路を使用する態様は、例えば、１以上のＦＰＧＡ、ＣＰＬＤまたはＡＳＩＣプロセッサを使用して実装してもよい。
【００４４】
本明細書で使用される用語および表現は、説明の用語および表現として使用され、限定されるものではなく、そのような用語および表現の使用において、示され、記載された特徴の等価物またはその一部を除外する意図はない。さらに、本発明の特定の実施形態を記載したが、本発明の主旨および範囲から逸脱することなく、本明細書に開示されたコンセプトを組み込んだ他の実施形態を使用することができることは、当業者には明らかであろう。したがって、記載された実施形態は、すべての点において、単なる例示的であって制限されるものではないとみなされるべきである。
【００４５】
本発明はまた、以下の番号のついた節を包含する。
（１）標的組織の放射線治療を助力する方法であって、
（ａ）標的組織の標的体積を特定すること、
（ｂ）標的体積を規定するように、該標的体積に制限された領域における血管組織の破壊をもたらすこと、
（ｃ）血管組織の破壊に少なくとも部分的に基づいて、標的組織を治療するための低減された放射線量を有する放射線治療プランを生成することおよび電子的に保存すること、ならびに
（ｄ）放射線治療プランに基づいて、標的体積を低減された放射線量に曝すことを含んで成る、方法。
（２）血管組織の破壊をもたらすために、形成された音響エネルギービームのうちの少なくとも１つのソニケーションを生成すること、および該超音波を標的体積に送ることをさらに含んで成る、（１）に記載の方法。
（３）複数のソニケーションが生成され、各々が、集束音響エネルギービームを標的体積における焦点ゾーンに送り、複数の焦点ゾーンが、集合的に標的体積をカバーする、（２）に記載の方法。
（４）標的体積の中心領域および周辺領域を規定することをさらに含んで成り、中央領域における集束音響エネルギービームの第１強度が、周辺領域における集束音響エネルギービームの第２強度とは異なる、（３）に記載の方法。
（５）第１強度が、第２強度よりも大きい、（４）に記載の方法。
（６）標的体積の外側の放射線感応領域を特定すること、ならびに標的体積の第１領域および第２領域を規定することをさらに含んで成り、第１領域は、放射線感応領域に対する第２領域よりも放射線感応領域に近く、第１領域における集束音響エネルギービームの強度が、第２領域における集束音響エネルギービームの強度よりも大きい、（３）に記載の方法。
（７）標的体積における血管組織を破壊するように、標的体積におけるマイクロバブルのキャビテーションをもたらすことをさらに含んで成る、（２）に記載の方法。
（８）マイクロバブルが、標的体積に注入される、（７）に記載の方法。
（９）マイクロバブルが、集束音響エネルギービームによって生成される、（７）に記載の方法。
（１０）標的体積の血管破壊マップを生成することをさらに含んで成る、（１）に記載の方法。
（１１）血管破壊マップが、ＭＲＩ灌流イメージング、ＭＲＩ造影イメージング、血管破壊のプランマップ、または血管組織の破壊中の標的体積の音響応答のうちの少なくとも１つに、少なくとも部分的に基づいて生成される、（１０）に記載の方法。
（１２）血管破壊マップにおける標的体積を、工程（ａ）で得られた標的体積に関連するボクセルの３Ｄセットと比較することをさらに含んで成り、血管破壊マップにおける標的体積が、工程（ａ）で得られた標的体積と一致する場合にのみ、標的体積が低減された放射線量に曝される、（１０）に記載の方法。
（１３）血管破壊マップが、標的体積における組織の破壊レベルを含む、（１０）に記載の方法。
（１４）放射線治療プランが、破壊レベルに基づいて決定される、（１３）に記載の方法。
（１５）工程（ｄ）の間、血管組織の破壊によって規定される標的体積を連続的にトラッキングすること、および標的体積の動きを補償するように放射線治療プランを調整することをさらに含んで成る、（１）に記載の方法。
（１６）標的組織の標的体積は、イメージング・データに基づいて特定される、（１）に記載の方法。
（１７）超音波トランスデューサ要素に関連する強度、位相、周波数、ソニケーション・グリッド密度または連続する一連のソニケーションの間の時間間隔の少なくとも一方を含んで成るソニケーション・プランを生成することをさらに含んで成る、（１６）に記載の方法。
（１８）ソニケーション・グリッド密度が、標的体積からのイメージング・データまたは音響信号の少なくとも一方に基づいて決定される、（１７）に記載の方法。
（１９）放射線治療プランが、放射線量、電離ビームの方向、または少なくとも１つの放射線発生機の作動のうちの少なくとも１つを含んで成る、（１）に記載の方法。
（２０）標的組織の放射線治療を助力するためのシステムであって、
標的組織の標的体積に対応するボクセルの３次元セットを取得するためのイメージング・デバイス、
標的体積を規定するように、該標的体積に制限された集束ビームの少なくとも１つのソニケーションを、その中の血管組織の破壊をもたらすために生成して送るための超音波トランスデューサ、
血管組織の破壊に少なくとも部分的に基づいて、標的組織を治療するための低減された放射線量を有する放射線治療プランを決定するようになっているコントローラー、および
低減された放射線量を標的体積に伝えるための放射線デバイスを有して成る、
システム。
（２１）コントローラーが超音波トランスデューサに複数のソニケーションを発生させるようにさらになっており、該複数の超音波の各々が集束音響エネルギービームを標的体積における焦点ゾーンに送り、複数の焦点ゾーンが標的体積を集合的にカバーする、（２０）に記載のシステム。
（２２）複数のソニケーションのうちの少なくとも１つが、標的体積におけるマイクロバブルのキャビテーションをもたらす、（２１）に記載のシステム。
（２３）コントローラーが、標的体積の中心領域および周辺領域を規定するようにさらになっており、中央領域における集束音響エネルギービームの第１強度が、周辺領域における集束音響エネルギービームの第２強度とは異なる、（２０）に記載のシステム。
（２４）第１強度が、第２強度よりも大きい、（２３）に記載のシステム。
（２５）コントローラーが、
標的体積の外側の放射線感応領域を特定するように、また
標的体積の第１領域および第２領域を規定するようにさらになっており、
第１領域は、放射線感応領域に対する第２領域よりも該放射線感応領域により近く、
第１領域における集束音響エネルギービームの第１強度は、第２領域における集束音響エネルギービームの第２強度よりも大きい、（２０）に記載のシステム。
（２６）標的体積にマイクロバブルを注入するための管理デバイスをさらに有して成る、（２０）に記載のシステム。
（２７）コントローラーが、標的体積の血管破壊マップを生成するようにさらになっている、（２０）に記載のシステム。
（２８）血管破壊マップが、ＭＲＩ潅流イメージング、ＭＲＩ造影イメージング、血管破壊のプランマップ、または血管組織の破壊中の標的体積の音響応答のうちの少なくとも１つに基づいて生成される、（２７）に記載のシステム。
（２９）コントローラーが、血管破壊マップにおける標的体積を、工程（ａ）で得られた標的体積に関連するボクセルの３Ｄセットと比較するようにさらになっており、血管破壊マップにおける標的体積が、工程（ａ）で得られた標的体積と一致する場合にのみ、標的体積が低減された放射線量に曝される、（２７）に記載のシステム。
（３０）血管破壊マップが、標的体積における組織の破壊レベルを含む、（２７）に記載のシステム。
（３１）コントローラーが、破壊レベルに基づいて放射線治療プランを決定するようにさらになっている、（３０）に記載のシステム。
（３２）工程（ｄ）の間、イメージング・デバイスが、血管組織の破壊によって規定される標的体積を連続的にトラッキングするための複数の画像を取得し、コントローラーが、標的体積の動きを補償するように、放射線治療プランを調整するようにさらになっている、（２０）に記載のシステム。
（３３）コントローラーが、集束されたビームの少なくとも１つのソニケーションを生成し、送るように、超音波トランスデューサ要素に関連する強度、位相、または周波数のうちの少なくとも１つを含んで成るソニケーション・プランを生成するようにさらになっている、（２０）に記載のシステム。
（３４）コントローラーが、
ソニケーション・グリッド密度または連続する一連のソニケーションの間の時間間隔の少なくとも一方を含んで成るソニケーション・プランを生成するように、また
ソニケーション・プランに基づいて、超音波トランスデューサに、血管組織の破壊をもたらすための複数のソニケーションを生成させるようにさらになっている、（２０）に記載のシステム。
（３５）コントローラーが、標的体積からのイメージング・データまたは音響信号の少なくとも一方に基づいて、ソニケーション・グリッド密度を決定するようにさらになっている、（３４）に記載のシステム。
（３６）放射線治療プランが、放射線量、電離ビームの方向、または少なくとも１つの放射線発生機の作動のうちの少なくとも１つを含んで成る、（２０）に記載のシステム。
【図１Ａ】
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【図１Ｂ】
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【図１Ｃ】
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【図２】
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【図３】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図４Ｃ】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【外国語明細書】
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