JP2018057860A - 磁気共鳴撮像法により標的組織を横断するハドロンビーム経路を可視化するための装置および方法 - Google Patents

Abstract

【課題】磁気共鳴撮像法により標的組織を横断するハドロンビーム経路を可視化するための装置および方法を提供する。【解決手段】有機体を横断するハドロンビーム経路をＭＲ画像で可視化するための方法および医療機器に関する。ハドロンビームを照射されたときの励起原子の特性の変化により誘発される、ＭＲ画像取得におけるアーチファクトを活用する。ハドロンパルスをＭＲデータ取得の異なるステップと慎重に同期させることにより、そのようなアーチファクトを特定し、かつそれらの位置からハドロンビーム経路とブラッグピークの対応する位置とを決定することが可能である。【選択図】図９

Description

本発明は、標的組織における標的スポットの位置に対するブラッグピークの位置が評価され得るように、前記標的組織を横断するハドロンビームをインサイチュで可視化するように適合された磁気共鳴撮像デバイス（ＭＲＩ）に結合された荷電ハドロン治療デバイスを含む医療機器に関する。ハドロン治療セッションが開始される直前の、標的スポットに対するブラッグピークの実際の位置のインサイチュでの位置特定は、前記標的スポットを治療するために事前に確立された治療計画中に決定されるハドロンビームのブラッグピークの計画位置を検証するのに極めて有用である。ハドロンビームのブラッグピークの計画位置と実際の位置との間に相違が現れる場合、本発明は、ブラッグピークを標的スポット上に位置付けるために必要なハドロンビームの初期エネルギーＥ１の補正を可能にし得る。ハドロン治療セッションは、キャンセルされる必要がなく、従って補正されたパラメータで進められ得る。

患者を治療するためのハドロン治療（例えば、陽子線治療）は、従来の放射線治療を上回るいくつかの利点を見込まれて数十年前から知られている。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。従来の放射線治療における光子ビームは、光子ビームによって横断される組織の距離に応じて減少指数曲線に従ってそのエネルギーを放出する。対照的におよび例えば、図２に示されるように、ハドロンビームは、第１に、組織４１〜４３を貫通する際にそのエネルギーのごく一部を放出して平坦域を形成し、次いで、ハドロン経路が引き伸ばされると、ピークまでの急上昇およびビームの範囲の終了における低下をたどってエネルギー全体が局所的に放出される。ピークは、ブラッグピークと呼ばれ、図２（ｃ）に示されるブラッグ曲線の最大値に対応する。結果として、ハドロンビームは高線量のハドロンを標的組織４０内の正確な位置に送達することができ、従って周囲の健康な組織４１〜４４を保護する。図２（ａ）に示される通り、高線量のハドロンを正確な位置に送達できるというハドロン治療の利点はその弱点の１つでもあり、その理由は、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に対してずれると、高線量のハドロンが隣接する健康な組織４３、４４へ送達され得るからである（図２（ａ）における、ビーム経路Ｘｐに沿って測定された、組織内をハドロンビームが移動する距離Ｘｈについてのエネルギー損失の曲線Ｅ_ｌｏｓｓの実線Ｅ０と破線Ｅ０ｄとを比較）。この理由のため、標的組織の位置に対するブラッグピークの相対的位置の決定は、ハドロン治療を患者に適切に実施するために極めて重要である。

実際、ハドロン治療では、通常、治療が開始され得る前に治療計画の確立が求められる。この治療計画中、通常、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）が実施される。ＣＴスキャンは、患者の治療のために治療用ハドロンビーム１ｈによって横断される標的組織４０および周囲の組織４１〜４３を特徴付けるために使用される。特徴付けは標的組織を含む体積の立体表現を生じ、治療計画システムは、ハドロンビームによって横断される組織４１〜４３の性質に基づいて算出される範囲線量を決定する。

この特徴付けは、定められた線量のハドロンを標的スポット４０ｓへ送達するために必要とされる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）の算出を可能にし、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、異なる組織を横断するハドロンビームが移動した物理的距離の、対応するＷＥＰＬの距離への変換を示す。所与の組織を通っ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中を移動するであろう等量距離である。図２（ｃ）に示される通り、一般的に当てはまるように、異なる性質および厚さの健康な組織４１〜４３が標的組織を患者の表皮の外側表面から分離していると、標的スポットのＷＥＰＬは、標的スポットに到達するまで、連続した各組織の水分等量経路長を考慮して算出される。水中を移動するハドロンビームの等量経路長の値により、標的スポットのＷＥＰＬにブラッグピークを位置付けるために必要とされる初期エネルギーＥｋを容易に算出することができ、これは、ブラッグピークを標的組織内の標的スポットに位置付けるために必要とされる初期エネルギーＥｋに対応する。

治療計画は、従って、１つまたは複数の治療セッションであって、治療セッション中にある線量のハドロンが標的組織に付与される１つまたは複数の治療セッションを含む治療段階中に実施され得る。標的組織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には、しかしながら、
・一方ではハドロン治療セッション中の、他方では治療計画の確立とハドロン治療セッションとの間での患者位置の変動、
・標的組織のサイズおよび／もしくは位置（図２（ｂ）参照）、ならびに／またはハドロンビームに対して標的組織の上流に位置付けられた健康な組織４１〜４３のサイズおよび／もしくは位置の位置変動
を含むいくつかの不確実性があり、
・ＣＴスキャンからの範囲算出がＣＴ画像の品質により限定される。別の限界は、ＣＴスキャンが、明らかではなくかつ横断さ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なければならないＸ線の減衰を使用するという事実と関連する。

患者の、特に標的組織の位置の不確実性は明らかな理由から重大である。ＣＴスキャンによる正確な特徴付けがあっても、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することが依然として難しい。
・第１に、照射セッション中、標的組織の位置は、患者の解剖学的プロセス、例えば呼吸、消化、または心臓の拍動を原因として変化し得る。解剖学的プロセスはまた、ハドロンビーム経路Ｘｐに現れるまたはそれから消える気体または流体をもたらす。
・第２に、治療計画は、通常、ハドロン治療セッションが始まる数日前または数週間前に決められ、患者の治療は、いくつかの治療セッションに分配されて数週間かかり得る。この期間中、患者は太ることも痩せることもあり得るため、脂肪および筋肉などの組織の体積を場合により著しく変えることもある。

従って、標的組織のサイズは変わり得る（例えば、腫瘍が増大、減退し得るか、または位置もしくは形状を変え得る）。図２（ｂ）は、治療計画の確立の時間ｔ０と治療セッションの時間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変化の例を示す。治療計画と直近の治療セッションとの間は、数日または数週間だけ空けられ得る。従って、時間ｔ０に確立された治療計画は、前記時間ｔ０に標的組織４０ｐに属していた標的スポット４０ｓｉ、ｊ（図２（ｂ）における黒色スポット）の照射を含み得る。標的組織４０ｐは、期間Δｔ３中に移動しているか、形状が変わっている場合があるため、前記標的スポット４０ｓｉ、ｊは、治療セッションの時間ｔ０＋Δｔ３にもはや標的組織４０に属していない場合があり、代わりに健康な組織に位置する場合がある。結果として、前記標的スポットの照射が標的組織４０の代わりに健康な組織４３に当たり、場合により害を及ぼす。

標的組織のサイズおよび／または位置の変動を特定するために、ハドロン治療デバイスに結合された磁気共鳴撮像デバイス（ＭＲＩ）の使用が当技術分野で提案されてきた。例えば、（特許文献１）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を説明する。前記システムは、ハドロン治療セッション中の患者の画像を取得し得るとともに、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。本発明の図１は、ＭＲＩに結合されたハドロン治療デバイスを使用する、ハドロン治療セッションの既知のフローチャートの例を示す。標的組織４０および周囲の組織４１〜４３の特徴付けを含む治療計画が確立される。このステップは、従来、ＣＴスキャン分析で実施され、前記標的組織４０の標的スポットのＷＥＰＬを決定するために、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道、すなわちビーム経路Ｘｐの決定、ならびに前記ビーム経路Ｘｐに従うハドロンビームによって横断される組織のサイズおよび性質の特徴付けを可能にする。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に一致させるために必要とされるハドロンビームの初期エネルギーＥｋが算出され得る。これにより治療計画の確立が完了する。

ハドロン治療セッションが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により、ハドロンビームによって横断される標的組織および周囲の組織を含む容積Ｖｐの磁気共鳴（ＭＲ）画像を取り込むことが可能である。ＭＲ画像は、次いで、何らかの形態学的差異が、ＣＴスキャンが実施された時間（＝ｔ０、図２（ｂ））とハドロン治療セッションの時間（ｔ１＝ｔ０＋Δｔ３、図２（ｂ））との間で撮像組織において検出され得るかどうかを評価するために、ＣＴスキャン画像と比較され得る。治療セッションに影響を与える形態の差異が実質的に検出され得ない場合、ハドロン治療セッションは治療計画において計画された通りに進められる。他方では、計画され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する標的組織の相対的位置に影響を及ぼし得る何らかの差異が検出された場合、ハドロン治療セッションは中断され、新たな治療計画が確立されなければならない。当技術分野で提案されるこの技術は、過去のものとなった治療計画に基づいたハドロン治療セッションを実施するのを防ぎ、標的組織の代わりに健康な組織が照射されることを防ぐことができるため、非常に有利である。

磁気共鳴（ＭＲ）画像は、ハドロンビームによって横断される軟組織のハイコントラストを提供するが、以下の理由から、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あったことはない。
・ＭＲＩは組織における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には、ＣＴスキャンにおけるＸ線からの変換の不確実性と同様であるか、またはさらにより理解されていない不確実性という問題がある。
・ＣＴスキャンおよびＭＲＩにおいて使用される技術が異なるため、ＣＴスキャンからの画像とＭＲＩからの画像との比較は明らかではなく、不確実であるという問題があり得る。

結論として、ハドロン治療において、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は、この位置についての誤差が標的組織の照射ではなく健康な組織の照射の原因となり得るために重要であるが、ブラッグピークと標的組織との相対的な位置を決定するための満足のいく解決策はこれまで利用可能ではない。当技術分野で提案されるハドロン治療デバイスとＭＲＩとを組み合わせた装置は、治療セッション中のインサイチュでの画像の取得を可能にし、標的組織の実際の位置に関連する情報を提供する。

例えば、（特許文献２）は、磁石の上部の開口を通じて入れられる、固定された荷電粒子誘導手段と組み合わされた垂直磁場ＭＲＩスキャナを含む治療装置を説明する。著者によると、この配置構成は、ＭＲＩ磁石の磁場により荷電粒子経路の屈曲を低減させる。荷電粒子ビームは、磁石の垂直軸に対しておよそ２０℃の角度で配向され得る。これにより、垂直軸を中心として支持体を回転させることにより、荷電粒子ビームラインでの複雑な回転システムを必要とせずに、複数の磁場処理を適用することが可能になる。

（特許文献３）は、放射線治療システムであって、（ａ）対象の領域に放射線パルスをパルス間隔（Ｔｐｉ）で当てるように構成された放射線治療サブシステムと、（ｂ）パルス間隔の少なくともいくらかと重複するとともに、パルス間隔Ｔｐｉよりも長いＭＲサンプリング間隔ＴＡＱ（ＴＡＱ＞Ｔｐｉ）にわたり、前記領域からＭＲ撮像データサンプルのデータセットを取得するように構成された磁気共鳴（ＭＲ）撮像サブシステムと、（ｃ）取得時間がパルス間隔と重複するデータセットのＭＲ撮像データサンプルとして定義されたＭＲ重複撮像データサンプルを特定するように構成されたシンクロナイザーと、（ｄ）ＭＲ重複撮像データサンプルのないデータセットを再構成して、再構成されたＭＲ画像を生成するように構成された再構成プロセッサとを含む放射線治療システムを説明する。

米国特許第８４２７１４８号明細書 欧州特許第２１９６２４１号明細書 国際公開第２００９１５６８９６（Ａ１）号パンフレット 米国特許第４８７０２８７号明細書 米国特許第４６９４８３６号明細書 国際公開第２００９１５６８９６（Ａ１）号パンフレット

前述のシステムにより生成された画像は、しかしながら、ハドロンビームのブラッグピークの位置、およびそれが標的組織に対してどこにあるのかの正確な決定を確実にするために十分でない。従って、標的組織の位置に対するブラッグピークの位置のより良好な決定を可能にする、ＭＲＩと組み合わされたハドロン治療デバイスの必要性が依然としてある。

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。特に、本発明は、有機体を横断するハドロンビームを可視化するための方法に関し、前記方法は、以下のステップ：
（ａ）初期エネルギーＥ０を有するハドロンビームを、有機体における標的組織を横切る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提供するステップと、
（ｂ）均一な主磁場Ｂ０に位置付けられた標的組織を含む撮像容積Ｖｐ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（ＭＲＩ）を提供するステップと、
（ｃ）少なくとも以下のＭＲデータ取得ステップ：
・第１の方向Ｘ１の磁場勾配を作り出すことを含む、第１の方向Ｘ１に沿って測定された厚さΔｘｉの撮像容積Ｖｐの撮像層Ｖｐｉを選択するための層選択ステップ（ＭＲｖ）と、
・励起期間Ｐｅ＝（ｔｅ１−ｔｅ０）中、撮像層Ｖｐｉ内に位置する励起原子のラーモア周波数に対応する所与のＲＦ周波数範囲［ｆＬ］ｉで振動する電磁場Ｂ１を作り出すことにより、励起原子Ａ０の核のスピンを励起するための励起ステップ（ＭＲｅ）であって、ｔｅ０およびｔｅ１がそれぞれ励起ステップの開始および終了の時間である、励起ステップ（ＭＲｅ）と、
・励起されたスピンの緩和中にアンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第２の方向Ｘ２に沿って特定するための位相勾配ステップ（ＭＲｐ）であって、期間Ｐｐ＝（ｔｐ１−ｔｐ０）中、第１の方向Ｘ１に垂直である第２の方向Ｘ２（Ｘ１⊥Ｘ２）の磁場勾配を作り出すことを含み、ｔｐ０およびｔｐ１が、それぞれ位相勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｆ０＞ｔｐ１である、位相勾配ステップ（ＭＲｐ）と、
・励起されたスピンの緩和中にアンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第３の方向Ｘ３に沿って特定するための周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）であって、期間Ｐｆ＝（ｔｆ１−ｔｆ０）中、第１および第２の方向に垂直である第３の方向Ｘ３（Ｘ１⊥Ｘ２⊥Ｘ３）の磁場勾配を作り出すことを含み、ｔｆ０およびｔｆ１がそれぞれ周波数勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｆ０＞ｔｐ１である、周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）と
を適用することにより、撮像容積から磁気共鳴データを取得するステップと、
（ｄ）初期エネルギーＥ０を有するハドロンビームを、パルス期間ＰＢｉのＮ個のハドロンパルスで、撮像層Ｖｐｉにおける前記標的体を横切るビーム経路に沿って方向付けるステップであって、Ｎが０より大きい整数である、ステップと、
（ｅ）撮像容積Ｖｐ内でＭＲＩにより取得された磁気共鳴データの有機体をディスプレイに表示するステップと、
（ｆ）同じディスプレイ上において、ハドロンビームの影響に大きく暴露されていない励起原子により生成された信号より弱い亜信号として、標的組織におけるビーム経路を可視化するステップと
を含む。

本発明は、励起ステップＰｅ、位相勾配ステップＰｐ、および周波数勾配ステップＰｆの１つまたは複数のＭＲ期間Ｐｊ（ここで、ｊ＝ｅ、ｆ、および／またはｐである）が、パルス期間ＰＢｉと重複しかつパルス期間ＰＢｉを１０％以下だけ超え、Ｐｊ≦１．１ＰＢｉであるように、磁気共鳴データの取得およびハドロンパルスの放出が同期されることと、（ｔＢｉ，０−ｔｊ０）／ＰＢｉ≦０．１、および（ｔＢｉ，１−ｔｊ１）／ＰＢｉ≧−０．１であるように、ＭＲ期間Ｐｊが、重複するハドロンパルスの各々のパルス期間ＰＢｉに対して１０％以下だけ位相がずれており、ｔＢｉ，０およびｔＢｉ，１が各ハドロンパルスの開始および終了の時間であり、ｊ＝ｅ、ｆ、および／またはｐであることとを特徴とする。

好ましい実施形態において、ＭＲ期間Ｐｊは、（ｔＢｉ，１−ｔｅ１）／ＰＢｉ≧０であるように、好ましくは（ｔＢｉ，１−ｔｅ１）／ＰＢｉ≦０．３、より好ましくは≦０．２、さらにより好ましくは≦０．１、および最も好ましくは（ｔＢｉ，１−ｔｅ１）／ＰＢｉ＝０であるように、パルス期間ＰＢｉの終了付近で終了する励起期間Ｐｅである。

Ｎ個のハドロンパルスは、好ましくは１０μｓ〜３０ｍｓに含まれる期間ＰＢｉを有する。使用されるハドロン源のタイプに依存して、ＰＢｉは好ましくは１〜１０ｍｓ、または代替的に好ましくは５〜２０ｍｓに含まれる。２つの連続的ハドロンパルスは、好ましくは、１〜２０ｍｓに含まれる期間ΔＰＢｉだけ互いから分離される。励起期間Ｐｅ、位相勾配期間Ｐｐ、周波数勾配期間Ｐｆの各々は、互いに独立して、好ましくは１〜１００ｍｓ、より好ましくは５〜５０ｍｓに含まれる。

ＭＲデータ取得ステップが、上で定義された通り、励起ステップと同時の層選択ステップ、位相勾配ステップおよび／または周波数勾配ステップの１つまたは複数を異なる順序および期間Ｐｊで含む追加的なシークエンスをさらに含んでもよいことは明らかである。これらの追加的なＭＲデータ取得ステップは、上で定義された通り、ハドロンパルスの放出と同期されてもされなくてもよい。ハドロンパルスが、ビーム経路を代表する信号を強化するために、可能な限り多くのデータ取得ステップと同期されることが好ましい。

ビーム経路の跡をその経路長全体にわたって捕捉するために、ハドロンビームのビーム経路が第１の方向Ｘ１に実質的に垂直であることが好ましい。撮像容積Ｖｐは、磁気勾配を第１、第２、および第３の方向Ｘ１、Ｘ２、Ｘ３の１つ、２つ、または３つに沿って作り出すことによって制御され得る。このように、前記第１、第２、または第３の方向Ｘ１、Ｘ２、Ｘ３に沿って撮像容積の厚さが制御され得る。

治療セッションは、２つのステップ：治療計画の確立をもたらす時間ｔ０での第１のステップ、および時間ｔ１＞ｔ０での第２のステップであって、治療セッションが行われるとともに、その間に治療計画において確立された結果の有効性が時間ｔ１で依然として当てはまるかが評価される、第２のステップで計画され得る。特に、方法は以下のステップ、すなわち、
（ａ）日ｔ０に治療計画を確立し、かつ所与の線量のハドロンを標的スポットへ堆積させるためのハドロンビームの初期エネルギーＥ０を決定するステップと、
（ｂ）初期エネルギーＥ０のハドロンビームによって日ｔ１＞ｔ０に横断された組織の形態および厚さを、日ｔ０に治療計画において定義された同じ組織の形態および厚さとディスプレイ上で比較するステップと、
（ｃ）ハドロンビームのブラッグピークの実際の位置を同じディスプレイ上で可視化するステップと、
（ｄ）ブラッグピークの実際の位置と標的組織４０ｓの実際の位置との間に不一致がある場合、ブラッグピークが標的スポットに当たるために必要とされるハドロンビームの初期エネルギーＥ１を補正するステップと
を含む。

撮像容積Ｖｐは、第１、第２、および第の３方向Ｘ１、Ｘ２、Ｘ３の１つ、２つ、または３つに沿って磁気勾配を作り出すことにより制御され得る。この方法で、前記第１、第２、または第３の方向Ｘ１、Ｘ２、Ｘ３に沿って撮像容積の厚さが制御され得る。

励起原子にハドロンビームを照射することにより引き起こされるアーチファクトのない標的組織のＭＲ画像を作り出すことが望まれ得る。ハドロンビームを遮断することは必ずしも実際的ではないため、本発明はまた、ハドロンビームによって横断される有機体を、前記ハドロンビームにより作り出されたアーチファクトなしに可視化するための方法であって、以下のステップ：
（ａ）初期エネルギーＥ０を有するハドロンビームを、有機体における標的組織を横切るビーム経路Ｘｐに沿って方向付けるように適合されたハドロン源を提供するステップと、
（ｂ）均一な主磁場Ｂ０に位置付けられた標的組織を含む撮像容積Ｖｐ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（ＭＲＩ）を提供するステップと、
（ｃ）少なくとも以下のステップ：
・第１の方向Ｘ１の磁場勾配を作り出すことを含む、第１の方向Ｘ１に沿って測定された厚さΔｘｉの撮像容積Ｖｐの撮像層Ｖｐｉを選択するための層選択ステップ（ＭＲｖ）と、
・励起期間Ｐｅ＝（ｔｅ１−ｔｅ０）中、撮像層Ｖｐｉ内に位置する励起原子のラーモア周波数に対応する所与のＲＦ周波数範囲［ｆＬ］ｉでの振動電磁場Ｂ１を作り出すことにより、励起原子Ａ０の核のスピンを励起するための励起ステップ（ＭＲｅ）であって、ｔｅ０およびｔｅ１がそれぞれ励起ステップの開始および終了の時間である、励起ステップ（ＭＲｅ）と、
・励起されたスピンの緩和中にアンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第２の方向Ｘ２に沿って特定するための位相勾配ステップ（ＭＲｐ）であって、期間Ｐｐ＝（ｔｐ１−ｔｐ０）中、第１の方向Ｘ１に垂直である第２の方向Ｘ２（Ｘ１⊥Ｘ２）の磁場勾配を作り出すことを含み、ｔｐ０およびｔｐ１が、それぞれ位相勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｆ０＞ｔｐ１である、位相勾配ステップ（ＭＲｐ）と、
・励起されたスピンの緩和中にアンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第３の方向Ｘ３に沿って特定するための周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）であって、期間Ｐｆ＝（ｔｆ１−ｔｆ０）中、第１および第２の方向に垂直である第３の方向Ｘ３（Ｘ１⊥Ｘ２⊥Ｘ３）の磁場勾配を作り出すことを含み、ｔｆ０およびｔｆ１がそれぞれ周波数勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｆ０＞ｔｐ１である、周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）と
を適用することにより、撮像容積から磁気共鳴データを取得するステップと、
（ｄ）初期エネルギーＥ０を有するハドロンビームを、パルス期間ＰＢｉのＮ個のハドロンパルスで、好ましくは第１の方向Ｘ１に垂直である撮像層Ｖｐｉにおける前記標的体を横切るビーム経路に沿って方向付けるステップであって、Ｎが０より大きい整数である、ステップと、
（ｅ）撮像容積Ｖｐ内でＭＲＩにより取得された磁気共鳴データからの有機体を、ハドロンビームからの干渉なしにディスプレイに表示するステップと
を含む、方法において、
磁気共鳴データの取得およびハドロンパルスの放出が、
・パルス期間ＰＢｉが、励起ステップＰｅ、位相勾配ステップＰｐ、および周波数勾配ステップＰｆの１つのＭＲ期間Ｐｊ（ここで、ｊ＝ｅ、ｆ、および／またはｐである）と重複し、かつＰＢｉ≦０．２Ｐｊであるように、パルス期間ＰＢｉが重複するＭＲ期間Ｐｊの２０％以下であるか、または
・パルス期間ＰＢｉがＭＲ期間Ｐｊの何れとも重複しない
ように同期されることを特徴とする方法に関する。

本発明はまた、医療機器であって、
（ａ）ビームエネルギーＥ１を有するハドロンビームを、パルス期間ＰＢｉ＝（ｔＢｉ，１−ｔＢｉ，０）のＮ個のハドロンパルスで、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であって、Ｎが０より大きい整数であり、ｔＢｉ，０がｉ番目のハドロンパルスの開始の時間であり、およびｔＢｉ，１がｉ番目のハドロンパルスの終了の時間であり、前記ビーム経路が、励起原子（特に水素）を含有する有機体を横切る、ハドロン源と、
（ｂ）有機体を含む撮像容積Ｖｐ内の励起原子から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（ＭＲＩ）であって、
・均一な主磁場Ｂ０を作り出すための主磁気ユニットと、
・所与のＲＦ周波数範囲での振動電磁場Ｂ１を作り出すのに好適なＲＦユニットと、
・第１の方向Ｘ１の磁場勾配を作り出すためのスライス選択コイルと、
・第１の方向Ｘ１に垂直である第２の方向Ｘ２（Ｘ１⊥Ｘ２）の磁場勾配を作り出すためのＸ２勾配コイルと、
・第１および第２の方向に垂直である第３の方向Ｘ３（Ｘ１⊥Ｘ２⊥Ｘ３）の磁場勾配を作り出すためのＸ３勾配コイルと、
・緩和時に、励起された原子により放出されたＲＦ信号を受信するためのアンテナと
を含む、磁気共鳴撮像デバイス（ＭＲＩ）と、
（ｃ）コントローラであって、以下のステップ：
・励起期間Ｐｅ＝（ｔｅ１−ｔｅ０）中、励起原子の核のスピンを励起するための励起ステップ（ＭＲｅ）であって、ｔｅ０およびｔｅ１がそれぞれ励起ステップの開始および終了の時間である、励起ステップ（ＭＲｅ）と、
・第１の方向Ｘ１に沿って測定された厚さΔｘｉの撮像容積Ｖｐの層Ｖｐｉを選択するための、励起ステップ中に適用される層選択ステップ（ＭＲｖ）と、
・期間Ｐｐ＝（ｔｐ１−ｔｐ０）中、アンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第２の方向Ｘ２に沿って特定するための、励起およびスライス選択ステップ後に適用される位相勾配ステップ（ＭＲｐ）であって、ｔｐ０およびｔｐ１が、それぞれ位相勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｐ０＞ｔｅ１である、位相勾配ステップ（ＭＲｐ）と、
・期間Ｐｆ＝（ｔｆ１−ｔｆ０）中、アンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第３の方向Ｘ３に沿って特定するための、位相勾配ステップ後に適用される周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）であって、ｔｆ０およびｔｆ１がそれぞれ周波数勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｆ０＞ｔｐ１である、周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）と
を実施することにより、磁気共鳴データを取得するように構成されたコントローラと、
（ｄ）撮像容積Ｖｐ内でＭＲＩにより取得された磁気共鳴データからの有機体を表示し、およびビーム経路を可視化するためのディスプレイと
を含む、医療機器において、
励起ステップＰｅ、位相勾配ステップＰｐ、および周波数勾配ステップＰｆの１つまたは複数のＭＲ期間Ｐｊ（ここで、ｊ＝ｅ、ｆ、および／またはｐである）が、パルス期間ＰＢｉと重複しかつパルス期間ＰＢｉを１０％以下だけ超え、Ｐｊ≦１．１ＰＢｉであるように、コントローラが磁気共鳴データの取得およびハドロンパルスの放出を同期させるようにさらに構成されることと、（ｔＢｉ，０−ｔｊ０）／ＰＢｉ≦０．１、および（ｔＢｉ，１−ｔｊ１）／ＰＢｉ≧−０．１であるように、ＭＲ期間Ｐｊが、パルス期間ＰＢｉに対して１０％以下だけ位相がずれており、ｔＢｉ，０およびｔＢｉ，１が各ハドロンパルスの開始および終了の時間であり、ｊ＝ｅ、ｆ、および／またはｐであることとを特徴とする医療機器に関する。

本発明のこれらのおよびさらなる態様は、例としておよび添付図面を参照してさらに詳細に説明される。

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先行技術のハドロン治療のフローチャートを示す。 図２（ａ）は、組織を横断するハドロンビームのブラッグピークの位置を示し、図２（ｂ）は、標的組織の形態および位置の経時的変化が治療計画と実際に必要とされる治療との間の相違を生み出し得ることを示し、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は、ＭＲＩに結合されたハドロン治療デバイスを含む医療機器のある２つの実施形態を概略的に示す。 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は、ＭＲＩにおける撮像スライスＶｐｉの選択ならびに位相勾配および周波数勾配の生成を概略的に示す。 図６は、本発明による装置の２つの例を示し、標的組織へのハドロンビームのアクセスを示す。 図７（ａ）−（ｄ）は、本発明による、ＭＲＩにより容積を撮像するための磁気データ取得ステップを示し、図７（ｅ）は、本発明による、ビーム経路の可視化のためのハドロンパルスの放出の時間シークエンスを示す。 図８は、ハドロンビームパルスの放出とＭＲデータ取得ステップＭＲｅ、ＭＲｐ、および／またはＭＲｆとの間の同期の本発明によるある実施形態を示す。 図９（ａ）は、同期されたハドロンパルスの放出およびＭＲ取得ステップの例を示し、図９（ｂ）は、イオン化された照射励起原子Ａ１のシースの位置決めが破線で示された、上流境界から標的スポットへハドロンビームによって横断される組織の切片を示し、図９（ｃ）は、（ｂ）に表されたハドロンビームの対応するＥ_ｌｏｓｓ曲線を示し、図９（ｄ）は、ブラッグピークの実際の位置と標的スポットの実際の位置とが一致する場合のハドロンビームのビーム経路が亜信号として可視である、本発明により得られるＭＲＩ画像の概略図を示し、図９（ｅ）は、ブラッグピークの実際の位置と標的スポットの実際の位置とが不一致である場合のハドロンビームのビーム経路が亜信号として可視である、本発明により得られるＭＲＩ画像の概略図を示す。 図１０（ａ）は、原子のスピンが同相である９０°の励起状態からの励起された原子の緩和を示す。Ｍ／Ｍ０は相対的な磁気モーメントであり、Ｍ０は前記磁気モーメントＭの最大値である。図１０（ｂ）は、スピンの位相に対するＸ２に沿った磁気勾配の影響を示し、図１０（ｃ）は、スピンの周波数に対するＸ３に沿った磁気勾配の影響を示す。 図１１は、本発明による方法のフローチャートを示す。 図１２（ａ）−（ｄ）は、ＭＲＩにより容積を撮像するための磁気データ取得ステップを示し、図１２（ｅ）は、照射励起原子Ａ１により引き起こされるアーチファクトを回避するため、ハドロンビームによって横断される組織を可視化するための本発明によるハドロンパルスの放出の時間シークエンスを示す。

図面は縮尺通りではない。

図３は、本発明による磁気共鳴撮像デバイス（ＭＲＩ）２へ結合されたハドロン治療デバイス１を含む、医療機器の２つの例を示す。ハドロン治療デバイスおよびＭＲＩならびに２つの組合せは、以下でより詳細に説明される。

ハドロン治療デバイス
ハドロン治療は、エネルギーハドロンのビーム１ｈを使用した外部ビーム放射線治療の一形態である。図３、図４および図６は、関心対象の標的組織４０における標的スポット４０ｓに向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、典型的には、腫瘍を形成する癌性細胞を含む。ハドロン治療セッション中、初期エネルギーＥｋ（ｋ＝０または１）のハドロンビームが標的組織内の１つまたは複数の標的スポット、例えば腫瘍に照射され、照射された標的スポットに含まれる癌性細胞を破壊し、従って照射された組織の壊死により治療された腫瘍のサイズを減少させる。

関心対象は、有機材料を含む複数の材料を含み得る。好ましくは、関心対象は、図２に示される通り、例えば表皮、脂肪、筋肉、骨、空気、水（血液）、器官、および腫瘍であり得る複数の組織ｍ（ｍ＝４０〜４４）を含む。標的組織４０は、好ましくは腫瘍である。

先行技術文献に記載の通り、ビーム経路Ｘｐに沿って有機体を横断するハドロンビーム１ｈは、ビーム経路Ｘｐに沿った特定の貫通距離でそのエネルギーのほとんどを失う。図２および図４に示される通り、前記特定の貫通距離は、ハドロンビームのユニット距離毎のエネルギー損失［ＭｅＶｇ^−１ｃｍ^−２］、Ｅ_ｌｏｓｓを、ビーム経路Ｘｐに沿って測定される距離ｘｈの関数としてプロットすると観察されるいわゆるブラッグピークの位置に対応する。放射線治療の他の形態と異なり、ハドロンビームは、従って、ブラッグピークの位置に対応する標的組織内の極めて特定された位置で高線量のエネルギーを送達できる。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（すなわち、何れの組織も横断する前）と、横断された組織の性質および厚さとに主に依存する。標的スポットへ送達されるハドロン線量は、ハドロンビームの強度および曝露の時間に依存する。ハドロン線量はＧｒａｙｓ（Ｇｙ）単位で測定され、治療セッション中に送達される線量は、通常、１〜数Ｇｒａｙｓ（Ｇｙ）のオーダーである。

ハドロンは、強い核力により一緒に保持されたクォークでできている複合粒子である。ハドロンの典型的な例は、陽子、中性子、パイオン、および重イオン、例えば炭素イオンを含む。ハドロン治療では、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、対応するハドロン治療は陽子線治療と呼ばれる。以下において、別段の指示がない限り、何れの陽子ビームまたは陽子線治療への言及も一般的にハドロンビームまたはハドロン治療に当てはまる。

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から生成されてもよく、エネルギーを蓄積するために、粒子加速器１０ａにおいて加速され得る。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、またはレーザー加速器を含む。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央領域から外向きのらせん軌道に沿って、荷電ハドロン粒子が必要な出力エネルギーＥｃへ到達するまで加速することができ、そこで荷電ハドロン粒子が（シンクロ）サイクロトロンから抽出される。（シンクロ）サイクロトロンから抽出されたときにハドロンビームが到達した前記出力エネルギーＥｃは、典型的には６０〜４００ＭｅＶ、好ましくは２１０〜２５０ＭｅＶに含まれる。出力エネルギーＥｃは、必ずしも治療セッション中に使用されるハドロンビームの初期エネルギーＥｋである必要はなく、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、（特許文献４）（その開示の全体が参照により本明細書に援用される）において、本発明で使用されるようなハドロンビーム療法デバイスの代表として説明されたデバイスを含むが、それに限定されない。

（シンクロ）サイクロトロンから抽出されたハドロンビームのエネルギーは、エネルギー選択手段１０ｅ、例えば、（シンクロ）サイクロトロンの下流に、ビーム経路Ｘｐに沿って位置付けられたエネルギーデグレーダであって、出力エネルギーＥｃをほぼ０ＭｅＶまで低下させることを含む、Ｅｋの任意の値まで低下させ得るエネルギーデグレーダにより低下させられ得る。上記で検討された通り、特定の組織を横断す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。標的組織内に位置する標的スポット４０ｓを横切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、標的スポットの位置に対応するように、ブラッグピークの位置が制御され得る。

ハドロンビームはまた、組織を特徴付けるために使用され得る。例えば、画像は、ハドロンラジオグラフィーシステム（ＨＲＳまたは特に陽子ラジオグラフィーシステム、ＰＲＳ）で取得され得る。しかしながら、特徴付け目的で標的スポットへ送達されるハドロンの線量は、上記で検討された通り、１〜１０Ｇｙのオーダーであるハドロン治療セッション中に送達される線量をかなり下回り得る。特徴付け目的で送達されるＨＲＳのハドロンの線量は、典型的には１０^−３〜１０^−１Ｇｙのオーダーである（すなわち、治療用処置のために典型的に送達される線量より１〜４桁少ない）。これらの線量には、標的スポットに対する治療影響はほとんどない。代替的に、標的組織における標的スポットの小さいセットへ送達される治療用ハドロンビームが特徴付け目的で使用されてもよい。特徴付け目的で到達される総線量は標的組織を治療するのに十分でない。

図３に示される通り、ハドロン源の下流で、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を通じてビーム送達システム１２へ方向付けされる。ビーム輸送ラインは、１つまたは複数の真空ダクト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中させるための複数の磁石を含んでもよい。ビーム輸送ラインはまた、ハドロンビームを単一のハドロン源１０から、数人の患者を並行して治療するための複数のビーム送達システムへ分配および／または選択的に方向付けるように適合され得る。

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に沿って配向させるためのノズル１２ｎを含む。ノズルは、固定されているかまたは可動であるかの何れかであり得る。図４および図６において概略的に示される通り、可動ノズルは、一般的にガントリー１２ｇに取り付けられる。ガントリーは、アイソセンターに中心があり、一般的に水平である軸Ｚに垂直である円を中心としたハドロン出口の様々な配向のために使用される。臥位ハドロン治療デバイスにおいて、水平軸Ｚは診察台で横になっている患者に平行になるよう選択され得る（すなわち、患者の頭および脚が水平軸Ｚに沿って整列する）。ノズル１２ｎおよびアイソセンターが経路軸Ｘｎを画定し、この角度方向は、ガントリーにおけるノズルの角度位置に依存する。ノズルに隣接して位置付けられる磁石により、ハドロンビーム１ｈのビーム経路Ｘｐは経路軸Ｘｎに対して、経路軸上に中心があり、頂部としてノズルを有する円すい形内で逸らされ得る（図４（ａ）を参照）。これは、アイソセンターに中心がある標的組織の容積がガントリー内でのノズルの位置を変えることなくハドロンビームによって治療され得るという点で有利である。経路軸の角度位置が固定されるという違いがあるが、固定されたノズルにも同じことが当てはまる。

ガントリーが設けられたデバイスにおいて、ハドロンビームにより治療される標的組織は、アイソセンターの近くに位置付けなければならない。この目的のために、患者のための診察台または他の任意の支持体は動かすことができ、これは、典型的には、標的組織の中央領域がアイソセンターに位置付けられ得るように、水平な平面（Ｘ、Ｚ）（Ｘは水平軸Ｚに垂直である水平軸である）にわたって並進され得るとともに、ＸおよびＺに垂直である垂直軸Ｙにわたって並進され得、軸Ｘ、Ｙ、Ｚのうちの何れかを中心として回転され得る。

事前に確立された治療計画に従って、ノズル１２ｎに対して患者を正しく位置付けることを支援するために、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線ラジオグラフィーシステムが、標的組織４０を含む撮像容積Ｖｐを撮影するために使用され得る。このように取得された画像は、治療計画の確立の際に事前に集められた対応する画像と比較され得る。

事前に確立された治療計画に依存して、ハドロン治療は、当技術分野において周知の以下の技術、すなわち、ペンシルビーム、単一散乱、二重散乱、および均一な散乱を含む様々な形態での標的組織へのハドロンビームの送達を含み得る。本発明は、全てのハドロン治療技術に当てはまり得る。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り施される。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のハドロンビームが、事前に確立された送達時間中、第１の標的スポット４０ｓ１，１へ向けられる。ハドロンビームは、次いで、事前に確立された送達時間中、第２の標的スポット４０ｓ１，２へ移動される。プロセスは標的スポット４０ｓ１，ｊの順序で繰り返され、事前に確立された走査経路に従って第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が、同様の走査経路に従ってスポット毎に初期エネルギーＥｋ，２のハドロンビームで走査される。所与の標的組織４０を治療するのに必要なだけの数の等エネルギー治療容積Ｖｔｉが同様の走査経路に従って照射される。走査経路は、同じ走査スポット４０ｓｉ、ｊにわたるいくつかの通路を含み得る。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はスライス形状であり、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幅に対応するとともに、経路軸Ｘｎ上に中心があり、ガントリーまたは固定ノズルデバイスにおけるノズルの所与の位置のために利用可能なビーム経路Ｘｐを囲む円すい形の開口部角度によってのみ限定される領域の主表面におよそ対応する。均質な標的組織の場合、主表面は、図４（ｂ）に示される通り、実質的に平坦である。しかしながら、実際には、標的組織４０および上流組織４１〜４３は何れも性質および厚さが均質ではないため、等エネルギー容積Ｖｔｉの主表面には凸凹がある。図４（ｂ）における卵形の容積は、標的スポット４０ｓｉ、ｊの１つを初期エネルギーＥｋ，ｉのビームに曝露することにより、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。

標的組織４０へ送達される線量Ｄが図４（ｃ）において示される。上記で検討された通り、治療セッション中に送達される線量は、通常、１〜数Ｇｒａｙｓ（Ｇｙ）のオーダーである。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へ送達される線量に依存する。各標的スポット４０ｓｉ、ｊへ送達される線量は、ハドロンビームの強度Ｉおよび前記標的スポットへの照射時間ｔｉｊに依存する。従って、標的スポット４０ｓｉ、ｊへ送達される線量Ｄｉｊは、照射時間ｔｉｊ上での積分、Ｄｉｊ＝∫Ｉｄｔである。標的スポット４０ｓｉ、ｊへ送達される典型的な線量Ｄｉｊは０．１〜２０ｃＧｙ程度である。等エネルギー治療容積Ｖｔｉへ送達される線量Ｄｉは、各標的スポットへ送達される線量Ｄｉｊの前記等エネルギー治療容積において走査されるｎ個の標的スポットにわたる合計であり、ｊ＝１〜ｎについて、Ｄｉ＝ΣＤｉｊである。標的組織４０へ送達される総線量Ｄは、従って、各エネルギー治療容積へ送達される線量Ｄｉのｐ個の照射された等エネルギー治療容積Ｖｔｉの合計である、ｉ＝１〜ｐについて、Ｄ＝ΣＤｉである。標的組織へ送達されるハドロンの線量Ｄは、従って、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、および照射された標的スポット４０ｓｉ、ｊの数の１つまたは複数を制御することにより、広い範囲の値にわたって制御され得る。治療されることになる標的組織４０がアイソセンターのおよその位置に置かれるように患者が位置付けられると、ハドロン治療セッションの持続時間は、従って、主に以下の値に依存する。
・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）へ方向付けるための走査時間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へ移行するために必要とされる時間ΔｔＶｉ、および
・標的組織４０が囲まれる等エネルギー治療容積Ｖｔｉの数。

標的スポット４０ｓｉ、ｊの照射時間ｔｉｊは１〜２０ｍｓ程度である。同じ等エネルギー治療容積における連続的標的スポット間の走査時間Δｔｉは、一般的に極めて短く、１ｍｓのオーダーである。ある等エネルギー治療容積Ｖｔｉから続く等エネルギー治療容積Ｖｔ（ｉ＋１）へと移行するために必要とされる時間ΔｔＶｉは、ハドロンビームの初期エネルギーＥｋを変更する必要があるためわずかにより長く、１〜２ｓ程度である。

図２（ａ）および（ｂ）に示される通り、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重要であり、その理由は、このように決定されたブラッグピークの位置が標的組織の実際の位置４０に対応していない場合、かなりの線量のハドロンが、健全な、場合により生命に関わる臓器へ送達される可能性があり、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、横断された組織の性質および厚さとに依存する。患者内の標的組織の正確な位置の決定に加えて、標的組織の正確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の算出は、従ってまた、標的組織４０へ到達するまで横断される組織の予備的な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）に確立される治療計画の際に実施される。実際のハドロン治療は、数週間にわたって分配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スキャンでの関心対象の画像の形態のデータの取得から始まり得る。ＣＴスキャンによりこのように取得された画像は、以下のステップ：
・画像上に表された組織の性質を、組織のＸ線吸収能に応じて、各組織の灰色の色合いと既知のグレースケールとの比較に基づいて特定するステップであって、例えば、組織は脂肪、骨、筋肉、水、空気のうちの１つであり得る、ステップと、
・各組織の位置および厚さを表皮から標的組織へ１つまたは複数のハドロンビーム経路Ｘｐに沿って測定するステップと、
・それらのそれぞれの性質に基づき、対応するハドロン阻止能比（ＨＳＰＲ）を各特定された組織に帰するステップと、
・標的組織を含む標的組織の上流で、それらのそれぞれのＨＳＰＲおよび厚さに基づき、各組織ｍ（ｍ＝４０〜４４）の組織ｍの水分等量経路長ＷＥＰＬを算出するステップと、
・標的組織４０に位置する標的スポット４０ｓのＷＥＰＬ４０ｓを生じるために、全ての組織ｍのこのように決められたＷＥＰＬｍを加えるステップであって、前記ＷＥＰＬ４０ｓが、表皮から標的スポット４０ｓへハドロンビームが移動した距離に対応する、ステップと、
・ＷＥＰＬ４０ｓから、標的スポット４０ｓでのハドロンビームのブラッグピークを位置付けるために必要とされるハドロンビームの初期エネルギーＥｋを算出するステップと
の１つまたは複数を実施することにより、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ついて繰り返され得る。

磁気共鳴撮像デバイス
磁気共鳴撮像デバイス２（ＭＲＩ）は、関心対象の有機組織に存在する励起原子と電磁場との相互作用に基づく医療撮像技術を実装するものである。強い主磁場Ｂ０に置かれると、前記励起原子の核のスピンは、主磁場Ｂ０と整列した軸の周りを歳差運動し、主磁場Ｂ０に平行である静止した正味偏極をもたらす。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鳴の周波数ｆＬでの無線周波数（ＲＦ）励起磁場Ｂ１のパルスの印加は、（例えば、いわゆる９０°パルス、Ｂ１−９０で）正味偏極ベクトルを横へ傾けるか、または９０°より大きい角度へ傾けるか、およびさらにはそれを（いわゆる１８０°パルス、Ｂ１−１８０で）１８０°反転するかにより、前記原子を励起する。ＲＦ電磁パルスがオフにされると、励起原子の核のスピンが均衡状態へ次第に戻り、静止した正味偏極を生じる。緩和中、スピンの横方向ベクトル成分は、検査中の生体構造に近接して位置するアンテナ２ａにより取集され得る信号を含む振動磁場を生成する。

図５および図６に示される通り、ＭＲＩ２は、通常、均一な主磁場Ｂ０を作り出すための主磁石ユニット２ｍ、ＲＦ磁場Ｂ１を励起するための無線周波数（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に沿って磁気勾配を作り出すためのＸ１、Ｘ、およびＸ３勾配コイル、２ｓ、２ｐ、２ｆ、ならびに励起原子がそれらの励起状態からそれらの静止状態へ戻るよう緩和するときに、励起された原子により放出されたＲＦ信号を受信するためのアンテナ２ａを含む。主磁石は主磁場Ｂ０を生成し、永久磁石または電磁石であり得る（超電導磁石またはそれ以外）。好適なＭＲＩの例は、その開示の全体が参照により本明細書に援用される（特許文献５）において説明されたデバイスを含むが、それに限定されない。

図５に示される通り、第１の方向Ｘ１に垂直である厚さ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り出すことにより、選択され得る。図５において、第１の方向Ｘ１は、患者の横になった姿勢により画定される軸Ｚに平行であり、前記軸Ｚに垂直であるスライスを生じる。実際、これは必ずそうとは限らず、第１の方向Ｘ１は、例えば、軸Ｚに対して直角であり、スライスが患者に対してある角度で延在するなど、任意の方向であり得る。図５（ａ）に示される通り、励起原子のラーモア周波数ｆＬはそれが曝露された磁場の大きさに依存するため、周波数範囲［ｆＬ］ｉのＲＦ励起磁場Ｂ１のパルスを送ることは、もっぱら厚さΔｘｉのスライスまたは層Ｖｐｉに位置する磁場範囲［Ｂ０］ｉへ露出された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を変えることにより、撮像層Ｖｐｉの幅Δｘｉおよび位置が制御され得る。連続的な撮像層Ｖｐｉについてこの操作を繰り返すことにより、撮像容積Ｖｐは特徴付けられ得るとともに画像化され得る。

第１の方向Ｘ１に垂直である平面のアンテナで受信する信号の空間的発信元の位置を特定するために、図５（ｂ）に示される通り、Ｘ２、およびＸ３勾配コイル２ｐ、２ｆを作動させることにより、磁気勾配が第２および第３の方向Ｘ２、Ｘ３（Ｘ１⊥Ｘ２⊥Ｘ３）に沿って連続的に作り出される。前記勾配は、励起された核が緩和するときに励起された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において受信された信号の空間符号化を可能にする。従って、２次元のマトリクスが取得され、ｋ空間データを生成し、ＭＲ画像が２次元の逆フーリエ変換を実施することにより作り出される。ＭＲ画像を取得および作り出す他の方式は当技術分野において既知であり、本発明は任意の特定の方式の選択に限定されるものではない。

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のスライス内に含まれるとともに主磁場範囲［Ｂ０ｉ］に曝露された原子のラーモア周波数ｆＬを中心とする周波数範囲［ｆＬ］ｉの磁場を生じる。水素の原子について、磁気強度ユニット毎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に曝露された水素原子について、ラーモア周波数はｆＬ＝８５．２ＭＨｚである。

ＭＲＩは、閉口、開口、または大開口ＭＲＩタイプのうちの何れかであり得る。典型的な閉口ＭＲＩは１．０Ｔ〜３．０Ｔの磁気強度を有し、内径は６０ｃｍ程度である。図６に示される通り、開口ＭＲＩは、横になった姿勢、座位、または撮像容積Ｖｐを撮像するのに好適な他の任意の姿勢の患者を収容するために、隙間により分離された典型的には２つの主磁極２ｍを有する。開口ＭＲＩの磁場は、通常、０．２〜１．０Ｔに含まれる。大開口ＭＲＩは、より大きい直径を有する閉口ＭＲＩの一種である。

ハドロン治療デバイス＋ＭＲＩ
図２（ｂ）を参照して冒頭で検討された通り、標的組織４０の位置および形態は、数日または数週間離れる可能性がある治療計画の確立と時間ｔ０と治療セッションの時間ｔ１＝ｔ０＋Δｔ３との間に変化し得る。標的組織４０ｐに属していると治療計画において特定された標的スポット４０ｓｉ、ｊが、治療セッションの時間ｔ０＋Δｔ３にもはや標的組織４０に属していない場合がある。前記標的スポットの照射が標的組織４０の代わりに健康な組織４３を害することがある。

そのような事態を回避するために、先行技術は、ハドロン治療デバイス（ＰＴ）１を磁気共鳴撮像デバイス（ＭＲＩ）２などの撮像デバイスへ結合することを提案している。このような結合は、克服すべきいくつかの課題があるときにはささいなことではない場合があるが、ＰＴ−ＭＲＩ装置は先行術文献において説明されており、当業者に一般に知られている。例えば、ＭＲＩの強磁場Ｂ０内のハドロンビーム経路Ｘｐの補正などの問題への解決策が利用可能である。

ＰＴ−ＭＲＩ装置は、治療セッションの日ｔ０＋Δｔ３の標的組織および周囲の組織の形態および位置が、時間ｔ０での治療計画の確立の際に取得された対応する形態および位置との比較のために視覚化されることを可能にする。図１のフローチャートにおいて示される通り、時間ｔ０での治療計画の確立と時間ｔ０＋Δｔ３での治療セッションとの間に組織形態および位置の相違が観察された場合、治療セッションは中断され、補正されたエネルギーおよび方向のハドロンビームで照射されることになる実際の標的組織４０に対応する新たな標的スポットを定義して、新たな治療計画が確立されることになる可能性が高い（図１参照、ダイヤモンド型のボックス「∃Δ？」→Ｙ→「停止」）。先行技術のこの発展形態は、治療セッションの時間ｔ０＋Δｔ３には過去のものとなっている場合のある、時間ｔ０での治療計画の確立の際に集められた情報のみに基づきハドロン治療セッションを実施することからの主要な改良を既に表している。

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、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方向のインサイチュでの補正のために必要とされる情報を提供することにより、ＰＴ−ＭＲＩ装置の有効性をさらに改良することを目的とする。これにより、標的組織４０において変化が検出されても治療セッションを実施することが可能になる。

使用されるＭＲＩは、上述の閉口、開口、または大開口ＭＲＩタイプのうちの何れかであり得る。開口ＭＲＩは、ハドロンビームをほぼ何れの方向にも配向させるための、２つの主磁極２ｍを分離する間隙に多くのオープンスペースを提供する。代替的に、ハドロンに対して透過的である開口部または窓２ｗが、図６（ａ）に示されるように主磁石ユニットに設けられ得る。この構成には、ハドロンビームがＢ０に平行となり得るという特殊性がある。別の実施形態において、ハドロンビームは、閉口ＭＲＩにより形成されたトンネルの空洞を通じて配向させられることが可能であるか、またはハドロンに対して透過的である環状の窓が、ハドロンビームが標的組織へ異なる角度で到達し得るように、前記トンネルの壁にわたって軸Ｚに実質的に垂直であるガントリーに平行に延在し得る。従って、固定された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減少し得る。

組織およびハドロンビームのＭＲＩ撮像
上述の通り、ＭＲ画像の取得の原理は、標的組織に存在する励起原子Ａ０の、励起ＲＦ磁場Ｂ１シークエンスに反応した相互作用に基づく。ハドロンビームは励起原子と相互作用し、照射励起原子Ａ１を生じる。ハドロンビームなどのイオン化放射線の生細胞による吸収は、原子構造を直接的に破壊して、化学的および生物学的変化を生じるとともに、オキシダーゼおよび一酸化窒素シンターゼの刺激による細胞水の放射線分解および反応性のある化学種の生成を通じて間接的に破壊する。これまで、ハドロンビームのハドロンはＭＲ撮像技術によって直接的に可視化することはできていない。しかしながら、ハドロンビームの通過の影響を受けた照射励起原子Ａ１に対する影響が、励起された原子が緩和する際に放出されるＲＦ信号を変更する。従って、照射励起原子Ａ１は、潜在的には、ＭＲ画像を破壊するアーチファクトを作り出し得るが、その理由は、照射励起原子が、緩和中、それらが照射されなかった場合に放出する信号と異なるＲＦ信号を放出するからである。制御されない場合、これらのアーチファクトは実際の状況を表さないＭＲ画像を生じる場合があるために危険である。本発明は、ビーム経路を代表するものであるハドロンビームにより作り出された経路または跡の可視化を可能にするためにそのようなアーチファクトを利用する。このように、ハドロンビーム経路の位置が間接的に特定され得る。

何れの理論によっても拘束されることを望むものではないが、ハドロンビームの照射は、ハドロンビームによって横断される組織に少なくとも以下の影響を及ぼす。第１に、照射励起原子Ａ１はハドロンビームの通過によりイオン化される。しかしながら、照射励起原子Ａ１のイオン化寿命は短く、照射の終了後マイクロ秒以内に終了する。第２に、励起原子Ａ０の磁化率がハドロンビームの通過により変更され、照射励起原子Ａ１を生じる。磁化率が異なるため、照射励起原子Ａ１は励起磁場Ｂ１シークエンスに対して異なって反応する。例えば、主磁場Ｂ０に曝露された組織ｍにおける水素などの励起原子Ａ０のラーモア静止周波数ｆＬｍ０は、前記励起原子にハドロンビームが照射されると、照射励起原子Ａ１のラーモア照射周波数の値ｆＬｍ１へシフトする。シフトΔｆＬｍ＝｜ｆＬｍ１−ｆＬｍ０｜は、照射励起原子Ａ１により緩和中に放出されるＲＦ信号が非照射の励起原子Ａ０により放出されるものと異なる理由を少なくとも部分的に説明する。

照射励起原子Ａ１の濃度は、前記ハドロンビームによって横断される組織において前記ハドロンビームにより蓄積されたエネルギーに応じる。図２に示される通り、ハドロンビームは、そのほとんど全てのそのエネルギーを極めて狭いブラッグピークのレベルで蓄積する。ハドロンビーム経路上またはその近傍での照射励起原子Ａ１のイオン化および励起原子Ａ１の磁化率は、従って、ブラッグピークのレベルで最も変化し、これは、ブラッグピークの前記レベルでの照射励起原子Ａ１の濃度がより高いことによる。さらに、従って、間接的にハドロンビームのビーム経路を可視化するために、照射励起原子Ａ１の存在が最大を示すブラッグピークの位置を特定することが可能である。

本発明による容積Ｖｐを撮像するためのＭＲＩによる磁気共鳴データの取得は、図７（ａ）〜（ｄ）に示される以下のＭＲデータ取得ステップを含む。
・励起期間Ｐｅ＝（ｔｅ１−ｔｅ０）中、撮像層Ｖｐｉ内に位置する励起原子のラーモア周波数に対応する所与のＲＦ周波数範囲［ｆＬ］ｉでの振動電磁場Ｂ１を作り出すことにより、励起原子Ａ０の核のスピンを励起するための、図７（ａ）に示される励起ステップ（ＭＲｅ）であって、ｔｅ０およびｔｅ１がそれぞれ励起ステップの開始および終了の時間である、励起ステップ（ＭＲｅ）と、
・第１の方向Ｘ１に沿って測定された厚さΔｘｉの撮像容積Ｖｐの撮像層Ｖｐｉを選択するための、図７（ｂ）示される層選択ステップ（ＭＲｖ）であって、第１の方向Ｘ１の磁場勾配を作り出すことを含む、層選択ステップ（ＭＲｖ）と、
・励起されたスピンの緩和中にアンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第２の方向Ｘ２に沿って特定するための、図７（ｃ）に示される位相勾配ステップ（ＭＲｐ）であって、期間Ｐｐ＝（ｔｐ１−ｔｐ０）中、第１の方向Ｘ１に垂直である第２の方向Ｘ２（Ｘ１⊥Ｘ２）の磁場勾配を作り出すことを含み、ｔｐ０およびｔｐ１がそれぞれ位相勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｆ０＞ｔｐ１である、位相勾配ステップ（ＭＲｐ）と、
・励起されたスピンの緩和中にアンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第３の方向Ｘ３に沿って特定するための、図７（ｄ）に示される周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）であって、期間Ｐｆ＝（ｔｆ１−ｔｆ０）中、第１および第２の方向に垂直である第３の方向Ｘ３（Ｘ１⊥Ｘ２⊥Ｘ３）の磁場勾配を作り出すことを含み、ｔｆ０およびｔｆ１がそれぞれ周波数勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｆ０＞ｔｐ１である、周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）。

撮像容積Ｖｐは、一般的にいくつかの撮像層Ｖｐｉに分割され、撮像層Ｖｐｉのサイズは、磁気勾配を第１、第２、および第３の方向Ｘ１、Ｘ２、Ｘ３の１つ、２つ、または３つに沿って作り出すことにより、３つの寸法に沿って制限され得る。従って、撮像容積の厚さは、スライス（１つの方向のみにわたって制限される）、長尺状角柱（２つの方向にわたって制限される）、またはボックス（３つの方向Ｘ１、Ｘ２、Ｘ３にわたって制限される）を画定するように、前記第１、第２、または第３の方向Ｘ１、Ｘ２、Ｘ３に沿って制御され得る。

これらのステップをハドロンビームのＮパルスの放出と慎重に同期させることにより、ハドロンビームが照射励起原子Ａ１に及ぼす影響を検出することにより、ハドロンビームのビーム経路の可視化が可能になる。特に、初期エネルギーＥ０を有するハドロンビームは、パルス期間ＰｂｉのＮ個のハドロンパルスで、撮像層Ｖｐｉにおける前記標的体を横切るビーム経路に沿って方向付けされ、Ｎが０より大きい整数である。図７（ｅ）および８に示される通り、ＭＲデータ取得ステップは、ＭＲ期間Ｐｊ（ｊ＝励起ステップＰｅ、位相勾配ステップＰｐ、および周波数勾配ステップＰｆの１つまたは複数のｅ、ｆ、および／またはｐ）がパルス期間Ｐｂｉと重複しかつパルス期間Ｐｂｉを１０％以下だけ超え、Ｐｊ≦１．１Ｐｂｉであるように、Ｎハドロンパルスと同期される。さらに、ＭＲ期間Ｐｊは、（ｔＢｉ，０−ｔｊ０）／ＰＢｉ≦０．１、および（ｔＢｉ，１−ｔｊ１）／ＰＢｉ≧−０．１、ｊ＝ｅ、ｆ、および／またはｐであるように、重複するハドロンパルスのパルス期間Ｐｂｉに対して１０％を超えて位相がずれ得ない。

ＭＲデータ取得ステップは、図７（ａ）〜（ｄ）に示されるもののような追加的なシークエンスを含み得る。それらは以下の１つまたは複数を含み得る。
・励起ステップと同時の層選択ステップ、
・位相勾配ステップ、および／または
・周波数勾配ステップ。
これらの追加的なステップは、図７に示される順序と同一または異なる順序であり得、かつそれらの期間Ｐｊは変化し得る。磁気共鳴データの取得およびハドロンパルスの放出も、上で定義された通り、信号を強化するために前記追加的なステップと同期され得るが、これは必須ではない。

励起ステップ（ＭＲｅ）、位相勾配ステップ（ＭＲｐ）および／または周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）との同期は、以下においてより詳細に検討される。

励起ステップ（ＭＲｅ）
励起ステップは、励起期間Ｐｅ中、ＲＦ周波数範囲［ｆＬ］ｉで振動する励起電磁場Ｂ１のパルスをＲＦユニット２ｅで作り出すことを含む。励起ステップＭＲｅは、図７（ａ）および図８（ａ）では、ＲＦ周波数範囲［ｆＬ］ｉの帯域幅を画定する明確に画定された上限および下限周波数境界を有する完全に矩形の信号として表される。実際には、ＲＦ信号は完全に矩形になり得ないことが明らかである。ＲＦ周波数範囲［ｆＬ］ｉの上限および下限境界は、本明細書では、信号の最大強度の２０％に対応する周波数として定義される。矩形信号について、上限および下限境界は、図７（ａ）に示されるものと同様であり、ベル形信号については従って境界が明確に画定され得る。

何れの理論によっても拘束されることを望むものではないが、照射励起原子Ａ１の水和電子のイオン化は、シースであって、前記シースに含まれる励起原子を、励起ステップ中、ＲＦ電磁場Ｂ１からの励起から遮蔽するシースをハドロンビームの周りに形成する。励起ステップ後、緩和時にシースの外側に位置する励起された原子Ａ０により放出されたＲＦ信号が、位相勾配および周波数勾配ステップにおいて上で説明された方法で集められ、場所が特定される。しかしながら、シース内に位置する照射励起原子Ａ１は、励起ステップ中にあまりまたは全く励起されないため、原子Ａ０ほど強い緩和関連信号を放出しない。結果として、シース内に含まれる容積は亜信号としてＭＲ画像に現れる。

水和電子のイオン化寿命は、μｓのオーダーと極めて短いため、励起ステップおよびハドロンビーム放出は、励起期間Ｐｅの少なくとも９０％の間、励起ステップがハドロンビームの放出と一致するように同期されなければならない。図８（ｂ）〜（ｆ）に示される通り、ハドロンビームは励起ステップよりも長くなり得る。しかしながら、ハドロンビームパルスの期間ＰＢｉは、最少化されなければならず、その理由は、前記ハドロンビームパルスは治療計画の一部ではなく治療目的がないためである。これは、ビーム経路およびハドロンビームのブラッグピークの実際の位置を特定するためのみのものである。実際、初期エネルギーＥ０が補正されなければならない場合に何れの健康な組織も破壊しないために、および初期エネルギーＥ０が正しい場合に治療計画を中断しないように、ハドロンパルスは可能な限り短いものとなる。図８（ｂ）に示される通り、励起期間Ｐｅに完全に重複するとともにそれを超えて延在するハドロンビームパルスは、従ってめったに起こらない。むしろ、ハドロンビームパルスは、図８（ｃ）に示されるように励起期間Ｐｅよりも短い。この場合、ハドロンパルス期間ＰＢｉが、励起期間Ｐｅの少なくとも９０％の間、励起ステップと重複することが重要である。図８（ｄ）および（ｅ）は、ハドロンビームが時間尺度で一方側でのみ励起ステップと重複する例を示す。励起期間Ｐｅが、（ｔＢｉ，１−ｔｅ１）／ＰＢｉ≧０であるように、および好ましくは（ｔＢｉ，１−ｔｅ１）／ＰＢｉ≦０．３、より好ましくは（ｔＢｉ，１−ｔｅ１）／ＰＢｉ≦０．２、さらにより好ましくは（ｔＢｉ，１−ｔｅ１）／ＰＢｉ≦０．１、および最も好ましくは（ｔＢｉ，１−ｔｅ１）／ＰＢｉ＝０であるように、パルス期間ＰＢｉの終了付近で終了することが好ましい。全ての場合において、励起ステップ内のハドロンビームパルス期間ＰＢｉの境界は、励起ステップの対応する境界からハドロンビーム期間ＰＢｉの１０％を超えて遠くに位置してはならない。

図８（ｆ）は、各パルスがＭＲ期間Ｐｊより実質的に短い、短いハドロンパルスを含む実施形態を示す。総バースト期間ＰＢｔは、ＭＲ期間Ｐｊ内に含まれる各バーストの期間ＰＢｉの合計ＰＢｔ＝ΣＰＢｉである。

ハドロンパルスは、ハドロンパルスの期間ＰＢｉ全体中に連続的に流れるハドロンからなるものではない。ハドロンパルスは、実際には、ハドロンの連続的な連なりにより形成される。本発明において、１．５ｍｓ（ミリ秒）以下の期間により互いから分離されたハドロンの連続的な連なりが単一のハドロンパルスを形成すると見なされる。逆に、ハドロンの２つの連なりが、１．５ｍｓを上回る期間により分離される場合、それらは、２つの別個のハドロンパルスに属していると見なされる。例えば、１０ｍｓ中に１ｍｓ毎に１０μｓ−ハドロンを放出するシンクロサイクロトロンは、本明細書では、期間ＰＢｉ＝１０ｍｓの単一のハドロンパルスを形成すると見なされる。典型的には、ハドロンパルスは、使用されるハドロン源のタイプに依存して、１０μｓ〜３０ｍｓに含まれる期間ＰＢｉを有し得る。一例において、ハドロンビームパルス期間ＰＢｉは、好ましくは１ｍｓ〜１０ｍｓに含まれる。別の実施形態において、これは、好ましくは５〜２０ｍｓに含まれる。図４（ｃ）に関して上で検討された通り、２つの連続的ハドロンパルスは、１〜２０ｍｓ、好ましくは２〜１０ｍｓに含まれる期間ΔＰＢｉだけ互いから分離され得る。

図９（ｂ）に示される通り、ハドロンビームによりイオン化された照射励起原子Ａ１は、ハドロンビーム１ｈの周りにシース１ｓを形成し、ブラッグピークのレベルではより高いレベルのイオン化を伴う。上で定義された通り（例えば、図９（ａ）を参照）、ハドロンビームの放出を励起ステップと同期させることにより、ハドロンビームの追跡はＭＲ画像上で亜信号１ｐとして可視化され得る。標的組織４０は、典型的には、癌性細胞からなる腫瘍であり、治療計画に従って所与の線量を照射されることになる黒色スポットにより表された標的スポット４０ｓを含む。ハドロンビーム１ｈは、標的組織４０および標的スポット４０ｓに到達する前に、いくつかの健康な組織４１〜４３を横断する。組織４１は、典型的には患者の表皮であり得る。細い破線は、ハドロンビーム１ｈを囲むとともにイオン化された原子Ａ１を包含するシース１ｓを画定する照射容積を表す。前記照射容積の外側では、励起原子Ａ０はハドロンビームにより著しくは影響を受けない。組織４４は、標的組織４０の下流に位置する健康な組織、場合により生命に関わる組織であり、ハドロンビームは到達してはならない。

図９（ｃ）は、ハドロンビーム１ｈが標的組織における標的スポットに到達するまで組織を横切って移動するときのハドロンビーム１ｈのエネルギー損失曲線を示す。ハドロンビームは初期エネルギーＥ０を有し（すなわち、そのビーム経路に沿って第１の組織４１に到達する前）、これは治療計画の確立中に決定されたものである。治療計画が正確に実施された場合、およびハドロンビームによって横断される組織４０〜４３の相対的な位置および形態が治療計画の確立から変化しなかった場合、初期エネルギーＥ０のハドロンビームのブラッグピークは、治療計画中に確立されたように標的スポット４０ｓの位置Ｐ０に該当しなければならない。この最適な状況が図９（ｄ）に示される。

しかしながら、上で検討された通り、ハドロンビームによって横断される組織のサイズおよび位置が、治療計画が確立された日ｔ０とハドロン治療セッションの日ｔ１との間で変わる可能性は十分にある。図９（ｅ）は、標的組織４０の上流に位置する組織４２および４３が時間ｔ０およびｔ１間で縮んだ場合を示す。組織４２および４３は、病気中に容易に縮み得る脂肪および筋肉であり得る。結果として、標的組織は治療される生体構造の上流境界のより近くに移動し、ハドロンビームが標的スポットの実際の位置Ｐ１まで組織を横切って移動しなければならない距離はそれに応じて減少する。初期エネルギーＥ０のハドロンビームでの組織の照射は、標的スポットの実際の位置の先まで到達する。図１に示される通り、既存の方法における計画位置Ｐ０と実際の位置Ｐ１との間のそのような不一致の特定は、治療セッションの中断および新たな治療計画の確立の原因となり得、貴重な時間と資源とを浪費する。

位相勾配ステップ（ＭＲｐ）
励起電磁場Ｂ１がない限り、軸Ｚに平行の主磁場Ｂ０に曝露された組織の励起原子Ａ０（一般的に水素）の正味偏極ベクトルは、Ｂ０およびＺの両方に平行であり、方向ＸおよびＹの正味偏極成分Ｍｘ，ｙは、軸Ｚの周りを歳差運動するスピンが、互いに位相がずれているとともに互いを補償するため、ゼロである。図１０（ａ）に示される通り、励起電磁場Ｂ１でのそれらのラーモア周波数での励起時、スピンの歳差運動角度は増加し、正味偏極ベクトルのＺ成分Ｍｚの減少を生じる（図１０（ａ）では９０°の励起角度が示される）。図１０（ｂ）に示される通り、適切なＲＦ励起シークエンスにより、励起された原子のスピンは位相が一致するようにされ得る（「同相のスピン」）。歳差運動する励起された原子のスピンが同相であると、正味偏極成分Ｍｘ，ｙである。図１０（ａ）は、９０°で励起された励起原子を示し、ゼロＭｚ成分および最大Ｍｘ，ｙ成分を生じ、励起の終了後その静止状態へ戻るように緩和する。緩和プロセスおよび対応する緩和時間Ｔ１、Ｔ２は、図１０（ａ）のグラフに示される。

第２の方向Ｘ２に沿った位相勾配を適用することにより、図１０（ｂ）に示されるように励起された原子のスピンは、制御された方法で位相がずらされ、「位相がずれているスピン」である。スピンは依然として同じ回転率で歳差運動するため、位相勾配ステップが終了した後でさえも、スピンは位相がずれたままである。この段階で、第２の方向Ｘ２に沿って整列された連続的ボクセルに位置する原子のスピンは、世界の異なるタイムゾーンに位置する異なる町における時間を示す一連の時計のように挙動する。

照射励起原子Ａ１は、非照射の励起された原子Ａ０と異なる磁化率を有するため、照射励起原子Ａ１は、位相勾配に対して異なって反応し、緩和時に、非照射の励起された原子Ａ０により送信されるＲＦ信号と相違する異なるＲＦ信号を放出する。ハドロンビームがある標的組織のＭＲスキャンと、ハドロンビームがない標的組織のＭＲスキャンとを比較することにより（すなわち、照射励起原子Ａ１があるものとないもの）、ハドロンビームにより残された跡を決定することが可能である。比較が必要とされる場合が多いのは、多くの場合、ハドロンビーム経路は、そのようにして取得されたＭＲ画像上で直接見ることができないからである。ＭＲ画像はひと目で許容可能であるように見え得るとともに、照射励起原子Ａ１により作り出されたアーチファクトの存在を特定しなかったオペレータが誤りを犯すように誘導し得る。そのような状況において、ハドロンビームありおよびなしで撮られたＭＲ画像の比較のみがアーチファクトの位置を明らかにすることができ、従ってハドロンビーム経路を画定することができる。

周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）
位相勾配ステップ（ＭＲｐ）後、第２の方向Ｘ２に沿って整列されたボクセルに位置する励起された原子のスピンは、位相がずれており（図１０（ｂ）参照、「位相がずれているスピン」）、同じ周波数で歳差運動している（図１０（ｃ）参照、「同期スピン」、全てのスピンが同じ回転率、ωで歳差運動する）。図１０（ｃ）に示される通り、第３の方向Ｘ３に沿って磁気勾配を適用することにより、スピン周波数は、第３の方向に沿って制御された方法で変化し得る（「非同期スピン」）。

ＭＲデータが次いで取得され、ボクセルであって、緩和時に位相および周波数に特定のＲＦ信号が励起された原子により放出されるボクセルの位置決めに基づいて画像が形成される。照射励起原子Ａ１は非照射の励起された原子Ａ０と異なる磁化率を有するため、照射励起原子Ａ１は周波数勾配に対して異なって反応し、緩和時に、非照射の励起された原子Ａ０により送信されるＲＦ信号と異なるＲＦ信号を放出する。ハドロンビームによって横断されるボクセル内に位置する照射され励起された原子により放出されるＲＦ信号は、従って、ハドロンビームのない同じボクセル内の励起された原子により放出されるＲＦ信号と異なる。ハドロンビームがある標的組織のＭＲスキャンと、ハドロンビームがない標的組織のＭＲスキャンとを比較することにより（すなわち、照射励起原子Ａ１があるものとないもの）、ハドロンビームにより残された跡を決定することが可能である。ブラッグピークのレベルではハドロンビームに残された痕跡はより強く、ハドロンビームのブラッグピークの実際の位置を特定することが可能である。

ハドロンビーム経路の全体を捉えるために、ハドロンビームが単一の撮像層に含まれるように、撮像層Ｖｐｉの厚さΔｘ１を画定する第１の方向Ｘ１は、例えば、図６（ａ）および（ｂ）ならびに図９に示される通り、ハドロンビーム１ｈに垂直であることが好ましい。標的スポットの実際の位置Ｐ１に対するブラッグピークの実際の位置を同じディスプレイに表示することにより、ブラッグピークおよび標的スポットの位置を一致させるために必要とされるハドロンビームの初期エネルギーＥ１をインサイチュで補正する可能性が開ける。

図１に関連して上記で検討された通り（「∃Δ？」→Ｙ参照）、初期エネルギーＥ０（ハドロン治療セッションの日ｔ１）のハドロンビームのブラッグピークの実際の位置がないと、ＭＲ画像が、標的組織を囲みかつ含む組織の形態または位置が治療計画の日ｔ０から変化したことを明らかにした場合、ハドロン治療セッションは中止され、新たな治療計画が確立されなければならない。図１１に示される通り、本発明により得られるハドロンビームを可視化することにより、ブラッグピークの実際の位置（ＢＰ）と標的スポットの実際の位置Ｐ１との間の不一致を特定することが可能である（Ｐ１＝Ｐ０であったとしても）。本発明の主な利点は、ブラッグピークが標的スポットの実際の位置Ｐ１に当たるために必要とされる初期エネルギーＥ１をインサイチュで補正することが可能であることである。補正には、ハドロンビームが標的スポットへ到達するために組織を通って移動しなければならない実際の距離を決定するために、標的スポットの実際の位置Ｐ１、およびハドロンビームが標的スポット４０ｓへ到達するために横断しなければならない様々な組織の厚さ、Ｌｍ（ｍ＝４０〜４３）の測定が伴う。上で検討された対応するＷＥＰＬ４０ｓの決定を通じて、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の実際の位置Ｐ１と重複するために必要とされる初期エネルギーＥ１を算出することが可能となる。従って、治療は同じ日に補正初期エネルギーＥ１で進むことができる。これが従来技術に対して有する利点は、経済性および患者の健康の両方の点で極めて大きい。

ハドロンビーム経路を可視化するために組織に堆積される線量は低いものでなければならず、その理由は、組織の形態が変化した場合、健康な組織へ到達する総治療線量は患者の健康にとって極めて有害であるからである。この理由のため、ハドロンビームの可視化のために堆積されるハドロン線量は、実質的に、標的組織を治療するために必要とされる治療線量未満であり、実質的に治療影響はない。図４（ｃ）に関して検討された通り、これは、わずかな数の標的スポットに照射する、例えば、等エネルギー層Ｖｔｉの標的スポットの１〜４０％、好ましくは５〜３０％、より好ましくは１０〜２０％に照射することにより達成され得る。代替的にまたは付随して、標的スポットには、治療計画により定められた強度未満の強度を有するハドロンビームを照射し得る。最後に、照射時間ｔｉもＭＲ画像を取得するのに必要とされる最低限までかなり短くされ得る。これらの状況において、初期エネルギーの補正が求められる場合であっても、治療計画の検証は患者にとって安全である。実際、ブラッグピークの相対的な位置（ＢＰ１）を出すために標的組織の標的スポット４０ｓｉ、ｊの一部のみを選択して照射すること、および等エネルギー容積Ｖｔｉの全ての標的スポット４０ｓｉ、ｊを治療するために治療セッション中に使用され得る初期エネルギーＥ１を算出するために、対応する標的スポット４０ｓに照射することが好ましい。後続の等エネルギー容積Ｖｔ（ｉ＋１）、．．．における標的スポット４０（ｉ＋１），ｊ、．．．を治療するために必要とされる初期エネルギーは、等エネルギー容積Ｖｔｉについて決定された初期エネルギーＥ１から推定され得るか、または代替的にもしくは加えて、後続のエネルギー容積Ｖｔ（ｉ＋１）、．．．の標的スポット４０（ｉ＋１），ｊ、．．．から選択されたものが上述の通りにテストされ得るかの何れかである。

本発明は、組織を横断するハドロンビームのビーム経路をＭＲ撮像により可視化するための解決策を提案する。照射され励起された原子は、緩和時に、これらの同じ励起原子が照射されなかった場合に放出するＲＦ信号と異なるＲＦ信号を放出することが上で説明された。これは、ＲＦ信号を誤ったボクセルに帰することにより画像の摂動を誘発し得る。オペレータがそのような摂動の存在に気づかない場合、そのような摂動を受けたＭＲ画像から誤った結論が導き出されることがある。従って、照射され励起された原子により誘発されたアーチファクトなしに前記組織を視覚化する方法を知ることは重要である。これは特に重要であるが、その理由は、ハドロンパルスが位相勾配ステップおよび／または周波数勾配ステップの１つまたは複数と同期される場合、ビーム経路により残される痕跡を確立するために、ハドロンビームがあるＭＲ画像と、ハドロンビームがないＭＲ画像との比較が求められるためである。１つの明らかな解決策は、ハドロンビームの全くないＭＲデータを取得することである。しかしながら、これは、実際には常に効率的にならない場合がある。従って、本発明は、そのようにして取得されたＭＲ画像上に照射励起原子Ａ１により誘発されたアーチファクトのない状態で、組織をハドロンパルスが横断するときに組織を可視化するための解決策を提案する。

ハドロンビームによって横断される有機体を、前記ハドロンビームにより作り出されたアーチファクトなしに可視化するための本発明の方法は、図１２に示される。前記方法は、以下のステップ：
（ａ）初期エネルギーＥ０を有するハドロンビームを、有機体における標的組織を横切るビーム経路Ｘｐに沿って方向付けるように適合されたハドロン源を提供するステップと、
（ｂ）均一な主磁場Ｂ０に位置付けられた標的組織を含む撮像容積Ｖｐ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（ＭＲＩ）を提供するステップと、
（ｃ）撮像容積から磁気共鳴データを取得するステップであって、少なくとも以下のステップ：
・第１の方向Ｘ１の磁場勾配を作り出すことを含む、第１の方向Ｘ１に沿って測定された厚さΔｘｉの撮像容積Ｖｐの撮像層Ｖｐｉを選択するための層選択ステップ（ＭＲｖ）と、
・励起期間Ｐｅ＝（ｔｅ１−ｔｅ０）中、撮像層Ｖｐｉ内に位置する励起原子のラーモア周波数に対応する所与のＲＦ周波数範囲［ｆＬ］ｉでの振動電磁場Ｂ１を作り出すことにより、励起原子Ａ０の核のスピンを励起するための励起ステップ（ＭＲｅ）であって、ｔｅ０およびｔｅ１がそれぞれ励起ステップの開始および終了の時間である、励起ステップ（ＭＲｅ）と、
・励起されたスピンの緩和中にアンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第２の方向Ｘ２に沿って特定するための位相勾配ステップ（ＭＲｐ）であって、期間Ｐｐ＝（ｔｐ１−ｔｐ０）中、第１の方向Ｘ１に垂直である第２の方向Ｘ２（Ｘ１⊥Ｘ２）の磁場勾配を作り出すことを含み、ｔｐ０およびｔｐ１がそれぞれ位相勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｆ０＞ｔｐ１である、位相勾配ステップ（ＭＲｐ）と、
・励起されたスピンの緩和中にアンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第３の方向Ｘ３に沿って特定するための周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）であって、期間Ｐｆ＝（ｔｆ１−ｔｆ０）中、第１および第２の方向に垂直である第３の方向Ｘ３（Ｘ１⊥Ｘ２⊥Ｘ３）の磁場勾配を作り出すことを含み、ｔｆ０およびｔｆ１がそれぞれ周波数勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｆ０＞ｔｐ１である、周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）と
を適用することにより、撮像容積から磁気共鳴データを取得するステップと、
（ｄ）初期エネルギーＥ０を有するハドロンビームを、パルス期間ＰＢｉのＮのハドロンパルスで、第１の方向Ｘ１に好ましくは垂直であるが必ずしも垂直ではない撮像層Ｖｐｉにおける前記標的体を横切るビーム経路に沿って方向付けるステップであって、Ｎが０より大きい整数である、ステップと、
（ｅ）撮像容積Ｖｐ内でＭＲＩにより取得された磁気共鳴データの有機体を、ハドロンビームからの干渉なしにディスプレイに表示するステップと
を含み、磁気共鳴データの取得およびハドロンパルスの放出が、
・パルス期間ＰＢｉが、励起ステップＰｅ、位相勾配ステップＰｐ、および周波数勾配ステップＰｆの１つのＭＲ期間Ｐｊ（ここで、ｊ＝ｅ、ｆ、および／またはｐである）と重複し、かつＰＢｉ≦０．２Ｐｊであるように、パルス期間ＰＢｉが重複するＭＲ期間Ｐｊの２０％以下であるか、または
・パルス期間ＰＢｉがＭＲ期間Ｐｊの何れとも重複しない
ように同期されることを特徴とする。

（特許文献６）において提案された解決策とは逆に、本発明の方法の表示ステップ（ｅ）は、パルス期間ＰＢｉと重複するＭＲ期間Ｐｊ中に取得されたＭＲ撮像データサンプルの測定値の削除のステップを必要としないとともに含まない。実際、ＭＲ期間Ｐｊとパルス期間ＰＢｉとの間に最大で２０％の重複がある励起された原子の緩和時間Ｔ１、Ｔ２を考慮すると、有機体のディスプレイ上での表示は、ＭＲ撮像データサンプルの削除を必要とすることなく有機体を代表するＭＲ画像を生じるのに十分に歪みがない。

本発明はまた、ハドロンビームを、ハドロンビームを照射しなければならない標的組織とともに可視化する前述の方法を実施するための医療機器に関する。本発明の医療機器は、以下のコンポーネント：
（ａ）ビームエネルギーＥ１を有するハドロンビーム１ｈを、パルス期間ＰＢｉ＝（ｔＢｉ，１−ｔＢｉ，０）のＮ個のハドロンパルスで、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と、
（ｂ）有機体を含む撮像容積Ｖｐ内の励起原子から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（ＭＲＩ）２であって、
・均一な主磁場Ｂ０を作り出すための主磁気ユニット（２ｍ）と、
・所与のＲＦ周波数範囲での振動電磁場Ｂ１を作り出すのに好適なＲＦユニット２ｅと、
・第１の方向Ｘ１の磁場勾配を作り出すためのスライス選択コイル２ｓと、
・第１の方向Ｘ１に垂直である第２の方向Ｘ２（Ｘ１⊥Ｘ２）の磁場勾配を作り出すためのＸ２勾配コイル２ｐと、
・第１および第２の方向に垂直である第３の方向Ｘ３（Ｘ１⊥Ｘ２⊥Ｘ３）の磁場勾配を作り出すためのＸ３勾配コイル２ｆと、
・緩和時に、励起された原子により放出されたＲＦ信号を受信するためのアンテナ２ａと
を含む、磁気共鳴撮像デバイス（ＭＲＩ）２と、
（ｃ）コントローラであって、以下のステップ：
・励起原子の核のスピンを励起するための励起ステップ（ＭＲｅ）であって、励起期間Ｐｅ＝（ｔｅ１−ｔｅ０）中、ｉ番目の磁場範囲［Ｂ０］ｉ＝［Ｂｉ，０、Ｂｉ，１］に曝露された励起原子のラーモア周波数に対応するＲＦ周波数範囲［ｆＬ］ｉで振動する磁場Ｂ１をＲＦユニットで作り出すことを含む、励起ステップ（ＭＲｅ）と、
・傾きｄＢ／ｄｘ１＝［Ｂ０］ｉ／Δｘｉの第１の方向Ｘ１に沿って磁場勾配を作り出すことにより、第１の方向Ｘ１に沿って測定された厚さΔｘｉの撮像容積Ｖｐの層Ｖｐｉを選択するための、励起ステップ中に適用される層選択ステップ（ＭＲｖ）と、
・核のスピンの位相を第２の方向Ｘ２に沿って変化させることにより、アンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第２の方向Ｘ２に沿って特定するための、励起およびスライス選択ステップ後に適用される位相勾配ステップ（ＭＲｐ）であって、期間Ｐｐ＝（ｔｐ１−ｔｐ０）中、磁場勾配を第２の方向Ｘ２に沿って作り出すステップを含む、位相勾配ステップ（ＭＲｐ）と、
・核のスピンの周波数を第３の方向Ｘ３に沿って変化させることにより、アンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第３の方向Ｘ３に沿って特定するための、位相勾配ステップ後に適用される周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）であって、期間Ｐｆ＝（ｔｆ１−ｔｆ０）中、磁場勾配を第３の方向Ｘ３に沿って作り出すステップを含む、周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）と
を実施することにより、磁気共鳴データを取得するように構成されたコントローラと、
（ｄ）撮像容積Ｖｐ内でＭＲＩにより取得された磁気共鳴データの有機体を表示し、およびビーム経路を可視化するためのディスプレイと
を含み、
励起ステップＰｅ、位相勾配ステップＰｐ、および周波数勾配ステップＰｆの１つまたは複数のＭＲ期間Ｐｊ（ｊ＝ｅ、ｆ、および／またはｐ）が、パルス期間ＰＢｉと重複しかつパルス期間ＰＢｉを１０％以下だけ超え、Ｐｊ≦１．１ＰＢｉであるように、コントローラが磁気共鳴データの取得およびハドロンパルスの放出を同期させるようにさらに構成されることと、（ｔＢｉ，０−ｔｊ０）／ＰＢｉ≦０．１、および（ｔＢｉ，１−ｔｊ１）／ＰＢｉ≧−０．１、ｊ＝ｅ、ｆ、および／またはｐであるように、ＭＲ期間Ｐｊが、パルス期間ＰＢｉに対して１０％以下だけ位相がずれていることとを特徴とする。

１ ハドロン治療デバイス
１ｈ ハドロンビーム
１ｐ 亜信号
１ｓ シース
２ 磁気共鳴撮像デバイス
２ａ アンテナ
２ｅ 励起コイル
２ｆ、２ｐ 勾配コイル
２ｍ 主磁気ユニット
２ｓ スライス選択コイル
２ｗ 開口部
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 真空ダクト
１２ ビーム送達システム
１２ｇ ガントリー
１２ｎ ノズル
４０ 標的組織
４０ｓ、４０ｓｉ，ｊ 標的スポット
４０ｐ 標的組織
４１〜４４ 組織
Ａ０、Ａ１ 励起原子
Ｂ０ 主磁場
Ｂ１ 電磁場
Ｄ、Ｄｉ、Ｄｉｊ 線量
Ｅｃ 出力エネルギー
Ｅ０、Ｅ１、Ｅｋ 初期エネルギー
Ｉ ハドロンビームの強度
Ｍ 磁気モーメント
ＰＢｉ パルス期間
ＰＢｔ 総バースト期間
Ｐｅ 励起期間
Ｐｆ 周波数勾配ステップ
Ｐｊ ＭＲ期間
Ｐｐ 位相勾配ステップ
ｔ０ 治療計画が確立された日
ｔ１ ハドロン治療セッションの日
Ｔ１、Ｔ２ 緩和時間
ｔｉ 照射時間
ｔｉｊ 総照射時間
Ｔｐｉ パルス間隔
Ｖｐ 撮像容積
Ｖｐｉ 撮像層
Ｖｔｉ 等エネルギー治療容積
Ｘ１ 第１の方向
Ｘ２ 第２の方向
Ｘ３ 第３の方向
Ｘｐ ビーム経路
Ｘｎ 経路軸

Claims (10)

1. 有機体を横断するハドロンビームを可視化するための方法であって、以下のステップ：
   （ａ）初期エネルギーＥ０を有するハドロンビーム（１ｈ）を、前記有機体における標的組織（４０）を横切る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（１）を提供するステップと、
   （ｂ）均一な主磁場Ｂ０に位置付けられた前記標的組織を含む撮像容積Ｖｐ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（ＭＲＩ）（２）を提供するステップと、
   （ｃ）少なくとも以下のＭＲデータ取得ステップ：
   ・第１の方向Ｘ１の磁場勾配を作り出すことを含む、前記第１の方向Ｘ１に沿って測定された厚さΔｘｉの前記撮像容積Ｖｐの撮像層Ｖｐｉを選択するための層選択ステップ（ＭＲｖ）と、
   ・励起期間Ｐｅ＝（ｔｅ１−ｔｅ０）中、前記撮像層Ｖｐｉ内に位置する励起原子のラーモア周波数に対応する所与のＲＦ周波数範囲［ｆＬ］ｉで振動する電磁場Ｂ１を作り出すことにより、前記励起原子Ａ０の核のスピンを励起するための励起ステップ（ＭＲｅ）であって、ｔｅ０およびｔｅ１がそれぞれ前記励起ステップの開始および終了の時間である、励起ステップ（ＭＲｅ）と、
   ・前記励起されたスピンの緩和中にアンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第２の方向Ｘ２に沿って特定するための位相勾配ステップ（ＭＲｐ）であって、期間Ｐｐ＝（ｔｐ１−ｔｐ０）中、前記第１の方向Ｘ１に垂直である第２の方向Ｘ２（Ｘ１⊥Ｘ２）の磁場勾配を作り出すことを含み、ｔｐ０およびｔｐ１が、それぞれ前記位相勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｆ０＞ｔｐ１であり、ｔｆ０が以下で定義される、位相勾配ステップ（ＭＲｐ）と、
   ・前記励起されたスピンの緩和中に前記アンテナによって受信されたＲＦ信号の前記発信元の位置を第３の方向Ｘ３に沿って特定するための周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）であって、期間Ｐｆ＝（ｔｆ１−ｔｆ０）中、前記第１および第２の方向に垂直である第３の方向Ｘ３（Ｘ１⊥Ｘ２⊥Ｘ３）の磁場勾配を作り出すことを含み、ｔｆ０およびｔｆ１がそれぞれ前記周波数勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｆ０＞ｔｐ１である、周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）と
   を適用することにより、前記撮像容積から磁気共鳴データを取得するステップと、
   （ｄ）前記初期エネルギーＥ０を有するハドロンビームを、パルス期間ＰＢｉのＮ個のハドロンパルスで、前記撮像層Ｖｐｉにおける前記標的体を横切るビーム経路に沿って方向付けるステップであって、Ｎが０より大きい整数である、ステップと、
   （ｅ）前記撮像容積Ｖｐ内で前記ＭＲＩにより取得された前記磁気共鳴データの前記有機体をディスプレイに表示するステップと、
   （ｆ）前記同じディスプレイ上において、前記ハドロンビームの影響に大きく暴露されていない前記励起原子（Ａ０）により生成された信号より弱い亜信号（１ｐ）として、前記標的組織における前記ビーム経路を可視化するステップと
   を含む、方法において、
   前記励起ステップＰｅ、前記位相勾配ステップＰｐ、および前記周波数勾配ステップＰｆの１つまたは複数のＭＲ期間Ｐｊ（ここで、ｊ＝ｅ、ｆ、および／またはｐである）が、前記パルス期間ＰＢｉと重複しかつ前記パルス期間ＰＢｉを１０％以下だけ超え、Ｐｊ≦１．１ＰＢｉであるように、前記磁気共鳴データの取得およびハドロンパルスの放出が同期されることと、（ｔＢｉ，０−ｔｊ０）／ＰＢｉ≦０．１、および（ｔＢｉ，１−ｔｊ１）／ＰＢｉ≧−０．１であるように、前記ＭＲ期間Ｐｊが、前記重複するハドロンパルスの各々の前記パルス期間ＰＢｉに対して１０％以下だけ位相がずれており、ｔＢｉ，０およびｔＢｉ，１が各ハドロンパルスの開始および終了の時間であり、ｊ＝ｅ、ｆ、および／またはｐであることとを特徴とする方法。
2. 請求項１に記載の方法において、前記ＭＲ期間Ｐｊが、（ｔＢｉ，１−ｔｅ１）／ＰＢｉ≧０であるように、好ましくは（ｔＢｉ，１−ｔｅ１）／ＰＢｉ≦０．３、より好ましくは≦０．２、さらにより好ましくは≦０．１、および最も好ましくは（ｔＢｉ，１−ｔｅ１）／ＰＢｉ＝０であるように、前記パルス期間ＰＢｉの前記終了付近で終了する前記励起期間Ｐｅであることを特徴とする方法。
3. 請求項１または２に記載の方法において、前記Ｎハドロンパルスが、１０μｓ〜３０ｍｓ、好ましくは１〜１０ｍｓ、または代替的に好ましくは５〜２０ｍｓに含まれる期間ＰＢｉを有し、および２つのハドロンパルスが、好ましくは、１〜２０ｍｓに含まれる期間ΔＰＢｉだけ互いから分離されることを特徴とする方法。
4. 請求項１乃至３の何れか１項に記載の方法において、前記励起期間Ｐｅ、位相勾配期間Ｐｐ、周波数勾配期間Ｐｆの各々が、互いに独立して１〜１００ｍｓ、好ましくは５〜５０ｍｓに含まれることを特徴とする方法。
5. 請求項１乃至４の何れか１項に記載の方法において、前記ＭＲデータ取得ステップが、励起ステップと同時の層選択ステップ、位相勾配ステップおよび／または周波数勾配ステップの１つまたは複数を異なる順序および期間Ｐｊで含む追加的なシークエンスをさらに含み、前記磁気共鳴データの取得および前記ハドロンパルスの放出が、請求項１に記載の通りに前記追加的なステップと同期されることを特徴とする方法。
6. 請求項１乃至５の何れか１項に記載の方法において、前記ハドロンビームの前記ビーム経路が前記第１の方向Ｘ１に実質的に垂直であることを特徴とする方法。
7. 請求項１乃至６の何れか１項に記載の方法において、以下のステップ：
   （ａ）日ｔ０に治療計画を確立し、かつ所与の線量のハドロンを標的スポット（４０ｓ）へ堆積させるためのハドロンビームの初期エネルギーＥ０を決定するステップと、
   （ｂ）初期エネルギーＥ０のハドロンビームによって日ｔ１＞ｔ０に横断された前記組織の形態および厚さを、日ｔ０に前記治療計画において定義された前記同じ組織の前記形態および厚さと前記ディスプレイ上で比較するステップと、
   （ｃ）前記ハドロンビームのブラッグピークの実際の位置を前記同じディスプレイ上で可視化するステップと、
   （ｄ）前記ブラッグピークの前記実際の位置と前記標的スポット４０ｓの実際の位置との間に不一致がある場合、前記ブラッグピークが前記標的スポットに当たるために必要とされる前記ハドロンビームの初期エネルギーＥ１を補正するステップと
   を含むことを特徴とする方法。
8. 請求項１乃至７の何れか１項に記載の方法において、前記撮像容積Ｖｐが、前記第１、第２、または第３の方向Ｘ１、Ｘ２、Ｘ３に沿って前記撮像容積の厚さを制御するために、前記第１、第２、および第３の方向Ｘ１、Ｘ２、Ｘ３の１つ、２つ、または３つに沿って磁気勾配を作り出すことにより制御されることを特徴とする方法。
9. ハドロンビームによって横断される有機体を、前記ハドロンビームにより作り出されたアーチファクトなしに可視化するための方法であって、以下のステップ：
   （ａ）初期エネルギーＥ０を有するハドロンビームを、前記有機体における標的組織を横切るビーム経路Ｘｐに沿って方向付けるように適合されたハドロン源を提供するステップと、
   （ｂ）均一な主磁場Ｂ０に位置付けられた前記標的組織を含む撮像容積Ｖｐ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（ＭＲＩ）を提供するステップと、
   （ｃ）少なくとも以下のステップ：
   ・第１の方向Ｘ１の磁場勾配を作り出すことを含む、前記第１の方向Ｘ１に沿って測定された厚さΔｘｉの前記撮像容積Ｖｐの撮像層Ｖｐｉを選択するための層選択ステップ（ＭＲｖ）と、
   ・励起期間Ｐｅ＝（ｔｅ１−ｔｅ０）中、前記撮像層Ｖｐｉ内に位置する励起原子のラーモア周波数に対応する所与のＲＦ周波数範囲［ｆＬ］ｉでの振動電磁場Ｂ１を作り出すことにより、前記励起原子Ａ０の核のスピンを励起するための励起ステップ（ＭＲｅ）であって、ｔｅ０およびｔｅ１がそれぞれ前記励起ステップの開始および終了の時間である、励起ステップ（ＭＲｅ）と、
   ・前記励起されたスピンの緩和中にアンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第２の方向Ｘ２に沿って特定するための位相勾配ステップ（ＭＲｐ）であって、期間Ｐｐ＝（ｔｐ１−ｔｐ０）中、前記第１の方向Ｘ１に垂直である第２の方向Ｘ２（Ｘ１⊥Ｘ２）の磁場勾配を作り出すことを含み、ｔｐ０およびｔｐ１が、それぞれ前記位相勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｆ０＞ｔｐ１であり、ｔｆ０が以下で定義される、位相勾配ステップ（ＭＲｐ）と、
   ・前記励起されたスピンの緩和中に前記アンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を第３の方向Ｘ３に沿って特定するための周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）であって、期間Ｐｆ＝（ｔｆ１−ｔｆ０）中、前記第１および第２の方向に垂直である第３の方向Ｘ３（Ｘ１⊥Ｘ２⊥Ｘ３）の磁場勾配を作り出すことを含み、ｔｆ０およびｔｆ１がそれぞれ前記周波数勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｆ０＞ｔｐ１である、周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）と
   を適用することにより、前記撮像容積から磁気共鳴データを取得するステップと、
   （ｄ）前記初期エネルギーＥ０を有するハドロンビームを、パルス期間ＰＢｉのＮ個のハドロンパルスで、好ましくは前記第１の方向Ｘ１に垂直である前記撮像層Ｖｐｉにおける前記標的体を横切るビーム経路に沿って方向付けるステップであって、Ｎが０より大きい整数である、ステップと、
   （ｅ）前記撮像容積Ｖｐ内で前記ＭＲＩにより取得された前記磁気共鳴データからの前記有機体を、前記ハドロンビームからの干渉なしにディスプレイに表示するステップと
   を含む、方法において、
   前記磁気共鳴データの取得およびハドロンパルスの放出が、
   ・パルス期間ＰＢｉが、前記励起ステップＰｅ、前記位相勾配ステップＰｐ、および前記周波数勾配ステップＰｆの１つのＭＲ期間Ｐｊ（ここで、ｊ＝ｅ、ｆ、および／またはｐである）と重複し、かつＰＢｉ≦０．２Ｐｊであるように、前記パルス期間ＰＢｉが重複する前記ＭＲ期間Ｐｊの２０％以下であるか、または
   ・パルス期間ＰＢｉが前記ＭＲ期間Ｐｊの何れとも重複しない
   ように同期されることを特徴とする方法。
10. 医療機器であって、
    （ａ）ビームエネルギーＥ１を有するハドロンビーム（１ｈ）を、パルス期間ＰＢｉ＝（ｔＢｉ，１−ｔＢｉ，０）のＮ個のハドロンパルスで、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であって、Ｎが０より大きい整数であり、ｔＢｉ，０がｉ番目のハドロンパルスの開始の時間であり、およびｔＢｉ，１が前記ｉ番目のハドロンパルスの終了の時間であり、前記ビーム経路が、励起原子（特に水素）を含有する有機体を横切る、ハドロン源と、
    （ｂ）前記有機体を含む撮像容積Ｖｐ内の前記励起原子から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（ＭＲＩ）（２）であって、
    ・均一な主磁場Ｂ０を作り出すための主磁気ユニット（２ｍ）と、
    ・所与のＲＦ周波数範囲での振動電磁場Ｂ１を作り出すのに好適なＲＦユニット（２ｅ）と、
    ・第１の方向Ｘ１の磁場勾配を作り出すためのスライス選択コイル（２ｓ）と、
    ・前記第１の方向Ｘ１に垂直である第２の方向Ｘ２（Ｘ１⊥Ｘ２）の磁場勾配を作り出すためのＸ２勾配コイル（２ｐ）と、
    ・前記第１および第２の方向に垂直である第３の方向Ｘ３（Ｘ１⊥Ｘ２⊥Ｘ３）の磁場勾配を作り出すためのＸ３勾配コイル（２ｆ）と、
    ・緩和時に、励起された原子により放出されたＲＦ信号を受信するためのアンテナ（２ａ）と
    を含む、磁気共鳴撮像デバイス（ＭＲＩ）（２）と、
    （ｃ）コントローラであって、以下のステップ：
    ・励起期間Ｐｅ＝（ｔｅ１−ｔｅ０）中、前記励起原子の核のスピンを励起するための励起ステップ（ＭＲｅ）であって、ｔｅ０およびｔｅ１がそれぞれ前記励起ステップの開始および終了の時間である、励起ステップ（ＭＲｅ）と、
    ・前記第１の方向Ｘ１に沿って測定された厚さΔｘｉの前記撮像容積Ｖｐの層Ｖｐｉを選択するための、前記励起ステップ中に適用される層選択ステップ（ＭＲｖ）と、
    ・期間Ｐｐ＝（ｔｐ１−ｔｐ０）中、前記アンテナによって受信されたＲＦ信号の発信元の位置を前記第２の方向Ｘ２に沿って特定するための、前記励起およびスライス選択ステップ後に適用される位相勾配ステップ（ＭＲｐ）であって、ｔｐ０およびｔｐ１が、それぞれ前記位相勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｐ０＞ｔｅ１である、位相勾配ステップ（ＭＲｐ）と、
    ・期間Ｐｆ＝（ｔｆ１−ｔｆ０）中、前記アンテナによって受信されたＲＦ信号の前記発信元の位置を前記第３の方向Ｘ３に沿って特定するための、前記位相勾配ステップ後に適用される周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）であって、ｔｆ０およびｔｆ１がそれぞれ前記周波数勾配ステップの開始および終了の時間であり、ｔｆ０＞ｔｐ１である、周波数勾配ステップ（ＭＲｆ）と
    を実施することにより、磁気共鳴データを取得するように構成されたコントローラと、
    （ｄ）前記撮像容積Ｖｐ内で前記ＭＲＩにより取得された前記磁気共鳴データからの前記有機体を表示し、および前記ビーム経路を可視化するためのディスプレイと
    を含む、医療機器において、
    前記励起ステップＰｅ、前記位相勾配ステップＰｐ、および前記周波数勾配ステップＰｆの１つまたは複数のＭＲ期間Ｐｊ（ここで、ｊ＝ｅ、ｆ、および／またはｐである）が、前記パルス期間ＰＢｉと重複しかつ前記パルス期間ＰＢｉを１０％以下だけ超え、Ｐｊ≦１．１ＰＢｉであるように、前記コントローラが前記磁気共鳴データの取得およびハドロンパルスの放出を同期させるようにさらに構成されることと、（ｔＢｉ，０−ｔｊ０）／ＰＢｉ≦０．１、および（ｔＢｉ，１−ｔｊ１）／ＰＢｉ≧−０．１であるように、前記ＭＲ期間Ｐｊが、前記重複するハドロンパルスの各々の前記パルス期間ＰＢｉに対して１０％以下だけ位相がずれており、ｔＢｉ，０およびｔＢｉ，１が各ハドロンパルスの開始および終了の時間であり、ｊ＝ｅ、ｆ、および／またはｐであることとを特徴とする医療機器。

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