JP2022510958A - マルチモーダル放射線機器および方法 - Google Patents

Abstract

【解決手段】マルチモーダルイメージング機器および方法は、異なるエネルギーレベル（例えば、ｋＶおよびＭＶ）を含む、複数の放射線源を備える回転可能ガントリシステムを含む。高速スリップリング手法およびヘリカルスキャンにより、複数の放射線源からのデータは、ＩＧＲＴのためのものを含む、向上した画像およびワークフローを生成するために組み合わせるか、または利用されることができる。特徴には、より精確な放射線治療供給を可能とするために各画像セット間の空間的レジストレーションの精度を高めること、画像のアーチファクト（例えば、散乱、金属およびビーム硬化、画像の不鮮明さ、動きなど）を低減すること、およびデュアルエネルギーイメージング（例えば、物質分離および量的イメージング、患者のセットアップ、オンラインの適応可能なＩＧＲＴなど）の利用が含まれる。【選択図】なし

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２０１８年１１月３０日出願の米国特許仮出願第６２／７７３，７１２号（代理人整理番号第３８９３５／０４００１号）；２０１８年１１月３０日出願の米国特許仮出願第６２／７７３，７００号（代理人整理番号第３８９３５／０４００２号）；２０１９年１月２５日出願の米国特許仮出願第６２／７９６，８３１号（代理人整理番号第３８９３５／０４００４号）；２０１９年２月１日出願の米国特許仮出願第６２／８００，２８７号（代理人整理番号第３８９３５／０４００３号）；２０１９年２月５日出願の米国特許仮出願第６２／８０１，２６０号（代理人整理番号第３８９３５／０４００６号）；２０１９年３月４日出願の米国特許仮出願第６２／８１３，３３５号（代理人整理番号第３８９３５／０４００７号）；２０１９年３月２０日出願の米国特許仮出願第６２／８２１，１１６号（代理人整理番号第３８９３５／０４００９号）；２０１９年４月１９日出願の米国特許仮出願第６２／８３６，３５７号（代理人整理番号第３８９３５／０４０１６号）；２０１９年４月１９日出願の米国特許仮出願第６２／８３６，３５２号（代理人整理番号第３８９３５／０４０１７号）；２０１９年５月６日出願の米国特許仮出願第６２／８４３，７９６号（代理人整理番号第３８９３５／０４００５号）；および２０１９年７月２５日出願の米国特許仮出願第６２／８７８，３６４号（代理人整理番号第３８９３５／０４００８号）を含む、１１件の米国特許仮出願の利益を主張する。本出願はまた、「ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤＳ ＦＯＲ ＳＣＡＬＡＢＬＥ ＦＩＥＬＤ ＯＦ ＶＩＥＷ ＩＭＡＧＩＮＧ ＵＳＩＮＧ Ａ ＭＵＬＴＩ－ＳＯＵＲＣＥ ＳＹＳＴＥＭ」と題する代理人整理番号第３８９３５／０４０２０号；「ＩＮＴＥＧＲＡＴＥＤ ＨＥＬＩＣＡＬ ＦＡＮ－ＢＥＡＭ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＩＮ ＩＭＡＧＥ－ＧＵＩＤＥＤ ＲＡＤＩＡＴＩＯＮ ＴＲＥＡＴＭＥＮＴ ＤＥＶＩＣＥ」と題する代理人整理番号第３８９３５／０４０１１号；「ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＳＹＳＴＥＭ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤ ＦＯＲ ＩＭＡＧＥ ＩＭＰＲＯＶＥＭＥＮＴ ＵＳＩＮＧ ＰＲＩＯＲ ＩＭＡＧＥ」と題する代理人整理番号第３８９３５／０４０１０号；「ＯＰＴＩＭＩＺＥＤ ＳＣＡＮＮＩＮＧ ＭＥＴＨＯＤＳ ＡＮＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＳＹＳＴＥＭ ＵＳＩＮＧ ＲＥＧＩＯＮ ＯＦ ＩＮＴＥＲＥＳＴ ＤＡＴＡ」と題する代理人整理番号第３８９３５／０４０１３号；「ＨＥＬＩＣＡＬ ＣＯＮＥ－ＢＥＡＭ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＩＭＡＧＩＮＧ ＷＩＴＨ ＡＮ ＯＦＦ－ＣＥＮＴＥＲＥＤ ＤＥＴＥＣＴＯＲ」と題する代理人整理番号第３８９３５／０４０１５号；「ＭＵＬＴＩ－ＰＡＳＳ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＳＣＡＮＳ ＦＯＲ ＩＭＰＲＯＶＥＤ ＷＯＲＫＦＬＯＷ ＡＮＤ ＰＥＲＦＯＲＭＡＮＣＥ」と題する代理人整理番号第３８９３５／０４０２１号；「ＭＥＴＨＯＤ ＡＮＤ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＦＯＲ ＳＣＡＴＴＥＲ ＥＳＴＩＭＡＴＩＯＮ ＩＮ ＣＯＮＥ－ＢＥＡＭ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ」と題する代理人整理番号第３８９３５／０４０１２号；「ＡＳＹＭＭＥＴＲＩＣ ＳＣＡＴＴＥＲ ＦＩＴＴＩＮＧ ＦＯＲ ＯＰＴＩＭＡＬ ＰＡＮＥＬ ＲＥＡＤＯＵＴ ＩＮ ＣＯＮＥ－ＢＥＡＭ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ」と題する代理人整理番号第３８９３５／０４０１４号；「ＭＥＴＨＯＤ ＡＮＤ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＦＯＲ ＩＭＰＲＯＶＩＮＧ ＳＣＡＴＴＥＲ ＥＳＴＩＭＡＴＩＯＮ ＡＮＤ ＣＯＲＲＥＣＴＩＯＮ ＩＮ ＩＭＡＧＩＮＧ」と題する代理人整理番号第３８９３５／０４０１８号；および「ＭＥＴＨＯＤ ＡＮＤ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＦＯＲ ＩＭＡＧＥ ＲＥＣＯＮＳＴＲＵＣＴＩＯＮ ＡＮＤ ＣＯＲＲＥＣＴＩＯＮ ＵＳＩＮＧ ＩＮＴＥＲ－ＦＲＡＣＴＩＯＮＡＬ ＩＮＦＯＲＭＡＴＩＯＮ」と題する代理人整理番号第３８９３５／０４０２２号を含む、同日に出願された１０件の非仮出願である米国特許出願に関する。上記にて確認された１つまたは複数の特許出願および１つまたは複数の特許全ての内容は、本明細書に参照として完全に組み入れられる。

開示された手法の態様は、イメージングのためにマルチモーダル放射線を利用することに関し、より詳細には、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャンを含む、イメージングを向上させるために、低エネルギー放射線（例えば、キロボルト（ｋＶ））および高エネルギー放射線（例えば、メガボルト（ＭＶ））とを組み合わせて利用することに関する。

腫瘍および病変などの病理学的解剖学的構造は、手術といった侵襲的処置で治療され得るが、これは有害であり、患者にとってリスクが高い可能性がある。病理学的解剖学的構造（例えば、腫瘍、病変、血管奇形、神経障害など）を治療するための非侵襲的方法は外部ビーム放射線治療である。これは典型的には、Ｘ線といった放射線ビームを発生させるため、線形加速器（ＬＩＮＡＣ）といった治療放射線源を用いる。ある種類の外部ビーム放射線治療では、治療放射線源は、患者はビームの撮影領域内に位置づけられた状態で、複数の角度から腫瘍部位に一連のＸ線ビームを向ける。治療放射線源の角度が変化するにつれて、全てのビームは腫瘍部位を通過するが、腫瘍との往復の途中で健常な組織である異なる領域を通過する。結果として、腫瘍における累積放射線量は高く、健常な組織に対する累積放射線量は比較的低い。

用語「手術的照射」は、大量の割合で分割あたり低線量を供給するよりも少ない治療セッションまたは分割にて病変を壊死させるのに十分な線量で放射線を標的領域に印加する処置を指す。手術的照射は、典型的には放射線治療とは区別されるように、分割あたり比較的高い放射線量（例えば、５００～２０００センチグレイ）および寡分割照射（例えば、１～５分割または治療日）によって特徴付けられる。放射線治療は、典型的には分割あたり低線量（例えば、１００～２００センチグレイ）および過分割照射（例えば、３０から４５の分割）を特徴とする。簡便さのために、用語「放射線治療（ｒａｄｉａｔｉｏｎ ｔｒｅａｔｍｅｎｔ）」および「放射線治療（ｒａｄｉａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ）」は、特段明記しない限り、手術的照射および／または放射線治療を意味するように本明細書では互換可能に使用される。

画像誘導放射線治療（ＩＧＲＴ）システムには、ガントリベースのシステムおよびロボットアームベースのシステムが含まれる。ガントリベースのシステムにおいては、ガントリはアイソセンタを通過する軸の周りで治療放射線源を回転させる。ガントリベースのシステムは、Ｃ－アームガントリを含む。この中で治療放射線源はカンチレバー様の方式で上に取り付けられており、アイソセンタを通過する軸を中心として回転する。ガントリベースのシステムは、リングガントリを更に含む。これは、中で患者の身体をリング／トロイドのボアを通って伸展させる環状形状を一般には有する。また、治療放射線源は、リング円周上に取り付けられ、アイソセンタを通過する軸を中心に回転する。従来のガントリシステム（リングまたはＣ－アーム）は、放射線源の回転軌道によって定義される設定角度にて治療放射線を供給する。ロボットアームベースのシステムでは、治療放射線源は、患者の上および周囲に延在する関節式ロボットアームに取り付けられ、ロボットアームは、少なくとも５つの自由度を提供するように構成されている。ロボットアームベースのシステムは、複数の面外方向からの治療放射線の供給、すなわちノンコプラナーな供給を行う能力を提供する。

各放射線治療システムは、放射線供給処置を設定し、いくつかの実施例ではこれを誘導して治療中の標的の動きを追跡するために使用される治療中の画像を提供するイメージングシステムと関連づけられる。ＭＶイメージングシステムは、セットアップおよび治療中の画像のために患者を撮像するため、治療源の反対側に検出器を配置することができる。一方で他のアプローチは、患者のセットアップおよび治療中の画像のため、別個の独立した１つまたは複数の画像放射線源および／または１つまたは複数の検出器を利用する。治療中の標的または標的ボリュームの追跡は、治療中画像と、事前または治療前画像情報と比較することによって達成される。治療前画像の情報には、例えばＣＴデータ、コーンビームＣＴ（ＣＢＣＴ）データ、核磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）データ、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）データまたは３Ｄ回転血管造影検査（３ＤＲＡ）データ、およびこれらのイメージング診断手段から得られた任意の情報（例えば、限定するわけではないが、デジタル再構成シミュレーション画像（ＤＲＲ））が含まれてよい。

１つの一般的なシナリオでは、治療源は、治療放射線（これは例えば、ＭＶ線源であってもよい）を生成するＬＩＮＡＣであり、イメージングシステムは、より低いエネルギーのイメージング放射線（その各々は例えば、ｋＶ線源であってもよい）を生成する１つまたは複数の独立したＸ線イメージング線源を備える。治療中の画像には、１つまたは複数の異なる視点（例えば、立体Ｘ線画像）で取得された１つまたは複数（好ましくは少なくとも２つ）の２次元画像（典型的にはＸ線）を含むことができる。これは例えば、３次元治療前画像情報から導出された２次元ＤＲＲと比較することができる。ＤＲＲは、３Ｄイメージングデータを介して仮想Ｘ線を投影することによって生成された合成Ｘ線画像である。この場合、仮想Ｘ線の方向および向きは、治療中のＸ線イメージングシステムの幾何学的形状をシミュレートする。次に、得られるＤＲＲは治療中のＸ線イメージングシステムとほぼ同じスケールおよび視点を有し、治療中のＸ線画像と比較して標的の位置および向きを決定することができる。これは次に、標的への放射線の供給を誘導するために使用することができる。

別の一般的なシナリオでは、ガントリに取り付けられた治療放射線源または独立したＸ線イメージング線源（例えば、ｋＶ線源）のいずれかは、複数の視野を取得し、立体画像、すなわちＣＴ画像を再構成するために使用される。プロジェクションとも呼ばれる表示は、３Ｄボリュームまたは個々の体軸方向スライスを再構成するための完全な数学的サポートを提供するため、少なくとも１８０度にイメージングビームのファン角度を加えて取得される。Ｘ線源の反対側に取り付けられたイメージング検出器は、一度にシングルスライスのデータを取得するために使用される単列検出器、または一度に多くのスライスのデータを取得するための多列検出器または完全２Ｄパネル検出器であり得る。

典型的には、放射線治療には２つの目標が存在する。すなわち、（ｉ）標的ボリュームに高度な原体線量分布を供給（ＣＴイメージングを利用することにより標的の形状に放射線供給／放射線線量を一致させ、正常な組織を可能な限り残す）すること、（ｉｉ）全治療時を通して高精度で治療ビームを供給することである。第３の目標は、可能な限り部分あたり最小時間にて、２つの一般的な目標を達成することである。更なる原体線量分布の供給は、例えばノンコプラナービームを供給する能力を必要としてもよい。治療ビームの正確な供給には、標的ボリュームの体位位置を追跡する能力が必要とされる。供給速度を向上させる能力は、部屋内部の他の対象物もしくは患者とぶつかることなく、および／または規制機関による速度制限を違反することなく、正確に、精密にかつ高速に放射線源を移動させる能力を必要とする。

リングガントリベースのシステムは、比較的高い機械的安定性を示す。更に、放射線源を再現可能かつ正確に位置づけることができる。これには、比較的高い機械的駆動速度にてこうした位置づけを行うことを含む。結果、ロボットおよび／またはＣ－アームガントリベースのシステムによって示されるいくつかの制限が回避される。

治療中のイメージングに関しては、放射線治療システムと連携させて使用するための治療中のｋＶイメージング診断手段としてＸ線トモシンセシスが提案されている。Ｘ線トモシンセシスは、比較的大量の異なる角度で標的ボリュームに投射するＸ線を用いて標的ボリュームの２次元Ｘ線プロジェクション画像を大量に取得し、続けて２次元Ｘ線プロジェクション画像の数学的処理を行い、標的ボリュームの１つまたは複数の各スライスを表す一連の１つまたは複数のトモシンセシス再構成画像を得るプロセスを指す。Ｘ線プロジェクション画像はＣＴ画像再構成に必要とされるであろうセットよりも少なく、かつ／または入射放射線角度の数もしくは範囲はＣＴイメージング処置にて使用されるであろうものよりも少ない。一般には、複数のトモシンセシス再構成画像を作成し、そのそれぞれは標的ボリュームの異なるスライスを表す。したがって、一連のトモシンセシス再構成画像は、トモシンセシスボリュームと呼ばれることがある。本明細書で使用される場合、トモシンセシスプロジェクション画像という用語は、トモシンセシスイメージングプロセス中に取得された２次元Ｘ線プロジェクション画像のうちの１つを指す。

上記の専門用語の目的にとって、いくつかの好ましい実施形態にとって、ＣＴ画像再構成にとって必要とされる一連の画像は、少なくとも１８０度にファンビーム角度を加えた線源角度の範囲にわたって生成された画像（例えば、３００以上）を含むと考えられる。いくつかの好ましい実施形態にとって、トモシンセシス画像を構築するためのＸ線プロジェクション画像は、１度～ＣＴイメージングのための完全なプロジェクションセット（例えば、１８０度にファン角度を加えたもの）のために必要とされるものよりも少ない角度範囲値の間の角度範囲にわたって撮影される。この範囲で生成されたプロジェクション画像の数は、２～１０００の間の値である。他の好ましい実施形態では、トモシンセシス画像を構築するためのＸ線プロジェクション画像は、５度～４５度の間の角度範囲にわたって撮影される。この範囲で生成されたプロジェクション画像の数は、５～１００の間である。

本明細書に参照として組み入れられる米国特許第６，７７８，８５０号は、治療中のｋＶイメージング診断手段としてのＸ線トモシンセシス画像の使用（より詳細には、異なる角度で取得された複数の２Ｄ診断画像から合成された、比較的低い明晰性の標的領域の治療内３Ｄ画像の使用）を開示している。

ＣＢＣＴはまた、放射線治療システムと連携させて使用するための治療中のイメージング診断手段として、場合によってはｋＶイメージング診断手段として、他の場合にはＭＶ（ポータル）イメージング診断手段として提案されている。従来のＣＴイメージングが標的ボリュームを通過する１Ｄプロジェクションから２Ｄスライスを再構成し、次に２Ｄスライスが積み重ねられて３Ｄ体積画像を形成する一方、ＣＢＣＴイメージングは、標的ボリュームの２Ｄプロジェクションから３Ｄ体積画像を直接構成する。ＣＢＣＴは標的ボリュームの周りでの単一のガントリ回転（より具体的には、少なくとも１８０度の回転にファンビーム角度を加える）からの３Ｄ画像ボリュームを形成する能力を提供する。一方、従来のＣＴは、例えばスライスあたり１回転（単列検出器の場合）またはスライスあたり１／Ｍ回転（Ｍ列を有する準線型多列検出器の場合）を含む、同様の画像ボリュームを形成するための更なる回転を必要とする。ＣＢＣＴはまた、より等方性の空間分解能を提供する。その一方で従来のＣＴは、長手方向における空間分解能をスライス厚さに制限する。ただし、従来のＣＴシステムは、自身の２次元検出器の近くでＣＢＣＴシステムにより通常提供され得るよりも、リニア列検出器または準線型列検出器の近くで実質的に高いコリメーション角度を通常は提供するため、散乱ノイズおよびアーチファクトは、従来のＣＴシステムよりもＣＢＣＴシステムにとって大きな課題である。更に、単一回転ＣＢＣＴ（散乱以外）に関する主要な問題は、中央スライス（回転を含有するスライス）を除く全てのスライスでのサンプリングが不十分なことである。

治療前に治療計画画像を治療計画のために取得することができる。その後、各治療時の前に、ＣＢＣＴ画像を取得してこれを治療前治療計画画像と比較することができる。この比較結果は、治療時に治療計画を修正するのに使用し、例えば治療間のセットアップエラーおよび／または治療間の臓器の動きを補正する。患者の呼吸（または他の生理学的サイクル）と比較してＣＢＣＴ取得時間を遅いものとする、許容されるＣ－アームガントリ回転速度（例えば、１分あたり１回転）にて制限を行うことで、患者の呼吸（または他の生理学的サイクル）に同期したゲーティングスキームをＣＢＣＴ取得中に使用し、再構成画像における臓器の動きによる有害な影響を低減することができる。また、ＣＢＣＴ取得時間が比較的遅いことから、ＣＢＣＴボリュームデータは、各治療時の前の患者セットアップにとってのみ一般には有用であり、体位補正にとっては有用ではない。

本明細書に参照として組み入れられる米国特許第９，６８７，２００号は、放射線治療のための並進可能なリングガントリの使用を開示している。中央開口を有するリングガントリと、少なくとも１８０度の円弧にて、中央開口の周りを回転可能であるリングガントリに連結された放射線治療ヘッドを備える、ＩＧＲＴ機器が提供される。

既知の医用イメージングおよび／または本明細書の以下の部分で更に記載される１つまたは複数の実施形態により少なくとも部分的に対処される放射線治療システムに関し、１つまたは複数の問題が生じる。例えば、より精確な放射線治療供給を可能とするために各画像セット間の空間的レジストレーションの精度を高めること、画像のアーチファクト（例えば、散乱、金属およびビーム硬化、画像の不鮮明さ、動きなど）を低減すること、およびデュアルエネルギーイメージング（例えば、物質分離および量的イメージング、患者のセットアップ、オンラインの適応可能なＩＧＲＴなど）の利用である。

米国特許第６，７７８，８５０号 米国特許第９，６８７，２００号

一実施形態では、マルチモーダルイメージング機器は、患者サポートの周りに少なくとも部分的に位置づけられた回転可能ガントリシステムと、回転可能ガントリシステムに連結され、イメージング放射線のために構成された第１の放射線源と、回転可能ガントリシステムに連結され、イメージング放射線または治療放射線のうち少なくとも１つのために構成され、第１の放射線源よりも高いエネルギーレベルを有する第２の放射線源と、回転可能ガントリシステムに連結され、第１の放射線源または第２の放射線源のうち少なくとも１つから、放射線を受け取るように位置づけられた第１の放射線検出器と、を含み、第１の放射線源からの第１の測定されたプロジェクションデータは、第２の放射線源からの第２の測定されたプロジェクションデータよりも多い減衰を含み、第１の測定されたプロジェクションデータに関連する第１の減衰評価は、第２の測定されたプロジェクションデータに基づいている。

一実施形態に関して記載および／または例示された機能は、１つもしくは複数の他の実施形態において、同様の方法もしくは類似の方法で、および／または他の実施形態の特徴と組み合わせて、もしくはその代わりに使用され得る。

本発明の説明は、特許請求の範囲で使用される単語または特許請求の範囲もしくは発明の範囲を何ら限定するものではない。特許請求の範囲にて使用される用語は、それらの完全に一般的な意味の全てを有する。

本明細書内に組み入れられ、かつ本明細書の一部を構成する添付の図面において、本明細書の実施形態が例示され、これらは上にて提供される本発明の一般的な説明、および以下で提供される詳細な説明と共に、本発明の実施形態を例証するのに貢献している。図中にて例示されている要素の範囲（例えば、ボックス、一群のボックス、または他の形状）は、範囲の一実施形態を表すことが理解されるであろう。いくつかの実施形態では、一要素は複数の要素として設計されることがある。または複数の要素は、一要素として設計されることがある。いくつかの実施形態では、別の構成要素の内部構成要素として示される要素は、外部構成要素として実装されることがあり、その逆の可能性もある。更には、要素は尺度どおりに描かれていないことがある。

開示された手法の一態様に関連する、例示的なマルチモーダル放射線治療機器の透視図である。 開示された手法の一態様に関連する、例示的なマルチモーダル放射線治療装置の概略図である。 例示的な放射線治療環境を例示する。 例示的なマルチモーダルスキャン構成の例示を示す。 別の例示的なマルチモーダルスキャン構成の例示を示す。 重畳図における、マルチモーダルスキャン構成の例示的な診断手段の例示を示す。 図６に示される標的のズームイン部分の例示を示す。 複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法を表すフローチャートである。 散乱補正のために、複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法を表すフローチャートである。 金属アーチファクトおよびビーム硬化アーチファクトの低減のために、複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法を表すフローチャートである。 時間分解能補正のために、複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法を表すフローチャートである。 モーションアーチファクト補正のために、複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法を表すフローチャートである。 物質分離および／または量的イメージングのために、複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法を表すフローチャートである。 患者のセットアップのために、複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法を表すフローチャートである。 オンラインの適応可能なＩＧＲＴのために、複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法を表すフローチャートである。 放射線治療装置を用いるＩＧＲＴの例示的な方法を表すフローチャートである。 画像ベースの例示的な供給前ステップ／オプションを表すブロック図である。 イメージング中、および／またはその後の画像ベースの供給前ステップ中に利用され得る例示的なデータ源を表すブロック図である。 放射線治療装置を用いた患者のセットアップまたは患者の位置合わせを含む、例示的な方法を表すフローチャートである。 放射線治療装置を用いた適応可能なＩＧＲＴを含む、例示的な方法を表すフローチャートである。

以下は、本開示を通して使用され得る例示的な用語の定義を含む。全ての単語の単数形および複数形の両方は、それぞれの意味の範囲内にある。

本明細書で使用される場合、「構成要素」は、ハードウェアの一部、ソフトウェアの一部、またはそれらの組合せとして定義され得る。ハードウェアの一部は、少なくともプロセッサ、およびメモリの一部を含み、このメモリは実行するための指示を含む。構成要素は装置に関連づけられてよい。

本明細書で使用される場合、「回路」と同義である「論理」は、１つもしくは複数の機能、または１つもしくは複数の動作を実行するためのハードウェア、ファームウェア、ソフトウェアおよび／またはそれぞれの組合せを含むが、これに限定されない。例えば、所望の用途または必要性を基にした場合、論理はソフトウェア制御マイクロプロセッサ、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）といった個別論理、または他のプログラム済の論理装置および／もしくはコントローラを含んでよい。論理はまた、ソフトウェアとして完全に組み入れられてもよい。

本明細書で使用される場合、「プロセッサ」は、マイクロプロセッサ、マイクロコントローラ、中央処理装置（ＣＰＵ）、およびデジタルシグナルプロセッサ（ＤＳＰ）など、任意に組み合わせた状態である１つもしくは複数の実質的に任意の数のプロセッサシステム、または独立型プロセッサを含むがこれに限定されない。プロセッサは、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、リードオンリーメモリ（ＲＯＭ）、プログラム可能リードオンリーメモリ（ＰＲＯＭ）、消去可能なプログラム可能リードオンリーメモリ（ＥＰＲＯＭ）、クロック、デコーダ、メモリコントローラ、または割り込みコントローラなど、プロセッサの操作を支持する種々の他の回路に関連づけられてよい。これらの支持回路は、プロセッサまたはその関連する電子パッケージの内部または外部にあってよい。支持回路はプロセッサと動作的に通信する状態である。支持回路は、ブロック図または他の図ではプロセッサと必ずしも分離した状態で示されていない。

本明細書で使用される場合、「信号」は、アナログまたはデジタル信号、１つまたは複数のコンピュータ命令、ビットまたはビットストリームなどを含む１つまたは複数の電気信号を含むが、これらに限定されない。

本明細書で使用される場合、「ソフトウェア」は、コンピュータ、プロセッサ、論理および／または他の電子装置に、機能、動作を実施させおよび／または所望の方式にて動作させる、１つまたは複数のコンピュータ可読命令および／または実行命令を含むがこれに限定されない。命令は、個別の用途を含むルーチン、アルゴリズム、モジュールまたはプログラムなどの種々の形式で組み入れられてよい。または動的にリンクされたソースまたはライブラリからコーディングしてよい。

上記の例示的な定義が提供されているが、本明細書と一致する最も広い合理的な解釈がこれらのおよび他の用語に使用されることは、出願人の意図である。

以下により詳細に説明するように、開示された手法の実施形態は、マルチモーダルイメージング／放射線治療装置および方法に関する。いくつかの実施形態では、放射線治療供給装置および方法は、ＩＧＲＴと連携させて、またはＩＧＲＴの一部として、イメージングのための一体型低エネルギー放射線源ならびに治療および／またはイメージングのための高エネルギー放射線源を利用することができる。特に、例えば放射線治療供給装置および方法は、治療処置のための高エネルギー放射線源と連動して回転（例えば、ヘリカルまたはステップアンドシュート）画像取得を用い、ガントリでのイメージングのための低エネルギーに絞られた放射線源と組み合わせることができる。補完的な情報および利点は、低エネルギー放射線源（例えば、ｋＶ）から、および高エネルギー放射線源（例えば、ＭＶ）から利用され得る。例えば、軟組織の固有コントラストは、低エネルギーではより高くなり得る。一方、高エネルギーでは広範な構造または高密度の構造を通る一次光子の枯渇はない。より高品質の画像を得るために、ＫＶイメージングデータおよびＭＶイメージングデータを使用して互いに補完することができる。高品質のボリュームイメージングは、適応可能な治療モニタリングを目的として、および治療計画／治療再計画を目的として、標的およびリスク臓器（ＯＡＲＳ）の視覚化に必要とされ得る。いくつかの実施形態では、マルチモーダルシステムはまた、位置決め、動体追跡および／または特徴付け性能または補正性能に使用され得る。

画像取得手法には、複数回の回転スキャンが含まれるが、それ以外の場合ではこれらを使用することができる。この回転スキャンは例えば、連続スキャン（例えば、ガントリボアを通る患者サポートの長手方向の動きと共に、中心軸周りのヘリカル線源軌道を有する）、患者サポートの漸次的な長手方向の動きを伴う、非連続的なストップアンドリバース方式の全周スキャン、ステップアンドシュート方式の全周スキャンなどであってよい。

種々の実施形態と関連して、マルチモーダル機器は放射線源を絞る。これは、ビームを制限するために、例えばビームフォーマ（コリメータが含まれてよい）を使用して、例えばコーンビームまたはファンビームへと絞ることを含む。一実施形態では、絞られたビームは患者が移動する間に連続して回転するガントリと組み合わされ、これによってヘリカル画像取得を得ることができる。

いくつかの実施形態では、高品質のボリューム画像を完成させるため、増加したスキャン回転に関連する時間は、高いガントリレート／速度（例えば１分あたり最大１０回転（ｒｐｍ）、最大２０ｒｐｍ、最大６０ｒｐｍ、またはそれ以上のｒｐｍを含む、高速スリップリング回転を例えば使用する）、高いフレームレート、および／またはスパースデータ再構成手法により減少され、放射線治療供給プラットフォーム上にてＣＴ品質イメージングを提供することができる。検出器（種々の列／スライスサイズ、構成、ダイナミックレンジなどを有する）、スキャンピッチ、および／または動的コリメーションは、種々の実施形態では追加の特徴である。これには、検出器の部分を選択的に照射すること、および有効な読出し領域を選択的に定義することが含まれる。

マルチモーダル機器および方法は、放射線の源により放出された放射線ビームの選択的かつ可変コリメーションを提供することができる。これは、放射線ビームの形状を調整して、関連する放射線検出器（例えば、Ｘ線放射線源からの放射線を受けるように位置づけられた放射線検出器）の全体の有効領域よりも少ない領域に照射させることを含む。更に、検出器の一次領域のみを直接放射線に照射することにより、検出器の影領域は散乱のみを受け取ることが可能となる。いくつかの実施形態では、検出器の影領域における散乱測定（およびいくつかの実施形態では、周縁部領域における測定）を使用し、プロジェクションデータを受けている検出器の一次領域における散乱を評価することが可能である。

マルチモーダル機器および方法は、選択的かつ可変的な検出器の読出し領域および範囲を提供する。これは、読出し速度の向上のために、検出器の読出し範囲を調整して検出器の有効領域を制限することを含む。例えば、利用可能な影領域よりも少ないデータを読み出し、散乱評価のために使用することが可能である。選択的な読出しとビームフォーミングを組み合わせることで、散乱フィッティング手法の種々の最適化が可能となる。

図１および図２を参照すると、マルチモーダル機器１０が示されている。マルチモーダル機器１０は、放射線治療装置に関連づけられてよいおよび／または組み込まれてよい（図２に示される）。これは、例えばＩＧＲＴ供給システム（例えば、図３に示され、以下にて詳細に記載されるＩＧＲＴ供給システム１０４）としてＩＧＲＴを含むがこれに限定されない種々の用途に使用され得ることが理解されるであろう。マルチモーダル機器１０は、サポートユニットまたはハウジング１４によって支持されるか、そうでない場合には収容される、ガントリ１２と呼ばれる回転可能ガントリシステムを含む。本明細書におけるガントリは、標的の周りで回転する際、１つまたは複数の放射線源および／または関連する検出器を支持可能である１つまたは複数のガントリ（例えばリングまたはＣ－アーム）を備えるガントリシステムを指す。例えば、一実施形態では、第１の放射線源およびその関連する検出器は、ガントリシステムの第１のガントリに取り付け可能であり、第２の放射線源およびその連携された検出器は、ガントリシステムの第２のガントリに取り付け可能である。別の実施形態では、複数の放射線源および１つまたは複数の関連する検出器は、ガントリシステムの同じガントリに取り付け可能である。これは例えば、ガントリシステムが１つのみのガントリからなる場合を含む。ガントリ、放射線源および放射線検出器の種々の組合せは、同じ機器内部にて同じボリュームを画像化および／または処理するための種々のガントリシステム構成へと組み合わせられてよい。例えば、ｋＶ放射線源およびＭＶ放射線源は、ガントリシステムの同じガントリまたは異なるガントリ上に取り付け可能であり、ＩＧＲＴシステムの一部として画像化および／または治療するために選択的に使用され得る。異なるガントリへと取り付けられた場合、放射線源は独立して回転可能である。ただし、同じ（またはほぼ同じ）ボリュームを同時に画像化することも依然として可能である。回転可能リングガントリ１２は、上述されるように１０ｒｐｍまたはそれ以上の能力を有してよい。回転可能ガントリ１２は、画像化および／または治療のために、患者がその中へとおよびそれを通って移動および位置づけ可能であるガントリボア１６を定義する。一実施形態に従い、回転可能ガントリ１２は、スリップリングガントリとして構成され、１つまたは複数の検出器によって受け取られた高品質のイメージングデータ用に十分な帯域幅を提供しながらも、放射線源および関連する１つまたは複数の放射線検出器の連続回転を提供する。スリップリングガントリは、装置に関連する電力および信号を運ぶケーブルの巻き取りおよび巻出しを目的とする交互方向でのガントリ回転を省くことができる。かかる構成により、ＩＧＲＴシステムに組み込まれた場合であったとしても、ＣＢＣＴを含む連続ヘリカル断層撮影が可能となる。上述されるように、単一回転ＣＢＣＴに関する主要な問題は、中央スライス（回転を含有するスライス）を除く全てのスライスでのサンプリングが不十分なことである。この問題は、ヘリカル軌道のコーンビームイメージングによって克服可能である。

患者サポート１８は、回転可能ガントリ１２に隣接して位置づけられ、典型的には水平位置にて、回転可能ガントリ１２の中への長手方向の移動および内部での長手方向の移動に対して患者を支持するように構成される。患者サポート１８は、例えば、ガントリ１２の回転面に対して垂直な方向（ガントリ１２の回転軸に沿って、またはこれに並行である）に患者を移動させることが可能である。患者サポート１８は、患者および患者サポート１８の動きを制御するための患者サポートコントローラへと動作可能に連結され得る。患者サポートコントローラは、命令されたイメージングおよび／または治療計画に従い、患者の長手方向軸を中心とした回転のため、回転可能ガントリ１２および回転しているガントリへと取り付けられた放射線源と同期され得る。患者サポートはまた、患者サポートがボア１６内部に存在する場合には限定された範囲で上下左右に動かされ、最適な治療のために患者位置を調整することが可能である。ガントリ１２の前方から見た場合、軸ｘ、ｙおよびｚが示される。ｘ軸は水平方向で右方向を指しており、ｙ軸はガントリ面を指し、ｚ軸は垂直方向で上方向を指している。ｘ軸、ｙ軸およびｚ軸は右手の法則に従う。

図２にて示されるように、マルチモーダル機器１０は、回転可能ガントリ１２に連結されるか、それ以外の場合にはこれによって支持されている低エネルギー放射線源（例えば、ｋＶ）３０を含む。この実施形態では、低エネルギー放射線源３０はイメージング放射線源であり、高品質画像を生成するための放射線ビーム（３２として一般には示される）を放出する。この実施形態では、イメージング放射線源はＸ線源３０であり、これはキロ電圧（ｋＶ）源（例えば、約２０ｋＶ～約１５０ｋＶの範囲であるエネルギーレベルを有する、医療用Ｘ線源）として構成されている。一実施形態では、低エネルギー放射線源は、最大１５０ｋｅＶであるキロ電子ボルトピーク光子エネルギー（ｋｅＶ）を含む。イメージング放射線源は、イメージングに適した任意の種類の伝送源であり得る。例えば、イメージング放射線源は例えば、Ｘ線発生源（ＣＴ向けのものを含む）または他の方法であってよく、十分なエネルギーおよび線束（例えばガンマ線源（例えばコバルト－５７、１２２ｋｅＶでのエネルギーピーク）、Ｘ線蛍光源（Ｐｂ ｋ線を通過する蛍光源など、約７０ｋｅＶおよび約８２ｋｅＶでの２つのピーク）など）を用いて光子を生成する。本明細書におけるＸ線、Ｘ線イメージング、Ｘ線イメージング線源などの参照は、特定の実施形態にとって例示的なものである。他のイメージング伝送源は、種々の他の実施形態において互換可能に使用され得る。Ｘ線検出器３４（例えば２次元フラット検出器または湾曲検出器）は、回転可能ガントリ１２と連結され得るか、またはそれ以外の場合にはこれによって支持され得る。Ｘ線検出器３４は、Ｘ線源３０から放射線を受け取るように位置づけられ、Ｘ線源３０と連動して回転可能である。

Ｘ線検出器３４は、開示された手法の範囲から逸脱することなく、多数の構成をとり得ることが理解されるであろう。図２に例示されるように、Ｘ線検出器３４はフラットパネル検出器（例えば、マルチスライスフラットパネル検出器）として構成され得る。別の例示的な実施形態に従い、Ｘ線検出器３４は湾曲検出器として構成され得る。検出器３４は、減衰されていない放射線量を検出またはこれを測定することができる。したがって、患者または関連する患者のＲＯＩ（最初に生成されたものと比較して）によって実際に減衰されたものを推量することが可能である。検出器３４は、低エネルギー放射線源３０が患者の周りで回転し、患者に対して放射線を放出する場合、異なる角度からの減衰データを検出またはその他の場合には収集することができる。

図１および図２はリングガントリ１２に取り付けられた放射線源３０を有するマルチモーダル機器１０を表すが、他の実施形態は、例えばＣ－アームガントリおよびロボットアームベースのシステムを含む、他の種類の回転可能なイメージング機器を含んでよい。ガントリベースのシステムにおいては、ガントリはアイソセンタを通過する軸の周りでイメージング放射線源３０を回転させる。ガントリベースのシステムは、Ｃ－アームガントリを含む。この中でイメージング放射線源３０はカンチレバー様の方式で上に取り付けられており、アイソセンタを通過する軸を中心として回転する。ガントリベースのシステムは、例えば回転可能ガントリ１２といったリングガントリを更に含む。これは、中で患者の身体をリング／トロイドのボアを通って伸展させる環状形状を一般には有する。また、イメージング放射線源３０は、リング円周上に取り付けられ、アイソセンタを通過する軸を中心に回転する。いくつかの実施形態では、ガントリ１２は連続して回転する。他の実施形態では、ガントリ１２は、繰り返し回転と逆回転するケーブルベースのシステムを利用する。

コリメータまたはビームフォーマアセンブリ（３６として一般には示される）は、Ｘ線源３０に対して位置づけられ、Ｘ線源３０により放出された放射線ビーム３２の形状を選択的に制御および調整し、Ｘ線検出器３４の有効領域の位置または領域を選択的に照射する。ビームフォーマはまた、放射線ビーム３２をＸ線検出器３４上に位置づける方法を制御することができる。一実施形態では、ビームフォーマ３６は、単一の運動度／運動次元を有することがある（例えば、より薄いまたはより厚いスリットを作成するため）。別の実施形態では、ビームフォーマ３６は、２つの運動度／運動次元を有し得る（例えば、種々のサイズにサイズ決めされた長方形を作成するため）。他の実施形態では、ビームフォーマ３６は、例えば平行四辺形を含む、他の種々の動的に制御された形状にする能力を有してよい。こうした形状の全ては、スキャン中に動的に調整され得る。いくつかの実施形態では、ビームフォーマの遮断部分を回転および／または並進させることができる。

ビームフォーマ３６を制御し、多くの幾何学的形状にてＸ線源３０により放出された放射線ビーム３２の形状を動的に調整することができる。この幾何学的形状には、単列検出器幅または多列検出器を含むもの（これは検出器の有効領域の一部分にすぎない可能性がある）と同様に低いビーム厚さ（幅）を有するファンビームまたはコーンビームが含まれるがこれに限定されない。種々の実施形態では、ビーム厚さは、より大きな検出器の有効領域のうち数センチメートルを照射してもよい。例えば、５～６センチメートルの検出器のうち、３～４センチメートル（検出器面の長手方向で測定）は、イメージング放射線３２に選択的に照射されてもよい。この実施形態では、３～４センチメートルのプロジェクション画像データは、後述されるように、それぞれの読取り値を用いて、散乱データを捕捉するのに使用され得る、一方のまたは各側面における非照射の検出器領域のうち、約１～２センチメートルを用いて捕捉されてもよい。

他の実施形態では、有効な検出器の大半の部分は、イメージング放射線に選択的に照射されてもよい。例えばいくつかの実施形態では、ビーム厚さは約２センチメートル、約１センチメートル、１センチメートル未満、または同様のサイズの範囲へと減少されてよい。これはより小さな検出器の場合も含む。他の実施形態では、ビーム厚さは約４センチメートル、約５センチメートル、５センチメートル超、または同様のサイズの範囲へと増加されてよい。これはより大きな検出器の場合も含む。種々の実施形態では、照射対有効検出器領域の比率は、３０～９０％、または５０～７５％であってよい。他の実施形態では、照射対有効検出器領域の比率は、６０～７０％であってよい。ただし他の実施形態では、種々の他の照射領域および有効領域のサイズまたは照射対有効検出器領域の比率は適することがある。ビームおよび検出器は、検出器の影領域（有効ではあるが直接放射線に照射されない）が周縁部領域を超えて散乱データを捕捉するには十分であるように構成され得る。

種々の実施形態には、測定データが一次（照射）領域および影領域にとって十分であるが、速度および線量制御のために最適化もされるように、検出器の選択的照射を制御する特徴（例えば、ビームサイズ、ビーム／開口の中心、視準、コリメーション、ピッチ、検出器の読出し範囲、検出器の読出し中心など）の最適化が含まれてよい。Ｘ線源３０からの放射線ビーム３２が、例えば狭いおよび広い体軸方向の撮影領域（ａＦＯＶ）スキャンの組合せを含む、実施されている特定のイメージングタスクおよび散乱評価プロセスに基づき、同等、またはそれより小さいＸ線検出器３４を射程に入れるように、ビームフォーマ３６の形状／位置および検出器３４の読出し範囲が制御され得る。機器１０は、単一回転コーンビーム画像と、広いビーム角度の画像および狭いビーム角度の画像を、ヘリカルまたはその他の両方で取得する能力を有する。

ビームフォーマ３６は、このビームフォーマ３６にＸ線源３０により放出された放射線ビーム３２の形状を調整させる種々の方法で構成されてよい。例えば、ビームフォーマ３６は一連のジョー、またはＸ線源３０からの放射線ビームが絞られた方式で通過し得る開口のサイズを画定および選択的に調整する他の適する部材を含むように構成され得る。１つの例示的な構成に関連して、ビームフォーマ３６は上部ジョーおよび下部ジョーを含み得る。この場合、上部ジョーおよび下部ジョーは異なる方向（例えば平行な方向）に可動し、Ｘ線源３０からの放射線ビームが通過する開口のサイズを調整し、かつ更には患者に対するビーム３２位置を調整して最適化されたイメージングおよび最小化された患者線量を目的として、画像化される患者の一部分のみを放射線照射する。

一実施形態に従い、Ｘ線源３０からの放射線ビーム３２の形状は画像取得中に変更され得る。別の言い方をすれば、例示的な一実施形態に従い、ビームフォーマ３６のリーフ位置および／または開口幅は、スキャン前またはスキャン中に調整され得る。例えば一実施形態に従い、ビームフォーマ３６は、放射線ビーム３２は十分な一次領域／影領域を有する形状を有し、イメージング中に関心対象（例えば前立腺）のみを含むように調整されるよう、Ｘ線源３０の回転中に選択的に制御および動的に調整され得る。Ｘ線源３０により放出された放射線ビーム３２の形状は、所望の画像取得に応じてスキャン中またはスキャン後に変更され得る。これは更に詳細に後述されるように、イメージングのフィードバックおよび／または治療的なフィードバックに基づいてよい。

図２にて示されるように、マルチモーダル機器１０は、回転可能ガントリ１２に連結されるか、それ以外の場合にはこれによって支持されている高エネルギー放射線源（例えば、ＭＶ）２０を含む放射線治療装置と一体になっていてよい。一実施形態に従い、高エネルギー放射線源２０は、関心領域内で患者内部の腫瘍を治療するために使用される高エネルギーの放射線源などの治療放射線源として構成される。他の実施形態では、高エネルギー放射線源２０はまた、イメージング放射線源として構成されるか、またはそのようなものとして少なくとも利用される。治療放射線源は、高エネルギーのＸ線ビーム（例えばＭＶ Ｘ線ビーム）、および／もしくは高エネルギーの粒子ビーム（例えば電子ビーム、光子ビーム、もしくは炭素などの重イオンのビーム）または高エネルギー放射線の別の適した形態であり得ることが理解されるであろう。一実施形態では、高エネルギー放射線源２０は、１ＭｅＶ以上のメガ電子ボルトピーク光子エネルギー（ＭｅＶ）を含む。一実施形態では、高エネルギーのＸ線ビームは、０．８ＭｅＶよりも大きな平均エネルギーを有する。別の実施形態では、高エネルギーのＸ線ビームは、０．２ＭｅＶよりも大きな平均エネルギーを有する。別の実施形態では、高エネルギーのＸ線ビームは１５０ｋｅＶよりも大きな平均エネルギーを有する。一般には、高エネルギー放射線源２０は低エネルギー放射線源３０よりも高いエネルギーレベル（ピークおよび／または平均など）を有する。

一実施形態では、高エネルギー放射線源２０は治療放射線（例えばＭＶ）を発生するＬＩＮＡＣであり、イメージングシステムは相対的に低強度で低エネルギーのイメージング放射線（例えばｋＶ）を生成する独立した低エネルギー放射線源３０を備える。他の実施形態では、治療放射線源２０は例えばＣｏ－６０など、一般には１ＭｅＶ超のエネルギーを有し得る放射性同位体であり得る。高エネルギー放射線源２０は、治療計画に従い患者サポート１８上に支持されている患者内部の関心領域（ＲＯＩ）に対し、１つまたは複数の放射線ビームを放出可能である（２２によって一般には示される）。

種々の実施形態では、高エネルギー放射線源２０は治療放射線源およびイメージング放射線源として利用される。詳細に後述されるように、放射線源２０、３０は、互いに連携して使用され、高品質かつより良好な利用画像を提供し得る。本明細書における治療放射線源２０に対する参照は、高エネルギー放射線源２０と、イメージングのためにのみ使用され得る低エネルギー放射線源３０とを区別するためのものである。ただし、治療放射線源２０に対する参照は、治療放射線源２０（高エネルギー放射線源）が治療および／またはイメージングに利用され得る実施形態を含む。他の実施形態では、少なくとも１つの追加の放射線源は回転可能ガントリ１２に連結され、かつ放射線源２０、３０のピーク光子エネルギーとは別のピーク光子エネルギーにて、プロジェクションデータを取得するように操作され得る。

検出器２４は、回転可能ガントリ１２に連結、それ以外の場合にはこれに支持され、治療放射線源２０からの放射線２２を受け取るように位置づけられ得る。検出器２４は、減衰されていない放射線量を検出またはこれを測定することができる。したがって、患者または関連する患者のＲＯＩ（最初に生成されたものと比較して）によって実際に減衰されたものを推量することが可能である。検出器２４は、治療放射線源２０が患者の周りで回転し、患者に対して放射線を放出する場合、異なる角度からの減衰データを検出またはその他の場合には収集することができる。

治療放射線源２０は、ビームフォーマまたはコリメータを含むことができるか、またはそれ以外の場合ではこれに関連し得ることが理解されるであろう。治療放射線源２０に関連しているビームフォーマは、イメージング線源３０に関するビームフォーマ３６と同様に、多くの方法において構成され得る。例えば、ビームフォーマはマルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）として構成され得る。これは、最小限開放位置または閉鎖位置と、最大限開放位置との間の１つまたは複数の位置へと移動するように操作可能である、複数の組み合わされたリーフを含み得る。リーフは、放射線源により放出される放射線ビームの所望の形状を獲得するために、所望の位置へと移動され得ることが理解されるであろう。一実施形態では、ＭＬＣにより、サブミリメートルの標的精度が可能となる。

治療放射線源２０は、イメージング線源３０と同一平面、またはこれとは異なる面（オフセット）へと取り付けられ、構成され、および／または移動されてよい。いくつかの実施形態では、放射線源２０、３０の同時放射化により生じた散乱は、放射面をオフセットすることで減少されてよい。

他の実施形態では、放射化を挿入することにより散乱を回避することができる。例えば、同時マルチモーダルイメージングについては、この取得は同時発生であり得、同時発生する個々のパルスを有しない。別の実施形態では、例えばｋＶ検出器におけるＭＶ散乱といった問題に対処するため、シャドーベースの散乱補正の使用が使用され得る。

放射線治療装置と統合される際、マルチモーダル機器１０は画像を提供することができる。これは放射線供給処置（治療）をセットアップ（例えば位置合わせおよび／または登録）、計画および／または管理するために使用される。典型的なセットアップは、現在の（治療中の）画像と治療前画像の情報とを比較することで達成される。治療前画像の情報には、例えばＣＴデータ、コーンビームＣＴデータ、ＭＲＩデータ、ＰＥＴデータまたは３Ｄ回転血管造影検査（３ＤＲＡ）データおよび／または上述の機器もしくは他のイメージング診断手段から得られた任意の情報を含んでよい。いくつかの実施形態では、マルチモーダル機器１０は治療中の患者、標的またはＲＯＩの動きを追跡し得る。

再構成プロセッサ４０は、検出器２４および／または検出器３４に動作可能に連結され得る。一実施形態では、再構成プロセッサ４０は、検出器２４、３４によって受け取られた、放射線源２０、３０からの放射線に基づく患者画像を生成させるように構成されている。再構成プロセッサ４０は、以下により完全に記載される方法を実行するために使用されるように構成され得ることが理解されるであろう。機器１０はまた、処理アルゴリズムおよび再構成アルゴリズムならびにソフトウェア、イメージングパラメータ、事前画像か、それ以外の場合では事前取得された画像からの画像データ（例えば計画画像）、治療計画などを含むがこれに限定されない情報を保存するのに適しているメモリ４４を含むことができる。

マルチモーダル機器１０は、操作者／ユーザインタフェース４８を含むことができる。この場合、機器１０の操作者は、機器１０と相互作用するか、またはそれ以外の場合ではこれを制御し、スキャンに関連する入力またはイメージングパラメータなどを提供することができる。操作者インタフェース４８は、キーボード、マウス、音声起動コントローラなどの任意の適した入力装置を含むことができる。機器１０はまた、機器１０の操作者に出力を提供するために、ディスプレイ５２または他の人間が読取り可能な要素を含むことができる。例えば、ディスプレイ５２により、操作者は再構成された患者画像およびイメージングパラメータまたはスキャンパラメータなど、機器１０の操作に関連する他の情報を観察することができる。

図２に示されるように、マルチモーダル機器１０は機器１０の１つまたは複数の構成要素と動作可能に連結されたコントローラ（６０として一般には示される）を含む。コントローラ６０は、Ｘ線源３０および／または治療放射線源２０、ならびに回転可能ガントリ１２の回転速度および位置を制御するガントリモータコントローラへと電力およびタイミング信号を提供することを含む、機器１０の全体的な機能および操作を制御する。コントローラ６０は、患者サポートのコントローラ、ガントリコントローラ、治療放射線源２０および／またはＸ線源３０に連結されたコントローラ、ビームフォーマのコントローラ、検出器２４および／またはＸ線検出器３４に連結されたコントローラなどのうち、１つまたは複数を包含することができることが理解されるであろう。一実施形態では、コントローラ６０は、他の構成要素、装置および／またはコントローラを制御可能であるシステムコントローラである。

種々の実施形態では、再構成プロセッサ４０、操作者インタフェース４８、ディスプレイ５２、コントローラ６０および／または他の構成要素は、１つもしくは複数の構成要素または装置と組み合わせられてよい。

機器１０は種々の構成要素、論理およびソフトウェアを含んでよい。一実施形態では、コントローラ６０はプロセッサ、メモリおよびソフトウェアを含む。限定するわけではなく例として、マルチモーダル機器および／または放射線治療システムは、特定の用途のため、イメージングおよび／またはＩＧＲＴに関連する１つまたは複数のルーチンまたはステップを実施可能である、種々の他の装置および構成要素（例えば、特にガントリ、放射線源、コリメータ、検出器、コントローラ、電源、患者サポート）を含むことができる。ルーチンには、イメージング、画像ベースの供給前ステップ、および／または個々の装置の設定、構成および／または位置（例えば、経路／軌道）を含む治療供給が含まれ得るが、これらはメモリ内に保存されてよい。更には、１つまたは複数のコントローラは、１つもしくは複数の装置および／またはメモリ内に保存された１つもしくは複数のルーチンもしくはプロセスに従い、構成要素を直接または間接的に制御することができる。直接制御の一例は、種々の放射線源またはイメージングまたは治療に関連するコリメータパラメータ（電力、速度、位置、タイミング、調節など）の設定である。間接制御の一例は、位置、経路、速度などを、患者サポートのコントローラまたは他の周辺装置へと通信することである。機器に関連することがある種々のコントローラのヒエラルキーは、任意の適した方法によって取り決められ、所望の装置および構成要素へと、適切なコマンドおよび／または情報を伝達することができる。

加えて、当業者はこのシステムおよび方法は他のコンピュータシステム構成で実装されてよいことを理解するであろう。本発明の例示された態様は、分散コンピュータ環境にて実施されてよく、この環境では、特定のタスクは通信ネットワークを介して接続されるローカル処理装置またはリモート処理装置によって実行される。例えば一実施形態では、再構成プロセッサ４０は個別のシステムに関連づけられてよい。分散コンピュータ環境では、プログラムモジュールはローカルおよびリモートメモリ保存装置の両方に配置されてよい。例えば、リモートデータベース、ローカルデータベース、クラウドコンピュータプラットフォーム、クラウドデータベースまたはそれらの組合せは、機器１０を用いて利用され得る。

マルチモーダル機器１０は、コンピュータを含む本発明の種々の態様を実施するための例示的な環境を利用することができる。このコンピュータには、コントローラ６０（例えば、プロセッサおよびメモリ４４であり得るメモリを含む）ならびにシステムバスを含む。システムバスは、プロセッサに対してのメモリを含むがこれに限定されない、システム構成要素に連結することができ、他のシステム、コントローラ、構成要素、装置およびプロセッサと通信することができる。メモリには、リードオンリーメモリ（ＲＯＭ）、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、ハードドライブ、フラッシュドライブおよびコンピュータ可読媒体の他の形態を含むことができる。メモリは、ルーチンおよびパラメータを含む、種々のソフトウェアおよび例えば治療計画を含み得るデータを保存することができる。

治療放射線源２０および／またはＸ線源３０は、治療放射線源２０およびＸ線源３０の相対的な操作を制御するように構成されたコントローラ６０に動作可能に連結され得る。例えばＸ線源３０は治療放射線源２０で制御することができ、かつこれと同時に操作可能である。これに加えてまたは代替的には、Ｘ線源３０は実施される特定の治療計画および／またはイメージング計画に応じて、治療放射線源２０により制御および順次操作することができる。例えば種々の実施形態では、放射線源２０、３０からの測定されたプロジェクションデータは、同時に（または本質的に／例えば、互いに約５０ｍｓ内などほぼ（ある程度）同時に）または順次（例えば、秒、分などによって分離）取得されるように放射線源２０、３０を操作することができる。

放射線源２０、３０および１つまたは複数の検出器２４、３４は、多くの方法においてイメージングおよび／または治療スキャン中に患者の周りでの回転を提供するように構成され得ることが理解されるであろう。一実施形態では、患者サポート１８の長手方向の動きを伴う線源２０、３０の動きと照射を同期させることで、処置中、患者画像の連続ヘリカル取得またはスキャンを提供することができる。放射線源２０、３０および１つまたは複数の検出器２４、３４の連続回転（例えば、連続した患者の運動速度を有するガントリの連続回転および一定回転）に加え、開示された手法の範囲から逸脱することなく他の変形例が使用され得ることが理解されるであろう。例えば、回転可能ガントリ１２および患者サポートは、サポートが回転可能ガントリ１２に対して移動するように（一定速度または可変速度にて）制御される際、ガントリ１２が「往復」方式（例えば、時計回りの回転および反時計回りの回転を交互する）にて患者サポート上に支持された患者の周りを回転する（上記のように、連続方式のものとは対照的に）ように、制御され得る。別の実施形態では連続ステップアンドシュート全周スキャンを用いることで、長手方向での患者サポート１８の動き（ステップ）は、所望のボリュームが捕捉されるまで回転可能ガントリ１２によるスキャン回転（シュート）と交互される。マルチモーダル機器１０は、ボリュームベースおよび平面ベースの画像取得を行う能力を有する。例えば種々の実施形態では、マルチモーダル機器１０を使用してボリューム画像および／または平面画像を取得し、以下に記載する散乱評価／散乱補正方法を含む関連する処理を実行することができる。

プロジェクションデータの生成のため、種々の他の種類の放射線源および／または患者サポートの移動を利用し、放射線源および患者の相対運動を取得してもよい。上記機器１０の種々の実施形態との組合せを含む、放射線源および／または患者サポートの非連続的な動き、連続しているが可変的な／非一定（直線および非直線を含む）な移動、速度、および／または軌道など、ならびにそれらの組合せが使用されてよい。

一実施形態では、ガントリ１２の回転速度、患者サポート１８の速度、ビームフォーマの形状および／または検出器の読取り値は、画像取得中は全て一定であり得る。他の実施形態では、これらの変数のうち１つまたは複数は、画像取得および／または治療中に動的に変化し得る。

他の実施形態では、これらの特徴は１つまたは複数の他の画像ベースの作用または処置と組み合わせられる。この作用または処置は例えば、患者の設定、適応可能な治療モニタリング、治療計画などを含む。

図３は、例示的な放射線治療環境３００を示す。放射線治療環境３００は、参照イメージングシステム１０２およびＩＧＲＴシステム１０４を含む。ＩＧＲＴシステム１０４は例えば、マルチモーダル機器１０およびその種々の構成要素および上記の装置を備えてよい。

一実施形態では、参照イメージングシステム１０２は、例えばＣＴシステムまたはＭＲＩシステムといった高精度ボリュームイメージングシステムを含むことができる。多くの臨床環境におけるコストおよびワークフローを考慮するといった観点では、参照イメージングシステム１０２は、臨床環境または病院環境において種々の異なる目的に使用される一般目的の手段であり、ＩＧＲＴシステム１０４または環境３００に特化されるわけではない。むしろ、参照イメージングシステム１０２は、それ自体の個別の部屋またはアーチ構造の部屋に配置されてもよく、ＩＧＲＴシステム１０４とは別個の、より一般化された基準にて購入、設置および／または維持される。したがって、図３の実施形態では、参照イメージングシステム１０２はＩＧＲＴシステム１０４とは異なるものとして例示されている。他の実施形態では、参照イメージングシステム１０２は、ＩＧＲＴシステム１０４の一体型構成要素と考えられてよい。例えば、マルチモーダル機器１０は、参照イメージングシステム１０２およびＩＧＲＴシステム１０４として機能する能力を有する。

この実施形態では、ＩＧＲＴシステム１０４は、患者サポートまたは治療カウチＴＣ上に位置づけられた患者Ｐの標的ボリュームに高エネルギーＸ線治療放射線を選択的に適用する、高エネルギー放射線治療（ＭＶ）線源１０８を備える。ＭＶ線源１０８は、システムコントローラ１１４、および一実施形態ではより詳細には、治療放射線制御サブシステム１２８の制御下で治療放射線を適用する。システムコントローラ１１４は、処理回路網１２０と、検出器コントローラ１２２と、カウチ位置コントローラ１２４と、ｋＶ放射線コントローラ１２６とを更に備え、各々は本明細書で更に記載される１つまたは複数の機能を達成するようにプログラムおよび構成される。１つまたは複数のイメージング（ｋＶ）放射線源１１０は、ｋＶ放射線コントローラ１２６の制御下で、比較的低エネルギーのＸ線イメージング放射線を選択的に放出し、イメージング放射線は１つまたは複数の検出器１１２によって捕捉される。１つまたは複数の検出器１１２は、標的ボリュームを通って伝搬されたＭＶ線源１０８からの高エネルギーＸ線治療放射線を捕捉することができる。

各ｋＶ放射線源１１０およびＭＶ放射線源１０８は、動的に移動可能であるため、ＩＧＲＴシステム１０４および／または治療室の（ｘ、ｙ、ｚ）座標系に対して精密に測定可能および／または精密に決定可能な幾何学的形状を有する。

カウチポジショナー１３０は、カウチＴＣを位置づけるため、カウチ位置コントローラ１２４によって作動させることができる。いくつかの実施形態では、非Ｘ線ベースの位置センシングシステム１３４は、光学ベースまたは超音波ベースの方法といった電離放射線が関与しない１つまたは複数の方法を用いて、患者に戦略的に取り付けられた１つもしくは複数の外部マーカの位置および／もしくは動きを検知し、ならびに／または患者の皮膚表面自体の位置および／もしくは動きを検知する。ＩＧＲＴシステム１０４は、操作者ワークステーション１１６および治療計画システム１１８を更に含む。

一般的な臨床診療では、治療計画は、参照イメージングシステム１０２によって生成された事前取得された治療計画画像または事前画像データ１０６に対して実行される。事前取得された治療計画画像１０６は、患者が受けることになる１つまたは複数の放射線治療時の、実質的に前もって（例えば、１日～２日前）取得された高分解能三次元ＣＴ画像であることが多い。ＩＧＲＴシステム１０４の治療室を例示した（ｘ、ｙ、ｚ）治療室の座標系とは対照的に、事前取得された治療計画画像１０６の（ｉ、ｊ、ｋ）座標系を例示することにより図３で示されるように、治療計画画像１０６の座標系と治療室の座標系との間では、一般には既存または固有の位置合わせまたはレジストレーションは存在していない。治療計画プロセス中、医師は典型的には、治療計画画像内に座標系（例えば、治療計画画像１０６におけるｉ、ｊ、ｋ）を確立する。これは本明細書では計画画像座標系または計画画像参照フレームとも呼ばれ得る。放射線治療計画は、各治療時の間にＭＶ線源１０８により適用される高エネルギー治療放射線ビームの種々の向き、サイズ、持続時間などを決定する計画画像座標系で策定される。標的への治療放射線の正確な供給は、供給および追跡システム（存在する場合）の全体が治療室の座標系に較正されることから、治療室の座標系と計画画像座標系との位置合わせが必要となる。この位置合わせは精密である必要はなく、カウチの調整またはビーム供給の調整を使用し、２つの座標系間の位置合わせにおけるオフセットを考慮することが可能であると理解されるであろう。

一実施形態では、各治療時の直前に、本明細書にて以下で更に記載される１つまたは複数の実施形態によるものを含むｋＶイメージング放射線源１１０による画像誘導下にて、画像ベースの供給前ステップが実行されてよい。例えば、計画画像座標系（例えば限定されるものではないが、ＣＴ画像または計画画像上で治療計画を作成する間に医師によって定義される）は、ここでは初期治療位置合わせまたは初期治療位置と呼ばれる治療室の座標系との初期位置合わせに位置づけられるように、患者は物理的に位置づけられるか、または位置合わせされ得る。この位置合わせは、一般には患者セットアップまたは患者の位置合わせと呼ばれる。標的ボリュームの位置に応じて、標的ボリュームは、位置および向きを変化させる可能性ならびに／または患者の移動および／もしくは呼吸などの生理学的サイクルによるボリューム変形を受ける可能性がある。本明細書で使用される場合、治療中の位置合わせの変動または治療中の位置の変動という用語は、標的ボリュームの現在の状態が初期治療位置の位置合わせと異なる位置、向きおよび／またはボリューム形状の変動を指すために使用される。治療計画の座標系と治療室の座標系との間の既知の関係により、治療中の位置合わせの変動という用語はまた、標的ボリュームの現在の状態が治療計画の座標系の状態と異なる位置、向き、またはボリューム形状の変動を指すために使用することができる。より一般には、初期治療位置合わせまたは初期治療位置という用語は、本明細書では、治療開始時における、患者セットアップ時の患者の身体部分の特定の物理的姿勢または配置（位置、向きおよびボリューム形状を含む）を指す。

非Ｘ線ベースの位置センシングシステム１３４もまた、提供することができる。この非Ｘ線ベースの位置センシングシステム１３４は、例えば、呼吸に応答して動く患者の胸部に何らかの方法で固定された外部マーカを含むことができる。これは標的位置を精密に決定することができる。呼吸をモニタリングするための他の機構もまた使用されてよい。例えば、準静的位置の位置決め、心臓ゲーティングのためのＥＫＧなどを含む、他の非呼吸位置センシングシステム１３４も使用することができる。システム１３４は、例えば単眼または立体Ｘ線プロジェクションによって決定されるように、外部マーカの動きを標的の動きと相関させることができる。したがって非Ｘ線ベースの位置センシングシステム１３４により、システムコントローラ１１４が外部マーカの動きを監視し、相関モデルを使用してリアルタイムで（例えば、～約６０Ｈｚ）標的をどこに配置するかを精密に予測し、治療ビームを標的に向けることが可能となる。移動する標的の治療が進行するにつれて、追加のＸ線画像が取得され、相関モデルを検証および更新するためにこれが使用され得る。

本明細書で使用される場合、医療画像の「レジストレーション」は、それらの医療画像に生じる、対応する解剖学的特徴または他の（例えば基準）特徴の数学的関係の決定を指す。レジストレーションは、医療画像の一方または両方に適用される際に、対応する解剖学的特徴のオーバーレイを引き起こす１つまたは複数の空間変換の決定を含むことができるがこれに限定されない。空間変換には、剛体変換および／または変形可能な変換が含まれ得る。また、医用画像が異なる座標系または基準フレームからのものである場合には、それらの座標系または基準フレームの差異を考慮することができる。医用画像が同じイメージングシステムを使用して取得されず、かつ同時に取得されない場合、レジストレーションプロセスには、異なるイメージングシステムのイメージング診断手段、イメージング幾何学的形状、および／または基準フレームとの間の差異を考慮する第１の変換の決定と、取得時間の間で発生した身体部分における根本的な解剖学的差異（例えば、位置決め差、全体的な移動、身体部分内部の異なる構造間の相対的な動き、全体的な変形、身体部分内部の局所的な変形など）を考慮する第２の変換の決定とを共に含むことができ、ただしこれらに限定されない。

画像のレジストレーションは、参照イメージングシステム１０２とＩＧＲＴ供給システム１０４との間、ならびに／または１つもしくは複数の低エネルギー線源１１０および高エネルギー線源１０８（およびそれらに関連する検出器１１２）を含む、マルチモーダルＩＧＲＴ供給システム１０４の種々の診断手段から導出されたデータおよび／もしくは画像の間で実施することができる。特に、機器１０に戻って参照すると、レジストレーションは、放射線源２０、３０および検出器２４、３４から導出されたデータおよび／または画像間で実施することができる。

一実施形態では図４は、例示的なマルチモーダルスキャン構成４００の図を示す。リングガントリ４１０の正面を見ると、図４はリングガントリ４１０に取り付けられた高エネルギー放射線源４２０（例えば、ＭＶ）および低エネルギー放射線源４３０（例えば、ｋＶ）を示す。放射線源４２０、４３０は、互いに直交して取り付けられた状態で示されているが、他の実施形態は、他の角度関係ならびに追加の放射線源および／または検出器を含むことができる。高エネルギー放射線源４２０は、ビームフォーマ４２６によって放射線を投射し、検出器４２４の一部へと投射する放射線ビーム４２２を生成するように示されている。この構成では、高エネルギー放射線源４２０は、体軸横断撮影領域（ＦＯＶ）４２８を有する。低エネルギー放射線源４３０は、ビームフォーマ４３６によって放射線を投射し、検出器４３４の一部へと投射する放射線ビーム４３２を生成するように示されている。この構成では、低エネルギー放射線源４３０は、体軸横断ＦＯＶ４３８を有する。検出器４３４は、その範囲４３５内部の中心に置かれた状態で示されている。このようにして、放射線源４２０、４３０は、重複する体軸横断ＦＯＶを通って放射線を投射する。この実施形態では、マルチモーダルスキャン構成４００は、低エネルギーＦＯＶ４３８よりも大きな体軸横断ＦＯＶを有する高エネルギーＦＯＶ４２８を示す。

別の実施形態では、図５は例示的なマルチモーダルスキャン構成５００の例示を示す。リングガントリ４１０の正面を見ると、図５はまた、リングガントリ４１０に直交して取り付けられた高エネルギー放射線源４２０および低エネルギー放射線源４３０を示す。高エネルギー放射線源４２０は、ビームフォーマ５２６によって放射線を投射し、検出器５２４へと投射する放射線ビーム５２２を生成するように示されている。この構成では、高エネルギー放射線源４２０は、体軸横断ＦＯＶ５２８を有する。低エネルギー放射線源４３０は、ビームフォーマ５３６によって放射線を投射し、オフセットされた検出器５３４へと投射する放射線ビーム５３２を生成するように示されている。この構成では、低エネルギー放射線源４３０は、少なくとも１８０度の回転を有する体軸横断ＦＯＶ５３８を有する。このようにして、放射線源４２０、４３０はまた、重複する体軸横断ＦＯＶを通って放射線を投射する。この実施形態では、マルチモーダルスキャン構成５００は、高エネルギーＦＯＶ５２８よりも大きな体軸横断ＦＯＶを有する低エネルギーＦＯＶ５３８を示す。

例えば、ビームフォーマ構成、放射線源角度、検出器位置などを含む種々の因子を使用し、放射線源のそれぞれのＦＯＶ（例えば、体軸横断方向および体軸方向）を制御することができる。いくつかの実施形態では、放射線源４２０、４３０は、長手方向に（ｙ軸に沿って）物理的にオフセットされてよく、異なる時間で（時間的にオフセットされて）患者をスキャンしてもよい。

別の実施形態では、図６は、重畳図を有するマルチモーダルスキャン構成６００の例示的な診断手段の例示を示す。リングガントリ（図示せず）の側面を見ると、図６は、標的６１５の同じ平面へと重ね合わされた、高エネルギー放射線源６２０（例えば、ＭＶ）および低エネルギー放射線源６３０（例えば、ｋＶ）の位置を示す。放射線源６２０、６３０は、典型的には互いに対して取り付けられず、９０度離れてガントリに取り付けられてよいが、それぞれの図および特徴の例示的な重複を示すために図６に重ね合わされて示されている。他の実施形態は、他の角度関係ならびに追加の放射線源を含むことができる。高エネルギー放射線源６２０は、ビームフォーマ６２６によって放射線を投射し、検出器６２４へと投射する放射線ビーム６２２を生成するように示されている。この構成では、高エネルギー放射線源６２０は、体軸ＦＯＶ６２８を有する。低エネルギー放射線源６３０は、ビームフォーマ６３６によって放射線を投射し、検出器６３４の一部へと投射する放射線ビーム６３２を生成するように示されている。この構成では、低エネルギー放射線源６３０は、体軸ＦＯＶ６３８を有する。検出器６３４は、直接プロジェクションを受け取り、有効領域６３４ａおよびビームフォーマ６３６により直接放射線から遮断された影領域６３４ｂを有する状態で示される。このようにして、放射線源６２０、６３０は、重複する体軸ＦＯＶを通って放射線を投射する。この実施形態では、マルチモーダルスキャン構成６００は、高エネルギーＦＯＶ６２８よりも大きな体軸ＦＯＶを有する低エネルギーＦＯＶ６３８を示す。

図７は、図６に示される標的６１５のズームイン部分７００を示す。放射線ビーム６２２、６３２は、標的６１５を通過するように示されている。高エネルギーＦＯＶ６２８および低エネルギーＦＯＶ６３８は、重複するイメージングデータを提供する。ここで、低エネルギーＦＯＶ６３８は、領域７４０として示される高エネルギーＦＯＶ６２８を超えるイメージングデータを提供する。ただし他の実施形態では、上記のように、高エネルギーＦＯＶ６２８は低エネルギーＦＯＶ６３８を超えてイメージングデータを提供することができる。いくつかの実施形態では、ＦＯＶ６２８、６３８は、同じであってよい（例えば、体軸横断方向および／または体軸方向）。加えて更なる実施形態では、ＦＯＶ６２８、６３８は隣接するが重複しなくてもよく、間に空間を有してもよく、１つのＦＯＶが重複することなく他のＦＯＶ内部に存在するようにまとめられてもよく、これらの組合せであってもよい。

いくつかの実施形態では、１つまたは複数の放射線源は、スパースデータに使用されてよく、異なる分解能、速度、軌道、周波数、電力レベル、線量、ＦＯＶなどを利用してもよい。いずれの場合でも、２つまたは複数の放射線診断手段からのデータは、画質、速度、線量、ワークフロー、治療精度／精度などを向上させるために組み合わせて使用され得る。

種々の実施形態では、上記の例示的なスキャン構成４００、５００、６００は、放射線治療環境３００を介することを含む、マルチモーダル機器１０を用いて実装されてよい。

以下のフローチャートおよびブロック図は、上記のマルチモーダル放射線システムに関連する例示的な構成および方法論を例示する。例示的な方法論は論理、ソフトウェア、ハードウェアまたはそれらの組合せで実行されてよい。加えて、処置および方法は順に表されているが、ブロックは直列および／または並列を含む異なる順で実行されてよい。更には、追加のステップまたはそれよりも少ないステップが使用されてよい。

図８は、上記の複数の放射線診断手段といった、これらの放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法８００を表すフローチャートである。ステップ８０５では、事前画像データ８０５を提供することができる。ステップ８１０では、方法８００は、マルチモーダルシステムの各診断手段に対するスキャン設計を含む、スキャン構成を決定する。次にステップ８２０では、上記のように、例えば低エネルギーｋＶスキャンおよび高エネルギーＭＶスキャンを含むスキャンが実行される。スキャンは、低エネルギースキャンデータ８３０および高エネルギースキャンデータ８３２を生成する。次にステップ８４０では、方法４００は、低エネルギースキャンデータ８３０および高エネルギースキャンデータ８３２を利用するか、またはこれらを組み合わせる。次にステップ８５０では、方法８００は、例えば画像を再構成するために組み合わせられたデータセットを処理する。このようにして、一般には、スキャン構成および関連するスキャン設計は、スキャンデータ８３０、８３２のうちの少なくとも１つが、異なる診断手段からのスキャンデータ８３０、８３２のうちの別のものを補完または補足し、本明細書にて記載される向上のうちの少なくとも１つをもたらすように構成され得る。

いくつかの実施形態では、スキャン構成はヘリカルスキャン軌道を含む。ヘリカルファンビームＭＶ（高エネルギー）ＣＴ（ＭＶＣＴ）が取得する幾何学的形状は、例えば、広い横断像（例えば、アイソセンタでは約４０ｃｍ）、関心体積のフーリエサンプリングの完成、およびプロジェクション画像における散乱部分の低減を含む複数の利点を提供することができる。これらの特徴は、臨床の最先端のコーンビームＭＶＣＴよりも再構成画像の品質を向上させることができる。特に、例えばこれらの利点の原因は、ファン絞られたＭＶ治療／イメージングビームであり、かつＭＶ線源および検出器が、上記のように全方向からのイメージングを可能とする連続回転スリップリングシステムに取り付けられているという事実である。操作中、システム（例えば機器１０）は、２πラジアン超を超えて連続的に画像化し、ケーブルをほどくか、不規則なイメージング軌道を用いるために停止することなく並進するカウチ上の患者に対して、ヘリカル軌道で線源および検出器を移動させることができる。

種々の実施形態では、ヘリカルファンビームＭＶＣＴシステムに加えて、ｋＶ（低エネルギー）Ｘ線源およびフラットパネル検出器により、システムは、上記のヘリカルファンビーム、ヘリカルナローコーン角度のコーンビーム、および静止カウチ、円形軌道ファンビームなどの幾何学的形状を有するｋＶＣＴ（ｋＶＣＴ）画像などを取得することが可能となる。ｋＶイメージングハードウェアはＭＶイメージング／治療ハードウェア（例えば、図２および図４～図６に示されるように）と同じスリップリングガントリに取り付けられているため、ｋＶイメージングシステムはまた、上記のようにスリップリング取り付けイメージングシステムを利用することができ、従来のＣ－アームシステムで見られるように、ｋＶイメージングシステムが位置決めＣＢＣＴではなく診断ＣＴとして操作することを可能にする。

マルチモーダル（例えば、デュアルｋＶ／ＭＶ）スリップリング取り付けイメージングシステム（例えば、機器１０）の更なる独自の利点は、共に取り付けられている（例えば、互いに直交して）このシステムを使用し、時間および空間において精密に同期された画像データを取得することができるといった点である。ＭＶシステムおよびｋＶシステムの両方は、同じ時間で同じ解剖学的構造を画像化して、患者の解剖学的構造の同時取得を生成（例えば、図６～図７に示される）することができる。これには、経時的に変化するような３Ｄ情報が含まれる。それぞれのシステムのプロジェクション角度は異なっていてもよいが、これは対象およびＣＴ再構成に固有である対称性といった完全ＣＴイメージングに関する問題を提示しない。スリップリングの取り付けに起因する高速イメージングの速度と組み合わせられることで、このシステムは、長い体軸方向程度にわたって高時間分解能ｋＶ／ＭＶファンビーム画像を高速に取得することができる。

種々の実施形態では、マルチモーダル機器１０は、マルチエネルギー（例えば、低エネルギーおよび高エネルギー）プロジェクションデータを提供する線源を有する、Ｎタプルの線源および検出器ＣＴシステム（各プロジェクション画像データが同時に取得することができるようにＮ個の線源およびＮ個または別の個数の検出器が位置づけられる場合）を含むことができる。ファンビームイメージングの幾何学的形状の使用（例えば、ヘリカルスキャン軌道を用いる）と、同時マルチエネルギーｋＶ／ＭＶイメージング装置を組み合わせることで、本明細書に記載の利点を得る。典型的な既存のシステムは、ｋＶ線源またはＭＶ線源のいずれかのコーンビームイメージングの幾何学的形状に個別に限定される。これは上記のように、ファンビームイメージングの幾何学的形状を超える顕著な欠点を有する。

種々の実施形態では、高エネルギーのＭＶファンビームプロジェクションおよび低エネルギーのｋＶファンビームプロジェクションまたはコーンビームプロジェクションは、同時ＣＴ再構成にて使用され得る。いくつかの実施形態では、ＭＶプロジェクションは演繹的な情報として使用され、ｋＶＣＴのアーチファクトを修正することができる。または、量的イメージングおよび物質分離のためのデュアルエネルギーＣＴ再構成に使用され得る。更には、ＭＬＣ変調ＭＶプロジェクションデータは、治療中利用可能であり、治療供給と同時のｋＶＣＴ再構成、またはその治療供給後のｋＶＣＴ再構成に影響を及ぼすことができる。ｋＶの取得は、治療と同時に、および／または治療前に行うことができる。デュアルエネルギー再構成から得られた電子密度画像は、オンラインおよびオフラインの線量測定用途の両方にて使用されることができる。

既知の医用イメージングおよび／または放射線治療システムにて生じるいくつかの問題は、本明細書に記載の１つまたは複数の実施形態により少なくとも部分的に対処される。例えば、より精確な放射線治療供給を可能とするために各画像セット間の空間的レジストレーションの精度を高めること、画像のアーチファクト（例えば、散乱、金属およびビーム硬化、画像の不鮮明さ、動きなど）を低減すること、およびデュアルエネルギーイメージング（例えば、物質分離および量的イメージング、患者のセットアップ、オンラインの適応可能なＩＧＲＴなど）の利用である。

Ｉ．Ａ．

いくつかの実施形態では、マルチモーダル機器を散乱補正に利用することができる。図２のマルチモーダル機器１０を参照すると、一実施形態では、フラットパネルｋＶ検出器３４および（例えば、キセノンガス）ＭＶ検出器２４は、ｋＶエネルギーおよびＭＶエネルギーの両方にとっては感度がよい。したがって各検出器２４、３４は、他の線源２０、３０による照射中、直交する身体散乱を測定することができる。例えばＭＶ検出器２４は、単一であるが広い検出器列にわたってｋＶ散乱を測定することができる。一方、ｋＶ検出器３４は、例えば４０ｃｍ×４０ｃｍの領域にわたって物体の散乱場を測定することができる。他の実施形態では、ＭＶ検出器２４は単列である必要も、広いものである必要もない。

いくつかの実施形態では、別個の検出器２４、３４の代わりに１つの検出器を使用してよい。例えば、ｋＶ放射線源およびＭＶ放射線源は、リングガントリ上で互いに隣接して配置され得る。次に、ｋＶ放射線およびＭＶ放射線の両方に感度がよい検出器は、ガントリの反対側に配置されることができる。検出器を作動させて少なくとも２つの位置間で移動させ、検出器の位置に応じて変化するシステムのアイソセンタを通過するｋＶ放射線またはＭＶ放射線のいずれかを受け取ることができる。代替的には、ｋＶビームおよびＭＶビーム両方の全体からの放射線を同時に測定するのに十分幅が広い、幅の広い検出器を使用することができる。これよりも幅が狭い検出器を使用することもできるが、そうした検出器は各放射線ビームからの制限された撮影領域のみを有し得る。

既知の物体からの訓練データを潜在的に追加した状態でこうした散乱測定を使用し、対応する画像における散乱補正を向上させることができる。例えば、ＭＶ散乱はＭＶＣＴ画像チェーンにおいて無視されるほど十分に低いが、ＭＶＣＴ画像において無視できないＣＴの不正確さおよび不均一性は、補正されていない散乱シグナルに起因し得る。ｋＶＣＴおよび特にｋＶコーンビームＣＴは、測定されたプロジェクションにおいてはるかに大きな散乱シグナルによって影響を受ける可能性がある。直交するｋＶ散乱のＭＶ検出器測定を利用し、ボア内の物体からの散乱寄与を良好に評価および区別し、ｋＶＣＴ画像における向上した均一性および低コントラスト分解能をもたらすことができる。

例えば図９は、散乱補正のために、複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法９００を表すフローチャートである。既知の対象物、モデルなどからの訓練データ９０５は、プロセスの向上のために提供されてよい。いくつかの実施形態では、スキャン構成（マルチモーダルシステムの各診断手段に対するスキャン設計を含む）を決定し、方法８００のうち方法ステップ８１０および８２０に従ってスキャンを実行し、スキャンデータ９３０、９３２を生成してよい。低エネルギースキャンデータ９３０は、例えば、低エネルギーｋＶスキャンからのものであってよく、比較的高い散乱比を有してよい。高エネルギースキャンデータ９３２は、例えば、高エネルギー広視野ＭＶファンビームスキャンからのものであってよく、比較的低い散乱比を有してよい。両方のプロジェクションは、同じ物体シーンの１つまたは複数の同じ横断面内に存在する。ステップ９４０では、方法９００は、対応する高エネルギーＭＶスキャンデータ９３２に基づく低エネルギーｋＶスキャンデータ９３０における散乱を評価することで、低エネルギースキャンデータ９３０と高エネルギースキャンデータ９３２を利用または組み合わせる。他の実施形態では、ＭＶ検出器はまた、「ブランク」プロジェクションまたはスキャンを提供する。こうしたプロジェクションまたはスキャンにおいては、ｋＶ散乱シグナルはＭＶＸ線の不在の下で測定される。次にステップ９５０では、方法９００は、散乱評価を用いて低エネルギーｋＶ画像を再構成する。

いくつかの実施形態では、ＭＶプロジェクションおよびｋＶプロジェクションは、同時にまたは例えば５０ｍｓ未満といった短い間隔内で取得される。いくつかの実施形態では、ＭＶ画像を形成するＭＶビーム２２は、散乱が相互作用する確率が比較的低い。いくつかの実施形態では、ｋＶ画像を形成するｋＶビーム３２は、散乱が相互作用する確率が比較的高い。相対的確率は、低エネルギー放射線と高エネルギー放射線を根本的に区別する散乱機構（光電効果＋コンプトン対コンプトンのみ）と関連づけられ得る。コンプトンのみが、高エネルギー放射線源（例えば、ＭＶ）に適用されることができる。低エネルギー放射線源（例えば、ｋＶ）はまた、光電効果といった相互作用を受け得る。

Ｉ．Ｂ．

いくつかの実施形態では、マルチモーダル機器は、金属アーチファクトおよびビーム硬化アーチファクトの低減のために利用され得る。図２のマルチモーダル機器１０を参照すると、一実施形態では、ｋＶ線源３０からのｋＶ照射下にて、金属（例えば、歯科用インプラントまたは他の外科用インプラントなど）、またはそうでない場合には高度減衰物体（例えば、高密度の骨または石灰化）を通過するビーム３２からの光線は、高度減衰物質を通過する光線に沿って、到達する検出器３４（好ましくは、より高いエネルギー光子よりもより低いエネルギー光子を減衰させる）からの信号を全て、またはほぼ全てを遮断することができる。これは、検出器３４によるそれらの光線に沿った、減衰を定義していない測定、高度に不明確な測定、それ以外の場合にはアーチファクトの測定へと導く可能性があり、これにより物体を通過するストリーキングアーチファクトへとつながる。こうしたアーチファクトは、例えばＭＶ線源２０からのより高いエネルギー光子を用いて画像化した際にははっきりとは表れないように、エネルギー依存性である。例えば、高度に減衰された物体は、ｋＶシグナルの約７０％を遮断することができるが、ＭＶシグナルでは約７％のみであり、これは約１０倍の差がある。ただし、（ＭＶ線源２０からの）より高いエネルギー光子は、（ｋＶ線源３０からの）より低いエネルギー光子よりも、生体組織における固有の減衰コントラストを低くさせる。軟組織のコントラストを維持しながらもこうしたアーチファクトを補正するために、ＭＶＣＴシステム（ＭＶ線源２０および検出器２４を含む）からのスパースプロジェクションデータまたは再構成画像を使用し、欠落している情報を埋め、ｋＶＣＴシステム（ｋＶ線源３０および検出器３４を含む）におけるアーチファクトを低減させることができる。

例えば図１０は、金属アーチファクトおよびビーム硬化アーチファクトの低減のために、複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法１０００を表すフローチャートである。既知の対象物、モデルなどからの訓練データ１００５は、プロセスの向上のために提供されてよい。いくつかの実施形態では、スキャン構成（マルチモーダルシステムの各診断手段に対するスキャン設計を含む）を決定し、方法８００のうち方法ステップ８１０および８２０に従ってスキャンを実行し、スキャンデータ１０３０、１０３２を生成してよい。低エネルギースキャンデータ１０３０は例えば、低エネルギーｋＶスキャンからのものであってよく、上述されるように、例えば光電吸収により左右される比較的高い減衰を有してよい。高エネルギースキャンデータ１０３２は、例えば、高エネルギー広視野ＭＶファンビームスキャンからのものであってよく、異なる物理的機構であるコンプトン散乱により左右される、比較的低い既知の減衰を有してよい。両方のプロジェクションは、同じ物体シーンの１つまたは複数の同じ横断面内に存在する。ステップ１０４０では方法１０００は、対応する高エネルギーＭＶスキャンデータ１０３２に基づき、光電吸収により左右される高密度構造を通過する低エネルギーｋＶスキャン１０３０におけるｋＶプロジェクションの減衰を評価することで、低エネルギースキャンデータ１０３０および高エネルギースキャンデータ１０３２を利用または組み合わせる。次にステップ１０５０では、方法１０００は減衰評価を用いて低エネルギーｋＶ画像を再構成する。

いくつかの実施形態では、ＭＶプロジェクションおよびｋＶプロジェクションは、同時にまたは例えば５０ｍｓ未満といった短い間隔内で取得される。いくつかの実施形態では、ＭＶ画像を形成するＭＶビーム２２は、約３ＭｅＶのピークエネルギーおよび約１ＭｅＶの平均エネルギーを有する。いくつかの実施形態では、ｋＶ画像を形成するｋＶビーム３２は、１５０ｋｅＶ以下のピークエネルギーを有する。

Ｉ．Ｃ．

いくつかの実施形態では、マルチモーダル機器を時間分解能補正（例えば、画像の不鮮明さ補正）に利用することができる。図２のマルチモーダル機器１０を参照すると、一実施形態では、ＭＶ線源２０からのＭＶプロジェクションは急速に時間分解され（例えば、約５μｓ）、したがって、ｋＶ線源３０からのｋＶプロジェクション（例えば、約１０ｍｓ）と比較すると、ガントリ角度にて急速に分解される。更には、取得可能なパルスレートは、ｋＶ－ＣＢＣＴシステムのｋＶビーム３２のための典型的なパルスレート（例えば、約１５Ｈｚ）よりも、ＭＶビーム２２にとっては高い（例えば、最大３００Ｈｚ）。ｋＶプロジェクションにおける不鮮明さにより、連続照射またはパルス照射であろうとなかろうと、照射時間およびガントリレートを増加させる。一実施形態では、検出器３４における不鮮明さの程度は、幾何学的形状およびｋＶ操作に基づいて例えば約１０ピクセルであり得る。また、これは２Ｄ補正または３Ｄモデリングを必要とし得る。例えば、モデルベースの３Ｄ解決策においては、ＭＶプロジェクションは時間分解情報を提供し、モデルベースの再構成の一貫性を向上させるか、または２Ｄのぼやけ修正オペレータを調整することができる。

例えば図１１は、時間分解能補正（例えば、肺イメージングまたは心臓イメージングのための画像の不鮮明さ補正）のために、複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法１１００を表すフローチャートである。既知の対象物、モデルなどからの訓練データ１１０５は、プロセスの向上のために提供されてよい。いくつかの実施形態では、スキャン構成（マルチモーダルシステムの各診断手段に対するスキャン設計を含む）を決定し、方法８００のうち方法ステップ８１０および８２０に従ってスキャンを実行し、スキャンデータ１１３０、１１３２を生成してよい。低エネルギースキャンデータ１１３０は、例えば、低エネルギーｋＶスキャンからのものであってよく、比較的低いパルスレート（例えば、低速積分）を有してよい。例えば、典型的なｋＶ積分時間は５～２０ｍｓであり得る。ただしパルスレートは、検出器の読出し時間を含む１／サイクル期間であることから、これは１０～１００ｍｓの範囲を有し得る。高エネルギースキャンデータ１１３２は、例えば、高エネルギーＭＶスキャンからのものであってよく、比較的高いパルスレート（例えば、高速積分）を有してよい。例えば、典型的なＭＶ積分時間は１～１０ｕｓであり得る。ＭＶシステムのためのサイクル時間は、積分時間によって制限されることはない。一実施形態では、最大３００Ｈｚのレートは、３．３ｍｓのサイクル時間で使用される。ステップ１１４０では、方法１１００は、より高い時間弁別を有するＭＶスキャンデータ１１３２を用いることで低エネルギースキャンデータ１１３０および高エネルギースキャンデータ１１３２を利用または組み合わせて、画像の不鮮明さ補正のためにより少ない時点評価を有するより良好な空間画像を有するｋＶスキャンデータ１１３０の補間を支援する。次にステップ１１５０では、方法１１００は例えば急速である時間分解能である動きのぼやけた画像に対し、画像の不鮮明さ補正を用いて低エネルギーｋＶ画像を再構成する。

いくつかの実施形態では、高エネルギースキャンはＭＶファンビームＣＴであり、低エネルギースキャンはｋＶナロービームＣＴである。いくつかの実施形態では、高エネルギースキャンはＭＶファンビームＣＴであり、低エネルギースキャンはｋＶコーンビームＣＴである。
Ｉ．Ｄ．

いくつかの実施形態では、マルチモーダル機器をモーションアーチファクト補正のために利用することができる。図２のマルチモーダル機器１０を参照すると、一実施形態では、上記のように、ＭＶ線源２０からのＭＶプロジェクションは、ｋＶ線源３０からのｋＶプロジェクションよりもはるかに急速に時間分解される。

例えば図１２は、モーションアーチファクト補正のために、複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法１２００を表すフローチャートである。既知の対象物、モデルなどからの訓練データ１２０５は、プロセスの向上のために提供されてよい。いくつかの実施形態では、スキャン構成（マルチモーダルシステムの各診断手段に対するスキャン設計を含む）を決定し、方法８００のうち方法ステップ８１０および８２０に従ってスキャンを実行し、スキャンデータ１２３０、１２３２を生成してよい。低エネルギースキャンデータ１２３０は、例えば、低エネルギーｋＶスキャンからのものであってよく、あまり急速には時間分解されない（例えば、低周波）。高エネルギースキャンデータ１２３２は、例えば、高エネルギーＭＶスキャンからのものであってよく、より急速に時間分解される（例えば、高周波）。ステップ１２４０では、方法１２００は、より急速に時間分解されたプロジェクションを有するＭＶスキャンデータ１２３２を用いることにより、低エネルギースキャンデータ１２３０と高エネルギースキャンデータ１２３２を利用または組み合わせて、モーションアーチファクトを有するｋＶスキャンデータ１２３０の動き補正に使用するために動きを評価する。例えば、ステップ１２４０の一実施形態では、方法１２００は低周波ｋＶスキャンデータ１２３０と高周波ＭＶスキャンデータ１２３２を組み合わせて、高周波ＭＶスキャンデータ１２３２と組み合わせられた画像データとの間で相関モデルを構築する。次に、高周波ＭＶスキャンデータ１２３２を用いて、相関モデル１２４０に基づく低周波ｋＶプロジェクションデータ１２３０に含まれる高周波の動きを補間する。次にステップ１２５０では、方法１２００は、動き補正を用いて低エネルギーｋＶ画像を再構成する。別の実施形態では、ステップ１２５０は他の場合には高周波の動きの軌跡を再構成することを含む。他の実施形態では、低エネルギースキャンデータ１２３０および高エネルギースキャンデータ１２３２のための異なるプロジェクション周波数を有することに加え、プロジェクション積分時間は異なっていてよい。例えば、低エネルギースキャンデータ１２３０（例えば、ｋＶプロジェクション）は、より長い積分時間（例えば、５～３０ｍｓ）を有してよく、その一方で高エネルギースキャンデータ１２３２（例えば、ＭＶプロジェクション）がより短い積分時間（例えば、～０．００１ｍｓ）を有してよい。これらの実施形態では、高エネルギースキャンデータ１２３２を使用し、低エネルギースキャンデータ１２３０に固有の回転性のぼやけまたは動きのぼやけを取り除くことができる。

種々の実施形態では、高エネルギースキャンはＭＶスキャン（例えば、ＭＶファンビームＣＴ）であり、低エネルギースキャンはｋＶスキャン（例えば、ｋＶナロービームＣＴまたはｋＶコーンビームＣＴ）である。種々の実施形態では、高エネルギー線源２０と低エネルギー線源３０の間の視野角は直交する。一実施形態では、動き補正は動き評価（３Ｄ再構成に基づく）に基づき、第２の放射線源へとリアルタイム調整として動き補正を適用する（例えば、向き、コリメーション、および／または制御されない動きのためのゲーティング）。一方で、第２の放射線源を同時に用いて治療放射線を供給する。

ＩＩ．Ａ．

いくつかの実施形態では、マルチモーダル機器は物質分離および／または量的イメージングのために利用され得る。図２のマルチモーダル機器１０を参照すると、種々の実施形態では、ＭＶ線源２０からのＭＶプロジェクションおよびｋＶ線源３０からのｋＶプロジェクションは、同時に、インターリーブ方式で、または連続方式で取得され得る。異なるエネルギースペクトル（例えば、高エネルギー線源２０および低エネルギー線源３０）から導出された画像は、物質特性の線型独立測定値を提供する。一般には、より正確な質量／電子密度推定値は、ｋＶ画像からもＭＶ画像から取得され得る。ただし、ｋＶ－ｋＶレジストレーションは、ｋＶ／ＭＶレジストレーションよりも正確である可能性がある。種々の実施形態では、これらの差異を使用し、プロジェクションおよびボクセルを、２つの成分物質（例えば、「軟組織」および「骨」）の線型の組み合わせへと分解することができる。成分物質の寄与を変化させることにより、一方の物質を抑制し、一方で他方の物質を向上させ、画質を向上させることができる。

例えば、図１３は物質分離および／または量的イメージングのために、複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法１３００を表すフローチャートである。既知の対象物、モデルなどからの訓練データ１３０５は、プロセスの向上のために提供されてよい。いくつかの実施形態では、スキャン構成（マルチモーダルシステムの各診断手段に対するスキャン設計を含む）を決定し、方法８００のうち方法ステップ８１０および８２０に従ってスキャンを実行し、スキャンデータ１３３０、１３３２を生成してよい。低エネルギースキャンデータ１３３０は、例えば、低エネルギーｋＶスキャンからのものであってよい。ＭＶスキャンデータ１３３２および低エネルギースキャンデータ１３３０が、物体の少なくとも１つの物質特性の線型独立測定値を提供する場合には、高エネルギースキャンデータ１３３２は例えば、高エネルギーＭＶスキャンからのものであってもよい。ステップ１３４０では、方法１３００によって、スキャンデータ１３３０、１３３２のうちの少なくとも１つからの少なくとも１つの成分物質の寄与が変更される。次にステップ１３５０では、方法１３００は、少なくとも１つの成分物質の変更された寄与を使用して画像を再構成する。

一実施形態では、スキャンデータ１３３０、１３３２の少なくとも一方からの少なくとも１つの成分物質の寄与を変更することにより、電子密度の定量的画像が提供される。いくつかの実施形態では、低エネルギースキャンデータ１３３０は、少なくとも２つのスペクトル的に分離されたｋｅＶエネルギーに関連するプロジェクションデータを含む。
ＩＩ．Ｂ．

いくつかの実施形態では、マルチモーダル機器を患者のセットアップに利用することができる。図２のマルチモーダル機器１０を参照すると、一実施形態では、２Ｄデュアルエネルギー画像（例えば、高エネルギー線源２０および低エネルギー線源３０から）を２Ｄ画像レジストレーションワークフローで使用し、例えば骨または軟組織をオフに切り替えることができる。一実施形態では、レジストレーションスキャンは、ＭＶプロジェクションおよびｋＶプロジェクションの対が各平面内の２つの角度から利用可能であるように、９０度のガントリシフトでの戻りスキャンを伴う、低線量、２つの角度、２つのエネルギースカウトスキャンであり得る。ＭＶ線源およびｋＶ線源の例示的な固定された９０度のオフセットに起因して、これらの角度のうちの一方のみが一致する光線角度を有する。第２の角度は、ガントリ１２の対向する側面から非補完的なファンデータのみを取得する。

例えば、図１４は患者のセットアップのために、複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法１４００を表すフローチャートである。事前データ１４０５は、既知の事前画像、対象物、モデルなどからのものである。いくつかの実施形態では、スキャン構成（マルチモーダルシステムの各診断手段に対するスキャン設計を含む）を決定し、方法８００のうち方法ステップ８１０および８２０に従ってスキャンを実行し、スキャンデータ１４３０、１４３２を生成してよい。低エネルギースキャンデータ１４３０は、例えば、低エネルギーｋＶスキャンからのものであってよい。高エネルギースキャンデータ１４３２は、例えば、高エネルギーＭＶスキャンからのものであってもよい。この実施形態では、高エネルギースキャンと低エネルギースキャンは同時発生であり、高エネルギー線源２０と低エネルギー線源３０はスカウトスキャンのワークフローの一部として直交している。ステップ１４４０では、方法１４００は、低エネルギースキャンデータ１４３０および高エネルギースキャンデータ１４３２を利用または組み合わせて、１つまたは複数のレジストレーション画像を生成する。次に、ステップ１４５０では、方法１４００は、１つまたは複数の低エネルギーおよび高エネルギー画像に基づき患者を登録する。

いくつかの実施形態では、スカウトスキャンは、同じガントリ角度からデュアルエネルギープロジェクションを取得するために双方向である。いくつかの実施形態では、幾何学的に一致するデュアルエネルギーのプロジェクションは、レジストレーションワークフローにおける物質分離に使用される。

ＩＩ．Ｃ．

いくつかの実施形態では、マルチモーダル機器は、オンラインの適応可能なＩＧＲＴ、ならびにオフラインの適応可能なＩＧＲＴおよび供給品質保証のために利用され得る。図２のマルチモーダル機器１０を参照すると、一実施形態では、オンラインの３Ｄ ｋＶＣＴは、オンラインの３Ｄモーションの適応のため、ｋＶサブシステム（例えば、低エネルギー線源３０、ビームフォーマ３６および検出器３４を含む）を使用する。この実施形態はまた、治療計画の標的ボリューム（ＰＴＶ）における画質を向上させ、電子密度の定量的画像における抑制としてこれを使用するといった両方の目的のために、ＭＶ治療ビーム２２のプロジェクションデータを用いることを含む。ここで、ＭＶ出口検出器２４のデータは、ＭＶＣＴの幾何学的形状におけるＭＬＣ開口を前方投影し、プロジェクションデータ整合性を強制することによって、デュアルエネルギーの繰り返し再構成に活用される。例えば、回転につき５１個のＭＬＣ開口が存在可能であり、高エネルギーＭＶ線源２０は３００Ｈｚにてパルスされ得る。これにより、治療構造に焦点を合わせている画像情報を有する、多数の検出器カウントをもたらす。このデータを使用し、治療領域について低ノイズの定量的画像を得ることができる。低ノイズの表示によって、治療計画をオンラインにてＰＴＶの形状および位置へと適合させることができるように、剛体動体追跡に加えて変形可能ＰＴＶ追跡が可能となる。

例えば図１５は、オンラインの適応可能なＩＧＲＴのために、複数の放射線診断手段からのスキャンデータを組み合わせる例示的な方法１５００を表すフローチャートである。事前データ１５０５は、既知の事前画像、治療計画、物体、モデルなどからのものである。いくつかの実施形態では、スキャン構成（マルチモーダルシステムの各診断手段に対するスキャン設計を含む）を決定し、方法８００のうち方法ステップ８１０および８２０に従ってスキャンを実行し、スキャンデータ１５３０、１５３２を生成してよい。低エネルギースキャンデータ１５３０は、例えば、低エネルギーｋＶスキャンからのものであってよい。高エネルギースキャンデータ１５３２は、例えば、高エネルギーＭＶスキャンからのものであってもよい。ステップ１５４０では、方法１５００は、低エネルギースキャンデータ１５３０および高エネルギースキャンデータ１５３２を利用または組み合わせて、他のスキャンデータ１５３０、１５３２を補完および／または抑制する。次にステップ１５５０では、方法１５００は補完されたおよび／または抑制された他のスキャンデータに基づく治療計画を適合させる。

いくつかの実施形態では、フルエンス場変調イメージングには、直交するｋＶプロジェクションを有する欠落しているＭＶビュー情報を補完することが含まれる。オンラインの３ＤｋＶイメージングに関与するいくつかの実施形態では、ＭＶ治療プロジェクションは、電子密度の定量的画像における抑制として使用される。一実施形態では、オンラインの定量的画像はオンラインの線量計算のために使用される。別の実施形態では、計算された線量は、オフライン適応可能なワークフローで使用される。別の実施形態では、計算された線量は、品質保証ワークフローで使用される。

いくつかの実施形態では、上記の方法は、好ましいワークフローに基づいて同時またはインターリーブ方式にて実行することができる。例えば、マルチモーダルスキャンを実行することができ、得られたスキャンデータを上記の種々の特徴および利点のうちの２つまたは複数に利用することができる。

プロジェクションドメインにおいて上記機器および方法を使用する際、各プロジェクション視点が平面画像である場合には、各プロジェクション視点に散乱補正が適用され得る。種々の実施形態は、異なるスキャン幾何学的形状、検出器の位置づけ（オフセット検出器を含む）、および／またはビームフォーマのウインドウ形状を利用することができる。

上記のように、開示された手法の態様は放射線治療装置およびＩＧＲＴと連携させて、またはＩＧＲＴの一部として使用することを目的とし、一体型低エネルギー（例えば、ｋＶ）および高エネルギー（例えば、ＭＶ）源を含む、マルチモーダル放射線源を利用する方法で利用され得る。一実施形態に従い、画像取得方法論は、高速スリップリング回転を共に伴う、ヘリカル線源軌道（例えばガントリボアを通る患者サポートの長手方向の移動を共に伴う、中央軸を中心とする連続する線源回転）、または全周スキャンを含み得るか、そうでない場合にはこれを利用し、例えば、放射線治療供給プラットフォームにおけるｋＶのＣＴイメージングを提供する。

いくつかの実施形態では、ボリューム画像を完成させるための複数のビーム回転に関連した任意の潜在的なスキャン時間の増加は、高いｋＶフレームレート、高いガントリレート、および／またはスパースデータの再構成手法によって軽減され得るか、そうでない場合にはオフセットされることが理解されるであろう。選択的に制御可能なコリメータ／ビームフォーマを上記のように提供することで、特定の用途および／または医療的な必要性に応じて、ユーザが画質に対する画像取得時間をトレードオフか、それ以外の場合ではこれを変更するシステムが可能となることが更に理解されるであろう。放射線治療供給装置を制御し、高速の画像取得時間（例えば動体追跡用）を伴う半回転または単一回転型のコーンビームＣＴスキャン（散乱によって画質を低減する可能性を有する）、およびより長い取得時間を伴うが散乱が減少することによって画像品質を上昇させる、狭い／スリットファンビームを有する全周または連続ヘリカル取得を提供することができることもまた理解されるであろう。１つまたは複数の最適化プロセスはまた、スキャン設計を決定し、ビームの位置づけを決定し、読出し範囲を決定し、散乱の評価などを行うために上記実施形態の全てに適用可能である。

図１６は、放射線治療装置（例えば、マルチモーダル機器１０を含む）を用いた、ＩＧＲＴの例示的な方法１６００を表すフローチャートである。事前データ１６０５は、患者の画像（例えば事前画像であり、これは上記の事前ＣＴ画像を含む、事前取得された計画画像であってもよい）、治療計画、ファントム情報、モデル、演繹的な情報などを含むことができる。いくつかの実施形態では、事前データ１６０５は、同様の放射線治療装置によるが、より早い時間で作成される。ステップ１６１０では、放射線源（例えば、マルチモーダル機器１０の線源３０からのｋＶ放射線および／または線源２０からのＭＶ放射線）を使用して患者のイメージングが実行される。種々の実施形態では、イメージングはファンビーム幾何学的形状またはコーンビーム幾何学的形状を有するヘリカルスキャンまたは全周スキャンを含む。ステップ１６１０は、上記の手法を用いて、高品質（ＨＱ）の１つまたは複数の画像またはイメージング／スキャンデータ１６１５を生成する。いくつかの実施形態では、画質を調整し、画質／分解能と線量とのバランスを最適化してよい。換言すれば、全ての画像が最高品質である必要はない。または画質を調整し、画質／分解能と画像取得時間とのバランスを最適化またはトレードオフしてよい。イメージングステップ１６１０はまた、画像処理１６２０を含み、イメージングデータ／スキャンデータ１６１５に基づく患者画像を生成する（例えば、上記方法に従う）。画像処理ステップ１６２０は、イメージングステップ１６１０の一部分として示されている。いくつかの実施形態では、画像処理ステップ１６２０は、画像処理が個別の装置によって実行される場合を含む、個別のステップである。

次に、ステップ１６３０では、以下に記載の１つまたは複数の画像ベースの供給前ステップは、ステップ１６１０からのイメージング／スキャンデータ１６１５に少なくとも部分的に基づいて実行される。更に詳細に後述されるように、ステップ１６３０は、治療処置および（その後の）イメージング計画に関連する種々のパラメータを決定することを含み得る。いくつかの実施形態では、画像ベースの供給前ステップ（１６３０）は、治療供給（１６４０）前により多くのイメージング（１６１０）を必要としてよい。ステップ１６３０は、適応可能な放射線治療ルーチンの一部として、イメージングデータ１６１５に基づく治療計画を適応させることを含み得る。いくつかの実施形態では、画像ベースの供給前ステップ１６３０は、リアルタイム治療計画を含んでよい。実施形態はまた、上記のように、イメージング放射線源および治療放射線源の同時放射化、重複放射化および／または交互放射化を含んでよい。リアルタイム治療計画は、こうした種類のイメージングおよび治療放射線放射化手法（同時、重複および／または交互）のいずれかまたは全てに関与してよい。

次に、ステップ１６４０では、治療処置の供給は、高エネルギー放射線（例えば、治療放射線源２０からのＭＶ放射線）の源を用いて実行される。ステップ１６４０は、治療計画に従って患者に治療線量１６４５を供給する。いくつかの実施形態では、ＩＧＲＴ方法１６００は、種々の間隔（例えば、分割間）にて追加のイメージング用のステップ１６１０に戻り、その後、必要に応じて画像ベースの供給前ステップ（１６３０）および／または治療供給（１６４０）することを含んでよい。このようにして、高品質のイメージングデータ１６１５は、適応可能な治療が可能なある機器１０を用いてＩＧＲＴ中に生成および利用されてよい。上述されるように、ステップ１６１０、１６３０および／または１６４０は、同時に、重複して、および／または交互に実行されてよい。

上述されるように、ＩＧＲＴは少なくとも２つの一般的な目標を含み得る。すなわち、（ｉ）標的ボリュームに、高度な原体線量分布を供給すること、および（ｉｉ）全治療時を通して高精度で治療ビームを供給することである。第３の目標は、可能な限り部分あたり最小時間にて、２つの一般的な目標を達成することであり得る。治療ビームの正確な供給には、高品質の画像を使用して標的ボリュームの体位位置を識別および／または追跡する能力を必要とされる。供給速度を増加する能力は、治療計画に従い、正確に、精密におよび高速に放射線源を移動させる能力を必要とする。

図１７は、上記のステップ１６３０に関連し得る、例示的な画像ベースの供給前ステップ／オプションを表すブロック図１７００である。上記のマルチモーダル機器１０（例えば、放射線治療装置の一部として）は、種々の方法にて使用され得る低エネルギーおよび高エネルギー画像を生成することができ、本発明の範囲から逸脱しない限り、画像ベースの供給前ステップ（１６３０）を目的とすることを含むことが理解されるであろう。例えば、放射線治療装置によって生成された画像１６１５を使用し、治療前にセットアップまたは患者の位置合わせをすることができる（１７１０）。患者の位置合わせには、現在のイメージングデータ１６１５を、より早い治療前スキャンおよび／または治療計画を含む、計画に関連するイメージングデータと相関させることまたはこれに登録することが含まれ得る。患者の位置合わせはまた、患者が供給システムの範囲内部に物理的に存在しているかどうかを確認するための、放射線源に対する患者の物理的位置についてのフィードバックを含み得る。必要な場合には、患者はそれに合うように調整され得る。いくつかの実施形態では、患者の位置合わせのイメージングは、線量は最小化するものの、適正な位置合わせ情報を提供するように意図的により品質が低くてもよい。例示的な患者の位置合わせプロセスは以下にて記載される。

マルチモーダル機器１０によって生成された画像はまた、治療計画または治療再計画（１７２０）のために使用され得る。種々の実施形態では、ステップ１７２０は治療計画を確認すること、治療計画を修正すること、新規治療計画を作成すること、および／または一連の治療計画（時々「１日の計画」と呼ばれる）から治療計画を選択することを含み得る。例えば、イメージングデータ１６１５は、標的ボリュームまたはＲＯＩが治療計画を発展させた場合のものと同様であることを示す。次に、治療計画を確認することが可能である。ただし、標的ボリュームまたはＲＯＩが同じものでない場合には、治療処置の再計画が必要となる場合がある。再計画の場合、イメージングデータ１６１５（ステップ１６１０にてマルチモーダル機器１０によって生成される）は高品質であるため、イメージングデータ１６１５は治療計画または治療再計画（例えば、新規治療計画または修正された治療計画を作成する）のために使用され得る。このようにして、異なる装置による治療前ＣＴイメージングは必要とされない。いくつかの実施形態では、確認および／または治療再計画は、種々の治療の前および／または後に進行中の処置であってよい。

別の例示的なユースケースに従い、マルチモーダル機器１０によって生成された画像を使用し、イメージング線量（１７３０）を計算することができる。これは、患者に対する全体線量を進行中に決定するために、および／またはその後のイメージング計画のために使用されてよい。その後のイメージングの品質はまた、例えば品質と線量のバランスをとるために、治療計画の一部として決定されてよい。別の例示的なユースケースに従い、マルチモーダル機器１０によって生成された画像を使用し、治療線量（１７４０）を計算することができる。これは、患者に対する全体線量を進行中に決定するために使用されてよい。および／または治療計画もしくは治療再計画の一部として含まれてよい。

他の例示的なユースケースに従い、マルチモーダル機器１０によって生成された画像は、他のイメージング（１７５０）および／または他の治療（１７６０）パラメータまたは計画を計画または調整するのと関連させて使用され得る。これは例えば、適応可能な治療および／または治療計画の作成の一部として含まれている。別の例示的なユースケースに従い、マルチモーダル機器１０によって生成された画像は、適応可能な治療モニタリング（１７７０）と関連させて使用され得る。これには、治療供給をモニタリングし、再計画を含む、必要に応じて適応させることが含まれ得る。

画像ベースの供給前ステップ（１６３０）は、相互に排他的なものではない。例えば、種々の実施形態では、計算治療線量（１７４０）は単独のステップであり得る。ならびに／または適応可能な治療モニタリング（１７７０）および／もしくは治療計画（１７２０）の一部であり得る。種々の実施形態では、画像ベースの供給前ステップ（１６３０）は、自動的におよび／または人間による関与を伴い手動で実行され得る。

図１８は、イメージング（１６１０）中、および／またはその後の画像ベースの供給前ステップ（１６３０）中に利用され得る例示的なデータ源を表すブロック図１８００である。検出器データ１８１０は、放射線検出器２４、３４によって受け取られたデータを表す。プロジェクションデータ１８２０は、絞られたビーム領域にて入射する放射線により生成されたデータであり、上では有効領域と呼ばれる。周縁部データ１８３０は、周縁部領域にて入射する放射線により生成されたデータである。散乱データ１８４０は、上記のような周縁部領域の外側の周辺領域および／または決定された散乱にて入射する放射線により生成されたデータである。別の実施形態では、２つの源２０、３０が同時またはインターリーブ方式にて操作される際には、散乱データ１８４０を使用して治療放射線源２０（例えば、ＭＶ）からの散乱の残留効果を決定することができる。

このようにして、周縁部データ１８３０および／または散乱データ１８４０を利用し、イメージングステップ１６１０によって生成された画像の品質を向上させてよい。いくつかの実施形態では、周縁部データ１８３０および／もしくは散乱データ１８４０は、プロジェクションデータ１８２０と組み合わせられ、ならびに／または検出器２４、３４でのデータ収集の時間で、適用可能なイメージング設定１８５０、治療設定１８６０（例えば、同時イメージングおよび／または治療放射線の場合）、およびマルチモーダル機器１０に関連する任意の他のデータ１８７０といった観点にて解析されてよい。他の実施形態では、データは治療計画ステップ１６３０のために使用されてよい。

図１９および図２０は、上記の方法の使用を含むＩＧＲＴ中に、マルチモーダル機器１０を用いて搭載イメージングと関連する種々のフォワードシーケンスおよびフィードバックシーケンスの例を含む、イメージング１６１０、画像ベースの供給前ステップ１６３０、および治療供給１６４０ユースケースの例示的な実施形態を表す。

図１９は、放射線治療装置（例えば、マルチモーダル機器１０を含む）を用いた、患者セットアップまたは位置合わせを含む例示的な方法１９００を表す、フローチャートである。事前データ１９０５は、患者の画像（例えば、上記の事前ＣＴ画像を含む事前画像であり、事前取得された計画画像であってよい）を含むことができる。いくつかの実施形態では、事前データ１９０５は、同様の放射線治療装置によるが、より早い時間で作成される。ステップ１９１０では、患者の初期または予備の位置合わせを実行することができる。次に、ステップ１９２０では、例えば上記のステップ１６１０で説明するようなものを含む、マルチモーダル機器１０の低エネルギー放射線源および／または高エネルギー放射線源（例えば、線源３０からのｋＶ放射線および／または線源２０からのＭＶ放射線）を使用して搭載イメージングスキャンが実行される。種々の実施形態では、搭載イメージングは、ファンビーム幾何学的形状またはコーンビーム幾何学的形状を有するヘリカルスキャンまたは全周スキャンを含む。ステップ１９２０は、上記の手法を使用してオンラインイメージング／スキャンデータ１９３０を生成する。イメージングステップ１９２０はまた、画像処理を含み、イメージングデータ／スキャンデータ１９３０に基づく患者画像を生成することができる（例えば、上記方法に従う）。これは例えば、上記ブロック１６２０に記載されるものを含む。

次に、ステップ１９４０は、例えば上記のブロック１７１０に記載されるようなものを含む、オンラインスキャンデータ１９３０に少なくとも部分的に基づいて、位置合わせ補正が必要かどうかを決定する。位置合わせ補正または調整が必要な場合、方法１９００は、オンラインスキャンデータ１９３０に少なくとも部分的に基づいて、位置合わせ補正のためにステップ１９５０に進む。位置合わせ補正後、次に方法は、確認または更なる改良ループとして追加のイメージングのためにステップ１９２０に戻ることができる。ステップ１９４０からの位置合わせ補正または調整が必要でない場合、方法１９００は、治療供給のためにステップ１９６０に進む。治療後、次に方法１９００は、確認または更なる改良ループとして追加のイメージングのためにステップ１９２０に戻ることができる。

図２０は、放射線治療装置（例えば、マルチモーダル機器１０を含む）を用いた、適応可能なＩＧＲＴの例示的な方法２０００を表すフローチャートである。事前治療計画データ２００５は、治療計画および患者の画像（例えば事前画像であり、これは上記の事前ＣＴ画像を含む、事前取得された計画画像であってもよい）、ファントム情報、モデル、演繹的な情報などを含むことができる。いくつかの実施形態では、事前データ２００５は、同様の放射線治療装置によるが、より早い時間で作成される。ステップ２０１０では、例えば、事前治療計画および任意の追加情報に基づき、初期または予備治療計画を採用することができる。次に、ステップ２０２０では、例えば上記のステップ１６１０で説明するようなものを含む、マルチモーダル機器１０の低エネルギー放射線源および／または高エネルギー放射線源（例えば、線源３０からのｋＶ放射線および／または線源２０からのＭＶ放射線）を使用して搭載イメージングスキャンが実行される。種々の実施形態では、搭載イメージングは、ファンビーム幾何学的形状またはコーンビーム幾何学的形状を有するヘリカルスキャンまたは全周スキャンを含む。ステップ２０２０は、上記の手法を使用してオンラインイメージング／スキャンデータ２０３０を生成する。イメージングステップ２０２０はまた、画像処理を含み、イメージングデータ／スキャンデータ２０３０に基づく患者画像を生成することができる（例えば、上記方法に従う）。これは例えば、上記ブロック１６２０に記載されるものを含む。

次にステップ２０４０は、例えば上記のブロック１７２０に記載されるようなものを含むオンラインスキャンデータ２０３０に少なくとも部分的に基づき、治療計画を再計画するか、または適応させることを必要とするか必要かどうかを決定する。治療計画を適応または再計画する必要がない場合、方法２０００は治療供給のためにステップ２０５０に進む。治療計画を適応または再計画する必要がある場合、方法２０００は、オンラインスキャンデータ２０３０に少なくとも部分的に基づき、治療計画を適合させるステップ２０６０に進む。治療計画を適応させた後、方法は治療供給のためにステップ２０５０に進むことができる。治療後、次に方法２０００は、確認または更なる改良ループとして追加のイメージングのためにステップ２０２０に戻ることができる。

いくつかの実施形態では、方法１９００、２０００および他の方法は、好ましいワークフローに基づいて同時またはインターリーブ方式にて実行され得る。例えば、搭載イメージングスキャンは、１９２０および２０２０スキャンの両方として実行および利用され、同じデータを用いて治療および連続位置合わせを同時に確認することができる。他の実施形態では、画像ベースの供給前ステップ１６３０のうち２つまたは複数は、同じイメージングデータ１６１５および／または画像処理１６２０が画像ベースの供給前ステップ１６３０のうちの１つ超のために利用される場合を含む、好ましいワークフローに基づいて同時にまたはインターリーブ方式にて実行され得る。

開示された手法は、特定の態様、実施形態または実施形態に関して示され説明されてきたが、本明細書および添付の図面を読んで理解すると、同等の変更および修正が当業者に思い浮かぶことは明らかである。特に、上述の要素（構成要素、アセンブリ、装置、部材、組成物など）によって実行される様々な機能に関して、そのような要素を説明するために使用される用語（「手段」への参照を含む）は、特に指示されない限り、本明細書に示される例示的な態様、実施形態または開示された技術の実施形態における機能を実行する開示された構造と構造的に同等ではないとしても、記載された要素（すなわち、機能的に同等であるもの）の指定された機能を実行する任意の要素に対応することが意図される。更に、開示された手法の特定の特徴は、いくつかの例示された態様または実施形態のうちの１つまたは複数のみに関して上で記載されている場合があるが、そのような特徴は、任意の所与のまたは特定の用途にとって所望され、有利であり得るように、他の実施形態の１つまたは複数の他の特徴と組み合わせることができる。

本明細書で説明した実施形態は、上記のシステムおよび方法に関連しているが、これらの実施形態は例示的であることを意図しており、これらの実施形態の適用性を本明細書に記載した説明のみに限定することを意図するものではない。本発明をその実施形態の説明によって例示してきたが、実施形態をある程度詳細に説明してきたが、添付の特許請求の範囲をそのような詳細に限定し、あるいは決して限定することは、本出願人の意図ではない。さらなる利点および修正は、当業者には容易に明らかになるであろう。したがって、本発明のより広い態様は、図示および説明された特定の詳細、例示的な装置および方法、ならびに例示的な例に限定されない。したがって、出願人の一般的な発明概念の精神または範囲から逸脱することなく、そのような詳細から逸脱することができる。

Claims (25)

1. マルチモーダルイメージング機器であって、
   患者サポートの周りに少なくとも部分的に位置づけられた回転可能ガントリシステムと、
   前記回転可能ガントリシステムに連結され、イメージング放射線のために構成された、第１の放射線源と、
   前記回転可能ガントリシステムに連結され、イメージング放射線または治療放射線のうち少なくとも１つのために構成され、前記第１の放射線源よりも高いエネルギーレベルを有する、第２の放射線源と、
   前記回転可能ガントリシステムに連結され、前記第１の放射線源または前記第２の放射線源のうち少なくとも１つからの放射線を受け取るように位置づけられた、第１の放射線検出器と、を備え、
   前記第１の放射線源からの第１の測定されたプロジェクションデータが、前記第２の放射線源からの第２の測定されたプロジェクションデータよりも多い減衰を含み、前記第１の測定されたプロジェクションデータに関連する第１の減衰評価は、前記第２の測定されたプロジェクションデータに基づいている、マルチモーダルイメージング機器。
2. 前記第１の放射線源が、最大１５０ｋｅＶのキロ電子ボルトピーク光子エネルギー（ｋｅＶ）を備え、前記第２の放射線源が、１ＭｅＶ以上のメガ電子ボルトピーク光子エネルギー（ＭｅＶ）を含む、請求項１に記載の機器。
3. 前記第２の放射線源が、３ＭｅＶのピークエネルギーおよび約１ＭｅＶの平均エネルギーを含む、請求項１に記載の機器。
4. 前記第１の測定されたプロジェクションデータおよび前記第２の測定されたプロジェクションデータが、同時に取得される、または互いから約５０ｍｓ内で取得される、請求項１に記載の機器。
5. 前記第２の測定されたプロジェクションデータが、スパースプロジェクションデータを含む、請求項１に記載の機器。
6. 前記第１の測定されたプロジェクションデータまたは前記第２の測定されたプロジェクションデータが、ヘリカルスキャン中に測定される、請求項１に記載の機器。
7. 前記第１の測定されたプロジェクションデータまたは前記第２の測定されたプロジェクションデータが、全周スキャン中に測定される、請求項１に記載の機器。
8. 前記第１の放射線源または前記第２の放射線源により放出された放射線ビームの形状を調整するように構成された、少なくとも１つのビームフォーマを更に備える、請求項１に記載の機器。
9. 前記第１の放射線源または前記第２の放射線源のうち少なくとも１つが、ファンビーム形状を生成するように構成される、請求項１に記載の機器。
10. 前記第１の放射線源または前記第２の放射線源のうち少なくとも１つが、コーンビーム形状を生成するように構成される、請求項１に記載の機器。
11. 前記第１の減衰評価および前記第１の測定されたプロジェクションデータに基づき、再構成画像を生成するように構成された再構成プロセッサを更に備える、請求項１に記載の機器。
12. 前記第１の測定されたプロジェクションデータが、前記第２の測定されたプロジェクションデータよりも多い散乱を含み、前記第１の測定されたプロジェクションデータに関連する第１の散乱評価が、前記第２の測定されたプロジェクションデータに基づいている、請求項１に記載の機器。
13. 前記第１の測定されたプロジェクションデータが第１の周波数で測定され、前記第２の測定されたプロジェクションデータが第２の周波数で測定され、前記第１の周波数は前記第２の周波数よりも少なく、前記第１の測定されたプロジェクションデータの補間が前記第２の測定されたプロジェクションデータに基づいている、請求項１に記載の機器。
14. 前記第１の測定されたプロジェクションデータが第１の周波数で測定され、前記第２の測定されたプロジェクションデータが第２の周波数で測定され、前記第１の周波数は前記第２の周波数よりも少なく、前記第１の測定されたプロジェクションデータの動き評価が、前記第２の測定されたプロジェクションデータに基づいている、請求項１に記載の機器。
15. 前記第１の放射線源が前記回転可能ガントリシステムの第１の回転可能ガントリに連結され、前記第２の放射線源が前記回転可能ガントリシステムの第２の回転可能ガントリに連結される、請求項１に記載の機器。
16. 第２の放射線検出器を更に備え、前記第１の放射線検出器が前記第１の放射線源からの放射線を受け取るように位置づけられ、前記第２の放射線検出器が前記第２の放射線源からの放射線を受け取るように位置づけられる、請求項１に記載の機器。
17. 前記第１の測定されたプロジェクションデータが、第１の時間で積分され、前記第２の測定されたプロジェクションデータが、第２の時間で積分され、前記第１の時間は前記第２の時間よりも長く、前記第１の測定されたプロジェクションデータの再構成が、前記第２の測定されたプロジェクションデータに基づいている、請求項１に記載の機器。
18. 前記第１の測定されたプロジェクションデータおよび前記第２の測定されたプロジェクションデータが順次取得される、請求項１に記載の機器。
19. マルチモーダルイメージング機器を用いた画像アーチファクトの補正の方法であって、
    イメージング放射線のために構成された第１の放射線源から、第１の測定されたプロジェクションデータを受け取ることと、
    イメージング放射線または治療放射線のうち少なくとも１つのために構成され、前記第１の放射線源よりも高いエネルギーレベルを有する第２の放射線源から、第２の測定されたプロジェクションデータを受け取り、前記第１の測定されたプロジェクションデータが、前記第２の測定されたプロジェクションデータよりも多くの減衰を含むことと、
    前記第２の測定されたプロジェクションデータに基づき、前記第１の測定されたプロジェクションデータに関連する第１の減衰評価を決定することと、を含む、方法。
20. 前記第１の測定されたプロジェクションデータおよび前記第２の測定されたプロジェクションデータが、同時に取得される、または互いから５０ｍｓ内で取得される、請求項１９に記載の方法。
21. 前記第１の減衰評価および前記第１の測定されたプロジェクションデータに基づき、画像を再構成することを更に含む、請求項１９に記載の方法。
22. 患者のレジストレーションワークフロー中、前記再構成画像に基づき患者を登録することを更に含む、請求項２１に記載の方法。
23. 適応可能な計画ワークフロー中、前記再構成画像に基づき治療計画を修正することを更に含む、請求項２１に記載の方法。
24. 前記再構成画像に基づき、前記患者に供給される治療線量を計算することを更に含む、請求項２１に記載の方法。
25. 放射線治療供給装置であって、
    患者サポートの周りに少なくとも部分的に位置づけられた回転可能ガントリシステムと、
    前記回転可能ガントリシステムに連結され、イメージング放射線のために構成されている第１の放射線源と、
    前記回転可能ガントリシステムに連結され、イメージング放射線または治療放射線のうち少なくとも１つのために構成され、前記第１の放射線源よりも高いエネルギーレベルを有する、第２の放射線源と、
    前記回転可能ガントリシステムに連結され、かつ前記第１の放射線源または前記第２の放射線源のうち少なくとも１つから、放射線を受け取るように位置づけられた、第１の放射線検出器と、を備え、
    前記第１の放射線源からの第１の測定されたプロジェクションデータが、前記第２の放射線源からの第２の測定されたプロジェクションデータよりも多い減衰を含み、前記第１の測定されたプロジェクションデータに関連する第１の減衰評価が、前記第２の測定されたプロジェクションデータに基づいており、
    放射線治療供給装置は更に、
    データ処理システムであって、
    前記第１の放射線源および前記第２の放射線源からの測定されたプロジェクションデータを受け取り、前記第１の放射線源からの第１の測定されたプロジェクションデータが、前記第２の放射線源からの第２の測定されたプロジェクションデータよりも多い減衰を含むように構成され、
    前記第２の測定されたプロジェクションデータに基づき前記第１の測定されたプロジェクションデータに関連する第１の減衰評価を決定するように構成され、
    ＩＧＲＴ中に画像を再構成するため、前記第１の測定されたプロジェクションデータと前記第１の減衰評価を組み合わせるように構成される、データ処理システムと、を備える、放射線治療供給装置。
    
    

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