(57)【要約】  画像誘導放射線療法システムは、放射線を生成する放射線源を有する。放射線光学部は、上記放射線源からの放射線から治療放射線ビームを形成する。撮像システムは、ターゲットゾーンの画像を形成し、上記ターゲットゾーン上へ上記治療放射線ビームを向けるよう上記放射線光学部を制御する。放射線光学部が、光学角運動量を与えられる撮像フォトニックビームを生成するよう構成される光学モジュールを具備する。上記撮像システムは、上記光学角運動量を与えられる撮像フォトニックビームにより生成される、上記ターゲットゾーンからの磁気共鳴信号を受信する磁気共鳴アセンブリを有する。
2014521399.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
画像誘導放射線療法システムであって、
放射線を生成する放射線源と、
前記放射線源からの放射線から治療放射線ビームを形成する放射線光学部と、
ターゲットゾーンの画像を形成し、前記ターゲットゾーン上へ前記治療放射線ビームを向けるよう前記放射線光学部を制御する撮像システムとを有し、
前記撮像システムが、光学角運動量を与えられる撮像フォトニックビームを生成するよう構成される光学モジュールを含み、
前記撮像システムは、前記光学角運動量を与えられる撮像フォトニックビームにより生成される、前記ターゲットゾーンからの磁気共鳴信号を受信する磁気共鳴アセンブリを有する、画像誘導放射線療法システム。
【請求項２】
前記光学モジュールが、前記放射線光学部に取り付けられる、請求項１に記載の画像誘導放射線療法システム。
【請求項３】
前記光学モジュールが、前記放射線源から前記光学角運動量を与えられる撮像フォトニックビームを形成するよう構成される、請求項１に記載の画像誘導放射線療法システム。
【請求項４】
前記光学モジュールが、撮像放射線源を具備する、請求項１に記載の画像誘導放射線療法システム。
【請求項５】
前記光学角運動量を与えられる撮像フォトニックビームが、エネルギーの範囲を持つ、請求項１に記載の画像誘導放射線療法システム。
【請求項６】
前記光学角運動量を与えられる撮像フォトニックビームが、１０〜１００ｋｅＶのエネルギー範囲を持ち、前記治療放射線ビームは、６〜１０ＭｅＶのエネルギー範囲を持つ、請求項１に記載の画像誘導放射線療法システム。
【請求項７】
前記光学モジュールが、前記治療放射線ビーム経路の周りの異なる位置に向けられる、複数の前記光学角運動量を与えられる撮像フォトニックビームを生成するよう構成される、請求項１に記載の画像誘導放射線療法システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、画像誘導放射線療法システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
画像誘導放射線療法システムは、国際出願第ＷＯ２０１０／０６７２２７号から知られる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
既知の画像誘導放射線療法システムは、撮像ゾーンにおいて磁気共鳴撮像データを取得する磁気共鳴撮像システムを有する。ガイド手段は、対象物におけるターゲットゾーンに対して帯電粒子のビームを誘導する。撮像ゾーンは、ターゲットゾーンを含み、対象物におけるターゲットゾーンが、磁気共鳴撮像データを用いて決定される。帯電粒子のビームは、３０°未満の磁場ラインを持つ角度を囲む。
【０００４】
本発明の目的は、ターゲットゾーン上へ治療放射線ビームをより正確に制御する画像誘導放射線療法システムを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
この目的は、本発明による画像誘導放射線療法システムにより実現され、このシステムは、
放射線を生成する放射線源と、
上記放射線源からの放射線から治療放射線ビームを形成する放射線光学部と、
ターゲットゾーンの画像を形成し、上記ターゲットゾーン上へ上記治療放射線ビームを向けるよう上記放射線光学部を制御する撮像システムとを有し、
上記放射線光学部が、光学角運動量を与えられる撮像フォトニックビームを生成するよう構成される光学モジュールを具備し、
上記撮像システムは、上記光学角運動量を与えられる撮像フォトニックビームにより生成される、上記ターゲットゾーンからの磁気共鳴信号を受信する磁気共鳴アセンブリを有する。
【０００６】
上記光学角運動量を与えられる撮像フォトニックビームは、例えば検査される患者といった、フォトニックビームが向けられる対象物の組織において核過分極を生成する。生成された過分極のため、ＯＡＭフォトニックビームが向けられる組織から磁気共鳴信号が生成される。磁気共鳴撮像アセンブリは、ＯＡＭフォトニックビームにより照射される組織の磁気共鳴画像を生成する。この磁気共鳴画像は、ＯＡＭフォトニックビームにより生成される磁気共鳴信号から再構成される。本発明の洞察は、ＯＡＭフォトニックビームに基づき生成される磁気共鳴画像が治療放射線ビームを画像誘導するのに用いられることができる点にある。本発明の例の別の洞察は、治療放射線ビーム及びＯＡＭフォトニックビームの両方が、放射線光学部により形成されるとき、治療放射線ビーム及びＯＡＭフォトニックビームのビーム経路がうまく規定された相互空間関係にあることである。治療放射線ビーム及びＯＡＭフォトニックビームの間のこの空間関係に基づき、治療ビームが患者の生体構造に実際に衝突する領域を撮像することが実現される。従って、ＯＡＭフォトニックビームにより生成される過分極に基づき生成される磁気共鳴画像に基づき、治療放射線ビームは、監視されることができ、ターゲットゾーン上に正確に向けられる。即ち、ＯＡＭフォトニックビームは、検査される患者における組織の過分極化された領域が、磁気共鳴画像におけるハイパーインテンス領域として見えることをもたらす。このハイパーインテンス領域は、検査される患者に対する、治療放射線ビームの位置及び方向を示す。特に、ターゲットゾーンは、例えば治療放射線ビームにより治療される腫瘍といった病巣を含む。
【０００７】
本発明の追加的な例において、治療放射線ビームは、高エネルギーのＸ線ビーム、γ線ビームとすることができ、又は、治療放射線ビームは、例えば陽子線、重イオンビーム又はγ放射線ビームといった粒子ビームとすることができる。
【０００８】
本発明の画像誘導治療システムの好ましい動作モードにおいて、放射線源が作動される直前に、光学モジュールは、撮像ＯＡＭフォトニックビームを生成する。こうして、治療放射線ビーム経路の位置及び方向が、正確に検証されることができる。この検証は、患者に対して重大な放射線量（例えばＸ線線量）の堆積をもたらすものではない。
【０００９】
更に、光学モジュールは、偏光板、ビームエキスパンダ（分岐したホログラムをビームが充填することを可能にするため）、分岐したホログラムパターンを持つ回析格子、空間フィルタ（ＯＡＭを持つ回折要素を選択するため）及び焦束レンズを用いてＯＡＭフォトニックビームを生成する光学システムを含む。光学システムが、フォトニックビームの光学角運動量（ｌ値）の高い値に関して機能することを確実にするため、空間フィルタのサイズ及び他の光学要素の開口部は、ＯＡＭを持つフォトニックビームの半径に基づき増加されることを必要とする（ｌ値と共に増加する）。過分極化された核の歳差運動周波数（即ち、過分極化された核スピンモーメント）を確立するためには比較的弱い静磁場だけが必要とされるので、検査される患者の体の外側で使用されることができる簡単な磁石で十分である。磁気共鳴分光計により、取得された磁気共鳴信号から、磁気共鳴スペクトルデータが得られる。ＯＡＭフォトニックビームからの磁気共鳴信号の生成自体は、国際出願第ＷＯ２００９／０８１３６０Ａ１号から知られる。
【００１０】
本発明のこれら及び他の側面が、従属項において規定される実施形態を参照して更に説明されることになる。
【００１１】
本発明の１つの側面によれば、上記光学モジュールが、上記放射線源から上記光学角運動量を与えられる治療放射線ビーム及び撮像フォトニックビームを形成するよう構成される。これは、撮像フォトニックビームの及び治療放射線ビームのビーム経路がうまく規定された相互空間関係にあることを容易に実現する。更に、それがＯＡＭフォトニックビーム及び治療放射線ビームの基礎であるという点で、放射線源が効率的に用いられる。本発明の更なる側面において、治療放射線ビーム自体が、光学角運動量を与えられ、ＯＡＭフォトニックビームとして機能することができる。
【００１２】
本発明の次の側面によれば、光学モジュールは、例えばＸ線源といった別々の撮像放射線源を具備する。本発明のこの側面は、異なるタイプの放射線が、それぞれ治療放射線ビーム及び撮像フォトニックビームに関して使用されることができることを実現する。これは、治療放射線ビーム及び撮像フォトニックビームに関して異なるタイプの放射線を使用することを可能にする。例えば、治療放射線ビームは、粒子ビームとすることができ、撮像フォトニックビームは、Ｘ線ビームとすることができる。従って、一方では、ＯＡＭフォトニックビームに関する電磁放射線が、ターゲットゾーンの高品質レンダリングを与えるため、良好な撮像結果を生み出すよう選択されることができる。他方、治療放射線は、ターゲットゾーンの照射に対する最適な治療効果を実現するために選択されることができる。
【００１３】
本発明の更なる側面において、撮像ＯＡＭフォトニックビームが、エネルギーの範囲を持つ。エネルギーのこの範囲によって、組織における細長い領域において過分極が生じる。これは、組織においてより大きな浸透深度を持つ、より高いエネルギーが原因で、その伝搬方向に沿ってより広い範囲にわたるＯＡＭフォトニックビームにより過分極が生成されるからである。一方、伝搬方向に対して横断方向において、過分極は一様な範囲にわたり生成される。少なくともこの範囲は、伝搬方向に沿った範囲と比較してより狭い。特に、多かれ少なかれ円筒形の又は楕円体形の過分極範囲が形成される。すると、ＯＡＭフォトニックビームのビーム経路は、細長い領域、例えば楕円体の長い軸に沿って存在し、治療放射線ビームは、こうして視覚化されるビーム経路と正確に整列配置されることができる。これは、治療放射線ビームにより覆われる領域の簡単で正確な視覚化を可能にする。また、治療放射線ビームの位置及び方向は、磁気共鳴画像におけるハイパーインテンス領域によりうまく視覚化される。例えば、治療放射線ビーム経路は、撮像ＯＡＭフォトニックビームにより過分極が生成される組織における細長い領域の長い軸に沿って存在するよう調整されることができる。
【００１４】
本発明の更なる側面において、治療放射線ビームは、例えば６〜１０ＭｅＶのエネルギー範囲を持つ。この範囲は、治療放射線ビームが（ガン）組織により吸収される領域において壊死が作成されるという点で、腫瘍を治療するのに良い有効性を持つ。撮像ＯＡＭフォトニックビームは、例えば１０〜１００ｋｅＶにおけるエネルギー範囲を持つ。この範囲は、患者の生体構造における病巣又は腫瘍に達するために組織における良好な浸透深度を持つ。
【００１５】
本発明の他の側面によれば、光学モジュールは、複数の撮像ＯＡＭフォトニックビームを生成するよう構成される。特に、これらの撮像ＯＡＭフォトニックビームは、治療放射線ビームのビーム経路の周りの異なる位置に向けられる。本発明のこの側面は、治療放射線ビームにより覆われる領域の磁気共鳴画像における良好な境界決定を実現する。特に、個別の撮像ＯＡＭフォトニックビームにより生成されるハイパーインテンス領域は、患者の生体構造における治療放射線ビームの境界の決定の良好な視覚化を提供する。従って、病巣又は腫瘍上へ衝突させるべくターゲットゾーン上へ治療放射線ビームを向けるため、放射線光学部を正確に制御することが実現され、ターゲットゾーンの近くの敏感な健康な組織に対する放射線障害を回避することが実現される。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本発明が実現される画像誘導放射線療法システムの概略的な表現を示す図である。
【図２】光学モジュールの詳細の概略的な表現を示す図である。
【図３】ハイブリッドＬＩＮＡＣ−ＭＲＩシステムの形で本発明の画像誘導放射線療法システムの概略的なダイアグラムを示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
本発明のこれら及び他の側面が、添付の図面を参照し、以下に記載される実施形態を参照して説明されることになる。
【００１８】
図１は、本発明が実現される画像誘導放射線療法システムの概略図を示す。放射線源１１は、治療ビーム１４を形成する放射線光学部１２に治療放射線を放出する。治療放射線は、例えばγ放射線、硬Ｘ線といった高エネルギーの電磁放射線とすることができる。放射線光学部は、例えば治療される患者におけるターゲットゾーン１６上へ足指治療ビームを向けるよう構成される。特に、放射線源及び放射線光学部は、陽極ターゲットから高エネルギーの電磁放射線の放出を生成するため、陽極ターゲットへ向けられる高エネルギー電子ビームを生成する線形アクセラレータ（ＬＩＮＡＣ）システムとして形成されることができる。ＬＩＮＡＣの例において、放射線源１１は、陽極へ高エネルギーの電子ビームを放出するものとして形成される陰極を含む。陽極へ電子ビームを向けるための電磁気レンズシステムが、放射線源１１において提供される。衝突する高エネルギーの電子は、この例では治療放射線を形成する高エネルギーのＸ線を陽極の物質が放出することをもたらす。放射線光学部１２は、好ましくは陽極から放出される高エネルギーの放射線から高エネルギーの放射線ビーム１４を形成する複数葉コリメータの形で、ビームコリメータを含む。
【００１９】
撮像システム１３は、高エネルギーの放射線ビーム１４のターゲットゾーン１６上への正確な照準を監視するために提供される。撮像システム１３は、照射される対象物の磁気共鳴画像を生成する磁気共鳴アセンブリ１３１を含む。対象物における、特にターゲットゾーンにおける磁気共鳴信号が、放射線光学部１２に含まれる又はこれに取り付けられる光学モジュール１２１により生成されるＯＡＭフォトニック放射線ビーム１５により、生成される。代替的に、光学モジュールは、共通のガントリー１３７上で放射線源の反対側に取り付けられることができる。こうして、固定された及び安定した幾何学的な関係が両方のビーム経路の間にあるという点で、高エネルギーの放射線ビームの及びＯＡＭフォトニックビーム１５のビーム経路は位置合わせされることができる。光学モジュールの詳細が、図２に示される。ＯＡＭフォトニックビーム１５は、光学角運動量が与えられる。このビームは、ターゲットゾーン１６の物質（組織）と相互作用することができ、ターゲットゾーン１６において（核）過分極を作成する。ターゲットゾーンから取得される磁気共鳴信号から、例えば高速フーリエ変換方法を用いて、磁気共鳴画像が、再構成器１３２により再構成される。磁気共鳴画像は、モニタ１３３に表示される。磁気共鳴アセンブリは、過分極化された核のラーモア歳差運動周波数を定めるためベースライン静磁場を生成する主磁石１３４と、磁気共鳴信号を空間エンコード（周波数及び位相エンコード）するグラジエント磁場を生成するグラジエントコイル１３５と、磁気共鳴信号を取得するＲＦコイルとを含む。特に、グラジエントコイル１３５は、高エネルギーのビーム１４だけでなくＯＡＭフォトニックビーム１５がターゲットゾーン１６に対して進むことを可能にする開口部により分離される２つのグラジエントコイル断面を持つ分割されたグラジエントコイルとして実現される。ＯＡＭフォトニックビーム１５は、高エネルギーのビーム１４と位置合わせされる。その結果、光学角運動量により過分極が生成される領域が、高エネルギーの放射線ビームが物質、即ち組織により吸収される領域に対応する。過分極化された領域は、磁気共鳴画像においてハイパーインテンス領域として現れる。これは、照射されることになるターゲットゾーン１６と一致するための、高エネルギーの放射線のビーム経路の簡単で正確な調整を可能にする。高エネルギーの放射線ビームのビーム経路の調整は、再構成器から磁気共鳴画像の画像情報を受信する制御ユニット１２２を用いて行われる。ハイパーインテンス領域に関する方向及び位置と照射されるターゲットゾーン１６を表す治療計画とから、制御ユニットは、必要なビーム経路を計算し、計算されたビーム経路に沿ってターゲットゾーン上へ高エネルギーの放射線ビームを向けるため、放射線源を制御する機能を持つ。
【００２０】
図２は、光学モジュールの詳細の概略的な表現を示す。図２において、光にＯＡＭを与えるための光学要素の例示的な構成が示される。必ずしも可視光だけではなく、任意の電磁放射線にＯＡＭが与えられることができる点を理解されたい。上記の実施形態は、軟Ｘ線を用いる。これは、関心分子と相互作用し、生きている組織に対する損傷効果を持たない。しかしながら、可視スペクトルの上下の光／放射線も想定される。Ｘ線源２２は、ビームエキスパンダ２４に送信されるＸ線を生成する。好ましくは、Ｘ線は、治療される患者の組織への適切な浸透深度を提供する１０〜１００ｋｅＶの範囲のエネルギーｎを持つ。ビームエキスパンダ２４は、放出された光を狭いビームへと平行化する入口コリメータ２５１と、凹又は分散レンズ２５２と、再フォーカス・レンズ２５３と、最少の分散周波数の光が放出される出口コリメータ２５４とを含む。ある実施形態では、出口コリメータ２５４は、１ｍｍのビームへとビームを狭くする。
【００２１】
ビームエキスパンダ２４後、光ビームは、線形偏光子２６により、円形に分極される。線形偏光子の後には４分の１波長板２８が続く。線形偏光子２６は、偏光されていない光を取り、これに単一の線形分極を与える。４分の１波長板２８は、線形に分極された光の位相を１／４波長分シフトし、これを円形に分極する。円形に分極された光を用いることは重要でない。しかし、それは電子を分極する追加的な利点を持つ。
【００２２】
次に、円形に分極された光は、位相ホログラム３０を通過する。位相ホログラム３０は、入射するビームに対してＯＡＭ及びスピンを与える。ＯＡＭの値「ｌ」は、位相ホログラム３０に依存するパラメータである。ある実施形態では、ＯＡＭ値ｌ＝４０が、入射する光に対して与えられる。しかし、ｌのより高い値が理論的に可能である。位相ホログラム３０は、コンピュータ生成された要素であり、例えば１μｍのセル・ギャップを持つ１２８０ｘ７２０ピクセル、２０ｘ２０μｍ２の液晶オンシリコン（ＬＣｏＳ）パネルといった空間光変調器において、物理的に実現される。代替的に、位相ホログラム３０が、例えば円筒状レンズ又は波長板の組合せといった他の光学要素において実現されることができる。空間光変調器は、ＬＣｏＳパネルに対する簡単な命令を用いて、スキャンの間でさえ変化可能であるという追加的な利点を持つ。
【００２３】
ホログラフィプレート３０を通過する光の全てが、ＯＡＭ及びスピンを与えられるというわけではない。一般に、同じ位相を持つ電磁気波が開口部を通過するとき、それは、回析され、開口部からいくらか離れた所で同心円のパターンへと投影される（エアリーパターン）。中央におけるこの明るいスポット（エアリーディスク）は、０次の回折を表す。このケースでは、ＯＡＭのない光である。明るいスポットに隣接する円は、ＯＡＭを搬送する異なるハーモニックの回折されたビームを表す。この分布が生じるのは、分子とのＯＡＭ相互作用の確率が光ビームの中央から遠いポイントで又は光ビームの中央でゼロに減少するからである。相互作用に関する最大のチャンスは、最大磁場分布に対応する半径上で、即ち、エアリーディスクに近い円に対して発生する。従って、ＯＡＭ相互作用の最大確率は、エアリーディスク半径にできるだけ近い半径を持つ光ビームで得られる。
【００２４】
空間フィルタ３６は、ＯＡＭ及びスピンを持つ光だけを選択的に通過させるため、ホログラフィプレートの後に配置される。０次スポット３２は常に、予測可能なスポットにおいて現れ、及び従ってブロックされることができる。図示されるように、フィルタ３６は、ＯＡＭを持つ光が通過することを可能にする。フィルタ３６は、明るいスポット３２の下及び右に発生する円もブロックする点に留意されたい。システムのＯＡＭが節約されるので、この光は、フィルタ３６が通過を許可する光のＯＡＭに等しい及び反対のＯＡＭを持つ。全ての光を通過させることは逆効果である。なぜなら、ターゲット分子に転送される正味のＯＡＭはゼロだからである。従って、フィルタ３６は、１つの極性のＯＡＭを持つ光だけが通過することを可能にする。ＯＡＭを搬送する回折されたビームが、凹鏡３８を用いて集められ、高速顕微鏡対物レンズ４０を用いて関心領域に焦束される。コヒーレントな光が用いられる場合、鏡３８は必要ではない。エアリーディスクのサイズにできるだけより近いビームウエストの条件を満たすため、（高いエフ数を持つ）より高速なレンズが望ましい。別の実施形態において、レンズ４０は、代替的な光ガイド又はファイバオプティックスで置換又は補充されることができる。
【００２５】
図３は、ハイブリッドＬＩＮＡＣ−ＭＲＩシステムの形で本発明の画像誘導放射線療法システムの概略図を示す。電子ビームを生成するアクセラレータを持つ放射線源１１が、ガントリー１３７に取り付けられる。治療放射線ビーム１４は、この例では、電子ビームが当たる放射線源における陽極から放出される高エネルギーのＸ線ビームである。治療放射線ビーム１４のビーム経路は、磁気共鳴検査アセンブリの主磁石コイル１３４の間を進む。治療放射線ビームの断面は、放射線源１１に組み込まれるマルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）により成形される。光学モジュール１２も、放射線源に組み込まれ、そのビーム経路に沿って誘導されるＯＡＭフォトニックビームを提供する。ＯＡＭフォトニックビーム及び治療放射線ビームのビーム経路が基本的に同じ中央長手軸を持つという態様で、光学モジュールが放射線源において取り付けられる。こうして、放射線源がその高エネルギーの放射線を堆積させる領域において、ＯＡＭフォトニックビームが（核）過分極を生成することが確実にされる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【国際調査報告】
2014521399.tif 000006
2014521399.tif 000007
2014521399.tif 000008