JP2018057861A - ハドロン治療デバイス、ＭＲＩ、および即発γシステムを含む医療装置 - Google Patents

Abstract

【課題】ハドロン治療デバイス、ＭＲＩ、および即発γシステムを含む医療装置を提供する。【解決手段】初期ビームエネルギーを有するハドロン治療デバイスと、標的スポットを含む撮像容積Ｖｐ内の磁気共鳴ＭＲ画像を取得するためのＭＲＩと、ハドロンビームによって生成された信号を取得するように適合された即発γシステム３、および／またはＰＥＴシステム、および／または超音波システムとを含み、コントローラ５であって、即発γシステム、ＰＥＴシステム、および／または超音波システムのうちの１つ以上によって取得された信号に基づいて、ハドロンビームのブラッグピークの実際の位置ＢＰ１を算出することと、ビーム経路に沿って関心対象の外表面４１Ｓから標的スポットまで、ＭＲＩを用いて取得された撮像容積ＶｐのＭＲ画像上でブラッグピークの実際の位置ＢＰ１を位置付けることとを行うように構成されたコントローラをさらに含む、医療装置。【選択図】図７

Description

第１の態様によれば、本発明は、荷電ハドロン治療デバイス、磁気共鳴画像デバイス、および即発γシステムを含む医療装置に関する。第２の態様によれば、本発明は、治療計画を確認する方法に関する。

患者を治療するためのハドロン療法（例えば、陽子線療法）は、従来の放射線療法を上回るいくつかの利点を見込んで数十年ほどで知られるようになってきた。これらの利点は、ハドロンの物理的性質によるものである。従来の放射線療法における光子線は、光子線が組織を横切った距離に応じた減少指数曲線に従ってそのエネルギーを放出する。対照的におよび図２に示すように、ハドロンビームは、初めに、組織４１〜４３に侵入するときにそのエネルギーのごく一部を放出して（プラトーを形成）、その後、ハドロン経路が延びるにつれてエネルギー全体が局所的に放出され、ピークまで急増し、ビームの範囲の最後に減少する。ピークは、ブラッグピークと呼ばれ、および図２（ｃ）に示すブラッグ曲線の最大値に対応する。従って、ハドロンビームは、標的組織４０内の正確な場所に高線量のハドロンを送達できるため、健康な周囲組織４１〜４４を保存する。図２（ａ）に示すように、正確な場所に高線量のハドロンを送達できるようにするハドロン療法の利点は、その弱点の１つでもある。なぜなら、ハドロンビームのブラッグピークの位置ＢＰ０が標的組織４０に対してオフセットしている場合、高線量のハドロンは、健康な隣接する組織４３、４４に送達され得るためである（図２（ａ）における、組織内でハドロンビームが移動しかつビーム経路Ｘｐに沿って測定された距離Ｘｈに対するエネルギー損失Ｅ_ｌｏｓｓの曲線の実線Ｅ０および破線Ｅ０ｄを比較）。このため、標的組織の位置に対するブラッグピークの相対位置の決定は、患者に対してハドロン療法を適切に施すために極めて重要である。

実際に、ハドロン療法は、通常、何れかの治療を開始し得る前に治療計画を確立する必要がある。この治療計画中、患者および標的組織のコンピュータ断層撮影（ＣＴスキャン）が通常実施される。ＣＴスキャンは、患者を治療するための治療用ハドロンビーム１ｈによって横切られる標的組織４０および周囲組織４１〜４３を特徴付けるために使われる。特徴付けにより、標的組織を含む容積の３次元表示を生じ、および治療計画システムが、ハドロンビームによって横切られる組織４１〜４３の性質に基づいて計算された範囲−線量関係を決定する。

この特徴付けは、処方線量のハドロンを標的スポット４０ｓに送達するために必要な治療用ハドロンビームの初期エネルギーＥｋを決定するために使用される水分等量経路長（ＷＥＰＬ）の算出を可能にする。この場合、前記初期エネルギーが決定された段階に依存して、ｋ＝０または１である。図２（ｃ）は、ハドロンビームが異なる組織を横切って移動した物理的距離を、対応するＷＥＰＬに変換したものを示す。所与の組織を通過して所与の距離を移動するハドロンビームのＷＥＰＬは、前記ハドロンビームが水分中を移動するのと均等な距離である。図２（ｃ）に示すように、通常と同様に、異なる性質および厚さの健康な組織４１〜４３が患者の皮膚の外表面から標的組織を分離している場合、標的スポットのＷＥＰＬは、標的スポットに達するまで連続する各組織の水分対応経路長を考慮して計算される。水分中を移動するハドロンビームの均等な経路長の値を用いて、標的スポットのＷＥＰＬにおいてブラッグピークの位置決めに必要とされる初期エネルギーＥｋを簡単に算出することができ、およびこのエネルギーは、標的組織内の標的スポットにおいてブラッグピークを位置決めするために必要とされる初期エネルギーＥｋに対応する。

次に、治療計画は、ハドロンの線量が標的組織上に蓄積される１つ以上の治療セッションを含む治療期中に実施され得る。しかしながら、標的組織の複数の標的スポットに対するハドロンビームのブラッグピークの位置は、
・一方ではハドロン療法セッション中の、および他方では治療計画の確立とハドロン療法セッションとの間の患者の位置の変化、
・標的組織のサイズおよび／または位置の変化（図２（ｂ）参照）および／またはハドロンビームに対して標的組織から上流に位置決めされた健康な組織４１〜４３の変化
を含む、いくつかの不確実性を有し、
・ＣＴスキャンからの範囲計算は、ＣＴ画像の品質によって限定されている。別の限界は、ＣＴスキャンはＸ線の減衰を使用するが、このＸ線の減衰は明白ではなく、かつ横切られる組織の化学組成に依存するハドロン減衰に変換される必要があると関連付けられる。

患者および特に標的組織の位置に関する不確実性は、明白な理由のために極めて重要である。ＣＴスキャンによる正確な特徴付けによっても、治療セッション中の標的組織の実際の位置は、以下の理由から確認が困難なままである：
（Ａ）第１に、照射セッション中、標的組織の位置は、患者の呼吸、消化、または心拍などの解剖学的プロセスのために変化し得る。解剖学的プロセスはまた、気体または流体がハドロンビームのビーム経路Ｘｐに現れたりまたはそこから消えたりするようにさせ得る。
（Ｂ）第２に、治療計画は、通常、ハドロン治療セッションの開始数日前または数週間前に決定され、および患者の治療は、いくつかの治療セッションにわたって分散され、数週間かかり得る。この期間中、患者は、体重が増減し得るため、脂肪および筋肉などの組織の容積を場合によりかなり修正する。

従って、標的組織のサイズは変化し得る（例えば、腫瘍が成長したり、縮小したり、または位置もしくは幾何学的形状が変化したりした可能性がある）。図２（ｂ）は、治療計画の確立時点ｔ０と、治療セッションの時点ｔ０＋Δｔ１、ｔ０＋Δｔ２、ｔ１＝ｔ０＋Δｔ３との間の標的組織４０のサイズおよび位置の進化の例を示す。治療計画と最後の治療セッションとは、数日または数週間だけ隔てられ得る。従って、時点ｔ０に確立された治療計画は、前記時点ｔ０の標的組織４０ｐに属する標的スポット４０ｓｉ，ｊの照射（図２（ｂ）の黒いスポット）を含み得る。その期間Δｔ３中に標的組織４０ｐは動き得るかまたはその形状が変化し得るため、前記標的スポット４０ｓｉ，ｊは、治療セッションの時点ｔ０＋Δｔ３ではもはや標的組織４０に属しておらず、その代わりに、健康な組織にあり得る。従って、前記標的スポットの照射は、標的組織４０の代わりに健康な組織４３に的中してその健康な組織に害を及ぼす可能性がある。

標的組織のサイズおよび／または位置の何らかの変動を特定するための、ハドロン治療デバイスに結合された磁気共鳴画像デバイス（ＭＲＩ）の使用が当技術分野で提案されている。例えば、（特許文献１）には、ＭＲＩに結合されたハドロン治療デバイスを含むシステムが説明されている。前記システムは、ハドロン療法セッション中に患者の画像を取得し、かつこれらの画像を治療計画のＣＴスキャン画像と比較し得る。図１は、ＭＲＩに結合されたハドロン治療デバイスを使用するハドロン療法セッションの公知のフローチャートの例を示す。治療計画が、標的組織４０および周囲組織４１〜４３の特徴付けを含めて確立される。このステップは、伝統的に、ＣＴスキャン分析によって実施され、かつ標的組織の位置Ｐ０および形態、標的組織のハドロン治療のためのハドロンビームの最善の軌跡またはビーム経路Ｘｐの決定、およびハドロンビームが前記ビーム経路Ｘｐを辿って横切る組織のサイズおよび性質の特徴付けを可能にして、前記標的組織の標的スポットのＷＥＰＬ４０ｓを決定する。従って、ハドロンビームのブラッグピークの対応する位置ＢＰ０を標的組織の位置Ｐ０に適合させるために必要なハドロンビームの初期エネルギーＥｋが計算され得る。これにより、治療計画の確立を完了する。

ハドロン療法セッションは、治療計画の確立に続く。ハドロン治療デバイスに結合されたＭＲＩを用いて、ハドロンビームによって横切られる標的組織および周囲組織を含む容積Ｖｐの磁気共鳴（ＭＲ）画像を取り込むことが可能である。その後、ＭＲ画像をＣＴスキャン画像と比較して、ＣＴスキャンが実施された時点（＝ｔ０、図２（ｂ））とハドロン療法セッションの時点（図２（ｂ）のｔ１＝ｔ０＋Δｔ３）との間で、撮像した組織に何らかの形態の違いΔが検出され得るかどうかを評価し得る。治療セッションに影響を及ぼすような著しい差を形態に検出できない場合、ハドロン療法セッションは、治療計画で計画されたように続行する。他方では、計画したハドロンビームおよびそれらのそれぞれのブラッグピークに対して、標的組織の相対位置に影響を及ぼし得るいくらかの違いが検出される場合、ハドロン療法セッションは中断され、新しい治療計画を確立する必要がある。当分野で提案されたこの技術は、陳腐化した治療計画に基づいてハドロン療法セッションを実施するのを防止し、従って健康な組織が標的組織の代わりに照射されるのを防止し得るためにかなり有利である。

磁気共鳴（ＭＲ）画像は、ハドロンビームによって横切られる軟組織のコントラストを高くするが、以下の理由のため、これまでブラッグピークの位置は当然のことながら、ハドロンビーム自体の可視化に好適ではなかった。
・ＭＲＩは、組織中の水素原子の密度を測定するが、これまでハドロン阻止能比に関する特定可能な情報を全くもたらしていない。水素原子の密度からハドロン阻止能比への変換は、ＣＴスキャンのＸ線からの変換と同様であり、かつそれよりも依然として理解されていないという不確実性に直面している。
・ＣＴスキャンおよびＭＲＩで使用される技術が異なることに起因して、ＣＴスキャンからの画像とＭＲＩからの画像との比較が明瞭ではなく、および不確実性に直面し得る。

要するに、ハドロン療法では、標的組織の部分に対するブラッグピークの位置の正確な決定が、この位置の誤差によって標的組織の照射ではなく健康な組織の照射を生じ得るために極めて重要であり、ブラッグピークおよび標的組織の相対位置の決定に関する満足のいく解決法は、これまで入手できていない。当技術分野で提案されたハドロン治療デバイスとＭＲＩとを組み合わせる装置は、治療セッション中の画像のインサイチュ取得を可能にするため、標的組織の実際の位置に関する情報を与える。しかしながら、前記画像は、ハドロンビームのブラッグピークの位置および標的組織に対してそれがどこにあるかの正確な決定を保証するのに十分ではない。従って、標的組織の位置に対するブラッグピークの位置をより良好に決定できるようにする、ＭＲＩに組み合わせられたハドロン治療デバイスのニーズがある。

米国特許第８４２７１４８号明細書 米国特許第４８７０２８７号明細書 欧州特許第０１８６２３８号明細書 欧州特許出願第２９７７０８３Ａ１号明細書

Ａｓｓｍａｎｎ，Ｗ．，Ｋｅｌｌｎｂｅｒｇｅｒ，Ｓ．，Ｒｅｉｎｈａｒｄｔ，Ｓ．，Ｌｅｈｒａｃｋ，Ｓ．，Ｅｄｌｉｃｈ，Ａ．，Ｔｈｉｒｏｌｆ，Ｐ．Ｇ．，Ｐａｒｏｄｉ，Ｋ．（２０１５）．Ｉｏｎｏａｃｏｕｓｔｉｃ ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｐｒｏｔｏｎ Ｂｒａｇｇ ｐｅａｋ ｗｉｔｈ ｓｕｂｍｉｌｌｉｍｅｔｅｒ ａｃｃｕｒａｃｙ．Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ，４２（２），５６７−７４．ｈｔｔｐ：／／ｄｏｉ．ｏｒｇ／１０．１１１８／１．４９０５０４７

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。

第１の態様によれば、本発明は、医療装置であって、
（Ａ）初期ビームエネルギーＥ０を有するハドロンビームをビーム経路に沿って、関心対象内に配置された標的スポットへ方向付けるように適合されたハドロン源を含むハドロン治療デバイスと、
（Ｂ）標的スポットを含む撮像容積Ｖｐ内の磁気共鳴（ＭＲ）画像を取得するための磁気共鳴撮像デバイス（ＭＲＩ）と、
（Ｃ）ハドロンビームによって生成された信号を取得するように適合された即発γシステム、および／または
（Ｄ）ハドロンビームによって生成された信号を取得するように適合されたＰＥＴシステム、および／または
（Ｅ）ハドロンビームによって生成された信号を取得するように適合された超音波システムと
を含む医療装置において、
（Ｆ）コントローラ（５）であって、
・即発γシステム、ＰＥＴシステム、および／または超音波システムのうちの１つ以上によって取得された信号に基づいて、前記ハドロンビームのブラッグピークの実際の位置ＢＰ１を算出することと、
・ビーム経路に沿って関心対象の外表面（４１Ｓ）から標的スポットまで、ＭＲＩを用いて取得された撮像容積ＶｐのＭＲ画像上でブラッグピークの実際の位置ＢＰ１を位置付けることと
を行うように構成されたコントローラ（５）
をさらに含む、医療装置に関する。

医療装置は、ディスプレイをさらに含んでもよく、およびコントローラは、ＭＲＩから得られたＭＲ画像と、即発γシステムから得られたブラッグピークの位置とを同じ座標尺で表わすように構成され得る。

コントローラはまた、ブラッグピークの実際の位置ＢＰ１と、標的スポットの実際の位置Ｐ１とを比較するように構成され得る。

好ましくは、実際の位置ＢＰ１および標的スポットの位置Ｐ１が所与の許容量を上回る距離だけオフセットされる場合、コントローラは、ビーム経路によって交差されかつ外表面と標的スポットとの間に含まれる各組織ｍの水分等量経路長を算出するようにさらに構成される。算出は、ＭＲ画像で決定された各組織ｍの厚さＬｍおよび性質と、即発γシステムによって決定された外表面と標的スポットとの間の距離に対応する水分等量経路長とに基づき得る。

許容量は、好ましくは±１０ｍｍ未満、好ましくは±５ｍｍ、より好ましくは±３ｍｍである。

好ましくは、コントローラは、標的スポットの計画初期ビームエネルギーＥ０の値を補正して、前記ハドロンビームのブラッグピークの位置を同じ等エネルギー容積Ｖｔｉ内に配置された全ての標的スポットの位置に適合させるのに好適な補正初期ビームエネルギーＥ１にすることにより、治療計画を最適化するように構成される。

本発明による医療装置は、ハドロン線撮影システムおよび／または非背臥位の患者を支持するための支持体をさらに含み得る。

第２の態様によれば、本発明は、初期ビームエネルギーＥ０を有し、かつ標的組織内でビーム経路に沿って標的スポットへ放出されるハドロンビームのブラッグピークを位置付ける方法に関する。方法は、
（Ａ）標的スポットを含む撮像容積Ｖｐの磁気共鳴（ＭＲ）撮像を実施し、かつＭＲ画像を取得するステップと、
（Ｂ）初期ビームエネルギーＥ０を有するハドロンビームをビーム経路に沿って標的スポットへ放出するステップと、
（Ｃ）即発γシステムを用いて、前記ハドロンビームによって生成された信号を検出するステップと、
（Ｄ）前記信号から、即発γシステムによって取得された信号に基づいて前記ハドロンビームのブラッグピークの実際の位置ＢＰ１を決定するステップと、
（Ｅ）ＭＲＩを用いて、ビーム経路に沿って関心対象の外表面から標的スポットまで取得された撮像容積ＶｐのＭＲ画像上でブラッグピークの実際の位置ＢＰ１を位置付けるステップと
を含む。

方法は、ブラッグピークの実際の位置ＢＰ１と標的スポットの実際の位置Ｐ１とを比較するステップをさらに含み得る。

好ましくは、実際の位置ＢＰ１および標的スポットの実際の位置Ｐ１が所与の許容量を上回る距離だけオフセットしている場合、方法は、ビーム経路によって交差されかつ外表面と標的スポットとの間に含まれる各組織ｍの水分等量経路長を算出するステップをさらに含む。算出は、ＭＲ画像で決定された各組織ｍの厚さＬｍおよび性質と、外表面と即発γシステムによって決定された標的スポットとの間の距離に対応する水分等量経路長とに基づき得る。

許容量は、好ましくは±１０ｍｍ未満、好ましくは±５ｍｍ、より好ましくは±３ｍｍである。

好ましくは、方法は、標的スポットの計画初期ビームエネルギーＥ０の値を補正して、前記ハドロンビームのブラッグピークの位置を同じ等エネルギー容積Ｖｔｉ内に配置された全ての標的スポットの位置に適合させるのに好適な補正初期ビームエネルギーＥ１にすることにより、治療計画を最適化するステップを含む。

方法は、
（Ｆ）ディスプレイを提供するステップと、
（Ｇ）ＭＲＩから得られた磁気共鳴データと、即発γシステムから得られたブラッグピークの実際の位置とを同じ座標尺で表すステップと
をさらに含み得る。

好ましくは、磁気共鳴（ＭＲ）撮像を実施するステップおよび撮像用ハドロンビームを放出するステップは同じ部屋で行われる。

好ましくは、方法は、本発明による医療装置のステップをさらに含む。

本発明のこれらのおよびさらなる態様を、例としておよび添付図面を参照してより詳細に説明する。

図１は、ＭＲＩに結合されたハドロン治療デバイスを使用する、従来の最新技術のハドロン療法方法のフローチャートを示す。 図２（ａ）は、組織を横切るハドロンビームのブラッグピークの位置を概略的に示し、図２（ｂ）は、時間による標的組織の形態および位置の変化が、治療計画と実際に必要な治療との間に不一致を生じ得ることを概略的に示し、図２（ｃ）は、実際の経路長と水分等量経路長との間の関係を概略的に示す。 図３は、ＭＲＩに結合されたハドロン治療デバイスを含む医療装置の２つの実施形態を概略的に示す。 図４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の選択と、位相勾配および周波数勾配の生成とを概略的に示す。 図６（ａ）は、標的組織へのハドロンビームのアクセスを示す、本発明による装置の２つの例を示す。 図７は、ハドロン治療デバイス、ＭＲＩデバイス、および即発γシステムを含む、本発明による医療装置の例を示す。 図８は、即発γシステム用の検出器の例を概略的に示す。 図９は、本発明によるハドロンビームのエネルギーの算出を概略的に示す。 図１０は、本発明による医療装置のハドロン療法の方法のフローチャートを示す。 図１１は、ハドロン治療デバイス、ＭＲＩデバイス、およびＰＥＴスキャンを含む、本発明による医療装置の例を示す。 図１２は、ハドロン治療デバイス、ＭＲＩデバイス、および超音波システムを含む、本発明による医療装置の例を示す。 図１３は、ハドロン線撮影システムをさらに含む、本発明による医療装置の実施形態を示す。 図１４は、非背臥位の患者を支持するための支持体をさらに含む、本発明による医療装置実施形態を示す。

図面は縮尺通りではない。全体的に、図面では、同一の構成要素は同じ参照符号で示す。

ハドロン療法は、エネルギーハドロンのビーム１ｈを使用する外部ビーム放射線療法の形態である。図３、図４および図６は、関心対象の標的組織４０内の標的スポット４０ｓの方に方向付けられたハドロンビーム１ｈを示す。関心対象の標的組織４０は、一般に、腫瘍を形成する癌性細胞を含む。ハドロン療法セッション中、初期エネルギーＥｋ（ｋ＝０または１）のハドロンビームは、標的組織、例えば腫瘍内の１つ以上の標的スポットを照射し、および照射された標的スポットに含まれる癌性細胞を破壊するため、治療した腫瘍のサイズを照射された組織の壊死によって縮小させる。

関心対象は、有機物質を含む複数の物質を含み得る。好ましくは、関心対象は、図２に示すように複数の組織ｍ（ｍ＝４０〜４４）を含み、これらは、例えば、皮膚、脂肪、筋肉、骨、空気、水分（血液）、器官、および腫瘍であり得る。標的組織４０は、好ましくは腫瘍である。

従来技術の文献に説明されているように、ビーム経路Ｘｐに沿って有機体を横切るハドロンビーム１ｈは、そのエネルギーのほとんどをビーム経路Ｘｐに沿って特定の侵入距離で失う。図２および図４に示すように、前記特定の侵入距離は、いわゆるブラッグピークの位置に対応し、ビーム経路Ｘｐに沿って測定された距離Ｘｈに応じて、ハドロンビームの単位距離［ＭｅＶｇ^−１ｃｍ⁻²］当たりのエネルギー損失Ｅ_ｌｏｓｓをプロットするときに観察される。従って、放射線療法の他の形態とは違って、ハドロンビームは、ブラッグピークの位置に対応する標的組織内の非常に特定的な場所に高線量のエネルギーを送達し得る。ブラッグピークの位置は、主に、ハドロンビームの初期エネルギーＥｋ（すなわち、何れかの組織を横切る前）および横切られた組織の性質および厚さに依存する。標的スポットに送達されたハドロン線量は、ハドロンビームの強さおよび曝露時間に依存する。ハドロン線量は、グレイ（Ｇｙ）で測定され、および治療セッション中に送達される線量は、通常、ほぼ１〜数グレイ（Ｇｙ）程度である。

ハドロンは、強い核力によってまとめられたクォークで作られた複合粒子である。ハドロンの典型的な例は、陽子、中性子、パイ中間子、および重イオン、例えば炭素イオンを含む。ハドロン療法では、荷電ハドロンが一般的に使用される。好ましくは、ハドロンは陽子であり、および対応するハドロン療法は陽子線療法と呼ばれる。下記では、別段の指定がない限り、陽子線または陽子線療法への何れの言及も、概して、ハドロンビームまたはハドロン療法に適用する。

ハドロン治療デバイス１は、一般的に、ハドロン源１０、ビーム輸送ライン１１、およびビーム送達システム１２を含む。荷電ハドロンは、注入システム１０ｉから生成され、および粒子加速器１０ａで加速されてエネルギーを蓄える。好適な加速器は、例えば、サイクロトロン、シンクロ−サイクロトロン、シンクロトロン、またはレーザ加速器を含む。例えば、（シンクロ−）サイクロトロンは、荷電ハドロン粒子を（シンクロ−）サイクロトロンの中心領域から外側らせん状経路に沿って所望の出力エネルギーＥｃに到達するまで加速し得、そこから、それらは（シンクロ−）サイクロトロンから取り出される。ハドロンビームが到達した前記出力エネルギーＥｃは、（シンクロ−）サイクロトロンから取り出されるとき、一般に６０〜４００ＭｅＶ、好ましくは２１０〜２５０ＭｅＶに含まれる。出力エネルギーＥｃは、必ずしも、療法セッション中に使用されたハドロンビームの初期エネルギーＥｋではなく、ＥｋはＥｃ以下である（Ｅｋ≦Ｅｃ）。好適なハドロン治療デバイスの例は、限定されるものではないが、（特許文献２）に説明されているデバイスを含み、この開示全体が、本発明において使用されるようなハドロンビーム治療デバイスの代表として本明細書に援用される。

（シンクロ−）サイクロトロンから取り出されたハドロンビームのエネルギーは、（シンクロ−）サイクロトロンの下流に、ビーム経路Ｘｐに沿って位置決めされたエネルギーデグレーダなどのエネルギー選択手段１０ｅによって低減され得、これは、出力エネルギーＥｃを、ほぼ０ＭｅＶまでを含め、Ｅｋの任意の値まで低減させ得る。上述の通り、特定の組織を横切るハドロンビーム経路Ｘｐに沿ったブラッグピークの位置は、ハドロンビームの初期エネルギーＥｋに依存する。標的組織内に配置された標的スポット４０ｓと交差するハドロンビームの初期エネルギーＥｋを選択することにより、ブラッグピークの位置は、標的スポットの位置に対応するように制御され得る。

ハドロンビームはまた、組織の特性を特徴付けるために使用され得る。例えば、画像は、ハドロン線撮影システム（ＨＲＳ、または、特に陽子線撮影システムＰＲＳ）によって得ることができる。しかしながら、特徴付けのために標的スポットに送達されたハドロンの線量は、上述の通り、ほぼ１〜１０Ｇｙ程度であるハドロン療法セッション中に送達された線量よりもかなり下回り得る。特徴付けのために送達されたＨＲＳのハドロン線量は、一般に、ほぼ１０^−３〜１０^−１Ｇｙ程度である（すなわち一般に治療処置のために送達される線量よりも１〜４桁小さい）。これらの線量は、標的スポットに対して著しい治療効果を有しない。あるいは、標的組織内の小さい組の標的スポットに送達された治療用ハドロンビームが、特徴付けのために使用されてもよい。特徴付けのために送達された総線量は、標的組織を治療するためには十分ではない。

図３に示すように、ハドロン源の下流では、初期エネルギーＥｋのハドロンビームは、ビーム輸送ライン１１を通ってビーム送達システム１２へと方向付けられる。ビーム輸送ラインは、１つ以上の真空輸送管１１ｖ、ハドロンビームの方向を制御し、および／またはハドロンビームを集束させるための複数の磁石を含み得る。ビーム輸送ラインはまた、数名の患者を並行して治療するために、単一のハドロン源１０から複数のビーム送達システムへハドロンビームを分配し、および／または選択的に方向付けるように適合され得る。

ビーム送達システム１２は、ハドロンビーム１ｈをビーム経路Ｘｐに沿って向けるためのノズル１２ｎを含む。ノズルは、固定または可動の何れかであり得る。可動ノズルは、一般的に、図４および図６に概略的に示すように、ガントリー１２ｇ上に取り付けられる。ガントリーは、ハドロン出口の向きを、アイソセンタを中心としかつほぼ水平である軸Ｚに対して垂直な円の周りで変化させるために使用される。背臥位のハドロン治療デバイスでは、水平軸Ｚは、カウチに横たわっている患者に対して平行になるように選択され得る（すなわち患者の頭と足とは、水平軸Ｚに沿って位置合わせされている）。ノズル１２ｎおよびアイソセンタは経路軸Ｘｎを画定し、この角度方向は、ガントリー内のノズルの角度位置に依存する。ノズルに隣接して位置決めされた磁石により、ハドロンビーム１ｈのビーム経路Ｘｐは、経路軸を中心としかつノズルを頂点として有する円錐内で（図４（ａ）参照）、経路軸Ｘｎに対して逸らされ得る。これは、アイソセンタに中心がある標的組織の容積が、ガントリー内のノズルの位置を変更することなくハドロンビームによって治療され得る点で有利である。経路軸の角度位置が固定されているという違いはあるが、同じことが固定ノズルに当てはまる。

ガントリーを備えるデバイス内でハドロンビームによって治療されるべき標的組織は、アイソセンタの近くに位置決めされる必要がある。このために、カウチまたは患者のための任意の他の支持体が動かされ得、一般に水平平面（Ｘ，Ｚ）（Ｘは、水平軸Ｚに対して垂直な水平軸である）にわたって平行移動され、かつＸおよびＺに対して垂直な垂直軸Ｙにわたって平行移動され、かつまた軸Ｘ、Ｙ、Ｚの何れかの周りで回転されて、標的組織の中心領域がアイソセンタに位置決めされ得るようにし得る。

事前に確立された治療計画に従って、ノズル１２ｎに対する患者の正しい位置決めを支援するために、ビーム送達システムは撮像手段を含み得る。例えば、従来のＸ線撮影システムを使用して、標的組織４０を含む撮像容積Ｖｐを撮像できる。従って、得られた画像は、治療計画の確立中に事前に収集されていた対応する画像と比較され得る。

事前に確立された治療計画に依存して、ハドロン治療は、標的組織へのハドロンビームの送達を、当技術分野で周知の以下の技術を含む様々な形態で含み得る：ペンシルビーム、単一散乱、二重散乱、および均一な散乱。本発明は、全てのハドロン療法技術に適用され得る。しかしながら、ハドロン治療は、好ましくは、ペンシルビーム技術によって適用され得る。図４は、この送達技術を概略的に示す。初期エネルギーＥｋ，１のハドロンビームは、事前に確立された送達時間中、第１の標的スポット４０ｓ１，１に方向付けられる。その後、ハドロンビームは、事前に確立された送達時間中、第２の標的スポット４０ｓ１，２に動かされる。プロセスは、一連の標的スポット４０ｓ１，ｊで繰り返されて、事前に確立された走査経路を辿って第１の等エネルギー治療容積Ｖｔ１を走査する。第２の等エネルギー治療容積Ｖｔ２は、同様の走査経路を辿って、初期エネルギーＥｋ，２のハドロンビームを用いてスポット毎に走査される。従って、所与の標的組織４０を治療するために必要な数の等エネルギー治療容積Ｖｔｉが同様の走査経路を辿って照射される。走査経路は、同じ走査スポット４０ｓｉ，ｊにわたっていくつかの経路を含み得る。等エネルギー治療容積Ｖｔｉは、初期エネルギーＥｋ，ｉのハドロンビームで治療され得る標的組織の容積である。等エネルギー治療容積Ｖｔｉは、スライス形状にされており、その厚さは、対応するハドロンビームの初期エネルギーＥｋ，ｉの値でのブラッグピークの広がりにほぼ対応し、およびその領域の主表面は、ガントリーまたは固定ノズルデバイス内でのノズルの所与の位置に利用可能である、ビーム経路Ｘｐを囲む経路軸Ｘｎを中心とする円錐の開放角度によってのみ制限される。均質な標的組織の場合、図４（ｂ）に示すように、主表面は実質的に平面的である。しかしながら、実際には、標的組織４０および上流組織４１〜４３の両方は、性質および厚さにおいて均質ではないため、等エネルギー容積Ｖｔｉの主表面は凸凹している。図４（ｂ）の卵形容積は、初期エネルギーＥｋ，ｉのビームに１つの標的スポット４０ｓｉ，ｊを曝露することによって治療線量のハドロンを受ける標的組織の容積を概略的に示す。

標的組織４０に送達された線量Ｄは、図４（ｃ）に示されている。上述の通り、治療セッション中に送達された線量は、通常、ほぼ１〜数グレイ（Ｇｙ）程度である。これは、各等エネルギー治療容積Ｖｔｉの各標的スポット４０ｓｉ，ｊに送達された線量に依存する。各標的スポット４０ｓｉ，ｊに送達された線量は、ハドロンビームの強度Ｉと、前記標的スポットでの照射時間ｔｉｊとに依存する。従って、標的スポット４０ｓｉ，ｊに送達された線量Ｄｉｊは、照射時間ｔｉｊにわたる積分、Ｄｉｊ＝∫Ｉ ｄｔである。標的スポット４０ｓｉ，ｊに送達される典型的な線量Ｄｉｊは、ほぼ０．１〜２０Ｇｙ程度である。等エネルギー治療容積Ｖｔｉに送達される線量Ｄｉは、各標的スポットに送達される線量Ｄｉｊの前記等エネルギー治療容積において走査されるｎ個の標的スポットの和、Ｄｉ＝ΣＤｉｊ（ｊ＝１〜ｎ）である。従って、標的組織４０に送達される総線量Ｄは、各エネルギー治療容積に送達された線量Ｄｉのｐ個の照射された等エネルギー治療容積Ｖｔｉの和、Ｄ＝ΣＤｉ（ｉ＝１〜ｐ）である。従って、標的組織に送達されたハドロンの線量Ｄは、ハドロンビームの強度Ｉ、各標的スポット４０ｓｉ，ｊの総照射時間ｔｉｊ，および照射される標的スポット４０ｓｉ，ｊの数のうちの１つ以上を制御することにより、広範囲の値にわたって制御され得る。従って、治療されるべき標的組織４０がほぼアイソセンタの位置に配置されるように患者が位置決めされると、ハドロン治療セッションの持続時間は、主に、
・各標的スポット４０ｓｉ，ｊの照射時間ｔｉｊ、
・ハドロンビームを、標的スポット４０ｓｉ，ｊから、同じ等エネルギー治療容積Ｖｔｉの隣接する標的スポット４０ｓｉ（ｊ＋１）へ方向付ける走査時間Δｔｉ、
・各等エネルギー治療容積Ｖｔｉにおいて走査される標的スポット４０ｓｉ，ｊの数ｎ、
・等エネルギー治療容積Ｖｔｉにおいて走査された最後の標的スポット４０ｓｉ，ｎから次の等エネルギー治療容積Ｖｔ（ｉ＋１）の第１の標的スポット４０ｓ（ｉ＋１），１まで移るのに必要な時間ΔｔＶｉ、および
・標的組織４０が囲まれている等エネルギー治療容積Ｖｔｉの数
の値に依存する。

標的スポット４０ｓｉ，ｊの照射時間ｔｉｊは、ほぼ１〜２０ｍｓ程度である。同じ等エネルギー治療容積にある連続する標的スポット間の走査時間Δｔｉは、一般的に、ほぼ１ｍｓ程度と非常に短い。１つの等エネルギー治療容積Ｖｔｉから、それに続く等エネルギー治療容積Ｖｔ（ｉ＋１）に移るのに必要な時間ΔｔＶｉは、ハドロンビームの初期エネルギーＥｋの変更を必要とするためにわずかに長く、ほぼ１〜２秒程度である。

図２（ａ）および（ｂ）に示すように、ハドロンビームの初期エネルギーＥｋの正確な決定は、明らかに極めて重要である。なぜなら、そのように決定されたブラッグピークの位置が標的組織４０の実際の位置と対応せず、ハドロンのかなりの線量が、健康な、場合により不可欠な器官に送達されて、患者の健康を危険にさらす可能性があり得るためである。ブラッグピークの位置は、主に、ハドロンビームの初期エネルギーＥｋと、横切られた組織の性質および厚さとに依存する。従って、患者内の標的組織の正確な位置を決定することの他に、標的組織の精密な位置に対応するブラッグピークの位置を生じるハドロンビームの初期エネルギーＥｋの算出も、標的組織４０に到達するまで横切られる組織の予備特徴付けを必要とする。この特徴付けは、実際のハドロン治療前（一般的に数日前）に確立された治療計画中に実施される。実際のハドロン治療は、数週間にわたって分散されるいくつかのセッションに分割され得る。典型的な治療計画は、一般的に、ＣＴスキャンを用いた関心対象の画像の形態のデータの取得によって開始し得る。従って、ＣＴスキャンによって取得された画像は、
・公知のグレースケールを用いる各組織のグレーの色合いの比較に基づく、組織のＸ線吸収能に応じて画像で表わされる組織の性質を特定するステップ（例えば、組織は、脂肪、骨、筋肉、水分、空気のうちの１つであり得る）、
・皮膚から標的組織までの１つ以上のハドロンビーム経路Ｘｐに沿って各組織の位置および厚さを測定するステップ、
・それらそれぞれの性質に基づいて、対応するハドロン阻止能比（ＨＳＰＲ）が特定した各組織に起因すると考えるステップ、
・それらそれぞれのＨＳＰＲおよび厚さに基づいて、標的組織の上流にありかつそれを含む各組織ｍ（ｍ＝４０〜４４）の組織水分等量経路長ＷＥＰＬｍを計算するステップ、
・全組織ｍのそのように決定されたＷＥＰＬｍを加算して、標的組織４０に配置された標的スポット４０ｓのＷＥＰＬ４０ｓを生じるステップであって、前記ＷＥＰＬ４０ｓが皮膚から標的スポット４０ｓまでハドロンビームが移動した距離に対応する、ステップ、
・ＷＥＰＬ４０ｓから、標的スポット４０ｓにハドロンビームのブラッグピークを位置決めするのに必要なハドロンビームの初期エネルギーＥｋを計算するステップ
のうちの１つ以上を実施することによって特徴付けられ得る。前記プロセスステップは、標的組織を画定するいくつかの標的スポットに対して繰り返され得る。

磁気共鳴画像デバイス
磁気共鳴画像デバイス２（ＭＲＩ）は、電磁場による、関心対象の有機組織内に存在する励起原子の相互作用に基づく医用画像技術を実施する。強い主磁場Ｂ０に配置されると、前記励起原子の核のスピンが、主磁場Ｂ０に位置合わせされた軸の周りで歳差運動し、主磁場Ｂ０に対して平行な静止した有効分極を生じる。前記主磁場Ｂ０における、励起原子の、ラーモア周波数と呼ばれる共振周波数ｆＬでの、磁場Ｂ１を励起する無線周波数（ＲＦ）のパルスの適用は、有効分極ベクトルを横に傾けることにより（例えば、いわゆる９０°パルス、Ｂ１−９０によって）、または９０°を上回る角度まで、さらにはそれを１８０°で逆にすることにより（いわゆる１８０°パルス、Ｂ１−１８０）、前記原子を励起する。ＲＦ電磁パルスが切られるとき、励起原子の核のスピンは次第に平衡状態に戻り、静止有効分極を生じる。緩和中、スピンの横ベクトル成分が振動する磁場を生じて、検査対象となっている解剖学的構造のごく近くに配置されるアンテナ２ａによって制御され得る信号を誘発する。

図５および図６に示すように、ＭＲＩ２は、通常、均一な主磁場Ｂ０を生じる主磁石ユニット２ｍ、ＲＦ−励起磁場Ｂ１を生じる無線周波数（ＲＦ）励起コイル２ｅ、それぞれ第１、第２、および第３の方向Ｘ１、Ｘ２、およびＸ３に沿って磁場勾配を生じるＸ１−、Ｘ２−、およびＸ３−勾配磁場コイル２ｓ、２ｐ、２ｆ、ならびに励起状態から静止状態に戻って緩和しているときに励起原子が発したＲＦ−信号を受信するアンテナ２ａを含む。主磁石は、主磁場Ｂ０を生じ、および永久磁石または電磁石（超電導磁石であるかまたはそうではない）であり得る。好適なＭＲＩの例は、限定されるものではないが、（特許文献３）に説明されているデバイスを含み、その開示全体が本明細書に援用される。

図５に示すように、第１の方向Ｘ１に対して垂直な厚さΔｘｉの撮像スライスまたは層Ｖｐｉは、第１の方向Ｘ１に沿って磁場勾配を作ることによって選択され得る。図５では、第１の方向Ｘ１は、患者の横になった位置によって画定される軸Ｚに対して平行であり、前記軸Ｚに対して垂直なスライスを生じる。実際、これは必ずしも事実ではなく、および第１の方向Ｘ１は、例えば軸Ｚに対して直角の任意の方向であり得、スライスは、患者に対してある角度をなして延在する。図５（ａ）に示すように、励起原子のラーモア周波数ｆＬは、周波数範囲［ｆＬ］ｉのＲＦ励起磁場Ｂ１の送信パルスに曝露される磁場の大きさに依存するため、もっぱら厚さΔｘｉのスライスまたは層Ｖｐｉに配置される磁場範囲［Ｂ０］ｉに曝露される励起原子を励起する。ＲＦ励起磁場Ｂ１のパルスの周波数帯域幅［ｆＬ］ｉを変更することにより、撮像層Ｖｐｉの幅Δｘｉおよび位置は制御され得る。連続的な撮像層Ｖｐｉでこの動作を繰り返すことにより、撮像容積Ｖｐは特徴付けられ、かつ撮像され得る。

アンテナによって受信される信号の空間的発生源を第１の方向Ｘ１に対して垂直な平面上に局在化させるために、磁場勾配は、図５（ｂ）に示すように、Ｘ２−、およびＸ３−勾配磁場コイル２ｐ、２ｆを活性化することにより、第２および第３の方向Ｘ２、Ｘ３（Ｘ１⊥Ｘ２⊥Ｘ３である）に沿って連続して形成される。前記勾配は、緩和しているときに励起核のスピンにおいて位相勾配Δφおよび周波数勾配Δｆを誘発し、これは、第２および第３の方向Ｘ２、Ｘ３における受信信号の空間符号化を可能にする。そのようにして二次元マトリックスが取得され、ｋ空間データを生じ、およびＭＲ画像が二次元フーリエ逆変換を実施することによって作成される。ＭＲ画像を取得しかつ作成する他の態様が当技術分野で公知であり、および本発明は任意の特定の態様の選択に限定されない。

主磁場Ｂ０は、一般的に、０．２〜７Ｔ、好ましくは１〜４Ｔに含まれる。無線周波数（ＲＦ）励起コイル２ｅは、厚さΔｘｉのスライスに含まれかつ主磁場範囲［Ｂ０ｉ］に曝露される原子のほぼラーモア周波数ｆＬの周波数範囲［ｆＬ］ｉで磁場を生成する。水素原子では、磁気強度単位当たりのラーモア周波数は、ｆＬ／Ｂ＝４２．６ＭＨｚ Ｔ^−１である。例えば、主磁場Ｂ０＝２Ｔに曝露される水素原子では、ラーモア周波数ｆＬ＝８５．２ＭＨｚである。

ＭＲＩは、閉鎖ボア、開放ボア、またはワイドボアＭＲＩタイプの何れかであり得る。典型的な閉鎖ボアＭＲＩの磁気強度は１．０Ｔ〜３．０Ｔであり、ボア直径はほぼ６０ｃｍ程度である。図６に示すように、開放ボアＭＲＩは、一般に、２つの主磁極２ｍを含み、それらの間は、撮像容積Ｖｐを撮像するのに好適である、横になった位置、座位、または任意の他の位置にある患者を収容するための間隙だけ空けられている。開放ボアＭＲＩの磁場は、通常、０．２〜１．０Ｔに含まれる。ワイドボアＭＲＩは、より大直径を有する閉鎖ボアＭＲＩの一種である。

ハドロン治療デバイス＋ＭＲＩ
図２（ｂ）を参照して導入部で説明したように、標的組織４０の位置および形態は、治療計画の確立時点ｔ０と、その時点と数日または数週間だけ隔てられ得る治療セッションの時点ｔ１＝ｔ０＋Δｔ３との間で進化する。治療計画は標的組織４０ｐに属しているように特定された標的スポット４０ｓｉ，ｊは、治療セッションの時点ｔ０＋Δｔ３ではもはや標的組織４０に属していない。前記標的スポットの照射は、標的組織４０の代わりに健康な組織４３に害を及ぼし得る。

そのような事態を回避するために、従来技術では、ハドロン治療デバイス（ＰＴ）１を磁気共鳴画像デバイス（ＭＲＩ）２などの撮像デバイスに結合することを提案している。そのような結合は、克服するいくつかの課題があるために些細でない可能性があるが、最近の技術ではＰＴ−ＭＲＩ装置が説明されており、一般的に当業者に知られている。例えば、ＭＲＩの強い磁場Ｂ０内でのハドロンビーム経路Ｘｐの補正などの問題の解決法が利用可能である。

ＰＴ−ＭＲＩ装置は、治療セッションの日ｔ０＋Δｔ３に標的組織および周囲組織の形態および位置を可視化し、時点ｔ０において治療計画の確立中に取得した対応する形態および位置と比較できるようにする。図１のフローチャートに示すように、時点ｔ０の治療計画の確立と時点ｔ０＋Δｔ３の治療セッションとの間の組織の形態および位置に不一致が観察される場合、治療セッションは中断され、および補正されたエネルギーおよび方向のハドロンビームによって照射されるべき実際の標的組織４０に対応する新しい標的スポットを定義して、新しい治療計画がおそらく確立される（図１参照、ひし形ブロック「∃Δ？」→Ｙ→「停止」）。従来技術のこの発展形態は、既に、治療セッションの時点ｔ０＋Δｔ３で陳腐化し得る、時点ｔ０の治療計画の確立中に収集された情報のみに基づくハドロン療法セッションの実施内容を大幅に改善することを表している。

本発明は、標的組織の形態または位置の変化が検出された場合、インサイチュでハドロンビームの初期エネルギーＥｋ、およびビーム経路Ｘｐの方向を補正するために必要とされる情報を提供することにより、ＰＴ−ＭＲＩ装置の効能をさらに改善することを目的とする。これは、標的組織４０で検出されたどのような変化にもかかわらず、治療セッションの実行を可能にする。

使用されるＭＲＩは、上述の閉鎖ボア、開放ボア、またはワイドボアＭＲＩタイプの何れかであり得る。開放型ＭＲＩは、２つの主磁極２ｍを隔てる間隙に大きい開放空間があり、ハドロンビームをほとんど何れの方向にも向けられるようにする。あるいは、図６（ａ）に示すように、ハドロンを透過させる開口部または窓２ｗが主磁石ユニットに設けられ得る。この構成は、ハドロンビームがＢ０に対して平行にされ得るという特殊性を有する。別の実施形態では、ハドロンビームは、閉鎖ボアＭＲＩによって形成されたトンネルの空洞部を通るような向きにされることができるか、またはハドロンを透過させる環状の窓は、前記トンネルの壁にわたって、軸Ｚに対して実質的に垂直なガントリーに対して平行に延在して、ハドロンビームは異なる角度で標的組織に到達してもよい。固定ノズルが使用される場合、そのような開口部または窓のサイズはそれに応じて縮小され得る。

即発γシステム
図７は、ハドロン治療デバイス１、磁気共鳴撮像デバイス（ＭＲＩ）２、および即発γ（ＰＧ）システム３を含む、本発明による医療装置の例を示す。

ＰＧシステムは、関心対象と相互作用すると、ハドロンビーム１ｈによって生成された信号を検出するように構成された検出器３ｄを含む。ハドロンビームは、例えば、０〜２３０ＭｅＶに含まれる初期ビームエネルギーＥ０を有する治療用ハドロンビームであり得る。ハドロンビームは、ビーム経路に沿って、標的組織４０内に配置された１つ以上の標的スポット４０ｓｉ，ｊの方へ方向付けられ得る。例えば、ハドロンビームのビーム経路は、ビーム送達システムのノズル１２ｎから来て、および関心対象を通過して標的スポット４０ｓに至る。ビーム経路はまた、関心対象の外表面４１Ｓおよび１つ以上の組織ｍ（ｍ＝４０〜４４）と交差し得る。

物質（組織）と交差するハドロンビームは、そのビーム経路にわたってそのエネルギーの一部を失う。損失は、ハドロンと、横切られる組織の電子との相互作用と、横切られる組織の原子核との相互作用とに起因する。損失は、横切られた組織ｍの厚さＬｍに比例し、および組織ｍの性質に依存する。ハドロン療法では、ハドロンビームによって横切られる組織は、例えば、皮膚、脂肪、筋肉、骨、空気、水分（血液）、器官、および腫瘍である。ハドロンビームによってビーム経路に沿って失われたエネルギーの一部は、ハドロンビームのハドロンと横切られる組織の原子核との間の非弾性相互作用（すなわち衝突）に起因する。相互作用によって原子核を励起し、それらを相互作用前の基底状態よりも高いエネルギー状態にする。原子核は、即発γ線を放出することにより、それらの基底状態に迅速に戻る。ＰＧの放出はビーム経路に沿って発生し、およびその強度は、ハドロンと原子核との相互作用の確立と、従ってハドロンのエネルギーとに依存する。ＰＧ放出プロファイルは、ブラッグ曲線と相関する曲線に従う。ＰＧの減少の位置は、ブラッグ曲線の線量減少の位置と全く同じではないことに留意されたい。ＰＧピークは、通常、ブラッグピークの数（２〜３）ｍｍ前に発生する。ＰＧの放出スペクトルは、範囲１〜１５ＭｅＶにおける特定核の脱励起からいくつかの個別の線によって占められ、および等方的である。それらの高い特徴エネルギーＰＧが高確率で関心対象から流出し得るため、およびそれらがＰＧシステムを用いて検出され得るため、関心対象内のビーム侵入深さ（ブラッグピークの位置）を検索する可能性を提供し得る。

ＰＧシステムの検出器３ｄは、ビーム経路に沿って放出されたＰＧによって生成された信号を検出し得る。この信号は、ハドロンビームのブラッグピークの位置を算出できるようにする。取得された信号に依存するいくつかの技術は、ブラッグピークの位置を測定するために使用され得る：
・ＰＧ撮像技術は、検出されたγの入射を使用して、その放出点を決定し、
・ＰＧタイミング技術は、検出されたγの飛行時間を使用して、検出器から、γ線がハドロンビームに沿って放出された位置までの距離を決定し、
・ＰＧ分光技術は、ビーム経路に沿った所与の位置において放出されて、検出されたγのエネルギーの分布を使用して、所与の位置におけるハドロンビームのエネルギーを検索する。

関心対象内のブラッグピークの位置の算出は、シミュレーションされたハドロンビームのＰＧ放出をシミュレーションすることによって実施され得る。その場合、シミュレーションは、測定された放出と比較され、かつ不一致の場合には補正される。

図８は、通常、コリメータ３ｃ、シンチレータ３ｓ、および光子計数デバイス３ｐを含む、ＰＧシステム３の検出器３ｄの例を示す。シンチレータは、通常、ＰＧと相互作用して可視光子を生成する発光物質を含む。シンチレータは、セグメント化されてもまたはされなくてもよく、各セグメントは、検出器の視野の部分に対応し得る。コリメータは、長手方向のスリット状開口部３ｏを含み得る。好ましくは、コリメータ３ｃの開口部３ｏは、ビーム経路に対して垂直に放出されたＰＧを選択するように構成される。光子計数デバイス３ｐはまた、光電子増倍管を含み得る。当技術分野で公知のように、コリメータによって選択されたＰＧは、シンチレータと相互作用する。その後、可視光子は、光電子増倍管によって増加されて、光子計数デバイスによって取得される信号を増加させ得る。好適なＰＧ検出器の例は、限定されるものではないが、（特許文献４）のデバイスであり、その開示全体が本明細書に援用される。

本発明による医療装置は、
（Ａ）初期ビームエネルギーＥ０を有するハドロンビームをビーム経路に沿って、関心対象内に配置された標的スポット４０ｓへ方向付けるように適合されたハドロン源を含むハドロン治療デバイスと、
（Ｂ）標的スポットを含む撮像容積Ｖｐ内の磁気共鳴（ＭＲ）画像を取得するＭＲＩと、
（Ｃ）ハドロンビームによって生成された信号を取得するように適合されたＰＧシステムと、
（Ｄ）コントローラであって、
・ＰＧシステムによって取得された信号に基づいて、前記ハドロンビームのブラッグピークの実際の位置ＢＰ１を算出することと、
・ビーム経路に沿って関心対象の外表面４１Ｓから標的スポット４０ｓまで、ＭＲＩを用いて取得された撮像容積ＶｐのＭＲ画像上でブラッグピークの実際の位置ＢＰ１を位置付けることと
を行うように構成されたコントローラと
を含む。

水分等量経路長と、従って標的組織までの治療用ハドロンビームのエネルギーとは、治療計画の確立と治療セッションとの間に変化し得る。例えば、脳腫瘍を有する患者は、空気の代わりに水分で洞を満たす流体を有し得る。水分は、治療計画中に算出された水分等量経路長を修正し、従って洞の後ろ側に配置されかつビーム経路に沿った標的スポットが正しく照射されなくなる。本発明の装置は、治療セッション中の標的スポットのエネルギーを補正することと、従って標的組織の代わりに健康な組織を照射するのを防止することとを可能にする。装置は、同じ等エネルギー容積の１つまたはいくつかの標的スポット（１〜２０個）のブラッグピークの位置を測定し（一般に１００個の標的スポットを含む）、かつＭＲ画像上で測定位置を位置付ける。それから、コントローラは、治療計画と治療セッションとの間で修正が行われたかどうかを計算し得る。その後、残りの標的スポットに対して治療セッションを適合し得る。

好ましくは、ＭＲＩによって提供されたＭＲ画像およびＰＧシステムよって提供されたハドロンビームによって生成された信号は、同時にまたは短い遅延で取得される。従って、２つの測定値は組織の同一の形状配置を表す。

有利には、ＭＲ画像の計画は、（撮像用）ハドロンビームのビーム経路を含む。ＭＲ画像を使用して、ハドロンビームによって横切られる組織ｍの性質を決定し（決定するのを補助し）、およびハドロンビームによって横切られる組織ｍの厚さＬｍを決定し得る。従って、撮像用ハドロンビームが通過する計画を想像するのが有用である。

図９に示すように、コントローラ５は、ＰＧシステムによって提供された信号およびＭＲＩによって提供されたＭＲ画像を取得し得る。ＭＲ画像は、関心対象の外表面４１Ｓの位置を特定するために使用され得る。ハドロンビームによって横切られる組織はＭＲ画像上で選択され得、およびコントローラは、
・ハドロンビームによって横切られた組織ｍの性質、
・各組織ｍのＨＳＰＲ，ｍ、
・組織ｍの厚さＬｍ
を決定または推定し得る。

その後、コントローラは、ＰＧシステムによって提供された信号およびＭＲ画像からの情報を使用して、ハドロンビームのブラッグピークの実際の位置ＢＰ１を算出し得る。通常、算出は反復プロセスである。横切られた組織におけるハドロンビームのＰＧの放出はシミュレーションされる。シミュレーションは、測定信号と比較される。差がある場合、シミュレーションは適合されて（例えば、いくつかの組織ｍの推定ＨＳＰＲ，ｍを修正するか、または推定厚さＬｍを修正する）、ハドロンビームが再度シミュレーションされる。この手順は、シミュレーションおよび測定信号が（ほぼ）同じになるまで行われる。実際には、算出は、シミュレーションと測定信号との間の差が所与の許容量よりも小さくなるまで行われる。

あるいは、シミュレーションにおいて使用される組織ｍの初期ＨＳＰＲ，ｍ、Ｌｍおよび性質は、治療計画中に算出されたものであり得、これらは、通常、より正確である。

その後、コントローラは、ブラッグピークの実際の位置ＢＰ１と、ハドロンビームによって標的にされた標的スポット４０ｓの実際の位置Ｐ１とを比較し得る。

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Ｅ０およびハドロンビームの水分等量経路長に依存する。ブラッグピークの位置およびハドロンビームの初期エネルギーＥ０が分かっていることにより、関心対象の外表面４１Ｓと標的スポット４０ｓとの間の水分等量経路長に対応する水分等量経路長ＷＥＰＬ４０ｓを算出できる。関心対象の外表面前において空中で失われたエネルギーは、通常、無視できる。

実際の位置ＢＰ１および標的スポット４０ｓの実際の位置Ｐ１が所与の許容量を上回る距離だけオフセットされている場合、コントローラは、ビーム経路によって交差されかつ外表面４１Ｓと標的スポット４０ｓとの間に含まれる各組織ｍの水分等量経路長（ＷＥＰＬｍ）を算出し得る。

算出は、ＭＲ画像から取り出されたデータ（組織ｍの性質ＨＳＰＲ，ｍ、厚さＬｍ）およびＰＧシステムから得られたＷＥＰＬ４０ｓを使用する。コントローラはまた、治療計画中に算出されたデータを使用して、算出の正確さおよび速度を向上させ得る。例えば、コントローラは、治療セッションのＭＲ画像と治療計画のＣＴ（またはＭＲ）画像との（形態学的な）差を特定し得るため、算出において変更する必要があるパラメータを示す。

許容量は、好ましくは±１０ｍｍ未満、好ましくは±５ｍｍ、より好ましくは±３ｍｍである。実際、当業者は、例えばモンテカルロシミュレーションを適用して、ハドロン療法における範囲の不確実性をどのように推定するかを知っている。許容量はまた、（重要性が最高のものから重要性が最低のものまで）標的スポットで停止するハドロンの数、組織の距離、ビームエネルギーおよび性質に依存する、測定された標的スポットに関する検出器の期待される精度に依存し得る。従って、許容量は、関心対象および／または標的スポットに依存し得る。

本発明による装置は、好ましくはディスプレイ５ｄをさらに含み、およびコントローラは、ＭＲＩから得られたＭＲ画像と、ＰＧシステムから得られたブラッグピークの位置とを同じ座標尺で表すように構成されている。

ＷＥＰＬｍを使用して、標的スポット４０ｓの計画初期ビームエネルギーＥ０を補正し得る。エネルギーＥ０は、補正初期エネルギーＥ１へと増減されて、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の位置に対応するようにする。そのため、補正初期ビームエネルギーＥ１≡Ｅ１，ｉは、前記ハドロンビームのブラッグピークの位置と、同じ等エネルギー容積Ｖｔｉに配置される他の全ての標的スポット４０ｓｉ，ｊの位置とを適合するのに好適である。

好ましくは、ＷＥＰＬｍは、同じ等エネルギー容積Ｖｔｉのいくつかのスポットに対して算出されて、算出の信頼性を高めかつ局所効果を回避する（洞内の水分の上述の例など）。

従って、補正初期ビームエネルギーＥ１の算出は、同じ等エネルギー容積Ｖｔｉ内のいくつかの標的スポットに基づいて実施され得る。図４（ｃ）に対して説明したように、これは、いくつかの標的スポットを照射すること、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％を照射することによって達成され得る。従って、これらのスポットの方に方向付けられたハドロンビームによって送達された線量は、標的組織を治療するのに十分でない。なぜなら、組織の形態が変化している場合、健康な組織に到達する全治療線量は、患者の健康に極めて良くない可能性があるためである。これらの条件では、初期エネルギーの補正が必要であっても、治療計画の検証は患者にとっての安全策である。実際に、治療セッション中に補正初期エネルギーＥ１が使用されて、等エネルギー容積Ｖｔｉの標的スポット４０ｓｉ，ｊの全てを治療し得る。それに続く等エネルギー容積Ｖｔ（ｉ＋１）．．．における標的スポット４０（ｉ＋１），ｊ．．．の治療に必要な初期エネルギーは、初期エネルギーＥ１から外挿され得るか、もしくは等エネルギー容積Ｖｔｉに対して決定され得るかのいずれかであり、またはその代わりにもしくはそれに加えて、上述の通り、それに続くエネルギー容積Ｖｔ（ｉ＋１）．．．の標的スポット４０（ｉ＋１），ｊ．．．の選択が試験され得る。

あるいは、図１１に示すように、ＰＧシステムは、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）スキャン６が使用され得ることによって置き替えられ得る。ＰＥＴスキャンは、関心対象のハドロンビーム経路に沿って配置されたβ^＋（陽電子）放出体の濃度を３次元で撮像するためのデバイスである。ハドロンビームのハドロンのごく一部は、横切られる組織の原子核との相互作用によって陽電子放出同位体を生じる（例えば、^１１Ｃ、^１３Ｎ、^１５Ｏ）。これらの放射性同位体は、陽電子の放出によって減衰し、陽電子は、電子が同時に放出された２つのガンマ光子の放出を生じる状態で消滅する。ＰＥＴスキャンの検出器６ｄは、これら２つのガンマ光子の放出源を検出し、従ってβ^＋放出体の濃度を測定する。β^＋放出体の濃度は、ハドロンビームのビーム経路に関連する。

さらに別の代替形態では、超音波システムは、ＰＧシステムの代わりとなり得る。図１２は、超音波検出器７ｄを含む超音波システム７の例を示す。好適な超音波システムの例は、限定されるものではないが、（非特許文献１）において説明されているようなデバイスを含み、その開示全体が本明細書に援用される。

本発明による医療装置はまた、ハドロン線撮影システム（ＨＲＳ、または特に図１３に示すような陽子線撮影システムＰＲＳ）８を含み得る。ＨＲＳは、関心対象（および標的スポット）と交差する撮像用ハドロンビームを使用し、かつハドロンビームが交差する関心対象の水分等量経路長ＷＥＰＬ，ＨＲＳを測定し得る。このＷＥＰＬ，ＨＲＳは、ブラッグピークの位置に関する追加的な情報をもたらし、かつＷＥＰＬｍの決定を向上させるために使用され得る。従って、ハドロンビームの範囲決定を向上させることができる。ＨＲＳの検出器は、以下の検出器：レンジテレスコープ、熱量計または分光計のうちの１つであり得る。

図１４は、非背臥位の患者を支持するための支持体９をさらに含む、本発明によるハドロン治療デバイスの例を示す。標的組織４０の実際の位置での不確実性が低いことにより、治療計画の確立と治療セッションとの間の形態の違いを可能にする。これに関連して、非背臥位の患者の治療は、ガントリーを必要としないために有利であり得る。従って、ビームノズルは固定され、および装置のコストがかなり削減される。図１４の実施形態による装置はまた、ＨＲＳを含み得る。

第２の態様によれば、本発明は、初期ビームエネルギーＥ０を有しかつビーム経路に沿って標的組織４０内の標的スポット４０ｓへ放出されるハドロンビームのブラッグピークを位置付ける方法に関する。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場所は、事前に確立された治療計画を検証できるようにする。

図１０は、本発明の方法によるフロー図の例を示す。初めに、古典的な治療計画が、上述のようなＣＴスキャンを使用して時点ｔ０で確立され得る。典型的な治療計画は、ＣＴスキャンを用いて関心対象の画像を提供し得る。これらの画像は、標的組織４０の標的スポットの位置Ｐ０を特定し、かつハドロンビームによって横切られる組織を特徴付けることができるようにする。その後、治療計画システムは、初期ビームエネルギーＥ０を算出して、ブラッグピークの位置ＢＰ０が標的組織の標的スポットの位置Ｐ０に対応するようにする。これらの作業は、いくつかの標的スポット４０ｓｉ，ｊに対して繰り返され得る。

本発明による方法は、例えば、治療セッション中に実施される。図１０に示すように、ハドロンビームのブラッグピークの局在化は方法の第１のステップである。標的スポット４０ｓを含む撮像容積Ｖｐの磁気共鳴（ＭＲ）撮像が実施されて、ＭＲ画像が取得される。その後、ＰＧシステムは、初期ビームエネルギーＥ０を有するハドロンビームによって生成されかつビーム経路に沿って標的スポット４０ｓへ放出される信号を検出および取得し得る。

上述の通り、ＰＧシステムによって取得された信号は、ハドロンビームのブラッグピークの実際の位置ＢＰ１の算出を可能にする。その後、実際の位置ＢＰ１がＭＲ画像上に位置付けられる。

本発明の方法はまた、ブラッグピークの実際の位置ＢＰ１と、治療計画の検証中、例えば、ｔ０よりも後の時点ｔ１における治療セッション中にＭＲ画像から決定された標的スポット４０ｓの実際の位置Ｐ１とを比較することを含み得る。

ブラッグピークの実際の位置ＢＰ１および標的スポット４０ｓの実際の位置Ｐ１が所与の許容量δを上回る距離だけオフセットされる場合、ハドロンビームの初期エネルギーの補正が実施され得る。この補正を達成するために、ビーム経路によって交差されかつ外表面４１Ｓと標的スポット４０ｓとの間に含まれる各組織ｍの水分等量経路長ＷＥＰＬｍが算出される。算出は、ＭＲ画像上で決定された各組織ｍの厚さＬｍおよび性質に基づいている。算出はまた、外表面４１Ｓと標的スポット４０ｓとの間の距離に対応する水分等量経路長ＷＥＰＬ４０ｓを使用する。ＷＥＰＬ４０ｓは、ブラッグピークの実際の位置ＢＰ０が分かっていることを使用して、ＰＧシステムによって決定され得る。

ブラッグピークの実際の位置ＢＰ１と標的スポット４０ｓの実際の位置Ｐ１との間のオフセットの許容量δは、好ましくは±１０ｍｍ未満、好ましくは±５ｍｍ、より好ましくは±３ｍｍである。

そのため、標的スポット４０ｓの計画初期ビームエネルギーＥ０は、前記ハドロンビームのブラッグピークの位置と標的スポット４０ｓの実際の位置とを適合させるのに好適な補正初期ビームエネルギーＥ１へ補正される。このエネルギーはまた、同じ等エネルギー容積Ｖｔｉに置かれた全ての標的スポット４０ｓｉ，ｊ、そのため標的スポット４０ｓに関して好適であり得る。

好ましくは、ＭＲＩから得られた磁気共鳴画像およびＰＧシステムから得られたブラッグピークの実際の位置ＢＰ１は、ディスプレイ５ｄ上に同じ座標尺で表わされる。

上述の通り、本発明による方法および装置は、１つまたはいくつかの標的スポット４０ｓｉ，ｊのＰＧの放出によって生成されかつＰＧシステムによって取得された信号から、ハドロンビームのブラッグピークの実際の位置ＢＰ１を算出するために使用され得る。算出は治療セッション中に実施される。治療全体は、通常、いくつかの治療セッションを含み、および第１の治療セッションとこの治療セッションとの間の時間は数日または数週間だけ隔てられ得る。好ましくは、従って、算出は、少なくとも標的スポット４０ｓｉ，ｊの一部に関して時点ｔ０＋Δｔ１、ｔ０＋Δｔ２、ｔ１＝ｔ０＋Δｔ３のいくつかの治療セッション中に実施される。

時点ｔ０＋Δｔ１、ｔ０＋Δｔ２、ｔ１＝ｔ０＋Δｔ３で治療セッション中に取得された測定値は、１つ以上の標的スポット４０ｓｉ，ｊのブラッグピークの実際の位置ＢＰ１の進化を算出するのを可能にする。進化は、標的組織（または周囲組織）の形態および／または位置の修正の一般的な傾向を観察できるようにする。そのような傾向が観察されるときおよび予め決められた限界値を超えるとき、新しい治療計画が確立され得る。その傾向はまた、後に施される治療を外挿するために使用され得る。

好ましくは、磁気共鳴（ＭＲ）撮像およびハドロンビームの放出は同じ部屋で行われる。

好ましくは、本発明による方法は、本発明による医療装置を用いて実施される。

本発明の目的は、ハドロンビームの範囲の不確実性を低下させることである。ＰＧシステムを使用することにより、関心対象内のハドロンビームのブラッグピークの位置を測定することが可能になる。そのため、ＭＲＩは、ハドロンビームによって横切られる組織の性質および厚さを特定し、かつ関心対象の外表面を特定するのを補助する画像を提供するため、ＰＧシステムからの信号とＭＲ画像とを同じ尺で表すことができる。この情報は、治療セッション中に治療計画を確認するために使用され得るため、間違った治療の危険性を低減させ、かつ治療の品質（エネルギーの適合）および精度（不確実性を低くする）を向上させる。

１ ハドロン治療デバイス
１ｈ ハドロンビーム
２ 磁気共鳴撮像デバイス
２ａ アンテナ
２ｅ 励起コイル
２ｆ、２ｐ、２ｓ 勾配磁場コイル
２ｍ 主磁極
２ｗ 開口部
３ 即発γシステム
３ｃ コリメータ
３ｄ 検出器
３ｏ 開口部
３ｐ 光子計数デバイス
３ｓ シンチレータ
５ コントローラ
５ｄ ディスプレイ
６ 陽電子放出断層撮影スキャン
６ｄ 検出器
７ 超音波システム
７ｄ 超音波検出器
８ ハドロン線撮影システム
９ 支持体
１０ ハドロン源
１０ａ 粒子加速器
１０ｅ エネルギー選択手段
１０ｉ 注入システム
１１ ビーム輸送ライン
１１ｖ 真空輸送管
１２ ビーム送達システム
１２ｇ ガントリー
１２ｎ ノズル
４０ 標的組織
４０ｓ 標的スポット
４１ 組織
４１Ｓ 関心対象の外表面
４２ 組織
４３ 組織
４４ 組織
Ｂ０ 主磁場
Ｂ１ 励起磁場
ＢＰ０ ブラッグピークの位置
ＢＰ１ ブラッグピークの実際の位置
Ｄ 線量
Ｅ０ 計画初期ビームエネルギー
Ｅ１ 補正初期エネルギー
Ｅｃ 出力エネルギー
Ｅｋ 初期エネルギー
Ｅｌｏｓｓ エネルギー損失
ｆＬ ラーモア周波数
ＨＲＳ 水分等量経路長
ｍ 組織
Ｐ０ 標的スポットの位置
Ｐ１ 標的スポットの実際の位置
ｔｉｊ 照射時間
Ｖｐ 撮像容積
Ｖｐｉ 撮像層
Ｖｔ エネルギー容積
Ｖｔｉ 等エネルギー容積
ＷＥＰＬ４０ｓ 水分等量経路長
ＷＥＰＬ，ＨＲＳ 関心対象の水分等量経路長
ＷＥＰＬｍ 組織の水分等量経路長
Ｘｐ ビーム経路

Claims (7)

1. 医療装置であって、
   （Ａ）初期ビームエネルギーＥ０を有するハドロンビーム（１ｈ）をビーム経路（Ｘｐ）に沿って、関心対象内に配置された標的スポット（４０ｓ）へ方向付けるように適合されたハドロン源（１０）を含むハドロン治療デバイス（１）と、
   （Ｂ）前記標的スポットを含む撮像容積Ｖｐ内の磁気共鳴（ＭＲ）画像を取得するための磁気共鳴撮像デバイス（ＭＲＩ）と
   を含む、医療装置において、
   （Ｃ）前記ハドロンビームによって生成された信号を取得するように適合された即発γシステム（３）、および／または
   （Ｄ）前記ハドロンビームによって生成された信号を取得するように適合されたＰＥＴシステム、および／または
   （Ｅ）前記ハドロンビームによって生成された信号を取得するように適合された超音波システム
   のうちの１つ以上をさらに含むことと、
   （Ｆ）コントローラ（５）であって、
   ・前記即発γシステム、前記ＰＥＴシステム、および／または前記超音波システムのうちの１つ以上によって取得された前記信号に基づいて、前記ハドロンビームのブラッグピークの実際の位置ＢＰ１を算出することと、
   ・前記ビーム経路に沿って前記関心対象の外表面（４１Ｓ）から前記標的スポットまで、前記ＭＲＩを用いて取得された前記撮像容積ＶｐのＭＲ画像上で前記ブラッグピークの前記実際の位置ＢＰ１を位置付けることと
   を行うように構成されたコントローラ（５）
   をさらに含むことを特徴とする医療装置。
2. 請求項１に記載の医療装置において、
   （Ｇ）ディスプレイ（５ｄ）
   をさらに含み、
   前記コントローラが、前記ＭＲＩから得られた前記ＭＲ画像と、前記即発γシステムから得られた前記ブラッグピークの前記位置とを同じ座標尺で表すように構成されていることを特徴とする医療装置。
3. 請求項１または２に記載の医療装置において、前記コントローラが、前記ブラッグピークの前記実際の位置ＢＰ１と、前記標的スポット（４０ｓ）の前記実際の位置Ｐ１とを比較するように構成されていることを特徴とする医療装置。
4. 請求項３に記載の医療装置において、
   前記実際の位置ＢＰ１および前記標的スポット（４０ｓ）の前記位置Ｐ１が所与の許容量を上回る距離だけオフセットされている場合、前記コントローラが、前記ビーム経路によって交差されかつ前記外表面（４１Ｓ）と前記標的スポット（４０ｓ）との間に含まれる各組織ｍの水分等量経路長（ＷＥＰＬｍ）を算出するようにさらに構成され、
   前記算出が、前記ＭＲ画像で決定された各組織ｍの厚さＬｍおよび性質と、前記即発γシステムによって決定された前記外表面と前記標的スポット（４０ｓ）との間の前記距離に対応する水分等量経路長（ＷＥＰＬ４０ｓ）とに基づき、
   前記許容量が好ましくは±１０ｍｍ未満、好ましくは±５ｍｍ、より好ましくは±３ｍｍであることを特徴とする医療装置。
5. 請求項４に記載の医療装置において、前記コントローラ（５）が、標的スポット（４０ｓ）の計画初期ビームエネルギーＥ０の値を補正して、前記ハドロンビームの前記ブラッグピークの前記位置を同じ等エネルギー容積Ｖｔｉ内に配置された全ての標的スポット（４０ｓｉ，ｊ）の位置に適合させるのに好適な補正初期ビームエネルギーＥ１にすることにより、治療計画を最適化するように構成されていることを特徴とする医療装置。
6. 請求項１乃至５の何れか１項に記載の医療装置において、ハドロン線撮影システムをさらに含むことを特徴とする医療装置。
7. 請求項１乃至６の何れか１項に記載の医療装置において、非背臥位の患者を支持するための支持体を含むことを特徴とする医療装置。

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