JP7485331B2 - リアルタイム画像誘導放射線療法のための方法 - Google Patents
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Description
本願は、米国仮特許出願第62/512,632号(2017年5月30日出願)、および米国仮特許出願第62/537,384号(2017年6月26日出願)に対する優先権を主張し、上記両出願の開示は、それらの全体が参照により本明細書に引用される。
本明細書に開示されるのは、治療セッション中に入手された不完全な、もしくは部分的な画像、および/または画像データを使用して、療法用放射線の送達を誘導するためのシステムおよび方法である。
本発明は、例えば、以下を提供する。
(項目1)
放射線療法システムであって、前記システムは、
回転可能ガントリと、
前記ガントリ上に搭載された療法用放射線源と、
標的領域の部分的画像X i を入手するために前記ガントリ上に搭載された1つ以上の撮像センサと、
前記ガントリ、前記療法用放射線源、および前記1つ以上の撮像センサと通信するコントローラと
を備え、
前記コントローラは、前記標的領域に送達されるべき放射線フルエンスを計算するように構成され、放射線フルエンスを計算することは、放射線発射行列Pと前記部分的画像x i とを乗算することを含み、前記放射線発射行列Pは、前記標的領域の以前に入手された画像Xに基づいて計算される、システム。
(項目2)
前記放射線発射行列Pは、
であるように、スカラーsの対角線行列diag(s)であり、式中、
は、点ごと積演算である、項目1に記載のシステム。
(項目3)
前記放射線フルエンスを計算することは、前記放射線発射行列Pを前記部分的画像x i で畳み込むことを含む、項目1に記載のシステム。
(項目4)
前記放射線発射行列Pは、
であるように、テプリッツ行列toep(f)であり、式中、
は、畳み込み演算であり、fは、治療計画に従って前記標的領域に送達されるべきフルエンスである、項目1に記載のシステム。
(項目5)
前記部分的画像x i の信号対雑音比(SNR)は、前記画像XのSNRより小さい、項目1に記載のシステム。
(項目6)
前記部分的画像x i は、陽電子放出経路、X線投影、またはMRI撮像パルスシーケンスからのk-空間におけるサブサンプルの組からの再構成を含む、項目1に記載のシステム。
(項目7)
前記画像Xは、運動ブレ除去画像である、項目1に記載のシステム。
(項目8)
前記コントローラは、投影角度αを選択し、放射線ビーム発射角度αにおける前記計算されたフルエンスの投影フルエンスf α を計算し、前記投影フルエンスf α を前記コントローラのメモリに記憶するようにさらに構成されている、項目1に記載のシステム。
(項目9)
前記放射線源のビーム経路内に配置されたリーフのアレイを有するマルチリーフコリメータをさらに備え、前記回転可能ガントリは、前記療法用放射線源を前記放射線ビーム発射角度αに移動させるように構成され、前記コントローラは、前記投影フルエンスf α をコリメータリーフ位置命令にセグメント化し、前記リーフ位置命令をコントローラメモリに記憶するようにさらに構成され、前記コリメータリーフの各々の位置は、前記コリメータリーフ位置命令に従って調節可能である、項目8に記載のシステム。
(項目10)
前記投影フルエンスf α を計算することは、投影角度αを選択し、前記放射線ビーム発射角度αにおける前記部分的画像x i の投影x i,α を計算し、前記投影される部分的画像x i,α をコントローラメモリに記憶し、角度ごと放射線発射行列P α を前記投影される部分的画像x i,α と乗算すること(P α x i,α )を含み、前記角度ごと放射線発射行列P α は、各投影角度αに対する放射線発射行列P i,α の組を含む、項目9に記載のシステム。
(項目11)
前記角度ごと放射線発射行列P α は、畳み込み演算
を実装するテプリッツ行列toep(p α )である、項目10に記載のシステム。
(項目12)
前記放射線発射行列P α は、点ごと乗算演算p α ・x i を実装する対角線行列diag(p α )である、項目10に記載のシステム。
(項目13)
前記1つ以上の撮像センサは、1つ以上のPET検出器を備え、前記部分的画像x i は、陽電子放出経路の組から生成される、項目1に記載のシステム。
(項目14)
前記1つ以上の撮像センサは、1つ以上のX線検出器を備え、前記部分的画像x i は、X線投影の組から生成される、項目1に記載のシステム。
(項目15)
前記1つ以上の撮像センサは、1つ以上のMRIセンサを備え、前記部分的画像x i は、MRI撮像パルスシーケンスからのk-空間におけるサブサンプルの組から生成される、項目1に記載のシステム。
(項目16)
前記部分的画像x i のSNRは、前記画像XのSNRより約40%小さい、項目1に記載のシステム。
(項目17)
前記ガントリは、前記療法用放射線源を発射ビーム角度αに移動させ、前記部分的画像x i を入手した後の規定された期間以内に前記計算されたフルエンスf α に従って放射線ビームを放出するように構成されている、項目10に記載のシステム。
(項目18)
前記規定された期間は、約10秒より小さい、項目17に記載のシステム。
(項目19)
前記規定された期間は、約5秒より小さい、項目18に記載のシステム。
(項目20)
前記規定された期間は、約1秒より小さい、項目19に記載のシステム。
(項目21)
前記ガントリは、約20RPM以上の速度で回転可能である、項目1に記載のシステム。
(項目22)
前記コントローラは、線形コントラストフィルタを前記部分的画像x i に適用するようにさらに構成されている、項目10に記載のシステム。
(項目23)
前記フィルタ処理された部分的画像x i の任意の負の値は、後続のフィルタ処理された部分的画像x i+1 に追加される、項目22に記載のシステム。
(項目24)
前記コントローラは、リアルタイム送達線量推定値を計算するようにさらに構成されている、項目10に記載のシステム。
(項目25)
前記コントローラは、空間フィルタを前記部分的画像x i に適用するようにさらに構成されている、項目10に記載のシステム。
(項目26)
前記以前に入手された画像Xは、第1の画像であり、Aは、既知の線量計算行列であり、前記コントローラは、前記1つ以上の撮像センサを使用して第2の画像X prescan を入手し、以下の条件
が満たされるように、P prescan のための行列値を通して反復することによって、更新された放射線発射行列P prescan を計算するようにさらに構成されている、項目1に記載のシステム。
(項目27)
前記コントローラは、X prescan に基づいて、線量行列D prescan を計算し、D prescan と画像Xに基づいて計算された線量行列Dとの間の差異値を計算し、前記差異値が事前に選択された閾値を超える場合、前記事前に選択された閾値を超えたことの通知を生成するようにさらに構成されている、項目26に記載のシステム。
(項目28)
送達のための放射線フルエンスを計算する方法であって、前記方法は、
標的領域の部分的画像x i を入手することと、
放射線発射行列Pと前記部分的画像x i とを乗算することによって、前記標的領域に送達されるべき放射線フルエンスを計算することと
を含み、
前記放射線発射行列Pは、前記標的領域の以前に入手された画像Xに基づいて計算される、方法。
(項目29)
前記放射線発射行列Pは、
であるように、スカラーsの対角線行列diag(s)であり、
式中、
は、点ごと積演算である、項目28に記載の方法。
(項目30)
前記放射線フルエンスを計算することは、前記放射線発射行列Pを前記部分的画像x i で畳み込むことを含む、項目28に記載の方法。
(項目31)
前記放射線発射行列Pは、
であるように、テプリッツ行列toep(f)であり、式中、
は、畳み込み演算であり、fは、治療計画に従って前記標的領域に送達されるべきフルエンスである、項目28または項目30のいずれかに記載の方法。
(項目32)
前記部分的画像x i の信号対雑音比(SNR)は、前記画像XのSNRより小さい、項目28に記載の方法。
(項目33)
前記部分的画像x i は、断層撮影システムを使用して入手される、項目28に記載の方法。
(項目34)
前記部分的画像x i は、陽電子放出経路、X線投影、またはMRI撮像パルスシーケンスからのk-空間におけるサブサンプルの組からの再構成を含む、項目28に記載の方法。
(項目35)
前記画像Xは、運動ブレ除去画像である、項目28に記載の方法。
(項目36)
投影角度αを選択することと、
放射線ビーム発射角度αにおける前記計算されたフルエンスの投影フルエンスf α を計算し、前記投影フルエンスf α をコントローラメモリに記憶することと
をさらに含む、項目28に記載の方法。
(項目37)
放射線を前記標的領域に印加することをさらに含み、放射線を印加することは、
放射線療法システムの放射線源を前記放射線ビーム発射角度αに移動させることであって、前記放射線療法システムは、前記放射線源のビーム経路内に配置されたリーフのアレイを有するマルチリーフコリメータをさらに備えている、ことと、
前記投影フルエンスf α をコリメータリーフ位置命令にセグメント化し、前記リーフ位置命令をコントローラメモリに記憶することと、
前記コリメータリーフ位置命令に従って、前記コリメータリーフの各々の位置を調節することと、
放射線ビームを前記放射線源から放出することと
を含む、項目36に記載の方法。
(項目38)
所望のフルエンスが印加されるまで、前記投影フルエンスf α 計算を持続的に繰り返し、各フルエンス計算後、放射線を前記標的領域に印加することをさらに含む、項目37に記載の方法。
(項目39)
前記投影フルエンスf α を計算することは、
投影角度αを選択することと、
前記放射線ビーム発射角度αにおける前記部分的画像x i の投影x i,α を計算し、前記投影される部分的画像x i,α をコントローラメモリに記憶することと、
角度ごと放射線発射行列P α と前記投影される部分的画像x i,α とを乗算すること(P α x i,α )と
を含み、
前記角度ごと放射線発射行列P α は、各投影角度αに対する放射線発射行列P i,α の組を含む、項目38に記載の方法。
(項目40)
前記角度ごと放射線発射行列P α は、畳み込み演算
を実装するテプリッツ行列toep(p α )である、項目39に記載の方法。
(項目41)
前記放射線発射行列P α は、点ごと乗算演算p α ・x i を実装する対角線行列diag(p α )である、項目39に記載の方法。
(項目42)
前記部分的画像x i は、陽電子放出経路、X線投影、またはMRI撮像パルスシーケンスからのk-空間におけるサブサンプルの組から生成される、項目39に記載の方法。
(項目43)
前記部分的画像x j の信号対雑音比(SNR)は、前記画像XのSNRより小さい、項目39に記載の方法。
(項目44)
前記発射行列Pで乗算すること、前記投影角度αを選択すること、投影フルエンスf α を計算すること、前記放射線源を移動させること、前記投影フルエンスf α をコリメータリーフ位置命令にセグメント化すること、前記コリメータリーフの位置を調節すること、および放射線ビームを放出することは、前記部分的画像x i を入手した後の規定された期間以内に生じる、項目39に記載の方法。
(項目45)
前記規定された期間は、約10秒より小さい、項目44に記載の方法。
(項目46)
前記規定された期間は、約5秒より小さい、項目45に記載の方法。
(項目47)
前記規定された期間は、約1秒より小さい、項目46に記載の方法。
(項目48)
前記放射線源は、約20RPM以上の速度で回転するように構成された回転可能ガントリ上に搭載されている、項目37に記載の方法。
(項目49)
線形コントラストフィルタを前記部分的画像x i に適用することをさらに含む、項目39に記載の方法。
(項目50)
前記フィルタ処理された部分的画像x i の任意の負の値は、後続のフィルタ処理された部分的画像x i+1 に追加される、項目49に記載の方法。
(項目51)
リアルタイム送達線量推定値を計算することをさらに含む、項目39に記載の方法。
(項目52)
空間フィルタを前記部分的画像x i に適用することをさらに含む、項目39に記載の方法。
(項目53)
前記以前に入手された画像Xは、第1の画像であり、Aは、既知の線量計算行列であり、前記方法は、第2の画像X prescan を入手し、以下の条件
が満たされるように、P prescan のための行列値を通して反復することによって、更新された放射線発射行列P prescan を計算することをさらに含む、項目28に記載の方法。
(項目54)
X prescan に基づいて、線量行列D prescan を計算し、D prescan と画像Xに基づいて計算された線量行列Dとの間の差異値を計算し、前記差異値が事前に選択された閾値を超える場合、前記事前に選択された閾値を超えたことの通知を生成することをさらに含む、項目53に記載の方法。
(項目55)
放射線療法システムであって、前記システムは、
持続的に回転可能なガントリと、
前記ガントリ上に搭載され、前記ガントリによって複数の発射位置に移動可能である療法用放射線源と、
前記ガントリ上に搭載され、前記放射線療法源のビーム経路内に位置しているマルチリーフコリメータ(MLC)と、
前記ガントリ上に搭載された1つ以上の撮像センサと、
前記ガントリ、前記放射線源、前記マルチリーフコリメータおよび前記1つ以上の撮像センサと通信し、放射線送達命令を生成するように構成されたコントローラと
を備え、
前記放射線送達命令を生成することは、
前記1つ以上の撮像センサからの撮像データと累積残余フルエンスマップΔf cumulative とを使用して、フルエンスマップf calc を計算することと、
前記フルエンスマップf calc を放射線送達命令の組にセグメント化することと
を含み、
前記放射線送達命令の組は、1つ以上のガントリ回転にわたる各発射位置のためのMLC命令と療法用放射線源命令とを含む、システム。
(項目56)
放射線送達命令の各組は、複数のガントリ回転にわたる各発射位置のための前記MLCと前記療法用放射線源とのための命令を含む、項目55に記載のシステム。
(項目57)
MLC命令は、前記MLCにおける各リーフのためのリーフ位置命令を含む、項目55に記載のシステム。
(項目58)
療法用放射線源命令は、各発射位置のためのビームパルス幅およびビームパルスの数を含む、項目55に記載のシステム。
(項目59)
前記フルエンスマップf calc をセグメント化することは、f calc を各発射位置のためのサブフルエンスマップに分解し、前記サブフルエンスマップの各々を放射線送達命令にセグメント化することを含む、項目55に記載のシステム。
(項目60)
前記MLCは、バイナリMLCであり、各サブフルエンスマップは、確率係数を有する、項目59に記載のシステム。
(項目61)
前記MLCは、バイナリMLCであり、前記MLCの各リーフは、確率係数を有し、前記確率係数は、前記リーフが開放構成にあるかどうか、および/または、放射線が選択されたフルエンスレベルで前記療法用放射線源によって放出されているかどうかを決定する、項目55に記載のシステム。
(項目62)
前記放射線送達命令に基づいて、送達フルエンスマップf delivery を計算することと、
前記フルエンスマップf calc から前記送達フルエンスマップf delivery を減算することによって、インクリメント残余フルエンスマップf increment を計算することと、
インクリメント残余フルエンスマップf increment を前記累積残余フルエンスマップΔf cumulative と組み合わせることによって、前記累積残余フルエンスマップΔf cumulative を更新することと
によって、前記累積残余フルエンスマップΔf cumulative を更新することをさらに含む、項目55に記載のシステム。
(項目63)
前記発射位置の各々間に位置している複数のサブ発射位置をさらに備え、前記システムは、前記療法用放射線源がある発射位置に先行するサブ発射位置を通過するとき、前記発射位置に対応する前記放射線送達命令に従って放射線を送達するように構成されている、項目55に記載のシステム。
(項目64)
前記フルエンスマップf calc をセグメント化することは、f calc を各サブ発射位置のための複数のサブフルエンスマップに分解し、前記サブフルエンスマップの各々を各サブ発射位置のための放射線送達命令にセグメント化することを含む、項目63に記載のシステム。
(項目65)
前記1つ以上の撮像センサは、1つ以上のPET検出器を備えている、項目55に記載のシステム。
(項目66)
前記1つ以上の撮像センサは、1つ以上のX線検出器を備えている、項目55に記載のシステム。
(項目67)
前記1つ以上の撮像センサは、1つ以上のMRIセンサを備えている、項目55に記載のシステム。
(項目68)
前記マルチリーフコリメータは、バイナリマルチリーフコリメータである、項目55に記載のシステム。
(項目69)
放射線送達のためのリアルタイムフルエンスマップセグメント化のための方法であって、前記方法は、
セッション中、持続的に回転可能なガントリ上に搭載された1つ以上の撮像センサから、撮像データを入手することと、
前記撮像データと累積残余フルエンスマップΔf cumulative とを使用して、フルエンスマップf calc を計算することと、
前記セッション中、前記フルエンスマップf calc を1つ以上のガントリ回転にわたる1つ以上の放射線発射位置のための放射線送達命令の組にセグメント化することと
を含む、方法。
(項目70)
放射線送達命令は、マルチリーフコリメータ(MLC)命令と、療法用放射線源命令とを含む、項目69に記載の方法。
(項目71)
放射線送達命令の各組は、複数のガントリ回転にわたるMLC命令と前記療法用放射線源命令とを含む、項目70に記載の方法。
(項目72)
MLC命令は、前記MLCにおける各リーフのためのリーフ位置命令を含む、項目71に記載の方法。
(項目73)
療法用放射線源命令は、各発射位置のためのビームパルス幅およびビームパルスの数を含む、項目72に記載の方法。
(項目74)
前記フルエンスマップf calc をセグメント化することは、f calc を各療法用放射線源発射位置のための複数のサブフルエンスマップに分解し、前記サブフルエンスマップの各々を放射線送達命令にセグメント化することを含む、項目73に記載の方法。
(項目75)
前記MLCは、バイナリMLCであり、各サブフルエンスマップは、確率係数を有する、項目73に記載の方法。
(項目76)
前記MLCは、バイナリMLCであり、前記MLCの各リーフは、確率係数を有し、前記確率係数は、前記リーフが開放構成にあるかどうか、および/または、放射線が選択されたフルエンスレベルで前記療法用放射線源によって放出されているかどうかを決定する、項目75に記載の方法。
(項目77)
前記放射線送達命令に基づいて、送達フルエンスマップf delivery を計算することと、
前記フルエンスマップf calc から前記送達フルエンスマップf delivery を減算することによって、インクリメント残余フルエンスマップf increment を計算することと、
前記インクリメント残余フルエンスf increment を前記累積残余フルエンスマップΔf cumulative と組み合わせることによって、前記累積残余フルエンスマップΔf cumulative を更新することと
によって、前記累積残余フルエンスマップΔf cumulative を更新することをさらに含む、項目73に記載の方法。
(項目78)
複数のサブ発射位置が、前記療法用放射線源発射位置の各々間に位置し、前記方法は、前記療法用放射線源がある療法用放射線源発射位置に先行するサブ発射位置を通過するとき、前記療法用放射線源発射位置に対応する前記放射線送達命令に従って放射線を送達することをさらに含む、項目73に記載の方法。
(項目79)
前記フルエンスマップf calc をセグメント化することは、f calc を各サブ発射位置のための複数のサブフルエンスマップに分解し、前記サブフルエンスマップの各々を各サブ発射位置のための放射線送達命令にセグメント化することを含む、項目78に記載の方法。
(項目80)
前記ガントリを回転させ、前記ガントリ上に搭載された療法用放射線源を各発射位置に位置付け、各発射位置に対応する前記放射線送達命令に従って放射線を送達することをさらに含む、項目69に記載の方法。
(項目81)
撮像データを入手することと前記ガントリを回転させることとは、同時に生じる、項目80に記載の方法。
(項目82)
撮像データを入手することと放射線送達のために前記療法用放射線源をアクティブにすることとは、同時に生じる、項目81に記載の方法。
(項目83)
前記1つ以上の撮像センサは、PET検出器、X線検出器、およびMRIセンサから成る群から選択され得る、項目69に記載の方法。
部分的画像は、線形特性を有する任意の撮像データであり得、複数の部分的画像の和は、完全画像をもたらす。完全画像は、治療計画、標的領域境界、標的重心計算、および/または解剖学的構造または領域の識別のための十分な画像データを有し得る一方、部分的画像は、これらの計算または機能のための十分な画像データを含まないこともある。治療セッション中に入手された部分的画像は、治療計画が生成される画像より低SNRを有し得る。より一般的に、部分的画像のSNRは、完全画像のSNRより小さい。図1Fは、部分的PET画像の例を描写し、図1Gは、部分的PET画像の組を描写し、図1Hは、図1F-1Gにおけるそれら等の複数の部分的画像の総和である完全PET画像を描写する。図1F-1Gにおける部分的画像の各々は、0.5秒の時間窓内で入手された一方、完全画像は、10分の時間窓内で入手された部分的画像から構築される。部分的画像のSNRが高いほど、完全画像を形成するために必要とされる部分的画像の数は少なくなる。すなわち、より低SNR値(例えば、約7%以下)を伴う部分的画像は、より高SNR値(例えば、約8%以上、約10%)を伴う部分的画像より少ない画像データを有するので、より多数の低SNRの部分的画像が、高SNRの部分的画像と比較して、完全画像を形成するために必要とされる。例えば、低SNRの部分的画像は、完全画像の千分の1(1/1,000)の画像データを有し得る(すなわち、約1,000枚のそのような部分的画像の和は、完全画像をもたらすであろう)。より高SNRの部分的画像は、完全画像の百分の1(1/100)または十分の1(1/10)の画像データを有し得る(すなわち、それぞれ、約100または10枚のそのような部分的画像の和は、完全画像をもたらすであろう)。いくつかの変形例では、部分的画像は、完全画像の少なくとも約30%未満のSNRであるSNRを有し得る。いくつかの変形例では、部分的画像は、完全画像のSNRの約40%未満、または約50%未満、または約55%未満のSNRを有し得る。さらに他の変形例では、部分的画像のSNRは、約0.18であり得る。
放射線発射行列(RFM)は、部分的画像から、治療セッション中に患者に印加されるべきビームレットパターンおよび/またはビームレット強度を含み得るフルエンスマップへの変換を指定する行列であり得る。RFMは、患者領域への放射線送達のためのフルエンスマップFとその患者領域の画像Xとの間の関係を表し得る。すなわち、放射線発射行列Pは、F=P・Xであるような任意の行列であり得る。RFMは、フルエンスマップの計算と併せて、治療計画セッション中に計算され得、それは、1つ以上のコスト関数、例えば、図2Aに説明および描写される放射線線量制約および目標ならびにFに関する随意の限界に基づいて形成される結果として生じる線量分布DおよびフルエンスFのコスト関数C(D、F)を最小化する。コスト関数の例は、限定ではないが、標的領域への最小線量、OAR上の平均または最大線量、および/またはフルエンス平滑度、総放射線出力、総組織線量、治療時間等を含み得る。いくつかの変形例では、放射線発射行列Pを生成することは、コスト関数C(D、F)を最小化するための最適化問題を設定し、コスト関数C(D、F)が、以下の条件が満たされながら、最小化されるように、Pの異なる組をとおして反復することを含み得る。
放射線療法システムは、線形加速器(線形加速器)等の療法用放射線源と、ジョーおよび/または動的マルチリーフコリメータ等の1つ以上のビーム限定構成要素とを備え得、それらの両方は、放射線源および関連付けられたビーム限定構成要素を患者エリア周りに移動させるように構成される運動システム上に搭載され得る。フルエンスマップは、放射線源を位置付け、生成された放射線ビームの強度および形状を制御するために放射線療法システムによって使用され得るビームレット強度および発射位置(例えば、発射角度)の組を備え得、それによって、選択/事前に規定された線量の放射線が、1つ以上の危険臓器またはOAR(例えば、照射回避体積)に印加される放射線の量を限定しながら、RFZに印加される。ビームレットは、療法用放射線源からの完全放射線ビームの一部であり得、ビームレットは、患者エリアに対する特定の発射位置におけるマルチリーフコリメータリーフ開放によって画定される。ビームレットは、フルエンスレベルを有し、フルエンスレベルは、少なくとも部分的に、マルチリーフコリメータリーフ開放のサイズ(例えば、コリメータリーフの長さおよび幅、および/または開放構成におけるコリメータリーフの数、および/または完全開放構成と閉鎖構成との間のその進行経路に沿った1つ以上のコリメータリーフの位置)、および/または、療法用放射線源パルス当たりの放射線強度、および/または、療法用放射線源が特定の発射位置に位置するときに発射されるパルスの数によって決定され得る。いくつかの変形例では、療法用放射線源は、別々の強度レベル(例えば、フルエンスレベル)を有する放射線パルスを放出し得、放射線パルスの数は、少なくとも部分的に、療法用放射線源の最大発射率および療法用放射線源が発射位置に位置する時間量によって、決定され得る。例えば、いくつかの放射線療法システムでは、療法用放射線源は、2つの強度値(例えば、半強度および全強度、または0.5および1)において放射線パルスを発射する線形加速器であり得る。線形加速器は、持続的に回転するガントリ上に搭載され得、線形加速器が任意の特定の発射位置にある持続時間および線形加速器の発射率は、線形加速器が各発射位置において2つのパルスを発射し得るようなものである。この例では、各発射位置において、単一バイナリマルチリーフコリメータリーフによって画定された各ビームレットのために、5つの別々のフルエンスレベル:0(パルスが全く発射されない)、0.5(1つのパルスが半強度において発射される)、1(1つのパルスが全強度において発射される、または2つのパルスが半強度において発射される)、1.5(第1のパルスが全強度において発射され、第2のパルスが半強度において発射される)、および2(2つのパルスが全強度において発射される)が存在し得る。
治療セッションの直前および/または治療セッション中に入手された部分的画像データを使用して、放射線フルエンスマップを計算する方法の変形例が、下で説明される。
対角線形状P=diag(s)を部分的画像で乗算することは、点ごと乗算
1.Co=O・F、すなわち、フルエンスと同じ次元のゼロ行列に初期化する。
2.撮像システムが、部分的(低SNR)画像xi *を入手し、画像が、xi=T(xi *)を形成するように前処理され、負の値を含み得る。
3.フルエンスFiが、以下のように形成される。
4.フルエンスが、セグメント化され、放射線源を使用して送達される。
5.ステップ2-4が、所望の線量または事前に規定された線量がRFZまたは標的領域に送達されるまで繰り返され得る。
随意に、予期される送達線量は、完全画像に基づいて計算され得る。設定における変動、撮像条件、内臓運動、生物学的変動、およびその他に起因して、治療セッション直前(例えば、「事前走査」中)に患者を再撮像することは、計画において使用される画像Xと異なる完全画像Xprescanをもたらし得る。故に、予期される送達線量Dprescanも、臨床医承認を確保するために使用され得た計画ステップに提示されたDと異なり得る。新しい臨床医承認を要求することを回避するために、いくつかの変形例では、計算/予測される線量測定結果(治療計画時)は、線量変動性の範囲を表す確率的分布(例えば、平均および標準偏差、または完全確率分布として)を含み得る。変動性は、総送達MUおよび個々のDVH曲線のために生成され得る。変動性計算は、完全画像Xprescanと計画において使用される画像Xとの間の完全画像における予期される変動および/または最悪の場合に予期される変動に基づき得る。線量変動性のこの範囲は、治療セッションに先立って、臨床医によって精査および承認され得、治療時に計算された線量変動が承認される範囲内にある限り、治療セッションは、進められ得る。
放射線療法システムは、投影角度毎に、放射線フルエンスを送達し、患者のための所望の線量分布を達成し得る。放射線ビーム発射角度または位置におけるフルエンスマップの投影角度またはビューは、その特定の発射角度または位置と整列させられたフルエンスマップの部分であり得る。フルエンスマップ全体の送達は、各投影ビューに対する別個のフルエンスマップの寄与の合計を介して達成され得る。画像Iを所与とすると、ビューα上への画像の投影は、線形演算Rα(I)であり得る。投影演算子の線形性は、準同型写像が画像の空間とそれらの投影との間に存在し得ることを意味し、それらは、それらの間の関係を保存し得る。部分的画像の定義は、以下のように、投影空間において保存され得る。
フルエンスマップは、別個に、例えば、異なる発射位置において、および/または、異なるMLC構成および/または療法用放射線源放出特性(例えば、パルス幅、パルス強度、パルス周波数、パルス数等)を伴って、発射されるビームレットの組み合わせとして送達され得る。セグメント化は、フルエンスマップがビームレットおよび/または放射線送達命令に変換されるプロセスである。治療セッション中に入手された撮像データ(例えば、部分的画像データ)に基づいて、リアルタイムで(すなわち、治療セッション中)計算および/または調節されるフルエンスマップは、所望または計画されたフルエンスが標的領域の現在の場所および/または幾何学形状に送達され得るように、リアルタイムで別々のフルエンスレベルおよび/またはビームレットにセグメント化され得る。例えば、更新されたフルエンスマップは、療法用放射線源およびガントリが、持続的に回転し、放射線を患者に送達している間、別々のフルエンスレベルおよび/またはビームレットにセグメント化され得る。標的領域場所および/または幾何学形状の検出間の待ち時間を低減させることは、それらが、治療セッション中、移動する場合でも、標的領域へのより精密かつ正確な放射線送達を促進することに役立ち得る。
随意に、治療計画は、治療セッション直前、事前走査中に入手された患者画像データで正規化され得る。この場合、撮像システムは、治療計画において使用される画像Xのより最新のバージョンであるように意図される新しい画像Xprescanを入手し得る。これは、治療計画画像が入手されたときおよび治療が開始したときからの患者データの任意の変化にもかかわらず、所望の線量と対応する療法用放射線を患者に送達することに役立ち得る。事前走画像Xprescanを使用した治療計画または放射線発射行列の正規化は、標的または他の患者臓器もしくはその相対的位置の任意の幾何学的または他の差異が存在する場合でも、これらの差異が治療計画および/またはRFMに考慮され得るように行われ得る。これは、計画された通りの放射線線量の送達を促進することに役立ち得る(例えば、可能な限り所望の結果に近い放射線線量を送達することに役立つ)。正規化は、更新された放射線発射行列Pprescanの計算を促進し得、治療計画時に予測される線量は、事前走査画像Xprescanを使用して再計算される線量とほぼ等しい。すなわち、
治療計画および対応する放射線発射行列は、治療セッションに先立って評価され、RFMおよび治療セッション中に入手された部分的画像に基づいて送達される放射線が、事前に規定された線量(または承認される許容度内)の放射線を全てのRFZに提供し、および/または任意のOARの暴露を低減させるであろうことを確認し得る。治療計画およびRFMの品質を評価することは、治療計画(計画されたフルエンスマップおよび/または計画された線量マップを備え得る)およびRFMを放射線療法システム(例えば、放射線療法システムのコントローラ)にロードすることと、部分的画像データを放射線療法システムに提供することと、RFMと部分的画像データとを乗算することによって、送達のための放射線フルエンスを計算することと、計算された放射線送達フルエンスに従って、放射線を放出することと、放出される放射線を測定することと、測定された放射線に基づいて、フルエンスマップ(および/または線量マップ)を計算することと、計算されたフルエンスマップを計画されたフルエンスマップ(および/または計画された線量マップ)と比較することとを含み得る。計算されたフルエンス(および/または線量)マップと計画されたフルエンス(および/または線量)マップとの間の差異が、事前に規定された差異閾値を超える場合、治療計画およびRFMは、調節され得る(例えば、再計画のために治療計画システムに返送される)。PET親和性(PET-avid)ファントム(すなわち、1つ以上の陽電子放出領域を伴うファントム)を使用する代わりに、陽電子放出活性データの組を放射線療法システムに提供することは、治療計画評価を促進および/または簡略化および/または加速させ得る。例えば、治療計画評価中、PET撮像セッションからの陽電子放出活性を「再生」することは、非PET親和性ファントムおよび/またはMVX線検出器測定を使用して、治療計画および/またはRFM品質が評価されることを可能にし得る。これは、放射能への人員暴露を低減させることにも役立ち、品質保証(QA)のために費やされる治療システムの時間量を低減させることにも役立ち得る。例えば、無ファントムQA手技は、繰り返される放射線観測室への入退室および/または治療システム患者プラットフォーム上へのファントムの位置付けに費やされる時間を低減させ得る。
上で説明される放射線療法治療を評価する方法自体が、陽電子放出活性またはLORデータをPET検出器信号で置換することが治療時の放射線送達に実質的に近い放射線送達をもたらすことを確認するために検証され得る。上で説明される治療計画QA方法を検証する方法の一変形例は、事前に画定されたPET親和性領域を伴うファントム(患者内の標的または腫瘍領域をシミュレートする)を選択することと、ファントムのための治療計画を生成することと、治療計画を放射線療法システム上にロードすることと、ファントムを患者プラットフォーム上にロードすることと、陽電子放出またはLORをファントムから検出することと、治療計画および放出データに従って、放射線を放出することと、放出される放射線を測定することと、放出される放射線の測定に基づいて、第1のフルエンスマップおよび/または第1の線量マップを計算することとを含み得る。ファントムによって放出されるLORは、治療システムコントローラのメモリ内に記録および記憶され得る。次に、方法は、PET親和性ファントムを除去することと、PET親和性ファントムの代わりに、記録されるLORデータを使用して、上で説明されるように、放射線送達を繰り返すこととを含み得る(図2Dに描写される治療計画評価方法に類似する)。方法は、放出される放射線の測定に基づいて、第2のフルエンスマップおよび/または第2の線量マップを計算することと、次いで、第1のフルエンスマップを第2のフルエンスマップ(および/または第1の線量マップと第2の線量マップ)と比較することとを含み得る。第1のフルエンスマップと第2のフルエンスマップ(および/または第1の線量マップと第2の線量マップ)との間の差異が、事前に選択された閾値を下回る場合、治療計画検証方法および放射線療法システムは、有効であると見なされる。差異が、事前に選択された閾値またはそれを上回る場合、通知が、治療計画および/または放射線療法システムの追加の試験を実施するように、オペレータにアラートするために生成され得る。
画像誘導放射線療法を提供するために使用され得る放射線療法システムは、部分的画像を標的領域が移動する率を超える率で入手するように構成される撮像システムを備え得る。例えば、腫瘍は、約4秒の周期を伴って、約0.5cm/秒の最大速度で移動することができる。十分に高速な撮像システムは、約250ms~500ms以内に部分的画像を入手し得る。撮像システムが、部分的画像を腫瘍運動の最大周波数の2倍を上回る周波数(または周期の2分の1)で入手する場合、部分的画像は、腫瘍運動軌道の完全なサンプリングを含み得る。放射線療法システムの撮像システムは、標的領域の運動が比較的に小さいように、部分的断層撮影画像xiをある時間窓内に入手するように構成され得る。着目すべきこととして、部分的画像入手における任意の一時的ブレは、直接、放射線フルエンスの一時的ブレ、したがって、患者に送達される線量にマッピングされる。撮像システムは、任意の好適な撮像モダリティ、例えば、PET、CT、MRI、超音波等を備え得る。いくつかの変形例では、放射線療法システムは、撮像システムが搭載され得る運動システムを備え得る。随意に、放射線療法システムの療法用放射線源および1つ以上のビーム成形構成要素は、同一ガントリ上に搭載され得る。いくつかの変形例では、撮像システムは、約30RPM以上の速度(例えば、約60RPM、約65RPM、約70RPM)で患者エリアの周囲を回転するように構成される円形ガントリ上に搭載され得る。代替として、または加えて、撮像システムは、任意の回転を伴わずに、断層撮影データを入手することが可能であり得る(例えば、MRI撮像システム)。
運動システムの一変形例は、回転可能ガントリを備え得る。例えば、回転可能ガントリは、患者エリアの周囲で360度回転するように構成される持続的に回転するガントリであり得る。図3Aは、約60RPMの率で回転するように構成され得るそのようなガントリの例を描写する。この変形例では、部分的画像の入手と入手された部分的画像に基づいて更新されたフルエンスマップに従うビームレットの送達との間の待ち時間は、約100ms~約5sであり得る。
放射線療法システムは、選択された時間間隔以内にリーフの構成を変化させるように構成されるMLC等のビーム成形構成要素を備え得る。例えば、選択された時間間隔は、運動システムが線形加速器を第1の発射位置から第2の発射位置に移動させるためにかかる時間であり得る。時間の関数としてのリーフの位置は、少なくとも部分的に、各MLCリーフの一時的帯域幅および/または構成遷移速度によって決定され得る。いくつかの変形例では、コリメータは、運動システムが線形加速器を発射位置間で移動させるためにかかる時間内にその構成変化を完了しないこともあり、その結果、標的領域は、前の部分的画像からのある部分的線量を経験し得る。
低SNRまたは部分的画像に基づいて、治療計画(例えば、フルエンスマップ、サイノグラム、および/または放射線発射行列)を更新するように構成され得るシステム(例えば、治療計画システム、放射線治療システム)は、放射線療法システムの撮像システムおよび/または療法用放射線源および/またはマルチリーフコリメータおよび/またはガントリと通信するコントローラを備え得る。コントローラは、1つ以上のプロセッサと、1つ以上のプロセッサと通信する1つ以上の機械読み取り可能なメモリとを備え得る。コントローラは、有線または無線通信チャネルによって、放射線療法システムおよび/または他のシステムに接続され得る。いくつかの変形例では、治療計画システムのコントローラは、患者と同一または異なる部屋内に位置し得る。例えば、コントローラは、患者プラットフォームに結合されるか、または、患者および/またはオペレータに隣接する運搬車もしくは医療用カート上に配置され得る。
いくつかの実施形態では、プロセッサは、命令またはコードの組を起動および/または実行するように構成される任意の好適な処理デバイスであり得、1つ以上のデータプロセッサ、画像プロセッサ、グラフィック処理ユニット、物理処理ユニット、デジタル信号プロセッサ、および/または中央処理ユニットを含み得る。プロセッサは、例えば、汎用プロセッサ、フィールドプログラマブルゲートアレイ(FPGA)、特定用途向け集積回路(ASIC)等であり得る。プロセッサは、アプリケーションプロセスおよび/または他のモジュール、システムおよび/またはそれに関連付けられたネットワークに関連付けられたプロセスおよび/または機能を起動および/または実行するように構成され得る。基礎をなすデバイス技術は、例えば、相補的金属酸化物半導体(CMOS)のような金属酸化物半導体電界効果トランジスタ(MOSFET)技術、エミッタ結合論理(ECL)のようなバイポーラ技術、ポリマー技術(例えば、シリコン共役ポリマーおよび金属共役ポリマー金属構造)、混合アナログおよびデジタル等の種々のコンポーネントタイプにおいて提供され得る。
いくつかの実施形態では、メモリは、データベースを含み得、メモリは、例えば、ランダムアクセスメモリ(RAM)、メモリバッファ、ハードドライブ、消去可能プログラマブル読み取り専用メモリ(EPROM)、電気的に消去可能な読み取り専用メモリ(EEPROM)、読み取り専用メモリ(ROM)、フラッシュメモリ等であり得る。メモリは、プロセッサに、1つ以上の治療計画、完全または高SNR画像、部分的または低SNR画像、治療計画および/または臨床目標に基づいたフルエンスマップの計算、放射線療法システム命令(例えば、ガントリ、療法用放射線源、マルチリーフコリメータ、および/または放射線療法システムおよび/または診断または治療計画システムの任意の他の構成要素の動作を指示し得る)へのフルエンスマップのセグメント化、ならびに治療計画および/または送達に関連付けられた画像および/またはデータ処理等のシステムに関連付けられたモジュール、プロセス、および/または機能を実行させるための命令を記憶し得る。
いくつかの実施形態では、治療計画システムおよび/または放射線療法システムは、例えば、それらの各々が任意のタイプのネットワーク(例えば、有線ネットワーク、無線ネットワーク)であり得る1つ以上のネットワークを介して、他のコンピューティングデバイスと通信し得る。無線ネットワークは、任意の種類のケーブルによって接続されていない任意のタイプのデジタルネットワークを指し得る。無線ネットワーク内の無線通信の例は、限定ではないが、セルラー、無線、衛星、およびマイクロ波通信を含む。しかしながら、無線ネットワークは、インターネット、他のキャリア音声およびデータネットワーク、ビジネスネットワーク、およびパーソナルネットワークとインターフェースをとるために、有線ネットワークに接続し得る。有線ネットワークは、典型的に、銅ツイストペア、同軸ケーブル、および/または光ファイバケーブルを経由して搬送される。広域ネットワーク(WAN)、都市規模ネットワーク(MAN)、ローカルエリアネットワーク(LAN)、インターネットエリアネットワーク(IAN)、キャンパスエリアネットワーク(CAN)、インターネットのようなグローバルエリアネットワーク(GAN)、および仮想プライベートネットワーク(VPN)を含む多くの異なるタイプの有線ネットワークが、存在する。以降、ネットワークは、典型的に、インターネットを通して相互接続され、統一されたネットワーキングおよび情報アクセスシステムを提供する、無線、有線、パブリック、およびプライベートデータネットワークの任意の組み合わせを指す。
Claims (29)
- 放射線療法システムであって、前記システムは、
回転可能ガントリと、
前記ガントリ上に搭載された療法用放射線源と、
前記ガントリ上に搭載された1つ以上の撮像センサと、
前記ガントリ、前記療法用放射線源、および前記1つ以上の撮像センサと通信するコントローラと
を備え、
前記コントローラは、既知の完全画像Xから放射線発射行列Pを導出するように構成され、
前記1つ以上の撮像センサは、標的領域の部分的画像x i を入手するように構成され、前記部分的画像x i は、複数の部分的画像x i の和が前記既知の完全画像Xをもたらす線形特性を有する撮像データを含み、各部分的画像x i は、前記既知の完全画像Xよりも低い信号対雑音比(SNR)を有し、
前記コントローラは、前記標的領域に送達されるべき放射線フルエンスを計算するようにさらに構成され、放射線フルエンスを計算することは、前記放射線発射行列Pと前記部分的画像xiとを乗算することを含む、システム。 - 前記放射線発射行列Pは、
であるように、スカラーsの対角線行列diag(s)であり、式中、
は、点ごと積演算である、請求項1に記載のシステム。 - 前記放射線フルエンスを計算することは、前記放射線発射行列Pを前記部分的画像xiで畳み込むことを含む、請求項1に記載のシステム。
- 前記放射線発射行列Pは、
であるように、テプリッツ行列toep(f)であり、式中、
は、畳み込み演算であり、fは、治療計画に従って前記標的領域に送達されるべきフルエンスである、請求項1に記載のシステム。 - 前記部分的画像xiは、陽電子消滅放出経路、X線投影、またはMRI撮像パルスシーケンスからのk-空間におけるサブサンプルの組からの再構成を含む、請求項1に記載のシステム。
- 前記既知の完全画像Xは、運動ブレ除去画像である、請求項1に記載のシステム。
- 前記1つ以上の撮像センサは、1つ以上のPET検出器を備え、前記部分的画像xiは、陽電子消滅放出経路の組から生成される、請求項1に記載のシステム。
- 前記1つ以上の撮像センサは、1つ以上のX線検出器を備え、前記部分的画像xiは、X線投影の組から生成される、請求項1に記載のシステム。
- 前記1つ以上の撮像センサは、1つ以上のMRIセンサを備え、前記部分的画像xiは、MRI撮像パルスシーケンスからのk-空間におけるサブサンプルの組から生成される、請求項1に記載のシステム。
- 前記部分的画像xiのSNRは、前記既知の完全画像XのSNRより40%小さい、請求項1に記載のシステム。
- 前記ガントリは、20RPM以上の速度で回転可能である、請求項1に記載のシステム。
- 前記コントローラは、線形コントラストフィルタを前記部分的画像xiに適用するようにさらに構成されている、請求項1に記載のシステム。
- 前記フィルタ処理された部分的画像xiの任意の負の値は、後続のフィルタ処理された部分的画像xi+1に追加される、請求項12に記載のシステム。
- 前記コントローラは、リアルタイム送達線量推定値を計算するようにさらに構成されている、請求項1に記載のシステム。
- 前記コントローラは、空間フィルタを前記部分的画像xiに適用するようにさらに構成されている、請求項1に記載のシステム。
- 前記コントローラは、治療セッションの設定段階中に入手された撮像データを使用して前記放射線発射行列Pを更新するようにさらに構成されている、請求項1に記載のシステム。
- 前記コントローラは、前記設定段階中に入手された撮像データから線量を計算するようにさらに構成されている、請求項16に記載のシステム。
- 送達のための放射線フルエンスを計算するためのシステムであって、前記システムは、
コントローラと、
撮像システムと
を備え、
前記コントローラは、既知の完全画像Xから放射線発射行列Pを導出するように構成され、
前記撮像システムは、標的領域の部分的画像x i を入手するように構成され、前記部分的画像x i は、複数の部分的画像x i の和が前記既知の完全画像Xをもたらす線形特性を有する撮像データを含み、各部分的画像x i は、前記既知の完全画像Xよりも低い信号対雑音比(SNR)を有し、
前記コントローラは、前記放射線発射行列Pと前記部分的画像xiとを乗算することによって、前記標的領域に送達されるべき放射線フルエンスを計算するようにさらに構成される、システム。 - 前記放射線発射行列Pは、
であるように、スカラーsの対角線行列diag(s)であり、
式中、
は、点ごと積演算である、請求項18に記載のシステム。 - 前記コントローラは、前記放射線発射行列Pを前記部分的画像xiで畳み込むことによって、前記放射線フルエンスを計算するように構成されている、請求項18に記載のシステム。
- 前記放射線発射行列Pは、
であるように、テプリッツ行列toep(f)であり、式中、
は、畳み込み演算であり、fは、治療計画に従って前記標的領域に送達されるべきフルエンスである、請求項18または請求項20のいずれかに記載のシステム。 - 前記部分的画像xiは、陽電子消滅放出経路、X線投影、またはMRI撮像パルスシーケンスからのk-空間におけるサブサンプルの組からの再構成を含む、請求項18に記載のシステム。
- 前記既知の完全画像Xは、運動ブレ除去画像である、請求項18に記載のシステム。
- 前記コントローラは、治療セッションの設定段階中に入手された撮像データを使用して前記放射線発射行列Pを更新するようにさらに構成されている、請求項18に記載のシステム。
- 前記コントローラは、前記設定段階中に入手された撮像データから線量を計算するようにさらに構成されている、請求項24に記載のシステム。
- 前記コントローラは、変換Tを用いて複数の部分的画像xiを前処理するようにさらに構成され、前記既知の完全画像Xは、前記前処理された複数の部分的画像xiの和、すなわち、
である、請求項18に記載のシステム。 - 前記変換Tは、線形変換である、請求項26に記載のシステム。
- 前記コントローラは、変換Tを用いて複数の部分的画像xiを前処理するようにさらに構成され、前記既知の完全画像Xは、前記前処理された複数の部分的画像xiの和、すなわち、
である、請求項1に記載のシステム。 - 前記変換Tは、線形変換である、請求項28に記載のシステム。
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