JP6340488B1 - 放射線量モニタリングシステム - Google Patents

Abstract

放射線量モニタリングシステムが開示され、同システムは：放射線治療を受けている患者（２０）の部分の表面の３Ｄモデルを生成するよう動作可能であるモデル生成モジュール（５８）と、チェレンコフ放射並びに放射線治療を受けている患者（２０）の表面から放射される最初のチェレンコフ放射に起因して生じる任意の後続の二次的及び散乱放射を検出するよう動作可能である画像検出器（１０）と、処理モジュール（６６）であって、画像検出器によって得られる画像及び生成された３Ｄモデルを用いて患者の表面に照射される放射線の推定値を決定するように、並びにチェレンコフ放射の放出をもたらす放射線によって照射される患者の部分の位置の３Ｄ内部表現を生成するよう、放射線ビームが照射されたときの時間でのチェレンコフ放射の放出を誘起する放射線ビームの向きを示すデータと共に前記患者の表面に照射される放射線の決定された前記推定値を利用するように動作可能である、処理モジュールと、を有する。

Description

本発明は、放射線量モニタリングシステムに関する。特に、本発明の実施形態は、放射線治療を受けている患者に照射される放射線量をモニタするための放射線量モニタリングシステムに関する。

放射線療法は、患者の体内に存在する腫瘍を破壊又は除去するように、放射線ビームを患者の体の所定の領域に投射することから構成される。このような治療は、通常、定期的に且つ繰り返し実施される。それぞれの医学的介入において、放射線源は、放射線ビームが有害であろう隣接する組織を照射することを避けるよう、可能な限り高い精度で選択された領域を照射するために、患者に対して位置決めされなければならない。治療中に患者の動きが検出される場合、治療は、腫瘍位置以外の患者の領域を照射することを避けるために停止されるべきである。

このため、これらの全てが参照により本願に援用されるVision RTの先の特許及び特許出願である特許文献１、特許文献２、特許文献３、特許文献４、特許文献５及び特許文献６（現在は特許文献７として係属中）に記載されているような、放射線治療中の患者の位置決めを支援し、患者の動きを検出するための多数のモニタリングシステムが提案されている。

Vision RTの特許出願に記載されているシステムでは、患者の立体画像が、画像化された患者の表面上の点に対応する多数の点の３Ｄ位置を識別するデータを生成するように、取得されるとともに処理される。このようなデータは、前の機会に生成されたデータと比較され、一貫した方法で患者を配置するために又は患者が位置から出るときに警告を発するために使用される。典型的には、このような比較は、ライブ画像に基づいて生成されたデータによって特定された患者の表面上の点と以前の機会に生成されたデータによって特定された患者の表面上の点との間の位置の差異を最小限にする変換を決定するようプロクラステス分析を行うことを含む。

放射線療法の適用のための治療計画は、複数の又は浮動的な（floating）アイソセンタ（iso-centers）を有する治療装置とともにますます複雑になっている。また、全体の治療時間を減らすために、治療中に高線量の放射線を使用する傾向が高まっている。このような増大する複雑さ及びより高い線量は、治療ミス（mistreatment）の可能性を増加させる。ますます複雑な治療計画では、患者の表面での放射線の位置及び線量を特定することに加えて、放射線が照射される内部位置を特定することと、治療の仮定において内部に照射される放射線量に関するフィードバックを得ることが望ましい。

ＵＳ７８８９９０６ ＵＳ７３４８９７４ ＵＳ８１３５２０１ ＵＳ９０２８４２２ ＵＳ２０１５／０２６５８５２ ＷＯ２０１５／００８０４０ ＵＳ１４／８９９１１２

本発明の１つの態様にしたがって、放射線治療を受けている患者が受ける内部放射線量を決定するための放射線量モニタリングシステム（radiation dosage monitoring system）が提供される。放射線治療を受けている患者の部分の表面の３Ｄモデルを生成するよう動作可能であるモデル生成モジュールが、チェレンコフ放射及び放射線治療を受けている患者の表面から放射される最初の前記チェレンコフ放射に起因して生じる任意の後続の二次的且つ散乱放射を検出するよう動作可能である画像検出器と共に設けられる。使用において、処理モジュールが、画像検出器によって得られる画像及び生成された３Ｄモデルを用いて患者の表面に照射される放射線の推定値を決定する。患者の表面に照射される放射線のこれらの決定された推定値は、次に、患者の内部部分が受ける放射線量の推定値を決定するように、チェレンコフ放射の放出を含む放射線ビームの向きを示すデータ及び照射される患者の部分の組織による放射線の吸収のモデルと共に利用される。

媒質中の光の有効速度よりも大きい速度で移動する、電子、陽電子、陽子、又はアルファ粒子のような荷電粒子は、チェレンコフ放射を放出しながら減速する傾向がある。人間の組織を含む哺乳類の組織は、その屈折率が１より大きいために光の速度が空気又は真空に対して減少する媒質である。したがって、速く移動する荷電粒子は、そのような組織に入った後にチェレンコフ放射を放出する。放射されたチェレンコフ放射の画像が患者のモデル化された表面に関連付けられることができる場合、これはモニタされる（monitored）表面に照射される放射線のリアルタイムフィードバックを提供する。

幾つかの実施形態では、チェレンコフ放射の放出を誘起する放射線ビームの向きを示すデータは、放射線治療計画から決定されるデータを含み得る。代替的には、画像検出器は、照射されている患者に対する治療装置の位置及び向きをモニタする（monitor）ように動作可能であり得るとともに、処理モジュールは、照射されている患者に対する治療装置の位置及び向きからチェレンコフ放射の放出を誘起する放射線ビームの向きを決定するように構成され得る。

幾つかの実施形態では、患者の表面に照射される放射線の推定値は、画像検出器によって得られる画像と、生成された３Ｄモデルの表面へ得られた画像から導き出されるデータをテクスチャレンダリングすることによる放射線治療を受けている患者の部分の表面の生成された３Ｄモデルとを利用して決定され得る。

幾つかの実施形態では、画像検出器は複数の画像検出器を有し得るとともに、処理モジュールは、放射線治療を受けている患者の部分の表面の生成された３Ｄモデルをテクスチャレンダリングするために、複数の画像検出器によって得られる画像を利用して、患者の表面に照射される放射線の推定値を決定するように動作可能であり得る。

幾つかの実施形態では、処理モジュールは：放射線が患者に照射されることなく視点からの患者の第１の画像を取得するステップと；患者に放射線が照射される状態で第１の画像と同じ照明条件下で同じ視点からの患者の第２の画像を取得するステップと；第１の画像内の画素の画像値を第２の画像内の対応する画素値から差し引く差分画像を決定するステップと；によって、チェレンコフ放射の放出をもたらす放射線によって照射された患者の部分の位置の表現を決定し得る。

このような実施形態では、処理モジュールは、画像検出器によって得られた画像を処理し得るとともに、放射線が患者に照射される状態で、第１の画像と同じ照明条件下で同じ視点からの患者の画像のセット内の対応する画素の差分画像の画素値の合計を決定することによって、チェレンコフ放射の放出をもたらす放射線によって照射された患者の部分の位置の表現を決定し得る。

処理モジュールは、連続画像に現れない画像に現れる統計的異常値に対応する飽和した画素又は画素値を識別するように、放射線が患者に照射される状態で第１の画像と同じ照明条件下で同じ視点からの患者の画像のセット内の画像を処理し得るとともに、チェレンコフ放射の放出をもたらす放射線によって照射された患者の部分の位置の表示を決定するためにこのような飽和画素値を利用しない。

このような画像セットは、患者の表面が規定された位置にあり且つチェレンコフ放射の放射を誘起する放射線ビームの向きが同じ向きにあると決定されるときに得られる画像を含み得る。

幾つかの実施形態では、患者の内部の部分が受ける放射線量の推定値は：決定された向きの放射線のビームで規定された位置の患者の表面に照射される放射線の推定値を決定するために生成された３Ｄモデルの表面上に得られた画像のセットから導出されたデータをテクスチャレンダリングするステップと；前記セットに関連付けられる放射線ビームの向き及び患者の照射される部分による放射線の吸収のモデルに基づいて、定義された位置の患者の表面に照射される放射線の前記決定された推定値を伝搬させることによって、患者の内部の部分が受ける放射線量の推定値を決定するステップと；によって決定され得る。

放射線量モニタリングシステムは、放射線量モニタリングシステムによって決定される患者の内部部分が受ける放射線量の推定値が、定義された治療計画にしたがって照射された患者の部分の位置の所定の３Ｄ内部表現と閾値量を越えて異なる場合に、患者の照射を妨げるように構成される放射線治療システムの一部を形成し得る。

放射線療法中に患者をモニタすることに関連する別の問題は、放射線療法を受けている患者から放出されたチェレンコフ放射の出現が、皮膚の色調又は色、より具体的には患者の皮膚に存在する発色団のレベルに依存するという事実である。最も重要な２つの発色団は、血液及びメラニンである。これは、推定値を決定するときに、皮膚の発色団のレベルが考慮されていない場合、患者が受ける放射線の推定値が高すぎたり低すぎたりする可能性があるという影響を有する。患者推定による放射線レベルの不正確な推定は、それが患者への正しいレベルの放射線を届けるように計算された放射線治療計画の順守を決定するために使用される推定値であるので、患者の健康に深刻な結果を及ぼし得ることが理解されるであろう。推定値が低すぎると、治療計画に従うために照射される放射線のレベルが増加し、患者の組織に損傷を与える可能性をもたらす。逆に、推定値が低すぎると、患者に十分な放射線が照射されず、治療される腫瘍の不完全な放射線照射につながる。これは、全体の治療時間を短縮するために治療中に高線量の放射線を使用する傾向が高まっており、そのような高線量では治療ミスの可能性を伴うということから、上で既に述べたように、特に重要である。

本発明のさらなる態様によれば、放射線治療を受けている患者の部分の表面の３Ｄモデルを生成するように動作可能なモデル生成モジュールと；チェレンコフ放射及び放射線治療を受けている患者の表面から放射される最初の前記チェレンコフ放射に起因して生じる任意の後続の二次的且つ散乱放射を検出するように動作可能な画像検出器と；放射線治療を受けている患者の表面のモデル化された部分が受ける放射線量の表現を決定するように、前記画像検出器によって取得された画像と、放射線治療を受けている患者の部分の表面の生成されたモデルと、患者の皮膚に存在する発色団を示すデータと、を処理するように動作可能な処理モジュールと；を有する、放射線量モニタリングシステムが提供される。

このような実施形態では、処理モジュールは、チェレンコフ放射の吸収並びに患者の皮膚に存在する発色団による初期チェレンコフ放射から生じる任意のその後の二次及び散乱放射線を説明する補正係数に従って画素値を修正することにより、画像を放射線皮膚線量を表す画像に変換するように構成され得る。

幾つかの実施形態では、処理モジュールは、患者の皮膚に存在する発色団を示すデータを決定するために画像検出器によって得られる画像を処理するように動作可能であり、適用される補正係数は前記データに基づいて決定される。代替的には、患者の皮膚に存在する発色団を示すデータは、皮膚の色調の基準セットとの比較に基づく患者の皮膚の色の視覚的評価を含んでよく、適用される補正係数は前記データに基づいて決定される。

放射線量モニタリングシステムは、放射線量モニタリングシステムによって決定される患者の表面のモデル化された部分が受ける放射線量の推定値が、定義された治療計画に従って照射される患者の放射線量の所定の推定値から閾値を超えて異なる場合に、患者の放射線照射を妨げるように構成される放射線治療システムの一部を形成し得る。

本発明のさらなる態様は、放射線療法治療装置と共に使用するための立体カメラシステムを較正する方法を提供し、この方法は、放射線療法治療装置が第１の向き及び第２の向きにあるときに較正物体（較正対象）に放射線を照射するよう放射線療法治療装置を利用するステップと；放射線が照射されるときに前記較正物体によって放出されたチェレンコフ放射の画像を取得するステップと；前記第１の向き及び前記第２の向きの両方のときに放射線ビームが通過する空間内の点に対する立体カメラの相対的な位置及び向きを決定するよう取得された画像を処理するステップと；を含む。

本発明の実施形態が、添付図面を参照して説明される。

本発明の実施形態による放射線量モニタリングシステムの実施形態の概略斜視図である。 図１の患者モニタのカメラシステムの正面斜視図である。 図１の患者モニタのコンピュータシステムの概略ブロック図である。

図１は、本発明の実施形態による放射線量モニタリングシステムの実施形態の概略斜視図である。

放射線量モニタリングシステムは、配線（図示せず）によってコンピュータ１４に接続される立体カメラシステム１０を有する。コンピュータ１４はまた、放射線療法を適用する線形加速器のような治療装置１６に接続される。治療中に患者２０が横になる治療装置の一部として、機械的診察台１８が設けられる。治療装置１６及び機械的診察台１８は、コンピュータ１４の制御下で、機械的診察台１８及び治療装置１６の相対位置が、診察台に隣接する矢印によって図に示されるように、横方向、垂直方向、長手方向及び回転方向に変化され得るように構成される。

治療装置１６は、そこからガントリ２４を延在させる本体２２を有する。コリメータ２６は、治療装置１６の本体２２から離れたガントリ２４の端部に設けられる。放射線が患者２０を照射する角度を変化させるために、ガントリ２４は、コンピュータ１４の制御下で、治療装置１６の本体２２の中心を通る軸の周りに回転するように構成される。さらに、治療装置による照射の位置は、ガントリ２４の端部でコリメータ２６を回転させることによっても変えられ得る。

使用中、立体カメラ１０が、機械的診察台１８上に横になっている患者２０のビデオ画像を取得する。これらのビデオ画像は、配線を介してコンピュータ１４に送られる。コンピュータ１４は、次に、患者の表面のモデルを生成するように、患者２０の画像を処理する。

従来の患者位置決めシステムと同様に、このモデルは、以前の治療セッション中に生成された患者のモデルと比較されることができる。患者を位置決めするとき、現在のモデル表面と以前のセッションから得られた目標のモデル表面との間の差異が識別され、表面を整列させるのに必要な位置決め指示が、決定され、機械的診察台１８に送られる。その後、治療中に、初期セットアップからの任意の偏差が識別されることができ、偏差が閾値より大きい場合、コンピュータ１４は、患者２０が再位置決めされることができるまで治療を停止させるように治療装置１６に指示を送信する。

しかし、本発明によれば、患者の画像を取得するとともにモニタされている患者の表面のモデルを生成することに加えて、この実施形態では、立体カメラ１０はまた、照射された組織内の放射線の光の有効速度よりも速く移動する患者の身体に入る治療装置１６からの放射線によって患者から放出されるチェレンコフ放射の画像を取得する。検出されたチェレンコフ放射の患者表面への投影が、治療計画に基づいて推定されたチェレンコフ放射の予想パターンと比較され、検出されたパターン及び予想パターンが一致しない場合、これは、セットアップにおけるエラーを示す可能性があり治療は停止されることができる。

検出されたチェレンコフ放射をチェレンコフ放射の予想パターンと比較することに加えて、コンピュータ１４は、モニタされている患者の部分から放出されるチェレンコフ放射の累積レベルも記録する。これは、累積皮膚放射線量の指標を提供することができる。

最後に、皮膚の表面をモニタすることに加えて、本発明のこの実施形態では、立体カメラ１０は、装置によって放射される放射された放射線ビームの向きを決定するために、治療装置１６の位置及び向きをモニタするように構成される。これは、例えば、治療装置１６の表面上の幾つかのマーカ（図示せず）の位置をモニタすることによって達成することができる。このビーム配向データは、放出されたチェレンコフ放射の記録及び照射される患者の部分のコンピュータモデルと共に、治療中に照射される推定放射線量のモデルを生成することができる。このモデルは、その後、将来の治療計画を決定する又は変更するために利用できる線量の予想パターンと比較することができる。

図２は、図１の放射線量モニタリングシステムの立体カメラシステム１０の正面斜視図である。

この実施形態では、立体カメラシステム１０は、ヒンジ４４を介してブラケット４２に接続されたハウジング４１を有する。ブラケット４２は、立体カメラシステム１０が治療室の天井に固定された位置に取り付けられることを可能にする一方、ヒンジ４４は、立体カメラシステム１０が機械的診察台１８上の患者２０を見るように配置されるように、ブラケット４２に対する立体カメラシステム１０の向きを可能にする。

一対のレンズ４６が、ハウジング４１の前面４８の両端部に取り付けられている。これらのレンズ４６は、ハウジング４１内に収容されるＣＭＯＳ能動画素センサ又は電荷結合素子（図示せず）のような画像検出器の前に配置される。画像検出器は、レンズ４６を介して患者２０の画像を取り込むように、レンズ４６の後ろに配置される。幾つかの実施形態では、ハウジング４１は、放射線からの非常に良好な遮蔽を提供する鉛のような材料で作られることができ、それによってエネルギ粒子が画像検出器によって得られる画像にランダム誤差を生成する範囲を減少させることができる。

スペックルプロジェクタ５２が、２つのレンズ４６の間のハウジング４１の前面４８の中央に設けられている。スペックルプロジェクタ５２は、患者２０の画像が２つの画像検出器によって取り込まれるとき、取り込まれる画像の対応する部分が区別されることができるように、患者２０を赤外光の擬似ランダムスペックルパターンで照射するように構成される。この目的のために、スペックルプロジェクタは、ＬＥＤのような光源と、フィルム上に印刷されたランダムなスペックルパターンを有するフィルムとを有する。使用時には、光源からの光はフィルムを介して投影され、その結果、明るい領域と暗い領域からなるパターンが患者２０の表面に投影される。投影されたスペックルパターンの画像が立体カメラシステム１０によって取り込まれるとき、画像は、その後、患者の表面上の点のセットの位置を決定するために処理されることができ、したがって患者の位置がモニタされることができる。

ハウジング４１内に収容されるさらなる画像検出器（図示せず）の前に取り付けられるさらなるレンズ５３が、スペックルプロジェクタ５２に隣接して設けられている。この画像検出器は、患者が放射線ビームによって照射されるとき患者２０の表面から放出されるチェレンコフ放射の画像を取り込むために、レンズ５３の後ろに配置される。

外部放射線が組織に照射されるときに誘起されるチェレンコフ放射は、幾つかの要因に依存する。組織で誘起されるチェレンコフ光は、典型的には主に色が青色であるが、Ｆｒａｎｋ−Ｔａｍｍの式によって与えられる逆２乗波長依存性を有する緑色、赤色、及び近赤外に先細りになる広いスペクトルを有する。組織内で放出されるこの光は、組織中の吸収剤によって減衰され、組織内の他の分子種を励起することもでき、それらの光ルミネセンス（蛍光又は燐光）を誘起する。チェレンコフ光の出現は、皮膚の発色団（主に血液及びメラニン）の濃度によっても影響を受ける。

他の光源と比較して、患者を照射するときに誘起されるチェレンコフ放射のレベルは比較的弱い。しかしながら、放射線が治療計画に従って治療装置１６によって照射されるタイミングは予めわかっているので、放出されるチェレンコフ放射の画像を取り込むように構成される画像検出器は、チェレンコフ放射が放出されると予想される期間の間作動されるように構成されることができる。同時に、室内照明又はスペックルプロジェクタ５２のような外部光源が、競合する光源を低減するためにスイッチオフされることができる。放射線ビームは、典型的には、１秒に何回もアクティブにされる（activated）ので、このスイッチングは潜在的に患者によって必ずしも検出可能ではない速度であることができる。幾つかの実施形態では、適切なタイミングは、チェレンコフ放射が誘起される可能性があり且つ画像検出器が画像を取得する期間の間に外部光源がスイッチオフされるときに、画像検出器が患者の画像を取り込むことを確実にするように、適切な遅延とともに、部屋照明又はスペックルプロジェクタ５２を停止させる及び／又は画像検出器を作動させるためのトリガとして放射線ビームを駆動するための起動信号を用いることによって達成されることができる。

図３は、図１の患者モニタのコンピュータ１４の概略ブロック図である。

コンピュータ１４が立体カメラシステム１０から受信した画像を処理するために、コンピュータ１４は、ディスク５４上に又は通信ネットワークを介して幾つかの機能モジュール５６−６６に電気信号５５を受信することによって提供されるソフトウェアにより構成される。図３に示す機能モジュール５６−６６は、請求項に記載された発明の動作の理解を助けるために純粋に名目上のものであり、特定の実施形態では、ソフトウェアのソースコード中のコードのブロックと直接対応しないことがあることが理解されるであろう。他の実施形態では、図示された機能モジュール５６−６６によって実行される機能は、異なるモジュール間で分割されてもよく、又は異なる機能のために同じモジュールの再使用によって実行されてもよい。

この実施形態では、機能モジュール５６−６６は：立体カメラシステム１０から受信した画像を処理する３Ｄ位置決定モジュール５６と；３Ｄ位置決定モジュール５６によって生成されたデータを処理するとともにそのデータを画像化された表面の３Ｄワイヤメッシュモデルに変換するモデル生成モジュール５８と；画像化された表面の３Ｄワイヤメッシュモデルを格納する生成モデル格納部６０と；以前に生成された３Ｄワイヤメッシュモデルを格納するためのターゲットモデル格納部６２と；生成されたモデルをターゲットモデルと一致させるために必要な回転及び並進移動を決定するマッチングモジュール６４と；誘起放射線及び放射線量の推定値を決定するように生成されたモデル及びチェレンコフ放射の得られた画像を処理する処理モジュール６６と；を含む。

使用において、画像が立体カメラシステム１０によって取得されると、これらの画像は３Ｄ位置決定モジュール５６によって処理される。この処理は、３Ｄ位置決定モジュール５６が、患者２０の表面上の点の３Ｄ位置を特定することを可能にする。これは、立体カメラシステム１０によって取得される画像のペアの対応する点を識別し、次に取得された画像のペアにおける対応する点の相対位置及び画像を取得するカメラの相対位置を特定する格納されたデータに基づいて、これ等の点の３Ｄ位置を決定する３Ｄ位置決定モジュール５６によって実現される。

典型的には、対応する点の識別は、約１６×１６画素の画像パッチの分析に基づく。説明されたように対応するパッチを識別し且つ一致させることを助けるために、立体カメラシステム１０は、患者２０の表面の異なる部分がより簡単に区別されることができるように、画像化される患者２０上に擬似ランダムスペックルパターンを投影するように構成されるスペックルプロジェクタ５２を含む。スペックルパターンのサイズは、異なるパターンが異なる画像パッチにおいて明らかになるように選択される。

３Ｄ位置決定モジュール５６によって生成される位置データは、次に、立体カメラ１０によって画像化された患者２０の表面の３Ｄワイヤメッシュモデルを生成するように位置データを処理するモデル生成モジュール５８に渡される。この実施形態では、３Ｄモデルは、モデルの頂点が３Ｄ位置決定モジュール５６によって決定される３Ｄ位置に対応する三角形分割（triangulated）ワイヤメッシュモデルを含む。そのようなモデルが決定されたとき、それは、生成モデル格納部６０に格納される。

患者２０の表面のワイヤメッシュモデルが格納されると、マッチングモジュール６４が次に、立体カメラ１０によって取得された現在の画像に基づいて生成されたモデルと、ターゲットモデル格納部６２に格納された患者の以前に生成されたモデル表面との間の一致する並進移動及び回転を決定するために、呼び出される。決定された並進移動及び回転は次に、患者が以前に治療されたときにそれらがそうであったように診察台に患者２０を治療装置１６に対して同じ位置に配置させるように機械的診察台１８に命令として送られることができる。

その後、立体カメラ１０は、患者２０をモニタし続けることができ、任意の位置の変化が、さらなるモデル表面を生成し、これらの生成された表面をターゲットモデル格納部６２に格納されたターゲットモデルと比較することによって、識別されることができる。患者が位置を外れたと判断される場合、治療装置１６は停止されるとともに患者２０が再配置されることができ、それによって患者２０の間違った部分を照射することを回避することができる。

処理モジュール６６は、放出された放射の場所及び位置を決定するように、患者の表面の生成されたワイヤメッシュモデルと、立体カメラ１０の第３のレンズ５３の後ろの画像検出器によって得られたチェレンコフ放射の取得された画像とを処理する。

より具体的には、この実施形態では、処理モジュール６６は、第３のレンズ５３の後ろの画像検出器によって得られた画像のバッチ（batches of images）を処理する。治療されている患者の部分の第１の画像は、スペックルプロジェクタ５２から投射された光又は照明の不在下で且つ患者が治療装置１６によって照射されることなしに、取得される。この画像はその後、誘起されたチェレンコフ放射を識別するためのベース基準画像として使用される。

その後、患者２０が治療装置１６によって照射される放射線によって照射される間に、患者の次の画像が取得される。

患者２０をモニタすることに加えて、立体カメラ１０は、チェレンコフ放射が放出されることを引き起こす任意の所与の時間における放射線ビームの向きを決定するように、治療装置１６のガントリ２６及びコリメータ２０の実際の向きをモニタするように構成されることができる。上述したように、任意の時点での放射線ビームの方向、並びに患者の表面での放射された放射線の場所及び位置を知ることによって、照射された患者の部分の場所の３Ｄ内部表現を生成するように既知の放射線ビームの向きに沿った表面における放射線の経路をモデル化することが可能である。

最初のステップとして、得られた画像は、治療中に放出された放射線又は他の高エネルギ粒子によって誘起される可能性のある画像のランダム誤差を識別するために処理される。これは、飽和ピクセルに対応する画像の部分を識別することによって達成される。画素が、飽和している（すなわち、完全に白い画素を識別する）又は画像の残りの部分と比較して統計的外れ値である他の画素値である場合、典型的には、これは、画像検出器がエネルギ粒子に当たったために生じ、飽和画素は、連続した画像のようには現れない。したがって、このようなランダムな衝突に対応する画素を識別し、このような画素をベース基準画像内のそのような画素の値に設定することによって、エネルギ粒子の画像検出器とのランダムな衝突によるランダム誤差が取得データから除去される。

差分画像のセットが、次に、セット内の他の画像のそれぞれからベース基準画像を減算することによって、決定される。これは、画像から背景照明等に関連する画像の変化を排除するはずであり、ベース基準画像はチェレンコフ放射が存在しない場合の画像のはずであるので、これは、結果的に得られる差分画像がチェレンコフ放射の検出された放出のみを識別することを意味するはずである。

得られた差分画像は、次に、治療されている患者の３Ｄモデル表面をテクスチャレンダリングするために利用される。

差分画像が３Ｄモデル表面をテクスチャレンダリングするために利用される方法は、多数の異なる方法で行われることができ、そのうちの最も適切なものは、治療されている患者２０の部分に依存することが理解されるであろう。

したがって、例えば、患者２０の照射部分が実質的に静止し且つ硬い（例えば、放射線が患者の頭蓋骨に照射される脳腫瘍の患者）治療される患者２０の場合、差分画像は、テクスチャレンダリング値が差分画像のバッチの画素値の合計に対応する患者の頭蓋骨のコンピュータモデルをテクスチャレンダリングするために利用されることができる。すなわち、ある期間の差分画像は、画素値がその期間にわたるチェレンコフ放射の全検出レベルに対応する画像を得るように、一緒に加算されることができる。

このようなテクスチャレンダリングされた画像は、治療計画に従う予想される照射に基づいたチェレンコフ放射の予想パターンのモデルと比較されることができる。放出されたチェレンコフ放射の検出されたパターンが予想パターンと実質的に対応しなかった場合、それは、治療装置１６のセットアップが不正確である可能性があり、治療が停止され、セットアップが修正されてよいことを示し得る。

他の代替は、身体の他の部分にとってより適切であり得る。したがって、例えば、乳癌及び胸腔における癌（例えば、肺癌）の場合、時間にわたる照射パターンの表現を得るために差分画像を加算するだけでは不十分である可能性がある。これは、頭蓋骨とは対照的に、患者の胸部の表面の位置が、呼吸サイクルの過程で変化するからである。患者は特定の位置に胸を保持しようとするかもしれない、又は患者の呼吸がモニタされることができるとともに放射線が呼吸サイクルにおいてほぼ同じ点に照射されることができるが、この動きは、そのような動きを考慮する必要があることを意味し得る。

これは、患者をモニタする過程で生成される患者の表面の３Ｄモデルを利用することによって、記載されたシステムにおいて達成されることができる。したがって、例えば、本発明の一実施形態では、ある期間の差分画像の蓄積されたセットを使用して患者の表面の単一のモデルを単純にテクスチャレンダリングするのではなく、患者の表面の生成されたモデルは、差分画像のセットを、モニタされた表面が特定の位置にあるときの画像のセットに分割するために利用されることができる。表面が特定の位置にあるときの表面の蓄積された放出データが次に決定されることができる。モデル化された表面からの全放出は、次に、モデル化された表面が治療過程で動く方法を、したがって、異なる時間に取り込まれた表面の部分がどのように対応するかを考慮することによって、決定され得る。

上記の２つのアプローチのいずれかが、患者の表面の表現及び患者のその部分から放出されたチェレンコフ放射の総量を生成するために利用されることができる。患者に照射される放射線の性質及び形態が一定である場合、放射線被曝の所与の量に対する放出されるチェレンコフ放射の総量は実質的に一定であり、従って、検出されたチェレンコフ放射のそのような表示は、皮膚表面放射線量の指標（indication）を提供することが予想される。

検出されたチェレンコフ放射が皮膚線量に対応しない範囲で、２つの間の差異が、検出されるチェレンコフ放射の累積表現が皮膚線量を表すデータに変換されることができるように、モデル化されることができる。

したがって、例えば、患者から放出されるチェレンコフ放射の出現に影響を及ぼす要因の１つは、チェレンコフ放射が、他の理由の中でも特に皮膚の色調（tone）にしたがって変化する皮膚に存在する発色団によって放出される程度である。最も重要な２つの発色団は、血液及びメラニンであり、メラニンは本質的に皮膚の色調を決定する。皮膚における発色団の濃度が増加すると、チェレンコフ放射の放出がより少なくなる。皮膚のメラニン濃度は、白い皮膚の色調から黒い皮膚の色調にかけて上昇する。好ましくは、チェレンコフ放射放出に基づく患者放射線量の推定値は、患者の皮膚における発色団の濃度、特に患者の皮膚の色調を考慮して補正され、それにより放射線量の推定値が正確であり、高過ぎない又は低すぎないことを確実にする。治療装置は、次に、正しいレベルの放射線を患者に照射することができる。より黒い皮膚の色調の患者に関して、放出されるチェレンコフ放射のレベルは、より白い皮膚の色調の患者のそれよりも低くなる、すなわち、より黒い皮膚の患者の放射線量の推定値は、両方の患者が同じ線量を受けたにもかかわらず、より白い皮膚の患者に対してより低くなることが理解されるであろう。

補正係数（correction factor）は幾つかの方法で決定されることができる。

１つの方法は、患者の皮膚の色調の視覚的外観を比較し、それを皮膚の色調の基準セットと比較することに依存する。この比較は、手作業で、又は、色調又は色を、以下の表に示す皮膚の色調の視覚表現のフィッツパトリック（Fitzpatrick）及びフォン・ルシャン（von Luschan）基準セットのような基準セット内の特定の色調とできるだけ近く一致させるように、立体カメラによって得られた患者の画像を用いることによって行われることができる。

代替方法は、患者の表面の画像をモニタするために立体カメラを利用し、画像は次に、血液及びメラニンの濃度並びに皮膚コラーゲンの厚さを決定するために処理される。適切なアプローチは、ＵＳ２００８３１９２８３及びＵＳ２００９０８０７２６に開示されているようなものであってよく、その両方が参照により本明細書に組み込まれる。簡潔には、１つの方法は、患者を第１及び第２の波長の光で照射し、第１及び第２の波長の光を受光器でそれが患者によって放出された後に受光し、第１の波長の送られた光の量と第２の波長の放出された光の量との間の比を提供するよう受光器で受光した光を分析することを記載している。この比は、次に、皮膚の特定の特性、例えば、皮膚におけるメラニンの濃度と比を等しくする数学的モデルと比較されることができる。表面反射の影響は、一対の交差偏光線形偏光フィルタを設けることによって除去されることができ、これらのうちの第１のものは照明源の前に配置され、第２のものは画像取込システムの前に配置される。しかし、表面反射の影響を除去するために使用することができる当業者には明らかな他の方法がある。カラーデジタルカメラが感光体として使用されることができるが、異なる色付き光源で連続画像を撮影するように構成されたモノクロデジタルカメラも使用されることができる。これらの実施形態の両方は、何百万もの画素又は非常に少数の画素、或いはモノクロシステムの場合にただ１つの画素さえ有することができる。光学システムは、視覚スペクトルで、又は非可視波長を含む拡張スペクトルにわたって機能することができる。患者及び治療装置の画像を得るために使用される分光カメラが、皮膚の発色団濃度を決定する目的で患者の画像を取り込むためにも使用できることが理解されるであろう。

皮膚の色調は、治療される患者の部分に応じて変化し、したがって異なる皮膚の色調、したがって、補正係数は、治療される患者の部分に従って同一の患者に適用されることできることが理解されるであろう。

発色団の決定された濃度は、次に、チェレンコフ放射の検出されたレベルのデータを皮膚線量を表すデータに変換するために利用されることができる。さらなる可能性は、内部放射線量の推定値を推測するために、患者の表面の部分から放出された検出されたチェレンコフ放射の記録を利用することである。

そのような推定値を決定するためには、放射線が組織によって吸収される方法のモデルが必要となる。乳房のような身体の比較的均質な部分の場合、妥当な近似は、放射線が均一に吸収されることである。そのような状況では、実際の放射線量の推定値は、皮膚が受ける放射線の推定値、当該組織が放射線を吸収する速度の推定値及び放射線ビームの向きに関する情報に基づいて決定されることができる。幾つかの実施形態では、ビームの向きは、治療計画から推測されることができる。代替的には、チェレンコフ放射を放出させる放射線ビームの向きは、上述のような立体カメラによって取り込まれる治療装置の画像を処理することによって決定される。

患者の表面によるチェレンコフ放射の放出を記録するデータを処理する１つのアプローチは、チェレンコフ放射データの測定レベルを処理して、それを放射線皮膚線量の推定値に変換することである。皮膚線量レベルは、次いで、当該組織のモデル化された吸収特性に従って低減された放射線量のレベルの放射線ビームの向きの取得又は推定されたデータに基づいて、組織のモデルを通して予測されることができる。この処理は、放射線の特定の照射に対応する画像の各バッチについて行われることができ、治療のための累積放射線量が次いで決定されることができる。このような累積放射線量は、その後、元の治療計画に基づく予想線量と比較されることができる。

放射線が体のより均一でない部分に照射される場合、患者内の組織のより複雑なモデルが必要とされることが理解されるであろう。１つの可能なアプローチは、モデル化される領域内の組織の位置及び配置を識別するために患者のＣＴスキャンを得ることであろう。検出された３次元配置におけるこれらの組織の放射線吸着特性は、上述したのと同様の方法で実際に受ける放射線の推定値を決定するために利用されることができる。

患者の皮膚の発色団濃度を考慮することにより、放射線量が、皮膚の色調にかかわらず、正しいレベルの放射線が患者に照射されるように、補正されることができることが理解されるであろう。

放射線治療のために患者を位置決めするとき、患者が治療アイソセンタ（treatment iso-center）対して正確に位置決めされることが重要である。この理由のために、治療アイソセンタに対する患者の相対位置を識別できるように、任意の放射線量モニタリングシステムが正確に較正されることが非常に重要である。

治療アイソセンタの位置を特定する従来のアプローチは、１９８８年にHarvard Medical SchoolのLutz、Winston及びMalekiによって導入され、これは、Lutz W、Winston KR、Maleki N. A system for stereotactic radiosurgery with a linear accelerator. Int J Radiat Oncol Biol Phys． 1988; 14（2）：373-81に記載されている。Winston-Lutzシステムでは、最初に、アイソセンタの推定位置が、アイソセンタの予想される位置に対応する点で交差するように配置されたレーザビームのセットを利用して強調表示される。スチール、チタン又はタングステンで作られる小さい金属ボールを含む較正用ファントムが、次にロック機構によって治療台上に固定される。ファントム位置は、マイクロメータツールを用いて３方向に調節可能である。放射線治療に使用されるコリメータは、ガントリヘッドに取り付けられ、ボールは、ファントム上のマークを治療室レーザと整列させることによって、アイソセンタの推定位置に可能な限り近接して配置される。コリメートされたビームは、ボールの後ろのスタンド上のビーム方向に垂直に取り付けられた放射線撮影検査フィルム（radiographic test film）を露光するために使用される。球の影の中心とフィールド中心との差は、真のアイソセンタと治療室レーザによって示されるアイソセンタとの間の差異を識別する。オフセットが、透明なテンプレートガイダンススケール（template guidance scale）又はフィルムをスキャンすること及びソフトウェア分析を使用して、各フィルム上で読み取られる。このオフセットを知ることにより、推定アイソセンタ位置を強調する治療室レーザは、その外部にマーキングを持つ既知のサイズの立方体のような較正物体を配置するために利用されることができる。較正物体は、次に、立体カメラ１０によって撮像され、室内レーザによって強調された点のオフセットの知識と較正物体の既知の大きさとの組み合わせは、立体カメラが、画像内の距離を現実世界の距離に関連付けるとともにそれらの距離を治療アイソセンタの位置に関連付けるように、較正されることを可能にする。

上述した方法でアイソセンタの識別された位置に対して立体カメラを較正する上述の方法の主な欠点の１つは、室内のレーザが固定点を識別して識別し続ける精度に依存することである。このため、識別された位置が変更されていないことを確認するために定期的にシステムを再較正する必要がある。それでもなお、カメラシステムが較正される精度は、較正物体が位置決めされる精度及び室内レーザの精度に依存するままである。

しかし、上述の放射線量モニタリングシステムでは、較正物体の画像が得られることができ且つ較正物体の表面上に現れる誘起されたチェレンコフ放射のパターンが記録されることができるので、カメラ較正の精度を確認するために、代替アプローチが利用されることができる。誘起されたチェレンコフ放射の記録されたパターンは次に、立体カメラシステムが治療アイソセンタの位置を正しく識別したことを確認するために利用されることができる。これは、２つ以上の異なる向きから較正物体を照射すること、誘起されたチェレンコフ放射の検出パターン及び異なる向きの装置で照射される放射線ビームが収束する空間内の点を識別するための放射線ビームの向きの識別を利用することによって、達成されることができる。立体カメラが正確に較正される場合、これは、立体カメラによって生成されたコンピュータモデルの座標系における治療室アイソセンタに対応すべきである。

そのような検証プロセスは、行うのが比較的容易であり、部屋のレーザによる治療室アイソセンタの誤認のために生じる誤差とは無関係である。カメラシステムのこのような較正を行うとき、較正物体は、放射線ビームの経路の識別可能な記録の作成を支援するように選択されることができる。従って、例えば、較正物体は、チェレンコフ放射によって誘起される検出可能な光の出力を高める蛍光物質又はシンチレーション物質で作られ得る又はそれによって被覆され得る。

上述の実施形態では、放射線ビームが異なる向きの装置で照射される場合に放射線を照射することが参照されたが、放射線は、放射線ビームが収束する位置を特定するために、複数の向き（例えば治療装置全体の回転）の装置で照射されることができる、

上述の実施形態では、単一の立体カメラ１０が患者２０の画像を取得するために利用される放射線量モニタリングシステムが説明されたが、他の実施形態では複数のカメラが利用されることができることが理解されるであろう。このようなシステムでは、幾つかの異なる視点からのチェレンコフ放射の画像が、全放出量の推定値を決定することために利用されることができる。比較的低レベルの放出されるチェレンコフ放射を仮定すると、複数の画像検出器を有することは、モニタリングシステムの感度を増加させ得る。

このようなシステムでは、異なるカメラからの患者の画像が、患者の表面の単一のモデルを生成するために利用され、異なるカメラによって得られた表面の画像及びチェレンコフ放射の検出された放出が次に、放出の表現を生成するように表面をテクスチャレンダリングするために利用されることができる。先の実施形態の場合と同様に、テクスチャレンダリングデータは、短期間に対応する画像に基づくことができ、チェレンコフ放射の検出されたパターンは、治療計画のその部分についての予想パターン又は推定パターンと比較されることができる。代替的には、長期間の累積放射線が、決定されるとともに表示されることができる。

上記の実施形態では、チェレンコフ放射の放出の検出と、患者の表面モデルのテクスチャレンダリング表現を生成するために放射を利用することに様々な参照がなされている。患者の表面の３Ｄワイヤメッシュモデルが利用可能であり、１つ又は複数の視点からのチェレンコフ放射の放出の又はチェレンコフ放射の放出の予想パターンの画像が利用可能であるとき、従来のテクスチャレンダリング技術を使用して、他の視点からの放出の検出されたパターン（又は放出の推定パターン）の外見の表現を生成することが可能であることが理解されるであろう。これは、実際に検出された放出と放出の予想パターンとの間の比較を潜在的に単純化する。したがって、例えば、本発明の幾つかの実施形態では、特定の治療のためのチェレンコフ放射の予想パターンは、１つ又は複数のカメラの実際の視点に対応する視点について決定されてもよい。差分画像が次に決定されることができ、予想パターンと実際に得られた画像との間の差が、位置決めエラー又は治療エラーを示し得るフィードバックを提供するために表示されることができる。

図面を参照して説明された本発明の実施形態はコンピュータ装置及びコンピュータ装置で実行されるプロセスを含むが、本発明は、本発明を実施するように適合された、コンピュータプログラム、特にキャリア（carrier）上又は内のコンピュータプログラムにも及ぶ。プログラムは、ソースコード又はオブジェクトコードの形態であってもよく、或いは本発明によるプロセスの実施に使用するのに適した任意の他の形態であってもよい。キャリアは、プログラムを運ぶことができる任意のエンティティ又はデバイスであり得る。例えば、キャリアは、ＲＯＭ、例えばＣＤ−ＲＯＭ若しくは半導体ＲＯＭのような記憶媒体、又は磁気記録媒体、例えばフロッピーディスク若しくはハードディスクを含んでよい。さらに、キャリアは、電気ケーブル若しくは光ケーブルを介して又は無線若しくは他の手段によって伝達され得る電気信号又は光信号のような伝送可能なキャリアであってもよい。プログラムが、ケーブル又は他の装置若しくは手段によって直接伝達され得る信号で具体化される場合、キャリアは、そのようなケーブル又は他の装置若しくは手段によって構成され得る。代替的には、キャリアは、プログラムが埋め込まれた集積回路であってもよく、集積回路は、関連プロセスを実行するように、又は関連プロセスの実行において使用されるように適合されてもよい。

Claims (13)

1. 放射線治療を受けている患者が受ける内部放射線量を決定するための放射線量モニタリングシステムであって：
   前記放射線治療を受けている患者の立体画像を得るように動作可能である３Ｄカメラであって、前記患者が放射線ビームを照射されるとき、チェレンコフ放射並びに前記患者の表面から放射される最初の前記チェレンコフ放射に起因して生じる後続の二次的及び散乱放射を検出するよう動作可能である、３Ｄカメラと；
   前記３Ｄカメラによって得られた画像とペアの対応するポイントを識別すること並びに得られた前記画像とペアの前記対応するポイントの相対位置及び前記画像を得る前記カメラの相対位置を識別する格納されたデータに基づく前記ポイントについての３Ｄ位置を決定することによって、前記放射線治療を受けている患者の前記表面上のポイントの３Ｄ位置を識別するよう前記３Ｄカメラによって得られた立体画像を処理するように動作可能な３Ｄ位置決定モジュールと；
   前記放射線治療を受けている患者の部分の前記表面の３Ｄワイヤメッシュコンピュータモデルを生成するよう前記３Ｄ位置決定モジュールによって生成された識別された前記３Ｄ位置のデータを処理するように動作可能なモデル生成モジュールと；
   処理モジュールであって：
   前記モデル生成モジュールによって生成された前記患者の前記表面の部分の生成されたモデルをテクスチャレンダリングするように前記患者の前記表面から放射される検出された前記チェレンコフ放射の画像を利用するステップであって、前記ステップにより前記患者の前記表面に照射された前記放射線の表現を生成する、ステップと；
   前記患者の内部部分が受ける放射線量の推定値を決定するために、チェレンコフ放射の放出が発生したときの放射線ビームの向きを示すデータ及び照射される前記患者の前記部分の組織による放射線の吸収のモデルと共にテクスチャレンダリングされた前記モデルを利用するステップと；
   によって前記患者の前記内部部分が受ける内部放射線量の推定値を決定するよう動作可能である、処理モジュールと；
   を有する、
   放射線量モニタリングシステム。
2. チェレンコフ放射の放出を誘起する前記放射線ビームの前記向きを示す前記データは、放射線治療計画から決定されるデータを含む、
   請求項１に記載の放射線量モニタリングシステム。
3. 前記３Ｄカメラは、照射されている前記患者に対する治療装置の位置及び向きをモニタするように動作可能であり、前記処理モジュールは、前記照射されている患者に対する前記治療装置の前記位置及び前記向きからチェレンコフ放射の放出を誘起する前記放射線ビームの前記向きを決定するように構成される、
   請求項１に記載の放射線量モニタリングシステム。
4. 前記処理モジュールは：
   放射線が前記患者に照射されることなく視点からの前記患者の前記３Ｄカメラからの第１の画像を取得するステップと；
   放射線が前記患者に照射される状態で前記第１の画像と同じ照明条件下で同じ前記視点からの前記患者の前記３Ｄカメラからの第２の画像を取得するステップと；
   前記第１の画像内の画素の画像値を前記第２の画像内の対応する画素値から差し引く差分画像を決定するステップと；
   前記患者の前記表面の前記部分の生成されたモデルをテクスチャレンダリングするように決定された前記差分画像を利用することによって前記患者の前記表面に照射される前記放射線の表現を生成するステップと；
   によって前記患者の前記表面に照射される前記放射線の表現を決定するよう前記３Ｄカメラによって取得された画像を処理するように動作可能である、
   請求項１乃至３のいずれか１項に記載の放射線量モニタリングシステム。
5. 前記処理モジュールは、放射線ビームの位置及び向きが変化しない期間の前記３Ｄカメラによって取得された画像のグループを処理するように動作可能であるとともに、放射線が前記患者に照射される状態での前記第１の画像と同じ照明条件下で前記同じ視点からの前記患者の画像のセットにおける対応する画素の前記差分画像の画素値の合計を決定することによって前記患者の前記表面に照射される前記放射線の表現を決定するように動作可能である、
   請求項４に記載の放射線量モニタリングシステム。
6. 前記処理モジュールは、連続画像に現れない画像に現れる統計的異常値に対応する飽和した画素又は画素値を識別するよう、放射線が前記患者に照射される状態で前記第１の画像と同じ前記照明条件下で前記同じ視点からの前記患者の画像のセット内の画像を処理するように動作可能であり；前記飽和した画素値は、前記患者の前記表面に照射された前記放射線の表現を決定するために利用されない、
   請求項１乃至５のいずれか１項に記載の放射線量モニタリングシステム。
7. 前記３Ｄカメラによって取得された画像を処理するよう動作可能な前記処理モジュールは、前記患者の皮膚に存在する前記発色団を示すデータを、前記患者の前記表面に照射される放射線の表現を生成するために前記画像を利用するとき前記皮膚におけるチェレンコフ放射の吸収を考慮するために前記画像に補正係数を適用するように、利用する、
   請求項１乃至６のいずれか１項に記載の放射線量モニタリングシステム。
8. 前記処理モジュールは、
   放射線が前記患者に照射されることなく視点からの前記患者の第１の画像を取得するステップと；
   放射線が前記患者に照射される状態で前記第１の画像と同じ照明条件下で同じ前記視点からの前記患者の第２の画像を取得するステップと；
   前記第１の画像内の画素の画像値を前記第２の画像内の対応する画素値から差し引く差分画像を決定するステップと；
   によって、画像を処理するように動作可能である、
   請求項７に記載の放射線量モニタリングシステム。
9. 前記処理モジュールは、放射線が前記患者に照射される状態での前記第１の画像と同じ前記照明条件下で前記同じ視点からの前記患者の画像のセット内の対応する画素の差分画像の画素値の合計を決定することによって、放射線ビームの位置及び向きが変化しない期間の画像のグループを処理するように動作可能である、
   請求項８に記載の放射線量モニタリングシステム。
10. 前記処理モジュールは、連続画像に現れない画像に現れる統計的異常値に対応する飽和した画素又は画素値を識別するよう、画像を処理するように動作可能であり；前記飽和した画素値は、前記チェレンコフ放射の前記放出をもたらす放射線によって照射された前記患者の前記部分の前記位置の表現を決定するために利用されない、
    請求項９に記載の放射線量モニタリングシステム。
11. 前記処理モジュールは、前記患者の皮膚に存在する前記発色団を示すデータを決定するよう前記３Ｄカメラによって取得された画像を処理するように動作可能であるとともに、チェレンコフ放射の吸収並びに前記患者の皮膚に存在する前記発色団による初期チェレンコフ放射から生じる任意のその後の二次及び散乱放射を考慮するよう補正係数に従って画素値を修正することにより、処理された前記画像を放射線皮膚線量を表す画像に変換するように動作可能である、
    請求項７に記載の放射線量モニタリングシステム。
12. 前記患者の皮膚に存在する前記発色団を示す前記データは、皮膚の色調の基準セットとの比較に基づく前記患者の皮膚の色の視覚的評価を含み、適用される前記補正係数は前記データに基づいて決定される、
    請求項１１に記載の放射線量モニタリングシステム。
13. 放射線治療を受けている患者が受ける内部放射線量を決定するための放射線量モニタリングシステムであって：
    前記放射線治療を受けている患者の表面に光のパターンを投影するように動作可能であるプロジェクタと；
    前記放射線治療を受けている患者の前記表面に投影された前記光のパターンの立体画像を得るように動作可能である３Ｄカメラであって、前記患者が放射線ビームを照射されるとき、チェレンコフ放射並びに前記患者の表面から放射される最初の前記チェレンコフ放射に起因して生じる後続の二次的及び散乱放射を検出するよう動作可能である、３Ｄカメラと；
    前記３Ｄカメラによって得られた画像とペアの対応するポイントを識別すること並びに得られた前記画像とペアの前記対応するポイントの相対位置及び前記画像を得る前記カメラの相対位置を識別する格納されたデータに基づく前記ポイントについての３Ｄ位置を決定することによって、前記放射線治療を受けている患者の前記表面上のポイントの３Ｄ位置を識別するよう、前記プロジェクタによって前記患者の前記表面上に投影された前記光のパターンの前記３Ｄカメラによって得られた立体画像を処理するように動作可能な３Ｄ位置決定モジュールと；
    前記放射線治療を受けている患者の部分の前記表面の３Ｄワイヤメッシュコンピュータモデルを生成するよう前記３Ｄ位置決定モジュールによって生成された識別された前記３Ｄ位置のデータを処理するように動作可能なモデル生成モジュールと；
    処理モジュールであって：
    前記モデル生成モジュールによって生成された前記患者の前記表面の部分の生成されたモデルをテクスチャレンダリングするように前記患者の前記表面から放射される検出された前記チェレンコフ放射の画像を利用するステップであって、前記ステップにより前記患者の前記表面に照射された前記放射線の表現を生成する、ステップと；
    前記患者の内部部分が受ける放射線量の推定値を決定するために、チェレンコフ放射の放出が発生したときの放射線ビームの向きを示すデータ及び照射される前記患者の前記部分の組織による放射線の吸収のモデルと共にテクスチャレンダリングされた前記モデルを利用するステップと；
    によって前記患者の前記内部部分が受ける内部放射線量の推定値を決定するよう動作可能である、処理モジュールと；
    を有する、
    放射線量モニタリングシステム。