連続治療台回転／移動および同時コーンビーム撮像を用いた強度変調回転放射線治療
対象物のまわりを移動し治療用放射線のビームを対象物に向けて送る放射線源と、対象物のまわりを移動し撮像放射線のビームを対象物に向けて送る撮像源とを含む放射線治療システム。システムはさらに、対象物が上に配置され、平行移動可動および回転可動である台を含む。システムはまた、１）治療用放射線源で発生された、対象物を透過する放射線を受け取り第１の画像情報を形成する第１の撮像装置と、２）撮像源で発生された、対象物を透過する放射線を受け取り第２の画像情報を形成する第２の撮像装置とを含み、第１の画像情報と第２の画像情報は同時に形成される。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
[0001]本出願人らは、米国特許法第１１９条（ｅ）項の下で、２０１０年１月５日の出願日、同日出願の米国特許仮出願第６１／３３５，３１４号の優先権の利益を主張し、同出願の内容全体を参照により本明細書に組み込む。
【０００２】
[0002]本発明は、一般に治療用放射線の処置および送達のためのシステムおよび方法に関し、具体的には、治療用放射線の強度変調回転原体放射線治療（ＶＭＡＴ）施行における付加的な治療台の連続円弧回転／移動（Ｃ−ＡＲＣ）、ならびにリアルタイムの治療検証および適合のための同時ｋＶコーンビーム撮像のシステムおよび方法に関する。
【背景技術】
【０００３】
[0003]治療用放射線の治療および送達のための知られているシステムおよび方法がいくつかある。これらのうちの１つは、３次元原体放射線治療（３Ｄ−ＣＲＴ）として知られている。３Ｄ−ＣＲＴでは、３次元撮像、正確な放射線量計算、コンピュータで最適化された治療計画、およびコンピュータで制御された治療施行を伴う。具体的には、３Ｄ−ＣＲＴではコンピュータと、腫瘍のサイズ、形状および位置、ならびに周囲の臓器を表示するためのＣＴスキャン、ＭＲスキャンまたはＰＥＴスキャンなどの特別な撮像技法とを使用する。その場合、治療用放射線ビームは、マルチリーフコリメータまたは特製の放射線場形成ブロックを用いて腫瘍のサイズおよび形状に正確に適応される。治療用放射線ビームを正確に当てることにより、付近の正常な組織が受ける放射線が少なくなり、したがって正常な組織が放射線治療期間後に速く回復することができる。より多くの正常な組織が治療放射線を受けることから遮蔽されると、腫瘍に実際に送達される放射線量を増加させることができ、したがって腫瘍の治療が成功する確率が高まる。３Ｄ−ＣＲＴの一例が、Ｔａｋａｈａｓｈｉ，Ｓ．の公表文献「Ｃｏｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｒａｄｉｏｔｈｅｒａｐｙ： ｒｏｔａｔｉｏｎ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ ａｓ ａｐｐｌｉｅｄ ｔｏ ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ ａｎｄ ｒａｄｉｏｔｈｅｒａｐｙ ｏｆ ｃａｎｃｅｒ」、Ａｃｔａ Ｒａｄｉｏｌ、１９６５年、補遺２４２に記載されている。
【０００４】
[0004]治療用放射線の治療計画および送達のための別のシステムおよび方法は、強度変調放射線治療またはＩＭＲＴとして知られている。ＩＭＲＴは３Ｄ−ＣＲＴの特殊な形であり、放射線を変調し、それゆえ腫瘍に適合するようにより正確に成形することができる。具体的には、ＩＭＲＴでは、治療用放射線ビームを多くの「ビームレット（beamlet）」に分割することを伴う。次に、各ビームレットの強度が個々に調整される。このような強度の調整により、腫瘍の近くの健康な組織が受ける放射線は、３Ｄ−ＣＲＴと比較してさらに低減させることができる。ＩＭＲＴの一例が、Ｂｒａｈｍｅ，Ａ．らの公表論文「Ｓｏｌｕｔｉｏｎ ｏｆ ａｎ ｉｎｔｅｇｒａｌ ｅｑｕａｔｉｏｎ ｅｎｃｏｕｎｔｅｒｅｄ ｉｎ ｒｏｔａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ」、Ｐｈｙｓ Ｍｅｄ Ｂｉｏｌ Ｖｏｌ．２７、Ｎｏ．１０、１９８２年、１２２１〜１２２９頁に記載されている。
【０００５】
[0005]治療用放射線の処置および送達のための第３のシステムは、強度変調回転放射線治療（ＩＭＡＴ）として、またＶＭＡＴとして知られるその後の強度変調回転放射線治療として知られている。ＶＭＡＴは、ＩＭＲＴのいくつかの短所、すなわち多数のビーム方向を必要とすることによる治療時間の増大、および使用するモニタユニット（ＭＵ）の増加に対処する。ＶＭＡＴはこれらの短所に、連続ガントリ／コリメータ回転、リーフ動作、および治療計画最適化のための線量率調整を可能にすることによって対処する。ここで線量は、３６０度までの単一のガントリ円弧の間に送達されるものである。ＶＭＡＴ技法は、最適化のために全３６０度の範囲のビーム方向が利用可能である点でトモセラピーと類似しているが、全線量が単一の線源回転中に送達される点でＩＭＲＴとは根本的に異なる。ＶＭＡＴの一例が、１）Ｙｕ，Ｃ．Ｘ．の「Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ−ｍｏｄｕｌａｔｅｄ ａｒｃ ｔｈｅｒａｐｙ ｗｉｔｈ ｄｙｎａｍｉｃ ｍｕｌｔｉｌｅａｆ ｃｏｌｌｉｍａｔｉｏｎ： ａｎ ａｌｔｅｒｎａｔｉｖｅ ｔｏ ｔｏｍｏｔｈｅｒａｐｙ」、Ｐｈｙｓ Ｍｅｄ Ｂｉｏｌ Ｖｏｌ．４０、１９９５年、１４３５〜１４４９頁、２）Ｙｕ，Ｃ．Ｘ．らの「Ｃｌｉｎｉｃａｌ ｉｍｐｌｅｍｅｎｔａｔｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ−ｍｏｄｕｌａｔｅｄ ａｒｃ ｔｈｅｒａｐｙ」、Ｉｎｔ Ｊ Ｒａｄｉａｔ Ｏｎｃｏｌ Ｂｉｏｌ Ｐｈｙｓ Ｖｏｌ．５３、２００２年、４５３〜４６３頁、および３）Ｏｔｔｏ，Ｋ．の「Ｖｏｌｕｍｅｔｒｉｃ ｍｏｄｕｌａｔｅｄ ａｒｃ ｔｈｅｒａｐｙ： ＩＭＲＴ ｉｎ ａ ｓｉｎｇｌｅ ｇａｎｔｒｙ ａｒｃ」、Ｍｅｄ Ｐｈｙｓ Ｖｏｌ．３５、２００８年、３１０〜３１７頁に記載されている。
【０００６】
[0006]ＶＭＡＴは一部、マルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）リーフ動作および線量率調整を用いてビーム出力強度を変調することを伴う。加えて、ＶＭＡＴは、治療時間が低減されるように治療用放射線を継続してオンにした状態で、ガントリおよび線形加速器のコリメータを１つまたは複数の完全な円弧または部分円弧を回転させることによって、変調された出力強度のビームを送達する。ガントリの回転中に、ｉ）ＭＬＣ開口形状，ｉｉ）フルエンス出力率（「線量率」）、ｉｉｉ）ガントリ回転速度、およびｉｖ）ＭＬＣの向きなど、いくつかのパラメータを動的に変えることができる。パラメータｉ）〜ｉｖ）を変えることが可能なことにより、ＶＭＡＴは、多くの円弧を用いる必要性を低減し、それによって、ＩＭＲＴに匹敵する線量測定を与えながら、より少ないモニタユニット（ＭＵ）に短時間で送達することができる。ＶＭＡＴは、上述の４つの使用可能な可変パラメータを利用できるが、最大ガントリ速度、最大リーフ速度、ＭＬＣの向きの制約、およびフルエンス出力率の使用可能な再分割など、線形加速器およびＭＬＣの物理的制約を考慮しながら利用しなければならない。
【０００７】
[0007]すべての機械パラメータ、特に機械と患者の向きを治療施行中に動的に制御しなければ、現在のＶＭＡＴ技術は特定の治療部位に関し制約される。乳ガン治療の場合では、体内乳房結節照射により左側乳ガンを治療するのに適用されるＶＭＡＴにより、低線量（５Ｇｙ）照射を受ける肺、心臓および反対側の乳房の体積が、変形ワイド接線と比較して増大することが示された。本来、その構成により、乳房照射に使用されるＶＭＡＴは、心臓、肺および反対側の乳房に向けられたビームを含む。
【０００８】
[0008]ＶＭＡＴシステムの別の短所は、同時ｋＶ撮像と一体化されていないことである。したがって、このようなＶＭＡＴシステムはリアルタイムの治療検証をすることができない。
【発明の概要】
【０００９】
[0009]本発明の一態様は放射線治療システムに関し、このシステムは、対象物のまわりを移動し治療用放射線のビームを対象物に向けて送る放射線源と、対象物のまわりを移動し撮像放射線のビームを対象物に向けて送る撮像源とを含む。システムはさらに、対象物が上に配置され、平行移動可動および回転可動である台を含む。システムはまた、１）治療用放射線源で発生された、対象物を透過する放射線を受け取り第１の画像情報を形成する第１の撮像装置と、２）撮像源で発生された、対象物を透過する放射線を受け取り第２の画像情報を形成する第２の撮像装置とを含み、第１の画像情報と第２の画像情報は同時に形成される。システムはさらに、放射線源、台、第１の撮像装置および第２の撮像装置と通信するコンピュータを備え、このコンピュータは、台の動きと、放射線源の以下のパラメータ、すなわち放射線源の動きおよびフルエンス出力率のうちの１つ以上とをリアルタイムで、第１の画像情報および第２の画像情報に基づいて同時に制御する。
【００１０】
[0010]本発明の第２の態様は、放射線を供給する方法に関し、この方法は、治療用放射線のビームを対象物に向けて送るステップと、撮像放射線のビームを対象物に向けて送るステップとを含む。この方法は、平行移動可動および回転可動である台の上に対象物を配置するステップを含む。この方法はまた、対象物を透過する治療用放射線のビームに基づいて対象物の第１の画像情報を形成するステップと、対象物を透過する撮像放射線のビームに基づいて対象物の第２の画像情報を形成するステップとを含み、第１の画像情報と第２の画像情報は同時に形成される。この方法はさらに、台の動きと、治療用放射線のビームの以下のパラメータ、すなわち治療用放射線のビームの動きおよびフルエンス出力率のうちの１つ以上とをリアルタイムで、第１の画像情報および第２の画像情報に基づいて同時に制御するステップを含む。
【００１１】
[0011]本発明の１つまたは複数の態様は、規定するモニタユニットが少なく、使用する制御点が少ないという利点をもたらす。
[0012]本発明の１つまたは複数の態様は、毒性および二次性悪性腫瘍の危険性を低減する。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】[0013]本発明によるＣ−ＡＲＣ治療を実施できる放射線治療システムの一実施形態を示す図である。
【図２】[0014]本発明による図１の放射線治療システムを動作させる実行可能な一方法の流れ図である。
【図３】[0015]本発明による同時ｋＶ／ＭＶ撮像のシステムを概略的に示す図である。
【図４Ａ】[0016]定位放射線照射（ＳＲＳ）治療での９０°のガントリ位置におけるビーム方向像（ＢＥＶ）による参照デジタル再構成放射線透過（ＤＲＲ）画像である。
【図４Ｂ】定位放射線照射（ＳＲＳ）治療での１３５°のガントリ位置におけるビーム方向像（ＢＥＶ）による参照デジタル再構成放射線透過（ＤＲＲ）画像である。
【図４Ｃ】定位放射線照射（ＳＲＳ）治療での１８０°のガントリ位置におけるビーム方向像（ＢＥＶ）による参照デジタル再構成放射線透過（ＤＲＲ）画像である。
【図４Ｄ】定位放射線照射（ＳＲＳ）治療での２７０°のガントリ位置におけるビーム方向像（ＢＥＶ）による参照デジタル再構成放射線透過（ＤＲＲ）画像である。
【図５Ａ】[0017]定位放射線照射治療での９０°のガントリ位置におけるｋＶおよびＭＶポータル画像である。
【図５Ｂ】定位放射線照射治療での１３５°のガントリ位置におけるｋＶおよびＭＶポータル画像である。
【図５Ｃ】定位放射線照射治療での１８０°のガントリ位置におけるｋＶおよびＭＶポータル画像である。
【図５Ｄ】定位放射線照射治療での２７０°のガントリ位置におけるｋＶおよびＭＶポータル画像である。
【図６】[0018]図６Ａは、本発明による乳腺腫瘍治療での実現可能なビーム構成の体外図である。[0019]図６Ｂは、既知の乳腺腫瘍治療計画でのビーム構成の体外図である。図６Ｃは、既知の乳腺腫瘍治療計画でのビーム構成の体外図である。
【図７】[0020]図７Ａは、図６Ａの乳腺腫瘍治療でのビーム構成の体内図である。[0021]図７Ｂは、図６Ｂの乳腺腫瘍治療でのビーム構成の体内図である。図７Ｃは、図６Ｃの乳腺腫瘍治療でのビーム構成の体内図である。
【図８】[0022]図８Ａは、本発明による治療計画と比較した様々な既知の治療計画の、線量に対する同側乳房％体積のグラフである。 [0023]図８Ｂは、本発明による治療計画と比較した様々な既知の治療計画の、線量に対する同側肺％体積のグラフである。
【図９】[0024]図９Ａは、本発明による乳腺腫瘍の治療計画での代表的な軸方向線量分布を示す画像である。[0025]図９Ｂは、ＶＭＡＴ治療計画での代表的な軸方向線量分布を示す画像である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
[0026]図１を見ると、放射線治療システム１００が示されており、これは、コーンビームコンピュータ断層撮影システム１０２などの撮像システムと、医療用線源または加速器１０４などの治療用放射線源とを含むことができる。コンピュータ断層撮影システム１０２は、Ｘ線源１０６と、ガントリ１１０に装着されたフラットパネル撮像装置１０８とを含む。コンピュータ断層撮影システム１０２の詳細は、参照によりそれぞれの開示全体が本明細書に組み込まれる米国特許第６，８４２，５０２号、および第７，４７１，７６５号に記載されている。もちろん、Ｃ形アーム支持コーンビームシステムおよびプロトン撮像システムなど、他のタイプの撮像システムも本発明の趣旨から逸脱することなく使用可能である。
【００１４】
[0027]システム１０２は、既存または新規の放射線治療システム１１２に後付けされ、システム１１２は医療用線源１０４など、ヒト患者などの目標体積の治療が可能なレベルで動作する別個の治療用放射線源を含む。医療用線源１０４は、光子、陽子または電子などの、４ＭｅＶから２５ＭｅＶの範囲のエネルギーを有するＸ線または粒子のビームを発生する。実際には、医療用線源１０４は、本発明の趣旨から逸脱することなく、患者の放射線治療に使用される他の放射線源と置き換えることもできる。放射線治療システム１１２はさらに、ユニットとして可動でリーフを含むマルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）１１３を含み、このリーフは、治療ビームが患者を透過するように開口を画定するために可動である。放射線治療システム１１２はまた、医療用線源１０４と一直線に合わされている撮像装置（図示せず）を含み、これらの間に患者が入る。
【００１５】
[0028]患者を支持し、治療用放射線ビームを当てることを支援するために、コンピュータ制御治療台１１４が設けられる。台１１４は、図１に概略的に示されたコンピュータ１１６などのコンピュータによって制御される。台１１４は、患者をｘ、ｙおよびｚ方向に平行移動させること、ならびにｘ、ｙおよびｚ軸を中心に回転させることを可能にする。さらに、治療台１１４は、コンピュータ断層撮影画像に著しく障害を与えないように高周波半透過性材料で構成されることが好ましい。台１１４には、参照によりそれぞれの内容全体が本明細書に組み込まれる米国特許第６，８４２，５０２号および第７，４７１，７６５号、ならびに米国特許出願公開第ＵＳ２０１０−０１１９０３２Ａ１号に開示されているものなど、多くの形状がありうる。
【００１６】
[0029]図１のシステム１００は、本発明によるＣ−ＡＲＣ治療用放射線の治療計画を実行するようにコンピュータ１１６によって制御される。特にＣ−ＡＲＣは、ＶＭＡＴのように、変調ビーム開口および線量率を回転送達と組み合わせることを伴う。ＶＭＡＴと対照的に、Ｃ−ＡＲＣでは、送達回転の代替モダリティを導入する。特に、台または治療台１１４は、対象の領域への治療用放射線施行を制御するために、平行移動および／または回転によって移動する。台１１４の平行移動は、図１に示されたｘ、ｙおよびｚ方向のうちの１つ以上で可能であることに注意されたい。加えて、台１１４の回転は、ｘ、ｙおよびｚ方向のうちの１つ以上を中心にして可能である。台１１４の回転中、ガントリ１１０の輪１１８もまた、脳などの特定の治療部位については同時に回転することができる。
【００１７】
[0030]台１１４が動いている間、開口形状およびＭＬＣ１１３の向きは動的に変えることができる。加えて、フルエンス出力率（「線量率」）およびガントリ回転速度を変えることができ、したがって放射線源１０４の回転速度を変えることができる。台の動き、ガントリの動き、フルエンス出力率、ＭＬＣの向き、およびＭＬＣの形状の制御は、コンピュータ１１６によって行われる。コンピュータ１１６を制御するために使用されるソフトウェアは、ＶＭＡＴで使用されるソフトウェアと類似でよく、Ｃ−ＡＲＣ用のソフトウェアは、台１１４、ガントリ１１０とその付属品、および患者の間でのいかなる衝突も回避しながら、臨床的に許容可能な線量測定が生じるようなものである。システム１００についての上記の説明を念頭において、システム１００を動作させる実行可能な方法を図２の流れ図に関して本明細書で説明する。具体的には、方法２００が概略的に示されており、この方法は、手順２１０でまず、腫瘍などの治療の対象物を含むことが分かっている患者の部位のコンピュータ断層撮影または他の３次元計画画像を形成することを伴う。画像の計画は離れたところで、またはその場でコンピュータ断層撮影システム１０２を使用して行うことができる。次に、健康な組織への放射線量を低減しながら所望の治療線量を腫瘍に当てるために台の動き、ガントリの動き、フルエンス出力率、ＭＬＣの向き、ＭＬＣの形状を変える手順２２０で、腫瘍の全体的領域の画像の３次元情報がコンピュータ１１６または他のコンピュータに供給されて、仮想３次元放射線治療計画が計算される。
【００１８】
[0031]仮想計画が計算された後、この計画に従って次には患者を放射線で治療することができる。これに関して、仮想計画では、腫瘍が手順２１０で撮像されたときと同じ空間位置にあるものと想定することに留意されたい。手順２３０で患者が台１１４に配置されると、手順２４０で腫瘍の空間位置を、その腫瘍が手順２１０で２つのやり方のうちの１つで撮像されたときと同じになるように微調整することができる。空間位置を微調整する１つのやり方は、患者の皮膚マーカが手順２１０で撮像されたときにあった位置と同じ位置に見えるようになるまで技術者に患者の位置を変えさせることである。微調整の第２のやり方は、コンピュータ断層撮影システム１０２を使用して腫瘍の３次元像を撮影し、この微調整画像中に表示される腫瘍の位置が変わって手順２１０で決定された腫瘍の位置と一致するように患者の位置を調整することである。手順２４０で患者の位置が変わると、次に手順２５０で、手順２２０の仮想計画が腫瘍に適用される。
【００１９】
[0032]上述の微調整手順の他に、米国特許第６，８４２，５０２号および７，４７１，７６５号に記載されているリアルタイムのやり方で、Ｃ−ＡＲＣ計画を使用する治療を実施できることに注意されたい。このリアルタイムのやり方では、腫瘍のリアルタイム撮像が放射線治療中に行われ、この腫瘍のリアルタイム画像は、台の動き、ガントリの動き、フルエンス出力率、ＭＬＣの向き、およびＭＬＣの形状を制御するためにコンピュータで使用される。
【００２０】
[0033]上述のリアルタイムＣ−ＡＲＣ治療の一例が図３に概略的に示されている。具体的には、ｋＶコーンビームが台１１４上の患者に向けられて通り抜け、３次元リアルタイム画像がフラットパネル画像装置１０８で生成される。加えて、ＭＶポータル画像もまた同時に使用されて、画像装置１２０に対向して配置されている線源１０４（図示せず）から放出された治療放射線に基づいて、患者のリアルタイム２次元画像が生成される。治療用放射線施行中の、ｋＶコーンビーム投影撮像およびＭＶポータル撮像の両方によるこのような同時リアルタイム撮像は、ビーム患者方向においてＶＭＡＴおよびＣ−ＡＲＣの回転機能を利用することによって可能になる。ＭＶポータル撮像の投影画像およびｋＶコーンビーム投影撮像の投影画像をそれぞれ処理して、放射線治療中に患者／生体構造位置の動き／変化をリアルタイムで監視するための２次元検証画像および３次元検証画像を得ることができる。
【００２１】
[0034]上述のｋＶコーンビームおよびＭＶ画像装置によって様々なガントリ回転位置で形成されたｋＶポータル画像およびＭＶポータル画像の、脊柱の部位が治療されている例が図５Ａ〜Ｄに示されている。対応するビーム方向像による参照デジタル再構成放射線透過画像が図４Ａ〜Ｄに示されている（ビーム方向内および開口内の対象物を表す）。
【００２２】
[0035]Ｃ−ＡＲＣ治療計画についての上述の説明と共に、他の既知の治療計画との比較で本発明の利点を示す。加速部分乳房照射（ＡＰＢＩ）による乳房内腫瘍の治療の場合では、台１１４が１つの中間円弧および１つの横方向円弧を回転している間、ガントリ１１０は接線角で制止したままであり、これらの中間および横方向円弧は、患者の乳房の向きに対して規定される。
【００２３】
[0036]問題の乳房が３Ｄ−ＣＲＴ計画によって以前に治療されている場合には、３Ｄ−ＣＲＴのビーム構成はＣ−ＡＲＣ計画を案内するのに使用することができる。というのは、それが台、ガントリおよび患者の間でのいかなる衝突も回避しながら臨床的に許容可能な線量測定を与えていると考えられるからである。３Ｄ−ＣＲＴ計画による台の位置は、台円弧の限界と解釈される。同様に、各円弧に対するガントリ位置は、３Ｄ−ＣＲＴ計画の位置と同じになるように選択される。最適化および線量計算は、円弧に沿って１０°間隔で配置された制御点について行われる。このような乳房治療は、３Ｄ−ＣＲＴで扱われるＡＰＢＩの標準接線ビーム構成の利益を維持する。Ｃ−ＡＲＣは、乳房放射線治療の領域に対するＶＭＡＴの無理のない拡張であり、標準接線ビーム形状により目標の外側の線量が最少になる。これは図６Ａおよび図７Ａに示されており、Ｃ−ＡＲＣを使用する放射ビームはほとんどが乳房に向けられ、心臓および肺などの健康な臓器には放射がほとんど影響を及ぼさない。対照的に、ＩＭＲＴおよびＶＭＡＴを用いて適用されるＡＰＢＩでは、図６Ｂ〜Ｃおよび図７Ｂ〜Ｃに示されるように、健康な組織にビームが向けられることになりうる。
【００２４】
[0037]以下の比較では、以前に３Ｄ−ＣＲＴによってＡＰＢＩで治療された患者に関し、それに続く追加の３つの計画、すなわち１）Ｃ−ＡＲＣ計画、２）ＩＭＲＴ計画、および３）ＶＭＡＴ計画が、患者ごとに生成された。評価に使用されたＤＶＨパラメータは、乳房治療のＮＳＡＢＰ−Ｂ３９／ＲＴＯＧ ０４１３プロトコルの正常組織制約条件からほとんど選ばれ、次の表１に一覧表示されている。
【００２５】
【表１】
【００２６】
[0038]上の表１は、Ｃ−ＡＲＣ、ＩＭＲＴおよびＶＭＡＴ計画の正常組織線量の平均値を一覧表示しており、そのすべてが当初の３Ｄ−ＣＲＴ計画と比較されている。３つすべての治療計画モダリティで正常同側乳房組織Ｖ５０％の体積が著しく低下し、この値は平均で７．８％低下している（図８Ａ参照）。図示のように、３つすべての計画で同側肺Ｖ３０％が著しく低下するが、Ｖ５ＧｙについてはＣ−ＡＲＣおよびＩＭＲＴ計画だけがそのように低下する（図８Ｂ参照）。反対側肺Ｖ５％では著しい低下がない。４つのＶＭＡＴ計画は、反対側乳房に不可避の高いＤｍａｘを発生し、このＤｍａｘは３Ｄ−ＣＲＴ計画も、ＮＳＡＢＰ Ｂ−３９／ＲＴＯＧ ０４１３プロトコルに略述されている正常組織線量制約条件（表１）も超える。ＩＭＲＴおよびＣ−ＡＲＣ計画のどれもこのような違反を引き起こさない。Ｃ−ＡＲＣ、ＩＭＲＴおよびＶＭＡＴ計画はすべて、３Ｄ−ＣＲＴと比較してモニタユニットの数を低減し、Ｃ−ＡＲＣ計画がＭＵの最少平均数を規定する（平均減少 ＩＭＲＴ １３６ＭＵ、ｐ＝０．０１３、ＶＭＡＴ ２８１ＭＵ、ｐ＜０．００１、Ｃ−ＡＲＣ ３３９ＭＵ、ｐ＜０．００１）。
【００２７】
[0039]Ｃ−ＡＲＣとＶＭＡＴもまた比較されている。これら２つの計画モダリティは、規定線量の５０％および１００％を受ける同側乳房ならびに規定線量の３０％を受ける同側肺の体積の比較に値する低減をもたらす。しかし、ＶＭＡＴ計画では、かなり大きい同側肺体積が５Ｇｙを受けることになり（１０．４％対７．８％、ｐ＝０．００８）、かなり大きい心臓体積が１９２．５ｃＧｙを受けることになる（７．７％対５．５％、ｐ＝０．０２１）。図９Ａ〜Ｂは、Ｃ−ＡＲＣおよびＶＭＡＴそれぞれの代表的な軸方向線量分布を示す。同様に、かなり少ない数のモニタユニットが規定されたＣ−ＡＲＣはＶＭＡＴ計画（ｐ＝０．０１１）と似ていた。重要でない傾向（ｐ＝０．０５）が、反対側乳房に低いＤｍａｘを送達するＣ−ＡＲＣ計画から現れた。
【００２８】
[0040]同側乳房への線量を低減することに加えて、Ｃ−ＡＲＣ計画は、肺および心臓への線量を低減する。Ｃ−ＡＲＣおよびＩＭＲＴは、正面を向いた幾何学的配置がないので、Ｖ５Ｇｙで測定された同側肺照射の最大の低減をもたらした。Ｃ−ＡＲＣおよびＩＭＲＴ計画はまた、心臓の低線量照射の顕著な低減をもたらした。
【００２９】
[0041]ウェッジがないことにより、Ｃ−ＡＲＣ、ＩＭＲＴおよびＶＭＡＴ計画ではすべて、規定されたモニタユニットの数が３Ｄ−ＣＲＴ計画と比較して低減し、Ｃ−ＡＲＣ計画が最大の低減をもたらした。Ｃ−ＡＲＣ計画はまた、最小数の制御点を使用し、それによって漏洩放射線が最小限になる。
【００３０】
[0042]表１に示されるように、Ｃ−ＡＲＣ計画は、肺、心臓、および反対側乳房への線量を増大させることなく、同側乳房照射の顕著な低減をもたらす。ＶＭＡＴ計画もまた、同側乳房への照射線量を低減することができるが、これは、他のところで線量増大を代償にすることがより多くありうる。
【００３１】
[0043]ＶＭＡＴ、Ｃ−ＡＲＣの無理のない拡張は、快適さの改善、モニタユニットの送達低減、治療時間の短縮が期待される治療を可能にする。Ｃ−ＡＲＣは、治療計画者および操作員の視点からは、既存の回転放射線治療より著しく複雑なものではない。この革新が行われるためには、治療台回転制御を線量率およびマルチリーフコリメータの動作と連結することが必要になる。ＶＭＡＴ計画ソフトウェアの小修正にはまた、治療台円弧を組み込むことが必要とされる。
【００３２】
[0044]ＡＰＢＩ Ｃ−ＡＲＣ治療の場合では、ガントリ１１０は、台１１４が動いている間静止している。Ｃ−ＡＲＣ治療が、台１１４とガントリ１１０が同時に動くことを伴いうる場合がある。この一例は、部分脳放射線治療が用いられる場合である。台１１４およびガントリ１１０の動きにより、視交叉、視神経および脳幹を含む健康な部位に当たる治療用放射線の量を加減する。実際には、ＩＭＲＴと比較してＣ−ＡＲＣ治療では、視交叉、視神経および脳幹に対し用いる平均および最大照射線量が低減される。
【００３３】
[0045]上記の説明から、当業者は、本発明の本質的特徴を容易に確認することができ、また本発明の趣旨および範囲から逸脱することなく、本発明の様々な変更および／または修正を行って様々な使用法および状況に本発明を適合させることができる。
【技術分野】
【０００１】
[0001]本出願人らは、米国特許法第１１９条（ｅ）項の下で、２０１０年１月５日の出願日、同日出願の米国特許仮出願第６１／３３５，３１４号の優先権の利益を主張し、同出願の内容全体を参照により本明細書に組み込む。
【０００２】
[0002]本発明は、一般に治療用放射線の処置および送達のためのシステムおよび方法に関し、具体的には、治療用放射線の強度変調回転原体放射線治療（ＶＭＡＴ）施行における付加的な治療台の連続円弧回転／移動（Ｃ−ＡＲＣ）、ならびにリアルタイムの治療検証および適合のための同時ｋＶコーンビーム撮像のシステムおよび方法に関する。
【背景技術】
【０００３】
[0003]治療用放射線の治療および送達のための知られているシステムおよび方法がいくつかある。これらのうちの１つは、３次元原体放射線治療（３Ｄ−ＣＲＴ）として知られている。３Ｄ−ＣＲＴでは、３次元撮像、正確な放射線量計算、コンピュータで最適化された治療計画、およびコンピュータで制御された治療施行を伴う。具体的には、３Ｄ−ＣＲＴではコンピュータと、腫瘍のサイズ、形状および位置、ならびに周囲の臓器を表示するためのＣＴスキャン、ＭＲスキャンまたはＰＥＴスキャンなどの特別な撮像技法とを使用する。その場合、治療用放射線ビームは、マルチリーフコリメータまたは特製の放射線場形成ブロックを用いて腫瘍のサイズおよび形状に正確に適応される。治療用放射線ビームを正確に当てることにより、付近の正常な組織が受ける放射線が少なくなり、したがって正常な組織が放射線治療期間後に速く回復することができる。より多くの正常な組織が治療放射線を受けることから遮蔽されると、腫瘍に実際に送達される放射線量を増加させることができ、したがって腫瘍の治療が成功する確率が高まる。３Ｄ−ＣＲＴの一例が、Ｔａｋａｈａｓｈｉ，Ｓ．の公表文献「Ｃｏｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｒａｄｉｏｔｈｅｒａｐｙ： ｒｏｔａｔｉｏｎ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ ａｓ ａｐｐｌｉｅｄ ｔｏ ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ ａｎｄ ｒａｄｉｏｔｈｅｒａｐｙ ｏｆ ｃａｎｃｅｒ」、Ａｃｔａ Ｒａｄｉｏｌ、１９６５年、補遺２４２に記載されている。
【０００４】
[0004]治療用放射線の治療計画および送達のための別のシステムおよび方法は、強度変調放射線治療またはＩＭＲＴとして知られている。ＩＭＲＴは３Ｄ−ＣＲＴの特殊な形であり、放射線を変調し、それゆえ腫瘍に適合するようにより正確に成形することができる。具体的には、ＩＭＲＴでは、治療用放射線ビームを多くの「ビームレット（beamlet）」に分割することを伴う。次に、各ビームレットの強度が個々に調整される。このような強度の調整により、腫瘍の近くの健康な組織が受ける放射線は、３Ｄ−ＣＲＴと比較してさらに低減させることができる。ＩＭＲＴの一例が、Ｂｒａｈｍｅ，Ａ．らの公表論文「Ｓｏｌｕｔｉｏｎ ｏｆ ａｎ ｉｎｔｅｇｒａｌ ｅｑｕａｔｉｏｎ ｅｎｃｏｕｎｔｅｒｅｄ ｉｎ ｒｏｔａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ」、Ｐｈｙｓ Ｍｅｄ Ｂｉｏｌ Ｖｏｌ．２７、Ｎｏ．１０、１９８２年、１２２１〜１２２９頁に記載されている。
【０００５】
[0005]治療用放射線の処置および送達のための第３のシステムは、強度変調回転放射線治療（ＩＭＡＴ）として、またＶＭＡＴとして知られるその後の強度変調回転放射線治療として知られている。ＶＭＡＴは、ＩＭＲＴのいくつかの短所、すなわち多数のビーム方向を必要とすることによる治療時間の増大、および使用するモニタユニット（ＭＵ）の増加に対処する。ＶＭＡＴはこれらの短所に、連続ガントリ／コリメータ回転、リーフ動作、および治療計画最適化のための線量率調整を可能にすることによって対処する。ここで線量は、３６０度までの単一のガントリ円弧の間に送達されるものである。ＶＭＡＴ技法は、最適化のために全３６０度の範囲のビーム方向が利用可能である点でトモセラピーと類似しているが、全線量が単一の線源回転中に送達される点でＩＭＲＴとは根本的に異なる。ＶＭＡＴの一例が、１）Ｙｕ，Ｃ．Ｘ．の「Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ−ｍｏｄｕｌａｔｅｄ ａｒｃ ｔｈｅｒａｐｙ ｗｉｔｈ ｄｙｎａｍｉｃ ｍｕｌｔｉｌｅａｆ ｃｏｌｌｉｍａｔｉｏｎ： ａｎ ａｌｔｅｒｎａｔｉｖｅ ｔｏ ｔｏｍｏｔｈｅｒａｐｙ」、Ｐｈｙｓ Ｍｅｄ Ｂｉｏｌ Ｖｏｌ．４０、１９９５年、１４３５〜１４４９頁、２）Ｙｕ，Ｃ．Ｘ．らの「Ｃｌｉｎｉｃａｌ ｉｍｐｌｅｍｅｎｔａｔｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ−ｍｏｄｕｌａｔｅｄ ａｒｃ ｔｈｅｒａｐｙ」、Ｉｎｔ Ｊ Ｒａｄｉａｔ Ｏｎｃｏｌ Ｂｉｏｌ Ｐｈｙｓ Ｖｏｌ．５３、２００２年、４５３〜４６３頁、および３）Ｏｔｔｏ，Ｋ．の「Ｖｏｌｕｍｅｔｒｉｃ ｍｏｄｕｌａｔｅｄ ａｒｃ ｔｈｅｒａｐｙ： ＩＭＲＴ ｉｎ ａ ｓｉｎｇｌｅ ｇａｎｔｒｙ ａｒｃ」、Ｍｅｄ Ｐｈｙｓ Ｖｏｌ．３５、２００８年、３１０〜３１７頁に記載されている。
【０００６】
[0006]ＶＭＡＴは一部、マルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）リーフ動作および線量率調整を用いてビーム出力強度を変調することを伴う。加えて、ＶＭＡＴは、治療時間が低減されるように治療用放射線を継続してオンにした状態で、ガントリおよび線形加速器のコリメータを１つまたは複数の完全な円弧または部分円弧を回転させることによって、変調された出力強度のビームを送達する。ガントリの回転中に、ｉ）ＭＬＣ開口形状，ｉｉ）フルエンス出力率（「線量率」）、ｉｉｉ）ガントリ回転速度、およびｉｖ）ＭＬＣの向きなど、いくつかのパラメータを動的に変えることができる。パラメータｉ）〜ｉｖ）を変えることが可能なことにより、ＶＭＡＴは、多くの円弧を用いる必要性を低減し、それによって、ＩＭＲＴに匹敵する線量測定を与えながら、より少ないモニタユニット（ＭＵ）に短時間で送達することができる。ＶＭＡＴは、上述の４つの使用可能な可変パラメータを利用できるが、最大ガントリ速度、最大リーフ速度、ＭＬＣの向きの制約、およびフルエンス出力率の使用可能な再分割など、線形加速器およびＭＬＣの物理的制約を考慮しながら利用しなければならない。
【０００７】
[0007]すべての機械パラメータ、特に機械と患者の向きを治療施行中に動的に制御しなければ、現在のＶＭＡＴ技術は特定の治療部位に関し制約される。乳ガン治療の場合では、体内乳房結節照射により左側乳ガンを治療するのに適用されるＶＭＡＴにより、低線量（５Ｇｙ）照射を受ける肺、心臓および反対側の乳房の体積が、変形ワイド接線と比較して増大することが示された。本来、その構成により、乳房照射に使用されるＶＭＡＴは、心臓、肺および反対側の乳房に向けられたビームを含む。
【０００８】
[0008]ＶＭＡＴシステムの別の短所は、同時ｋＶ撮像と一体化されていないことである。したがって、このようなＶＭＡＴシステムはリアルタイムの治療検証をすることができない。
【発明の概要】
【０００９】
[0009]本発明の一態様は放射線治療システムに関し、このシステムは、対象物のまわりを移動し治療用放射線のビームを対象物に向けて送る放射線源と、対象物のまわりを移動し撮像放射線のビームを対象物に向けて送る撮像源とを含む。システムはさらに、対象物が上に配置され、平行移動可動および回転可動である台を含む。システムはまた、１）治療用放射線源で発生された、対象物を透過する放射線を受け取り第１の画像情報を形成する第１の撮像装置と、２）撮像源で発生された、対象物を透過する放射線を受け取り第２の画像情報を形成する第２の撮像装置とを含み、第１の画像情報と第２の画像情報は同時に形成される。システムはさらに、放射線源、台、第１の撮像装置および第２の撮像装置と通信するコンピュータを備え、このコンピュータは、台の動きと、放射線源の以下のパラメータ、すなわち放射線源の動きおよびフルエンス出力率のうちの１つ以上とをリアルタイムで、第１の画像情報および第２の画像情報に基づいて同時に制御する。
【００１０】
[0010]本発明の第２の態様は、放射線を供給する方法に関し、この方法は、治療用放射線のビームを対象物に向けて送るステップと、撮像放射線のビームを対象物に向けて送るステップとを含む。この方法は、平行移動可動および回転可動である台の上に対象物を配置するステップを含む。この方法はまた、対象物を透過する治療用放射線のビームに基づいて対象物の第１の画像情報を形成するステップと、対象物を透過する撮像放射線のビームに基づいて対象物の第２の画像情報を形成するステップとを含み、第１の画像情報と第２の画像情報は同時に形成される。この方法はさらに、台の動きと、治療用放射線のビームの以下のパラメータ、すなわち治療用放射線のビームの動きおよびフルエンス出力率のうちの１つ以上とをリアルタイムで、第１の画像情報および第２の画像情報に基づいて同時に制御するステップを含む。
【００１１】
[0011]本発明の１つまたは複数の態様は、規定するモニタユニットが少なく、使用する制御点が少ないという利点をもたらす。
[0012]本発明の１つまたは複数の態様は、毒性および二次性悪性腫瘍の危険性を低減する。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】[0013]本発明によるＣ−ＡＲＣ治療を実施できる放射線治療システムの一実施形態を示す図である。
【図２】[0014]本発明による図１の放射線治療システムを動作させる実行可能な一方法の流れ図である。
【図３】[0015]本発明による同時ｋＶ／ＭＶ撮像のシステムを概略的に示す図である。
【図４Ａ】[0016]定位放射線照射（ＳＲＳ）治療での９０°のガントリ位置におけるビーム方向像（ＢＥＶ）による参照デジタル再構成放射線透過（ＤＲＲ）画像である。
【図４Ｂ】定位放射線照射（ＳＲＳ）治療での１３５°のガントリ位置におけるビーム方向像（ＢＥＶ）による参照デジタル再構成放射線透過（ＤＲＲ）画像である。
【図４Ｃ】定位放射線照射（ＳＲＳ）治療での１８０°のガントリ位置におけるビーム方向像（ＢＥＶ）による参照デジタル再構成放射線透過（ＤＲＲ）画像である。
【図４Ｄ】定位放射線照射（ＳＲＳ）治療での２７０°のガントリ位置におけるビーム方向像（ＢＥＶ）による参照デジタル再構成放射線透過（ＤＲＲ）画像である。
【図５Ａ】[0017]定位放射線照射治療での９０°のガントリ位置におけるｋＶおよびＭＶポータル画像である。
【図５Ｂ】定位放射線照射治療での１３５°のガントリ位置におけるｋＶおよびＭＶポータル画像である。
【図５Ｃ】定位放射線照射治療での１８０°のガントリ位置におけるｋＶおよびＭＶポータル画像である。
【図５Ｄ】定位放射線照射治療での２７０°のガントリ位置におけるｋＶおよびＭＶポータル画像である。
【図６】[0018]図６Ａは、本発明による乳腺腫瘍治療での実現可能なビーム構成の体外図である。[0019]図６Ｂは、既知の乳腺腫瘍治療計画でのビーム構成の体外図である。図６Ｃは、既知の乳腺腫瘍治療計画でのビーム構成の体外図である。
【図７】[0020]図７Ａは、図６Ａの乳腺腫瘍治療でのビーム構成の体内図である。[0021]図７Ｂは、図６Ｂの乳腺腫瘍治療でのビーム構成の体内図である。図７Ｃは、図６Ｃの乳腺腫瘍治療でのビーム構成の体内図である。
【図８】[0022]図８Ａは、本発明による治療計画と比較した様々な既知の治療計画の、線量に対する同側乳房％体積のグラフである。 [0023]図８Ｂは、本発明による治療計画と比較した様々な既知の治療計画の、線量に対する同側肺％体積のグラフである。
【図９】[0024]図９Ａは、本発明による乳腺腫瘍の治療計画での代表的な軸方向線量分布を示す画像である。[0025]図９Ｂは、ＶＭＡＴ治療計画での代表的な軸方向線量分布を示す画像である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
[0026]図１を見ると、放射線治療システム１００が示されており、これは、コーンビームコンピュータ断層撮影システム１０２などの撮像システムと、医療用線源または加速器１０４などの治療用放射線源とを含むことができる。コンピュータ断層撮影システム１０２は、Ｘ線源１０６と、ガントリ１１０に装着されたフラットパネル撮像装置１０８とを含む。コンピュータ断層撮影システム１０２の詳細は、参照によりそれぞれの開示全体が本明細書に組み込まれる米国特許第６，８４２，５０２号、および第７，４７１，７６５号に記載されている。もちろん、Ｃ形アーム支持コーンビームシステムおよびプロトン撮像システムなど、他のタイプの撮像システムも本発明の趣旨から逸脱することなく使用可能である。
【００１４】
[0027]システム１０２は、既存または新規の放射線治療システム１１２に後付けされ、システム１１２は医療用線源１０４など、ヒト患者などの目標体積の治療が可能なレベルで動作する別個の治療用放射線源を含む。医療用線源１０４は、光子、陽子または電子などの、４ＭｅＶから２５ＭｅＶの範囲のエネルギーを有するＸ線または粒子のビームを発生する。実際には、医療用線源１０４は、本発明の趣旨から逸脱することなく、患者の放射線治療に使用される他の放射線源と置き換えることもできる。放射線治療システム１１２はさらに、ユニットとして可動でリーフを含むマルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）１１３を含み、このリーフは、治療ビームが患者を透過するように開口を画定するために可動である。放射線治療システム１１２はまた、医療用線源１０４と一直線に合わされている撮像装置（図示せず）を含み、これらの間に患者が入る。
【００１５】
[0028]患者を支持し、治療用放射線ビームを当てることを支援するために、コンピュータ制御治療台１１４が設けられる。台１１４は、図１に概略的に示されたコンピュータ１１６などのコンピュータによって制御される。台１１４は、患者をｘ、ｙおよびｚ方向に平行移動させること、ならびにｘ、ｙおよびｚ軸を中心に回転させることを可能にする。さらに、治療台１１４は、コンピュータ断層撮影画像に著しく障害を与えないように高周波半透過性材料で構成されることが好ましい。台１１４には、参照によりそれぞれの内容全体が本明細書に組み込まれる米国特許第６，８４２，５０２号および第７，４７１，７６５号、ならびに米国特許出願公開第ＵＳ２０１０−０１１９０３２Ａ１号に開示されているものなど、多くの形状がありうる。
【００１６】
[0029]図１のシステム１００は、本発明によるＣ−ＡＲＣ治療用放射線の治療計画を実行するようにコンピュータ１１６によって制御される。特にＣ−ＡＲＣは、ＶＭＡＴのように、変調ビーム開口および線量率を回転送達と組み合わせることを伴う。ＶＭＡＴと対照的に、Ｃ−ＡＲＣでは、送達回転の代替モダリティを導入する。特に、台または治療台１１４は、対象の領域への治療用放射線施行を制御するために、平行移動および／または回転によって移動する。台１１４の平行移動は、図１に示されたｘ、ｙおよびｚ方向のうちの１つ以上で可能であることに注意されたい。加えて、台１１４の回転は、ｘ、ｙおよびｚ方向のうちの１つ以上を中心にして可能である。台１１４の回転中、ガントリ１１０の輪１１８もまた、脳などの特定の治療部位については同時に回転することができる。
【００１７】
[0030]台１１４が動いている間、開口形状およびＭＬＣ１１３の向きは動的に変えることができる。加えて、フルエンス出力率（「線量率」）およびガントリ回転速度を変えることができ、したがって放射線源１０４の回転速度を変えることができる。台の動き、ガントリの動き、フルエンス出力率、ＭＬＣの向き、およびＭＬＣの形状の制御は、コンピュータ１１６によって行われる。コンピュータ１１６を制御するために使用されるソフトウェアは、ＶＭＡＴで使用されるソフトウェアと類似でよく、Ｃ−ＡＲＣ用のソフトウェアは、台１１４、ガントリ１１０とその付属品、および患者の間でのいかなる衝突も回避しながら、臨床的に許容可能な線量測定が生じるようなものである。システム１００についての上記の説明を念頭において、システム１００を動作させる実行可能な方法を図２の流れ図に関して本明細書で説明する。具体的には、方法２００が概略的に示されており、この方法は、手順２１０でまず、腫瘍などの治療の対象物を含むことが分かっている患者の部位のコンピュータ断層撮影または他の３次元計画画像を形成することを伴う。画像の計画は離れたところで、またはその場でコンピュータ断層撮影システム１０２を使用して行うことができる。次に、健康な組織への放射線量を低減しながら所望の治療線量を腫瘍に当てるために台の動き、ガントリの動き、フルエンス出力率、ＭＬＣの向き、ＭＬＣの形状を変える手順２２０で、腫瘍の全体的領域の画像の３次元情報がコンピュータ１１６または他のコンピュータに供給されて、仮想３次元放射線治療計画が計算される。
【００１８】
[0031]仮想計画が計算された後、この計画に従って次には患者を放射線で治療することができる。これに関して、仮想計画では、腫瘍が手順２１０で撮像されたときと同じ空間位置にあるものと想定することに留意されたい。手順２３０で患者が台１１４に配置されると、手順２４０で腫瘍の空間位置を、その腫瘍が手順２１０で２つのやり方のうちの１つで撮像されたときと同じになるように微調整することができる。空間位置を微調整する１つのやり方は、患者の皮膚マーカが手順２１０で撮像されたときにあった位置と同じ位置に見えるようになるまで技術者に患者の位置を変えさせることである。微調整の第２のやり方は、コンピュータ断層撮影システム１０２を使用して腫瘍の３次元像を撮影し、この微調整画像中に表示される腫瘍の位置が変わって手順２１０で決定された腫瘍の位置と一致するように患者の位置を調整することである。手順２４０で患者の位置が変わると、次に手順２５０で、手順２２０の仮想計画が腫瘍に適用される。
【００１９】
[0032]上述の微調整手順の他に、米国特許第６，８４２，５０２号および７，４７１，７６５号に記載されているリアルタイムのやり方で、Ｃ−ＡＲＣ計画を使用する治療を実施できることに注意されたい。このリアルタイムのやり方では、腫瘍のリアルタイム撮像が放射線治療中に行われ、この腫瘍のリアルタイム画像は、台の動き、ガントリの動き、フルエンス出力率、ＭＬＣの向き、およびＭＬＣの形状を制御するためにコンピュータで使用される。
【００２０】
[0033]上述のリアルタイムＣ−ＡＲＣ治療の一例が図３に概略的に示されている。具体的には、ｋＶコーンビームが台１１４上の患者に向けられて通り抜け、３次元リアルタイム画像がフラットパネル画像装置１０８で生成される。加えて、ＭＶポータル画像もまた同時に使用されて、画像装置１２０に対向して配置されている線源１０４（図示せず）から放出された治療放射線に基づいて、患者のリアルタイム２次元画像が生成される。治療用放射線施行中の、ｋＶコーンビーム投影撮像およびＭＶポータル撮像の両方によるこのような同時リアルタイム撮像は、ビーム患者方向においてＶＭＡＴおよびＣ−ＡＲＣの回転機能を利用することによって可能になる。ＭＶポータル撮像の投影画像およびｋＶコーンビーム投影撮像の投影画像をそれぞれ処理して、放射線治療中に患者／生体構造位置の動き／変化をリアルタイムで監視するための２次元検証画像および３次元検証画像を得ることができる。
【００２１】
[0034]上述のｋＶコーンビームおよびＭＶ画像装置によって様々なガントリ回転位置で形成されたｋＶポータル画像およびＭＶポータル画像の、脊柱の部位が治療されている例が図５Ａ〜Ｄに示されている。対応するビーム方向像による参照デジタル再構成放射線透過画像が図４Ａ〜Ｄに示されている（ビーム方向内および開口内の対象物を表す）。
【００２２】
[0035]Ｃ−ＡＲＣ治療計画についての上述の説明と共に、他の既知の治療計画との比較で本発明の利点を示す。加速部分乳房照射（ＡＰＢＩ）による乳房内腫瘍の治療の場合では、台１１４が１つの中間円弧および１つの横方向円弧を回転している間、ガントリ１１０は接線角で制止したままであり、これらの中間および横方向円弧は、患者の乳房の向きに対して規定される。
【００２３】
[0036]問題の乳房が３Ｄ−ＣＲＴ計画によって以前に治療されている場合には、３Ｄ−ＣＲＴのビーム構成はＣ−ＡＲＣ計画を案内するのに使用することができる。というのは、それが台、ガントリおよび患者の間でのいかなる衝突も回避しながら臨床的に許容可能な線量測定を与えていると考えられるからである。３Ｄ−ＣＲＴ計画による台の位置は、台円弧の限界と解釈される。同様に、各円弧に対するガントリ位置は、３Ｄ−ＣＲＴ計画の位置と同じになるように選択される。最適化および線量計算は、円弧に沿って１０°間隔で配置された制御点について行われる。このような乳房治療は、３Ｄ−ＣＲＴで扱われるＡＰＢＩの標準接線ビーム構成の利益を維持する。Ｃ−ＡＲＣは、乳房放射線治療の領域に対するＶＭＡＴの無理のない拡張であり、標準接線ビーム形状により目標の外側の線量が最少になる。これは図６Ａおよび図７Ａに示されており、Ｃ−ＡＲＣを使用する放射ビームはほとんどが乳房に向けられ、心臓および肺などの健康な臓器には放射がほとんど影響を及ぼさない。対照的に、ＩＭＲＴおよびＶＭＡＴを用いて適用されるＡＰＢＩでは、図６Ｂ〜Ｃおよび図７Ｂ〜Ｃに示されるように、健康な組織にビームが向けられることになりうる。
【００２４】
[0037]以下の比較では、以前に３Ｄ−ＣＲＴによってＡＰＢＩで治療された患者に関し、それに続く追加の３つの計画、すなわち１）Ｃ−ＡＲＣ計画、２）ＩＭＲＴ計画、および３）ＶＭＡＴ計画が、患者ごとに生成された。評価に使用されたＤＶＨパラメータは、乳房治療のＮＳＡＢＰ−Ｂ３９／ＲＴＯＧ ０４１３プロトコルの正常組織制約条件からほとんど選ばれ、次の表１に一覧表示されている。
【００２５】
【表１】
【００２６】
[0038]上の表１は、Ｃ−ＡＲＣ、ＩＭＲＴおよびＶＭＡＴ計画の正常組織線量の平均値を一覧表示しており、そのすべてが当初の３Ｄ−ＣＲＴ計画と比較されている。３つすべての治療計画モダリティで正常同側乳房組織Ｖ５０％の体積が著しく低下し、この値は平均で７．８％低下している（図８Ａ参照）。図示のように、３つすべての計画で同側肺Ｖ３０％が著しく低下するが、Ｖ５ＧｙについてはＣ−ＡＲＣおよびＩＭＲＴ計画だけがそのように低下する（図８Ｂ参照）。反対側肺Ｖ５％では著しい低下がない。４つのＶＭＡＴ計画は、反対側乳房に不可避の高いＤｍａｘを発生し、このＤｍａｘは３Ｄ−ＣＲＴ計画も、ＮＳＡＢＰ Ｂ−３９／ＲＴＯＧ ０４１３プロトコルに略述されている正常組織線量制約条件（表１）も超える。ＩＭＲＴおよびＣ−ＡＲＣ計画のどれもこのような違反を引き起こさない。Ｃ−ＡＲＣ、ＩＭＲＴおよびＶＭＡＴ計画はすべて、３Ｄ−ＣＲＴと比較してモニタユニットの数を低減し、Ｃ−ＡＲＣ計画がＭＵの最少平均数を規定する（平均減少 ＩＭＲＴ １３６ＭＵ、ｐ＝０．０１３、ＶＭＡＴ ２８１ＭＵ、ｐ＜０．００１、Ｃ−ＡＲＣ ３３９ＭＵ、ｐ＜０．００１）。
【００２７】
[0039]Ｃ−ＡＲＣとＶＭＡＴもまた比較されている。これら２つの計画モダリティは、規定線量の５０％および１００％を受ける同側乳房ならびに規定線量の３０％を受ける同側肺の体積の比較に値する低減をもたらす。しかし、ＶＭＡＴ計画では、かなり大きい同側肺体積が５Ｇｙを受けることになり（１０．４％対７．８％、ｐ＝０．００８）、かなり大きい心臓体積が１９２．５ｃＧｙを受けることになる（７．７％対５．５％、ｐ＝０．０２１）。図９Ａ〜Ｂは、Ｃ−ＡＲＣおよびＶＭＡＴそれぞれの代表的な軸方向線量分布を示す。同様に、かなり少ない数のモニタユニットが規定されたＣ−ＡＲＣはＶＭＡＴ計画（ｐ＝０．０１１）と似ていた。重要でない傾向（ｐ＝０．０５）が、反対側乳房に低いＤｍａｘを送達するＣ−ＡＲＣ計画から現れた。
【００２８】
[0040]同側乳房への線量を低減することに加えて、Ｃ−ＡＲＣ計画は、肺および心臓への線量を低減する。Ｃ−ＡＲＣおよびＩＭＲＴは、正面を向いた幾何学的配置がないので、Ｖ５Ｇｙで測定された同側肺照射の最大の低減をもたらした。Ｃ−ＡＲＣおよびＩＭＲＴ計画はまた、心臓の低線量照射の顕著な低減をもたらした。
【００２９】
[0041]ウェッジがないことにより、Ｃ−ＡＲＣ、ＩＭＲＴおよびＶＭＡＴ計画ではすべて、規定されたモニタユニットの数が３Ｄ−ＣＲＴ計画と比較して低減し、Ｃ−ＡＲＣ計画が最大の低減をもたらした。Ｃ−ＡＲＣ計画はまた、最小数の制御点を使用し、それによって漏洩放射線が最小限になる。
【００３０】
[0042]表１に示されるように、Ｃ−ＡＲＣ計画は、肺、心臓、および反対側乳房への線量を増大させることなく、同側乳房照射の顕著な低減をもたらす。ＶＭＡＴ計画もまた、同側乳房への照射線量を低減することができるが、これは、他のところで線量増大を代償にすることがより多くありうる。
【００３１】
[0043]ＶＭＡＴ、Ｃ−ＡＲＣの無理のない拡張は、快適さの改善、モニタユニットの送達低減、治療時間の短縮が期待される治療を可能にする。Ｃ−ＡＲＣは、治療計画者および操作員の視点からは、既存の回転放射線治療より著しく複雑なものではない。この革新が行われるためには、治療台回転制御を線量率およびマルチリーフコリメータの動作と連結することが必要になる。ＶＭＡＴ計画ソフトウェアの小修正にはまた、治療台円弧を組み込むことが必要とされる。
【００３２】
[0044]ＡＰＢＩ Ｃ−ＡＲＣ治療の場合では、ガントリ１１０は、台１１４が動いている間静止している。Ｃ−ＡＲＣ治療が、台１１４とガントリ１１０が同時に動くことを伴いうる場合がある。この一例は、部分脳放射線治療が用いられる場合である。台１１４およびガントリ１１０の動きにより、視交叉、視神経および脳幹を含む健康な部位に当たる治療用放射線の量を加減する。実際には、ＩＭＲＴと比較してＣ−ＡＲＣ治療では、視交叉、視神経および脳幹に対し用いる平均および最大照射線量が低減される。
【００３３】
[0045]上記の説明から、当業者は、本発明の本質的特徴を容易に確認することができ、また本発明の趣旨および範囲から逸脱することなく、本発明の様々な変更および／または修正を行って様々な使用法および状況に本発明を適合させることができる。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
対象物のまわりを移動し、前記対象物に治療用放射線のビームを向けて送る放射線源と、
前記対象物のまわりを移動し、前記対象物に撮像放射線のビームを向けて送る撮像源と、
前記対象物が上に配置され、平行移動可動および回転可動である台と、
前記治療用放射線源で発生された、前記対象物を透過する放射線を受け取り第１の画像情報を形成する第１の撮像装置と、
前記撮像源で発生された、前記対象物を透過する放射線を受け取り第２の画像情報を形成する第２の撮像装置であって、前記第１の画像情報と前記第２の画像情報が同時に形成される第２の撮像装置と、
前記放射線源、前記台、前記第１の撮像装置および前記第２の撮像装置と通信するコンピュータとを備える放射線治療システムであって、前記コンピュータが前記台の動きと、前記放射線源の以下のパラメータ、すなわち放射線源の動きおよびフルエンス出力率のうちの１つ以上とをリアルタイムで、前記第１の画像情報および前記第２の画像情報に基づいて同時に制御する、放射線治療システム。
【請求項２】
前記放射線源から前記対象物に向けられた前記ビームが通る開口を画定する複数の可動リーフを含むマルチリーフコリメータをさらに備え、前記コンピュータが、マルチリーフコリメータの向きおよび前記開口の形状をリアルタイムで、前記第１の画像情報および前記第２の画像情報に基づいて制御する、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記治療用放射線のビームが光子を含み、前記撮像放射線のビームがｋＶ Ｘ線を含む、請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記治療用放射線のビームが粒子を含み、前記撮像放射線のビームがｋＶ Ｘ線を含む、請求項２に記載のシステム。
【請求項５】
前記粒子が電子および陽子からなる群から選択される、請求項４に記載のシステム。
【請求項６】
前記対象物が腫瘍である、請求項１に記載のシステム。
【請求項７】
治療用放射線のビームを対象物に向けて送るステップと、
撮像放射線のビームを前記対象物に向けて送るステップと、
平行移動可動および回転可動である台の上に対象物を配置するステップと、
前記対象物を透過する前記治療用放射線のビームに基づいて前記対象物の第１の画像情報を形成するステップと、
前記対象物を透過する前記撮像放射線のビームに基づいて前記対象物の第２の画像情報を形成するステップであって、前記第１の画像情報と前記第２の画像情報が同時に形成されるステップと、
前記台の動きと、前記治療用放射線のビームの以下のパラメータ、すなわち治療用放射線のビームの動きおよびフルエンス出力率のうちの１つ以上とをリアルタイムで、前記第１の画像情報および前記第２の画像情報に基づいて同時に制御するステップとを含む、放射線を供給する方法。
【請求項８】
前記同時に制御するステップがさらに、前記治療用放射線のビームのパラメータ形状を制御するステップを含む、請求項７に記載の方法。
【請求項９】
前記治療用放射線のビームが光子を含み、前記撮像放射線のビームがｋＶ Ｘ線を含む、請求項７に記載の方法。
【請求項１０】
前記治療用放射線のビームが粒子を含み、前記撮像放射線のビームがｋＶ Ｘ線を含む、請求項７に記載の方法。
【請求項１１】
前記粒子が電子および陽子からなる群から選択される、請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
前記対象物が腫瘍である、請求項７に記載の方法。
【請求項１】
対象物のまわりを移動し、前記対象物に治療用放射線のビームを向けて送る放射線源と、
前記対象物のまわりを移動し、前記対象物に撮像放射線のビームを向けて送る撮像源と、
前記対象物が上に配置され、平行移動可動および回転可動である台と、
前記治療用放射線源で発生された、前記対象物を透過する放射線を受け取り第１の画像情報を形成する第１の撮像装置と、
前記撮像源で発生された、前記対象物を透過する放射線を受け取り第２の画像情報を形成する第２の撮像装置であって、前記第１の画像情報と前記第２の画像情報が同時に形成される第２の撮像装置と、
前記放射線源、前記台、前記第１の撮像装置および前記第２の撮像装置と通信するコンピュータとを備える放射線治療システムであって、前記コンピュータが前記台の動きと、前記放射線源の以下のパラメータ、すなわち放射線源の動きおよびフルエンス出力率のうちの１つ以上とをリアルタイムで、前記第１の画像情報および前記第２の画像情報に基づいて同時に制御する、放射線治療システム。
【請求項２】
前記放射線源から前記対象物に向けられた前記ビームが通る開口を画定する複数の可動リーフを含むマルチリーフコリメータをさらに備え、前記コンピュータが、マルチリーフコリメータの向きおよび前記開口の形状をリアルタイムで、前記第１の画像情報および前記第２の画像情報に基づいて制御する、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記治療用放射線のビームが光子を含み、前記撮像放射線のビームがｋＶ Ｘ線を含む、請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記治療用放射線のビームが粒子を含み、前記撮像放射線のビームがｋＶ Ｘ線を含む、請求項２に記載のシステム。
【請求項５】
前記粒子が電子および陽子からなる群から選択される、請求項４に記載のシステム。
【請求項６】
前記対象物が腫瘍である、請求項１に記載のシステム。
【請求項７】
治療用放射線のビームを対象物に向けて送るステップと、
撮像放射線のビームを前記対象物に向けて送るステップと、
平行移動可動および回転可動である台の上に対象物を配置するステップと、
前記対象物を透過する前記治療用放射線のビームに基づいて前記対象物の第１の画像情報を形成するステップと、
前記対象物を透過する前記撮像放射線のビームに基づいて前記対象物の第２の画像情報を形成するステップであって、前記第１の画像情報と前記第２の画像情報が同時に形成されるステップと、
前記台の動きと、前記治療用放射線のビームの以下のパラメータ、すなわち治療用放射線のビームの動きおよびフルエンス出力率のうちの１つ以上とをリアルタイムで、前記第１の画像情報および前記第２の画像情報に基づいて同時に制御するステップとを含む、放射線を供給する方法。
【請求項８】
前記同時に制御するステップがさらに、前記治療用放射線のビームのパラメータ形状を制御するステップを含む、請求項７に記載の方法。
【請求項９】
前記治療用放射線のビームが光子を含み、前記撮像放射線のビームがｋＶ Ｘ線を含む、請求項７に記載の方法。
【請求項１０】
前記治療用放射線のビームが粒子を含み、前記撮像放射線のビームがｋＶ Ｘ線を含む、請求項７に記載の方法。
【請求項１１】
前記粒子が電子および陽子からなる群から選択される、請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
前記対象物が腫瘍である、請求項７に記載の方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４Ａ】
【図４Ｂ】
【図４Ｃ】
【図４Ｄ】
【図５Ａ】
【図５Ｂ】
【図５Ｃ】
【図５Ｄ】
【図６Ａ−７Ｃ】
【図８】
【図９】
【図２】
【図３】
【図４Ａ】
【図４Ｂ】
【図４Ｃ】
【図４Ｄ】
【図５Ａ】
【図５Ｂ】
【図５Ｃ】
【図５Ｄ】
【図６Ａ−７Ｃ】
【図８】
【図９】
【公表番号】特表２０１３−５１６２７８（Ｐ２０１３−５１６２７８Ａ）
【公表日】平成２５年５月１３日（２０１３．５．１３）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１２−５４８０５０（Ｐ２０１２−５４８０５０）
【出願日】平成２３年１月４日（２０１１．１．４）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２０１１／０００００６
【国際公開番号】ＷＯ２０１１／０８４８７８
【国際公開日】平成２３年７月１４日（２０１１．７．１４）
【出願人】（５９６０４７６０９）
【氏名又は名称原語表記】ＷＩＬＬＩＡＭ ＢＥＡＵＭＯＮＴ ＨＯＳＰＩＴＡＬ
【住所又は居所原語表記】３６０１ ＷＥＳＴ ＴＨＩＲＴＥＥＮ ＭＩＬＥ ＲＯＡＤ， ＲＯＹＡＬ ＯＡＫ， ＭＩＣＨＩＧＡＮ ４８０７２，ＵＮＩＴＥＤ ＳＴＡＴＥＳ ＯＦ ＡＭＥＲＩＣＡ
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２５年５月１３日（２０１３．５．１３）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年１月４日（２０１１．１．４）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２０１１／０００００６
【国際公開番号】ＷＯ２０１１／０８４８７８
【国際公開日】平成２３年７月１４日（２０１１．７．１４）
【出願人】（５９６０４７６０９）
【氏名又は名称原語表記】ＷＩＬＬＩＡＭ ＢＥＡＵＭＯＮＴ ＨＯＳＰＩＴＡＬ
【住所又は居所原語表記】３６０１ ＷＥＳＴ ＴＨＩＲＴＥＥＮ ＭＩＬＥ ＲＯＡＤ， ＲＯＹＡＬ ＯＡＫ， ＭＩＣＨＩＧＡＮ ４８０７２，ＵＮＩＴＥＤ ＳＴＡＴＥＳ ＯＦ ＡＭＥＲＩＣＡ
【Ｆターム（参考）】
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