JP2018202146A - キロボルト放射線療法 - Google Patents

Abstract

【課題】ｋＶのＸ線を体内の標的病変に照射する装置および方法を提供する。【解決手段】Ｘ線源１１０が電子ビーム３１２を受けｋＶのＸ線を特別に設計されたコリメータ２４０を通して出力するように構成された治療用アノードと、電子ビームを生成し治療用アノードに向けるように構成された電子ビーム源３１０と、電子ビームを治療用アノードに沿ってステアリングし走査して、治療用アノードの過熱を防ぐように構成された少なくとも１つの磁石３２０とを含む構成とし、Ｘ線源は、標的病変の周りを回転するガントリ上に載置されて、照射される線量を大体積の健康な組織に分布させ、標的病変に照射される線量を実質的に最大化する構成とする。【選択図】図３

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２０１７年６月２日に出願された「Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｋｉｌｏｖｏｌｔａｇｅ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｔｈｅｒａｐｙ（キロボルト放射線療法のシステム）」と題された同時係属中の米国仮特許出願第６２／５１４，４６６号の優先権の利益を３５米国特許法第１１９条（ｅ）の下で主張する。上記の出願の開示は、参照により本明細書に組み込まれる。

本開示は、標的病変にＸ線の放射線を照射することに関し、より詳細には、治療用アノードおよび複数の撮像アノードを用いてＸ線の放射線を照射することに関する。

低迷する経済により、大きなインフラ格差が打破される見込みはほとんどなく、医療供給において技術を有する専門家は不足している。医療技術およびデータ分析の急成長にもかかわらず、最もよくみられる致命的な病気の多くにおいて、指向性かつ費用対効果が高い療法は不足している。こうした中、がんは、世界規模の医療供給における大きな負担かつ課題であり続けている。がんの標準的な放射線療法システムは、大部分のがんの治療に有効であり得るが、放射線療法システムは高価かつ複雑である。したがって、放射線療法システムの使用は発展途上国では大幅に制限され、先進国でさえ、放射線療法システムの流通には偏りがあることが多い。したがって、放射線療法における資本設備コストを削減することは重要なことであり得る。

本開示は、Ｘ線の放射線を照射することを対象とする。１つの実装例では、Ｘ線の放射線は、治療用アノードおよび複数の撮像アノードを用いて標的病変に照射される。構成要素は、標的病変の周りを回転するガントリ上に載置されて、照射される線量を大体積の健康な組織に分布させ、標的病変に照射される線量を実質的に最大化する。

１つの実装例では、ｋＶのＸ線を体内の標的病変に照射する装置が開示されている。装置は、電子ビームを受けｋＶのＸ線を出力するように構成された治療用アノードと、電子ビームを生成し該電子ビームを治療用アノードへ向けるように構成された電子ビーム源と、治療用アノードの過熱を防ぐために水冷されている治療用アノードに沿って電子ビームをステアリングし走査するように構成された１つまたは複数の磁石とを含む。

別の実装例では、キロボルト（ｋＶ）のＸ線を体内の標的病変に照射する方法が開示されている。方法は、電子ビームを生成し該電子ビームを治療用アノードに向けることと、治療用アノードがｋＶのＸ線を生成するように、１つまたは複数の磁石を用いて電子ビームを治療用アノードに沿ってステアリングし走査することと、特別に設計されたコリメータを用いて、標的病変を中心とする収束点に向けられていないｋＶのＸ線を全て遮断することと、電子ビーム源、１つまたは複数の磁石、治療用アノードおよびコリメータを標的病変の周りで回転させることとを含む。

他の特徴および利点は、開示の態様を例として示す本明細書から明らかだろう。

本開示の詳細は、その構造および動作の両方に関して、添付された図面を検討することにより部分的に取得され得る。図面において、同様の参照番号は、同様の部分を言及する。

本開示の１つの実装例によるｋＶの放射線療法システムのブロック図である。 本開示の１つの実装例によるｋＶのＸ線源の詳細なブロック図である。 治療用アノード（治療用ビームを生成する）および撮像アノード（リアルタイムの撮像および追尾を可能にする）を含むアノードの詳細なブロック図である。 本開示の１つの実装例によるｋＶの放射線療法システムの透視図である。 本開示の１つの実装例によるＸ線管を含むＸ線源の詳細な透視図である。 本開示の１つの実装例によるＸ線管の切り抜き透視図である。 Ｘ線を収束点に向けるように構成されたコリメータの図である。 上部の２つのズームされた表示部を有するコリメータの正面図である。 ２００ｋＶｐ、２００ｍＡのｋＶ回転放射線治療（ＫＶＡＴ）を用いたモンテカルロモデルの患者線量分布の図である。 １５メガボルト（ＭＶ）の線形加速器（リニアック）強度変調回転放射線治療（ＶＭＡＴ）を用いたモンテカルロモデルの患者線量分布の図である。 コリメータ出口における固定隔壁厚さ（ｔ＝０．２ｍｍ）でのコリメータの穴のサイズ（Ｄ）の関数としてのコリメータ効率および半値全幅（ＦＷＨＭ）の図である。 適切な傾斜（電子ビーム経路の面から３０°）でアノードの面上に７５×２ｃｍ^２のサイズのＸ線源を用いた（Ｄ，ｔ）＝（２．３ｍｍ，０．２ｍｍ）の場合の線量分布の図である。 本開示の１つの実装例によるｋＶのＸ線を体内の標的病変に照射するプロセス８００を示す流れ図である。

これまでは、キロボルト（ｋＶ）のＸ線の医療的な使用は、標的病変の上流の健康な組織、特に表皮でのｋＶのＸ線の減衰が大きいので、表在放射線療法に限定されてきた。特に、ｋＶのＸ線の従来の使用は、（１）単一の焦点でより大きい面積に線量を分布させることの難しさ、および（２）大部分のＸ線管および電源は撮像目的（〜１２０ｋＶｐ）であり、過熱のために長期間高出力で稼働することができないということにより、現在のところ表在治療にのみ利用可能である。ＭＶシステムは深部の病変を治療するのに通常用いられるが、ＭＶシステムの使用コストは非常に高くなり得る。ＭＶシステムはまた巨大であり、システムの収容に大容量の空間を要し得る。さらに、ＭＶシステムから標的病変への高エネルギーの放射線により、周囲の健康な組織に大きなダメージが与えられ得る。

従来の放射線システムおよび使用に関する上記の問題に対処するために、本開示のいくつかの実装例は、療法および撮像の両方のために設計された、コリメータおよび検出器を有する走査電子ビーム技術を用いたｋＶの放射線療法システムを対象とする。本開示のｋＶの放射線療法システムは、ガントリ上に載置された走査電子ビームＸ線管、およびタングステンアノードをダメージから防ぐために水冷されているアノードを用いて、従来の放射線システムに関する上述の問題の両方を克服するように構成されている。

実験により、１×８ｍｍ^２の焦点で１３０ｋＶ、６００ｍＡの源の場合、タングステンは０．７ミリ秒でブリスタリングし照射の１．０ミリ秒で溶融し始めることが示された。電子ビームがタングステンアノード上に滞在するとアノードは容易に破壊され得るので、１つの実装例では、タングステンアノードは保冷され、電子ビームは１つまたは複数の磁石を用いて常に移動（「走査」）し続ける。さらに、電子ビームはデフォーカスされて焦点サイズを増大させることによってタングステンを溶融しないようにする。したがって、本開示のｋＶの放射線療法システムは、（１）アノード（銅ブロック上のタングステン）を水冷し、（２）電子ビームをデフォーカスし（例えば１ｃｍ^２に）、（３）ビームを常に移動させるように構成されている。

１つの実装例では、本開示のｋＶの放射線療法システムは、３次元軌道で強度変調されるｋＶのＸ線源を含み、これは、ガントリを用いた回転療法および磁気的にステアリングされる連続走査電子ビームを適応させることによって達成される。したがって、電子ビームは、治療用アノードの長軸に沿って電子的に掃引され、機械的な動きによって該長軸に実質的に垂直に移動する。その結果、標的病変上を頂点とした光子の逆ピラミッド形状が形成される。これは、所定の数のコリメータにわたって滞在する電子ビームを有する従来のＸ線源とは大いに異なっている。本システムでは、電子ビームがステアリング磁石によってステアリングされるときに、アノードでの走査速度およびビーム電流を調整して、リアルタイムで線量率を変調することができる。さらに、電子ビームの移動をより遅くすると、より多くの線量が照射される（現在のビーム位置において）。

本開示の実装例は、既存のインフラに対する最小限の更新で、相対的に低コストで従来のシステムに対する利点を提供する。ｋＶの構成要素のコストおよび遮蔽要件（例えば、ＭＶの放射線遮蔽のために通常用いられる、２メートル厚さのコンクリート壁を有する数百万ドルの地下のバンカー）は、従来の構成要素のコストおよび要件よりも小さいので、ｋＶの放射線療法システムの全体的なコストはより小さい。本開示のｋＶの放射線療法システムのコストは、従来のＭＶリニアックシステムのコストの２０％よりも低いと推定される。２００ｋＶｐのＸ線に対する遮蔽は、通常の室内を容易に遮蔽することができるように、壁の中に３ｍｍの鉛を必要とするのみであろう。

これらの記載の閲読後、開示を様々な実装例および適用においてどのように実装するかは明らかとなろう。しかしながら、本開示の様々な実装例が本明細書中で開示されるであろうが、これらの実装例は単に例示目的であり、限定目的ではなく提示されていることが理解される。このように、様々な実装例のこの詳細な説明は、本開示の範囲または広さを限定するものとして構成されるべきではない。

１つの実装例では、本開示のｋＶの放射線療法システムは、療法および、療法用ビームを標的病変に正確に照射するために病変のリアルタイムの追尾を可能にする撮像の両方を提供する。提案されたエネルギー範囲（それぞれ、１３０〜２２０ｍＡで１８０〜３００ｋＶ）の線量測定（人体により吸収される電離放射線量の測定、計算および評価）は、従来の放射線療法システムで用いられることが多いＭＶのビームに匹敵することが分かった。

図１Ａは、本開示の１つの実装例によるｋＶの放射線療法システム１００のブロック図である。図１Ａの例示された実装例では、ｋＶの放射線療法システム１００は、ｋＶのＸ線源１１０、検出器１４０およびイメージャ／トラッカー１５０を含む。ｋＶのＸ線源１１０は、Ｘ線を所定の標的病変および周囲の組織１３０に照射する。イメージャ／トラッカー１５０は、標的病変の正確な位置を判定する。ｋＶのＸ線源１１０および検出器１４０は、一般に、ガントリ上に配置される。

図１Ｂは、本開示の１つの実装例によるｋＶのＸ線源１１０の詳細なブロック図である。図１Ｂの例示された実装例では、ｋＶのＸ線源１１０は、電子ビーム源（例えばＸ線管）１１２、アノード１２０およびコリメータ１１４を含む。１つの実装例では、コリメータは、コリメータが収束点を調整することが可能になるように移動可能である。

図１Ｃは、治療用アノード１２２（治療用ビームを生成する）および撮像アノード１２４（計画撮像、リアルタイムの撮像および追尾を可能にする）を含むアノード１２０の詳細なブロック図である。

１つの実装例では、ｋＶのＸ線源１１０は、走査電子ビームおよびガントリ回転を用いて、３次元軌道で強度変調され、このことによって、治療用ビームは、はるかに大きい皮膚領域および組織体積にわたって体内に入ることが可能になる。上述のように、走査電子ビームは治療用アノード１２２に連続的に掃引され、このことにより、冷却器を用いた冷却が可能となる。１つの実装例では、電子ビームは、１つまたは複数のステアリング磁石（電子ビーム源１１２から出力されるビームの周りに収容される）を用いて「走査され」（またはステアリングされ）て、アノード１２２にわたって掃引される。ステアリング磁石は、１つまたは複数の双極子磁石、四極子磁石およびソレノイド磁石を含み、それらであり得る。

電子ビームがアノード１２２に当たると、アノードは、Ｘ線が全方向に伝搬するようにＸ線をほぼ等方的に生成する。したがって、コリメータ１１４は、Ｘ線を、標的病変を中心とする「収束点」に向かって伝搬していないＸ線を遮断することにより、標的病変および周囲の組織１３０に向けるように構成されている。撮像アノード１２４は、周囲の組織１３０内の標的病変の計画撮像、リアルタイムの撮像および追尾を提供して、治療用ビームの標的を、周囲の組織１３０内の標的病変に正確に設定可能にするように構成されている。

１つの例示的な実装例では、ｋＶの放射線療法システム１００は、最長３０分の治療時間、アイソセンターに位置するがん病変（複数可）を有する患者の周りを回転する電子ビーム源１１２（例えばＸ線源１１０内の）を含む。電子ビーム源１１２は、収束点に向かって伝搬していないＸ線を全て遮断することによって、治療用Ｘ線ビームを所定の標的病変（例えば、アイソセンターの１ｃｍ範囲）に照射する（詳細は図５Ａおよび５Ｂを参照）。したがって、十分な冷却および熱管理のもとで、Ｘ線管（詳細は図４を参照）は、連続的に最長３０分の間、７５×３ｃｍ^２のタングステンアノード全体を連続的に走査する２００ｋＶｐ、２００ｍＡ（４０ｋＷ）、１ｃｍ直径の電子ビームを供給し得る。アノードの大面積にわたる走査電子ビームにより、４００℃より低い温度への十分な冷却が可能になる。これは、ダメージまたはアウトガスなしに動作を確保するＸ線管／源のベークアウト温度である。１ｃｍ直径の電子ビームの焦点サイズは、フラックスを最大化し熱を相対的に大きい面積にわたって分布させる上述の「デフォーカスされた電子ビーム」の一例である。しかしながら、スポットサイズは、病変のサイズおよび病変からの距離により変化し得る。

上記の例示的な実装例（ラジオクロミックフィルムまたはファーマ型電離箱を含む適切なファントムを含む）を用いると、例えば肺がんに対する３次元線量分布を、予測値の５％内の線量照射を有効にするのに、３０分未満で照射することができる。この線量分布は、最先端の水準のリニアックＭＶ治療システムの線量分布と直接比較することができる。複雑な病変形状またはより大きい体積の場合には、源および患者の台の両方が治療中に移動し、それによって、適正な投与を全体形状にわたって分布させることができる。

深部の病変の場合、従来のｋＶのＸ線療法の組織減衰が大きいことにより、標的病変の上流の皮膚および組織に過剰な放射線が投与される。したがって、可能な限り大きい面積にわたって治療用Ｘ線のエントリポイントが分布されることが非常に望ましい。（走査電子ビームおよびガントリ回転を用いて）３次元軌道で強度変調されるｋＶのＸ線源により、治療用Ｘ線のエントリポイントはより大きい面積にわたって分布されることが可能になる。

３次元軌道で強度変調されたｋＶのＸ線源の１つの実装例では、Ｘ線管は、管を回転させるガントリ上に載置され、電子ビームは、ガントリの円形軌道に直交する治療用アノード（例えばタングステンアノード）上に磁気的にステアリングされる（磁石のステアリングコイルを用いて）。したがって、源の位置の軌跡は、円筒面になる（３６０°の治療計画の場合）。この形状により、治療用Ｘ線のエントリポイントは、より大きい皮膚面積にわたって分布され、それによって、皮膚線量に対する標的病変を増大させる。したがって、Ｘ線の強度は、電子ビーム電流（秒あたりのアンペアまたはクーロンとして定義される、ここで１クーロン＝６．２５×１０^１８電子）を変化させることによって、または、電子ビームが治療用アノードにわたって掃引される速度を変化させることによって、「変調」することができる。このことは、変調が、５マイクロ秒程度のパルスのパルス繰り返し周波数を変化させることによって行われるＭＶシステムとは大いに異なっている。

診断検査用の容易に利用可能なＣＴスキャナの線量率データを用いるとき、ｋＶの放射線療法システムによって照射される線量は、二次従属にｋＶｐおよび一次従属に電流時間積（ｍＡｓ）を仮定することによって推定することができる。１２０ｋＶ、２４０ｍＡの源を用いた腹部ＣＴは、２５歳以上の成人に対して約１５ｍＧｙを照射する。検査に約１秒かかる（通常のケース）と仮定すると、ｋＶの放射線療法システムは、毎秒３５ｍＧｙ（＝１５×２００／２４０×（２００／１２０）２）を照射するであろう。これは、典型的なＭＶシステムによって照射される１〜６Ｇｙ／分周辺内である２Ｇｙ／分（＝３５×６０）に相当する。１０ｃｍの深さで、線量率は、ｋＶシステムおよびＭＶシステムでそれぞれ約０．２および０．５の係数で低減するであろう。したがって、２００ｋＶｐ、２００ｍＡのｋＶの放射線療法の線量率は、１〜数Ｇｙ／分であり得、ＭＶシステムに基づく療法と競争力を持つだろう。実際のところ、本開示のｋＶの放射線療法システムは、ｋＶのＸ線は急激な線量フォールオフをともなってコリメートすることができ、一方、ＭＶマルチリーフコリメータシステムは、（通常）タングステンリーフの厚くかつ鈍いエッジにより不良な線量フォールオフをともなう線量分布を生成するので、ＭＶシステムよりも優れてさえいる場合がある。すなわち、エネルギーがより高いＭＶのＸ線は、遮断材料に厚みが必要（通常約１ｃｍ以上の厚さのタングステン）であるので遮断がより難しく、エネルギーがより低いｋＶのＸ線は、通常薄い鉛板を用いての遮断がより容易である。

図２は、本開示の１つの実装例によるｋＶの放射線療法システム１００の透視図である。図２の例示された実装例では、ｋＶの放射線療法システム１００は、ｋＶのＸ線源１１０および検出器１４０を含む。上述のように、ｋＶのＸ線源１１０は、Ｘ線を標的病変および周囲の組織１３０に照射する。１つの実装例では、ｋＶのＸ線源１１０および検出器１４０は、ガントリ２１０上に配置される。さらに、ガントリ２１０は、平坦な面２２０に横たわっている患者の周りを回転して、Ｘ線源１１０が標的病変を様々な角度から照射することを可能にするように構成され得る。

図３は、本開示の１つの実装例によるＸ線管３００を含むＸ線源１１０の詳細な透視図である。１つの実装例では、Ｘ線源１１０は、収束点３４０に向かって伝搬していないＸ線を全て遮断する（アノード３３０およびコリメータ２４０を用いて）ことによって、Ｘ線２３０（走査電子ビーム３１２を介して生成される）を所定の標的病変３５０（例えばアイソセンターの１ｃｍ範囲）に照射するように構成されている。１つの実装例では、Ｘ線管３００は、電子銃３１０および１つまたは複数の磁石で構成されたステアリングコイル３２０を含む。

図３の例示された実装例では、Ｘ線管３００の電子銃３１０は、電子ビーム３１２を生成し、該電子ビーム３１２を治療用アノード３３０に向ける。電子ビーム３１２がタングステンアノード３３０上に滞在するとアノードは容易に破壊され得るので、タングステンアノード３３０は保冷される（例えば、図４に示すように水冷される）。電子ビーム３１２は、各ビームがタングステンアノード３３０の異なる部分に落ちるように、１つまたは複数の磁石（すなわちステアリングコイル３２０）を用いて常に移動し続ける（「走査される」かつ／または「ステアリングされる」）。したがって、強度変調されるｋＶのＸ線源１１０は、磁気的にステアリングされる連続走査電子ビーム３１２（アノード３３０の長軸に沿って磁気的に掃引される）を、回転療法（結果として生じる光子を、図２に示すガントリ２１０の機械的な動きによって、長軸に実質的に垂直に移動させる）とともに適応させることによって、３次元軌道を達成する。結果として、標的病変３５０上に頂点３４０を有する光子の逆ピラミッド形状が形成される。さらに、１つの実装例では、電子銃３１０は、各電子ビームをデフォーカスして焦点３１４のサイズを増大させることによってアノード３３０を溶融から防ぐデフォーカスユニットを含む。１つの実装例では、走査電子ビームおよびガントリ回転の上記使用によって、治療用ビーム２３０は、はるかに大きい皮膚面積および組織体積にわたって体内に入ることが可能になる。

上述のように、電子ビーム３１２がアノード３３０に当たると、アノード３３０は、Ｘ線を等方的に生成して、全方向に伝搬させる。したがって、コリメータ２４０は、標的病変３５０を中心とした「収束点」３４０に向かって伝搬していないＸ線を遮断することによって、Ｘ線２３０を標的病変３５０に向けるように構成されている。

図４は、本開示の１つの実装例による治療用アノード４４２（図３に示す台形のコリメータはなしで）の近傍のＸ線源４００の切り抜き透視図である。図４の例示された実装例では、電子ビーム４２０（例えばビームサイズ＝１×１ｃｍ^２）が、傾斜（例えば６０°）を有する水冷されているタングステン治療用アノード４４２（例えば、サイズ＝７５×３ｃｍ^２）に当たると、Ｘ線４２２が、水冷されている窓４５２を通って源４００から出力される。治療用アノード４４２の電子ビームスポットが大きくなると（例えばサイズ＝１×２ｃｍ^２）、アノードの冷却要件は小さくなる。１つの実装例では、４０ｋＷ（＝２００ｋＶ×２００ｍＡ）のＸ線源を連続動作で冷却することは、外部の４０ｋＷの冷却器から冷却水チャネル４５０を通って送られた４Ｇａｌ／分の水で十分である。図４の例示された実装例では、コリメータ（図５Ａおよび５Ｂに示す）（例えば、サイズ＝７５×２×６ｃｍ^３）は、標的を中心とした「収束点」（例えば図３の点３４０）に向けられていないＸ線を全て遮断することによって、Ｘ線４２２を標的病変に向ける。Ｘ線源４００は、さらに、撮像アノード４４０を含む。別の実装例では、コリメータは、「収束領域」に向けられていないＸ線を全て遮断することによって、Ｘ線４２２を標的病変に向ける。収束領域は、３次元空間の小さな体積、例えば、１〜数センチメートルの範囲である。

図５Ａおよび５Ｂは、本開示の１つの実装例によるコリメータ５００を示す図である。図５Ａは、Ｘ線５１０を収束点５２０に向けるように構成されたコリメータ５００を示す。図５Ｂは、上部の２つのズームされた表示部５３０、５４０を有するコリメータ５００の正面図を示す。

図５Ｂの例示された実装例では、コリメータ５００は、ズームされた表示部５３０に示された六角形穴５３２（および関連する隔壁）で構成されている。六角形穴は、Ｘ線を収束点５２０における点に収束するように向けるように構成されている。すなわち、本開示の１つの実装例では、六角形穴５３２および関連する隔壁の断面は、Ｘ線５１０が収束点５２０に向かって下流に向かうにつれて小さく薄くなっていく。別の実装例では、断面は矩形である。

図５Ｂのコリメータの設計は、収束点における仮想の光源を用いて描画された第１のズームされた表示部５３０を見ることによって視覚的に確認することができる。注目すべきは、光源が、収束点５２０へのクリアな視線を示している中間部において最も見えることである。コリメータの入射口における他の場所から収束点に向かう他の表示は、同様のレンダリングを示すであろう。

図５Ａおよび５Ｂに示した１つの特定の実装例では、コリメータ５００は、Ｄ＝２ｍｍの直径５４２（入射口で）、ｔ＝０．２ｍｍの隔壁厚さ５４４（入射口で）およびコリメータ５００の出口から４０ｃｍの収束点５２０を有する六角形穴のアレイとして構成されている。収束点５２０への距離（すなわち焦点長さ）は、直径および隔壁厚さのサイズを変化させる比率を決定する。

治療のために、異なる収束点を有し異なる治療体積を有するいくつかのコリメータを使用することができる。したがって、コリメータ（複数可）は、特定の治療計画に応じて選択することができる。いくつかの取付け可能なコリメータは、様々な標的病変のサイズ（例えば、サイズｓ＝１、２、３、４ｃｍ）および焦点距離（例えば、焦点距離ｆ＝２６、３６、４６ｃｍ）に対して構成することができる。

図４に戻って参照すると、ｋＶの放射性療法システムのリアルタイムの撮像および追尾能力は、撮像アノード４４０（例えば１９個の撮像アノードを使用することができる）によって可能になる。治療の間、電子ビーム４２０は、全ての撮像アノード４４０を周期的に循環し得る。１つの実装例では、電子ビーム４２０は、１〜１０ミリ秒の間、撮像アノード４４０の１つにフォーカスされ（かつ同様に全ての撮像アノードを循環する）、投影画像は検出器（例えば、図２の平坦なパネル検出器１４０）によってキャプチャされる。次いで、投影画像（例えば、検出器１４０によってキャプチャされた投影画像）を用いて、３次元画像を再構成する（例えば、標的病変の画像を検出し表示するトモシンセシスアルゴリズムを用いて）。標的病変の正確な位置は、正確かつ精密な線量照射のための正確な位置決めを可能にする。トモシンセシスアルゴリズムを用いることによって、標的病変の正確な３次元の再構成が１９の投影画像を用いて可能になる（（例えば、治療中に動く肺の）がん病変の十分な詳細をレンダリングして検出および追尾を可能にする）。

図６Ａは、２００ｋＶｐ、２００ｍＡのｋＶ回転放射線治療（ＫＶＡＴ）を用いたモンテカルロモデルの患者線量分布６００を示す。図６Ｂは、１５ＭＶのリニアック強度変調回転放射線治療（ＶＭＡＴ）を用いたモンテカルロモデルの患者線量分布６１０を示す。

図６Ａおよび６Ｂは、深部に在る病変の治療における同じように優れた線量プロフィールを示すＫＶＡＴおよびＶＭＡＴの両方を示す。したがって、アノードの冷却を解決することができる場合、ＫＶＡＴを用いた療法システムは、ＶＭＡＴシステムに競争力を有し得る。

図７Ａおよび７Ｂは、ｋＶの放射線療法システムで用いられるコリメータ（例えばコリメータ５００）の性能を示すグラフである。

図７Ａは、コリメータ出口における固定隔壁厚さ（ｔ＝０．２ｍｍ）でのコリメータの穴のサイズ（Ｄ）の関数としてのコリメータ効率および半値全幅（ＦＷＨＭ）を示す。図７Ａは、隔壁厚さ（ｔ）およびコリメータの穴のサイズ（Ｄ）を選択する際の重大な設計ガイドラインを提供する。例えば、１．０ｃｍのＦＷＨＭでは、５５％の効率を達成することができる。

図７Ｂは、Ｄおよびｔの特定の設定における実際の照射される線量プロフィールを示す。図７Ｂは、適切な傾斜（電子ビーム経路の面から３０°）でアノードの面上で７５×２ｃｍ^２のサイズのＸ線源を用いての（Ｄ，ｔ）＝（２．３ｍｍ，０．２ｍｍ）での線量分布を示す。検出面がコリメータの出口面から４０ｃｍのところに位置した状態で、検出器中心のレイキャスティングを用いた。

図７Ａおよび７Ｂに示された結果は、線量分布の形状は隔壁厚さ（ｔ）に対してあまり依存しないが、コリメータの穴のサイズ（Ｄ）に依存することを示す。

図８は、本開示の１つの実装例によるｋＶのＸ線を体内の標的病変に照射するプロセス８００を示す流れ図である。ブロック８１０で、電子ビームは、生成され、治療用アノードに向けられる。次いで、電子ビームは、ブロック８２０で、治療用アノードがｋＶのＸ線を生成するように１つまたは複数の磁石を用いて治療用アノードに沿ってステアリングされ走査される。ブロック８３０で、標的病変を中心とした収束点に向けられていないｋＶのＸ線は全てコリメータを用いて遮断される。次いで、電子ビーム源、１つまたは複数の磁石、治療用アノードおよびコリメータは、ブロック８４０で、標的病変の周りを回転させられる。

１つの実装例では、プロセス８００は、電子ビームがステアリングされ走査される速度を調整して、標的病変に対するｋＶのＸ線の線量率を変調することをさらに含む。別の実装例では、ステアリングし走査することは、電子ビームを治療用アノードの長手軸に沿って常に移動させることを含む。さらに別の実装例では、プロセス８００は、ｋＶのＸ線の強度を変調することをさらに含む。さらに別の実装例では、変調することは、電子ビーム電流を変化させることを含む。さらに別の実装例では、変調することは、電子ビームが治療用アノードに沿ってステアリングされ走査される速度を変化させることを含む。さらに別の実装例では、プロセス８００は、電子ビームのスポットサイズが増大するように、治療用アノードに向けられた電子ビームをデフォーカスすることをさらに含む。さらに別の実装例では、Ｘ線の遮断は、ｋＶのＸ線を、治療用アノード上にステアリングされ走査された電子ビームに実質的に垂直な面でコリメータから出力することをさらに含む。さらに別の実装例では、コリメータは移動可能であり、プロセスは、複数の撮像アノードを用いて標的病変をリアルタイムで撮像して、移動可能なコリメータが、収束点が移動する標的病変（例えば呼吸にともなって）を追うように調整を行うことを可能にすることをさらに含む。さらなる実装例では、プロセス８００は、水冷ユニットを用いて治療用アノードを冷却することをさらに含む。

これらの実装例に対する様々な変更形態は当業者には容易に明白であり、本明細書中で記載された一般原理は、本開示の精神または範囲から逸脱することなく他の実装例に適用することができる。したがって、本技術は上記の具体的な例に限定されない。しかして、本明細書中で提示された明細書および図面は本開示の現在可能な実装例を表し、したがって本開示によって広く検討される主題を表すとして理解されよう。本開示の範囲は、当業者にとって明白となり得る他の実装例を完全に包含すること、および本開示の範囲はしたがって添付の特許請求の範囲以外の何物にも制限されないことがさらに理解される。

Claims (20)

1. ｋＶのＸ線を体内の標的病変に照射する装置であって、
   電子ビームを受け前記ｋＶのＸ線を出力するように構成された治療用アノードと、
   前記電子ビームを生成し前記治療用アノードに向けるように構成された電子ビーム源と、
   前記電子ビームを前記治療用アノードに沿ってステアリングし走査して、前記治療用アノードの過熱を防ぐように構成された少なくとも１つの磁石と
   を備える、装置。
2. 前記ｋＶのＸ線を前記治療用アノードから受け、前記標的病変を中心とした収束点に向けられていない前記ｋＶのＸ線を全て遮断するように構成されたコリメータをさらに備える、請求項１に記載の装置。
3. 前記電子ビーム源、前記少なくとも１つの磁石、前記治療用アノードおよび前記コリメータを載置し、それらを、前記標的病変を含む軸の周りに回転させるように構成されたガントリをさらに備える、請求項２に記載の装置。
4. 前記コリメータから出力される前記ｋＶのＸ線が、前記治療用アノード上にステアリングされ走査される前記電子ビームに実質的に垂直な面に存在する、請求項２に記載の装置。
5. 前記標的病変のリアルタイム画像を提供するように構成された複数の撮像アノードをさらに備え、
   前記リアルタイム画像は、前記標的病変の追尾および前記コリメータの調整を可能にして、前記収束点を前記標的病変に移動させる、請求項２に記載の装置。
6. 前記治療用アノードに結合された水冷ユニットであって、前記治療用アノードを冷却するように構成された前記水冷ユニットをさらに備える、請求項１に記載の装置。
7. 前記電子ビーム源が、前記電子ビームのスポットサイズが増大するように、前記治療用アノードに向けられる前記電子ビームをデフォーカスするように構成されたデフォーカスユニットを含む、請求項１に記載の装置。
8. 前記治療用アノードがタングステンで形成される、請求項１に記載の装置。
9. 前記少なくとも１つの磁石が、双極子磁石、四極子磁石およびソレノイド磁石の少なくとも１つを含む、請求項１に記載の装置。
10. ｋＶのＸ線を体内の標的病変に照射する方法であって、
    電子ビームを生成し、治療用アノードに向けることと、
    前記治療用アノードが前記ｋＶのＸ線を生成するように、少なくとも１つの磁石を用いて、前記電子ビームを前記治療用アノードに沿ってステアリングし走査することと、
    コリメータを用いて、前記標的病変を中心とした収束点に向けられていない前記ｋＶのＸ線を遮断することと、
    前記少なくとも１つの磁石を用いてステアリングされる前記電子ビームの源、前記治療用アノードおよび前記コリメータを前記標的病変の周りに回転させることと
    を含む、方法。
11. 前記電子ビームがステアリングされ走査される速度を調整して、前記標的病変への前記ｋＶのＸ線の線量率を変調することをさらに含む、請求項１０に記載の方法。
12. 前記ステアリングし走査することが、前記電子ビームを前記治療用アノードの長手軸に沿って常に移動させることを含む、請求項１０に記載の方法。
13. 前記ｋＶのＸ線の強度を変調することをさらに含む、請求項１０に記載の方法。
14. 前記変調することが、電子ビーム電流を変化させることを含む、請求項１３に記載の方法。
15. 前記変調することが、前記電子ビームが前記治療用アノードに沿ってステアリングされ走査される速度を変化させることを含む、請求項１３に記載の方法。
16. 前記電子ビームのスポットサイズが増大するように、前記治療用アノードに向けられる前記電子ビームをデフォーカスすることをさらに含む、請求項１０に記載の方法。
17. 前記遮断することが、前記治療用アノード上にステアリングされ走査される前記電子ビームに実質的に垂直な面で前記コリメータから前記ｋＶのＸ線を出力することをさらに含む、請求項１０に記載の方法。
18. 前記コリメータが、前記コリメータが取り付けられた前記Ｘ線管に対して３次元に移動可能である、請求項１０に記載の方法。
19. 複数の撮像アノードを用いて前記標的病変をリアルタイムで撮像して、前記標的病変の追尾および前記コリメータの調整を可能にして、前記収束点を前記標的病変に移動させることをさらに含む、請求項１８に記載の方法。
20. 前記治療用アノードを、水冷ユニットを用いて冷却することをさらに含む、請求項１０に記載の方法。

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